JP6891165B2 - 電気外科発電機および方法 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１５年８月１３日出願の「ＥＬＥＣＴＲＯＳＵＲＧＩＣＡＬ ＧＥＮＥＲＡＴＯＲ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ」という名称の米国仮出願第６２／２０４，８０７号および２０１５年８月１３日出願の「ＥＬＥＣＴＲＯＳＵＲＧＩＣＡＬ ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＷＩＴＨ ＶＡＲＹＩＮＧ ＳＴＩＦＦＮＥＳＳ ＣＡＰＴＵＲＥ ＣＯＭＰＯＮＥＮＴＳ」という名称の米国仮出願第６２／２０４，８３６号の利益を主張し、その両出願はそれらの全体が引用により本明細書に援用される。

連邦政府による資金提供を受けた研究の記載
該当なし。
本開示は、概して電気外科発電機に関し、より詳細には、電気外科器具の切断電極に送出される電力を調整するために使用されるフィードバック制御に関する。

電気外科は、手術部位に高周波ＲＦエネルギーを印加して組織を切断、焼灼または凝固することを伴う。いくつかの応用では、電気外科器具は、送出されるエネルギーを使用して、組織塊を焼灼して標的組織に到達するための切断アークを形成する。いくつかのＲＦ発電機は、変動する動作条件の下で切断アークを持続させるためにＲＦエネルギー出力を調整する。一例として、切断電極に送出される電力は、測定される組織インピーダンスに基づいて調整されてもよい。

本願発明の一実施例は、例えば、電気外科発電機および方法に関する。

開示される技術は、電気外科器具の切断フィラメント（すなわち、切断電極）に送出される電力を調整するために使用されるＲＦ発電機およびフィードバック制御システムを対象とする。電気外科器具は、送出されたエネルギーを使用して、組織塊を焼灼してその中の標的組織に到達するための切断アークを形成する。器具は、標的組織の周囲にバスケット状のレセプタクルを形成して、焼灼された組織塊から標的組織を切除する。器具がレセプタクルを形成するにつれて、組織を焼灼する露出されるフィラメントの長さは変化する。このために、本明細書に記載されるＲＦ発電機は、器具の展開の間に送出される総電力を変化させて露出されるフィラメントの長さに沿って均一な電力密度を維持するように構成される。

ある実施形態において、記載される技術は、電気外科器具の切断フィラメントに送出される平均実電力（「平均有効電力」とも呼ばれる）を求める位相角測定回路を含み−露出される切断フィラメントの全体にわたって均一な実電力密度の出力を有益に可能にする。組織を摘出するとき、送出される電力の力率は大きく変動することができ、誤った電力読出しという結果になる。位相角測定回路およびフィードバック制御は、そのような変動の補償が切断フィラメントの露出される長さの全体にわたって均一な実電力密度を維持することを可能にする。

ある実施形態において、記載される技術は、出力電力を調整して標的組織の平均組織インピーダンスに整合させるインピーダンス負荷弁別回路を含む。インピーダンス負荷弁別回路は、ある範囲のインピーダンス間で患者負荷に送出される電力が同じであるようにするローパスフィルタの役目をする。

ある実施形態において、電気外科器具は、異なるサイズの捕捉、たとえば、１０ｍｍ、１２ｍｍ、１５ｍｍ、２０ｍｍ、３０ｍｍなどのために構成される２種類以上の捕捉部品を取り付け可能に受け入れることができるハンドル部品を含む。各捕捉部品は、識別子で符号化されてもよく、それは捕捉部品の種類を定める。捕捉部品がハンドル部品に取り付けられることに応じて、ハンドル部品は、識別子について質問し、そして器具の種類の識別をＲＦ発電機に提供することができる。これにより、ＲＦ発電機が、取り付けられた捕捉部品のための所望の電力プロファイルを自動的に選択するようにする。

一態様において、開示される技術は、電気外科システムであって、１つまたは複数の伸長可能な電極アームに連結される切断電極を収容位置から展開位置に伸長するように構成される電極アームを有し、電極アームの伸長の間、切断電極が、ＲＦエネルギーで通電されて、標的組織の近位の組織を切開して、電極アームが標的組織を包囲するレセプタクルを形成するように構成される、切除ワンドと、切除ワンドに作動的に連結されるＲＦ発電機であり、電力回路と、切断電極を通る電流フローの測定値と関連付けられる電流検知出力を有する電流監視回路と、切断電極に印加される電位の測定値と関連付けられる電圧検知出力を有する電圧監視回路と、電流検知出力および電圧検知出力に少なくとも部分的に基づいて差動位相角を求めることによってＲＦエネルギーの出力電力を求め、各々１つまたは複数の異なるワンド種類と関連付けられる複数の制御設定から切除ワンドのための制御設定を選択し、そして選択した制御設定との求めた出力電力の比較に基づいて、切断電極に出力されるＲＦエネルギーを調整するように構成されるコントローラとを含むＲＦ発電機とを含むシステムを含む。

ある実施形態において、コントローラは、切断電極が組織を切開するときに均一な電力密度を有するように、切断電極に出力されるＲＦエネルギーを調節するように構成される。

ある実施形態において、電圧監視回路は、ＲＦ発電機での出力での瞬時電圧の二乗平均平方根を測定するように構成される。
ある実施形態において、電流監視回路は、ＲＦ発電機の出力での瞬時電流の二乗平均平方根を測定するように構成される。

ある実施形態において、ＲＦ発電機は、切断電極に印加されるＲＦエネルギーの平均電力の測定値（たとえば、ＲＦ発電機の出力での）と関連付けられる電力検知出力を有する電力監視回路を含む。

ある実施形態において、差動位相角θ_ｚは、

に基づいて求められ、
式中、Ｐ_ＯＵＴ（ｔ）は平均電力の測定値（たとえば、ＲＦ発電機の出力での、または切断電極での）であり、

は切断電極に印加される電位の二乗平均平方根測定値であり、そして、

は切断電極を通る電流フローの二乗平均平方根測定値である。
ある実施形態において、コントローラは、

に基づいて、切断電極に出力されるＲＦエネルギーを調節するように構成され、
式中、Ｖ_ＲＭＳは電位の二乗平均平方根測定値（たとえば、ＲＦ発電機の出力での、または切断電極での）であり、Ｚは負荷インピーダンス（たとえば、切断電極および組織の）であり、そしてθ_ｚは求めた差動位相角である。

ある実施形態において、電極アームによって形成されるレセプタクルは、ほぼ１０ｍｍから３０ｍｍの最大捕捉直径を有する。
ある実施形態において、電極アームによって形成されるレセプタクルは、ほぼ１２ｍｍより大きい最大捕捉直径を有する。

ある実施形態において、ＲＦ発電機は、切除ワンドの信号線へのインタフェースであり、信号線が、切除ワンドに収容される識別素子（たとえば、抵抗器、コンデンサ、集積回路（ＩＣ）データモジュール）に連結されている、インタフェースと、中に切除ワンド種類のリストを記憶しており、各切除ワンド種類が、関連付けられた制御設定を有する、メモリ（たとえば、ルックアップテーブル）とを備える。

ある実施形態において、コントローラは、信号線から受信される信号に基づいて、取り付けられた切除ワンドのための制御設定を選択するように構成される。
ある実施形態において、所与の切除ワンド種類の制御設定は、それぞれの切除ワンド種類の切断電極に出力されることになる個別の電力曲線を含む。

ある実施形態において、個別の電力曲線は、アーク開始のための出力電圧と、アーク開始のための出力時間と、ソフトスタート出力電力（たとえば、時定数値）と、電力プロファイル定義（たとえば、Ｎ点曲線であり、各点が時間および電力値を含む）とから成る群から選択されるメンバを含む。

別の態様において、開示される技術は、切除ワンドの切断電極に、ＲＦ発電機を介して発生されるＲＦエネルギーで通電する（たとえば、切除ワンドは、たとえば、人の手術部位から皮下標的組織を切除するように構成される）ステップと、切除ワンドの電極アームを収容位置から展開位置に伸長し、電極アームが切断電極に連結されており、伸長により、切断電極に、標的組織の近位の組織を切開して、捕捉される標的組織の周囲にレセプタクルを形成させる、ステップと、ＲＦ発電機の電圧出力（たとえば、瞬時電圧）を電圧検知回路（たとえば、ＲＦ発電機または切断電極に直接または間接的に連結される）を介して測定するステップと、ＲＦ発電機の電流出力（たとえば、瞬時電流）を電流センサ回路（たとえば、ＲＦ発電機または切断電極に直接または間接的に連結される）を介して測定する（たとえば、電圧出力および電流出力は同時に測定される）ステップと、切除ワンドと関連付けられ、かつ各々１つまたは複数の異なるワンド種類と関連付けられる複数の制御設定から選択される制御設定との電圧出力および電流出力から導出される差動位相角測定値の比較に基づいて、ＲＦ発電機によって発生されるＲＦエネルギーをプロセッサによって調節するステップとを含む方法を含む。

ある実施形態において、電力出力は、切断電極に一定の実電力密度を維持するように、プロセッサを介して調節される。
ある実施形態において、発生されるＲＦによる電力出力は、

によって与えられ、
式中、Ｖ_ｒｍｓは出力されたＡＣ電圧の実効値（たとえば、ＤＣ相当値）であり、Ｚは標的組織のインピーダンスであり、そしてθ_ｚは標的組織のインピーダンスの位相角である。

ある実施形態において、測定した電流出力は、ＲＦ発電機の瞬時電流出力であり、そして測定した電圧出力は、ＲＦ発電機の瞬時電圧出力である。
ある実施形態において、電圧出力および電流出力は、同時に測定される。

ある実施形態において、方法は、ＲＦ発電機による電力出力（たとえば、瞬時電力出力）を電力監視回路（たとえば、ＲＦ発電機または切断電極に直接または間接的に連結される）を介して測定するステップを含む。

ある実施形態において、差動位相角θ_ｚは、

に基づいて求められ、
式中、Ｐ_ＯＵＴ（ｔ）は平均電力の測定値（たとえば、ＲＦ発電機の出力での、または切断電極での）であり、

は切断電極に印加される電位の二乗平均平方根測定値であり、そして、

は切断電極に伝達される電流の二乗平均平方根測定値である。
ある実施形態において、方法は、ＲＦ発電機の電力出力を電力検知回路を介して測定するステップと、電圧出力、電流出力および電力出力から導出される差動位相角値に基づいてＲＦエネルギーの電力出力をプロセッサによって調節するステップとを含む。

ある実施形態において、電極アームによって形成されるレセプタクルは、１０ｍｍ、１２ｍｍ、１５ｍｍ、２０ｍｍおよび３０ｍｍから成る群から選択される最大捕捉直径を有する。

ある実施形態において、電極アームによって形成されるレセプタクルは、ほぼ１２ｍｍより大きい最大捕捉直径を有する。
ある実施形態において、方法は、ＲＦ発電機が切除ワンドに作動的に接続されるときに切除ワンドのワンドサイズを自動的に識別する（たとえば、抵抗値、容量値またはメッセージに基づいて）ステップと、関連付けられたワンドサイズの識別に基づいてＲＦエネルギーの出力電力を調節するステップとを含む。

ある実施形態において、出力電力は、電極アームによって形成されるレセプタクルのサイズに基づいて選択可能である。
別の態様において、開示される技術は、電気外科器具（たとえば、切除ワンド）の切断電極を収容位置から展開位置に伸長して、標的組織（たとえば、皮下標的組織）を捕捉して引き出すように構成される電気外科器具に作動的に連結するように構成されるＲＦ発電機であって、電気外科器具の信号線へのインタフェースであり、信号線が、電気外科器具に収容される識別素子（たとえば、抵抗器、コンデンサ、集積回路（ＩＣ）データモジュール）に連結されている、インタフェースと、中に複数の制御設定を記憶しており、各制御設定が、電気外科器具種類であり、切除ワンドのサイズ特性（たとえば、１２ｍｍ切除ワンド、１５ｍｍ切除ワンド、２０ｍｍ切除ワンドおよび３０ｍｍ切除ワンド）と関連付けられる各電気外科器具種類の制御と関連付けられる、メモリ（たとえば、ルックアップテーブル）と、信号線を介して受信される信号（たとえば、電圧測定値、電流測定値、抵抗測定値、周波数測定値またはデータメッセージ）に基づいて、取り付けられた電気外科器具のために複数の制御設定から制御設定を選択するように構成されるコントローラとを含むＲＦ発電機を含む電気外科システムを含む。

ある実施形態において、各個別の電力曲線が、アーク開始のための出力電圧と、アーク開始のための出力時間と、ソフトスタート出力電力（たとえば、時定数値）と、電力プロファイル定義（たとえば、Ｎ点曲線であり、各点が時間および電力値を含む）とから成る群から選択されるメンバを含む。

ある実施形態において、識別素子は、抵抗器、コンデンサおよび集積回路（ＩＣ）データモジュールから成る群から選択されるメンバを含む。
ある実施形態において、複数の制御設定は、ルックアップテーブルに記憶される。

ある実施形態において、各制御設定は、最大捕捉直径および／または電極アームサイズの一方または両方によって特性化される電気外科器具種類と関連付けられる。
ある実施形態において、電気外科器具は、ＲＦ発電機のインタフェースに脱着可能に取り付けられるように構成される。

ある実施形態において、電気外科器具は、単一使用のために構成される。
ある実施形態において、電気外科器具は、多重使用のために構成される。
ある実施形態において、識別子は、抵抗器を含み、そしてインタフェースは、信号線に電位を印加し、そして識別素子の抵抗を測定するように構成される。

別の態様において、開示される技術は、電気外科システムのための（たとえば、電気外科システムのための制御構成の自動選択のための）制御の方法であって、電気外科器具種類（たとえば、病巣切除装置）であり、各々が電気外科器具のサイズ特性と関連付けられる電気外科器具種類およびその対応する制御設定の記憶されるリストをメモリを介して提供するステップと、取り付けられる電気外科器具へのコネクタをＲＦ発電機の受け口を介して受け入れ、コネクタが、少なくとも、電力線、接地線、インタフェース線を備えている、ステップと、電気外科器具にインタフェース線を介して質問して（たとえば、電流信号、電圧信号、データ信号の印加によって）識別子信号を検索し、識別子信号が電気外科器具の種類と関連付けられている、ステップと、検索した識別子信号に基づいてメモリから制御設定をプロセッサによって検索するステップと、電気外科システムのコントローラに制御設定をプロセッサによって適用するステップとを含む方法を含む。

