JP7460717B2 - 電気外科的密封・切開システム - Google Patents

Description

本発明は、一般に、電気外科的（電気手術）システム及び方法に関し、特に、電気外科的溶融／密封（シール）・切開システムに関する。

〔関連出願の説明〕
本願は、２０１４年５月３０日に出願された米国特許仮出願第６２／００５，００９号及び２０１４年５月３０日に出願された米国特許仮出願第６２／００４，９８０号の権益主張出願であり、これらの米国特許仮出願を参照により引用し、これらの開示内容全体を本明細書の一部とする。

或る特定の外科的な仕事を行うのに電気エネルギーを使用する電気外科的器械が利用可能になった。典型的には、電気外科的器械は、電源を含む電気外科的ユニットから電気エネルギーが供給されるように構成された１つ又は２つ以上の電極を含む外科用器械、例えば把持器（グラスパ）、はさみ、ピンセット、ブレード、針である。電気エネルギーは、電気エネルギーが加えられた組織を凝固させ、溶融させ、又は切断するよう使用可能である。

電気外科的器械は、代表的には、２つの分類、即ち、単極性（モノポーラ）と両極性（バイポーラ）に属する。単極性器械では、電気エネルギーが大電流密度で器械の１つ又は２つ以上の電極に供給され、これとは別個の戻し電極が患者に電気的に結合され、この戻し電極は、電流密度を最小限に抑えるよう設計されている場合が多い。単極性電気外科的器械は、或る特定の手技では有用である場合があるが、戻し電極の機能を少なくとも部分的に原因とする場合の多い或る特定の種類の患者に対する外傷、例えば電気熱火傷熱傷の恐れが生じる場合がある。両極性電気外科的器械では、１つ又は２つ以上の電極が第１の極性の電気エネルギー源に電気的に結合され、１つ又は２つ以上の他の電極が第１の極性とは逆の第２の極性の電気エネルギー源に電気的に結合される。別個の戻し電極なしで動作する両極性電気外科的器械は、リスクを少なくした状態で電気信号を集中した組織領域に送り出すことができる。

しかしながら、両極性電気外科的器械の外科的効果が比較的集中する場合であっても、外科的結果は、外科医の腕前に大きく依存する場合が多い。例えば、電気エネルギーを比較的長時間にわたって送り出した場合又は短時間であっても比較的高い電力の電気信号を送り出した場合、熱による組織の損傷及び壊死が生じる場合がある。電気エネルギーを加えたときに組織が所望の凝固効果又は切断効果を達成する速度は、組織の種類によって異なり、更に又、電気外科的器具によって組織に加えられる圧力に基づいて様々な場合がある。しかしながら、外科医が電気外科的器械で把持された組み合わせた組織タイプの塊を所望の量どれほど迅速に溶融させるかを評価することは困難な場合がある。

種々の実施形態によれば、組織の溶融と切断を同時に行うよう構成された電気外科的腹腔鏡下溶融／シーラ及び切開用器が提供される。種々の実施形態では、電気外科的器具又は器械は、第１のジョー及び第１のジョーに対向していて第１のジョーとの間に組織を把持する第２のジョーを有する。第１のジョーは、電極を有し、第２のジョーは、電極を有する。第１及び第２のジョーの電極は、互いに向かい合った第１のジョーの中央部分と第２のジョーの中央部分に電極がない状態で、高周波エネルギーを用いて第１のジョーと第２のジョーとの間の組織を溶融させて切断するよう配置されている。

種々の実施形態では、電気外科的器械は、組織に接触する第１の表面積を備えた第１の電極及び組織に接触する第２の表面積を備えた第２の電極を有する第１のジョーを含む。第１の表面積は、第２の表面積に等しい。この器具は、第１のジョーに対向すると共に第１のジョーとの間に組織を把持するよう第１のジョーに結合されている第２のジョーを更に含む。第２のジョーは、組織に接触する第３の表面積を備えた第３の電極及び組織に接触する第４の表面積を備えた第４の電極を有する。第３の表面積は、第４の表面積に等しく、第４の表面積は、第１の表面積よりも大きい。第１の電極及び第３の電極は、長手方向軸線の一方の側で高周波エネルギーを用いて第１のジョーと第２のジョーとの間に位置する組織を溶融させるよう配置され、第２の電極及び第４の電極は、長手方向軸線の反対側で高周波エネルギーを用いて第１のジョーと第２のジョーとの間に位置する組織を溶融させるよう配置されている。

