JP2011189128A - 外科手術器具における直線運動のパラメータを決定する方法および装置 - Google Patents

Abstract

【課題】外科手術器具を提供すること。
【解決手段】ハウジングと、該ハウジングから遠位に延び、第１の長手方向軸を規定する細長いシャフトと、該細長いシャフト内に配置される発射ロッドと、該細長いシャフト内に少なくとも部分的に配置される駆動機構であって、該駆動機構は該発射ロッドと機械的に協働する、駆動機構と、運動センサであって、該発射ロッドと該細長いシャフトとの間の電界における変化を感知する、運動センサと、測定ユニットであって、感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの運動のパラメータを決定する、測定ユニットとを備えている、外科手術器具。
【選択図】図１

Description

（関連出願の参照）
本出願は、２０１０年３月１２日に出願された米国仮特許出願第６１／３１３，２３１号の利益およびその仮特許出願に対する優先権を主張し、その内容全体が本明細書に参照によって援用される。本出願はまた、２００８年８月１２日に出願された米国特許出願第１２／１８９，８３４号の一部継続出願であり、この特許出願は、２００７年１０月５日に出願された米国仮特許出願第６０／９９７，８５４号の利益およびその仮出願に対する優先権を主張し、その内容全体が本明細書に参照によって援用される。

（背景）
（１．技術分野）
本開示は、体組織を操作するかまたは体組織の中に外科手術ファスナを配置する方法および装置に関し、特に、発射ロッドに関係する電界に基づいて、外科手術器具における発射ロッドの運動のパラメータを決定する方法および装置に関する。

（２．関連技術の背景）
現在の外科手術器具は、体組織を締め付け、体組織に外科手術ファスナを配置するために、典型的には１０〜６０ポンドの手動力（ｍａｎｕａｌ ｈａｎｄ ｆｏｒｃｅ）を必要とする。これらの外科手術を繰り返し用いることは、外科医の手の疲労を引き起こし得る。理由のうちとりわけこの疲労を軽減するかまたは除去するために、動力外科手術器具が開発された。これらの動力外科手術器具は、気体動力空気ステープラを含み、この気体動力空気ステープラは、外科手術ファスナを体組織の中に埋め込む。これらの器具のある種のものは、発射機構およびトリガ機構に連結された加圧気体供給源を含む。トリガ機構は、押されたとき加圧気体を放出し、加圧気体は次に発射機構に力を加え、外科手術ファスナを体組織に配置する。

動力外科手術器具はまた、モータ動力外科手術器具を含む。これらの外科手術器具は、ステープル発射機構を起動させるモータを有する動力外科手術ステープラを含む。典型的には、モータは、モータが親ねじの回転を引き起こし得るように親ねじに機械的に連結されるロータリモータである。親ねじは、親ねじの外側表面に親ねじの長さに沿って機械加工された（ボルトのねじ切りに類似した）連続したらせん形のねじ切りを有する。親ねじにはめ込まれるのは、対応するらせんのねじ切りを有するナットである。しかしながら、ナットは、親ねじと共に回転しない。この構成において、親ねじがモータによって回転させられる場合、ナットは直線の方向に駆動される。ナットは、次いで体組織を操作するかまたは外科手術ファスナを体組織の中に配置する機構を駆動する。代わりに、親ねじは、発射ロッドであって、その外側表面にらせんのねじ切りを有する、発射ロッドによって置き換えられ、ナットは、駆動管であって、その内側表面に対応するねじ切りを有する、駆動管によって置き換えられる（以下に説明されるように）。この構成において、モータは駆動管を回転させ、駆動管は次に直線の方向に発射ロッドを駆動する。発射ロッドは、次いで体組織を操作するかまたは外科手術ファスナを体組織の中に配置する機構を駆動する。

いくつかの外科手術器具において、コントローラは、発射機構の直線の運動のパラメータ(例えば、速度）を感知するセンサからのフィードバックに基づいて、発射機構（例えば、ナットまたは発射ロッド）の運動を制御する。発射ロッドの運動に関連するパラメータを感知する従来の方法は、ロータリモータまたは発射ロッドを駆動する駆動管に機械的に連結される回転センサを用いることである。

典型的な回転センサは、ロータリモータ（または駆動管）の駆動シャフトに連結されるエンコーダホイールと、光発生器と、光学読取り装置（例えば、フォトインタラプタ）とを含む。エンコーダホイールは、エンコーダホイールの外側エッジの周りに配置される複数のスリットを含み、駆動シャフトと共に回転する。エンコーダホイールの外側エッジは、光発生器がスリットを通って光学読取り装置に光ビームを放射するように、光発生器と光学読取り装置との間に配置される。換言すると、光ビームは、駆動シャフトが回転すると、エンコーダホイールによって中断される。光学読取り装置は、光ビームの中断の数および中断の速度を決定し、これらの測定値をプロセッサに送信し、プロセッサは駆動シャフトの速度を決定する。プロセッサは、次いで駆動シャフトの速度を用い、駆動シャフトに機械的に連結されるアクチュエータ（例えば、発射ロッド）の直線の速度を計算する。

しかしながら、回転センサならびにその他の現在あるタイプのセンサは、実質的な方法で外科手術器具のサイズ、長さ、直径、重量および複雑性の一因となる。さらに、これらのセンサの多くは、外科手術器具内において機械的な摩耗を増加させる。なぜなら、センサは、外科手術器具の構成要素と機械的に相互に作用するかまたは外科手術器具の構成要素と繰り返し物理的に接触するからである。従って（信頼性の増加のために）機械的摩耗を減少させ、（製作コストの低減のために）外科手術器具の設計の複雑性を減少させ、（腹腔鏡処置および内視鏡処置中の操作性の増加のために）外科手術器具のサイズ、長さ、直径および重量を減少させるセンサを有する外科手術器具に対する継続したニーズがある。

（概要）
本開示は、一局面において外科手術器具を特徴とする。外科手術器具は、ハウジングと、細長いシャフトと、発射ロッドと、駆動機構と、運動センサと、測定ユニットとを含む。細長いシャフトは、ハウジングから遠位に延び、第１の長手方向軸を規定する。発射ロッドは細長いシャフト内に配置され、駆動機構はハウジング内に少なくとも部分的に配置される。駆動機構は発射ロッドと機械的に協働する。運動センサは、発射ロッドと細長いシャフトとの間の電界における変化を感知する。測定ユニットは、感知された電界における変化に基づいて、発射ロッドの運動のパラメータを決定する。従って、いくつかの実施形態において、外科手術器具は、電界を感知する、発射ロッドに電気的に連結される運動センサを単に含む。このセンサ設計は、発射ロッドと機械的に相互に作用をしないで、従って外科手術器具の構成要素の機械的な摩耗を減少させる。さらに、このセンサ設計は、単純で、外科手術処置中の最適な操作性のために外科手術器具のサイズを最小限にする。

いくつかの実施形態において、運動センサは、信号発生器を備え、信号発生器は、発射ロッドと細長いシャフトとの間の電界における変化と共に変動するパルス信号を発生させる。さらに、測定ユニットは、パルス信号に基づいて、発射ロッドの運動のパラメータを決定する。いくつかの実施形態において、測定ユニットは、パルス信号内のパルスをカウントするカウンタを含む。これらの実施形態において、測定ユニットはまた、パルス信号周波数を計算し、パルス信号周波数に基づいて、発射ロッドの運動のパラメータを決定するデータプロセッサを含む。

いくつかの実施形態において、発射ロッドの運動のパラメータは、発射ロッドの位置、速度、および／または方向である。いくつかの実施形態において、駆動機構は、駆動モータであり、外科手術器具はコントローラをさらに含み、コントローラは発射ロッドの運動の測定されたパラメータに基づいて、駆動モータを制御する。他の実施形態において、外科手術器具はまた、経時変化の電圧などの電圧を発射ロッドに印加する電圧源を含む。

本開示は、別の局面において、外科手術器具内の発射ロッドの運動のパラメータを決定する方法を特徴とする。方法は、外科手術器具のハウジング部分とハウジング部分に配置される発射ロッドとの間の電界における変化を感知することと、感知された電界における変化に基づいて、発射ロッドの運動のパラメータを決定することとを含む。

本開示は、さらに別の局面において、外科手術器具を操作する方法を特徴とする。この方法は、外科手術器具のハウジング部分とハウジング部分に配置される発射ロッドとの間の電界における変化を感知することと、感知された電界における変化に基づいて、発射ロッドの運動のパラメータを決定することと、発射ロッドの決定された運動のパラメータに基づいて、発射ロッドの運動を制御することとを含む。

いくつかの実施形態において、電界における変化を感知することは、電界における変化と共に変動するパラメータを有する信号を発生させることを含む。これらの実施形態において、発射ロッドの運動のパラメータを決定することは、信号のパラメータに基づいて、発射ロッドの運動のパラメータを決定することを含む。いくつかの実施形態において、信号のパラメータは、信号の周波数であり、電界における変化を感知することは、所定の時間期間にわたり信号のパルスをカウントすることと、カウントされたパルスおよび所定の時間期間に基づいて、信号周波数を計算することとをさらに含む。他の実施形態において、信号のパラメータは、信号のパルスの幅であり、電界における変化を感知することは、信号のパルスの幅を決定することをさらに含む。

いくつかの実施形態において、発射ロッドの運動のパラメータは、発射ロッドの位置、速度、および／または方向を含む。いくつかの実施形態において、発射ロッドの方向を決定することは、電界における変化と共に変動する信号の周波数の増加または減少を決定することを含む。他の実施形態において、方法は、発射ロッドに経時変化の電位などの電位を印加することを含む。

例えば、本発明は以下の項目を提供する。
（項目１）
ハウジングと、
該ハウジングから遠位に延び、第１の長手方向軸を規定する細長いシャフトと、
該細長いシャフト内に配置される発射ロッドと、
該ハウジング内に少なくとも部分的に配置される駆動機構であって、該駆動機構は該発射ロッドと機械的に協働する、駆動機構と、
運動センサであって、該発射ロッドと該細長いシャフトとの間の電界における変化を感知する、運動センサと、
測定ユニットであって、感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの運動のパラメータを決定する、測定ユニットと
を備えている、外科手術器具。
（項目２）
上記運動センサは、信号発生器を備え、該信号発生器は、上記発射ロッドと上記細長いシャフトとの間の上記電界における変化と共に変動するパルス信号を発生させ、上記測定ユニットは、該パルス信号に基づいて、該発射ロッドの上記運動のパラメータを決定する、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目３）
上記測定ユニットは、カウンタとデータプロセッサとを含み、該カウンタは、上記パルス信号内のパルスをカウントし、該データプロセッサは、パルス信号周波数を計算し、該パルス信号周波数に基づいて、上記発射ロッドの上記運動のパラメータを決定する、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目４）
上記発射ロッドの上記運動のパラメータは、該発射ロッドの位置である、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目５）
上記発射ロッドの上記運動のパラメータは、該発射ロッドの速度である、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目６）
上記発射ロッドの上記運動のパラメータは、該発射ロッドの運動の方向である、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目７）
上記駆動機構は、駆動モータであり、上記外科手術器具は、
コントローラをさらに備え、該コントローラは上記発射ロッドの上記運動の測定されたパラメータに基づいて、該駆動モータを制御する、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目８）
電圧を上記発射ロッドに印加する電圧源をさらに備えている、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目９）
経時変化の電圧を上記発射ロッドに印加する電圧源をさらに備えている、上記項目のいずれかに記載の外科手術器具。
（項目１０）
外科手術器具内の発射ロッドの運動のパラメータを決定する方法であって、
外科手術器具のハウジング部分と該ハウジング部分に配置される発射ロッドとの間の電界における変化を感知することと、
該感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの該運動のパラメータを決定することと
を包含する、方法。
（項目１１）
外科手術器具を操作する方法であって、
外科手術器具のハウジング部分と該ハウジング部分に配置される発射ロッドとの間の電界における変化を感知することと、
該感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの運動のパラメータを決定することと、
該発射ロッドの該決定された該運動のパラメータに基づいて、該発射ロッドの運動を制御することと
を包含する、方法。
（項目１２）
上記電界における変化を感知することは、該電界における変化と共に変動するパラメータを有する信号を発生させることを包含し、上記発射ロッドの上記運動のパラメータを決定することは、該信号のパラメータに基づいて、該発射ロッドの該運動のパラメータを決定することを包含する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１３）
上記信号の上記パラメータは、該信号の周波数であり、上記電界における変化を感知することは、所定の時間期間にわたり該信号のパルスをカウントすることと、該カウントされたパルスおよび該所定の時間期間に基づいて、信号周波数を計算することとをさらに包含する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１４）
上記信号のパラメータは、該信号におけるパルスの幅であり、上記電界における変化を感知することは、該信号の該パルスの幅を決定することをさらに含む、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１５）
上記発射ロッドの上記運動のパラメータは、該発射ロッドの位置である、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１６）
上記発射ロッドの上記運動のパラメータは、該発射ロッドの速度である、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１７）
上記発射ロッドの上記運動のパラメータは、該発射ロッドの方向である、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１８）
上記発射ロッドの方向を決定することは、上記電界における変化と共に変動する信号の周波数の増加または減少を決定することを包含する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１９）
上記発射ロッドに電位を印加することをさらに包含する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目２０）
上記発射ロッドに経時変化の電位を印加することをさらに包含する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目２１）
上記電界における変化を感知するステップは、運動センサによって行われ、
上記発射ロッドの上記運動のパラメータを決定するステップは、測定ユニットによって行われ、
該発射ロッドの該運動を制御するステップは、コントローラによって行われる、上記項目のいずれかに記載の方法。

（摘要）
外科手術器具を制御する外科手術器具および方法が開示される。外科手術器具は、ハウジングと、ハウジングから遠位に延び、第１の長手方向軸を規定する細長いシャフトとを含む。外科手術器具はまた、細長いシャフト内に配置される発射ロッドと、ハウジング内に少なくとも部分的に配置される駆動機構とを含む。駆動機構は、発射ロッドと機械的に協働し、発射ロッドを動かす。運動センサは、発射ロッドと細長いシャフトとの間の電界における変化（例えば、キャパシタンス、インピーダンス、またはアドミタンス）を感知する。測定ユニットは、感知された電界における変化に基づいて、発射ロッドの運動のパラメータ（発射ロッドの位置、速度、および方向など）を決定する。コントローラは、駆動機構を制御するために発射ロッドの運動の測定されたパラメータを用いる。

