JP2018519914A - 組織の種類に基づくユーザーが適合可能な技法を有する外科用システム - Google Patents

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Abstract

様々な形態は、組織の凝固及び切開のためのシステム及び方法を目的とする。外科用器具は、組織をその遠位端で封止及び切開するように構成されたエンドエフェクタと、エネルギーをエンドエフェクタに送達するように構成された発生器回路とを含む。力センサは、エンドエフェクタと通信し、エンドエフェクタによって組織に加えられた力を測定するように構成されている。エンドエフェクタに送達されるエネルギーは、エンドエフェクタと相互作用している組織の種類の決定に基づいて動的である。組織の種類は、エンドエフェクタによって組織に加えられた測定された力、エンドエフェクタの超音波運動、及びエンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて算出される組織係数に基づいて決定される。

Description

（関連技術の相互参照）
本出願は、２０１５年６月３０日に出願された米国仮出願第６２／１８６，９８４号、２０１５年９月３０日に出願された米国仮出願第６２／２３５，２６０号、２０１５年９月３０日に出願された米国仮出願第６２／２３５，３６８号、２０１５年９月３０日に出願された米国仮出願第６２／２３５，４６６号、２０１６年１月１５日に出願された米国仮出願第６２／２７９，６３５号、及び２０１６年５月２日に出願された米国仮出願第６２／３３０，６６９号の利益を主張するものであり、これらの内容は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
（発明の分野）
本開示は、概して、超音波外科用システムに関し、より具体的には、外科医が切断及び凝固を行い、治療される組織の種類に基づいて、そのような処置を行うための技法を適合させてカスタマイズすることを可能にする超音波及び電気外科用システムに関する。
超音波外科用器具は、そのような器具の特殊な性能特性のおかげで、外科的処置における広範囲にわたる用途が増々見出されている。特定の器具構成及び操作パラメータに応じて、超音波外科用器具は、組織の切断及び凝固による止血を実質的に同時にもたらし、望ましくは、患者の外傷を最小限に抑えることができる。切断行為は、典型的には、器具の遠位端にあるエンドエフェクタ又はブレード先端によって実現され、これにより、エンドエフェクタと接触した組織に超音波エネルギーが伝送される。このような性質の超音波器具は、ロボット支援処置を含む切開外科用用途、腹腔鏡又は内視鏡の外科的処置用に構成され得る。
いくつかの外科用器具は、正確な切断及び制御された凝固の両方のために超音波エネルギーを利用する。超音波エネルギーは、組織と接触しているブレードを振動させることによって切断及び凝固させる。超音波ブレードは高周波（例えば、毎秒５５，５００回）で振動し、組織中のタンパク質を変性させて粘着性の凝塊を形成する。ブレード表面が組織に及ぼす圧力により血管が崩壊され、凝塊が止血シールを形成することを可能にする。切断及び凝固の精度は、外科医の技術、並びに電力レベル、ブレードエッジ、組織トラクション、及びブレード圧力の調整によって制御される。
組織を治療及び／又は破壊するために電気エネルギーを組織に印加するための電気外科用装置も、外科的処置において広範囲にわたる用途が増々見出されている。電気外科用装置は、典型的には、遠位に取り付けられたエンドエフェクタ（例えば、１つ又は２つ以上の電極）を有する器具であるハンドピースを含む。エンドエフェクタは、電流が組織内に導入されるように、組織に対して位置付けられ得る。電気外科用装置は、双極又は単極動作用に構成することができる。双極動作中、電流は、エンドエフェクタの活性電極によって組織に導入され、エンドエフェクタの戻り電極によって組織から戻される。単極動作中、電流は、エンドエフェクタの活性電極によって組織に導入され、患者の体に別個に位置する戻り電極（例えば、接地パッド）を介して戻される。組織を流れる電流によって生成される熱は、組織内及び／又は組織間の止血シールを形成することができ、それ故に、例えば、血管を封止するために特に有用であり得る。電気外科用装置のエンドエフェクタは、組織を離断するための、組織及び電極に対して移動可能な切断部材も含み得る。
電気外科用装置によって印加された電気エネルギーは、ハンドピースと通信している発生器によって器具に伝送され得る。電気エネルギーは、無線周波数（「ＲＦ」）エネルギーの形態であってもよい。ＲＦエネルギーは、２００キロヘルツ（ｋＨｚ）〜１メガヘルツ（ＭＨｚ）の周波数帯域であり得る電気エネルギーの一形態である。印加中、電気外科用装置は、組織を通じて低周波数ＲＦエネルギーを伝送することができ、これはイオン撹拌又は摩擦、すなわち抵抗加熱を生じさせ、これによって組織の温度を増加させる。罹患組織と周囲組織との間にはっきりとした境界が形成されるため、外科医は、標的としない隣接する組織を犠牲にすることなく、高度な正確性及び制御で操作することができる。ＲＦエネルギーの低動作温度は、軟組織を除去、収縮、又は成形し、同時に血管を封止するのに有用である。ＲＦエネルギーは、主にコラーゲンから成り、かつ熱による接触の際に収縮する結合組織に特に良好に作用し得る。
ＲＦエネルギーは、ＥＮ ６０６０１−２−２：２００９＋Ａ１１：２０１１，Ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ ２０１．３．２１８−高周波数に記載される周波数範囲であり得る。例えば、単極ＲＦ用途における周波数は、典型的には、５ＭＨｚ未満に制限され得る。しかしながら、双極ＲＦ用途においては、周波数は、ほぼどのような周波数でもよい。２００ｋＨｚ超の周波数は、典型的には、低周波数の電流の使用から生じる神経及び筋肉の不必要な刺激を避けるために、単極用途に使用され得る。リスク分析が、神経筋刺激の可能性が許容可能なレベルにまで緩和されたと示す場合、より低い周波数が双極用途に使用され得る。通常、５ＭＨｚ超の周波数は、高周波数漏洩電流に関連する問題を最小限に抑えるために使用されない。しかしながら、より高い周波数は、双極用途の場合には使用され得る。一般に、１０ｍＡが、組織への熱効果のより低い閾値であると認識されている。
これらの医療用装置を使用する課題は、これらの装置によって治療される組織の種類に応じて出力を制御及びカスタマイズすることができないことである。現在の器具の欠点のうちのいくつかを克服する外科用器具を提供することが望ましいであろう。本明細書に記載される外科用システムは、これらの欠点を克服する。
一態様では、組織を凝固及び切開するための外科用器具が提供される。外科用器具であって、プロセッサと、外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、組織と相互作用するように構成されており、クランプアーム、超音波ブレード、プロセッサと通信し、かつクランプアームと超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された、力センサ、及びプロセッサと通信する温度センサを含む、エンドエフェクタと、超音波ブレードと音響的に連結され、かつ超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された、超音波トランスデューサと、を備え、プロセッサが、組織摩擦係数に基づいて、エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、組織摩擦係数が、エンドエフェクタによって組織に加えられた力、超音波ブレードの超音波運動、及びエンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、超音波トランスデューサに送達された駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、外科用器具。
前述のものに加えて、様々な他の方法並びに／又はシステム及び／若しくはプログラム製品の態様が、本開示の本文（例えば、特許請求の範囲及び／若しくは詳細な説明）並びに／又は図面等の教示に記載及び説明される。
前述のものは要約であり、したがって詳細の単純化、一般化、包括、及び／又は省略を含み得、その結果として、当業者であれば、要約は単に例示的であり、決して限定することを意図しないことを理解するであろう。本明細書に記載される本装置並びに／又はプロセス及び／若しくは他の主題の他の態様、特徴、及び利点は、本明細書に記載される教示において明らかになるであろう。
１つ又は２つ以上の様々な態様では、関連システムは、本明細書で参照される方法態様をもたらすための回路及び／又はプログラミングを含むが、それらに限定されず、回路及び／又はプログラミングは、システム設計者の設計の選択に応じて、本明細書に参照される方法態様に影響を与えるように構成されたハードウェア、ソフトウェア、及び／又はファームウェアの実質上あらゆる組み合わせであり得る。前述のものに加えて、様々な他の方法及び／又はシステム態様が、本開示の本文（例えば、特許請求の範囲及び／若しくは詳細な説明）並びに／又は図面等の本教示に記載及び説明される。
更に、以下に記載される形態、形態の表現、実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上が、他の以下に記載される形態、形態の表現、及び実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上と組み合わされ得ることが理解される。
前述の要約は、単に例示的であり、決して限定することを意図しない。上記に述べた例示的な態様、実施形態、及び特徴に加えて、更なる態様、実施形態、及び特徴が、図面及び以下の詳細な説明を参照することにより明らかになるであろう。
記載される形態の新規の特徴は、添付の特許請求の範囲に詳細に記載される。しかしながら、記載される形態は、編成及び操作方法の両方に関して、以下の説明を、添付の図面と併せて参照することにより最良に理解され得る。
発生器及び発生器と共に使用可能な様々な外科用器具を備える外科用システムの一態様を例示する。 図１６の超音波外科用器具の一態様の図である。 図１６の外科用システムの一態様の図である。 動作分岐電流の一態様を例示するモデルである。 発生器構成の一態様の構造図である。 超音波トランスデューサを駆動するための超音波電気信号を発生させる発生器の駆動システムの一態様を例示する。 組織インピーダンスモジュールを含む発生器の駆動システムの一態様を例示する。 複数のエネルギーモダリティを外科用器具に送達するための発生器の一態様を例示する。 発生器の一態様からのエネルギーの２つの波形のグラフの例である。 図９の波形の合計のグラフの例である。 ＲＦ波形が超音波波形に依存する、図９の波形の合計のグラフの例である。 ＲＦ波形が超音波波形の関数である、図９の波形の合計のグラフの例である。 複合ＲＦ波形のグラフの例である。 クランプアーム上に位置するＲＦデータセンサを備えるエンドエフェクタの一態様を例示する。 センサがフレキシブル回路に取り付けられ得るか、又はフレキシブル回路と一体に形成され得る、図１４に示されるフレキシブル回路の一態様を例示する。 図１５に示されるフレキシブル回路の断面図である。 エンドエフェクタのクランプアームに固定的に取設されるように構成された分割されたフレキシブル回路の一態様を例示する。 エンドエフェクタのクランプアームに取り付けられるように構成された分割されたフレキシブル回路の一態様を例示する。 組織間隙ＧＴを測定するように構成されたエンドエフェクタの一態様を例示する。 左から右に分割されたフレキシブル回路の一態様を例示する。 図２０に示す分割されたフレキシブル回路を含むエンドエフェクタの一態様を例示する。 クランプアームがクランプアームと超音波ブレードとの間に組織を固定している、図２１に示すエンドエフェクタを例示する。 局所的に感知された組織のパラメータに基づいてエンドエフェクタの右側及び左側によって印加されたエネルギーのグラフを例示する。 連続性、温度、圧力などの二次組織パラメータの測定に起因する閾値の調整の一態様を描写するグラフを例示する。 フレキシブル回路内に埋め込まれたＲＦ電極及びデータセンサを含むフレキシブル回路の一態様の断面図である。 クランプアームと超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力又は圧力を感知するように構成されたエンドエフェクタの一態様の断面図である。 フレキシブル回路の信号層の一態様の概略図である。 図２７に示すフレキシブル回路のセンサ配線の概略図である。 ＲＦエネルギー駆動回路の一態様の概略図である。 事前設定された時間における組織間隙の測定のグラフ表示である。 薄い、中程度、及び厚い組織の種類に関する、事前設定された力までの時間に対する時間のグラフである。 ３つの曲線のグラフのグラフ描写であり、第１の曲線は、電力（Ｐ）、電圧（ＶＲＦ）、及び電流（ＩＲＦ）に対する組織インピーダンス（Ｚ）を表し、第２の曲線及び第３の曲線は、組織インピーダンス（Ｚ）に対する時間（ｔ）を表す。 エンドエフェクタの一態様の平面図である。 クランプアーム及び超音波ブレードの下層構造を露呈するための部分的切り欠き図を有する、図３３に示すエンドエフェクタの側面図である。 超音波ブレード並びに右及び左の電極をそれぞれ露呈するための、図３３、３４に示すエンドエフェクタの部分的断面図である。 図３３に示すエンドエフェクタの断面３６−−３６で切り取られた断面図である。 図３３に示すエンドエフェクタの断面３７−−３７で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３６−−３６で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３７−−３７で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３６−−３６で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３７−−３７で切り取られた断面図である。 組織を囲む医療用装置の一態様のグラフ表示である。 組織を含む医療用装置の一態様のグラフ表示である。 組織を含む医療用装置の一態様のグラフ表示である。 組織を含む医療用装置のエンドエフェクタの一態様によって及ぼされた力の例も描写する。 フィードバックシステムの一態様の論理図を例示する。 様々な組織の種類の複数のプロット点で測定した電力に対する力のグラフである。 様々な組織の種類の複数のプロット点で測定した電力に対する力の別のグラフである。 器具によって治療される組織の種類の決定に基づいて、外科用器具に送達されるエネルギーを動的に変化させる一態様の論理フロー図である。 器具によって治療される組織の種類の決定に基づいて、外科用器具に送達されるエネルギーを動的に変化させる一態様の論理フロー図である。 外科用器具によって治療される組織の水和レベルの決定に基づいて、外科用器具に送達されるエネルギーを動的に変化させる方法の一態様の論理フロー図である。 外科用器具によって治療される組織の種類及びその組織の様々な特性に基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させる方法の一態様の論理フロー図である。 エンドエフェクタによって画定される開口及びエネルギーパラメータに基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させる技法の一態様の論理フロー図である。 エンドエフェクタによって画定される開口及びエネルギーパラメータに基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させる技法の一態様の論理フロー図である。 動的組織感知技法の一態様の論理フロー図である。
外科用器具の様々な形態を詳細に説明する前に、例示的形態が、適用又は使用において、添付の図面及び説明で例示される部品の構造及び配置の詳細に限定されないことに留意されたい。例示的な形態は、他の形態、変形、及び修正で実行されるか、又はそれらに組み込まれてもよく、様々な手段で実施又は行われてもよい。更に、特に明記しない限り、本明細書で用いる用語及び表現は、読者の便宜のために例示的な形態を説明する目的で選ばれており、それらを限定するためのものではない。
更に、以下に記載される形態、形態の表現、実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上が、他の以下に記載される形態、形態の表現、及び実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上と組み合わされ得ることが理解される。
様々な形態は、外科的処置中の組織の切開、切断、及び／又は凝固をもたらすように構成された改善された超音波及び／又は電気外科用（ＲＦ）器具を対象とする。一形態では、超音波と電気外科用器具とを組み合わせたものが切開外科的処置における使用のために構成され得るが、腹腔鏡、内視鏡、及びロボット支援処置等の他の種類の手術における用途も有する。超音波及びＲＦエネルギーの選択的な使用によって、多方面の使用が容易になる。
様々な形態が本明細書に記載される超音波器具と組み合わせて記載される。そのような記載は限定するものではなく例として提供されており、その範囲及び適用を限定することを意図しない。例えば、記載される形態のうちのいずれか１つは、例えば、米国特許第５，９３８，６３３号、同第５，９３５，１４４号、同第５，９４４，７３７号、同第５，３２２，０５５号、同第５，６３０，４２０号、及び同第５，４４９，３７０号に記載されるものを含む多様な超音波器具と組み合わせて有用である。
以下の説明から明らかになるように、本明細書に記載される外科用器具の形態は、外科用システムの発振器ユニットと関連付けて使用され得、それにより発振器ユニットからの超音波エネルギーが本外科用器具に所望の超音波作動をもたらすことが企図される。本明細書に記載される外科用器具の形態は、外科用システムの信号発生器ユニットと関連付けて使用され得、それにより無線周波（ＲＦ）の形態の電気エネルギーが、例えば、外科用器具に関してユーザーにフィードバックを提供するために使用されることも企図される。超音波発振器及び／若しくは信号発生器は、取り外し不能に外科用器具と一体化されてもよく、又は外科用器具に電気的に取り付け可能であり得る分離した構成要素として提供されてもよい。
本外科用装置の一形態は、その単純な構造により使い捨て使用のために特に構成されている。しかしながら、本外科用器具の他の形態は、使い捨てではないか又は複数回使用されるように構成され得ることも企図される。関連付けられる発振器及び信号発生器ユニットとの、本発明の外科用器具の取り外し可能な接続について、ここでは１人の患者用として、あくまで例示を目的として開示する。しかし、本外科用器具を、関連付けられる発振器及び／又は信号発生器ユニットと取り外し可能にせずに、一体化接続することも企図される。したがって、本明細書に記載される外科用器具の様々な形態は、限定されないが、取り外し可能及び／又は取り外し不能のいずれかの一体型発振器及び／又は信号発生器ユニットと共に、単回使用及び／又は複数回使用するように構成され得、そのような構成の全ての組み合わせは、本開示の範囲内にあることが企図される。
本明細書に開示される外科用器具は、以下の共同所有された出願に記載された外科用器具に関連し、それと同時に出願される。Ｙａｔｅｓらによる「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ」という表題のＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ、Ｗｉｅｎｅｒらによる「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ Ｅｍｐｌｏｙｉｎｇ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｅｎｅｒｇｙ Ｍｏｄａｌｉｔｉｅｓ Ｂａｓｅｄ Ｏｎ Ｔｉｓｓｕｅ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」という表題のＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ２、Ｙａｔｅｓらによる「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ Ｂａｓｅｄ Ｏｎ Ｔｉｓｓｕｅ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ」という表題のＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ３、及びＹａｔｅｓらによる「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ Ｅｍｐｌｏｙｉｎｇ Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ Ｅｎｅｒｇｙ Ｍｏｄａｌｉｔｉｅｓ Ｂａｓｅｄ Ｏｎ Ｔｉｓｓｕｅ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」という表題のＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ４。これらの各々は、本明細書にその全体が参照により組み込まれる。
図１〜５を参照して、超音波外科用器具を含む外科用システム１０の一形態が例示される。図１は、発生器１０２及び発生器と共に使用可能な様々な外科用器具１０４、１０６、１０８を備える外科用システム１００の一形態を例示する。図２は、図１の超音波外科用器具１０４の図である。
図１は、複数の外科用器具１０４、１０６、１０８を駆動するように構成された発生器１０２を例示する。第１の外科用器具１０４は、ハンドピース１０５、超音波トランスデューサ１２０、シャフト１２６、及びエンドエフェクタ１２２を備える。エンドエフェクタ１２２は、トランスデューサ１２０と音響的に連結された超音波ブレード１２８及びクランプアーム１４０を備える。ハンドピース１０５は、クランプアーム１４０を動作させるトリガ１４３と、超音波ブレード１２８又は他の機能にエネルギーを与え、駆動するためのトグルボタン１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃの組み合わせと、を備える。トグルボタン１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃは、発生器１０２で超音波トランスデューサ１２０にエネルギーを与えるように構成され得る。
依然として図１を参照して、発生器１０２は、第２の外科用器具１０６を駆動するようにも構成されている。第２の外科用器具１０６は、ＲＦ電気外科用器具であり、ハンドピース１０７、シャフト１２７、及びエンドエフェクタ１２４を備える。エンドエフェクタ１２４は、クランプアーム１４３内の、超音波ブレード１４９を通って戻る電極を備える。電極は、発生器１０２内の双極エネルギー源に連結され、双極エネルギー源によってエネルギーを与えられる。ハンドピース１０７は、クランプアーム１４５を動作させるためのトリガ１４７と、エンドエフェクタ１２４内の電極にエネルギーを与えるためのエネルギースイッチを作動するためのエネルギーボタン１３５と、を備える。
依然として図１を参照して、発生器１０２は、電気外科用と超音波器具１０８との組み合わせを駆動するようにも構成されている。電気外科用と超音波多機能外科用器具１０８との組み合わせは、ハンドピース１０９、シャフト１２９、及びエンドエフェクタ１２５を備える。エンドエフェクタは、超音波ブレード１４９及びクランプアーム１４５を備える。超音波ブレード１４９は、超音波トランスデューサ１２０と音響的に連結される。ハンドピース１０９は、クランプアーム１４５を動作させるためのトリガ１４７と、超音波ブレード１４９又は他の機能にエネルギーを与え、駆動するためのトグルボタン１３７ａ、１３７ｂ、１３７ｃの組み合わせと、を備える。トグルボタン１３７ａ、１３７ｂ、１３７ｃは、発生器１０２で超音波トランスデューサ１２０にエネルギーを与え、かつ発生器１０２内に同様に収容された双極エネルギー源で超音波ブレード１４９にエネルギーを与えるように構成され得る。
図１及び２の両方を参照して、発生器１０２は、様々な外科用装置との使用のために構成可能である。様々な形態に従って、発生器１０２は、例えば、超音波外科用器具１０４、ＲＦ電気外科用器具１０６等の電気外科用又はＲＦ外科用装置、並びに発生器１０２から同時に送達される電気外科用ＲＦ及び超音波エネルギーを統合する多機能外科用器具１０８を含む異なる種類の異なる外科用装置との使用のために構成可能であり得る。図１の形態では、発生器１０２は、外科用器具１０４、１０６、１０８とは別個に示されているが、一形態では、発生器１０２は、外科用器具１０４、１０６、１０８のうちのいずれかと一体的に形成されて、一体型外科用システムを形成してもよい。発生器１０２は、発生器１０２のコンソールの前側パネル上に位置する入力装置１１０を備える。入力装置１１０は、発生器１０２の動作をプログラミングするのに好適な信号を生成する、任意の好適な装置を備え得る。発生器１０２は、１つ又は２つ以上の出力装置１１２も備えてもよい。
発生器１０２は、ケーブル１４４を介して超音波トランスデューサ１２０に連結される。超音波トランスデューサ１２０及びシャフト１２６（導波管は図２に示さず）を通って延在する導波管は、エンドエフェクタ１２２の超音波ブレード１２８を駆動する超音波駆動システムを集合的に形成してもよい。エンドエフェクタ１２２は、クランプアーム１４０と超音波ブレード１２８との間に組織を固定するためのクランプアーム１４０を更に備えてもよい。一形態では、発生器１０２は、段階式であり得るか、又はさもなければ高分解能、精度、及び繰り返し性で修正することができる特定の電圧、電流、及び／又は周波数出力信号の駆動信号を発生させるように構成されてもよい。
依然として図２を参照して、外科用器具１０４は、トグルボタン１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃの任意の組み合わせを備え得ることが理解されよう。例えば、外科用器具１０４は、最大超音波エネルギー出力を発生させるためのトグルボタン１３４ａと、最大又は最大電力レベル未満のいずれかでパルス出力を発生させるためのトグルボタン１３４ｃと、の２つのトグルボタンのみを有するように構成され得る。このようにして、発生器１０２の駆動信号出力構成は、５個の連続信号及び、５又は４又は３又は２又は１個のパルス信号であり得る。ある特定の形態では、特定の駆動信号構成は、例えば、発生器１０２におけるＥＥＰＲＯＭ設定及び／又はユーザー電力レベル選択（複数可）に基づいて制御されてもよい。
ある特定の形態では、２位置スイッチがトグルボタン１３４ｃの代替として設けられてもよい。例えば、外科用器具１０４は、最大電力レベルで連続出力を発生させるためのトグルボタン１３４ａと、２位置トグルボタン１３４ｂと、を含んでもよい。第１の戻り止め位置において、トグルボタン１３４ｂは最大電力レベル未満で連続出力を発生させてもよく、第２の戻り止め位置において、トグルボタン１３４ｂは（例えば、ＥＥＰＲＯＭ設定に応じて、最大又は最大出力レベル未満で）パルス出力を発生させてもよい。
依然として図２を参照して、発生器１０２の形態は、器具ベースのデータ回路との通信を可能にし得る。例えば、発生器１０２は、第１のデータ回路１３６及び／又は第２のデータ回路１３８と通信するように構成されてもよい。例えば、第１のデータ回路１３６は、本明細書に記載されるバーンイン周波数スロープを示してもよい。加えて、又はあるいは、任意の種類の情報は、データ回路インターフェースを介して（例えば、論理デバイスを使用して）第２のデータ回路に格納するために第２のデータ回路に通信されてもよい。このような情報は、例えば、器具が使用された最新の動作数、並びに／又はその使用の日付及び／若しくは時間を含み得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、１つ又は２つ以上のセンサ（例えば、器具ベースの温度センサ）によって取得されたデータを送信してもよい。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、発生器１０２からデータを受信し、受信したデータに基づきユーザーに表示を提供してもよい（例えば、ＬＥＤ表示又は他の可視表示）。外科用装置の多機能外科用器具１０８に収容された第２のデータ回路１３８。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、本明細書に記載される第１のデータ回路１３６のものと類似した多くのものに実装され得る。器具インターフェース回路は、この通信を可能にするための第２のデータ回路インターフェースを備えてもよい。一形態では、第２のデータ回路インターフェースは、トライステートデジタルインターフェースを備え得るが、他のインターフェースも使用され得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、一般にデータを送信及び／又は受信するための任意の回路であり得る。一形態では、例えば、第２のデータ回路は、第２のデータ回路が関連付けられた特定の外科用器具に関する情報を格納してもよい。このような情報は、例えば、モデル番号、シリアル番号、外科用器具が使用された動作数、及び／又は任意の他の種類の情報を含み得る。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、関連トランスデューサ１２０、エンドエフェクタ１２２、又は超音波駆動システムの電気的及び／又は超音波的特性に関する情報を格納してもよい。本明細書に記載される様々なプロセス及び技法は、発生器によって実行され得る。しかしながら、ある特定の実施例の形態では、これらのプロセス及び技法の全て又は一部は多機能外科用器具１０８の内部論理１３９によって行われ得ることが理解されよう。
図３は、図１の外科用システム１００の図である。様々な形態では、発生器１０２は、モジュール及び／又はブロック等の複数の別個の機能的要素を備え得る。異なる機能的要素又はモジュールは、異なる種類の外科用器具１０４、１０６、１０８を駆動するように構成されてもよい。例えば、超音波発生器駆動回路１１４は、ケーブル１４２を介して超音波外科用器具１０４等の超音波装置を駆動してもよい。電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６は、ケーブル１４４を介して電気外科用器具１０６を駆動してもよい。例えば、それぞれの駆動回路１１４、１１６は、外科用器具１０４、１０６、１０８を駆動するためのそれぞれの駆動信号を生成してもよい。様々な形態では、超音波発生器駆動回路１１４（例えば、超音波駆動回路）及び／又は電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６（例えば、ＲＦ駆動回路）は各々、発生器１０２と一体的に形成されてもよい。あるいは、駆動回路１１４、１１６のうちの１つ又は２つ以上が、発生器１０２に電気的に連結された別個の回路モジュールとして設けられてもよい。（駆動回路１１４及び１１６は、この選択肢を例示するために幻影で示される。）また、いくつかの形態では、電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６は、超音波発生器駆動回路１１４と一体的に形成されてもよいか、又は逆もまた同様である。また、いくつかの形態では、発生器１０２は、完全に省かれてもよく、駆動回路１１４、１１６は、それぞれの外科用器具１０４、１０６、１０８内のプロセッサ又は他のハードウェアによって実行されてもよい。
他の形態では、超音波発生器駆動回路１１４及び電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６の電気出力部は、単一の駆動回路に組み合わされ、ケーブル１４６を介して電気外科用ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーと同時に多機能外科用器具１０８を駆動することができる単一の電気信号を提供してもよい。多機能外科用器具１０８は、電気外科用ＲＦエネルギーを受け取るために、超音波ブレード１４９及びエンドエフェクタ１２４内の１つ又は２つ以上の電極に連結された超音波トランスデューサ１２０を備える。このような実装においては、組み合わせＲＦ／超音波信号は、多機能外科用器具１０８に連結される。多機能外科用器具１０８は、ＲＦ信号がエンドエフェクタ１２４内の電極に送達され得、かつ超音波信号が超音波トランスデューサ１２０に送達され得るように、組み合わせＲＦ／超音波信号を分割する信号処理構成要素を備える。
記載される形態によれば、超音波発生器駆動回路１１４は、特定の電圧、電流、及び周波数、例えば５５，５００サイクル毎秒（Ｈｚ）の駆動信号（複数可）を発生させてもよい。駆動信号（複数可）は、超音波外科用器具１０４に、具体的にはトランスデューサ１２０に提供され得、トランスデューサは、例えば本明細書に記載されるように動作することができる。トランスデューサ１２０及びシャフト１２６を通って延在する導波管（導波管は図２には示さず）は、エンドエフェクタ１２２の超音波ブレード１２８を駆動する超音波駆動システムを集合的に形成してもよい。一形態では、発生器１０２は、段階式であり得るか、又はさもなければ高分解能、精度、及び繰り返し性で修正することができる特定の電圧、電流、及び／又は周波数出力信号の駆動信号を発生させるように構成されてもよい。
発生器１０２は、任意の好適な方法で、駆動信号をトランスデューサ１２０に提供するように起動され得る。例えば、発生器１０２は、フットスイッチケーブル１３２を介して発生器１０２に連結されたフットスイッチ１３０を備えてもよい。臨床医は、フットスイッチ１３０を押圧することによって、トランスデューサ１２０を起動し得る。フットスイッチ１３０に加えて、又はその代わりに、超音波外科用器具１０４のいくつかの形態は、起動されると、発生器１０２にトランスデューサ１２０を起動し得る、ハンドピース上に位置付けられた１つ又は２つ以上のスイッチを利用してもよい。一形態では、例えば、１つ又は２つ以上のスイッチは、例えば、外科用器具１０４の動作モードを決定するために、一対のトグルボタン１３４ａ、１３４ｂ（図２）を備えてもよい。トグルボタン１３４ａが押圧されると、例えば超音波発生器１０２は、最大駆動信号をトランスデューサ１２０に提供し、これに最大超音波エネルギー出力を生成させてもよい。トグルボタン１３４ｂを押圧することにより、超音波発生器１０２がトランスデューサ１２０にユーザー選択可能な駆動信号を提供し、よってこれがより小さい最大超音波エネルギー出力を生成してもよい。外科用器具１０４は、加えて、又はあるいは、例えば、エンドエフェクタ１２２のジョーを動作させるためのジョークロージャトリガの位置を示すために、第２のスイッチ（図示せず）を備えてもよい。また、いくつかの形態では、超音波発生器１０２は、ジョークロージャトリガの位置に基づいて起動されてもよい（例えば、臨床医がジョークロージャトリガを押圧して、ジョーを閉じると、超音波エネルギーが印加され得る）。
加えて、又はあるいは、１つ又は２つ以上のスイッチは、押圧されると、発生器１０２にパルス出力を提供させる、トグルボタン１３４ｃを備えてもよい。パルスは、例えば、任意の好適な周波数及び分類で提供され得る。ある特定の形態では、パルスの電力レベルは、例えば、トグルボタン１３４ａ、１３４ｂに関連する電力レベル（最大、最大未満）であってもよい。
記載される形態によれば、電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを用いて双極電気外科を実行するのに十分な出力電力を有する駆動信号（複数可）を発生させ得る。双極電気外科用途において、例えば、駆動信号は、例えば、電気外科用器具１０６の電極に提供され得る。したがって、発生器１０２は、組織を治療するために十分な電気エネルギーを組織に印加することによって、治療目的のために構成されてもよい（例えば、凝固、焼灼、組織溶接）。
発生器１０２は、例えば、発生器１０２のコンソールの前側パネル上に位置する入力装置１１０（図１）を備えてもよい。入力装置１１０は、発生器１０２の動作をプログラミングするのに好適な信号を生成する、任意の好適な装置を備え得る。動作中、ユーザーは、入力装置１１０を使用して発生器１０２の動作をプログラミングないしは別の方法で制御し得る。入力装置１１０は、発生器によって（例えば、発生器内に収容された１つ又は２つ以上のプロセッサによって）、発生器１０２の動作（例えば、超音波発生器駆動回路１１４及び／又は電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６の動作）を制御するために使用され得る信号を生成する任意の好適な装置を備えてもよい。様々な形態では、入力装置１１０は、汎用又は専用のコンピュータへのボタン、スイッチ、サムホイール、キーボード、キーパッド、タッチスクリーン、モニタ、ポインティングデバイス、リモート接続のうちの１つ又は２つ以上を含む。他の形態では、入力装置１１０は、例えば、タッチスクリーンモニタ上に表示される１つ又は２つ以上ユーザーインターフェーススクリーンなどの好適なユーザーインターフェースを備えてもよい。したがって、入力装置１１０を通して、ユーザーは、例えば、超音波発生器駆動回路１１４及び／又は電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６により生成された駆動信号（複数可）の電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、周波数（ｆ）、及び／又は期間（Ｔ）などの、発生器の種々の動作パラメータを設定又はプログラムすることができる。
発生器１０２はまた、例えば、発生器１０２のコンソールの前側パネル上に位置する出力インジケータなどの出力装置１１２（図１、３）を備えてもよい。出力装置１１２は、ユーザーに感覚的フィードバックを提供するための１つ又は２つ以上の装置を含む。かかる装置は、例えば、視覚的フィードバック装置（例えば、視覚的フィードバック装置は、白熱ランプ、発光ダイオード（ＬＥＤ）、グラフィカル・ユーザー・インターフェース、ディスプレイ、アナログインジケータ、デジタルインジケータ、棒グラフ表示、デジタル文字数字表示、液晶ディスプレイ表示スクリーン、ＬＥＤインジケータを含み得る）、可聴フィードバック装置（例えば、可聴フィードバック装置は、スピーカ、ブザー、可聴式のコンピュータで生成されたトーン、コンピュータ化されたスピーチ、音声／スピーチプラットフォームを介してコンピュータと相互作用するためのボイスユーザーインターフェース（ＶＵＩ）を含み得る）、又は触覚的フィードバック装置（例えば、触覚的フィードバック装置は、任意の種類の振動フィードバック、触覚アクチュエータを含む）を含み得る。
