JP5524956B2 - 電気外科的ジェネレータの出力制御のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Description

（技術分野）
本開示は、電気外科的手技を施すためのシステムおよび方法に関する。より具体的には、本開示は、感知した組織フィードバックに基づいて、電気外科的ジェネレータの出力を制御するためのシステムおよび方法に関する。

（関連技術の背景）
電気外科には、組織を切断、切除、凝固、または密閉するための、外科的部位への高無線周波数電流の印加を伴う。単極性電気外科では、ソース電極または活性電極が、電気外科的ジェネレータから組織に無線周波数エネルギーを送達し、対極板がジェネレータに電流を戻す。単極性電気外科では、ソース電極は、通常は外科医が持ち、治療される組織に適用される外科的器具の一部である。患者の対極板は、ジェネレータから電流を戻すように、活性電極から離れて設置される。

アブレーションは、脳外科分野および癌腫瘍の温熱療法に特に有用な単極性手技であり、１つ以上のＲＦアブレーション針電極（通常細長い円筒形状）が生体に挿入される。そのような針電極の通常の形態には、絶縁シースが組み込まれ、そこから露出された（非絶縁）先端が延びる。ＲＦエネルギーが対極板と挿入されたアブレーション電極との間に提供されると、ＲＦ電流が針電極から身体を通って流れる。通常は、電流密度は針電極の先端近傍で非常に高く、周囲の組織の加熱および破壊に役立つ。

双極性電気外科では、手持ち式器具の電極のうちの１つが活性電極として機能し、もう１つは対極板として機能する。対極板は、電気回路が２つの電極間に形成されるように、活性電極に極めて接近して設置される（例えば、電気外科用鉗子）。このように、印加される電流は電極間に位置する体組織に限定される。電極が相互に十分に離れている時には、電気回路は開であり、したがって体組織と離れた電極のいずれかとが不用意に接触しても、電流が流れることはない。

当該技術分野では、感知した組織フィードバックを使用して、電気外科的エネルギーの送達を制御し得ることが知られている。したがって、感知した組織フィードバックに基づいて、電気外科的ジェネレータの出力を正確に制御することを可能にする、電気外科的システムおよび方法を開発する必要性が存在する。

（概要）
本開示は、電気外科的手技を施すためのシステムおよび方法に関する。該システムは、電気外科的手技の間、エネルギーが組織に印加される際のインピーダンスを連続的に監視する。該システムは、測定されたインピーダンスに基づく分散インピーダンス曲線と、分散インピーダンス曲線のある区分を表す移動時間窓とを生成する。該システムは、その区分の勾配を計算して、勾配が所定の閾値内であるかどうかを決定する。所定の勾配閾値に到達すると、該システムは、組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算する。計算された気泡因子に依存して、該システムは、気泡因子を所定の気泡因子閾値内に維持するように、パワー出力を調整する。これは、組織のインピーダンスが最小限に維持され、それにより最大コンダクタンスを提供することを保証する。

本開示の一局面に従って、システムが提供される。該システムは、電気外科的エネルギーを組織に供給するように適合される電気外科的ジェネレータを含む。該ジェネレータは、組織インピーダンスを連続的に監視して、分散インピーダンス曲線を生成するように適合されるセンサ回路と、分散インピーダンス曲線のある区分の勾配を計算するように適合されるマイクロプロセッサとを含む。マイクロプロセッサはまた、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを決定するように、組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算する。該システムはさらに、電気外科的エネルギーを組織に印加するように適合される１つ以上の活性電極を含む、電気外科的器具を含む。

本開示の別の局面に従って、電気外科的手技を施すための方法が提供される。該方法は、電気外科的ジェネレータから組織に電気外科的エネルギーを印加するステップと、組織インピーダンスを連続的に監視して、分散インピーダンス曲線を生成するステップとを含む。該方法はさらに、分散インピーダンス曲線のある区分の勾配を計算するステップと、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを決定するように、組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算するステップとを含む。