主題の器具の様々な実施形態は、図面を参照して本明細書において説明される。

図１は、本開示の実施形態に従う、発射ロッドと細長いシャフトとの間の電界の変化を感知する運動センサを含む外科手術器具の斜視図である。 図２は、図１の動力外科手術器具の部分斜視図である。 図３は、図２の動力外科手術器具の平面図である。 図４は、本開示の実施形態に従う、図２の動力外科手術器具の斜視破断図である。 図５は、本開示の実施形態に従う、図１の動力外科手術器具の関節運動機構の斜視図である。 図６は、図１の動力外科手術器具の部分断面図である。 図７は、本開示の別の実施形態に従う、図１の動力外科手術器具のハウジングの部分断面図である。 図８は、図１の動力外科手術器具の部品が分離されている、取り付けアセンブリおよび装填ユニットの近位本体部分の分解組立斜視図である。 図９は、図１の動力外科手術器具のエンドエフェクタの側断面図である。 図１０は、図１の動力外科手術器具のクラッチを示す部分側面図である。 図１１は、図１の動力外科手術器具の単方向性クラッチプレートの斜視図である。 図１２は、本開示の実施形態に従う制御システムの概略図である。 図１３は、本開示の実施形態に従うフィードバック制御システムの概略図である。 図１４は、本開示の実施形態に従うフィードバック制御システムのフィードバックコントローラの正面斜視図である。 図１５は、本開示の実施形態に従うフィードバック制御システムのフィードバックコントローラの背面斜視図である。 図１６は、本開示の実施形態に従うフィードバックコントローラの概略図である。 図１７は、本開示の実施形態に従う、発射ロッド２２０の運動を制御するフィードバック制御システムのブロック図である。 図１８Ａおよび図１８Ｂは、本開示の実施形態に従って細長いシャフトに対する発射ロッドの運動に起因するキャパシタンスの変化に発振器からのパルス信号出力が応答する仕方を例示する図である。 図１８Ａおよび図１８Ｂは、本開示の実施形態に従って細長いシャフトに対する発射ロッドの運動に起因するキャパシタンスの変化に発振器からのパルス信号出力が応答する仕方を例示する図である。 図１９は、本開示の実施形態に従って発射ロッドの動作と共に発振器の周波数が変化する仕方を例示するグラフである。 図２０は、本開示の実施形態に従って外科手術器具における発射ロッドの運動のパラメータを決定するプロセスのフロー図である。 図２１は、本開示の実施形態に従って外科手術器具を操作するプロセスのフロー図である。 図２２および図２３は、本開示の実施形態に従って外科手術器具における発射ロッドの運動のパラメータを決定するプロセスのフロー図である。 図２２および図２３は、本開示の実施形態に従って外科手術器具における発射ロッドの運動のパラメータを決定するプロセスのフロー図である。

（詳細な説明）
ここに開示される外科手術器具の実施形態は、図面を参照してここで詳細に説明され、図面において同様の参照数字は、いくつかの図の各々において同一かまたは対応する要素を示す。本明細書において用いられるように、用語「遠位」はユーザからより遠い、外科手術器具の部分または外科手術器具の構成要素をいい、一方、用語「近位」はユーザにより近い、外科手術器具の部分または外科手術器具の構成要素をいう。

本開示に従う外科手術器具（例えば、動力外科手術ステープラ）は、図において参照数字１０として参照される。最初に図１を参照すると、動力外科手術器具１０は、ハウジング１１０と、第１の長手方向軸Ａ−Ａを規定する細長いシャフト１４０と、第２の長手方向軸Ｂ−Ｂを規定するエンドエフェクタ１６０とを含む。細長いシャフト１４０はハウジング１１０から遠位に延び、エンドエフェクタ１６０は細長いシャフト１４０の遠位部分に隣接して配置される。いくつかの実施形態において、細長いシャフト１４０は、最小侵襲性外科手術処置のために構成される。

ハウジング１１０は、駆動モータ２００と、駆動管２１０と、発射ロッド２２０と、運動センサ２５１（点線によって示される）とを含む。駆動モータ２００は、放射方向に駆動管２１０を駆動するロータリモータであり得る。以下にさらに詳細に説明されるように、駆動管２１０は、駆動管２１０の回転が発射ロッド２２０を直線の方向に動かすように、発射ロッド２２０の外側表面上のねじ切りに一致する、駆動管２１０の内側表面上にねじ切りを含む。発射ロッド２２０は、次いでエンドエフェクタ１６０を作動させる。

特定の外科手術処置において、発射ロッド２２０およびエンドエフェクタ１６０は、正確に制御されなければならない。本開示の実施形態に従って、発射ロッド２２０の運動は、運動センサ２５１によって感知される、発射ロッド２２０の実際の運動に基づいて、正確に制御される。運動センサ２５１は、発射ロッド２２０と細長いシャフト１４０との間の電界における変化を感知することによって発射ロッド２２０の実際の運動を感知する。運動センサ２５１は、発射ロッド２２０を介して発射ロッド２２０とシャフト１４０との間のキャパシタンスを感知することによって電界における変化を感知し得、発射ロッド２２０は運動センサ２５１に電気的に連結される（２５２）。

本開示の実施形態に従って、エンドエフェクタ１６０は、１つ以上の外科手術ファスナを有する第１のジョー部材（例えば、カートリッジアセンブリ１６４）と、外科手術ファスナを配置し、形成するアンビル部分を含む第２の向かい合うジョー部材（例えば、アンビルアセンブリ１６２）とを含む。いくつかの実施形態において、ステープルは、同時または順次のいずれかの態様で、列になったステープルを体組織に適用するために、カートリッジアセンブリ１６４内に収納される。アンビルアセンブリ１６２およびカートリッジアセンブリ１６４のいずれか１つまたは両方は、アンビルアセンブリ１６２がカートリッジアセンブリ１６４から間隔を空けて置かれる開放位置とアンビルアセンブリ１６２がカートリッジアセンブリ１６４と並列して整列している接近位置または締め付け位置との間で互いに対して可動である。他の実施形態において、エンドエフェクタ１６０は、ファスナ、クリップ、ステープル、コイルまたは縫合糸を含む、体組織を結合するために用いられる任意の種類の外科手術構成要素を配置するように構成され得る。さらに他の実施形態において、エンドエフェクタ１６０は、回転するか、関節運動するか、延びるか、引っ込むか、締め付けるかまたは切るように構成され得る。

エンドエフェクタ１６０は、取り付け部分１６６に旋回可能に取り付けられ、取り付け部分１６６は、次いで本体部分１６８に取り付けられる。本体部分１６８は、外科手術器具１０の細長いシャフト１４０に一体化され得るか、または外科手術器具１０に取り外し可能に取り付けられ得、取り替え可能な使い捨ての装填ユニット（ＤＬＵ）または１回使用の装填ユニット（ＳＵＬＵ）（例えば、装填ユニット１６９）を提供し得る。特定の実施形態において、再使用可能部分は、殺菌され、その後の外科手術処置において再使用されるように構成され得る。

装填ユニット１６９は、バヨネット接続を介して細長いシャフト１４０と接続し得る。装填ユニット１６９は、発射ロッド２２０が第１の長手方向軸Ａ−Ａに沿って遠位−近位方向に平行移動させられると、エンドエフェクタ１６０が関節運動されるように、エンドエフェクタ１６０を発射ロッド２２０に接続する関節運動リンクを含み得る。可撓性チューブまたは複数の旋回可能部材を含むチューブなど、エンドエフェクタ１６０を細長いシャフト１４０に接続する他の構成要素が用いられ得る。

装填ユニット１６９は、脈管閉鎖デバイス、直線ステープリングデバイス、円形ステープリングデバイス、カッタなどの様々なエンドエフェクタを組み込み得るかまたは組み込むように構成され得る。これらのエンドエフェクタは、動力外科手術器具１０の細長いシャフト１４０に連結され得る。装填ユニット１６９は、関節運動しない直線のステープリングエンドエフェクタを含み得る。中間の可撓性シャフトは、ハンドル部分１１２と装填ユニット１６９との間に含められ得る。可撓性シャフトは、体の特定の部位にアクセスし、かつ／または体の特定の部位内にアクセスすることを容易にし得る。

図１および図２に示されるように、ハウジング１１０は、主駆動スイッチ１１４が配置されるハンドル部分１１２を含む。スイッチ１１４は、第１のスイッチ１１４ａと、第２のスイッチ１１４ｂとを含み得、第１のスイッチ１１４ａおよび第２のスイッチ１１４ｂは、一緒になってトグルスイッチを形成する。ハンドル軸Ｈ−Ｈを規定するハンドル部分１１２は、ユーザの指によって把持されるように構成される。ハンドル部分１１２は十分な手のひらグリップ力を提供する人間工学的形状を有し、この人間工学的形状は操作中にハンドル部分１１２がユーザの手から捻り出されないように助ける。スイッチ１１４ａ、１１４ｂの各々は、ハンドル部分１１２の適切な位置に配置されるように示され、ユーザの１本または複数本の指による押し下げを容易にする。別の実施形態において、外科手術器具１０は、リブ特徴によって分離される２つのセパレートスイッチ１１４ａ、１１４ｂを含む。

さらにスイッチ１１４ａ、１１４ｂは、駆動モータ２００の開始動作および／または停止動作のために用いられ得る（図１、図４および図６）。一実施形態において、スイッチ１１４ａは、駆動モータ２００を第１の方向に起動し、発射ロッド２２０（図１および図６）を遠位方向に前進させ、それによって、アンビルアセンブリ１６２とカートリッジアセンブリ１６４とを締め付けるように構成される。逆に、スイッチ１１４ｂは、第１の方向とは反対の第２の方向に駆動モータ２００を起動することによって、発射ロッド２２０を引っ込め、アンビルアセンブリ１６２およびカートリッジアセンブリ１６４を開くように構成され得る。引っ込みモードは、機械的なロックアウトを開始し、装填ユニット１６９によるステープリングおよび切断のさらなる進行を阻止する。トグルは、スイッチ１１４ａを起動する第１の位置と、スイッチ１１４ｂを起動する第２の位置と、第１の位置と第２の位置との間の中立位置とを有する。

ハウジング１１０、特にハンドル部分１１２は、スイッチシールド１１７ａ、１１７ｂを含む。スイッチシールド１１７ａ、１１７ｂは、それぞれ、スイッチ１１４ａの下部分およびスイッチ１１４ｂの上部分を囲むリブ様の形状を有し得る。スイッチシールド１１７ａ、１１７ｂは、スイッチ１１４ａ、１１４ｂの予期しない起動を最小限にする。さらに、スイッチ１１４ａ、１１４ｂは、起動するために圧力増加を必要とする高触知可能フィードバックを有する。

一実施形態において、スイッチ１１４ａ、１１４ｂは、非直線の態様で駆動モータ２００および発射ロッド２２０の速度を制御する、多速度（例えば、２つ以上の速度）スイッチ、速度増加スイッチまたは可変速度スイッチとして構成される。例えば、スイッチ１１４ａ、１１４ｂは、感圧性であり得る。この種類の制御インタフェースは、より遅くより正確なモードからより速い動作に駆動構成要素の速度率の徐々の増加を可能にする。引っ込みの予期しない起動を最小限にするために、スイッチ１１４ｂは、フェールセーフスイッチが押されるまで電子的に切断され得る。さらに、第３のスイッチ１１４ｃもまたこの目的のために用いられ得る。さらにまたは代わりに、フェールセーフは、約１００ｍｓ〜約２秒の所定の時間期間にスイッチ１１４ｂを押し、スイッチ１１４ｂを保持することによって、無力にされ得る。発射ロッド２２０は、次いで、引っ込みを停止するために引っ込みモード中にスイッチ１１４ｃが起動され（例えば、押され、解放され）ない限り、発射ロッド２２０の最初の位置に自動的に引っ込む。その後スイッチ１１４ｂを押すことによって、発射ロッド２２０の引っ込みが再開される。

代わりに他の実施形態において、発射ロッド２２０の引っ込みは、スイッチ１１４ｂが解放されたとしても十分に引っ込むまで継続し得る。他の実施形態は、スイッチ１１４ｂが解放されたとしても発射ロッド２２０を十分に引っ込める、発射ロッド２２０の自動引っ込みモードを含む。引っ込みモードは、スイッチ１１４ａ、１１４ｂが作動されるといつでも中断され得る。スイッチ１１４ａ、１１４ｂは、非直線速度制御回路１１５に連結され、非直線速度制御回路１１５は、電圧調節回路、可変抵抗回路、またはマイクロエレクトロニックパルス幅変調回路として実装され得る。スイッチ１１４ａ、１１４ｂは、加減抵抗デバイス、多位置スイッチ回路、直線可変変位トランスデューサおよび／またはロータリ可変変位トランスデューサ、直線ポテンシオメータおよび／またはロータリポテンシオメータ、光学エンコーダ、強磁性センサ、ならびにホール効果センサなどの可変制御デバイスを変位させるかまたは作動させることによって、制御回路１１５（図４）とインタフェースし得る。このことによって、スイッチ１１４ａ、１１４ｂは、スイッチ１１４ａ、１１４ｂの押し下げに基づいて、用いられている制御回路１１５の種類に従って、一定数増加かまたは徐々にかのいずれかで駆動モータ２００の速度を徐々に増加させるなど、多速度モードで駆動モータ２００を動作させることが可能になる。

特定の実施形態において、スイッチ１１４ｃは、クランピングから発射に動作モードを機械的かつ／または電気的に変化させるように作動され得る。スイッチ１１４ｃは、ハウジング１１０内に引っ込められ、誤った作動を阻止するために高触知可能フィードバックを有する。発射モードを開始するために別個の制御スイッチを提供することによって、ステープリングおよび／または切断を起動するためにスイッチ１１４ｃが押されるまで外科手術器具１０がグラスパとして用いられるように、エンドエフェクタのジョーが繰り返し開かれることを可能にする。スイッチ１１４は、１つ以上のマイクロエレクトロニック膜スイッチを含み得る。そのようなマイクロエレクトロニック膜スイッチは、比較的低い作動力と、小さいパッケージサイズと、人間工学的サイズおよび形状と、低い輪郭と、スイッチ上に成形される文字、記号、描写および／または表示を含む能力と、低材料費とを含む。さらに、スイッチ１１４ａ、１１４ｂ（マイクロエレクトロニック膜スイッチなど）は、外科手術器具１０の殺菌を容易にすることを助け、粒子および／または流体の汚染を阻止することを助けるために、密閉され得る。

