JP6415881B2 - マルチステージ電力コンバーターを用いて電気外科用エネルギーを発生させるシステムおよび方法 - Google Patents

マルチステージ電力コンバーターを用いて電気外科用エネルギーを発生させるシステムおよび方法 Download PDF

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Description

背景
１．技術分野
本開示は、電気外科に関する。より詳しくは、本開示は、電気外科用エネルギーを発生させるためにマルチステージ電力コンバーターを使用する電気外科用発電機および方法に関する。
２．関連技術の背景
電気外科は、電気外科手順中に生物学的組織を切断または改変するために、高周波電流の印加を伴う。電気外科は、電気外科用発電機、活性電極、およびリターン電極を用いて実施される。電気外科用発電機（電源または波形発生器とも称される）は、交流（ＡＣ）を発生させ、交流（ＡＣ）は、活性電極を通って患者の組織に印加され、リターン電極を通って電気外科用発電機に戻される。交流は、代表的に、筋肉および／または神経刺激を避けるために、１００キロヘルツ（ｋＨｚ）より上の周波数を有する。
電気外科中、電気外科用発電機によって発生させられるＡＣは、活性電極とリターン電極との間に配置される組織を通って伝導される。組織のインピーダンスは、ＡＣに関連付けられる電気エネルギー（電気外科用エネルギーとも称される）を熱に変換し、熱は、組織温度を上げる。電気外科用発電機は、組織に提供される電力（すなわち、時間当たりの電気エネルギー）を制御することによって、組織の加熱を制御する。多くの他の変数が、組織の全体の加熱に影響するが、電流密度の増大は、通常、加熱の増大をもたらす。電気外科用エネルギーは、代表的に、組織を切断、切開、切除、凝固、および／または密封するために使用される。
用いられる電気外科の２つの基礎のタイプは、単極電気外科および双極電気外科である。電気外科のこれらのタイプの両方は、活性電極およびリターン電極を使用する。双極電気外科において、外科手術器具は、活性電極およびリターン電極を同じ器具において、または互いに非常に密接に近接して含み、それは、電流が、少量の組織を通って流れることをもたらす。単極電気外科において、リターン電極は、患者の身体における任意の場所に位置し、代表的に、電気外科用器具自体の一部ではない。単極電気外科において、リターン電極は、代表的にリターンパッドと称されるデバイスの一部である。
図４に示されるように、電気外科用（ＥＳ）発電機の理想的な出力電力特性は、出力インピーダンスの増大の関数として、一定電流４１０の後、一定電力４２０に続き、それは、次に、一定電圧４３０に続く。この出力電力特性を達成するために、ＥＳ発電機は、制御ループを実行し、この制御ループは、出力電圧および電流をサンプリングし、サンプリングされた出力電圧および電流に基づいて電力および／またはインピーダンスを計算し、計算された電力および／またはインピーダンスをディジタル補償器を通して送り、次に、電力ステージを制御する制御信号を調整する（例えば、制御信号のパルス幅または移相を調整する）。しかし、この制御ループは、電力ステージの切り替え周波数と比較して、比較的遅いものであり得る。従って、制御ループが電力ステージに追いつき、システムが定常状態に到達するまで、電力ステージは、所望の電力を組織に不十分に送達し得るか、または過剰に送達し得る。この理由および他の理由のために、現在のＥＳ発電機は、理想的な出力電力特性を提供し損ない得る。
概要
本開示の電気外科システムおよび方法は、電力制御中のインバーターの動的応答を改善し、組織インピーダンスの変化による電力偏差を減少させ、それは、所与の電力に対して組織中の熱の広がりを減少させる。本開示の電気外科システムおよび方法は、２ステージ型電力コンバーターを用い、この２ステージ型電力コンバーターは、電気外科手順中に処置される組織のインピーダンスに基づいて所望の電力レベルを提供する。２ステージ型電力コンバーターは、ブーストコンバーターと移相パルス幅変調（ＰＳ−ＰＷＭ）共振インバーターとを含む。ブーストコンバーターは、入力直流を所望の直流に変換し、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターは、所望の直流を所与の電気外科手順に適した所望の交流に逆変換する。
ブーストコンバーターは、電流プログラムモード、または電圧制御モードおよび電流プログラムモードに基づいて発生させられる制御信号によって制御される。ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターは、所望の固定された位相を有する制御信号によって制御される。ブーストコンバーターおよびＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターを制御するために使用される制御信号は、出力特性に基づいて（例えば、出力特性が一定電流であるか、一定電力であるか、または一定電圧であるかに基づいて）決定される。
１つの局面において、本開示は、電力コンバーターと、複数のセンサーと、コントローラーとを含む電気外科用発電機を特徴付ける。電力コンバーターは、電気エネルギー源に連結され、電気外科用エネルギーを発生させる。電力コンバーターは、電気エネルギー源からの第１の直流を第２の直流に変換するブーストコンバーターと、第２の直流を交流に逆変換する移相パルス幅変調（ＰＳ−ＰＷＭ）共振インバーターとを含む。複数のセンサーは、発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知する。コントローラーは、電力コンバーターおよび複数のセンサーに連結され、信号プロセッサーと出力コントローラーとを含む。信号プロセッサーは、電圧波形および電流波形に基づいて、組織インピーダンスを決定する。出力コントローラーは、決定された組織インピーダンスに基づいて、複数の出力特性の中から１つを選択し、選択された出力特性に従って、ブーストコンバーターを制御するための第１の制御信号と、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターを制御するための第２の制御信号とを発生させる。
複数の出力特性は、一定電流出力特性と、一定電力出力特性と、一定電圧出力特性とを含み得る。出力コントローラーは、組織インピーダンスに基づいて、一定電流出力特性から一定電力出力特性にシフトし得、一定電力出力特性から一定電圧出力特性にシフトし得る。出力コントローラーは、組織インピーダンスが第１の所定の値未満の場合、一定電流出力特性を選択し得、出力コントローラーは、組織インピーダンスが第１の所定の値以上、第２の所定の値未満の場合、一定電力出力特性を選択し得、出力コントローラーは、組織インピーダンスが第２の所定の値以上、第３の所定の値未満の場合、一定電圧出力特性を選択し得、第１の所定の値は、第２の所定の値よりも小さくあり得、第２の所定の値は、第３の所定の値よりも小さくあり得る。
出力特性が一定電圧出力特性である場合、出力コントローラーは、電圧制御モード下で第１の制御信号を発生させ得、固定された位相を有する第２の制御信号を発生させ得る。出力特性が一定電流出力特性である場合、出力コントローラーは、電圧制御モード下で第１の制御信号を発生させ得、固定された位相を有する第２の制御信号を発生させ得る。出力特性が一定電力出力特性である場合、出力コントローラーは、電流プログラムモード下で第１の制御信号を発生させ得、固定された位相を有する第２の制御信号を発生させ得る。あるいは、出力特性が一定電圧出力特性、一定電流出力特性、および一定電力出力特性のうちの任意の１つである場合、出力コントローラーは、電流プログラムモード下で第１の制御信号を発生させ得、固定された位相を有する第２の制御信号を発生させ得る。
出力コントローラーは、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターの切り替え周波数よりも速い切り替え周波数でブーストコンバーターを動作させ得る。ブーストコンバーターは、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターへの電圧および電流入力のリップルを低下させるために、複数のブーストコンバーターを含み得る。