発生器１０２のある特定のモジュール、回路、及び／又はブロックが例として記載され得るが、より多くの又はより少ないモジュール、回路、及び／又はブロックが使用されてもよく、依然として本形態の範囲内に入ることが理解され得る。更に、説明を容易にするために、様々な形態がモジュール、回路、及び／又はブロックに関して記載され得るが、このようなモジュール、回路、及び／又はブロックは、１つ又は２つ以上のハードウェア構成要素、例えば、プロセッサ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、回路、レジスタ、及び／又はソフトウェア構成要素、例えば、プログラム、サブルーチン、論理、並びに／若しくはハードウェア及びソフトウェア構成要素の組み合わせにより実現され得る。また、いくつかの形態では、本明細書に記載される様々なモジュールは、外科用器具１０４、１０６、１０８内に位置付けられた同様のハードウェアを利用して実現されてもよい（すなわち、発生器１０２は省かれてもよい）。
一形態では、超音波発生器駆動回路１１４及び電気外科／ＲＦ駆動回路１１６は、ファームウェア、ソフトウェア、ハードウェア、又はこれらの任意の組み合わせとして実装される１つ又は２つ以上の埋め込みアプリケーションを含んでもよい。駆動回路１１４、１１６は、例えば、ソフトウェア、プログラム、データ、ドライバ、アプリケーションプログラムインターフェース（ＡＰＩ）などの様々な実行可能なモジュールを備えてもよい。ファームウェアは、ビットマスクされた読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）又はフラッシュメモリのような不揮発性メモリ（ＮＶＭ）に格納され得る。様々な実現形態では、ファームウェアをＲＯＭに格納することにより、フラッシュメモリが保存され得る。ＮＶＭは、例えば、プログラミング可能ＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）、電気的消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、又はダイナミックＲＡＭ（ＤＲＡＭ）、ダブルデータレートＤＲＡＭ（ＤＤＲＡＭ）、及び／若しくは同期ＤＲＡＭ（ＳＤＲＡＭ）のような電池バックアップ式ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を含む他のタイプのメモリを含み得る。
一形態では、駆動回路１１４、１１６は、外科用器具１０４、１０６、１０８の様々な測定可能な特性をモニタリングし、かつ外科用器具１０４、１０６、１０８を動作させるための対応する出力制御信号を発生させるためのプログラム命令を実行するために、プロセッサとして実装されるハードウェア構成要素を備える。発生器１０２が外科用器具１０４と共に使用される形態では、出力制御信号は、超音波トランスデューサ１２０を切断及び／又は凝固動作モードで駆動させてもよい。外科用器具１０４及び／又は組織の電気特性は、発生器１０２の動作態様を制御するために測定及び使用されてもよく、かつ／又はユーザーへのフィードバックとして提供されてもよい。発生器１０２が電気外科用器具１０６と共に使用される形態では、出力制御信号は、電気エネルギー（例えば、ＲＦエネルギー）をエンドエフェクタ１２４に切断、凝固、及び／又は乾燥モードで供給してもよい。電気外科用器具１０６及び／又は組織の電気特性は、発生器１０２の動作態様を制御するために測定及び使用されてもよく、かつ／又はユーザーへのフィードバックとして提供されてもよい。様々な形態では、前述のように、ハードウェア構成要素は、ＤＳＰ、ＰＬＤ、ＡＳＩＣ、回路、及び／又はレジスタとして実装されてもよい。一形態では、プロセッサは、コンピュータソフトウェアプログラム命令を格納及び実行して、超音波トランスデューサ１２０及びエンドエフェクタ１２２、１２４などの外科用器具１０４、１０６、１０８の様々な構成要素を駆動するための出力信号関数を生成するように構成されてもよい。
図４は、一形態による図１〜３に示した超音波トランスデューサ１２０などの超音波トランスデューサの等価回路１５０を例示する。回路１５０は、共振器の電気機械特性を画定する、直列に接続されたインダクタンスＬｓ、抵抗Ｒｓ、及び電気容量Ｃｓを有する第１の「動作」分岐と、静電容量Ｃｏを有する第２の容量分岐とを含む。駆動電流Ｉｇは、運動電流Ｉｍが第１の分岐を通って流れ、電流Ｉｇ−Ｉｍが容量分岐を通って流れる状態で、駆動電圧Ｖｇで発生器から受け取られ得る。超音波トランスデューサの電気機械特性の制御は、Ｉｇ及びＶｇを好適に制御することによって達成され得る。上述のように、従来の発生器構造は、並列共振回路内において静電容量Ｃｏを共振周波数で調整するための調整インダクタＬｔ（図４に仮想線で示される）を含んでもよく、それによって発生器の電流出力Ｉｇの実質的に全てが動作分岐を流れる。このようにして、動作分岐電流Ｉｍの制御は、発生器電流出力Ｉｇを制御することによって達成される。しかしながら、調整インダクタＬｔは、超音波トランスデューサの静電容量Ｃｏに特有であり、異なる静電容量を有する異なる超音波トランスデューサは、異なる調整インダクタＬｔを必要とする。更に、調整インダクタＬｔが、共振周波数での静電容量Ｃｏの公称値に整合され、動作分岐電流Ｉｍの正確な制御は、この周波数でのみ確保され、周波数がトランスデューサの温度によってシフトダウンすると、動作分岐電流の正確な制御は危うくなる。
図１〜３に示した発生器１０２は、動作分岐電流Ｉｍをモニタリングするために調整インダクタＬｔに依存しない。その代わりに、発生器１０２は、特定の超音波外科用器具１０４への電力の印加間の静電容量Ｃｏの測定値（それと共に、駆動信号電圧及び電流フィードバックデータ）を使用して、動的かつ継続的に（例えば、リアルタイムで）動作分岐電流Ｉｍの値を決定し得る。したがって、発生器１０２のこのような形態は、任意の周波数で、また静電容量Ｃｏの公称値によって決定された共振周波数でなくとも、共振周波数静電容量Ｃｏのいかなる値とも同調又は共振するシステムをシミュレートするために仮想同調を提供することができる。
図５は、数ある利点の中でも、本明細書に記載されるインダクタなし同調を提供するための、図１〜３に示した発生器１０２の一形態である発生器２００の簡略ブロック図である。発生器１０２の追加の詳細は、本願と同一譲受人に譲渡され、同時出願された「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ Ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ」という表題の米国特許出願第１２／８９６，３６０号、代理人整理番号ＥＮＤ６６７３ＵＳＮＰ／１００５５８に記載されており、この開示は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。図５を参照すると、発生器２００は、電力変圧器２０６を介して非絶縁段階２０４と通信する患者絶縁段階２０２を備えてもよい。電力変圧器２０６の二次巻線２０８は、絶縁段階２０２で封じ込められ、例えば、超音波外科用器具１０４及び電気外科用器具１０６（図１〜３に図示）などの異なる外科用装置に駆動信号を出力するための駆動信号出力部２１０ａ、２１０ｂ、２１０ｃを画定するタップ構成（例えば、センタータップ又は非センタータップ構成）を備えてもよい。具体的には、駆動信号出力部２１０ａ、２１０ｃは、超音波駆動信号（例えば、４２０ＶのＲＭＳ駆動信号）を超音波外科用器具１０４に出力することができ、駆動信号出力部２１０ｂ、２１０ｃは、出力部２１０ｂが電力変圧器２０６のセンタータップに対応して、電気外科用ＲＦ駆動信号（例えば、１００ＶのＲＭＳ駆動信号）を電気外科用器具１０６に出力することができる。
ある特定の形態では、超音波及び電気外科用駆動信号は、別個の外科用器具に同時に提供されてもよく、かつ／又は多機能外科用器具１０８（図１及び３）などの、超音波エネルギー及び電気外科用エネルギーの両方を組織に送達する能力を有する単一の外科用器具に提供されてもよい。専用の電気外科用器具に、かつ／又は組み合わされた多機能超音波／電気外科用器具のいずれかに提供される電気外科用信号は、治療量のレベルの信号又は治療量以下のレベルの信号のいずれかであってもよいことが理解されよう。例えば、超音波及び無線周波数信号は、以下でより詳細に論じられるように、所望の出力信号を外科用器具に提供するために、単一の出力ポートを有する発生器から別個に又は同時に送達され得る。したがって、発生器は、超音波エネルギー及び電気外科用ＲＦエネルギーを組み合わせて、組み合わせられたエネルギーを多機能超音波／電気外科用器具に送達することができる。双極電極は、エンドエフェクタの一方又は両方のジョーの上に位置し得る。一方のジョーは、同時に働く、電気外科用ＲＦエネルギーに加えて超音波エネルギーによって駆動されてもよい。超音波エネルギーが組織を切開するために用いられてもよい一方で、電気外科用ＲＦエネルギーは、血管封止に用いられてもよい。
非絶縁段階２０４は、電力変圧器２０６の一次巻線２１４に接続された出力部を有する電力増幅器２１２を備えてもよい。ある特定の形態では、電力増幅器２１２は、プッシュプル増幅器を備えてもよい。例えば、非絶縁段階２０４は、デジタル出力をデジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ）２１８に供給するための論理デバイス２１６を更に備えてもよく、デジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ）２１８は、次いで、対応するアナログ信号を電力増幅器２１２の入力端子に供給する。ある特定の形態では、論理デバイス２１６は、数ある論理回路の中で、例えば、プログラマブルゲートアレイ（ＰＧＡ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）を含んでもよい。したがって、論理デバイス２１６は、ＤＡＣ ２１８を介して電力増幅器２１２の入力を制御することによって、駆動信号入力部２１０ａ、２１０ｂ、２１０ｃで出現する駆動信号の多くのパラメータ（例えば、周波数、波形、波形振幅）のうちのいずれかを制御することができる。ある特定の形態では、以下で論じられるように、論理デバイス２１６は、プロセッサ（例えば、以下で論じられるデジタル信号プロセッサ）と共に、多数のデジタル信号処理（ＤＳＰ）ベースの及び／又は他の制御技法を実装して、発生器２００によって出力される駆動信号のパラメータを制御し得る。
電力は、スイッチ−モード調節器２２０によって、電力増幅器２１２の電力レールに供給され得る。ある特定の形態では、スイッチ−モード調節器２２０は、例えば、調節可能なバック調節器を含み得る。非絶縁段階２０４は、ＤＳＰプロセッサ２２２などの第１のプロセッサを更に備えることができ、これは、一形態では、例えば、Ｎｏｒｗｏｏｄ，ＭＡのＡｎａｌｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓから入手可能なＡｎａｌｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓ ＡＤＳＰ−２１４６９ ＳＨＡＲＣ ＤＳＰなどの、ＤＳＰプロセッサを含み得るが、様々な形態では任意の好適なプロセッサが用いられ得る。ある特定の形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２は、電力増幅器２１２からＤＳＰプロセッサ２２２がアナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）２２４を介して受信する、電圧フィードバックデータに応答するスイッチ−モード電力変圧器２２０の動作を制御し得る。例えば、一形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２は、電力増幅器２１２によって増幅される信号（例えば、ＲＦ信号）の波形エンベロープを、ＡＤＣ ２２４を介して入力として受信し得る。次いで、ＤＳＰプロセッサ２２２は、電力増幅器２１２に供給されるレール電圧が、増幅された信号の波形エンベロープを追跡するように、スイッチ−モード調節器２２０（例えば、パルス幅変調（ＰＷＭ）出力）を制御し得る。波形エンベロープに基づいて、電力増幅器２１２のレール電圧を動的に変調することにより、電力増幅器２１２の効率は、固定レール電圧増幅器スキームに対して顕著に改善され得る。
ある特定の形態では、論理デバイス２１６は、ＤＳＰプロセッサ２２２と共に、直接デジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）制御スキームを実行して、発生器２００による駆動信号出力の波形、周波数、及び／又は振幅を制御し得る。一形態では、例えば、論理デバイス２１６は、ＦＰＧＡに内蔵され得る、ＲＡＭ ＬＵＴなどの、動的に更新されるルックアップテーブル（ＬＵＴ）に格納された波形サンプルを呼び出すことによって、ＤＤＳ制御技法を実行することができる。この制御技法は、超音波トランスデューサ１２０（図１〜３）などの超音波トランスデューサがその共振周波数での明瞭な正弦波電流によって駆動され得る、超音波用途において特に有用である。他の周波数が寄生共振を励起し得るため、動作分岐電流の全歪みの最小化又は低減が、これに対応して望ましくない共振効果を最小化又は低減し得る。発生器２００よって出力される駆動信号の波形は、出力駆動回路内に存在する様々な歪み源（例えば、電力変圧器２０６、電力増幅器２１２）によって影響されるため、駆動信号に基づく電圧及び電流フィードバックデータは、ＤＳＰプロセッサ２２２によって実行される誤差制御技法などの技法に入力され得、これは、動的かつ継続的に（例えば、リアルタイムで）ＬＵＴに格納された波形サンプルを好適に事前に歪ませる又は修正することによって、歪みを補償する。一形態では、ＬＵＴサンプルに加えられる事前歪みの量又は程度は、計算された動作分岐電流と所望の電流波形との間の誤差に基づく場合があり、誤差は、サンプルごとに決定される。このようにして、予め歪ませたＬＵＴサンプルは、駆動回路により処理される場合、超音波トランスデューサを最適に駆動するために、所望の波形（例えば、正弦波形状）を有する動作分岐駆動信号を生じ得る。このような形態では、ＬＵＴ波形サンプルはしたがって、駆動信号の所望の波形を表すのではなく、歪み効果を考慮した際の、動作分岐駆動信号の所望の波形を最終的に生成するために必要な波形を表す。
非絶縁段階２０４は、発生器２００によって出力される駆動信号の電圧及び電流をそれぞれサンプリングするために、各絶縁変圧器２３０、２３２を介して電力変圧器２０６の出力端子に連結されたＡＤＣ ２２６及びＡＤＣ ２２８を更に備え得る。ある特定の形態では、ＡＤＣ ２２６、２２８は、駆動信号のオーバーサンプリングを可能にするために、高速（例えば、８０Ｍｓｐｓ）でサンプリングするように構成され得る。一形態では、例えば、ＡＤＣ ２２６、２２８のサンプリング速度は、駆動信号のおよそ２００ｘ（周波数による）のオーバーサンプリングを可能にし得る。ある特定の形態では、ＡＤＣ ２２６、２２８のサンプリング動作は、双方向マルチプレクサを介し、入力電圧及び電流信号を受信する単一のＡＤＣによって実施される。発生器２００の形態における高速サンプリングの使用はとりわけ、動作分岐を流れる複素電流の算出（これは、本明細書に記載のＤＤＳベースの波形制御を実施するために、ある特定の形態で使用され得る）、サンプリングされた信号の正確なデジタルフィルタリング、及び高度の正確性を有する実質電力消費の算出を可能にし得る。ＡＤＣ ２２６、２２８によって出力される電圧及び電流フィードバックデータは、論理デバイス２１６によって受信かつ処理され得（例えば、ＦＩＦＯバッファリング、マルチプレクシング）、例えば、ＤＳＰプロセッサ２２２による、以後の読み出しのために、データメモリに格納されてもよい。上記のように、電圧及び電流フィードバックデータは、動的かつ継続的にＬＵＴ波形サンプルを予め歪ませるか又は修正するための技法への入力として使用され得る。ある特定の形態では、これは電圧及び電流フィードバックデータ対が得られる場合に、論理デバイス２１６によって出力された対応するＬＵＴサンプルに基づき、ないしは別の方法でこれに関連して、各格納された電圧及び電流フィードバックデータ対が索引されることを必要とし得る。ＬＵＴサンプルと電圧及び電流フィードバックデータのこの方法による同期は、予歪み技法の正確なタイミング及び安定性に寄与する。
ある特定の形態では、電圧及び電流フィードバックデータは、駆動信号の周波数及び／又は振幅（例えば、電流振幅）を制御するために使用され得る。例えば、一形態では、電圧及び電流フィードバックは、インピーダンス相を決定するために使用され得る。駆動信号の周波数はその後、決定されたインピーダンス相とインピーダンス相設定点（例えば、０°）との間の差を最小化又は低減するように制御されてもよく、したがって超音波歪みの効果を最小化又は低減し、これに対応してインピーダンス相測定正確性を向上させる。相インピーダンス及び周波数制御信号の決定は、ＤＳＰプロセッサ２２２で実行されてもよく、例えば、周波数制御信号は、論理デバイス２１６によって実行されるＤＤＳ制御技法への入力として供給される。
例えば、別の形態では、駆動信号の電流振幅を電流振幅設定点で維持するために、電流フィードバックデータがモニタリングされ得る。電流振幅設定点は、直接指定されてもよく、又は指定された電圧振幅及び電流設定点に基づいて間接的に決定されてもよい。ある特定の形態では、電流振幅の制御は、例えば、ＤＳＰプロセッサ２２２内のＰＩＤ制御技法といった、制御技法によって実行され得る。駆動信号の電流振幅を好適に制御するために、制御技法によって制御される変数には、例えば、論理デバイス２１６に格納されるＬＵＴ波形サンプルのスケーリング、及び／又はＤＡＣ ２３４を介したＤＡＣ ２１８（これは電力増幅器２１２に入力を供給する）のフルスケール出力電圧が挙げられ得る。
非絶縁段階２０４は、とりわけ、ユーザーインターフェース（ＵＩ）機能性を提供するために、ＵＩプロセッサ２３６などの第２のプロセッサを更に備え得る。一形態では、ＵＩプロセッサ２３６は、例えば、Ａｔｍｅｌ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｓａｎ Ｊｏｓｅ，ＣＡ）から入手可能な、ＡＲＭ ９２６ＥＪ−Ｓコアを有するＡｔｍｅｌ ＡＴ９１ＳＡＭ９２６３プロセッサを含み得る。ＵＩプロセッサ２３６によってサポートされるＵＩ機能性の例としては、例えば、図３に示すように、可聴及び視覚的ユーザーフィードバック、周辺デバイスとの通信（例えば、Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ（ＵＳＢ）インターフェースによる）、フットスイッチ１３０との通信、入力装置１１８との通信（例えば、タッチスクリーンディスプレイ）、及び出力装置１１２との通信（例えば、スピーカー）が挙げられ得る。ＵＩプロセッサ２３６は、ＤＳＰプロセッサ２２２及び論理デバイス２１６（例えば、シリアル周辺インターフェース（ＳＰＩ）バス）と通信し得る。ＵＩプロセッサ２３６はＵＩ機能性を主にサポートし得るが、これはまた、ある特定の形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２と協調して、危険の緩和を実行し得る。例えば、ＵＩプロセッサ２３６は、ユーザー入力及び／又は他の入力（例えば、タッチスクリーン入力、フットスイッチ１３０入力（図３）、温度センサ入力）の様々な態様をモニタリングするようにプログラミングされてもよく、かつ誤った状態が検出される際に、発生器２００の駆動出力を無効化し得る。
ある特定の形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２及びＵＩプロセッサ２３６の双方は、例えば、発生器２００の動作状態を決定及びモニタリングし得る。ＤＳＰプロセッサ２２２に関し、発生器２００の動作状態は、例えば、どの制御及び／又は診断プロセスがＤＳＰプロセッサ２２２によって実行されるかを表し得る。ＵＩプロセッサ２３６に関し、発生器２００の動作状態は、例えば、ユーザーインターフェース（例えば、ディスプレイスクリーン、音）のどの要素がユーザーに提供されるかを表し得る。対応するＤＳＰ及びＵＩプロセッサ２２２、２３６は、発生器２００の現在の動作状態を別個に維持し、現在の動作状態からの可能な遷移を、認識及び評価する。ＤＳＰプロセッサ２２２は、この関係におけるマスターとして機能し、動作状態間の遷移が生じるときを決定し得る。ＵＩプロセッサ２３６は、動作状態間の有効な遷移を認識してもよく、また特定の遷移が適切であるかを確認してもよい。例えば、ＤＳＰプロセッサ２２２が、ＵＩプロセッサ２３６に特定の状態へと遷移するように命令すると、ＵＩプロセッサ２３６は、要求される遷移が有効であることを確認し得る。要求される状態間の遷移がＵＩプロセッサ２３６によって無効であると決定される場合、ＵＩプロセッサ２３６は、発生器２００を故障モードにし得る。
非絶縁段階２０４は、入力装置１１０をモニタリングするために、コントローラ２３８を更に含み得る（例えば、発生器２００を入力及び切断するために使用される容量性タッチセンサ、例えば図１及び３に示される容量性タッチスクリーン）。ある特定の形態では、コントローラ２３８は、少なくとも１つのプロセッサ、及び／又はＵＩプロセッサ２３６と通信する他のコントローラデバイスを含み得る。一形態では、例えば、コントローラ２３８は、１つ又は２つ以上の容量性タッチセンサを介して提供されるユーザー入力をモニタリングするように構成されたプロセッサ（例えば、Ａｔｍｅｌから入手可能なＭｅｇａ１６８ ８ビットコントローラ）を含み得る。一形態では、コントローラ２３８は、容量性タッチスクリーンからのタッチデータの獲得を制御及び管理するための、タッチスクリーンコントローラ（例えば、Ａｔｍｅｌから入手可能なＱＴ５４８０タッチスクリーンコントローラ）を含み得る。
ある特定の形態では、発生器２００が「電力オフ」状態にあるとき、コントローラ２３８は、動作電力を受け取り続けてもよい（例えば、発生器２００の電源からのラインを介して）。このようにして、コントローラ２３８は、発生器２００を入力及び切断するために、入力装置１１０（例えば、発生器２００の前側パネル上に位置する容量性タッチセンサ）をモニタリングし続けてもよい。発生器２００が切断状態にあるとき、コントローラ２３８は、ユーザーによる「オン／オフ」入力装置１１０の起動が検出される際に電源を起動し得る（例えば、電源の１つ又は２つ以上のＤＣ／ＤＣ電圧変圧器の動作を可能にする）。コントローラ２３８はしたがって、発生器２００を「入力」状態に遷移させるために、シーケンスを開始することができる。逆に、発生器２００が入力状態にあるとき、コントローラ２３８は、「オン／オフ」入力装置１１０の起動が検出される際に、発生器２００を切断状態に遷移するためのシーケンスを開始することができる。例えば、ある特定の形態では、コントローラ２３８は、「オン／オフ」入力装置１１０の起動をＵＩプロセッサ２３６に報告してもよく、これは、次いで、発生器２００の切断状態への遷移のために必要なプロセスシーケンスを実行する。この形態では、コントローラ２３８は、発生器２００の入力状態が確立された後の、それから電力を排除するための別個の能力を有しないことがある。
ある特定の形態では、コントローラ２３８は、ユーザーに入力又は切断シーケンスが開始されたことを警告するために、発生器２００に可聴又は他の感覚的フィードバックを提供させ得る。このような警告は、入力又は切断シーケンスの開始時、及びシーケンスと関連する他のプロセスの開始前に提供され得る。
ある特定の形態では、絶縁段階２０２は、例えば、外科用装置の制御回路（例えば、ハンドピーススイッチを含む制御回路）と、非絶縁段階２０４の構成要素（例えば、プログラミング可能な論理デバイス２１６、ＤＳＰプロセッサ２２２及び／又はＵＩプロセッサ２３６）との間の通信インターフェースを提供するために、器具インターフェース回路２４０を含んでもよい。器具インターフェース回路２４０は、例えば、赤外線（ＩＲ）ベースの通信リンクなどの、段階２０２と２０４との間の好適な度合いの電気的絶縁を維持する通信リンクを介し、非絶縁段階２０４の構成要素と情報を交換し得る。例えば、非絶縁段階２０４から駆動される絶縁変圧器によって駆動される、低ドロップアウト電圧調節器を使用して、器具インターフェース回路２４０に電力が供給され得る。
一形態では、器具インターフェース回路２４０は、信号調整回路２４２と通信する論理デバイス２４２（例えば、論理回路、プログラム可能な論理回路、ＰＧＡ、ＦＰＧＡ、ＰＬＤ）を含み得る。信号調整回路２４４は、同一の周波数を有する双極呼びかけ信号を生成するために、論理デバイス２４２から周期信号（例えば、２ｋＨｚ方形波）を受信するように構成されてもよい。呼びかけ信号は、例えば、差動増幅器により供給される双極電流源を使用して生成され得る。呼びかけ信号は、外科用装置制御回路に伝達され（例えば、発生器２００を外科用装置に接続する、ケーブル内の導電対を使用して）、制御回路の状態又は構成を決定するためにモニタリングされ得る。制御回路は、多数のスイッチ、抵抗器、及び／又はダイオードを含んでもよく、制御回路の状態又は構成が１つ又は２つ以上の特性に基づいて個別に識別可能であるように、呼びかけ信号の１つ又は２つ以上の特性（例えば、振幅、整流）を修正してもよい。例えば、一形態では、信号調整回路２４４は、呼びかけ信号が通過する経路から生じる制御回路の入力にわたって出現する電圧信号のサンプルを生成するため、ＡＤＣを含み得る。論理デバイス２４２（又は、非絶縁段階２０４の構成要素）はその後、ＡＤＣサンプルに基づく制御回路の状態又は構成を決定し得る。
一形態では、器具インターフェース回路２４０は、第１のデータ回路インターフェース２４６を含み、論理回路２４２（又は、器具インターフェース回路２４０の他の要素）と、外科用装置内に配置されるかないしは別の方法で関連する第１のデータ回路との間の情報交換を可能にしてもよい。ある特定の形態では、例えば、第１のデータ回路１３６（図２）は、発生器２００を有する特定の外科用装置タイプ又はモデルとインターフェース接続させるために、外科用装置ハンドピースに一体的に取り付けられたケーブル内、又はアダプタ内に配設されてもよい。第１のデータ回路１３６は、任意の好適な方法で実装されてもよく、例えば、第１の回路１３６に関して本明細書に記載されたものを含む任意の好適なプロトコルに従って発生器と通信してもよい。ある特定の形態では、第１のデータ回路は、電気的に消去可能なプログラミング可能読み取り専用メモリ（ＥＥＰＲＯＭ）デバイスなどの、不揮発性記憶デバイスを含み得る。ある特定の形態では、かつ図５を再び参照すると、第１のデータ回路インターフェース２４６は、論理デバイス２４２とは別個に実施されてもよく、好適な回路（例えば、別個の論理デバイス、プロセッサ）を含み、プログラム可能な論理デバイス２４２と第１のデータ回路との間の通信を可能にし得る。他の形態では、第１のデータ回路インターフェース２４６は、論理デバイス２４２と一体であり得る。
ある特定の形態では、第１のデータ回路１３６（図２）は、これを伴う特定の外科用装置に関する情報を格納し得る。このような情報は、例えば、モデル番号、シリアル番号、外科用装置が使用された動作数、及び／又は他の種類の情報を含み得る。この情報は、器具インターフェース回路１０９８によって（例えば、論理デバイス２４２によって）読み出され、出力装置１１２（図１及び３）を介したユーザーへの提供のために、かつ／又は発生器２００の機能又は動作の制御のために、非絶縁段階２０４の構成要素（例えば、論理デバイス２１６、ＤＳＰプロセッサ２２２、及び／又はＵＩプロセッサ２３６）に転送され得る。加えて、任意の種類の情報が、第１のデータ回路インターフェース２４６を介して内部に格納するために、（例えば、論理デバイス２４２を使用して）第１のデータ回路１３６に伝達され得る。このような情報は例えば、外科用装置が使用された最新の動作数、並びに／又は、その使用の日付及び／若しくは時間を含み得る。
前述のように、外科用器具は、器具の互換性及び／又は廃棄性を促進するために、ハンドピースから取り外し可能であり得る（例えば、図１及び２に示すように、トランスデューサ１２０及びシャフト１２６は、超音波外科用器具１０４のハンドピース１０５から取り外し可能である）。このような場合、従来の発生器は、使用されている特定の器具構成を認識し、これに対応して制御及び診断プロセスを最適化する能力が制限されている場合がある。しかしながら、この問題に対処するために、外科用装置器具に読み取り可能なデータ回路を追加することは、適合性の観点から問題がある。例えば、必要なデータ読み取り機能性を欠く発生器との後方互換性を保つように外科用装置を設計することは、例えば、異なる信号スキーム、設計複雑性、及び費用のために、実用的でない場合がある。本明細書で論じられる器具の形態は、既存の外科用器具に実装され得るデータ回路を経済的に使用し、外科用装置と最新の発生器プラットフォームとの適合性を維持するための設計変更を最小限にすることによってこれらの懸念に対処する。
更に、図１〜３及び５を参照すると、発生器２００の形態は、器具ベースのデータ回路との通信を可能にし得る。例えば、発生器２００は、超音波外科用器具１０４（例えば、及び／又は他の外科用器具１０６、１０８）内に収容される第２のデータ回路１３８と通信するように構成され得る。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、本明細書に記載される第１のデータ回路１３６のものと類似した多くのものに実装される。器具インターフェース回路２４０は、この通信を可能にする第２のデータ回路インターフェース２４８を含み得る。一形態では、第２のデータ回路インターフェース２４８は、トライステートデジタルインターフェースを含み得るが、他のインターフェースも使用され得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、一般にデータを送信及び／又は受信するための任意の回路であり得る。一形態では、例えば、第２のデータ回路は、第２のデータ回路が関連付けられた特定の外科用器具に関する情報を格納してもよい。このような情報は、例えば、モデル番号、シリアル番号、外科用器具が使用された動作数、及び／又は他の種類の情報を含み得る。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、関連するトランスデューサ１２０、エンドエフェクタ１２２、又は超音波駆動システムの電気的及び／又は超音波的特性に関する情報を格納してもよい。例えば、第１のデータ回路１３６は、本明細書に記載されるバーンイン周波数スロープを示してもよい。加えて、又はあるいは、第２のデータ回路インターフェース２４８を介して内部に格納するために、第２のデータ回路に任意の種類の情報を伝達してもよい（例えば、論理デバイス２４２を使用して）。このような情報は例えば、器具が使用された最新の動作数、並びに／又は、その使用の日付及び／若しくは時間を含み得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、１つ又は２つ以上のセンサ（例えば、器具ベースの温度センサ）によって取得されたデータを送信してもよい。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、発生器２００からデータを受信し、受信したデータに基づきユーザーに表示を提供してもよい（例えば、ＬＥＤ表示又は他の可視表示）。
ある特定の形態では、第２のデータ回路及び第２のデータ回路インターフェース２４８は、論理デバイス２４２と第２のデータ回路との間の通信が、この目的のための追加的な導体（例えば、ハンドピースを発生器２００に接続するケーブルの専用導体）の提供を必要とせずにもたらされ得るように構成され得る。例えば、一形態では、情報は、既存のケーブル（例えば、信号調整回路２４４からハンドピース内の制御回路に呼びかけ信号を伝送するために使用される導体のうちの１つ）で実施される、１ワイヤバス通信スキームを使用して、第２のデータ回路に、かつそれから伝達され得る。このようにして、元来必要であり得る外科用装置の設計変更又は修正が最小化又は低減される。更に、一般的な物理的チャネル上で実施される異なる種類の通信が周波数帯域分離され得るため、第２のデータ回路の存在は、必要なデータ読み取り機能を有しない発生器にとって「不可視」であり、それ故に外科用装置器具の後方互換性を可能にする。
ある特定の形態では、絶縁段階２０２は、直流電流の患者への通過を防ぐために、駆動信号出力２１０ｂに接続された少なくとも１つの阻止コンデンサ２５０−１を備え得る。単一の阻止コンデンサは、例えば、医学的規制又は基準に準拠することが必要とされる場合がある。単一コンデンサ設計における故障が比較的稀であるが、それでもなおこのような故障は否定的な結果をもたらし得る。一形態では、第２の阻止コンデンサ２５０−２は、阻止コンデンサ２５０−１と直列で提供され、阻止コンデンサ２５０−１と２５０−２との間の点からの電流漏洩が、漏洩電流により誘発される電圧をサンプリングするために、ＡＤＣ ２５２によってモニタリングされる。サンプルは、例えば、論理デバイス２４２によって受信され得る。漏洩電流の変化に基づき（図５の形態における電圧サンプルによって示される）、発生器２００は、阻止コンデンサ２５０−１及び２５０−２のうちの少なくとも一方が故障した際にこれを決定し得る。したがって、図５の形態は、単一の破損点を有する単一コンデンサ設計に対して利益を提供する。
ある特定の形態では、非絶縁段階２０４は、好適な電圧及び電流において、ＤＣ電力を出力するための、電源２５４を含み得る。電源は、例えば、４８ＶＤＣシステム電圧を出力するための、４００Ｗ電源を含み得る。電源２５４は、発生器２００の様々な構成要素によって必要とされる電圧及び電流において、ＤＣ出力を生成するために電源の出力を受信するための、１つ又は２つ以上のＤＣ／ＤＣ電圧変換器２５６を更に含み得る。コントローラ２３８に関連して上述されるように、ＤＣ／ＤＣ電圧変換器２５６の動作又は起動を可能にするために、コントローラ２３８によってユーザーによる「オン／オフ」入力装置１１０（図３）の起動が検出されると、ＤＣ／ＤＣ電圧変換器２５６のうちの１つ又は２つ以上がコントローラ２３８からの入力を受信し得る。
図１に戻って参照すると、外科用システム１００の様々な形態の動作に関する詳細を説明してきたが、上記の外科用システム１００の動作について、入力装置１１０及び発生器１０２を備える外科用器具を使用して、組織を切断及び凝固させるためのプロセスに関して、更に説明することができる。特定のプロセスが動作の詳細に関連して説明されるが、本明細書で説明される全体的な機能性が外科用システム１００によってどのように実施され得るかを示す例をこのプロセスが提供しているにすぎないことは理解できよう。更に、所与のプロセスは、特に指定されない限り、必ずしも本明細書に提示されている順序で実施されなくてもよい。前述のように、入力装置１１０を使用して、外科用器具１０４、１０６、１０８の出力（例えば、インピーダンス、電流、電圧、周波数）をプログラムすることができる。
図６は、本開示の一態様による駆動システム３０２の一形態を含む発生器３００例示する。発生器３００は、図１及び５に関連して記載される発生器１０２、２００と同様である。発生器３００は、超音波トランスデューサを駆動するための駆動超音波電気信号（駆動信号とも称される）を生成する。駆動システム３０２は可撓性であり、超音波電気出力駆動信号３０４を、超音波トランスデューサ３０６を駆動するために望ましい周波数及び電力レベル設定で生成することができる。様々な形態では、発生器３００は、モジュール及び／又はブロック等の複数の別個の機能的要素を含み得る。特定のモジュール、回路、及び／又はブロックが一例として説明され得るが、それより多数又は少数のモジュール、回路、及び／又はブロックが使用されてもよく、また依然として実施形態の範囲内に含まれることが明らかとなる。更に、説明を容易にするために、様々な形態がモジュール、回路、及び／又はブロックに関して記述され得るが、このようなモジュール、回路、及び／又はブロックは、１つ又は２つ以上のハードウェア構成要素、例えば、プロセッサ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、回路、レジスタ、及び／又はソフトウェア構成要素、例えば、プログラム、サブルーチン、論理、並びに／若しくはハードウェア及びソフトウェア構成要素の組み合わせにより実現され得る。
一形態では、発生器３００の駆動システム３０２は、ファームウェア、ソフトウェア、ハードウェア、又はこれらの任意の組み合わせとして実施される１つ又は２つ以上の埋め込みアプリケーションを含むことができる。駆動システム３０２は、ソフトウェア、プログラム、データ、ドライバ、アプリケーションプログラムインターフェース（ＡＰＩ）などのような様々な実行可能なモジュールを含むことができる。ファームウェアは、ビットマスクされた読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）又はフラッシュメモリのような不揮発性メモリ（ＮＶＭ）に格納することができる。様々な実現形態では、ファームウェアをＲＯＭに格納することにより、フラッシュメモリが保存され得る。ＮＶＭは、例えばプログラミング可能ＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）、電気的消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、又はダイナミックＲＡＭ（ＤＲＡＭ）、ダブルデータレートＤＲＡＭ（ＤＤＲＡＭ）、及び／若しくは同期ＤＲＡＭ（ＳＤＲＡＭ）のような電池バックアップ式ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を含む他のタイプのメモリを備えることができる。
一形態では、駆動システム３０２は、超音波外科用器具１０４（図１）の様々な測定可能な特性をモニタリングするため、並びに切断及び／又は凝固動作モードで超音波トランスデューサ３０６を駆動するための出力信号として様々な機能を生成するためのプログラム命令を実行するためにプロセッサ３０８として実施されたハードウェア構成要素を備える。当業者であれば、発生器３００及び駆動システム３０２が追加的な構成要素又はより少ない構成要素を備える場合があること、及び正確さと明瞭さのために本明細書には簡易版の発生器３００及び駆動システム３０２だけが記述されていることを理解するであろう。様々な形態では、前述のように、ハードウェア構成要素は、ＤＳＰ、ＰＬＤ、ＡＳＩＣ、回路、及び／又はレジスタとして実装されてもよい。一形態では、プロセッサ３０８は、コンピュータソフトウェアプログラム命令を格納かつ実行して、超音波トランスデューサ３０６及びエンドエフェクタ、及び／又はブレード３４０などの超音波外科用器具１０４（図１）の様々な構成要素を駆動するための出力信号関数を生成するように構成されてもよい。
