JP2015061668A - 位相予測インピーダンス損失モデル較正および補償のためのシステムならびに方法 - Google Patents

位相予測インピーダンス損失モデル較正および補償のためのシステムならびに方法 Download PDF

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Abstract

【課題】コードレスまたは固定リアクタンスケーブル式電気外科システムにおいて損失を補償し、正確な電気的測定値を取得するためのシステムおよび方法を提供すること。【解決手段】電気外科システム内の送信ラインに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを決定する方法であって、該方法は、電気外科システムの出力部に結合されている負荷に適用されている電圧および電流を感知し、感知された電圧および感知された電流を取得することと、該感知された電圧および該感知された電流に基づいて感知されたインピーダンス値を計算することと、該感知されたインピーダンス値に基づいて位相値を予測し、予測された位相値を取得することと、該予測された位相値、該感知された電圧、該感知された電流、および所望の負荷インピーダンス値に基づいて該インピーダンス損失モデルパラメータを計算することとを含む、方法。【選択図】図２

Description

（１．技術分野）
本開示は概して、電気外科に関する。より詳細には、本開示は、コードレスまたは固定リアクタンスケーブル式電気外科システムにおいて損失を補償し、正確な電気的測定値を取得するためのシステムおよび方法に関する。
（２．関連技術の背景）
電気外科は、外科処置中に生物学的組織を切断または改変するための高周波電流の適用を含む。電気外科は、電気外科用ジェネレータ、アクティブ電極、およびリターン電極を使用して実行される。電気外科用ジェネレータ（電源または波形ジェネレータとも称される）は、交流（ＡＣ）を発生させ、交流は、アクティブ電極を介して患者の組織に適用され、リターン電極を介して電気外科用ジェネレータに戻される。交流は通常、筋肉および／または神経への刺激を避けるために１００キロヘルツを上回る周波数を有する。
電気外科手術中において、電気外科用ジェネレータによって発生させられた交流は、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、交流に関連する電気エネルギー（電気外科用エネルギーとも称される）を熱に変換し、熱は、組織温度を上昇させる。電気外科用ジェネレータは、組織に提供される電力（すなわち、時間当たりの電気エネルギー）を制御することによって組織の発熱を制御する。多くの他の変数が、組織の発熱総量に影響を与えるが、しかし、電流密度の増加は、普通、発熱量の増加につながる。電気外科用エネルギーは通常、組織を切断すること、切開すること、切除すること、凝固させること、および／または密封することのために使用される。
電気外科用ジェネレータは、ある時間にわたって組織に適用される電力を制御するコントローラを含む。組織に適用される電力は、電力測定値と、ユーザによって設定される電力レベルまたは所望の組織効果を達成するために必要とされる電力レベルとに基づいて制御される。電力測定値は、電気外科用ジェネレータのＲＦ出力ステージによって発生させられたＲＦ信号の電圧および電力を測定すること、ならびに測定された電圧および電流に基づいて電力を計算することによって取得される。
しかしながら、電気外科用ジェネレータのセンサによって測定される電圧および電流は、電気外科用ジェネレータのＲＦ出力ステージを電気外科用器具の電極に接続する送信ラインにおけるＲＦインピーダンス損失により、組織に適用されている実際の電圧および電流と等しくないことがあり得る。その結果として、電力計算は、不正確であり得、組織に適用される電気外科用エネルギーの不正確な制御につながり得る。
ＲＦインピーダンス損失の電力およびインピーダンス計算に対する影響は、電圧と電流との間の位相をより正確にサンプリングすることによって低減され得る。しかしながら、この方法は、より大きな計算の複雑さおよび、より高価な高速度のハードウエアを必要とする。
本開示のシステムおよび方法は、予測された位相値に基づいて組織に適用されている実際の電力および／または組織部位における実際のインピーダンスを正確に決定する。位相値を予測する開示された方法は単純であり、少ない計算の複雑さを必要とし、普通に入手可能であるマイクロプロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、またはデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を使用して実行され得る。
一局面において、本開示は、電気外科システム内の送信ラインに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを決定する方法を特徴とする。この方法に従って、電気外科システムの出力部に結合されている負荷に適用されている電圧および電流が感知され、感知された電圧および感知された電流を取得し、感知されたインピーダンス値が、感知された電圧および感知された電流に基づいて計算され、位相値が、感知されたインピーダンス値に基づいて予測され、予測された位相値を取得し、そして、インピーダンス損失モデルパラメータが、予測された位相値、感知された電圧、感知された電流、および所望の負荷インピーダンス値に基づいて計算される。
インピーダンス損失モデルパラメータは、ソースインピーダンスパラメータであり得、ソースインピーダンスパラメータは、ソースインピーダンスパラメータを逆算することによって計算され得る。インピーダンス損失モデルパラメータは、漏れインピーダンスパラメータであり得、漏れインピーダンスパラメータは、漏れインピーダンスパラメータを逆算することによって計算され得る。
インピーダンス損失モデルパラメータは、（１）予測された位相値に基づいて感知された電圧をピーク電圧値に変換すること、（２）予測された位相値に基づいて感知された電流をピーク電流値に変換すること、ならびに（３）ピーク電圧値、ピーク電流値、および所望の負荷インピーダンス値に基づいてインピーダンス損失モデルパラメータを逆算することによって計算され得る。
別の局面において、本開示は、電気外科用デバイスに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを決定する方法を特徴とする。この方法に従って、電気外科用デバイスの出力部に別々に結合されている複数の負荷の各々に適用されている電圧および電流が感知され、複数の感知された電圧および複数の感知された電流を取得する。次に、複数の感知されたインピーダンス値が、複数の感知された電圧および複数の感知された電流に基づいて計算される。次に、複数の位相値が、複数の感知されたインピーダンス値に基づいて予測される。次に、ソースインピーダンスパラメータが、複数の負荷のうちの第１の負荷に対応する複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、および第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいて計算される。同様に、漏れインピーダンスパラメータが、複数の負荷のうちの第２の負荷に対応する複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、および第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて計算される。
複数の位相値は、複数の感知されたインピーダンス値の多項式関数に基づいて予測され得る。多項式関数は、三次多項式関数であり得る。複数の負荷は、０オームと５０００オームとの間で各付けされている負荷を含み得る。
ソースインピーダンスパラメータは、（１）予測された第１の位相値に基づいて第１の感知された電圧を第１のピーク電圧値に変換すること、（２）予測された第１の位相値に基づいて第１の感知された電流を第１のピーク電流値に変換すること、（３）第１のピーク電圧値、第１のピーク電流値、および前のソースインピーダンスパラメータに基づいて第１の出力電圧値を計算すること、（４）第１の出力電圧値、ピーク電流値、および前の漏れインピーダンスパラメータに基づいて第１の出力電流値を計算すること、ならびに（５）第１の出力電流値、第１の所定の負荷インピーダンス値、第１のピーク電圧値、および第１のピーク電流値に基づいてソースインピーダンスパラメータを逆算することによって計算され得る。
ソースインピーダンスパラメータは、（１）第１の出力電流値に第１の所定の負荷インピーダンス値を掛けることによって所望の出力電圧値を逆算すること、（２）第１のピーク電圧値から所望の出力電圧値を差し引くことによって所望のソース電圧値を逆算すること、ならびに（３）所望のソース電圧値を第１のピーク電流値で割ることによってソースインピーダンスパラメータを逆算することによって逆算され得る。第１の所定の負荷インピーダンス値は、第２の所定の負荷インピーダンス値よりも小さくあり得る。
電気外科用デバイスに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを決定する方法は、インピーダンスメータを使用して複数の負荷の各負荷のインピーダンスを感知し、複数の所定の負荷インピーダンス値を取得することをさらに含み得る。複数の所定の負荷インピーダンス値は、第１の所定の負荷インピーダンス値と第２の所定の負荷インピーダンス値とを含み得る。
漏れインピーダンスパラメータは、（１）予測された第２の位相値に基づいて第２の感知された電圧を第２のピーク電圧値に変換すること、（２）予測された第２の位相値に基づいて第２の感知された電流を第２のピーク電流値に変換すること、（３）第２のピーク電圧値、第２のピーク電流値、および前のソースインピーダンスパラメータに基づいて第２の出力電圧値を計算すること、ならびに（４）第２の出力電圧値、第２の所定の負荷インピーダンス値、および第２のピーク電流値に基づいて漏れインピーダンスパラメータを逆算することによって計算され得る。前のソースインピーダンスパラメータおよび前の漏れインピーダンスパラメータは、最初の反復の前に初期値に設定され得る。
漏れインピーダンスパラメータは、（１）第２の出力電圧値を第２の所定の負荷インピーダンス値で割ることによって所望の出力電流値を逆算すること、（２）第２のピーク電流値から所望の出力電流を差し引くことによって所望の電流値を逆算すること、および（３）所望の電流値を第２の出力電圧値で割ることによって漏れインピーダンスパラメータを逆算することによって逆算され得る。
漏れインピーダンスパラメータは、（１）第１の出力電圧値を計算するステップ、（２）第１の出力電流値を計算するステップ、（３）ソースインピーダンスパラメータを逆算するステップ、（４）第２の出力電圧値を計算するステップ、および（５）漏れインピーダンスパラメータを逆算するステップを反復することによってさらに計算され得る。
さらに別の局面において、本開示は、電気外科用デバイスの測定回路網を較正するためのコンピュータシステムを特徴とする。コンピュータシステムは、メモリと、メモリに結合されているプロセッサと、通信インターフェースとを含む。メモリは、複数のセンサ電圧値と、複数のセンサ電流値と、複数の予測された位相値と、複数の所定の負荷インピーダンス値とを含むデータを格納する。
プロセッサは、複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、および第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいてソースインピーダンスパラメータを計算する。プロセッサはまた、複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、および第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて漏れインピーダンスパラメータを計算する。通信インターフェースは、ソースインピーダンスパラメータおよび漏れインピーダンスパラメータを電気外科用デバイスの測定回路網に送信する。
通信インターフェースは、複数のセンサ電圧値および複数のセンサ電流値を電気外科用デバイスから受信し得、複数のセンサ電圧値および複数のセンサ電流値をメモリに格納し得る。
プロセッサは、第１のプロセッサであり得、ソースインピーダンスパラメータは第１のソースインピーダンスパラメータであり得、漏れインピーダンスパラメータは第１の漏れインピーダンスパラメータであり得、そして、コンピュータシステムは、第２のプロセッサをさらに含み得る。
第２のプロセッサは、複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、および第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいて第２のソースインピーダンスパラメータを計算する。第２のプロセッサはまた、複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、および第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて第２の漏れインピーダンスパラメータを計算する。次に、第２のプロセッサは、第１のソースインピーダンスパラメータおよび第２のソースインピーダンスパラメータを平均し、平均ソースインピーダンスパラメータを取得し、第１の漏れインピーダンスパラメータおよび第２の漏れインピーダンスパラメータを平均し、平均漏れインピーダンスパラメータを取得する。通信インターフェースは、平均ソースインピーダンスパラメータおよび平均漏れインピーダンスパラメータを電気外科用デバイスの測定回路網に送信し得る。
