JP2014180536A - 電気外科手術における狭帯域実数インピーダンス制御のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】狭帯域実数インピーダンス制御のための電気外科手術システムを提供する。
【解決手段】電気外科手術ジェネレータ１１０は、組織を処理するための電気外科手術エネルギーを生成する出力ステージと、電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知する複数のセンサと、出力ステージおよび複数のセンサに結合され、生成された電気外科手術エネルギーを制御するコントローラとを含み、コントローラは、（１）複数の狭帯域フィルタを用いて、複数のセンサによって感知された電圧波形および電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、（２）複素数値の電圧および複素数値の電流を用いて組織のインピーダンスの実数部を計算することとを行うように構成された信号プロセッサと、組織のインピーダンスの計算された実数部に基づいて、出力ステージを制御するように構成された出力コントローラとを含む。
【選択図】図１

Description

（背景）
１．技術分野
本開示は、電気外科手術に関する。特に、本開示は、電気外科手術における組織の精密処置に対する狭帯域実数インピーダンス制御のためのシステムおよび方法に関する。

２．関連技術の背景
電気外科手術は、電気外科手術手順に間に生体組織を切断または修正するために、高周波数電流の応用を伴う。電気外科手術が、電気外科手術ジェネレータ、アクティブ電極、およびリターン電極を用いて行われる。電気外科手術ジェネレータ（電源または波形ジェネレータとも呼ばれる）は、交流電流（ＡＣ）を生成し、ＡＣが、アクティブ電極を通して患者の組織に印加され、リターン電極を通して電気外科手術ジェネレータに戻される。ＡＣは、筋肉および／または神経刺激を避けるために、一般的に１００キロヘルツ（ｋＨｚ）以上の周波数を有する。

電気外科手術の間に、電気外科手術ジェネレータによって生成されたＡＣは、アクティブ電極とリターン電極との間に配置された組織を通して伝導される。組織のインピーダンスは、ＡＣに関連付けられる電気エネルギー（電気外科手術エネルギーとも呼ばれる）を、組織温度を上昇させる熱に変換する。電極外科手術ジェネレータは、組織に提供された電気パワー（すなわち、時間ごとの電気エネルギー）を制御することによって組織の加熱を制御する。多くの他の変数が組織の全過熱に影響を与えるが、増大された電流密度は、大抵増大された過熱を引き起こす。電気外科手術エネルギーは、一般的に、組織を切断、解剖、切除、凝固、および／または密閉するために使用される。

利用される電気外科手術の２つの基本種類は、単極性電気外科手術および双極性電気外科手術である。これらの種類の電気外科手術の両方は、アクティブ電極およびリターン電極を使用する。双極性電気外科手術において、外科手術器具は、同じ器具または互いに対して非常に近接にアクティブ電極およびリターン電極を含み、概して電流が小さい量の組織を通して流れるようにする。単極性電気外科手術において、リターン電極は、患者の体の上に他の部分に設置され、一般的に電気外科手術器具自身の一部分ではない。単極性電気外科手術において、リターン電極は、概してリターンパッドと呼ばれるデバイスの一部分である。

いくつかの電気外科手術ジェネレータは、コントローラを含み、コントローラは、電気外科手術ジェネレータの出力付近の電圧および電流の測定に基づいていくらかの期間にわたって組織に送達される電力を制御する。これらのジェネレータは、離散型フーリエ変換（ＤＦＴ）または多相復調を使用して、実効電力を計算することおよび校正および補償を行うことのために、電圧測定と電流測定との間の位相差を計算する。

いくつかの電気外科手術はまた、組織が最も抵抗があるという仮定の下で広帯域二乗平均平方根（ＲＭＳ）電圧を広帯域ＲＭＳ電流で割ることによって組織インピーダンスを計算する。校正および補償の技術が、任意のゲインまたは位相に誘起された誤差を補償するために利用される。しかしながら、ＲＭＳ電圧および電流の広帯域測定におけるノイズは減衰させられない。実際には、ＲＭＳ計算の「二乗」部分は、ノイズに相関し、ノイズの大きさをＲＭＳ電圧および電流の大きさに加算する。低い電圧および電流において、ノイズの大きさは、ＲＭＳ電圧および電流の大きさに対してさらに重大であり、ＲＭＳ電圧および電流の不正確な測定を引き起こす。

（要約）
本開示のシステムおよび方法は、ＲＭＳ電圧および電流、組織インピーダンス、並びに出力電力の正確な測定を提供する。一局面において、本開示は、出力ステージ、センサ、およびコントローラを含む電気外科手術ジェネレータを特徴とする。出力ステージは、組織を処理するための電気外科手術エネルギーを生成し、センサは、電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知する。コントローラは、出力ステージおよび複数のセンサに結合されて、生成された電気外科手術エネルギーを制御する。コントローラは、信号プロセッサを含み、信号プロセッサは、（１）狭帯域フィルタを用いて、センサによって感知された電圧波形および電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定し、（２）複素数値の電圧および複素数値の電流を用いて組織のインピーダンスの実数部を計算する。コントローラは、出力コントローラも含み、出力コントローラは、組織のインピーダンスの計算された実数部に基づいて、出力ステージを制御する。

狭帯域フィルタは、多相デシメーターフィルタまたはＧｏｅｒｔｚｅｌ ＤＦＴフィルタであり得る。多相デシメーターフィルタは、電気外科手術エネルギーの周波数の調和倍数である中心周波数を有するヘテロダイン化されたキャリア中心多相フィルタであり得る。また、電気外科手術エネルギーは、無線周波数（ＲＦ）エネルギーであり得る。

局面において、信号プロセッサは、以下の方程式に従って、組織インピーダンスの実数部を計算し、

ここで、ａは、複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、複素数値の電流の虚数部である。信号プロセッサは、以下の方程式に従って、組織インピーダンスの虚数部も計算し得、

ここで、ａは、複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、複素数値の電流の虚数部である。

局面において、信号プロセッサは、組織インピーダンスの計算された実数部および虚数部に基づいて組織インピーダンスの大きさを計算し得る。

局面において、電気外科手術ジェネレータは、感知された電圧波形および感知された電流波形の各々についての所定の数のサンプルを取得するために、感知された電圧波形および感知された電流波形をサンプリングするアナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）をさらに含み得る。所定の数のサンプルは、電圧波形および電流波形の整数個の周期に対応し得る。電気外科手術ジェネレータは、ＡＤＣが感知された電圧波形および感知された電流波形をサンプリングする前に、感知された電圧波形および感知された電流波形をフィルタリングするローパスフィルタも含み得る。電気外科手術ジェネレータは、狭帯域フィルタが、削減された電圧波形および削減された電流波形をフィルタリングする前に、サンプリングされた電圧波形およびサンプリングされた電流波形を削減するデシメーターも含み得る。

局面において、出力コントローラは、インピーダンスの実数部とインピーダンスの所望の実数部との差に基づいてフィードバック波形を生成する。フィードバック波形は、出力ステージを制御するために使用され得る。

局面において、コントローラは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途の集積回路、特定用途の規格品集積回路、またはデジタル信号プロセッサで実装され得る。

別の局面において、本開示は、電気外科手術ジェネレータのための方法を特徴とする。方法は、組織を処置するための電気外科手術エネルギーを生成することと、生成された電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、狭帯域フィルタを用いて、感知された電圧波形および感知された電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、組織のインピーダンスの実数部を計算することと、組織のインピーダンスの計算された実数部に基づいて、電気外科手術エネルギーを制御することとを含む。

局面において、狭帯域フィルタは、多相デシメーターフィルタまたはＧｏｅｒｔｚｅｌ ＤＦＴフィルタであり得る。多相デシメーターフィルタは、電気外科手術エネルギーの周波数の調和倍数である中心周波数を有するヘテロダイン化されたキャリア中心多相フィルタであり得る。

局面において、方法は、以下の方程式に従って、組織インピーダンスの実数部を計算することをさらに含み得、

ここで、ａは、複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、複素数値の電流の虚数部である。方法は、以下の方程式に従って、組織インピーダンスの虚数部を計算することも含み得、

ここで、ａは、複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、複素数値の電流の虚数部である。方法は、組織インピーダンスの計算された実数部および虚数部に基づいて組織インピーダンスの大きさを計算することも含み得る。方法は、感知された電圧波形および感知された電流波形の各々についての所定の数のサンプルを取得するために、感知された電圧波形および感知された電流波形をサンプリングすることも含み得、所定の数のサンプルは、電圧波形および電流波形の整数個の周期に対応する。

なお別の居面において、本開示は、命令を格納する非一時的な格納媒体を特徴とし、プロセッサによって実行されるとき、命令は、電気外科手術ジェネレータのための方法を行う。方法は、組織を処置するための電気外科手術エネルギーを生成することと、生成された電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、狭帯域フィルタを用いて、感知された電圧波形および感知された電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、組織のインピーダンスの実数部を計算することと、組織のインピーダンスの計算された実数部に基づいて、電気外科手術エネルギーを制御することとを含む。