電気外科用発電機は、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）をさらに含み得、このアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）は、感知された電圧波形および電流波形をサンプリングして、感知された電圧波形および電流波形のサンプルの所定の数を得る。サンプルの所定の数は、感知された電圧波形および電流波形のＲＦ周波数の整数倍に対応し得る。信号プロセッサーは、ＡＤＣに制御パラメーターを提供する複数のＡＤＣコントローラーを含み得る。制御パラメーターは、ＡＤＣのサンプリング周波数を含み得る。
複数のセンサーは、ロゴウスキーコイルを含み得る。電気外科用発電機のコントローラーは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途向け集積回路、ディジタル信号プロセッサー、またはプログラム可能なディジタル信号プロセッサーによって実装され得る。
別の局面において、本開示は、電気外科用発電機を制御する方法を特徴付ける。上記方法は、ブーストコンバーターを用いて電気エネルギー源からの第１の直流を第２の直流に変換することと、ＰＳ−ＰＷＭインバーターを用いて第２の直流を交流に変換することと、ブーストコンバーターの電流とＰＳ−ＰＷＭインバーターの出力における電圧とを感知することと、感知された電圧波形および電流波形に基づいて、処置される組織のインピーダンスを決定することと、決定された組織インピーダンスに基づいて、出力特性を選択することと、選択された出力特性についての所定の制御モードに従って、ブーストコンバーターを制御するための第１の制御信号と、ＰＳ−ＰＷＭインバーターを制御するための第２の制御信号とを発生させることとを含む。複数の出力特性は、一定電流出力特性、一定電圧出力特性、および一定電力出力特性を含み得る。
出力特性が一定電圧出力特性である場合、第１の制御信号は、電圧制御モード下で発生させられ得、第２の制御信号は、固定された位相を有するように発生させられ得る。出力特性が一定電流出力特性である場合、第１の制御信号は、電圧制御モード下で発生させられ得、第２の制御信号は、固定された位相を有するように発生させられ得る。出力特性が一定電力出力特性である場合、第１の制御信号は、電流プログラムモード下で発生させられ得、第２の制御信号は、固定された位相を有するように発生させられ得る。あるいは、出力特性が一定電圧出力特性、一定電流出力特性、および一定電力出力特性のうちの任意の１つである場合、第１の制御信号は、電流プログラムモード下で発生させられ得、第２の制御信号は、固定された位相を有するように発生させられ得る。
本発明は、例えば以下の項目を提供する。
（項目１）
電気外科用発電機であって、該電気外科用発電機は、
電気エネルギー源に連結されている電力コンバーターであって、該電力コンバーターは、電気外科用エネルギーを発生させるように構成され、該電力コンバーターは、
該電気エネルギー源からの第１の直流を第２の直流に変換するように構成されているブーストコンバーターと、
該第２の直流を交流に逆変換するように構成されている移相パルス幅変調（ＰＳ−ＰＷＭ）共振インバーターと
を含む、電力コンバーターと、
発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成されている複数のセンサーと、
該電力コンバーターおよび該複数のセンサーに連結されているコントローラーと
を含み、該コントローラーは、
感知された電圧波形および電流波形に基づいて、組織インピーダンスを決定するように構成されている信号プロセッサーと、
出力コントローラーと
を含み、該出力コントローラーは、決定された組織インピーダンスに基づいて、複数の出力特性の中から１つを選択し、選択された出力特性に従って、該ブーストコンバーターを制御するための第１の制御信号と、該ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターを制御するための第２の制御信号とを発生させるように構成されている、電気外科用発電機。
（項目２）
上記複数の出力特性は、一定電流出力特性と、一定電圧出力特性と、一定電力出力特性とを含む、上記項目に記載の電気外科用発電機。
（項目３）
上記出力コントローラーは、上記組織インピーダンスに基づいて、上記一定電流出力特性から上記一定電力出力特性にシフトし、該一定電力出力特性から上記一定電圧出力特性にシフトする、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目４）
上記出力コントローラーは、上記組織インピーダンスが第１の所定の値未満の場合、上記一定電流出力特性を選択し、
該出力コントローラーは、該組織インピーダンスが該第１の所定の値以上、第２の所定の値未満の場合、上記一定電力出力特性を選択し、
該出力コントローラーは、該組織インピーダンスが該第２の所定の値以上、第３の所定の値未満の場合、上記一定電圧出力特性を選択し、
該第１の所定の値は、該第２の所定の値よりも小さく、該第２の所定の値は、該第３の所定の値よりも小さい、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目５）
上記出力特性が一定電圧出力特性である場合、上記出力コントローラーは、電圧制御モード下で上記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する上記第２の制御信号を発生させる、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目６）
上記出力特性が一定電流出力特性である場合、上記出力コントローラーは、電圧制御モード下で上記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する上記第２の制御信号を発生させる、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目７）
上記出力特性が一定電力出力特性である場合、上記出力コントローラーは、電流プログラムモード下で上記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する上記第２の制御信号を発生させる、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目８）
上記出力特性が一定電圧出力特性、一定電流出力特性、および一定電力出力特性のうちのいずれの場合にも、上記出力コントローラーは、電流プログラムモード下で上記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する上記第２の制御信号を発生させる、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目９）
上記出力コントローラーは、上記ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターの切り替え周波数よりも速い切り替え周波数で上記ブーストコンバーターを動作させる、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目１０）
上記ブーストコンバーターは、上記ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターへの電圧および電流入力のリップルを低下させるために、複数のブーストコンバーターを含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目１１）
上記電気外科用発電機は、複数のアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）をさらに含み、該複数のアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）は、上記感知された電圧波形および電流波形をサンプリングして、該感知された電圧波形および電流波形の各々のサンプルの所定の数を得るように構成され、
該サンプルの所定の数は、該感知された電圧波形および電流波形のＲＦ周波数の整数倍に対応している、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目１２）
上記複数のセンサーは、ロゴウスキーコイルを含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目１３）
上記コントローラーは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途向け集積回路、またはディジタル信号プロセッサーにおいて実装されている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（摘要）
