JP2015062669A - 電気外科用発電機の効率を改善するシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】電気外科用発電機の出力を制御する方法を提供する。【解決手段】本発明は、電気外科用発電機の出力を制御する方法であって、方法は、インバーターを用いて直流（ＤＣ）を交流（ＡＣ）に変換することと、インバーターの出力において電流および電圧を感知することと、感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定することと、電気外科用発電機の効率を決定することと、電気外科用発電機の効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを挿入することとを含む、方法を提供する。【選択図】なし

Description

背景
１．技術分野
本開示は、電気外科に関する。より詳しくは、本開示は、電気外科用発電機の効率を改善する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、電気外科手順中に生物学的組織を切断または改変するために、高周波電流の印加を伴う。電気外科は、電気外科用発電機、アクティブ電極、およびリターン電極を用いて実施される。電気外科用発電機（電源または波形発生器とも称される）は、交流（ＡＣ）を発生させ、交流（ＡＣ）は、アクティブ電極を通って患者の組織に印加され、リターン電極を通って電気外科用発電機に戻される。ＡＣは、代表的に、筋肉刺激および／または神経刺激を避けるために、１００キロヘルツ（ｋＨｚ）より上の周波数を有する。

電気外科中、電気外科用発電機によって発生させられるＡＣは、アクティブ電極とリターン電極との間に配置される組織を通って伝導される。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、組織温度を上げる。電気外科用発電機は、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、組織の加熱を制御する。多くの他の変数が、組織の全体の加熱に影響するが、電流密度の増大は、通常、加熱の増大をもたらす。電気外科用エネルギーは、代表的に、組織を切断、切開、切除、凝固、および／または密封するために使用される。

用いられる電気外科の２つの基礎のタイプは、単極電気外科および双極電気外科である。電気外科のこれらのタイプの両方は、アクティブ電極およびリターン電極を使用する。双極電気外科において、外科手術器具は、アクティブ電極およびリターン電極を同じ器具において、または互いに非常に密接に近接して含み、それらは、通常、電流が少量の組織を通って流れることをもたらす。単極電気外科において、リターン電極は、患者の身体における任意の場所に位置し、代表的に、電気外科用器具自体の一部ではない。単極電気外科において、リターン電極は、通常リターンパッドと称されるデバイスの一部である。

いくつかの電気外科用発電機は、電気外科用発電機の出力付近の電圧および電流の測定値に基づいて、組織に送達される電力を、ある期間にわたって制御するコントローラーを含む。これらの発電機は、実際の電力を計算するために、ならびに校正および補償を実施するために、離散フーリエ変換（ＤＦＴ）または多相復調を使用して、電圧および電力の測定値間の位相差を計算する。

しかし、低電力レベルにおいて、いくつかの電気外科用発電機は、低効率を示す。従って、電気外科用発電機の効率を維持する改善された方法の必要性が存在する。

概要
電気外科用発電機の出力を制御する方法は、インバーターを用いて直流（ＤＣ）を交流（ＡＣ）に変換するステップと、インバーターの出力において電流および電圧を感知するステップとを含む。上記方法は、感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定するステップと、電気外科用発電機の効率を決定するステップと、電気外科用発電機の効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを挿入するステップとをさらに含む。

本開示のさらなる局面に従って、電気外科用発電機は、電気エネルギー源に連結されている無線周波数（ＲＦ）増幅器を含み、電気外科用エネルギーを発生させるように構成されており、ＲＦ増幅器は、直流（ＤＣ）を交流に変換するように構成されているインバーターを含む。電気外科用発電機は、発生させられた電気外科用エネルギーの電圧および電流を感知するように構成されている複数のセンサーと、ＲＦ増幅器および複数のセンサーに連結されているコントローラーとをさらに含む。発電機は、さらに、感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定し得、電気外科用発電機の効率を決定し得、電気外科用発電機の効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを挿入し得る。

本開示の別の局面に従って、電気外科用発電機の効率を改善する方法は、感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定することと、検出された電力レベルに基づいて電気外科用発電機の効率を決定することと、電気外科用発電機の効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数の出力またはオフサイクルを段階的にドロップすることとを含み、所定の整数の出力またはオフサイクルは、乱数発生器を介してランダム化される。

本発明は、例えば以下の項目を提供する。
（項目１）
電気外科用発電機の出力を制御する方法であって、該方法は、
インバーターを用いて直流（ＤＣ）を交流（ＡＣ）に変換することと、
該インバーターの出力において電流および電圧を感知することと、
該感知された電圧および該感知された電流に基づいて電力レベルを決定することと、
該電気外科用発電機の効率を決定することと、
該電気外科用発電機の該効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを挿入することと
を含む、方法。
（項目２）
上記所定の整数のオフサイクルは、ランダム期間において挿入される、上記項目に記載の方法。
（項目３）
上記ランダム期間は、乱数発生器によって決定される疑似ランダム系列を介して生成される、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目４）
持続波モードからパルス波モードに切り替えることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目５）
上記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、デューティサイクルを決定することをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目６）
上記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、パルス幅を決定することをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目７）
所望の効率を維持するために、上記デューティサイクルを変化させることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目８）
所望の効率を維持するために、上記パルス幅を変化させることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目９）
電気外科用発電機の効率を改善する方法であって、該方法は、
感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定することと、
検出された電力レベルに基づいて該電気外科用発電機の効率を決定することと、
該電気外科用発電機の該効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを段階的にドロップすることと
を含み、
該所定の整数のオフサイクルは、乱数発生器を介してランダム化される、方法。
（項目１０）
最適な効率の維持を容易にするために、デューティサイクルを変化させることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１１）
いくつのオフサイクルがドロップされたかにかかわりなく、平均電力を維持することをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１２）
持続波モードからパルス波モードに切り替えることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１３）
上記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、デューティサイクルを決定することをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１４）
所望の効率を維持するために、上記デューティサイクルを変化させることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１５）
上記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、パルス幅を決定することをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１６）
所望の効率を維持するために、上記パルス幅を変化させることをさらに含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。