局面において、プロセッサは、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、特定用途の集積回路（ＡＳＩＣ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、プログラマブルデジタル信号プロセッサ、またはこれらのプロセッサの任意の組み合わせであり得る。
本願明細書は、例えば、以下の項目も提供する。
（項目１）
電気外科手術ジェネレータであって、該電気外科手術ジェネレータは、
組織を処理するための電気外科手術エネルギーを生成するように構成された出力ステージと、
該電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成された複数のセンサと、
該出力ステージおよび該複数のセンサに結合されたコントローラであって、該コントローラは、該生成された電気外科手術エネルギーを制御するように構成されている、コントローラと
を含み、
該コントローラは、
信号プロセッサと、
出力コントローラと
を含み、
該信号プロセッサは、（１）複数の狭帯域フィルタを用いて、該複数のセンサによって感知された該電圧波形および該電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、（２）該複素数値の電圧および該複素数値の電流を用いて該組織のインピーダンスの実数部を計算することとを行うように構成され、
該出力コントローラは、該組織のインピーダンスの該計算された実数部に基づいて、該出力ステージを制御するように構成されている、電気外科手術ジェネレータ。
（項目２）
上記複数の狭帯域フィルタは、多相デシメーターフィルタまたはＧｏｅｒｔｚｅｌ ＤＦＴフィルタである、上記項目に記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目３）
上記多相デシメーターフィルタは、上記電気外科手術エネルギーの周波数の調和倍数である中心周波数を有するヘテロダイン化されたキャリア中心多相フィルタである、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目４）
上記電気外科手術エネルギーは、無線周波数（ＲＦ）エネルギーである、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目５）
上記信号プロセッサは、以下の方程式に従って、上記組織インピーダンスの実数部を計算し、

ここで、ａは、上記複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、該複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、上記複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、該複素数値の電流の虚数部である、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目６）
上記信号プロセッサは、以下の方程式に従って、上記組織インピーダンスの虚数部を計算し、

ここで、ａは、上記複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、該複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、上記複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、該複素数値の電流の虚数部である、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目７）
上記信号プロセッサは、上記組織インピーダンスの上記計算された実数部および虚数部に基づいて該組織インピーダンスの大きさを計算する、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目８）
上記感知された電圧波形および上記感知された電流波形の各々についての所定の数のサンプルを取得するために、該感知された電圧波形および該感知された電流波形をサンプリングするように構成された複数のアナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）をさらに含み、
該所定の数のサンプルは、該電圧波形および該電流波形の整数個の周期に対応する、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目９）
上記複数のＡＤＣが上記感知された電圧波形および上記感知された電流波形をサンプリングする前に、該感知された電圧波形および該感知された電流波形をフィルタリングするように構成された複数のローパスフィルタをさらに含む、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目１０）
上記複数の狭帯域フィルタが、削減された電圧波形および削減された電流波形をフィルタリングする前に、上記サンプリングされた電圧波形および上記サンプリングされた電流波形を削減するように構成された複数のデシメーターをさらに含む、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目１１）
上記出力コントローラは、上記インピーダンスの上記実数部と該インピーダンスの所望の実数部との差に基づいてフィードバック波形を生成し、
該フィードバック波形は、上記出力ステージを制御するために使用される、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目１２）
上記コントローラは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途の集積回路、デジタル信号プロセッサ、プログラマブルデジタル信号プロセッサ、特定用途の規格品集積回路、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、上記項目のいずれかに記載の電気外科手術ジェネレータ。
（項目１３）
電気外科手術ジェネレータのための方法であって、該方法は、
組織を処置するための電気外科手術エネルギーを生成することと、
該生成された電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
複数の狭帯域フィルタを用いて、該感知された電圧波形および該感知された電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、
該組織のインピーダンスの実数部を計算することと、
該組織のインピーダンスの該計算された実数部に基づいて、該電気外科手術エネルギーを制御することと
を含む、方法。
（項目１４）
上記複数の狭帯域フィルタは、多相デシメーターフィルタまたはＧｏｅｒｔｚｅｌ ＤＦＴフィルタである、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１５）
上記多相デシメーターフィルタは、上記電気外科手術エネルギーの周波数の調和倍数である中心周波数を有するヘテロダイン化されたキャリア中心多相フィルタである、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１６）
以下の方程式に従って、上記組織インピーダンスの実数部を計算することをさらに含み、

ここで、ａは、上記複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、該複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、上記複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、該複素数値の電流の虚数部である、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１７）
以下の方程式に従って、上記組織インピーダンスの虚数部を計算することをさらに含み、

ここで、ａは、上記複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、該複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、上記複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、該複素数値の電流の虚数部である、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目１８）
上記組織インピーダンスの上記計算された実数部および虚数部に基づいて該組織インピーダンスの大きさを計算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１９）
上記感知された電圧波形および上記感知された電流波形の各々についての所定の数のサンプルを取得するために、該感知された電圧波形および該感知された電流波形をサンプリングすることをさらに含み、
該所定の数のサンプルは、該電圧波形および該電流波形の整数個の周期に対応する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目２０）
命令を格納する非一時的な格納媒体であって、プロセッサによって実行されるとき、該命令は、電気外科手術ジェネレータを制御する方法を行い、該方法は、
組織を処置するための電気外科手術エネルギーを生成することと、
該生成された電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
複数の狭帯域フィルタを用いて、該感知された電圧波形および該感知された電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、
該組織のインピーダンスの実数部を計算することと、
該組織のインピーダンスの該計算された実数部に基づいて、該電気外科手術エネルギーを制御することと
を含む、非一時的な格納媒体。
（項目２１）
上記プロセッサは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途の集積回路、デジタル信号プロセッサ、プログラマブルデジタル信号プロセッサ、特定用途の規格品集積回路、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、上記項目のいずれかに記載の非一時的な格納媒体。
（摘要）
本開示の電気外科手術システムおよび関連付けられた方法は、電気外科手術における組織の精密処置に対する狭帯域実数インピーダンス制御を行う。電気外科手術システムは、、電気外科手術ジェネレータを含み、電気外科手術ジェネレータは、組織を処理するための電気外科手術エネルギーを生成するように構成された出力ステージと、電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成された複数のセンサと、生成された電気外科手術エネルギーを制御するように、出力ステージに結合されたコントローラとを含む。コントローラは、信号プロセッサを含み、信号プロセッサは、（１）複数の狭帯域フィルタを用いて、複数のセンサによって感知された電圧波形および電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定し、（２）複素数値の電圧および複素数値の電流を用いて組織のインピーダンスの実数部を計算する。コントローラは、出力コントローラも含み、出力コントローラは、組織のインピーダンスの計算された実数部に基づいて、出力ステージを制御する。

本開示の様々な実施形態は、添付の図面を参照して説明される。

図１は、本開示の実施形態に従う、ジェネレータを含む電気外科手術システムの例示である。 図２Ａは、本開示の一実施形態に従う、修正されたカーン（Ｋａｈｎ）技術およびクラス（Ｃｌａｓｓ）Ｓジェネレータトポロジーの組み合わせに従うジェネレータ回路網を含む電気外科手術システムのブロックダイヤグラムである。 図２Ｂは、本開示の別の実施形態に従う、修正されたカーン技術に従うジェネレータ回路網を含む電気外科手術システムのブロックダイヤグラムである。 図２Ｃは、本開示のなお別の実施形態に従う、クラスＳデバイストポロジーに従うジェネレータ回路網を含む電気外科手術システムのブロックダイヤグラムである。 図３は、図２Ａのジェネレータ回路網のコントローラの概略的ブロックダイヤグラムである。 図４は、本開示のいくつかの実施形態に従う、図２Ａ〜２Ｃのジェネレータ回路網によって実装される、狭帯域フィルタを含む測定信号処理システムのブロックダイヤグラムである。 図５Ａおよび５Ｂは、本開示のさらなる実施形態に従う、図２Ａ〜２Ｃのジェネレータ回路網によって実装される、狭帯域フィルタを含む測定信号処理システムのブロックダイヤグラムである。 図６Ａおよび６Ｂは、本開示のなおさらなる実施形態に従う、図２Ａ〜２Ｃのジェネレータ回路網によって実装される、狭帯域フィルタを含む測定信号処理システムのブロックダイヤグラムである。 図７は、本開示のいくつかの実施形態に従う多相フィルタのブロックダイヤグラムである。 図８Ａおよび８Ｂは、図７の多相フィルタのｒ番目のサブフィルタのブロックダイヤグラムである。 図９は、本開示の他の実施形態に従う、キャリア中心の多相フィルタのブロックダイヤグラムである。 図１０は、本開示の実施形態に従う、組織インピーダンスの実数部を決定するための電気外科手術ジェネレータに対する方法のフローダイヤグラムである。 図１１は、集中ケーブルモードを含む電気外科手術ジェネレータの簡単化にされた回路ダイヤグラムである。

