JP6548354B2 - 電気外科共振インバータの電力制御のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Description

（背景）
（技術分野）
本開示は、電気外科ジェネレータを操作するための電気外科システムおよび方法に関する。より特定すると、本開示は、アーク切断および凝固のために適切な、無線周波数共振インバータによって生成される電気外科波形を制御するための、システム、方法および装置に関する。

（関連技術の背景）
電気外科手術は、高い無線周波数電流を外科手術部位に印加して、組織を切断するか、切除するか、または凝固させることを包含する。単極電気外科手術において、ソース電極または活性電極が、無線周波数の交流電流を電気外科ジェネレータから標的組織へと送達し、そしてリターン電極が、この電流をこのジェネレータに戻すように伝導する。患者リターン電極は、この活性電極から遠隔に配置されて、この電流をこのジェネレータに戻すように伝導する。

双極電気外科手術において、リターン電極および活性電極は、互いに密に近接して配置され、その結果、電気回路がこれらの２つの電極間に形成される（例えば、電気外科用鉗子の場合）。この様式で、印加される電流は、これらの電極間に配置される身体組織に制限される。従って、双極電気外科手術は一般に、器具の使用を包含し、ここで器具（例えば、鉗子など）に配置された２つの電極間への、電気外科エネルギーの集中した送達を達成することが望ましい。鉗子とは、ペンチ様の器具であり、その顎間の機械的作用に依存して、脈管または組織を把持し、クランプし、そして引き締める。電気外科用鉗子（観血用または内視鏡用）は、機械的クランプ留め作用および電気エネルギーを利用して、クランプ留めされた組織の止血を行う。この鉗子は、電気外科伝導性表面を備え、これらの表面は、電気外科エネルギーをクランプ留めされた組織に印加する。これらの伝導性プレートを通して組織に印加される電気外科エネルギーの強度、周波数および持続時間を制御することによって、外科医は、組織を凝固させ得、焼灼し得、そして／または封止し得る。しかし、上記例は説明の目的のみであり、本開示の範囲内である他の多くの公知の双極電気外科器具が存在する。

上に概説された電気外科手順は、フィードバックベースの制御システムにおいて、種々の組織パラメータおよびエネルギーパラメータを利用し得る。組織へのエネルギーの送達を改善することが、必要とされ続けている。

（要旨）
本開示は、電気外科ジェネレータを制御するための方法を提供する。この方法は：ＲＦ出力段を通して少なくとも１つの電気外科波形を生成する工程であって、このＲＦ出力段は、ＲＦインバータに接続されたパルス幅変調器を備え、このＲＦインバータは、ＤＣ電流を出力するように構成された電源に接続されている、工程；少なくとも１つの電気外科波形を、少なくとも１つの電極を通して組織に印加する工程であって、この少なくとも１つの電気外科波形は、複数のサイクルを含む、工程；この少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定する工程；電圧限界または電流限界のうちの少なくとも１つを計算する工程；ならびにこの電圧限界またはこの電流限界のうちの少なくとも１つに基づいて、このパルス幅変調器に制御信号を供給し、このＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいてこのＲＦ出力段を飽和させる工程を包含する。

上記実施形態のさらなる局面によれば、このＲＦ出力段は、制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この制御器は、比例−積分−微分制御器およびパルス幅変調器を備え、このパルス幅変調器は、制御信号を少なくとも１つの切り替え要素に出力し、そして比例−積分−微分制御器の出力に基づいて、この制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この制御器は、測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この比例−積分−微分制御器は、このインピーダンスに基づいて出力を提供するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この比例−積分−微分制御器は、電圧リミッタ機能を有する。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この比例−積分−微分制御器は、電流リミッタ機能を有する。

上記実施形態のさらなる局面によれば、上記方法は、上記ＲＦ出力段に接続された電力供給源においてＤＣ電流を発生させる工程；および電圧限界または電流限界のうちの少なくとも１つに基づいて、この電力供給源に制御信号を供給し、このＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいてこのＲＦ出力段を飽和させる工程をさらに包含する。

本開示はまた、電気外科ジェネレータを提供し、この電気外科ジェネレータは：複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されたＲＦ出力段；このＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、この少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサ；ならびにこの少なくとも１つのセンサおよびこのＲＦ出力段に接続された制御器であって、この制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、この比例−積分−微分制御器は、このＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいてこのＲＦ出力段を飽和させるように構成されている、制御器を備える。

上記実施形態のさらなる局面によれば、このＲＦ出力段は、ＤＣ電流を出力するように構成された電源に接続されたＲＦインバータを備える。

上記実施形態のさらなる局面によれば、このＲＦインバータは、この制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この制御器は、パルス幅変調器を備え、このパルス幅変調器は、制御信号をこの少なくとも１つの切り替え要素に出力し、そして比例−積分−微分制御器の出力に基づいてこの制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この制御器は、測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この比例−積分−微分制御器は、このインピーダンスに基づいて出力を提供するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、この制御器は、少なくとも１つの電気外科波形の電流を増大させて、放電の発生を増大させるように、さらに構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、上記ジェネレータは、このＲＦ出力段に接続されたＡＣ−ＤＣ変換器を有する電力供給源をさらに備え、このＲＦ出力段は、ＤＣ−ＡＣインバータを備える。

上記実施形態のさらなる局面によれば、上記制御器は、このＤＣ−ＡＣインバータに接続される。

上記実施形態のさらなる局面によれば、上記電力供給源は、ＡＣ−ＤＣ変換器およびＲＦ出力段に接続されたＤＣ−ＤＣ変換器をさらに備え、このＤＣ−ＤＣ変換器は、上記制御器に接続され、そしてこの制御器によって制御可能である。

本開示はまた、電気外科システムを提供し、この電気外科システムは：電気外科ジェネレータを備え、この電気外科ジェネレータは、ＤＣ電流を出力するように構成された電力供給源；この電力供給源に接続されたＲＦ出力段であって、この電力供給源は、少なくとも１つの切り替え要素を備え、この少なくとも１つの切り替え要素は、このＤＣ電流から複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されている、ＲＦ出力段；このＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、この少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサ；ならびにこの少なくとも１つのセンサと、このＲＦ出力段またはこの電力供給源のうちの少なくとも１つとに接続された制御器であって、この制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、この比例−積分−微分制御器は、このＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて、このＲＦ出力段またはこの電力供給源のうちの少なくとも１つを飽和させるように構成されている、制御器を有する。

このシステムはまた、少なくとも１つの電気外科器具を備え、この電気外科器具は、この電気外科ジェネレータに接続され、そして少なくとも１つの電気外科波形を組織に供給するように構成されている。

上記実施形態のさらなる局面によれば、上記制御器は、測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されており、そして上記比例−積分−微分制御器は、このインピーダンスに基づいて出力を提供するように構成されている。