ある実施形態において、質問は、インタフェース線に電位を印加するステップと、インタフェース線を通じて派生電流を測定する（たとえば、測定値は、電気外科器具に収容される抵抗器の測定される抵抗に対応する）ステップとを含む。

ある実施形態において、電気外科器具の種類は、それぞれの最大捕捉直径および電極アームサイズの一方または両方によって特性化される。
別の態様において、開示される技術は、１つまたは複数の伸長可能な電極アームに連結される切断電極を収容位置から展開位置に伸長する（たとえば、摺動可能に伸長する）ように構成される電極アームを有し、電極アームの伸長の間、切断電極が、ＲＦエネルギーで通電されて、標的組織の近位の組織を切開して、電極アームが標的組織を包囲するレセプタクルを形成するように構成される、切除ワンドと、切断電極に作動的に連結されるＲＦ発電機であって、電極アームの伸長の間、切断電極に電力を出力するように構成される電力回路（たとえば、スイッチング電力回路）と、切断電極が、切断の間、一定の電力密度を維持するように、切断されている組織の変動するインピーダンスを補償するように構成されるインピーダンス弁別回路とを含むＲＦ発電機とを含む電気外科システム（たとえば、組織インピーダンス補償を用いる）を含む。

ある実施形態において、インピーダンス弁別回路は、組織への送出される電力を正規化することによって、切断されている組織の変動するインピーダンスを補償する（たとえば、高インピーダンス組織から低インピーダンス組織へ、およびその逆）。

ある実施形態において、インピーダンス弁別回路は、変動するインピーダンスを約５０から約１８００オームの範囲内に正規化するように構成される。
ある実施形態において、インピーダンス弁別回路は、インピーダンス整合ネットワーク（たとえば、ローパスフィルタ）を備える。

ある実施形態において、インピーダンス整合ネットワークは、約１８００オームで不足減衰ボーデ応答を有する。
ある実施形態において、ローパスフィルタは、バタワースフィルタを含む。

ある実施形態において、ローパスフィルタは、後置フィルタネットワークを含む。
ある実施形態において、ローパスフィルタは、三次ローパスフィルタを含む。
ある実施形態において、電力回路は、ＲＦチョッパ回路およびタンク回路から成る群から選択されるメンバを備える。

ある実施形態において、インピーダンス弁別回路は、パッシブフィルタ回路を備える。
ある実施形態において、インピーダンス弁別回路は、アクティブフィルタ回路を備える。

別の態様において、ある実施形態において、開示される技術は、手術部位から皮下標的組織を引き出すように構成される切除ワンドの伸長可能な電極アームに連結される切断電極にＲＦエネルギーで通電するステップと、電極アームであって、収容位置から展開位置への伸長の間、標的組織の近位の隣接組織を切開してレセプタクルを形成して、展開位置のときに、標的組織を引き出すように構成されている電極アームを収容位置から展開位置に伸長するステップと、出力されたＲＦエネルギーをインピーダンス弁別回路を介してフィルタリングして、切断電極に送出される電力をほぼ５０から１８００オームの範囲にわたって正規化するステップとを含む方法を含む。

ある実施形態において、フィルタリングは、１８００オームで不足減衰ボーデ応答を有する。
ある実施形態において、フィルタリングは、三次ローパスフィルタに起因する。

実施形態に従う電力制御システム例の例示である。 実施形態に従う駆動基板およびその中の様々な部品を例示する。 実施形態に従う駆動基板およびその中の様々な部品を例示する。 実施形態に従う駆動基板およびその中の様々な部品を例示する。 実施形態に従う駆動基板およびその中の様々な部品を例示する。 ＦＰＧＡ制御スキーム例の例示である。 実施形態に従うＲＦ発電機アーキテクチャの例示である。 ＲＦチョッパドライバ例の例示である。 例示的な実施形態に係るインピーダンス弁別回路例を例示する。 患者抵抗および周波数への後置フィルタの電圧伝達の依存を例示する３Ｄプロットである。 ある範囲の組織インピーダンスにわたる電力の変化のプロットである。 例示的な実施形態に係る位相角測定回路を例示する。 瞬時電圧測定値を平均電圧測定値に変換するために利用される変換回路例を例示する。 瞬時電流測定値を平均電流測定値に変換するために利用される変換回路例を例示する。 平均電圧測定値に対する差動出力信号を提供する後処理回路例を例示する。 平均電流測定値に対する差動出力信号を提供する後処理回路例を例示する。 平均電力測定値に対する差動出力信号を提供する後処理回路例を例示する。 例示的な実施形態に係る電気外科システムの斜視図である。 図１５に図示された電気外科器具の分解立体図である。 捕捉部品がその展開の段階であり、捕捉部品が均一な幅を有する電気外科装置例のプローブを図示する。 図１７の捕捉部品の詳細図を表す。 例示的な実施形態に係る変動する剛性を有する捕捉部品を持つ捕捉部品アセンブリの概略上面図である。 図１９の捕捉部品アセンブリの捕捉部品のアイレット構造の詳細図である。 例示的な実施形態に係る図１９の捕捉部品アセンブリの別の概略上面図である。 図２１の捕捉部品アセンブリの捕捉部品の可撓性の中間領域の横断面の詳細側面図である。 図２１の捕捉部品アセンブリの基底領域の図である。 図２１の捕捉部品アセンブリの突出タブの図である。 図２５Ａは、図１６のプローブへの事前組立てのために構成される捕捉部品アセンブリ例の図である。図２５Ｂは、図１６のプローブへの事前組立てのために構成される捕捉部品アセンブリ例の図である。 格納向きの捕捉部品を図示する電気外科器具例の正面図である。 その展開の段階での捕捉部品を図示する電気外科器具例の正面図である。 図２８Ａは、一連の捕捉手順を例示する。図２８Ｂは、一連の捕捉手順を例示する。図２８Ｃは、一連の捕捉手順を例示する。 一部が取り外された図１６に図示される電気外科器具のハンドル部品例の部分断面図である。 捕捉部品の最終展開段階での部品の向きを図示する図１７の電気外科器具例の部分断面図である。 図１５の電気外科器具の送出部品例の前方領域の図である。 アーチファクト領域を図示する図１５の電気外科器具の前方領域の側面図である。 十字型前駆電極の正面図である。 刃型前駆体と組み合わせた図１５の電気外科器具の前方領域の部分図である。 図３４の電気外科器具の前方領域の図である。 例示的な実施形態に係る電気外科器具を作動させる方法のダイアグラムである。 電気外科デバイスのモータ電流引込みを例示するダイアグラムである。 電気外科デバイスのモータ電流引込みを例示するダイアグラムである。

開示される技術は、均一な切断アークを生成するように構成される電気外科器具のためのＲＦ発電機を含む。ある実施形態において、例証されるＲＦ発電機は、直径サイズが少なくとも３０ミリメートルまで（たとえば、１２ｍｍ、１５ｍｍ、２０ｍｍまたは３０ｍｍ）の組織の摘出のために電気外科器具によって発生される切断アークの実質的に均一な電力密度の維持を可能にする。幅少なくとも３０ｍｍの組織の量の電気外科的摘出が、診断目的を越えて、たとえば、治療として、組織、たとえば、腫瘍および他の許容されない組織の切除に有益であり、いくつかの実施形態においては、不可欠である。本明細書に特に例証されるのは、その伸長の長さに沿って変動する剛性を持つストラット設計である。ストラットは、展開工程を通じて切断ケーブルを保持する電気外科装置のプローブ部分内に設けられる指状の付属物である。ストラットは、収容位置から展開位置に伸長されるときにバスケット状のレセプタクルの一部を形成する。

いくつかの実施形態において、ストラットの各々は、より狭い中間領域が後続するより広い前方領域を提供する凹領域を形成して、細長い砂時計に似る形状を形成する。ストラットが異なる幅を有することの代わりに、またはそれと組み合わせて、ストラットは、異なる弾性係数属性（たとえば、ヤング率）を有する２つ以上の材料でできて、その伸長の長さに沿ってストラットの剛性を変化させてもよい。同様に、異なる幅を有することに加えて、ストラットの厚さも、ストラットの伸長の長さに沿って変化させて、ストラットの剛性を変化させてもよい。

本明細書に記載されるのは、幅少なくとも約３０ミリメートルの組織量の摘出および／または切除のための電気外科ワンドである。本明細書に例証されるストラットは、全幅の初期区間およびより狭い中間区間を有する。ストラットの全幅の初期区間（本明細書でストラットの「前方区間」とも称される）は硬い有効区間を形成して、ストラットがワンドデバイスの中央軸から外へ意図された軌道（たとえば、約４５度）で展開することを可能にする。より狭い中間区間は、全幅の初期部分に続く延長領域に対応する。狭い区間は、バスケットが閉じるにつれて、より丸い曲がりを誘起するのが認められる。全幅の初期区間は、狭い中間区間より硬い。いくつかの実施形態において、全幅の初期区間は、ストラットの最も硬い区間である。例証される設計は、最大のバスケット径および均一な形状によるワンド性能を生ずる。

例証される実施形態において、全幅の初期区間は、長さ約１．３９７ｃｍ（約０．５５０インチ）かつ幅約０．３０４８ｃｍ（約０．１２０インチ）である。全幅の区間は、いくつかの実施形態において、幅約０．１２９５４ｃｍ（約０．０５１インチ）のより狭い中間区間に移行する。例証される実施形態において、ストラットは、厚さ約０．１０１６ｍｍ（約４ミル（０．００４インチ））であり、ストラットが均一な横断面を有し、かつ幅約０．２０３２ｃｍ（約０．０８０インチ）である、厚さ０．０７６２ｍｍ（３ミル（０．００３インチ））である１０ｍｍ〜２０ｍｍデバイスのストラットと同様の剛性を有する。例証されるストラットは、医療グレード１７−７ＰＨ、状態Ｃステンレス鋼でできており、かつ厚さ約０．１０１６ｍｍ（約４ミル（０．００４インチ）である。

いくつかの実施形態において、例証されるストラットの中間領域での同等の剛性を維持しつつ、ストラットの長さを増すことによって、より大径サイズの捕捉部品が利用されることができる。同等のストラット剛性のために、ストラットは、式１に従って、剛性がストラットの幅に線形に関連し、ストラットの厚さの三乗に関連し、そしてストラットの長さの三乗に関連するはり理論に合わせて、拡縮されてもよい。

剛性＝ｆ［ｂ、ｈ^３、ｌ^３］、 （式１）
式中、ｂはストラットの幅であり、ｈはストラットの厚さであり、そしてｌはストラットの長さである。摘出量サイズが増すにつれて、焼灼の間により多くの組織を切開するのに、より高い出力電力が必要である。このために、より高い電力出力は、組織の電気的特性の変動性に鑑みて、器具の不完全な展開という結果になる場合がある失速または過電流／過電力事象の可能性を増す。開示される技術は、とりわけ、切断フィラメントの露出される長さの全体にわたって送出されるより均一な実電力の維持を可能にする、切断アークに送出される平均実電力の測定値を提供する。加えて、開示される技術は、出力電力を調整して標的組織の平均組織インピーダンスに整合させることにさらに備える。これらの特徴は、とりわけ、制御を不安定にする、意図しない方途で組織を損傷する、または器具を損傷する場合がある局所化された電力変動の発生の可能性を低下させる。

開示される技術は、改善された電力制御スキームのためのフィードバックとしての改善された出力検知信号の使用を含む。いくつかの実施形態において、制御システムは、ワンド切断ケーブルの露出される長さの全体にわたって均一な実電力密度を維持する。より簡単に言えば、切断ケーブル長が増すにつれて、電力は上げられ、そしてバスケット端部がすぼむ間に切断ケーブル長が減らされるにつれて、電力は下げられる。

図１は、実施形態に従う電力制御システム例の例示である。開示される技術は、切除デバイスプローブの切断電極に送出される電力を調整するように働くフィードバック制御システムを含む。デバイスの目的が病理学による分析のための組織試料を採取することであるので、プローブによって捕捉される組織は、ＲＦ焼灼による採取の行為によって損傷されることができない。最適な出力電力レベルを決定するのがこの要件であり、切断のために使用される電力が多すぎれば、試料を破壊し、送出される電力が少なすぎれば、不完全な組織捕捉または小さい試料サイズという結果になる。切断電極の露出される長さが展開時間に従って変化するので、切断電極に送出される総電力は、電極線の長さに沿って電力密度を保持するために変化しなければならない。

切断電極に一定の電力密度を送出することが望ましいとはいえ、最適な電力送出関数Ｐ（ｔ）を修正する他の要因がある。第一に、最小の切断機械抵抗（電極抗力）を維持するために、切断電極の周囲にプラズマが存在しなければならない。このプラズマは、電極線の周囲の局部温度が隣接組織を蒸発させるのに十分高いように、切断電極の周囲に熱を局所化し、したがって切断の機械抵抗を低減させる。機械的抗力の低減は、より球面形状の試料を生み出す傾向があり、そして試料サイズを増す傾向もある。プラズマの存在の別の利益は、切断された血管がより焼灼され易く、したがって術後腫脹を減らすということである。第二に、プローブのストラットが周辺組織に容量結合される。この寄生容量は、周辺組織への漏洩による切断電極に対する電力損失という結果になる。第三に、かつ最後に、捕捉サイクルの終了時に、ストラットがすぼむにつれて、送出される電力は、電極周囲が最小値（しかし、ゼロでない）に減少するときに残存する間隙を克服するのに十分大きくなければならない。組織試料を完全に分離するために、電力は、残存する間隔の平面内の組織のすべてを蒸発させるのに十分大きくなければならない。プラズマ（またはアーク）開始の必要性、ストラット容量と関連付けられる漏洩、および組織分離電力のため、電力送出関数は、これらの要因を考慮するように修正されなければならない。