本開示のさらなる局面に従って、電気外科的エネルギーを組織に供給するように適合される電気外科的ジェネレータが提供される。該ジェネレータは、組織インピーダンスを連続的に監視して、分散インピーダンス曲線を生成するように適合されるセンサ回路と、分散インピーダンス曲線のある区分の勾配、および組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを決定するように適合されるマイクロプロセッサとを含む。
例えば、本発明は以下の項目を提供する。
（項目１）
電気外科的システムであって、
組織に電気外科的エネルギーを供給するように適合される、電気外科的ジェネレータであって、
組織インピーダンスを連続的に監視して分散インピーダンス曲線を生成するように適合される、センサ回路と、
該分散インピーダンス曲線の少なくとも１つの区分の勾配、および組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを決定するように適合される、マイクロプロセッサと
を含む、ジェネレータと、
電気外科的エネルギーを組織に印加するように適合される少なくとも１つの活性電極を含む、電気外科的器具と
を含む、システム。
（項目２）
上記マイクロプロセッサはさらに、上記気泡因子の関数として上記電気外科的ジェネレータの出力を調整して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを維持するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目３）
上記マイクロプロセッサは、上記分散インピーダンス曲線の上記少なくとも１つの区分を選択するための移動時間窓を生成するようにさらに適合され、該少なくとも１つの区分を第１の半分と第２の半分とに分割する、項目１に記載のシステム。
（項目４）
上記マイクロプロセッサはさらに、上記少なくとも１つの区分の上記第１の半分の第１の平均インピーダンス値と、該少なくとも１つの区分の上記第２の半分の第２の平均インピーダンス値とを計算し、該第１および第２の平均インピーダンス値を比較するように適合される、項目３に記載のシステム。
（項目５）
上記マイクロプロセッサはさらに、上記少なくとも１つの区分の上記第１の半分に対するインピーダンス値の第１の分散と、該少なくとも１つの区分の上記第２の半分に対するインピーダンス値の第２の分散とを計算し、インピーダンス値の該第２の分散からインピーダンス値の該第１の分散を差し引くように適合される、項目３に記載のシステム。
（項目６）
上記マイクロプロセッサはさらに、上記気泡因子の関数として上記電気外科的ジェネレータの出力を調整するように適合され、上記計算された気泡因子が正である場合、出力は減少され、該気泡因子が負である場合、出力は増加され、該気泡因子がほぼ０である場合、該出力は変更されない、項目５に記載のシステム。
（項目７）
電気外科的手技を施すための方法であって、
電気外科的ジェネレータから組織に電気外科的エネルギーを印加するステップと、
分散インピーダンス曲線を生成するように組織インピーダンスを連続的に監視するステップと、
該分散インピーダンス曲線の少なくとも１つの区分の勾配を計算するステップと、
最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを決定するように、組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算するステップと
を含む、方法。
（項目８）
最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを維持するように、上記気泡因子の関数として上記電気外科的ジェネレータの出力を調整するステップをさらに含む、項目７に記載の方法。
（項目９）
上記分散インピーダンス曲線の上記少なくとも１つの区分を選択するための移動時間窓を生成するステップと、
該少なくとも１つの区分を第１の半分と第２の半分とに分割するステップと
をさらに含む、項目７に記載の方法。
（項目１０）
勾配を計算する上記ステップは、
上記少なくとも１つの区分の上記第１の半分に対する第１の平均インピーダンス値と、該少なくとも１つの区分の上記第２の半分に対する第２の平均インピーダンス値とを計算するステップと、
該第１および第２の平均インピーダンス値を比較するステップと
を含む、項目９に記載の方法。
（項目１１）
気泡因子を計算する上記ステップは、
上記少なくとも１つの区分の上記第１の半分に対するインピーダンス値の第１の分散と、該少なくとも１つの区分の上記第２の半分に対するインピーダンス値の第２の分散とを計算するステップと、
インピーダンス値の該第２の分散からインピーダンス値の該第１の分散を差し引くステップと
を含む、項目９に記載の方法。
（項目１２）
上記気泡因子の関数として上記電気外科的ジェネレータの出力を調整するステップをさらに含み、上記計算された気泡因子が正である場合、出力は減少され、該気泡因子が負である場合、出力は増加され、該気泡因子がほぼ０である場合、該出力は変更されない、項目１１に記載の方法。
（項目１３）
組織に電気外科的エネルギーを供給するように適合される、電気外科的ジェネレータであって、
組織インピーダンスを連続的に監視して分散インピーダンス曲線を生成するように適合される、センサ回路と、
該分散インピーダンス曲線の少なくとも１つの区分の勾配、および組織内での気泡の形成および吸収速度を表す気泡因子を計算して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを決定するように適合される、マイクロプロセッサと
を含む、電気外科的ジェネレータ。
（項目１４）
上記マイクロプロセッサはさらに、上記気泡因子の関数として上記電気外科的ジェネレータの出力を調整して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスを維持するように適合される、項目１３に記載の電気外科的ジェネレータ。
（項目１５）
上記マイクロプロセッサは、上記分散インピーダンス曲線の上記少なくとも１つの区分を選択するための移動時間窓を生成するようにさらに適合され、該少なくとも１つの区分を第１の半分と第２の半分とに分割する、項目１３に記載の電気外科的ジェネレータ。
（項目１６）
上記マイクロプロセッサは、上記少なくとも１つの区分の上記第１の半分に対する第１の平均インピーダンス値と、該少なくとも１つの区分の上記第２の半分に対する第２の平均インピーダンス値とを計算するようにさらに適合され、該第１および第２の平均インピーダンス値を比較する、項目１５に記載の電気外科的ジェネレータ。
（項目１７）
上記マイクロプロセッサは、上記少なくとも１つの区分の上記第１の半分に対するインピーダンス値の第１の分散と、上記少なくとも１つの区分の上記第２の半分に対するインピーダンス値の第２の分散とを計算するようにさらに適合され、インピーダンス値の該第２の分散からインピーダンス値の該第１の分散を差し引く、項目１５に記載の電気外科的ジェネレータ。
（項目１８）
上記マイクロプロセッサはさらに、上記気泡因子の関数として上記電気外科的ジェネレータの出力を調整するように適合され、上記計算された気泡因子が正である場合、出力は減少され、該気泡因子が負である場合、出力は増加され、該気泡因子がほぼ０である場合、該出力は変更されない、項目１７に記載の電気外科的ジェネレータ。

