JP2023011748A - 動的漏洩電流補償および動的ｒｆ片長を含む電気手術装置 - Google Patents

Abstract

【課題】電気手術アプリケータに結合され得る電気手術発電機の波効率を動的に制御することができる電気手術装置を提供する。
【解決手段】電気手術発電機２２３のコントローラ２７７は、電気手術アプリケータおよび電気手術発電機２２３に結合されて関連するケーブル付属品の漏洩電流を補償するために、動的漏洩電量補償のアルゴリズムまたは機能を実行するように構成される。また、電気手術発電機２２３の能動端子と戻り端子との間の測定されたインピーダンスに基づいて、電気手術発電機２２３の出力波形の波高率を動的に制御するために、動的高周波変調のアルゴリズムまたは機能を実行するように構成される。
【選択図】図６Ａ

Description

優先権
本出願は、内容全体が参照により本明細書に組み入れられる、「電気手術装置」と題する、２０１６年１１月１７日出願の米国仮特許出願第６２／４２３，３７９号に対する優先権を主張する。

本開示は、一般に、電気手術ならびに電気手術システムおよび装置に関し、より詳細には、一体型閉ループシステムを有する電気手術装置に関する。

高周波電気エネルギーは、手術において広く使用されてきた。電気手術エネルギーを使用して組織が切断され、体液が凝固させられる。

電気手術器具は、一般に、「単極」装置または「双極」装置を備える。単極装置は、電気手術器具に設けられた能動電極を備え、戻り電極が患者に取り付けられている。単極電気手術では、電気手術エネルギーは、器具の能動電極を通り、患者の身体を通って戻り電極に流れる。そのような単極装置は、組織の切断および凝固が必要とされ、迷走電流が患者に大きな危険を及ぼさない手術処置において効果的である。

双極装置は、手術器具上に能動電極および戻り電極を備える。双極電気手術装置では、電気手術エネルギーは、能動電極を通って患者の組織に短い距離を通って流れ、組織を通って戻り電極へと流れる。電気手術的効果は、手術器具上の２つの電極間に配置されている組織の小領域に実質的に局在化している。双極電気手術装置は、迷走電流が患者に危険を及ぼし得るか、または他の処置上の懸念が能動電極および戻り電極の近接を必要とする外科手術処置に有用であることが見出されている。双極電気手術を含む外科手術は、単極電気手術を含む方法および処置とは実質的に異なる方法および処置を必要とすることが多い。

ガスプラズマは、電気エネルギーを伝導することができるイオン化ガスである。プラズマは、電気手術エネルギーを患者に伝導するために手術装置において使用される。プラズマは、比較的低い電気抵抗の経路を提供することによってエネルギーを伝導する。電気手術エネルギーは、プラズマを通って進み、患者の血液または組織を切断、凝固、乾燥、または固定する。電極と治療される組織との間に物理的な接触は必要とされない。

調節されたガスの供給源を組み込んでいない電気手術システムは、能動電極と患者との間の周囲空気をイオン化する可能性がある。それによって生成されるプラズマは、電気手術エネルギーを患者に伝導することになるが、プラズマアークは、通常、イオン化可能なガスの調節された流れを有するシステムと比較して、より空間的に分散して見える。

大気圧放電コールドプラズマアプリケータは、表面滅菌、止血、および腫瘍の切除を含む様々な用途において使用を見出している。後者の例では、プロセスは、比較的遅く、気化して焦げた組織と共に大量の有害な煙を発生させる可能性があり、高出力の電気手術エネルギーが使用されると周囲の健康な組織に付随的な損傷を引き起こすことがある。プラズマビームの幅に起因して、精度もまた問題となり得る。多くの場合、問題の組織を切除するために簡単な手術用ナイフが使用され、続いて焼灼、滅菌、および止血のためにコールドプラズマアプリケータが使用される。

前述の電気手術およびプラズマビーム手術に使用される医療装置は、通常、発電機ユニットおよび取り付けられたハンドピースまたはアプリケータからなる。既定の発電機ユニットには様々な異なるアプリケータが利用可能であることができ、そのうちのいくつかは汎用であり、他のものは特定のタスクに合わせて設計されている。

本開示は、電気手術アプリケータに結合され得る電気手術発電機を含む電気手術システムを対象とする。本開示の一態様では、電気手術発電機のコントローラは、電気手術アプリケータおよび電気手術発電機に結合された関連するケーブル付属品の漏洩電流を補償するために、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能を実行するように構成される。本開示の別の態様では、電気手術発電機のコントローラは、電気手術発電機の能動端子と戻り端子との間の測定されたインピーダンスに基づいて、電気手術発電機の出力波形の波高率を動的に制御するために動的高周波（ＲＦ）変調のアルゴリズムまたは機能を実行するように構成される。

本開示の上記および他の態様、特徴、および利点は、添付の図面と併せて解釈されることで、以下の詳細な説明に照らしてより明らかになるであろう。

本開示の一実施形態による例示的な単極電気手術システムの図である。 本開示の一実施形態による電気手術装置の概略図である。 図２Ａに示される電気手術装置の線Ａ－Ａについての断面図である。 本開示の一実施形態による、電気手術装置の拡大断面図である。 図３Ａに示される電気手術装置の線Ｂ－Ｂについての正面図である。 ブレードが延びた状態の、図３Ａに示される電気手術装置の拡大断面図である。 本開示の別の実施形態による電気手術装置の図である。 本開示の一実施形態による、電気手術発電機の電気概略図である。 本開示の別の実施形態による、別の電気手術装置の図である。 本開示の一実施形態による分布素子モデルの図である。 本開示の一実施形態による集中素子モデルの図である。 本開示の一実施形態による出力負荷回路の図である。 本開示の一実施形態による、漏洩補償を実施するための等価負荷回路の図である。 本開示の一実施形態による、図１０に示される回路の等価電気モデルの図である。 本開示の一実施形態による、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能のフローチャートである。 本開示の一実施形態による、図１２Ａの動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能に基づいて負荷に供給されている電力を調整するための方法のフローチャートである。 本開示の一実施形態による、変調された電力信号の波形図である。 本開示の一実施形態による、２０ｋΩ出力負荷の測定値を含むグラフである。 本開示の一実施形態による、１０００Ω出力負荷の測定値を含むグラフである。 本開示の一実施形態による、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能のフローチャートである。 本開示の一実施形態による、接地基準の内部Ｊプラズマ動作モードにおける電気手術装置の測定された電力曲線のグラフである。 本開示の一実施形態による、絶縁された内部Ｊプラズマ動作モードにおける電気手術装置の測定された電力曲線のグラフである。

図は、本開示の概念を例示する目的のためのものであり、必ずしも本開示を説明するための唯一の可能な構成ではないことを理解されたい。

以下に、添付図を参照しながら、本開示の好ましい実施形態が詳細に説明される。以下の説明では、不必要な詳細により本開示が不明瞭になることを避けるために、周知の機能または構成は、詳細に説明されていない。後続の図および説明において、用語「近位」は、従来通り、デバイス、例えば器具、装置、アプリケータ、ハンドピース、鉗子などの使用者に近い方の端部を指す。一方、用語「遠位」は、使用者から遠い方の端部を指す。本明細書では、「結合された」という語句は、直接的に接続される、または１つ以上の中間部品を介して間接的に接続されることを意味すると定義される。そのような中間部品は、ハードウェアおよびソフトウェアベースの部品の両方を含むことができる。

図１は、１０として全体的に示される例示的な単極型電気手術システムを示し、電気手術装置１０のための電力を発生させるための１２として全体的に示される電気手術発電機（ＥＳＵ）と、プラズマ流１６を発生させて、導電性板または支持面２２上に載っている患者２０上の手術部位または標的領域１８に当てるための１４として全体的に示されるプラズマ発生器とを備える。電気手術発電機１２は、プラズマ発生器１４に高周波電気エネルギーを供給するために電源（図示せず）に結合された一次側および二次側を含む、２４として全体的に示される変圧器を含む。典型的には、電気手術発電機１２は、いかなる電位も基準にしていない絶縁された浮遊電位を含む。こうして、能動電極と戻り電極との間に電流が流れる。出力が絶縁されておらず、「アース」を基準にしている場合、電流は、アース電位を有する領域に流れ得る。この領域と患者との接触面が比較的小さい場合、望ましくない灼熱感が生じる可能性がある。

プラズマ発生器１４は、電極２８を有するハンドピースまたはホルダ２６を備える。電極２８は、流体流れハウジング２９内に少なくとも部分的に配置され、変圧器２４に結合されてそこからの高周波電気エネルギーを受け取り、ハンドピースまたはホルダ２６の流体流れハウジング２９に送られる希ガスを少なくとも部分的にイオン化してプラズマ流１６を生成または創出する。高周波電気エネルギーは、変圧器２４の二次側から活性導体３０を介してハンドピース２６内の電極２８（集合的に能動電極）に供給されて、患者２０の手術部位１８に当てるためのプラズマ流１６を創出する。さらに、電流制限コンデンサ２５が電極２８と直列に設けられて、患者２０に供給される電流量を制限する。

電気手術発電機１２への戻り経路は、患者２０の組織および体液、導体板または支持部材２２、および戻り導体３２（集合的に戻り電極）を通って変圧器２４の二次側に到達して、絶縁された浮遊電位回路を完成する。

別の実施形態では、電気手術発電機１２は、いかなる電位も基準にしていない絶縁された非浮遊電位を含む。電気手術発電機１２に戻るプラズマ電流は、組織および体液、ならびに患者２０を通る。そこから、戻り電流回路は、組み合わされた外部静電容量を通ってプラズマ発生器ハンドピース２６、外科医、そして変位電流を通って完成される。静電容量は、とりわけ、患者２０の体格によって決まる。そのような電気手術装置および発電機は、Ｋｏｎｅｓｋｙの共同所有の米国特許第７，３１６，６８２号に説明されており、その内容は、参照により本明細書に組み込まれる。