スイッチ１１４ａ、１１４ｂの代案として、またはスイッチ１１４ａ、１１４ｂに加えて、他の入力デバイスは、制御システム（図示されていない）に組み込まれるハードウェアおよび／またはソフトウェアを含み得る音声入力技術、または別個のデジタルモジュールを含み得る。音声入力技術は、音声認識、音声起動、音声整流および／または埋め込み音声を含み得る。ユーザは、音声コマンドによって全体にまたは部分的に器具の操作を制御し得、従って、他の器具の操作のためにユーザの片手または両手を自由にし得る。音声または他の可聴出力はまた、ユーザにフィードバックを提供するために用いられ得る。

図３を参照すると、ハウジング１１０の近位領域１１８はユーザインタフェース１２０を含む。ユーザインタフェース１２０は、画面１２２と複数のスイッチ１２４とを含む。ユーザインタフェース１２０は、「モード」など、外科手術器具１０の様々な種類の操作パラメータ（例えば、回転、関節運動または作動）を表示し得る。操作パラメータは、センサを経由してユーザインタフェース１２０に通信され得る。操作パラメータは、「状態」（例えば、回転の速度、関節運動の角度または作動の種類）と、外科手術器具１０に配置されたセンサによって報告される情報に基づいて、ステープルが発射されたかどうかなどの「フィードバック」とを含み得る。エラーコードおよびその他のコード（例えば、誤った装填、バッテリの交換、バッテリレベル、および残りの発射の推定数）もまた、ユーザインタフェース１２０に通信され得る。

画面１２２は、ＬＣＤ画面、プラズマ画面、エレクトロルミネセンス画面などであり得る。一実施形態において画面１２２は、タッチ画面であり得、スイッチ１２４を不要にする。タッチ画面は、抵抗タッチ画面技術、表面波タッチ画面技術、容量タッチ画面技術、赤外線タッチ画面技術、ひずみゲージタッチ画面技術、光学タッチ画面技術、分散信号タッチ画面技術または音響パルス認識タッチ画面技術を組み込み得る。タッチ画面は、ユーザが入力を提供し、一方、操作フィードバックを見ることを可能にし得る。このアプローチは、外科手術器具１０の殺菌を助けるために画面構成要素を密閉することを容易にし、粒子汚染および／または流体汚染を阻止することを可能にし得る。特定の実施形態において、画面１２２は、使用中または準備中に画面１２２を見るときに可撓性があるように旋回可能かまたは回転可能に外科手術器具１０に取り付けられる（例えば、ヒンジまたはボールアンドソケットマウントを介して）。スイッチ１２４は、外科手術器具１０の開始動作および／または停止動作、ならびに旋回方向、速度および／またはトルクを選択するために用いられ得る。また少なくとも１つのスイッチ１２４は、様々な設定に優先する緊急モードを選択するために用いられ得る。スイッチ１２４はまた、プロンプトに応答することなど画面１２２上の様々なオプションを選択し、一方、ユーザインタフェースメニューをナビゲートし、様々な設定を選択するために用いられ得、種々の体組織の種類および様々なサイズおよび長さのステープルカートリッジをユーザが入力することを可能にし得る。

スイッチ１２４は、マイクロエレクトロニックの触知可能膜または触知不能膜、ポリエステル膜、様々な形状およびサイズのエラストマー、プラスチックまたは金属のキーから形成され得る。さらに、スイッチは、互いに異なる高さに位置を決められ得、かつ／または隆起したインディシアまたは他の組織上の特徴（例えば、凹面または凸面）含み得、ユーザがユーザインタフェース１２０を見る必要なく適切なスイッチを押すことを可能にし得る。

画面１２２の他に、ユーザインタフェース１２０は、ユーザにフィードバックを提供する１つ以上のカラーの目に見える照明または発光ダイオード（「ＬＥＤ」）を含み得る１つ以上の目に見える出力１２３を含み得る。目に見える出力１２３は、目に見える出力１２３を識別する数および／またはテキストを有する様々な形状、サイズおよび色の対応するインジケータを含み得る。目に見える出力１２３は、出力１２３がハウジング１１０に対して隆起させられ、突き出るようにハウジング１１０の上部に配置され、目に見える出力１２３のより良い可視性を提供する。

目に見える出力１２３は、特定の動作モードをユーザに示すために特定の組み合わせで表示され得る。一実施形態において、目に見える出力１２３は、第１の照明（例えば、黄）１２３ａと、第２の照明（例えば、緑）１２３ｂと、第３の照明（例えば、赤）１２３ｃとを含む。照明は、特定の動作モードに関連する特定の組み合わせで動作させられる。例えば、点灯された第１の照明ならびに消灯された第２および第３の照明は、装填ユニット１６９およびステープルカートリッジが装填され、電力が起動され、エンドエフェクタ１６０がグラスパとして締め付け関節運動することを可能にすることを示し得る。別の実施形態において、目に見える出力１２３は、特定の動作モードに関連する特定の色を表示する１つの多色ＬＥＤを含み得る。

ユーザインタフェース１２０はまた、様々な状態変化（例えば、低バッテリおよび空カートリッジ）をユーザに伝える音声出力１２５（例えば、トーン、ベル、ブザーおよび一体形スピーカ）を含む。可聴フィードバックは、目に見える出力１２３と共にまたは目に見える出力の代わりに用いられ得る。可聴フィードバックは、単一のパルスまたは複数のパルス連続でのクリック音、スナップ音、ビー音、リング音、およびブザー音の形態で提供され得る。一実施形態において、機械的なロックアウトおよび従来の非動力の器具の機構によって生成されるクリック音および／またはスナップ音を再生するまねた機械音が、事前に録音され得る。これは、外科手術器具１０の実際の構成要素によってこれらの機械音を生成することを不要にし、またビー音および他の手術室の装置に通常関連する他の電子音を用いることを避け、それによって、異質の可聴フィードバックからの混乱を最小限にするかまたは除去する。

外科手術器具１０はまた、ハウジング１１０内の触覚機構（明白には図示されていない)によって触覚フィードバックまたは振動フィードバックを提供し得る。触覚フィードバックは、聴覚フィードバックおよび視角フィードバックに頼る手術室の装置との混乱を避けるために、聴覚フィードバックおよび視角フィードバックと共にまたは聴覚フィードバックおよび視角フィードバックの代わりに用いられ得る。触覚機構は、脈動の態様で振動する非同期モータであり得る。一実施形態において、振動は、約３０Ｈｚ以上の周波数であり得、１．５ｍｍ以下の振幅を有し、装填ユニット１６９に達しないように振動影響を制限する変位を提供し得る。ユーザインタフェース１２０はまた、表示される項目間におけるさらなる区別のために、画面１２２および／またはスイッチ１２４上にテキストの種々の色および／または強度を含み得る。視角、聴覚または触覚のフィードバックの強度は、増加させられ得るかまたは減少させられ得る。例えば、フィードバックの強度は、器具に対する力が過剰になりつつあることを示すために用いられ得る。

図１〜図５は、関節運動機構１７０を例示し、関節運動機構１７０は、関節運動ハウジング１７２と、動力関節運動スイッチ１７４と、関節運動モータ１３２と、手動関節運動ノブ１７６とを含む。関節運動スイッチ１７４は、ハウジング１１０の各側にアーム１７４ａおよび１７４ｂを有するロッカ（ｒｏｃｋｅｒ）および／またはスライドスイッチであり得、右手または左手のいずれかによる関節運動スイッチ１７４の使用を可能にする。動力関節運動スイッチ１７４の平行移動または手動関節運動ノブ１７６の旋回は、関節運動モータ１３２を起動し、関節運動モータ１３２は次いで、図５に示されるように、関節運動機構１７０の関節運動歯車２３３を作動させる。関節運動機構１７０の作動は、エンドエフェクタ１６０をその最初の位置（長手方向軸Ｂ−Ｂが実質的に長手方向軸Ａ−Ａに整列している位置）からある位置（長手方向軸Ｂ−Ｂが長手方向軸Ａ−Ａに対して傾いて配置される位置)の方に動かす。好ましくは複数の関節運動の位置が達成される。動力関節運動スイッチ１７４はまた、スイッチ１１４ａ、１１４ｂによって制御されるクランピング機構に類似した非直線の速度制御器を組み込む。

さらに、ハウジング１１０は、翼様の形状を有し、ハウジング１１０の上部表面からスイッチ１７４の上に延びるスイッチシールド１６７を含む。スイッチシールド１６７は、使用中に外科手術器具１０が物理的な障害物の下にまたは物理的障害物から離れて配置される場合、スイッチ１７４の予期しない起動を最小限にし、関節運動機構１７０を起動するためにユーザがシールド１６７の下に到達することを必要とする。

さらに、関節運動ハウジング１７２および動力関節運動スイッチ１７４は、回転ハウジングアセンブリ１８０に取り付けられる。第１の長手方向軸Ａ−Ａの周りの回転ノブ１８２の回転は、ハウジングアセンブリ１８０および関節運動ハウジング１７２ならびに動力関節運動スイッチ１７４を第１の長手方向軸Ａ−Ａの周りに回転させ、従って、発射ロッド２２０（図６）の遠位部分２２４およびエンドエフェクタ１６０を第１の長手方向軸Ａ−Ａの周りに対応して回転させる。図４に示されるように、関節運動機構１７０は第１の伝導リング１５７および第２の伝導リング１５９に電子機械的に連結され、第１の伝導リング１５７および第２の伝導リング１５９はハウジングノーズアセンブリ１５５に配置される。伝導リング１５７および１５９は、ノーズアセンブリ１５５にはんだ付けされかつ／または圧着され、電源４００に電気的に接触しており、それによって、関節運動機構１７０に電力を提供する。ノーズアセンブリ１５５は、（例えば、ハウジング１１０から分離された）モジュラであり得、組み立て中にハウジング１１０に取り付けられ得、リングのはんだ付けおよび／または圧着をより容易にすることを可能にし得る。関節運動機構１７０は、伝導リング１５７および１５９に接触している１つ以上のブラシ接触子および／またはばね負荷の接触子を含み、その結果、ハウジングアセンブリ１８０（図３）が関節運動ハウジング１７２に沿って回転させられると、関節運動機構１７０は、伝導リング１５７および１５９に連続して接触しており、それによって、電源４００から電力を受ける。

関節運動ハウジング１７２、動力関節運動スイッチ１７４、手動関節運動ノブ１７６、およびエンドエフェクタ１６０に関節運動を提供することのさらなる詳細は、２００７年３月１５日に出願された同一人所有の米国特許出願第１１／７２４，７３３号に詳細に説明され、その特許出願の内容は、その全体が本明細書に参照によって援用される。

図４および図６に例示されるように、外科手術器具１０の実施形態は、発射ロッド２２０に電気的に連結される（２５２）運動センサ２５１を含む。運動センサ２５１は、発射ロッド２２０と細長いシャフト１４０との間のキャパシタンスを感知し得る。運動センサ２５１は、単独でか、またはリミットスイッチ、近接センサ（例えば、光学センサおよび／または強磁性センサ）、直線可変変位トランスデューサおよびシャフトエンコーダを含む他のセンサと組み合せて用いられ得、これらのセンサは、ハウジング１１０内に配置され、エンドエフェクタ１６０の関節運動角度および／または発射ロッド２２０の位置を制御しかつ／または測定し得る。

図４〜図８は、駆動モータ２００と、駆動管２１０と、近位部分２２２および遠位部分２２４を有する発射ロッド２２０とを含む外科手術器具１０の様々な内部構成要素を例示する。駆動管２１０は、駆動管軸Ｃ−Ｃの周りに回転可能である。駆動モータ２００は駆動管２１０と機械的に協働するように配置され、駆動歯車軸Ｃ−Ｃの周りに駆動管２１０を回転させるように構成される。一実施形態において、駆動モータ２００は、電気モータまたは歯車モータであり得、電気モータまたは歯車モータは、そのハウジング内に歯車がかみ合うように組み込まれることを含み得る。

発射ロッド結合１９０は、発射ロッド２２０の近位部分２２２と遠位部分２２４との間のリンクを提供する。具体的には、発射ロッド結合１９０は、発射ロッド２２０の近位部分２２２に対する発射ロッド２２０の遠位部分２２４の回転を可能にする。従って、発射ロッド結合１９０は、整列プレート３５０を参照して以下に考察されるように、発射ロッド２２０の遠位部分２２４の回転を可能にしながら（例えば、回転ノブ１８２が回転すると）、発射ロッド２２０の近位部分２２２が非回転のままであることを可能にする。

図６および図７を参照すると、発射ロッド２２０の近位部分２２２は、ねじ切り部分２２６を含み、ねじ切り部分２２６は、駆動管２１０の内部ねじ切り部分２１２を介して延びる。発射ロッド２２０と駆動管２１０との間のこの関係は、駆動モータ２００の回転に応答して駆動管２１０が回転すると、駆動管２１０のねじ切り部分２１２に沿って、矢印ＤおよびＥの方向に遠位にかつ／または近位に発射ロッド２２０を動かす。駆動管２１０が第１の方向(例えば、時計回り）に回転すると、発射ロッド２２０は、近位（すなわち、矢印Ｅの方向）に動く。図６に例示されるように、発射ロッド２２０は駆動管２１０の最近位の位置に配置される。駆動管２１０が第２の方向（例えば、反時計回り）に回転すると、発射ロッドは遠位（すなわち、矢印Ｄの方向）に動く。図７に例示されるように、発射ロッド２２０は、駆動管２１０の最遠位の位置に配置される。

発射ロッド２２０は、特定の限度内において遠位および近位に平行移動可能である。具体的には、発射ロッド２２０の近位部分２２２の第１の端部２２２ａは、整列プレート３５０を組み合せて機械的な止めとして働く。すなわち、引っ込み時、発射ロッド２２０が近位に平行移動する場合、第１の端部２２２ａは、整列プレート３５０の遠位表面３５１と接触し、従って、図６に示されるように発射ロッド２２０が近位に平行移動し続けることを阻止する。さらに、近位部分２２２のねじ切り部分２２６は、整列プレート３５０と組み合せて機械的な止めとして働く。すなわち、発射ロッド２２０が遠位に平行移動する場合、ねじ切り部分２２６は、整列プレート３５０の近位表面３５３と接触し、従って、図７に示されるように発射ロッド２２０が遠位にさらに平行移動することを阻止する。