図面を参照しながら、本開示の種々の実施形態を説明する。
図１は、本開示に従う電気外科的システムの概略ブロック図である。 図２は、本開示に従うジェネレータの概略ブロック図である。 図３は、本開示に従う方法を示すフローチャートである。 図４は、時間の経過に伴う平均インピーダンス値を示す例示的グラフである。 図５は、本開示に従う、時間の経過に伴う分散インピーダンス値を示す例示的グラフである。

（詳細な説明）
添付の図面を参照して、本開示の特定の実施形態を下記に説明する。以下の説明では、無駄に本開示をあいまいにすることを回避するために、周知の機能または構成を詳細に説明しない。当業者は、本開示に従う本発明が、単極性または双極性のいずれかの電気外科的システムとともに使用するために適合され得ることを理解するであろう。図１は、本開示に従う電気外科的システムの概略図である。該システムは、患者Ｐの組織を治療するための１つ以上の電極を有する電気外科的器具１０を含む。器具１０は、１つ以上の活性電極（例えば、電気外科的切断プローブ、アブレーション電極等）を含む単極型、または１つ以上の活性電極および対極板（例えば、電気外科的密閉用鉗子）を含む双極型のうちのいずれであってもよい。電気外科的ＲＦエネルギーは、供給ライン１２を介してジェネレータ２０により器具１０に供給され、供給ライン１２は有効な出力端子に動作可能に接続され、器具１０が、組織を凝固、密閉、切除、および／または治療することを可能にする。