動作のアーク開始フェーズの間、短い時間（たとえば、５００ｍｓ未満）にわたって、コントローラは、電極の周囲にプラズマを形成するために、切断にとって理想と考えられるものより非常に高い電力レベルを出力する。この期間中に、電極に隣接した細胞内および細胞外液が蒸発点まで熱を蓄積する。この蒸気は、導電性プラズマを電離および形成する。電極の周囲にプラズマが生ずるにつれて、それは、ＲＦ発電機によって見られる電気的インピーダンスに関与する（たとえば、抵抗および容量を追加する）。プラズマは、通例負性インピーダンスとして知られている電気的特性を有するが、但しこの用語は誤称である。プラズマの導電性がプラズマ内のイオンの密度に依存するので、電流の増加が熱の増加を引き起こし、それが次いでより多くのイオンを生成して、アーク全体の電圧の低下という結果になる。この非線形挙動は、特にアーク無およびアーク存在状態間の移行の間、電力送出の制御を複雑にする。この移行の間、制御システムを安定させるのを促進するために、コントローラは「ソフトスタート」状態を利用する。ソフトスタートアルゴリズムは、２つの機能を同時に行う：１）アーク開始から切断フェーズまで送出される電力を指数的に減衰させる、および２）切断フェーズの間、利得が徐々に増加されて電力送出エラーを低減させるように、ＰＩＤコントローラの利得を漸近的に増加させる。

コントローラが切断状態に移行するにつれて、電力出力は、使用中の特定のプローブのために設計されるプロファイルに徐々に接近する。前述したように、組織試料完全性を保持するために、捕捉サイクルの全体にわたって電極線の長さに沿って実質的に一定の電力密度を保つことが望ましい。しかしながら、同じく前述したように、プローブストラット容量が周辺組織への電力の漏洩に関与し、そして捕捉サイクルの終了時に送出される電力も、理想的な切断レベルから上昇されて組織試料を完全に分離しなければならない。露出される電極長だけの関数から始まって、電力送出関数は、前に収集された経験的実証に基づいて近似されることができる。その後、関数は、所望の電力出力（すなわち、電力プロファイルまたは電力曲線）３０２を導出するために、性能トレードオフに従って修正されても、またはされなくてもよい。所与のプローブサイズおよびジオメトリのための最適な電力プロファイルの設計を補助するために、開示される技術は、ユーザが所望の電力送出関数についての情報をフェーズおよびセグメントごとに入力し、次いで所望される数学的補間の種類をリストから選択する補間スキームを利用してもよい。情報のためのフィールドがユーザによって変更されるにつれて、システムは、グラフの形態の提案される電力出力プロファイルを修正する。ユーザはそれから、電力プロファイルが最適化されるまで、データを反復的に「操作する」ことができる。ユーザによって設定されてもよい電力出力仕様は以下の通りである：アーク開始の間のＲＦ発電機プログラム電圧、アーク開始フェーズの持続時間、時定数の形態のソフトスタート仕様（たとえば、半減期に類似）、４点電力プロファイル定義（たとえば、時間および電力）、ならびに補間スキームの種類（たとえば、区分的線形、スプライン、立方エルミートまたはラグランジュ）。

電力制御ソフトウェア、ＲＦ発電機およびデータ取得基板は共に、切断電極（たとえば、ハンドル１２）に送出される総電力を調整するように働くフィードバック制御システムを形成する。詳細には、ある実施形態において、ソフトウェアは、１ｋＨｚ ＰＩＤ型コントローラ３００を走らせる。フィードバックループの主センサは、ＲＦ発電機に設けられるアナログ乗算器３２４である。ＲＦ発電機は、切断電極に送出される出力電圧および出力電流をサンプリングするように接続される２つの変圧器３２０、３２２を含む。瞬時電力は、電流および電圧信号の乗算である。しかしながら、瞬時電力は、正である（送出される）および負である（反射される）ことができる時変関数（反射による）である。ある実施形態において、送出される平均電力を制御することが望ましいので、アナログ乗算器の出力は、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３３２によってローパスフィルタリングされる。この信号（Ｐｓｅｎｓｅ）３３０は、データ取得基板上のＡ／Ｄ変換器３４２によってサンプリングされ、そしてＰＩＤコントローラに送られ、それは出力電力をプログラムされた電力プロファイル３０２と比較する。ＰＩＤコントローラ３００の出力３１０は、ＲＦ発電機の出力レベルを設定するために使用される。しかしながら、ＰＩＤコントローラの出力が電力に関し、かつＲＦ発電機の制御信号（ＤＣ−ＤＣ−ＣＭＤ）が発電機出力電圧を設定するので、制御システムにおいて非線形性を回避するために、平方根関数リニアライザ３０８が使用されてもよい。この非線形性は、出力電力が出力電圧の二乗に比例し、かつ負荷インピーダンスに反比例するという事実による。

リニアライザ３０８は、制御システムの安定性を増し、より高い精度という結果になる。最後に、ＲＦ発電機の出力電力は、インピーダンス整合ネットワーク３３６の追加によって、負荷インピーダンスの変化に対して脱感作される。

制御は、電気外科器具１２に送出される電力を調整するＰＩＤコントローラ３００を含む。いくつかの実施形態において、ＰＩＤコントローラ３００は、送出される電力のセンサ測定値（たとえば、３４４）と所望の電力出力基準３０２を比較する。所望の電力出力３０２は、いくつかの実施形態において、デバイス（たとえば、器具１２）の各種類（たとえば、捕捉サイズ）に特有で、かつ合わされたフォワードフィードバック部品の一部である。所望の電力出力３０２は、いくつかの実施形態において、メモリ３０３に記憶され、そして、いくつかの実施形態において、電力制御の異なる段階（たとえば、アーク開始段階の間、初期切断段階の間、中間切断段階の間、および最終切断段階の間）のための電力出力レベルを含む。

いくつかの実施形態において、所望の電力出力３０２（本明細書で代替的に制御設定、電力プロファイルおよび電力曲線と称される）は、プローブ種類に従ってインデックス付けされる電力出力のライブラリ（たとえば、ルックアップテーブル）３０３で記憶される。いくつかの実施形態において、所望の電力出力は、捕捉器具のサイズに従ってインデックス付けされる。プローブ種類は、いくつかの実施形態において、器具の自動識別のために各プローブ内に収容される符号化識別子３０１に従って求められる。

ワンドは各々、コントローラにそれらの種類を定める、それらと関連付けられる識別子３０１を有する。これは、いくつかの方途で達成されることができ、最も単純なのは、コントローラによって監視される信号線への各プローブサイズに合った個別の抵抗器の追加である。識別子３０１は、コンデンサおよび／または集積回路（ＩＣ）データモジュールを代替的にまたは追加的に含んでもよい。コントローラ論理は、各ワンド種類に調整された電力出力曲線を割り当てることになる。各ワンドは異なる直径の組織を捕捉し、そして最大開口でのケーブルの露出される長さは異なる。電力曲線などの制御設定が各プローブのために最適化される。いくつかの実施形態において、各プローブ種類のために最適化された電力曲線の使用は、捕捉の全体にわたって均一な、または実質的に均一な電力密度を維持するのに役立ってもよい。実施形態において、個別の電力曲線３０２は、アーク開始のための出力電圧、アーク開始のための出力時間、ソフトスタート出力電力（たとえば、時定数値）ならびに代替的に単に電力プロファイル定義または電力曲線と称される電力プロファイル定義（たとえば、各点が時間および電力値を含むｎ点曲線）の１つまたは複数を含んでもよい。

実施形態において、メモリ３０３に記憶される複数の電力プロファイル定義または電力曲線３０２の１つまたは複数が、第１の時間間隔にわたる正の勾配（すなわち、増加する所望の電力値）、第１の時間間隔に続く第２の時間間隔にわたる実質的にゼロ勾配（すなわち、実質的に一定の電力値）および第２の時間間隔に続く第３の時間間隔にわたる負の勾配（すなわち、減少する電力値）を有する。他の実施形態において、１つまたは複数のそのような電力曲線の負の勾配部分は省略されてもよく、そして電力は、発電機がオフにされるまで比較的に一定のレベルで維持されてもよい。いくつかの実施形態において、各固有のワンド種類は、対応する固有の電力曲線（たとえば、各電力制御段階のための固有の電力値および／または固有の電力曲線形状および／または持続時間）を有してもよく、そして、他の実施形態において、１つまたは複数の異なるワンド種類は、同じ電力曲線（たとえば、各電力制御段階のための同じ電力値および／または同じ電力曲線形状および／または持続時間）を共有してもよい。

ＲＦ発電機によって受け入れられるように構成されるハンドル１２のコネクタは、電力線、接地線およびインタフェース線３０５を含んでもよい。動作において、コントローラは、インタフェース線３０５を通じて器具に質問して識別子信号を検索してもよく、識別子信号は器具種類と関連付けられている。実施形態において、識別子３０１は抵抗器を含み、そして質問は、インタフェース線に電位を印加すること、およびインタフェース線を通じて派生電流を測定して抵抗器の抵抗を測定することを含む。

図２Ａは、本開示の実施形態に従う駆動基板のトップレベルブロック図を提供する。ＲＦ Ｖ＆Ｉ変換器２０２は、ＲＦ出力回路網から検知信号を取り入れ、そして図２Ｂに図示されるようにＲＭＳ電圧および電流に比例する電圧を発生する。変換器２０２は、３つの入力ＨＶ_Ｖ、ＨＶ_Ｉ＋およびＨＶ_Ｉ−を有する。ＨＶ_Ｖは、０から１２Ｖの範囲であり、かつＲＦ発電機の整流ＡＣ出力であり、ある実施形態において、４０：１で降圧される。ＨＶ_Ｉ＋およびＨＶ_Ｉ−は、ある実施形態において、２００：１の降圧で変流器に接続される。変換器回路２０２は、２つの出力Ｖ_ＯＵＴおよびＩ_ＯＵＴを発生する。Ｖ_ＯＵＴは、ＲＭＳ ＲＦ電圧に比例する電圧であり、スケーリングされてＡＤＣの入力範囲に整合させる。同様に、Ｉ_ＯＵＴは、ＲＭＳ ＲＦ電流に比例する電流であり、スケーリングされてＡＤＣの入力範囲に整合させる。

制御ブロック２０４は、図２Ａ、２Ｃおよび２Ｄに図示される。制御ブロックは、ＲＦ出力を制御し、そしてハンドセットを監視することを担う。図２Ｄに図示される制御ブロックは、図２Ｄにおける制御ブロックが付加的な詳細を図示するので、図２Ａおよび２Ｃに図示されるものと僅かに異なる。

制御ブロックにおけるＦＰＧＡは、ある実施形態において、いくつかのトップレベルタスクを行う。これらは、ＲＦ制御、モータステータス信号を発生すること、ならびに高圧電流および電圧誤差を発生することを含んでもよい。

図３は、ＦＰＧＡ制御スキーム例の例示である。ステップ１３０２（パワーオンリセット）において、すべてのレジスタなどがクリアされて、ＦＰＧＡは既知の状態にリセットされる。この状態は、直ちにリセット待ち状態１３０４に移る。リセット待ち状態１３０４の間、ＦＰＧＡは、ハンドセットがリセットされるのを待っている。それは、ＭＯＴＯＲ＿ＲＥＶ＿ＳＴＡＬＬがアサートされるのを待つことによって、ハンドセットを検出する。これが発生すると、ＦＰＧＡはプライム状態１３０６に移る。

プライム状態１３０６の間、ＦＰＧＡは、ＥＮＡＢＬＥ信号がアサートされるのを待っている。これは、ＲＦシーケンスの開始をシグナリングする。ＥＮＡＢＬＥ信号が検出されると、ＦＰＧＡは開始状態１３０８に移る。

開始状態３０８では、ＦＰＧＡは、２５０ｍｓなどのある期間にわたって固定電圧（たとえば、２．７Ｖに設定されるＶＰＲＯＧ）を要求することによってＲＦアークに点火する。この期間（たとえば、２５０ｍｓ）の後、ＦＰＧＡは、電力制御状態１３１０に移る。ＥＮＡＢＬＥがローになれば、ＦＰＧＡは、リセット待ち状態１３０４に戻る。

電力制御状態１３１０では、第２の期間（たとえば、８００ｍｓ）にわたって、ＦＰＧＡは、ＰＩ制御ループを使用して発電機の出力電力を制御する。ＲＦ出力電力は、ＩＯＵＴおよびＶＯＵＴを乗算することによって計算される。目標電力レベルは、ＨＩ＿ＰＷＲ＿ＳＥＬＥＣＴピンに取り付けられるジャンパを使用して選択されることができる。ＲＦ電力は、ＲＦ電圧を調節するＶＰＲＯＧを変更することによって制御される。第２の期間（たとえば、８００ｍｓ）の後、ＦＰＧＡは、電圧制御状態１３１２に移る。電力制御状態１３１０を去ると、電圧制御状態１３１２での設定値がＲＦ出力電圧であると設定される。ＥＮＡＢＬＥがローになれば、ＦＰＧＡは、リセット待ち状態１３０４に戻る。

ＦＰＧＡは、ＰＩ制御ループを使用して発電機の出力電圧を制御する。電力制御状態１３１０を出ると、目標電圧はＲＦ出力電圧である。ＲＦ電圧は、ＲＦ電圧を調節するＶＰＲＯＧを変更することによって制御される。ＥＮＡＢＬＥがローになれば、ＦＰＧＡは、休止状態１３１４に移る。

休止状態１３１４では、ＦＰＧＡは、ハンドセットがリセットされる（ＭＯＴＯＲ＿ＲＥＶ＿ＳＴＡＬＬがアサートされる）のを待って、その場合プライム状態１３０６に移るか、または捕捉が再開される（ＥＮＡＢＬＥ Ｈｉ）のを待つ。これが発生すれば、ＦＰＧＡは、再開状態１３１６に移る。