種々の実施形態によれば、組織の溶融と切断を同時に行う電気外科的システムが提供される。このシステムは、種々の実施形態では、電気外科的発生器と、電気外科的溶融／シーラ及び切開用器型器械又は器具とを含む。発生器は、ＲＦ増幅器及び制御装置を有する。ＲＦ増幅器は、ＲＦエネルギーだけで組織の溶融と切断を行うよう構成された取り外し可能に結合されている電気外科的器械、例えば電気外科的溶融及び切開用器を介してＲＦエネルギーを供給する。制御装置は、供給されるＲＦエネルギーの位相角をモニタするよう構成され、この制御装置は、モニタされた位相角がゼロよりも大きく且つ増大している場合、信号をＲＦ増幅器に送って供給されるＲＦエネルギーの電圧を増大させる。種々の実施形態では、制御装置は、モニタされた位相角が減少している場合、信号をＲＦ増幅器に送って供給されるＲＦエネルギーを停止させる。

本発明の付随する特徴のうちの多くは、本発明が添付の図面と関連して上述の説明及び以下の説明を参照して良好に理解されると、容易に認識されよう。

本発明は、添付の図面と関連して説明されると良好に理解でき、図中、参照符号は、図面のうちの図全体にわたって同一の部分を示している。

本発明の種々の実施形態による電気外科的システムの斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的発生器の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の斜視図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械を用いた溶融及び切開プロセスに関する実験データのサンプルのグラフ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械を用いた溶融及び切開プロセスに関する実験データのサンプルのグラフ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械を用いた溶融及び切開プロセスに関する実験データのサンプルのグラフ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械の遠位端部の断面図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの作動を示す流れ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの幾つかの部分の概略ブロック図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの幾つかの部分の概略ブロック図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの幾つかの部分の概略ブロック図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの作動を示す流れ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの作動を示す流れ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的システムの作動を示す流れ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械に関する実験データのサンプルのグラフ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械に関する実験データのサンプルのグラフ図である。 本発明の種々の実施形態としての電気外科的器械に関する実験データのサンプルのグラフ図である。

一般に、両極性電気外科的溶融／シーラ及び切開用器型器械、器具又はツールが提供され、これは、この器械のジョー相互間に捕捉された組織の溶融と切断を同時に行うよう構成されている。ジョーは、組織の溶融と切断を同時に行うよう圧縮性のランディングパッドと一緒に個別的に位置決めされ、形作られると共に差し向けられた電極を有する。両極性外科的溶融及び切開用器は又、組織の溶融又は組織の切断を別個に行っても良い。種々の実施形態としての組織の切断は、特に、機械的切断ブレードの使用なしで、特定の若しくは中央の切断電極の使用又ははさみの剪断力又は動作なしで行われる。種々の実施形態としての器械は、最大直径が５ｍｍの腹腔鏡下手術で用いられるよう提供され、かくして、５ｍｍトロカールを通って挿入可能である。

加うるに、一般的に言って、電気外科的発生器及び取り外し可能に結合された電気外科的器械、例えば溶融及び切開用器を含む電気外科的システムが提供され、かかる電気外科的発生器及び電気外科的器械は、組織を最適に溶融させて切断するよう構成されている。ＲＦエネルギーは、電気外科的発生器によって供給され、この電気外科的発生器は、適当なＲＦエネルギーを提供して組織を溶融させて切断するよう構成されている。種々の実施形態としての発生器は、特定の連結状態の電気外科的器械、この器械と接触状態にある特定の組織及び／又は特定の外科的処置のための適当なＲＦエネルギー及び適当なこのＲＦエネルギーの送り出し方を定める。動作上、ジョー相互間の組織のＲＦ密封又は溶融は、密封時間、出力電圧、出力電力及び／又は熱的広がりを減少させるよう行われる。したがって、電力を組織に効果的に且つ一貫して送り出すことは、組織への影響にとって最適であることが判明した特定の割合で或る温度範囲で組織を加熱するために行われる。