以下の様々な実施形態で説明されるように、変圧器２４は、プラズマ発生器ハンドピース２６内に配置されてもよいことを理解されたい。この構成では、ハンドピース内の変圧器に適切な電圧および電流を供給するために他の変圧器、例えば、降圧変圧器、昇圧変圧器、またはそれらの任意の組み合わせが発電機１２内に設けられてもよい。

図２Ａを参照すると、本開示による電気手術装置１００が示される。一般に、装置１００は、近位端１０３および遠位端１０５を有するハウジング１０２と、開放遠位端１０６と、ハウジング１０２の遠位端１０５に結合された近位端１０８とを有するチューブ１０４とを含む。ハウジング１０２は、右側ハウジング１１０および左側ハウジング１１２を含み、ボタン１１４およびスライダ１１６のための設備をさらに含む。スライダ１１６を作動させると、チューブ１０４の開放遠位端１０６のところにブレード１１８が露出する。ボタン１１４を作動させると、ブレード１１８に電気手術エネルギーが印加され、いくつかの実施形態では、以下に詳細に説明されるように、流れチューブ１２２を通してガスを流れさせる。

さらに、高周波（ＲＦ）エネルギー源を装置１００に結合するために、変圧器１２０がハウジングの近位端１０３に設けられている。変圧器１２０を装置１００内に設けることにより（変圧器を電気手術発電機内に配置することとは対照的に）、装置１００の電力は、変圧器が発電機内に遠隔に配置されるときに必要とされるときよりも高い電圧および低い電流から生じ、その結果、熱化効果はより低くなる。これとは対照的に、発電機内に変圧器を戻すと、より低い電圧およびより高い電流で、熱化効果がより大きい状態でアプリケータ電力を生成する。したがって、装置１００に変圧器１２０を設けることによって、手術部位の組織に対する付随的な損傷が最小限に抑えられる。

装置１０２の線Ａ－Ａについての断面図が、図２Ｂに示される。ハウジング１０２およびチューブ１０４内に配置されているのは、装置１００の長手方向軸に沿って延びる流れチューブ１２２である。流れチューブ１２２の遠位端１２４において、ブレード１１８は、流れチューブ１２２内に保持される。流れチューブ１２２の近位端１２６は、チューブコネクタ１２８および可撓性チューブ１２９を介してガス源に結合されている。流れチューブ１２２の近位端１２６は、変圧器１２０に結合するプラグ１３０を介してＲＦエネルギー源にも結合されている。流れチューブ１２２は、以下に説明されるように、プラズマ利用または電気手術切断に使用されるときにＲＦエネルギーをブレード１１８に伝導するように、導電性材料、好ましくはステンレス鋼で作成される。外側チューブ１０４は、例えばＬｅｓｔｒａｎのような非導電性材料から構成される。スライダ１１６は、保持用環１３２を介して流れチューブ１２２に結合されている。プリント回路基板（ＰＣＢ）１３４がハウジング１０２内に配置され、ボタン１１４を介して変圧器１２０からのＲＦエネルギーの印加を制御する。

スライダ１１６は、直線方向に自由に移動可能であってもよく、または、装置１００のオペレータがブレード１１８を過度に延ばすのを防止するために、段階的な移動、例えばラチェット移動のための機構を含んでもよいことを理解されたい。ブレード１１８の段階的な移動のための機構を採用することにより、手術部位における組織への損傷を回避するために、オペレータは、露出されたブレード１１８の長さに対して、より大きな制御を持つことになる。

図２Ｂには、外側チューブ１０４の遠位端１０６の拡大図も示されている。ここで、ブレード１１８は、流れチューブ１２２に結合されている。流れチューブ１２２は、少なくとも１つのシール１３６によって外側チューブ１０４内の適所に保持されている。少なくとも１つのシール１３６は、チューブ１０４およびハウジング１０２内へのガスの逆流を防ぐ。円筒状セラミック挿入物１３８は、外側チューブ１０４の遠位端に配置されて、ブレードを装置１００の長手方向軸に沿った状態に保持し、ブレードが外側チューブ１０４の遠位端から露出して機械的な切断を行っている間、構造的に支持する。

次に、装置１００の動作態様が図３Ａおよび図３Ｂに関連して説明される。図３Ａは装置の拡大断面図を示し、図３Ｂは装置の正面図を示す。

図３Ａを参照すると、流れチューブ１２２は外側チューブ１０４内に配置され、円筒状絶縁体１４０が流れチューブ１２２の周囲に配置されている。スライダ１１６は絶縁体１４０に結合されており、ブレード１１８を伸縮させるために使用される。外側チューブ１０４の遠位端１０６において、環状またはリング形状のシール１３６および円筒状セラミック挿入物１３８は、流れチューブ１２２の周りに配置されている。図３Ｂにおいて分かるように、略平面状のブレード１１８は、２つのガス通路１４２、１４４がブレード１１８の両側に形成されるように円筒状流れチューブ１２２の内周に結合される。ガスがハウジングの近位端１０３から流れチューブ１２２を通って流れると、ガスは、ブレード１１８を越えて外側チューブ１０４の遠位端１０６から出る。

図３Ａに示されようにブレードが後退位置にあるとき、装置１００は、プラズマを生成するのに適している。後退位置では、ＲＦエネルギーは、電気手術発電機（図示せず）から流れチューブ１２２を介してブレード１１８の先端１４６に伝導される。次いで、ヘリウムまたはアルゴンのような不活性ガスが、電気手術発電機または外部のガス供給源のいずれかから流れチューブに供給される。高電圧および高周波数に保持されたブレード１１８の鋭敏点１４６上を不活性ガスが流れると、低温プラズマビームが生成される。

図４を参照すると、スライダ１１６を介してブレード１１８が前進しているので、先端１４６は、外側チューブ１０４の遠位端１０６を越えて延びている。この状態では、ブレード１１８は、２つの切断モード、すなわち機械的切断および電気手術切断に使用することができる。機械的切断モードでは、ＲＦまたは電気手術エネルギーは、流れチューブ１２２またはブレード１１８に印加されず、したがってブレード１１８は電気供給が停止された状態にある。このモードでは、ブレード１１８は、機械的切断によって組織を切除するために使用され得る。組織が除去された後、スライダ１１６を介してブレード１１８を後退させることができ、ボタン１１４を介して電気手術エネルギーおよびガスを印加して、手術患者部位の焼灼、滅菌および／または止血のための低温プラズマビームを生成させることができる。

電気手術切断モードでは、ブレード１１８は、電圧が印加され、かつ不活性ガスが流れる間、前進されて、使用される。この構成は、電気手術エネルギーが切断を行うという点で、電気手術ナイフの手法に類似する。しかし、不活性ガス流を追加すると、形成された切断部は、実質的に焼痂を示さず、切断部の側壁に沿った切断に伴って起きる損傷はほとんどない。ナイフブレードに電圧が印加されていないとき、すなわち機械的切断モードのときに比べて、切断速度は大幅に速く、機械的な切断抵抗は小さい。この過程の間、止血も影響を受ける。

図５および図６Ａを参照すると、本開示の別の実施形態による電気手術装置２００が、示される。全体的に、装置２００、アプリケータ２１０およびＥＳＵ２２３である。アプリケータ２１０は、近位端２０３および遠位端２０５を有するハウジング２０２と、開放遠位端２０６と、ハウジング２０２の遠位端２０５に結合された近位端２０８とを有するチューブ２０４とを含み、ハンドピースまたはアプリケータを形成する。ハウジング２０２は、複数のボタン２０７、例えばボタン２１４、２１５、および２１９と、第１スライダ２１６と、第２スライダ２２１とを含む。第１スライダ２１６を作動させると、上述のように、チューブ２０４の開放遠位端２０６でブレード２１８が露出する。後述のように、第２スライダ２２１を作動させると、装置は異なるモードに設定される。個々のボタン２１４、２１５、２１９を作動させると、ブレード２１８に電気手術エネルギーが印加されて、異なる電気手術モードに作用し、ある実施形態では、後に詳述されるように、内部流れチューブ２２２を通ってガスを流れさせる。加えて、ケーブル２６０およびコネクタ２６２を介して高周波（ＲＦ）エネルギー源をアプリケータ２１０に結合するために、変圧器組立体２２０がハウジング２０２の近位端２０３に設けられている。ケーブル２６０は、電気手術エネルギーをアプリケータ２１０に供給するため、および、アプリケータ２１０とＲＦ源、例えば電気手術発電機２２３との間で通信信号を送受信するための、複数の導体を含む。コネクタ２６２は、コネクタ２６２を発電機２２３の対応する端子２２５に結合するための様々なピン、例えばピン２８１，２８２，２８３，２８４，２８６，２８８および２９０を含む。

図６Ａにおいて分かるように、電気手術発電機２２３は、ＤＣ電源２７２と、発振器２７３と、電力増幅器２７４と、降圧変圧器２７５と、昇圧変圧器２７６とを含む。電源２７２、発振器２７３、電力増幅器２７４、降圧変圧器２７５、および昇圧変圧器２７６は、全体で、アプリケータ２１０に電力または電気手術エネルギーを供給するための電力発生器回路２７０を形成する。電気手術発電機２２３は、さらに、コントローラ２７７、メモリ２７８、およびセンサ２７９を含む。一実施形態では、コントローラ２７７は、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）として構成できることを理解されたい。

電源２７２は、電力増幅器２７４に電力を供給するように構成される。電力増幅器２７４は、電源２７２からの供給電力を受け取るように、かつ、電力信号（すなわち、コネクタ２６２およびケーブル２６０を介して電気手術アプリケータに供給される電気手術エネルギー）を生成するように構成される。発振器２７３は、電力増幅器２７４により生成された電力信号を、動作モードに基づき異なる周波数で変調するように構成される。電源２７２および発振器２７３は、それぞれ、コントローラ２７７から制御信号を受け取る。コントローラ２７７は、電力増幅器２７４に供給される電力を増大または低減させるために電源２７２に制御信号を供給するように構成され、それによって電気手術アプリケータ２１０によって出力される電気手術エネルギーの電力を増大または低減させる。コントローラ２７７は、さらに、電力増幅器２７４によって出力される波形の特性（例えば、周波数、振幅、デューティサイクル、波高率など）を変更するために、発振器２７３に制御信号を供給するように構成される。コントローラ２７７は、ボタン２１４，２１５，２１９の作動を介して１つまたは複数の通信信号を受信して、電気手術動作モード（すなわち、後述されるＪプラズマまたはプラズマモード、ＣＵＴモード、およびＣＯＡＧモード）をユーザの所望に応じて変更するように構成される。