例えば、本発明は以下を提供する。
（項目１）
電気外科システム内の送信ラインに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを決定する方法であって、該方法は、
電気外科システムの出力部に結合されている負荷に適用されている電圧および電流を感知し、感知された電圧および感知された電流を取得することと、
該感知された電圧および該感知された電流に基づいて感知されたインピーダンス値を計算することと、
該感知されたインピーダンス値に基づいて位相値を予測し、予測された位相値を取得することと、
該予測された位相値、該感知された電圧、該感知された電流、および所望の負荷インピーダンス値に基づいて該インピーダンス損失モデルパラメータを計算することと
を含む、方法。
（項目２）
上記インピーダンス損失モデルパラメータは、ソースインピーダンスパラメータであり、該ソースインピーダンスパラメータを計算することは、該ソースインピーダンスパラメータを逆算することを含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目３）
上記インピーダンス損失モデルパラメータは、漏れインピーダンスパラメータであり、該漏れインピーダンスパラメータを計算することは、該漏れインピーダンスパラメータを逆算することを含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目４）
上記インピーダンス損失モデルパラメータを計算することは、
上記予測された位相値に基づいて上記感知された電圧をピーク電圧値に変換することと、
該予測された位相値に基づいて上記感知された電流をピーク電流値に変換することと、
該ピーク電圧値、該ピーク電流値、および上記所望の負荷インピーダンス値に基づいて該インピーダンス損失モデルパラメータを逆算することと
を含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目５）
電気外科用デバイスに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを決定する方法であって、該方法は、
電気外科用デバイスの出力部に別々に結合されている複数の負荷の各々に適用されている電圧および電流を感知し、複数の感知された電圧および複数の感知された電流を取得することと、
該複数の感知された電圧および該複数の感知された電流に基づいて複数の感知されたインピーダンス値を計算することと、
該複数の感知されたインピーダンス値に基づいて複数の位相値を予測することと、
該複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、該複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、該複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、および第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいてソースインピーダンスパラメータを計算することであって、該複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、該複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、該複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、第１の所定の負荷インピーダンス値は、該複数の負荷のうちの第１の負荷に対応している、ことと、
該複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、該複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、該複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、および第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて漏れインピーダンスパラメータを計算することであって、該複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、該複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、該複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、第２の所定の負荷インピーダンス値は、該複数の負荷のうちの第２の負荷に対応している、ことと
を含む、方法。
（項目６）
上記ソースインピーダンスパラメータを計算することは、
上記予測された第１の位相値に基づいて上記第１の感知された電圧を第１のピーク電圧値に変換することと、
該予測された第１の位相値に基づいて上記第１の感知された電流を第１のピーク電流値に変換することと、
該第１のピーク電圧値、該第１のピーク電流値、および前のソースインピーダンスパラメータに基づいて第１の出力電圧値を計算することと、
該第１の出力電圧値、該ピーク電流値、および前の漏れインピーダンスパラメータに基づいて第１の出力電流値を計算することと、
該第１の出力電流値、上記第１の所定の負荷インピーダンス値、該第１のピーク電圧値、および該第１のピーク電流値に基づいて該ソースインピーダンスパラメータを逆算することと
を含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目７）
上記ソースインピーダンスパラメータを逆算することは、
上記第１の出力電流値に上記第１の所定の負荷インピーダンス値を掛けることによって所望の出力電圧値を逆算することと、
上記第１のピーク電圧値から該所望の出力電圧値を差し引くことによって所望のソース電圧値を逆算することと、
該所望のソース電圧値を上記第１のピーク電流値で割ることによって該ソースインピーダンスパラメータを逆算することと
を含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目８）
上記漏れインピーダンスパラメータを計算することは、
上記予測された第２の位相値に基づいて上記第２の感知された電圧を第２のピーク電圧値に変換することと、
該予測された第２の位相値に基づいて上記第２の感知された電流を第２のピーク電流値に変換することと、
該第２のピーク電圧値、該第２のピーク電流値、および上記前のソースインピーダンスパラメータに基づいて第２の出力電圧値を計算することと、
該第２の出力電圧値、上記第２の所定の負荷インピーダンス値、および該第２のピーク電流値に基づいて該漏れインピーダンスパラメータを逆算することと
を含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目９）
上記漏れインピーダンスパラメータを逆算することは、
上記第２の出力電圧値を上記第２の所定の負荷インピーダンス値で割ることによって所望の出力電流値を逆算することと、
上記第２のピーク電流値から該所望の出力電流を差し引くことによって所望の電流値を逆算することと、
該所望の電流値を該第２の出力電圧値で割ることによって該漏れインピーダンスパラメータを逆算することと
を含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１０）
上記漏れインピーダンスパラメータを計算することは、第１の出力電圧値を計算するステップ、第１の出力電流値を計算するステップ、上記ソースインピーダンスパラメータを逆算するステップ、第２の出力電圧値を計算するステップ、および上記漏れインピーダンスパラメータを逆算するステップを反復することをさらに含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１１）
上記前のソースインピーダンスパラメータおよび上記前の漏れインピーダンスパラメータは、最初の反復の前に初期値に設定されている、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１２）
上記第１の所定の負荷インピーダンス値は、上記第２の所定の負荷インピーダンス値よりも小さい、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１３）
上記複数の位相値を予測することは、上記複数の感知されたインピーダンス値の多項式関数に基づいて該複数の位相値を予測することを含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１４）
上記多項式関数は、三次多項式関数である、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１５）
上記複数の負荷は、０オームと５０００オームとの間で各付けされている負荷を含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１６）
インピーダンスメータを使用して上記複数の負荷の各負荷のインピーダンスを感知し、複数の所定の負荷インピーダンス値を取得することをさらに含み、該複数の所定の負荷インピーダンス値は、上記第１の所定の負荷インピーダンス値と上記第２の所定の負荷インピーダンス値とを含む、上記項目のいずれか一項に記載の方法。
（項目１７）
電気外科用デバイスの測定回路網を較正するためのコンピュータシステムであって、該コンピュータシステムは、
複数のセンサ電圧値と、複数のセンサ電流値と、複数の予測された位相値と、複数の所定の負荷インピーダンス値とを含む測定データを格納するメモリと、
該メモリに結合されているプロセッサであって、（１）該複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、該複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、該複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、および第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいてソースインピーダンスパラメータを計算することと、（２）該複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、該複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、該複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、および第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて漏れインピーダンスパラメータを計算することとを行うように構成されている、プロセッサと、
該ソースインピーダンスパラメータおよび該漏れインピーダンスパラメータを該電気外科用デバイスの測定回路網に送信する通信インターフェースと
を備えている、コンピュータシステム。
（項目１８）
上記通信インターフェースは、上記複数のセンサ電圧値および上記複数のセンサ電流値を上記電気外科用デバイスから受信し、該複数のセンサ電圧値および該複数のセンサ電流値を上記メモリに格納する、上記項目のいずれか一項に記載のコンピュータシステム。
（項目１９）
上記プロセッサは第１のプロセッサであり、上記ソースインピーダンスパラメータは第１のソースインピーダンスパラメータであり、上記漏れインピーダンスパラメータは第１の漏れインピーダンスパラメータであり、
第２のプロセッサをさらに備え、該第２のプロセッサは、
上記複数の位相値のうちの第１の予測された位相値、上記複数の感知された電圧のうちの第１の感知された電圧、上記複数の感知された電流のうちの第１の感知された電流、および上記第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいて第２のソースインピーダンスパラメータを計算し、
上記複数の位相値のうちの第２の予測された位相値、上記複数の感知された電圧のうちの第２の感知された電圧、上記複数の感知された電流のうちの第２の感知された電流、および上記第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて第２の漏れインピーダンスパラメータを計算し、
該第１のソースインピーダンスパラメータと該第２のソースインピーダンスパラメータとを平均し、平均ソースインピーダンスパラメータを取得し、
該第１の漏れインピーダンスパラメータと該第２の漏れインピーダンスパラメータとを平均し、平均漏れインピーダンスパラメータを取得し、
上記通信インターフェースは、該平均ソースインピーダンスパラメータおよび該平均漏れインピーダンスパラメータを上記電気外科用デバイスの測定回路網に送信する、
上記項目のいずれか一項に記載のコンピュータシステム。
（摘要）