図１及び図２を参照すると、電気外科的システムの例示の実施形態が示されており、この電気外科的システムは、電気外科的発生器１０及び取り外し可能に接続可能な電気外科的器械２０を含む。電気外科的器械２０は、発生器に設けられたツール又は器具ポート１２へのケーブル接続部３０を介して発生器に電気的に結合されるのが良い。電気外科的器械２０は、器械の特定の所定の状態、例えば溶融又は切断作業の開始及び／又は終了をユーザに知らせるための聴覚、触覚及び／又は視覚指標を有するのが良い。他の実施形態では、電気外科的器械２０は、再使用可能であると共に／或いは別の外科的処置のために別の電気外科的発生器に接続可能であるのが良い。幾つかの実施形態では、例えば溶融又は切断作業を開始するために器械の所定の選択的制御を可能にするよう、手動制御装置、例えばハンド又はフットスイッチが発生器及び／又は器械に連結可能であるのが良い。

種々の実施形態によれば、電気外科的発生器１０は、高周波（ＲＦ）電気外科的エネルギーを発生させ、そして発生器に電気的に結合された電気外科的器械２０からデータ又は情報を受け取るよう構成されている。発生器１０は、一実施形態では、ＲＦエネルギー（３７５ＶＡ、３５０ｋＨｚにおいて１５０Ｖ及び５Ａ）を出力し、一実施形態では、作動中又はＲＦエネルギーの供給中、ＲＦ出力電圧とＲＦ出力電流との位相角又は差を計算するよう構成されている。発生器は、電圧、電流及び／又は電力を調整すると共にＲＦエネルギー出力（例えば、電圧、電流、電力及び／又は位相）をモニタする。一実施形態では、発生器１０は、既定の条件下、例えば器具スイッチがディアサートされたとき（例えば、フューズボタンが解除されたとき）、時間値が満たされたとき及び／又はアクティブな位相角及び／又は位相の変化が或る位相及び／又は位相停止値の変化以上になったとき、ＲＦエネルギー出力を停止させる。

電気外科的発生器１０は、２つの新型両極性ツールポート１２、標準型両極性ツールポート１６、及び電力ポート１４を有する。他の実施形態では、電気外科的ユニットは、これらとは異なる数のポートを有しても良い。例えば、幾つかの実施形態では、電気外科的発生器は、３個以上又は１個以下の新型両極性ツールポート、２個以上又は０個の標準型両極性ツールポート、及び２個以上又は０個の電力ポートを有することができる。一実施形態では、電気外科的発生器は、２個の新型両極性ツールポートだけを有する。

種々の実施形態によれば、各新型両極性ツールポート１２は、取り付け状態の又は一体形メモリモジュールを備えた電気外科的器械に結合されるよう構成されている。標準型両極性ツールポート１６は、新型両極性ツールポート１２に接続可能な新型両極性電気外科的器械とは異なる非特定型の両極性電気外科的ツールを受け入れるよう構成されている。電力ポート１４は、非特定型の両極性電気外科的ツール及び新型電気外科的器械とは異なる直流（ＤＣ）アクセサリ装置を受け入れ又はこれに接続されるよう構成されている。電力ポート１４は、直流電圧を供給するよう構成されている。例えば、幾つかの実施形態では、電力ポート１４は、約１２ボルトＤＣを提供することができる。電力ポート１４は、外科的アクセサリ、例えば人工呼吸器、ポンプ、灯り、又は別の外科的アクセサリに電力供給するよう構成されているのが良い。かくして、標準型又は非特定型両極性ツールのための電気外科的発生器と置き換えることに加えて、電気外科的発生器は、外科的アクセサリ用電源に置き換わることができる。幾つかの実施形態では、既存の発生器及び電源を電気外科的発生器で置き換えることにより、外科的又は手術作業空間内で必要な多くの幹線コードにおいて貯蔵ラック、カード又は棚上に必要な貯蔵空間の量を減少させることができる。