本開示に従う電気外科システムおよび方法は、電気外科用エネルギーを発生させるために、マルチステージ電力コンバーターを使用する。電気外科システムは、電力コンバーターを有する電気外科用発電機を含み、この電力コンバーターは、電気エネルギー源に連結され、電気外科用エネルギーを発生させるように構成されている。電力コンバーターは、電気エネルギー源からの第１の直流を第２の直流に変換するように構成されているブーストコンバーターと、第２の直流を交流に逆変換するように構成されている移相パルス幅変調（ＰＳ−ＰＷＭ）共振インバーターとを含む。電気外科用発電機はまた、発生させられた電気外科用エネルギーの電圧および電流を感知するように構成されている複数のセンサーと、電力コンバーターおよび複数のセンサーに連結されているコントローラーとを含む。コントローラーは、感知された電圧および電流に基づいて、組織インピーダンスを決定するように構成されている信号プロセッサーと、決定された組織インピーダンスに基づいて、複数の出力特性のうちの１つを選択するように構成されている出力コントローラーとを含み、この出力コントローラーは、選択された出力特性に従って、ブーストコンバーターおよびＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターを制御するために制御信号を発生させるように構成されている。
本開示の様々な実施形態は、添付の図面を参照して記載される。
図１は、本開示の実施形態に従う、電気外科システムの例示である。 図２は、図１の電気外科用発電機の発電機回路網を例示している回路ブロック線図である。 図３は、図２の発電機回路網のコントローラーの回路ブロック線図である。 図４は、図１の電気外科用発電機の理想的な出力特性の図式線図である。 図５は、図１の電気外科用発電機から組織への電力伝送の図式線図である。 図６は、本開示の実施形態に従う、発電機回路網の回路ブロック線図である。 図７Ａは、本開示の別の実施形態に従う、発電機回路網の回路ブロック線図である。 図７Ｂは、図７Ａの発電機回路網の電流プログラムモード（ＣＰＭ）コントローラーの回路ブロック線図である。 図７Ｃは、図７Ａの発電機回路網の電圧モードコントローラーの回路ブロック線図である。 図８は、本開示のさらに別の実施形態に従う、発電機回路網の回路ブロック線図である。 図９は、本開示の実施形態に従う、出力電力コンバーターを制御する方法を例示しているフローダイアグラムである。 図１０は、本開示の別の実施形態に従う、出力電力コンバーターを制御する方法を例示しているフローダイアグラムである。
詳細な説明
一定電流出力特性、一定電圧出力特性、および一定電力出力特性の中から出力特性を選択するために、代表的な方法は、出力電圧および電流の波形をサンプリングし、電力および／またはインピーダンスを計算し、これらの計算結果をディジタル補償器を通して送り、次に、出力電力コンバーターのバックコンバーターおよび共振インバーターの制御変数を調整する。これらのプロセスは、出力電力コンバーターの切り替え周波数と比較して、比較的遅いものであり、従って、出力電力コンバーターの制御プロセスが追いつき、システムが定常状態に到達するまで、所望の電力を過剰に送達するか、または不十分に送達する。従って、一定電流出力特性、一定電力出力特性、および一定電圧出力特性の間ですばやく切り替えることが望ましい。
本開示に従うシステムおよび方法は、マルチステージ出力電力コンバーターを用い、このマルチステージ出力電力コンバーターは、各ステージの制御方法論を変更することによって、理想に近い一定電流出力特性、一定電力出力特性、および一定電圧出力特性を達成し得る。マルチステージ出力電力コンバーターは、デュアルステージ出力電力コンバーターであり得、このデュアルステージ出力電力コンバーターは、バック／ブーストコンバーターと共振インバーターとを含み、バック／ブーストコンバーターおよび共振インバーターは、選択された制御モードに従って、別個に制御される。制御モードは、所望の出力特性、すなわち、一定電流、一定電圧、または一定電力に基づいて選択される。所望の出力特性は、次に、測定された組織インピーダンスに基づいて選択される。この態様において、本開示のシステムおよび方法は、所望の量の電力を提供し、出力特性の間で、よりすばやく切り替わる。
本開示に従う制御方法は、ハードウェアおよびファームウェアに実装され得る。本開示に従うハードウェアによって達成される制御ループ帯域幅の改善に起因して、ファームウェア制御は、簡略化され得、共振インバーター出力周波数よりも遅い速度で更新され得る。
図１は、本開示の実施形態に従う電気外科システム１００を例示している。電気外科システム１００は、患者の組織を処置するために、電気外科用エネルギーを発生させる電気外科用発電機１０２を含む。電気外科用発電機１０２は、選択された動作モード（例えば、切断、凝固、切除、または密封）および／または発生させられた電気外科用エネルギーの感知された電圧波形および電流波形に基づいて、適切なレベルの電気外科用エネルギーを発生させる。電気外科システム１００は、多様な電気外科用器具に対応する複数の出力コネクターも含み得る。
電気外科システム１００は、リターンパッド１２０とともに、患者の組織を処置するための電極（例えば、電気外科用切断プローブ、または切除電極）を有する単極電気外科用器具１１０をさらに含む。単極電気外科用器具１１０は、複数の出力コネクターのうちの１つを介して電気外科用発電機１０２に接続され得る。電気外科用発電機１０２は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの形態での電気外科用エネルギーを発生させ得る。電気外科用エネルギーは、単極電気外科用器具１１０に供給され、この単極電気外科用器具１１０は、電気外科用エネルギーを組織に印加する。電気外科用エネルギーは、リターンパッド１２０を通って電気外科用発電機１０２に戻される。リターンパッド１２０は、組織に印加される電気外科用エネルギーに起因する組織損傷のリスクを最小にするために、患者の組織との十分な接触領域を提供する。
電気外科システム１００は、双極電気外科用器具１３０も含む。双極電気外科用器具１３０は、複数の出力コネクターのうちの１つを介して、電気外科用発電機１０２に接続され得る。交流は、２つの鉗子のうちの１つに供給され、組織に印加され、他方の鉗子を通って電気外科用発電機１０２に戻される。
電気外科用発電機１０２は、任意の適切なタイプの発電機であり得、様々なタイプの電気外科用器具（例えば、単極電気外科用器具１１０および双極電気外科用器具１３０）を適応させるために、複数のコネクターを含み得る。電気外科用発電機１０２はまた、多様なモード（例えば、切除、切断、凝固、および密封）で動作するように構成され得る。電気外科用発電機１０２は、様々な電気外科用器具が接続され得るコネクターの間でＲＦエネルギーの供給を切り替えるために、切り替え機構（例えば、継電器）を含み得る。例えば、電気外科用器具１１０が電気外科用発電機１０２に接続される場合、切り替え機構は、ＲＦエネルギーの供給を単極プラグへ切り替える。実施形態において、電気外科用発電機１０２は、ＲＦエネルギーを複数の器具に同時に提供するように構成され得る。
電気外科用発電機１０２は、ユーザーインターフェイスを含み、このユーザーインターフェイスは、制御パラメーターを電気外科用発電機１０２に提供するための適切なユーザー制御装置（例えば、ボタン、アクチベータ、スイッチ、タッチスクリーン）を有する。これらの制御装置は、電気外科用エネルギーが特定の外科手術手順（例えば、凝固、切除、組織密封、または切断）に適するように、ユーザーが電気外科用エネルギーのパラメーター（例えば、電力レベルまたは出力波形の形状）を調整することを可能にする。電気外科用器具１１０および１３０はまた、複数のユーザー制御装置を含み得る。さらに、電気外科用発電機１０２は、電気外科用発電機１０２の動作に関連する多様な情報を表示するための１つ以上のディスプレースクリーンを含み得る（例えば、強度設定および処置完了インジケーター）。