本開示のシステムおよび方法は、固定されているか、もしくは既知のリアクタンスを備えている外部のケーブル布線を有していないか、または有している電気外科システムに関連するインピーダンス損失モデルパラメータを較正し、較正されたインピーダンス損失モデルパラメータを使用して電気外科用デバイスの送信ラインに関連するインピーダンス損失を補償することによって、組織部位の正確な電気的測定値を取得する。コンピュータシステムは、ある範囲の様々なテスト用負荷に対する電圧および電流センサデータを格納し、各テスト負荷に対する感知されたインピーダンス値を計算する。次に、コンピュータシステムは、それぞれの負荷インピーダンス値を使用して各負荷に対する位相値を予測する。コンピュータシステムは、電圧および電流センサデータ、予測された位相値、およびテスト用負荷のインピーダンス値に基づいて、ソースインピーダンスパラメータおよび漏れインピーダンスパラメータを含むインピーダンス損失モデルパラメータを逆算する。動作中において、電気外科用デバイスは、電圧および電流を感知し、感知された電圧および電流に基づいて位相値を予測し、感知された電圧および電流、予測された位相値、ソースインピーダンスパラメータ、および漏れインピーダンスパラメータに基づいて組織部位におけるメトリック（ｍｅｔｒｉｃ）を計算する。
本開示の様々な実施形態が、添付の図面を参照して記述される。
図１は、本開示の実施形態による、電気外科システムのコンポーネントの斜視図である。 図２は、本開示の実施形態による、較正コンピュータシステムと通信する電気外科システムのブロック図である。 図３は、本開示の実施形態による、較正コンピュータシステムと通信する携帯用ハンドヘルド電気外科システムのブロック図である。 図４は、本開示の一部の実施形態による、インピーダンス損失モデルパラメータを較正する方法の流れ図である。 図５は、図４のインピーダンス損失モデルパラメータを計算する方法の流れ図である。 図６は、本開示の他の実施形態による、インピーダンス損失モデルパラメータ、すなわちソースインピーダンスパラメータおよび漏れインピーダンスパラメータを較正する方法の流れ図である。 図７は、本開示の一部の実施形態による、図６のソースインピーダンスパラメータを計算する方法の流れ図である。 図８は、本開示の一部の実施形態による、図６の漏れインピーダンスパラメータを計算する方法の流れ図である。 図９は、本開示の他の実施形態による、図６のソースインピーダンスパラメータおよび漏れインピーダンスパラメータを計算する方法の流れ図である。 図１０は、本開示の一部の実施形態による、図７および図９のソースインピーダンスパラメータを逆算する方法の流れ図である。 図１１は、本開示の一部の実施形態による、図８および図９の漏れインピーダンスパラメータを逆算する方法の流れ図である。 図１２は、本開示の実施形態による、電気外科システムにおける損失を補償する方法の流れ図である。 図１３は、本開示の一部の実施形態による、図１２の少なくとも１つのメトリックを計算する方法の流れ図である。 図１４は、本開示の一部の実施形態による、図１２の位相値を予測する方法の流れ図である。 図１５は、本開示の他の実施形態による、図１２の少なくとも１つのメトリックを計算する方法の流れ図である。
（詳細な説明）
本開示のシステムおよび方法は、電気外科システム内の送信ラインに関連するインピーダンス損失モデルを較正する。これらのシステムおよび方法は、電気外科システムの出力部に結合されているテスト用負荷に適用されている電圧および電流を感知することと、感知されたインピーダンスを計算することと、該感知されたインピーダンスに基づいて電圧と電流との間の位相を予測することと、測定された電圧および電流、電圧と電流との間の予測された位相、およびテスト用負荷の所定のインピーダンスに基づいて少なくとも１つの内部インピーダンス値を計算することとを含む。
本開示のシステムおよび方法はまた、較正されたインピーダンス損失モデルを使用して電気外科システムの送信ラインにおけるインピーダンス損失を補償する。これらのシステムおよび方法は、電気外科システムによって発生させられ、組織部位に適用されている電気外科信号の電圧および電流を感知することと、感知された電圧および感知された電流に基づいて位相値を予測することと、感知された電圧、感知された電流、予測された位相値、および電気外科システムの送信ラインまたはケーブルに関連する少なくとも１つのインピーダンス損失モデルパラメータに基づいて組織部位における少なくとも１つのメトリック（ｍｅｔｒｉｃ）を計算することとを含む。
図１は、電気外科システム１００の斜視図であり、電気外科システム１００は、本開示の実施形態による較正および補償のシステムならびに方法を組み込む。電気外科システム１００は、電気外科用エネルギーを発生させるための電気外科用ジェネレータ１０２と、ジェネレータ１０２に電気的に接続し、外科処置中に組織に電気外科用エネルギーを送達する様々な電気外科用器具１１２、１１４とを含む。以下にさらに詳細に記述されるように、ジェネレータ１０２は、電子回路網（例えば、アナログおよびデジタル回路網）を含み、この電子回路網は、インピーダンスを測定し、組織に送達される電力を計算する。
電気外科用ジェネレータ１０２は、様々な電気外科用器具、例えばリターンパッド１１０、単極アクティブ電極１１２、および双極電気外科用鉗子１１４とインターフェースするための複数の出力部、例えば端子１０４および１０６を含む。リターンパッド１１０および単極アクティブ電極１１２は、単極電気外科処置を実行するために使用され、双極電気外科用鉗子は、双極電気外科処置を実行するために使用される。電気外科用ジェネレータ１０２は電子回路網を含み、この電子回路網は、様々な電気外科モード（例えば、切断、凝固、または切除）および処置（例えば、単極、双極、または脈管密封）に対する無線周波電力を発生させる。
電気外科用器具１１２、１１４は、患者の組織を治療するための１つ以上の電極（例えば、電気外科用切断プローブまたは切除電極（図示されず））を含む。電気外科用エネルギー、例えば無線周波数（ＲＦ）電流は、電気外科用ジェネレータ１０２のアクティブ端子１０４に接続されている供給ライン１１６を介して電気外科用ジェネレータ１０２によって単極アクティブ電極１１２に供給され、単極アクティブ電極１１２が、組織を凝固し、密封し、切除し、かつ／または他の方法で組織を治療することを可能にする。電気外科用電流は、電気外科用ジェネレータ１０２のリターン端子１０６へ繋がっているリターンパッド１１０のリターンライン１１８を介して、組織からジェネレータ１０２へ戻る。アクティブ端子１０４およびリターン端子１０６はコネクタ（図示されず）を含み得、これらコネクタは、単極アクティブ電極１１２の供給ライン１１６の端末およびリターンパッド１１０のリターンライン１１８の端末に配置されているプラグ（これらも図示されず）とインターフェースするように構成されている。
リターンパッド１１０はリターン電極１２０および１２２を含み、リターン電極１２０および１２２は、患者の組織との全体的な接触面積を最大にすることによって、組織への損傷のリスクを最小にするように配列されている。さらに、電気外科用ジェネレータ１０２およびリターンパッド１１０は、組織と患者との接触をモニタするように構成され、リターンパッド１１０と患者との間に十分な接触が存在することを確実にすることにより、組織への損傷のリスクを最小にする。
電気外科システム１００は、患者の組織を治療するための電極１２４、１２６を有する双極電気外科用鉗子１１４も含む。双極電気外科用鉗子１１４は、対向する顎部材１３４、１３６を含む。第１の顎部材１３４はアクティブ電極１２４を含み、第２の顎部材１３６はリターン電極１２６を含む。アクティブ電極１２４およびリターン電極１２６は、ケーブル１２８を介して電気外科用ジェネレータ１０２に接続可能であり、ケーブル１２８は、供給ライン１３０およびリターンライン１３２を含む。供給ライン１３０はアクティブ端子１０４に接続可能であり、リターンライン１３２はリターン端子１０６に接続可能である。双極電気外科用鉗子１１４は、ケーブル１２８の端末に配置されているプラグ（明確には示されず）を介して、電気外科用ジェネレータ１０２のアクティブ端子１０４およびリターン端子１０６に接続されている。
電気外科用ジェネレータ１０２は、様々なタイプの電気外科用器具（例えば、単極アクティブ電極１１２および双極電気外科用鉗子１１４）に適合するための複数のコネクタを含み得る。電気外科用ジェネレータ１０２はまた、コネクタ間でＲＦエネルギーの供給を切り換えるための切り替えメカニズム（例えば、中継器）を含み得る。例えば、単極アクティブ電極１１２が電気外科用ジェネレータ１０２に接続されているとき、切り替えメカニズムは、ＲＦエネルギーの供給を単極プラグにだけ切り換える。アクティブ端子１０４およびリターン端子１０６は、電気外科用ジェネレータ１０２の複数のコネクタ（例えば、入力部および出力部）に結合されることにより、様々な器具に電力を供給し得る。
電気外科用ジェネレータ１０２は、電気外科用ジェネレータ１０２を制御するための適切な入力制御部（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）を含む。さらに、電気外科用ジェネレータ１０２は、ユーザに様々な出力情報（例えば、強度設定および治療完了インジケータ）を提供するための１つ以上のディスプレイスクリーンを含み得る。制御部は、ＲＦ電気エネルギーのパラメータ（例えば、電力または波形）が特定のタスク（例えば、凝固すること、組織を密封すること、または切断すること）に適するように、ユーザがＲＦ電気エネルギーのパラメータを調整することを可能にする。電気外科用器具１１２および１１４はまた、複数の入力制御部を含み得、これら複数の入力制御部は、電気外科用ジェネレータ１０２の特定の入力制御部と重複し得る。入力制御部を電気外科用器具１１２および１１４に配置することは、電気外科用ジェネレータ１０２と相互作用する必要なく、外科処置中におけるＲＦエネルギーパラメータのより容易かつより速い変更を可能にする。
図２は、電気外科システム２００のブロック図であり、電気外科システム２００は、図１のジェネレータ１０２と較正コンピュータシステム２４０とを含む。電気外科システム１００のジェネレータ１０２は、コントローラ２２０と、高圧電源２０２と、無線周波出力ステージ２０６とを含み、これらコントローラ２２０と、高圧電源２０２と、無線周波出力ステージ２０６とは共に動作し、電気外科用器具２３０の電極２０９、２１０を介して組織に適用される電気外科信号を発生させる。コントローラ２２０は、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）２２２と、メインプロセッサ２２４と、メモリ２２６とを含む。コントローラ２２０は、任意の適切なマイクロコントローラ、マイクロプロセッサ（例えば、ＨａｒｖａｒｄまたはＶｏｎ Ｎｅｕｍａｎｎアーキテクチャ）、ＰＬＤ、ＰＬＡ、または他のデジタルロジックであり得る。メモリ２２６は、揮発性メモリ、不揮発性メモリ、ソリッドステートメモリ、磁性メモリ、または他の適切な格納メモリであり得る。
コントローラ２２０はまた、メインプロセッサ２２４と電気外科用ジェネレータ１０２内の他の回路網（例えば、増幅器およびバッファ）との間のインターフェースとして役立つ様々な回路網を含み得る。コントローラ２２０は、メインプロセッサ２２４および／またはＤＳＰ２２２によって使用される様々なフィードバック信号を受信し、ＨＶＰＳ２０２およびＲＦ出力ステージ２０６を含むジェネレータ１０２の様々なサブシステムを制御するための制御信号を発生させる。これらのサブシステムは、図２において負荷２３４（Ｚ負荷）によって表されている組織に対して外科処置を実行するために所望される特性を有する電気外科用エネルギーを発生させるように制御される。
ジェネレータ１０２は、交流（ＡＣ）電源２０３から電力を受け取るＡＣ／ＤＣ電力供給装置２０５を含む。ＡＣ／ＤＣ電力供給装置は、ＡＣを直流（ＤＣ）に変換し、ＤＣをエネルギー変換回路２０４に提供する。次に、エネルギー変換回路２０４は、コントローラ２２０から受信した制御信号に基づいて、第１のエネルギーレベルでのＤＣ電力を第２の異なるエネルギーレベルでのＤＣ電力に変換する。エネルギー変換回路２０４は、第２の異なるエネルギーレベルでのＤＣ電力をＲＦ出力ステージ２０６に供給する。ＲＦ出力ステージ２０６は、ＤＣ電力を逆転させ、高周波交流（例えば、ＲＦ ＡＣ）を生成し、高周波交流（例えば、ＲＦ ＡＣ）は、組織に適用される。例えば、ＲＦ出力ステージ２０６は、ＲＦ出力ステージ２０６内に含まれている昇圧変圧器（図示されず）の一次側結合されているプッシュプルトランジスタを使用して、高周波電流を発生させ得る。
電気外科用ジェネレータ１０２は測定回路網を含み、この測定回路網は、組織部位における電圧、電流、インピーダンス、および電力を正確に決定することにより、コントローラ２２０が、このフィードバックを使用して電気外科出力の特性を正確に制御することができるように構成されている。この測定回路網は、ＲＦ出力ステージ２０６の出力部に結合されている電圧センサ２１１と電流センサ２１２とを含む。電圧センサ２１１は、ＲＦ出力ステージ２０６の出力部にまたがる電圧を感知し、感知された電圧２１３（Ｖ感知）を表すアナログ信号をアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）２１５に提供し、アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）２１５は、アナログ信号をデジタル形式に変換する。同様に、電流センサ２１２は、ＲＦ出力ステージ２０６の出力部における電流を感知し、感知された電流２１４（Ｉ感知）を表すアナログ信号を別のＡＤＣ２１５に提供し、別のＡＤＣ２１５は、アナログ信号をデジタル形式に変換する。