一実施形態では、標準型両極性ポート中への非特定型両極性ツールの結合によっては、発生器は、ツールをアクティブにチェックすることがない。しかしながら、発生器は、非特定型両極性ツールの情報を表示することができるよう接続を認識する。種々の実施形態によれば、発生器は、新型ツールポート１２の各々に関する器具接続状態を認識し、そして接続状態の器具を認証し、その後、ＲＦエネルギー起動要求（例えば、器械スイッチ、例えばフューズボタンの起動）を受け取る。発生器は、一実施形態では、接続状態の器具からの認証済みデータを読み取ると共に認証され且つ接続された器具からの電気制御値（例えば、電圧レベル設定値、電流レベル設定値、電力レベル設定値、アクティブ位相角レベル設定値、ＲＦエネルギー出力起動タイミング限度、器械短絡限度、器械開路限度、器械モデル／識別、ＲＦエネルギー出力ラインコンフィグレーション、スイッチ状態指令コンフィグレーション及び／又はこれらの組み合わせ）を読み取る。

種々の実施形態によれば、電気外科的発生器１０は、ディスプレイ１５を有するのが良い。ディスプレイは、電気外科的システムの状態を指示するよう構成されるのが良く、かかる状態としては、情報のうちでとりわけ、１つ又は２つ以上の電気外科的器械及び／又はアクセサリ、コネクタ又はこれらへの接続の状態が挙げられる。幾つかの実施形態では、ディスプレイは、テキスト及び図形情報を提供することができるマルチラインディスプレイ、例えばＬＣＤパネルディスプレイから成るのが良く、かかるＬＣＤパネルディスプレイは、幾つかの実施形態では、バックライト又はサイドライトを介して照明可能である。幾つかの実施形態では、ディスプレイは、マルチカラーディスプレイから成るのが良く、このマルチカラーディスプレイは、電気外科的発生器に電気的に結合された特定の器械に関する情報及び特定の外科的処置（例えば、黄色のテキスト及び図形で表示される切断作業、紫色で表示される溶融又は溶接作業、及び青色で表示される凝固作業、黄色及び青色で表示可能な無血離断作業）に対応した色を表示するよう構成されるのが良い。

幾つかの実施形態では、ディスプレイは、電気外科的発生器に電気的に結合されると共に／或いはツールポートに対応関係をなして接続された各器械に関する状態情報を表示するよう分割されている複数の器械に関する状態データを同時に表示するよう構成されているのが良い。視覚指標、例えば状態棒グラフを用いると、作動時に両極性電気外科的器械に及ぼされるべき全有効電気エネルギーの割合を図示することができる。種々の実施形態では、組織を切断し、密封し、凝固させ、又は溶融させるよう動作可能な電気外科的器械は、３つの着色ディスプレイ又は棒グラフを有する場合がある。幾つかの実施形態では、ユーザは、多数の電気的に接続された機械の状態の提供と単一の電気的に接続された機械の状態の提供との間でディスプレイを切り換えることができる。種々の実施形態によれば、器械及び／又はアクセサリをいったん接続すると共に／或いは検出すると、ユーザインターフェースディスプレイの窓が開き、器械の接続形式及び状態を示す。

