JP2013543745A - 外科血管封止用の高周波発生器システム - Google Patents

Abstract

【課題】電気外科器具に電力を供給するシステム，方法及び装置を提供すること。
【解決手段】本発明による電力供給装置は，可変振幅を有する非正弦波（例えばパルス）の一定周波数電圧がＬＣ回路に渡されて，ＬＣ回路に準正弦波電流を生成する。一定駆動周波数をＬＣ回路の共振周波数の１／２にすることによって，ＬＣ回路がインピーダンスとして動作するようにし，したがって，電流スパイク及びアーク放電を制限することができる。駆動電圧の周波数及び位相は，ＬＣ回路がエネルギを放電して電力供給装置の電力供給器に戻し，エネルギがＬＣ回路に蓄積しないようにする。これらの特徴は，切断時間の減少だけでなく，電流スパイク及びアーク放電を軽減する。
【選択図】図１

Description

本発明は概略、手術装置に関する。本発明は、制限ではないが、特に、電気外科的に血管を封止するためのシステム，方法及び装置に関する。

電気外科器具は，最小侵襲外科処置において血管を永続的に閉じるために用いられる。圧力とエネルギとの組合せが，コラーゲンの溶融及び組織融合を生じさせる。この技術はすべてのほかの止血器具に代わって，迅速かつ効率的な血管封止を行う。成人の患者に対しては，いくつかの組織融合エネルギ装置が市場で承認されているが，小血管への応用及び処置のために設計された，類似の使い切り装置はない。

従来の血管封止装置は，短絡又は開放されたとき，スパーク及び危険な電流スパイクを生じることがある。スパーク及び電流スパイクは，部分的には，従来装置のＬＣ回路に蓄えられたエネルギだけでなく使用される高電流からも生じる。ここでＬＣ回路は，電気外科器具に供給される正弦波出力を発生させるために用いられる。これらのＬＣ回路はまた，共振周波数で駆動させることが多く，これは，負荷インピーダンスが無くなったときに，ＬＣ回路がほとんどインピーダンスとならず，電流スパイクを生じることを意味する。

従来の血管封止装置はまた，大きなエネルギを蓄積するＬＣ回路に大きなコンデンサ及びインダクタを用いており，したがって，電気外科手術の終了時にこれらの装置を素早く停止させることを難しくしている。

図に示した本発明の例示実施例を以降に要約する。これらの実施例については，詳細な説明の項でより詳しく説明する。しかし，本発明を，この発明の概要又は詳細な説明の項で説明する形態に限定する意図はないことを理解されたい。当業者であれば，本願請求項に記載された発明の精神及び範囲の中に入る多くの変形物，均等物及び代替構成物があり得ること理解するであろう。

本発明の一実施例は，ＬＣ回路の出力を介して電気外科器具に準正弦波電流を供給する方法として特徴付けてもよい。特に，非正弦波又はパルス電圧は，ＬＣ回路の共振周波数の実質的に１／２の周波数でＬＣ回路を駆動するために用いられる。

本発明の別の実施例は，電気外科器具に電力を供給する方法として特徴付けてもよい。この方法は，実質的に一定の駆動周波数を有する非正弦波駆動電圧を発生するステップを含む。この方法は，上記の実質的に一定の駆動周波数の実質的に２倍の共振周波数を有するＬＣ回路に非正弦波駆動電圧を供給するステップを更に含む。この方法はまた，非正弦波駆動電圧からＬＣ回路内に準正弦波電流を発生させるステップも含む。最後に，本方法は，電気出力に準正弦波電流を供給するステップを含み，電気出力は，外科器具の電気入力に接続するように構成されている。

本発明の別の実施例は，電気外科器具用の電力供給装置として特徴付けてもよい。この電力供給装置は，実質的に一定の周波数かつ可変振幅の非正弦波電圧を供給する電力供給装置を含む。電力供給装置はまた，非正弦波電圧を受電し，準正弦波電流を供給するように構成されたＬＣ回路も含み，このＬＣ直列回路の共振周波数は，上記の実質的に一定の駆動周波数の実質的に２倍である。この電力供給装置は，電気外科器具に準正弦波電流を供給するように構成された電気出力を更に含む。

本発明の別の実施例はまた，電気外科器具用の電力供給装置として特徴付けてもよい。この電力供給装置は，可変振幅のＤＣ電力を供給するように構成された電源を含む。電力供給装置はまた，ＤＣ電力を受電し，実質的に一定の駆動周波数かつ電源の可変振幅に応じた振幅のパルス電圧を生成するように構成されたパルス発生器も含む。電力供給装置は，誘導性部品及び容量性部品を直列に含むＬＣ回路を更に含み，このＬＣ回路は，パルス発生器からパルス電圧を受電し，パルス電圧と準正弦波電流とが逆極性であるとき，パルス発生器及び電源にエネルギを還流させる準正弦波電流を発生させるように構成される。さらに，電力供給装置は，準正弦波電流を電気外科器具に供給するように構成された電気出力を含む。

本発明の別の実施例は，電気外科器具に電力を供給する方法として特徴付けてもよい。この方法は，実質的に一定の駆動周波数を有する非正弦波駆動電圧を発生させるステップを含む。この方法は，ＬＣ回路に非正弦波駆動電圧を供給するステップを更に含み，第１の発生ステップ及び供給ステップは，電力供給器によって実行される。この方法はまた，非正弦波駆動電圧から準正弦波電流を発生させるステップと，さらに，エネルギを電力供給器に還流させることによって，ＬＣ回路を周期的に放電させるステップと，を含む。最後に，この方法は準正弦波電流を電気出力に供給するステップを含み，電気出力は外科器具の電気入力に接続されるように構成されている。

本発明の種々の目的及び利点，並びにより完全な理解は，以降の詳細な説明及び本願の請求項を，添付の図面と関係づけて参照することによって，明白になり，かつより容易に理解できるであろう。

電気外科器具に電力を供給する電力供給装置を示す図である。 電気外科器具に電力を供給する電力供給装置の別の実施例を示す図である。 （Ａ）〜（Ｆ）は，ＬＣ直列回路内のインダクタ及びコンデンサの６個の代替配置を示す図である。 低負荷インピーダンスに対する，ここで説明したＬＣ回路のうち１又は複数からの電流出力を示す図である。 高負荷インピーダンスに対する，ここで説明したＬＣ回路のうち１又は複数からの電流出力を示す図である。 電気外科器具に電力を供給する方法を示す図である。 計算機システムの例示形態であって，当該計算機システム内で本発明の態様及び／又は方法のうち任意の１又は複数を装置に実行させる命令集合が実行される形態の機械の一実施例を示すブロック図である。

図１は電気外科器具用の電力供給装置を示している。電力供給装置１００は，電力供給器１０２と，ＬＣ回路１０８と，電気出力１１０とを含み，電力供給装置１００は電気外科器具１１４に接続され，電力を供給するように構成される。電力供給器１０２は，ＬＣ回路１０８（例えば，直列に接続されたコンデンサ及びインダクタ）に，非正弦波電圧（例えば，パルスＤＣ電圧又は有限スイッチング時間を有する矩形波）を供給することができる。非正弦波電圧は，一定又は実質的に一定（例えば，±５０ｐｐｍ（０．００５％））の駆動周波数及び可変振幅を有してもよい。