個々のボタン２１４，２１５，２１９を作動させると、電力発生器回路２７０を介してブレード２１８に電気手術エネルギーが印加されて、ブレード２１８の位置に応じて異なる電気手術モードに作用する。図示の実施形態では、ボタン２１４は、Ｊプラズマモードを起動するように構成され、ボタン２１５は、ＣＯＡＧ（または凝固）モードを起動するように構成され、ボタン２１９は、通常の電気手術ＣＵＴモードを起動するように構成される。Ｊプラズマモードは、負荷に印加されるプラズマビームをアプリケータ２１０が生成するモードに対応することを理解されたい。従来の電気手術モードとは異なり、Ｊプラズマモードは、より高い公称動作インピーダンスおよびより高い動作電圧を使用し、これらは、従来の電気手術モードに比べて、低い電力（例えば最大４０Ｗまで）および低い出力電流を用いるアプリケータ２１０などのアプリケータの出力において緩やかなプラズマビームを生成することができる。Ｊプラズマモードは、ブレード２１８が（例えばプラズマモードで）組織を凝固または切除するために非接触処置を支援するために引っ込められたとき、および、ブレード２１８が切断処置（ガスとともに）および組織のピンポイントの凝固を支援するために延ばされたときの両方において、プラズマビームを生成するために使用できる。Ｊプラズマモードとは対照的に、ＣＯＡＧおよびＣＵＴなどの他のモードでは、より高い電力（例えば４０Ｗ超）が使用される。例えば、ブレード２１８が引き込まれた状態でボタン２１５が押されると、非接触用途で使用するためのＣＯＡＧモード（または高周波療法モード）において、より大電力のプラズマが生成される。ブレード２１８が延ばされると、第２のＣＯＡＧモード、例えばピンポイントモードが実現する。ボタン２１４が押され、ブレード２１８が延ばされると、プラズマの穏やかなＣＵＴモードを使用することができる。ＥＳＵ２２３および／またはアプリケータ２１０は、単極動作モードと双極動作モードとの間の切り替えを可能にする１つまたは複数のボタンを含むことができる。

２つの昇圧変圧器２２０、２７６（すなわち、Ｊプラズマモードを可能にするためのアプリケータ２１０内の変圧器２２０および一般的な電気手術モードを可能にするための発電機２２３内の変圧器２７６）は、２つの異なる電力曲線を有することを理解されたい。つまり、それらの出力インピーダンスは、異なる負荷条件に適合する。アプリケータ２１０内の変圧器２２０は、ＥＳＵ２２３内の電気手術用変圧器２７６よりも高い電圧を出力するが、変圧器２２０は、直列に組み合わされた組織負荷およびプラズマビームのインピーダンスの、より高い出力インピーダンスにも適合する。ＥＳＵ２２３内に戻した電気手術用変圧器２７６は、出力電圧がより低く、電流能力がより高く、その出力インピーダンスは、組織と直接接触している電気手術用ブレード２１８のより低いインピーダンス値に一致する。Ｊプラズマモードにおける出力の例示的な値は、１０キロオームの出力インピーダンス、４ｋＶ～６ｋＶのピーク－ピークおよび１４０ｍＡであり、ここで、電気手術モード（すなわち、ＣＵＴ、ＣＯＡＧ（例えば、ピンポイントまたは高周波療法）、および双極モードなどのＪプラズマ以外のモードに対応して）における出力の例示的な値は、１５０～２５０オームの出力インピーダンス、３００Ｖ～６．５ｋＶのピーク－ピークおよび１．５Ａである。これらの例示的な値は、例示目的のためだけのものであり、使用中に値が異なってもよいことを理解されたい。

いくつかの実施形態では、ＣＯＡＧ／ＣＵＴモードのときにガスがアプリケータ２１０に供給されてもよい。ブレード２１８が延ばされた一実施形態では、例えばガスを使用するＣＵＴのために、ガスを流すことを可能にする、モードボタンが発電機に設けられてもよい。別の実施形態では、ブレード２１８が引き込まれたときに、高周波療法またはガスを用いる高周波療法が、ＥＳＵ２２３内のボタンから可能にされてもよい。

電極２１８は、上記実施形態ではブレードとして示され説明されているが、他の実施形態では、電極２１８は、必要に応じて他の形状、例えばワイヤ、針または球型の電極だがこれらに限定されない、で構成されてもよい。

本開示の別の実施形態では、ＥＳＵ２２３は、また、変圧器を含まない電気手術アプリケータとともに使用されるように構成されてもよい。一実施形態では、電気手術アプリケータ２１０の変圧器２２０は、取り除かれる。例えば、図６Ｂを参照すると、ＥＳＵ２２３に結合されたアプリケータ３１０を含む電気手術装置３００が、本開示によって示される。図３に示されるように、アプリケータ３１０は、変圧器組立体２２０などの変圧器組立体を含まない。ＥＳＵ２２３は、内部変圧器を含むアプリケータ（例えばアプリケータ２１０）および内部変圧器を含まないアプリケータ（例えばアプリケータ３１０）の両方で使用されるように構成されていることを理解されたい。

電気手術アプリケータ３１０が内部変圧器を含まない（すなわち変圧器２２０が含まれない）、この実施形態では、本明細書では内部Ｊプラズマモードと呼ばれる新しいプラズマモードが、ＥＳＵ２２３のコントローラ２７７によって、アプリケータ３１０に内部変圧器が無くても、アプリケータ３１０がＪプラズマモードを模倣するように、実行される。内部Ｊプラズマモードは、出力ＲＦ変圧器（例えば変圧器２７６）が、（電気手術アプリケータ３１０内ではなく）ＥＳＵ２２３内にのみ配置される場合に使用されるように、設計されている。内部変圧器を含まない電気手術アプリケータ３１０の性能を最適化するために、本開示は、２つのアルゴリズムまたは機能を提供する。

第１のアルゴリズムまたは機能は、動的漏洩電流補償と呼ばれ、電気手術アプリケータ３１０などのＥＳＵ２２３に結合された器具において出力電流および出力電圧を計算するときに使用される。本開示の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能は、内部Ｊプラズマモードが非常に高いＲＭＳ電圧で動作し、変圧器２２０などの変圧器を含む電気手術アプリケータ２１０によって使用されるプラズマモードの性能を最大限に模倣することを可能にする。以下に、より詳細に説明されるように、本開示の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能は、２０ｋΩまでの平坦な電力曲線を有する低電力ＲＦ電気手術用途に使用されるときに有利である。そのような電力曲線は、患者の組織に対する付随的な損傷を最小限に抑えるために、ユーザが非常に低い電力（例えば１０Ｗまで低下）で作業することを可能にし、同時に、電極の引きずりおよび粘着なしに種々の組織に対して改善された性能を提供する。

第２のアルゴリズムまたは機能は、動的ＲＦ変調と呼ばれ、電気手術アプリケータ３１０が内部Ｊプラズマモードのときに測定された組織インピーダンスに基づいて出力波形の波高率を（変調周波数を調整することによって）動的に制御するために使用される。本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、無負荷（すなわち使われていない）で動作しているときにアプリケータ３１０の遠位端２０６でのプラズマ点火を助けるために非常に高いピーク電圧（すなわち高い波高率）を提供するが、それと同時に、電気手術アプリケータのブレード（例えば、ブレード２１８）を用いて組織を切断するときにはかなり低い波高率を提供し、こうして新しい内部Ｊプラズマモードの性能を改善するのに役立つ。

動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能および動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能の両方が、ＥＳＵ２２３のコントローラ２７７などの電気手術発電機のプロセッサ、コントローラ、またはＦＰＧＡに実装されてもよいことを理解されたい。コントローラ２７７は、電力増幅器２７４に供給される電力を調整する（したがって、アプリケータ３１０によって負荷に印加される電気手術エネルギーの電力も調整する）ために、１つまたは複数の制御信号を電源２７２に送ることによって、動的漏洩電流補償アルゴリズムを実行するように構成される。コントローラ２７７は、電力増幅器２７４によって出力される電力信号の変調周波数を調整する（したがって、アプリケータ３１０によって負荷に印加される電気手術エネルギーの変調周波数および波高率も調整する）ために、１つまたは複数の制御信号を発振器２７３に送ることによって、動的ＲＦ変調アルゴリズムを実行するように構成される。後述されるように、いくつかの実施形態では、コントローラ２７７は、各アルゴリズムまたは機能を同時に実行するように構成される。

本開示の各アルゴリズムまたは機能は、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、またはそれらの任意の組み合わせでコントローラ２７７によって実行され得ることを理解されたい。いくつかの実施形態では、各アルゴリズムまたは機能は、メモリデバイス（例えばメモリデバイス）に記憶され、適切な命令実行システム（たとえば、コントローラ２７７などの処理装置）によって実行可能なソフトウェアまたはファームウェア内に実装され得る。いくつかの実施形態では、コントローラ２７７の様々なモジュール（例えば、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能に対応する第１のモジュール、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能に対応する第２のモジュールなど）は、例えば、ディスクリートの論理回路、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、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）、またはそれらの任意の組み合わせを使用するハードウェア内に実装され得る。

一実施形態では、ＥＳＵ２２３は、ＥＳＵ２２３の端子（すなわち能動端子および戻り端子）および単極用途で患者に取り付けられる中性電極または戻りパッドの１つまたは複数の電気的パラメータを感知するためのセンサを含む。例えば、再び図６Ａを参照すると、ＥＳＵ２２３は、ＥＳＵ２２３の能動端子および戻り端子の１つまたは複数の電気的パラメータ（例えば、電圧、電流など）を感知するように構成されたセンサ２７９を含むことができる。ＥＳＵ２２３の能動端子は、コネクタ２６２のピン２８３に結合された変圧器２７６の出力に対応する。ＥＳＵ２２３の戻り端子は、端子２９１に対応する。ＥＳＵ２２３の能動端子は、昇圧変圧器２７６から出力された電力信号（すなわち電気手術エネルギー）をアプリケータ３１０などの電気手術アプリケータに供給する。ＥＳＵ２２３の戻り端子は、電気手術アプリケータ３１０によって出力されて負荷に印加される電力信号の戻り経路を提供する。