本開示の実施形態に従う電気外科手術システムおよび方法は、ジェネレータの出力と処置される組織との間に配置された構成要素（例えば、ケーブル構成要素および器具）の任意の詳細の情報に頼らず、かつ、狭帯域内の既知の組織特徴に頼らず、広帯域電力制御と結合された狭帯域信号処理を用いて組織インピーダンスの実数部の計算に基づいて組織へのエネルギーの送達を制御する。狭帯域信号処理は、単一周波数離散型フーリエ変換（ＤＦＴ）（例えば、Ｇｏｅｒｔｚｅｌフィルタ）、または多相復調を利用し得る。ケーブル構成要素の詳細な知識が先験的に知られているべきであり、必要に応じて、簡単化にされた補償技術が、組織抵抗極値に適用され得る。

図１は、本開示の実施形態に従う電気外科手術システム１００を例示する。電気外科手術システム１００は、患者の組織を処置するための電気外科手術エネルギーを生成する電気外科手術ジェネレータ１１０を含む。電気外科手術ジェネレータ１１０は、選択されたモードの動作（例えば、切断、凝固、切除、または密閉）、および／または電気外科手術エネルギーの感知された電圧および電流の波形に基づいて、適切なレベルの電気外科手術エネルギーを生成する。電気外科手術システム１００は、様々な電気外科手術器具に対応する複数の出力コネクタも含み得る。

電気外科手術システム１００は、リターンパッド１２５を有する、患者の組織を処置するための電極（例えば、電気外科手術切断プローブまたは切除電極）を有する単極性電気外科手術器具１２０をさらに含む。単極性電気外科手術器具１２０は、複数の出力コネクタのうちの１つを介して電気外科手術ジェネレータ１１０に接続され得る。電気外科手術ジェネレータ１１０は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの態様の電気外科手術エネルギーを生成し得る。電気外科手術エネルギーは、組織を処置するために電気外科手術エネルギーを印加する単極性電気外科手術器具１２０に供給される。電気外科手術エネルギーは、リターンパッド１２５を通して電気外科手術ジェネレータ１１０に戻される。リターンパッド１２５は、組織に印加される電気外科手術エネルギーに引き起こされる組織損傷のリスクを最小限にするように、十分な接触エリアを患者の組織に提供する。加えて、電気外科手術ジェネレータ１１０およびリターンパッド１２５は、リターンパッド１２５と患者との間に十分な接触が存在して組織の損傷のリスクを最小限にすることを確実にするために、組織−患者の接触を監視するように構成され得る。

電気外科手術システム１００は、複数の出力コネクタのうちの１つを介して電気外科手術ジェネレータ１１０に接続され得る双極性電気外科手術器具１３０も含む。双極性電気外科手術器具の動作の際に、器具の鉗子の２つの顎部材のうちの一方（例えば、顎部材１３２）に供給された電気外科手術エネルギーは、組織を処置するために印加され、もう一方の顎部材（例えば、顎部材１３４）を通して電気外科手術ジェネレータ１１０に戻される。

電気外科手術ジェネレータ１１０は、任意の種類のジェネレータであり得、様々な種類の電気外科手術器具（例えば、単極性電気外科手術器具１２０および双極性電気外科手術器具１３０）を収容するための複数のコネクタを含み得る。電気外科手術ジェネレータ１１０はまた、様々なモード（例えば、切除、切断、凝固、および密閉）において動作するように構成され得る。電気外科手術ジェネレータ１１０は、様々な電気外科手術器具が接続され得るコネクタの中でＲＦエネルギーの供給を切り替えるためのスイッチング機構（例えば、中継器）を含み得る。例えば、単極性電気外科手術器具１２０が電気外科手術ジェネレータ１１０に接続されている場合、スイッチング機構は、ＲＦエネルギーの供給を単極性プラグに切り替える。実施形態において、電気外科手術ジェネレータ１１０は、複数の器具にＲＦエネルギーを同時に提供するように構成され得る。

電気外科手術ジェネレータ１１０は、制御パラメータを電気外科手術ジェネレータ１１０に提供する適切なユーザ制御（例えば、ボタン、アクティベータ、スイッチ、またはタッチスクリーン）を有するユーザインターフェースを含む。これらの制御は、電気外科手術エネルギーが特定の外科手術手順（例えば、凝固、切除、組織密閉、または切断）に適するように、ユーザが（出力波形の電力レベルまたは形状）のパラメータを調整することを可能にする。電気外科手術器具１２０および１３０は、複数のユーザ制御も含み得る。加えて、電気外科手術ジェネレータ１１０は、電気外科手術ジェネレータ１１０の動作に関連する様々な情報（例えば、強度設定および処置完了指示）を表示するための１つ以上のディスプレイスクリーンを含み得る。電気外科手術器具１２０および１３０は、電気外科手術ジェネレータ１１０のある入力制御と重複し得る複数の入力制御も含み得る。電気外科手術器具１２０および１３０に入力制御を設置することは、外科手術手順の間に、電気外科手術ジェネレータ１１０との相互作用を必要とせずに、外科手術エネルギーのパラメータのより簡単で、より速い変更を可能にする。

図２Ａは、図１の電気外科手術ジェネレータ内のジェネレータ回路網２００のブロックダイヤグラムである。ジェネレータ回路網２００は、低周波数（ＬＦ）整流器２２０、直流−直流（ＤＣ／ＤＣ）コンバータ２２５、ＲＦ増幅器２３０、複数のセンサ２４０、アナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）２５０、コントローラ２６０、ハードウェア加速器２７０、プロセッササブシステム２８０、およびユーザインターフェース（ＵＩ）２９０を含む。ジェネレータ回路網２００は、低周波数（例えば、２５Ｈｚ、５０Ｈｚ、または６０Ｈｚ）を有する交流（ＡＣ）を生成する電源２１０（例えば、壁電力コンセントまたは他の電力コンセント）に接続するように構成される。電源２１０は、ＡＣを直流（ＤＣ）に変換するＬＦ整流器２２０にＡＣ電力を提供する。代替的には、電源２１０およびＬＦ整流器２２０は、ＤＣ電力を提供するバッテリーまたは他の適切なデバイスに代替され得る。

ＬＦ整流器２２０からのＤＣ出力は、ＤＣを所望のレベルに変換するＤＣ／ＤＣコンバータ２２５に提供される。変換されたＤＣは、ＤＣ−ＡＣインバータ２３２と共鳴マッチングネットワーク２３４とを含むＲＦ増幅器２３０に提供される。ＤＣ／ＡＣインバータ２３２は、変換されたＤＣを、電気外科手術手順に適する周波数（例えば、４７２ｋＨｚ、２９．５ｋＨｚ、および１９．７ｋＨｚ）を有するＡＣ波形に変換する。

電気外科手術エネルギーのための適切な周波数は、電気外科手術手順および電気外科手術のモードに基づいて異なり得る。例えば、神経および筋肉の刺激が約毎秒１００，０００サイクル（１００ｋＨｚ）で中断し、このポイントより上で、いくつかの電気外科手術手順が安全に行われ得る（すなわち、電気外科手術エネルギーが最小の神経筋刺激で患者を通して標的にされた組織に到達し得る）。例えば、一般的に、切除手順は、４７２ｋＨｚの周波数を使用する。他の電気外科手術手順は、神経および筋肉を損傷させる（放電またはスプレーする）最小リスクに伴い、１００ｋＨｚよりも低いパルス状のレート（例えば、２９．５ｋＨｚまたは１９．７ｋＨｚ）で行われ得る。ＤＣ／ＡＣインバータ２３２は、電気外科手術動作に適する様々な周波数を有するＡＣ信号を出力し得る。

前述のように、ＲＦ増幅器２３０は、共鳴マッチングネットワーク２３４を含む。共鳴マッチングネットワーク２３４は、ジェネレータ回路網２００と組織との間に最大または最適な電力転送があるように、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２の出力に結合されて、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２でのインピーダンスを組織のインピーダンスに一致させる。

ＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバータ２３２に提供された電気外科手術エネルギーは、コントローラ２６０によって制御される。ＤＣ／ＡＣインバータ２３２からの電気外科手術エネルギー出力の電圧および電流の波形は、複数のセンサ２４０によって感知され、コントローラ２６０に提供され、コントローラ２６０は、ＤＣ／ＤＣコンバータ２２５の出力を制御するＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８（例えば、パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはデジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ））からの制御信号、およびＤＣ／ＡＣインバータ２３２の出力を制御するＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６からの制御信号を生成する。コントローラ２６０は、ユーザインターフェース（ＵＩ）２９０を介して入力信号も受信する。ＵＩ２９０は、ユーザが、電気外科手術手順の種類（単極性または双極性）およびモード（凝固、切除、密閉、または切断）を選択し、または、電気外科手術手順またはモードのための所望の制御パラメータを入力することを可能にする。図２ＡのＤＣ／ＤＣコンバータ２２５は、電力設定または所望の外科手術効果に依存して固定または可変であり得る。ＤＣ／ＤＣコンバータ２２５が固定である場合、ＲＦ増幅器は、図２Ｃに示されるクラスＳデバイスのように挙動する。ＤＣ／ＤＣコンバータ２２５が可変である場合、ＲＦ増幅器は、図２Ｂに示される修正されたカーン技術に従うデバイスのように挙動する。