器具１０が単極型である場合、エネルギーは、患者の身体の上に配置された１つ以上の電極パッドであり得る対極板（明示されていない）を通って、ジェネレータ２０に戻ってもよい。該システムは、患者Ｐとの全体的な接触面積を最大限にすることにより、組織を損傷する可能性を最小限に抑えると考えられる、複数の対極板を含んでもよい。加えて、ジェネレータ２０および単極型対極板は、いわゆる「組織−患者間（ｔｉｓｓｕｅ−ｔｏ−ｐａｔｉｅｎｔ）」接触を監視するように構成し、その間に十分な接触が存在することを確実にし、組織を損傷する可能性をさらに最小限に抑えることができる。

器具１０が双極型である場合、対極板は、活性電極に近接して配置される（例えば、双極型鉗子の反対側の顎部に）。ジェネレータ２０はまた、複数の供給端子およびリターン端子ならびに対応する数の電極リードを含み得ることが構想される。

ジェネレータ２０は、ジェネレータ２０を制御するための入力制御機器（例えば、ボタン、アクティベータ、スイッチ、タッチスクリーン等）を含む。加えて、ジェネレータ２０は、外科医に種々の出力情報（例えば、強度設定、治療完了指標等）を提供するための１つ以上の表示画面を含み得る。制御機器により、外科医は、ＲＦエネルギーのパワー、波形、および他のパラメータを調整して、特定の作業（例えば、凝固、組織密閉、強度設定等）に好適な所望の波形を達成できるようになる。器具１０が、ジェネレータ２０のある入力制御機器と重複し得る、複数の入力制御機器を含んでもよいことも構想される。入力制御機器を器具１０に設置することにより、ジェネレータ２０との相互作用を必要とせずに、外科的手技中にＲＦエネルギーパラメータのより容易でより迅速な修正が可能になる。

図２は、コントローラ２４と、高電圧ＤＣ電力供給装置２７（「ＨＶＰＳ」）と、ＲＦ出力部２８とを有するジェネレータ２０の概略ブロック図を示す。ＨＶＰＳ２７は、高電圧ＤＣ電力をＲＦ出力部２８に提供し、次いで高電圧ＤＣ電力をＲＦエネルギーに変換し、ＲＦエネルギーを器具１０の活性電極に送達する。特に、ＲＦ出力部２８は、高周波ＲＦエネルギーの正弦波形を生成する。ＲＦ出力部２８は、種々のデューティサイクル、ピーク電圧、クレストファクタ、および他のパラメータを有する複数の波形を生成するように構成される。ある型の波形は、特定の電気外科モードに好適である。例えば、ＲＦ出力部２８は、切断モードで１００％のデューティサイクルの正弦波形を生成し、これは組織の切開に最適であり、凝固モードでは２５％のデューティサイクルの波形を生成し、これは止血のための組織の焼灼の使用に最適である。

コントローラ２４は、揮発型メモリ（例えば、ＲＡＭ）および／または非揮発型メモリ（例えば、フラッシュメディア、ディスク媒体等）であり得るメモリ２６に動作可能に接続される、マイクロプロセッサ２５を含む。マイクロプロセッサ２５は、ＨＶＰＳ２７および／またはＲＦ出力部２８に動作可能に接続される、出力ポートを含み、マイクロプロセッサ２５が、開および／または閉のいずれかの制御ループスキームに従って、ジェネレータ２０の出力を制御することが可能になる。

閉ループ制御スキームはフィードバック制御ループであり、センサ回路２２は、種々の組織およびエネルギー特性（例えば、組織インピーダンス、組織温度、出力電流および／または電圧等）を測定する複数のセンサを含んでもよく、コントローラ２４にフィードバックを提供する。このようなセンサは、当業者の範囲内である。次いで、コントローラ２４は、ＨＶＰＳ２７および／またはＲＦ出力部２８に信号を送信し、それぞれＤＣおよび／またはＲＦ電力供給を調整する。コントローラ２４はまた、ジェネレータ２０または器具１０の入力制御機器からの入力信号も受信する。コントローラ２４は、入力信号を利用してジェネレータ２０によって出力された電力を調整し、および／またはそれに他の制御機能を実行する。