（摘要）
電気外科用発電機の効率を改善する方法が提示され、上記方法は、インバーターを用いて直流（ＤＣ）を交流（ＡＣ）に変換することによって電気外科用発電機の出力を制御することと、インバーターの出力において電流および電圧を感知することとを含む。上記方法は、感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定するステップと、電気外科用発電機の効率を決定するステップと、電気外科用発電機の効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを挿入するステップとをさらに含む。

本開示の様々な実施形態は、添付の図面を参照して記載される。

図１は、本開示の実施形態に従う、発電機を含む電気外科システムの例示である。 図２Ａは、本開示の１つの実施形態に従って、修正カーン技術およびクラスＳ発電機トポロジーの組み合わせに従う発電機回路網を含む電気外科システムのブロック線図である。 図２Ｂは、本開示の別の実施形態に従って、修正カーン技術に従う発電機回路網を含む電気外科システムのブロック線図である。 図２Ｃは、本開示のさらに別の実施形態に従って、クラスＳデバイストポロジーに従う発電機回路網を含む電気外科システムのブロック線図である。 図３は、本開示の実施形態に従う、図２Ａの発電機回路網のコントローラーの概略的なブロック線図である。 図４は、本開示の実施形態に従う、異なる共振構成要素における切り替えを例示している回路図である。 図５Ａおよび５Ｂは、本開示の実施形態に従う、所定の期間における出力サイクルの挿入を例示しているグラフである。 図５Ａおよび５Ｂは、本開示の実施形態に従う、所定の期間における出力サイクルの挿入を例示しているグラフである。

詳細な説明
図１は、本開示の実施形態に従う電気外科システム１００を例示している。電気外科システム１００は、患者の組織を処置するために、電気外科用エネルギーを発生させる電気外科用発電機１１０を含む。電気外科用発電機１１０は、選択された動作モード（例えば、切断、凝固、切除、または密封）および／または電気外科用エネルギーの感知された電圧波形および電流波形に基づいて、適切なレベルの電気外科用エネルギーを発生させる。電気外科システム１００は、多様な電気外科用器具に対応する複数の出力コネクターも含み得る。

電気外科システム１００は、リターンパッド１２５とともに、患者の組織を処置するための電極（例えば、電気外科用切断プローブ、または切除電極）を有する単極電気外科用器具１２０をさらに含む。単極電気外科用器具１２０は、複数の出力コネクターのうちの１つを介して電気外科用発電機１１０に接続され得る。電気外科用発電機１１０は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの形態での電気外科用エネルギーを発生させ得る。電気外科用エネルギーは、単極電気外科用器具１２０に供給され、この単極電気外科用器具１２０は、組織を処置するために、電気外科用エネルギーを印加する。電気外科用エネルギーは、リターンパッド１２５を通って電気外科用発電機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用エネルギーに起因する組織損傷のリスクを最小にするために、患者の組織との十分な接触領域を提供する。さらに、電気外科用発電機１１０およびリターンパッド１２５は、組織損傷のリスクを最小にするためにリターンパッド１２５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ために、組織対患者の接触をモニタリングするように構成され得る。

電気外科システム１００は、双極電気外科用器具１３０も含み、この双極電気外科用器具１３０は、複数の出力コネクターのうちの１つを介して、電気外科用発電機１１０に接続され得る。双極電気外科用器具の動作中、電気外科用エネルギーは、器具の鉗子の２つの顎部材のうちの１つ（例えば、顎部材１３２）に供給され、組織を処置するために印加され、他方の顎部材（例えば、顎部材１３４）を通って電気外科用発電機１１０に戻される。

電気外科用発電機１１０は、任意の適切なタイプの発電機であり得、様々なタイプの電気外科用器具（例えば、単極電気外科用器具１２０および双極電気外科用器具１３０）を適応させるために、複数のコネクターを含み得る。電気外科用発電機１１０はまた、多様なモード（例えば、切除、切断、凝固、および密封）で動作するように構成され得る。電気外科用発電機１１０は、様々な電気外科用器具が接続され得るコネクターの間でＲＦエネルギーの供給を切り替えるために、切り替え機構（例えば、継電器）を含み得る。例えば、電気外科用器具１２０が電気外科用発電機１１０に接続される場合、切り替え機構は、ＲＦエネルギーの供給を単極プラグへ切り替える。実施形態において、電気外科用発電機１１０は、ＲＦエネルギーを複数の器具に同時に提供するように構成され得る。

電気外科用発電機１１０は、ユーザーインターフェイスを含み、このユーザーインターフェイスは、制御パラメーターを電気外科用発電機１１０に提供するための適切なユーザー制御装置（例えば、ボタン、アクチベータ、スイッチ、またはタッチスクリーン）を有する。これらの制御装置は、電気外科用エネルギーが特定の外科手術手順（例えば、凝固、切除、組織密封、または切断）に適するように、ユーザーが電気外科用エネルギーのパラメーター（例えば、電力レベルまたは出力波形の形状）を調整することを可能にする。電気外科用器具１２０および１３０はまた、複数のユーザー制御装置を含み得る。さらに、電気外科用発電機１１０は、電気外科用発電機１１０の動作に関連する多様な情報を表示するための１つ以上のディスプレースクリーンを含み得る（例えば、強度設定および処置完了インジケーター）。電気外科用器具１２０および１３０はまた、電気外科用発電機１１０の特定の入力制御装置との冗長性をもち得る複数の入力制御装置を含み得る。電気外科用器具１２０および１３０に入力制御装置を設置することは、外科手術手順中、電気外科用発電機１１０との相互作用を必要とすることなく、電気外科用エネルギーパラメーターのより容易でより速い改変を可能にする。