整列プレート３５０はアパーチャを含み、アパーチャは非円形の断面を有する。アパーチャの非円形断面は、発射ロッド２２０の近位部分２２２の回転を阻止し、従って、アパーチャを通る軸方向の平行移動に発射ロッド２２０の近位部分２２２を限定する。さらに、近位ベアリング３５４および遠位ベアリング３５６は、少なくとも部分的に駆動管部２１０の周りに配置され、駆動管２１０の回転を容易にし、一方、ハウジング１１０内に駆動管２１０を整列させることを助ける。駆動管２１０は、駆動管２１０の各端部に遠位放射状フランジ２１０ａと近位放射状フランジ２１０ｂとを含み、これらのフランジ２１０ａ、２１０ｂは、それぞれ、遠位ベアリング３５６と近位ベアリング３５４との間に駆動管２１０を保持する。

第１の方向（例えば、反時計回り）への駆動管２１０の回転は、発射ロッド２２０の遠位の平行移動に対応し、この発射ロッド２２０の遠位の平行移動は、組織を把持するか締め付けるように、エンドエフェクタ１６０のジョー部材１６２、１６４を作動させる。発射ロッド２２０のさらなる遠位の平行移動は、カムバーおよび／または作動スレッド７４(図９）を作動させることによってエンドエフェクタ１６０から外科手術ファスナを排出させ、組織を固定する。さらに、発射ロッド２２０はまた、組織を切断するためにナイフ（明白には図示されていない）を作動させるように構成され得る。第２の方向（例えば、時計回り）への駆動管２１０の回転に対応する発射ロッド２２０の近位の平行移動は、対応する発射前の位置に引っ込めるかまたは戻るように、アンビルアセンブリ１６２およびカートリッジアセンブリ１６４（図９）を作動させる。エンドエフェクタ１６０を発射させ、さもなければエンドエフェクタ１６０を作動させることの詳細は、Ｍｉｌｌｉｍａｎらへの同一人所有の米国特許第６，９５３，１３９号（‘１３９特許）に詳細に説明され、その特許の全開示は本明細書に参照によって援用される。

図８は、装填ユニット１６９の分解組立図を示す。エンドエフェクタ１６０は、駆動ビームまたは駆動部材２６６を有する軸方向駆動アセンブリ２１３によって作動され得る。駆動ビーム２１３の遠位端は、ナイフブレードを含み得る。さらに、駆動ビーム２１３は、一対のカム部材４０ａを有する保持フランジ４０を含み、一対のカム部材４０ａは、駆動ビーム２１３が長手方向に前進中にアンビルアセンブリ１６２とカートリッジアセンブリ１６４とを係合させる。駆動ビーム２１３は、ステープルカートリッジ１６４を通って長手方向に作動スレッド７４を前進させる。図９に示されるように、スレッド７４は、スレッド７４が前進させられるとカートリッジアセンブリ１６４のスロットに配置される複数のプッシャ６８を係合するカムウェッジを有する。スロットに配置されるステープル６６は、プッシャ６６によって、組織を貫いて、アンビルアセンブリ１６２に対して駆動される。

図１０を参照すると、駆動モータシャフト２０２は、駆動モータ２００に取り付けられる遊星歯車２０４から延びるように示される。駆動モータシャフト２０２は、クラッチ３００と共に機械的に協働する。駆動モータシャフト２０２は、駆動モータ２００によって回転させられ、従って、結果としてクラッチ３００の回転をもたらす。クラッチ３００は、クラッチプレート７００とバネ３０４とを含み、クラッチプレート７００に配置されるウェッジ形部分７０２を有するように示され、クラッチプレート７００は、駆動管２１０の近位面２１６に配置されるインタフェース（例えば、ウェッジ２１４）と結合するように構成される。

バネ３０４は、遊星歯車２０４と駆動管２１０との間に例示される。具体的には、そして図１０に例示される実施形態に従って、ばね３０４は、クラッチプレート７００とクラッチワッシャ３０８との間に例示される。さらに駆動モータ２００および遊星歯車２０４はモータマウント３１０に取り付けられる。図１０に例示されるように、モータマウント３１０は、モータマウント３１０に配置されるスロット３１２およびハウジング１１０に配置される突出部３１４を介してハウジング１１０に対して近位および遠位に調整可能である。

開示の実施形態において、クラッチ３００は、すべり単方向性クラッチとして実装され、駆動構成要素におけるトルクおよび高い慣性負荷を制限する。クラッチ３００のウェッジ形部分７０２は、クラッチばね３０４を介してクラッチプレート７００に閾値力が加えられない限り、駆動管２１０の近位面２１６のウェッジ２１４に対してすべるように構成され、配置される。さらに、ウェッジ部分７０２およびウェッジ２１４がすべることなく係合するのに必要な閾値力をばね３０４が加えた場合、駆動管２１０は、駆動モータ２００が回転すると回転する。ウェッジ形部分７０２および／またはウェッジ２１４は、発射力が発射ロッド２２０に得られると、互いに対して一方向および／または両方向（すなわち時計方向および／または反時計方向）にすべるように構成され得る。

図１０および図１１に例示されるように、クラッチ３００は、単方向性クラッチプレート７００を有するように示される。クラッチプレート７００は、すべり面７０４とグリップ面７０６とを有する複数のウェッジ形部分７０２を含む。すべり面７０４は、所定の負荷まで駆動管２１０のウェッジ２１４を係合する湾曲したエッジを有する。グリップ面７０６は、駆動管２１０を十分に係合し、すべりを阻止する平らなエッジを有する。

クラッチプレート７００が第１の方向（例えば、時計回り）に回転させられると、ウェッジ形部分７０２のグリップ面７０６は、すべることなくウェッジ２１４を係合し、駆動モータ２００からの全トルクを提供する。クラッチプレート７００が逆の方向（例えば、反時計回り）に回転させられると、ウェッジ形部分７０２のすべり面７０４は、ウェッジ２１４を係合し、駆動管２１０に伝えられるトルクを制限する。従って、すべり面７０４に加えられる負荷が限度を超えた場合、クラッチ３００はすべり、駆動管２１０は回転させられない。これは、駆動構成要素の運動量および力学的摩擦により起こり得るエンドエフェクタ１６０または組織に対する高負荷損傷を阻止する。より具体的には、外科手術器具１０の駆動機構は、前方方向に後退方向より少ないトルクで発射ロッド２２０を駆動し得る。単方向性クラッチを用いることは、この問題を除去する。さらに電子クラッチはまた、以下にさらに詳細に考察されるように、引っ込み中に（例えば、駆動モータ２００、駆動管２１０、クラッチアセンブリ３００、整列プレート３５０、および発射ロッド２２０の任意の部分と共に後退に発射ロッド２２０を駆動するとき）おけるモータ能力を増加させるために用いられ得る。

駆動モータシャフト２０２はＤ形状の断面７０８を含み得、Ｄ形状の断面７０８は実質的に平らな部分７１０と丸くなった部分７１２とを含む。従って、駆動モータシャフト２０２は、クラッチプレート７００に対して平行移動可能であるが、駆動モータシャフト２０２は、駆動モータシャフト２０２の回転時にクラッチプレート７００に対して「すべらない」。すなわち、駆動モータシャフト２０２の回転は、結果としてクラッチプレート７００のすべりなし回転をもたらす。

装填ユニットは、本開示に従う特定の実施形態において、軸方向駆動アセンブリを含み、この軸方向駆動アセンブリは、エンドエフェクタ１６０のアンビルアセンブリ１６２とカートリッジアセンブリ１６４とを接近させるように発射ロッド２２０と協働し、ステープルカートリッジからステープルを発射する。上記に考察され、‘１３９ Ｍｉｌｌｉｍａｎ特許の特定の実施形態において開示されるように、軸方向駆動アセンブリは、ステープルカートリッジを通って遠位に走行するビームを含み得、ステープルが発射された後、引っ込められ得る、
図４を参照すると、外科手術器具１０は、蓄電池（例えば、鉛ベース、ニッケルベース、またはリチウムイオンベースの電池）であり得る電源４００を含む。電源４００は、少なくとも１つの使い捨て電池を含み得る。使い捨て電池は、約９ボルト〜約３０ボルトであり得る。

電源４００は、外科手術器具１０の電流負荷要求に従って１つ以上のバッテリセル４０１を含む。さらに電源４００は１つ以上のウルトラキャパシタ４０２を含み、ウルトラキャパシタ４０２は従来のキャパシタよりはるかに高いエネルギー密度により補足電池として働く。ウルトラキャパシタ４０２は、高エネルギーの引き込み中、セル４０１と接続して用いられ得る。セル４０１は典型的には電流が速やかに引き出されないスロードレインデバイスであるので、セル４０１のみによって提供され得るよりも速くエネルギーが所望され／必要とされる場合（例えば、厚い組織を締め付け、急な発射、クランピングする場合など）、ウルトラキャパシタ４０２は、電力のバーストのために用いられ得る。この構成は、セルに対する電流負荷を減少させ得、それによって、セル４０１の数を減少させ、かつ／またはセル４０１の寿命を伸ばし得る。セル４０１は、ウルトラキャパシタ４０２に接続され得、キャパシタを充電し得る。電源４００は、駆動モータ２００と共に取り外し可能であり得、これらの構成要素のリサイクルおよび外科手術器具１０の再使用を提供し得る。別の実施形態において、電源４００は、外部バッテリパックであり得、その外部バッテリパックは、ユーザによってベルトおよび／またはハーネスに着用され、使用中、外科手術器具１０に電線で結ばれる。

電源４００は、吸着性、難燃性および遅延反応性の材料から形成され得る絶縁シールド４０４内に囲まれる。シールド４０４は、電源４００から外科手術器具１０の構成要素を電気的かつ熱的に隔離する。より具体的には、シールド４００は、電源４００によって生成される熱が外科手術器具１０の他の構成要素を加熱することを阻止する。さらにシールド４０４はまた、厳しい使用および／または損傷中、セル４０２から漏れ得るどの薬品または流体も吸収するように構成され得る。

電源４００は、外部電源（例えば、ＤＣトランスフォーマ）に接続するように構成されるパワーアダプタに連結される。外部電源は、電源４００を再充電するかまたは追加の電力要求を提供するために用いられ得る。パワーアダプタ４０６はまた、電気外科手術発電機とインタフェースするように構成され得、それらの電気外科手術発電機は、次いで外科手術器具１０に電力を供給し得る。この構成において、外科手術器具１０はまた、電気外科手術発電機からのＲＦエネルギーを変換し、外科手術器具１０に電力を送るＡＣからＤＣへの電源を含む。

別の実施形態において、電源４００は、誘電充電インタフェースを用いて再充電される。電源４００は、ハウジング１１０の近位部分内に配置される誘電コイル（明白には図示されていない）に連結される。電磁界内に配置されると、誘電コイルは、エネルギーを電流に変換し、電流は、次いで電源４００を充電するために用いられる。電磁界は、ハウジング１１０の近位部分とインタフェースするように構成される基地局（明白には図示されていない）によって生成され得、その結果、誘電コイルは電磁界によって包まれる。この構成は、外部の接触子を不要にし、流体および汚染に露出することを阻止する防水環境内に電源４００および誘電コイルをハウジング１１０の近位部分が密封することを可能にする。

図６を参照すると、外科手術器具１０はまた、例えば放電回路４１０のような１つ以上の安全回路と、モータおよびバッテリ動作モジュール４１２とを含む。明瞭さのために、外科手術器具１０の様々な電子構成素子を相互接続するワイヤおよび他の回路要素は示されていないが、かかるワイヤおよび他の回路要素は本開示によって企図されている。外科手術器具１０の特定の構成要素は、無線で通信する。

放電回路４１０は、スイッチ４１４および抵抗負荷４１７に結合され、該スイッチ４１４および該抵抗負荷４１７は、電源４００に結合される。スイッチ４１４は、ユーザによって起動されるスイッチまたは自動（例えば、タイマ、カウンタ）スイッチであり得、電源４００が、（例えば、外科処置の最後での）安全処理および低温処理のために完全に放電される必要があるとき、起動させられる。一旦スイッチ４１４が起動させられると、負荷４１７は電源４００に電気的に接続され、それによって電源４００の電位が負荷４１７に向けられる。自動スイッチは、タイマまたはカウンタであり得、所定の動作時間または使用回数のあと、電源４００を放電するために自動的に起動させられる。負荷４１７は、セル４０１のすべてを完全かつ安全に放電するために十分である所定の抵抗を有する。

モータおよびバッテリ動作モジュール４１２は、１つ以上の温度センサ４１３に結合され、該１つ以上の温度センサ４１３は、駆動モータ２００および電源４００内部の温度を決定して、外科手術器具１０の安全な操作を確実にする。センサは、電源４００内の電流の引込みを決定するための電流計、サーミスタ、サーモパイル、熱電対、熱赤外センサ、などであり得る。これらの構成要素の温度をモニタすることにより、これらの構成要素にかけられる負荷を決定することが可能となる。これらのコンポーンネントを流れる電流の増加は、これらの構成要素の温度の増加を引き起こす。温度および／または電流の引込みのデータは、電流消費を効率的な態様で制御するために、または操作の安全なレベルを保証するために使用され得る。

外科手術器具１０の安全で信頼性のある操作を確実にするために、電源４００が真正かつ／または有効であり（例えば、厳格な品質および安全基準に従っている）、所定の温度範囲内で動作していることを確実にすることが望ましい。電源４００が有効であるとの確認は、低品質により患者および／またはユーザが負傷する危険を最小にする。

再び図４および図６を参照すると、外科手術器具の一部の実施形態は、運動センサ２５１に加えて、外科手術器具１０の機能に関するフィードバック情報を提供するための複数のセンサを含み得る。センサの任意の組み合わせが、外科手術器具１０内に配置されて、例えばステープルカートリッジ装填の検出のようなその動作ステージ、ならびにその状態、関節運動、締め付け、回転、ステープリング、切断、および引き込みなどを決定し得る。センサは、外科手術器具１０の様々な内部構成要素（例えば、発射ロッド２２０および駆動モータ２００）の接近、変位、または接触によって起動させられることができる。