複数のセンサ２４０は、ＲＦ増幅器２３０の出力において電圧および電流を感知する。複数のセンサ２４０は、電圧および電流の冗長測定を提供する２つ以上の対または組の電圧および電流センサを含み得る。この冗長性は、ＲＦ増幅器２３０の出力において電圧および電流測定の信頼性、正確性、および安定性を確実にする。実施形態において、複数のセンサ２４０は、アプリケーションまたは設計要求に依存してより少なく、またはより多い組の電圧および電流センサを含み得る。複数のセンサ２４０は、ジェネレータ回路網２００の他の構成要素（例えば、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２または共鳴マッチングネットワーク２３４）からの電圧および電流も測定し得る。複数のセンサ２４０は、（例えば、Ｒｏｇｏｗｓｋｉコイルを含む）電圧および電流を測定するための任意の既知のテクノロジーを含み得る。

感知された電圧および電流の波形は、アナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）２５０に供給される。ＡＤＣ２５０は、感知された電圧および電流の波形をサンプリングして、電圧および電流の波形のデジタルサンプルを取得する。これも、しばしば、アナログフロントエンド（ＡＦＥ）と呼ばれる。電圧および電流の波形のデジタルサンプルは、コントローラ２６０によって処理され、ＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバータ２３２とＤＣ／ＤＣコンバータ２２５とを制御する制御信号を生成するために使用される。ＡＤＣ２５０は、ＲＦ周波数の整数倍であるサンプル周波数において、感知された電圧および電流の波形をサンプリングするように構成され得る。

図２Ａの実施形態において、コントローラ２６０は、ハードウェア加速器２７０とプロセッササブシステム２８０とを含む。前述のように、コントローラ２６０も、ＵＩ２９０に結合され、ＵＩ２９０は、ユーザから入力コマンドを受信し、電気外科手術エネルギーの特徴（例えば、選択された電力レベル）に関連する出力および入力情報を表示する。ハードウェア加速器２７０は、ＡＤＣ２５０からの出力を処理し、かつ、プロセッササブシステム２８０と協働して、制御信号を生成する。

ハードウェア加速器２７０は、用量監視および制御（ＤＭＡＣ）２７２、内部電力制御ループ２７４、ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６、およびＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８を含む。コントローラ２６０の全てまたは一部分は、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、用途特定の集積回路（ＡＳＩＣ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、および／またはマイクロプロセッサによって実装され得る。

ＤＭＡＣ２７２は、以下により詳細に説明されるように、ＡＤＣ２５０から、感知された電圧および電流の波形のサンプルを受信し、平均実効電力および組織インピーダンスの実数部を計算する。次に、ＤＭＡＣ２７２は、平均実効電力および組織のインピーダンスの実数部を内部電力制御ループ２７４に提供し、内部電力制御ループ２７４は、平均実効電力および組織のインピーダンスの実数部のうちの１つ以上に基づいて、ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６に対する制御信号を生成する。ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６は、次に、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２の出力を制御する第１のパルス幅変調（ＰＷＭ）制御信号を生成する。

プロセッササブシステム２８０は、出力電力制御ループ２８２、状態機械２８４、および電力設定値回路２８６を含む。プロセッササブシステム２８０は、ＤＭＡＣ２７２の出力と、ＵＩ２９０を介してユーザによって選択されたパラメータ（例えば、電気外科手術モード）とに基づいて第２のＰＷＭ制御信号を生成し得る。特に、ユーザによって選択されたパラメータは、ジェネレータ回路網２００の状態またはモードを決定する状態機械２８４に提供される。出力電力制御ループ２８２は、この状態情報およびＤＭＡＣ２７２からの出力を使用して、制御データを決定する。制御データは、電力設定値回路２８６に提供され、電力設定値回路２８６は、制御データに基づいて電力設定値を生成する。ＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８は、電力設定値を使用して、ＬＦ整流器２２０からの出力を所望のレベルに変換するようにＤＣ／ＤＣコンバータ２２５を制御するための適切なＰＷＭ制御信号を生成する。ユーザが、ＵＩ２９０を介して動作パラメータを状態機械２８４に提供しない場合、状態機械２８４は、デフォルト状態を維持または進入し得る。

図３は、図２Ａのハードウェア加速器２７０のより詳細なダイヤグラムを示す。ハードウェア加速器２７０は、特定の処理要求（例えば、高い処理速度）を有し得るジェネレータ回路網２００のそれらの機能を実装する。ハードウェア加速器２７０は、図２Ａに示される、ＤＭＡＣ２７２、内部電力ループ制御２７４、ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６、およびＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８を含む。

ＤＭＡＣ２７２は、４つのアナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）コントローラ３１２ａ−３１２ｄ、デジタル信号プロセッサ３１４、ＲＦデータレジスタ３１６、およびＤＭＡＣレジスタ３１８を含む。ＡＤＣコントローラ３１２ａ−３１２ｄは、ＡＤＣ２５０（図２）の動作を制御し、ＡＤＣ２５０は、感知された電圧および電流の波形をデジタルデータに変換する。次に、デジタルデータは、デジタル信号プロセッサ３１４に提供され、デジタル信号プロセッサ３１４は、様々なフィルタリングおよび他のデジタル信号処理機能を実装し、それらのうちの一部が以下により詳細に説明される。

感知された電圧および電流は、感知された電圧および電流をサンプリングするＡＤＣ２５０へのデジタル入力である。ＡＤＣコントローラ３１２ａ−３１２ｄは、所定のサンプリングレートを含む動作パラメータをＡＤＣ２５０に提供することにより、ＡＤＣが、所定のサンプリングレート（すなわち、所定の毎秒のサンプルの数、またはＲＦインバータ周波数とコヒーレントである（すなわち、ＲＦインバータ周波数に対して整数倍のサンプリング周波数である）所定のサンプリング周期）において感知された電圧および電流を同期してサンプリングする。ＡＤＣコントローラ３１２ａ−３１２ｄは、感知された電圧および電流の波形をデジタルデータに変換するＡＤＣ２５０の動作を制御する。次に、デジタルデータは、デジタル信号プロセッサ３１４に提供され、デジタル信号プロセッサ３１４は、様々なフィルタリングおよび他のデジタル信号処理機能を実装し、それらのうちの一部が以下により詳細に説明される。

感知された電圧および電流は、感知された電圧および電流をサンプリングするＡＤＣ２５０への入力である。ＡＤＣコントローラ３１２ａ−３１２ｄは、所定のサンプリングレートを含む動作パラメータをＡＤＣ２５０に提供することにより、ＡＤＣが、所定のサンプリングレート（すなわち、所定の毎秒のサンプルの数、所定のサンプリング周期）において感知された電圧および電流を同期してサンプリングする。ＡＤＣコントローラ３１２ａ−３１２ｄは、サンプリング周期が電圧および電流の波形のＲＦ周波数の整数倍に対応するようにＡＤＣ２５０を制御するように構成され得る。これは、しばしば、コヒーレントサンプリングと呼ばれる。

電圧および電流の波形をサンプリングすることによって取得されたデジタルデータは、ＡＤＣコントローラ３１２ａ−３１２ｄを介してデジタル信号プロセッサ３１４に提供される。デジタル信号プロセッサ３１４は、デジタルデータを使用して、複素電圧Ｖ_ｃｏｍｐ、複素電流Ｉ_ｃｏｍｐ、実効電力Ｐ_ｒｅａｌ、および組織インピーダンスの実数部Ｚ_ｒｅａｌを計算する。概して、組織インピーダンスは、実数または抵抗であるが、組織が「処理」された後に、小さい容量性成分を有し得る。さらに、電気外科手術ジェネレータと組織との間のケーブルも抵抗および抵抗成分を有する。これらの理由から、電気外科手術ジェネレータは、一般的に、組織インピーダンスをより正確に測定するためにこれらの寄生性を補償する制御システムを含む。しかしながら、これらの制御システムは、計算上効率の悪い複雑な計算を要求し、それは、タイミングよく、またはＲＦ制御レープ計算の容量性と同等の更新されたレートで組織インピーダンス計算を行うさらなるコストを生じる。

図２Ａおよび２Ｂに描かれた代替的な実施形態において、ハードウェア加速器が利用できず、説明されたプライマリＲＦ測定および制御機能のうちの多くのが、少なくともＤＳＰコアプロセッサと、機能においてハードウェア加速器およびそのＤＳＰおよび／またはマイクロコントローラコアと実質的に類似している多重デジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）とを含む用途特定の規格品（ＡＳＳＰ）集積回路と呼ばれたプログラマブルデバイス内において全体的に代わって存在する。

他の実施形態において、ＲＦ制御機能とは別に冗長用量監視機能を行うセンサに接続され得るさらなるＡＤＣを含むＡＳＳＰ内に利用可能な第２のマイクロプロセッサコアもあり得る。第２のプロセッサは、ユーザインターフェース機能（例えば、電力設定、アクティベーションリクエスト、およびＲＦコントローラからユーザに対するもの）も行い得る。ＡＳＳＰはまた、２つの「内側」および「外側」補償器ループの代わりに、電力、電圧、電流、温度、またはインピーダンスのうちのいずれかを直接に制御する１つのＲＦ制御ループ（または補償器ループ）のみを利用し得る。このループは、バンプレス切換方法および飽和制限を用いて、これらの処理変数を変更する単一比例−積分−微分補償器を使用し得る。