図２Ａは、図１の電気外科用発電機内の発電機回路網２００のブロック線図である。発電機回路網２００は、低周波数（ＬＦ）整流器２２０と、直流−直流（ＤＣ／ＤＣ）コンバーター２２５と、ＲＦ増幅器２３０と、複数のセンサー２４０と、アナログ−ディジタルコンバーター（ＡＤＣ）２５０と、コントローラー２６０と、ハードウェア加速器２７０と、プロセッサーサブシステム２８０と、ユーザーインターフェイス（ＵＩ）２９０とを含む。発電機回路網２００は、低周波数（例えば、２５Ｈｚ、５０Ｈｚ、または６０Ｈｚ）を有する交流（ＡＣ）を発生させる電源２１０（例えば、壁付き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ている。電源２１０は、ＡＣ電力をＬＦ整流器２２０に提供し、このＬＦ整流器２２０は、ＡＣを直流（ＤＣ）に変換する。あるいは、電源２１０およびＬＦ整流器２２０は、電池またはＤＣ電力を提供する他の適切なデバイスによって置換され得る。

ＬＦ整流器２２０から出力されるＤＣは、ＤＣ／ＤＣコンバーター２２５に提供され、このＤＣ／ＤＣコンバーター２２５は、ＤＣを所望のレベルに変換する。変換されたＤＣは、ＲＦ増幅器２３０に提供され、このＲＦ増幅器２３０は、ＤＣ−ＡＣ（ＤＣ／ＡＣ）インバーター２３２と、共振整合ネットワーク２３４とを含む。ＤＣ／ＡＣインバーター２３２は、変換されたＤＣを、電気外科手順に適した周波数（例えば、４７２ｋＨｚ、２９．５ｋＨｚ、および１９．７ｋＨｚ）を有するＡＣ波形に変換する。

電気外科用エネルギーのための適切な周波数は、電気外科手順および電気外科のモードに基づいて異なり得る。例えば、神経刺激および筋肉刺激は、１秒当たり約１００，０００サイクル（１００ｋＨｚ）でやみ、いくつかの電気外科手順は、その点より上において安全に実施され得、すなわち、電気外科用エネルギーは、最小の神経筋刺激を伴って、標的組織まで患者を通過し得る。例えば、代表的に、切除手順は、４７２ｋＨｚの周波数を使用する。他の電気外科手順（例えば、放電治療またはスプレー）は、神経および筋肉を損傷する最小のリスクを伴って、１００ｋＨｚよりも低いパルス速度、例えば、２９．５ｋＨｚ、または１９．７ｋＨｚで実施され得る。ＤＣ／ＡＣインバーター２３２は、電気外科手術に適した様々な周波数でＡＣ信号を出力し得る。

上に記載されるように、ＲＦ増幅器２３０は、共振整合ネットワーク２３４を含む。共振整合ネットワーク２３４は、発電機回路網２００と組織との間に最大または最適な電力伝達が存在するように、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２におけるインピーダンスを組織のインピーダンスに整合させるために、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２の出力に連結されている。

ＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバーター２３２によって提供される電気外科用エネルギーは、コントローラー２６０によって制御される。ＤＣ／ＡＣインバーター２３２から出力される電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形は、複数のセンサー２４０によって感知され、コントローラー２６０に提供され、このコントローラー２６０は、ＤＣ／ＤＣコンバーター２２５の出力を制御するためにＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８（例えば、パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはディジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ））から、およびＤＣ／ＡＣインバーター２３２の出力を制御するためにＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６から制御信号を発生させる。コントローラー２６０はまた、ユーザーインターフェイス（ＵＩ）２９０を介して入力信号を受け取る。ＵＩ２９０は、ユーザーが電気外科手順のタイプ（例えば、単極または双極）およびモード（例えば、凝固、切除、密封、または切断）を選択すること、または電気外科手順もしくはモードについて所望の制御パラメーターを入力することを可能にする。図２ＡのＤＣ／ＤＣコンバーター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され得るか、または可変的であり得る。それが固定されている場合、ＲＦ増幅器は、クラスＳデバイスとして挙動し、それは、図２Ｃに示されている。それが可変的である場合、それは、修正カーン技術に従うデバイスとして挙動し、それは、図２Ｂに示されている。

複数のセンサー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。複数のセンサー２４０は、２つ以上の対またはセットの電圧センサーおよび電流センサーを含み得、２つ以上の対またはセットの電圧センサーおよび電流センサーは、電圧および電流の冗長測定を提供する。この冗長性は、ＲＦ増幅器２３０の出力における電圧測定および電流測定の信頼性、精度、および安定性を確実にする。実施形態において、複数のセンサー２４０は、適用または設計の要求に依存して、より少ないセットまたはより多いセットの電圧センサーおよび電流センサーを含み得る。複数のセンサー２４０は、発電機回路網２００の他の構成要素（例えば、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２または共振整合ネットワーク２３４）から出力される電圧および電流も測定し得る。複数のセンサー２４０は、電圧および電流を測定するための任意の公知の技術を含み得、それには、例えば、ロゴウスキーコイルが挙げられる。

感知された電圧波形および電流波形は、アナログ−ディジタルコンバーター（ＡＤＣ）２５０に送られる。ＡＤＣ２５０は、感知された電圧波形および電流波形をサンプリングして、電圧波形および電流波形のディジタルサンプルを取得する。これは、しばしば、アナログフロントエンド（ＡＦＥ）とも称される。電圧波形および電流波形のディジタルサンプルは、コントローラー２６０によって処理され、ＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバーター２３２、およびＤＣ／ＤＣコンバーター２２５を制御するために制御信号を発生させるために使用される。ＡＤＣ２５０は、感知された電圧波形および電流波形をサンプル周波数においてサンプリングするように構成され得、このサンプル周波数は、ＲＦ周波数の整数倍である。