ＬＣ回路１０８は非正弦波電圧を受電し，その電圧を準正弦波電流に変換する。非正弦波電圧，すなわち駆動電圧は，ＬＣ回路１０８の共振周波数に実質的に１／２で動作する。例示一定駆動周波数は２２５ＫＨｚ〜２７５ＫＨｚの範囲を有し，当該範囲内の任意の一定駆動周波数に関して，±５０ｐｐｍのジッタを含む。このジッタは電子回路（例えば，水晶発振器）に固有のものである。

一定駆動周波数は初期に，ＬＣ回路１０８の共振周波数の１／２並びに寄生インダクタンス及び電気容量に調整してもよいが，外科手術ごとには変わらない（更なる調整は可能であるが，必要ではない）。いくつかの実施例においては，ＬＣ回路１０８の共振周波数は通常調整できない（コンデンサ及びインダクタは固定であると仮定し，種々のケーブル１１２の電気容量及びインダクタンスの変化は無視する）が，パルス発生器１０６の一定駆動周波数をＬＣ回路１０８の共振周波数に揃う（例えば，一定駆動周波数が共振周波数の実質的に１／２である）ように調整することができる。ＬＣ回路１０８の共振周波数の実質的に１／２で動作させることによって，ＬＣ回路１０８は，ＬＣ回路１０８が自身の共振周波数又はその近傍で駆動されたとき観察される，無視できるか実質的に無視できるインピーダンスに比べると，ＬＣ回路１０８を通過する電流（準正弦波電流）に対してインピーダンスを示す。

準正弦波電流（例えば，図４〜５の４０４及び５０４を参照）は電気出力１１０に供給される。電気出力１１０は，ケーブル１１２を介して電気外科器具１１４（例えば，バイポーラ器具）に接続され，準正弦波電流を供給するように構成される。準正弦波電流は負荷インピーダンスに応じて変化する。負荷インピーダンスが低い（例えば，６〜２５Ω）ときは，準正弦波電流は，サイクルごとに極性反転（ｆｌｉｐ）（すなわち，１８０°位相偏移）するＬＣ回路の減衰したリンギングのある出力に似ている。例えば，図４に示された電流４０４を参照されたい。負荷インピーダンスが（例えば，７５〜２５６Ωに）増加したとき（例えば，電気外科封止の際に血管が加熱されたとき），準正弦波電流は駆動信号（例えば，パルス波形）に似るようになる。このような高インピーダンスに対する例示準正弦波電流は，図５に見ることができる。

以降，一定駆動周波数と呼ぶが，実質的に一定の駆動周波数も含まれることを理解されたい。含まれる一定駆動周波数の範囲は２２５〜２７５ＫＨｚであり，目標一定駆動周波数に対して，電子回路は±５０ｐｐｍの周波数安定度すなわちジッタを有してもよい。以降，周波数の純粋な（ａｂｓｏｌｕｔｅ）倍数（例えば，２倍，３倍及び４倍）と呼ぶが，当業者であれば，周波数の倍数は，±２５ＫＨｚの隣接周波数（例えば，一定周波数を２５０ＫＨｚとすると，２２５〜２７５ＫＨｚ）を含むことは明らかである。

一つの実施例においては，電力供給器１０２は電源１０４及びＤＣバス１０５を介して接続されたパルス発生器１０６を含む。電源１０４は，ＤＣバス１０５を介してパルス発生器１０６に可変振幅のＤＣ電力（正電流）を供給することができる。電源１０４はまた，パルス発生器１０６からＤＣ電力（負電流）を受電することもできる。パルス発生器１０６は，可変振幅ＤＣ電力を受電して，一定駆動周波数を有し，電源１０４から受電した可変振幅に応じた振幅を有するパルス電圧に変換することができる。

電力供給器１０２及び／又は含まれる電源１０４は一定電力モードで動作することができる。一定電力とは，電圧及び／又は電流が，所望の又は設定された電力出力を維持（±２０％の誤差範囲内に）するために自動的に調整されることを意味する。例えば，負荷インピーダンスが増加して電流が減少すると，電流の減少を相殺するために電力供給器１０２の電圧出力が増加し，それによって一定電力を維持する。別の例においては，負荷インピーダンスが低下して電流が増加すると，一定電力出力を維持するために電力供給器１０２の電圧が低下する。このように，５Ｗに設定された一定電力に対して，一定電力は４〜６Ｗを含んでもよい。１０Ｗに設定された一定電力に対しては，一定電力は８〜１２Ｗを含んでもよい。１５Ｗに設定された一定電力に対しては，一定電力は１２〜１８Ｗを含んでもよい。いくつかの非制限的例を示すとすれば，一定電力は，０〜２０Ｗ，２〜１５Ｗ，５〜１０Ｗ，１０〜１４Ｗ又は５〜１２Ｗを含んでもよい。負荷インピーダンスは主に，例えば電気外科器具の尖叉（ｔｉｎｅ）の間に挟まれたときの，電気外科器具によって手術されている組織のインピーダンスである。

一つの実施例においては，電源１０４は，電流及び／又は電圧をアップコンバート又はダウンコンバートできる電力変換器（例えば，降圧・昇圧（ｂｕｃｋ−ｂｏｏｓｔ）変換器）を含む。電力変換器は，例えば，電気出力１１０又はその近傍の電流，電圧，電力及びインピーダンスのうち１又は複数を検出及び分析する帰還ループを介して，制御できる制御可能振幅を有してもよい。電力変換器は，電流の発生及び吸収双方を行うように構成された種類のものであってよい。例えば，電力変換器の１又は複数のコンデンサは，必要なときエネルギを吸収し，後でそのエネルギをＬＣ回路１０８へ戻すことができる。エネルギを吸収できることによって，ＬＣ回路１０８は蓄積されたエネルギのいくらか又はすべてを周期的に（例えば，準正弦波電流の各パルスの期間中に）放電してＤＣバス１０５に還流させ，したがって，蓄積されたエネルギはほとんど乃至まったく累積しない。このことによって，従来の電力供給装置に比べて重大なスパーク及び電流スパイクを深刻でなくすることができる。

電流スパイクは，負荷インピーダンスが急速に低下し，ＬＣ部品に蓄積されたエネルギが負荷に流れるときに生じる。このような電流スパイクに利用可能なエネルギは，従来，エネルギがＬＣ回路に蓄積されるため望ましいレベルより多かった。さらに，従来のＬＣ回路は共振周波数又はその近傍で駆動され，ＬＣ回路はインピーダンスがほとんどないか，無視できるため，電流は急速に上昇することがある。しかしここで，ＬＣ回路１０８のサイクルごとの期間中にエネルギが放電するときは，一つのサイクルで蓄積されたエネルギだけが，回路が短絡した条件下で放電に使われ，したがって，電流スパイク及びスパークは先行技術よりも深刻ではない。このような事象の深刻さは，ＬＣ回路１０８が共振周波数以外（例えば，共振周波数の１／２）で駆動されることによっても軽減される。その結果，ＬＣ回路１０８が駆動信号に対してインピーダンスとして働き，したがって，電流スパイクの際，絶対電流だけでなく電流の変化も制限することになる。

ＬＣ回路にエネルギが蓄積されないことの更なる利点は，電気外科装置に送られる電力をより短時間で切断でき，したがって外科医が手術の終了時をより良く管理できるようになることである。さらに，ＬＣ回路に，先行技術より小さなインダクタ及びコンデンサを用いることによっても切断時間が短縮される。

これに対して，スイッチングがＬＣ回路１０８の共振周波数で起こったとすると，ＬＣ回路１０８は電流に対して０又は無視できるインピーダンスを呈することになる。その結果，電流スパイク及びスパークはより深刻になり，ＬＣ回路１０８内の実質的にすべてのエネルギを放電してＤＣバス１０５に還流することができなくなる。