例示の実施形態において、センサは、レオスタット（例えば、可変抵抗デバイス）、電流モニタ、導電性センサ、容量性センサ、誘導性センサ、熱ベースのセンサ、リミット作動スイッチ（ｌｉｍｉｔ ａｃｔｕａｔｅｄ ｓｗｉｔｃｈｅｓ）、多位置スイッチ回路、圧力トランスデューサ、直線可変変位トランスデューサおよび／またはロータリ可変変位トランスデューサ、直線ポテンシオメータおよび／またはロータリポテンシオメータ、光学エンコーダ、強磁性センサ、ホール効果センサ、および近接スイッチであることができる。センサは、回転、速度、加速度、減速度、直線変位および／または角変位、機械的制限（例えば、停止）の検出、その他を測定する。これは、外科手術器具１０の機械的駆動構成要素に直線状または輪状いずれかのアレイで配列された複数のインジケータを実装することによって達成される。センサは次に、測定値をマイクロコントローラ５００に伝達し、該マイクロコントローラは、外科手術器具１０の動作状態を決定する。さらに、マイクロコントローラ５００はまた、測定されたフィードバックに基づいて、外科手術器具１０のモータの速度またはトルクを調節する。

クラッチ３００が、図１１および１２に示されるようにスリップクラッチとして実装される実施形態において、直線変位センサ（例えば、図４および図６における運動センサ２５１）は、クラッチ３００の遠位方向に配置され、正確な測定値を提供する。この構成において、クラッチ３００のすべりは、センサによって記録される位置、速度、および加速度の測定値に影響を及ぼさない。

図４を参照すると、負荷スイッチ２３０は、関節運動ハウジング１７２内に配置される。スイッチ２３０は、スイッチ１１４と直列で接続され、装填ユニット１６９（図１）が外科手術器具１０の中に正しく装填されていない場合は、外科手術器具１０の起動を阻止する。装填ユニット１６９が外科手術器具１０の中に装填されていない場合、主電源スイッチ（例えば、スイッチ１１４）は開となり、それによって、外科手術器具１０の電子または電気構成素子の使用を阻止する。これはまた、電源４００からの可能性としての電流の引き込みを阻止し、電源４００が、その指定された貯蔵寿命に対して最大の可能性を維持することを可能にする。

したがって、スイッチ２３０は、外科手術器具１０の擬似起動を阻止する、いわゆる「ロックアウト」スイッチとして作用する。なぜならば、該スイッチは、外部からの操作でアクセスすることはできず、装填ユニット１６９の挿入によってのみ起動されることができるからである。スイッチ２３０は、装填ユニット１６９が、細長いシャフト１４０の中に挿入されるときのプランジャまたはセンサチューブの変位によって起動させられる。一旦スイッチ２３０が起動させられると、電源４００からの電力は、外科手術器具１０の電子構成素子（例えば、センサ、マイクロコントローラ５００、その他）に供給され、ユーザインタフェース１２０および他の入力／出力へのアクセスをユーザに提供する。これはまた、ビジュアル出力１２３を起動させて、正しく装填された装填ユニット１６９を示す光の組み合わせに従って、点灯させる。

一旦装填ユニット１６９が細長いシャフトの中に挿入されると、スイッチ２３０はまた、装填ユニット１６９がその位置に基づいて正しく装填されたかどうかを決定する。装填ユニット１６９が不適切に装填された場合、スイッチ１１４は、起動させられず、エラーコードが、ユーザインタフェース１２０を介してユーザに伝えられる。装填ユニット１６９がすでに発射された場合、任意の機械的ロックアウトがすでに起動させられた場合、またはステープルカートリッジが使用されてしまった場合、外科手術器具１０は、例えば、第１の光１２３ａが閃光を発して、ユーザインタフェース１２０を介してエラーを伝える。

一実施形態において、メインスイッチ１１４に結合された第２のロックアウトスイッチ２５９（図４）は、ハンドル部１１２の上面に配置されたバイオインピーダンス、キャパシタンスまたは圧力センサとして外科用器具１０に実装され得、該バイオインピーダンス、キャパシタンスまたは圧力センサは、ユーザが外科手術器具１０を把持したとき起動させられるように構成される。したがって、外科手術器具１０が正しく把持されなければ、スイッチ１１４の動作は不能となる。

図６を参照すると、外科手術器具１０は、発射ロッド２２０の現在の直線位置を決定、出力するための位置計算器４１６を含む。位置計算器４１６は、運動センサ２５１に電気的に結合され、運動センサ２５１は、一部の実施形態においては、発射ロッド２２０と細長いシャフト１４０との間のキャパシタンスを感知する。位置計算器４１６は、運送センサ２５１からのセンサ信号出力に基づいて発射ロッド２２０の現在の直線位置を計算する。

一部の実施形態において、位置計算器４１６は他の補足的なセンサに電気的に結合され、該他の補足的なセンサは、直線変位センサ２３７と、駆動モータ２００に結合される回転速度検出装置４１８とを含む。回転速度検出装置４１８はエンコーダ４２０を含み、エンコーダ４２０はモータに結合されて、駆動モータ２００の回転に応答して２つ以上のエンコーダパルス信号を生み出す。エンコーダ４２０は、パルス信号を装置４１８に伝達し、装置４１８は、駆動モータ２００の回転速度を決定する。位置計算器４１６はその後、駆動モータ２００の回転速度に基づいて、発射ロッドの直線速度および位置を決定する。なぜならば、回転速度は、発射ロッド２２０の直線速度に直接的に比例するからである。位置計算器４１６および速度計算器４２２はマイクロコントローラ５００と通信しており、マイクロコントローラ５００は、位置計算器４１６および速度計算器４２２からの感知されたフィードバックに応答して駆動モータ２００を制御する。

外科手術器具１０は、発射ロッド２２０に配置された第１のインジケータ３２０ａと第２のインジケータ３２０ｂとを含み得、第１のインジケータ３２０ａおよび第２のインジケータ３２０ｂは、発射ロッド２２０の速度および駆動管２１０および／またはハウジング１１０に対する発射ロッド２２０の位置を決定する。例えば、リミットスイッチは、そのそばを通過する第１のインジケータ３２０ａおよび／または第２のインジケータ３２０ｂ（例えば、バンプ、溝、湾入、その他）を感知することによって起動させられ得（例えば、シャフト開始位置センサ２３１および締め付け位置センサ２３２）、発射ロッド２２０の位置、発射ロッド２２０の速度、および外科手術器具１０のモード（例えば、締め付け、把持、発射、シーリング、切断、引き込み）を決定する。さらに、第１のインジケータ３２０ａおよび第２のインジケータ３２０ｂから受取ったフィードバックは、それに取り付けられた特定の装填ユニットの大きさに依存して、発射ロッド２２０がいつその軸動作を停止するべきか（例えば、駆動モータ２００はいつ停止するべきか）を決定するために使用され得る。

さらに詳細には、発射ロッド２２０がその静止（例えば、最初の）位置から遠位方向に動かされたとき、位置センサ２３１の第１の動作が、第１のインジケータ３２０ａによって起動させられ、これによって、外科手術器具１０の動作が開始されたことが示される。動作が継続するにつれて、発射ロッド２２０がさらに遠位方向に動かされて締め付けを開始し、これによって、第１のインジケータ３２０ａが動かされて締め付け位置センサ２３２とインタフェースする。発射ロッド２２０のさらなる前進は、第２のインジケータ３２０ｂを動かして位置センサ２３２とインタフェースさせ、これによって、外科手術器具１０が発射されたことが示される。

上で論議されたように、位置計算器４１６は、発射ロッド２２０の近くに配置された直線変位センサ２３７に結合される。一実施形態において、直線変位センサ２３７は、磁気センサであり得る。発射ロッド２２０は、磁化され得るか、または磁性材料をその中に含み得る。磁気センサは、磁場における変化を検出するように構成された強磁性センサまたはホール効果センサであり得る。発射ロッド２２０が、駆動モータ２００の回転により直線的に移動するとき、移動の動きに応答する磁場における変化が磁気センサによって登録される。磁気センサは、磁場における変化に関するデータを位置計算器４１６に伝達し、位置計算器４１６は、発射ロッド２２０の位置を磁場データの関数として決定する。

一実施形態において、発射ロッド２２０の一部分は、磁化され得る。例えば、発射ロッド２２０に配置されためねじ付の部分２１２のねじまたは他のノッチ（例えば、インジケータ３２０ａおよび／または３２０ｂ）は、磁性材料を含み得るか、または磁性材料から作られ得る。これによって、発射ロッド２２０の磁化部分が直線的に移動させられるとき、磁場における周期的変動とねじの各離散的移動との相関関係が可能となる。位置計算器４１６はその後、磁場における周期的変化の数を合計し、ねじ（例えば、ねじピッチ）間および／またはノッチ間の所定の距離にこの合計をかけることによって発射ロッド２２０の距離および位置を決定する。

一実施形態において、位置計算器４１６は、１つ以上のスイッチ４２１に結合され、１つ以上のスイッチ４２１は、発射ロッド２２０および発射ロッド結合１９０が、遠位方向に動かされるとき、めねじ付の部分２１２のねじまたはインジケータ３２０ａおよび／もしくはインジケータ３２０ｂによって作動させられる。位置計算器４１６は、スイッチ４２１を起動させたねじの数を数え、次ぎにその数にねじ間（例えば、ねじピッチ）またはインジケータ３２０ａおよび／もしくは３２０ｂの間の所定の距離を掛ける。

外科手術器具１０はまた、速度計算器４２２を含み、速度計算器４２２は、直線的に動く発射ロッド２２０の現在の速度および／または駆動モータ２００によって提供されるトルクを決定する。速度計算器４２２は、運動センサ２５１に結合され、運動センサ２５１は、速度計算器４２２が、発射ロッド２２０の変位の変化率に基づいて発射ロッド２２０の速度を決定することを可能にする。

一実施形態において、速度計算器４２２はさらに、回転速度検出装置４２４に結合され、回転速度検出装置４２４はエンコーダ４２６を含む。エンコーダ４２６は、駆動モータ２００の回転と相関関係にあるパルスを伝達し、該パルスを速度計算器４２２が次に使用して発射ロッド２２０の直線速度を計算する。別の実施形態において、速度計算器４２２は、回転センサ２３９に結合され、回転センサ２３９は、駆動管２１０の回転を検出し、このようにして、駆動管２１０の回転速度を測定し、これによって、発射ロッド２２０の直線速度の決定が可能となる。

速度計算器４２２はまた、電圧センサ４２８に結合され、電圧センサ４２８は、駆動モータ２００に誘起された逆起電力（「ＥＭＦ」）を測定する。駆動モータ２００の逆ＥＭＦ電圧は、駆動モータ２００の回転速度に直接的に比例し、上で論議されたように、駆動モータ２００の回転速度は、発射ロッド２２０の直線速度を決定するために使用される。

駆動モータ２００の速度のモニタリングはまた、一定の電流条件のもとで、その端子にまたがる電圧を測定することによって達成されることができる。駆動モータ２００の負荷の増加は、モータ端子に印加される電圧の低下を生じ、これはモータの速度の低下に直接的に関係する。このように、駆動モータ２００にまたがる電圧を測定することは、それにかかっている負荷の決定を提供する。さらに、時間で割った電圧の変化（ｄＶ／ｄｔ）をモニタすることによって、マイクロコントローラ５００は、電圧の急な低下を検出することができ、電圧の急な低下は、駆動モータ２００および／または電源４００の負荷の大きな変化もしくは温度変化と相関関係にある。

さらなる実施形態において、速度計算器４２２は、電流センサ４３０（例えば電流計）に結合される。電流センサ４３０は、分路抵抗器４３２と電気的に通信しており、分路抵抗器４３２は、駆動モータ２００に結合されている。電流センサ４３０は、抵抗器４３２にまたがる電圧低下を測定することによって、駆動モータ２００によって引き込まれる電流を測定する。駆動モータ２００に電力を供給するために使用される電流は、駆動モータ２００の回転速度、したがって発射ロッド２２０の直線速度に比例するので、速度計算器４２２は、駆動モータ２００の電流引き込みに基づいて発射ロッド２２０の速度を決定する。

電流センサ４３０はまた、電源４００に結合されて、その電流引き込みを決定し得、それによって、エンドエフェクタ１６０における負荷の分析が可能となる。これは、ステープルされる組織のタイプを示し得る。なぜならば、様々な組織は、様々な引張り特性を有し、これは、外科手術器具１０ならびに電源４００および／もしくはモータ２００にかかる負荷に影響を及ぼすからである。

速度計算器４２２はまた、電源４００内の電圧を決定するための第２の電圧センサ（明瞭には示されず）に結合され得、それによって、電源からの直接的な電力引き込みを計算する。さらに、時間で割った電流の変化（ｄＩ／ｄｔ）は、駆動モータ２００によって及ぼされたトルクの大きな増加に対応する測定値の急なスパイクを検出するためにモニタされることができる。したがって、電流センサ４３０は、駆動モータ２００の速度および負荷を決定するために使用される。

さらに、速度計算器４２２によって測定されるとおりの発射ロッド２２０の速度は次に、駆動モータ２００の電流引き込みと比較されて、駆動モータ２００が正しく動作しているかどうかを決定し得る。すなわち、電流引き込みが発射ロッド２２０の速度（例えば、低い）に比例していない場合（例えば、大きい）、モータ２００は誤作動している（例えば、ロックされている、機能停止している、その他）。機能停止状態が検出された場合、または電流引き込みが所定の制限を超過した場合、位置計算器４１６は、発射ロッド２２０が機械的に停止しているかどうかを決定する。このような場合、マイクロコントローラ５００は、外科手術器具１０をロック解除して発射ロッド２２０を引き込めるため、駆動モータ２００を停止させることができるか、またはパルスおよび／もしくはポーズモードに入る（例えば、駆動モータ２００への電力供給の中断）。

一実施形態において、速度計算器４２２は、回転速度検出装置４２４からの測定値に基づいて、回転センサ２３９によって検出されたとおりの駆動管２１０の回転速度と駆動モータ２００の回転速度とを比較する。クラッチ３００の回転と駆動管２１０の回転との間に食い違いがある場合、この比較は、速度計算器４２２が、クラッチ起動に問題があるかどうか（例えば、すべり）を決定することを可能にする。すべりが検出された場合、位置計算器４１６は、発射ロッド２２０が機械的に停止しているかどうかを決定する。このような場合、マイクロコンピュータ５００は、外科手術器具１０を停止させるか、またはパルスおよび／もしくはポーズモードに入るか（例えば、駆動モータ２００への電力供給の中断）または発射ロッド２２０を引き込めることができる。