図２Ａの実施形態に示されるように、コントローラー２６０は、ハードウェア加速器２７０とプロセッサーサブシステム２８０とを含む。上に記載されるように、コントローラー２６０はまた、ＵＩ２９０に連結されており、このＵＩ２９０は、ユーザーからの入力コマンドを受け取り、電気外科用エネルギーの特性（例えば、選択される電力レベル）に関連する出力および入力の情報を表示する。ハードウェア加速器２７０は、ＡＤＣ２５０からの出力を処理し、プロセッサーサブシステム２８０と協働して、制御信号を発生させる。

ハードウェア加速器２７０は、用量モニタリングおよび制御（ＤＭＡＣ）２７２と、内側電力制御ループ２７４と、ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６と、ＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８とを含む。コントローラー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）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、ディジタル信号プロセッサー（ＤＳＰ）、および／またはマイクロコントローラーによって実装され得る。

ＤＭＡＣ２７２は、ＡＤＣ２５０からの感知された電圧波形および電流波形のサンプルを受け取り、平均有効電力、および組織インピーダンスの実部を計算する。ＤＭＡＣ２７２は、次に、有効電力および組織のインピーダンスの実部を内側電力制御ループ２７４に提供し、この内側電力制御ループ２７４は、有効電力および組織のインピーダンスの実部のうちの１つ以上に基づいて、ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６に対して制御信号を発生させる。ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６は、次に、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２の出力を制御するために第１のパルス幅変調（ＰＷＭ）制御信号を発生させる。

プロセッサーサブシステム２８０は、外側電力制御ループ２８２と、ステートマシン２８４と、電力設定値回路２８６とを含む。プロセッサーサブシステム２８０は、ＤＭＡＣ２７２の出力、およびＵＩ２９０を介してユーザーによって選択されるパラメーター（例えば、電気外科モード）に基づいて第２のＰＷＭ制御信号を発生させる。特に、ユーザーによって選択されるパラメーターは、発電機回路網２００の状態またはモードを決定するステートマシン２８４に提供される。外側電力制御ループ２８２は、制御データを決定するために、この状態情報およびＤＭＡＣ２７２からの出力を使用する。制御データは、電力設定値回路２８６に提供され、この電力設定値回路２８６は、制御データに基づいて電力設定値を発生させる。ＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８は、ＬＦ整流器２２０から出力されるＤＣを所望のレベルに変換するＤＣ／ＤＣコンバーター２２５を制御するための適切なＰＷＭ制御信号を発生させるために、電力設定値を使用する。ユーザーが動作パラメーターをＵＩ２９０を介してステートマシン２８４に提供しない場合、次に、ステートマシン２８４は、デフォルト状態を維持し得るか、またはデフォルト状態に入り得る。

図３は、図２Ａのハードウェア加速器２７０のより詳細な線図を示している。ハードウェア加速器２７０は、特別な処理要求（例えば、高処理スピード）を有し得る発電機回路網２００の機能を実装する。ハードウェア加速器２７０は、図２Ａに示されている、ＤＭＡＣ２７２と、内側電力ループ制御２７４と、ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６と、ＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８とを含む。

ＤＭＡＣ２７２は、４つのアナログ−ディジタルコンバーター（ＡＤＣ）コントローラー３１２ａ〜３１２ｄと、ディジタル信号プロセッサー３１４と、ＲＦデータレジスター３１６と、ＤＭＡＣレジスター３１８とを含む。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、ＡＤＣ２５０（図２Ａ）の動作を制御し、このＡＤＣ２５０は、感知された電圧波形および電流波形をディジタルデータに変換する。ディジタルデータは、次に、ディジタル信号プロセッサー３１４に提供され、このディジタル信号プロセッサー３１４は、様々なフィルタリングおよび他のディジタル信号処理機能を実装する。

感知された電圧および電流は、ＡＤＣ２５０にディジタル入力され、このＡＤＣ２５０は、感知された電圧および電流をサンプリングする。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、ＡＤＣが、所定のサンプリング速度（すなわち、１秒当たりの所定の数のサンプル）において、またはＲＦインバーター周波数とコヒーレントな所定のサンプリング周期（すなわち、ＲＦインバーター周波数に対する整数倍サンプリング周波数）において、感知された電圧と電流とを同期的にサンプリングするように、所定のサンプリング速度を含む動作パラメーターをＡＤＣ２５０に提供する。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、ＡＤＣ２５０の動作を制御し、このＡＤＣ２５０は、感知された電圧波形および電流波形をディジタルデータに変換する。ディジタルデータは、次に、ディジタル信号プロセッサー３１４に提供され、このディジタル信号プロセッサー３１４は、様々なフィルタリングおよび他のディジタル信号処理機能を実装する。

感知された電圧および電流は、ＡＤＣ２５０に入力され、このＡＤＣ２５０は、感知された電圧および電流をサンプリングする。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、ＡＤＣが、所定のサンプリング速度（すなわち、１秒当たりの所定の数のサンプル）において、または所定のサンプリング周期において、感知された電圧と電流とを同期的にサンプリングするように、所定のサンプリング速度を含む動作パラメーターをＡＤＣ２５０に提供する。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、サンプリング周期が電圧波形および電流波形の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称される。

電圧波形および電流波形をサンプリングすることによって得られるディジタルデータが、ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄを介してディジタル信号プロセッサー３１４に提供される。ディジタル信号プロセッサー３１４は、ディジタルデータを使用して、複素電圧Ｖｃｏｍｐと、複素電流Ｉｃｏｍｐと、有効電力Ｐｒｅａｌと、組織インピーダンスの実部Ｚｒｅａｌとを計算する。一般に、組織インピーダンスは、実数または抵抗性であるが、組織が「加熱され（ｃｏｏｋｅｄ）」た後、わずかな容量性成分を有し得る。さらに、電気外科用発電機と組織との間のケーブルはまた、抵抗性成分およびリアクタンス性成分（ｒｅａｃｔｉｖｅ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）を有する。これらの理由で、電気外科用発電機は、代表的に、組織インピーダンスをより正確に測定するために、これらの寄生について補償する制御システムを含む。しかし、これらの制御システムは、コンピューター的に効率が悪い複雑なコンピューター計算を必要とし、それは、時を得た態様で、またはＲＦ制御ループ計算の能力と同等の更新速度で組織インピーダンス計算を実施するためのさらなる費用をもたらす。