一形態では、１つ又は２つ以上のソフトウェアプログラムルーチンの制御下で、プロセッサ３０８はここに記述されている形態に従って方法を実行して、様々な時間間隔又は期間（Ｔ）にわたる電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を含む駆動信号の階段状波形によって形成される関数を生成する。それらの駆動信号の階段状波形は、発生器３００の駆動信号（例えば、出力駆動電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ））を変化させることによって、複数の時間間隔にかけての定数関数の区分的線形の組み合わせを形成することによって生成され得る。時間間隔又は期間（Ｔ）は、所定（例えば、ユーザーによって固定及び／又はプログラムされる）であっても、可変であってもよい。可変時間間隔は、駆動信号を第１の値に設定し、かつモニタリングされる特性に変化が検出されるまで駆動信号をその値に維持することによって定義され得る。モニタリングされる特性の例としては、例えば、トランスデューサインピーダンス、組織インピーダンス、組織加熱、組織離断、組織凝固などが挙げられ得る。発生器３００によって生成される超音波駆動信号は、限定されないが、例えば、プライマリ縦モード及びその高調波、並びに曲げ及びねじれ振動モードのような様々な振動モードで超音波トランスデューサ３０６を励起することができる超音波駆動信号を含む。
一形態では、実行可能なモジュールはメモリに格納された１つ又は２つ以上の技法（複数可）３１０を備え、この技法によってプロセッサ３０８は、実行されたときに様々な時間間隔又は期間（Ｔ）わたる電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を含む駆動信号の階段状波形によって形成される関数を生成する。駆動信号の階段状波形は、発生器３００の出力駆動電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を変化させることによって生成される２つ又は３つ以上の時間間隔にかけての定数関数の区分的線形の組み合わせを形成することによって生成され得る。駆動信号は、１つ又は２つ以上の技法（複数可）３１０に従って所定の固定時間間隔若しくは期間（Ｔ）又は変動時間間隔若しくは期間のいずれかにわたって生成され得る。プロセッサ３０８の制御下で、発生器３００は、所定の期間（Ｔ）にわたって、又はモニタリングされる特性（例えば、トランスデューサインピーダンス、組織インピーダンス）における変化のような所定の条件が検出されるまで、特定の分解能で電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を上又は下に変化させる（例えば、経時的にインクリメント又はデクリメントする）。これらの階段は、プログラムされたインクリメント又はデクリメントにおいて変化することができる。他の階段が望まれる場合は、発生器３００は、測定されたシステムの特性に基づき適合して階段を増すこと又は減らすことができる。
動作に際し、ユーザーは、発生器３００のコンソールの前側パネル上に位置する入力装置３１２を使用して発生器３００の動作をプログラムすることができる。入力装置３１２は、プロセッサ３０８に適用して発生器３００の動作を制御することができる信号３１４を生成する任意の適した装置を備えることができる。様々な形態では、入力装置３１２は多目的又は専用コンピュータへのボタン、スイッチ、サムホイール、キーボード、キーパッド、タッチスクリーンモニタ、指先指示デバイス、リモート接続を含む。他の形態では、入力装置３１２は適したユーザーインターフェースを備えることができる。したがって、入力装置３１２を使用してユーザーは発生器３００の出力関数をプログラムするための電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、周波数（ｆ）、及び／又は期間（Ｔ）を設定又はプログラムすることができる。次いで、プロセッサ３０８は、ライン３１６で信号を出力インジケータ３１８に送ることによって、選択された電力レベルを表示する。
様々な形態では、出力インジケータ３１８は視覚的、可聴及び／又は触覚的フィードバックを外科医に提供して、超音波外科用器具１０４（図１）の測定された特性（例えば、トランスデューサインピーダンス、組織インピーダンス、又は他の、後に説明するような測定値）に基づいて、例えば組織切断及び凝固の完了のような、外科的処置の状態を指示することができる。限定ではなく例示として、視覚的フィードバックには、白熱電灯又は発光ダイオード（ＬＥＤ）、グラフィカル・ユーザー・インターフェース、ディスプレイ、アナログインジケータ、デジタルインジケータ、棒グラフ表示、デジタル文字数字表示を含む、任意のタイプの視覚的指示装置が挙げられる。限定ではなく例示として、可聴フィードバックには、音声／スピーチプラットフォームを介してコンピュータと相互作用するための任意のタイプのブザー、コンピュータで生成されたトーン、コンピュータ化されたスピーチ、ボイスユーザーインターフェース（ＶＵＩ）が挙げられる。限定ではなく例示として、触覚的フィードバックには、器具ハウジングのハンドルアセンブリを介して提供される任意のタイプの振動フィードバックが挙げられる。
一形態では、プロセッサ３０８はデジタル電流駆動信号３２０及びデジタル周波数信号３２２を生成するように構成又はプログラムされ得る。これらの駆動信号３２０、３２２は、超音波トランスデューサ３０６への出力駆動信号３０４の振幅及び周波数（ｆ）を調整するために、直接デジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）回路３２４に適用される。ＤＤＳ回路３２４の出力は増幅器３２６に適用され、増幅器３２６の出力は変圧器３２８に適用される。変圧器３２８の出力は、導波管によってブレード３４０に連結された超音波トランスデューサ３０６に適用される出力駆動信号３０４である。
一形態では、発生器３００は、超音波外科用器具１０４（図１）の測定可能な特性をモニタするように構成され得る１つ又は２つ以上の測定モジュール又は構成要素を備える。図示の形態では、プロセッサ３０８を使用して、システムの特性をモニタリング及び算出することができる。図のように、プロセッサ３０８はトランスデューサ３０６に供給される電流及び超音波トランスデューサ３０６に印加される電圧をモニタリングすることによって超音波トランスデューサ３０６のインピーダンスＺを測定する。一形態では、電流検知回路３３０を使用して、超音波トランスデューサ３０６に供給される電流を検知し、電圧検知回路３３２を使用して、超音波トランスデューサ３０６に印加される出力電圧を検知する。これらの信号は、アナログマルチプレクサ３３４回路又はスイッチ回路構成を介してアナログ−デジタルコンバータ３３６（ＡＤＣ）に適用することができる。アナログマルチプレクサ３３４は、変換される適切なアナログ信号をＡＤＣ ３３６に送る。他の形態では、マルチプレクサ３３４回路の代わりに複数のＡＤＣ ３３６をそれぞれの測定された特性のために使用することができる。プロセッサ３０８はＡＤＣ ３３６のデジタル出力３３８を受信し、電流及び電圧の測定値に基づいてトランスデューサインピーダンスＺを算出する。プロセッサ３０８は、負荷曲線に対する望ましい電力を生成することができるように出力駆動信号３０４を調整する。プログラムされた技法３１０に従って、プロセッサ３０８は、トランスデューサインピーダンスＺに応答して、駆動信号３２０（例えば電流又は周波数）を任意の適したインクリメント又はデクリメントで変化させることができる。
図１に示す外科用システム１００の様々な形態の動作に関する詳細を説明してきたが、上記の外科用システム１００の動作について、図６を参照して説明される、入力装置１１０及び駆動システム３０２のトランスデューサインピーダンス測定能力を備える外科用器具を使用して血管を切断及び凝固させるためのプロセスに関して、更に説明することができる。特定のプロセスが動作の詳細に関連して説明されるが、本明細書で説明される全体的な機能性が外科用システム１００によってどのように実施され得るかを示す例をこのプロセスが提供しているにすぎないことは理解できよう。更に、所与のプロセスは、特に指定されない限り、必ずしも本明細書に提示されている順序で実施されなくてもよい。
図７は、組織インピーダンスモジュール４４２を含む発生器４００の駆動システムの一態様を例示する。駆動システム４０２は超音波電気駆動信号４０４を生成して、超音波トランスデューサ４０６を駆動する。一形態では、組織インピーダンスモジュール４４２は、ブレード４４０とクランプアームアセンブリ４４４との間に把持された組織のインピーダンスＺｔを測定するように構成され得る。組織インピーダンスモジュール４４２は、ＲＦ発振器４４６と、電圧感知回路４４８と、電流感知回路４５０と、を備える。電圧感知回路４４８及び電流感知回路４５０は、ブレード４４０の電極に印加されたＲＦ電圧Ｖｒｆと、ブレード４４０の電極、組織、及びクランプアームアセンブリ４４４の導電部分を通って流れるＲＦ電流ｉｒｆとに、応答する。電流感知回路４３０及び電圧感知回路４３２からの感知電流Ｉｒｆ及び感知電圧Ｖｒｆは、アナログマルチプレクサ４３４を介してＡＤＣ ４３６によってデジタル形態に変換される。プロセッサ４０８はＡＤＣ ４３６のデジタル化された出力４３８を受信し、組織インピーダンスＺｔを、電圧感知回路４４８と電流感知回路４５０によって測定されるＲＦ電圧Ｖｒｆ対電流Ｉｒｆの比率を算出することによって決定する。
一形態では、プロセッサ４０８はデジタル電流信号４２０及びデジタル周波数信号４２２を生成するように構成又はプログラムされ得る。これらの信号４２０、４２２は、トランスデューサ４０６への電流出力信号４０４の振幅及び周波数（ｆ）を調整するために、直接デジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）回路４２４に適用される。ＤＤＳ回路４２４の出力は増幅器４２６に適用され、増幅器４２６の出力は変圧器４２８に適用される。変圧器４２８の出力は、導波管によってブレード４４０に連結された超音波トランスデューサ４０６に適用される信号４０４である。
一態様では、内側筋肉層及び組織の離断は、組織インピーダンスＺｔを検知することによって検出され得る。したがって、組織インピーダンスＺｔの検出を自動プロセスと統合して、通常なら共振で生じる有意な量の加熱を引き起こさずに、組織を離断する前に内側筋肉層を外膜層から分離することができる。
一形態では、ブレード４４０の電極に印加されたＲＦ電圧Ｖｒｆと、ブレード４４０の電極、組織、及びクランプアームアセンブリ４４４の導電部分を通って流れるＲＦ電流Ｉｒｆとは、血管封止及び／又は切開に好適である。したがって、発生器４００のＲＦ電力出力は、組織インピーダンス測定などの非治療的機能並びに血管封止及び／又は切開などの治療的機能のために選択され得る。本開示の文脈において、超音波及びＲＦ電気外科用エネルギーが、個々又は同時のいずれかで発生器により供給され得ることが理解されよう。
動作に際し、ユーザーは、発生器４００のコンソールの前側パネル上に位置する入力装置４１２を使用して発生器４００の動作をプログラムすることができる。入力装置４１２は、プロセッサ４０８に適用して発生器４００の動作を制御することができる信号４１４を生成する任意の適した装置を備えることができる。様々な形態では、入力装置４１２は多目的又は専用コンピュータへのボタン、スイッチ、サムホイール、キーボード、キーパッド、タッチスクリーンモニタ、指先指示デバイス、リモート接続を含む。他の形態では、入力装置４１２は適したユーザーインターフェースを備えることができる。したがって、入力装置４１２を使用してユーザーは発生器４００の関数出力をプログラムするための電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、周波数（ｆ）、及び／又は期間（Ｔ）を設定又はプログラムすることができる。次いで、プロセッサ４０８は、ライン４１６で信号を出力インジケータ４１８に送ることによって、選択された電力レベルを表示する。
様々な形態では、フィードバックは、出力インジケータ４１８によって提供される。出力インジケータ４１８は、エンドエフェクタによって操作されている組織がユーザーの視野から外れており、組織の状態の変化がいつ発生するかをユーザーが見ることができない用途で特に有用である。出力インジケータ４１８は、組織状態における変化が生じたことをユーザーに通信する。前述のように、出力インジケータ４１８は、視覚的、可聴、及び／又は触覚的フィードバックを含むが、それらに限定されない様々な種類のフィードバックをユーザーに提供して、組織が組織の状態又は条件の変化を経たことをユーザー（例えば、外科医、医師）に示すように構成され得る。限定ではなく例示として、前述のように、視覚的フィードバックには、白熱電灯又はＬＥＤ、グラフィカル・ユーザー・インターフェース、ディスプレイ、アナログインジケータ、デジタルインジケータ、棒グラフ表示、デジタル文字数字表示を含む、任意のタイプの視覚的指示装置が挙げられる。限定ではなく例示として、可聴フィードバックには、音声／スピーチプラットフォームを介してコンピュータと相互作用するために任意のタイプのブザー、コンピュータで生成されたトーン、コンピュータ化されたスピーチ、ＶＵＩが挙げられる。限定ではなく例示として、触覚的フィードバックには、器具ハウジングのハンドルアセンブリを介して提供される任意のタイプの振動フィードバックが挙げられる。組織の状態の変化は、先に記載したトランスデューサ及び組織インピーダンス測定値に基づいて決定されてもよく、又は電圧、電流、及び周波数測定値に基づいて決定されてもよい。
一形態では、コンピュータ読み取り可能な命令を含む様々な実行可能なモジュール（例えば、アルゴリズム４１０）が、発生器４００のプロセッサ４０８部分によって実行され得る。様々な形態では、技法に関して記載される動作は、１つ又は２つ以上のソフトウェア構成要素、例えば、プログラム、サブルーチン、論理；１つ又は２つ以上のハードウェア構成要素、例えば、プロセッサ、ＤＳＰ、ＰＬＤ、ＡＳＩＣ、回路、レジスタ；及び／又はソフトウェアとハードウェアとの組み合わせとして実装されてもよい。一形態では、技法を実施するために実行可能な命令は、メモリに格納されてもよい。実行されると、それらの命令は、プロセッサ４０８が、組織の状態の変化を決定し、出力インジケータ４１８によってユーザーにフィードバックを提供することを可能にする。そのような実行可能な命令に従って、プロセッサ４０８は発生器４００から入手可能な電圧、電流、及び／又は周波数の信号サンプルをモニタリング及び評価し、そのような信号サンプルの評価に従って、組織の状態の変化が生じたかどうかを決定する。下記に詳述するように、組織の状態の変化は、超音波器具のタイプと、その器具が受けている電力レベルとに基づいて決定され得る。フィードバックに応答して、超音波外科用器具の動作モードはユーザーによって制御され得るか、又は自動的若しくは半自動的に制御され得る。
上述の通り、単一の出力発生器は、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの両方を、単一のポートを通して送達することができ、これらの信号は、組織を治療するために、エンドエフェクタに別個に又は同時に送達され得る。単一の出力ポートの発生器は、実行される組織の治療の種類に応じて、電力、ＲＦエネルギー又は超音波エネルギーのいずれかをエンドエフェクタに提供するために、複数のタップを有する単一出力変圧器を含み得る。例えば、発生器は、超音波トランスデューサを駆動するために高電圧かつ低電流で、組織封止のための電極を駆動するのに必要とされる低電圧かつ高電流で、又は単極若しくは双極電気外科用電極のいずれかを用いてのスポット凝固のための凝固波形で、エネルギーを送達することができる。発生器からの出力波形は、誘導され、切り替えられ、又はフィルタ処理されて、所望の周波数を外科用器具のエンドエフェクタに提供し得る。
図８は、複数のエネルギーモダリティを外科用器具に送達するための発生器５００の一例を例示する。発生器５００は、図１に関連して説明された発生器１０２と同様であり、図５〜７に示した発生器２００、３００、４００の機能性を含む。以降の開示の簡潔性及び明瞭性のために、高レベルブロック図表現である、様々な論理フロー図が、発生器５００に関連して説明される。したがって、発生器５００に関連して以降に説明される論理フロー図を理解しかつ実践するのに必要とされ得る追加的な細目のために、本読者は、図５〜７の発生器２００、３００、４００の機能的ブロックの説明に向けられる。
図８に戻ると、発生器５００は、エネルギーを外科用器具に送達するための無線周波数信号及び超音波信号を提供する。無線周波数信号及び超音波信号は、単独で、又は組み合わせて提供されてもよく、また同時に提供されてもよい。上述の通りに、少なくとも１つの発生器出力は、単一のポートを通して複数のエネルギーモダリティ（例えば、とりわけ、超音波双極又は単極ＲＦ、不可逆及び／若しくは可逆電気穿孔法、並びに／又はマイクロ波エネルギー）を送達することができ、これらの信号は、組織を治療するために、別個に又は同時にエンドエフェクタに送達され得る。発生器５００は、波形発生器５０４に連結されたプロセッサ５０２を備える。プロセッサ５０２及び波形発生器５０４は、プロセッサ５０２に連結されたメモリに格納された情報（開示を明瞭にするために示されず）に基づいて、様々な信号波形を発生するように構成されている。波形に関連するデジタル情報は、１つ又は２つ以上のデジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）を含む波形発生器５０４に提供され、デジタル入力をアナログ出力に変換する。アナログ出力は、信号調節及び増幅のために、増幅器１１０６に供給される。増幅器５０６の調節かつ増幅された出力は、電力変圧器５０８に連結される。信号は、電力変圧器５０８にわたって患者絶縁側にある二次側に連結される。第１のエネルギーモダリティの第１の信号は、ＥＮＥＲＧＹ１及びＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子間の外科用器具に提供される。第２のエネルギーモダリティの第２の信号は、コンデンサ５１０にわたって連結され、ＥＮＥＲＧＹ２及びＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子間の外科用器具に提供される。２つを超えるエネルギーモダリティが出力されてもよく、したがって添え字「ｎ」は、最大ｎ個のＥＮＥＲＧＹｎ端子が提供され得ることを表示するために使用することができ、このｎは、１超の正の整数であることが理解されよう。最大「ｎ」個のリターンパス（ＲＥＴＵＲＮｎ）が、本開示の範囲から逸脱することなく提供されてもよいことも理解されよう。
第１の電圧感知回路５１２は、ＥＮＥＲＧＹ１及びＲＥＴＵＲＮパスとラベルされた端子にわたって連結され、それらの間の出力電圧を測定する。第２の電圧感知回路５２４は、ＥＮＥＲＧＹ２及びＲＥＴＵＲＮパスとラベルされた端子にわたって連結され、それらの間の出力電圧を測定する。電流感知回路５１４は、いずれかのエネルギーモダリティの出力電流を測定するために、図示した電力変圧器５０８の二次側のＲＥＴＵＲＮ区間と直列に配設される。異なるリターンパスが各エネルギーモダリティに対して提供される場合、別個の電流感知回路が、各リターン区間で提供されねばならない。第１及び第２の電圧感知回路５１２、５２４の出力が対応の絶縁変圧器５１６、５２２に提供され、電流感知回路５１４の出力は、別の絶縁変圧器５１８に提供される。電力変圧器５０８の一次側（非患者絶縁側）上における絶縁変圧器５１６、５１８、５２２の出力は、１つ又は２つ以上のアナログ・デジタル変換器５２６（ＡＤＣ）に提供される。ＡＤＣ ５２６のデジタル化された出力は、更なる処理及び計算のためにプロセッサ５０２に提供される。出力電圧及び出力電流のフィードバック情報は、外科用器具に提供される出力電圧及び電流を調整するために、またいくつかあるパラメータの中で出力インピーダンスを計算するために使用され得る。プロセッサ５０２と患者絶縁回路との間の入力／出力通信は、インターフェース回路５２０を通して提供される。センサはまた、インターフェース５２０を介してプロセッサ５０２と電気通信してもよい。
一態様では、インピーダンスは、ＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子にわたって連結された第１の電圧感知回路５１２、又はＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子にわたって連結された第２の電圧感知回路５２４を、電力変圧器５０８の二次側のＲＥＴＵＲＮ区間と直列に配設された電流感知回路５１４の出力で割ることによって、プロセッサ５０２により決定され得る。第１及び第２の電圧感知回路５１２、５２４の出力が別個の絶縁変圧器５１６、５２２に提供され、電流感知回路５１４の出力は、別の絶縁変圧器５１６に提供される。ＡＤＣ ５２６からのデジタル化された電圧及び電流感知測定値は、インピーダンスを計算するためにプロセッサ５０２に提供される。一例として、第１のエネルギーモダリティＥＮＥＲＧＹ１は、超音波エネルギーであってもよく、第２のエネルギーモダリティＥＮＥＲＧＹ２は、ＲＦエネルギーであってもよい。それでも、超音波エネルギーモダリティ及び双極若しくは単極ＲＦエネルギーモダリティに加えて、他のエネルギーモダリティには、数ある中でも不可逆並びに／又は可逆電気穿孔法及び／若しくはマイクロ波エネルギーが挙げられる。また、図８に例示された例は、単一のリターンパス（ＲＥＴＵＲＮ）が２つ又は３つ以上のエネルギーモダリティに提供され得ることを示しているが、他の態様では、複数のリターンパスＲＥＴＵＲＮｎが、各エネルギーモダリティＥＮＥＲＧＹｎに提供されてもよい。したがって、本明細書に記載されるように、超音波トランスデューサのインピーダンスは、第１の電圧感知回路５１２の出力を電流感知回路５１４の出力で割ることによって測定されてもよく、組織のインピーダンスは、第２の電圧感知回路５２４の出力を電流感知回路５１４の出力で割ることによって測定されてもよい。
図８に示すように、少なくとも１つの出力ポートを備える発生器５００は、実行される組織の治療の種類に応じて、とりわけ、超音波、双極若しくはモノモーラＲＦ、不可逆並びに／又は可逆電気穿孔法、及び／若しくはマイクロ波エネルギーなどの１つ又は２つ以上のエネルギーモダリティの形態で電力を、例えば、エンドエフェクタに提供するために、単一の出力部を有しかつ複数のタップを有する電力変圧器５０８を含むことができる。例えば、発生器５００は、超音波トランスデューサを駆動するために高電圧かつ低電流で、組織封止のためのＲＦ電極を駆動するために低電圧かつ高電流で、又は単極若しくは双極ＲＦ電気外科用電極のいずれかを用いてのスポット凝固のための凝固波形で、エネルギーを送達することができる。発生器５００からの出力波形は、誘導され、切り替えられ、又はフィルタ処理されて、周波数を外科用器具のエンドエフェクタに提供し得る。超音波トランスデューサの発生器５００の出力部への接続部は、好ましくは、図８に示したＥＮＥＲＧＹ１とラベルされた出力部とＲＥＴＵＲＮとラベルされた出力部との間に位置するであろう。一例では、ＲＦ双極電極の発生器５００の出力部への接続部は、好ましくは、ＥＮＥＲＧＹ２とラベルされた出力部とＲＥＴＵＲＮとラベルされた出力部との間に位置するであろう。単極出力の場合、好ましい接続部は、ＥＮＥＲＧＹ２出力部及びＲＥＴＵＲＮ出力部に接続された好適なリターンパッドへの活性電極（例えば、ペンシル型又は他のプローブ）であろう。
他の態様では、図１〜３及び５〜８に関連して説明された発生器１０２、２００、３００、４００、５００、図３に関連して説明された超音波発生器駆動回路１１４、及び／又は電気外科／ＲＦ駆動回路１１６は、図１及び２に関連して説明された外科用器具１０４、１０６、１０８のうちのいずれか１つで一体に形成されてもよい。したがって、発生器１０２、２００、３００、４００、５００のうちのいずれか１つに関連して説明されたプロセッサ、デジタル信号プロセッサ、回路、コントローラ、論理デバイス、ＡＤＣ、ＤＡＣ、増幅器、変換機、変圧器、信号調整器、データインターフェース回路、電流並びに電圧感知回路、直接デジタル合成回路、マルチプレクサ（アナログ若しくはデジタル）、波形発生器、ＲＦ発生器、メモリ等は、外科用器具１０４、１０６、１０８内に位置し得るか、又は外科用器具１０４、１０６、１０８からは遠隔に位置し、有線及び／若しくは無線の電気的接続を介して外科用器具に連結されてもよい。
発生器からの送達のためのエネルギーを表す波形の例を、図９〜１３に例示する。図９は、比較の目的で、同じ時間及び電圧スケールで重なり合わせたＲＦ出力信号６０２及び超音波出力信号６０４を表す第１及び第２の個々の波形を示す例示のグラフ６００を図示している。これらの出力信号６０２、６０４は、図８に示した発生器５００のＥＮＥＲＧＹ出力部において提供されるものである。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。ＲＦ出力信号６０２は、約３３０ｋＨｚのＲＦの周波数及び±１Ｖのピーク間電圧を有する。超音波出力信号６０４は、約５５ｋＨｚの周波数及び±１Ｖのピーク間電圧を有する。水平軸に沿っての時間（ｔ）スケール及び垂直軸に沿っての電圧（Ｖ）スケールは、比較の目的に正規化され、異なる実際の実装であり得るか、又は電流などの他の電気的パラメータを表してもよいことが理解されよう。
図１０は、図９に示した２つの出力信号６０２、６０４の和を示す例示のグラフ６１０を図示している。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。図９に示したＲＦ出力信号６０２及び超音波出力信号６０４の和は、図９に示した元々のＲＦ信号及び超音波信号（１Ｖのピーク間電圧）の２倍の振幅である２Ｖのピーク間電圧を有する組み合わせ出力信号６１２を生成する。元々の振幅の２倍の振幅は、出力の歪み、飽和、クリッピング、又は出力構成要素への応力などの、発生器の出力部で問題を引き起こし得る。したがって、複数の治療構成要素を有する単一の組み合わせ出力信号６１２の管理は、図８に示した発生器５００の重要な態様である。この管理を得るために様々な方法がある。一形態では、２つのＲＦ出力信号又は超音波出力信号６０２、６０４のうちの１つは、他の出力信号のピークに依存し得る。
例えば、図１１は、図９に示した出力信号６０２、６０４の依存和を表す組み合わせ出力信号６２２を示す例示のグラフ６２０を図示する。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。図１１に示すように、図９のＲＦ出力信号６０２構成要素は、依存和組み合わせ出力信号６２２のＲＦ出力信号構成要素の振幅が、超音波ピークが予想され得るときに減少するように、図９の超音波出力信号６０４構成要素のピークに依存する。図１１における例示のグラフ６２０に示すように、これらのピークは２から１．５まで減少している。別の形態では、出力信号のうちの１つは、他の出力信号の関数である。
例えば、図１１は、図９に示した出力信号６０２、６０４の依存和を表す出力信号６３２を示す例示のグラフ６３０を図示する。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。図１２に示すように、ＲＦ出力信号は、超音波出力信号の関数である。これが、出力の振幅に対してハードリミットを提供する。図１２に示すように、超音波出力信号が正弦波として抽出可能である一方で、ＲＦ出力信号は、歪みを有するが、ＲＦ出力信号の凝固性能に多少なりとも影響を及ぼすものではない。
様々な他の技法が、出力信号の波形を圧縮及び／又は制限するために使用され得る。ＲＦ出力信号６０２が、神経筋刺激を回避するように安全な患者レベルのために低周波数構成要素を有する限り、超音波出力信号６０４（図９）の整合性は、ＲＦ出力信号６０２（図９）の整合性よりも重要であり得ることに留意するべきである。別の形態では、ＲＦ波形の周波数は、波形のピークを管理するために、継続的に変化させることが可能である。図１３に示したグラフ６４０に例示されるような凝固型波形６４４などのより複雑なＲＦ波形が本システムで実行されるために、波形の制御は重要である。ここでも、時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。
図１４〜４２（２６〜５４）は、本明細書に記載される様々な適応性組織同定及び治療技法の実行を容易にするために組織パラメータを測定するためのセンサ、回路、及び技法の様々な構成を例示する。図１４は、クランプアーム７０２上に位置するＲＦデータセンサ７０６、７０８ａ、７０８ｂを含むエンドエフェクタ７００の一態様を例示する。エンドエフェクタ７００は、クランプアーム７０２と、超音波ブレード７０４とを備える。クランプアーム７０２は、クランプアーム７０２と超音波ブレード７０４との間に位置する組織７１０を固定して示されている。第１のセンサ７０６は、クランプアーム７０２の中央部に位置する。第２及び第３のセンサ７０８ａ、７０８ｂは、クランプアーム７０２の外側部に位置する。センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂは、クランプアーム７０２に固定的に取り付けられるように構成されたフレキシブル回路７１２（図１５により具体的に示し、より具体的には、図１７及び１８に示した分割されたフレキシブル回路８００、９００）上に取り付けられるか、又はフレキシブル回路と一体に形成される。
エンドエフェクタ７００は、図１及び２に示した多機能外科用器具１０８のための例示のエンドエフェクタである。センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂは、例えば、図８に示した発生器５００などのエネルギー源に電気的に接続される。センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂは、発生器内の好適な供給源によって通電され、センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂによって生成された信号は、発生器５００のアナログ及び／又はデジタル処理回路に提供される。
一態様では、第１のセンサ７０６は、クランプアーム７０２によって組織７１０に加えられた垂直力Ｆ３を測定するための力センサである。第２及び第３のセンサ７０８ａ、７０８ｂは、組織７１０にＲＦエネルギーを印加し、パラメータの中でもとりわけ、組織インピーダンス、下向きの力Ｆ１、横力Ｆ２、及び温度を測定するために、１つ又は２つ以上の要素を含む。電極７０９ａ、７０９ｂは、発生器に電気的に連結され、ＲＦエネルギーを組織７１０に印加する。一態様では、第１のセンサ７０６と第２及び第３のセンサ７０８ａ、７０８ｂとは、力又は単位面積当たりの力を測定するための歪みゲージである。下向きの力Ｆ１、横向きの力Ｆ２、及び垂直力Ｆ３の測定値は、力センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂがその上に作用している表面積を決定することによって、圧力に容易に変換され得ることが理解されよう。更に、本明細書に詳細に記述するように、フレキシブル回路７１２は、フレキシブル回路７１２の１つ又は２つ以上の層内に埋め込まれた温度センサを備えてもよい。１つ又は２つ以上の温度センサは、対称的に又は非対称的に配置されてもよく、発生器の制御回路に組織７１０の温度フィードバックを提供してもよい。
図１５は、センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂがフレキシブル回路７１２に取り付けられ得るか、又はフレキシブル回路７１２と一体に形成され得る、図１４に示したフレキシブル回路７１２の一態様を例示する。フレキシブル回路７１２は、クランプアーム７０２に固定的に取設されるように構成されている。図１５に詳細に示すように、非対称型温度センサ７１４ａ、７１４ｂは、フレキシブル回路７１２に取り付けられ、組織７１０（図１４）の温度を測定することを可能にする。
図１６は、図１５に示されるフレキシブル回路７１２の断面図である。フレキシブル回路７１２は、クランプアーム７０２に固定的に取設される多層を含む。フレキシブル回路７１２の最上層は、電極７０９ａであり、この電極は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などのエネルギー源に電気的に連結され、ＲＦエネルギーを組織７１０（図１４）に印加する。電気絶縁層７１８が電極７０９ａ層の下に設けられ、センサ７１４ａ、７０６、７０８ａを電極７０９ａから電気的に絶縁する。温度センサ７１４ａは、電気絶縁層７１８の下に配設される。第１の力（圧力）センサ７０６は、温度センサ７１４ａを収容する層の下に、かつ圧縮層７２０の上に位置する。第２の力（圧力）センサ７０８ａは、圧縮層７２０の下に、かつクランプアーム７０２フレームの上に位置する。
図１７は、エンドエフェクタのクランプアーム８０４に固定的に取設されるように構成された分割されたフレキシブル回路８００の一態様を例示する。分割されたフレキシブル回路８００は、例えば、図１４〜１６に関連して本明細書に記載される、局所的な組織制御を提供するために、個々のアドレス可能なセンサを含む遠位セグメント８０２ａと外側部セグメント８０２ｂ、８０２ｃとを備える。セグメント８０２ａ、８０２ｂ、８０２ｃは、セグメント８０２ａ、８０２ｂ、８０２ｃの各々の内部に位置する個々のセンサに基づいて、組織を治療するために、また組織パラメータを測定するために個々にアドレス可能である。分割されたフレキシブル回路８００のセグメント８０２ａ、８０２ｂ、８０２ｃは、クランプアーム８０４に取り付けられ、また発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などのエネルギー源に、導電性要素８０６を介して電気的に連結される。ホール効果センサ８０８、又は任意の好適な磁気センサが、クランプアーム８０４の遠位端に位置する。ホール効果センサ８０８は、クランプアーム８０４によって画定された開口（さもなければ、図１９に詳細に示される、組織間隙と称され得る）の測定値を提供するために、磁石と共に動作する。
図１８は、エンドエフェクタのクランプアーム９０４に取り付けられるように構成された分割されたフレキシブル回路９００の一態様を例示する。分割されたフレキシブル回路１９００は、例えば、図１４〜１７に関連して本明細書に記載される、組織制御のための個々のアドレス可能なセンサを含む遠位セグメント９０２ａと外側部セグメント９０２ｂ、９０２ｃとを備える。セグメント９０２ａ、９０２ｂ、９０２ｃは、組織を治療するために、またセグメント９０２ａ、９０２ｂ、９０２ｃの各々の内部に位置する個々のセンサを読み取るために、個々にアドレス可能である。分割されたフレキシブル回路９００のセグメント９０２ａ、９０２ｂ、９０２ｃは、クランプアーム９０４に取り付けられ、また発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などのエネルギー源に、導電性要素９０６を介して電気的に連結される。ホール効果センサ９０８、又は他の好適な磁気センサが、クランプアーム９０４の遠位端に設けられている。ホール効果センサ９０８は、図１９に詳細に示されるエンドエフェクタのクランプアーム９０４によって画定された開口又は組織間隙の測定値を提供するために、磁石と共に動作する。加えて、複数の外側部非対称型温度センサ９１０ａ、９１０ｂは、分割されたフレキシブル回路９００上に取り付けられるか、形式上、分割されたフレキシブル回路９００と一体化され、組織温度フィードバックを発生器の制御回路に提供する。
図１９は、組織間隙ＧＴを測定するように構成されたエンドエフェクタ１０００の一態様を例示する。エンドエフェクタ１０００は、ジョー部材１００２とクランプアーム９０４とを備える。図１８に記載されるフレキシブル回路９００は、クランプアーム９０４に取り付けられている。フレキシブル回路９００は組織間隙ＧＴを測定するために、ジョー部材１００２に取り付けられた磁石１００４と動作するホール効果センサ９０８を備える。この技法は、クランプアーム９０４とジョー部材１００２との間に画定された開口を測定するために使用され得る。ジョー部材１００２は、超音波ブレードであってもよい。
図２０は、左から右に分割されたフレキシブル回路１１００の一態様を例示する。左から右に分割されたフレキシブル回路１１００は、左から右に分割されたフレキシブル回路１１００の左側の複数のセグメントＬ１〜Ｌ５及び左から右に分割されたフレキシブル回路１１００の右側の複数のセグメントＲ１〜Ｒ５を含む。セグメントＬ１〜Ｌ５及びＲ１〜Ｒ５は各々、各セグメントＬ１〜Ｌ５及びＲ１〜Ｒ５内の組織パラメータを局所的に感知するために、温度センサ及び力センサを含む。左から右に分割されたフレキシブル回路１１００は、セグメントＬ１〜Ｌ５及びＲ１〜Ｒ５の各々の内部で局所的に感知された組織パラメータに基づいて、ＲＦ治療エネルギーに影響を及ぼすように構成されている。
図２１は、図２０に示す分割されたフレキシブル回路１１００を含むエンドエフェクタ１２００の一態様を例示する。エンドエフェクタ１２００は、クランプアーム１２０２と、超音波ブレード１２０４とを備える。分割されたフレキシブル回路１１００は、クランプアーム１２０２に取り付けられている。セグメント１〜５の内部に配設されたセンサは各々、クランプアーム１２０２と超音波ブレード１２０４との間に位置付けられた組織の存在を検出し、組織ゾーン１〜５を表すように構成されている。図２１に示した構成において、エンドエフェクタ１２００は、クランプアーム１２０２と超音波ブレード１２０４との間に組織を受け取るか、又は把持する準備ができている開放位置で示されている。