再開状態１３１６では、ＦＰＧＡは、２５０ｍｓなどのある期間にわたって設定電圧（２．７Ｖに設定されるＶＰＲＯＧ）を要求することによってＲＦアークに点火する。この期間（たとえば、２５０ｍｓ）の後、ＦＰＧＡは、電圧制御状態１３１２に移る。

電圧および電力制御の両方とも、非常に同様の制御ループによって扱われる。ループを通るごとに、以下が発生する：設定値からフィードバック測定値を差し引き、解答に制御定数を乗算し、解答を電流ループ出力に加算し、そしてＶＯＵＴをループ出力に等しく設定する。

電圧制御状態１３１２では、設定値およびフィードバック測定値は両方ともＶｒｍｓであり、そして出力はボルトである。電力制御状態１３１０では、設定値およびフィードバック測定値は両方ともＷａｔｔｓである。

いくつかの実施形態において、ＦＰＧＡは、過電流および／もしくは過電力安全停止機能のみを実装し、かつ／またはチョッパ回路にゲート駆動信号を提供する。
図４は、実施形態に従うＲＦ発電機アーキテクチャの例示である。同期ＤＣ−ＤＣ電力変換器４００、ＲＦチョッパドライバ４０２、後置フィルタインピーダンス弁別器４０４、ならびにＲＦ電圧、電流および平均電力監視回路４０６の記載が以下に提供される。

同期ＤＣ−ＤＣ電力変換器
同期ＤＣ−ＤＣ変換器４４００の一次機能は、「ＤＣ−ＤＣ−ＣＭＤ」と呼ばれる「デジタルコントローラ」生成信号の指揮下で直流電圧を発生することである。この信号は、ＲＦチョッパ４４０２変圧器の一次側に印加される「ＤＣ−ＤＣ−ＩＮ」と呼ばれる出力直流電圧を生成する。結果的に、同期ＤＣ−ＤＣ出力電圧は、負荷で最終出力ＲＦ電圧振幅を変調する。

ある実施形態において、直流電圧利得は、＋１０から＋１５（たとえば＋１４．１または＋１２）までであり、デジタルコントローラ（０ＶＤＣから＋５ＶＤＣ）からのＤＣアナログ指令電圧が、０ＶＤＣから＋６０ＶＤＣまでのどこかの同期ＤＣ−ＤＣ出力電圧を生成することになる（上限直流電圧は図４に図示されるＡＣ−ＤＣ変換器から外部的に印加される直流電圧に依存する）ことを意味する。この電圧は、述べたように、ＲＦチョッパ変圧器センタータップ付き一次側に印加される。

変動する直流電圧出力を生成するために使用されるパルス幅変調スキームは、高電圧ハーフブリッジドライバ集積回路（ＩＣ）（たとえば、Ｌｉｎｅａｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ＬＴＣ３７０３）を使用して適用される。ある実施形態において、このＩＣは、ＤＣ−ＤＣ変換工程を完全に停止し、そして出力でハイ状態インピーダンスを与える組込シャットダウンビットを有する。ＤＣ−ＤＣ制御電圧およびシャットダウンビットは、図４に図示される。前述したように、ある実施形態において、ＬＴハーフブリッジドライバＩＣは、１７０ＫＨｚ論理レベル信号に同期されて、ＲＦチョッパおよびＤＣ−ＤＣ変換器段階間の任意のビート周波数を除去する。

ある実施形態において、同様のサブシステム機能が、別にフルブリッジスイッチとして知られるＨスイッチトポロジを使用する。他の実施形態において、ハーフブリッジトポロジが使用され、そして「ＲＦチョッパドライバの」発振器からの１７０ＫＨｚで同期ロックされる固定周波数ＴＣＸＯ発振器によって駆動される。ある実施形態において、同期ＤＣ−ＤＣ電力変換器４４００は、抵抗器によって設定されて、過剰な変換器負荷の下で変換器への損傷を防止するヒューズ付き入力および直流電流制限を組み入れる。

ＲＦチョッパドライバ
図５は、ＲＦチョッパドライバ例５０００の例示である。ある実施形態において、ＲＦチョッパドライバは、図５に図示されるようにプッシュプルトポロジである。概して、２つの相補的なデジタル電圧レベル信号が、ＭＯＳＦＥＴ Ｑ１およびＱ２を交互にオン／オフに切替える。この切替え動作は、「可変ＤＣ−ＤＣ変換器出力電圧」から変圧器Ｔ１の二次巻線に＋ＶＤＣ電位（図５におけるＶＤＣの極性に留意されたい）を交互に印加する。巻線のための一次対二次巻数比は１：６であり、それゆえに、交流＋ＶＤＣは、二次または「後置フィルタへ」側でＶＤＣ振幅ＡＣ方形波を６倍に増幅する（たとえば、±６ｘで乗算する）。ＲＦチョッパ論理駆動は、交流パルス駆動信号フェーズ−１およびフェーズ−２間の必要とされる不感時間（たとえば、２００ナノ秒）を提供して、両ＭＯＳＦＥＴが同時にオンせず、Ｔ１のトロイドコアを飽和させないことを保証する。

後置フィルタインピーダンス弁別器
図１に戻って参照すると、後処理フィルタインピーダンス弁別回路が３３６として図示される（図４に４４０４としても図示される）。インピーダンス負荷弁別回路３３６は、異なるインピーダンスの組織を切開するときに切断フィラメントに送出される電力を、電力が同じままであるように正規化する。この正規化は、出力電力を調整して標的組織の平均組織インピーダンスに整合させる。

いくつかの実施形態において、インピーダンス弁別器３３６は、ＲＦ発電機３３４のＰＷＭ出力３１８に、ローパスフィルタリングおよびインピーダンス負荷弁別を含む、２つの別々であるが、関連する機能を提供するために利用される。ローパスフィルタは、出力において方形波と関連付けられる派生高次奇数調波を最小化して、ＰＷＭ発電機回路３３６によって発生された入力方形波から器具１２への正弦波出力を生成する。

図６は、例示的な実施形態に係るインピーダンス弁別回路例６０００を例示する。この段階は、図６に図示されるＲＦチョッパ変圧器の二次側から来る３４０ＫＨｚ方形波に、２つの別々であるが、関連する機能、すなわちローパスフィルタリングおよびインピーダンス負荷弁別を提供する。ローパスフィルタは、出力においてＲＦ３４０ＫＨｚ方形波と関連付けられる派生高次奇数調波、すなわち３ｆ、５ｆ、７ｆなどを単に最小化する。

患者負荷弁別機能は、どんな種類のローパスフィルタが選ばれるかの結果である。この場合、Ｒ３９で１８００オームで不足減衰ボーデ応答を伴うバタワースローパスが選ばれた。このモデル化された患者抵抗は、５０から１８００オームであると、いくつかの室内実験から推定された。より高い患者抵抗モデルでの位相シフトは、組織容量がＣ１８として図６に図示されるようにおよそ３００ピコファラッド（ｐＦ）±２０％であることを示す。

我々が図６に図示される出力回路のための単純なラプラス伝達関数モデルを導出する場合、我々は、ソースを電圧源であると、および出力電圧を患者モデル化抵抗Ｒ３９にわたると想定することができ、我々は以下の伝達関数を有する。
Ｈ：＝０．４・１０^２４Ｒ３９（０．３００２７４・１０^１６ｓ Ｒ３９＋０．４・１０^２４Ｒ３９＋０．１０００２０００００ １０２６＋０．５４８０００１６０５ １０^１１ｓ２ Ｒ３９＋３２１．ｓ３ Ｒ３９＋０．１０７０００００００ １０１３ｓ２＋０．４０００００５３５０ １０２０ｓ） （式２）
式２から、三次ローパス関数が認められる。図７に図示されるように、３Ｄプロットが、患者抵抗および周波数への後置フィルタの電圧伝達の依存を図示する。

図６には、インダクタＬ１６、Ｌ１７およびコンデンサＣ１６を含むＲＦ出力フィルタも図示される。いくつかの実施形態において、コンデンサＣ１６が１つまたは複数のポリプロピレンコンデンサを含んで比較的高い電力定格を達成することができることが認識されるであろう。

図７は、より高い患者抵抗で、ピーキング機能がおよそ５００オーム以下での患者抵抗に対して劇的であることを図示する。高インピーダンス組織（たとえば、脂肪組織）を切開していて、突然低インピーダンス組織（たとえば、骨格または結合組織）に遭遇するときに影響を最小化するように所望されるのが、この動力である。一例として、弁別回路なしでは、ＲＦ発電機が高インピーダンス組織（たとえば、約１８００オームの値を有する）を切開している間に１００ワットを出力しており、次いでより小さいインピーダンス組織（たとえば、約５０オームの値を有する）に遭遇する場合、電力はその後１００Ｗから３６００Ｗに増加される。この電力密度の甚大な増加は、プローブに対する損傷の危険性をもたらす。これは、プローブ上の低抵抗接点（通常ループワイヤ上のいくつかの比較的小さい領域）での電力密度の甚大な増加とともに、ワイヤ／プローブアセンブリの破壊をほぼ確実にする。

インピーダンス弁別器を使用すると、意図されたインピーダンス範囲間で（たとえば、約５０と約１８００オームとの間で）患者負荷に送出される電力は、範囲にわたってほぼ同じままである。図８は、ある範囲の組織インピーダンスにわたる電力の変化のプロットを例示する。図示されるように、送出される電力の変化は、意図されたインピーダンス範囲にわたって一貫したままである。

その上、後置フィルタネットワークトポロジは、送出されるＲＦ患者電力を、より高い患者インピーダンスでのものより少なく低減させるように設計されることができる。電力低下率は、実験的に求められることができる。たとえば、積極的なインピーダンス弁別による、大きすぎる電力低減が低インピーダンス組織プラズマ点火の損失という結果になる場合があり、そのためアークが組織を切開する際に効果的でないという結果になることがあることが留意される。

ＲＦ平均電圧、電流および電力監視および位相角測定
上記したように、出力電力を調節して切断アークのための均一な実電力密度を可能にするために、いくつかの実施形態において、実際の電力の位相角測定が本コントローラによって利用される。位相角測定は、式３において「角度Ｚ」として示される差動位相角の計算を可能にする。

差動位相角は、２つの波形、すなわち送出される電流の正弦波形および送出される電圧の正弦波形間の相対位相または時間遅延の測定値である。この位相角は、正味エネルギー伝達を一方向に減少させる。

組織を切開するときに、送出される電力の力率（すなわち、仕事をするために使用される実電力および記憶される皮相電力の比率）が様々な組織の変動するインピーダンスによって大きく変動することができ、誤った電力読出しおよび制御という結果になることが認められてきた。差動位相角（角度Ｚ）は、切断アークに送出される平均実電力を所望の電力レベルに維持するために利用されることができる電流および電圧波形間の相対位相オフセットを提供する。差動位相角（角度Ｚ）は、式４に図示されるように、θとして表されることができ、かつ、いくつかの実施形態において、二乗平均平方根電流測定値

および二乗平均平方根電圧測定値

から導出される位相角測定値によって求められる。

図１を再び参照すると、いくつかの実施形態において、二乗平均平方根電流測定値（３２６）および二乗平均平方根電圧測定値（３２８）は、器具に出力ポート３４０で接続される変圧器３２０および３２２を介して測定され、そして実効値に変換される。送出される平均電力（Ｐ_{ｓｅｎｓｅ}）に対応する電力フィードバック測定値３４４は、電圧変成器（Ｖ_{ｓｅｎｓｅ}）および変流器（Ｉ_{ｓｅｎｓｅ}）の出力３２６’、３２８’を使用して測定される。測定値３２６’および３２８’は、乗算器３２４を介して、ｖ（ｔ）ｘｉ（ｔ）として組み合わされ、そしてローパスフィルタ３３２を介してフィルタリングされて、平均電力出力３３０を生成する。いくつかの実施形態において、単極２．５ｋＨｚローパスフィルタが利用される。平均電力出力３３０は、いくつかの実施形態において、アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）３４２を介して取り込まれる。ＰＩＤコントローラ３００は、取り込まれた測定平均電力（Ｐ_{ｓｅｎｓｅ}）３４４を所望の電力プロファイル３０２と比較し、そしてそれに応じてＲＦ発電機の出力レベルを設定する。換言すると、コントローラ３００は、識別された、取り付けられたワンド１２のためにメモリ３０３に記憶される制御設定（たとえば、電力曲線）３０２を、各々異なる種類のワンドと関連付けられる、記憶された複数の制御設定から選択し、そして測定された出力電力３４４を制御設定３０２と比較して、それに応じて送出されるＲＦエネルギーを調節する。

図１に図示されるように、ＰＩＤコントローラ３００の出力３１０は、平方根関数リニアライザ３０８によって受け取られる。この制御トポロジでは、ＰＩＤコントローラの出力３１０が電力に対して参照される一方で、ＲＦ発電機の制御信号（ＤＣ−ＤＣ−ＣＭＤ）が電圧に設定されるので、非線形性が生じる場合がある。この非線形性は、出力電力が出力電圧の二乗に比例する一方で、負荷インピーダンスに反比例することによる。リニアライザ３０８は、式３に示されるように、非線形出力が生じるのを防止する。

３１２として示される、デジタル信号としての出力は、デジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）３１４を介して、アナログ指令（Ｖ_ＰＲＯＧ）３１６に変換され、そしてＰＷＭ発電機３３４を介して、たとえば、ＲＦチョッパ回路で、ＰＷＭ信号に変換される。ＰＷＭ発電機３３４の出力３１８は、後置フィルタ／インピーダンス整合ネットワーク３３６によってフィルタリングされて、電気外科デバイス１２に、正弦波として、高周波電流および電圧出力３４０を提供する。

脂肪組織を焼灼するときに、送出される電力の力率が、高導電媒体における一単位付近から、単純な

積に起因して誤った読出しが派生して０．３０まで低下する場合があることが認められる。これらの送出される電力読取りは、常に実際の送出されるＲＦ電力より非常に高く読まれる（２：１ほども）であろう。