図２Ｂおよび図２Ｃに示される代替の実施形態において、ハードウェア加速器は利用可能ではなく、まさに記載された一次ＲＦ測定および制御機能の多くは、代わりに、特定用途用標準品（ＡＳＳＰ）集積回路と呼ばれるプログラマブルデバイス内に完全に存在し、このＡＳＳＰは、少なくともＤＳＰコアプロセッサーとマルチプルディジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）とを含み、これらは、機能がハードウェア加速器ならびにそのＤＳＰおよび／またはマイクロコントローラーコアと実質的に同様である。

他の実施形態において、ＡＳＳＰ内で利用可能な第２のマイクロプロセッサーコアも存在し得、このＡＳＳＰは、さらなるＡＤＣを含み、さらなるＡＤＣは、ＲＦ制御機能と分離して、冗長用量モニタリング機能を実施するためのセンサーに接続され得る。第２のプロセッサーは、ユーザーインターフェイス機能（例えば、ユーザーのために電力設定、起動要求などをＲＦコントローラーから受け取り、要求すること）も実施し得る。ＡＳＳＰはまた、以下：電力、電圧、電流、温度、またはインピーダンスのうちの任意のものを直接制御するために、２つの「内側」および「外側」補償器ループの代わりに、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、単一比例積分微分補償器を使用し得、この単一比例積分微分補償器は、バンプレス伝達方法および飽和可能な制限を用いて、これらのプロセス変数の間で変わり得る。

図２Ｂは、修正カーン技術２０１に従う発電機回路網を含む電気外科システムを示している。発電機回路網２０１は、ＲＦ増幅器２４１とコントローラー２５１とを含み、このコントローラー２５１は、ＲＦ増幅器２４１を制御することにより、所望の特性を有する電気外科用エネルギーを処置される組織２４７に送達する。ＲＦ増幅器２４１は、ＡＣまたはＤＣを電源２１０から受け取る。ＲＦ増幅器は、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバーター２４２を含み、このＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバーター２４２は、電源２１０によって提供されるＡＣまたはＤＣを適切なレベルのＤＣに変換する。図２Ａにあるように、ＲＦ増幅器２４１は、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２も含み、このＤＣ／ＡＣインバーター２３２は、ＤＣをＡＣに変換する。ＲＦ増幅器２４１はまた、シングルモードまたはデュアルモード共振整合ネットワーク２４４と、共振整合ネットワーク２４４のモードを切り替えるためのモード継電器２４８とを含む。

ＲＦ増幅器２４１からの出力は、センサー２４６に提供され、このセンサー２４６は、電圧センサー、電流センサー、および温度センサーを含み得る。センサー２４６から出力されるセンサー信号は、コントローラー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ー２５１に提供される。ＡＦＥは、センサー信号を表しているディジタルセンサーデータを得るために、センサー信号を調整し、サンプリングする。コントローラー２５１はまた、信号プロセッサー２５３と、モード状態制御およびバンプレス伝達ユニット２５４と、補償器またはＰＩＤコントローラー２５５と、パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはディジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）２５６と、電圧制御発振器または数値制御発振器２５７とを含む。

信号プロセッサー２５３は、ディジタルセンサーデータを受け取り、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実施する。とりわけ、信号プロセッサー２５３は、感知された電圧および電流、インピーダンス、および／または電力の実部および虚部を計算し、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実施する。信号プロセッサー２５３は、処理変数を発生させ、それをモード状態制御およびバンプレス伝達ユニット２５４、ならびに補償器またはＰＩＤコントローラー２５５に提供する。モード状態制御およびバンプレス伝達ユニット２５４は、組織効果アルゴリズムに従って、シングルモードまたはデュアルモード共振整合ネットワーク２４４のためのモード継電器２４８を制御し、係数および設定値を発生させ、それらを補償器またはＰＩＤコントローラー２５５に提供する。

補償器またはＰＩＤコントローラー２５５は、コントローラー出力変数を発生させ、それらをパルス幅変調器（ＰＷＭ）またはディジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）２５６に提供する。パルス幅変調器（ＰＷＭ）またはディジタルパルス幅変調器（ＤＰＷＭ）２５６は、電圧制御発振器または数値制御発振器２５７から発振器信号を受け取り、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバーター２４２を制御するための制御信号を発生させる。電圧制御発振器または数値制御発振器２５７は、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２を制御するための制御信号も発生させる。

図２Ａの発電機回路網２００のように、発電機回路網２０１は、ユーザーインターフェイス２９０を含み、このユーザーインターフェイス２９０を通して、ユーザーは、コントローラー２５１のコントローラー適用インターフェイス２５８を介して、発電機回路網２０１の機能を制御および／またはモニタリングし得る。

図２Ｃは、クラスＳデバイストポロジー２０２に従う発電機回路網を含む電気外科システムを示している。図２Ｂの発電機回路網２０１と違って、発電機回路網２０２は、ＡＣ／ＤＣまたはＤＣ／ＤＣコンバーター２４２を含まない。外部低周波数（ＬＦ）整流器２２０または電池は、適切なレベルのＤＣをＲＦ増幅器２４１のＤＣ／ＡＣインバーター２３２に提供する。図２Ｃに示されるように、ＰＷＭまたはＤＰＷＭ２５６は、ＶＣＯまたはＮＣＯ２５７から発振器信号を受け取り、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２を制御するための制御信号を発生させる。