一つの実施例においては，パルス発生器１０６はｈブリッジである。ｈブリッジは電源１０４からＤＣ電力を受電し，ＬＣ回路１０８にパルス電圧（例えば，矩形波）を出力することができる。パルス電圧は，ＬＣ回路１０８の特性に基づいた一定駆動周波数（例えば，ＬＣ回路１０８の共振周波数）で供給される。例えば，実質的に一定な駆動周波数は，ＬＣ回路１０８の共振周波数の実質的に１／２に設定してもよい。換言すれば，ＬＣ回路１０８が自己の共振周波数で振動（ｒｉｎｇ）するように駆動されたとき，駆動パルスはＬＣ回路１０８の１サイクルおきに極性を反転させてもよい。パルス電力の振幅は，電源１０４が供給するＤＣ電力の振幅に従う。ｈブリッジは，電源１０４が電流を発生及び吸収できるように電流を発生及び吸収でき，ＬＣ回路１０８がサイクルごと１回の期間にエネルギを放電してＤＣバス１０５に還流できるようにする。このような期間は駆動電圧の各パルスの第２半期を含んでもよく，準正弦波電流の各周期の第２半期と関連することが望ましい。

エネルギを放電してＤＣバス１０５に還流させるために，駆動電圧の極性を，純正弦波電流の零交差点に対して１８０°位相をずらし，かつ共振周波数の１／２に実質的に等しい周波数で切替えてもよい（低インピーダンスの場合）。このように動作させることによって，ＬＣ回路１０８は電流に対して実質的にインピーダンスを呈し，したがって，電流スパイクに対して上限を呈し，電流スパイク中の電流増加を軽減する。また，エネルギがＬＣ回路１０８に発生及び累積できるようにする代わりに，共振サイクルごとの１／２期間に，蓄積されたエネルギは放電してＤＣバス１０５に還流する。

例えば，低負荷インピーダンス（例えば、６〜１２Ω）の場合、パルス発生器１０６からの正負の電圧パルスの第１半期に，エネルギはＤＣバス１０５からＬＣ回路１０８及び電気外科器具１１４へ流れる。ＤＣバス１０５は正電流を観測し，駆動電圧と準正弦波電流とは同一の極性を有する。電圧パルスの第２半期に，エネルギはＬＣ回路１０８からＤＣバス１０５へ逆に流れ，エネルギは蓄積されて，その後，次の電圧パルスの第１半期にＬＣ回路１０８及び電気外科器具１１４へ再供給される。ＤＣバス１０５は負電流を観察し，エネルギがＤＣバス１０５に戻るときには，駆動電圧と準正弦波電流とは反対の極性を有する。

ＬＣ回路１０８回路１０８は，直列に接続された誘導性部品（例えばインダクタ）及び電気容量性部品（例えばコンデンサ）を含んでもよい。ＬＣ回路１０８内の誘導性部品及び電気容量性部品の種々の構成を図３に見ることができる。

スイッチング損失を減少させるため，ＬＣ回路１０８の電流が実質的に最小のとき，すなわち電流が０アンペアに近づいたときに，パルスを切り替えてもよい。この方法は通常，電流がＬＣ回路１０８の共振サイクルごとに１回，０アンペアを横切り，ＬＣ回路１０８の共振サイクルごとに１回，０アンペアに近づく，低インピーダンス時に可能である（図４参照）。スイッチングは，零交差点ではなく，準正弦波電流が０アンペアに近づく点又はその近傍で行うことが望ましい。高インピーダンス時には，準正弦波電流は低インピーダンスのときと同様な程度には０アンペアに近づかず（図５参照），スイッチング損失は避けることがより困難である。

電圧パルスは有限スイッチング時間を有することがあり，その場合，パルス電圧の位相は，有限スイッチング時間の始め，終わり又は中間のある部分が，ＬＣ回路１０８の準正弦波電流が０アンペアに近づくのと同じ瞬間に起きるように選択される（低インピーダンスの場合）。

ＬＣ回路１０８は，自己の共振周波数の１／２で駆動してもよく，またパルス若しくは矩形波（又はあるほかの非正弦波駆動波形）で駆動してもよい。駆動電圧パルスの位相は，ＬＣ回路１０８の準正弦波電流が０アンペアに近づく瞬間に実質的に起きるようにしてもよい（低インピーダンスのとき）。この独特な駆動周波数及び位相設定は，エネルギを発生及び吸収できる電力供給器１０２の使用と共に，サイクルごとの一部期間でＬＣ回路１０８がエネルギを放電して電力供給器１０２に還流できるようにし，したがってＬＣ回路１０８に蓄積されるエネルギを減少させることができる。一つの実施例においては，パルス遷移の際に，ＬＣ回路１０８が当該回路に蓄積されている，実質的にすべてのエネルギを放電して電力供給器１０２に還流する。

図２は，電気外科器具に電力を供給する電力供給装置の別の実施例を示している。電力供給装置２００は，電源２０４と，パルス発生器２０６（例えばｈブリッジ）と，ＬＣ回路２０８とを含む。電源２０４は，発生源２２２と，電力変換器（例えば降圧・昇圧変換器２２０）とを含んでもよく，ＤＣバス２０５を介してパルス発生器２０６に接続される。ＬＣ回路２１８は，１又は複数の誘導性素子（例えばインダクタ２４２）と，１又は複数の電気容量性素子（例えばコンデンサ２４０）と，トランス２４６とを含んでもよい。電力供給装置２００はまた，電気出力２１０を介してケーブル２１２に接続されるように構成され，ケーブル２１２は電気外科器具２１４（例えばバイポーラ器具）に接続される。電力供給装置２００はまた，電気出力２１０又はその近傍で種々の電気特性（例えば，電圧，電流，電力，インピーダンス）を監視するための１又は複数の感知器２５０も含んでよい。１又は複数の感知器２５０は，電源２０４が発生したＤＣ電力の振幅を制御するか，又は制御するための命令を与えるように構成された帰還制御器２６０に帰還信号を供給することができる。任意選択の周波数制御器２７０はパルス発生器２０６からのパルスの周波数を制御することができ，帰還によって制御してもよいし，メモリ（例えば，半導体メモリ若しくはディスクドライブメモリ）又はユーザ入力によって制御してもよい。

電源２０４は，発生源２２２からの電力をアップコンバート及び／又はダウンコンバートできる降圧・昇圧変換器２２０のような電力変換器を含んでもよい。降圧・昇圧変換器は，可変又は制御可能な振幅を有するＤＣ電力を発生し，振幅は帰還制御器２６０によって制御される。ＤＣ電力の振幅は，電流及び電圧制限のような種々の制限に依存してもよい。電流及び電圧制限は，短絡及び開放の回路異常に対する保護のために設けてもよい。これらの制限は外科医及び患者に対して安全を提供するだけでなく，予期しない電気現象も防ぐ。

一つの実施例においては，１又は複数の感知器２５０は電気出力２１０又はその近傍の電流及び電圧に関する帰還を行う。帰還制御器２６０は，測定した電流及び／又は電圧を，電流及び／又は電圧の制限又はしきい値（例えば，最大電圧７５ボルト，電流範囲１．３〜１．８アンペア）と比較する。測定した電流又は電圧が制限又はしきい値を超えたときは，帰還制御器２６０は電源２０４（又は電源２０４の降圧・昇圧変換器２２０）に電流及び／又は電圧を減少させるように指示又は通知してもよい。