送出されている実際のＲＦ電力を求めるためには位相角を知ることが避けられない。いくつかの実施形態において、位相角および実際のＲＦ電力情報の使用は、ワンド切断ケーブルの露出される長さの全体にわたって均一な実電力密度を維持する制御を可能にすることができる。

図９は、例示的な実施形態に係る位相角測定回路を例示する。詳細には、図９は、ＲＦ出力電圧および電流検知変圧器（３２０、３２２）として実装される位相角測定回路を図示する。変圧器は、患者負荷ポートで時間ベースのリアルタイムＲＦ電圧および電流波形を取得するように構成される。使用される磁気学は、電圧および電流波形間の振幅および位相の両方に関して優れた信号完全性をもたらすのが認められる。

図９から、ＲＦ電圧検知および電流検知式は、式５および６に提供される。

および

に対する式は、いくつかの実施形態において、Ｐ_{ＳＥＮＳＥ}を求めるオフセット調整とともにアナログ乗算器ＩＣ３２４（図１）に提供される。乗算器の出力（Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ（ｔ）として示される）は、式７に提供される。

式７からの乗算器の結果は続いて、いくつかの実施形態において、電力出力Ｐ_{ＳＥＮＳＥ}の平均値を求めるローパスフィルタ（たとえば、３２２）を介してフィルタリングされる。式８に図示されるように、出力は５の利得を乗算されて、最終的な時間平均電力式Ｆｉｎａｌ＿Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ（ｔ）を生成する。

Ｖ_{ＯＦＦＳＥＴ}は、式８において、ＤＣ誤差値を表し、それは校正を通じてゼロにされてもよい。このために、式９に図示されるように、Ｖ_{ＯＦＦＳＥＴ}に対する項はほぼゼロに調節されて、式８が単純化されるようにしてもよい。

それゆえに、最終結果は、１／６０でスケールダウンされる平均実電力（ワット）である。この計算は、電流および電圧に対するＲＭＳ値とともにデジタルコントローラ３００に渡される。いくつかの実施形態において、電流および電圧に対するＲＭＳ値（ＲＶＳＥＮＳＥ（ｔ）およびＲＦＩＳＥＮＳＥ（ｔ））は、シグマデルタＲＭＳ変換器ＩＣ、たとえば、モデル番号ＬＴＣ１９６８ＣＭＳ８の間に求められる。差動位相角は、これらの入力によって、式１０に図示される式を使用してデジタルコントローラ内で算出されることができる。

したがって、差動位相角θは、式１１に図示されるように算出されることができる。

ある実施形態において、ユーザが脂肪組織を焼灼しているときに、力率が、高導電媒体における一単位付近から、単純な積に起因して誤った患者電力読出しが派生して０．３０まで低下する場合があるので、位相角を知ることが避けられない。これらの送出される電力読取りは、常に実際の送出されるＲＦ電力より非常に高く読まれる（２：１ほども）であろう。

図１０および１１は、Ｖ_ｏｕｔ（ｔ）およびＩ_ｏｕｔ（ｔ）を、それぞれ、ＲＭＳ値

および

に変換する変換回路例３５０および３５１を例示する。回路３５０および３５１は、シグマデルタＲＭＳ変換器ＩＣ、たとえば、モデル番号ＬＴＣ１９６８ＣＭＳ８（Ｌｉｎｅａｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙによる）を利用する。

図１２および１３は、回路３５３および３５５の

および

出力に対する差動出力を提供する後処理回路例３５３、３５５を例示する。回路３５３および３５５からの出力は、Ａ／Ｄ変換器を介して変換され、そしてＦＰＧＡベースのコントローラに入力される。差動出力は、回路３５３および３５５の出力信号をＡ／Ｄ変換器の入力範囲にフォーマットする。図１４は、平均電力出力Ｐ_ＯＵＴ（ｔ）に対する差動出力例を例示する。いくつかの実施形態において、信号をサンプリングするために、１６ビットＡＤＣが使用される。電圧および電流測定値のための信号特性の詳細は、表１に提供される。

開示される技術は、他の電気外科発電機例、たとえば、米国特許第６，７４０，０７９号および米国特許第６，９２３，８０４号に開示されるものにさらに利用されてもよく、これらの出願の各々の内容はそれらの全体が引用により本明細書に援用される。

図１５は、本明細書に例証されるストラット２０（図１９参照）を利用することができるハンドヘルド捕捉器具１２を持つ電気外科システム例１０を例示する。捕捉器具１２（「ワンド」とも称される）は、いくつかの実施形態において、図１６に図示されるように、使い捨ての単一使用送出部品１６（「プローブ」とも称される）と取り付け可能に組み合う再使用可能なハンドル部品１４を含む。いくつかの実施形態において、ストラット２０は、均一幅のストラット２０Ａを表す図１７および１８に図示されるように、送出部品１６の長さに沿って伸長して、送出部品１６の前方の先端から作動される。本明細書に例証されるストラット２０は、図１９に図示され、ストラットの硬い前方区間を形成し、かつより狭い中間区間３５４に先行する全幅の初期区間３５２を含む。

図１９に図示されるように、前方区間３５２および中間区間３５４は、いくつかの実施形態において、基底３５６を介して接続されて、単一の連続した構造を形成する。いくつかの実施形態において、前方領域３５２は、より狭い中間領域３５４に移行して凹区間３６０および３６０’を形成する。凹区間３６０、３６０’は、ストラットが細長い砂時計にいくらか似るように、ストラット２０の各側に設けられる。送出部品１６に組み付けられて３０ｍｍの最大径の捕捉幅を提供することができるストラット２０に対する寸法例が図１９および２１に提供される。

各ストラット２０は、いくつかの実施形態において、その前方の先端で、図２０に３６２Ａ、３６２Ｂとして図示される、１つまたは複数のアイレットを含む。いくつかの実施形態において、１つまたは複数の電気外科フィラメント（「切断ケーブル２５０」とも称される）が、各ストラット上の前方のアイレット３６２Ａを通って伸長し、次いで隣接ストラットの第２のアイレット３６２Ｂで結ばれるように利用される。結果的に、切断ケーブル２５０およびストラット２０は、切断ケーブル２５０が通電されると、たとえば、図２６および２７に図示される切断アーク面を形成する。いくつかの実施形態において、第１のアイレット３６２Ａは、切断ケーブル２５０がそこを通ることを可能にして（図２６および２７参照）、展開工程の間、切断面の伸縮を可能にする。いくつかの実施形態において、第１のアイレット３６２Ａおよび第２のアイレットは、異なるサイズである。他の実施形態において、アイレット３６２Ａおよび３６２Ｂは、同じサイズである。

いくつかの実施形態において、切断ケーブル２５０は、単極電気外科切断電流で組織を切断するための５つの小径ワイヤケーブルから成る。切断ケーブル２５０は、いくつかの実施形態において、すぼんで切断／捕捉要素の遠位端を閉じて、標的組織の外接切開および捕捉を行うように構成される。

図２６に目を向けると、２５０〜２５４として図示される切断ケーブルの初期向きが現され、ケーブル２５０〜２５４が前方領域３４の表面２７６にわたって引っ張られている。図示されるように、ケーブル２５０〜２５４は、ストラット２８０〜２８４として図示される各それぞれのストラット２０上の第２のアイレット３６２Ｂを通して引っ張られ、そして隣接ストラット上の第１のアイレット３６２Ａで結ばれる。この点に関して、ケーブル２５０は、ストラット２８０における第２のアイレットを通って伸長し、そしてストラット２８１の第１のアイレットで結ばれる。同様に、ケーブル２５１は、ストラット２８１の第２のアイレットを通って伸長し、そしてストラット２８２の第１のアイレットで結ばれ、ケーブル２５２は、ストラット２８２の第２のアイレットを通って伸長し、そしてストラット２８３の第１のアイレットで結ばれ、ケーブル２５３は、ストラット２８３の第２のアイレットを通って伸長し、そしてストラット２８４の第１のアイレットで結ばれ、そしてケーブル２５４は、ストラット２８４の第２のアイレットを通って伸長し、そしてストラット２８０の第１のアイレットで結ばれる。

ストラット２０および切断ケーブル２５０の展開進行例が図２８Ａ、２８Ｂおよび２８Ｃに図示される。図２８Ａに図示されるように、展開工程の開始に続いて、ストラット２０（すなわち、捕捉部品）は、軸方向成分および半径方向膨張成分を有する軌道（すなわち、第１の伸長）で、たとえば、約４５度の軌道で前方へ伸長される。いくつかの実施形態において、ストラット２０は、ストラット２０のより硬い均一幅の前方領域３５２に対応する第１の領域に沿ってプローブ（すなわち、細長い軸）から伸長する。区間３５２のより硬い領域は、ストラット２０が均一的に意図された軌道で一貫して伸長するようにする。

続いて、１つまたは複数の捕捉部品および１つまたは複数の切断ケーブルは、ストラット２０の凹領域３５４に対応する第２の剛性領域に沿って、図２８Ｂおよび２８Ｃに図示されるように、収縮領域で捕捉部品に対する切断ケーブルの収縮（たとえば、停止）によって、内方へ伸長する。捕捉部品および切断電極は、図２８Ｂに図示されるように、半径方向膨張成分を有する方向に依然、伸長してもよい。装置の最大径の捕捉サイズを定める楕円経路に沿った位置に続いて、図２８Ｃに図示されるように、捕捉部品および切断電極は、軸方向成分および半径方向収縮成分を有して前方へ進行している（すなわち、第２の伸長）。第２の剛性領域は、現在までに認められる可能な限り最大のバスケット径および最も均一な形状によるワンド性能を生ずるのを認められる剛性の低下（第１の剛性領域に対する）を提供する。

第１の伸長は、第１の軸方向成分および半径方向膨張成分を有し、複数の捕捉部品および１つまたは複数の電気外科フィラメントが同じ進行速度で伸長可能であることに起因してもよい。第２の伸長は、第２の軸方向成分および半径方向収縮部品を有し、ｉ）複数の捕捉部品が第１の進行速度で伸長可能であること、および１つまたは複数の電気外科フィラメントが第２の進行速度で伸長可能であり、第１の進行速度が第２の進行速度より大きいことに起因してもよい。いくつかの実施形態において、ストラット２０の狭い区間は、現在までにほぼ５０，０００の生検に使用されてきた実証済みの作業（たとえば、１０ｍｍから２０ｍｍデバイスの）設計に使用される標準幅のストラットと同様のまたは同じ剛性を有する。

いくつかの実施形態において、ストラット２０は、それらの間に折り線３６２（図１９）が形成される単一の構造体として形成される。折り線は、ストラット２０が、プローブ部品１６に統合されることができる、たとえば図２５Ａに図示されるようなプリアセンブリを形成するようにする。

電気外科デバイスに給電するために、デバイスは、いくつかの実施形態において、本明細書に記載されるＲＦ発電機と同じまたは同様でもよい高周波発電機に電気的に結合される。

図３８は、本明細書に例証される電気外科デバイスのモータ電流引込みを例示する。テストの間、モータ電流が、要望通り捕捉のほとんど（約９５％）に対して電流限界（約１３０ｍＡの）の５０％未満にとどまったことが認められた。図３７は、より高いモータ電流引込みという結果になった代替の捕捉部品設計による電気外科デバイスのモータ電流引込みを例示する。

動作
図３６は、例示的な実施形態に係る電気外科器具を作動させる方法４００のダイアグラムである。方法４００は、１つまたは複数の電気外科フィラメント（たとえば、タングステン合金フィラメント）および、それらの前縁で電気外科フィラメントに連結されて切断平面を定める複数の捕捉部品（たとえば、細長いステンレス鋼リーフ）を有する電気外科器具を提供することを含む。特に、方法は、それらの伸長の長さに沿って変動する剛性を持つ捕捉部品を有する電気外科器具を提供することを含む（ステップ４０２）。

方法４００は、１つまたは複数の電気外科フィラメントに、たとえば、発電機によって高周波電気エネルギーで通電することを含む。より詳細には、捕捉部品の前縁に連結されて切断平面を形成する１つまたは複数の電気外科フィラメントが、発電機によって高周波電気エネルギーで通電される（ステップ４０４）。発電機は、いくつかの実施形態において、１００ＫＨｚより大きい、たとえば、約３４０ＫＨｚで電気波形を発生する。閉フィードバック制御ループは、電気外科フィラメントへの電力出力を調整してフィラメントに沿って均一な電力密度を維持する。いくつかの実装において、発電機は、第１の波形を発生して電気切断アークを開始し、次いで電気出力の制御を所定の切断電力レベルに移行する。

方法４００は、複数の捕捉部品の各々および電気外科フィラメントを、装置の細長い軸の前方の先端で、またはその付近で前方への伸長によって伸長して、楕円経路を形成することを含む。捕捉部品および電気外科フィラメントの複合楕円経路は、回転楕円レセプタクルを形成して摘出のための組織量を包囲する（ステップ４０６）。

電気外科システム例
図１５は、捕捉器具を持つ電気外科システム例１０を例示する。いくつかの実施形態において、システム１０は、再使用可能な部品１４（時に「ハンドル」と称される）および、再使用可能な部品１４のポリマーハウジング１８内に取り外し可能に装着される使い捨ての送出部品１６（時に「プローブ」と称される）を含む捕捉器具１２を含む。いくつかの実施形態において、ハンドル１４および送出部品１６は、単一の使い捨てユニットとして統合される。

いくつかの実施形態において、送出部品１６は、器具軸２４に沿って伸長し、かつその周囲に対称的に配置される細長いカニューレアセンブリ２２を含む。カニューレアセンブリ２２の近位部分は、いくつかの実施形態において、回転可能な、雄ねじ付きのコネクタ２６を通って伸長する。コネクタ２６は、次いで、ハウジング１８内に螺合される。カニューレアセンブリ２２は、いくつかの実施形態において、排出システムの部品である回転可能な吸気マニホールド２８を通って追加的に伸長する。マニホールド２８は、いくつかの実施形態において、管状のカニューレ部品３２の外面または外側面をおおって装着されるフェルールまたはカラー３０によってカニューレアセンブリ２２上の適所に保持される。カニューレアセンブリ２２の前方領域３４は、いくつかの実施形態において、遠位端または先端３６に伸長する。