ディジタル信号プロセッサー３１４の出力は、ＲＦデータレジスター３１６（図３を参照のこと）を介して、図２Ａのプロセッサーサブシステム２８０に提供される。ＤＭＡＣ２７２は、ＤＭＡＣレジスター３１８も含み、このＤＭＡＣレジスター３１８は、ディジタル信号プロセッサー３１４（図３を参照のこと）に対する関連性のあるパラメーターを受け取り、記憶する。ディジタル信号プロセッサー３１４は、ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６のＰＷＭモジュール３４６からの信号をさらに受け取る。

ＤＭＡＣ２７２は、制御信号を、信号ライン３２１を介して内側電力制御ループ２７４に提供し、信号ライン３７９を介してプロセッサーサブシステム２８０に提供する。内側電力制御ループ２７４は、制御信号を処理し、制御信号をＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６に出力する。内側電力制御ループ２７４は、補償器３２６と、補償器レジスター３３０と、ＶＩリミッター３３４とを含む。信号ライン３２１は、インピーダンスの実部を搬送し、それを補償器３２６に提供する。

ユーザー入力が存在する場合、プロセッサーサブシステム２８０は、ユーザー入力を受け取り、信号ライン３７９を介するディジタル信号プロセッサー３１４からの出力とともにそれを処理する。プロセッサーサブシステム２８０は、補償器レジスター３３０を介して制御信号をＶＩリミッター３３４に提供し、このＶＩリミッター３３４は、図２Ａにおける電力設定値回路２８６に対応する。ＶＩリミッター３３４は、次に、ユーザー入力およびディジタル信号プロセッサー３１４の出力に基づいて、所望の電力プロフィール（例えば、設定された電気外科モードまたは動作についての電力の最小制限および最大制限）を提供し、補償器レジスター３３０はまた、他の制御パラメーターを補償器３２６に提供し、次に、補償器３２６は、補償器レジスター３３０およびＶＩリミッター３３４からの全ての制御パラメーターを組み合わせて、信号ライン３２７を介するＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６への出力を発生させる。

ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６は、制御パラメーターを受け取り、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２を駆動する制御信号を出力する。ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６は、スケールユニット３４２と、ＰＷＭレジスター３４４と、ＰＷＭモジュール３４６とを含む。スケールユニット３４２は、数を出力に乗算、および／または加算することによって補償器レジスター３３０の出力を調整する。スケールユニット３４２は、乗算のための数および／または加算のための数を信号ライン３４１ａおよび３４１ｂを介してＰＷＭレジスター３４４から受け取る。ＰＷＭレジスター３４４は、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２を制御するために、いくつかの関連性のあるパラメーター（例えば、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２によって発生させられるべきＡＣ信号の周期、パルス幅、および位相）、および他の関連するパラメーターを記憶する。ＰＷＭレジスター３４４は、信号３４５ａ〜３４５ｄをＰＷＭモジュール３４６に送信する。ＰＷＭモジュール３４６は、ＰＷＭレジスター３４４からの出力を受け取り、図２ＡのＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバーター２３２の４つのトランジスターを制御する４つの制御信号３４７ａ〜３４７ｄを発生させる。ＰＷＭモジュール３４６はまた、レジスター同期（ｓｙｎｃ）信号３４７を介してその情報をＰＷＭレジスター３４４における情報と同期させる。

ＰＷＭモジュール３４６は、制御信号を内側電力制御ループ２７４の補償器３２６にさらに提供する。プロセッサーサブシステム２８０は、制御信号をＰＷＭモジュール３４６に提供する。このようにして、ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６は、統合された内部入力（すなわち、ＤＭＡＣ２７２による複数のセンサーからの処理された結果）および外部入力（すなわち、プロセッサーサブシステム２８０によるユーザー入力からの処理された結果）を用いて、ＲＦ増幅器２３０のＤＣ／ＡＣインバーター２３２を制御し得る。

プロセッサーサブシステム２８０はまた、信号ライン３７３を介して制御信号をＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８に送信する。ＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８は、制御信号を処理し、ＤＣ／ＤＣコンバーター２２５が、ＲＦ増幅器２３０によって変換されるために適切な所望のレベルに直流を変換するように、別の制御信号を発生させる。ＤＣ／ＤＣコンバーターコントローラー２７８は、ＰＷＭレジスター３５２とＰＷＭモジュール３５４とを含む。ＰＷＭレジスター３５２は、信号ライン３７３を介してプロセッサーサブシステム２８０から出力を受け取り、ＰＷＭレジスター３４４が記憶するように、関連性のあるパラメーターを記憶する。ＰＷＭレジスター３５２は、信号３５３ａ〜３５３ｄをＰＷＭモジュール３５４に送信する。ＰＷＭモジュール３５４はまた、レジスター同期信号をＰＷＭレジスター３５２に送信し、図２ＡにおけるＤＣ／ＤＣコンバーター２２５の４つのトランジスターを制御する４つの制御信号３５５ａ〜３５５ｄを発生させる。

図４は、本開示の実施形態に従う、異なる共振構成要素における切り替えを例示している回路線図４００である。回路線図４００は、モード継電器２４８および整合ネットワーク２４４を例示している。モード継電器２４８は、ユーザーが異なる動作モードの間で切り替えることを可能にする。例えば、頂部モード継電器２４８は、ユーザーが、切断モードとスプレーモードとの間で切り替えることを可能にし、一方で、底部モード継電器２４８は、ユーザーが結紮モードとブレンドモードとの間で切り替えることを可能にする。当業者は、複数の動作モード間で切り替えるための複数の継電器を企図し得る。さらに、コンデンサー４１０およびインダクター４２０が、適切に、選択されたモードに対するサイズにされる。整合ネットワーク２４４は、回路４００の相対電圧を変化させるために、２つの変圧器４３０を含み、患者の分離を提供する。

前述の記載は、電気外科用発電機１１０の出力を制御するための構成要素およびデバイスの詳細な説明を提供する。代表的に、ＤＣ／ＡＣインバーターから出力される（および次に、患者に印加される）平均電力が低減される方法は、ＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６（図２Ａ）によって出力されるＰＷＭ信号のパルス幅を低減することによるものである。しかし、この方法における電力制御は、低電力設定で動作している場合、効率の低下をもたらし得る。