発射ロッド２２０ならびに他の駆動構成要素の直線変位および／または回転変位に加えて、外科手術器具１０はまた、エンドエフェクタ１６０の関節運動を検出するように適合されたセンサを含む。図４を参照すると、外科手術器具１０は、シャフトスタート位置センサ２３１によって検出されたとおりの、処置の開始における回転ハウジングアセンブリ１８０の開始位置、回転方向、および角変位を示すように適合された回転センサ２４１を含む。回転センサ２４１は、回転ノブ１８２の内面に配置されたインジケータの数を数えることにより動作し、回転ノブ１８２はその数だけ回転している。

図１を参照すると、本開示は、装填ユニット識別システム４４０を提供し、装填ユニット識別システム４４０は、外科手術器具１０が、装填ユニット１６９を識別し、その動作状態を決定することを可能にする。識別システム４４０は、ステープルサイズ、カートリッジの長さ、装填ユニット１６９のタイプ、カートリッジの状態、正しい係合などに関する情報を外科手術器具１０に提供する。この情報は、器具が、様々な長さのステープルカートリッジに対して、締め付ける力、締め付けおよび発射の速度、ならびにストロークの終了を調節することを可能にする。

装填ユニット識別システム４４０はまた、特定のエンドエフェクタ１６０を操作するための速度、電力、トルク、締め付け、移動長さおよび力の制限を含む様々な情報を決定し、そして外科手術器具１０（例えば、図１２に示される制御システム５０１）に通信するように適合され得る。制御システム５０１はまた、構成要素の移動に対して、動作モードを決定し、そして、電圧、クラッチばね装填および停止点を調節し得る。より詳細には、識別システムは、構成要素（例えば、マイクロチップ、エミッタまたは送信器）を含み得、該構成要素は、制御システム５０１またはその中の受信器と（例えば、無線で、赤外線信号を介して、その他で）通信するエンドエフェクタ１６０に配置される。信号は、発射ロッド２２０を介して送信され得、それによって発射ロッド２２０は、制御システム５０１とエンドエフェクタ１６０との間の通信のための導管として機能する。別の実施形態において、信号は、例えばフィードバックコントローラ６０３のような中間インタフェースによって送信されることができる（図１４〜図１６）。

例として、運動センサ２５１を含む上で論じられたセンサは、ステープルがステープルカートリッジから発射されたかどうか、それらは完全に発射されたかどうか、ビームはステープルカートリッジを通って近位方向に引き込まれたかどうか、およびその程度、ならびに装填ユニットの動作に関する他の情報を決定するために使用され得る。本開示の特定の実施形態においては、装填ユニットは、赤外線、セルラー式、または無線周波数識別チップを含む、外科手術器具１０に装填された装填ユニットおよび／またはステープルカートリッジのタイプを識別するための構成要素を組み込む。装填ユニットおよび／またはステープルカートリッジのタイプは、フィードバック、制御および／または在庫分析を提供するため、制御システム５０１内の関連する受信器または手術室内の外部のデバイスによって受信され得る。情報は、装填ユニット１６９と外科手術器具１０との間の様々な通信プロトコル（例えば、有線または無線）を介して、外科手術器具１０に伝達されることができる。情報は、マイクロコントローラ、マイクロプロセッサ、不揮発性メモリ、無線周波数識別タグ、ならびに、例えば光、色、変位、磁気、電気、２値、およびグレーコーディング（例えば、コンダクタンス、抵抗、キャパシタンス、インピーダンス）のような様々なタイプの識別子で、装填ユニット１６９内に格納されることができる。

一実施形態において、装填ユニット１６９および外科手術器具１０はそれぞれ、対応する無線送受信器、識別子４４２、および呼びかけ器４４４を含む（図１）。識別子４４２はメモリを含むか、または装填ユニット１６９に関する様々な識別および状態情報を格納するためのマイクロコントローラ（例えば、マイクロコントローラ５００）に結合され得る。一旦装填ユニット１６９が外科手術器具１０に結合されると、外科手術器具１０は、識別コードを求めて、呼びかけ器４４４を介して識別子４４２に問い合わせる。問合せに応答して、識別子４４２は、装填ユニット１６９に対応する識別コードで返答する。動作の間、一旦識別が生じると、識別子４４２は、装填ユニット１６９の状態に関する最新情報を外科手術器具１０に提供するように構成される（例えば、機械的および／または電気的誤作動、位置、関節運動、その他）。

識別子４４２および呼びかけ器４４４は、次の通信プロトコル、例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＡＮＴ３（登録商標）、ＫＮＸ（登録商標）、ＺＷａｖｅ（登録商標），Ｘ１０（登録商標）Ｗｉｒｅｌｅｓｓ ＵＳＢ（登録商標）、ＩｒＤＡ（登録商標）、Ｎａｎｏｎｅｔ（登録商標）、Ｔｉｎｙ ＯＳ（登録商標）、ＺｉｇＢｅｅ（登録商標）、８０２．１１ ＩＥＥＥ、のうちの１つ以上、および他の無線、赤外線、ＵＨＦ、ＶＨＦ通信などを使用して互いに通信するように構成されている。一実施形態において、送受信器４００は、送受信器４０２の呼びかけ器の能力に依存して、能動的または受動的な無線周波数識別（ＲＦＩＤ）タグであり得る。

図１２は、マイクロコントローラ５００を含む制御システム５０１を示し、マイクロコントローラ５００は、位置計算器４１６および速度計算器４２２、装填ユニット識別システム４４０、ユーザインタフェース１２０、駆動モータ２００、ならびにデータ格納モジュール５０２に結合される。さらに、マイクロコントローラ５００は、運動センサ２５１および様々な他のセンサ（例えば、第１の組織センサ１７７および第２の組織センサ１７９、負荷スイッチ２３０、シャフト開始位置センサ２３１、締め付け位置センサ２３２、関節運動センサ２３５、直線変位センサ２３７、回転センサ２３９、発射ロッド回転センサ２４１、モータおよびバッテリ動作モジュール４１２、回転速度検出装置４１８、スイッチ４２１、電圧センサ４２８、電流センサ４３０、ならびに呼びかけ器４４４）に直接的に結合され得る。

マイクロコントローラ５００は、内部メモリを含み、該内部メモリは、外科手術器具１０の動作および機能性を制御するための１つ以上のソフトウェアアプリケーション（例えばファームウェア）を格納する。マイクロコントローラ５００は、ユーザインタフェース１２０からの入力データを処理し、入力に応答して外科手術器具１０の動作を調節する。外科手術器具１０に対する調節は、外科手術器具１０への電力供給のオンもしくはオフ、電圧調整もしくは電圧パルス幅変調による速度制御、デューティサイクルを低減することによるトルク制限、または所定の時間の平均的電流送達を制限するために電圧をオンもしくはオフにパルシング（ｐｕｌｓｉｎｇ）することを含み得る。

マイクロコントローラ５００は、ユーザフィードバックモジュール５０４を介してユーザインタフェース１２０に結合され、ユーザフィードバックモジュール５０４は、ユーザに外科手術器具１０の動作パラメータについて知らせるように構成される。ユーザフィードバックモジュール５０４は、ユーザインタフェース１２０に、画面１２２に動作データを出力するように指示する。特に、センサからの出力は、マイクロコントローラ５００に伝達され、マイクロコントローラ５００は、フィードバックをユーザに送り、ユーザがそれに応答して外科手術器具１０に対する特定のモード、速度または機能を選択するように指示する。

装填ユニット識別システム４４０は、どのエンドエフェクタが装填ユニット上にあるかをマイクロコントローラ５００に示す。一実施形態において、制御システム５０１は、発射ロッド２２０および／またはエンドエフェクタ１６０に及ぼされる力に関する情報を格納する能力があり、それによって、装填ユニット１６９が識別されたとき、マイクロコントローラ５００は、外科手術器具１０に対する動作パラメータを自動的に選択する。これによって、発射ロッド２２０が、そのとき使用されている装填ユニット上にある特定のエンドエフェクタ１６０を駆動することができるように発射ロッド２２０に及ぼされる力を制御することが可能となる。

マイクロコントローラ５００はまた、位置計算器４１６および速度計算器４２２、ならびに他のセンサからの計算を分析して、発射ロッド２２０の実際の位置、運動の方向および／または速度、ならびに外科手術器具１０の構成要素の動作状態を決定する。分析は、計算器４１６および４２２からの感知フィードバック信号の解釈を含み得、感知信号に応答して発射ロッド２２０の動作および外科手術器具１０の他の構成要素を制御し得る。マイクロコントローラ５００は、位置計算器４１６によって報告されたとおり発射ロッド２２０が所定の点を越えると、発射ロッド２２０の移動を制限するように構成される。外科手術器具１０を制御するためにマイクロコントローラ５００によって使用され得るさらなるパラメータは、モータおよび／またはバッテリ温度、残りのサイクルの数および使用されたサイクルの数、残りのバッテリ寿命、組織の厚さ、エンドエフェクタの電流の状態、送信および受信、ならびに外部のデバイスとの接続状態を含む。

一実施形態において、外科手術器具１０は、様々なセンサを含み、該センサは、電流（例えば、電流計）、電圧（例えば、電圧計）、近接（例えば、光学センサ）、温度（例えば、熱伝対およびサーミスタ）、ならびに力（例えば、ひずみゲージおよびロードセル）を測定して、装填ユニット１６９の装填状態を決定するように構成される。外科手術器具１０の動作の間、接近プロセスおよび発射プロセスの間に標的組織に対して、外科手術器具１０によって及ぼされる力を知ることが望ましい。（例えば、所定の負荷範囲外にある）異常な負荷の検出は、外科手術器具１０および／または締め付けられた組織に対する問題を示し、ユーザに通信される。

負荷状態のモニタリングは、以下の方法、すなわち、駆動モータ２００の速度をモニタすること、駆動モータ２００によって及ぼされるトルクをモニタすること、顎部材１６２、１６４の接近、外科手術器具１０の構成要素の温度をモニタすること、ひずみセンサ１８５（図４）および／または外科手術器具１０の他の耐力構成要素を介して発射ロッド２２０にかかる負荷を測定すること、のうちの１つ以上によって実行され得る。速度およびトルクのモニタリングは、図６および速度計算器４２２と関連して上記されている。

別の実施形態において、発射ロッド２２０または他の耐力構成要素は、１つ以上のひずみゲージおよび／またはその上に配置された負荷センサを含む。大きなひずみの条件のもとでは、外科手術器具１０および／またはエンドエフェクタ１６０に対して及ぼされる圧力は、発射ロッド２２０に移され、発射ロッド２２０を撓ませ、それにかかるひずみが増加することになる。ひずみゲージは、応力測定値をマイクロコントローラ５００に通知する。別の実施形態においては、位置センサ、ひずみセンサまたは力センサは、クラッチプレート７００に配置され得る。接近プロセスの間、エンドエフェクタ１６０が組織の周りで締め付けられるとき、外科手術器具１０および／またはエンドエフェクタ１６０に配置されたセンサは、エンドエフェクタ１６０が異常な組織の周りに配備されている（例えば、低いまたは高い負荷状態）ことをマイクロコントローラ５００に示す。低い負荷状態は、少量の組織がエンドエフェクタ１６０によって把持されていることを示し、高い負荷状態は、あまりにも多くの量の組織よび／または異物（例えば、チューブ、ステープルライン、クリップ、その他）が把持されていることを示す。マイクロコントローラ５００はその後、より適切な装填ユニット１６９および／または器具が選択されるべきであることを、ユーザインタフェース１２０を介してユーザに示す。

発射プロセスの間、センサは、様々なエラーについてユーザに警告する。センサは、ステープルカートリッジまたは外科手術器具１０の一部分に欠陥があることをマイクロコントローラ５００に通信し得る。さらに、センサは、ナイフに及ぼされる力の突然のスパイクを検出することができ、これは、異物に遭遇していることを示す。力のスパイクのモニタリングは、例えば、発射ロッド２２０がステープリングカートリッジの終端に遭遇し、そしてハードストップにぶつかるときのような、発射ストロークの終了を検出するためにも使用され得る。このハードストップは、外科手術器具１０の通常の動作間に観察される力のスパイクよりも比較的大きな力のスパイクを作成し、発射ロッド２２０が装填ユニット１６９の終端に到達したことをマイクロコントローラに示すために使用され得る。力のスパイクの測定は、位置計算器４１６および速度計算器４２２との関連で論じられるように、（例えば、運動センサ２５１からの）位置フィードバック測定値と組み合わされることができる。これによって、エンドエフェクタ１６０を変更することなく、様々なタイプのステープルカートリッジ（例えば、複数の長さ）を外科手術器具１０に対して使用することが可能となる。

力のスパイクに遭遇するとき、外科手術器具１０は、状態についてユーザに知らせ、いわゆる「パルス」または電子クラッチングモードに入る。このモードの間、駆動モータ２００は、短いバーストでのみ稼動し、把持された組織とエンドエフェクタ１６０との間の圧力が等しくことを可能にするように制御される。電子クラッチングは、駆動モータ２００によって及ぼされるトルクを制限し、大量の電流が電源４００から引き込まれるような状況を避ける。これは、過負荷および大電流引き込み状況に伴う過熱による電子的および機械的構成要素に対する損傷を制限する。マイクロコントローラ５００は、パルス幅変調制御信号を介して、モータドライバによって起動モータ２００を制御し得る。モータドライバは、時計回り方向または反時計周り方向のいずれかで、駆動モータ２００の速度を調節するように構成される。モータドライバはまた、複数の動作モードの間で切り替わるように構成され、該複数の動作モードは、電子モータ制動モード、一定速度モード、電子クラッチングモード、および制限電流起動モードを含む。電子制動モードにおいては、駆動モータ２００の２つの端子が、短絡させられ、発生した逆ＥＭＦが駆動モータ２００の回転と反対に作用し、より速やかな停止および発射ロッド２２０の直線位置を調節する際におけるより大きな位置精度を可能にする。一定速度モードにおいては、速度計算器４２２が、マイクロコントローラ５００および／またはモータドライバと連携し、駆動モータ２００の回転速度を調節して、発射ロッド２２０の一定の直線速度を保証する。電子クラッチングモードは、位置計算器４１６および速度計算器４２２からの感知フィードバック信号に応答して、クラッチ３００が、駆動モータ２００と係合および／または係合解除を繰り返すことを含む。制限電流起動モードにおいては、静的モードと動的モードとの間で推移するとき、電流は、ランプアップ（ｒａｍｐ ｕｐ）されるかまたはランプダウン（ｒａｍｐ ｄｏｗｎ）されて、有害な電流およびトルクスパイクを制限し、いわゆる「ソフトスタート」および「ソフトストップ」を提供する。