ＤＳＰ２２２は、感知された電圧および感知された電流のデータを受信し、それを使用して、組織部位におけるインピーダンスおよび／または電力を計算する。コントローラ２２０のメインプロセッサ２２４は、感知された電圧、感知された電流、インピーダンス、および／または電力を使用するアルゴリズムを実行し、ＨＶＰＳ２０２および／またはＲＦ出力ステージ２０６を制御する。例えば、メインプロセッサ２２４は、計算された電力およびユーザによって選択され得る所望の電力レベルに基づいてＰＩＤ制御アルゴリズムを実行し、組織部位における所望の電力レベルを達成および維持するためにＲＦ出力ステージ２０６によって供給されるべき電流の量を決定する。
組織に適用される電気外科用エネルギーを正確に制御するために、コントローラ２２０は、組織における電圧および電流を正確に感知する必要がある。しかしながら、電圧センサ２１１によって感知される電圧および電流センサ２１２によって感知される電流は、ＲＦ出力ステージ２０６と電極２０９、２１０との間に接続されている第１の送信ライン２２１および第２の送信ライン２２３に関連するＲＦインピーダンス損失により不正確であり得る。換言すれば、電圧センサ２１１および電流センサ２１２によりＲＦ出力ステージ２０６において測定される電圧および電流は、ＲＦインピーダンス損失により、負荷（すなわち組織）における実際の電圧および電流２３１、２３２と等しくないことがあり得る。
これらのＲＦインピーダンス損失は、第１の送信ライン２２１と直列に接続されているソースインピーダンス２５２および第１の送信ライン２２１と第２の送信ライン２２３との間に接続されている漏れインピーダンス２５４としてモデル化され得る。ソースインピーダンス２５２および漏れインピーダンス２５４のこの配列は、インピーダンス損失モデル２５０を形成する。ＲＦ出力ステージ２０６から出力される（かつ、電圧センサ２１１および電流センサ２１２によって感知される）電圧および電流は、それぞれ、インピーダンス損失モデル２５０に適用される入力電圧２５５（Ｖ入）および入力電流２５６（Ｉ入）を表す。さらに、ジェネレータ１０２から出力され、かつ負荷２３４（Ｚ負荷）に供給される電圧および電流は、インピーダンス損失モデル２５０から出力される出力電圧２５７（Ｖ出）および出力電流２５８（Ｉ出）を表す。
センサデータにエラーを導入するインピーダンス損失を補償するために、電気外科システム２００は、インピーダンス損失モデル２５０のソースインピーダンス２５２および漏れインピーダンス２５４に関連するソースおよび漏れインピーダンス損失モデルパラメータを較正し、次に、これらのパラメータに基づいて新規の感知された電圧および電流を計算する。新規の感知された電圧および電流は、組織における電圧および電流の正確な測定値を表す。
較正プロセスは、電気外科システムの出力部に結合されているテスト用負荷に適用されている電気外科信号の電圧および電流を感知することと、この電圧と電流との間の位相を感知することと、感知された電圧、感知された電流、感知された位相、およびテスト用負荷の所定のインピーダンスに基づいて、ソースインピーダンス損失モデルパラメータおよび漏れインピーダンス損失モデルパラメータを計算することとを含む。テスト用負荷の所定のインピーダンスは、インピーダンスメータによって測定される。
インピーダンス損失モデルパラメータは、ジェネレータ１０２のコントローラ２２０に接続可能である外部の較正コンピュータシステム２４０によって計算される。較正コンピュータシステム２４０は、プロセッサ２４２と、メモリ２４４と、通信インターフェース２４５とを含む。プロセッサ２４２は、通信インターフェース２４５を介して、センサ電圧値と、センサ電流値と、予測される位相値とを含む測定データにアクセスし、その測定データをメモリ２４４に格納する。次に、プロセッサ２４２は、測定データに基づいて、較正プロセスを実行し、インピーダンス損失モデルパラメータを計算する。較正プロセスを実行した後、プロセッサ２４２は、コントローラ２２０のメモリ２２６にインピーダンス損失モデルパラメータをロードする。一部の実施形態において、較正コンピュータシステム２４０の機能は、ジェネレータ１０２のコントローラ２２０によって実行される。
動作中に、メインプロセッサ２２４は、メモリ２２６にアクセスし、較正されたインピーダンス損失モデルパラメータを取り出し、それらをＤＳＰ２２２に提供する。ＤＳＰ２２２は、較正されたインピーダンス損失モデルパラメータと、電圧、電流、および位相測定データとを使用し、組織部位における正確な電圧、電流、インピーダンス、および／または電力を計算する。
較正および補償プロセスの精度は、部分的に、位相の精度に依存する。位相は、感知された電圧および感知された電流をサンプリングすること、および感知された電圧と感知された電流との間の位相を計算することにより決定されることができる。しかしながら、この方法は、複雑なアルゴリズムと、高価で、電力消費が多く、かつ高速度のハードウエアとを必要とする。
本開示の実施形態によると、電気外科システム２００の内部の送信ライン２２１、２２３および外部のケーブル２０７、２０８は、組織に適用される電圧と電流との間の位相が単純な方程式と、安価で、低電力、かつ低速のハードウエアとを使用して予測され得るように物理的に配列および配置される。特に、内部の送信ライン２２１、２２３および外部のケーブル２０７、２０８は、固定された既知のリアクタンス（すなわち、インピーダンスの虚数部分）を有するように構成される。例えば、内部の送信ライン２２１、２２３の巻きは、固定された既知のリアクタンスを有するように特定される。
従って、外部のインピーダンスの変化（例えば、組織のインピーダンスの変化）が、リアクタンスではなく抵抗の変化によって支配される場合、感知された電圧と感知された電流との間の位相は、次の方程式、
Figure 2015061668
 に示されるとおり、感知された外部のインピーダンスに基づいて予測されることができる。ここで、Ｘは、既知のリアクタンスであり、｜Ｚ｜は、感知されたインピーダンスの絶対値である。感知されたインピーダンスの絶対値は、測定された電圧を測定された電流で割ることによって計算される。
図３は、本開示の他の実施形態による電気外科システム３００のブロック図である。電気外科システム３００は、図２のジェネレータ１０２および電気外科用器具２３０が両方とも携帯用ハンドヘルド電気外科用デバイス３０１の中に組み込まれている点を除いて、図２の電気外科システムと同様である。ハンドヘルド電気外科用デバイス３０１は、ハンドヘルド電気外科用デバイス３０１の様々な回路網に電力を提供するバッテリパック３２０を組み込み得る。
図２の電気外科システム２００と同様に、電気外科システム３００における電圧センサ２１１によって感知される電圧および電流センサ２１２によって感知される電流は、ＲＦ出力ステージ２０６と電極３０３、３０４との間に接続されている送信ライン３０５、３０６に関連するＲＦインピーダンス損失により、組織部位における実際の電圧および電流と等しくないことがあり得る。ＲＦインピーダンス損失は、図２のものと同じインピーダンス損失モデル２５０を使用することによってモデル化および補償され得る。
上述のように、較正および補償プロセスの精度は、部分的に、位相の精度に依存する。位相は、感知された電圧および感知された電流をサンプリングすること、および感知された電圧と感知された電流との間の位相を計算することにより決定されることができる。しかしながら、この方法は、複雑なアルゴリズムと、高価で、電力消費が多く、かつ高速のハードウエアとを必要とする。
電気外科システム３００の内部の送信ライン３０５、３０６は、組織に適用されている電圧と電流との間の位相が図２の電気外科システム２００に関して上述された態様と同様の態様で予測され得るように物理的に配列および配置される。例えば、内部の送信ライン３０５、３０６は、固定された既知のリアクタンス（すなわち、インピーダンスの虚数部）を有するように構成される。特に、内部の送信ライン３０５、３０６の巻きは、固定された既知のリアクタンスを有するように特定される。
図４は、本開示の実施形態によるインピーダンス損失モデル較正手順を示す。ハンドヘルド電気外科用デバイス３０１が外科処置を実行するために使用される前に、較正手順が、インピーダンス損失モデルパラメータ（ケーブル補償値とも称される）を決定するために実行される。図４に示されるように、較正手順は、電気外科用デバイス３０１の電極に結合されているテスト用負荷に適用されている電圧および電流を感知すること（ステップ４０２）と、感知された電圧および感知された電流に基づいて感知されたインピーダンス値を計算すること（ステップ４０４）と、感知されたインピーダンス値に基づいて感知された電圧と感知された電流との間の位相を予測すること（ステップ４０６）と、予測された位相値、感知された電圧、感知された電流、およびテスト用負荷の所望のインピーダンスに基づいて少なくとも１つのインピーダンス値（例えば、ソースインピーダンスＺソース２１０の値および／または漏れインピーダンスＺ漏れ２１０の値）を計算すること（ステップ４０８）とを含む。
較正手順に対して、テスト用負荷は、組織のインピーダンスを表す電力抵抗器、負荷抵抗器、または他の抵抗素子であり得る。一部の実施形態において、テスト用負荷の所望のインピーダンスは、周波数を電気外科用デバイスの動作周波数、例えば４７０ｋＨｚに設定した状態で、インピーダンスメータ、例えばＬＣＲメータを使用して測定されたインピーダンスである。
図５は、図４のインピーダンス損失モデルパラメータを計算する方法の流れ図である。最初に、感知された電圧は、予測された位相値に基づいてピーク電圧値に変換される（ステップ５０２）。同様に、感知された電流は、予測された位相値に基づいてピーク電流値に変換される（ステップ５０４）。次に、損失モデルパラメータが、ピーク電圧値、ピーク電流値、および所望の負荷インピーダンス値に基づいて逆算される。
図６は、本開示の他の実施形態による、インピーダンス損失モデルパラメータ、すなわちソースインピーダンスパラメータおよび漏れインピーダンスパラメータを較正する方法の流れ図である。この較正方法は、ある範囲の定格抵抗値またはインピーダンス値を有する複数のテスト用負荷を使用する。なぜなら、電気外科システムの送信ラインまたはケーブルのリアクタンスは、組織のインピーダンスに基づいて変化するからである。例えば、低い抵抗負荷に対しては、ソースインピーダンス損失が支配的であり、高い抵抗負荷に対しては、漏れインピーダンス損失が支配的である。
一部の実施形態において、電力抵抗器の抵抗は、０オームから５０００オームに及び得る。他の実施形態において、電力抵抗器の抵抗は、０オームから１５００オームに及び得る。
最初に、電圧および電流が、複数のテスト用負荷、例えば電力抵抗器の各々にわたり感知または測定され、これら複数のテスト用負荷は、電気外科システムの出力部に別々に結合され、複数の感知された電圧および複数の感知された電流を取得する（ステップ６０２）。電圧および電流測定値は、動作モード（例えば双極の規格）と、もし存在する場合は、電気外科システムの出力ポートとが選択された後に取られる。さらに、双極の規格に対して、制御は、閉ループ制御に設定され、出力電力は、所望のレベル、例えば５０Ｗに設定される。一部の実施形態において、テスト用負荷の各々に適用されているｒｍｓ電圧およびｒｍｓ電流（Ｖ感知およびＩ感知）は、図１および図２に示されるように電気外科用ジェネレータ内に配置されたＡＤＣ２１５を使用して測定される。
次に、感知された電圧および電流は、テスト用負荷の各々に対するセンサインピーダンス値を計算するために使用される（ステップ６０４）。例えば、センサインピーダンス値は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により計算される。次に、これらのセンサインピーダンス値は、テスト用負荷の各々に対する感知された電圧と感知された電流との間の位相を予測するために使用される（ステップ６０６）。例えば、予測される位相値は、センサインピーダンス値の多項式関数により計算され得る。そのような多項式関数の例は、
Figure 2015061668
 であり、ここで、多項式係数は、
Figure 2015061668
 である。
多項式関数は、公知の曲線の当てはめ技術を使用して決定され得る。曲線の当てはめ技術は、固定された内部のソースインピーダンスおよび固定された内部の漏れインピーダンスを条件に、最小の負荷（例えば、０オーム）から最大の負荷（例えば、１５００または５０００オーム）まで変化する外部の負荷にわたって測定された絶対インピーダンスに基づいて位相の変化を近似するために使用される。換言すれば、実際のインピーダンス（すなわち、組織の抵抗）が、最小値から最大値へ変化し、虚数インピーダンス（すなわち、リアクタンス）が、固定されたままであるとき、絶対インピーダンスと実際のインピーダンスとの間には関係がある。曲線の当てはめ技術は、考えられる実際のインピーダンス値（例えば、０〜１５００オーム）の範囲にわたって多項式関数をこの関係に当てはめるために適用され得る。
曲線の当てはめ技術によって決定される多項式関数の多項式係数は、各特定のジェネレータに対して一意的である。一部の実施形態において、虚数インピーダンス（すなわち、リアクタンス）は、ジェネレータの内部にあるＲＦ送信ワイヤの巻き数を特定することによって、特定のタイプのジェネレータの様々な製造例にわたって固定され得る。これらの実施形態において、共通の一組の多項式係数が、その特定のタイプの全てのジェネレータに対して使用されることができる。