この減少は予め定めてもよいし（例えば，電流を５０％削減），電流及び／又は電圧の実時間測定値に基づいてもよい。例えば，電流又は電圧のどちらが制限を超えたとしても，電流が制限値以下に低下するまで減少させてもよい。減少率は，１又は複数の感知器２５０からの電流，電圧，電力及びインピーダンスの実時間測定値に基づいてもよい。例えば，電流又は電圧が一定の割合でしきい値を超えたか，一定の率でしきい値を超えつつあることが観察されたとき，電圧の減少は，電圧又は電流がしきい値を超えたか，電圧又は電流の増加率がそれほど大きくないときよりもより深刻なことがある。

また，封止手術の際に組織に印加される所望の電力プロファイル（例えば，対称台形又は非対称台形）に基づいて選択することができる電力プロファイルによって規定された電力制限があってもよい。１又は複数の感知器２５０は電力を監視し，電力に関する情報を帰還制御器２６０に提供する。帰還制御器２６０は，監視した電力と電力プロファイル（例えば，メモリに記憶されている）とを比較して，監視した電力が電力プロファイルを超えているとき，電力を減少するように電源２０４（又は電源２０４の降圧・昇圧変換器２２０）に指示又は通知する。降圧・昇圧変換器２２０は，帰還制御器２６０が設定したしきい値又は制限を超えない，可能な限り最大の電力を供給するように，発生源２２０が供給する最高の電流又は電圧に向かって電力を増加させる傾向を有してもよい。

しかし，電源２０４及び電源２０４の降圧・昇圧変換器２２０はＤＣバス２０５に一定電力を供給することが好ましいことに注意されたい。換言すれば，電源２０４又は降圧・昇圧変換器２２０は電流源（一定電流，可変電圧）であるか，電圧源（一定電圧，可変電流）であるよりも，一定電力出力が得られるように可変電流及び可変電圧を有してもよい。本質的に一定電力源であることの利点は，電圧又は電流のいずれかを制御することによって間接的に電力を制御するための帰還回路に関する臨界要求がないことである。このことは制御回路をより高信頼にし，そうでなければ従来の電圧又は電流源に関して起こる可能性がある過渡的なスパイクを除去することができる。

一つの実施例において，帰還制御器２６０は，発生源２２２の出力端子間にインダクタを接続するスイッチ（例えばＦＥＴ）を制御する。この状態で，インダクタの電流は，電流しきい値に達するまで，時間と共に線形に増加する。電流しきい値は，１又は複数の感知器２５０からの帰還に基づいてもよい。電流が電流しきい値に達すると，インピーダンスが如何に変化しても，電源２０４は異なる電流及び電圧を供給しつつ，同一の電力出力を維持するようになるため，電源２０４は一定電力を供給する。電源２０４の電流及び電圧は，インピーダンス変化の結果だけでなく，帰還制御器２６０が制御した一定電力出力の変化にも依存して自動的に変化する。

帰還についての臨界要求とは，帰還システムが不安定になる前に，如何に早く帰還システムが運転できるかについて制限があることを意味する（例えば，臨界応答時にシステムが不安定になるまでは、応答が速いほど不安定性が大きくなる）。

電源２０４及び降圧・昇圧変換器２２０はまた，電流を発生し，吸収することができる（電流が吸収されるとき，電圧は上昇する）。この特性はすべての電源に共通ではなく，ＬＣ回路２０８がエネルギをＤＣバス２０５に還流できるようにすることによって，ＬＣ回路２０８内にエネルギが蓄積しないようにするため，ここで独特な利点を提供するものである。換言すれば，電流を発生及び吸収できない電源は，電力供給装置２００では可能な，電流スパイク及びスパークの軽減，又は急速な切断を達成できない。例えば，電源２０４は，電流を吸収し，ＬＣ回路２０８に吸収した電流を再供給することができるコンデンサバンク（図示していない）を備えた降圧・昇圧変換器を含んでもよい。吸収された電流は，ＬＣ回路２０８の次の共振サイクルにおいて，ＬＣ回路２０８に再供給することができる。

パルス発生器２０６は，パルス又は矩形波のような非正弦波電圧を発生する。また，パルス発生器はｈブリッジ又は任意のほかのスイッチモード電力供給装置の形態を取ることができ，パルス又は矩形波信号を発生することができる。ｈブリッジは，一つの実施例においては４個の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を有し，その４個のＦＥＴは対角線状にオン・オフして，ＬＣ回路２０８に供給される電力の極性を交番するパルス電力又は矩形波を生成する。ＦＥＴは，損失を最小化又は減少させるように選択される。パルス発生器２０６は電流を発生及び吸収することができ，電源２０４のように，独特な電流スパイク及びスパーク防止，及び電力供給装置２００の急速切断を可能にする。パルス発生器２０６は，任意選択の周波数制御器２７０が指示した一定駆動周波数（例えば，２５０ＫＨｚ±２５ＫＨｚ又は５００ＫＨｚ未満の任意の周波数），かつ振幅が，電源２０４が供給するＤＣ電力によって制御される可変振幅でパルスを発生する。一つの実施例においては，パルス発生器２０６は，恐らく±５ｐｐｍのジッタを有する，２４０ＫＨｚの一定駆動周波数を発生する。

外科手術の際に，一定駆動周波数（パルスの周波数）は一定に保たれるが，電圧パルスの振幅は電源２０４を介して調整することができる。パルスの振幅の変化はＬＣ回路２０８（負荷インピーダンスを含む）の準正弦波電流の形状に影響を与え，したがって，電気外科器具２１４に届けられる平均電力にも影響を与える。このように，電圧パルスの振幅の変化を用いて，外科手術（例えば，血管封止）の際に適用される電力プロファイルを追跡することができる。電源２０４が供給するＤＣ電流及び電圧は，降圧・昇圧変換器２２０が（電力プロファイルの与えられた設定ポイントに関して）一定電力を出力するため，負荷インピーダンス（電気外科手術器具２１４のインピーダンス）が変化したとき，自動的に調整される。

スイッチングは本質的にパルス又は矩形波として説明されるが，実際には，「パルス」は台形の形状を有している。換言すれば，あるパルスから次のパルスへのスイッチング時間は有限である。さらに，電力供給装置の回路はほぼ瞬時のスイッチング（又は純粋な矩形波）が可能であるが，この回路の最大性能はいつも利用できるとは限らず，スイッチングは離散的な跳躍ではなく，電圧及び／又は電流のわずかに傾斜した（ｒａｍｐｉｎｇ）上昇・下降を伴うことがある。スイッチング時間は有限であるから，一定駆動周波数は，パルス間の遷移が，実質的に，ＬＣ回路２０８内の準正弦波電流が（低インピーダンスにおいて）０アンペアに近づく時点又はその近傍で起きるように調整することができる。一つの実施例においては，パルス間の遷移は，ＬＣ回路２０８内の準正弦波電流が０アンペアに近づくのと実質的に同時に起きる。