本開示の種々の実施形態が、図面を参照しながら本明細書中に記載される。
本発明の一つの実施形態は、例えば、以下の項目を提供する。
（項目１）
電気外科ジェネレータを制御するためのシステムであって：
ＲＦ出力段を通して少なくとも１つの電気外科波形を生成するための手段であって、該ＲＦ出力段は、ＲＦインバータに接続されたパルス幅変調器を備え、該ＲＦインバータは、ＤＣ電流を出力するように構成された電源に接続されている、手段；
少なくとも１つの電極を通して該少なくとも１つの電気外科波形を組織に印加するための手段であって、該少なくとも１つの電気外科波形は、複数のサイクルを含む、手段；
該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するための手段；
電圧限界または電流限界のうちの少なくとも１つを計算するための手段；ならびに
該電圧限界または該電流のうちの少なくとも１つに基づいて該パルス幅変調器に制御信号を供給し、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させるための手段
を備える、システム。
（項目２）
上記ＲＦ出力段が、制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える、上記項目に記載のシステム。
（項目３）
上記制御器は、比例−積分−微分制御器およびパルス幅変調器を備え、該パルス幅変調器は、上記制御信号を上記少なくとも１つの切り替え要素に出力して、比例−積分−微分制御器の出力に基づいて該制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている、上記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目４）
上記制御器は、上記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている、上記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目５）
上記比例−積分−微分制御器は、上記インピーダンスに基づいて上記出力を提供するように構成されている、上記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目６）
上記比例−積分−微分制御器が電圧リミッタ機能を有する、上記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目７）
上記比例−積分−微分制御器が電流リミッタ機能を有する、上記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目８）
上記ＲＦ出力段に接続された電力供給源においてＤＣ電流を発生させるための手段；および
上記電圧限界または上記電流限界のうちの少なくとも１つに基づいて、上記制御信号を該電力供給源に供給して、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させるための手段
をさらに備える、上記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目９）
複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されたＲＦ出力段；
該ＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、該少なくとも１つのセンサは、該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサ；ならびに
該少なくとも１つのセンサおよび該ＲＦ出力段に接続された制御器であって、該制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、該比例−積分−微分制御器は、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させるように構成されている、制御器
を備える、電気外科ジェネレータ。
（項目１０）
上記ＲＦ出力段は、ＤＣ電流を出力するように構成された電源に接続されたＲＦインバータを備える、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１１）
上記ＲＦインバータは、上記制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１２）
上記制御器は、パルス幅変調器を備え、該パルス幅変調器は、制御信号を上記少なくとも１つの切り替え要素に出力して、比例−積分−微分制御器の出力に基づいて該制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１３）
上記制御器は、上記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１４）
上記比例−積分−微分制御器は、上記インピーダンスに基づいて上記出力を提供するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１５）
上記制御器は、上記少なくとも１つの電気外科波形の上記電流を増大させて、放電の発生を増大させるようにさらに構成されている、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１６）
上記ＲＦ出力段に接続されたＡＣ−ＤＣ変換器を有する電力供給源をさらに備え、該ＲＦ出力段は、ＤＣ−ＡＣインバータを備える、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１７）
上記制御器は、上記ＤＣ−ＡＣインバータに接続されている、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１８）
上記電力供給源は、上記ＡＣ−ＤＣ変換器および上記ＲＦ出力段に接続されたＤＣ−ＤＣ変換器をさらに備え、該ＤＣ−ＤＣ変換器は、上記制御器に接続されており、そして該制御器によって制御される、上記項目のいずれかに記載の電気外科ジェネレータ。
（項目１９）
電気外科ジェネレータであって：
ＤＣ電流を出力するように構成された電力供給源；
該電力供給源に接続されたＲＦ出力段であって、該電力供給源は、少なくとも１つの切り替え要素を備え、該少なくとも１つの切り替え要素は、該ＤＣ電流から複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されている、ＲＦ出力段；
該ＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、該少なくとも１つのセンサは、該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサ；および
該少なくとも１つのセンサと、該ＲＦ出力段または該電力供給源のうちの少なくとも一方とに接続された制御器であって、該制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、該比例−積分−微分制御器は、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて、該ＲＦ出力段または該電力供給源のうちの少なくとも一方を飽和させるように構成されている、制御器
を備える、電気外科ジェネレータ；ならびに
少なくとも１つの電気外科器具であって、該電気外科ジェネレータに接続され、該少なくとも１つの電気外科波形を組織に供給するように構成されている、電気外科器具
を備える、電気外科システム。
（項目２０）
上記制御器は、上記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されており、そして上記比例−積分−微分制御器は、該インピーダンスに基づいて上記出力を提供するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の電気外科システム。
（項目１Ａ）
電気外科ジェネレータを制御するための方法であって：
ＲＦ出力段を通して少なくとも１つの電気外科波形を生成する工程であって、該ＲＦ出力段は、ＲＦインバータに接続されたパルス幅変調器を備え、該ＲＦインバータは、ＤＣ電流を出力するように構成された電源に接続されている、工程；
少なくとも１つの電極を通して該少なくとも１つの電気外科波形を組織に印加する工程であって、該少なくとも１つの電気外科波形は、複数のサイクルを含む、工程；
該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定する工程；
電圧限界または電流限界のうちの少なくとも１つを計算する工程；ならびに
該電圧限界または該電流のうちの少なくとも１つに基づいて該パルス幅変調器に制御信号を供給し、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させる工程
を含む、方法。
（項目２Ａ）
上記ＲＦ出力段が、制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える、上記項目に記載の方法。
（項目３Ａ）
上記制御器は、比例−積分−微分制御器およびパルス幅変調器を備え、該パルス幅変調器は、上記制御信号を上記少なくとも１つの切り替え要素に出力して、比例−積分−微分制御器の出力に基づいて該制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目４Ａ）
上記制御器は、上記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目５Ａ）
上記比例−積分−微分制御器は、上記インピーダンスに基づいて上記出力を提供するように構成されている、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目６Ａ）
上記比例−積分−微分制御器が電圧リミッタ機能を有する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目７Ａ）
上記比例−積分−微分制御器が電流リミッタ機能を有する、上記項目のいずれかに記載の方法。
（項目８Ａ）
上記ＲＦ出力段に接続された電力供給源においてＤＣ電流を発生させる工程；および
上記電圧限界または上記電流限界のうちの少なくとも１つに基づいて、上記制御信号を該電力供給源に供給して、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させる工程
をさらに含む、上記項目のいずれかに記載の方法。
（摘要）
電気外科ジェネレータが開示される。このジェネレータは、複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されたＲＦ出力段；このＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、この少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサ；ならびにこの少なくとも１つのセンサおよびこのＲＦ出力段に接続された制御器であって、この制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、この比例−積分−微分制御器は、このＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいてこのＲＦ出力段を飽和させるように構成されている、制御器を備える。

図１は、本開示による電気外科システムの１つの例示的実施形態の構成要素の斜視図である。 図２は、本開示による電気外科ジェネレータの１つの実施形態の正面図である。 図３は、本開示による図２の電気外科ジェネレータの実施形態の概略ブロック図である。 図４Ａは、本開示による図２の電気外科ジェネレータの他の例示的実施形態の概略ブロック図である。 図４Ｂは、本開示による図２の電気外科ジェネレータの他の例示的実施形態の概略ブロック図である。 図５は、電圧および電流のプロットであり、本開示の電圧源の１つの実施形態による放電を図示する。 図６は、電圧および電流のプロットであり、本開示の電流源インバータの１つの実施形態による放電を図示する。 図７Ａは、電圧および電流のプロットであり、本開示の１つの実施形態による電圧源および電流源の理想出力を図示する。 図７Ｂは、電圧および電流のプロットであり、本開示の１つの実施形態による電圧源および電流源の、無損失の出力を図示する。 図７Ｃは、電圧および電流の重なったプロットであり、本開示の１つの実施形態による電圧源および電流源の理想的な、無損失の、アーク発生出力を図示する。 図７Ｄは、電力およびインピーダンスのプロットであり、本開示の１つの実施形態による電圧源および電流源の、理想的かつ無損失の出力を図示する。 図８は、本開示の１つの実施形態によるジェネレータ出力の定電力プロットである。 図９は、電圧および電流のプロットであり、本開示の１つの実施形態による放電を図示する。 図１０は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１１は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１２は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１３は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１４は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１５は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１６は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータのＲＦ増幅器の概略図である。 図１７は、本開示の１つの実施形態による、図２のジェネレータの出力を制御するための、デューティーサイクルおよび電力を、インピーダンスプロットの関数として図示する。

（詳細な説明）
本開示の特定の実施形態が、添付の図面を参照しながら本明細書中以下に記載される。以下の説明において、本開示を不必要な細部で曖昧にすることを回避するために、周知の機能または構築は、詳細に記載されない。