較正手順の前に、または較正手順中に、テスト用負荷が、インピーダンスメータ、例えばＬＣＲメータのリードに、テスト用ケーブル、例えば短いバナナケーブルを介して、別々に接続され、各テスト用負荷のインピーダンスを測定する。例えば、以下のそれぞれの定格抵抗値を有する以下の電力抵抗器が測定され得、以下のそれぞれの実測インピーダンス値を取得する。
Figure 2015061668
Figure 2015061668
 一部の実施形態において、電力抵抗器は、０オームの定格抵抗値を有する電力抵抗器をさらに含み得る。テスト用ケーブル、例えば短いバナナケーブルのインピーダンス、およびテスト用負荷、例えば電力抵抗器のインピーダンスが、一緒に測定される場合、テスト用ケーブルのインピーダンスは、較正の計算に含まれない。一方、テスト用ケーブルのインピーダンスが、電力抵抗器のインピーダンスとは別個に測定される場合、テスト用ケーブルのインピーダンスは、較正の計算に含まれる。例えば、第１のテスト用ケーブル（ケーブル１）の測定されたインピーダンスは、０．０５３３＋２．１２ｉオームであり得、第２のテスト用ケーブル（ケーブル２）の測定されたインピーダンスは、０．０３０５＋１．６２ｉオームであり得る。
一部の実施形態において、測定されたｒｍｓ電圧、測定されたｒｍｓ電流、計算された位相、およびテスト用負荷およびテスト用ケーブルの実測インピーダンスは、例えば、
Figure 2015061668
 のような入力アレイを形成する。この入力アレイは、較正コンピュータシステム２４０のメモリ２４４に格納され得、プロセッサ２４２は、入力アレイの中の測定データを取り出し、測定データに基づいて損失モデルパラメータを計算することができる。
図６を再度参照すると、ステップ６０８において、ソースインピーダンスパラメータは、第１の負荷に対応する第１の予測された位相値、第１の感知された電圧、第１の感知された電流、および第１の所定の負荷インピーダンス値に基づいて計算される。次に、ステップ６１０において、漏れインピーダンスパラメータは、第２の負荷に対応する第２の予測された位相値、第２の感知された電圧、第２の感知された電流、および第２の所定の負荷インピーダンス値に基づいて計算される。第１および第２の所定の負荷インピーダンス値は、それぞれ、インピーダンスメータを使用して第１および第２の負荷のインピーダンスを測定することによって取得される。一部の実施形態において、第１および第２の所定の負荷インピーダンス値は、インピーダンスメータを使用して複数の負荷のインピーダンスを測定することによって取得される複数の所定の負荷インピーダンス値から選択される。
一部の実施形態において、インピーダンス損失モデルパラメータは、逆算技術を使用して計算される。逆算技術によると、ある範囲の負荷にわたって測定精度を最適化するために、適切なテスト用負荷のデータが最初に選択される。例えば、低いインピーダンスのデータ、例えば５オームの負荷に対するデータが、ソースインピーダンス損失モデルパラメータを決定するために使用され得、高いインピーダンスのデータ、例えば１５００オームの負荷に対するデータが、漏れインピーダンス損失モデルパラメータを決定するために使用され得る。次に、インピーダンス損失モデルパラメータが、異なるテスト用負荷に対する測定データ（例えば、感知された電圧、感知された電流、感知された位相、および所定のインピーダンス）に基づいて計算される。例えば、より詳細に以下に記述されるように、ソースインピーダンス損失モデルパラメータは、低いインピーダンス負荷に対する測定データに基づいて計算され、漏れインピーダンス損失モデルパラメータは、高いインピーダンス負荷に対する測定データに基づいて計算される。
図７は、図６のソースインピーダンス損失モデルパラメータを計算する方法の流れ図である。ステップ７０２において、第１の感知された電圧（例えば、低いインピーダンスのテスト用負荷が電極３０３、３０４にまたがって配置されている状態で、電圧センサ２１１によって感知された第１の電圧）は、第１のピーク電圧値に変換され、第１の感知された電流（例えば、低いインピーダンスのテスト用負荷が電極３０３、３０４にまたがって配置されている状態で、電流センサ２１２によって感知された第１の電流）は、第１の予測された位相値に基づいて第１のピーク電流値に変換される。例えば、第１の感知された電圧および第１の感知された電流は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により矩形のピーク値に変換される。ここで、Ｉピーク，１は、第１のピーク電流値を表し、Ｉ感知，１は、第１の感知された電流を表し、
Figure 2015061668
 は、第１の予測された位相値を表し、Ｖピーク，１は、第１のピーク電圧値を表し、そして、Ｖ感知，１は、第１の感知された電圧を表す。
次に、第１の出力電圧値が、第１のピーク電圧値、第１のピーク電流値、および前のソースインピーダンス損失モデルパラメータ（本明細書では、前のソースインピーダンスパラメータとも称される）に基づいて計算される（ステップ７０４）。例えば、第１の出力電圧値は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により、第１のソース電圧（Ｖソース，１）、すなわち前のソースインピーダンス損失モデルパラメータ（Ｚソース（ｎ−１））にまたがる電圧降下を最初に計算することによって計算される。一部の実施形態において、前のソースインピーダンスパラメータおよび前の漏れインピーダンスパラメータは、損失モデル較正手順の第１回目の反復の前の初期値に設定される。次に、第１の出力電圧（Ｖ出，１）は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により計算される。
次に、第１の出力電流値は、第１の出力電圧値、ピーク電流値、および前の漏れインピーダンス損失モデルパラメータ（本明細書では、前の漏れインピーダンスパラメータとも称される）に基づいて計算される（ステップ７０６）。例えば、第１の出力電流値（Ｉ出，１）は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により、第１の漏れ電流、すなわち前の漏れインピーダンス損失モデルパラメータ（Ｚ漏れ（ｎ−１））を通って流れる電流を最初に計算することによって計算される。一部の実施形態において、次に、第１の出力電流値は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により計算される。
最後に、ソースインピーダンス損失モデルパラメータが、第１の出力電流値、第１の所定の負荷インピーダンス値（例えば、第１のテスト用負荷の予め測定されたインピーダンス値）、第１のピーク電圧値、および第１のピーク電流値に基づき逆算される（ステップ７０８）。
ソースインピーダンス損失モデルパラメータを逆算する方法が、図１０に示されている。最初に、所望の出力電圧値（Ｖ出（所望））が、第１の出力電流値に第１の所定の負荷インピーダンス値（Ｚ負荷，１）を掛けること、すなわち、
Figure 2015061668
 によって逆算される。
次に、所望のソース電圧Ｖソース（所望）が、第１のピーク電圧値から所望の出力電圧値を差し引くこと、すなわち、
Figure 2015061668
 によって逆算される。
最後に、電流ソースインピーダンス損失モデルパラメータＺソース（ｎ）が、所望のソース電圧値を第１のピーク電流値で割ること、すなわち、
Figure 2015061668
 によって逆算される。
図８は、図６の漏れインピーダンス損失モデルパラメータを計算する方法の流れ図である。ステップ８０２において、第２の感知された電圧（例えば、高いインピーダンスのテスト用負荷が電極３０３、３０４にまたがって配置されている状態で、電圧センサ２１１によって感知された第２の電圧）が、第２のピーク電圧値に変換され、第２の感知された電流（例えば、高いインピーダンスのテスト用負荷が電極３０３、３０４にまたがって配置されている状態で、電流センサ２１２によって感知された第２の電流）が、第２の予測された位相値に基づき第２のピーク電流値に変換される。
例えば、第２の感知された電圧および第２の感知された電流は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により矩形のピーク値に変換される。ここで、Ｉピーク，２は、第２のピーク電流値を表し、Ｉ感知，２は、第２の感知された電流を表し、
Figure 2015061668
 は、第２の予測された位相値を表し、Ｖピーク，２は、第２のピーク電圧値を表し、そして、Ｖ感知，２は、第２の感知された電圧を表す。
次に、第２の出力電圧値は、第２のピーク電圧値、第２のピーク電流値、および前のソースインピーダンス損失モデルパラメータに基づいて計算される（ステップ８０４）。例えば、第２の出力電圧値は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により、第２のソース電圧（Ｖソース，２）、すなわち前のソースインピーダンス損失モデルパラメータ（Ｚソース（ｎ−１））にまたがる電圧降下を最初に計算することによって計算される。次に、第２の出力電圧（Ｖ出，２）は、次の方程式、
Figure 2015061668
 により計算される。
最後に、漏れインピーダンス損失モデルパラメータが、第２の出力電圧値、第２の所定の負荷インピーダンス値（例えば、第２のテスト用負荷の予め測定されたインピーダンス値）、および第２のピーク電流値に基づき逆算される（ステップ８０６）。
漏れインピーダンス損失モデルパラメータを逆算する方法が、図１１に示されている。最初に、所望の出力電流値（Ｉ出（所望））が、第２の出力電圧値を第２の所定の負荷インピーダンス値（Ｚ負荷，２）で割ること、すなわち、
Figure 2015061668
 によって逆算される。
次に、所望の漏れ電流Ｉ漏れ（所望）が、第２のピーク電流値から所望の出力電流値を差し引くこと、すなわち、
Figure 2015061668
 によって逆算される。
最後に、電流漏れインピーダンス損失モデルパラメータＺ漏れ（ｎ）が、第２の出力電圧値を所望の漏れ電流値で割ること、すなわち、
Figure 2015061668
 によって逆算される。
一部の実施形態において、ソースインピーダンス損失モデルパラメータおよび漏れインピーダンス損失モデルパラメータは、反復の態様で一緒に計算される。インピーダンス損失モデルパラメータを反復計算する例示的な方法が、図９の流れ図に示されている。ステップ９０２において、第１および第２の感知された電圧が、第１および第２のピーク電圧値に変換され、第１および第２の感知された電流値が、第１および第２の予測された位相値に基づいて第１および第２のピーク電流値に変換される。次に、図７のステップ７０４〜７０８と同一であるステップ９０４〜９０８において、ソースインピーダンス損失モデルパラメータが計算される。次に、図８のステップ８０４〜８０６と同一であるステップ９１０〜９１２において、漏れインピーダンス損失モデルパラメータが計算される。
最後に、ステップ９１４において、反復の数が所定の値よりも大きいかどうかが決定される。反復の数が所定の値よりも大きいと決定された場合、インピーダンス損失モデルパラメータを計算する方法は、ステップ９１７において終了する。そうではない場合、反復の数はステップ９１６において（例えば、１だけ）増加され、ステップ９０４〜９１２が繰り返される。一部の実施形態において、所定の値は、正確なインピーダンス損失モデルパラメータを生成する反復の数に設定される。
一部の実施形態において、複数の冗長なＤＳＰがインピーダンス損失モデルパラメータを決定するために使用され、精度を確保する。例えば、図３に示されるように、較正コンピュータシステム３４０は、第１のＤＳＰ３４１と第２のＤＳＰ３４２とを含む。第１のＤＳＰ３４１は、上述の様々な方法に従ってソースおよび漏れインピーダンス損失モデルパラメータを計算し、第２のＤＳＰ３４２は、同じ計算を実行する。次に、ＤＳＰ３４１、３４２によって計算されたインピーダンス損失モデルパラメータは平均され、平均ソースインピーダンスパラメータおよび平均漏れインピーダンスパラメータを取得する。プロセッサ２４２は、平均ソースインピーダンスパラメータおよび平均漏れインピーダンスパラメータを受信し、通信インターフェース２４５を介してそれらをコントローラ２２０に送信する。他の実施形態において、較正コンピュータシステム３４０は、図３のコントローラ２２０または携帯用電気外科用デバイス３０１の中に実装される。
電気外科システム２００、３００が、外科処置を実行するために使用されるとき、較正されたインピーダンス損失モデルパラメータは、負荷における電力および／またはインピーダンス測定の精度に対するインピーダンス損失の影響を補償するために使用される。図１２に示されるように、補償プロセスは、電気外科用デバイスによって発生させられ、組織部位に適用されている電気外科信号の電圧および電流を感知すること（ステップ１２０２）と、感知された電圧および感知された電流に基づき位相値を予測すること（ステップ１２０４）と、感知された電圧、感知された電流、予測された位相値、および電気外科システムに関連する少なくとも１つのインピーダンス損失モデルパラメータに基づき組織部位における少なくとも１つのメトリックを計算すること（ステップ１２０６）とを含む。組織部位における少なくとも１つのメトリックは、電圧、電流、電力、および／またはインピーダンスを含む。さらに、少なくとも１つのインピーダンス損失モデルパラメータは、ソースインピーダンスパラメータおよび／または漏れインピーダンスパラメータを含む。