図５Ａは、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２を制御するＤＣ／ＡＣインバーターコントローラー２７６（図２Ａ）および特に、ＰＷＭモジュール３４６（図３）の出力信号を示している。図５Ａにおいて、最初の信号は、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２を制御する持続波（ＣＷ）である。ＣＷのパルス（すなわち、高信号および低信号）は、短パルス幅ＴＰＷ Ｈｉｇｈを有する。パルス幅を短くすることによって、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２によって出力される、最終的に患者に印加される平均電力は、低減される。しかし、上で言及されるように、ＣＷを用いる場合のパルス幅の単なる低減は、出力される平均電力が低減されるので、効率の低下をもたらし得る。

本開示の１つの実施形態に従って、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２の効率は、パルス幅をＴＰＷ Ｌｏｗまで長くすること、およびＣＷから５０％デューティサイクルを有するパルス波（ＰＷ）に遷移することによって増大され得る。換言すると、パルスは、期間Ｔの５０％の間のみ、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２に送信される。図５Ａの例において、期間Ｔ中、パルス信号の４つのサイクルは、期間Ｔｏｎ中に生成され、その後、信号は、期間Ｔｏｆｆの間生成されず、この期間Ｔｏｆｆも４つのサイクルであり、従って、ＴｏｎおよびＴｏｆｆは等しい（すなわち、同じ時間の期間を表す）。さらに、この例において、ＴＰＷ Ｈｉｇｈの約２倍までパルス幅ＴＰＷ Ｌｏｗを長くすることによって、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２によって出力される平均電力は、維持され得る。しかし、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２において起きる切り替え数の減少、そのような切り替え間の時間の増大（すなわち、ＴＰＷ Ｌｏｗ＞ＴＰＷ Ｈｉｇｈ）、および切り替えが起きない期間Ｔｏｆｆに起因して、ＣＷのパルス幅を単に低減することと比較した場合、効率の増大が達成される。

代替またはさらなる実施形態において、低電力レベルの効率は、少なくともいくつかの所定の整数の出力サイクルをドロップするか、または非アクティブ化することによって改善され得る。図５Ｂに示されるように、ＤＣ／ＡＣインバーター２３２に供給されるＰＷのデューティサイクルは、５０％のままである。しかし、期間Ｔｏｎ後に期間Ｔｏｆｆが続くＰＷ（ここで、ＴｏｎおよびＴｏｆｆは等しい）よりもむしろ、Ｔｏｆｆの期間は、信号なしの期間５１０によって表されるように、期間Ｔにおいてランダムに分散させられ得る。信号なしの期間５１０の総計時間は、Ｔｏｆｆ（図５Ａに示される）と等しく、電流の振幅が一定のままである場合、ＤＣ／ＡＣインバーターからの同じ出力をもたらす。

図５Ａおよび図５Ｂに示されている信号送信スキームの結果は、所望の平均電力を達成することにおいて、２つの時間パラメーターが用いられているということである。前者は、Ｔｏｆｆ中または期間Ｔの半分の間、信号が供給されないデューティサイクル全体（５０％として示される）である。他方は、Ｔｏｎ中に供給される信号のパルス幅（例えば、ＴＰＷ Ｌｏｗ）であり、低電力が、臨床医によって、使用のために所望される場合、より高い制御およびより高い効率をもたらす。例として、より低い電力は、電気外科用発電機１１０の定格電力の１０％であり得る。

効率は、コントローラー２６０によって決定され得ることに留意のこと。しかし、特定の状況において、効率は、コントローラー２６０によってではなく、他の外部効率コンピューティング構成要素／要素を用いて決定され得る。効率を決定する代替のオンラインおよび／またはオフラインの方法について、発明の名称「ＤＥＡＤ−ＴＩＭＥ ＯＰＴＩＭＩＺＡＴＩＯＮ ＯＦ ＲＥＳＯＮＡＮＴ ＩＮＶＥＲＴＥＲＳ」の米国仮特許第６１／８３８，７５３号（代理人番号Ｈ−ＥＭ−００１８２ＰＲＯ（２０３−９５５４ＰＲＯ））が参照され、その内容全体は、これにより、参考として援用される。例えば、システムの効率は、オフラインで特徴づけられ得、制御パラメーター（例えば、デューティサイクルまたは位相）について、所定の閾値に到達した場合、または感知された電力が特定の閾値よりも下に下がった場合、オフサイクルが挿入され得る。

さらに、任意の所与の期間におけるドロップされるサイクルは、乱数発生器によって決定される疑似ランダム系列を用いることによってランダム化され得る。乱数発生器は、例えば、任意の望ましくない周波数を軽減するために、スペクトルを広げるガロア系列であり得る。結果として、電気外科用発電機１１０の動作の有用な範囲は、妥当なエネルギー変換効率を維持しながら、広げられ得る。

開示される実施形態は、単に本開示の例示であり、様々な形態で具体化され得ることが理解されるべきである。従って、本明細書中に開示される特定の構造上および機能上の詳細は、限定するものではなく、単に特許請求の範囲のための基礎として、および事実上任意の適切に詳述した構造で本開示を様々に用いるために、当業者に教示するための代表的な基礎として解釈される。さらに、本明細書中で使用される用語および句は、限定することを意図せず、むしろ本開示の理解可能な説明を提供することが意図される。