いくつかの実施形態において、吸気または真空マニホールド２８は、カニューレアセンブリ２２を通じて、たとえば、前方領域３４に４つ設けられ、そのうちの２つが３８で図示される吸気口と真空伝達および流体受入関係にある。断熱スリーブ４２１８（図２９）が、いくつかの実施形態において、カニューレ部品３２をおおって位置決めされて患者組織を熱的損傷から保護する。いくつかの実施形態において、可撓性の透明ポリマー管４０を介して、吸気マニホールド２８に真空が伝達され、そして、そこからこの昇温流体が受け取られる。いくつかの実施形態において、管４０は、マニホールド２８の排出口から伸長してコネクタ４２およびコネクタ４４と圧入接続し、その上で、それはより大径の可撓管４６またはホースと連結される。いくつかの実施形態において、ホース４６は、吸引ポンプアセンブリ５２の吸引３０入力とたわみホース５０を介して真空連通にある流体トラップおよびフィルタ集合体４８まで伸長する。ポンプアセンブリ５２は、５４で図示されるスイッチ配置から、またはケーブル５８を介してポンプアセンブリ５２に連結されるフットスイッチ５６の活用を通じて、作動操作されてもよい。

いくつかの実施形態において、ハウジング１８の前方部分に位置決めされるのは、たとえば、それぞれ稼動／解除スイッチ、通電／位置スイッチおよび組織捕捉開始スイッチとして機能する３つのボタンスイッチ６２〜６４である。いくつかの実施形態において、ハウジング１８の各側でスイッチ６２〜６４のすぐ上にあるのは、発光ダイオード（ＬＥＤ）ベースのインジケータまたはキューイングライト（たとえば、スタート／リセットキュー、組織捕捉完了キュー、組織捕捉開始キュー、通電／位置キューおよび稼動／解除キューを提供する）の直線アレイ６６である。

いくつかの実施形態において、通電および電気的制御が、複合制御アセンブリおよび電気外科発電機７０と接続するマルチリードケーブル６８を介して器具１２に提供され、かつコンソール７２内に組み込まれる。いくつかの実施形態において、制御アセンブリ機能は、器具１２内におよび主に再使用可能な部品１４内に組み込まれる制御アセンブリ相対物と連動して機能する。いくつかの実施形態において、コンソール７２とのケーブル６８の接続は、コンソールコネクタ７６に連結されるマルチリードコネクタ７４を含む。いくつかの実施形態において、器具１２の電気外科的にアクティブな電極アセンブリは、単極的に機能する。したがって、そのような実施形態において、従来の、比較的大きな分散対極アセンブリ８０が、患者の皮膚表面に対して位置決めされる。いくつかの実施形態において、アセンブリ８０は、コンソールコネクタ９０にケーブル８６およびコネクタ８８を介して接続される２つの電極部品８２および８４を有するとして構成される。いくつかの実施形態において、電力は、オン／オフスイッチ９２の操作に応じてコンソール７２で回路網に供給される。いくつかの実施形態において、スイッチ９２が「オン」の向きにあると、スイッチの上に設けられる緑色視覚インジケータＬＥＤ９４が通電される。いくつかの実施形態において、コンソールコネクタ７６とのケーブル６８およびコネクタ７４の適切な接続は、コネクタ７６の上に位置決めされる点灯された緑色ＬＥＤ９６によって示される。いくつかの実施形態において、この接続テストは、ハウジング１８内の符号化抵抗器に電流を導くことによって実施される。いくつかの実施形態において、９８で全体的に表される３ペダルフットスイッチ１５は、コンソール７２のリアパネルにケーブル１００を介して連結される。スイッチ９８の３つのペダル９８ａ、９８ｂおよび９８ｃは、ボタンスイッチ６２〜６４に関して代替の切替えをエミュレートおよび提供する。

いくつかの実施形態において、ハウジング１８ＬＥＤアレイ６６でのものに相当する視覚キューイングも、コンソール７２で提供される。この点に関して、スタート／リセットスイッチ１０２は、そのスイッチの操作に応じて縁色に点灯するＬＥＤインジケータ１０４と動作的に関連付けられる。いくつかの実施形態において、通電／位置モード視覚キューＬＥＤ１０６は、先端３６での前駆電極アセンブリの通電を表す。このＬＥＤは、標的とされる組織量との直面するほどの隣接性への、カニューレアセンブリ先端３６の電気外科的前進の間、黄色出力を提供する。前駆アセンブリの電気外科的実装が１つの手法を表すことが留意されるべきである。しかしながら、いくつかの実施形態において、電気絶縁前駆刃とトロカールアセンブリも提供されてもよい。

次の視覚キューイングとして、緑色の稼動／捕捉モード視覚キューが、いくつかの実施形態において、ＬＥＤ１０８によって提供されて、器具１２の組織捕捉特徴の稼動を表す。いくつかの実施形態において、一旦稼動／解除スイッチ６２または９８ａが押されると、通電／位置スイッチ６３または９８ｂはもはやアクティブ化可能でない。しかしながら、いくつかの実施形態において、施術者は、稼動／解除スイッチを再び押すことによって、位置決めモードに戻ることができる。捕捉モードに入るために、いくつかの実施形態において、施術者は、フットスイッチ９８ｃまたは捕捉スイッチ６４を押す。黄色の捕捉モード視覚キューが、いくつかの実施形態において、ＬＥＤ１１０によって提供されて、組織捕捉または回収手順の開始および実施を表し、そして、そのような捕捉の完了に応じて、緑色の捕捉完了視覚キューが緑色のＬＥＤ１１２によって提供される。休止モード状態は、いくつかの実施形態において、緑色のＬＥＤ１１４の通電によって表される。一般に、いくつかの実施形態において、捕捉スイッチ６４またはフットスイッチ９８ｃを解除することによって、手順中に、休止モードになる。そのような実施形態において、休止モードにあるとき、器具１２のアクティブな捕捉電極は通電されず、その捕捉部品の展開は停止される。しかしながら、いくつかの実施形態において、吸引ポンプアセンブリ５２によって実施される排出機能は機能し続ける。捕捉モードに再び入るために、いくつかの実施形態において、施術者は、フットスイッチ９８ｃまたは捕捉スイッチ６４を再び押す。選ばれたスイッチのそのような再操作に応じて、捕捉モードは、実質的に、それが中断した向きから続く。システムのこの休止動作モードは、捕捉動作モードの間に施術者によって利用されて、たとえば、アークベースの切断部品によって遭遇される流体の排出を許可してもよい。そのような流体は、たとえば、局所麻酔液、血液等の蓄積でもよい。

いくつかの実施形態において、少なくとも真空ポンプアセンブリ５２がアクティブであるという程度まで真空システムが動作しているという保証は、ポンプアセンブリ５２と器具１２との間に延在する導管が真空作動スイッチ（図示せず）に取り付けられて、達成される。たとえば、そのようなスイッチが操作されない限り、手順の開始は制御アセンブリ７０によって論理的に阻止されることができる。煙および上述したような流体の除去に加えて、いくつかの実施形態において、ポンプアセンブリ５２、吸気口３８に伸長する伝達チャネルを画定する導管を含む排出システムは、組織細胞の流体との電子外科切断アークの遭遇によって発生される蒸気を除去するように機能する。蒸気（昇温流体の要素として）のこの除去は、なかでも、切断領域を包囲する健康な組織を熱傷から保護するのに役立つ。いくつかの実施形態において、対極８０のコネクタ８８がコンソールコネクタ９０に連結され、かつスイッチ９２が「電源オン」状態にある時、患者回路安全モニタ（ＰＣＳＭ）は、自己テストを実施する。いくつかの実施形態において、スタート／リセットスイッチ１０２のその後の操作で、２つの電極部品８２および８４に関する故障テストが行われる。いくつかの実施形態において、後者のテストが合格しない場合、視覚および聴覚の両方の脈動性警告キューが再開し、視覚キューは、コネクタ９０に隣接して設けられる赤色ＬＥＤ１２２で提供されている。

ハンドヘルド器具の送出部品
図１６を参照すると、ハンドヘルド器具１２の送出部品１６は、再使用可能な部品１４のハウジング１８内へのその挿入の前の向きで現される。図において、カニューレアセンブリ２２は、円筒形状の支持ハウジング１３０から前方へ伸長しているのを見られる。いくつかの実施形態において、支持ハウジング１３０の前方領域は、回転可能なコネクタ２６を支持する。この点に関して、コネクタ２６には、離間した刻み目が形成されてその手による回転を容易にする把握面１３４とともに回転するように付設される雄ねじ１３２が構成されることが認められてもよい。支持ハウジング１３０の後方端では、いくつかの実施形態において、使い捨ての部品１６の組込みの間、細長い受入れキャビティ１４０に沿って内部的に延在する上方へ配置された細長いスロット１３８内に摺動可能に受け入れられる直立した割出しピン１３６が設けられる。ハウジング１８の受入れキャビティ１４０の前方端には、いくつかの実施形態において、調心ブッシング１２８が形成される。いくつかの実施形態において、調心ブッシング１２８には、雌ねじ１４２が構成される。いくつかの実施形態において、使い捨ての部品１６に再使用可能な部品１４が装着されるとき、キャビティ１４０内の調心ブッシング１２８の雌ねじ１４２は、コネクタ２６の雄ねじ１３２に螺合する。

いくつかの実施形態において、支持ハウジング１３０上の割出しピン１３６の反対側に位置決めされるのが、受入れキャビティ１４０内への支持ハウジングの挿入に応じて、ハウジング１８内に配置される対応する電気端子とすり接触するように向けられる２つの離間した電気接点１４６および１４８である。いくつかの実施形態において、接点１４６および１４８は、先端３６の前駆電極アセンブリおよび初期にはカニューレアセンブリ２２内に保持される捕捉部品と関連付けられる電気外科切断およびすぼめケーブルにそれぞれ印加される電気外科切断電流を選択的に受け取る。いくつかの実施形態において、それらのすぼめケーブルは、カニューレ部品３２内の捕捉部品から誘導タブまたは耳を有するケーブルターミネータ部品に延在し、そのタブの１つが１５０で現されて、軸２４と平行に配置される細長いスタビライザスロット１５２内に摺動可能に装着される。いくつかの実施形態において、対応する誘導タブおよびスロットの組合せが、支持ハウジング１３０の反対側で見受けられる。いくつかの実施形態において、１５２のようなスロットの前方へ設けられるのが、２つの細長い駆動スロットであり、その１つが１５６で図示されて、同様に軸２４と平行に配置される。いくつかの実施形態において、駆動アセンブリ駆動部材の外方へ延在する耳または案内タブは、これらのスロットから伸長して、１６０および１６２に見られる。いくつかの実施形態において、これらの耳またはタブ１６０および１６２は、駆動アセンブリ部品に前方運動を与えるために使用される後方へ配置された被駆動面を支持する。いくつかの実施形態において、この前方運動は、カニューレ部品３２から上記した捕捉部品を展開するように機能する。いくつかの実施形態において、支持ハウジング１３０がハウジング１８の受入れキャビティ１４０内に組み込まれるときに、これらのタブ１６０および１６２は、調心ブッシング１２８の一部としてハウジング１８の前方部分に設けられる、１６４および１６６でそれぞれ図示される反対側に配置された切欠きを通過する。同様に、切欠き１６８が、いくつかの実施形態において、ハウジング１８内で前方へ設けられて電気端子１４６および１４８の通過を許可する。いくつかの実施形態において、調心ブッシング１２８は、細長いスロット１３８および切欠き１６８の前方部分を形成するように構成される。

いくつかの実施形態において、再使用可能な部品１４内に使い捨ての部品１６を組み込むための手順は、受入れキャビティ１４０内の支持ハウジング１３０の摺動、およびコネクタ２６の把握面１３４を回転させてねじ１４２とのねじ１３２の係合を提供することを伴う。いくつかの実施形態において、組立てを完了することに応じて、排出アセンブリの可撓性の透明管４２が、外方へ下がり、かつ吸気マニホールド２８と流体および吸引または真空連通にある排出口１７０に取り付けられてもよい。最後に、いくつかの実施形態において、タブ１７２が、駆動スロット１５６の前方部分を通って延在されるのを見られる。このタブは、耳１６０および１６２を有する駆動部材部品によって許可される前方進行の程度を制限する積極的な阻止または停止を提供する駆動アセンブリの上方の部品でもよい。それは、予め選択される捕捉部品最大有効径範囲に従って設けられる。停止機能が実施されると、いくつかの実施形態において、電気駆動モータの失速に応じて目撃される電流スパイクとして、捕捉完了信号が導出される。その信号は、制御アセンブリ７０に伝達される。

捕捉器具のハンドル
図２９を参照すると、断面図が提示され、いくつかの実施形態において、使い捨ての部品１６の支持ハウジング１３０との再使用可能な部品１４のモータ駆動機構の動作関連を例示する。図において、モータアセンブリ１８０は、モータ装着チャンバ１８２内に設けられるのを見られる。いくつかの実施形態において、そのチャンバ１８２において、モータアセンブリ１８０は、いくらかの自動調心運動が許可されるが、しかしトルクストップ部品１８４によって回転運動が制限される。いくつかの実施形態において、アセンブリ１８０は、遊星歯車アセンブリ１８８と駆動関係に連結されるモータ部品１８６を組み入れる。いくつかの実施形態において、遊星歯車アセンブリ１８８の駆動出力は、反対側に配置され、かつ離間した隔壁１９６および１９８によって画定されるシールチャンバ１９４内に設けられる流体シール１９２を通って延在するステンレス鋼可撓ベローズ形状の連結器１９０と駆動関係に接続される。いくつかの実施形態において、シール１９２は、連結器１９０を制約せず、細長いねじ並進部品２００の後方端へのその連結に関して、モータアセンブリ１８０の上記した自動調心を許可する。いくつかの実施形態において、並進部品２００の前方端は、延在してスラスト軸受２０２と係合する。いくつかの実施形態において、軸受２０２は、モータアセンブリ１８０から課される駆動力のすべてに対して支持を提供し、そしてスラスト軸受チャンバ２０４内に装着および固定される。いくつかの実施形態において、並進部品２００は、ボールねじまたはナット部品２０８、およびタブまたは耳１６０および１６２（図１６）との駆動するが、自由に当接する係合のために揃えられた位置まで延在するように構成される全体的にＹ形状のヨーク２１０を備える、全体的に２０６で表される伝達アセンブリと螺合される。いくつかの実施形態において、捕捉手順の間、並進部品２００は、適切な方向に駆動可能に回転されて、伝達アセンブリ２０６を前方へ移動させる。いくつかの実施形態において、その運動は、次いで、捕捉部品すぼめ作業が完了されて、モータ部品１８６が失速状態に入るまで、駆動部品を前方へ付勢する。その際に、制御システム７０は、いくつかの実施形態において、電気外科切断電流を停止し、そしてモータ１８６の方向駆動感知を逆転させて、伝達アセンブリ２０６に、当該図に全体的に例示される「定」位置に戻らせる。図は、いくつかの実施形態において、支持ハウジング１３０上に設けられる２つの電気接点１４６および１４８が、ポリマー接点クランプ２１２によって支持される対応する接点（図示せず）と接触しているであろうことを付加的に現す。