図２Ｂは、修正されたカーン技術に従うジェネレータ回路網２０１を含む電気外科手術システムを示す。ジェネレータ回路網２０１は、ＲＦ増幅器２４１と、ＲＦ増幅器２４１を制御して、所望の特徴を有する電気外科手術エネルギーを、処置される組織２４７に送達するコントローラ２５１とを含む。ＲＦ増幅器２４１は、電源２１０からＡＣまたはＤＣを受信する。ＲＦ増幅器は、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバータ２４２を含み、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバータ２４２は、電源２１０によって提供されたＡＣまたはＤＣを適切なレベルのＤＣに変換する。図２Ａにおけるように、ＲＦ増幅器２４１は、ＤＣをＡＣに変換するＤＣ／ＡＣインバータ２３２も含む。ＲＦ増幅器２４１は、単一または二重共鳴マッチングネットワーク２４４と、共鳴マッチングネットワーク２４４のモードを切り替えるモード中継器２４８とも含む。

ＲＦ増幅器２４１からの出力は、センサ２４６に提供され、センサ２４６は、電圧センサ、電流センサ、および温度センサを含み得る。センサ２４６からのセンサ信号出力は、コントローラ２５１のアナログフロントエンド（ＡＦＥ）２５２を介してコントローラ２５１に提供される。ＡＦＥは、センサ信号を調整およびサンプリングして、センサ信号を表すデジタル信号を得る。コントローラ２５１は、信号プロセッサ２５３、モード状態およびバンプレス切換ユニット２５４、補償器またはＰＩＤコントローラ２５５、パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはデジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）２５６、および電圧制御振動子または数値制御振動子２５７も含む。

信号プロセッサ２５３は、デジタルセンサデータを受信し、本開示に従うシステムおよび方法の計算および他の機能を行う。とりわけ、信号プロセッサ２５３は、感知された電圧および電流、インピーダンス、および／または電力の実数部および虚数部を計算し、電圧、電流、電力、インピーダンス、および温度のうちの１つ以上を制御する機能を行う。信号プロセッサ２５３はまた、処理変数を生成し、処理変数を、モード状態制御およびバンプレス切換ユニット２５４および補償器またはＰＩＤコントローラ２５５に提供する。モード状態制御およびバンプレス切換ユニット２５４は、組織効果アルゴリズムに従って単一または二重共鳴マッチングネットワーク２４４のためのモード中継器２４８を制御し、係数および設定値を生成し、係数および設定値を補償器またはＰＩＤコントローラ２５５に提供する。

補償器またはＰＩＤコントローラ２５５は、コントローラ出力変数を生成し、パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはデジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）２５６にそれらの変数を提供する。パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはデジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）２５６は、電圧制御振動子または数値制御振動子２５７から振動子信号を受信し、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバータ２４２を制御する制御信号を生成する。電圧制御振動子または数値制御振動子２５７は、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２を制御する制御信号も生成する。

図２Ａのジェネレータ回路網２００のように、ジェネレータ回路網２０１は、ユーザインターフェース２０１を含み、ユーザは、ユーザインターフェース２０１を通して、コントローラ２５１のコントローラアプリケーションインターフェース２５８を介してジェネレータ回路網２０１の機能を制御および／または監視し得る。

図２Ｃは、クラスＳデバイストポロジーに従うジェネレータ回路網２０２を含む電気外科手術システムを示す。図２Ｂのジェネレータ回路網２０１とは異なり、ジェネレータ回路網２０２は、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバータ２４２を含まない。外部低周波数（ＬＦ）整流器２２０またはバッテリーは、ＲＦ整流器２４１のＤＣ／ＡＣインバータ２３２に適切なレベルを提供する。図２Ｃに示されるように、ＰＷＭまたはＤＰＷＭ２５６は、ＶＣＯまたはＮＣＯ２５７から振動子信号を受信し、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２を制御する制御信号を生成する。

抵抗成分（すなわち、インピーダンスの実数部）が、電力の大半が組織内で消散し、電気外科手術ジェネレータと組織との間の成分の実数部が組織インピーダンスの実数部のわずか数パーセントに過ぎない（または設計によってそうされるべきである）場合のものであるので、本開示は、組織のインピーダンスの抵抗成分に関連する。また、組織抵抗が電気外科手術の関心のある周波数を通して（すなわち、１００ｋＨｚから１０ＭＨｚの間に）概に一定であると仮定する。したがって、大半の電力が組織内で消散されると仮定すると、組織インピーダンスの実数部のみを計算することは、計算上の効率性を増大し得る。

デジタル信号プロセッサ３１４の出力は、ＲＦデータレジスタ３１６を介して図２Ａのプロセッササブシステム２８０に提供される。ＤＭＡＣ２７２は、ＤＭＡＣレジスタ３１８も含み、ＤＭＡＣレジスタ３１８は、デジタル信号プロセッサ３１４に対する関連パラメータを受信および格納する。デジタル信号プロセッサ３１４は、ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６のＰＷＭモジュール３４６から信号をさらに受信する。

ＤＭＡＣ２７２は、制御信号を、信号ライン３２１を介して内部電力制御ループ２７４に提供し、信号ライン３７９を介してプロセッササブシステム２８０に提供する。内部電力制御ループ２７４は、制御信号を処理し、ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６に制御信号を出力する。内部電力制御ループ２７４は、補償器３２６、補償器レジスタ３３０、およびＶＩリミッタ３３４を含む。信号ライン３２１は、補償器３２６にインピーダンスの実数部を搬送および提供する。

ユーザ入力があるとき、プロセッササブシステム２８０は、ユーザ入力を受信し、信号ライン３７９を介してデジタル信号プロセッサ３１４からの出力と共に、ユーザ入力を処理する。プロセッササブシステム２８０は、補償器レジスタ３３０を介して制御信号をＶＩリミッタ３３４に提供し、ＶＩリミッタ３３４は、図２Ａの電力設定値回路２８６に対応する。次に、ＶＩリミッタ３３４は、ユーザ入力およびデジタル信号プロセッサ３１４の出力に基づいて、所望の電力プロフィール（例えば、１組の電気外科手術モードまたは動作に対する電力についての最小または最大の限界）を提供し、補償器レジスタ３３０も、他の制御パラメータを補償器３２６に提供し、次に、補償器３２６は、補償器レジスタ３３０、ＶＩリミッタ３３４、マルチプレクサ３２４、およびインピーダンスゲイン３２２からの全ての制御パラメータを組み合わせて、信号ライン３２７を介してＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６への出力を生成する。

ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６は、制御パラメータを受信し、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２を駆動する制御信号を出力する。ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６は、スケールユニット３４２、ＰＷＭレジスタ３４４、およびＰＷＭモジュール３４６を含む。スケールユニット３４２は、出力にある数を乗算し、および／または加算ことによって、補償器レジスタ３３０の出力をスケーリングする。スケールユニット３４２は、信号ライン３４１ａおよび３４１ｂを介してＰＷＭレジスタ３４４からの、乗算のための数および／または加算のための数を受信する。ＰＷＭレジスタ３４４は、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２を制御するいくつかの関連パラメータ（例えば、ＤＣ／ＡＣインバータ２３２によって生成されるＡＣ信号の周期、パルス幅、および位相、並びに他の関連パラメータ）を格納する。ＰＷＭモジュール３４６は、ＰＷＭレジスタ３４４からの出力を受信し、図２ＡのＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバータ２３２の４つのトランジスタを制御する４つの制御信号３４７ａ〜３４７ｄを生成する。ＰＷＭモジュール３４６も、その情報を、レジスタ同期信号３４７を介してＰＷＭレジスタ３４４の情報と同期させる。

ＰＷＭモジュール３４６は、内部電力制御ループ２７４の補償器３２６に制御信号を提供する。プロセッササブシステム２８０は、ＰＷＭモジュール３４６に制御信号を提供する。この方法において、ＤＣ／ＡＣインバータコントローラ２７６は、積分された内部入力（すなわち、ＤＭＡＣ２７２による複数のセンサからの処理された結果）および外部入力（すなわち、プロセッササブシステム２８０によるユーザ入力からの処理された結果）を用いて、ＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバータ２３２を制御し得る。

プロセッササブシステム２８０も、信号ライン３７３を介してＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８に制御信号を送信する。ＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８は、制御信号を処理し、ＤＣ／ＤＣコンバータ２２５が直流を、ＲＦ増幅器２３０によって変換されることに適する所望のレベルに変換するように、別の制御信号を生成する。ＤＣ／ＤＣコンバータコントローラ２７８は、ＰＷＭレジスタ３５２とＰＷＭモジュール３５４とを含む。ＰＷＭレジスタ３５２は、信号ライン３７３を介してプロセッササブシステム２８０からの出力を受信し、ＰＷＭレジスタ３４４が行うように関連パラメータを格納する。ＰＷＭモジュール３５４も、レジスタ同期信号をＰＷＭレジスタ３５２に送信し、図２ＡのＤＣ／ＤＣコンバータ２２５の４つのトランジスタを制御する４つの制御信号３５５ａ〜３５５ｄを生成する。