図２は、図１の電気外科用発電機１０２内の発電機回路網２００の回路ブロック線図である。発電機回路網２００は、低周波数（ＬＦ）整流器２２０と、無線周波数（ＲＦ）増幅器２３０と、複数のセンサー２３５および２４０と、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）２５０と、コントローラー２６０とを含み、このコントローラー２６０は、ハードウェア加速器２７０と、プロセッサーサブシステム２８０と、ユーザーインターフェイス（ＵＩ）２９０とを含む。発電機回路網２００は、交流（ＡＣ）電源２１０（例えば、低周波数（例えば、２５Ｈｚ、５０Ｈｚ、または６０Ｈｚ）を有するＡＣを発生させる壁付き電力コンセントまたは他の電力コンセント）に接続するように構成されている。ＡＣ電源２１０は、ＡＣ電力をＬＦ整流器２２０に提供し、このＬＦ整流器２２０は、ＡＣを直流（ＤＣ）に変換する。
ＬＦ整流器２２０から出力される直流（ＤＣ）は、ＲＦ増幅器２３０に提供され、このＲＦ増幅器２３０は、コンバーター２３２と共振インバーター２３４とを含む。コンバーター２３２と共振インバーター２３４との組み合わせは、より詳細に下に記載されるマルチステージ電力コンバーターを形成する。コンバーター２３２は、ＤＣを所望のレベルに上げるか、または下げる。共振インバーター２３４は、組織を処置するために、ＤＣをＡＣ波形に逆変換する。ＡＣ波形は、電気外科手順に適した周波数（例えば、４７２ｋＨｚ、２９．５ｋＨｚ、および１９．７ｋＨｚ）を有する。
電気外科用エネルギーのための適切な周波数は、電気外科手順および電気外科のモードに基づいて異なり得る。例えば、神経刺激および筋肉刺激は、１秒当たり約１００，０００サイクル（１００ｋＨｚ）で終わり、いくつかの電気外科手順は、１００ｋＨｚより上の無線周波数（ＲＦ）で安全に実施され得る。１００ｋＨｚを超える周波数において、電気外科用エネルギーは、最小の神経筋刺激を伴って、標的組織まで患者を通過し得る。例えば、切除は、４７２ｋＨｚの周波数を使用する。他の電気外科手順は、神経および筋肉を損傷する最小のリスクを伴って、１００ｋＨｚよりも低い周波数、例えば、２９．５ｋＨｚ、または１９．７ｋＨｚで実施され得る。共振インバーター２３４は、電気外科手術に適した様々な周波数でＡＣ信号を出力し得る。
上に記載されるように、ＲＦ増幅器２３０は、共振インバーター２３４を含み、この共振インバーター２３４は、コンバーター２３２に連結されている。共振インバーター２３４は、ＲＦ増幅器２３０から処置される組織への最大または最適な電力伝送が存在するように、コンバーター２３２におけるインピーダンスを組織のインピーダンスに整合させる。
ＲＦ増幅器２３０のコンバーター２３２によって提供される電気外科用エネルギーは、コントローラー２６０によって制御される。コンバーター２３２および共振インバーター２３４から出力される電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形は、複数のセンサー２３５、２４０によって感知され、コントローラー２６０に提供され、このコントローラー２６０は、コンバーター２３２および共振インバーター２３４の出力電圧および電流の波形を制御するために制御信号を発生させる。コントローラー２６０はまた、ユーザーインターフェイス（ＵＩ）２９０を介してユーザーから入力コマンドを受け取る。ＵＩ２９０は、ユーザーが電気外科手順のタイプ（例えば、単極または双極）およびモード（例えば、凝固、切除、密封、または切断）を選択すること、または電気外科手順もしくはモードについて所望の制御パラメーターを入力することを可能にする。ＵＩ２９０は、ディスプレー（例えば、ＬＣＤディスプレー）も含み、このディスプレーは、とりわけ、電気外科用エネルギーの特性（例えば、選択される電力レベル）に関連する情報を表示する。
複数のセンサー２３５、２４０は、２つ以上の対またはセットの電圧センサーおよび電流センサーを含み得、２つ以上の対またはセットの電圧センサーおよび電流センサーは、電圧波形および電流波形の冗長測定を提供する。この冗長性は、コンバーター２３２および共振インバーター２３４の出力における電圧測定および電流測定の信頼性、精度、および安定性を確実にする。実施形態において、複数のセンサー２３５、２４０は、適用または設計の要求に依存して、より少ないセットまたはより多いセットの電圧センサーおよび電流センサーを含み得る。
実施形態において、コンバーター２３２を通過する電流は、複数のセンサー２３５のうちの電流センサーによって感知され、共振インバーター２３４の電圧は、複数のセンサー２４０のうちの電圧センサーによって感知される。複数のセンサー２３５、２４０は、電圧および電流を測定するための任意の公知の技術を用い得、それには、例えば、ロゴウスキーコイルが挙げられる。
感知された電圧波形および電流波形は、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）２５０に送られ、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）２５０は、感知された電圧波形および電流波形をサンプリングして、電圧波形および電流波形のディジタルサンプルを取得する。電圧波形および電流波形のディジタルサンプルは、コントローラー２６０によって処理され、ＲＦ増幅器２３０のコンバーター２３２および共振インバーター２３４を制御するために制御信号を発生させるために使用される。ＡＤＣ２５０は、感知された電圧波形および電流波形をサンプル周期においてサンプリングするように構成され得、このサンプル周期は、電圧波形および電流波形のＲＦ周波数の整数倍である。
図２に示されるように、コントローラー２６０は、ハードウェア加速器２７０とプロセッサーサブシステム２８０とを含む。ハードウェア加速器２７０は、ＡＤＣ２５０からの出力を処理し、プロセッサーサブシステム２８０と協働して、ＲＦ増幅器２３０のコンバーター２３２および共振インバーター２３４に対して制御信号を発生させる。
ハードウェア加速器２７０は、用量モニタリングおよび制御（ＤＭＡＣ）２７２と、内側電力制御ループ２７４と、インバーターコントローラー２７６と、コンバーターコントローラー２７８とを含む。コントローラー２６０の全てまたは一部分は、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、ディジタル信号プロセッサー（ＤＳＰ）、および／またはマイクロコントローラーによって実装され得る。
ＤＭＡＣ２７２は、ＡＤＣ２５０からの電圧波形および電流波形のサンプルを受け取り、組織のインピーダンスを計算する。ＤＭＡＣ２７２は、次に、組織のインピーダンスを内側電力制御ループ２７４に提供し、この内側電力制御ループ２７４は、組織のインピーダンスに基づいて、インバーターコントローラー２７６およびコンバーターコントローラー２７８に対して制御信号を発生させる。インバーターコントローラー２７６は、次に、共振インバーター２３４の出力を制御するために第１の制御信号を発生させ、コンバーターコントローラー２７８は、次に、コンバーター２３２の出力を制御するために第２の制御信号を発生させる。第１および第２の制御信号は、ＲＦ増幅器の出力電圧および電流を特定の制御モードにおいて特定される所望の電圧および電流に制限するように働く。この態様において、コントローラー２６０は、ＲＦ増幅器２３０を制御して、出力電力の近デッドビート（ｎｅａｒ ｄｅａｄｂｅａｔ）制御を生み出す。
プロセッサーサブシステム２８０は、外側電力制御ループ２８２と、ステートマシン２８４と、電力セットポイント回路２８６とを含む。プロセッサーサブシステム２８０は、ＤＭＡＣ２７２の出力、およびＵＩ２９０を介してユーザーによって選択されるパラメーター（例えば、電気外科モード）に基づいて制御信号を発生させる。特に、ユーザーによって選択されるパラメーターは、発電機回路網２００の状態またはモードを決定するステートマシン２８４に提供される。外側電力制御ループ２８２は、制御信号を決定するために、この状態情報およびＤＭＡＣ２７２からの出力を使用する。制御信号は、電力セットポイント回路２８６に提供され、この電力セットポイント回路２８６は、制御信号に基づいて電力セットポイント値を発生させる。
内側電力制御ループ２７４は、コンバーターコントローラー２７８を介してコンバーター２３２を制御するための適切な制御信号を発生させるために、電力セットポイント値を使用する。ユーザーが動作パラメーターをＵＩ２９０を介してステートマシン２８４に提供しない場合、次に、ステートマシン２８４は、デフォルト状態を維持し得るか、またはデフォルト状態に入り得る。
図３は、図２のハードウェア加速器２７０の回路ブロック線図である。ハードウェア加速器２７０は、特別な処理要求（例えば、高処理スピード）を有し得る発電機回路網２００の機能を実装する。ハードウェア加速器２７０は、図２に示されるＤＭＡＣ２７２と内側電力制御ループ２７４とを含む。