図２２は、クランプアーム１２０２がクランプアーム１２０２と超音波ブレード１２０４との間に組織１２０６を固定している、図２１に示すエンドエフェクタ１２００を例示する。図２２に示すように、組織１２０６は、セグメント１〜３の間に位置付けられ、組織ゾーン１〜３を表す。したがって、組織１２０６は、セグメント１〜３内のセンサによって検出され、組織の不在（空の場合）は、セグメント４〜５によってセクション１２０８で検出される。ある特定のセグメント１〜３及び４〜５内に位置付けられた組織１２０６の存在及び不在に関する情報は、それぞれ、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器の制御回路に通信される。発生器５００は、組織１２０６が検出されているセグメント１〜３のみに通電するように構成されており、組織が検出されていないセグメント４〜５には通電しない。セグメント１〜５は、ある特定のセグメント１〜５内に位置する組織の組織パラメータを測定するための任意の好適な温度、力／圧力、及び／又はホール効果磁気センサと、ある特定のセグメント１〜５内に位置する組織にＲＦエネルギーを送達するための電極とを収容してもよいことが理解されよう。
図２３は、局所的に感知された組織のパラメータに基づいてエンドエフェクタの右側及び左側によって印加されたエネルギーのグラフ１３００を例示する。本明細書で論じられるように、エンドエフェクタのクランプアームは、例えば、図１４〜２２に示したクランプアームの右側及び左側に沿って、とりわけ、温度センサ、力／圧力センサ、ホール効果センサを備えてもよい。したがって、ＲＦエネルギーは、クランプジョーと超音波ブレードとの間に位置付けられた組織に選択的に印加され得る。上部のグラフ１３０２は、局所的に感知された組織パラメータに基づいて、クランプアームの右側セグメントに印加された電力ＰＲに対する時間（ｔ）を描写する。したがって、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器は、感知された組織パラメータを測定し、電力ＰＲをクランプアームの右側セグメントに印加するように構成されている。発生器５００は、右側セグメントを介して初期電力レベルＰ１を組織に送達し、次いで１つ又は２つ以上のセグメントにおける組織パラメータ（温度、力／圧力、厚さ）の局所的な感知に基づいて、電力レベルをＰ２まで低下させる。底部のグラフ１３０４は、局所的に感知された組織パラメータに基づいて、クランプアームの左側セグメントに印加された電力ＰＬに対する時間（ｔ）を描写する。発生器５００は、左側セグメントを介してＰ１の初期電力レベルを組織に送達し、次いで組織パラメータ（温度、力／圧力、厚さ）の局所的な感知に基づいて、電力レベルをＰ３まで上昇させる。底部グラフ１３０４に描写するように、発生器は、組織パラメータ（温度、力／圧力、厚さ）の感知に基づいて、送達されたエネルギーＰ３を再調整するように構成されている。
図２４は、連続性、温度、圧力などの二次組織パラメータの測定に起因する閾値の調整の一態様を描写するグラフ１４００を例示する。グラフ１４００の水平軸は時間（ｔ）であり、垂直軸は組織インピーダンス（Ｚ）である。曲線１４１２は、異なるエネルギーモダリティが組織に適用されたときの組織インピーダンス（Ｚ）の時間（ｔ）に対する変化を表す。更に図２０〜２２を参照すると、元々の閾値１４０２は、組織が全ての５つのセグメント１〜５（組織ゾーン１〜５）で検出されたときに適用され、調整された閾値１４０４は、組織が組織セグメント１〜３（組織ゾーン１〜３）で検出されたときに適用される。したがって、組織が特定のセグメント（ゾーン）内に位置すると、発生器の制御回路は、それに応じて閾値を調整する。
図２４に示すように、曲線１４１２は、３つの別個のセクション１４０６、１４０８、１４１０を含む。曲線１４１２の第１のセクション１４０６は、ＲＦエネルギーが、組織インピーダンスが調整された閾値１４０４を下回るまで組織ゾーン１〜３内の組織に印加される時間を表す。組織封止が完了していることを示す点１４１４において、組織ゾーン１〜３に適用されるエネルギーモダリティは、ＲＦエネルギーから超音波エネルギーに変化する。次いで、超音波エネルギーが、第２及び第３のセクション１４０８、１４１０に印加され、インピーダンスは、組織が切り離されるか又は切断されるまで指数的に上昇する。
図２５は、フレキシブル回路１５００内に埋め込まれたＲＦ電極及びデータセンサを含むフレキシブル回路１５００の一態様の断面図である。フレキシブル回路１５００は、金属などの導電性材料から作成される、ＲＦクランプアーム１５０２の右又は左部分に取り付けられ得る。ＲＦクランプアーム１５０２の下に、下向きの力／圧力センサ１５０６ａ、１５０６ｂが、ラミネート層１５０４の下に埋め込まれている。横力／圧力センサ１５０８は、下向きの力／圧力センサ１５０６ａ、１５０６ｂ層の下に位置し、温度センサ１５１０は、横力／圧力センサ１５０８の下に位置する。電極１５１２は、発生器に電気的に連結され、ＲＦエネルギーを組織１５１４に印加するように構成されており、温度センサ１５１０の下に位置する。
図２６は、クランプアームと超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力又は圧力を感知するように構成されたエンドエフェクタ１６００の一態様の断面図である。エンドエフェクタ１６００は、クランプジョー１６０２と、クランプアーム１６０２に固定的に取り付けられたフレキシブル回路１６０４とを備える。クランプアーム１６０２は、力Ｆ１及びＦ２を、可変密度及び厚さの組織１６０６に加え、これらの力は、フレキシブル回路１６０４の異なる層に位置する第１及び第２の力／圧力センサ１６０８、１６１０によって測定され得る。圧縮層１６１２は、第１及び第２の力／圧力センサ１６０８、１６１０の間に挟まれている。電極１６１４は、組織に接触するフレキシブル回路１６０４の外側部分上に位置する。本明細書に記載したように、フレキシブル回路１６０４の他の層は、例えば温度センサ、厚さセンサ等の追加のセンサを備えてもよい。
図２７〜２９は、信号層のフレキシブル回路、センサ配線、及びＲＦエネルギー駆動回路の様々な概略図を例示する。図２７は、フレキシブル回路１７００の信号層の一態様の概略図である。フレキシブル回路１７００は、複数の層を含む（例えば、約４〜約６個の）。１つの層は、集積回路に電力を供給し、別の層は接地を有するであろう。２つの追加の層は、ＲＦ電力ＲＦ１及びＲＦ２を別々に運ぶであろう。アナログマルチプレクサスイッチ１７０２は、Ｉ２Ｃバスを通して制御され得る８つの双方向変換スイッチを有する。ＳＣＬ／ＳＤＡ上流対は、８つの下流対、又はチャネルに拡がる。任意の個々のＳＣｎ／ＳＤｎチャネル又はチャネルの組み合わせは、プログラマブル制御レジスタの内容によって、選択され、決定され得る。上流対ＳＣＬ／ＳＤＡは、発生器内の制御回路に接続される。６つの下流センサがあり、その３つはクランプアームの両側にある。第１の側１７０４ａは、第１の熱電対１７０６ａ、第１の圧力センサ１７０８ａ、及び第１のホール効果センサ１７１０ａを備える。第２の側１７０４ｂは、第２の熱電対１７０６ｂ、第２の圧力センサ１７０８ｂ、及び第２のホール効果センサ１７１０ｂを備える。図２８は、図２７に示すフレキシブル回路１７００のセンサ配線の概略図１７５０である。
図２９は、ＲＦエネルギー駆動回路１８００の一態様の概略図である。ＲＦエネルギー駆動回路１８００は、図２７に関連して記載されたアナログマルチプレクサ１７０２を備える。アナログマルチプレクサは、上流チャネルＳＣＬ／ＳＤＡからの様々な信号を多重化する。電流センサ１８０２は、電源回路のリターン又は接地区間と直列に連結され、電源により供給される電流を測定する。ＦＥＴ温度センサ１８０４は周囲温度で提供される。パルス幅変調（ＰＷＭ）ウォッチドッグタイマ１８０８は、主プログラムが定期的なサービス提供を怠る場合にシステムリセットを自動的に生じさせる。これは、ソフトウェア又はハードウェアの故障のため、これがハングすると、ＲＦエネルギー駆動回路１８００を自動的にリセットするために設けられている。
駆動回路１８０６は、左右のＲＦエネルギー出力部に設けられている。デジタル信号は、発生器の制御回路からアナログマルチプレクサ１７０２のＳＣＬ／ＳＤＡ入力部に提供される。デジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）は、デジタル入力をアナログ出力に変換して、発振器１８１４に連結されたパルス幅変調（ＰＷＭ）回路１８１２を駆動する。ＰＷＭ回路１８１２は、第１のゲート駆動信号１８１６ａを第１のトランジスタ出力段１８１８ａに提供して、第１のＲＦ（左側）エネルギー出力を駆動する。ＰＷＭ回路１８１２はまた、第２のゲート駆動信号１８１６ｂを第２トランジスタ出力段１８１８に提供して、第２のＲＦ（右側）エネルギー出力を駆動する。
図２７〜２９に関連して記載された回路１７００、１７５０、１８００は、図５〜７に示した発生器２００、３００、４００、５００に電気的に連結される。例えば、回路１７００、１７５０、１８００は、信号調整回路２４４を介して発生器２００に連結されてもよく、インターフェース回路５２０を通して発生器５００に連結されてもよい。
図３０は、事前設定された時間における組織間隙の測定のグラフ表示１９００である。第１のグラフ１９０２は、組織インピーダンスＺに対する時間（ｔ）を表し、ここでは、水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は組織インピーダンスＺを表している。第２のグラフ１９０４は、組織間隙における変化Δｇａｐに対する時間（ｔ）を表し、ここでは、水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は組織間隙における変化Δｇａｐを表している。第３のグラフ１９０６は、力Ｆに対する時間（ｔ）を表し、ここでは水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は、力Ｆを表している。一定の力Ｆを組織に加えることによって、また待機期間、エネルギーモダリティ（例えば、ＲＦ並びに超音波）、及びモータ制御パラメータを画定するためのインピーダンスＺの問い合わせによって、変位が同時に速度を提供する。３つのグラフ１９０２、１９０４、１９０６を参照して、インピーダンス感知エネルギーは、第１の期間１９０８中に印加され、薄い腸間膜組織（実線）、中程度の厚さの血管組織（破線）、又は厚い子宮／腸組織（鎖線）などの組織の種類を決定する。
第３のグラフ１９０６に示すように、クランプアームは、初期に、それが一定の力１９２４に達するまでゼロから指数的に上昇する力を加える。事前設定された時間ｔ１は、これが、クランプアームの力が一定の力１９２４に達した後、しばらくしてから起こるように選択される。第１及び第２のグラフ１９０２、１９０４に示すように、事前設定された時間ｔ１に達するまで固定力が腸間膜組織に加えられる時間から、組織間隙における変化Δｇａｐ曲線１９１２は、指数的に減少し、組織インピーダンス曲線１９１８もまた、事前設定された時間ｔ１に達するまで減少する。事前設定された時間ｔ１から、短い遅延１９２８が適用され、その後、治療エネルギーが腸間膜組織にｔＥ１で印加される。
第１及び第２のグラフ１９０２、１９０４に示すように、事前設定された時間ｔ１に達するまで固定力が血管組織に加えられる時間から、組織間隙における変化Δｇａｐ曲線１９１６もまた、指数的に減少し、組織インピーダンス曲線１９２０もまた、事前設定された時間ｔ１に達するまで減少する。事前設定された時間ｔ１から、中程度の遅延１９３０が適用され、その後、治療エネルギーが血管組織にｔＥ２で印加される。
第１及び第２のグラフ１９０２、１９０４に示すように、事前設定された時間ｔ１に達するまで固定力が子宮／腸組織に加えられる時間から、組織間隙における変化Δｇａｐ曲線１９１４は、指数的に降下し、組織インピーダンス曲線１９１４もまた、事前設定された時間ｔ１に達するまで降下する。事前設定された時間ｔ１から、短い遅延１９２８が適用され、その後、治療エネルギーが腸間膜組織にｔＥ１で印加される。
図３１は、薄い、中程度、及び厚い組織の種類に関する、事前設定された力２００８までの時間に対する時間のグラフ２０００である。水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は、クランプアームにより組織に加えられた力（Ｆ）を表す。グラフ２０００は、３つの曲線を描写しており、１つは薄い組織２００２についてのものであり、実線で示されており、１つは中程度の厚さの組織２００４についてのものであり、鎖線で示されており、もう１つは厚い組織２００６についてのものであり、破線で示されている。グラフ２０００は、遅延エネルギーモード及び他の制御パラメータを制御するために、組織間隙に代わる手段として、事前設定された力における測定時間を描写する。したがって、厚い組織２００６の事前設定された力２００８にかかる時間はｔ１ａであり、中程度の厚さの組織２００４の事前設定された力２００８にかかる時間はｔ１ｂであり、薄い組織２００２の事前設定された力２００８にかかる時間はｔ１ｃである。
力が事前設定された力２００８に達すると、エネルギーが組織に印加される。薄い組織２００２の場合、事前設定されたｔ１ｃに至るまでの時間は、０．５秒超であり、その後、ＲＦエネルギーが、約１〜３秒の通電期間ｔｅで印加される。厚い組織２００６の場合、事前設定されたｔ１ａに至るまでの時間は、０．５秒未満であり、その後、ＲＦエネルギーが、約５〜９秒の通電期間ｔｅで印加される。中程度の厚さの組織２００４の場合、事前設定されたｔ１ｂに至るまでの時間は、約０．５秒であり、その後、ＲＦエネルギーが、約３〜５秒の通電期間ｔｅで印加される。
図３２は、３つの曲線２１０２、２１０４、２１０６のグラフ２１００のグラフ描写であり、第１の曲線２１０２は電力（Ｐ）、電圧（ＶＲＦ）、及び電流（ＩＲＦ）に対する組織インピーダンス（Ｚ）を表し、第２の曲線２１０４及び第３の曲線２１０６は、組織インピーダンス（Ｚ）に対する時間（ｔ）を表す。第１の曲線２１０２は、厚い組織のインピーダンス範囲２１１０及び薄い組織のインピーダンス範囲２１１２についての電力（Ｐ）の印加を例示する。組織インピーダンスＺが増加すると、電流ＩＲＦは減少し、電圧ＶＲＦは増加する。電力曲線Ｐは、それが、電流ＩＲＦ曲線と電圧ＶＲＦ曲線との交点２１１４と一致する最大出力２１０８に達するまで増加する。
第２の曲線２１０４は、測定された組織インピーダンスＺに対する時間（ｔ）を表す。組織インピーダンス閾値限界２１２０は、ＲＦと超音波エネルギーモダリティを切り替えるための交差限界である。例えば、図３２に示すように、ＲＦエネルギーは、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を上回る間に印加され、超音波エネルギー２１２４は、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を下回る間に印加される。したがって、第２の曲線２１０４に戻って参照すると、薄い組織の曲線２１１６の組織インピーダンスは、組織インピーダンス閾値限界２１２０を上回ったままであるため、ＲＦエネルギーモダリティのみが組織に適用される。他方では、ＲＦエネルギーは、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を上回る間に厚い組織に印加され、超音波エネルギーは、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を下回ったときに組織に印加される。したがって、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を下回ったときに、エネルギーモダリティは、ＲＦから超音波に切り替わり、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を突破したときに、エネルギーモダリティは超音波からＲＦに切り替わる。
図３３は、エンドエフェクタ２２００の一態様の平面図である。エンドエフェクタ２２００は、クランプアーム２２０２と、シャフト２２０４とを備える。クランプアーム２２０２は、ピボット点２２０６の周りを旋回し、ピボット角を画定する。図３４は、クランプアーム２２０２及び超音波ブレード２２０８の下層構造を露呈するための部分的切り欠き図を有する、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の側面図である。電極２２１０は、クランプアーム２２０２に固定的に取り付けられている。電極２２１０は、発生器に電気的に連結され、ＲＦエネルギーをクランプアーム２２０２と超音波ブレード２２０８との間に位置する組織に印加するように構成されている。図３５は、超音波ブレード及び右と左の電極２２１０ａ、２２１０ｂをそれぞれ露呈するための、図３３、３４に示すエンドエフェクタの部分的断面図である。
図３６は、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３６−−３６で切り取られた断面図である。エンドエフェクタ２２００は、発生器により電気的に駆動される超音波トランスデューサと音響的に連結された超音波ブレード２２０８を含む。クランプアーム２２０２は、（操作者の視点から）右側の電極２２１０ａと、左側の電極２２１０ｂとを備える。右側の電極２２１０ａは、第１の幅Ｗ１を画定し、かつ電極２２１０ａと超音波ブレード２２０８との間に第１の間隙Ｇ１を画定する。左側の電極２２１０ｂは、第２の幅Ｗ２を画定し、かつ電極２２１０ｂと超音波ブレード２２０８との間に第２の間隙Ｇ２を画定する。一態様では、第１の幅Ｗ１は、第２の幅Ｗ２よりも小さく、第１の間隙Ｇ１は第２の間隙Ｇ２よりも小さい。図３５を参照すると、軟質ポリマーパッド２２１２は、超音波ブレード２２０８とクランプアーム２２０２との間に位置する。高密度ポリマーパッド２２１４は、軟質ポリマーパッド２２１２に隣接して位置し、超音波ブレード２２０８が電極２２１０ａ、２２１０ｂを短絡することを防止する。一態様では、軟質ポリマーパッド２２１２、２２１４は、例えば、商品名ＴＥＦＬＯＮ（ポリテトラフルオロエチレンポリマー及びコポリマー）として既知のポリマーから作製され得る。
図３７は、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３７−−３７で切り取られた断面図である。断面３７−−３７の平面において、エンドエフェクタ２２００は、より薄く、断面３６−−３６よりも大きな曲率を有する。右側の電極２２１０ａは、第３の幅Ｗ３を画定し、かつ電極２２１０ａと超音波ブレード２２０８との間に第３の間隙Ｇ３を画定する。左側の電極２２１０ｂは、第４の幅Ｗ４を画定し、かつ電極２２１０ｂと超音波ブレード２２０８との間に第４の間隙Ｇ４を画定する。一態様では、第３の幅Ｗ３は、第４の幅Ｗ４よりも小さく、第３の間隙Ｇ３は第４の間隙Ｇ４よりも小さい。
図３８は、超音波ブレード２２０８’が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３６−−３６で切り取られた断面図である。エンドエフェクタ２２００’は、発生器により電気的に駆動される超音波トランスデューサと音響的に連結された超音波ブレード２２０８’を含む。クランプアーム２２０２’は、（操作者の視点から）右側の電極２２１０ａ’と、左側の電極２２１０ｂ’とを備える。右側の電極２２１０ａ’は、第１の幅Ｗ１を画定し、かつ電極２２１０ａ’と超音波ブレード２２０８’との間に第１の間隙Ｇ１を画定する。左側の電極２２１０ｂ’は、第２の幅Ｗ２を画定し、かつ電極２２１０ｂ’と超音波ブレード２２０８’との間に第２の間隙Ｇ２を画定する。一態様では、第１の幅Ｗ１は、第２の幅Ｗ２よりも小さく、第１の間隙Ｇ１は第２の間隙Ｇ２よりも小さい。高密度ポリマーパッド２２１４’は、軟質ポリマーパッド２２１２’に隣接して位置し、超音波ブレード２２０８’が電極２２１０ａ’、２２１０ｂ’を短絡することを防止する。一態様では、軟質ポリマーパッド２２１２’、２２１４’は、例えば、商品名ＴＥＦＬＯＮ（ポリテトラフルオロエチレンポリマー及びコポリマー）として既知のポリマーから作製され得る。
図３９は、超音波ブレード２２０８’が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３７−−３７で切り取られた断面図である。断面３７−−３７の平面において、エンドエフェクタ２２００’は、より薄く、断面３６−−３６におけるエンドエフェクタ２２００’よりも大きな曲率を有する。右側の電極２２１０ａ’は、第３の幅Ｗ３を画定し、かつ電極２２１０ａ’と超音波ブレード２２０８’との間に第３の間隙Ｇ３を画定する。左側の電極２２１０ｂ’は、第４の幅Ｗ４を画定し、かつ電極２２１０ｂ’と超音波ブレード２２０８’との間に第４の間隙Ｇ４を画定する。一態様では、第３の幅Ｗ３は、第４の幅Ｗ４よりも小さく、第３の間隙Ｇ３は第４の間隙Ｇ４よりも小さい。
図４０は、超音波ブレード２２０８”が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３６−−３６で切り取られた断面図である。エンドエフェクタ２２００”は、発生器により電気的に駆動される超音波トランスデューサと音響的に連結された超音波ブレード２２０８”を含む。クランプアーム２２０２”は、（操作者の視点から）右側の電極２２１０ａ”と、左側の電極２２１０ｂ”とを備える。右側の電極２２１０ａ”は、第１の幅Ｗ１を画定し、かつ電極２２１０ａ”と超音波ブレード２２０８”との間に第１の間隙Ｇ１を画定する。左側の電極２２１０ｂ”は、第２の幅Ｗ２を画定し、かつ電極２２１０ｂ”と超音波ブレード２２０８”との間に第２の間隙Ｇ２を画定する。一態様では、第１の幅Ｗ１は、第２の幅Ｗ２よりも小さく、第１の間隙Ｇ１は第２の間隙Ｇ２よりも小さい。高密度ポリマーパッド２２１４”は、軟質ポリマーパッド２２１２”に隣接して位置し、超音波ブレード２２０８”が電極２２１０ａ”、２２１０ｂ”を短絡することを防止する。一態様では、ポリマーパッド２２１２”、２２１４”は、例えば、商品名ＴＥＦＬＯＮ（ポリテトラフルオロエチレンポリマー及びコポリマー）として既知のポリマーから作製され得る。
図４１は、超音波ブレード２２０８”が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３７−−３７で切り取られた断面図である。断面３７−−３７の平面において、エンドエフェクタ２２００”は、より薄く、断面３６−−３６におけるエンドエフェクタ２２００’よりも大きな曲率を有する。右側の電極２２１０ａ”は、第３の幅Ｗ３を画定し、かつ電極２２１０ａ”と超音波ブレード２２０８”との間に第３の間隙Ｇ３を画定する。左側の電極２２１０ｂ”は、第４の幅Ｗ４を画定し、かつ電極２２１０ｂ”と超音波ブレード２２０８”との間に第４の間隙Ｇ４を画定する。一態様では、第３の幅Ｗ３は、第４の幅Ｗ４よりも小さく、第３の間隙Ｇ３は第４の間隙Ｇ４よりも小さい。
本明細書に記載される外科用器具はまた、発生器により送達されるエネルギーが、外科用器具のエンドエフェクタにより治療される組織の種類及び組織の様々な特性に基づいて動的に変化されることを可能にする特徴部を含むことができる。一態様では、外科用器具のエンドエフェクタに送達される、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器からの出力を制御するための技法は、発生器からのエネルギープロファイルが、外科用器具のエンドエフェクタにより作用がもたらされる組織の種類に基づいて、処置中に動的に変化されることを可能にする組織の種類を表す入力を含み得る。
本明細書に開示されるように、組織の種類に基づいて発生器を制御するための技法が提供され得る。様々な技法を使用して、発生器から送達されるエネルギーが、外科用器具により治療される組織の種類に基づいて動的に変化することを可能にするように電力プロファイルを選択することができる。
図４２Ａは、クランプアーム２３０２と、超音波ブレード２３０４とを備えるエンドエフェクタ２３００であって、クランプアーム２３０２が電極２３０６を含む、エンドエフェクタ２３００を例示する。エンドエフェクタ２３００は、図１〜３で言及した外科用器具１０４、１０６、１０８のうちの１つで使用され得る。エンドエフェクタ１２２、１２４、１２５に加えて、外科用器具１０４、１０６、１０８は、それぞれ、ハンドピース１０５、１０７、１０９と、シャフト１２６、１２７、１２９を含む。エンドエフェクタ１２２、１２４、１２５は、組織を圧縮、切断、又は封止するために使用されてもよい。図４２Ａを参照すると、図１〜３に示すエンドエフェクタ１２２、１２４、１２５と同様のエンドエフェクタ２３００は、圧縮、切断、又はステープル留めの前に、医師により、組織２３０８を包囲するように位置付けられてもよい。図４２Ａに示すように、エンドエフェクタ２３００を使用する準備をしている間、組織に圧縮が加えられなくてもよい。図４２Ａに示すように、組織２３０８は、クランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間で圧縮下にはない。
次に、図４２Ｂを参照すると、外科用器具のハンドル上のトリガを係合させることによって、医師は、エンドエフェクタ２３００を使用して組織２３０８を圧縮してもよい。一態様では、組織２３０８は、図４２Ｂに示すように、その最大閾値まで圧縮されてもよい。図４２Ａに示すように、組織２３０８は、クランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間で最大圧縮下にある。
図４３Ａを参照すると、様々な力が、エンドエフェクタ２３００によって組織２３０８に加えられてもよい。例えば、組織２３０８がエンドエフェクタ２３００のクランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間で圧縮されると、それによって垂直力Ｆ１及びＦ２が加えられてもよい。次に、図４３Ｂを参照すると、エンドエフェクタ２３００によって圧縮されると、様々な斜め方向及び／又は横方向の力も組織２３０８に加えられてもよい。例えば、力Ｆ３が加えられてもよい。外科用器具１０４、１０６、１０８などの医療用装置を操作するために、エンドエフェクタによって組織に加えられている様々な形態の圧縮を検出又は算出することが望ましいことがある。例えば、垂直方向又は横方向の圧縮の理解は、エンドエフェクタがステープル動作をより精密又は正確に適用することを可能にし得るか、又は外科用器具をより適切又は安全に使用することができるような外科用器具の情報を操作者に与え得る。
一形態では、歪みゲージを用いて、図４２Ａ〜Ｂ及び４３Ａ〜Ｂに示すエンドエフェクタにより組織２３０８に加えられた力を測定することができる。歪みゲージは、エンドエフェクタ２３００に連結され、エンドエフェクタ２３００により治療される組織２３０８に及ぼす力を測定することができる。ここでまた図４４を参照すると、図４４に例示する態様では、組織２３０８に加えられた力を測定するためのシステム２４００は、例えば、マイクロ歪みゲージなどの歪みゲージセンサ２４０２を備え、組織の圧縮の指標であり得る、固定動作中に図４３Ａ〜Ｂのクランプアーム２３０２などのエンドエフェクタのクランプアームに及ぼされた、例えば歪みの振幅などのエンドエフェクタ２３００の１つ又は２つ以上のパラメータを測定するように構成されている。測定された歪みは、デジタル信号に変換され、マイクロコントローラ２４０８のプロセッサ２４１０に提供される。負荷センサ２４０４は、エンドエフェクタ２３００のクランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間に捕捉された組織２３０８を切断するように超音波ブレード２３０４を動作させるための力を測定することができる。磁界センサ２４０６は、捕捉された組織２３０８の厚さを測定するために用いることができる。磁界センサ２４０６の測定値もまた、デジタル信号に変換され、プロセッサ２４１０に提供される。
上記に加えて、フィードバックインジケータ２４１４もまた、マイクロコントローラ２４０８と通信するように構成され得る。一態様では、フィードバックインジケータ２４１４は、図１〜３に示すものなどの外科用器具のハンドル内に配設され得る。あるいは、フィードバックインジケータ２４１４は、例えば、外科用器具のシャフト組立体内に配設することができる。任意の事象において、マイクロコントローラ２４０８は、フィードバックインジケータ２４１４を用いて、外科用器具の操作者に、例えば、エンドエフェクタに組織をきつく固定するために使用される、発射トリガの選択された位置などの手動入力の妥当性に関するフィードバックを提供することができる。そのためには、マイクロコントローラ２４０８は、クランプアーム２３０２及び／又は発射トリガの選択された位置を評価し得る。センサ２４０２、２４０４、及び２４０６によってそれぞれ測定されるような、組織２３０８の圧縮、組織２３０８厚さ、及び／又はエンドエフェクタ２３００を閉鎖させるために要する力の測定値は、発射トリガの選択された位置、及び／又はエンドエフェクタの速度の対応する値を特徴付けるために、マイクロコントローラ２４０８によって使用することができる。一例では、メモリ２４１２は、評価においてマイクロコントローラ２４０８によって用いることができる技法、式、及び／又はルックアップテーブルを格納することができる。
本明細書に記載される発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）、外科用器具１０４、１０６、１０８（図１〜３）、及びエンドエフェクタ１２２、１２４、１２５、７００、８００、９００、１０００、１１００、１２００、２２００、２２００’、２２００”、２３００（図１〜３、１４〜２２、３３〜４３Ｂ）は、以下に記載される技法及びプロセスに従って外科的処置を行うために、単独で、又は組み合わせて使用されてもよい。それでもやはり、簡潔かつ明確にするために、外科的処置は、多機能外科用器具１０８及び発生器５００を参照して説明される。多機能外科用器具１０８は、クランプアーム１４５と、超音波ブレード１４９とを含むエンドエフェクタ１２５を備える。エンドエフェクタ１２５は、以下に記載されるように、ＲＦエネルギーを組織に印加するための電極、温度センサ、力／圧力センサ、及び間隙測定センサを提供するために、エンドエフェクタ１２２、１２４、１２５、７００、８００、９００、１０００、１１００、１２００、２２００、２２００’、２２００”、２３００のうちのいずれか１つの構造的又は機能的な特徴部のうちのいずれかを有するように構成されてもよい。
組織摩擦係数／組織凝固係数を決定するための技法
一態様では、本開示は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つなどの発生器、又は外科用器具１０８（図１〜３）などの外科用器具の出力を制御するために、組織摩擦係数／組織凝固係数を決定するための技法を提供する。外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力は、組織摩擦係数に基づいて変化し得る。発生器からのエネルギープロファイルは、外科用器具のエンドエフェクタのクランプアームと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、組織摩擦係数に基づいて調整され、処置中に組織インピーダンスに基づいてＲＦエネルギーモダリティと超音波エネルギーモダリティを動的に切り替えられ得る。開示の簡潔性及び明瞭性のために、組織摩擦係数を決定するための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の多機能外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
以下の説明は、組織摩擦係数μを決定するための技法を提供する。組織２３０８の組織摩擦係数μを正確に算出するために、組織２３０８に加えられた力は、組織２３０８とエンドエフェクタ２３００との間に十分な接触があること、及び治療量のエネルギーがエンドエフェクタ２３００に送達されることを確実にするようなある特定の範囲になければならない。例えば、一態様では、組織２３０８とエンドエフェクタ２３００との間に十分な接触があることを確実にするために、組織２３０８への最小負荷は０．７ｋｇ（１．５ｌｂｓ）とすることができ、治療量のエネルギーが使用されていることを確実にするために、組織２３０８への最大負荷は、１ｋｇ（２．２ｌｂｓ）とすることができる。これらの値は、電力レベル１で使用され得る。加えて、力は、組織２３０８への様々な負荷で、上記の測定構成要素及び技法のうちのいずれかを用いて測定される。少なくとも２つの測定値を、２つの異なる負荷でとることができる。例えば、電力に対する力をグラフで示すために、電力が、８００グラム（１．７６ｌｂｓ）及び１０００グラム（２．２ｌｂｓ）で測定され得る。しかしながら、複数の負荷で測定値をとり、この値をバッファに格納することがより正確であり得る。一形態では、バッファは、２４００グラムと１０００グラムとの間の各増分グラムについて値で埋めることができ、先入れ先出しルールなどの様々なルールを使用して、勾配値が最大化されるまでこれらの値を格納する。新たな回帰を各時間に行うことができ、新たな値はバッファに追加され、ある値はバッファから削除される。様々な他の方法も、勾配値を算出するために同様に使用され得る。
組織を加熱するための関数モデルは、簡単な摩擦モデル：
Figure 2018519914
 で表すことができ、
式中、
Figure 2018519914
 は、熱発生率であり、ｖは、ブレードの先端部における超音波運動の二重平均平方根（ｒｍｓ）速度であり、Ｎは、超音波ブレードに対して組織を駆動する垂直力である。組織摩擦係数μは、説を事実とする比例定数であり、これは組織特性に関連する。したがって、これは、組織摩擦係数μと称され、組織凝固係数と互換的に称されてもよい。当該技術分野で既知であるように、摩擦は、互いに対して摺動する固体表面、流体層、及び材料要素の相対的運動に抵抗する力である。
実際には、
Figure 2018519914
 は、ゼロ位相で駆動されたときの電流及び電圧のｒｍｓ値の積に等しい測定された量の電力である。速度は、ｒｍｓ変位ｄに角周波数を倍した積であるか、又はｖ＝２πｆ・ｄである。超音波外科用システムの場合、これは共振時の周波数であり、超音波システムの場合は５５．５ｋＨｚに等しい。更に、ｄは、システムを駆動する電流に比例し、ｄは、発生器におけるレベルにより設定される。因子ｖは容易に算出される。Ｎは、トリガを完全閉鎖した状態での器具設計により設定されるか、又は力ゲージ／歪みゲージを用いて測定され得るかのいずれかである垂直力である。
Figure 2018519914
 ｖ、及びＮは、既知のパラメータから算出可能であり、その後、等式１を再編成することによって推定され得る：
Figure 2018519914
共振がより低くドリフトしたときに静止電力を
Figure 2018519914
 から除去して周波数を更新させることにより、推定された組織摩擦係数μの繰り返し性及び精度が向上することに留意されたい。外科用器具のエンドエフェクタにより治療される組織の種類を決定するために、組織摩擦係数μが算出され得る。算出された組織摩擦係数は、以下でより詳細に論じられるように、各組織摩擦係数を組織の種類と相関させる組織摩擦係数のデータベースと比較される。算出された組織摩擦係数及びその関連する組織の種類は、発生器から外科用器具まで送達されるエネルギーを制御するための技法により用いられる。一形態では、組織摩擦係数μは、上記により説明され、ここでは、
Figure 2018519914
 は、熱発生率であり、ｖは、エンドエフェクタの超音波運動の速度であり、Ｎは、エンドエフェクタにより組織に加えられる力である。超音波運動の速度ｖは、発生器のセッティングからの既知の値である。値ｖが既知の値であるため、組織摩擦係数μは、組織上の力に対する熱発生のグラフの勾配を用いて算出され得る。
エンドエフェクタにより組織に加えられる力は、力を測定するために異なる種類の構成要素を用いて様々な方法で測定され得る。この力測定値は、治療される組織の組織摩擦係数を決定して、その組織の種類を決定するために、例えば上記の等式で使用され得る。
等式
Figure 2018519914
 に目を向けると、組織摩擦係数と速度との積、μ・ｖは、熱発生と垂直負荷との関係の勾配である。ｖが既知であるため、μは、垂直負荷に対する熱発生のグラフの勾配によって決定され得る。複数のプロットされたデータ点で測定された水平軸に沿って示した力（ｇ）に対する垂直軸に沿って示した電力（ワット）のグラフ２５００の例を図４５〜４６に例示する。図４５は、２つの異なる電力レベルでのブタの頚動脈曲線２５０２、２５０４、ブタの腸曲線２５０６、及び乾燥セーム革の曲線２５０８についてのグラフ２５００を例示する。レベル３での頸動脈についてのデータも図示する。これらは単回測定値であり、差異を検定するための平均値及び標準偏差はない。理想的にはレベル１及び３での組織摩擦係数μの値は同一であるべきだが、０．３０及び０．３５での値は、μが組織の固有の特性であるとの確信に十分に近いものである。
図４６は、図４５と同じグラフ２５００’であるが、実質的に線形である各グラフの区分のみを例示する。各曲線２５０２、２５０４、２５０６、２５０８（図４５）の線形区分２５０２’、２５０４’、２５０６’、２５０８’は、力が使用される力の初期低レベルよりも大きい曲線の領域内に位置する。線形区分２５０２’、２５０４’、２５０６’、２５０８’は各々、
ｙ＝ｍｘ＋ｂ等式２の形態の回帰直線としてモデル化することができ、
式中、ｙは、従属変数（電力［ワット］）であり、ｘは、独立変数（力［ｇ］）であり、ｍは、直線の勾配であり、ｂは、ｙ切片である。
線形区分２５０２’、２５０４’、２５０６’、２５０８’はまた、アールスクエア（Ｒ−ｓｑｕａｒｅｄ）（Ｒ２）により特徴付けられ、このＲ２は、当てはめられた回帰直線ｙにどれほど近いかの統計的尺度である。これは、決定係数として、又は重回帰の場合は多決定係数としても知られている。Ｒ２の定義は、線形モデルｙにより説明される応答変数の変動の百分率である。言い換えると、
Ｒ２＝説明された変動／全変動である。
Ｒ２は、常に０〜１００％であり、０％は、モデルが応答データのその平均前後の変動のいずれも説明しないことを示し、１００％は、モデルが応答データのその平均前後の全ての変動を説明することを意味する。概ね、Ｒ２が高くなると、モデルはデータにより良好に一致する。
図４６に例示する例では、電力レベル１でのブタ頚動脈組織を表す線形区分２５０２’についての回帰直線及びＲ２は、
ｙ＝０．０１３７ｘ＋０．２７６８
Ｒ２＝０．９９０２である。
電力レベル３でのブタ頚動脈組織を表す線形区分２５０４’についての回帰直線及びＲ２は、
ｙ＝０．０２３７ｘ＋８．９８４７
Ｒ２＝０．９７８である。
電力レベル１での腸組織を表す線形区分９０６’についての回帰直線及びＲ２は、
ｙ＝０．００８５ｘ＋１０．５８７
Ｒ２＝０．９１４７である。
電力レベル１でのセーム革組織を表す線形区分２５０８’についての回帰直線及びＲ２は、
ｙ＝０．０３４ｘ＋０．０７３５
Ｒ２＝０．９９４９である。