いくつかの実施例においては，任意選択の周波数制御器２７０は，一定駆動周波数でＬＣ回路２０８にパルス電圧を供給するように，パルス発生器２６０に命令又は通知することができる。一定とは，ある組織手術又は血管封止手術の間，ＬＣ回路２０８に届けられるパルスの周波数が一定であることを意味する。別の実施例においては，一定駆動周波数がＬＣ回路２０８の共振に同調する（例えば，ＬＣ回路２０８の共振周波数の１／２になる）ように，手術の合間に一定駆動周波数を調整してもよい。ＬＣ回路２０８の共振周波数は，ＬＣ回路１０８の誘導性（例えばインダクタ２４２）及び電気容量性（例えば２４０）の素子又は部品，並びに（例えば，ＬＣ回路２０８のトランス，及び技術的にはＬＣ回路２０８の部分ではないケーブル２１２の）寄生効果に依存する。

帰還機構を有するようには描かれていないが，代替実施例においては，任意選択の周波数制御器２７０は，ＬＣ回路２０８からＬＣ回路２０８の電気特性（例えば，電圧，電流，電力，負荷インピーダンス，ＬＣ回路インピーダンス，コンデンサ２４０又はインダクタ２４２のインピーダンス又はリアクタンス，トランス２４６及びケーブル２１２の寄生効果のインピーダンス又はリアクタンス）を指示する帰還信号を受信することができる。

ＬＣ回路２０８は，１又は複数の電気容量性素子（例えばコンデンサ２４０）と，１又は複数の誘導性素子（例えばインダクタ２４２）と，トランス２４６と，を含んでもよい。コンデンサ２４０とインダクタ２４２とは直列に配置してもよい（この配置の変形は図３に示されている）。トランス２４６もまた，電気外科器具２１４と電力供給装置２００の残りの部分とを電気絶縁するために，ＬＣ回路２０８の二つの導線又は電線間に配置してもよい。トランス２４６は１：４の巻数比（１次：２次）を有し，表皮効果を最小にするように選択した直径を有する電線（例えば細心電線）を用いて，磁性体コアの周りに巻かれる。一つの実施例においては，トランス２４６からの漏えいインダクタンスは，５μＨを超えない程度である。

コンデンサ２４０は，ＬＣ回路２０８に蓄積される電荷が少ないように，この容量で用いられる従来のコンデンサより少ない電気容量を有するように選択してもよい。ＬＣ回路２０８に蓄積されるエネルギが低いということは，短絡又は開放の際に，電気外科器具２１４に放電されるエネルギが少ないことを意味する。蓄積されるエネルギが少ないということは，より大きな誘導性部品及び電気容量性部品を用いた装置よりも迅速に電力を切断できることを意味する。特に，コンデンサ２４０の例示電気容量値は，制限ではないが，０．０１〜１μＦを含む。

インダクタ２４２は個別インダクタであってもよい。しかし，パルス発生器２０６が供給するパルス電圧の一定駆動周波数を決定するとき，ＬＣ回路２０８のインダクタンスは，個別インダクタ２４２並びにトランス２４６及びケーブル２１２，更には電気外科器具２１４からの寄生インダクタンスを含むように考慮してもよい。換言すれば，パルス発生器２０６が同調しているＬＣ回路２０８の共振周波数は，ケーブル２１２の寄生効果及びＬＣ回路２０８の外部の器具２１４の寄生効果さえ考慮に入れる。

コンデンサ２４０は個別部品であってよい。そして，インダクタンスのように，ＬＣ回路２０８の共振周波数を決定するために用いられる電気容量は，コンデンサ２４０並びにＬＣ回路２０８の内部及び外部の寄生電気容量にも依存することがある。

一つの実施例においては，誘導性回路は，互いに直列又は並列に接続された２又はそれ以上の誘導性素子を備える。電気容量性回路は，互いに直列又は並列に接続された２又はそれ以上の電気容量性素子を備える。

１又は複数の感知器２５０は，電流及び電圧センサを含んでもよい。また，電力感知器があってもよいし，電流及び電圧感知器からの信号を用いて電力を計算してもよい（例えば，電圧×振幅）。また，ＬＣ回路２０８のインピーダンスだけでなく，負荷インピーダンスを測定するインピーダンス感知器があってもよいし，電流及び電圧感知器によって測定した電流及び電圧に基づいて，これらのインピーダンスを計算してもよい。測定は，出力２１０又はその近傍で行うことができる。一つの実施例においては，１又は複数の感知器２５０は，例えばトランス（図示していない）を用いて電気外科器具２１４から絶縁してもよい。

一つの実施例においては，ケーブル２１２，電気外科器具２１４及び／又は手術を行う組織の変化に適応するように，インダクタ２４２及びコンデンサ２４０を（例えば，機械的又は電気的いずれかによって）調整して，ＬＣ回路２０８のインピーダンス及びリアクタンスを変更し，それによって更新周波数を変更することができる。例えば，電力供給装置２００に接続されている別の電気外科器具２１４を扱う（ａｃｃｏｕｎｔ ｆｏｒ）ために，電気的に変更してもよい。

この電力供給装置２００は，低負荷インピーダンスにおいて，電力供給装置２００が高電流を組織に供給し，一方，高負荷インピーダンスにおいては（封止が完了に近づいたとき）高電圧を供給するという望ましい動作を本質的に行うため，有利である。特に，電源２０４のような一定電源を使用すると，電流源又は電圧源が用いられるときには達成されないこれらの電気特性が本質的に得られる。例えば，一定電力が用いられているため，電流に対する電圧の比はインピーダンスに等しい。したがって，負荷が増加すると電流に対する電圧の比が増加する。

図３の（Ａ）〜（Ｆ）は，ＬＣ回路２０８内のインダクタ２４２及びコンデンサ２４０の配置に関する６個の代替案を示している。これらの構成はそれぞれ，インダクタ及びコンデンサを直列に含むＬＣ回路，すなわち直列ＬＣ回路（例えば，ＬＣ回路２０８）の本発明における定義内に入るものである。図示した構成はそれぞれ，図２のＬＣ回路２０８に置き換えてもよく（図３の（Ａ）は，図２のＬＣ回路２０８と同一である），パルス発生器２０６は図３の左側であり，電気出力２１０は右側である。

図４は，低負荷インピーダンスに関して，ここで説明したＬＣ回路のうち１又は複数の電流を示している。このような低負荷インピーダンスは，血管封止のような外科手術の開始時及び初期段階で観察されることがある。ＬＣ回路は，図１〜２に示した形態（例えば，１０８，２０８）であってもよい。ＬＣ回路１０８，２０８は直列回路であるから，ＬＣ回路１０８，２０８に入る電流４０４と，ＬＣ回路１０８，２０８内部の電流と，ＬＣ回路１０８，２０８から出る電流は同一である。同様に，パルス発生器（例えば１０６，２０６）とＬＣ回路１０８，２０８との間の電流４０４及び電気外科器具（例えば１１４，２１４）に供給される電流もまた，図４の電流４０４によって表される。低インピーダンスは６〜２５Ωの負荷インピーダンスを含んでもよいが，それに限定されない。

パルス発生器１０６，２０６からＬＣ回路１０８，２０８への駆動電圧４０２は，ここでは矩形波として示されており（ほかの非正弦波も想定されるが），ＬＣ回路１０８，２０８の共振周波数の１／２で切り替えられる。電流４０４は駆動電圧４０２と同相であり，電流４０４のサイクルごと，そして駆動電圧４０２のサイクルごとに２回，１８０°位相偏移する。１８０°位相偏移又は極性反転は，およそ９６μｓ，９８μｓ，１００μｓ，１０２μｓ及び１０４μｓで起こる。

図４の波形の時間及び電流の値は任意に与えられたものであり，したがって，本発明の範囲を制限する意図はないことに注意されたい。駆動電圧４０２は任意の電圧で示されており，電流４０４に対して必ずしも正確な縮尺にはなっていない。