ＤＭＡＣ２７２は、４つのＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄと、ディジタル信号プロセッサー３１４と、ＲＦデータレジスター３１６と、ＤＭＡＣレジスター３１８とを含む。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、ＡＤＣ２５０の動作を制御し、このＡＤＣ２５０は、感知された電圧波形および電流波形をディジタルデータに変換する。ディジタルデータは、次に、ディジタル信号プロセッサー３１４に提供され、このディジタル信号プロセッサー３１４は、様々なディジタル信号処理機能を実装し、そのうちのいくつかは、より詳細に下に記載される。
ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、ＡＤＣ２５０が、所定のサンプリング速度（すなわち、１秒当たりの所定の数のサンプル）において、または所定のサンプリング周期において、感知された電圧波形と電流波形とを同期的にサンプリングするように、所定のサンプリング速度を含む動作パラメーターをＡＤＣ２５０に提供する。ＡＤＣコントローラー３１２ａ〜３１２ｄは、サンプリング周期が電圧波形および電流波形のＲＦ周波数の整数倍に対応するように、ＡＤＣ２５０を制御するように構成され得る。
ＤＭＡＣ２７２は、処置される組織のインピーダンスである制御信号を信号ライン３２１を介して内側電力制御ループ２７４に提供し、信号ライン３７９を介してプロセッサーサブシステム２８０に提供する。内側電力制御ループ２７４は、制御信号を処理し、制御信号をインバーターコントローラー２７６およびコンバーターコントローラー２７８に出力する。内側電力制御ループ２７４は、内側電力コントローラー３２６と、補償器レジスター３３０と、ＶＩリミッター３３４とを含む。
ユーザー入力が存在する場合、プロセッサーサブシステム２８０は、ユーザー入力を受け取り、信号ライン３７９を介するディジタル信号プロセッサー３１４からの出力とともにそれを処理する。プロセッサーサブシステムは、補償器レジスター３３０を介して制御信号をＶＩリミッター３３４に提供し、このＶＩリミッター３３４は、図２における電力セットポイント回路２８６に対応する。ＶＩリミッター３３４は、次に、ユーザー入力およびディジタル信号プロセッサー３１４の出力に基づいて、信号ライン３３５を介して所望の電力プロフィール（例えば、選択された電気外科モードまたは動作について、電力における最小制限および最大制限）を提供する。補償器レジスター３３０はまた、信号ライン３３３を介して他の制御パラメーターを内側電力コントローラー３２６に提供し、この内側電力コントローラー３２６は、補償器レジスター３３０、ＶＩリミッター３３４からの制御パラメーターと、ディジタル信号プロセッサー３１４からのインピーダンスとを組み合わせて、制御信号を発生させ、それらを信号ライン３２７を介してインバーターコントローラー２７６に提供し、信号ライン３２８を介してコンバーターコントローラー２７８に提供する。
インバーターコントローラー２７６は、制御パラメーターを受け取り、共振インバーター２３４を駆動する制御信号を出力する。インバーターコントローラー２７６は、スケールユニット３４２と、ＰＷＭレジスター３４４と、ＰＷＭモジュール３４６とを含む。スケールユニット３４２は、調整値を出力に乗算、および／または加算することによって補償器レジスター３３０の出力を調整する。スケールユニット３４２は、ＰＷＭレジスター３４４からの調整値を信号ライン３４１ａおよび３４１ｂを介して受け取る。ＰＷＭレジスター３４４は、共振インバーター２３４を制御するために、いくつかの関連性のあるパラメーター（例えば、共振インバーター２３４によって発生させられるべきＡＣ信号の周期、パルス幅、および位相）、および他の関連するパラメーターを記憶する。ＰＷＭモジュール３４６は、ＰＷＭレジスター３４４からの出力を受け取り、図２のＲＦ増幅器２３０の共振インバーター２３４の４つのトランジスターを制御する４つの制御信号３４７ａ〜３４７ｄを発生させる。ＰＷＭモジュール３４６はまた、レジスター同期（ｓｙｎｃ）信号を介してその情報をＰＷＭレジスター３４４における情報と同期させる。
コンバーターコントローラー２７８は、制御信号を受け取り、コンバーター２３２が共振インバーター２３４に適した所望のレベルに直流を増幅するか、または下げるために制御されるように、別の制御信号を発生させる。コンバーターコントローラー２７８は、ＰＷＭレジスター３５２とＰＷＭモジュール３５４とを含む。ＰＷＭレジスター３５２は、内側電力制御ループ２７４からの出力を受け取り、インバーターコントローラー２７６のＰＷＭレジスター３４４中の関連性のあるパラメーターを記憶する。ＰＷＭモジュール３５４は、レジスター同期信号をＰＷＭレジスター３５２に送信し、図２のコンバーター２３２を制御するために、所望のデューティサイクルを有する制御信号３５５を発生させる。従って、内側電力制御ループ２７４は、ＤＭＡＣ２７２よって提供される処理されたセンサー信号、およびプロセッサーサブシステム２８０を介してハードウェア加速器２７０に提供される他の信号に基づいて、ＲＦ増幅器２３０のコンバーター２３２および共振インバーター２３４を制御する。
現在の電気外科用発電機は、固定されたＰＷＭインバーターが後に続く高電圧ＤＣ（ＨＶＤＣ）電源、電流源インバーターが後に続くＨＶＤＣ電源、移相ＰＷＭフルブリッジ共振インバーターが後に続くＨＶＤＣ電源、変圧器を有する電流源並列共振ＤＣ／ＡＣインバーターが後に続くＨＶＤＣ電源、および高周波数誘導加熱のためのＩＧＢＴベースのＬＣＬ−共振インバーターが後に続くＨＶＤＣ電源を含む多様な出力電力ステージを用いる。これらの出力電力ステージは、負荷への電力の伝送に影響する出力インピーダンスを有する。図５に示されるように、これらの出力電力ステージは、共振インバーターの出力電力特性を示し、同図において、電力は、一定電流の漸近線５０５に沿って最初は増大し、次に、出力インピーダンスが電気外科用発電機の源インピーダンスと整合するまで、よりゆっくりと増大する。出力インピーダンスが源インピーダンスと整合する場合、最大電力５１０が、処置される組織に伝送される。次に、出力インピーダンスがさらに増大する場合、電力は、電力が一定電圧の漸近線５１５に沿って減少するまで、ゆっくりと減少する。
本明細書中に記載されるように、本開示に従うシステムおよび方法は、マルチステージ出力電力コンバーターの各ステージの制御方法論を別個に選択することによって、理想に近い一定電流出力特性、一定電力出力特性、および一定電圧出力特性を達成し得るマルチステージ出力電力コンバーターを用いる。図６は、図１の電気外科用発電機１０２において用いられ得る発電機回路網６００の回路ブロック線図である。発電機回路網６００は、電圧源６１０と、ＤＣ−ＤＣブーストコンバーター６３０と、移相（ＰＳ）パルス幅変調（ＰＷＭ）共振インバーター６５０とを含む。
電圧源６１０は、直流ｉｇ（ｔ）６２０をＤＣ−ＤＣブーストコンバーター６３０に提供し、このＤＣ−ＤＣブーストコンバーター６３０は、直流の電圧を所望の電圧レベルｖ１ ６４０に下げるか、または上げる。次に、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター６５０は、ＤＣ−ＤＣブーストコンバーター６３０によって提供される所望のＤＣ電圧ｖ１ ６４０を、組織を処置するために適した電圧および周波数を有するＡＣに逆変換する。ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター６５０からのＡＣ電圧ｖｏ出力は、次に、組織負荷Ｚｌｏａｄ ６８０に提供される。
図２のコントローラー２６０は、センサー２３５およびＡＤＣ２５０を介してＤＣ電圧ｖ１ ６４０のサンプルを取得し得、ＤＣ電圧ｖ１ ６４０のサンプルに基づいて、ＤＣ電圧ｖ１ ６４０を制御するために制御信号ｄ ６３５を発生させ得る。コントローラー２６０はまた、ＡＣ 電流ｉｏ（ｔ）６７０およびＡＣ電圧ｖｏ ６６０のサンプルを取得し得、ＡＣ電流ｉｏ（ｔ）６７０およびＡＣ電圧ｖｏ ６６０のサンプルに基づいて、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター６５０を制御するために、固定された位相を有する別の制御信号ｐ ６５５を発生させ得る。