算出された組織摩擦係数μは、各係数を組織の種類と相関させる組織摩擦係数のデータベースと比較される。例えば、表１は、２つの異なる電力レベルでのブタ頚動脈曲線２５０２、２５０４、ブタ腸曲線２５０６、及び乾燥セーム革曲線２５０８の各々について、図４５〜４６に例示した電力及び力のプロットから算出された例示の組織摩擦係数μを含む。
Figure 2018519914
仮定：超音波ブレードの振幅は、レベル５で名目上７５μｍ ｐ−ｐであり、周波数ｆは５５．５ｋＨｚである。上記で参照された電力レベルは、Ｅｔｈｉｃｏｎ Ｅｎｄｏ−Ｓｕｒｇｅｒｙ，Ｉｎｃ．から入手可能なＬＣＳ製品及びＧＥＮ１１発生器のレベル５に特有であり、これは、Ｅｔｈｉｃｏｎ Ｅｎｄｏ−Ｓｕｒｇｅｒｙ，Ｉｎｃ．からまた入手可能な商品名ＨＡＲＭＯＮＩＣ及びＥＮＳＥＡＬとして既知のデバイスに適合する。
組織摩擦係数μは、組織に固有な値であるために、様々な電力レベルでのブタの頸動脈組織についての組織摩擦係数μは同一でなければならないことに留意するべきである。算出された組織摩擦係数μについての０．３０及び０．３５の値は、組織摩擦係数μが組織それ自体に固有であることを示すのに十分な程度に実質的に近いものである。
勾配を決定するための１つの技法は、２つの負荷で送達された電力を測定することである。レベル１がこの算出に使用されると仮定すると、電力は、名目上８００グラム（１．７６ｌｂｓ）及び１０００グラム（２，２ｌｂｓ）で測定され得る。しかしながら、この２つの点だけを使用することは、不正確になり得る。８００グラム以上１０００グラム以下の範囲で全てのグラムに対して、およそ２０１点のバッファを埋めることがより良好である。バッファは、Ｒ２値が最大になるまで先入れ先出し（ＦＩＦＯ）のルールを用いてスライドして進められ得る。新たな回帰が毎回実行され、新たな点が追加され、古い点は削除される。他のスキームも同様に想定され得る。次いで、算出された勾配は、特異的な組織の種類の既知の値と比較される。例えば、算出された勾配が０．３０〜０．３５の領域内にある場合、動脈がジョー内にあると決定される。値が０．１５〜０．２０の範囲内にある場合、腸の一部分がジョー内にあると決定される。１つの技法において、Ｒ２値は、特異性の指標として使用されてもよい。例えば、Ｒ２が例えば０．９０未満である場合、決定を行うことができないという指標が与えられる。０．６０〜１．００の範囲のＲ２値は、組織の種類の決定を行うことができ、好ましくはこの閾値が約０．９０であり得ることを示唆するように用いられてもよい。
実際には、サンプリングは時間ベースで行われることになり、電力及び力の両方がサンプリングされることになる。これらの構成は、図４７の論理フロー図で捕捉される。この技法は、発生器のソフトウェア及び／又は外科用器具のソフトウェアで実施され得る。
２つの位置における電力及び力の平均値を使用することは、二点勾配の算出の精度を改善し得ることが理解されよう。精度のためには、電力に加えて、閉鎖力（及びモーメント）を測定する必要があり得る。
組織摩擦係数μを組織を特徴付ける手段として使用することの利点は、図４８に関連して以下で論じられる。したがって、組織摩擦係数μは、組織を判別するために用いることができ、また選択が行われ得ないと決定するためのステップを含むための技法を用いて算出することができる。
図４７は、器具によって治療される組織の種類の決定に基づいて、外科用器具に送達されるエネルギーを動的に変化させるための方法の一形態の論理フロー図２６００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図２６００は、発生器５００、多機能外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで図４７に示す論理フロー図２６００を参照すると、システムの特徴付けモードは、プロセッサ５０２により始動され、ここで、外科用器具により治療される組織の種類がプロセッサ５０２により決定される（２６０２）。エンドエフェクタ１２５は、組織がエンドエフェクタ１２５のクランプアーム１４５及び超音波ブレード１４９内に位置付けられるように位置付けられる。クランプアーム１４５用いて、組織に力を加える。組織に及ぼされるエンドエフェクタ１２５の力が測定され、プロセッサ５０２により閾値の最小力と比較される（２６０４）。組織に加えられた力が最小閾値力よりも低い場合、組織に加えられた力は増加され（２６０６）、再度測定され、プロセッサ５０２により閾値の最小力と比較される（２６０４）。
組織上の力が最小閾値力に達すると、プロセッサ５０２は組織に加えられた力及び発生器５００によりエンドエフェクタ１２５に送達された電力をサンプリングし（２６０８）、サンプルをバッファに保存する（２６１２）。プロセッサ５０２は、バッファが満杯であるかどうかを決定する（２６１０）。サンプルは、バッファが満杯になるまで保存され（２６１２）、次いでプロセッサ５０２は、サンプルを利用して電力に対する力のグラフ上に点をプロットする（２６１４）。この情報は、プロセッサ５０２により、勾配及びＲ２値を算出し、これらをデータベースに格納する（２６１６）ために使用される。決定係数Ｒ２を含む力に対する電力のプロットの線形区分のグラフ表示については、例えば図４６を参照されたい。データベースに格納されると、プロセッサ５０２は、力値を最大力閾値と比較し、力が最大閾値に達するときを決定する（２６１８）。力が最大閾値に達するまで、プロセッサ５０２は、いいえ（ＮＯ）の分岐に沿って進み、電力及び力の次のサンプルをサンプリングし続ける（２６０８）。プロセッサ５０２は、力が最大閾値に達するまで繰り返す。
力が最大閾値に達すると、サンプルはもはや採取かつ格納されず、プロセッサ５０２は、はい（ＹＥＳ）の分岐に沿って進み、最も高いＲ２値を伴う勾配を選択し（２６２０）、組織摩擦係数μを算出する。次に、プロセッサ５０２は、最大勾配値Ｒ２が所定の閾値を超えるかを決定する（２６２２）。Ｒ２が所定の閾値未満である場合、信頼水準は低く、この勾配値を用いて組織摩擦係数μを算出し、組織の種類を特定することはできず、プロセッサ５０２は、はいの分岐に沿って進み、組織の種類が特定されていないことを示すメッセージを表示する（２６２４）。一態様では、この閾値は、０．６〜１．００の範囲で選択されてもよく、好ましくは、例えば、約０．９０に設定されてもよい。他の態様では、閾値は、Ｒ２の信頼水準を決定するために適用されるより洗練された統計的検定を用いて選択されてもよい。Ｒ２が所定の閾値以上である場合、算出された組織摩擦係数μが組織を特定するために使用されてもよく、プロセッサ５０２は、いいえ分岐に沿って進み、そこで、プロセッサ５０２は、算出された組織摩擦係数μを、格納された組織摩擦係数μが組織の種類に対応する、格納された組織摩擦係数μのデータベース２６２８と比較する（２６２６）。組織の種類が選択され（２６３０）、表示され、エネルギーを発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５まで送達するための電力送達プロファイルを特定する（２６３２）ために使用される。組織の種類及び関連電力送達プロファイルが、エンドエフェクタ１２５を制御して組織を治療するために使用されるように、通常の動作モードが入力される（２６３４）。
一態様では、組織摩擦係数μ及びその速度は、組織の種類及び電力送達プロファイルを決定するために使用されてもよい。例えば、予備的な研究において、μは、ブタの腸と動脈とセーム革との間で有意に異なることが示されている。更に、μ値は、最初は平坦であったが、恐らく熱が加わると温度が上昇したため、時間が進むにつれて確かに変化した。これらの観察から、μは、組織区別因子として使用することができ、目的が組織を特徴付けることである場合、μの急激な変化を避けるために、より低い電流で行われ得る。また、目的とする別のパラメータは、
Figure 2018519914
 ｖ、及びＮの一定条件についての組織摩擦係数μの変化率であるだろう。μは、変化が組織自体の変化に起因するため、等式
Figure 2018519914
 を関連時間でただ単に区別するものではないことが理解されよう。例えば、セーム革のμは、それが乾燥しているために、頚動脈又は腸と比較して、熱が送達されたときに急激に上昇する。変化率は、組織中の含水量の百分率に依存する可能性がある。一態様では、本開示は、組織摩擦係数μ及び組織摩擦係数μの変化率の両方を推定し、これらを、例えばデータベースに格納された既知の値のテーブルと比較するための技法を提供する。組織の選択は、推定値に近い値に基づき得る。電力送達プロファイルは、その後、その組織に対して最適化され、外科用器具１０８に送達され得る。組織摩擦係数μ及び組織摩擦係数μの変化率を推定することは、組織の種類を更に区別することができる可能性がある。本開示の別の態様は、封止／離断が進行するにつれて組織摩擦係数μを追跡することを含む。このパラメータの重要な変化は、電力送達プロファイルを修正する必要性を合図し得る。
図４８は、外科用器具１０８によって治療される組織の種類の決定に基づいて、外科用器具１０８に送達されるエネルギーを動的に変化させるための方法の別の形態の論理フロー図２７００を例示する。本明細書に記載されるように、論理フロー図２７００は、発生器５００、多機能外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで図４８に示した論理フロー図２７００及び図１の外科用システム１００を参照すると、プロセッサ５０２は、システムの電力評価モードを開始し、発生器５００の電力プロファイルを決定する（２７０２）。次いで、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５は、治療される組織と係合して、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５が、発生器５００から送達されたエネルギーで起動される（２７０４）。組織摩擦係数μが測定され、プロセッサ５０２は、組織摩擦係数μの変化率（例えば、上昇率）を、短期間にわたって測定する（２７０６）。プロセッサ５０２は、測定された組織摩擦係数μ及び組織摩擦係数μの変化率を、組織情報データベース２７１４に格納された値と比較する（２７０８）。
システムが、組織情報データベース２７１４の組織の種類及び組織摩擦係数μに関する情報が更新されている学習モードにある場合、組織の種類は視覚的に特定され得る（２７１０）。プロセッサ５０２は、組織摩擦係数μ及び組織の種類の情報の組織情報データベース２７１４を更新して（２７１２）、組織情報データベース２７１４の精度を向上させる。
システムが学習モードではない場合、プロセッサ５０２は、決定された組織の種類及び使用されている外科用器具の種類２７１８に基づいて、電力送達プロファイルを選択する（２７１６）。組織の治療中に、プロセッサ５０２は、組織摩擦係数μ及び組織摩擦係数μの変化率を算出かつモニタリングして（２７２０）、プロセッサ５０２が電力送達プロファイルを動的に更新することを可能にする。エラーが見つかった場合、電力送達プロファイルが修正される（２７２４）。次いで、プロセッサ５０２は、電力及び送達プロファイルの正しいパターンが使用されているかを決定する（２７２２）。エラーが見つからない場合、現行の電力送達プロファイルが継続する（２７２６）。さもなければ、プロセッサ５０２は、電力及び送達プロファイルを修正する（２７２４）。プロセッサ５０２は、外科的処置の全般にわたって、電力送達プロファイルの検証及び補正のプロセスを継続し、治療される組織の種類に基づいて、外科用器具１０８に送達されるエネルギーを最適化する。
組織の水和レベルに基づいて発生器を制御するための技法
一態様では、本開示は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つなどの発生器、又は外科用器具１０８（図１〜３）などの外科用器具からの出力を制御するための技法を提供する。外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力は、組織の水和レベルに基づいて制御され得、これにより、発生器からのエネルギープロファイルが、外科用器具のエンドエフェクタにより治療される組織の水和レベルに基づいて、動的に変化されることを可能にする。開示の簡潔性及び明瞭性のために、組織の水和レベルに基づいて、発生器からの出力を制御するための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の多機能外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５により治療される組織の水和レベルを決定するために、本明細書に記載される組織摩擦係数μが使用され得る。上述したように、本明細書に記載される方法のうちのいずれかを用いて力測定値がとられ、組織摩擦係数μを算出して、組織の水和レベルを決定する。算出された組織摩擦係数μは、各組織係数を組織の水和レベルと相関させる組織摩擦係数のデータベースと比較される。算出された組織摩擦係数及びその関連する組織の水和レベルは、発生器５００から外科用器具１０８まで送達されるエネルギーを制御するための技法により用いられる。
組織の水和レベルは、組織内の様々な条件の指標であり得る。ＲＦエネルギーが組織を凝固させるために用いられる凝固サイクル中、組織の水和レベルの減少は、組織が凝固サイクルの終わりに近づいていることを示唆し得る。加えて、組織の水和レベルは、発生器５００から送達されるＲＦエネルギーが、サイクル中に算出された水和レベルに基づいて動的に変化し得るように、凝固サイクル中に変動し得る。例えば、凝固サイクルが進行すると、組織の水和レベルは、発生器５００から送達されるエネルギーを制御するために使用される技法が、サイクルが進行するにつれて電力を減少させるように、減少するであろう。したがって、組織の水和レベルは、外科用器具１０８のエンドエフェクタによる組織の凝固サイクルを経る進行の指標になり得る。
図４９は、外科用器具１０８によって治療される組織の水和レベルの決定に基づいて、外科用器具１０８に送達されるエネルギーを動的に変化させるための方法の一形態の論理フロー図２８００を例示する。本明細書に記載されるように、論理フロー図２８００は、発生器５００、多機能外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで図４９に示す論理フロー図２８００を参照すると、プロセッサ５０２は、本明細書に記載される組織摩擦係数μを測定することによって、組織の水和レベルを決定する。最初に、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５は、組織上で閉じられており、エンドエフェクタ１２５は、発生器５００からのエネルギーで起動される（２８０２）。プロセッサ５０２は、本明細書に記載されるように、組織摩擦係数μを測定する（２８０４）。プロセッサ５０２は、組織摩擦係数μ及び組織摩擦係数μの変化率を、データベースに格納された値と比較して（２８０６）、組織の水和レベルを決定する。プロセッサ５０２は、組織の水和レベルに基づいて、電力送達プロファイルを選択する（２８０８）。プロセッサ５０２は、組織の治療中に組織摩擦係数μ及び組織摩擦係数μの変化率をモニタリングして（２８１０）、組織の水和レベルの変化をモニタリングする。これにより、プロセッサ５０２が電力送達プロファイルを動的に変化させることが可能になり（２８１２）、これにより、発生器５００から送達される電力は、組織治療中に動的に変化し得る。
組織の種類に基づいて、ＦＲエネルギーと超音波エネルギーを切り替えるための技法
別の態様では、本開示は、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーを動的に切り替えることにより、発生器及び／又は外科用器具により送達されるエネルギーを制御するための技法を提供する。この技法は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つなどの発生器、又は外科用器具１０８（図１〜３）などの外科用器具からの出力を制御することを含む。一態様では、ＲＦ及び超音波エネルギーは、外科用器具のエンドエフェクタにより治療される組織の種類及び組織の様々な特性に基づいて動的に切り替えられ得る。外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力は、組織の種類を表す入力を含み、その結果、外科用器具のエンドエフェクタにより影響を受ける組織の種類に基づいて、処置中に発生器からのエネルギープロファイルが、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとの間で動的に変化することを可能にする。開示の簡潔性及び明瞭性のために、例えばＲＦエネルギー及び超音波エネルギーなどの異なるエネルギーモダリティ間を動的に切り替えるための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の多機能外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５により治療される組織の種類を決定するために、上述したように、組織摩擦係数μ及び／又は組織摩擦係数μの変化率が算出され、各組織摩擦係数μを組織の種類に相関させる組織摩擦係数μのデータベースと比較することができる。算出された組織摩擦係数及びその関連する組織の種類は、種類（ＲＦ又は超音波）及び発生器５００から外科用器具１０８まで送達されるエネルギーの出力を制御するための技法により用いられる。組織の種類には、筋構造を有する組織、血管構造を有する組織、薄い腸間膜を有する組織が挙げられるが、これらに限定されない。
図５０は、外科用器具１０８により治療される組織の種類の決定に基づいて、外科用器具１０８への発生器５００のＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮ出力から送達されるＲＦエネルギーと、発生器５００のＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮ出力から送達される超音波エネルギーとの間で動的に変化させる方法の一態様の論理フロー図２９００を例示する。本明細書に記載されるように、論理フロー図２９００は、発生器５００、多機能外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで図５０に示す論理フロー図２９００を参照すると、プロセッサ５０２は、発生器５００の特徴付けモードを開始し、外科用器具１０８により治療される組織の種類を決定する（２９０２）。エンドエフェクタ１２５は、組織がエンドエフェクタ１２５のクランプアーム１４５と超音波ブレード１４９との間に位置付けられるように位置付けられる。エンドエフェクタ１２５５は、力を組織に加える。エンドエフェクタ１２５により組織に加えられた力が測定され、プロセッサ５０２により閾値の最小力と比較される（２９０４）。プロセッサ５０２が、組織に加えられた力が最小閾値力よりも低いと決定した場合、組織に加えられた力が増加される（２９０６）。組織上の力が最小閾値力に達すると、プロセッサ５０２は組織に加えられた力及び発生器５００によりエンドエフェクタ１２５に送達される電力をサンプリングし（２９０８）、サンプルをバッファに格納する。
プロセッサ５０２は、バッファが満杯であるかどうかを決定する（２９０１）。バッファが満杯でない場合、プロセッサ５０２は、直近のサンプルをバッファに入力する（２９１２）。バッファが満杯である場合、プロセッサ５０２は、直近のサンプルをバッファに入力し、第１の点をドロップする（２９１４）（例えば、データバッファを編成及び操作するためのＦＩＦＯ法）。プロセッサ５０２は、勾配及びＲ２値を算出し、格納し（２９１６）、力が試験されて、組織に加えられた力が最大力閾値を超えるかどうかを決定する（２９１８）。組織に加えられた力が最小閾値力以下である場合、プロセッサ５０２は組織に加えられた力及び発生器５００によりエンドエフェクタ１２５に送達される電力をサンプリングし（２９０８）、サンプルをバッファに保存する。プロセッサ５０２は、組織に加えられた力が最大閾値に達するまで繰り返す。プロセッサ５０２は、最も高いＲ２を有する勾配を選択し、組織摩擦係数μを算出する（２９２０）。プロセッサ５０２が、Ｒ２が所定の閾値未満であると決定した場合（２９２２）、プロセッサ５０２は、はい分岐に沿って進み、システムは、組織の種類が特定されなかったことを表示する（２９２４）。Ｒ２が閾値以上である場合、プロセッサ５０２は、いいえ分岐に沿って進み、算出された組織摩擦係数μを、組織情報データベース２９２８に格納された値と比較する（２９２６）。
一態様では、この閾値は、０．６〜１．００の範囲で選択されてもよく、好ましくは、例えば、約０．９０に設定されてもよい。他の態様では、閾値は、Ｒ２の信頼水準を決定するために適用されるより洗練された統計的検定を用いて選択されてもよい。一態様では、この閾値は、０．６〜１．００で選択されてもよく、好ましくは、約０．９０に設定されてもよい。他の態様では、閾値は、Ｒ２の信頼水準を決定するために適用されるより洗練された統計的検定を用いて選択されてもよい。次いでプロセッサ５０２は、組織の種類を選択し（２９３０）、表示し、かつ超音波エネルギー（ＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮ）又はＲＦエネルギー（ＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮ）を発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５まで送達するために、電力送達プロファイルを特定する（２９３２）。組織の種類及び関連電力送達プロファイルが、組織を治療するためにエンドエフェクタを制御するために用いられるように通常の動作モードが入力される（２９３４）。論理フロー図２９００に従って決定された組織の種類を用いて、プロセッサ５０２は、その特定の組織に対して最適化されたエネルギー送達を提供し得る。血管又は筋肉の可能性がより高いと決定される組織の種類は、超音波エネルギーの印加前に、又は超音波エネルギーに対するＲＦエネルギーのより高い比率でのいずれかで、より多くの封止エネルギーを提供するために、サイクルの開始時により多くのＲＦエネルギーを要求するであろう。また血管の可能性がより低い組織の種類は、サイクルの開始時にＲＦエネルギーをほとんど必要とせず、システムは、超音波エネルギーを用いて切断プロファイルに向かってエネルギー送達を変化させるであろう。エネルギーは、組織が所定の閾値インピーダンスを満たすか、又はこれを超えるまで組織に印加されてもよく、この所定の閾値インピーダンスは、終端インピーダンスと称され得、組織の封止が完了したときの組織のインピーダンスに相当する組織インピーダンスである。
エンドエフェクタによって画定される開口及びエネルギーパラメータに基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させるための技法
一態様では、本開示は、エンドエフェクタによって画定される開口に基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させるための技法を提供する。一態様によれば、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つなどの発生器、又は外科用器具１０８（図１〜３）などの外科用器具から送達されるエネルギーを動的に変化させるための技法を提供する。開示の簡潔性及び明瞭性のために、エンドエフェクタによって画定される開口及びエネルギーパラメータに基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させるための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の多機能外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
発生器５００からのエネルギープロファイルは、組織上で固定しているエンドエフェクタ１２５によって画定される開口に基づいて、処置中にＲＦエネルギーと超音波エネルギーとの間で動的に変化し得る。これは、発生器５００が、外科用器具１０８により治療される組織にエンドエフェクタ１２５により及ぼされる固定力の量に基づいて、ＲＦエネルギーから超音波エネルギーに切り替わることを可能にする。クランプアーム１４５によって画定される開口は、例えば、エンドエフェクタ１０８の組織に対する十分な閉鎖がある場合にＲＦエネルギーが使用されるべきであるように、ＲＦエネルギーが発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５まで送達されたときの、適切な凝固封止の作成に関連するものである。したがって、エンドエフェクタ１０８によって画定される開口があまりに大きく、適切な凝固のために組織に及ぼされる十分な固定力がないとき、超音波エネルギーだけが、発生器５００のＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮ出力を経てエンドエフェクタ１２５の超音波ブレード１４９に送達される。
例えば、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口に応じて伝送されるエネルギーを制御するための技法で使用するための様々な組織測定値及び／又は特性に関する誤解を与える情報が、発生器５００に伝送され得る。エンドエフェクタ１２５によって画定される開口により影響を受け得る１つのこのような測定値は、組織インピーダンスである。本明細書に記載される器具により測定される組織インピーダンスは、エンドエフェクタ１２５により加えられる固定力若しくは圧力、及びＲＦエネルギーの場合の電極間の距離又は超音波エネルギーの場合のクランプアーム１４５開口間の距離が含まれるいくつかの因子に依存するであろう。凝固サイクルの終わりを決定する多くの技法は、組織インピーダンスに依存する。超音波ブレード１４９上に完全に閉鎖されていないクランプアーム１４５は、組織の状態を適切に表し得ない組織インピーダンスの決定につながり得る。正しくない組織インピーダンスの決定は、適切な凝固封止が達成される前に発生器５００がＲＦエネルギーから超音波エネルギーに切り替わり得るため、凝固サイクルの早期の終結につながり得る。一態様では、組織インピーダンスは、プロセッサ５０２によって、図８に示すように、ＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子にわたって連結された第２の電圧感知回路５２４の出力を、電力変圧器５０８の二次側のＲＥＴＵＲＮ区間と直列に配設された電流感知回路５１４の出力で割ることによって決定され得る。電圧感知回路５１２の出力は、絶縁変圧器及びＡＤＣ ５１６に提供され、電流開智回路５１４の出力は、別の絶縁変圧器及びＡＤＣ ５１８に提供され、電圧及び電流測定値をデジタル形態でプロセッサ５０２に提供する。
エンドエフェクタ１２５によって画定される開口は、様々な技法を用いて決定され得る。様々な態様では、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口は、エンドエフェクタ１２５のピボット角を検出することによって決定されてもよい。これは、ポテンシオメーター、ホール効果センサ（図１９に関連して記載された方法で）、オプティカルエンコーダー、光ＩＲセンサ、インダクタンスセンサ、又はこれらの組み合わせを用いて達成され得る。別の態様では、例えば、ホール効果センサ、オプティカルエンコーダー、光ＩＲセンサ、インダクタンスセンサ、又はこれらの組み合わせを用いて、エンドエフェクタの第１及び第２の構成要素の近接度が測定され、エンドエフェクタによって画定される開口を決定する。別の態様では、外科用器具１０８は、エンドエフェクタと相互作用する組織の組織インピーダンスにおける変化を測定することによって、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口を検出するように構成されてもよい。別の態様では、外科用器具１０８は、超音波エネルギーがエンドエフェクタ１２５にパルスされると、エンドエフェクタ１２５により組織に印加される負荷を測定することによって、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口を検出するように構成されてもよい。別の態様では、外科用器具１０８は、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口を検出することができる、エンドエフェクタ１２５を閉鎖するためのスイッチ又は他の機構を含む。別の態様では、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口は、外科用器具１０８のシャフト１２９又はハンドル１０９のいずれかに位置する閉鎖機構の線形変位若しくはストロークに基づいて決定されてもよい。別の形態では、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口は、外科用器具１０８のハンドル１０９に位置するトリガ機構の角変位により決定されてもよい。
図５１は、エンドエフェクタによって画定される開口及びエネルギーパラメータに基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させる技法の一態様の論理フロー図３０００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図３０００は、発生器５００、外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。５１に示す論理フロー図３０００及び図１の外科用器具１００と共に、組み合わせ電気外科用及び超音波多機能外科用器具１０８、並びに発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）をここで参照すると、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口は、本明細書に記載されるように決定される。最初に、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５は、図４２Ａ〜Ｂ、４３Ａ〜Ｂに示すように、組織上で閉じられており、エンドエフェクタ１２５は、例えば発生器５００からのエネルギーで起動される（３００２）。エンドエフェクタ１２５によって画定される開口が、本明細書に記載された技法のうちのいずれかを用いて、プロセッサ５０２により決定される（３００４）。エンドエフェクタ１２５によって画定される開口が決定されると（３００４）、プロセッサ５０２は、波形発生器５０４に発生器５００からエネルギーを送達するように合図し、エンドエフェクタ１２５によって画定される決定された開口に基づいて、発生器５００の出力をＲＦエネルギーＥＮＥＲＧＹ２と超音波エネルギー（ＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮ）を切り替えるよう制御する。したがって、プロセッサ５０２は、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口に基づいて、電力送達プロファイルを選択する（３００６）。プロセッサ５０２は、組織治療プロセス中に、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口をモニタリングし続けて（３００８）、エンドエフェクタ１２５によって画定される変化する開口に基づいて、発生器５００から送達されるエネルギーを動的に変化させる（３０１０）。
別の態様では、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５に送達される発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器、又は外科用器具１０８（図１〜３）などの外科用器具１０８からの出力を制御するための技法は、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５によって画定される開口に基づくエネルギーパラメータを含む入力を含み得る。発生器５００からのエネルギーパラメータは、図４２Ａ〜Ｂ、４３Ａ〜Ｂに示すように、組織上で固定しているエンドエフェクタ１２５によって画定される開口に基づくエネルギーパラメータを用いて、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとが処置中に動的に変化され得る。これは、発生器５００が、外科用器具１０８により治療される組織にエンドエフェクタ１２５によって加えられる固定力に基づいて、ＲＦエネルギー（ＥＮＥＲＧＹ２）と超音波エネルギー（ＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮ）を切り替わることを可能にする。上述したように、クランプアーム１４５によって画定される開口は、例えば、エンドエフェクタ１２５の組織に対する十分な閉鎖がある場合にＲＦエネルギーが使用されるべきであるように、ＲＦエネルギーが発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５まで送達されたときの、適切な凝固封止を作成することに関連するものである。したがって、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口があまりに大きく、組織に加えられる固定力が適切な凝固には不十分である場合、超音波エネルギーのみが発生器５００によりエンドエフェクタ１２５に送達される。
エンドエフェクタ１２５によって画定される開口は、本明細書に記載される方法のうちのいずれかを用いて決定され得る。例えば、外科用器具１０８は、コネクタを通って外科用器具１０８のハンドル１０９内のＡＳＩＣに供給され得る、エンドエフェクタ１２５内に位置するセンサによって画定される開口を含み得る。外科用器具１０８はまた、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口を検出するように構成された外科用器具１０８のハンドル１０９内のセンサを含み得る。
エネルギーパラメータは、発生器５００に負荷を与えるように構成されており、電圧、電流、電力、及び組織の治療で使用するための１つ又は２つ以上の技法が挙げられるが、これらに限定されない複数の異なるパラメータを含み得る。これらのパラメータは、発生器５００から送達され得るＲＦエネルギー及び超音波エネルギーに関連し得る。エネルギーパラメータは、発生器５００から送達されるエネルギーを制御するために使用される最大値及び／又は最小値を含み得る。エネルギーパラメータは、外科用器具上のＥＥＰＲＯＭ又はいくつかの他の不揮発性メモリを含む様々な場所に格納され得る。加えて、複数のエネルギーパラメータセットが存在し得る。例えば、組織離断を最適化するために使用される第１のエネルギーパラメータセット、及び組織スポット凝固を最適化するために使用される第２のエネルギーパラメータセットが存在し得る。発生器が、必要な組織治療に基づいて、様々なエネルギーパラメータセット間を切り替わることを可能にするために、様々な種類の組織治療に対応する任意の数のエネルギーパラメータセットが存在し得ることが理解されるであろう。
外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５が起動されると、本明細書に記載される様々な技法のうちの１つ又は２つ以上を用いて、エンドエフェクタ１０８によって画定される開口を検出する。一態様では、エンドエフェクタ１２５が組織の周りで閉鎖されると、発生器５００は、組織離断を最適化するためにエネルギーパラメータを利用し得る。エンドエフェクタ１２５がより大きな開口を有し、組織上で固定されないとき、発生器５００は、エネルギーパラメータを、組織のスポット凝固を最適化するために利用し得る。
図５２は、エンドエフェクタによって画定される開口及びエネルギーパラメータに基づいて、発生器から送達されるエネルギーを動的に変化させる技法の一態様の論理フロー図３２００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図３２００は、発生器５００、多機能外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで、図５２に示す論理フロー図３１００と共に組み合わせ電気外科用及び超音波器具１０８並びに発生器５００を参照すると、最初に、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口が、本明細書に記載されるようにプロセッサ５０２により決定される。外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５は、図４２Ａ〜Ｂ、４３Ａ〜Ｂに示すように、組織上で閉じられており、エンドエフェクタ１２５は、発生器５００からのエネルギーで起動される。エンドエフェクタ１２５によって画定される開口が、本明細書に記載された技法のうちのいずれかを用いて決定される（３１０４）。プロセッサ５０２は、波形発生器５０４に発生器５００からエンドエフェクタ１２５までエネルギーを送達するように合図し、発生器５００に前に負荷されたエネルギーパラメータセットのうちの１つを用いて、エンドエフェクタ１２５によって画定される開口に基づいて、発生器５００の出力を、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーを切り替える。したがって、エネルギーパラメータは、エンドエフェクタ１２５によって画定される前に決定された（３１０４）開口に基づいて、発生器５００に通信される（３１０６）。プロセッサ５０２は、発生器５００から送達されるエネルギーが、エンドエフェクタ１２５によって画定される変化する開口に基づいて、組織治療プロセス中にプロセッサ５０２により動的に通信され得るように（３１１０）、組織治療プロセス中にエンドエフェクタ１２５によって画定される開口をモニタリングする（３１０８）。これは、発生器５００が、エンドエフェクタ１２５によって画定される変化する開口に基づいての様々なエネルギーパラメータセット間を動的に切り替わることを可能にする。
情報の様々な組み合わせを用いて、どのエネルギーセットが組織治療中に使用されるべきかを決定することができることが理解されるであろう。例えば、エンドエフェクタによって画定される開口及び算出された組織インピーダンスを用いて、発生器から送達されるエネルギーを制御するためにどのエネルギーパラメータセットが必要であるかを決定することができる。
組織の動的感知のための技法