本開示によるジェネレータは、単極電気外科手順および／または双極電気外科手順（例えば、切断、凝固、切除、および脈管封止の手順を包含する）を実施し得る。このジェネレータは、種々の電気外科器具（例えば、単極器具、リターン電極、双極電気外科用鉗子、フットスイッチなど）とインターフェースするために、複数の出力を備え得る。さらに、このジェネレータは、種々の電気外科モード（例えば、切断、ブレンド、凝固、止血を伴う分割、高周波療法、スプレーなど）および電気外科手順（例えば、単極、双極、脈管封止）に特に適した無線周波数エネルギーを発生させるように構成された電子回路を備える。実施形態によっては、このジェネレータは、電気外科器具に埋め込まれ得るか、統合され得るか、または他の方法で接続され得、オールインワン電気外科装置を提供し得る。

図１は、本開示による双極および単極電気外科システム１の概略図である。システム１は、１または１より多い単極電気外科器具２を備え得、この単極電気外科器具は、患者の組織を処置するための１または１より多い活性電極３（例えば、電気外科切断プローブ、切除電極（単数または複数）など）を有する。電気外科交流電流は、ジェネレータ２００によって、供給ライン４（これは、ジェネレータ２００の活性端子２３０（図３）に接続されている）を介して器具２に供給され、器具２が組織を切断し、凝固させ、切除し、そして／または他の方法で処置することを可能にする。この交流電流は、リターン電極６を通り、ジェネレータ２００のリターン端子２３２（図３）のリターンライン８を介して、ジェネレータ２００に戻される。単極動作のために、システム１は、複数のリターン電極パッド６を備え得、これらのリターン電極パッドは、使用中に患者に配置されて、患者との全体的な接触面積を最大にすることによって、組織損傷の機会を最小にする。さらに、ジェネレータ２００およびリターン電極パッド６は、いわゆる「組織と患者との」接触を監視するように構成されて、これらの間に充分な接触が存在することを保証し、組織損傷の機会をさらに最小にし得る。

システム１はまた、１または１より多い双極電気外科器具（例えば、患者の組織を処置するための１または１より多い電極を有する双極電気外科用鉗子１０）を備え得る。電気外科用鉗子１０は、ハウジング１１、ならびにシャフト１２の遠位端に配置された対向する顎部材１３および１５を備える。顎部材１３および１５には、それぞれ１または１より多い活性電極１４およびリターン電極１６が配置されている。活性電極１４およびリターン電極１６は、ケーブル１８を通してジェネレータ２００に接続され、このケーブルは、活性端子２３０およびリターン端子２３２（図３）にそれぞれ接続された、供給ライン４およびリターンライン８を備える。電気外科用鉗子１０は、活性端子２３０およびリターン端子２３２への接続（例えば、ピン）を有するコネクタにおいて、ケーブル１８の端部に位置するプラグを介してジェネレータ２００に接続され、このプラグは、以下により詳細に記載されるように、供給ライン４およびリターンライン８からの接点を備える。

図２を参照すると、ジェネレータ２００の前面２４０が示されている。ジェネレータ２００は、任意の適切なタイプ（例えば、電気外科、マイクロ波など）であり得、そして種々のタイプの電気外科器具（例えば、電気外科用鉗子１０など）に適応するための、複数のコネクタ２５０〜２６２を備え得る。

ジェネレータ２００は、ユーザインターフェース２４１を備え、このユーザインターフェースは、ユーザに種々の出力情報（例えば、強度設定、処置完了指標など）を提供するための１または１より多いディスプレイスクリーンまたは情報パネル２４２、２４４、２４６を有する。スクリーン２４２、２４４、２４６の各々は、対応するコネクタ２５０〜２６２に関連する。ジェネレータ２００は、ジェネレータ２００を制御するための適切な入力制御（例えば、ボタン、アクチベータ、スイッチ、タッチスクリーンなど）を備える。ディスプレイスクリーン２４２、２４４、２４６はまた、電気外科器具（例えば、電気外科用鉗子１０など）についての対応するメニューを表示する、タッチスクリーンとして構成される。次いで、ユーザは、対応するメニューオプションに単に触れることにより、入力を調節する。

スクリーン２４２は、単極出力と、コネクタ２５０および２５２に接続されたデバイスとを制御する。コネクタ２５０は、単極電気外科器具（例えば、電気外科器具２）に接続されるように構成され、そしてコネクタ２５２は、フットスイッチ（図示せず）に接続されるように構成される。このフットスイッチは、さらなる入力（例えば、ジェネレータ２００の繰り返しの入力）を提供する。スクリーン２４４は、単極出力および双極出力と、コネクタ２５６および２５８に接続されたデバイスとを制御する。コネクタ２５６は、他の単極器具に接続されるように構成される。コネクタ２５８は、双極器具（図示せず）に接続されるように構成される。

スクリーン２４６は、鉗子１０によって実施される双極封止手順を制御し、この鉗子は、コネクタ２６０および２６２に差し込まれ得る。ジェネレータ２００は、コネクタ２６０および２６２を通して、鉗子１０により把持された組織を封止するために適切なエネルギーを出力する。具体的には、スクリーン２４６は、ユーザがユーザにより定義される強度設定を入力することを可能にするユーザインターフェースを出力する。このユーザにより定義される設定は、ユーザが１または１より多いエネルギー送達パラメータ（例えば、電力、電流、電圧、エネルギーなど）または封止パラメータ（例えば、エネルギーレートリミッタ（ｅｎｅｒｇｙ ｒａｔｅ ｌｉｍｉｔｅｒ）、封止の持続時間など）を調節することを可能にする、任意の設定であり得る。このユーザにより定義される設定は、制御器２２４に伝送され、この制御器において、この設定はメモリ２２６に保存され得る。実施形態によっては、強度設定は、数目盛（例えば、１から１０、または１から５）であり得る。実施形態によっては、強度設定は、ジェネレータ２００の出力曲線に関連付けられ得る。強度設定は、利用されている鉗子１０ごとに特異的であり得、その結果、種々の器具は、ユーザに、鉗子１０に対応する特異的な強度目盛を与える。

図３は、電気外科エネルギーを出力するように構成されたジェネレータ２００の概略ブロック図を示す。ジェネレータ２００は、制御器２２４、電力供給源２２７、および無線周波数（ＲＦ）増幅器２２８を備える。電力供給源２２７は、高電圧ＤＣ電力供給源であり得、ＡＣ源（例えば、線路電圧）に接続され、そして高電圧ＤＣ電力をＲＦ増幅器２２８にリード線２２７ａおよび２２７ｂを介して提供し、このＲＦ増幅器は次いで、高電圧ＤＣ電力を処置エネルギー（例えば、超音波、電気外科またはマイクロ波）に変換し、そしてこのエネルギーを活性端子２３０に送達する。このエネルギーは、リターン端子２３２を介してこのジェネレータに戻される。活性端子２３０およびリターン端子２３２は、絶縁変圧器２２９を介してＲＦ増幅器２２８に接続される。ＲＦ増幅器２２８は、複数のモードで作動するように構成され、この間に、ジェネレータ２００は、特定のデューティーサイクル、ピーク電圧、波高因子などを有する対応する波形を出力する。他の実施形態において、ジェネレータ２００は、他のタイプの適切な電力供給源トポロジーに基づいてもよいことが想定される。

制御器２２４は、メモリ２２６に作動可能に接続されたプロセッサ２２５を備え、このメモリ２２６は、一時的型メモリ（例えば、ＲＡＭ）および／または非一時的型メモリ（例えば、フラッシュメディア、ディスクメディアなど）を含み得る。プロセッサ２２５は、電力供給源２２７および／またはＲＦ増幅器２２８に作動可能に接続された出力ポートを備え、プロセッサ２２５が、開制御ループスキームおよび／または閉制御ループスキームのいずれかに従って、ジェネレータ２００の出力を制御することを可能にする。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、このループにおいて、複数のセンサが種々の組織特性ならびにエネルギー特性（例えば、組織インピーダンス、組織温度、出力電力、電流および／または電圧など）を測定し、そして制御器２２４にフィードバックを提供する。次いで、制御器２２４は、電力供給源２２７および／またはＲＦ増幅器２２８に信号を送り、これらはそれぞれ、ＤＣおよび／または電力供給源を調節する。当業者は、プロセッサ２２５が、本明細書中に記載される計算および／または一連の命令を行うように適合された任意の論理プロセッサ（例えば、制御回路）（フィールドプログラマブルゲートアレイ、デジタル信号プロセッサ、およびこれらの組み合わせが挙げられるが、これらに限定されない）を使用することにより代用され得ることを、理解する。