図１３に示されるように、組織部位における少なくとも１つのメトリックを計算することは、予測された位相値に基づき、感知された電圧を複素電圧値に変換すること（ステップ１３０２）と、予測された位相値に基づき、感知された電流を複素電流値に変換すること（ステップ１３０２）と、複素電圧値、複素電流値、および少なくとも１つの損失モデルパラメータに基づき組織部位における少なくとも１つのメトリックを計算すること（ステップ１３０４）とを含む。
図１４に示されるように、位相値を予測することは、感知された電圧および感知された電流に基づき、感知されたインピーダンス値を計算すること（１４０２）と、感知されたインピーダンス値に基づき位相値を予測すること（１４０４）とを含む。一部の実施形態において、位相値を予測することは、感知されたインピーダンス値の多項式関数に基づく。多項式関数は、三次多項式関数であり得る。
図１５に示されるように、組織部位における少なくとも１つのメトリックを計算することは、ネットワークソリューション計算を実行し、組織部位におけるインピーダンスを決定することを含む。これらの計算は、感知された電流（Ｉ感知）にソースインピーダンスパラメータ（Ｚソース）を掛け、ソースインピーダンス電圧値（Ｖｚソース）を取得することを最初に含む（１５０２）。ステップ１５０４において、感知された電圧（Ｖ感知）からソースインピーダンス電圧値（Ｖｚソース）が差し引かれ、負荷電圧値（Ｖ負荷）を取得する。ステップ１５０６において、負荷電圧値（Ｖ負荷）が、漏れインピーダンスパラメータ（Ｚ漏れ）によって割られ、漏れ電流値（Ｉ漏れ）を取得する。ステップ１５０８において、感知された電流（Ｉ感知）から漏れ電流値（Ｉ漏れ）が差し引かれ、負荷電流値（Ｉ負荷）を取得する。最後に、ステップ１５１０において、負荷電圧値（Ｖ負荷）が、負荷電流値（Ｉ負荷）によって割られ、負荷インピーダンス値（Ｚ負荷）を取得する。負荷電圧値（Ｖ負荷）および負荷電流値（Ｉ負荷）は、組織部位における電力を計算するためにも使用されることができる。
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記述されたが、しかし、本開示はそれら正確な実施形態に限定されないこと、ならびに様々な他の変更および改変が本開示の範囲または精神から逸脱することなく当業者によってそれらの中でなされ得ることが理解されるべきである。
１００ 電気外科システム
１０２ 電気外科用ジェネレータ
１０４ 端子
１０６ 端子
１１０ リターンパッド
１１２ 電気外科用器具
１１４ 電気外科用器具
１１６ 供給ライン
１１８ リターンライン
１２０ リターン電極
１２２ リターン電極
１２４ 電極
１２６ 電極
１２８ ケーブル
１３０ 供給ライン
１３２ リターンライン
１３４ 第１の顎部材
１３６ 第２の顎部材

Claims (1)

  1. 明細書に記載の発明。
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CA (1) CA2799125A1 (ja)

Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8568411B2 (en) 2008-03-31 2013-10-29 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical system
EP3332723B1 (en) 2010-10-01 2022-02-16 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical instruments and connections thereto
US9480523B2 (en) * 2012-01-27 2016-11-01 Covidien Lp Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation
US9192425B2 (en) 2012-06-26 2015-11-24 Covidien Lp System and method for testing electrosurgical generators
US9529025B2 (en) 2012-06-29 2016-12-27 Covidien Lp Systems and methods for measuring the frequency of signals generated by high frequency medical devices
US9456862B2 (en) 2013-02-19 2016-10-04 Covidien Lp Electrosurgical generator and system
US9895186B2 (en) 2013-03-11 2018-02-20 Covidien Systems and methods for detecting abnormalities within a circuit of an electrosurgical generator
US9519021B2 (en) 2013-03-11 2016-12-13 Covidien Lp Systems and methods for detecting abnormalities within a circuit of an electrosurgical generator
US9283028B2 (en) 2013-03-15 2016-03-15 Covidien Lp Crest-factor control of phase-shifted inverter
US9498276B2 (en) * 2013-03-15 2016-11-22 Covidien Lp Systems and methods for narrowband real impedance control in electrosurgery
GB2514100B (en) * 2013-05-08 2020-04-01 Creo Medical Ltd Apparatus for Controlling Power Delivered by Electrosurgical Probe
US10729484B2 (en) 2013-07-16 2020-08-04 Covidien Lp Electrosurgical generator with continuously and arbitrarily variable crest factor
US10610285B2 (en) 2013-07-19 2020-04-07 Covidien Lp Electrosurgical generators
US9872719B2 (en) 2013-07-24 2018-01-23 Covidien Lp Systems and methods for generating electrosurgical energy using a multistage power converter
US9636165B2 (en) 2013-07-29 2017-05-02 Covidien Lp Systems and methods for measuring tissue impedance through an electrosurgical cable
US9770283B2 (en) 2013-09-24 2017-09-26 Covidien Lp Systems and methods for improving efficiency of electrosurgical generators
US9839469B2 (en) 2013-09-24 2017-12-12 Covidien Lp Systems and methods for improving efficiency of electrosurgical generators
US9901385B2 (en) 2014-01-13 2018-02-27 Covidien Lp Systems and methods for multifrequency cable compensation
AU2015258819B2 (en) 2014-05-16 2019-12-12 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical system
JP6608449B2 (ja) * 2014-09-05 2019-11-20 エシコン エルエルシー 組織圧縮を定量化するための一体化センサを有する付加物
JP6001225B1 (ja) * 2014-10-31 2016-10-05 オリンパス株式会社 エネルギー処置装置
KR102545505B1 (ko) 2014-12-23 2023-06-20 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 바이폴라 전기수술용 밀봉기 및 디바이더
CN106667547A (zh) * 2016-06-23 2017-05-17 山东威瑞外科医用制品有限公司 超声刀刀杆谐振控制装置及控制方法
CN107569229B (zh) * 2017-09-04 2021-02-02 歌尔科技有限公司 一种生物阻抗测量方法、装置及电子设备
WO2020051369A1 (en) 2018-09-05 2020-03-12 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical generator control system
KR20210057753A (ko) * 2018-09-05 2021-05-21 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 전기수술용 발전기 검증 시스템
WO2020101954A1 (en) 2018-11-16 2020-05-22 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical system
SG11202111518WA (en) 2019-05-09 2021-11-29 Gyrus Acmi Inc D/B/A Olympus Surgical Technologies America Electrosurgical systems and methods
TWI693919B (zh) * 2019-07-08 2020-05-21 國立虎尾科技大學 手術器械的放電測試方法
US11525881B1 (en) * 2021-08-17 2022-12-13 Fluke Corporation Systems and methods for calibration using impedance simulation
CN114831725B (zh) * 2022-05-05 2024-01-26 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 一种电外科发生器、电外科系统及其控制方法

Family Cites Families (108)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE179607C (ja) 1906-11-12
DE390937C (de) 1922-10-13 1924-03-03 Adolf Erb Vorrichtung zur Innenbeheizung von Wannenoefen zum Haerten, Anlassen, Gluehen, Vergueten und Schmelzen
DE1099658B (de) 1959-04-29 1961-02-16 Siemens Reiniger Werke Ag Selbsttaetige Einschaltvorrichtung fuer Hochfrequenzchirurgiegeraete
FR1275415A (fr) 1960-09-26 1961-11-10 Dispositif détecteur de perturbations pour installations électriques, notamment d'électrochirurgie
DE1139927B (de) 1961-01-03 1962-11-22 Friedrich Laber Hochfrequenz-Chirurgiegeraet
DE1149832C2 (de) 1961-02-25 1977-10-13 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Hochfrequenz-chirurgieapparat
FR1347865A (fr) 1962-11-22 1964-01-04 Perfectionnements aux appareils de diathermo-coagulation
DE1439302B2 (de) 1963-10-26 1971-05-19 Siemens AG, 1000 Berlin u 8000 München Hochfrequenz Chirurgiegerat
GB1480736A (en) 1973-08-23 1977-07-20 Matburn Ltd Electrodiathermy apparatus