一態様では、本開示は、動的組織感知技法を提供する。一態様では、動的組織感知技法は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つなどの発生器、又は外科用器具１０８（図１〜３）などの外科用器具で実施することができる。開示の簡潔性及び明瞭性のために、動的組織感知技法は、図８の発生器５００に連結された図２の多機能外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
図４２Ａ〜Ｂ、４３Ａ〜Ｂに関連して示され記述された組織の厚さ及び超音波ブレードに対する垂直力を測定する際に、また組織摩擦係数μを測定する際に、一態様では、組織を効率的かつ良好な止血状態で離断又は「切断」するために、設定された時間間隔で組織摩擦係数μを測定するようにパルスし、経時的に測定された係数μに基づいて、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つ、又は外科用器具（図１〜３）によって送達される電力を調整する技法が提供される。一態様では、感知技法は、切断の全体を通して、本明細書に記載されるように、組織摩擦をモニタリングし、組織摩擦係数μを決定し、組織摩擦係数μの経時的な変化に基づいて、切断中に送達されるエネルギーを調節するように構成されている。
図５３は、動的組織感知技法の一態様の論理フロー図３２００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図３２００は、発生器５００、多機能外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで、図５３に示す論理フロー図３２００を参照すると、組織の種類の知識に関するケース特異的詳細が、発生器５００に入力される（３２２）。外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５は、図４２Ａ〜Ｂ、４３Ａ〜Ｂに示すように、組織上で閉鎖されており、組織摩擦係数μがプロセッサ５０２により確認され（３２０４）、本明細書に記載されるように、プロセッサ５０２により決定される既知の垂直力、組織摩擦係数μ、及び組織の厚さに従って、電力が送達される（３２０６）。プロセッサ５０２は、μ／｜μ｜の変化率をμの既知の値と比較する（３２０８）。一態様では、所定のμ／電力送達比のルックアップテーブルがプロセッサ５０２により利用されてもよい。プロセッサ５０２は、Δμに基づいて、発生器５００により送達される電力を、より高く又はより低く調整する（３２１０）。μが既知の又は所定の閾値に達すると（３２１２）、プロセッサ５０２は、エンドエフェクタ１２５のクランプアーム１４５が、超音波ブレード１４９に対して閉鎖しているかを確認する（３２１４）。一態様では、これは、閉鎖したエンドエフェクタのジョーを表す既知の垂直力Ｎ及び既知の生成垂直力Ｎｐに基づいて決定され得る。ジョー閉鎖が完了した際に、プロセッサ５０２は、切断が完了する（３２１８）まで、組織離断又は切断を完成するために電力のショートバーストの送達３２１６を制御する。
したがって、組織を効率的かつ良好な止血状態で離断又は「切断」するために、組織摩擦係数μを測定することによって、プロセッサ５０２は、設定された時間間隔で組織摩擦係数μを測定するようパルスし、経時的に測定された係数μに基づいて、発生器５００により組織に送達される電力を調整する。一態様では、感知技法は、切断を行っている間に、本明細書に記載されるように、組織摩擦をモニタリングし、組織摩擦係数μを定期的に決定し、組織摩擦係数μの経時的な変化Δμに基づいて、切断中に発生器により送達されるエネルギーを調節する。
様々な詳細が先の説明で記載されたが、組織の種類の基づくユーザー適応技法を伴う外科用システムの様々な態様が、これらの具体的詳細なしに実行されてもよい。例えば、簡潔かつ明確にするために、選択された態様は、詳細に示すのではなく、ブロック図で示されている。本明細書に示した詳細な説明のいくつかの部分は、コンピュータメモリに格納されたデータに対して動作する命令という点で提示され得る。そのような説明及び表現は、当業者によって、自身の仕事の内容を当該技術分野の他者に説明及び伝達するために使用されているものである。一般に、技法とは、所望の結果につながる工程の自己無撞着シーケンスを指し、「工程」とは、必ずしも必要ではないが、格納、転送、組み合わせ、比較、及び別様に操作されることが可能な電気又は磁気信号の形態をなすことができる物理量の操作を指す。これらの信号を、ビット、値、要素、記号、文字、用語、番号などで参照することが一般的な扱い方である。これらの及び類似の用語は、適切な物理量と関連付けられてもよく、また単に、これらの物理量に当てはめられる便利なラベルである。
別段の明確な定めがない限り、以下の議論から明らかなように、説明の全体を通じて、「処理する」又は「計算する」又は「算出する」又は「決定する」又は「表示する」などの用語を利用する議論は、コンピュータシステムのレジスタ及びメモリ内で物理（電子的）量として表現されるデータを、コンピュータシステムのメモリ若しくはレジスタ、又はそのような情報格納、伝送、若しくは表示装置内で物理量として同様に表現される他のデータへと操作し変換する、コンピュータシステム又は類似の電子コンピューティングデバイスの動作及び処理を指していることが理解されよう。
「一態様」、「態様」、「一形態」、又は「形態」と言う場合、その態様に関連して記載される特定の特徴、構造、又は特性が少なくとも１つの態様に含まれるものであることを意味する点は特筆に値する。したがって、本明細書の全体を通じて様々な場所に見られる「一態様では」、「態様では」、「一形態では」、又は「形態では」なる語句は、必ずしも全てが同じ態様を指すものではない。更に、特定の特徴、構造、又は特性は、１つ又は２つ以上の態様において任意の適当な形で組み合わせることができる。
いくつかの態様は、「連結された」及び「接続された」という表現を、それらの派生語と共に使用して記載されることがある。これらの用語は、互いに同義語であることは意図されないことを理解されたい。例えば、いくつかの態様は、２つ又は３つ以上の要素が互いに直接物理的又は電気的に接触していることを示すため、「接続された」という用語を使用して記載されることがある。別の例では、いくつかの態様は、２つ又は３つ以上の要素が直接物理的又は電気的に接触していることを示すため、「連結された」という用語を使用して記載されることがある。しかしながら、「連結された」という用語はまた、２つ又は３つ以上の要素が互いに直接接触はしないが、依然として互いに協働又は相互作用することを意味することがある。
以上、様々な形態について本明細書で述べたが、これらの形態に対する多くの改変例、変形例、置換例、変更例、及び均等物を実施することが可能であり、また、当業者には想到されるであろう。また、材料が特定の構成要素に関して開示されているが、他の材料が使用されてもよい。したがって、上記の説明文及び添付の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を、開示される形態の範囲に含まれるものとして網羅することを目的としたものである点を理解されたい。以下の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を網羅することを目的としたものである。
一般的な意味で、当業者に理解されたいこととして、多様なハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、又はそれらの任意の組み合わせによって、個々に及び／又は共同に実現され得る、本明細書で説明する様々な態様を、様々な種類の「電気回路」から構成されたものと見なすことができる。その結果として、本明細書で使用されるとき、「電気回路」は、限定するものではないが、少なくとも１つの個々の電気回路を有する電気回路、少なくとも１つの集積回路を有する電気回路、少なくとも１つの専用集積回路を有する電気回路、コンピュータプログラムで構成された汎用コンピューティングデバイス（例えば、本明細書で説明したプロセス及び／若しくは装置を少なくとも部分的に実行するコンピュータプログラムで構成された汎用コンピュータ、又は、本明細書で説明したプロセス及び／若しくは装置を少なくとも部分的に実行するコンピュータプログラムで構成されたマイクロプロセッサ）を形成する電気回路、メモリデバイスを形成する（例えばランダムアクセスメモリを形成する）電気回路、及び／又は、通信装置（例えばモデム、通信スイッチ、又は光学的−電気的設備）を形成する電気回路を含む。当業者に理解されたいこととして、本明細書で述べた主題は、アナログ若しくはデジタルの形式又はそれらのいくつかの組み合わせで実現され得る。
上記の詳細な説明は、ブロック図、流れ図、及び／又は実施例を用いて装置及び／又はプロセスの様々な形態について記載してきた。そのようなブロック図、流れ図、及び／又は実施例が、１つ又は２つ以上の機能及び／又は動作を含む限り、当業者に理解されたいこととして、そのようなブロック図、流れ図、又は実施例に含まれる各機能及び／又は動作は、多様なハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、又はそれらの事実上、任意の組み合わせによって、個々に及び／又は共同に実現され得る。一形態では、本明細書に記載された主題のいくつかの部分は、専用集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、又は他の集積型の形式で実現され得る。しかしながら、当業者に理解されたいこととして、その全部か一部かを問わず、本明細書で開示される形態のいくつかの態様は、１台又は２台以上のコンピュータ上で稼働する１つ又は２つ以上のコンピュータプログラムとして（例えば、１台又は２台以上のコンピュータシステム上で稼働する１つ又は２つ以上のプログラムとして）、１つ又は２つ以上のプロセッサ上で稼働する１つ又は２つ以上のプログラムとして（例えば、１つ又は２つ以上のマイクロプロセッサ上で稼働する１つ又は２つ以上のプログラムとして）、ファームウェアとして、あるいは、それらの実質的に任意の組み合わせとして、集積回路において等価に実現され得、また、回路を設計すること、並びに／又はソフトウェア及び／若しくはファームウェアのコードを記述することは、本開示を鑑みれば当業者の技能の範囲内に含まれる。加えて、当業者に明らかとなることとして、本明細書に記載した主題の機構は、多様な形式でプログラム製品として配布されることが可能であり、本明細書に記載した主題の具体的な形態は、配布を実際に行うために使用される信号搬送媒体の特定の種類にかかわらず用いられる。信号搬送媒体の例には、以下：伝送型媒体、例えば、フロッピーディスク、ハードディスクドライブ、コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタルビデオディスク（ＤＶＤ）、デジタルテープ、コンピュータメモリ等の記録可能型媒体、並びにデジタル及び／又はアナログ通信媒体（例えば、光ファイバケーブル、導波管、有線通信リンク、無線通信リンク（例えば、伝送器、受信機、伝送論理、受信論理等）等）が挙げられるが、これらに限定されない。
本明細書で言及され及び／又は任意の出願データシートで列挙された上述の米国特許、米国特許出願公開、米国特許出願外国特許、外国特許出願、非特許公報、又は任意の他の開示資料は、本明細書と矛盾しない範囲において、参照により本明細書に組み込まれる。それ自体、また必要な範囲で、本明細書に明瞭に記載される開示内容は、参照により本明細書に援用されるあらゆる矛盾する記載に優先するものとする。参照により本明細書に援用されるものとするが、既存の定義、記載、又は本明細書に記載される他の開示文献と矛盾する任意の文献、又はそれらの部分は、援用文献と既存の開示内容との間に矛盾が生じない範囲においてのみ援用されるものとする。
本明細書に記載される要素（例えば、動作）、装置、目的、及びそれらに伴う考察は、構想を明らかにするための例として使用され、様々な構成の修正が想到されることが、当業者には認識されるであろう。その結果として、本明細書で使用されるとき、説明した特定の例及びそれらに伴う考察は、より一般的な種類を代表することを意図したものである。一般に、特定の代表例を用いることは、その種類を代表することを意図したものであり、また、特定の要素（例えば、動作）、装置、及び目的を含めないことは、限定と見なされるべきではない。
本明細書におけるほぼ全ての複数形及び／又は単数形の用語の使用に関して、当業者であれば、文脈及び／又は用法に則して複数形から単数形に、かつ／又は単数形から複数形に読み替えることができる。様々な単数形／複数形の置換えは、簡潔にするため、本明細書では明示的には記述されない。
本明細書に記載する主題はときに、種々の他の要素の中に含められた、又はそれらと接続された種々の要素を示している。そのように表現したアーキテクチャは単なる例であり、実際に、同じ機能性を達成する多数の他のアーキテクチャが実現され得ることを理解されたい。構想の意味で、同じ機能性を達成する要素の任意の配置は、所望の機能性が達成されるように効果的に「関連付け」られる。したがって、特定の機能性を達成するように組み合わされた本明細書での任意の２つの要素は、アーキテクチャ又は中間要素にかかわらず、所望の機能性が達成されるように互いと「関連付け」られていると見なすことができる。同様に、そのように関連付けられた任意の２つの要素はまた、所望の機能性を達成するように互いに「動作可能に接続」又は「動作可能に連結」されているものと見なすことができ、そのように関連付けることが可能な任意の２つの要素はまた、所望の機能性を達成するように互いに「動作可能に連結可能」であると見なすことができる。動作可能に連結可能であることの特定の例としては、物理的に噛み合い可能な、及び／若しくは物理的に相互作用する構成要素、並びに／又は無線式で相互作用可能な、及び／若しくは無線式で相互作用する構成要素、並びに／又は論理的に相互作用する、及び／若しくは論理的に相互作用可能な構成要素が挙げられるが、それらに限定されない。
場合によっては、１つ又は２つ以上の要素が、本明細書において、「ように構成されている」、「ように構成可能である」、「ように動作可能である／動作する」、「適合される／適合可能である」、「ことが可能である」、「ように適合可能である／適合される」などと呼ばれることがある。当業者に理解されたいこととして、「ように構成されている」は一般に、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除き、アクティブ状態の要素及び／又は非アクティブ状態の要素及び／又はスタンドバイ状態の要素を包含することができる。
本明細書に記載される本主題の特定の態様を図示し及び説明してきたが、本明細書に記載される主題及びそのより広い態様から逸脱することなく、本明細書の技術に基づいて変更及び修正を為し得ることが当業者には明らかであり、したがって添付の請求項は、そのような変更及び修正の全てが、本明細書の主題の正確な趣旨及び範囲内に含まれるように請求項の範囲内に包含する。一般に、本明細書で使用され、かつ特に添付の特許請求の範囲（例えば、添付の特許請求の範囲の本文）で使用される用語は、概して「開放的」用語として意図されるものである（例えば、「含む（including）」という用語は、「〜を含むが、それらに限定されない（including but not limited to）」と解釈されるべきであり、「有する（having）」という用語は「〜を少なくとも有する（having at least）」と解釈されるべきであり、「含む（includes）」という用語は「〜を含むが、それらに限定されない（includes but is not limited to）」と解釈されるべきであるなど）ことが、当業者には理解されるであろう。更に、導入されたクレーム記載（introduced claim recitation）において特定の数が意図される場合、かかる意図は当該クレーム中に明確に記載され、またかかる記載がない場合は、かかる意図は存在しないことが、当業者には理解されるであろう。例えば、理解を助けるものとして、後続の添付の特許請求の範囲は、「少なくとも１つの（at least one）」及び「１つ又は２つ以上の（one or more）」という導入句を、クレーム記載を導入するために含むことがある。しかしながら、かかる句の使用は、「ａ」又は「ａｎ」という不定冠詞によってクレーム記載を導入した場合に、たとえ同一のクレーム内に「１つ又は２つ以上の」又は「少なくとも１つの」といった導入句と「ａ」又は「ａｎ」という不定冠詞とが含まれる場合であっても、かかる導入されたクレーム記載を含むいかなる特定のクレームも、かかる記載事項を１つのみ含むクレームに限定されると示唆されるものと解釈されるべきではなく（例えば、「ａ」及び／又は「ａｎ」は、典型的には、「少なくとも１つの」又は「１つ又は２つ以上の」を意味するものと解釈されるべきである）、クレーム記載を導入するために用いられた不定冠詞の使用についても同じことが言える。
加えて、導入されたクレーム記載において特定の数が明示されている場合であっても、かかる記載は、典型的には、少なくとも記載された数を意味するものと解釈されるべきであることが、当業者には認識されるであろう（例えば、他に修飾語のない、単なる「２つの記載事項」という記載がある場合、典型的には、少なくとも２つの記載事項、又は２つ若しくは３つ以上の記載事項を意味する）。更に、「Ａ、Ｂ、及びＣなどのうちの少なくとも１つ」に類する表記が用いられる場合、一般に、かかる構文は、当業者がその表記を理解するであろう意味で意図されている（例えば、「Ａ、Ｂ、及びＣのうちの少なくとも１つを有するシステム」は、限定するものではないが、Ａのみ、Ｂのみ、Ｃのみ、ＡとＢの両方、ＡとＣの両方、ＢとＣの両方、及び／又はＡとＢとＣの全てなどを有するシステムを含む）。「Ａ、Ｂ、又はＣなどのうちの少なくとも１つ」に類する表記が用いられる場合、一般に、かかる構文は、当業者がその表記を理解するであろう意味で意図されている（例えば、「Ａ、Ｂ、又はＣのうちの少なくとも１つを有するシステム」は、限定するものではないが、Ａのみ、Ｂのみ、Ｃのみ、ＡとＢの両方、ＡとＣの両方、ＢとＣの両方、及び／又はＡとＢとＣの全てなどを有するシステムを含む）。更に、典型的には、２つ又は３つ以上の選択的な用語を表すあらゆる選言的な語及び／又は句は、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除いて、説明文内であろうと、請求の範囲内であろうと、あるいは図面内であろうと、それら用語のうちの１つ、それらの用語のうちのいずれか、又はそれらの用語の両方を含む可能性を意図すると理解されるべきであることが、当業者には理解されるであろう。例えば、「Ａ又はＢ」という句は、典型的には、「Ａ」又は「Ｂ」又は「Ａ及びＢ」の可能性を含むものと理解されるであろう。
添付の「特許請求の範囲」に関して言えば、当業者であれば、本明細書における引用した動作は一般に、任意の順序で実施されてもよいことを理解するであろう。また、様々な動作上の流れがシーケンスの形で提示されているが、様々な動作は、例示した以外の順序で行われてもよく、又は同時に行われてもよいことが理解されるべきである。かかる代替の順序付けの例は、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除いて、重複、交互配置、割込み、再順序付け、増加的、予備的、追加的、同時、逆、又は他の異なる順序付けを含んでもよい。更に、「〜に応答する」、「〜に関連する」といった用語、又は他の過去時制の形容詞は、一般に、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除き、かかる変化形を除外することが意図されるものではない。
以上、様々な形態について本明細書で述べたが、これらの形態に対する多くの改変例、変形例、置換例、変更例、及び均等物を実施することが可能であり、また、当業者には想到されるであろう。また、材料が特定の構成要素に関して開示されているが、他の材料が使用されてもよい。したがって、上記の説明文及び添付の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を、開示される形態の範囲に含まれるものとして網羅することを目的としたものである点を理解されたい。以下の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を網羅することを目的としたものである。
要約すると、本明細書に記載した構想を用いる結果として得られる多数の利益が記載されてきた。１つ又は２つ以上の形態の上述の記載は、例示及び説明を目的として提示されているものである。包括的であることも、開示された厳密な形態に限定することも意図されていない。上記の教示を鑑みて、修正又は変形が可能である。１つ又は２つ以上の形態は、原理及び実際の応用について例示し、それによって、様々な形態を様々な修正例と共に、想到される特定の用途に適するものとして当業者が利用できるようにするために、選択され記載されたものである。本明細書と共に提示される特許請求の範囲が全体的な範囲を定義することが意図される。
〔実施の態様〕
（１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
クランプアームと、
超音波ブレードと、
前記プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、
前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、外科用器具。
（２） 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
Figure 2018519914
 に基づいて決定され、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記超音波ブレードの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様１に記載の外科用器具。
（３） 前記力センサが、前記エンドエフェクタに連結された歪みゲージを備える、実施態様１に記載の外科用器具。
（４） 前記力測定値が、前記歪みゲージから前記プロセッサに通信される、実施態様３に記載の外科用器具。
（５） 前記プロセッサが、
前記測定された力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様１に記載の外科用器具。
（６） 前記プロセッサが、
Ｒ２を閾値と比較することと、
前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様５に記載の外科用器具。
（７） 前記プロセッサが、前記組織摩擦係数に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、実施態様１に記載の外科用器具。
（８） 前記プロセッサが、
前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を行うように構成されている、実施態様１に記載の外科用器具。
（９） 前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達するように構成された発生器を更に備える、実施態様１に記載の外科用器具。
（１０） 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された駆動回路と、
前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されたエネルギーを制御するように構成されたプロセッサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、発生器。
（１１） 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
Figure 2018519914
 に基づいて決定され、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記超音波ブレードの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様１０に記載の発生器。
（１２） 前記プロセッサが、
前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様１０に記載の発生器。
（１３） 前記プロセッサが、
Ｒ２を閾値と比較することと、
前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様１２に記載の発生器。
（１４） 前記プロセッサが、前記組織摩擦係数に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、実施態様１０に記載の発生器。
（１５） 前記プロセッサが、
前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記エンドエフェクタに送達することと、を行うように構成されている、実施態様１０に記載の発生器。
（１６） 組織を凝固及び切開する方法であって、
力センサによって、前記組織と相互作用するように構成された外科用器具の遠位端に配設されたエンドエフェクタによって組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波トランスデューサに音響的に連結された超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、温度センサと、を備える、測定することと、
前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた前記測定された力、発生器から前記エンドエフェクタに送達されたエネルギーによって引き起こされた前記エンドエフェクタの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて、組織摩擦係数を決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することと、
駆動回路によって、前記決定された組織の種類に基づいて、駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達して、前記超音波ブレードを前記組織と相互作用させることと、を含む、方法。
（１７） 前記力を測定することが、
前記力センサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の少なくとも２つのデータ点を測定することと、
前記プロセッサによって、前記データ点をバッファに格納することと、
前記プロセッサによって、前記力に対する前記電力の勾配値を決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を決定することと、を含む、実施態様１６に記載の方法。
（１８） 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
Figure 2018519914
 に基づいて決定することを含み、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様１６に記載の方法。
（１９） 前記プロセッサによって、前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記プロセッサによって、前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記プロセッサによって、前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、
前記プロセッサによって、Ｒ２を閾値と比較することと、
前記プロセッサによって、前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択することと、
前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を更に含む、実施態様１８に記載の方法。
（２０） 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに供給される電力を決定することと、
前記駆動回路によって、前記組織の種類に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を更に含む、実施態様１６に記載の方法。
（２１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、
前記プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、
前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
組織摩擦係数に基づいて、前記組織の水和レベルを決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の前記水和レベルに基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、外科用器具。
（２２） 前記プロセッサが、前記組織の前記水和レベルに基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、実施態様２１に記載の外科用器具。
（２３） 前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の前記電力は、前記組織の前記水和レベルが減少すると減少する、実施態様２２に記載の外科用器具。
（２４） 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
Figure 2018519914
 に従って決定され、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様２１に記載の外科用器具。
（２５） 前記力センサが、前記エンドエフェクタに連結された歪みゲージを備え、前記力測定値が、前記歪みゲージから前記プロセッサに伝送される、実施態様２１に記載の外科用器具。
（２６） 前記プロセッサが、
前記測定された力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様２１に記載の外科用器具。
（２７） 前記プロセッサが、
Ｒ２を閾値と比較することと、
前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様２６に記載の外科用器具。
（２８） 前記プロセッサが、
前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、組織の種類を決定することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を行うように構成されている、実施態様２１に記載の外科用器具。
（２９） 無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達し、かつ前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達するように構成された発生器を更に備える、実施態様２１に記載の外科用器具。
（３０） 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、電極を備えるクランプアームと、超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されたエネルギーを制御するように構成されたプロセッサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
前記組織の水和レベルを決定することであって、前記組織の水和レベルが、組織摩擦係数に基づいて決定され、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、発生器。
（３１） 前記プロセッサが、前記組織の前記水和レベルに基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、実施態様３０に記載の発生器。
（３２） 前記プロセッサは、前記組織の前記水和レベルが減少すると、前記超音波トランスデューサに送達される前記駆動信号の前記電力を減少させるように構成されている、実施態様３１に記載の発生器。
（３３） 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
Figure 2018519914
 に基づいて決定され、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記超音波ブレードの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様３０に記載の発生器。
（３４） 前記プロセッサが、
前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様３０に記載の発生器。
（３５） 前記プロセッサが、
Ｒ２を閾値と比較することと、
前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様３４に記載の発生器。
（３６） 前記プロセッサが、
前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記エンドエフェクタに送達することと、を行うように構成されている、実施態様３０に記載の発生器。
（３７） 無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路を更に備える、実施態様３０に記載の発生器。
（３８） 組織を凝固及び切開する方法であって、
力センサによって、前記組織と相互作用するように構成された外科用器具の遠位端に配設されたエンドエフェクタによって組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波トランスデューサに音響的に連結された超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、温度センサと、を備える、測定することと、
前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた前記測定された力、発生器から前記エンドエフェクタに送達されたエネルギーによって引き起こされた前記エンドエフェクタの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて、組織摩擦係数を決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の水和レベルを決定することと、
駆動回路によって、前記組織の決定された水和レベルに基づいて、駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達して、前記エンドエフェクタを前記組織と相互作用させることと、を含む、方法。
（３９） 前記力を測定することが、
前記プロセッサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに供給される前記電力の少なくとも２つのデータ点を測定することと、
前記プロセッサによって、前記データ点をバッファに格納することと、
前記プロセッサによって、前記力に対する前記電力の勾配値を決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を決定することと、
前記プロセッサによって、前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記プロセッサによって、前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記プロセッサによって、前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、
前記プロセッサによって、Ｒ２を閾値と比較することと、
前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択することと、
前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織の前記組織摩擦係数を決定することと、を含む、実施態様３８に記載の方法。
（４０） 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
Figure 2018519914
 に基づいて決定することを含み、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様３８に記載の方法。
（４１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、
前記プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、
前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から超音波駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、超音波駆動信号に応答する前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
（４２） 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
Figure 2018519914
 に従って決定され、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４３） 前記力センサが、前記エンドエフェクタに連結された歪みゲージを備え、前記力測定値が、前記歪みゲージから前記プロセッサに伝送される、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４４） 前記プロセッサが、
前記測定された力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４５） 前記プロセッサが、
Ｒ２を閾値と比較することと、
前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、実施態様４４に記載の外科用器具。
（４６） 前記プロセッサが、