データ格納モジュール５０２は、マイクロコントローラ５００に結合されたセンサからのデータを記録する。さらに、データ格納モジュール５０２は、装填ユニット１６９の識別コード、エンドエフェクタ１００の状態、処置の間のステープリングサイクルの数、および外科手術器具１０の構成要素の状態に関する他の情報を記録し得る。データ格納モジュール５０２はまた、無線または有線データポート５０３を介して、例えばパーソナルコンピュータ、ＰＤＡ，スマートフォン、または記憶デバイス（例えば、Ｓｅｃｕｒｅ Ｄｉｇｉｔａｌ^ＴＭカード、ＣｏｍｐａｃｔＦｌａｓｈ（登録商標）カード、もしくはＭｅｍｏｒｙ Ｓｔｉｃｋ^ＴＭ）のような外部のデバイスに接続するようにも構成される。これは、次の分析および／または格納のために、データ格納モジュール５０２が、外部のデバイスに性能データを伝達することを可能にする。データポート５０３はまた、マイクロコントローラ５００のファームウェアの「インザフィールド（ｉｎ ｔｈｅ ｆｉｅｌｄ）」アップグレードを可能にする。

本開示の実施形態は、図１３〜図１６に示されるように、フィードバック制御システム６０１を含み得る。システムは、フィードバックコントローラ６０３を含む。外科手術器具１０は、データポート５０２を介して、フィードバックコントローラ６０３に接続され、データポート５０２は、有線（例えば、ＦｉｒｅＷｉｒｅ（登録商標）、ＵＳＢ、Ｓｅｒｉａｌ ＲＳ２３２、Ｓｅｒｉａｌ ＲＳ４８５、ＵＳＡＲＴ、イーサネット（登録商標）、その他）であり得るか、または無線（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＡＮＴ３（登録商標）、ＫＮＸ（登録商標）、Ｚ−Ｗａｖｅ（登録商標）、Ｘ１０（登録商標）、Ｗｉｒｅｌｅｓｓ ＵＳＢ（登録商標）、Ｗｉ−Ｆｉ（登録商標）、ＩｒＤＡ（登録商標）、ｎａｎｏＮＥＴ（登録商標）、ＴｉｎｙＯＳ（登録商標）、ＺｉｇＢｅｅ（登録商標）、８０２．１１ ＩＥＥＥ、および他の無線、赤外線、ＵＨＦ，ＶＨＦ通信など）であり得る。

図１３を参照すると、フィードバックコントローラ６０３は、外科手術器具１０によってフィードバックコントローラ６０３に伝達されたデータを格納し、およびデータを処理、分析するように構成される。フィードバックコントローラ６０３はまた、例えばビデオディスプレイ６０４、ビデオプロセッサ６０５、および計算デバイス６０６（例えば、パーソナルコンピュータ、ＰＤＡ，スマートフォン、記憶デバイス、その他）のような他のデバイスにも接続される。ビデオプロセッサ６０５は、ビデオディスプレイ６０４への出力のためにフィードバックコントローラ６０３によって発生させられた出力データを処理するために使用される。計算デバイス６０６は、フィードバックデータのさらなる処理のために使用される。一実施形態において、マイクロコントローラ６００によって実行されたセンサフィードバック分析の結果は、計算デバイス６０６による後の検索のために内部に格納され得る。

フィードバックコントローラ６０３は、マイクロコントローラ６００に結合されたデータポート６０７（図１５）を含み、マイクロコントローラ６００は、フィードバックコントローラ６０３が計算デバイス６０６に接続されることを可能にする。データポート６０７は、計算デバイス６０６との有線および／または無線通信に対して備えをなし得、格納されたフィードバックデータの検索、フィードバックコントローラ６０３の動作パラメータの構成、ならびにフィードバックコントローラ６０３のファームウェアおよび／または他のソフトウェアアップグレードのために、計算デバイス６０６とフィードバックコントローラ６０３との間のインタフェースに対して備えをなし得る。

フィードバックコントローラ６０３はさらに、図１４〜図１５に示される。フィードバックコントローラ６０３は、ハウジング６１０と、例えばビデオ入力６１４、ビデオ出力６１６、およびヘッドアップ（「ＨＵＤ」）ディスプレイ出力６１８のような複数の入力および出力ポートとを含む。フィードバックコントローラ６０３はまた、フィードバックコントローラ６０３に関する状態情報を表示するための画面６２０も含む。

フィードバックコントローラ６０３の構成要素は、図１６に示されている。フィードバックコントローラ６０３は、マイクロコントローラ６００と、データ格納モジュール６０２とを含む。マイクロコントローラ６００およびデータ格納モジュール６０２は、外科手術器具１０のマイクロコントローラ５００およびデータ格納モジュール５０２と同様の機能性を提供する。フィードバックコントローラ６０３の形でスタンドアロンモジュールにこれらの構成要素を提供することは、これらの構成要素を外科手術器具１０内に有する必要性を軽減する。

データ格納モジュール６０２は、例えば磁気ハードドライブ、フラッシュメモリ（例えば、Ｓｅｃｕｒｅ Ｄｉｇｉｔａｌ（登録商標）カード、Ｃｏｍｐａｃｔ Ｆｌａｓｈ（登録商標）カード、またはＭｅｍｏｒｙＳｔｉｃｋ（登録商標）のような１つ以上の内部および／または外部の格納デバイスを含み得る。データ格納モジュール６０２は、フィードバックコントローラ６０３によって使用され、計算デバイス６０６による後のデータ分析のために外科手術器具１０からのフィードバックデータを格納する。フィードバックデータは、運動センサ２５１および外科手術器具１０内に配置された他のセンサによって供給された情報を含み得る。

マイクロコントローラ６００は、外科手術器具１０の回路網に取って代わり、補完し、または補足し得る。マイクロコントローラ６００は、内部メモリを含み、該内部メモリは、外科手術器具１０の動作および機能性を制御するための１つ以上のソフトウェアアプリケーション（例えば、ファームウェア）を格納する。マイクロコントローラ６００は、ユーザインタフェース１２０からの入力データを処理し、そして入力に応答して外科手術器具１０の動作を調節する。マイクロコントローラ６００は、ユーザフィードバックモジュール５０４を介してユーザインタフェース１２０に結合され、ユーザフィードバックモジュール５０４は、外科手術器具１０の動作パラメータについてユーザに知らせるように構成される。より詳細には、外科手術器具１０は、データポート４０７（図６）を介して無線または有線接続によってフィードバックコントローラ６０３に接続するように構成される。

開示された実施形態において、マイクロコントローラ６００は、駆動モータ２００に接続され、バッテリインピーダンス、電圧、温度および／または電流引き込みをモニタするように構成、配列され、外科手術器具１０の動作を制御する。負荷または負荷（複数）が、有害な限界に到達したか、または有害な限界に近づいて事を示した場合、外科手術器具１０のバッテリ４００、伝達、駆動モータ２００および駆動構成要素にかかる負荷または負荷（複数）が決定されて、モータ速度を制御する。例えば、バッテリ４００の残りのエネルギー、残りの発射の数、バッテリ４００が取替えられなくてはならないか、または充電されなくてはならないか、および／または外科手術器具１０の潜在的な負荷限界に近づいていること、が決定され得る。マイクロコントローラ６００はまた、上で論じられた外科手術器具１０の１つ以上のセンサに接続され得る。マイクロコントローラ６００はまた、モニタされた情報に応答して、駆動モータ２００の動作を制御するように構成される。電子クラッチを含み得るパルス変調制御スキームは、外科手術器具１０を制御する際に使用され得る。例えば、マイクロコントローラ６００は、駆動モータ２００の電圧供給を調整するか、または駆動モータ２００にパルス変調信号を供給し、動力および／またはトルク出力を調節して、システムへの損傷を制限するか、またはエネルギーの使用を最適化することができる。

一実施形態において、電気制動回路が、駆動モータ２００を制御するために使用され得、該電気制動回路は、回転する駆動モータ２００の既存の逆起電力を使用して、駆動管２１０の運動量と反対に作用し、実質的にこれを低減する。電気制動回路は、動力外科手術器具１０の停止精度および／またはシフト場所に対して、駆動モータ２００および／または駆動管２１０の制御を向上させ得る。動力外科手術器具１０の構成要素をモニタして動力外科手術器具１０の過負荷を阻止することを補佐するためのセンサは、例えば温度センサ、サーミスタ、サーモパイル、熱電対、および／または熱赤外イメージングのような熱形センサを含み得、そしてマイクロコントローラ６００にフィードバックを提供し得る。限界に到達したか、または限界が近づいた場合、マイクロコントローラ６００は、動力外科手術器具１０の構成要素を制御し得、かかる制御は、電源４００からの電力を遮断すること、電力を一時的に中断すること、またはポーズモードおよび／またはパルス変調を開始して使用されるエネルギーを制限することを含むことができる。マイクロコントローラ６００はまた、構成要素の温度をモニタして、動作がいつ再開できるかを決定することができる。マイクロコントローラ６００の上述の使用は、独立的に使用され得るか、または電流、電圧、温度および／またはインピーダンス測定値を考慮することもあり得る。

マイクロコントローラ６００によるデータの分析および処理の結果は、ビデオディスプレイ６０４および／またはＨＵＤディスプレイ６２２に出力される。ビデオディスプレイ６０４は、例えばＬＣＤ画面、プラズマ画面、エレクトロルミネセンス画面などのような任意のタイプのディスプレイであり得る。一実施形態において、ビデオディスプレイ６０４は、タッチ画面を含み得、そして抵抗タッチ画面技術、表面波タッチ画面技術、容量タッチ画面技術、赤外線タッチ画面技術、ひずみゲージタッチ画面技術、光学タッチ画面技術、分散信号タッチ画面技術または音響パルス認識タッチ画面技術を組み込み得る。タッチ画面は、ユーザが、動作フィードバックを観察しながら入力を提供することを可能にするために使用され得る。ＨＵＤディスプレイ６２２は、例えば一対のメガネおよび／またはゴグルのレンズ、フェイスシールドなどのような、外科処置の間にユーザに見える任意の表面に投影され得る。これは、ユーザが、処置に対する集中を緩めることなく、フィードバックコントローラ６０３からの不可欠なフィードバック情報を視覚化することを可能にする。

フィードバックコントローラ６０３は、画面表示モジュール６２４とＨＵＤモジュール６２６とを含む。モジュール６２６は、マイクロコントローラ６００の出力を処理して、ディスプレイ６０４および６２２に表示する。より詳細には、画面表示モジュール６２４は、フィードバックコントローラ６０３からのテキストおよび／またはグラフィカル情報を、外科手術部位に配置されたカメラを介して外科手術部位から送られたビデオ画像にかぶせる。かぶせられたテキストを有する変更されたビデオ信号は、ビデオディスプレイ６０４に伝達されて、ユーザが、なおも外科手術部位を観察しながら、外科手術器具１０および／またはフィードバックコントローラ６０３からの有用なフィードバック情報を視覚化することを可能にする。

図１７は、一部の実施形態による、発射ロッド２２０の位置および速度を含む、発射ロッド２２０の運動のパラメータを制御するためのフィードバック制御システム１７００のブロック図である。フィードバック制御システム１７００の構成要素は、図１２の制御システム５０１または図１６のフィードバックコントローラ６０３において実装され得る。フィードバック制御システム１７００は、運動センサ２５１と、測定ユニット４７０と、マイクロコントローラ５００とを含む。運動センサ２５１は、発射ロッド２２０に電気的に結合され、そして細長いシャフト１４０と細長いシャフト１４０内にある発射ロッド２２０の部分との間の低エネルギー電界における変化で変動する周波数によってパルス信号４６５を発生させるように構成される。運動センサ２５１は、発振器回路４６０またはパルス信号４６５を発生させる他の信号発生器を含み得る。

運動センサ２５１は、細長いシャフト１４０と細長いシャフト１４０内にある発射ロッド２２０の部分との間のキャパシタンス、インピーダンスまたはアドミッタンスの変化で変動する周波数またはパルス幅によってパルス信号４６５を発生させ得る。一部の実施形態においては、発振器回路４６０は、５５５もしくは７５５５タイマ、シュミットインバータ、または同期復調器回路の構成要素を含み得る。

運動センサ２５１は、有線または無線通信チャンネルを介して測定ユニット４７０へパルス信号４６５を伝達する。例えば、運動センサ２５１は、一部の実施形態においては、発射ロッド２２０に物理的に取り付けられ得、そして運動センサ２５１は、無線通信リンクを介してパルス信号４６５を測定ユニット４７０に伝達するように構成された無線通信回路を含み得る。他の実施形態においては、運動センサ２５１は、可撓性のワイヤを介して発射ロッド２２０に電気的に結合され得、そして運動センサ２５１は、測定ユニット４７０を含み得、それによって運動センサ２５１は、短いワイヤまたは他の適切な電気導体を介してパルス信号４６５を測定ユニット４７０に伝達することができる。

測定ユニット４７０は、カウンタ４７２とデータプロセッサ４７４とを含む。カウンタ４７２は、パルス信号４６５のパルスを数え、データプロセッサ４７４は、数えられたパルスに基づいて、パルス信号４６５の周波数を計算する。計算された周波数は次に、発射ロッド２２０の位置を決定するために使用される。あるいは、他の実施形態においては、測定ユニット４７０は、パルス信号４６５のパルスの幅を決定するための回路を含み得る。パルス信号４６５の測定されたパルス幅は次に、発射ロッド２２０の運動のパラメータを決定するために使用され得る。

データプロセッサ４７４は、パルス信号４６５の周波数またはパルス幅に基づいて、発射ロッド２２０の運動の多くのパラメータを決定し得る。例えば、データプロセッサ４７４（または、図１２の位置計算器４１６）は、力が発射ロッド２２０に及ぼされる位置を決定し得る。データプロセッサ４７４はまた、発射ロッド２２０が所定の時間に動く距離を決定し得る。データプロセッサ４７４はまた、発射ロッド２２０の運動の方向を決定し得る（すなわち、データプロセッサ４７４は、発射ロッド２２０が、細長いシャフト１４０の中に挿入されつつあるかどうか、または細長いシャフト１４０から引き出されつつあるかどうかを決定し得る）。データプロセッサ４７４（または、図１２の速度計算器４２２）はまた、発射ロッド２２０の速度を決定し得る。