FR2251864A1 (en) 1973-11-21 1975-06-13 Termiflex Corp Portable input and output unit for connection to a data processor - is basically a calculator with transmitter and receiver
DE2407559C3 (de) 1974-02-16 1982-01-21 Dornier System Gmbh, 7990 Friedrichshafen Wärmesonde
US4237887A (en) 1975-01-23 1980-12-09 Valleylab, Inc. Electrosurgical device
DE2504280C3 (de) 1975-02-01 1980-08-28 Hans Heinrich Prof. Dr. 8035 Gauting Meinke Vorrichtung zum Schneiden und/oder Koagulieren menschlichen Gewebes mit Hochfrequenzstrom
CA1064581A (en) 1975-06-02 1979-10-16 Stephen W. Andrews Pulse control circuit and method for electrosurgical units
DE2540968C2 (de) 1975-09-13 1982-12-30 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Einrichtung zum Einschalten des Koagulationsstroms einer bipolaren Koagulationspinzette
US4094320A (en) 1976-09-09 1978-06-13 Valleylab, Inc. Electrosurgical safety circuit and method of using same
FR2390968A1 (fr) 1977-05-16 1978-12-15 Skovajsa Joseph Dispositif de traitement local d'un patient, notamment pour acupuncture ou auriculotherapie
SU727201A2 (ru) 1977-11-02 1980-04-15 Киевский Научно-Исследовательский Институт Нейрохирургии Электрохирургический аппарат
DE2803275C3 (de) 1978-01-26 1980-09-25 Aesculap-Werke Ag Vormals Jetter & Scheerer, 7200 Tuttlingen Fernschalteinrichtung zum Schalten eines monopolaren HF-Chirurgiegerätes
DE2823291A1 (de) 1978-05-27 1979-11-29 Rainer Ing Grad Koch Schaltung zur automatischen einschaltung des hochfrequenzstromes von hochfrequenz-koagulationsgeraeten
DE2946728A1 (de) 1979-11-20 1981-05-27 Erbe Elektromedizin GmbH & Co KG, 7400 Tübingen Hochfrequenz-chirurgiegeraet
JPS5778844A (en) 1980-11-04 1982-05-17 Kogyo Gijutsuin Lasre knife
DE3045996A1 (de) 1980-12-05 1982-07-08 Medic Eschmann Handelsgesellschaft für medizinische Instrumente mbH, 2000 Hamburg Elektro-chirurgiegeraet
FR2502935B1 (fr) 1981-03-31 1985-10-04 Dolley Roger Procede et dispositif de controle de la coagulation de tissus a l'aide d'un courant a haute frequence
DE3120102A1 (de) 1981-05-20 1982-12-09 F.L. Fischer GmbH & Co, 7800 Freiburg Anordnung zur hochfrequenzkoagulation von eiweiss fuer chirurgische zwecke
FR2517953A1 (fr) 1981-12-10 1983-06-17 Alvar Electronic Appareil diaphanometre et son procede d'utilisation
US4727874A (en) * 1984-09-10 1988-03-01 C. R. Bard, Inc. Electrosurgical generator with high-frequency pulse width modulated feedback power control
FR2573301B3 (fr) 1984-11-16 1987-04-30 Lamidey Gilles Pince chirurgicale et son appareillage de commande et de controle
DE3510586A1 (de) 1985-03-23 1986-10-02 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Kontrolleinrichtung fuer ein hochfrequenz-chirurgiegeraet
DE3604823C2 (de) 1986-02-15 1995-06-01 Lindenmeier Heinz Hochfrequenzgenerator mit automatischer Leistungsregelung für die Hochfrequenzchirurgie
EP0246350A1 (de) 1986-05-23 1987-11-25 Erbe Elektromedizin GmbH. Koagulationselektrode
JPS635876A (ja) 1986-06-27 1988-01-11 Hitachi Seiko Ltd ア−ク溶接機
DE3638748A1 (de) 1986-11-13 1988-06-01 Hirschmann Radiotechnik Kapazitives trennglied
US5073167A (en) 1987-06-26 1991-12-17 M/A-Com, Inc. In-line microwave warming apparatus
US4931047A (en) 1987-09-30 1990-06-05 Cavitron, Inc. Method and apparatus for providing enhanced tissue fragmentation and/or hemostasis
EP0325456B1 (en) 1988-01-20 1995-12-27 G2 Design Limited Diathermy unit
EP0336742A3 (en) 1988-04-08 1990-05-16 Bristol-Myers Company Method and apparatus for the calibration of electrosurgical apparatus
DE3904558C2 (de) 1989-02-15 1997-09-18 Lindenmeier Heinz Automatisch leistungsgeregelter Hochfrequenzgenerator für die Hochfrequenz-Chirurgie
EP0390937B1 (de) 1989-04-01 1994-11-02 Erbe Elektromedizin GmbH Einrichtung zur Überwachung der Applikation von Neutralelektroden bei der Hochfrequenzchirurgie
JPH0634792B2 (ja) * 1989-10-18 1994-05-11 アロカ株式会社 電気手術器
DE3942998C2 (de) 1989-12-27 1998-11-26 Delma Elektro Med App Elektrochirurgisches Hochfrequenzgerät
DE4205213A1 (de) 1992-02-20 1993-08-26 Delma Elektro Med App Hochfrequenzchirurgiegeraet
DE4206433A1 (de) 1992-02-29 1993-09-02 Bosch Gmbh Robert Kapazitives trennstueck
US5502392A (en) * 1992-04-30 1996-03-26 International Business Machines Corporation Methods for the measurement of the frequency dependent complex propagation matrix, impedance matrix and admittance matrix of coupled transmission lines
US5348554A (en) 1992-12-01 1994-09-20 Cardiac Pathways Corporation Catheter for RF ablation with cooled electrode
US5370645A (en) * 1993-04-19 1994-12-06 Valleylab Inc. Electrosurgical processor and method of use
US5372596A (en) * 1993-07-27 1994-12-13 Valleylab Inc. Apparatus for leakage control and method for its use
DE4339049C2 (de) 1993-11-16 2001-06-28 Erbe Elektromedizin Einrichtung zur Konfiguration chirurgischer Systeme
US5843021A (en) 1994-05-09 1998-12-01 Somnus Medical Technologies, Inc. Cell necrosis apparatus
DE19506363A1 (de) 1995-02-24 1996-08-29 Frost Lore Geb Haupt Verfahren zur nicht-invasiven Thermometrie in Organen unter medizinischen Hyperthermie- und Koagulationsbedingungen
US5743900A (en) 1995-06-06 1998-04-28 Sun Star Technology, Inc. Hot tip catheter and method for using the same
US6322558B1 (en) 1995-06-09 2001-11-27 Engineering & Research Associates, Inc. Apparatus and method for predicting ablation depth
US6019757A (en) 1995-07-07 2000-02-01 Target Therapeutics, Inc. Endoluminal electro-occlusion detection apparatus and method
US5837001A (en) * 1995-12-08 1998-11-17 C. R. Bard Radio frequency energy delivery system for multipolar electrode catheters
DE19643127A1 (de) 1996-10-18 1998-04-23 Berchtold Gmbh & Co Geb Hochfrequenzchirurgiegerät und Verfahren zu dessen Betrieb
CA2285469A1 (en) 1997-04-04 1998-10-15 Samuel G. Netherly Method and apparatus for controlling contact of biomedical electrodes with patient skin
DE19717411A1 (de) 1997-04-25 1998-11-05 Aesculap Ag & Co Kg Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung der thermischen Belastung des Gewebes eines Patienten