本開示によるジェネレータ２００は、複数のセンサ２８０（例えば、ＲＦ電流センサ２８０ａ、およびＲＦ電圧センサ２８０ｂ）を備える。ジェネレータ２００の種々の構成要素（すなわち、ＲＦ増幅器２２８、ＲＦ電流センサ２８０ａおよびＲＦ電圧センサ２８０ｂ）は、プリント回路基板（ＰＣＢ）に配置され得る。ＲＦ電流センサ２８０ａは、活性端子２３０に接続され、そしてＲＦ増幅器２２８により供給されるＲＦ電流の測定を与える。ＲＦ電圧センサ２８０ｂは、活性端子２３０およびリターン端子２３２に接続され、ＲＦ増幅器２２８により供給されるＲＦ電圧の測定を与える。実施形態によっては、ＲＦ電流センサ２８０ａおよびＲＦ電圧センサ２８０ｂは、アクティブリード線２２８ａおよびリターンリード線２２８ｂに接続され得、これらのリード線は、それぞれ活性端子２３０およびリターン端子２３２をＲＦ増幅器２２８に相互接続させる。

ＲＦ電流センサ２８０ａおよびＲＦ電圧センサ２８０ｂは、それぞれ感知されたＲＦ電流信号およびＲＦ電圧信号を、制御器２２４に提供し、次いで、この制御器は、電力供給源２２７および／またはＲＦ増幅器２２８の出力を、感知されたＲＦ電圧信号およびＲＦ電流信号に応答して調節し得る。制御器２２４はまた、入力信号を、ジェネレータ２００、器具２および／または鉗子１０の出力制御から受け取る。制御器２２４は、これらの入力信号を利用して、ジェネレータ２００により出力される電力を調節し、そして／またはこのジェネレータに対する他の制御機能を実施する。

図４Ａは、クラスＳの高効率パルス幅変調インバータに基づく、ジェネレータ２００の別の実施形態を示す。この構成を利用したアナログパルス幅変調器に基づく例示の実施形態は、共有に係る米国特許出願公開第２００６／０１６１１４８号に開示されており、その全内容は、本明細書中に参考として援用される。この例示的実施形態において、電力供給源２２７は、上記のようなＡＣエネルギーの供給源に接続された固定出力ＡＣ−ＤＣ変換器２２７ｃであり、このＡＣエネルギーの供給源は次に、ＲＦ増幅器２２８に接続される。

図４Ｂは、振幅変調の改変Ｋａｈｎ技術に基づくジェネレータ２００のなおも別の実施形態を示す。この例示的実施形態において、電力供給源２２７は、可変ＤＣ−ＤＣ変換器２２７ｄによってさらに増強された固定出力ＡＣ−ＤＣ変換器２２７ｃである。電力供給源２２７の可変ＤＣ−ＤＣ変換器２２７ｄは、任意の適切なトポロジー（共振、非共振、同期、非同期、バック、ブースト、およびバック−ブーストなどが挙げられるが、これらに限定されない）に構成され得る。

図４Ａ〜図４Ｂの参照を続けると、ＲＦ増幅器２２８は、共振整合回路３０４に接続されたＤＣ−ＡＣインバータ３０２を備え得る。図４Ａに示されるように、ＲＦ増幅器２２８のための制御入力は、アナログベースのＰＷＭまたはデジタルベースのＤＰＷＭ３１４であり得る。クラスＳの高効率パルス幅変調技術において、ジェネレータの出力振幅は、パルス幅をインバータ動作周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）で変更することにより変更され、そして共振整合回路３０４に依存して、その出力を滑らかにしておよそ正弦波形状にする。ＤＰＷＭ３１４は、発振器３１９に接続され、この発振器は、アナログ電圧制御発振器（ＶＣＯ）または数値制御発振器（ＮＣＯ）であり得る。この実施形態において、発振器３１９は、ＤＣ−ＡＣインバータ３０２を制御するために適切な無線周波数（「ＲＦ」）（例えば、治療周波数）で動作する。ＤＰＷＭ３１４は、ＲＦ増幅器３０４のインバータ３０２に接続される。ＤＰＷＭ３１４は、ＲＦ増幅器３０４の１または１より多い切り替え構成要素を制御して、さらに詳細に記載されるように、ＤＣ電流をＲＦ電流に逆変換するように構成される。

図４Ｂに示されるように、ＰＷＭまたはデジタルベースのＤＰＷＭ３１４からの制御入力は、電力供給源２２７に供給される。改変Ｋａｈｎ技術において、ＤＣ−ＡＣインバータ３０２におけるＲＦ増幅器２２８への入力は、固定パルス幅（例えば、４７２ｋＨｚで最適化された効率のための）であり、共振整合回路３０４を通過した後におよそ正弦波の出力を生じさせ、そしてこのジェネレータの出力振幅は、電力供給源２２７の出力を変更することによって変更される。この実施形態において、電力供給源２２７は、ＤＰＷＭ３１４により制御される。ＤＰＷＭ３１４は、発振器３１９に接続され、この発振器は、アナログ電圧制御発振器（ＶＣＯ）または数値制御発振器（ＮＣＯ）であり得る。ＤＣ−ＡＣインバータ３０２での入力は、発振器３１７により提供され得、この発振器は、アナログ電圧制御発振器（ＶＣＯ）または数値制御発振器（ＮＣＯ）であり得る。発振器３１７は、ＤＣ−ＡＣインバータ３０２を制御するために適切な無線周波数（「ＲＦ」）（例えば、治療周波数）で動作し、そして発振器３１９は、電力供給源２２７を制御するために適切な切り替え（「ＳＷ」）周波数で動作する。

図４Ａ〜図４Ｂの参照を続けると（これらの図は、上記の差異以外には同じ構成要素および設計を共有する）、インバータ３０２は、任意の適切なトポロジー（ハーフブリッジ、フルブリッジ、およびプッシュプルなどが挙げられるが、これらに限定されない）に従って構成され得る。共振整合回路３０４は、シングルモードまたはデュアルモードの共振回路であり得、ＲＦ増幅器２２８の出力を整合させるための、ＬＣ（誘導子−コンデンサ）フィルタ／共振子および他の受動的電気構成要素の任意の適切な組み合わせを有し得る。ＲＦ増幅器２２８はまた、複数のモード継電器３０６を備える。モード継電器３０６は、所望のコネクタ２５０〜２６２のみが任意の特定の時点でエネルギーを与えられるように、所望のコネクタへの電気外科エネルギーの供給を制御するために、複数のコネクタ２５０〜２６２に接続される。

プロセッサ２２５は、ユーザインターフェース２４１に接続され、そしてユーザ入力に応答して、ジェネレータ２００のモード、エネルギー設定、および他のパラメータを改変するように構成される。プロセッサ２２５は、モードイニシャライザ３０８を備え、このモードイニシャライザは、選択された動作モードを初期化するように構成される。ジェネレータ２００は、種々のモードで動作するように構成される。１つの実施形態において、ジェネレータ２００は、以下のモードを出力し得る：切断、ブレンド、凝固、止血を伴う分割、高周波療法、スプレー、およびこれらの組み合わせなど。各モードは、予めプログラムされた電力曲線に基づいて動作する。この電力曲線は、ジェネレータ２００によって様々な負荷（例えば、組織）のインピーダンスで出力される電力の量を制御する。各電力曲線は、電力、電圧、および電流の制御範囲を含み、これらは、ユーザにより選択される電力設定および測定された負荷のインピーダンスによって規定される。