図３は、監視された組織インピーダンスに応じて、ジェネレータの出力を制御するための本開示に従う方法を示す。ステップ１００では、器具１０が組織の治療部位に持ち込まれ、ジェネレータ２０は、器具１０を介して電気外科的エネルギーを組織に供給する。ステップ１１０では、組織へのエネルギーの印加の間、センサ回路２２によってインピーダンスが連続的に監視される。特に、電圧および電流信号が監視され、対応するインピーダンス値がセンサ回路２２および／またはマイクロプロセッサ２５で計算される。電力および他のエネルギー特性も、収集された電圧および電流信号に基づいて計算されてもよい。マイクロプロセッサ２５は、収集された電圧、電流、およびインピーダンスをメモリ２６内に格納する。

電気外科治療（例えば、アブレーション）を受ける組織のインピーダンスの変化を、図４および５に示す。図４は、時間平均化ＲＭＳインピーダンス値に基づいて生成された、平均化されたインピーダンス曲線２００を示し、したがって、滑らかに見える（すなわち、値間の変動を欠く）。最初、エネルギーが印加された時、インピーダンスのなだらかな下降２１０がある。組織の反応は、尖点２２０で生じるが、その後急速な上昇２３０がある。図４はまた、コンダクタンス曲線３００も示し、これはインピーダンス曲線２００と反比例する。

組織のインピーダンスは、平均化されたインピーダンス曲線２００の一般的傾向に従うが、しかしながら、平均化されたインピーダンス曲線２００は、微細なインピーダンス変動の詳細を欠く。これらの変動は、図５の分散インピーダンス曲線４００に示される。ステップ１２０では、ジェネレータ２０は、測定されたインピーダンス値に基づいて分散インピーダンス曲線４００をプロットする。分散インピーダンス曲線４００では、インピーダンス値は時間平均化されておらず、センサ回路２２によって測定されたインピーダンスの全ての変化を表す。最初、滑らかである、なだらかな下降４１０があるが、しかしながら、尖点４２０および上昇４３０は顕著な分散４４０を示す。分散４４０は、インピーダンスの急激な変化を示す。高周波ＲＦ電気外科的エネルギーが組織に印加されると、その部位の温度は１００℃を超えて上昇し、これはほぼ尖点４２０で生じる。この温度では、組織内の水が蒸気に変換されることにより、組織内に気泡が形成される。よって、上昇４３０の間インピーダンスが上昇するにつれて、気泡が連続的に形成され、再吸収されるため、組織は脱水と水和との間で平衡状態になる。インピーダンスの上昇はまた、器具１０の露出電極の周囲の気泡の形成とも関連する。したがって、分散４４０は、気泡の形成／再吸収によって生じた組織の含水量の変化を反映する。

図５はまた、インピーダンス曲線４００と反比例する、コンダクタンス曲線５００も示す。したがって、尖点２２０および４２０は、最大量のエネルギーが組織に供給される、コンダクタンスの最大点を表す。よって、インピーダンスをその最小（例えば、尖点２２０および４２０）に維持することが、伝導を最大化する。したがって、ジェネレータ２０から、最大コンダクタンスが連続的に維持されるようなレベルでエネルギーが供給されることが望ましい。

ステップ１３０〜１７０では、インピーダンスの勾配および分散を分析することにより、尖点４２０に相当する最大コンダクタンス点が決定される。特にステップ１３０では、図４および５に示すように、実際の実行時間と同調する移動時間窓２０５が生成される。時間窓２０５は、手技が進行し、分析のためにその特定の区分を選択するにつれて、分散インピーダンス曲線４００に沿って移動する。窓２０５によって表される時間は、約２〜約１５秒であり得ることが構想される。この窓はＦＩＦＯ（例えば、先入れ先出し）緩衝器として実現されてもよく、これは当業者の範囲内である。