US5838558A (en) 1997-05-19 1998-11-17 Trw Inc. Phase staggered full-bridge converter with soft-PWM switching
DE59712260D1 (de) 1997-06-06 2005-05-12 Endress & Hauser Gmbh & Co Kg Mit Mikrowellen arbeitendes Füllstandsmessgerät
DE19757720A1 (de) * 1997-12-23 1999-06-24 Sulzer Osypka Gmbh Verfahren zum Betrieb einer Hochfrequenz-Ablationsvorrichtung und Vorrichtung für die Hochfrequenz-Gewebe-Ablation
DE19848540A1 (de) 1998-10-21 2000-05-25 Reinhard Kalfhaus Schaltungsanordnung und Verfahren zum Betreiben eines Wechselrichters
US6486569B2 (en) * 1998-12-04 2002-11-26 Hydro-Quebec Power flow management in an electric power grid
US6203541B1 (en) 1999-04-23 2001-03-20 Sherwood Services Ag Automatic activation of electrosurgical generator bipolar output
GB9913652D0 (en) * 1999-06-11 1999-08-11 Gyrus Medical Ltd An electrosurgical generator
EP1307154B1 (de) 2000-08-08 2005-02-23 Erbe Elektromedizin GmbH Hochfrequenzgenerator für die hochfrequenzchirurgie mit einstellbarer leistungsbegrenzung
JP4499893B2 (ja) 2000-08-23 2010-07-07 オリンパス株式会社 電気手術装置
DE10061278B4 (de) 2000-12-08 2004-09-16 GFD-Gesellschaft für Diamantprodukte mbH Instrument für chirurgische Zwecke
US6870359B1 (en) * 2001-12-14 2005-03-22 Le Croy Corporation Self-calibrating electrical test probe
US7317948B1 (en) * 2002-02-12 2008-01-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Neural stimulation system providing auto adjustment of stimulus output as a function of sensed impedance
US6701335B2 (en) * 2002-02-27 2004-03-02 Lecroy Corporation Digital frequency response compensator and arbitrary response generator system
DE10218895B4 (de) 2002-04-26 2006-12-21 Storz Endoskop Produktions Gmbh Hochfrequenz-Chirurgiegenerator
AU2003265987A1 (en) * 2002-09-09 2004-03-29 American Superconductor Corporation Low impedance transmission line with a power flow controller
US7300435B2 (en) 2003-11-21 2007-11-27 Sherwood Services Ag Automatic control system for an electrosurgical generator
DE102004054575A1 (de) 2004-11-11 2006-05-24 Erbe Elektromedizin Gmbh Regelung für ein HF-Chirurgiegerät
DE102005025946A1 (de) * 2005-01-26 2006-08-03 Erbe Elektromedizin Gmbh HF-Chirurgieeinrichtung
US9474564B2 (en) * 2005-03-31 2016-10-25 Covidien Ag Method and system for compensating for external impedance of an energy carrying component when controlling an electrosurgical generator
US8734438B2 (en) 2005-10-21 2014-05-27 Covidien Ag Circuit and method for reducing stored energy in an electrosurgical generator
EP1810634B8 (en) 2006-01-24 2015-06-10 Covidien AG System for tissue sealing
US9186200B2 (en) 2006-01-24 2015-11-17 Covidien Ag System and method for tissue sealing
US7660685B2 (en) * 2006-08-02 2010-02-09 Lecroy Corporation Virtual probing
US7799020B2 (en) * 2006-10-02 2010-09-21 Conmed Corporation Near-instantaneous responsive closed loop control electrosurgical generator and method
EP2604314B1 (en) 2006-10-10 2015-05-27 Medical Device Innovations Limited Apparatus for treating tissue with microwave radiation
WO2008063195A1 (en) 2006-10-12 2008-05-29 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Assessment of electrode coupling for tissue ablation
CN101534733B (zh) 2006-10-31 2011-12-07 奥林巴斯医疗株式会社 高频烧灼电源装置
USD574323S1 (en) 2007-02-12 2008-08-05 Tyco Healthcare Group Lp Generator
US7755371B2 (en) * 2007-02-27 2010-07-13 Osisoft, Inc. Impedance measurement of a power line
US8120259B2 (en) * 2007-04-19 2012-02-21 Plasmart Co., Ltd. Impedance matching methods and systems performing the same
KR100870121B1 (ko) * 2007-04-19 2008-11-25 주식회사 플라즈마트 임피던스 매칭 방법 및 이 방법을 위한 매칭 시스템
US9861424B2 (en) 2007-07-11 2018-01-09 Covidien Lp Measurement and control systems and methods for electrosurgical procedures
US8216220B2 (en) 2007-09-07 2012-07-10 Tyco Healthcare Group Lp System and method for transmission of combined data stream
WO2009078216A1 (ja) * 2007-12-18 2009-06-25 Kabushiki Kaisha Yaskawa Denki 誘導電動機制御装置及びその電動機定数測定演算方法
US9987072B2 (en) 2008-03-17 2018-06-05 Covidien Lp System and method for detecting a fault in a capacitive return electrode for use in electrosurgery
US8500727B2 (en) * 2008-05-13 2013-08-06 Megadyne Medical Products, Inc. Methods, systems, and devices for performing electrosurgical procedures
DE102008038314A1 (de) 2008-06-30 2010-01-07 Erbe Elektromedizin Gmbh Elektrochirurgiegenerator zum Behandeln eines biologischen Gewebes, Verfahren zum Regeln einer Ausgangsspannung eines elektrochirurgischen Generators und entsprechende Verwendung des Elektrochirurgiegeneators
DE102008058737B4 (de) 2008-09-08 2019-12-12 Erbe Elektromedizin Gmbh HF-Chirurgiegenerator
US8262652B2 (en) * 2009-01-12 2012-09-11 Tyco Healthcare Group Lp Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off
US8162932B2 (en) * 2009-01-12 2012-04-24 Tyco Healthcare Group Lp Energy delivery algorithm impedance trend adaptation
US8152802B2 (en) * 2009-01-12 2012-04-10 Tyco Healthcare Group Lp Energy delivery algorithm filter pre-loading
US8377054B2 (en) 2009-09-24 2013-02-19 Covidien Lp Automatic control circuit for use in an electrosurgical generator
US8568401B2 (en) 2009-10-27 2013-10-29 Covidien Lp System for monitoring ablation size
US10039588B2 (en) 2009-12-16 2018-08-07 Covidien Lp System and method for tissue sealing
KR20130108067A (ko) 2010-04-09 2013-10-02 베식스 바스큘라 인코포레이티드 조직 치료를 위한 발전 및 제어 장치
CN101862219B (zh) 2010-06-01 2011-12-21 谭伟 射频消融探头
US20120239020A1 (en) 2011-03-15 2012-09-20 Tyco Healthcare Group Lp Geo-Location Addition to Electrosurgical Generator
US9375247B2 (en) 2011-03-16 2016-06-28 Covidien Lp System and method for electrosurgical generator power measurement
US20120239025A1 (en) 2011-03-17 2012-09-20 Tyco Healthcare Group Lp Isolated Current Sensor
US9539050B2 (en) 2011-04-12 2017-01-10 Covidien Lp System and method for process monitoring and intelligent shut-off
US8968293B2 (en) 2011-04-12 2015-03-03 Covidien Lp Systems and methods for calibrating power measurements in an electrosurgical generator

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