図６Ａに示されるように、センサ２７９はコントローラ２７７に結合される。センサ２７９は、さらに、端子２９１（ＥＳＵ２２３の戻り端子）を介して戻りパッド２９２に結合され、かつ、変圧器２７６の出力（ＥＳＵ２２３の能動端子）に結合されている。センサ２７９は、電圧および電流データを感知するために、ＥＳＵ２２３の能動端子および戻り端子において、電力信号をサンプリングするように構成される。センサ２７９は、感知されまたは測定された電気的パラメータをコントローラ２７７に送信するように構成される。さらに、一実施形態では、センサ２７９は、感知された任意のアナログデータを、コントローラ２７７によって読み取り可能なデジタルデータに変換するための１つまたは複数のアナログ－デジタル変換器を含むことができる。いくつかの実施形態において、センサ２７９は、電流を感知するための少なくとも１つの電流センサと、電圧を感知するための少なくとも１つの計器用変圧器とを含むことができる。ＥＳＵ２２３の能動端子および戻り端子における電気的パラメータを感知するための他のセンサが、本開示の範囲内にあると考えられることを理解されたい。

ＲＦパラメータ
以下に示される表１は、動的漏洩電流補償および動的ＲＦモジュラーのアルゴリズムまたは機能を実施するために使用される出力プッシュプル発生器のためのＲＦパラメータを含む。プッシュプル発生器は、出力変圧器２７５、２７６を駆動する電力増幅器段２７４であることを理解されたい。

表１に示される結果、および以下に説明される結果は、内部Ｊプラズマモードで動作する電気手術アプリケータ３１０（すなわち、アプリケータ３１０が変圧器を含まない場合）などの電気手術アプリケータを使用して、ＥＳＵ２２３などのＥＳＵにおいて実行された。

ＲＦ漏洩補償モデル
ＥＳＵ２２３が高出力電圧（例えば４００Ｖｒｍｓ超）または高出力電流（例えば１Ａｒｍｓ超）で動作しているとき、ＥＳＵ２２３に結合された電気手術アプリケータ３１０の付属品ケーブル２６０のインピーダンス特性を、出力電力を供給するときに考慮に入れなければならない。考慮すべきインピーダンス特性は、ケーブル２６０内のワイヤの直列抵抗およびインダクタンスと、アースおよび中性電極２９２に対する並列浮遊容量とを含む。Ｊプラズマモードの場合（例えば、変圧器組立体２２０などの内部変圧器を含む電気手術アプリケータが使用される場合）、高い出力電圧（最大９００Ｖｒｍｓ）および最大２０ｋΩの出力インピーダンスが存在する。さらに、動作ＲＦ周波数の付属品インピーダンス値は、出力負荷に近いか、またはそれ以下になり、すなわち３３６ｋＨｚで長さ２．４ｍのケーブルで測定されたインピーダンスは、６３００Ω～７２００Ωの間である（この測定は、接地基準モードの付属品に負荷が取り付けられていない場合である）。

付属品のインピーダンスは、ケーブル２６０の長さおよびそれが作られた材料に依存するので、回路の特質は、その長さおよび材料全体にわたって分布すると仮定することができる。付属品は、分布素子モデルとして表すことができ、ここでδｘは、付属品長さの小部分である。例えば、図７を参照すると、ケーブル２６０などのＥＳＵ付属品の分布素子モデル３５０が、本開示によって示される。

図７に示される分布モデル３５０は、付属品ケーブル２６０の寸法と波長とが同等である高周波で使用される。波長と比較してケーブルの長さが短すぎる電気手術動作周波数（２００ｋＨｚ～２ＭＨｚ）の場合、この分布素子モデル３５０は、本開示により、図８に示されるように集中素子回路４００に単純化することができる。図８のＺ_{ＬＥＡＤＳ}およびＺ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}は、例えばケーブル２６０である付属品の集中インピーダンスを表すことを理解されたい。Ｚ_{ＬＥＡＤＳ}が直列成分であり、Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}が並列成分であると仮定される。いくつかの実施形態では、Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}は、アプリケータ３１０の等価並列インピーダンスも含むことを理解されたい。

図８に示される集中素子モデル４００は、出力負荷インピーダンス（すなわち、組織インピーダンス）を加えることによって、単純化されたＥＳＵ出力回路を導出するために使用され得ることを理解されたい。電気手術用途において、Ｚ_ＬＯＡＤは組織インピーダンスであることを理解されたい。Ｊプラズマモードでは、Ｚ_ＬＯＡＤは、プラズマビームと組織インピーダンスとの組み合わされたインピーダンスである。例えば図９を参照すると、出力負荷回路５００が、本開示によって示される。図９は、ｕ _ＥＳＵ、ｉ _ＥＳＵ、Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}、Ｚ_{ＬＥＡＤＳ}、およびＺ_ＬＯＡＤを含む。ここで、ｕ _ＥＳＵは、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間の出力電圧であり、i _ＥＳＵは、ＥＳＵ２２３の能動端子を通って出る出力電流であり、Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}は、ＥＳＵ２２３の能動端子および戻り端子に対する並列インピーダンスに等価なオーム単位の漏洩インピーダンスであり、Ｚ_{ＬＥＡＤＳ}は、（例えばケーブル２６０などの付属品の）出力リード線の等価直列インピーダンスであり、Ｚ_ＬＯＡＤは、患者インピーダンス（すなわち出力負荷）である。

出力負荷回路５００に基づいて、以下の式が導き出される。
ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}＝（ｕ _ＥＳＵ－ｕ _{ＬＥＡＤＳ}）／Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ} （１）
ｉ _ＬＯＡＤ＝ｉ _ＥＳＵ－ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ} （２）
ｕ _{ＬＥＡＤＳ}＝ｉ _ＥＳＵ－Ｚ_{ＬＥＡＤＳ} （３）
ｕ _ＬＯＡＤ＝ｕ _ＥＳＵ－ｕ _{ＬＥＡＤＳ} （４）

（ＦＰＧＡまたはコントローラ２７７によって実行される）本開示の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能は、一定の仮定をおくことによって、さらに単純化することができることを理解されたい。一実施形態では、２つのタイプの補償（すなわち、漏洩およびリード線）が互いに小さいまたは無視できる程度の影響しか及ぼさないと仮定される。言い換えると、高電流および低出力インピーダンスの場合、漏洩補正は無視できるほどである。ＥＳＵ２２３の動作範囲全体にわたって、漏洩補償が優勢であるか、またはリード線補償が優勢であると仮定される。この仮定のもとで、式１（上に示される）は次のように修正される。
ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}＝ｕ _ＥＳＵ／Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ} （５）

上記式５の修正は、本開示の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能のための論理をより明快にする。

図１０を参照すると、本開示による等価負荷回路６００が示され、回路６００は、漏洩補償を実行するときに負荷電流を測定するために使用される。

内部Ｊプラズマモードは、非常に高い動作電圧（例えば最大９００Ｖ_ＲＭＳ）および最大２０ｋΩまで平坦な電力曲線を必要とする。しかし、４００Ｖ_ＲＭＳを超えると、等価負荷回路６００の電気モデルは、出力電圧の増大とともに、ますます不正確になる。出力電圧が増大するにつれて、回路６００の電気モデルに含まれていない他の漏洩損失に起因して、漏洩電流も増大する。これは、より高いインピーダンスで動作するときに内部Ｊプラズマモードの性能を低下させ、電力曲線の平坦度を悪化させる可能性がある。

より高い電圧で動作するときの回路６００のモデルにおける上述の不正確さを補償するために、新しいモデルが提供される。図１１を参照すると、本開示による回路７００が示される。回路７００は、図１０に示されるＥＳＵ出力負荷回路６００の等価電気モデルである。回路７００では、漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）は、ＥＳＵ出力電圧（ｕ _ＥＳＵ）および（例えばセンサ２７９によって）感知されたＥＳＵインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）の関数である制御された電流源（ｉ _ＬＫＧ）に置き換えられる。

漏洩電流が大きいほど、出力電圧の上昇に伴って漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）が減少すると仮定される。より高い出力負荷で動作しているとき、漏洩電流が出力電力に与える影響はより大きいということも仮定される。これは、図１１の回路７００における、出力電圧およびインピーダンスに依存する制御された電流源への漏洩インピーダンスの置換を正当化する。電流制御源の式は、以下の式で与えられる。
ｉ _ＬＫＧ＝ｆ（ｕ _ＥＳＵ，Ｚ_ＥＳＵ）
＝ｕ _ＥＳＵ／Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}（Ｚ_ＥＳＵ） （６）
ここで、Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}は、Ｚ_ＥＳＵの関数である。Ｚ_ＥＳＵが増大していくと、Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}は減少していく。

関数Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}＝ｆ（Ｚ_ＥＳＵ）は近似によって導出されることを理解されたい。実験的には、漏洩インピーダンスは、出力負荷の組（例えば、２０ｋΩ、１５ｋΩ、１０ｋΩ、５ｋΩなど）について内部Ｊプラズマモード機器を用いて測定することができる。漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）は、出力負荷と並列であると仮定されているので、次の式が導出される。
Ｚ_ＥＳＵ＝Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}×Ｚ_ＬＯＡＤ／（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}＋Ｚ_ＬＯＡＤ） （７）
そして、漏洩インピーダンスは：
Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}＝Ｚ_ＬＯＡＤ×Ｚ_ＥＳＵ／（Ｚ_ＬＯＡＤ－Ｚ_ＥＳＵ） （８）

式（２）および式（６）に基づいて、出力電流は、次の式で求められる。
ｉ _ＬＯＡＤ＝ｉ _ＥＳＵ－ｕ _ＥＳＵ／Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}（Ｚ_ＥＳＵ） （９）