図４は、複素電圧および複素電流を取得するために、ジェネレータ１１０からの電圧および電流を処理する信号処理回路網４００のブロックダイヤグラムである。信号処理回路網は、ＡＤＣ４１０と狭帯域フィルタ４２０とを含む。ＡＤＣ４１０は、電気外科手術ジェネレータ１１０に適するサンプリング周波数において、感知された電圧および電流の波形を、それぞれ、デジタル化にされた電圧および電流の波形に変換する。狭帯域フィルタ４２０は、それぞれ、複素数値の電圧Ｖ_ｃｏｍｐおよび複素数値の電流Ｉ_ｃｏｍｐを取得するために、デジタル化された電圧および電流に波形をフィルタリングする。より具体的に、第１の狭帯域フィルタ４２０は、２つの値、複素数値の電圧Ｖ_ｃｏｍｐの実数部Ｖ_ｒｅａｌおよび虚数部Ｖ_ｉｍａｇを出力する。同様に、第２の狭帯域フィルタ４２０は、２つの値、複素数値の電流Ｉ_ｃｏｍｐの実数部Ｉ_ｒｅａｌおよび虚数部Ｉ_ｉｍａｇを出力する。次に、コントローラ３００のデジタル信号プロセッサ３１４は、複素数値の電圧Ｖ_ｃｏｍｐおよび複素数値の電流Ｉ_ｃｏｍｐを用いて組織のインピーダンスの実数部を計算する。インピーダンスの実数部に対する計算は、以下の式から導出される。

ここで、Ｚ_ｃｏｍｐは、組織の複素インピーダンスであり、Ｚ_ｒｅａｌは、複素インピーダンスＺ_ｃｏｍｐの実数部である。式（１）および（２）を式（３）に代入すると、以下の式をもたらす。

式（５）に示されるように、複素インピーダンスＺ_ｃｏｍｐの実数部Ｚ_ｒｅａｌは、

に対応し、複素インピーダンスＺ_ｃｏｍｐの虚数部Ｚ_ｉｍａｇは、

に対応する。従って、複素インピーダンスＺ_ｃｏｍｐの実数部Ｚ_ｒｅａｌおよび虚数部Ｚ_ｉｍａｇは、狭帯域フィルタ４２０からの値に簡単な代数を行うことによって、すなわち、広帯域ＲＭＳ電圧および電流値に計算を行うことにより、

を評価することによって計算され得る。

広帯域実効電力の推定が、電圧および電流のサンプル−サンプルの乗算の簡単な移動平均フィルタによって行われ得るが、いくつかの正弦関数の波形に対して、狭帯域の推定が十分であり得る。同様に、複素数値の電力Ｐ_ｃｏｍｐの実数部Ｐ_ｒｅａｌは、簡単な代数を行うことによって計算され得る。複素数値の電力Ｐ_ｃｏｍｐが、以下の式によって表され得る。

ここで、

は、複素電流Ｉ_ｃｏｍｐの複素共役であり、ｃ−ｊ・ｄである。式（６）に示されるように、複素数値の電力Ｐ_ｃｏｍｐの実数部Ｐ_ｒｅａｌは、（ａｃ＋ｂｄ）に対応する。従って、複素数値の電力Ｐ_ｃｏｍｐの実数部Ｐ_ｒｅａｌは、簡単に式（ａｃ＋ｂｄ）を評価することによって計算され得る。複素数値の電力Ｐ_ｃｏｍｐの実数部Ｐ_ｒｅａｌは、ＤＭＡＣ２７２による内部電力制御ループ２７４への制御信号を生成するために使用され得る。

狭帯域フィルタ４２０は、Ｇｏｅｒｔｚｅｌ離散型フーリエ変換（ＤＦＴ）アルゴリズムによって実装され得る。Ｇｏｅｒｔｚｅｌ ＤＦＴアルゴリズムは、電圧からの出力について以下の計算を行い、ｎ＝０．．．Ｎ−１に対して、以下の式に従って行われ得る。

ここで、Ｎは、サンプルウィンドウサイズであり、ｖ（ｔ_ｎ）は、時間ｔ_ｎでの電圧サンプルであり、ｉ（ｔ_ｎ）は、時間ｔ_ｎでの電流サンプルであり、および

である。次に、複素数値の電圧および電流の実数部および虚数部は、以下の式に従って計算され得る。

ここで、

、ａは、複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、複素数値の電流の虚数部である。

図５Ａは、本開示のさらなる実施形態に従う代替的な狭帯域測定信号処理回路５００のブロックダイヤグラムである。測定信号処理システム５００は、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）５１０、ＡＤＣ４１０、デシメーター（ｄｅｃｉｍａｔｏｒ）５３０、プロトタイプフィルタ５４０（例えば、インパルス応答Ｈ（ｚ）を有するローパスフィルタ）、およびヘテロダイン混合器５４５を含む。デシメーター５３０、多相フィルタ５４０、およびヘテロダイン混合器５４５は、ヘテロダインを有する多相フィルタとして知られるフィルタ構造を形成する。図４の測定信号処理システムと同様に、測定信号処理システム５００は、測定信号処理システム５００に入力された信号（例えば、ジェネレータ１１０の出力においてセンサ２４０によって感知された電圧および電流）の実数部および虚数部を決定する。

動作中、入力信号は、入力信号から望ましくないノイズを除去するＬＰＦ５１０を通過する。ＡＤＣ４１０は、入力信号４１０の周波数の整数倍であり得る適切なサンプリング周波数において、フィルタリングされた電圧または電流をサンプリングする。次に、多相フィルタ５３５は、以下の図７、８および９を参照して以下により詳細に説明されるプロトタイプフィルタ５４０の整流された位相を用いて、サンプリングされた入力信号をダウンサンプリングおよびフィルタリングする。

ヘテロダイン混合器５４５は、フィルタリングされた入力信号を、ｆ_０ｎＭＴの周波数を有するキャリア信号と乗算し、ここで、ｆ_０は、多相フィルタ５４０の中心周波数であり、Ｍは、多相フィルタ５４０の位相数であり、ｎは、サンプリングされた入力信号のインデックスであり、Ｔは、０から（Ｌ−１）までの位相インデックス範囲である。従って、入力信号の周波数がキャリア信号ｆ_０の周波数と同じである場合、ヘテロダイン多相フィルタ５００は、図７、８および９を参照して以下により詳細に説明されるフィルタリングされた入力信号の狭帯域の実数部および虚数部を出力する。

図５Ｂは、本開示のなお別の実施形態に従う測定信号処理システム５５０を例示するブロックダイヤグラムである。測定信号処理システム５５０は、直交構造を利用して、入力信号の実数または同相（Ｉ）成分と、入力信号の虚数または直交（Ｑ）成分とを取得する。図５Ａを参照して前述のように、入力信号は、望ましくないノイズを除去するＬＰＦ５５５を通過する。

ＡＤＣ４１０は、クロック信号をＡＤＣ４１０に提供するクロックによって設定された適切なサンプリング周波数において、フィルタリングされた入力信号をサンプリングするＡＤＣ４１０に提供されたクロック信号は、フィルタリングされた入力信号の虚数または直交成分を取得するために、遅延ブロック５６０によって遅延されて、周波数ドメインにおいて、フィルタリングされた入力信号の位相をシフトさせる。次に、ＡＤＣ４１０によって取得されたサンプルは、デシメーター５８０および５８５と、プロトタイプフィルタ５９０および５９５と含む多相フィルタ構造によってダウンサンプリングされる。多相フィルタは、ダウンサンプリングされた信号を効率的に狭帯域フィルタリングして、入力信号の実数または同相（Ｉ）成分と、虚数または直交（Ｑ）成分とを取得する。

図５Ａおよび５Ｂの測定信号処理システム５００および５５０は、電圧および電流の実数部および虚数部の測定精度を向上させる補償器をさらに含み得る。図６Ａは、図４の狭帯域フィルタ４２０に提供された入力信号の大きさおよび位相を修正する補償器６０５を含む測定信号処理システム６００のブロックダイヤグラムである。

補償器６０５は、ゲイン６１０と分数遅延ライン６２０と含み、ゲイン６１０と分数遅延ライン６２０とは、互いに結合されている。ゲイン６１０は、ゲイン修正因子Ｋの値に基づいて単一周波数において入力信号の大きさを増大させ、Ｋは、校正手順を通して決定され得る。校正手順は、補償器からの出力が所望のレベルに到達するまでにゲイン修正因子Ｋを調節することを伴い得る。