図２９は、カニューレアセンブリ２２の先端３６のいくつかの詳細も現す。いくつかの実施形態において、先端は、全体的に２１４で表されるように、十字形状に、または器具軸２４の周りに対称的に配置される４つの連続した全体的にＬ形状の前駆電極部品を組み入れる。前駆アセンブリ２１４の電極部品は、円錐台形状のセラミック（アルミナ）保護先端部品２１６の前方へ離間されるのを見られるであろう。先端部品２１６は、その破壊を防止する耐アークまたはアーク絶縁先端部分を提供するように機能する。前駆アセンブリのこの電気外科的実施形態のために、電極部品の他にそれらの間隔の幾何形状は、捕捉部品の前縁と併せて弧絡を回避する目的で選択される。

図３０を参照すると、展開駆動部品の向きが、２１８で象徴的に示される標的組織の完全捕捉に関連して現される。支持ハウジング１３０の断面図は、それが２つの同一の成形品２２２から形成されることを図示する。これらの対にされた成形品は、いくつかの実施形態において、接着での他に、前方では、カニューレ部品３２を追加的に支持するコネクタ２６によって、共に保持される。部品３２は、いくつかの実施形態において、マニホールド２８内に形成される排出チャンバ２２４を通って延在する。いくつかの実施形態において、チャンバ２２４との真空連通が、部品３２におけるポートまたは開口２２６によって提供される。

対にされた成形部品によって画定される後方隔壁２２８での接着取付けから延在するのが、いくつかの実施形態において、支持管２３０の内方部分である。いくつかの実施形態において、管２３０は、プラスチックカラー２３２によって隔壁２２８の後方面で固定され、そして前方領域３４に前方へ延在する。いくつかの実施形態において、支持管２３０の内部を通って絶縁的に延在するのが、前駆アセンブリ２１４と物理的および電気的接触している前駆電極管２４０である。いくつかの実施形態において、管２４０の後部先端は、軸２４に沿って延在して、キャビティ２４２で対にされた成形部品と係合する。いくつかの実施形態において、支持管２３０から後方へ延在する前駆電極管２４０の部分には、弾性的に付勢される端子部品１４４を通して前駆電極電流を受け取る導電面が構成される。

いくつかの実施形態において、５つの編組ステンレス鋼ケーブルが、捕捉部品２２０とのそれらの接続から、支持管２３０をおおって摺動可能に装着され、かつ器具軸２４と平行にその上で移動可能であるポリマーケーブルターミネータ部品２４４まで延在する。いくつかの実施形態において、編組すぼめケーブルの２つが、図面において２５０および２５２で様式的に表される。しかしながら、これらのケーブルのすべての５つが、ケーブルターミネータ部品２４４まで延在し、それと接続される。部品２４４には、いくつかの実施形態において、各々内にケーブル２５０〜２５４の１つが延在する、５つの縦方向に設けられ、かつ径方向に離間したチャネルが形成される（図２６および２７参照）。図において、ケーブル２５２は、チャネル２５６を通って延在しているのを見られる。すべての５つのケーブルは、いくつかの実施形態において、２つのステンレス鋼カラーによってターミネータ部品２４４に保持または固定される。この点に関して、前方のステンレス鋼カラーまたはフェルールが２５８で図示される一方、後方のものは２６０で図示される。いくつかの実施形態において、カラー２６０は、電気外科切断電力または電流をすぼめケーブルのすべての５つに同時に印加するように付加的に機能し、したがって、電気外科切断電流がはんだユニオン２６２を通ってそれに印加されてもよいように、それは最初にニッケルめっき、次いで金めっきされる。いくつかの実施形態において、ユニオン２６２は、カラー２６０を多重より線かつ高可撓性絶縁銅ケーブル２６４と接続する。いくつかの実施形態において、ケーブル２６４は、次いで、前方の電気端子アセンブリ１４６にはんだ付け（または溶接）される。いくつかの実施形態において、ターミネータ部品２４４は、２つの外方へ延在する案内タブまたは耳による摺動可能な運動のために安定化されており、その１つは図１６および２９にスロット１５２と併せて１４８で記載された。いくつかの実施形態において、この配置によって、５つのケーブルが電気外科切断電流で電気的に励起されるにつれて、それらは前方へ引っ張られ、次いでターミネータ部品を、２４４’に破線で図示されるその初期位置から支持管２３０をおおって前方へ摺動可能に牽引する。

いくつかの実施形態において、駆動管２６６から捕捉部品２２０の５つのいくらか細長いリーフに駆動が与えられ、それは次いで、図２９に関連して記載されるように、その外方へ配置された駆動耳またはタブ１６０および１６２から駆動される。これらのタブは、いくつかの実施形態において、スロットを通って延在し、その１つは図２９に１５６で図示される。これらのタブと関連付けられる駆動部材は、その捕捉完了向きで、図３０に２７０で図示される。いくつかの実施形態において、部材２７０は、支持管２３０をおおって摺動可能に装着される駆動管２６６に取り付けられる。いくつかの実施形態において、駆動部材２７０がその初期位置（図示せず）から前方へ駆動されるにつれて、５つのすぼめケーブル２５０〜２５４は、５つのチャネルを介してそれを貫通する。１つのそのようなチャネルが、ケーブル２５２に関連して図に２７２で様式的に表される。いくつかの実施形態において、これらのケーブルは、ハウジング１３０の対にされた部品に装着される捕捉停止部品２７４をおおって追加的に摺動する。いくつかの実施形態において、ストップ２７４は、前記したタブ１７２（図１６）と併せて適所に固定される。駆動部材２７０は、この図に表されるように捕捉をすぼめた完了時に停止部材２７４と当接可能に接触するであろう。

図３１を参照すると、前方領域３４、表面２７６および捕捉部品ケーブル２５１および２５２の拡大図が現される。通常の使用では、２５１および２５２のようなケーブルは、いくつかの実施形態において、図３０に見られるようなターミネータ部品２４４の破線位置２４４’と対応する実線で図示される向きを有するであろう。しかしながら、出荷および／または取扱いの過程で、２４４’のようなターミネータ部品は、前方へ僅かに摺動する場合があり、したがって、その使用の前に、その初期向きに戻されるべきである。前方へ摺動することが許されれば、いくつかの実施形態において、ケーブルは、図３１に２５１’および２５２’で図示されるように、前方へ「ゆるむ」のを認められてきた。図１５に関連してフットペダル９８ａ、スイッチ６３およびＬＥＤ１０６と併せて記載された通電／位置モードの間、前駆アセンブリ２１４は、いくつかの実施形態において、高圧アーク生成状態であることになり、そして２５１’および２５２’のようなケーブルは、事実上接地していることになる。

図３０に戻り、５つのケーブル２５０〜２５４が電気的に励起されつつ前方へ引っ張られるので、ターミネータ部品２４４は、いくつかの実施形態において、開口の最大有効「径範囲」の他に捕捉部品２２０によってもたらされる格納構造物またはケージの全長を確定するように選択される位置でケーブルストップ２９６に遭遇するであろう。この点に関して、その有効径範囲は、約１０ｍｍから約５０ｍｍの範囲でもよい。励起されつつあるケーブルによって画定されるプロファイルが五角形を模倣するので、用語「有効」は、径範囲に関連して利用される。

一般に、いくつかの実施形態において、捕捉部品２２０が、上記した最大有効径範囲が実現される位置である、その長手方向の展開の約１／２を概略表す中間位置を達成すると、ターミネータ部品２４４の摺動運動が阻止されるように、ケーブルストップカラー２９６が設けられる。その最大有効径範囲は、図２８Ｂに概略的に表され、そして五角形模倣が認められることができる図２７にさらに表される。いくつかの実施形態において、ケーブルストップ２９６での阻止によって概略確定されるより高い値の方へ漸次増すケーブルに対するすぼめ応力を導出することによって、器具の使用が非常に高密度組織の回収に拡張することができるように、器具１２の捕捉性能が改善されていてもよい。この漸次のケーブル負荷は、いくつかの実施形態において、ターミネータ部品２４４がストップ２９６に接近するにつれて発生し、そして、図３０に目を向けると、ケーブルストップカラー２９６に当接して設けられる圧縮ばね２９８として存在する弾性部品の位置決めによって実装される。この配置によって、楕円圧縮ばねは、リーフ先端領域がすぼめ作業の開始で軸２４の方へより徐々に内方へ向けられるように、ケーブルに印加される張力の程度を調整するように機能する。ばね２９８の性能および捕捉部品２２０のより詳細な説明は、Ｐｈｉｌｉｐ Ｅ．Ｅｇｇｅｒｓによる「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｉｃａｌ Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｗｉｔｈ Ｄｅｎｓｅ Ｔｉｓｓｕｅ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ Ｃａｐａｃｉｔｙ」という名称の米国特許出願第１０／６３０，３３６号であり、現在は２００５年１０月１８日発行の米国特許第６，９５５，６５３号に提供され、その内容はそれらの全体が引用により本明細書に援用される。いくつかの実施形態において、モータアセンブリ１８０の通電は、駆動部材２７０が捕捉停止部品２７４（図３０）に当接可能に係合するまで継続する。いくつかの実施形態において、その時点で、派生誘導スパイクが生成されて、ケーブル２５０〜２５４の電気外科的励起を遮断し、そしてモータアセンブリ１８０にヨーク２１０（図２９）を逆転させて、その「定」位置に戻らせる。いくつかの実施形態において、捕捉部品２２０は、モータアセンブリ１８０の上記した通電解除まですぼめ迎角に操作されて、図３０および２８Ｃに象徴的に表されるプロファイルを呈するであろう。

いくつかの実施形態において、標的組織量に関するサンプリング器具の位置決めのための外科的に鋭利な機械式先端が利用される。機械式の、外科的に鋭利な前駆アセンブリが、１０のようなシステムとともに利用されてもよいが、しかしながら、弧絡現象を回避するために、これらの機械式先端は、鋭利であるだけでなく、電気的に絶縁性でもあるべきである。特にジルコニアで形成されたセラミック刃（たとえば、Ｓｔａｕｎｔｏｎ，Ｖａ．のＳｐｅｃｉａｌｔｙ Ｂｌａｄｅｓ，Ｉｎｃ．によって市販されているもの）が利用されてもよい。

図３４に目を向けると、器具前方領域３４が、図３１の様式で同じ識別表記により再現される。しかしながら、この図の配置のために、図３１に図示されるようなアルミナ先端部品２１６は取り外されており、したがって、刃３３３２基部３３３６は、捕捉部品導線およびケーブルに関して軸方向にさらに内方へ設けられる。

図３５に目を向けると、先端領域３４が、アルミナ先端部品２１６および電気外科前駆アセンブリ２１４を再び取り外して、図３２の様式で提示される。外科用刃３３３２の相対向きは、標的組織量２１８に関して例示される。生検または切除試料３３００は、病理モーメントでない同じ周辺熱アーチファクト３３０４を呈するのが見られ、そして前駆アセンブリと関連付けられるアーチファクトの領域は存在しない。

好ましくは、３３３８および３３３９のような刃先は、いくつかの実施形態において、鮮明度のＢａｒｄ−Ｐａｒｋｅｒゴールドスタンダードに相当または接近する。一般に、Ｄの値は、いくつかの実施形態において、約３ｍｍから約１０ｍｍの範囲にあり、好ましくは、約５ｍｍから約７ｍｍの範囲内にあるであろう。この底幅もトロカール型先端に当てはまる。また、夾角φは、約３０°から約７０°の範囲にあり、好ましくは、約４０°から約５５°の範囲内にあるであろう。

本明細書に記載される捕捉デバイスとともに使用されることができる電気外科システムおよび部品の例は、以下の米国特許および特許出願に記載されているものを含み、その内容はすべてそれらの全体が引用により援用される：Ｅｇｇｅｒｓ他による「Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｒｅｔｒｉｅｖｉｎｇ ａ ｔｉｓｓｕｅ ｖｏｌｕｍｅ ｗｉｔｈ ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ ｐｒｅｃｕｒｓｏｒ ａｓｓｅｍｂｌｙ」という名称の米国特許第７，５６９，０５３号、Ｅｇｇｅｒｓ他による「Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｔｉｓｓｕｅ ｃａｐｔｕｒｅ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ」という名称の米国特許第７，４９４，４７３号、Ｅｇｇｅｒｓ，Ｐｈｉｌｉｐによる「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｉｃａｌ ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｗｉｔｈ ｄｅｎｓｅ ｔｉｓｓｕｅ ｒｅｃｏｖｅｒｙ ｃａｐａｃｉｔｙ」という名称の米国特許第６，９５５，６５３号、Ｅｇｇｅｒｓ他による「Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ ｉｎｖａｓｉｖｅ ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｒｅｃｏｖｅｒｉｎｇ ｔｉｓｓｕｅ」という名称の米国特許第６，９２３，８０９号、Ｅｇｇｅｒｓ他による「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｅｒｙ ｗｉｔｈ ｉｎｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ａｎｅｓｔｈｅｓｉａ」という名称の米国特許第７，００４，１７４号、Ｅｇｇｅｒｓ他による「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｅｒｙ ｗｉｔｈ ｉｎｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ ａｎｅｓｔｈｅｓｉａ」という名称の米国出願第２００５／０２６７４５５号、およびＥｇｇｅｒｓ，Ｐｈｉｌｉｐによる「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｉｃａｌ ａｃｃｅｓｓｉｎｇ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｗｉｔｈ ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｃｏｌｌａｔｅｒａｌ ｔｈｅｒｍａｌ ｐｈｅｎｏｍｅｎａ」という名称の米国特許第７，８２８，７０７号。