動的漏洩補償
図１２Ａを参照すると、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能が、本開示による方法８００として示される。一実施形態では、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能は、コントローラ２７７によって実行されて、電源２７２により出力される電力、したがって患者または負荷に供給される電気手術エネルギーの電力を制御することができることを理解されたい。さらに、一実施形態では、コントローラ２７７は、コントローラ２７７内部のシステムクロックの各立上りで方法８００の各ステップを並列に実行することを理解されたい。

ステップ８０２および８１０において、センサ２７９は、ＥＳＵ２２３の能動端子および戻り端子における電圧データおよび電流データを同時にサンプリングする。ここで、サンプリングされた電圧データおよび電流データは、電力発生器回路２７０を介してアプリケータ３１０に供給される電気手術エネルギーと関連している。例えば、センサ２７９は、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間の出力電圧と、ＥＳＵ２２３の能動端子における昇圧変圧器２７６の出力電流とをサンプリングすることができる。一実施形態では、センサ２７９は、電圧および電流のアナログサンプルをデジタルデータに変換するための並列アナログ－デジタル変換器を含むことを理解されたい。ここで、電圧データおよび電流データは、その後、コントローラ２７７に供給される。次いで、コントローラ２７７は、ステップ８０４において、電圧データを用いて、電圧データに対する移動平均ＲＭＳを計算し、ステップ８１２において、電流データを用いて、電流データに対する移動平均ＲＭＳを計算する。一実施形態では、ステップ８０４および８１２における移動平均ＲＭＳ計算の出力は、センサ２７９によってサンプリングされた、最後の４０９６個のサンプリング点についてのＲＭＳ値を含むことができることを理解されたい。

次いで、ステップ８０６において、（ステップ８０４で計算された）電圧データの移動平均ＲＭＳは、電圧データの移動平均ＲＭＳに電圧スケーリング係数を乗算することによって、コントローラ２７７によりスケーリングされて、ステップ８０８において、ＥＳＵ２２３端子間のＲＭＳ電圧が得られる。ステップ８１４において、（ステップ８１２で計算された）電流データの移動平均ＲＭＳは、電流データの移動平均ＲＭＳに電流スケーリング係数を乗算することによって、コントローラ２７７によりスケーリングされて、ステップ８１６において、変圧器２７６により出力され、ＥＳＵ２２３の能動端子から負荷（すなわち患者の組織）に向かって流れるＲＭＳ電流（ｉ _ＥＳＵ）が得られる。電圧係数および電流係数は、メモリ２７８などのＥＳＵ２２３のメモリに記憶されてもよいことを理解されたい。一実施形態では、電圧係数は、６．２５ｍＡ／ＬＳＢ（ここで、ＬＳＢはサンプリングされた電流データの最下位ビットを表す）であり、電流係数は、９．１Ｖ／ＬＳＢ（ここでＬＳＢはサンプリングされた電圧データの最下位ビットを表す）である。一実施形態では、電圧係数および電流係数は、センサ２７９の構成要素などの、ＥＳＵ２２３のハードウェア構成要素に基づいて決定される。

ステップ８１８において、コントローラ２７７は、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間のＲＭＳ電圧（ｕ _ＥＳＵ）を、変圧器２７６により出力されたＲＭＳ電流で除算する。ステップ８１８の出力は、ステップ８２０において、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）を与える。

一実施形態では、ＥＳＵ２２３のメモリ２７８は、ＥＳＵ２２３の端子間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）の関数としての測定された漏洩インピーダンスの近似値（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を含む第１のルックアップテーブル（ＬＵＴ）を含むことができる。第１ＬＵＴは、ＥＳＵ２２３の端子間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）の各値に対応する漏洩インピーダンスの各値を含む。第１ＬＵＴにおける測定された漏洩インピーダンスは、測定値でもよく、または代替的に上記式（８）を用いて計算された値でもよいことを理解されたい。例えば、一実施形態では、第１ＬＵＴの値は、変化する既知の負荷条件（すなわち既知の負荷インピーダンスＺ_ＬＯＡＤ）の下で、アプリケータ３１０を使用して電気手術エネルギーを供給しながら、ＥＳＵ２２３の端子間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）を測定することにより決定される。測定されたＺ_ＥＳＵおよび既知のＺ_ＬＯＡＤを用いて漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）が計算され、第１ＬＵＴに保存される。これは、ＥＳＵ２２３の端子間で測定されたインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）の異なる値に対応する漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）の値が第１ＬＵＴに多く含まれるまで、変化する負荷インピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）に対して繰り返される。第１ＬＵＴテーブルを使用することによって、コントローラ２７７の計算上の負担が軽減され、漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）がコントローラ２７７によって即座に決定されることができる。

他の実施形態では、コントローラ２７７は、第１ＬＵＴを使用せずに、ＥＳＵの端子間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）の関数として漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を近似する式を使用することによって、漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を動的に決定するように構成される。

この実施形態では、コントローラ２７７は、ステップ８２２において、第１ＬＵＴ内のＥＳＵ２２３の端子間の計算されたインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）を調べて、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間の計算されたインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）に対応する、電気手術アプリケータ３１０の漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を見つける。上述のように、電気手術アプリケータ３１０の漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）は、電気手術アプリケータ３１０および電気手術アプリケータ３１０をＥＳＵ２２３に結合するために使用される任意の付属品（例えばケーブル２６０）の等価漏洩インピーダンスである。このようにして、ステップ８２４において、コントローラ２２７は、内部Ｊプラズマモードになっている電気手術アプリケータ３１０の漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を動的に導出する。

ステップ８２６において、コントローラ２７７は、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間のＲＭＳ電圧（ｕ _ＥＳＵ）を漏洩インピーダンス（Ｚ_{ＬＥＡＫＡＧＥ}）で除算する。ステップ８２６の出力は、ステップ８２８において、電気手術アプリケータ３１０の漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を与える。上述のように、電気手術アプリケータ３１０の漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）は、電気手術アプリケータ３１０および電気手術アプリケータ３１０をＥＳＵ２２３に結合するために使用される任意の付属品（例えばケーブル２６０）による漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）である。

ステップ８３０において、コントローラ２７７は、メモリ２７８から出力リード線のインピーダンスＺ_{ＬＥＡＤＳ}を読み出す。一実施形態では、Ｚ_{ＬＥＡＤＳ}は、所定の長さのケーブル２６０を使用して実験的に決定されることを理解されたい。次に、ステップ８３２において、コントローラ２７７は、変圧器２７６から出力され、ＥＳＵ２２３の能動端子から負荷に向かって流れるＲＭＳ電流（ｉ _ＥＳＵ）を使用して、出力リード線の電圧（ｕ _{ＬＥＡＤＳ}）を計算する。出力リード線の電圧（ｕ _{ＬＥＡＤＳ}）は、ケーブル２６０の長さにわたる等価電圧であり、ステップ８３２において上記式（３）を使用して計算されることを理解されたい。

ステップ８３４において、ステップ８０８からの能動端子と戻り端子との間の電圧（ｕ _ＥＳＵ）と、ステップ８３２からの出力リード線の電圧（ｕ _{ＬＥＡＤＳ}）とが、コントローラ２７７により使用されて、負荷に現在印加されている電圧（ｕ _ＬＯＡＤ）が計算される。さらに、ステップ８３６において、ステップ８２８からの電気手術アプリケータ３１０の漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）と、ステップ８１６からのＥＳＵ２２３の能動端子から負荷に向かって流れるＲＭＳ電流（ｉ _ＥＳＵ）とが、コントローラ２７７により使用されて、現在負荷に印加されている出力電流（ｉ _ＬＯＡＤ）が計算される。負荷に現在印加されている電圧（ｕ _ＬＯＡＤ）は、上記式（４）を使用してコントローラ２７７によって計算することができ、負荷に現在印加されている出力電流（ｉ _ＬＯＡＤ）は、上記式（９）を使用してコントローラ２７７によって計算することができることを理解されたい。

次いで、ステップ８３８において、負荷に現在印加されている電圧（ｕ _ＬＯＡＤ）と、負荷に現在印加されている出力電流（ｉ _ＬＯＡＤ）とが、コントローラ２７７により使用されて、アプリケータ３１０により負荷に現在印加されている出力電力が計算される。さらに、ステップ８４０において、負荷に現在印加されている電圧（ｕ _ＬＯＡＤ）は、コントローラ２７７により、負荷に現在印加されている出力電流（ｉ _ＬＯＡＤ）で除算されて、ステップ８４２において、負荷のインピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）が計算される。ステップ８４０で計算された負荷のインピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）は、患者または負荷の計算されたインピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）がＥＳＵ２２３によって感知されたインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）と比較して、どの程度異なるかを確認するための診断データとして使用されるために、コントローラ２７７によりＥＳＵ２２３のメモリ２７８内に保存されてもよい。

方法８００の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能は、ＥＳＵ２２３のコントローラ２７７により継続的に実行されて、方法８００のステップ８３８で計算された漏洩電流を補償するために患者または負荷に供給される電力を動的に調整してもよいということを理解されたい。

例えば、図１２Ｂを参照すると、方法８００の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能に基づいて、患者または負荷に現在印加されている電気手術エネルギーの電力レベルを調整するための方法８５０のフローチャートが、本開示によって示される。ステップ８５２において、コントローラ２７７は、漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）に基づいて、アプリケータ３１０によって患者または負荷に現在印加されている電気手術エネルギーの電力レベルを決定する。コントローラ２７７は、方法８００のステップ８３８に関して上述された方法で、負荷に現在印加されている電気手術エネルギーの電力レベルを決定することを理解されたい。ステップ８５４において、コントローラ２７７は、負荷に現在印加されている電気手術エネルギーの電力レベルが所定の電力レベルと一致するか否かを判定する。ここで、所定の電力レベルは、特定の処置で使用されることが望まれる（ＥＳＵ２２３を使用してユーザにより選択可能な）目標または設定点の電力レベルである。所定の電力レベルは、メモリ２７８に記憶されてもよい。