図７Ａは、発電機回路網７００の回路ブロック線図であり、この発電機回路網７００は、電力コンバーター７０１と、電力コンバーター７０１を制御するためのコントローラー７１５と含む。電力コンバーター７０１は、ブーストコンバーター７０５と、ブーストコンバーター７０５の出力に接続されているＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７とを含む。ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７は、直並列ＬＣＬＣ共振タンク回路７０３を含む。直並列ＬＣＬＣ共振タンク回路７０３は、電力コンバーター７０１の出力と直列で接続されているインダクター７２１およびコンデンサー７２３、変圧器７２７の一次インダクターコイル、ならびに電力コンバーター７０１の出力と並列で接続されているコンデンサー７２５を含む。
コントローラー７１５は、所望のデューティサイクルを有する制御信号ｄでブーストコンバーター７０５を制御するＣＰＭコントローラー７１２および電圧モードコントローラー７１４と、固定された位相を有するＰＷＭ制御信号ｐでＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７を制御する移相ＰＷＭコントローラー７１６とを含む。コントローラー７１５は、スイッチ７１１も含み、このスイッチ７１１は、ＣＰＭコントローラー７１２と電圧モードコントローラー７１４との間で切り替わる。
ＣＰＭコントローラー７１２、電圧モードコントローラー７１４、および移相ＰＷＭコントローラー７１６は、下の表１において例示されるように、所望の出力特性に従って動作する。上に記載されるように、所望の出力特性は、出力インピーダンスに依存して、一定電流から一定電力に、そして一定電圧に変化する。
Figure 0006415881
 組織処置の開始時に一定電流出力を達成するために、コントローラー７１５は、スイッチ７１１を電圧モードコントローラー７１４に切り替え、この電圧モードコントローラー７１４は、固定されたデューティサイクルを有する制御信号ｄを発生させ、制御信号ｄをＤＣ−ＤＣブーストコンバーター７０５のスイッチ７０８に提供する。
さらに、移相ＰＷＭコントローラー７１６は、第１の固定された位相ｐ１を有するＰＷＭ制御信号ｐを発生させ、それをＤＣ−ＡＣ ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７のＨ−ブリッジ７１７に提供する。移相ＰＷＭコントローラー７１６は、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７が一定電流を出力するように、ＰＷＭ制御信号ｐのデューティサイクルを変化させる。
電圧モード制御は、ＤＣ−ＤＣブーストコンバーター７０５の出力電圧ｖ１を測定することと、測定された出力電圧ｖ１を電圧モードコントローラー７１４に送ることと、測定された出力電圧ｖ１が参照出力電圧と一致するように、測定された出力電圧ｖ１と参照出力電圧との間の差異に基づいて、制御信号ｄのデューティサイクルを調整することとを含む。参照出力電圧は、ユーザーによって設定され得るか、またはルックアップ表に記憶されている参照出力電圧値に基づき得る。電圧制御モードにおいて、タンク回路７０３の直列インピーダンス７２３は、出力電流を制限する。
出力インピーダンスが第１の所定のインピーダンス値に到達した場合、所望の出力特性は、一定電流から一定電力に変化する。一定電力出力特性に対して、コントローラー７１５は、スイッチ７１１を電流プログラムモード（ＣＰＭ）コントローラー７１２に変える。電流プログラムモードコントローラー７１２は、ＤＣ−ＤＣブーストコンバーター７０５から出力される一定電力を維持するために、電流プログラムモードに従って制御信号ｄのデューティサイクルを変える。さらに、ＰＳ−ＰＷＭコントローラー７１６は、固定された位相および固定されたデューティサイクルを有する制御信号ｐを発生させ、それをＤＣ−ＡＣ ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７のＨ−ブリッジ７１７に提供する。
出力インピーダンスが第２の所定のインピーダンス値に到達した場合、所望の出力特性は、一定電力から一定電圧に変化する。一定電圧出力特性に対して、コントローラー７１５は、スイッチ７１１を電圧モードコントローラー７１４に切り替え戻し、この電圧モードコントローラー７１４は、電圧制御モードに従って制御信号ｄのデューティサイクルを変化させ、それをＤＣ−ＤＣブーストコンバーター７０５のスイッチ７０８に提供する。電圧制御モードにおいて、電圧モードコントローラー７１４は、出力インピーダンスが時間の経過によりさらに変化するか、または増大する場合、スイッチ７０８を動作させて、電圧を調整し、一定電圧出力を維持する。さらに、ＰＳ−ＰＷＭコントローラー７１６は、第２の固定された位相ｐ２および固定されたデューティサイクルを有する制御信号ｐを発生させる。電圧制御モードにおいて、タンク回路７０３の並列インピーダンス７２５が、出力電圧を自然に制限する。
実施形態において、ブーストコンバーター７０５およびＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７を制御方法の間で切り替えるために、出力電圧および電流が測定され得、制御論理（例えば、ＦＰＧＡまたはＤＳＰ）によって設定される電圧閾値と比較され得る。出力電圧および電流の測定値は、整流器によって整流され得、コンパレーターに送られ得る。ＤＡＣは、電圧制限および電流制限に比例する電圧を提供するために、コンパレーターに接続され得る。コンパレーターの出力は、次に、ブーストコンバーター７０５およびＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７の制御方法を決定するために使用される。例えば、所望の出力特性が一定電流であり、コンパレーターが、測定された出力電圧が電圧制限に到達したことを決定する場合、スイッチ７１１は、電圧モードコントローラー７１４からＣＰＭコントローラー７１２に切り替わる。
ブーストコンバーター７０５は、電流プログラムモードにおいて動作させられる場合、一定電力源として挙動する。従って、ＰＳ−ＰＷＭコントローラー７１６が、ブーストコンバーター７０５から固定された位相ｐでＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７を制御する場合、ＰＳ−ＰＷＭコントローラー７１６は、近デッドビート制御での理想的な電圧制限、電流制限、および電力制限を送達し得る。
図７Ｂは、図７ＡのコントローラーのＣＰＭコントローラー７１２の回路ブロック線図である。ＣＰＭコントローラー７１２は、加算ブロック７１０と、補償器７２０と、逆変換出力を有するコンパレーター７４０と、電流感知抵抗器７３０と、ラッチ７５０と、クロック７６０と、ブーストコンバーター７０５のスイッチ７０８を駆動するための送達回路網７６５とを含む。加算ブロック７１０は、所望の電圧ｖｒｅｆ、および電圧センサーによって感知される、共振インバーター６５０からの出力電圧ｖ０を受け取り、出力電圧と所望の電圧との間の差異を決定する。出力電圧と所望の電圧との間の差異は、次に、補償器７２０に提供される。補償器７２０は、補償器電圧をコンパレーター７４０に出力する。補償器電圧は、積ｉｃ（ｔ）Ｒｆによって表され、ｉｃ（ｔ）は、補償器電流を表し、Ｒｆは、電流感知抵抗器７３０の抵抗を表す。
コントローラー７１５は、電流感知抵抗器７３０を用いてブーストコンバーター７０５のスイッチ７０８を通過するスイッチ電流ｉｓ（ｔ）を感知する。電流感知抵抗器７３０は、スイッチ電圧ｉｓ（ｔ）Ｒｆをコンパレーター７４０に提供する。いくつかの実施形態において、ＣＰＭコントローラー７１２は、電流感知抵抗器７３０とコンパレーター７４０との間に接続されている加算ブロックをさらに含み得る。加算ブロックは、クロック７６０によって発生させられ得る人工ランプｉｄ（ｔ）Ｒｆをスイッチ電圧ｉｓ（ｔ）Ｒｆに加え得る。コンパレーター７４０は、次に、補償器電圧ｉｃ（ｔ）Ｒｆをスイッチ電圧ｉｓ（ｔ）Ｒｆと比較する。スイッチ電圧ｉｓ（ｔ）Ｒｆが補償器電圧ｉｃ（ｔ）Ｒｆよりも小さい場合、コンパレーター７４０は、クロック７６０によって発生させられるクロック信号がドライバー回路網７６５に提供されるようにラッチ７５０を設定し、スイッチ７０８をクロック信号に従って駆動させる。スイッチ電圧ｉｓ（ｔ）Ｒｆが、補償器電圧ｉｃ（ｔ）Ｒｆに到達するか、または補償器電圧ｉｃ（ｔ）Ｒｆを超える場合、コンパレーター７４０は、ゼロではないディジタル値をラッチ７５０のリセット出力Ｒに出力して、ラッチ７５０をリセットする。ラッチ７５０がリセットされる場合、ラッチ７５０は、ゼロ値をドライバー回路網７６５に出力し、このドライバー回路網７６５は、制御信号ｄをゼロに設定し、それにより、スイッチ７０８をオフにする。この態様において、補償器電流ｉｃ（ｔ）は、スイッチ電流ｉｓ（ｔ）に対する電流制限として働く。