切断モードにおいて、ジェネレータ２００は、予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）における複数のＲＦサイクルを有する連続的な正弦波出力を、約１．４１４の波高因子で、約１００Ω〜約２，０００Ωのインピーダンス範囲にわたって供給し得る。切断モードの電力曲線は、３つの領域、すなわち、低インピーダンスへの定電流、中間インピーダンスへの定電力、および高インピーダンスへの定電圧を含み得る。ブレンドモードにおいて、このジェネレータは、正弦波出力の交互のバーストを、予め決定された周期で供給し得、このバーストサイクルは、第一の予め決定された率（例えば、約２６．２１ｋＨｚ）で再度起こり、各バーストサイクルは、予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）における複数の正弦波ＲＦサイクルを含む。１つの実施形態において、これらのバーストのデューティーサイクルは、約５０％であり得る。換言すれば、各バーストサイクルについて、その電力は、その時間の５０％にわたってオンであり、そしてその時間の５０％にわたってオフである。正弦波出力の１周期の波高因子は、約１．４１４であり得る。１バーストサイクルの波高因子は、約２．７であり得る。

止血を伴う分割モードは、第二の予め決定された率（例えば、約２８．３ｋＨｚ）で再度起こる、予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）での正弦波出力のバーストを含み得る。これらのバーストのデューティーサイクルは、約２５％であり得る。すなわち、その電力は、各サイクルの２５％にわたってオンであり、そしてそのサイクルの残りの７５％にわたってオフである。１バーストサイクルの波高因子は、約１００Ω〜約２，０００Ωのインピーダンスにわたって、約４．３であり得る。高周波療法モードは、第三の予め決定された率（例えば、約３０．６６ｋＨｚ）で再度起こる、予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）での正弦波出力のバーストを含み得る。これらのバーストのデューティーサイクルは、約６．５％であり得、そして１バーストサイクルの波高因子は、約１００Ω〜約２，０００Ωのインピーダンス範囲にわたって、約５．５５であり得る。スプレーモードは、第四の予め決定された率（例えば、約２１．７ｋＨｚ）で再度起こる、予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）での正弦波出力のバーストを含み得る。これらのバーストのデューティーサイクルは、約４．６％であり得、そして１バーストサイクルの波高因子は、約１００Ω〜約２，０００Ωのインピーダンス範囲にわたって、約６．６であり得る。

プロセッサ２２５は、モード状態制御３１０をさらに備え、このモード状態制御は、モードイニシャライザ３０８により設定されたパラメータに従って、ジェネレータ２００のエネルギー出力を維持するように構成される。モード状態制御３１０は、センサ２８０からのセンサ信号に基づいて、比例−積分−微分（ＰＩＤ）制御ループ３１２を使用して、電圧および／または電流の出力振幅リミッタ機能３１５により制限された制御出力を用いて、ＲＦ増幅器２２８を制御する。この出力振幅リミッタ機能は、プロセッサ２２５において実装されるＰＩＤについての飽和および積分アンチワインドアップ能力を有する。

プロセッサ２２５は、センサ２８０と信号プロセッサ３１６との間をインターフェースするためのアナログフロントエンド（ＡＦＥ）３０７を備える。ＡＦＥ３０７は、アナログ信号をこれらのセンサから受信して、このアナログ信号をそのデジタル対応物に変換するための、複数のアナログデジタル変換器および他の回路構成要素を備え得る。ＡＦＥ３０７は、デジタル化されたセンサ信号を信号プロセッサ３１６に提供する。信号プロセッサ３１６はまた、センサ信号（インピーダンス、電圧、電流、電力、持続時間、および瞬間値、平均値、二乗平均平方根値、ならびにこれらの組み合わせが挙げられるが、これらに限定されない）に基づいて、種々のエネルギー特性および／または組織特性を計算し得る。

ジェネレータ２００は、ＲＦ増幅器２２８の共振インバータの電圧−電流特性に固有である電流、電力および電圧の限度に基づいて、種々の電気外科モード（例えば、アーク切断および凝固）の閉ループ制御を提供する。任意の共振インバータの電圧−電流特性は、プロットされる場合、共振ネットワークの出力インピーダンスに起因して電圧および電流が制限された領域を境界とする楕円を形成する。インバータのこの出力インピーダンスは、その電気外科モードでの動作中に観察される、予測される最少から最大までの終端抵抗（例えば、組織の抵抗）の幾何平均を中心とするように設計され得る。次いで、ＲＦ増幅器２２８の動作特性は、ユーザにより要求される特定の電力設定の最大の電圧および電流に一致するように、調整させられ得る。

従来のジェネレータは、ある特定の負荷抵抗の範囲にわたって、定電力で組織に電気外科エネルギーを供給する。閉ループ制御アルゴリズムが導入されてきた。なぜなら、開ループ制御アルゴリズムは、種々の外科手術手順中に遭遇する広範な組織インピーダンス負荷を網羅するには不充分であるからである。特定の実施形態において、開ループ制御と閉ループ制御との組み合わせが、共有に係る米国特許出願公開第２００６／０１６１１４８号（その全内容は、本明細書中に参考として援用される）に開示されるように、利用された。

特定のモード（例えば、アーク切断モードおよび凝固モード）は、電圧源ベースのインバータを使用する閉ループ制御について特有の問題を提示する。動作中に、アーク発生が生成されて、所望の外科手術効果を達成する。高いアーク電流は、それらの止血効果によく適している。しかし、熱移動を制限するために、アーク発生を制限することもまた望ましい。具体的には、凝固モードにおけるアーク発生は、止血をもたらすために充分に高い瞬間電力を提供する一方で、熱拡散を最小にするために充分に低い平均電力を維持するように、中断される。本開示は、モード状態制御３１０および／またはＰＩＤ３１２により実施される必要な試行錯誤または状態変化の量を最小にしながら、これらの目的を達成するために、アーク発生を制御するように構成されたインバータを提供する。具体的には、本開示は、予め決定された最大制御出力振幅で、ＲＦ増幅器２２８の電圧−電流の散逸のない出力特性を利用することにより、ＰＩＤ制御器の飽和および積分アンチワインドアップ能力を使用して、全ての振幅における全ての負荷について０電圧切り替えを維持すること、所望の範囲の組織インピーダンスにわたって定電力を維持すること、ならびに電流および電圧を制限することによって、このことを達成するインバータを提供する。

ＲＦ増幅器２２８は、その無損失の電圧−電流出力特性楕円内で、実質的に、終端負荷抵抗に依る電圧、電力または電流の源として、動作する。図５に関して、電圧供給源（例えば、ＲＦ増幅器２２８）からのアーク放電が、電圧の関数としての電流プロット４００として、ならびに予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）の時間尺度での時間の関数としての電流プロット４１０および電圧プロット４２０として、示されている。簡単にするために、正の半サイクルのみが記載される。点４０１において、組織に供給される電圧は、電流の流れを提供するには不充分であり、飽和未満電流の領域にある。プロット４００、４１０、４２０が点４０２に進行して点４０３に向かうにつれて、その放電はＴｏｗｎｓｅｎｄ効果からコロナ放電に移行し、グロー放電に移行する。この領域において、この電流は依然として、他の点に対して比較的低いので、アークによって電力は散逸しない。しかし、一旦、アークが電極（例えば、電極３）と組織との間の間隙を飛ぶと、電流は即座に、点４０４において新たな負荷ラインに沿って流れる。この新たな負荷ラインは、電圧プロット４２０上の点４０３に重なる。点４０４を超える電圧は、頂点の点４０５への電流の直線的増大を提供する。この電圧が点４０６において低下すると、点４０３に自発的に戻るのではなく、アーク発生が持続される。電圧は、点４０７まで直線的に低下し、この間に、そのアークは消え、そしてアーク開始のプロセスが上記のように繰り返されることが必要になる。電圧および電流の特性は、負のサイクルについても類似である。過剰な低周波数のＲＦまたはＤＣ電荷が電極において利用可能であることにより、アーク発生がバイアス電荷として働いて、非対称な負の半サイクルプロットをもたらさない限り、このアークは消えないこともあり得る。