ステップ８５４において、現在負荷に印加されている電気手術エネルギーの電力レベルが所定の電力レベルと一致する（または所定の電力レベルの所定の範囲内にある）とコントローラ２７７が決定した場合、方法８５０は、ステップ８５２に戻る。あるいは、ステップ８５４において、コントローラ２７７が、現在負荷に印加されている電気手術エネルギーの電力レベルが所定の電力レベルと一致しない（すなわち、現在供給されている電力が電気手術アプリケータ３１０の漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）に起因して所定の電力レベル未満である）場合、コントローラ２７７は、ステップ８５６において、負荷に印加されている電気手術エネルギーの決定された電力レベルに基づいて、電源２７２によって出力され電力発生器回路２７０の電力増幅器２７４に供給される電力信号の電力レベルを調整するように構成される。コントローラ２７７は、制御信号を電源２７２に送ることによって、電源２７２により出力される電力信号の電力レベルを調整し、必要に応じて電源２７２により出力される電力信号の電力レベルを増減して、所定の電力レベルに一致させることを理解されたい。コントローラ２７７が、電源２７２が出力する電力信号の電力レベルを増大させると、患者または負荷に印加される電気手術エネルギーの電力レベルも増大する（逆もまた同様）。ステップ８５６の後、方法８５０は、コントローラ２７７によって再度実行される。このようにして、アプリケータ３１０によって負荷に印加される電気手術エネルギーの電力レベルは、負荷に供給された実際の電力（ステップ８３８／８５２において決定された）に基づいてコントローラ２７７により継続してかつ動的に調整されて、電気手術アプリケータ３１０の漏洩電流（ｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を補償し、特定の処置に望まれる所定の電力レベルを維持する。

一実施形態では、方法８００、８５０は、４００ｕｓの時間間隔（例えば周波数２．４４ｋＨｚ）で周期的にコントローラ２７７によって実行される。

動的ＲＦ変調
ＥＳＵ２２３のコントローラ２７７は、また、本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を実行し、ＥＳＵ２２３内のＲＦプッシュプルドライバまたは発振器２７３を制御して、所望の波高率を有する、負荷または患者への電力信号または電気手術エネルギーを供給するように構成されてもよい。動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、コントローラ２７７がアプリケータ３１０などの電気手術アプリケータのＲＦ出力のいくつかのパラメータを制御することを可能にするように構成される。パラメータは、
・周波数（１／Ｐｅｒｉｏｄ）
・プッシュプルパルス間のデッドタイム＊
・１変調周期内のＲＦパルス数（ＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓ）
・各変調サイクル間のオフタイム（ＯｆｆＴｉｍｅ）
を含む。

発振器２７３におけるデッドタイムは、電力増幅器２７４の両方のレッグ（ｂｏｔｈ ｌｅｇｓ）の対応する駆動パルス間に、重なりを防ぐために導入されている時間であることを理解されたい。

内部Ｊプラズマモードの場合、上記にリストされた各パラメータは、上記表１に示される。動作周波数、デッドタイム、およびＲＦパルス数は、固定されていることを理解されたい。１変調サイクルにおける周波数、デッドタイム、およびＲＦパルス数のそれぞれに関連する値は、それぞれＥＳＵ２２３のメモリ２７８に保存される。しかしながら、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、方法８００に示される動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能のステップ８２０からのＥＳＵインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）に基づいて、各変調サイクル間のＯｆｆＴｉｍｅを動的に変更するために、コントローラ２７７によって使用されてもよい。言い換えると、変調されたサイクル間のＯｆｆＴｉｍｅは、Ｚ_ＥＳＵの関数である。

図１３を参照すると、例示的な変調電力信号１１５０が、本開示によって示される。電力増幅器２７４によって出力された電力信号は、発振器２７３によって変調される。図１３の信号１１５０は、電力増幅器２７４によって出力された例示的な変調された電力信号である。図１３に示されるように、変調された電力信号１１５０は、オンタイムまたは発振サイクル１１５２を有し、ここで信号は変調される。変調された電力信号１１５０は、オフタイム１１５４も含み、ここで信号は動作していない（つまり変調されていない）。オンタイム１１５２およびオフタイム１１５４の合計は、変調された信号１１５０の変調サイクルまたは変調周期から構成される。

ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）が増大すると、ＯｆｆＴｉｍｅは増大し、逆も同様である。以下の式（１０）および（１１）から分かるように、ＯｆｆＴｉｍｅが増大すると、変調周波数（つまりオンタイム１１５２＋オフタイム１１５４の周波数）およびデューティサイクルは、減少する。さらに、負荷に供給される電力信号または電気手術エネルギーの波高率（Ｖ_ＰＥＡＫ／Ｖ_ＲＭＳ）は増大し、それによって、ＥＳＵ２２３の閉ループシステムが出力ＲＭＳ電力または出力電圧を維持する場合、ピーク電圧が高くなる。ＲＭＳ電力は、上述の漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能を実行することによって、維持されるかまたは比較的一定に保持されることを理解されたい。さらに、出力インピーダンスが比較的低い場合（最大２０００Ω）、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能により、コントローラ２７７は、ＯｆｆＴｉｍｅをより低く設定し、それによってデューティサイクルは増大する。このようにして、切断組織効果は、炭化を少なくしながら、より強くなる。以下に、変調周波数およびデューティサイクルの式が与えられる。
ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙ
＝１／（Ｐｅｒｉｏｄ×ＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓ＋ＯｆｆＴｉｍｅ） （１０）
ＤｕｔｙＣｙｃｌｅ
＝Ｐｅｒｉｏｄ×ＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓ／（Ｐｅｒｉｏｄ×ＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓ＋ＯｆｆＴｉｍｅ） （１１）

一実施形態では、メモリ２７８は、ＺＥＳＵの異なる値の関数として、かつＺ_ＥＳＵの異なる値に対応する、ＯｆｆＴｉｍｅの値を含む第２ＬＵＴを含む。ＯｆｆＴｉｍｅの値を含む第２ＬＵＴは、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能において、コントローラ２７７によって使用され、決定されたＺ_ＥＳＵに基づいて（すなわち、方法８００のステップ８２０で決定されたように）、所望のＯｆｆＴｉｍｅが決定される。以下で説明されるように、所望のＯｆｆＴｉｍｅは、実行されている処置にとって所望の波高率に関連するＯｆｆＴｉｍｅであることを理解されたい。

次いで、ＯｆｆＴｉｍｅは、決定されたＺ_ＥＳＵに基づいて所望のＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを決定するためにコントローラ２７７によって使用される。次いで、コントローラ２７７は、発振器２７３に制御信号を送り、電力増幅器２７４によって出力される電力信号に、決定されたＺ_ＥＳＵに基づく所望のＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを持たせる。このようにして、Ｚ_ＥＳＵが変化すると（異なる負荷条件で負荷インピーダンスＺ_ＬＯＡＤが変化するのに起因して）、ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙが調整され、したがって負荷に印加される電力信号または電気手術エネルギーの波高率も調整される。

ＯｆｆＴｉｍｅを含む第２ＬＵＴにおける値は、負荷インピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）が低い場合、アプリケータ３１０の接触／切断動作モードを支援するために波高率も低くなり、かつ、負荷インピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）が高い場合、非接触動作モードを支援するために波高率も高くなるように、選択される。一実施形態では、第２ＬＵＴは、後述のように３つの部分に分けられる。

第２ＬＵＴの第１の部分において、第２ＬＵＴは、アプリケータ３１０が接触処置（例えば組織を切断する）において使用されている負荷状態に関連するＺ_ＥＳＵおよび対応するＯｆｆＴｉｍｅの値を含む。第１の部分におけるＺ_ＥＳＵの値は、第１閾値（例えば、最大２ｋΩの負荷インピーダンスＺ_ＬＯＡＤに関連する１．６ｋΩ以下のＺＥＳＵの値）以下である。第２ＬＵＴの第１の部分において、ＺＥＳＵが第１閾値以下である間にＺ_ＥＳＵに対応するＯｆｆＴｉｍｅの値が選択される。その結果、ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙが第２ＬＵＴの第１の部分におけるＯｆｆＴｉｍｅに基づいて決定されるときに、接触処置に対して最適な波高率（例えば２．０～２．３）が、電力増幅器２７４によって出力される電気手術エネルギーに対して得られる。一実施形態では、第２ＬＵＴの第１の部分のＯｆｆＴｉｍｅの値は、第２ＬＵＴが使用されるときに、電力増幅器２７４によって出力される電気手術エネルギーの波高率が、第１所定値または第１範囲（例えば２．０～２．３）内で比較的一定のままであるように、選択される。

第２ＬＵＴの第２の部分において、第２ＬＵＴは、アプリケータ３１０が非接触処置（例えば、組織を凝固させるためのプラズマモード）において使用されている負荷状態に関連するＺ_ＥＳＵおよび対応するＯｆｆＴｉｍｅの値を含む。第２の部分におけるＺ_ＥＳＵの値は、第２閾値（例えば、最大４．５ｋΩの負荷インピーダンスＺ_ＬＯＡＤに関連する３．５ｋΩ以上のＺ_ＥＳＵの値）以上である。第２閾値は、第１閾値より大きいことを理解されたい。第２ＬＵＴの第２の部分において、Ｚ_ＥＳＵが第２閾値以上である間にＺ_ＥＳＵに対応するＯｆｆＴｉｍｅの値が選択される。その結果、第２ＬＵＴの第２の部分におけるＯｆｆＴｉｍｅに基づいてＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙが決定されるときに、非接触処置に最適な波高率（例えば５．０～６．０）が、電力増幅器２７４によって出力される電気手術エネルギーに対して得られる。一実施形態では、第２ＬＵＴの第２の部分におけるＯｆｆＴｉｍｅの値は、第２ＬＵＴが使用されるときに電力増幅器２７４によって出力される電気手術エネルギーの波高率が、第２所定値または第２範囲（例えば５．０～６．０）内で比較的一定のままであるように、選択される。