図から分かるように，電流４０４は，パルス発生器１０６，２０６からの駆動電圧４０２が切り替えられるごとに，１８０°位相偏移又は極性反転する，振幅抑圧された（ｄａｍｐｅｎｅｄ）正弦波に似ている。電流４０４は，９７μｓ，９９μｓ，１０１μｓ及び１０３μｓの近傍で０アンペアを横切る。電流は，９６μｓ，９８μｓ，１００μｓ，１０２μｓ及び１０４μｓ，又はその近傍で０アンペアに近づく。図示したとおり，電流４０４は駆動電圧４０２が切り替えられるとき，０アンペアに達しないが，別の実施例においては，使用された回路は，駆動電圧４０２が切り替えられるとき，電流が０アンペアに達するようになっている。

ＤＣバス（例えば１０５，２０５）は，駆動電圧４０２及び電流４０４が同一極性のときはいつでも，ＬＣ回路１０８，２０８及び電気外科器具１１４，２１４にエネルギを供給する。例えば，エネルギは，９６〜９７μｓ，９８〜９９μｓ，１００〜１０１μｓ，１０２〜１０３μｓ及び１０４〜１０５μｓの期間に，ＬＣ回路１０８，２０８及び電気外科器具１１４，２１４に供給される。これらの期間中，ＤＣバス１０５，２０５内の電流は正である。駆動電圧４０２と電流４０４が逆極性を有するときはいつでも，エネルギはＤＣバス１０５，２０５に還流し，ＬＣ回路１０８，２０８から放電される。例えば，エネルギは，９５〜９６μｓ，９７〜９８μｓ，９９〜１００μｓ，１０１〜１０２μｓ及び１０３〜１０４μｓの期間にＤＣバス１０５，２０５に還流し，ＬＣ回路１０８，２０８から放電される。

このように，ＤＣバス１０５，２０５は，パルス発生器１０６，２０６からの駆動電圧４０２のパルスごとの第１半期に電流及び電圧を供給し，駆動電圧４０２のパルスごとの第２半期に電流及び電圧を吸収する。その結果，パルス切替え又はその近傍において，ＬＣ回路１０８，２０８内に蓄積された実質的にすべてのエネルギが放電され，ＤＣバス１０５，２０５に戻される。したがって，駆動電圧４０２のパルスの始めでは，ＬＣ回路１０８，２０８は実質的に蓄積されたエネルギがない。これに対して通常のＬＣ回路では，ＬＣ回路サイクルを通じて，インダクタ及びコンデンサが相当量のエネルギを交互に蓄積している。

図５は，高負荷インピーダンスに対する，ここで説明したＬＣ回路のうち１又は複数の電流出力を示している。このような高負荷インピーダンスは，血管封止のような外科手術の終わり近く又は後半に観察されることがある。ＬＣ回路は，図１〜２に示した形態（例えば１０８，２０８）であってもよい。高インピーダンスは７５〜２５６Ωの負荷インピーダンスを含んでもよいが，それに限定されない。

パルス発生器１０６，２０６からＬＣ回路１０８，２０８への駆動電圧５０２は，ここでは矩形波として示されており（ほかの非正弦波波形も想定されるが），ＬＣ回路１０８，２０８の共振周波数の１／２で切り替えられる。電流５０４は駆動電圧５０２と同相であり，電流５０４のサイクルごと，そして駆動電圧５０２のサイクルごとに２回，１８０°位相偏移する。１８０°位相偏移又は極性反転は，およそ１０μｓ，１２μｓ，１６μｓ及び１８μｓで起こる。

図５の波形の時間及び電流の値は任意に与えられたものであり，したがって，本発明の範囲を制限する意図はないことに注意されたい。駆動電圧５０２は任意の電圧で示されており，電流５０４に対して必ずしも正確な縮尺にはなっていない。

低インピーダンスの場合の電流４０４と異なり，ＬＣ回路１０８，２０８における振動は十分に抑圧され，図４において見られる電流４０４の正弦波形状は，図５では見られない。むしろ，電流５０４は，１０μｓ，１２μｓ，１４μｓ，１６μｓ及び１８μｓ，又はその近傍で切り替えられるパルス駆動電圧５０２により近い。換言すれば，電流５０４が０アンペアを横切る点又はその近傍でスイッチングが起きる。また，図４に示した低インピーダンスの状況と異なり，より高いインピーダンスでは，エネルギはＤＣバス１０５，２０５からＬＣ回路１０８，２０８及び電気外科器具１１４，２１４にだけ供給される。図から分かるように，電流５０４及び駆動電圧５０２は常に同一極性であり，したがって，エネルギはＤＣバス１０５，２０５には還流しない。

図６は，電気外科器具に電力を供給する方法を示している。方法６００は，第１の発生動作６０２において一定駆動周波数を有する非正弦波駆動電圧を発生する第１のステップを含む。方法６００はさらに，第１の供給動作６０４において，駆動周波数の２倍の共振周波数を有する，ＬＣ回路に非正弦波駆動電圧を供給するステップを含む。方法はまた，第２の発生動作６０６において，非正弦波駆動電圧から準正弦波電流を発生する。最後に方法１００は，第２の供給動作６０８において，電気出力に準正弦波電流を供給する。第２の供給動作６０８において，電気出力は，外科器具の電気入力に接続するように構成されている。

発生動作６０２は，例えば電力供給器１０２（図１参照）又は電源２０４とパルス発生器２０６との組合せ（図２参照）によって行われる。非正弦波駆動電圧は矩形波のようなパルス波形であってもよく，波形は，降圧・昇圧変換器２２０を含んでもよい電源２０４からＤＣ電力を受電するパルス発生器２０６のｈブリッジを介して整形される。一定駆動周波数は，動作周波数制御器２７０のような制御器によって制御してもよい。

第１の供給動作６０４は，非正弦波電圧をＬＣ回路（例えば，ＬＣ回路１０８）に供給してもよい。非正弦波駆動電圧は，外科手術に先立って（例えば，製造時又は技術者による調整期間に）ＬＣ回路の共振周波数の１／２に等しい周波数（例えば，共振周波数の１／２）に調整してもよい。ＬＣ回路をその共振周波数の１／２の周波数で駆動することによって，ＬＣ回路は，駆動信号とＬＣ回路を通過する電流とに対して，電流スパイク及びスパークを軽減するインピーダンスを呈する。ＬＣ回路をその共振周波数の１／２で駆動することはまた，ＬＣ回路が共振サイクルごとに蓄積されたエネルギを放電して，電源（例えば電源２０４）に戻すようにし，それによって電流スパイク及びスパークに利用される蓄積されたエネルギより少なくする。蓄積されるエネルギレベルがより低いことはまた，外科手術が終わったとき，より速い切断時間を可能にする。また，電流スパイク及びスパークは，ＬＣ回路のインピーダンスが電流変化を制限し，電流に上限を設けるため，先行技術に比べてより深刻ではない。

共振周波数は，ＬＣ回路の個別コンデンサ及び誘導素子の電気容量及びインダクタンス，並びに寄生電気容量及びインダクタンス（例えば，トランス２４６及びケーブル２１２）に基づいて決定される。

第２の発生動作６０６は，ＬＣ回路の回路２０８のような回路を用いて，準正弦波電流を発生する。例えば，ＬＣ回路２０８において，パルス電圧が，図４〜５に示した準正弦波電流に変換される。準正弦波電流は，第２の供給動作６０８において，出力１１０，２１０のような電気出力に供給される。電気出力はケーブル（例えばケーブル２１２）に接続されるように構成し，ケーブルは外科器具（例えば外科器具２１４）に接続される。