一実施形態において、発振器回路４６０は、細長いシャフト１４０（例えば、管状の細長いシャフト）と細長いシャフト１４０内にある発射ロッド２２０の部分との間のキャパシタンスの変化で変動する周波数によってパルス信号４６５を発生させる。発射ロッド２２０と細長いシャフト１４０との間のキャパシタンスは、次の式に従って計算される。

ここで、ε_０は、電気定数であり、ε_ｒは、比誘電率であり、ａは、発射ロッド２２０の半径であり、ｂは、発射ロッド２２０の中心と細長いシャフト１４０の内壁との間の半径方向の距離であり、Ｌは、細長いシャフト１４０内に配置された発射ロッド２２０の長さである。上の式によって示されるように、細長いシャフト１４０と発射ロッド２２０との間のキャパシタンスは、細長いシャフト１４０内に配置された発射ロッド２２０の部分の長さに比例する。したがって、発射ロッドが細長いシャフト１４０の中に入るにつれて、キャパシタンスは増加する。逆に、発射ロッドが細長いシャフト１４０から出るにつれて、キャパシタンスは減少する。

一部の実施形態において、フィードバックコントロールシステム１７００は、電圧源４８０を特徴とする。電圧源４８０は、一定のまたは時間で変動する電圧を発射ロッド２２０に印加し、発射ロッド２２０と細長いシャフト１４０との間の電界の特性を変化させ得、そして運動センサ２５１の感度を向上させる。これらの実施形態において、電圧源４８０によって印加された電圧は、充分小さいので、身体組織もしくは患者を傷つけず、また他の点で外科処置に悪影響を及ぼすこともない。

図１８Ａおよび図１８Ｂは、発振器回路４６０から出力されたパルス信号４６５が、細長いシャフト１４０に対する発射ロッド２２０の運動から生じるキャパシタンスの変化にいかに対応するかを示す略図である。図１８Ａにおいて、発射ロッド２２０は、第１の位置で、細長いシャフト１４０内に配置される。発射ロッド２２０に電気的に結合されている運動センサ２５１は、第１のパルス信号２５４を発生させる発振器回路４６０を含む。

図１８Ｂに示されるように、発射ロッド２２０が、細長いシャフトから出るにつれて、これらの構成要素間のキャパシタンスが減少し、発振器回路４６０は、図１８Ａのパルス信号２５４よりも高い周波数を備えた第２のパルス信号２５５を発生させることによって該キャパシタンスに応答する。換言すれば、発振器回路４６０は、第２のパルス信号２５５を発生させ、第２のパルス信号２５５は、第１のパルス信号２５４のパルスよりも小さなパルス幅を有するパルスを含む。

図１９は、一実施形態によるグラフ６００であり、発振器回路４６０から出力された信号の周波数６０５が、発射ロッド２２０の動きが変化するにつれていかに変化し得るかを示す。図示されるように、発振器回路４６０の周波数６０５は、発射ロッド２２０が細長いシャフト１４０の中により遠く挿入されるにつれて単調に減少する。一部の実施形態においては、データプロセッサ４７４は、発射ロッド２２０の運動のパラメータを決定するために、グラフ６００のデータを使用し得る。例えば、発振器回路４６０から出力された信号の周波数が０．２（例えば、０．２×１００ｋＨｚ＝２０ｋＨｚ）である場合、発射ロッドは、位置０．４５にある。

一部の実施形態において、測定ユニット４７０は、発射ロッド２２０と細長いシャフト１４０との間のキャパシタンスの変動から発射ロッド２２０の位置および／または速度を決定し、位置および／または速度情報をマイクロコントローラ５００に提供する。マイクロコントローラ５００は、制御アルゴリズム（例えば、比例制御アルゴリズム）を実行し、該制御アルゴリズムは、発射ロッド２２０の計算された位置および／または速度を使用して、電圧命令を生成する。電圧命令は、駆動メカニズム４５５（例えば、回転モータ２００）にフィードバック（４７６）されて、閉ループフィードバックシステムを形成する。この構成においては、発射ロッド２２０の位置が正確に制御されることができる。

図２０は、一実施形態による、外科手術器具の発射ロッドの運動のパラメータを決定するためのプロセス２０００の流れ図である。ステップ２００１において、プロセス２０００がスタートした後、外科手術器具のハウジング部分と細長いシャフトに配置された発射ロッドとの間の電界の変化が感知される（ステップ２００２）。ステップ２００４において、発射ロッドの運動が、感知された電界の変化に基づいて決定される。次に、ステップ２００５において、プロセス２０００が終了する。

図２１は、一実施形態による、外科手術器具を操作するためのプロセス２１００の流れ図である。プロセス２１００がステップ２１０１においてスタートした後、電界の変化が、外科手術器具のハウジング部分と細長いシャフトに配置された発射ロッドとの間に感知される（ステップ２１０２）。ステップ２１０４において、発射ロッドの運動は、感知された電界の変化に基づいて決定される。次に、ステップ２１０６において、発射ロッドの運動は、決定された発射ロッドの運動に基づいて制御される。次に、プロセス２１００のステップが反復される。

図２２は、別の実施形態による、外科手術器具の発射ロッドの運動のパラメータを決定するためのプロセス２２００の流れ図である。プロセス２２００がスタート（ステップ２２０１）した後、時間で変動する電圧が、外科手術器具のハウジング部分に配置された発射ロッドに印加される（ステップ２２０２）。ステップ２２０４において、パルス信号が、発射ロッドとハウジング部分との間の電界の変化で変動する周波数によって発生させられる。次に、ステップ２２０６において、パルス信号のパルスが所定の時間にわたって数えられる。ステプ２２０８において、パルス信号の周波数が、ステップ２２０６において数えられたパルスおよび所定の時間に基づいて計算される。次に、プロセス２２００が終了する（ステップ２２１１）前に、発射ロッドの位置が、計算されたパルス信号の周波数に基づいて決定される（ステップ２２１０）。他の実施形態においては、例えばパルス信号のパルスの幅のような、パルス信号の他のパラメータが電界の変化で変動し得、発射ロッドの位置を決定するために使用され得る。

一部の実施形態において、発射ロッドの位置を決定することは、ルックアップテーブルを参照して、計算された信号周波数と対応する、発射ロッドの位置を決定することを含み得る。例えば、ルックアップテーブルは、第１の信号周波数は、第１の位置と対応し、第２の周波数は、第２の位置と対応することを示す項目を含み得る。他の実施形態においては、プロセス２２００は、（１）パルス信号のパルスのパルス幅を決定すること、（２）測定されたパルス幅と基準パルス幅との差を決定すること、および（３）該差を所定の距離の変化に対応する所定のパルス幅の変化と比較すること、を含み得る。例えば、パルス幅間の差が２ｍｓである場合、そして、４ｍｓのパルス幅の変化は、１ｃｍの位置の変化と等価であるとすると、位置の変化は、０．５ｃｍである（すなわち、発射ロッドは、０．５ｃｍ動いた）。

図２３は、別の実施形態による、外科手術器具の発射ロッドの運動のパラメータを決定するためのプロセス２３００の流れ図である。プロセス２３００がスタート（ステップ２３０１）した後、第１の位置で発射ロッドに結合された信号発生器から出力された信号の第１の周波数（ステップ２３０２）ならびに第１の周波数および第１の位置が、メモリに格納される（ステップ２３０４）。周波数の変化が検出された場合（ステップ２３０６）、信号発生器から出力された信号の周波数の変化が、第１の周波数に対して決定される（ステップ２３０８）。検出されない場合、プロセス２３００は、周波数の変化に対してモニタし続ける（ステップ２３０６）。一部の実施形態において、周波数の変化に対してモニタすることは、所定の間隔（例えば、５秒毎）で周波数の変化に対してチェックすることを含み得る。

次に、ステップ２３１０において、第１の位置に対応する新しい位置が、信号発生器から出力された信号の周波数の変化に基づいて計算される。例えば、信号周波数が、第１の位置において１００ｋＨｚであり、信号周波数が、新しい位置において２００ｋＨｚである場合、そして１０ｋＨｚの周波数の変化が、１ｍｍの距離の変化に対応するとした場合、周波数の変化は、１００ｋＨｚであり、対応する距離の変化は、１０ｍｍである（すなわち、１０×１０ｋＨｚ＝１０×１ｍｍ）。したがって、新しい位置は、第１の位置に対して、１０ｍｍである。一部の実施形態において、計算された距離の変化は、速度を計算するために使用される。プロセス２３００は次に、ステップ２３０６に戻り、信号発生器から出力された信号の周波数が再び変化したかどうかを決定する。周波数が再び変化した場合、プロセス２３００は、ステップ２３０８および２３１０を再び実行する。例えば、信号発生器から出力された信号の周波数が１５０ｋＨｚに変化した場合、発射ロッドの新しい位置は、第１の位置に対して５ｍｍである。

前述は、本開示を例示するのみであることが理解されるべきである。本開示から逸脱することなく、様々な代替および変更が、当業者によって考案されることができる。したがって、本開示は、かかるすべての代替、変更、差異を包含することが意図されている。添付の図面を参照して記述された実施形態は、本開示の特定の例を実証するためにだけ呈示されている。上でおよび／または添付の請求項において記述されたものから非実質的に異なる他の要素、ステップ、方法、および技術も、本開示の範囲内にあることが意図されている。

１０ 外科手術器具
１１０ ハウジング
１４０ 細長いシャフト
１６０ エンドエフェクタ
２００ 駆動モータ
２１０ 駆動管
２２０ 発射ロッド
２５１ 運動センサ
Ａ−Ａ 第１の長手方向軸
Ｂ−Ｂ 第２の長手方向軸

Claims (21)

1. ハウジングと、
   該ハウジングから遠位に延び、第１の長手方向軸を規定する細長いシャフトと、
   該細長いシャフト内に配置される発射ロッドと、
   該ハウジング内に少なくとも部分的に配置される駆動機構であって、該駆動機構は該発射ロッドと機械的に協働する、駆動機構と、
   運動センサであって、該発射ロッドと該細長いシャフトとの間の電界における変化を感知する、運動センサと、
   測定ユニットであって、感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの運動のパラメータを決定する、測定ユニットと
   を備えている、外科手術器具。
2. 前記運動センサは、信号発生器を備え、該信号発生器は、前記発射ロッドと前記細長いシャフトとの間の前記電界における変化と共に変動するパルス信号を発生させ、前記測定ユニットは、該パルス信号に基づいて、該発射ロッドの前記運動のパラメータを決定する、請求項１に記載の外科手術器具。
3. 前記測定ユニットは、カウンタとデータプロセッサとを含み、該カウンタは、前記パルス信号内のパルスをカウントし、該データプロセッサは、パルス信号周波数を計算し、該パルス信号周波数に基づいて、前記発射ロッドの前記運動のパラメータを決定する、請求項２に記載の外科手術器具。
4. 前記発射ロッドの前記運動のパラメータは、該発射ロッドの位置である、請求項１に記載の外科手術器具。
5. 前記発射ロッドの前記運動のパラメータは、該発射ロッドの速度である、請求項１に記載の外科手術器具。
6. 前記発射ロッドの前記運動のパラメータは、該発射ロッドの運動の方向である、請求項１に記載の外科手術器具。
7. 前記駆動機構は、駆動モータであり、前記外科手術器具は、
   コントローラをさらに備え、該コントローラは前記発射ロッドの前記運動の測定されたパラメータに基づいて、該駆動モータを制御する、請求項１に記載の外科手術器具。
8. 電圧を前記発射ロッドに印加する電圧源をさらに備えている、請求項１に記載の外科手術器具。
9. 経時変化の電圧を前記発射ロッドに印加する電圧源をさらに備えている、請求項１に記載の外科手術器具。
10. 外科手術器具内の発射ロッドの運動のパラメータを決定する方法であって、
    外科手術器具のハウジング部分と該ハウジング部分に配置される発射ロッドとの間の電界における変化を感知することと、
    該感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの該運動のパラメータを決定することと
    を包含する、方法。
11. 外科手術器具を操作する方法であって、
    外科手術器具のハウジング部分と該ハウジング部分に配置される発射ロッドとの間の電界における変化を感知することと、
    該感知された該電界における変化に基づいて、該発射ロッドの運動のパラメータを決定することと、
    該発射ロッドの該決定された該運動のパラメータに基づいて、該発射ロッドの運動を制御することと
    を包含する、方法。
12. 前記電界における変化を感知することは、該電界における変化と共に変動するパラメータを有する信号を発生させることを包含し、前記発射ロッドの前記運動のパラメータを決定することは、該信号のパラメータに基づいて、該発射ロッドの該運動のパラメータを決定することを包含する、請求項１１に記載の方法。
13. 前記信号の前記パラメータは、該信号の周波数であり、前記電界における変化を感知することは、所定の時間期間にわたり該信号のパルスをカウントすることと、該カウントされたパルスおよび該所定の時間期間に基づいて、信号周波数を計算することとをさらに包含する、請求項１２に記載の方法。
14. 前記信号のパラメータは、該信号におけるパルスの幅であり、前記電界における変化を感知することは、該信号の該パルスの幅を決定することをさらに含む、請求項１１に記載の方法。
15. 前記発射ロッドの前記運動のパラメータは、該発射ロッドの位置である、請求項１１に記載の方法。
16. 前記発射ロッドの前記運動のパラメータは、該発射ロッドの速度である、請求項１１に記載の方法。
17. 前記発射ロッドの前記運動のパラメータは、該発射ロッドの方向である、請求項１１に記載の方法。
18. 前記発射ロッドの方向を決定することは、前記電界における変化と共に変動する信号の周波数の増加または減少を決定することを包含する、請求項１７に記載の方法。
19. 前記発射ロッドに電位を印加することをさらに包含する、請求項１１に記載の方法。
20. 前記発射ロッドに経時変化の電位を印加することをさらに包含する、請求項１１に記載の方法。
21. 前記電界における変化を感知するステップは、運動センサによって行われ、
    前記発射ロッドの前記運動のパラメータを決定するステップは、測定ユニットによって行われ、
    該発射ロッドの該運動を制御するステップは、コントローラによって行われる、請求項１１に記載の方法。

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