本明細書中で使用される用語は、特定の実施形態を記載する目的のためのみであり、限定することを意図しないことが理解されるべきである。この文書において、用語「１つ（ａ）」または「１つ（ａｎ）」は、本明細書中で用いられる場合、１つまたは１つより多いものと定義される。用語「複数」は、本明細書中で用いられる場合、２つまたは２つより多いものと定義される。用語「別の」は、本明細書中で用いられる場合、少なくとも第２のまたは第３などと定義される。用語「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および／または「有する」は、本明細書中で用いられる場合、含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）（すなわち、オープンランゲージ）と定義される。用語「連結されている」は、本明細書中で用いられる場合、必ずしも直接というわけでも、必ずしも機械的にというわけでもないが、接続されていると定義される。関係語（例えば、第１のおよび第２の、頂部および底部など）は、そのような実体間または作用間の任意の実際のそのような関係または順序を、必ずしも必要とするわけでも、暗示するわけでもなく、ある実体または作用を別の実体または作用と区別するために単独で使用され得る。用語「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、または任意の他のそのバリエーションは、要素の一覧を含むプロセス、方法、物品、または装置がそれらの要素を含むだけではなく、そのようなプロセス、方法、物品、または装置に明確に列挙されることも本来備わっていることもない他の要素も含み得るように、排他的ではない包含を含むことが意図される。「〜を含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ．．．ａ）」に先行される要素は、それ以上の制約なしで、要素を含むプロセス、方法、物品、または装置におけるさらなる同一の要素の存在を排除しない。

本明細書中で用いられる場合、用語「約（ａｂｏｕｔ）」または「約（ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｅｌｙ）」は、はっきりと示されようが、示されなかろうが全ての数値に適用される。これらの用語は一般に、当業者が、引用された値と等価であると考える（すなわち、同じ関数または結果を有する）数字の範囲を指す。多くの例において、これらの用語は、最も近い有効数字に丸められた数字を含み得る。この文書において、用語「長手方向の」は、記載されている物の縦長の方向に対応する方向を意味することが理解されるべきである。最後に、本明細書中で用いられる場合、用語「遠位」および「近位」は、ユーザーまたは外科医の利益から考えられ、従って、外科手術器具の遠位端は、使用される場合に外科医から最も離れた部分であり、近位端は、ユーザーにほぼ最も近い部分である。

本明細書中に記載される本開示の実施形態は、１つ以上の従来のプロセッサー、および独自の記憶されたプログラム命令から構成され得ることが認識され、この独自の記憶されたプログラム命令は、特定の非プロセッサー回路および他の要素とともに、本明細書中に記載される超音波外科手術器具の機能のうちのいくつか、そのうちのほとんど、またはその全てを実装するように１つ以上のプロセッサーを制御する。非プロセッサー回路としては、信号ドライバー、クロック回路、電源回路、ならびにユーザー入力および出力の要素が挙げられ得るが、これらに限定されない。あるいは、いくつかの機能または全ての機能は、各機能もしくは機能のうちの特定のもののいくつかの組み合わせがカスタム論理として実装される１つ以上の特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）において、または製造者もしくは使用者のいずれかによって更新可能なカスタム論理の使用を可能にするフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）において、記憶されたプログラム命令を有さないステートマシンによって実装され得る。もちろん、３つのアプローチの組み合わせも使用され得る。従って、これらの機能のための方法および手段は、本明細書中に記載されている。

前述のものから、および様々な図面を参照して、当業者は、本開示の範囲から外れることなく、特定の改変がまた、本開示に対してなされ得ることを認識する。本開示のうちのいくつかの実施形態は、図面に示され、そして／または本明細書中に記載されるが、本開示は、当該分野が許可するのと同じくらい範囲が広いこと、および本明細書が同様に読まれることを意図するので、本開示がそれに対して限定されることは意図されない。従って、上の記載は、限定するものではなく、単に特定の実施形態の例証として解釈されるべきである。当業者は、ここに添付される特許請求の範囲の趣旨および範囲内で他の改変を想定する。

Claims (16)

1. 電気外科用発電機の出力を制御する方法であって、該方法は、
   インバーターを用いて直流（ＤＣ）を交流（ＡＣ）に変換することと、
   該インバーターの出力において電流および電圧を感知することと、
   該感知された電圧および該感知された電流に基づいて電力レベルを決定することと、
   該電気外科用発電機の効率を決定することと、
   該電気外科用発電機の該効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを挿入することと
   を含む、方法。
2. 前記所定の整数のオフサイクルは、ランダム期間において挿入される、請求項１に記載の方法。
3. 前記ランダム期間は、乱数発生器によって決定される疑似ランダム系列を介して生成される、請求項２に記載の方法。
4. 持続波モードからパルス波モードに切り替えることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、デューティサイクルを決定することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、パルス幅を決定することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
7. 所望の効率を維持するために、前記デューティサイクルを変化させることをさらに含む、請求項５に記載の方法。
8. 所望の効率を維持するために、前記パルス幅を変化させることをさらに含む、請求項６に記載の方法。
9. 電気外科用発電機の効率を改善する方法であって、該方法は、
   感知された電圧および感知された電流に基づいて電力レベルを決定することと、
   検出された電力レベルに基づいて該電気外科用発電機の効率を決定することと、
   該電気外科用発電機の該効率が、閾値電力効率に到達した場合、所定の整数のオフサイクルを段階的にドロップすることと
   を含み、
   該所定の整数のオフサイクルは、乱数発生器を介してランダム化される、方法。
10. 最適な効率の維持を容易にするために、デューティサイクルを変化させることをさらに含む、請求項９に記載の方法。
11. いくつのオフサイクルがドロップされたかにかかわりなく、平均電力を維持することをさらに含む、請求項９に記載の方法。
12. 持続波モードからパルス波モードに切り替えることをさらに含む、請求項９に記載の方法。
13. 前記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、デューティサイクルを決定することをさらに含む、請求項９に記載の方法。
14. 所望の効率を維持するために、前記デューティサイクルを変化させることをさらに含む、請求項１３に記載の方法。
15. 前記決定された電力レベルを所望の電力レベルに維持するために、パルス幅を決定することをさらに含む、請求項９に記載の方法。
16. 所望の効率を維持するために、前記パルス幅を変化させることをさらに含む、請求項１５に記載の方法。