コンピューティング装置
いくつかの実施形態において、コンソール７２は、プロセッサ、メモリ、ストレージデバイス、メモリおよび複数の高速拡張ポートに接続する高速インタフェース、ならびに低速拡張ポートおよびストレージデバイスに接続する低速インタフェースを有するコンピューティング装置を含んでもよい。プロセッサ、メモリ、ストレージデバイス、高速インタフェース、高速拡張ポートおよび低速インタフェースの各々は、様々なバスを使用して相互接続され、そして共通のマザーボードに、または適宜他の様式で搭載されてもよい。プロセッサは、高速インタフェースに結合されるディスプレイなどの外部入出力デバイスにＧＵＩのためのグラフィック情報を表示するためにメモリまたはストレージデバイスに記憶される命令を含め、コンピューティング装置内で実行するための命令を処理することができる。他の実装において、複数のプロセッサおよび／または複数のバスが、適宜、複数のメモリおよび複数の種類のメモリとともに使用されてもよい。また、複数のコンピューティング装置が、各装置が必要な動作の一部を提供しつつ（たとえば、サーババンク、一群のブレードサーバまたはマルチプロセッサシステムとして）接続されてもよい。

メモリは、コンピューティング装置内で情報を記憶する。いくつかの実装において、メモリは、１つまたは複数の揮発性メモリユニットである。いくつかの実装において、メモリは、１つまたは複数の不揮発性メモリユニットである。メモリは、磁気または光ディスクなどの別の形態のコンピュータ可読媒体でもよい。

ストレージデバイスは、コンピューティング装置にマスストレージを提供することができる。いくつかの実装において、ストレージデバイスは、フロッピーディスクデバイス、ハードディスクデバイス、光ディスクデバイス、またはテープデバイス、フラッシュメモリもしくは他の同様のソリッドステートメモリデバイス、またはストレージエリアネットワークもしくは他の構成におけるデバイスを含む、デバイスのアレイなどの、コンピュータ可読媒体であっても、またはそれを含んでもよい。命令は、情報媒体に記憶されることができる。命令は、１つまたは複数の処理デバイス（たとえば、プロセッサ）によって実行されると、上記のものなどの、１つまたは複数の方法を行う。命令は、コンピュータまたは機械可読媒体（たとえば、メモリ、ストレージデバイスまたはプロセッサ上のメモリ）などの１つまたは複数のストレージデバイスによって記憶されることもできる。

高速インタフェースがコンピューティング装置のための帯域幅集約型の動作を管理する一方で、低速インタフェースは帯域幅集約度が低い動作を管理する。そのような機能の割当ては例にすぎない。いくつかの実装において、高速インタフェースは、メモリ、ディスプレイ（たとえば、グラフィックプロセッサまたはアクセラレータを通じて）に、および様々な拡張カード（図示せず）を受け入れることができる高速拡張ポートに結合される。実装において、低速インタフェースは、ストレージデバイスおよび低速拡張ポートに結合される。様々な通信ポート（たとえば、ＵＳＢ、ブルートゥース（登録商標）、イーサネット（登録商標）、ワイヤレスイーサネット）を含んでもよい低速拡張ポートは、キーボード、ポインティングデバイス、スキャナ、または、たとえばネットワークアダプタを通じて、スイッチもしくはルータなどのネットワーキングデバイスなどの、１つまたは複数の入出力デバイスに結合されてもよい。

ここに記載されるシステムおよび技術の様々な実装は、デジタル電子回路網、集積回路網、特別設計のＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）、コンピュータハードウェア、ファームウェア、ソフトウェアおよび／またはそれらの組合せで実現されることができる。これらの様々な実装は、ストレージシステムからデータおよび命令を受信し、かつそれにデータおよび命令を送信するように結合される、専用でも、または汎用でもよい少なくとも１つのプログラマブルプロセッサ、少なくとも１つの入力デバイス、ならびに少なくとも１つの出力デバイスを含むプログラマブルシステム上で実行可能および／または解釈可能である１つまたは複数のコンピュータプログラムでの実装を含むことができる。

これらのコンピュータプログラム（プログラム、ソフトウェア、ソフトウェアアプリケーションまたはコードとしても知られる）は、プログラマブルプロセッサ用の機械命令を含み、そして高級手続き型および／もしくはオブジェクト指向プログラミング言語で、ならびに／またはアセンブリ／機械語で実装されることができる。本明細書で使用される場合、用語、機械可読媒体およびコンピュータ可読媒体は、機械可読信号として機械命令を受信する機械可読媒体を含め、プログラマブルプロセッサに機械命令および／またはデータを提供するために使用される任意のコンピュータプログラム製品、装置および／またはデバイス（たとえば、磁気ディスク、光ディスク、メモリ、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ））を指す。用語、機械可読信号は、プログラマブルプロセッサに機械命令および／またはデータを提供するために使用される任意の信号を指す。

ユーザとの対話に備えるために、ここに記載されるシステムおよび技術は、ユーザに情報を表示するためのディスプレイデバイス（たとえば、ＣＲＴ（陰極線管）またはＬＣＤ（液晶ディスプレイ）モニタ）ならびにユーザがコンピュータに入力を提供することができるキーボードおよびポインティングデバイス（たとえば、マウスまたはトラックボール）を有するコンピュータ上に実装されることができる。ユーザとの対話に備えるために、他の種類のデバイスも使用されることができ、たとえば、ユーザに提供されるフィードバックは、任意の形態の感覚フィードバック（たとえば、視覚フィードバック、聴覚フィードバックまたは触覚フィードバック）であることができ、そして、ユーザからの入力は、音響、音声または触覚入力を含め、任意の形態で受け取られることができる。

ここに記載されるシステムおよび技術は、バックエンド部品（たとえば、データサーバとして）を含むか、またはミドルウェア部品（たとえば、アプリケーションサーバ）を含むか、またはフロントエンド部品（たとえば、ユーザがここに記載されるシステムおよび技術の実装と対話することができるグラフィカルユーザインタフェースもしくはウェブブラウザを有するクライアントコンピュータ）を含むコンピューティングシステム、またはそのようなバックエンド、ミドルウェアもしくはフロントエンド部品の任意の組合せで実装されることができる。システムの部品は、デジタルデータ通信の任意の形態または媒体（たとえば、通信ネットワーク）によって相互接続されることができる。通信ネットワークの例は、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）、ワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）およびインターネットを含む。

コンピューティングシステムは、クライアントおよびサーバを含むことができる。クライアントおよびサーバは、一般に互いと離れており、そして典型的に通信ネットワークを通じて対話する。クライアントおよびサーバの関係は、それぞれのコンピュータ上で動いており、そして互いとのクライアントサーバ関係を有するコンピュータプログラムによって生じる。

本発明が具体的な好適な実施形態を参照しつつ特に図示および記載されてきたが、添付の請求項によって定められる本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく、形態および詳細の様々な変化がそこになされてもよいことが、当業者によって理解されるべきである。

本発明が具体的な好適な実施形態を参照しつつ特に図示および記載されてきたが、添付の請求項によって定められる本開示の趣旨および範囲から逸脱することなく、形態および詳細の様々な変化がそこになされてもよいことが、当業者によって理解されるべきである。

本明細書に記載される方法、システムおよび工程が、本明細書に記載される実施形態からの情報を使用して発展される変化および改変を包含することが企図される。
説明の全体を通して、システムおよび組成物が具体的な部品を有する、含む、または備えるとして記載される、または工程および方法が具体的なステップを有する、含む、または備えるとして記載されるが、追加的に、本質的に列挙された部品から成る、またはそれらから成る本実施形態のシステムおよび組成物があること、および本質的に列挙された処理ステップから成る、またはそれらから成る本実施形態の工程および方法があることが企図される。

たとえば、背景（または他の場所）での本明細書における任意の公報の記載は、本明細書に提示される請求項のいずれに関しても公報が先行技術の役目をするという認識ではない。背景は、明瞭さの目的で提示されており、いずれの請求項に関しても先行技術の説明として意図されるものではない。

見出しは、読者を補助するために本明細書で使用されており、記載される主題の解釈を制限するものとは意図されない。

Claims (9)

1. １つまたは複数の伸長可能な電極アームに連結される切断電極を収容位置から展開位置に伸長するように構成される前記電極アームを有し、前記電極アームの伸長の間、前記切断電極が、ＲＦエネルギーで通電されて、標的組織の近位の組織を切開して、前記電極アームが前記標的組織を包囲するレセプタクルを形成するように構成される、切除ワンドと、
   前記切除ワンドに作動的に連結される出力を有するＲＦ発電機であって、
   電力回路と、
   前記切断電極を通る電流フローの測定値と関連付けられる電流検知出力を有する電流監視回路と、
   前記切断電極に印加される電位の測定値と関連付けられる電圧検知出力を有する電圧監視回路）と、
   前記電流検知出力および前記電圧検知出力に少なくとも部分的に基づいて差動位相角を求めることによって前記ＲＦエネルギーの出力電力を求め、各々１つまたは複数の異なるワンド種類と関連付けられる複数の制御設定から前記切除ワンドのための制御設定を選択し、そして前記選択した制御設定との前記求めた出力電力の比較に基づいて、前記切断電極に出力される前記ＲＦエネルギーを調整するように構成されるコントローラとを備えるＲＦ発電機と、を備え
   前記ワンド種類の前記制御設定が、前記それぞれの切除ワンド種類の前記切断電極に出力されることになる個別の電力曲線を含み、
   各個別の電力曲線が、
   アーク開始のための出力電圧と、
   アーク開始のための出力時間と、
   時定数値の形態のソフトスタート出力電力と、
   時間経過に伴う複数の電力値を含む電力プロファイル定義と、
   から成る群から選択されるメンバを含む、
   電気外科システム。
2. 前記コントローラが、前記切断電極が前記組織を切開するときに均一な電力密度を有するように、前記切断電極に出力される前記ＲＦエネルギーを調節するように構成される、請求項１に記載のシステム。
3. 前記ＲＦ発電機が、
   前記切断電極に印加される前記ＲＦエネルギーの平均電力の測定値と関連付けられる電力検知出力を有する電力監視回路を備える、請求項１に記載のシステム。
4. 前記電極アームによって形成される前記レセプタクルが、ほぼ１０ｍｍから３０ｍｍの最大捕捉直径を有する、請求項１に記載のシステム。
5. 前記ＲＦ発電機が、
   前記切除ワンドの信号線へのインタフェースであり、前記信号線が、前記切除ワンドに収容される識別素子に連結されている、インタフェースと、
   中に切除ワンド種類のリストを記憶しており、各切除ワンド種類が、関連付けられた制御設定を有する、メモリと、
   を備える、請求項１に記載のシステム。
6. １つまたは複数の伸長可能な電極アームに連結される切断電極を収容位置から展開位置に伸長するように構成される前記電極アームを有し、前記電極アームの伸長の間、前記切断電極が、ＲＦエネルギーで通電されて、標的組織の近位の組織を切開して、前記電極アームが前記標的組織を包囲するレセプタクルを形成するように構成される、切除ワンドと、
   前記切除ワンドに作動的に連結される出力を有するＲＦ発電機と、
   前記切除ワンドの切断電極に、ＲＦ発電機を介して発生されるＲＦエネルギーで通電する手段と、
   前記切除ワンドの電極アームを収容位置から展開位置に伸長し、前記電極アームが前記切断電極に連結されており、前記伸長により、前記切断電極に、標的組織の近位の組織を切開して、捕捉される標的組織の周囲にレセプタクルを形成させる、手段と、
   前記ＲＦ発電機の電圧出力を、電圧検知回路を介して測定する手段と、
   前記ＲＦ発電機の電流出力を、電流センサ回路を介して測定する手段と、
   前記切除ワンドと関連付けられ、かつ各々１つまたは複数の異なるワンド種類と関連付けられる複数の制御設定から選択される制御設定との前記電圧出力および前記電流出力から導出される差動位相角測定値の比較に基づいて、前記ＲＦ発電機によって発生される前記ＲＦエネルギーをプロセッサによって調節する手段と、
   を含み、
   前記ワンド種類の前記制御設定が、前記それぞれの切除ワンド種類の前記切断電極に出力されることになる個別の電力曲線を含み、
   各個別の電力曲線が、
   アーク開始のための出力電圧と、
   アーク開始のための出力時間と、
   時定数値の形態のソフトスタート出力電力と、
   時間経過に伴う複数の電力値を含む電力プロファイル定義と、
   から成る群から選択されるメンバを含む、
   システム。
7. 前記測定した電流出力が、前記ＲＦ発電機の瞬時電流出力であり、かつ前記測定した電圧出力が、前記ＲＦ発電機の瞬時電圧出力である、請求項６に記載のシステム。
8. 前記ＲＦ発電機の電力出力を、電力検知回路を介して測定する手段と、
   前記電圧出力、前記電流出力および前記電力出力から導出される差動位相角値に基づいて前記ＲＦエネルギーの前記電力出力を前記プロセッサによって調節する手段と、
   を含む、請求項６に記載のシステム。
9. 前記ＲＦ発電機が切除ワンドに作動的に接続されるときに前記切除ワンドのワンドサイズを自動的に識別する手段と、
   前記関連付けられたワンドサイズの前記識別に基づいて前記ＲＦエネルギーの出力電力を調節する手段と、
   を含む、請求項６に記載のシステム。

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