分数遅延ライン６２０は、時間遅延修正因子の値に基づいて単一周波数において入力信号の位相を調節する。分数遅延ライン６２０は、

として表され得、ここで、Δｔ_ＣＦは、時間遅延修正因子である。時間遅延修正因子Δｔ_ＣＦも、校正手順を通して決定され得る。

図６Ｂは、本開示のなおさらなる実施形態に従う測定信号処理システム６５０のブロックダイヤグラムである。測定信号処理システム６５０は、図４のＡＤＣ４１０および多相フィルタ４２０と、ＡＤＣ４１０と多相フィルタ４２０との間に結合された補償器６５５とを含む。補償器６５５は、最小平均二乗（ＬＭＳ）フィルタ６６０とＬＭＳ適合ユニット６７０とを含む。ＬＭＳフィルタ６６０は、加重ベクトルｗ_ｋに基づいて入力波形（すなわち、デジタル化された電圧または電流の波形）をフィルタリングして、フィルタリングされた出力波形を生成する。加重ベクトルｗ_ｋは、ＬＭＳ適合ユニット６７０によって生成され、事前に計算された「擬似フィルタ」または時間シーケンスであり得る。所望の応答ｄ_ｋは、電気外科手術システム内の収束性適合フィルタの、理想的な周波数対大きさおよび位相の応答を有し得る。例として、システムからの収束性出力電流は、１つ以上の周波数において測定ごとの大きさおよび位相の値に一致する場合、この情報は、所望の応答シーケンスｄ_ｋおよび／または擬似フィルタを構成するために使用される。

所望の応答シーケンスｄ_ｋは、励起の既知の振幅、またはテスト波形ｘ（ｔ）と同一の振幅（すなわち、Ａ_１）を有する正弦関数の校正波形ｄ（ｔ）をサンプリングすることによって形成されるが、ＡＤＣ４１０の入力と狭帯域フィルタ４２０の出力との間の測定された位相θ_１、または既知の位相θ_１に従って遅延される。言い換えると、位相θ_１は、ＡＤＣ４１０によって導入された遅延と、図２に示されたＲＦ増幅器２３０と狭帯域フィルタ４２０の出力との間に配置された他の電子的またはデジタル成分とを表す。正弦関数の校正波形は、以下のように表され得る。

複数の周波数ｆ_ｎに対して、校正手順は、ＲＦ増幅器２３０を用いて、以下の一連のテスト波形を生成する。

ここで、ｎ＝１，．．．，Ｎであり、振幅Ａ_ｎは、測定された値、または既知の値である。一連のテスト波形は、一緒に合計され、テスト抵抗負荷に印加される。

複数の周波数に対する所望の応答シーケンスｄ_ｋは、以下の式によって与えられる複数の正弦関数の校正波形の合計をサンプリングすることによって形成される。

校正波形ｄ_ｎ（ｔ）は、励起の既知の振幅、またはそれぞれのテスト波形ｘ_ｎ（ｔ）と同一の振幅（すなわち、Ａ_ｎ）を有するが、ＡＤＣ４１０の入力と多相フィルタ４２０の出力との間の測定された位相θ_ｎ、または既知の位相θ_ｎに従って遅延される。

適合処理の最後に、電圧および電流の波形の推定された位相は、関心の所望の周波数において互いに対して、同等またはほぼ同等である。また、測定された電圧および電流の大きさは、推定された電圧および電流のそれぞれの大きさに同一またはほぼ同一である。

図７は、図４〜６の狭帯域フィルタ４２０、５４０、５９０、および５９５を実装するために使用され得るベースバンド多相フィルタ７００のブロックダイヤグラムである。ベースバンド多相フィルタ７００は、Ｍ個のサブフィルタ７２０、７３０、７４０、７５０、７６０、および７７０と、（Ｍ−１）個の加算器７２５、７３５、７４５、７５５、および７６５とを含む。ベースバンド多相フィルタ７００は、入力データの異なる位相をサブフィルタ７２０、７３０、７４０、７５０、７６０、および７７０の各々に送達する通信スイッチ７１０をさらに含む。より具体的に、スイッチ７１０は、入力データｘ［０］，ｘ［Ｍ］，．．．，ｘ［（Ｌ−１）Ｍ］を第１のサブフィルタ８２０に送達し、入力データｘ［１］，ｘ［１＋Ｍ］，．．．，ｘ［１＋（Ｌ−１）Ｍ］を第２のサブフィルタ７３０に送達し、．．．、入力データｘ［Ｍ−１］，ｘ［Ｍ−１＋Ｍ］，．．．，ｘ［Ｍ−１＋（Ｌ−１）Ｍ］を最後のサブフィルタ７７０に送達する。このように、各サブフィルタは、並列に入力データのＬ個のサンプル（すなわち、Ｎ／Ｍ）を受信およびフィルタリングする。加算器７６５は、サブフィルタ７７０および７６０からのフィルタリングされた出力を加算し、加算器７５５は、位相７５０からのフィルタリングされた出力とより低い位相からの出力の合計とを加算し、．．．、加算器７２５は、Ｍ個のサブフィルタ７２０、７３０、７４０、７５０、７６０、および７７０からの全ての出力を加算する。加算の結果は、出力ｙ（ｎＭ）である。

図８に示されるように、出力ｙ（ｎＭ）は、入力データのＭ個のサンプルごとに生成される。従って、多相フィルタ８００は、Ｍ個の入力データサンプルについての固有の遅延を有する。Ｍの値は、電気外科手術のＲＦ周波数、およびリアルタイムの電気外科手術動作を提供する、ＡＤＣのサンプリング周波数と同期されるように選択され得る。

図８Ａは、図７の多相フィルタ７００のｒ番目のサブフィルタ８００のブロックダイヤグラムである。前述のように、多相フィルタ７００は、入力データの異なる位相をフィルタリングする複数のサブフィルタを含む。多相フィルタ７００は、ｒ個のサブフィルタの各々からの出力を組み合わせて、複素数値の出力を生成する。多相フィルタ７００の各サブフィルタ８００は、有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタであり得る。多相フィルタ７００が、入力データの各位相に対する一連の小さいフィルタ計算を並列に行うので、計算の効率は、大いに増大される。概して、データサンプルの数（Ｌ）は、多相フィルタ８００の位相の数（Ｍ）の整数倍である。図７Ａは、特に、ｒ番目の位相７１０が、入力ｘ（ｎ）（すなわち、感知された電圧または電流）を受信し、出力ｙ_ｒ（ｎＭ）（すなわち、感知された電圧および電流の実数部および虚数部）を出力することを示す。

図８Ｂは、図７の多相フィルタ７００のｒ番目のサブフィルタ８００の構造を例示する。ｒ番目のサブフィルタ８００は、複数の加算器８３９、８４９、および８５９と、フィルタ８２７とを含む。ｒ番目のサブフィルタ８００は、感知された電圧または電流のデジタル化された値である一連の入力データ８２０、８２５、８３０、８３５、８４５、８５０、および８５５を受信する。ｒ番目のサブフィルタ８００において、ｒ番目のデータ８２５は、フィルタ８２７によってフィルタリングされて、ｈ（ｒ）を取得し、（ｒ＋Ｍ）番目の入力データは、フィルタ８２７によってフィルタリングされてｈ（ｒ＋Ｍ）を取得し、１番目の加算器８３９は、ｈ（ｒ）とｈ（ｒ＋Ｍ）とを加算し、（ｒ＋２Ｍ）番目のデータは、フィルタ８２７によってフィルタリングされてｈ（ｒ＋２Ｍ）を取得し、２番目の加算器８４９は、ｈ（ｒ＋２Ｍ）と、ｈ（ｒ）およびｈ（ｒ＋Ｍ）の合計とを加算し、．．．、および、最後に、（ｒ＋（Ｌ−１）Ｍ）番目のデータは、フィルタ８２７によってフィルタリングされてｈ（ｒ＋（Ｌ−１）Ｍ）を取得し、（Ｌ−１）番目の加算器８５９は、ｈ（ｒ＋（Ｌ−１）Ｍ）と、ｈ（ｒ），ｈ（ｒ＋Ｍ），ｈ（ｒ＋２Ｍ），．．．，ｈ（ｒ＋（Ｌ−２）Ｍ）の合計とを加算してｙ_ｒ（ｎＭ）を生成する。ｒ番目のサブフィルタは、入力データのＬ個のサンプルを処理する。このように、入力データのＮ個のサンプルに対する計算の効率は、多相フィルタ７００内のサブフィルタの数である因子Ｍによって低減される。

図９は、図４〜６の狭帯域フィルタ４２０、５４０、５９０、および５９５を実装するために使用され得るヘテロダイン多相フィルタ９００のブロックダイヤグラムである。一般的に、ヘテロダイン技術は、ｆ_１およびｆ_２の周波数である２つの波形を混合または乗算して、合計の周波数（ｆ_１＋ｆ_２）と、周波数ｆ_１およびｆ_２の差（ｆ_１−ｆ_２）とを有する波形を生成する。この２つの新しい周波数は、ヘテロダインと呼ばれる。以下の方程式は、２つの正弦関数にヘテロダイン技術が適用される結果を例示する。