図６に関して、電流供給源（例えば、ＲＦ増幅器２２８）からのアーク放電が、電圧の関数としての電流プロット５００として、ならびに予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）の時間尺度での時間の関数としての電流プロット５１０および電圧プロット５２０として、示されている。簡単にするために、正の半サイクルのみが記載される。この電流供給源は、同じピーク電流において、電圧供給源より高い出力電力（例えば、より高い電力効率）を提供し得る。この電流が増大するにつれて、電圧が点５０１まで増大し、その際、電流の連続的な増大は、点５０２における電圧低下をもたらす。点５０３において電流が低下するにつれて、電圧は別のピークまで増大する。電圧および電流の特性は、負のサイクルについて類似である。

電源（例えば、ＲＦ増幅器２２８）からの最大の電力伝達は、出力インピーダンスが負荷インピーダンスと実質的に同じである場合、その整合インピーダンスにおいて起こる。理想的な電圧供給源および電流供給源は、図７Ａに図示されるようなＴｈｅｖｅｎｉｎおよびＮｏｒｔｏｎの等価な源インピーダンスを有さない。図７Ａは、電流プロットを電圧の関数として示す。理想的なＴｈｅｖｅｎｉｎまたはＮｏｒｔｏｎの供給源に追加された、無損失の整合回路は、図７Ｂに示されるように、実質的に楕円形の曲線を有する。図７Ｂは、電流プロットを電圧の関数として示す。本開示は、図７Ｃに示されるようなアークの電圧−電流応答を包含することを同時に試みる、電圧および電流についての制御ループ制限を用いて連続的に可変である電圧−電流応答（例えば、特性）を有するＲＦ増幅器２２８を提供する。図７Ｃは、電流プロットを電圧の関数として示す。このＲＦ増幅器２２８は、図７Ａおよび図７Ｂの理想的かつ無損失の電圧／電流供給源のパラメータ内で動作し、負荷、ユーザ設定および／またはモードによって決定される所望の電流、電圧または電力の点で動作し、そして先行技術においてなされるように電圧または電流を能動的に制御するのではなく無損失の整合回路の特性を用いて、電圧および電流を制限する。この楕円形の電圧−電流応答は、ＤＣ−ＡＣインバータ３０２のパルス幅を変更すること、ＤＣ−ＡＣインバータ３０２の周波数を変更して共振整合回路３０４の出力抵抗および電圧伝達比を実質的に変化させること、電力供給源２２７のＤＣ−ＤＣ変換器のパルス幅を変更すること、またはその何らかの組み合わせの、いずれかによってＤＣ−ＡＣインバータ３０２の出力の等価な振幅を変化させることによって、変更され得る。負荷線と楕円形電圧−電流応答との交差は最終的に、この負荷へのジェネレータの動作点を決定する。

理想的な電圧供給源および電流供給源についての最大電力伝達はまた、図７Ｄに図示されるような、インピーダンスの関数としての電力プロットとして表され得る。理想的な電流および電圧の供給源について、電力は、出力デバイスの飽和が制限されない限り、連続的に増大する。電力、電圧、および電流は、インピーダンスを整合させることにより制限され得る。しかし、充分に整合された電圧供給源についてさえも、アーク発生は、不充分な制限に起因して、過剰な電力出力をもたらし得る。

実施形態によっては、アーク制御は、以下により詳細に記載されるように、非常に高いサンプル率（例えば、電流を制限するために対応して速い回路構成要素（例えば、電流フィードバック回路）と組み合わせたデジタルサンプリング）を使用して、瞬間電流、瞬間電圧および／または瞬間電力を、測定して制限することによって、達成され得る。さらなる実施形態において、整合インピーダンスが増大され得、そしてＲＦ増幅器２２８は、電流供給源として動作し得る。具体的には、出力インピーダンスは、アーク発生中に予測されるインピーダンスよりも高く増大し得る。出力インピーダンスは、予測される最高インピーダンスより約２倍〜約６倍高くあり得、実施形態によっては、出力インピーダンスは、予測されるインピーダンスより約４倍高くあり得る。このことは、一旦、電圧が制限されると、自然電力制限機能を提供する。

別の実施形態において、出力インピーダンスは、組織タイプに依ってユーザおよび／またはジェネレータ２００により選択される、複数の出力インピーダンスを含み得る。さらなる実施形態において、ジェネレータ２００の特性出力インピーダンスは、最大および最小のインピーダンスと、ＤＣ−ＡＣインバータ３０２の制限された最大出力振幅との幾何平均であるように選択され得、その結果、楕円形の電圧−電流応答が、図８に図示されるように、電流限界および電圧限界と一致して起こる。

特定の実施形態において、ＲＦ増幅器２２８は、方形波電流供給源として構成され得る。方形波電流供給源の波形特性が、図９に、電圧の関数としての電流プロット９００として、ならびに予め決定された周波数（例えば、４７２ｋＨｚ）の時間尺度における時間の関数としての電流プロット９１０および電圧プロット９２０として、示されている。

図１０は、ピーク電圧を様々に制限して組織と活性電極２との間の特定の距離でのアークの伝導を防止するように構成された、振幅制限された電流供給源インバータであるＲＦ増幅器３２８の実施形態を示す。ＲＦ増幅器３２８は、図９に示されるような方形波電流を発生させ、そして変換器３３０を備える。この変換器は、電力供給源２２７（これは、ＤＣ供給源であってもＡＣ供給源であってもよい）にリード線２２７ａおよび２２７ｂを介して接続され、そして次に、変換器３３０およびインバータ３３２に接続される。インバータ３３２は次に、変圧器２２９に接続される。変換器３３０は、電力供給源２２７のＡＣ出力またはＤＣ出力を、ＤＣ出力に変換する。変換器３３０は、電圧ピークを制限するように構成され、一方で、インバータ３３２は、リンク誘導子３０１ｂからの電流をチョップしてステア（ｓｔｅｅｒ）するように構成される。ＲＦ増幅器３２８はまた、ダイオード３０１ａを有する電圧リミッタ回路３０１を備え、このダイオードは、誘導子３０１ｂと並列に接続される。電圧リミッタ回路３０１は、変換器３３０の出力に制限される。変換器３３０およびインバータ３３２は、任意の適切な変換器／インバータの組み合わせ（絶縁、非絶縁、フルブリッジ、ハーフブリッジ、同期、非同期、バック、ブースト、バック−ブースト、およびこれらの組み合わせが挙げられるが、これらに限定されない）として構成され得る。

図１１は、ＲＦ増幅器３２８の別の実施形態を示す。変換器３３０は、ハーフブリッジインバータとして示され、そして第一の切り替え要素３３０ａおよび第二のスイッチ３３０ｂを備える。第一の切り替え要素３３０ａは、リード線２２７ａに配置され、そして第二のスイッチ２２７ｂは、リード線２２７ａと２２７ｂとを相互接続する。切り替え要素３３０ａおよび３３０ｂの動作は、パルス幅変調器（ＰＷＭ）３３６および比例−積分−微分制御器３３８により制御され、これによって、変換器３３０の出力電圧は、ＰＩＤ制御器３３８（これは、飽和および積分アンチワインドアップ能力を有する）に関する電圧リミッタ機能３３５によって、そのリミッタがいつ能動的に制限するかに基づいて制限される。ＰＷＭ３３６およびＰＩＤ制御器３３８は、制御器２２４内に構成され得る。電圧リミッタ３３５は、ソフトウェアアルゴリズムとして制御器２２４に統合され得る。図１１に示されるように、インバータ３３２は、変圧器２２９に接続された第一の対の切り替え要素３３１ａおよび３３１ｂ、ならびに第二の対の切り替え要素３３２ａおよび３３２ｂを有する、フルブリッジインバータとして構成される。切り替え要素３３１ａおよび３３２ａの各々は、ステアリングダイオード３３３ａおよび３３３ｃに接続される。ＰＩＤ制御器３３８は、電圧リミッタ回路３０１からフィードバック信号を受け取って、ＰＩＤ制御器３３８がこのフィードバック信号に応答して切り替え要素３３０ａ、３３０ｂ、３３１ａ、３３１ｂ、３３２ａ、３３２ｂを制御することを可能にする。具体的には、ＰＩＤ制御器３３８は、電圧リミッタ３３５の命令に基づいて、電流を制御し、電圧を制限し、そして制御信号をＰＷＭ３３６に提供し、このＰＷＭは次に、活性化信号（例えば、オン／オフ期間）を切り替え要素３３０ａ、３３０ｂ、３３１ａ、３３１ｂ、３３２ａ、３３２ｂに、ＲＦサイクルごとに提供する。