図７Ｃは、図７Ａの発電機回路網７００の電圧モードコントローラー７１４の回路ブロック線図である。電圧モードコントローラー７１４は、加算ブロック７４５と、補償器７５５と、ＰＷＭコントローラー７７０とを含む。加算ブロック７４５は、フィードバック電圧ｖ１と参照電圧ｖｒｅｆとの間の差異を決定し、この参照電圧ｖｒｅｆは、例えば、一定電圧出力特性に対する所望の電圧であり得る。補償器７５５は、加算ブロック７４５からの出力に基づいて、エラー信号（ｅｒｒｏｒ ｓｉｇｎａｌ）を出力する。次に、ＰＷＭコントローラー７７０は、補償器７５５から出力されるエラー信号に基づいて、駆動信号ｄのデューティサイクルを変化させる。
図８は、別の実施形態に従う、発電機回路網８００の回路ブロック線図であり、ここで、出力電力コンバーター８０１は、それぞれのスイッチ７０８ａおよび７０８ｂを有する１つ以上のブーストコンバーター７０５ａおよび７０５ｂと、図７Ａの共振インバーター７０７とを含む。出力電力コンバーター８０１は、コントローラー８４９によって制御され、このコントローラー８４９は、１つ以上のブーストコンバーター７０５ａおよび７０５ｂをそれぞれ制御するためのＣＰＭコントローラー７１２と、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７を制御するためのＰＳ−ＰＷＭコントローラー７１６とを含む。
出力電力コンバーター８０１が１つのみのＣＰＭコントローラー（例えば、ＣＰＭコントローラー７１２）を含む実施形態において、コントローラー８４９は、下の表２に示されるように、所望の出力特性に従って出力電力コンバーター８０１を動作させる。
Figure 0006415881
 表２に示されるように、ＣＰＭコントローラー７１２は、全ての出力特性について、ＣＰＭに従って、ブーストコンバーター７０５ａのための制御信号ｄ１を発生させ得、ＰＷＭコントローラー７１６は、全ての出力特性について固定された位相を有する、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７のための制御信号ｐを発生させる。コントローラー８４９はまた、所望の電力用量を送達するために、遅い制御ループを動かし得る。電圧／電流制限において、ブーストコンバーター７０５ａは、一定電力をＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７に送達しようとし、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７は、負荷に送達される電力とブーストコンバーター７０５ａによって供給される電力との差異を消費する。本質的に、ブーストコンバーター７０５ａおよびＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７は、理想的な出力特性を送達するために、開ループで動かされる。
ブーストコンバーター７０５ａは、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７と比較して、より速い切り替え周波数において（例えば、Ｎ倍速い）動かされ得る。従って、一定電力出力特性の間、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７の出力は、１サイクルの１／Ｎにわたって一定電力を送達する。
出力電力コンバーター８０１は、２つ以上のブーストコンバーターを含み得、２つ以上のブーストコンバーターは、並列で一緒に連結され、２つ以上の対応する制御信号によって制御され、２つ以上の対応する制御信号は、対称的な様式において互いに対して時間においてシフトされる。２つのブーストコンバーター、例えば、ブーストコンバーター７０５ａおよび７０５ｂの場合において、ブーストコンバーターについての制御信号、例えば、制御信号ｄ１およびｄ２は、１８０度の位相差を有し得る。３つのブーストコンバーターの場合において、３つの対応する制御信号のうちの任意の２つの間の位相の差異は、１２０度である。４つのブーストコンバーターの場合において、４つの対応する制御信号のうちの任意の２つの間の位相差は、９０度である。ブーストコンバーターの数を増大させることによって、発電機回路網２００は、理想的な電力 対 インピーダンス出力特性、より低い出力測定サンプリング率、活性電気的要素（例えば、活性スナッバー）を用いない改善された電圧および電流のクランピングを達成し得、一定電力送達を制御し得る。
ＣＰＭ下で動作する場合、各ブーストコンバーターは、それ自体のサイクルにわたって一定平均電力を維持し、全ての位相は、それらの多相周期にわたって平均の一定電力を送達する。２つ以上のブーストコンバーターを用いる出力電力コンバータートポロジーは、総平均電力が全多相周期にわたってのみ一定であるので、ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７のスピードのＮ倍で動く単一のブーストステージよりも本質的に遅い。しかし、マルチブーストコンバータートポロジーは、単一のブーストコンバータートポロジーよりも低い出力電圧および電流リップルを提供する。
図９は、フローダイアグラムであり、処置される組織のインピーダンスに基づいて、図７Ａの出力電力コンバーターを制御する方法９００を例示している。この方法において、所望の出力特性は、処置される組織のインピーダンスに基づいて、一定電流から一定電力に変化させられ、そして一定電圧に変化させられる。ステップ９０１において開始した後、コントローラー７１５は、出力電力コンバーターを動作させて、一定電流出力特性を提供する。特に、コントローラー７１５は、ステップ９０２において、電圧モード制御に従って制御信号ｄを発生させ、それをブーストコンバーター７０５に提供し、ステップ９０４において、固定された位相ｐ１を有する制御信号ｐを発生させ、それを移相パルス幅変調（ＰＳ−ＰＷＭ）共振インバーター７０７に提供する。コントローラー７１５は、次に、ステップ９０６において、処置される組織のインピーダンスを測定する。測定されたインピーダンスは、ステップ９０８において、第１の所定のインピーダンス値Ｚ１と比較される。測定されたインピーダンスが第１の所定のインピーダンス値Ｚ１よりも小さい場合、ステップ９０２および９０４が、一定電流出力特性を提供するために繰り返される。そうでなければ、ステップ９１０および９１２が、一定電力出力特性を提供するために実施される。
ステップ９１０において、制御信号ｄは、電流プログラムモードに従って発生させられ、ブーストコンバーター７０５に提供される。ステップ９１２において、固定された位相を有する制御信号ｐが発生させられ、ブーストコンバーター７０５に提供される。コントローラー７１５は、次に、ステップ９１４において、処置される組織のインピーダンスを測定する。ステップ９１６において、測定されたインピーダンスは、第２の所定のインピーダンス値Ｚ２と比較される。測定されたインピーダンスが第２の所定のインピーダンス値Ｚ２よりも小さい場合、方法９００は、ステップ９０８に戻り、ステップ９１０および９１２が、一定電力出力特性を提供するために繰り返される。そうでなければ、ステップ９１８および９２０が、一定電圧出力特性を提供するために実施される。
ステップ９１８において、コントローラー７１５は、電圧モード制御に従って制御信号ｄを発生させ、それをブーストコンバーター７０５に提供し、ステップ９２０において、コントローラー７１５は、固定された位相ｐ２を有する制御信号ｐを発生させ、それをＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７に提供する。コントローラー７１５は、次に、ステップ９２２において、処置される組織のインピーダンスを測定する。ステップ９２４において、測定されたインピーダンスは、第３の所定のインピーダンス値Ｚ３と比較される。測定されたインピーダンスが第３の所定のインピーダンス値Ｚ３よりも小さい場合、方法９００は、ステップ９１６に戻り、一定電圧出力特性に基づいて、ステップ９１８〜９２４を実施する。そうでなければ、電力コンバーター７０１を制御する方法９００は、ステップ９２２に戻り、出力インピーダンス（例えば、組織インピーダンス）を測定し続ける。ステップ９２２は、制御信号を発生させないので、ブーストコンバーターおよびＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターは、処置される組織に電圧波形および電流波形を出力しない。それにもかかわらず、電気外科手術は、ユーザーが電気外科用発電機の電力スイッチをオフにするか、または電気外科用発電機へ電力を供給することをやめるまで終わらない。