ＬＵＴの第３の部分は、Ｚ_ＥＳＵと、第１所定閾値を超え、第２所定閾値未満のＺ_ＥＳＵの値（例えば、１．６ｋΩより大きく３．５ｋΩより小さいＺＥＳＵの値）に対応するＯｆｆＴｉｍｅの値を含む。第１所定閾値を超え、第２所定閾値未満のＺ_ＥＳＵの値についてのこの遷移範囲では、ＯｆｆＴｉｍｅの値は、遷移範囲においてＺ_ＥＳＵが増大するにつれて、第２ＬＵＴが使用されるときに電力増幅器２７４によって出力される電気手術エネルギーの波高率も比較的比例して増大するように、選択される。一実施形態では、ＯｆｆＴｉｍｅの値は、Ｚ_ＥＳＵが増大するにつれて波高率が比較的線形に増大するように、選択される。Ｚ_ＥＳＵが増大するにつれて波高率が徐々に増大するようにＯｆｆＴｉｍｅの値を選択することにより、アプリケータ３１０によって出力されるプラズマビームの不安定性または望ましくない振動が、遷移範囲全体にわたって低減する。

第２ＬＵＴテーブルを使用することにより、コントローラ２７７に掛かる計算の負担が軽減され、ＯｆｆＴｉｍｅは、コントローラ２７７により即座に決定されることができる。他の実施形態では、コントローラ２７７は、ＥＳＵの端子間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）の関数としてＯｆｆＴｉｍｅを近似する方程式を使用することによって、第２ＬＵＴを使用せずに動的にＯｆｆＴｉｍｅを決定するように構成される。

一実施形態では、ＬＵＴにおけるＯｆｆＴｉｍｅの値は、それぞれ、２６～５７ｋＨｚのＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙの上下限または３１～６８％のデューティサイクルの上下限を表す最小値および最大値を含む。このようにして、ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙは、２６～５７ｋＨｚで変化し、デューティサイクルは、３１～６８％の範囲内である。

図１４および図１５を参照すると、本開示によるグラフ９００およびグラフ１０００が示される。グラフ９００は、ＥＳＵ２２３に結合されたアプリケータ３１０によって負荷に供給された電気手術エネルギーの、２０ｋΩの出力負荷における測定値を示し、ここで、波形は、顕著な凝固効果（例えばデューティサイクル３１％）を有する。グラフ１０００は、出力負荷が１０００Ωに変更された後における測定値を示す。グラフ１０００の測定値は、波形が顕著な切断効果（例えばデューティサイクル６８％）を有することを示している。グラフ９００およびグラフ１０００は、本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を使用して、変調周波数、オフタイム、デューティサイクル、および波高率が、異なる負荷条件（すなわち、変化する負荷インピーダンスＺ_ＬＯＡＤおよび変化するＥＳＵインピーダンスＺ_ＥＳＵ）に基づいて、どのように自己調整するかを示す。

図１６を参照すると、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、本開示による方法１１００として示されている。一実施形態では、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、２００ｍｓの所定の時間間隔で周期的にコントローラ２７７によって実行されてもよいことを理解されたい。

ステップ１１０２において、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）が、コントローラ２７７によって計算される。Ｚ_ＥＳＵは、方法８００のステップ８２０で説明されたように計算できることを理解されたい。ステップ１１０４において、コントローラ２７７は、ステップ１１０２で計算されたＺ_ＥＳＵに基づいて、アプリケータ３１０によって負荷に供給される電気手術エネルギーに関連する電力信号のＯｆｆＴｉｍｅを決定する。一実施形態では、コントローラ２７７は、ステップ１１０２で計算されたＺ_ＥＳＵを使用して、Ｚ_ＥＳＵの異なる値に基づくＯｆｆＴｉｍｅを含む第２ＬＵＴにおいて対応するＯｆｆＴｉｍｅを探して、Ｚ_ＥＳＵに基づくＯｆｆＴｉｍｅを決定する。（ステップ１１０４で計算された）ＯｆｆＴｉｍｅ、（ステップ１１０２で計算された）Ｚ_ＥＳＵは、今やコントローラ２７７によって知られており、かつ、電力信号のＰｅｒｉｏｄおよびＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓは、（固定されているために）予め決定されメモリ２７８に記憶されているので、コントローラ２７７は、ステップ１１０６において、（上に示される）式（１０）を用いて、ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを計算する。

ステップ１１０６においてＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙが決定された後、コントローラ２７７は、ステップ１１０８において、決定されたＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを有するように、電力増幅器２７４によって出力される信号のＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを調整する（したがって、アプリケータ３１０によって負荷に印加される電気手術エネルギーまたは電力信号の変調周波数も調整する）。コントローラ２７７は、制御信号を発振器２７３に送信して、計算されたＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙにおいて電力増幅器２７４によって出力された電力信号を変調することによって、電力増幅器２７４によって出力された電力信号のＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを調整するように構成される。ステップ１１０８の後、方法１１００は繰り返される。方法１１００において示される動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、計算されたＺ_ＥＳＵに基づいて電力信号のＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを動的に調整するために、コントローラ２７７によって継続して実行され得ることを理解されたい。Ｚ_ＥＳＵに基づいて電力信号のＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを動的に調整することにより、波高率も動的に調整される。

計算されたＺ_ＥＳＵに基づいてＯｆｆＴｉｍｅを動的に調整することにより、方法１１００において示される動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、コントローラ２７７によって実行されると、変調された電力信号をＥＳＵ２２３の電力発生器回路２７０が電気手術アプリケータ３１０に供給することを可能にする。この変調された電力信号は、Ｚ_ＥＳＵが変化している間に電気手術アプリケータ３１０によって出力される電力信号または電気手術エネルギーの波高率を最適化するＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙを有する。これにより、電気手術アプリケータ３１０によって出力される電力信号は、（電気手術アプリケータ３１０の接触モードまたは切断モードを支援するための）低い負荷インピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）に対する低い波高率（および低いＶ_ＰＥＡＫ）と、（電気手術アプリケータ３１０の非接触モードまたはプラズマモードのための）プラズマ点火を支援するための高い負荷インピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）に対する高い波高率（および高いＶ_ＰＥＡＫ）とを有することになる。本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能がコントローラ２２７によって実行されると、電気手術アプリケータ３１０によって出力される電力信号の波高率が、単一の動作モードを使用して、様々な負荷インピーダンス（Ｚ_ＬＯＡＤ）の下で、切断モードと非接触モードまたはプラズマモードとの両方を支援することができるように、コントローラ２２７によって自動的に調整されるように、ＬＵＴにおけるＯｆｆＴｉｍｅの値が選択される。

一実施形態では、本開示の動的漏洩電流補償および動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能の両方は、ＥＳＵ２２３のコントローラ２７７によって、同時に実行されてもよい。両方のアルゴリズムまたは機能は、それらの入力パラメータがアルゴリズムまたは機能自体に依存しないので、並列に実行されることができる。両方のアルゴリズムまたは機能に対して、入力パラメータは、（方法８００および方法１１００のステップ８２０およびステップ１１０２において計算される）Ｚ_ＥＳＵである。動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能を使用して患者に供給される電力信号の電力レベルを調整すること、および、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を使用してＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙ（したがって波高率）を調整することは、Ｚ_ＥＳＵに影響を与えない。両方のアルゴリズムまたは機能がコントローラ２７７によって並列に実行されることにより、ＥＳＵ２２３の能動端子と戻り端子との間のインピーダンス（Ｚ_ＥＳＵ）に基づいて、調整された適切な、負荷または患者に供給される出力電力と、動的波高率とが得られる。さらに、コントローラ２７７によって並列に実行される両方のアルゴリズムまたは機能は、ＥＳＵ２２３およびアプリケータ３１０が、所望の電気手術効果を達成するのに必要な最小量の電力で動作することを可能にする。必要最小限の電力を使用することにより、組織の損傷が大幅に軽減される。

高い出力ＲＭＳ電圧を維持するために漏洩電流（方法８００のステップ８２８で計算されるｉ _{ＬＥＡＫＡＧＥ}）を補償する能力は、（変圧器２２０が電気手術アプリケータ３１０に含まれる）元のＪプラズマモードを可能な限り近似するシミュレーションを行う閉ループ動作モードを実行することを可能にする。本開示の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能を備えることによって、最大２０ｋΩまで非常に平坦な電力曲線を得ることができる。これによって、低い電力設定において高いＲＭＳ電圧が確実に得られ、それによって電気手術アプリケータ３１０のプラズマ点火が容易に行われ、電気手術アプリケータ３１０によって生成されたプラズマビームが維持される。一方、電気手術的範囲（５０Ω～２０００Ω）の出力電力は、非常に正確であり、これによって、患者の組織に対する電気手術の効果の度合いが非常に正確に維持される。また、ＥＳＵ２２３の内部からの閉ループ制御によって、異なる周波数変調、最大出力ＲＭＳ電流および電圧などの異なるＲＦ構成を迅速に探索し、新しいプラズマ特性および性能を評価する機会が与えられる。

動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能は、最大２０ｋΩの平坦な電力曲線を有する低電力切断モードの用途（例えば最大５０ワット）にも使用することができる。これによって、本開示の動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能を実施するＥＳＵ２２３に結合された電気手術アプリケータ３１０を使用して、非常に低い電力で動作して正確な組織切断を行う能力がユーザに与えられる。この理由は、ＥＳＵ２２３が１０ワット設定であっても開回路において高いＲＭＳ電圧を維持し、それによって、当初の切断プロセスが容易になり、かつ、患者の組織上におけるブレード２１８の引きずりが最小限になるからである。

本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を内部Ｊプラズマ動作モードに導入することによって、本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を実施するＥＳＵ２２３に結合された電気手術アプリケータ３１０によって生成されたプラズマの物理的プラズマ特性が、著しく改善される。動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、Ｚ_ＥＳＵに基づいて、ＥＳＵ２２３によって電気手術アプリケータ３１０に供給されるＲＦ信号の（したがって負荷に供給される電力信号の）波高率を動的に変更する。出力インピーダンスＺ_ＥＳＵが増大すると、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、波高率を増大させ、またその逆も同様である。この動作は、プラズマが点火される前のイオン化の可視性を高める。言い換えると、これは、プラズマの電気手術アプリケータ３１０の照準能力を向上させる。無負荷状態で波高率またはピーク電圧が高く保たれると、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能は、同じ出力電力およびＲＭＳ電圧を維持しながら、プラズマビームを点火することができる距離を増大させる。