ステップ１４０では、窓２０５が第１の半分２０６と第２の半分２０７とに分割される。ステップ１５０では、窓２０５の前記半分に対する平均インピーダンス値が決定され、つまり第１の半分２０６および第２の半分２０７のインピーダンス値が平均化される。インピーダンス曲線４００の勾配は、第１の半分２０６および第２の半分２０７の平均インピーダンス値を比較することによって計算される。第２の半分２０７の平均が第１の半分２０６の平均未満である場合、勾配は負である（例えば、曲線が下降する）。第２の半分２０７の平均が第１の半分２０６の平均より大きい場合、勾配は正である（例えば、曲線が上昇する）。第１の半分２０６および第２の半分２０７の平均インピーダンス値と勾配との関係はまた、式（１）によって表すことができる：
（１）第２の半分の平均−第１の半分の平均＝勾配
インピーダンス曲線の勾配の決定により、組織へのエネルギーコンダクタンスが最も効果的である組織インピーダンスに対応する、曲線上の近似点が特定される。

ステップ１６０では、勾配が、所定の勾配閾値と比較される。勾配閾値は、最大コンダクタンスと一致する尖点４２０を表すほぼ０であってもよいことが構想される。

比較ステップ１６０によって、気泡形成が生じ始める点の決定が可能になる。気泡形成はなだらかな下降４１０の後にしか生じないため、尖点４２０では、この点に到達するまで「泡立ち」は生じない。よって、該方法は、勾配が、インピーダンス曲線４００上の気泡が形成し始め、それにより不必要ないわゆる「気泡因子」の計算が阻止される点に対応して初めて、ステップ１７０に進む。

勾配が、気泡が形成し始める点（例えば、尖点４２０）を表す閾値勾配に対応する場合、該方法はステップ１７０に進み、ここで、気泡因子が、式（２）によって表されるように、第２の半分２０７の分散から第１の半分２０６の分散を差し引くことによって計算される：
（２）第２の半分の分散−第１の半分の分散＝気泡因子
したがって、気泡因子は、インピーダンス値の分散の間の差異である。気泡因子は、気泡形成における変化を特定する。

気泡因子を計算するために使用される実時間ピークツーピーク分散は、最小インピーダンス（すなわち、最大コンダクタンス）の決定において、ピークがより容易に決定されるため、平均化ＲＭＳインピーダンス信号よりも有用である。

ステップ１８０では、気泡因子に基づいて、ジェネレータ２０の出力に対するパワー調整が行われる。計算された気泡因子が正である場合、第２の半分２０７における分散は第１の半分２０６における分散よりも大きく、気泡形成の増加を表す。正の気泡因子に応じて、ジェネレータ２０はパワーを減少させる。気泡因子が負である場合、第１の半分２０６における分散は、第２の半分２０７における分散より大きいことを意味し、すなわち、気泡形成速度が減少しており、パワー出力は増加される。気泡因子がほぼ０である場合、気泡形成がほぼ一定に保たれていることを表し、パワー出力はその現行のレベルが維持される。結果として、ジェネレータ２０の出力は、気泡因子の関数として制御される。特に、ジェネレータ２０の出力は、インピーダンスの勾配および気泡因子が所定の閾値に維持され、気泡形成が気泡因子閾値によって表される所定のレベルに保持されるように調整される。これによって、組織の最大コンダクタンスの維持が可能になり、組織へのエネルギーの効率的な伝達、ならびに温熱治療の正確度および再現性の向上をもたらす。

本開示のいくつかの実施形態を図面で示し、および／または本明細書で論議したが、本開示は当技術分野が許容する程度に範囲が広く、かつ本明細書が同様に読まれることを目的とするため、本開示がそれに限定されることを目的としない。したがって、上記の説明は、限定的として解釈されるべきではないが、特定の実施形態の例示としてのみ解釈されたい。当業者であれば、本明細書に添付される請求項の範囲および精神内で他の修正を構想するであろう。

Claims (10)