ここで説明したシステム及び方法は，ここで説明した特定の物理的装置に加えて，計算機システムのような機械で実現してもよい。図７は，計算機システム７００の例示形態の機械の実施例を表すブロック図であって，当該システムにおいて，本発明の態様及び／又は方法の任意の１又は複数を装置に実行させる命令集合が実行される。計算機システム７００はプロセッサ７０５（又はＣＰＵ）及びメモリ７４０を含み，プロセッサ及びメモリは，バス７５５を介して互いに，及びほかの構成要素と通信する。例えば，帰還制御器２６０及び／又は任意選択の周波数制御器２７０は，プロセッサ７０５のようなプロセッサを含んでもよい。バス７５５は，種々のバスアーキテクチャのうち任意のものを用いた，メモリバス，メモリ制御器，周辺機器バス，局所バス及びそれらの任意の組合せを含むが，それに限定されない，いくつかの種類のバス構造のうち任意のものを含んでもよい。

メモリ７４０は，ランダムアクセスメモリ構成要素（例えば，スタチックＲＡＭ“ＳＲＡＭ”，ダイナミックＲＡＭ“ＤＲＡＭ”，ＥＥＰＲＯＭ，等），リードオンリメモリ，及びそれらの任意の組合せを含むが，それに限定されない種々の構成要素（例えば，機械可読媒体）を含んでもよい。一つの例においては，例えば起動時に計算機システム７００内の要素間で情報を転送することを補助する基本ルーチンを含む基本入出力システム７４２（ＢＩＯＳ）を，メモリ７４０に記憶させてもよい。メモリ７４０はまた，本発明の態様及び／又は方法のうち任意の１又は複数を実現する命令又はコード（例えばソフトウェア）を含んで（例えば，１又は複数の機械可読媒体に記憶して）もよい。別の例においては，メモリ７４０はさらに，オペレーティングシステム７４４と，１又は複数の応用プログラム７４６と，ほかのプログラムモジュール７４６と，プログラムデータ７４６と，それらの任意の組合せとを含むが，それに限定されない任意の数のプログラムモジュールを含んでもよい。例えばメモリ７４０は，帰還制御器２６０（図２参照）のような制御器が，電源２０４のような電源を制御するために用いる所望の電力プロファイルを記述したデータを記憶してもよい。メモリ７４０はまた，一定駆動周波数と，電力供給装置２０と共に用いられる電気外科器具２１４の種別に応じた可変振幅との設定を記述したデータを含んでもよい。メモリ７４０はまた，帰還制御器２６０が，電圧及び電流スパイクを軽減し，電力が電力プロファイルに従う（ｔｒａｃｋ）ことを支援するために用いる，電圧，電流及び電力のしきい値を含んでもよい。

計算機システム７００はまた記憶装置７２０も含む。記憶装置（例えば，記憶装置７２０）の例は，ハードディスクを読み書きするハードディスクドライブと，着脱可能磁気ディスクを読み書きする磁気ディスクドライブと，光媒体（例えばＣＤ，ＤＶＤ，等）を読み書きする光ディスクドライブと，半導体メモリ装置と，それらの任意の組合せとを含むが，それに限定されない。記憶装置７２０は，適切なインタフェース（図示していない）によってバス７５５に接続される。インタフェースの例は，ＳＣＳＩと，ＡＴＡと，シリアルＡＴＡと，ＵＳＢと，ＩＥＥＥ１３９４と，これらの任意の組合せと，を含むがそれに限定されない。一つの例においては，記憶装置７２０は計算機システム７００と着脱可能に（例えば，外部ポートコネクタ（図示していない）を介して）接続してもよい。例えば，システム７００は計算機可読記憶媒体リーダ７２５を含んでもよく，関連する機械可読媒体（図示していない）は，計算機システム７００のための機械可読命令，データ構造，プログラムモジュール及び／又はほかのデータの不揮発性及び／又は揮発性記憶を提供する。一つの例において，ソフトウェア７４６は機械可読媒体内に全体又は一部があり，計算機可読記憶媒体リーダ７２５を介して利用することができる。別の例においては，ソフトウェア７４６はプロセッサ７０５内に全体又は一部があってもよい。

計算機システム７００はまた入力装置７１０も含んでよい。一つの例においては，計算機システム７００の利用者は，入力装置７１０を介して計算機システム７００にコマンド及び／又は別の情報を入力してもよい。入力装置７１０の例は，英数字入力装置（例えばキーボード）と，指示装置と，ジョイスティックと，ゲームパッドと，音響入力装置（例えば，マイクロホン，音声応答システム，等）と，カーソル制御装置（例えばマウス）と，タッチパッドと，光学スキャナと，映像キャプチャ装置（例えば，スチルカメラ，ビデオカメラ）と，タッチスクリーンと，これらの任意の組合せと，を含むが，それに限定されない。入力装置７１０は，シリアルインタフェースと，パラレルインタフェースと，ゲームポートと，ＵＳＢインタフェースと，Ｆｉｒｅｗｉｒｅ（登録商標）インタフェースと，バス７５５への直接インタフェースと，これらの任意の組合せとを含むがそれに限定されない種々のインタフェースのうち任意のものを介して，バス７５５に接続してもよい。例えば，利用者は入力装置７４０を介して任意選択の周波数制御器２７０に一定駆動周波数を入力することができる。

利用者はまた，計算機可読記憶媒体リーダ７２５（例えば，着脱可能ディスクドライブ，フラッシュドライブ，等）及び／又は通信システム７３０を介して，計算機システム７００にコマンド及び／又はほかの情報を入力することができる。通信システム７３０は，計算機システム７００を種々のネットワークのうち１又は複数及び１又は複数の遠隔装置に接続するために用いてもよい。通信システムの例は，ネットワークインタフェースと，モデムと，これらの任意の組合せと，を含むが，これに限定されない。ネットワーク又はネットワークセグメントの例は，広域網（例えば，インターネット，企業内網）と，構内網（例えば，オフィス，ビル，キャンパス又は比較的小さな地理的空間に関係するネットワーク）と，電話網と，二つの計算装置間の直接接続と，これらの任意の組合せと，を含むが，これに限定されない。ネットワークは有線及び／又は無線モードの通信を利用してもよい。一般に，任意のネットワークトポロジを用いてもよい。情報（例えば，データ，ソフトウェア７４６，等）は，通信システム７３０を介して計算機システム７００へ及び／又は計算機システムから伝送することができる。

計算機システム７００はさらに，表示装置のような周辺装置と通信するための出力装置（例えば，ビデオディスプレイアダプタ）を含んでもよい。表示装置の例は，液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）と，陰極線管（ＣＲＴ）と，プラズマディスプレイと，これらの任意の組合せと，を含むが，これに限定されない。表示装置に加えて，計算機システム７００は，スピーカと，プリンタと，これらの任意の組合せとを含むがそれに限定されない１又は複数のほかの出力装置７１５を含んでもよい。このような出力装置７１５は，周辺装置インタフェースを介してバス７５５に接続してもよい。周辺装置インタフェースは，シリアルポートと，ＵＳＢ接続と，Ｆｉｒｅｗｉｒｅ（登録商標）接続と，パラレル接続と，これらの任意の組合せと，を含むがこれに限定されない。一つの例においては，音響装置は，計算機システム７００のデータ（例えば，恐らく消費者に起因する汚染の影響及び／又は汚染の相殺に関係する指標を表すデータ）と関係する音響を提供してもよい。