図１２は、ＲＦ増幅器３２８の別の実施形態を図示する。このＲＦ増幅器は、誘導子−コンデンサ−誘導子（ＬＣＬ）フィルタ／共振子３３４を備え、このフィルタ／共振子は、第一の誘導子３３４ａおよび第二の誘導子３３４ｂを備え、コンデンサ３３４ｃが、これらの誘導子の間に配置されて、リード線２２７ａと２２７ｂとを相互接続する。ＬＣＬフィルタ３３４は、負荷の端子から見られる場合、変換器／インバータ出力の電圧供給源を、電流供給源に変える。

図１３を参照すると、インバータ３３２の別の実施形態が示されている。インバータ３３２は、移相同期フルブリッジインバータとして構成され、ダイオード３３１ｃ、３３１ｄ、３３２ｃ、３３２ｄにそれぞれクランプされた４つの切り替え要素３３１ａ、３３１ｂ、３３２ａ、３３２ｂを備える。切り替え要素３３１ａ、３３１ｂ、３３２ａ、３３２ｂの各々は、ＰＷＭ３３６によって制御され、このＰＷＭは、米国特許出願公開第２００６／０１６１１４８号に記載されるものと類似の移相変調器であり得る。ＰＷＭ３３６は、変圧器二次巻線２２９ｂの出力端子において観察される、インバータ３３２の出力の電流振幅を変調する。インバータ３３２の出力は、一次巻線２２９ａおよび二次巻線２２９ｂを有する変圧器２２９に接続される。さらに、インバータ３３２は、活性クランプ３４０を備える。活性電圧クランプ３４０は、フィルタ３３４の出力と一緒に変圧器２２９の一次巻線２２９ａに接続され、これによって、変圧器二次巻線２２９ｂの出力端子において見られる出力電圧をクランプする。二次巻線２２９ｂは、ジェネレータ２００のコネクタ２５０〜２５６に接続される。

図１４は、インバータ３３２の別の実施形態を示し、このインバータは、リード線２２７ａに配置された誘導子３４２ａ、およびリード線２２７ａと２２７ｂとを相互接続してＬＣフィルタ３４２の第一の部分を形成するコンデンサ３４２ｂを有するＬＣ−Ｃフィルタ３４２を有し、このＬＣフィルタは、変圧器２２９の一次巻線２２９ａに接続される。第二のコンデンサ３４２ｃが、変圧器２２９の二次巻線２２９ｂの２本のリード線を相互接続する。

図１５は、移相同期ハーフブリッジインバータとして構成されたインバータ３３２を示し、このインバータは、ダイオード３３１ｃおよび３３１ｄにそれぞれクランプ（例えば、並列に接続）された切り替え要素３３１ａおよび３３１ｂ、ならびに切り替え要素３３１ａおよび３３１ｂとそれぞれ直列に接続された逆バイアスダイオード３３１ｅおよび３３１ｆを備える。インバータ３３２はまた、ＬＣフィルタ３３５を備え、このＬＣフィルタは、誘導子３３５ａと、この誘導子に並列に接続されたコンデンサ３３５ｂとを有する。ＰＷＭ３３６はまた、インバータ３３２の出力の電流振幅を変調し、そしてインバータ３３２の出力は、上記のような変圧器２２９に接続される。さらに、インバータ３３２は、活性クランプ３４０を備え、この活性クランプは、フィルタ３３５の出力と一緒に、変圧器２２９の一次巻線２２９ａに接続される。

図１６は、ＲＦ増幅器３２８の別の実施形態を示し、このＲＦ増幅器は、変換器３３０、インバータ３３２、およびこれらの間に配置された電圧リミッタ回路３０１を備える。ＲＦ増幅器３２８は、電圧リミッタ３５および電力／インピーダンス制御３３７をさらに備え、これらは、ソフトウェアアルゴリズムとして制御器２２４内で実装され得る。電圧リミッタ３３５および電力／インピーダンス制御３３７は、それぞれ変圧器２２９の一次巻線２２９ａおよび二次巻線２２９ｂからフィードバックを受け取る。ＲＦ増幅器３２８は、変圧器２２９の一次巻線２２９ａおよび二次巻線２２９ｂにそれぞれ配置された、第一のコンデンサ３２７ａおよび第二のコンデンサ３２７ｂをさらに備える。コンデンサ３２７ａおよび３２７ｂは、一次巻線２２９ａと共振して、ＲＦ増幅器３２８の正弦波出力を提供するように構成される。

図１０〜図１６のＲＦ増幅器３２８は、アーク発生の存在下で平均定電力を出力するように構成される。１つの実施形態において、インバータ３３２は、定電流電力制御ループを使用して、ＰＷＭ３３６を使用して切り替え要素に供給されるＰＷＭ信号のデューティーサイクル最大値を制限することによって、動作し得る。この制御ループは、ＰＩＤ制御器３３８を使用して実装され得る。実施形態によっては、電圧限界および電流限界が電力曲線に対応しない場合、この定電力制御ループは、測定されたインピーダンスに応答して最大デューティーサイクルを制限することによって、実装され得る。

さらなる実施形態において、インピーダンス曲線の関数としてのデューティーサイクルが、図１７に示されるように使用され得る。デューティーサイクル対インピーダンスの曲線は、デューティーサイクルプロット６００およびそれから外挿された定電力プロット６０２により説明されるように、任意の測定されたインピーダンス値についての、定電力、電圧、および／または電流の制御を提供する。プロット６０２、または定電流および定電圧のプロットは、プロット６００に対して線形化されて、制御曲線と整合され得る。さらなる実施形態において、他の伝達関数が使用されて、インピーダンスと電力との関係を、デューティーサイクル制御に関してマッピングし得る。デューティーサイクルプロット６００は、制御器２２４により実行可能なルックアップテーブルおよび／またはソフトウェアとして実装され得、これによって、測定されたインピーダンスの入力値についてのデューティーサイクルの制御を可能にする。実施形態によっては、ＰＩＤ制御器３３８は、測定されたインピーダンスに基づいてデューティーサイクルを調節することにより、ジェネレータ２００の出力を制御して、所望の放電特性を達成し得る。

電気外科波形が拍動性である実施形態において、アーク放電が検出されると、ジェネレータ２００は、この電気外科波形のパルス間の時間を増大させて（例えば、デューティーサイクルを低下させて）、電極３が冷えることを可能にし得る。別の実施形態において、ジェネレータ２００は電流を低下させて、電極３が過熱することを防止し得る。逆に、パルス間の時間を短縮することは、アーク発生が望ましいとき（例えば、切断のとき）、アークが発生することを確実にするために使用され得る。ジェネレータ２００の調節は、自動的にかまたはユーザ入力（例えば、パルス遅延の入力）に応答して実施される、ハードウェアおよび／またはソフトウェアのいずれかに統合され得る。さらなる実施形態において、ジェネレータ２００は、電極３と組織との間の抵抗接触を検出するように構成され（例えば、０Ａと同時の０Ｖ）、そしてアーク放電を開始するために電力および／または電圧を増大させるか、あるいはアーク放電を消すために電力または電圧を低下させる。