1. 電気外科的システムであって、
   該電気外科的システムは、
   組織に電気外科的エネルギーを供給するように適合される電気外科的ジェネレータと、
   電気外科的エネルギーを組織に印加するように適合される少なくとも１つの活性電極を含む電気外科的器具と
   を含み、該ジェネレータは、
   組織インピーダンスを連続的に監視して分散インピーダンス曲線を生成するように適合されるセンサ回路と、
   該分散インピーダンス曲線の少なくとも１つの区分の勾配と、組織内での気泡の形成および吸収の速度を表す気泡因子とを計算して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスに到達したかどうかを決定するように適合されるマイクロプロセッサであって、該最小組織インピーダンスおよび該最大組織コンダクタンスに到達すると、該マイクロプロセッサは、該気泡因子の関数として該電気外科的ジェネレータの出力を調整して、該最小組織インピーダンスおよび該最大組織コンダクタンスを維持するようにさらに適合される、マイクロプロセッサと
   を含む、システム。
2. 前記マイクロプロセッサは、前記分散インピーダンス曲線の前記少なくとも１つの区分を選択するために移動時間窓を生成するようにさらに適合され、該少なくとも１つの区分を第１の半分と第２の半分とに分割する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記マイクロプロセッサは、前記少なくとも１つの区分の前記第１の半分に対する第１の平均インピーダンス値と、該少なくとも１つの区分の前記第２の半分に対する第２の平均インピーダンス値とを計算し、該第１の平均インピーダンス値および第２の平均インピーダンス値を比較するようにさらに適合される、請求項２に記載のシステム。
4. 前記マイクロプロセッサは、前記少なくとも１つの区分の前記第１の半分に対するインピーダンス値の第１の分散と、該少なくとも１つの区分の前記第２の半分に対するインピーダンス値の第２の分散とを計算し、インピーダンス値の該第２の分散からインピーダンス値の該第１の分散を差し引くようにさらに適合される、請求項２に記載のシステム。
5. 前記マイクロプロセッサは、前記気泡因子の関数として前記電気外科的ジェネレータの出力を調整するようにさらに適合され、前記計算された気泡因子が正である場合、出力は減少され、該気泡因子が負である場合、出力は増加され、該気泡因子がほぼ０である場合、該出力は変更されない、請求項４に記載のシステム。
6. 組織に電気外科的エネルギーを供給するように適合される電気外科的ジェネレータであって、
   該電気外科的ジェネレータは、
   組織インピーダンスを連続的に監視して分散インピーダンス曲線を生成するように適合されるセンサ回路と、
   該分散インピーダンス曲線の少なくとも１つの区分の勾配と、組織内での気泡の形成および吸収の速度を表す気泡因子とを計算して、最小組織インピーダンスおよび最大組織コンダクタンスに到達したかどうかを決定するように適合されるマイクロプロセッサであって、該最小組織インピーダンスおよび該最大組織コンダクタンスに到達すると、該マイクロプロセッサは、該気泡因子の関数として該電気外科的ジェネレータの出力を調整して、該最小組織インピーダンスおよび該最大組織コンダクタンスを維持するようにさらに適合される、マイクロプロセッサと
   を含む、電気外科的ジェネレータ。
7. 前記マイクロプロセッサは、前記分散インピーダンス曲線の前記少なくとも１つの区分を選択するために移動時間窓を生成するようにさらに適合され、該少なくとも１つの区分を第１の半分と第２の半分とに分割する、請求項６に記載の電気外科的ジェネレータ。
8. 前記マイクロプロセッサは、前記少なくとも１つの区分の前記第１の半分に対する第１の平均インピーダンス値と、該少なくとも１つの区分の前記第２の半分に対する第２の平均インピーダンス値とを計算するようにさらに適合され、該第１の平均インピーダンス値および第２の平均インピーダンス値を比較する、請求項７に記載の電気外科的ジェネレータ。
9. 前記マイクロプロセッサは、前記少なくとも１つの区分の前記第１の半分に対するインピーダンス値の第１の分散と、該少なくとも１つの区分の前記第２の半分に対するインピーダンス値の第２の分散とを計算するようにさらに適合され、インピーダンス値の該第２の分散からインピーダンス値の該第１の分散を差し引く、請求項７に記載の電気外科的ジェネレータ。
10. 前記マイクロプロセッサは、前記気泡因子の関数として前記電気外科的ジェネレータの出力を調整するようにさらに適合され、前記計算された気泡因子が正である場合、出力は減少され、該気泡因子が負である場合、出力は増加され、該気泡因子がほぼ０である場合、該出力は変更されない、請求項９に記載の電気外科的ジェネレータ。

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