図１０は、図８の出力電力コンバーター８０１を制御する方法１０００を例示しているフローダイアグラムである。図８に示されるように、コントローラー８４９は、２つのブーストコンバーター７０５ａおよび７０５ｂ、ならびにＰＳ−ＰＷＭ共振インバーター７０７を制御する。ステップ１００１において開始した後、コントローラー８４９は、ステップ１００２において、電流プログラムモードに従って異なる位相を有する２つの制御信号ｄ１およびｄ２を発生させ、ブーストコンバーター７０５ａおよび７０５ｂをそれぞれ制御するために、それらを２つのブーストコンバーターに提供する。ステップ１００４において、コントローラー８４９は、固定された位相を有する制御信号ｐを発生させ、それを共振インバーター７０７に提供する。
ステップ１００６において、電力用量が計算され、ステップ１００８において、電力用量は、要求された電力用量と比較される。電力用量が、要求された電力用量と等しい場合、方法１０００は、ステップ１００２に戻る。そうではない場合、電圧および電流が、ステップ１０１２において、発電機回路網８００の出力において測定される。ステップ１０１４において、測定された電圧および測定された電流は、電圧制限および電流制限とそれぞれ比較される。測定された電圧が電圧制限よりも小さい場合、かつ、測定された電流が電流制限よりも小さい場合、方法１０００は、ステップ１００２に戻る。
ステップ１０１６において、測定された電流が電流制限よりも大きいか、または電流制限と等しい場合において、コントローラー８４９は、すでに発生させられた２つの制御信号と異なる位相を有する制御信号ｄ１およびｄ２を発生させ、電流制限よりも低い電流が発生させられるように、それらを２つのブーストコンバーターに提供する。ステップ１０１８において、電圧が電圧制限よりも大きいか、または電圧制限と等しい場合において、コントローラー８４９は、異なる固定された位相を有する制御信号ｐを発生させ、電圧制限よりも低い電圧が発生させられるように、それを共振インバーター７０７に提供する。次に、方法１０００は、ステップ１００６に戻る。
本開示の例示的実施形態は、添付の図面を参照して本明細書中に記載されてきたが、本開示は、それらの正確な実施形態に限定されないこと、ならびに様々な他の変更および改変が、本開示の範囲または趣旨から外れることなく、当業者によってその中で達成され得ることが理解されるべきである。

Claims (12)

  1. 電気外科用発電機であって、該電気外科用発電機は、
    電気エネルギー源に連結されている電力コンバーターであって、該電力コンバーターは、電気外科用エネルギーを発生させるように構成され、該電力コンバーターは、
    該電気エネルギー源からの第１の直流を第２の直流に変換するように構成されているブーストコンバーターと、
    該第２の直流を交流に逆変換するように構成されている移相パルス幅変調（ＰＳ−ＰＷＭ）共振インバーターと
    を含む、電力コンバーターと、
    発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成されている複数のセンサーと、
    該電力コンバーターおよび該複数のセンサーに連結されているコントローラーと
    を含み、
    該コントローラーは、
    感知された電圧波形および電流波形に基づいて、組織インピーダンスを決定するように構成されている信号プロセッサーと、
    出力コントローラーと
    を含み、
    該出力コントローラーは、決定された組織インピーダンスに基づいて、複数の出力特性の中から１つを選択し、選択された出力特性に従って、該ブーストコンバーターを制御するための第１の制御信号と、該ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターを制御するための第２の制御信号とを発生させるように構成されており、
    該出力コントローラーは、該ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターの切り替え周波数よりも速い切り替え周波数で該ブーストコンバーターを動作させる、電気外科用発電機。
  2. 前記複数の出力特性は、一定電流出力特性と、一定電圧出力特性と、一定電力出力特性とを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  3. 前記出力コントローラーは、前記組織インピーダンスに基づいて、前記一定電流出力特性から前記一定電力出力特性にシフトし、該一定電力出力特性から前記一定電圧出力特性にシフトする、請求項２に記載の電気外科用発電機。
  4. 前記出力コントローラーは、前記組織インピーダンスが第１の所定の値未満の場合、前記一定電流出力特性を選択し、
    該出力コントローラーは、該組織インピーダンスが該第１の所定の値以上、第２の所定の値未満の場合、前記一定電力出力特性を選択し、
    該出力コントローラーは、該組織インピーダンスが該第２の所定の値以上、第３の所定の値未満の場合、前記一定電圧出力特性を選択し、
    該第１の所定の値は、該第２の所定の値よりも小さく、該第２の所定の値は、該第３の所定の値よりも小さい、請求項２に記載の電気外科用発電機。
  5. 前記出力特性が一定電圧出力特性である場合、前記出力コントローラーは、電圧制御モード下で前記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する前記第２の制御信号を発生させる、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  6. 前記出力特性が一定電流出力特性である場合、前記出力コントローラーは、電圧制御モード下で前記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する前記第２の制御信号を発生させる、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  7. 前記出力特性が一定電力出力特性である場合、前記出力コントローラーは、電流プログラムモード下で前記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する前記第２の制御信号を発生させる、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  8. 前記出力特性が一定電圧出力特性、一定電流出力特性、および一定電力出力特性のうちのいずれの場合にも、前記出力コントローラーは、電流プログラムモード下で前記第１の制御信号を発生させ、固定された位相を有する前記第２の制御信号を発生させる、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  9. 前記ブーストコンバーターは、前記ＰＳ−ＰＷＭ共振インバーターへの電圧および電流入力のリップルを低下させるために、複数のブーストコンバーターを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  10. 前記電気外科用発電機は、複数のアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）をさらに含み、該複数のアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）は、前記感知された電圧波形および電流波形をサンプリングして、該感知された電圧波形および電流波形の各々のサンプルの所定の数を得るように構成され、
    該サンプルの所定の数は、該感知された電圧波形および電流波形のＲＦ周波数の整数倍に対応している、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  11. 前記複数のセンサーは、ロゴウスキーコイルを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機。
  12. 前記コントローラーは、フィールドプログラマブルゲートアレイ、特定用途向け集積回路、またはディジタル信号プロセッサーにおいて実装されている、請求項１に記載の電気外科用発電機。
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