前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を行うように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４７） 無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達し、かつ前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達するように構成された発生器を更に備える、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４８） 前記プロセッサは、前記組織の種類が筋構造を有するものである場合、前記超音波トランスデューサへの前記超音波駆動信号の送達を制御するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４９） 前記プロセッサは、前記組織の種類が血管構造を有するものである場合、前記電極への前記ＲＦエネルギーの送達を制御するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（５０） 前記プロセッサは、前記組織の種類が薄い腸間膜構造を有するものである場合、迅速切断運動に対応する前記超音波トランスデューサへの前記駆動信号の送達を制御するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（５１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、電極を備えるクランプアームと、超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路と、
前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記第１の駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されるエネルギー、及び前記第２の駆動回路によって前記電極に送達されるエネルギーを制御するように構成されたプロセッサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、ＲＦエネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を行うように構成されている、発生器。
（５２） 前記プロセッサは、前記組織の種類が筋構造を有するものである場合、前記超音波トランスデューサへの前記超音波駆動信号の送達を制御するように構成されている、実施態様５１に記載の発生器。
（５３） 前記プロセッサは、前記組織の種類が血管構造を有するものである場合、前記電極への前記ＲＦエネルギーの送達を制御するように構成されている、実施態様５１に記載の発生器。
（５４） 前記プロセッサは、前記組織の種類が薄い腸間膜構造を有するものである場合、迅速切断運動に対応する前記超音波トランスデューサへの前記駆動信号の送達を制御するように構成されている、実施態様５１に記載の発生器。
（５５） 組織を切開及び凝固させる方法であって、
第１の駆動回路によって、駆動信号を超音波トランスデューサに送達することと、
第２の駆動回路によって、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを電極に送達することと、
プロセッサによって、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記第１の駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されるエネルギー、及び前記第２の駆動回路によって前記電極に送達されるエネルギーを制御することと、を含み、
前記プロセッサによって制御することが、
前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、ＲＦエネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を更に含む、方法。
（５６） 前記プロセッサによって、ＲＦエネルギーの前記電極への送達、及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を制御することを更に含む、実施態様５５に記載の方法。
（５７） 前記組織の種類が筋構造を有するものである場合、前記超音波トランスデューサへの前記超音波駆動信号の送達を前記プロセッサによって制御することを更に含む、実施態様５５に記載の方法。
（５８） 前記組織の種類が血管構造を有するものである場合、前記ＲＦエネルギーの前記電極への送達を前記プロセッサによって制御することを更に含む、実施態様５５に記載の方法。
（５９） 前記組織の種類が薄い腸間膜構造を有するものである場合、迅速切断運動に対応する前記超音波トランスデューサへの前記駆動信号の送達を前記プロセッサによって制御することを更に含む、実施態様５５に記載の方法。
（６０） 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
Figure 2018519914
 に基づいて決定することを含み、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様５５に記載の方法。
（６１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から超音波駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスを決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織インピーダンスに基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の前記組織インピーダンスに基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
（６２） 前記プロセッサは、前記組織インピーダンスが閾値レベルに達すると、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーの送達を切り替えるように構成されている、実施態様６１に記載の外科用器具。
（６３） 前記組織の前記インピーダンスが、前記組織に印加されたＲＦ電圧を、前記組織を通るＲＦ電流によって割ることにより定義される、実施態様６１に記載の外科用器具。
（６４） 前記組織の前記インピーダンスの閾値レベルは、封止がＲＦエネルギーを用いる前記組織の凝固中に完了する終端インピーダンスである、実施態様６１に記載の外科用器具。
（６５） 前記プロセッサは、前記組織インピーダンスが前記終端インピーダンスを超える際に、ＲＦエネルギーから超音波エネルギーに切り替えるように構成されており、前記超音波エネルギーが、ＲＦエネルギーを使用した前記組織の封止の完了後に前記組織を切断するために使用される、実施態様６４に記載の外科用器具。
（６６） 前記プロセッサが、前記ＲＦエネルギーを前記組織の血管を凝固させるために利用するように構成されており、前記超音波エネルギーが、前記組織を切り開くために利用される、実施態様６１に記載の外科用器具。
（６７） 前記プロセッサが、前記エンドエフェクタに供給される電力を制御するためのプロセスを利用するように構成されており、前記プロセスが、前記組織インピーダンスを、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために利用されるエネルギーの種類を決定するために、入力として利用する、実施態様６１に記載の外科用器具。
（６８） 前記プロセッサが、前記組織インピーダンスを組織情報データベース中に格納された閾値インピーダンス値と比較するように構成されている、実施態様６１に記載の外科用器具。
（６９） 組織を凝固及び切開する方法であって、
プロセッサによって、外科用器具のエンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスを決定することと、
前記プロセッサによって、前記決定された組織インピーダンスを閾値終端インピーダンスと比較することと、
前記決定された組織インピーダンスが、前記閾値終端インピーダンス未満であるとき、ＲＦ駆動回路によって、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記エンドエフェクタに送達して、前記決定された組織インピーダンスに基づいて前記組織と相互作用させることと、
前記決定された組織インピーダンスが、前記閾値終端インピーダンス以上であるとき、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記エンドエフェクタに送達することと、を含む、方法。
（７０） 前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、前記外科用器具に電気的に連結された発生器の単一出力ポートを通して前記エンドエフェクタに送達される、実施態様６９に記載の方法。
（７１） 組織インピーダンスが、前記組織に印加されたＲＦ電圧を、前記組織を通るＲＦ電流によって割ることにより定義される、実施態様６９に記載の方法。
（７２） 前記プロセッサによって、発生器から前記エンドエフェクタに送達される電力を制御することであって、前記プロセスが、前記組織インピーダンスを入力としてとして含む、制御することと、
前記プロセッサによって、前記組織インピーダンスに基づいて、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために送達されるエネルギーの種類を決定することと、
前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタと前記組織との間の相互作用の種類に対応する前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの種類の特性を決定することと、を更に含む、実施態様６９に記載の方法。
（７３） 前記組織の前記閾値終端インピーダンスは、封止が発生器から前記エンドエフェクタまで送達されるＲＦエネルギーを用いる前記組織の凝固中に完了する終端インピーダンスである、実施態様６９に記載の方法。
（７４） 組織を凝固及び切開する方法であって、
ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを、組織と相互作用している外科用器具のエンドエフェクタに送達して、封止を作り出すことと、
プロセッサによって、組織凝固中に前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の組織インピーダンスを決定することと、
前記プロセッサによって、前記決定された組織インピーダンスを閾値終端インピーダンスと比較することと、
前記決定された組織インピーダンスが前記閾値終端インピーダンス以上であるとき、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記エンドエフェクタに送達することであって、前記エンドエフェクタが、超音波エネルギーを用いて前記組織を切り開く、送達することと、を含む、方法。
（７５） 前記プロセッサによって、前記組織に印加されたＲＦ電圧を、前記組織を通るＲＦ電流によって割ることにより定義される組織インピーダンスを算出することを更に含む、実施態様７４に記載の方法。
（７６） 前記プロセッサによって、入力としての前記組織インピーダンスに基づいて、発生器から前記エンドエフェクタに送達される電力を制御することと、
前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために送達されるエネルギーの種類を決定することであって、前記送達されるエネルギーの種類の特性が、前記エンドエフェクタと前記組織との間の相互作用の種類に対応する、決定することと、を更に含む、実施態様７４に記載の方法。
（７７） 前記閾値終端インピーダンスは、封止が発生器から前記エンドエフェクタまで送達されるＲＦエネルギーを用いる前記組織の凝固中に完了する前記組織インピーダンスである、実施態様７４に記載の方法。
（７８） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、
開口センサと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から超音波駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスを決定することと、
前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織インピーダンスに基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
前記エンドエフェクタによって画定される前記開口に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えて、組織封止のためのＲＦエネルギーと組織切断のための超音波エネルギーを動的に切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
（７９） 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出することによって、又は前記クランプアームの閉鎖機構のストロークの測定値を検出することによって、前記エンドエフェクタによって画定される前記開口を測定するように構成されている、実施態様７８に記載の外科用器具。
（８０） 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのオプティカルエンコーダーを備える、実施態様７９に記載の外科用器具。
（８１） 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのインダクタンスセンサを備える、実施態様７９に記載の外科用器具。
（８２） 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのポテンシオメーターを備える、実施態様７９に記載の外科用器具。
（８３） 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのホール効果センサを備える、実施態様７９に記載の外科用器具。
（８４） 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの第１及び第２の構成要素の近接度に基づいて、前記クランプアームの開口を検出するように構成されている、実施態様７９に記載の外科用器具。
（８５） 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの前記第１及び第２の構成要素の近接度を検出するためにホール効果センサを備える、実施態様８４に記載の外科用器具。
（８６） 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの前記第１及び第２の構成要素の近接度を検出するためにオプティカルエンコーダーを備える、実施態様８４に記載の外科用器具。
（８７） 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの前記第１及び第２の構成要素の近接度を検出するためにインダクタンスセンサを備える、実施態様８４に記載の外科用器具。
（８８） 前記プロセッサが、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の組織インピーダンスにおける変化に基づいて、前記クランプアームの前記開口を検出するように構成されている、実施態様７８に記載の外科用器具。
（８９） 前記プロセッサは、超音波エネルギーが前記エンドエフェクタにパルスされるときの前記組織への前記エンドエフェクタの負荷に基づいて、前記クランプアームの前記開口を検出するように構成されている、実施態様７８に記載の外科用器具。
（９０） 前記プロセッサが、前記エンドエフェクタに供給される電力を制御するためのプロセスを利用し、前記プロセスが、前記クランプアームの前記開口を、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために利用される電力レベルとエネルギーの種類とを決定するために、入力として利用する、実施態様７８に記載の外科用器具。
（９１） 組織を凝固及び切開する方法であって、
開口センサによって、組織と相互作用するように構成された外科用器具のエンドエフェクタのクランプアームの開口を決定することと、
駆動回路によって、前記クランプアームの前記決定された開口に基づいて、前記組織と相互作用するために、ＲＦエネルギー又は超音波エネルギーのいずれかを前記エンドエフェクタに送達することと、を含む、方法。
（９２） 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することが、前記開口センサによって、前記クランプアームのピボット角を検出することを含む、実施態様９１に記載の方法。
（９３） 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することが、前記開口センサによって、前記エンドエフェクタの第１及び第２の構成要素の近接度を検出することを含む、実施態様９１に記載の方法。
（９４） 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することが、前記プロセッサセンサによって、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の組織インピーダンスにおける変化を測定することを含む、実施態様９１に記載の方法。
（９５） 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することは、前記プロセッサによって、超音波エネルギーが前記エンドエフェクタにパルスされるときの前記組織への前記エンドエフェクタの負荷を測定することを含む、実施態様９１に記載の方法。
（９６） 組織を切開する方法であって、
組織と相互作用するように構成されたエンドエフェクタに配設された前記組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、
超音波ブレードと、
クランプアームであって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間で組織を固定するように構成された、クランプアームと、
電極と、
温度センサと、
開口センサと、
前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に配設された前記組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、を備える、測定することと、
プロセッサによって、前記組織の厚さを測定することと、
前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた前記測定された力、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて、組織摩擦係数を決定することと、
超音波駆動回路によって、前記組織に加えられた前記測定された力、前記組織の前記測定された厚さ、及び前記決定された組織摩擦係数に基づいて、前記組織と相互作用するために、エネルギーの第１の量を前記超音波ブレードに送達することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数の変化率を、前記組織摩擦係数の所定の値と比較することと、
前記プロセッサによって、前記組織係数の前記変化率に基づいて、前記超音波ブレードに送達される前記エネルギーの量を調整することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が、前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致するかどうかを決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致すると決定した際に、前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあるかどうかを決定することと、
前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあることを決定する際に、超音波駆動回路によって、前記組織と相互作用させるために、エネルギーの第２の量を前記超音波ブレードに送達することと、を含む、方法。
（９７） 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
Figure 2018519914
 に従って決定することを更に含み、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様９６に記載の方法。
（９８） 前記プロセッサによって、所定の組織の種類に関連する入力を受信することを更に含む、実施態様９６に記載の方法。
（９９） 前記組織の厚さを測定することが、前記開口センサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間の距離を測定することを含む、実施態様９６に記載の方法。
（１００） 前記開口センサよって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあることを決定する際に、無線周波数（ＲＦ）駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記エンドエフェクタの前記電極に送達して、前記エンドエフェクタに位置する組織を凝固させることを更に含む、実施態様９６に記載の方法。
（１０１） 前記力を測定することが、
前記プロセッサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの２つのデータ点を測定することと、
前記プロセッサによって、前記２つのデータ点をバッファに格納し、前記力に対する電力の勾配値を算出して、前記組織摩擦係数を算出することと、を含む、実施態様９６に記載の方法。
（１０２） 前記エネルギーの第１の量と前記エネルギーの第２の量とが異なる、実施態様９６に記載の方法。
（１０３） 前記エネルギーの第１の量を前記エンドエフェクタに送達することが、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記組織に送達すること、ＲＦ駆動回路によってＲＦエネルギーを前記組織に送達すること、又はこれらの組み合わせを含む、実施態様９６に記載の方法。
（１０４） 前記エネルギーの第２の量を前記エンドエフェクタに送達することが、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記組織に送達すること、ＲＦ駆動回路によってＲＦエネルギーを前記組織に送達すること、又はこれらの組み合わせを含む、実施態様９６に記載の方法。
（１０５） 組織を切開する方法であって、
力センサによって、前記組織と相互作用するように構成された外科用器具の遠位端に配設されたエンドエフェクタにより組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、を備える、測定することと、
開口センサによって、前記組織の厚さを測定することと、
プロセッサによって、所定の時間間隔で組織摩擦係数を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた測定された力、発生器から前記エンドエフェクタに送達されたエネルギーによって引き起こされた前記エンドエフェクタの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づく、決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織と相互作用するために、前記エンドエフェクタに送達されるエネルギーの量を調整することであって、適用される前記エネルギーの量が、前記決定された組織摩擦係数に基づいて調整される、調整することと、を含む、方法。
（１０６） 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
Figure 2018519914
 に従って決定することを更に含み、
式中、
Figure 2018519914
 が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、実施態様１０５に記載の方法。
（１０７） 前記プロセッサによって、所定の組織の種類に関連する入力を受信することを更に含む、実施態様１０５に記載の方法。
（１０８） 前記開口センサによって、前記組織の厚さを測定することが、前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間の距離を測定することを含む、実施態様１０５に記載の方法。
（１０９） ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記電極上に位置付けられた電極に送達し、前記組織を封止することを更に含む、実施態様１０５に記載の方法。
（１１０） 駆動回路によって、エネルギーを前記外科用器具に電気的に連結された発生器の単一出力ポートを通して前記エンドエフェクタに送達することを更に含む、実施態様１０５に記載の方法。
（１１１） 前記力センサによって、前記力を測定することが、
前記力センサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの２つのデータ点を測定することと、
前記データ点をバッファに格納し、前記力に対する電力の勾配値を算出して、前記組織摩擦係数を算出することと、を含む、実施態様１０５に記載の方法。
（１１２） 送達される前記エネルギーの量が、前記力センサによって測定され、前記組織に加えられた前記力と、前記開口センサによって測定された前記組織の前記厚さとに基づいて調整される、実施態様１０５に記載の方法。
（１１３） 前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの量が、エネルギーの第１の量であり、前記方法が、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が、前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致するかどうかを決定することと、
前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致すると決定した際に、前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあるかどうかを決定することと、
前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあることを決定する際に、駆動回路によって、前記組織と相互作用させるために、エネルギーの第２の量を前記エンドエフェクタに送達することと、を更に含む、実施態様１０５に記載の方法。
（１１４） 駆動回路によって、前記エネルギーの量を前記エンドエフェクタに送達することが、ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記組織に送達すること、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記組織に送達すること、又はこれらの組み合わせを含む、実施態様１０５に記載の方法。

Claims (114)

  1. 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
    プロセッサと、
    前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
    クランプアームと、
    超音波ブレードと、
    前記プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、
    前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、
    前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、外科用器具。
  2. 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に基づいて決定され、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記超音波ブレードの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項１に記載の外科用器具。
  3. 前記力センサが、前記エンドエフェクタに連結された歪みゲージを備える、請求項１に記載の外科用器具。
  4. 前記力測定値が、前記歪みゲージから前記プロセッサに通信される、請求項３に記載の外科用器具。
  5. 前記プロセッサが、
    前記測定された力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項１に記載の外科用器具。
  6. 前記プロセッサが、
    Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項５に記載の外科用器具。
  7. 前記プロセッサが、前記組織摩擦係数に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、請求項１に記載の外科用器具。
  8. 前記プロセッサが、
    前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を行うように構成されている、請求項１に記載の外科用器具。
  9. 前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達するように構成された発生器を更に備える、請求項１に記載の外科用器具。
  10. 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
    駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された駆動回路と、
    前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されたエネルギーを制御するように構成されたプロセッサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
    組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、発生器。
  11. 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に基づいて決定され、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記超音波ブレードの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項１０に記載の発生器。
  12. 前記プロセッサが、
    前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項１０に記載の発生器。
  13. 前記プロセッサが、
    Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項１２に記載の発生器。
  14. 前記プロセッサが、前記組織摩擦係数に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、請求項１０に記載の発生器。
  15. 前記プロセッサが、
    前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記エンドエフェクタに送達することと、を行うように構成されている、請求項１０に記載の発生器。
  16. 組織を凝固及び切開する方法であって、
    力センサによって、前記組織と相互作用するように構成された外科用器具の遠位端に配設されたエンドエフェクタによって組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波トランスデューサに音響的に連結された超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、温度センサと、を備える、測定することと、
    前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた前記測定された力、発生器から前記エンドエフェクタに送達されたエネルギーによって引き起こされた前記エンドエフェクタの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて、組織摩擦係数を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することと、
    駆動回路によって、前記決定された組織の種類に基づいて、駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達して、前記超音波ブレードを前記組織と相互作用させることと、を含む、方法。
  17. 前記力を測定することが、
    前記力センサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の少なくとも２つのデータ点を測定することと、
    前記プロセッサによって、前記データ点をバッファに格納することと、
    前記プロセッサによって、前記力に対する前記電力の勾配値を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を決定することと、を含む、請求項１６に記載の方法。
  18. 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に基づいて決定することを含み、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項１６に記載の方法。
  19. 前記プロセッサによって、前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記プロセッサによって、前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、
    前記プロセッサによって、Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記プロセッサによって、前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択することと、
    前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を更に含む、請求項１８に記載の方法。
  20. 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに供給される電力を決定することと、
    前記駆動回路によって、前記組織の種類に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を更に含む、請求項１６に記載の方法。
  21. 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
    プロセッサと、
    前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
    電極を備えるクランプアームと、
    超音波ブレードと、
    前記プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、
    前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、
    前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    組織摩擦係数に基づいて、前記組織の水和レベルを決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の前記水和レベルに基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、外科用器具。
  22. 前記プロセッサが、前記組織の前記水和レベルに基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、請求項２１に記載の外科用器具。
  23. 前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の前記電力は、前記組織の前記水和レベルが減少すると減少する、請求項２２に記載の外科用器具。
  24. 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に従って決定され、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項２１に記載の外科用器具。
  25. 前記力センサが、前記エンドエフェクタに連結された歪みゲージを備え、前記力測定値が、前記歪みゲージから前記プロセッサに伝送される、請求項２１に記載の外科用器具。
  26. 前記プロセッサが、
    前記測定された力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項２１に記載の外科用器具。
  27. 前記プロセッサが、
    Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項２６に記載の外科用器具。
  28. 前記プロセッサが、
    前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、組織の種類を決定することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を行うように構成されている、請求項２１に記載の外科用器具。