必要であれば，手書き入力をデジタル的にキャプチャするためにデジタイザ（図示していない）及び付属するスタイラスを含んでもよい。ペンデジタイザは，表示装置の表示領域とは別個に構成してもよいし，同一領域に構成してもよい。したがって，デジタイザは表示装置と一体であってもよいし，表示装置に被せるか，別様に付加する個別の装置として存在してもよい。

結論として，本発明はとりわけ，ＬＣ回路をその共振周波数の１／２の周波数で駆動し，電気外科器具が使用するためにＬＣ回路から準正弦波電流を供給する，方法，システム及び装置を提供する。準正弦波電流は，先行技術と比べて電流スパイク及びスパークがより深刻ではない。当業者であれば，ここで説明した実施例が達成するのと実質的に同じ結果を達成するために，本発明と，その使用と，構成とに，多くの変形及び代替を行ってもよいことを容易に理解するであろう。したがって，本発明を開示した例示形態に限定する意図はない。多くの変形と，修正物と，代替構成とは，開示した発明の範囲及び精神の中に含まれる。

Claims (26)

1. 電気外科器具に電力を供給する方法であって，
   実質的に一定の駆動周波数を有する非正弦波駆動電圧を発生させるステップと，
   前記実質的に一定の駆動周波数の実質的に２倍の共振周波数を有するＬＣ回路に前記非正弦波駆動電圧を供給するステップと，
   前記非正弦波駆動電圧によって前記ＬＣ回路内に準正弦波電流を発生させるステップと，
   電気出力に前記準正弦波電流を供給するステップであって，該電気出力は外科器具の電気入力に接続するように構成されている，ステップと，
   を有する方法。
2. 前記ＬＣ回路内の前記準正弦波電流に対して，電流スパイクを制限するインピーダンスを呈するステップを更に有する請求項１に記載の方法。
3. 前記非正弦波駆動電圧はパルス波形である，請求項１に記載の方法。
4. 前記非正弦波駆動電圧は矩形波である，請求項３に記載の方法。
5. 前記ＬＣ回路の共振サイクルごとに１回生じる期間中に，前記ＬＣ回路に蓄積されている実質的にすべてのエネルギを放電するステップを更に有する請求項４に記載の方法。
6. 前記ＬＣ回路内の前記準正弦波電流が，前記矩形波のスイッチング中に０アンペアに近づくように，前記ＬＣ回路の共振サイクルごとに１回生じる前記期間中に，前記ＬＣ回路に蓄積されている実質的にすべてのエネルギを放電するステップを更に有する請求項５に記載の方法。
7. 前記期間は前記矩形波の半サイクルごとの第２半期である，請求項６に記載の方法。
8. 電気外科器具用の電力供給装置であって，
   実質的に一定の駆動周波数及び可変振幅の非正弦波電圧を供給するように構成された電力供給器と，
   前記非正弦波電圧を受電して準正弦波電流を供給するように構成されたＬＣ回路であって，前記ＬＣ直列回路の共振周波数は前記実質的に一定の駆動周波数の実質的に２倍である，ＬＣ回路と，
   電気外科器具に前記準正弦波電流を供給するように構成された電気出力と，
   を備える電力供給装置。
9. 前記電力供給装置は，パルス発生器と直列に接続された電源を含む，請求項８に記載の電力供給装置。
10. 前記電源は，前記パルス発生器にＤＣ電流を供給し，前記パルス発生器からＤＣ電流を受電するように構成された降圧・昇圧変換器を含み，前記ＤＣ電流の振幅が前記電力供給器の前記可変振幅を制御する，請求項９に記載の電力供給装置。
11. 前記パルス発生器は，ＤＣバスを介して前記降圧・昇圧変換器から前記ＤＣ電流を受電し，前記降圧・昇圧変換器に前記ＤＣ電流を供給し，前記実質的に一定の駆動周波数で前記ＬＣ回路にパルス電圧を供給するｈブリッジを含む，請求項１０に記載の電力供給装置。
12. 前記パルス電圧は矩形波である，請求項１１に記載の電力供給装置。
13. 前記矩形波のパルスごとの第１半期に，前記ＤＣバスから前記ｈブリッジ及び前記ＬＣ回路にエネルギが移り，
    前記矩形波のパルスごとの第２半期に，前記ＬＣ回路から前記ｈブリッジ及び前記ＤＣバスにエネルギが移る，請求項１２に記載の電力供給装置。
14. 前記ＬＣ回路は，前記準正弦波電流内に電流スパイクを制限するインピーダンスを呈する，請求項１３に記載の電力供給装置。
15. 前記ＬＣ回路は，前記矩形波のパルスごとの前記第２半期に，該ＬＣ回路に蓄積されている実質的にすべてのエネルギを前記ＤＣバスへ放電する，請求項１３に記載の電力供給装置。
16. 電気外科器具用の電力供給装置であって，
    可変振幅のＤＣ電力を供給するように構成された電源と，
    前記ＤＣ電力を受電し，実質的に一定の駆動周波数と，前記電源の前記可変振幅に応じた振幅とを有するパルス電圧を発生するように構成されたパルス発生器と，
    誘導性部品及び電気容量性部品を直列に含むＬＣ回路であって，前記パルス発生器から前記パルス電圧を受電して準正弦波電流を発生させ，該準正弦波電流は，前記パルス電圧及び前記準正弦波電流が逆極性であるとき，エネルギを前記パルス発生器及び前記電源に還流させる，ＬＣ回路と，
    電気外科器具に前記準正弦波電流を供給するように構成された電気出力と，
    を備える電力供給装置。
17. 前記電源及びパルス発生器双方は，電力を発生し，吸収する，請求項１６に記載の電力供給装置。
18. 前記電源は，所望の電力を維持するために一定電力モードで動作する，請求項１６に記載の電力供給装置。
19. 前記電源は降圧・昇圧変換器を含む，請求項１６に記載の電力供給装置。
20. 前記パルス発生器はｈブリッジを含む，請求項１６に記載の電力供給装置。
21. 前記ＬＣ回路の共振周波数は，前記実質的に一定の駆動周波数の実質的に２倍である，請求項１６に記載の電力供給装置。
22. 前記ＬＣ回路は前記準正弦波電流に対してインピーダンスを呈する，請求項１６に記載の電力供給装置。
23. 電気外科器具に電力を供給する方法であって，
    実質的に一定の駆動周波数を有する非正弦波駆動電圧を発生させるステップと，
    ＬＣ回路に前記非正弦波駆動電圧を供給するステップであって，前記の第１の発生ステップ及び前記供給ステップは電力供給器によって実行される，ステップと，
    前記非正弦波駆動電圧から準正弦波電流を発生させるステップと，
    エネルギを前記電力供給器に還流させることによって，前記ＬＣ回路を周期的に放電させるステップと，
    電気出力に前記準正弦波電流を供給するステップであって，該電気出力は外科器具の電気入力に接続するように構成されている，ステップと，
    を有する方法。
24. 前記準正弦波電流のサイクルごとの期間に，エネルギが前記電力供給器に還流される，請求項２３に記載の方法。
25. 前記非正弦波駆動電圧はパルスである，請求項２４に記載の方法。
26. 前記期間は，前記準正弦波電流のサイクルごとの第２半期である，請求項２５に記載の方法。

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