キャリア中心多相フィルタ９００は、ヘテロダイン技術を利用する。キャリア中心多相フィルタ９００は、図７のスイッチ７１０、Ｍ個のサブフィルタ７２０、７３０、７４０、７５０、７６０、７７０、および加算器７２５、７３５、７４５、７５５、７６５、並びにキャリア信号乗算器９２２、９３２、９４２、９５２、９６２、９７２を含む。キャリア中心多相フィルタ９００の中心波長は、複数のＡＤＣのサンプリング周波数の調和倍数、および電気外科手術エネルギーの周波数の調和倍数である。各サブフィルタ７２０、７３０、７４０、７５０、７６０、および７７０からの出力は、それぞれの乗算器９２２、９３２、９４２、９５２、９６２、および９７２を用いてそれぞれのキャリア信号で乗算され、それぞれの乗算された結果は、加算器９２４、９３４、９４４、９５４、および９６４によって一緒に加算されて、最終の出力ｙ（ｎＭ）を取得する。

キャリア信号９２２、９３２、９４２、９５２、９６２、および９７２は、指数関数ｅ^ｊｒθｋの態様であり、θは、

であり、ｒは、０，１，２，．．．，Ｍ−１である。ｅ^ｊｒθｋの信号周期は、Ｍに調和的に関連し、Ｍは、キャリア中心多相フィルタ９００のサブフィルタの数である。最終の出力ｙ（ｎＭ，ｋ）の第１のインデックスｎＭは、時間インデックスであり、第２のインデックスｋは、周波数インデックスである。

さらなる実施形態において、サブフィルタ７２０、７３０、７４０、７５０、７６０、および７７０と、それぞれの乗算器９２２、９３２、９４２、９５２、９６２、および９７２とは、ヒルベルトフィルタに融合されて、精度の損失なしに、計算効率をさらに増大させる。

なおさらなる実施形態において、図４〜６の狭帯域フィルタ４２０、５４０、５９０、および５９５は、前述のような単一周波数離散型フーリエ変換、例えば、Ｇｏｅｒｔｚｅｌフィルタによって実装され得る。

図１０は、本開示の実施形態に従って組織インピーダンスの実数部を決定する、電気外科手術ジェネレータのための方法のフローダイヤグラムである。ステップ１００５において、組織を処置する電気外科手術エネルギーが生成される。ステップ１０１０において、生成された電気外科手術エネルギーの電圧および電流の波形が感知される。ステップ１０１５において、複素数値の電圧および電流は、複数の狭帯域フィルタを用いて、感知された電圧および電流の波形に基づいて決定される。ステップ１０２０において、組織インピーダンスの実数部は、以下の方程式に従って計算される。

ここで、ａは、複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、複素数値の電流の虚数部である。次に、ステップ１０２５において、電気外科手術エネルギーは、組織インピーダンスの計算された実数部に基づいて制御される。

いくつかの実施形態において、虚数のインピーダンス成分が、全大きさに対して無視されることができない場合、負荷組織抵抗１１１５のより正確な計算に対する補償が必要であり得る。一般的に、ジェネレータと組織との間に配置されたケーブルおよび電気外科手術器具は、寄生性値を有し、低ＲＦ周波数（例えば、周波数＜＜１０ＭＨｚ）において、寄生性値は、組織負荷抵抗にわたる終端分路容量性を有する直列インダクタンスおよび抵抗の集中した値として（より複雑な２つのポートまたは伝送ラインモデルに対立するモデルとして）モデリングされ得る。このようなモデルは、集中したケーブルモデル１１０１として図１１に示され、これは、電気外科手術システム回路１１００の一部分を形成する。集中したケーブルモデル１１０１は、ジェネレータ１１１０と直列の抵抗１１０２およびインダクタンス１１０４と、ジェネレータ１１１０と並列のキャパシタンス１１０６とを含む。

しばしば、組織抵抗負荷１１１５は、直列構成要素の大きさよりも大きく、分路構成要素の大きさよりも小さい。これらの場合に対して、実数のインピーダンス成分は、前述のように、組織抵抗１１１５を推定することに対して十分であり得る。しかしながら、組織抵抗１１１５が非常に小さくなる（それが、ときどき、湿った組織が加熱され、イオンの移動が早くなることによって引き起こされる）場合、または組織抵抗１１１５が非常に大きくなる（それが、ときどき、組織の水分の多くのが飛ばされ、電流経路が曲がりくねったことによって引き起こされる）場合、既知の従来技術である限り、直列構成要素（すなわち、抵抗１１０２およびインダクタンス１１０４）かまたは分路構成要素（すなわち、キャパシタンス１１０６）かに対して補償がなされ得る。ケーブル抵抗１１０２、インダクタンス１１０４、およびキャパシタンス１１０６が既知である場合、組織抵抗１１１５に対する推定、および組織内の実効電力消失が、以下のように導出される。

本開示の例示的な実施形態が、添付の図面を参照して本明細書において説明されたが、本開示は、それらの正確な実施形態に限定されず、様々な他の変化および変更は、本開示の範囲または精神から逸脱することなしに当業者によって本明細書においてもたらされ得ることが理解されるべきである。

Claims (14)

1. 電気外科手術ジェネレータであって、該電気外科手術ジェネレータは、
   組織を処理するための電気外科手術エネルギーを生成するように構成された出力ステージと、
   該電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成された複数のセンサと、
   該出力ステージおよび該複数のセンサに結合されたコントローラであって、該コントローラは、該生成された電気外科手術エネルギーを制御するように構成されている、コントローラと
   を含み、
   該コントローラは、
   信号プロセッサと、
   出力コントローラと
   を含み、
   該信号プロセッサは、（１）複数の狭帯域フィルタを用いて、該複数のセンサによって感知された該電圧波形および該電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、（２）該複素数値の電圧および該複素数値の電流を用いて該組織のインピーダンスの実数部を計算することとを行うように構成され、
   該出力コントローラは、該組織のインピーダンスの該計算された実数部に基づいて、該出力ステージを制御するように構成されている、電気外科手術ジェネレータ。
2. 前記複数の狭帯域フィルタは、多相デシメーターフィルタまたはＧｏｅｒｔｚｅｌ ＤＦＴフィルタである、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
3. 前記多相デシメーターフィルタは、前記電気外科手術エネルギーの周波数の調和倍数である中心周波数を有するヘテロダイン化されたキャリア中心多相フィルタである、請求項２に記載の電気外科手術ジェネレータ。
4. 前記電気外科手術エネルギーは、無線周波数（ＲＦ）エネルギーである、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
5. 前記信号プロセッサは、以下の方程式に従って、前記組織インピーダンスの実数部を計算し、
   

   

   ここで、ａは、前記複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、該複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、前記複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、該複素数値の電流の虚数部である、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
6. 前記信号プロセッサは、以下の方程式に従って、前記組織インピーダンスの虚数部を計算し、
   

   

   ここで、ａは、前記複素数値の電圧の実数部であり、ｂは、該複素数値の電圧の虚数部であり、ｃは、前記複素数値の電流の実数部であり、およびｄは、該複素数値の電流の虚数部である、請求項５に記載の電気外科手術ジェネレータ。
7. 前記信号プロセッサは、前記組織インピーダンスの前記計算された実数部および虚数部に基づいて該組織インピーダンスの大きさを計算する、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
8. 前記感知された電圧波形および前記感知された電流波形の各々についての所定の数のサンプルを取得するために、該感知された電圧波形および該感知された電流波形をサンプリングするように構成された複数のアナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）をさらに含み、
   該所定の数のサンプルは、該電圧波形および該電流波形の整数個の周期に対応する、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
9. 前記複数のＡＤＣが前記感知された電圧波形および前記感知された電流波形をサンプリングする前に、該感知された電圧波形および該感知された電流波形をフィルタリングするように構成された複数のローパスフィルタをさらに含む、請求項８に記載の電気外科手術ジェネレータ。
10. 前記複数の狭帯域フィルタが、削減された電圧波形および削減された電流波形をフィルタリングする前に、前記サンプリングされた電圧波形および前記サンプリングされた電流波形を削減するように構成された複数のデシメーターをさらに含む、請求項９に記載の電気外科手術ジェネレータ。
11. 前記出力コントローラは、前記インピーダンスの前記実数部と該インピーダンスの所望の実数部との差に基づいてフィードバック波形を生成し、
    該フィードバック波形は、前記出力ステージを制御するために使用される、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
12. 前記コントローラは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途の集積回路、デジタル信号プロセッサ、プログラマブルデジタル信号プロセッサ、特定用途の規格品集積回路、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項１に記載の電気外科手術ジェネレータ。
13. 命令を格納する非一時的な格納媒体であって、プロセッサによって実行されるとき、該命令は、電気外科手術ジェネレータを制御する方法を行い、該方法は、
    組織を処置するための電気外科手術エネルギーを生成することと、
    該生成された電気外科手術エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
    複数の狭帯域フィルタを用いて、該感知された電圧波形および該感知された電流波形に基づいて、複素数値の電圧および複素数値の電流を決定することと、
    該組織のインピーダンスの実数部を計算することと、
    該組織のインピーダンスの該計算された実数部に基づいて、該電気外科手術エネルギーを制御することと
    を含む、非一時的な格納媒体。
14. 前記プロセッサは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途の集積回路、デジタル信号プロセッサ、プログラマブルデジタル信号プロセッサ、特定用途の規格品集積回路、およびそれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項１３に記載の非一時的な格納媒体。
    

Images