  29. 無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達し、かつ前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達するように構成された発生器を更に備える、請求項２１に記載の外科用器具。
  30. 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、電極を備えるクランプアームと、超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
    駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
    前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されたエネルギーを制御するように構成されたプロセッサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
    前記組織の水和レベルを決定することであって、前記組織の水和レベルが、組織摩擦係数に基づいて決定され、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号を動的に制御することと、を行うように構成されている、発生器。
  31. 前記プロセッサが、前記組織の前記水和レベルに基づいて、前記超音波トランスデューサに送達された前記駆動信号の電力を制御するように構成されている、請求項３０に記載の発生器。
  32. 前記プロセッサは、前記組織の前記水和レベルが減少すると、前記超音波トランスデューサに送達される前記駆動信号の前記電力を減少させるように構成されている、請求項３１に記載の発生器。
  33. 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に基づいて決定され、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記超音波ブレードの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項３０に記載の発生器。
  34. 前記プロセッサが、
    前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項３０に記載の発生器。
  35. 前記プロセッサが、
    Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項３４に記載の発生器。
  36. 前記プロセッサが、
    前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記エンドエフェクタに送達することと、を行うように構成されている、請求項３０に記載の発生器。
  37. 無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路を更に備える、請求項３０に記載の発生器。
  38. 組織を凝固及び切開する方法であって、
    力センサによって、前記組織と相互作用するように構成された外科用器具の遠位端に配設されたエンドエフェクタによって組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波トランスデューサに音響的に連結された超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、温度センサと、を備える、測定することと、
    前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた前記測定された力、発生器から前記エンドエフェクタに送達されたエネルギーによって引き起こされた前記エンドエフェクタの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて、組織摩擦係数を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の水和レベルを決定することと、
    駆動回路によって、前記組織の決定された水和レベルに基づいて、駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達して、前記エンドエフェクタを前記組織と相互作用させることと、を含む、方法。
  39. 前記力を測定することが、
    前記プロセッサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに供給される前記電力の少なくとも２つのデータ点を測定することと、
    前記プロセッサによって、前記データ点をバッファに格納することと、
    前記プロセッサによって、前記力に対する前記電力の勾配値を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記測定された力及び前記超音波トランスデューサに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記プロセッサによって、前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、
    前記プロセッサによって、Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択することと、
    前記プロセッサによって、前記勾配値に基づいて、前記組織の前記組織摩擦係数を決定することと、を含む、請求項３８に記載の方法。
  40. 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に基づいて決定することを含み、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項３８に記載の方法。
  41. 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
    プロセッサと、
    前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
    電極を備えるクランプアームと、
    超音波ブレードと、
    前記プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、
    前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、
    前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から超音波駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、超音波駆動信号に応答する前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
  42. 前記組織摩擦係数が、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に従って決定され、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項４１に記載の外科用器具。
  43. 前記力センサが、前記エンドエフェクタに連結された歪みゲージを備え、前記力測定値が、前記歪みゲージから前記プロセッサに伝送される、請求項４１に記載の外科用器具。
  44. 前記プロセッサが、
    前記測定された力及び前記エンドエフェクタに供給される電力の２つのデータ点をバッファに格納することと、
    前記２つのデータ点に基づいて、前記電力に対する力の勾配値を決定することと、
    前記勾配値の統計的尺度Ｒ２を適合回帰直線に対して決定することと、
    前記勾配値に基づいて、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項４１に記載の外科用器具。
  45. 前記プロセッサが、
    Ｒ２を閾値と比較することと、
    前記閾値以上であるＲ２値と関連付けられた勾配値を選択して、前記組織摩擦係数を決定することと、を行うように構成されている、請求項４４に記載の外科用器具。
  46. 前記プロセッサが、
    前記組織摩擦係数を組織情報データベースに格納された組織摩擦係数と比較することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記組織の種類を決定することと、
    前記組織摩擦係数に基づいて、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達することと、を行うように構成されている、請求項４１に記載の外科用器具。
  47. 無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達し、かつ前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに送達するように構成された発生器を更に備える、請求項４１に記載の外科用器具。
  48. 前記プロセッサは、前記組織の種類が筋構造を有するものである場合、前記超音波トランスデューサへの前記超音波駆動信号の送達を制御するように構成されている、請求項４１に記載の外科用器具。
  49. 前記プロセッサは、前記組織の種類が血管構造を有するものである場合、前記電極への前記ＲＦエネルギーの送達を制御するように構成されている、請求項４１に記載の外科用器具。
  50. 前記プロセッサは、前記組織の種類が薄い腸間膜構造を有するものである場合、迅速切断運動に対応する前記超音波トランスデューサへの前記駆動信号の送達を制御するように構成されている、請求項４１に記載の外科用器具。
  51. 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、電極を備えるクランプアームと、超音波ブレードと、プロセッサと通信し、かつ前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、前記プロセッサと通信する温度センサと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードにエネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
    駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
    無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路と、
    前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記第１の駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されるエネルギー、及び前記第２の駆動回路によって前記電極に送達されるエネルギーを制御するように構成されたプロセッサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
    組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、ＲＦエネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を行うように構成されている、発生器。
  52. 前記プロセッサは、前記組織の種類が筋構造を有するものである場合、前記超音波トランスデューサへの前記超音波駆動信号の送達を制御するように構成されている、請求項５１に記載の発生器。
  53. 前記プロセッサは、前記組織の種類が血管構造を有するものである場合、前記電極への前記ＲＦエネルギーの送達を制御するように構成されている、請求項５１に記載の発生器。
  54. 前記プロセッサは、前記組織の種類が薄い腸間膜構造を有するものである場合、迅速切断運動に対応する前記超音波トランスデューサへの前記駆動信号の送達を制御するように構成されている、請求項５１に記載の発生器。
  55. 組織を切開及び凝固させる方法であって、
    第１の駆動回路によって、駆動信号を超音波トランスデューサに送達することと、
    第２の駆動回路によって、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを電極に送達することと、
    プロセッサによって、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類に基づいて、前記第１の駆動回路によって前記超音波トランスデューサに送達されるエネルギー、及び前記第２の駆動回路によって前記電極に送達されるエネルギーを制御することと、を含み、
    前記プロセッサによって制御することが、
    前記エンドエフェクタによって組織に加えられた力の測定値、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率を受信することと、
    組織摩擦係数に基づいて、前記エンドエフェクタと相互作用している組織の種類を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられる前記力、前記超音波ブレードの前記超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて決定される、決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、ＲＦエネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の種類に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を更に含む、方法。
  56. 前記プロセッサによって、ＲＦエネルギーの前記電極への送達、及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を制御することを更に含む、請求項５５に記載の方法。
  57. 前記組織の種類が筋構造を有するものである場合、前記超音波トランスデューサへの前記超音波駆動信号の送達を前記プロセッサによって制御することを更に含む、請求項５５に記載の方法。
  58. 前記組織の種類が血管構造を有するものである場合、前記ＲＦエネルギーの前記電極への送達を前記プロセッサによって制御することを更に含む、請求項５５に記載の方法。
  59. 前記組織の種類が薄い腸間膜構造を有するものである場合、迅速切断運動に対応する前記超音波トランスデューサへの前記駆動信号の送達を前記プロセッサによって制御することを更に含む、請求項５５に記載の方法。
  60. 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に基づいて決定することを含み、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項５５に記載の方法。
  61. 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
    プロセッサと、
    前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
    電極を備えるクランプアームと、
    超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、
    前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から超音波駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    前記エンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスを決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織インピーダンスに基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の前記組織インピーダンスに基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
  62. 前記プロセッサは、前記組織インピーダンスが閾値レベルに達すると、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーの送達を切り替えるように構成されている、請求項６１に記載の外科用器具。
  63. 前記組織の前記インピーダンスが、前記組織に印加されたＲＦ電圧を、前記組織を通るＲＦ電流によって割ることにより定義される、請求項６１に記載の外科用器具。
  64. 前記組織の前記インピーダンスの閾値レベルは、封止がＲＦエネルギーを用いる前記組織の凝固中に完了する終端インピーダンスである、請求項６１に記載の外科用器具。
  65. 前記プロセッサは、前記組織インピーダンスが前記終端インピーダンスを超える際に、ＲＦエネルギーから超音波エネルギーに切り替えるように構成されており、前記超音波エネルギーが、ＲＦエネルギーを使用した前記組織の封止の完了後に前記組織を切断するために使用される、請求項６４に記載の外科用器具。
  66. 前記プロセッサが、前記ＲＦエネルギーを前記組織の血管を凝固させるために利用するように構成されており、前記超音波エネルギーが、前記組織を切り開くために利用される、請求項６１に記載の外科用器具。
  67. 前記プロセッサが、前記エンドエフェクタに供給される電力を制御するためのプロセスを利用するように構成されており、前記プロセスが、前記組織インピーダンスを、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために利用されるエネルギーの種類を決定するために、入力として利用する、請求項６１に記載の外科用器具。
  68. 前記プロセッサが、前記組織インピーダンスを組織情報データベース中に格納された閾値インピーダンス値と比較するように構成されている、請求項６１に記載の外科用器具。
  69. 組織を凝固及び切開する方法であって、
    プロセッサによって、外科用器具のエンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスを決定することと、
    前記プロセッサによって、前記決定された組織インピーダンスを閾値終端インピーダンスと比較することと、
    前記決定された組織インピーダンスが、前記閾値終端インピーダンス未満であるとき、ＲＦ駆動回路によって、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記エンドエフェクタに送達して、前記決定された組織インピーダンスに基づいて前記組織と相互作用させることと、
    前記決定された組織インピーダンスが、前記閾値終端インピーダンス以上であるとき、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記エンドエフェクタに送達することと、を含む、方法。
  70. 前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、前記外科用器具に電気的に連結された発生器の単一出力ポートを通して前記エンドエフェクタに送達される、請求項６９に記載の方法。
  71. 組織インピーダンスが、前記組織に印加されたＲＦ電圧を、前記組織を通るＲＦ電流によって割ることにより定義される、請求項６９に記載の方法。
  72. 前記プロセッサによって、発生器から前記エンドエフェクタに送達される電力を制御することであって、前記プロセスが、前記組織インピーダンスを入力としてとして含む、制御することと、
    前記プロセッサによって、前記組織インピーダンスに基づいて、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために送達されるエネルギーの種類を決定することと、
    前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタと前記組織との間の相互作用の種類に対応する前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの種類の特性を決定することと、を更に含む、請求項６９に記載の方法。
  73. 前記組織の前記閾値終端インピーダンスは、封止が発生器から前記エンドエフェクタまで送達されるＲＦエネルギーを用いる前記組織の凝固中に完了する終端インピーダンスである、請求項６９に記載の方法。
  74. 組織を凝固及び切開する方法であって、
    ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを、組織と相互作用している外科用器具のエンドエフェクタに送達して、封止を作り出すことと、
    プロセッサによって、組織凝固中に前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の組織インピーダンスを決定することと、
    前記プロセッサによって、前記決定された組織インピーダンスを閾値終端インピーダンスと比較することと、
    前記決定された組織インピーダンスが前記閾値終端インピーダンス以上であるとき、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記エンドエフェクタに送達することであって、前記エンドエフェクタが、超音波エネルギーを用いて前記組織を切り開く、送達することと、を含む、方法。
  75. 前記プロセッサによって、前記組織に印加されたＲＦ電圧を、前記組織を通るＲＦ電流によって割ることにより定義される組織インピーダンスを算出することを更に含む、請求項７４に記載の方法。
  76. 前記プロセッサによって、入力としての前記組織インピーダンスに基づいて、発生器から前記エンドエフェクタに送達される電力を制御することと、
    前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために送達されるエネルギーの種類を決定することであって、前記送達されるエネルギーの種類の特性が、前記エンドエフェクタと前記組織との間の相互作用の種類に対応する、決定することと、を更に含む、請求項７４に記載の方法。
  77. 前記閾値終端インピーダンスは、封止が発生器から前記エンドエフェクタまで送達されるＲＦエネルギーを用いる前記組織の凝固中に完了する前記組織インピーダンスである、請求項７４に記載の方法。
  78. 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
    プロセッサと、
    前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
    電極を備えるクランプアームと、
    超音波ブレードと、
    開口センサと、を備える、エンドエフェクタと、
    前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から超音波駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    前記エンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスを決定することと、
    前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織インピーダンスに基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記駆動信号の前記超音波トランスデューサへの送達を動的に制御することと、
    前記エンドエフェクタによって画定される前記開口に基づいて、前記ＲＦエネルギーと前記超音波駆動信号の送達を切り替えて、組織封止のためのＲＦエネルギーと組織切断のための超音波エネルギーを動的に切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
  79. 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出することによって、又は前記クランプアームの閉鎖機構のストロークの測定値を検出することによって、前記エンドエフェクタによって画定される前記開口を測定するように構成されている、請求項７８に記載の外科用器具。
  80. 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのオプティカルエンコーダーを備える、請求項７９に記載の外科用器具。
  81. 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのインダクタンスセンサを備える、請求項７９に記載の外科用器具。
  82. 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのポテンシオメーターを備える、請求項７９に記載の外科用器具。
  83. 前記開口センサが、前記クランプアームのピボット角を検出するためのホール効果センサを備える、請求項７９に記載の外科用器具。
  84. 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの第１及び第２の構成要素の近接度に基づいて、前記クランプアームの開口を検出するように構成されている、請求項７９に記載の外科用器具。
  85. 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの前記第１及び第２の構成要素の近接度を検出するためにホール効果センサを備える、請求項８４に記載の外科用器具。
  86. 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの前記第１及び第２の構成要素の近接度を検出するためにオプティカルエンコーダーを備える、請求項８４に記載の外科用器具。
  87. 前記開口センサが、前記エンドエフェクタの前記第１及び第２の構成要素の近接度を検出するためにインダクタンスセンサを備える、請求項８４に記載の外科用器具。
  88. 前記プロセッサが、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の組織インピーダンスにおける変化に基づいて、前記クランプアームの前記開口を検出するように構成されている、請求項７８に記載の外科用器具。
  89. 前記プロセッサは、超音波エネルギーが前記エンドエフェクタにパルスされるときの前記組織への前記エンドエフェクタの負荷に基づいて、前記クランプアームの前記開口を検出するように構成されている、請求項７８に記載の外科用器具。
  90. 前記プロセッサが、前記エンドエフェクタに供給される電力を制御するためのプロセスを利用し、前記プロセスが、前記クランプアームの前記開口を、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために利用される電力レベルとエネルギーの種類とを決定するために、入力として利用する、請求項７８に記載の外科用器具。
  91. 組織を凝固及び切開する方法であって、
    開口センサによって、組織と相互作用するように構成された外科用器具のエンドエフェクタのクランプアームの開口を決定することと、
    駆動回路によって、前記クランプアームの前記決定された開口に基づいて、前記組織と相互作用するために、ＲＦエネルギー又は超音波エネルギーのいずれかを前記エンドエフェクタに送達することと、を含む、方法。
  92. 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することが、前記開口センサによって、前記クランプアームのピボット角を検出することを含む、請求項９１に記載の方法。
  93. 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することが、前記開口センサによって、前記エンドエフェクタの第１及び第２の構成要素の近接度を検出することを含む、請求項９１に記載の方法。
  94. 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することが、前記プロセッサセンサによって、前記エンドエフェクタと相互作用している前記組織の組織インピーダンスにおける変化を測定することを含む、請求項９１に記載の方法。
  95. 前記開口センサによって、前記クランプアームの前記開口を決定することは、前記プロセッサによって、超音波エネルギーが前記エンドエフェクタにパルスされるときの前記組織への前記エンドエフェクタの負荷を測定することを含む、請求項９１に記載の方法。
  96. 組織を切開する方法であって、
    組織と相互作用するように構成されたエンドエフェクタに配設された前記組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、
    超音波ブレードと、
    クランプアームであって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間で組織を固定するように構成された、クランプアームと、
    電極と、
    温度センサと、
    開口センサと、
    前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間に配設された前記組織に加えられた力を測定するように構成された力センサと、を備える、測定することと、
    プロセッサによって、前記組織の厚さを測定することと、
    前記プロセッサによって、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた前記測定された力、前記超音波ブレードの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づいて、組織摩擦係数を決定することと、
    超音波駆動回路によって、前記組織に加えられた前記測定された力、前記組織の前記測定された厚さ、及び前記決定された組織摩擦係数に基づいて、前記組織と相互作用するために、エネルギーの第１の量を前記超音波ブレードに送達することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数の変化率を、前記組織摩擦係数の所定の値と比較することと、
    前記プロセッサによって、前記組織係数の前記変化率に基づいて、前記超音波ブレードに送達される前記エネルギーの量を調整することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が、前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致するかどうかを決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致すると決定した際に、前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあるかどうかを決定することと、
    前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあることを決定する際に、超音波駆動回路によって、前記組織と相互作用させるために、エネルギーの第２の量を前記超音波ブレードに送達することと、を含む、方法。
  97. 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に従って決定することを更に含み、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項９６に記載の方法。
  98. 前記プロセッサによって、所定の組織の種類に関連する入力を受信することを更に含む、請求項９６に記載の方法。
  99. 前記組織の厚さを測定することが、前記開口センサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間の距離を測定することを含む、請求項９６に記載の方法。
  100. 前記開口センサよって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあることを決定する際に、無線周波数（ＲＦ）駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記エンドエフェクタの前記電極に送達して、前記エンドエフェクタに位置する組織を凝固させることを更に含む、請求項９６に記載の方法。
  101. 前記力を測定することが、
    前記プロセッサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの２つのデータ点を測定することと、
    前記プロセッサによって、前記２つのデータ点をバッファに格納し、前記力に対する電力の勾配値を算出して、前記組織摩擦係数を算出することと、を含む、請求項９６に記載の方法。
  102. 前記エネルギーの第１の量と前記エネルギーの第２の量とが異なる、請求項９６に記載の方法。
  103. 前記エネルギーの第１の量を前記エンドエフェクタに送達することが、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記組織に送達すること、ＲＦ駆動回路によってＲＦエネルギーを前記組織に送達すること、又はこれらの組み合わせを含む、請求項９６に記載の方法。
  104. 前記エネルギーの第２の量を前記エンドエフェクタに送達することが、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記組織に送達すること、ＲＦ駆動回路によってＲＦエネルギーを前記組織に送達すること、又はこれらの組み合わせを含む、請求項９６に記載の方法。
  105. 組織を切開する方法であって、
    力センサによって、前記組織と相互作用するように構成された外科用器具の遠位端に配設されたエンドエフェクタにより組織に加えられた力を測定することであって、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、を備える、測定することと、
    開口センサによって、前記組織の厚さを測定することと、
    プロセッサによって、所定の時間間隔で組織摩擦係数を決定することであって、前記組織摩擦係数が、前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた測定された力、発生器から前記エンドエフェクタに送達されたエネルギーによって引き起こされた前記エンドエフェクタの超音波運動、及び前記エンドエフェクタによって発生した発熱率に基づく、決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織と相互作用するために、前記エンドエフェクタに送達されるエネルギーの量を調整することであって、適用される前記エネルギーの量が、前記決定された組織摩擦係数に基づいて調整される、調整することと、を含む、方法。
  106. 前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数を、以下の表現：
    Figure 2018519914
     に従って決定することを更に含み、
    式中、
    Figure 2018519914
     が熱発生率であり、ｖが前記エンドエフェクタの前記超音波運動の速度であり、Ｎが前記エンドエフェクタによって前記組織に加えられた力である、請求項１０５に記載の方法。
  107. 前記プロセッサによって、所定の組織の種類に関連する入力を受信することを更に含む、請求項１０５に記載の方法。
  108. 前記開口センサによって、前記組織の厚さを測定することが、前記クランプアームと前記超音波ブレードとの間の距離を測定することを含む、請求項１０５に記載の方法。
  109. ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記電極上に位置付けられた電極に送達し、前記組織を封止することを更に含む、請求項１０５に記載の方法。
  110. 駆動回路によって、エネルギーを前記外科用器具に電気的に連結された発生器の単一出力ポートを通して前記エンドエフェクタに送達することを更に含む、請求項１０５に記載の方法。
  111. 前記力センサによって、前記力を測定することが、
    前記力センサによって、前記力及び前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの２つのデータ点を測定することと、
    前記データ点をバッファに格納し、前記力に対する電力の勾配値を算出して、前記組織摩擦係数を算出することと、を含む、請求項１０５に記載の方法。
  112. 送達される前記エネルギーの量が、前記力センサによって測定され、前記組織に加えられた前記力と、前記開口センサによって測定された前記組織の前記厚さとに基づいて調整される、請求項１０５に記載の方法。
  113. 前記エンドエフェクタに送達される前記エネルギーの量が、エネルギーの第１の量であり、前記方法が、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が、前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致するかどうかを決定することと、
    前記プロセッサによって、前記組織摩擦係数が前記組織摩擦係数の所定の閾値と一致すると決定した際に、前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあるかどうかを決定することと、
    前記プロセッサによって、前記クランプアームと前記超音波ブレードとが閉鎖位置にあることを決定する際に、駆動回路によって、前記組織と相互作用させるために、エネルギーの第２の量を前記エンドエフェクタに送達することと、を更に含む、請求項１０５に記載の方法。
  114. 駆動回路によって、前記エネルギーの量を前記エンドエフェクタに送達することが、ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記組織に送達すること、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記組織に送達すること、又はこれらの組み合わせを含む、請求項１０５に記載の方法。
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