本開示の数個の実施形態が図面に示され、そして／または本明細書中に説明されたが、本開示はこれらに限定されることを意図されない。なぜなら、本開示は当該分野が許容すると同程度に範囲が広いこと、および本明細書も同様に読まれることが意図されるからである。従って、上記説明は、限定であると解釈されるべきではなく、単に、特定の実施形態の例示であると解釈されるべきである。当業者は、添付の特許請求の範囲の趣旨および範囲内で、他の改変を想定する。

２００ ジェネレータ
２２４ 制御器
２２５ プロセッサ
２２８ ＲＦ増幅器
２４６ スクリーン
２６０ コネクタ

Claims (20)

1. 電気外科ジェネレータを制御するためのシステムであって、前記システムは、
   ＲＦ出力段を通して少なくとも１つの電気外科波形を生成するための手段であって、該ＲＦ出力段は、ＲＦインバータに接続されたパルス幅変調器と、該ＲＦインバータに接続された共振整合回路とを備え、該ＲＦ出力段は、変圧器の巻線と、ＤＣ電流を出力するように構成された電源とに接続されている、手段と、
   少なくとも１つの電極を通して該少なくとも１つの電気外科波形を組織に印加するための手段であって、該少なくとも１つの電気外科波形は、複数のサイクルを含む、手段と、
   該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するための手段と、
   電圧限界または電流限界のうちの少なくとも１つを計算するための手段と、
   該電圧限界または該電流のうちの少なくとも１つに基づいて該パルス幅変調器に制御信号を供給し、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させるための手段であって、該ＲＦ出力段の該電圧−電流特性は、プロットされる場合に該共振整合回路の出力インピーダンスに起因して楕円を形成する、手段と、
   該変圧器の該巻線に接続された活性電圧クランプを通して該電気外科波形の電圧をクランプするための手段と
   を備える、システム。
2. 前記ＲＦ出力段が、制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える、請求項１に記載のシステム。
3. 前記制御器は、比例−積分−微分制御器およびパルス幅変調器を備え、該パルス幅変調器は、前記制御信号を前記少なくとも１つの切り替え要素に出力して、比例−積分−微分制御器の出力に基づいて該制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている、請求項２に記載のシステム。
4. 前記制御器は、前記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている、請求項３に記載のシステム。
5. 前記比例−積分−微分制御器は、前記インピーダンスに基づいて前記出力を提供するように構成されている、請求項４に記載のシステム。
6. 前記比例−積分−微分制御器が電圧リミッタ機能を有する、請求項３に記載のシステム。
7. 前記比例−積分−微分制御器が電流リミッタ機能を有する、請求項４に記載のシステム。
8. 前記ＲＦ出力段に接続された電力供給源においてＤＣ電流を発生させるための手段と、
   前記電圧限界または前記電流限界のうちの少なくとも１つに基づいて、前記制御信号を該電力供給源に供給して、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させるための手段と
   をさらに備える、請求項１に記載のシステム。
9. 一次巻線および二次巻線を有する変圧器と、
   複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されたＲＦ出力段であって、該ＲＦ出力段は、ＲＦインバータに接続されたパルス幅変調器と、該ＲＦインバータに接続された共振整合回路とを備え、該ＲＦ出力段は、該変圧器の該一次巻線に接続されている、ＲＦ出力段と、
   該ＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、該少なくとも１つのセンサは、該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサと、
   該少なくとも１つのセンサおよび該ＲＦ出力段に接続された制御器であって、該制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、該比例−積分−微分制御器は、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて該ＲＦ出力段を飽和させるように構成されており、該ＲＦ出力段の該電圧−電流特性は、プロットされる場合に該共振整合回路の出力インピーダンスに起因して楕円を形成する、制御器と、
   該変圧器の該一次巻線に接続された活性電圧クランプであって、該活性電圧クランプは、該少なくとも１つの電気外科波形の電圧をクランプするように構成されている、活性電圧クランプと
   を備える、電気外科ジェネレータ。
10. 前記ＲＦ出力段は、ＤＣ電流を出力するように構成された電源に接続されたＲＦインバータを備える、請求項９に記載の電気外科ジェネレータ。
11. 前記ＲＦインバータは、前記制御器に接続された少なくとも１つの切り替え要素を備える、請求項１０に記載の電気外科ジェネレータ。
12. 前記制御器は、パルス幅変調器を備え、該パルス幅変調器は、制御信号を前記少なくとも１つの切り替え要素に出力して、比例−積分−微分制御器の出力に基づいて該制御信号のデューティーサイクルを調節するように構成されている、請求項１１に記載の電気外科ジェネレータ。
13. 前記制御器は、前記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されている、請求項１２に記載の電気外科ジェネレータ。
14. 前記比例−積分−微分制御器は、前記インピーダンスに基づいて前記出力を提供するように構成されている、請求項１３に記載の電気外科ジェネレータ。
15. 前記制御器は、前記少なくとも１つの電気外科波形の前記電流を増大させて、放電の発生を増大させるようにさらに構成されている、請求項９に記載の電気外科ジェネレータ。
16. 前記ＲＦ出力段に接続されたＡＣ−ＤＣ変換器を有する電力供給源をさらに備え、該ＲＦ出力段は、ＤＣ−ＡＣインバータを備える、請求項９に記載の電気外科ジェネレータ。
17. 前記制御器は、前記ＤＣ−ＡＣインバータに接続されている、請求項１６に記載の電気外科ジェネレータ。
18. 前記電力供給源は、前記ＡＣ−ＤＣ変換器および前記ＲＦ出力段に接続されたＤＣ−ＤＣ変換器をさらに備え、該ＤＣ−ＤＣ変換器は、前記制御器に接続されており、かつ、該制御器によって制御可能である、請求項１６に記載の電気外科ジェネレータ。
19. 電気外科ジェネレータであって、
    ＤＣ電流を出力するように構成された電力供給源と、
    一次巻線および二次巻線を有する変圧器と、
    該電力供給源および該変圧器の一次巻線に接続されたＲＦ出力段であって、該電力供給源は、少なくとも１つの切り替え要素を備え、該少なくとも１つの切り替え要素は、該ＤＣ電流から複数のサイクルを含む少なくとも１つの電気外科波形を生成するように構成されており、該ＲＦ出力段は、ＲＦインバータに接続されたパルス幅変調器と、該ＲＦインバータに接続された共振整合回路とを備える、ＲＦ出力段と、
    該ＲＦ出力段に接続された少なくとも１つのセンサであって、該少なくとも１つのセンサは、該少なくとも１つの電気外科波形の電圧および電流を測定するように構成されている、少なくとも１つのセンサと、
    該少なくとも１つのセンサと、該ＲＦ出力段または該電力供給源のうちの少なくとも１つとに接続された制御器であって、該制御器は、電圧リミッタまたは電流リミッタのうちの少なくとも１つを有する比例−積分−微分制御器を備え、該比例−積分−微分制御器は、該ＲＦ出力段の電圧−電流特性に基づいて、該ＲＦ出力段または該電力供給源のうちの少なくとも一方を飽和させるように構成されており、該ＲＦ出力段の該電圧−電流特性は、プロットされる場合に該共振整合回路の出力インピーダンスに起因して楕円を形成する、制御器と、
    該変圧器の該一次巻線に接続された活性電圧クランプであって、該活性電圧クランプは、該少なくとも１つの電気外科波形の電圧をクランプするように構成されている、活性電圧クランプと
    を備える、電気外科ジェネレータと、
    少なくとも１つの電気外科器具であって、該電気外科ジェネレータに接続され、該少なくとも１つの電気外科波形を組織に供給するように構成されている、少なくとも１つの電気外科器具と
    を備える、電気外科システム。
20. 前記制御器は、前記測定された電圧および電流に基づいてインピーダンスを決定するように構成されており、前記比例−積分−微分制御器は、該インピーダンスに基づいて前記出力を提供するように構成されている、請求項１９に記載の電気外科システム。

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