本開示の動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能の別の態様は、より低い出力インピーダンスＺ_ＥＳＵ（例えば、電気手術的範囲１００Ω～３０００Ω）で動作するとき、動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を使用するＥＳＵ２２３は、ＲＦの波高率を低減させ、組織に対する切断効果を大幅に向上させる。

ＥＳＵ２２３および電気手術アプリケータ３１０を含む１つのシステムに、閉ループと動的漏洩電流補償および動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能の両方とを組み合わせると、内部Ｊプラズマモードの独自の性能特性、すなわち切断し、凝固させ、かつ、プラズマビームを維持することができるハイブリッドモードを作りだす独自の能力が、比較的簡単でコスト効果の高い変圧器不要の付属品、例えば変圧器２２０を取り除いた電気手術アプリケータ３１０を用いて、得られる。

例示的な結果
図１７および図１８を参照すると、グラフ１２００およびグラフ１３００が本開示によって示される。

グラフ１２００は、ＥＳＵ２２３に結合された電気手術アプリケータ３１０の出力負荷の測定された電力曲線を示し、アプリケータ３１０は、コントローラ２７７において可能にされる本開示の両方のアルゴリズムまたは機能を有する接地基準の内部Ｊプラズマ動作モードになっている。グラフ１２００の電力曲線は、２０ｋΩまで比較的平坦な電力曲線を示す。接地基準モードで動作すると、漏洩電流は、空間内の電気手術アプリケータ３１０の位置およびオペレータの取り扱いに依存する（例えばハンドピースまたは足踏みスイッチからＲＦを起動させると、漏洩電流に僅かな差が生じる）。しかし、グラフ１２００に示されるように、適用されたアルゴリズムまたは機能（すなわち、動的漏洩電流補償および動的ＲＦ変調のアルゴリズム機能）を用いると、４０Ｗでも電力曲線は依然として平坦である。

グラフ１３００は、電気手術アプリケータ３１０が、コントローラ２７７において可能にされる本開示の両方のアルゴリズムまたは機能を有する、絶縁された内部Ｊプラズマ動作モードになっているときの、測定された電力曲線を示す。絶縁モードにおいて漏洩電流が小さくなるとき、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能で使用される漏洩インピーダンスＬＵＴも異なる。当該モードは、絶縁付属品用のインピーダンスＬＵＴで微調整される。グラフ１３００に示される測定された電力曲線は、動的漏洩電流補償のアルゴリズムまたは機能が、最大２０ｋΩまでの低電力で平坦な曲線を必要とする任意の絶縁動作モードに適用できることを示す。電力曲線は、図１７に示される接地基準動作モードに比べて、さらにいっそう正確である。

グラフ１２００およびグラフ１３００に示される測定された電力曲線は、本開示の動的漏洩電流補償および動的ＲＦ変調のアルゴリズムまたは機能を使用して、内部Ｊプラズマ動作モードになっているＥＳＵ２２３および電気手術アプリケータ３１０を使用して、取得されたことを理解されたい。典型的な組織インピーダンスをシミュレーションするために、３００オーム抵抗器を介して中性電極２９２に連結された金属板を使用して、測定が行われた。金属板が５０ｍｍ離れて位置決めされたときにストリーマが測定された。ストリーマは、アプリケータが任意の物体から離れて向けられているときに見られる微かな放電ビームであり、ストリーマを用いて方向精度を向上させることができることを理解されたい。以下において、表は、グラフ１２００のプラズマビーム測定値に関連するプラズマビーム特性を含む。

図示され説明される様々な機能は、交換可能であること、すなわち、一実施形態に示される機能は、他の実施形態に組み込まれてもよいこと、を理解されたい。本開示のいくつかの好ましい実施形態を参照して、本開示が示され説明されてきたが、当業者によって、添付された特許請求の範囲で定義される本開示の精神および範囲から逸脱することなく、実施形態において形態および詳細に様々な変更を加えることができることが理解されるであろう。さらに、前述の文章は、多数の実施形態の詳細な説明を記載しているが、本発明の法的範囲は、この特許の末尾に明記された特許請求の範囲の言葉によって定義されることを理解されたい。すべての可能な実施形態を説明することは、不可能ではないにしても実現困難であるため、詳細な説明は、例示的なものにすぎないと解釈されるべきであり、すべての可能な実施形態を説明するものではない。現在の技術またはこの特許の出願日以降に開発された技術のいずれかを使用して、多数の代替実施形態が実施されることができ、それらも依然として特許請求の範囲内に入る。「本明細書で使用される場合、用語『＿＿＿』は、本明細書では、…を意味する」という文または同様の文を使用して、用語が本特許において明示的に定義されない限り、その用語の意味は、明示的または暗示的にかかわらず、その明白なまたは通常の意味を超えて限定する意図はなく、そのような用語は、（特許請求の範囲の文言以外の）本特許のいずれかの節での記述に基づいて範囲が限定されると解釈されるべきではないことも理解されたい。本特許の末尾の特許請求の範囲に記載する任意の用語が単一の意味と一致するように本特許において言及される限りにおいて、それは読者を混乱させないように明確にするためにのみなされ、そのような特許の用語が、暗示または他の方法により、その単一の意味に限定されることは意図されない。最後に、請求項の要素が「手段」という語および構造を列挙せずに機能を列挙することによって定義されない限り、いかなる請求項の要素の範囲も、米国特許法第１１２条第６項の適用に基づいて解釈されることを意図しない。

Claims (9)

1. 電気手術エネルギーを出力するように構成された電力発生器回路と、
   ケーブルを介して電気手術アプリケータに結合され、前記電気手術エネルギーを負荷に供給する前記電気手術アプリケータに前記電気手術エネルギーを供給するように構成された能動端子と、
   前記負荷に印加された前記電気手術エネルギーのための戻り経路を提供するように構成された戻り端子と、
   前記能動端子および前記戻り端子に結合され、前記能動端子および前記戻り端子において前記電気手術エネルギーを電圧データおよび電流データについてサンプリングするように構成されたセンサと、
   前記電力発生器回路を制御するように構成されたコントローラと、
   を備え、
   前記コントローラは、
   前記サンプリングされた電圧データおよび電流データに基づいて、前記能動端子および前記戻り端子におけるインピーダンスを決定し、
   前記能動端子および前記戻り端子における前記インピーダンスに基づいて、前記電力発生器回路によって出力される前記電気手術エネルギーの変調周波数を決定し、
   前記計算された変調周波数を有するように、前記電力発生器回路によって出力される前記電気手術エネルギーを調整する、
   電気手術発電機。
2. 前記コントローラは、
   前記サンプリングされた電圧データに基づいて、前記能動端子と前記戻り端子との間の二乗平均平方根（ＲＭＳ）電圧を決定するように構成され、
   前記サンプリングされた電流データに基づいて、前記能動端子における前記電気手術エネルギーの出力ＲＭＳ電流を決定するように構成される、
   請求項１に記載の電気手術発電機。
3. 前記コントローラは、前記サンプリングされた電圧データに対する移動平均ＲＭＳを計算し、かつ、前記サンプリングされた電圧に対する前記移動平均ＲＭＳを電圧スケーリング係数によってスケーリングすることによって、前記ＲＭＳ電圧を決定するように構成され、
   前記コントローラは、前記サンプリングされた電流データに対する移動平均ＲＭＳを計算し、かつ、前記サンプリングされた電流データに対する前記移動平均ＲＭＳを電流スケーリング係数によってスケーリングすることによって、前記ＲＭＳ電流を決定するように構成される、
   請求項２に記載の電気手術発電機。
4. 前記コントローラは、前記決定されたＲＭＳ電圧を前記決定されたＲＭＳ電流で除算することによって、前記能動端子および前記戻り端子におけるインピーダンスを決定するように構成される、
   請求項３に記載の電気手術発電機。
5. 前記変調周波数は、前記電力発生器回路によって出力される前記電気手術エネルギーのオフタイムに基づいて決定される、
   請求項１に記載の電気手術発電機。
6. ルックアップテーブルを含むメモリをさらに備え、
   前記ルックアップテーブルは、前記能動端子および前記戻り端子におけるインピーダンスの変調周波数の各値を含み、
   前記コントローラは、前記能動端子および前記戻り端子における前記決定されたインピーダンスに対応するオフタイムの値を読み出すことによって、前記オフタイムを決定するように構成される、
   請求項５に記載の電気手術発電機。
7. 前記変調周波数は、以下の式
   ＭｏｄｕｌａｔｉｏｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙ
   ＝１／（Ｐｅｒｉｏｄ×ＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓ＋ＯｆｆＴｉｍｅ）
   に従って前記コントローラによって決定され、
   前記式におけるＰｅｒｉｏｄおよびＮｕｍｂｅｒＯｆＰｕｌｓｅｓは、前記電気手術エネルギーの変調サイクルに対応し、前記電気手術発電機のメモリに保存された所定の値である、
   請求項５に記載の電気手術発電機。
8. 前記コントローラは、前記決定および前記調整を周期的に実行するように構成され、前記電力発生器回路によって出力される前記電気手術エネルギーの前記変調周波数を動的に調節する、
   請求項１に記載の電気手術発電機。
9. 前記コントローラは、さらに、
   前記能動端子および前記戻り端子における前記インピーダンスに基づいて、前記電気手術アプリケータおよび前記ケーブルに関連する漏洩電流を決定し、決定された漏洩電流に基づいて、前記電気手術アプリケータによって前記負荷に供給される前記電気手術エネルギーの電力レベルを決定するように構成され、
   前記負荷に供給された前記電気手術エネルギーの前記電力レベルが所定の電力レベルと一致しないと決定されると、前記電力発生器回路によって出力される前記電気手術エネルギーを前記所定の電力レベルと一致するように調整するように構成される、
   請求項１に記載の電気手術発電機。
   

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