電気外科的発生器は、種々の実施形態によれば、ユーザインターフェース、例えば複数のボタン１７を有するのが良い。これらボタンにより、電気外科的発生器とのユーザ対話が可能になり、例えば、電気外科的発生器に結合された１つ又は２つ以上の器械に供給される電気エネルギーの増減の要求が可能である。他の実施形態では、ディスプレイ１５は、タッチスクリーンディスプレイであるのが良く、かくして、データディスプレイ及びユーザインターフェースの機能を組み込むことができる。種々の実施形態によれば、外科医は、ユーザインターフェースを介して１～３つのレベルの選択によって電圧設定値を設定することができる。例えば、レベル１では、電圧が１１０Ｖに設定され、レベル２では、電圧が１００Ｖに設定され、レベル３では、電圧が９０Ｖに設定される。３つ全てレベルに関して電圧が５アンペアに設定され、電力が３００ＶＡに設定される。他の実施形態では、電圧は、特定のレベル、例えばレベル２にあらかじめ設定され又はこれをデフォルトとする。他の実施形態では、電流及び電力設定値と同様、電圧設定値は、発生器の作動を単純化するためにユーザによる調節可能ではなく、従って、所定のデフォルト電圧設定値が利用され、例えば、電圧が１００Ｖに設定されている。

一実施形態では、電気外科的ツール又は器械２０は、１つ又は２つ以上のメモリモジュールを更に有するのが良い。幾つかの実施形態では、メモリは、この器械及び／又は他の器械に関する動作データを含む。例えば、幾つかの実施形態では、動作データは、電極構成／再構成、器械の使用法、動作時間、電圧、電力、位相及び／又は電流設定値、及び／又は特定の動作状態、条件、スクリプト、プロセス又は手順に関する情報を含むのが良い。一実施形態では、発生器は、メモリモジュールからの読み取り及び／又はメモリモジュールへの書き込みを開始する。

一実施形態では、各新型両極性電気外科的器械には、機器の認証、コンフィグレーション、期限満了、及びロギングを提供するメモリモジュール及び／又は一体型回路が付属している。レセプタクル又はポート中へのかかる器械の結合により、器械検証及び認証プロセスが開始する。器械認証は、一実施形態では、チャレンジレスポンス方式及び／又は発生器によっても共有される記憶シークレットキーを介して提供される。他のパラメータは、完全性チェックのためのハッシュキーを有する。使用率が発生器及び／又は器械一体形回路及び／又はメモリにログ記録される。一実施形態では、エラーの結果として、非ログ記録使用が生じる場合がある。一実施形態では、ログ記録は、２進数で設定され、オフライン器械で又は発生器を介して解釈される。

一実施形態では、発生器は、時間測定コンポーネントを用いて器械の満了をモニタする。かかるコンポーネントは、ブート時間でコンフィグされるポーリングオシレータ又はタイマ又は実時間カレンダークロックを利用する。タイマ割込みが発生器によって取り扱われ、かかるタイマ割込みをタイムアウトイベントについてスクリプトによって使用できる。ロギングは又、タイマ又はカウンタを利用してログ記録されたイベントを時刻表示する。

種々の実施形態によれば、発生器は、ＲＦエネルギーがアクティブである間、接続状態の電気外科的器械を介して送られたＲＦエネルギーの電圧と電流の位相差を読み取る能力を提供する。組織が溶融されている間、位相の読みを用いて溶融又は密封及び切断プロセス中、互いに異なる状態を検出する。

一実施形態では、発生器は、ダウンロード可能な内部ログ中の使用率に関する詳細をログ記録する。発生器は、コード及び機器性能の記憶のためのメモリを有する。発生器は、特定の器械性能に関する命令を含む際プログラム可能なメモリを有する。メモリは、例えば、シリアル番号及び器械使用パラメータを保持する。発生器は、接続されている器械の形式に関する情報を記憶する。かかる情報としては、タイムスタンプ、接続状態の器械の使用回数又は使用持続時間、各器械の電力設定値及びデフォルト設定値に対してなされた変更と共に器械の識別子、例えば接続状態の器械のシリアル番号が挙げられるが、これには限定されない。メモリは、一実施形態では、約２ヶ月間、約１０，０００回の器械使用数又はログ記録された最大１５０回までの起動に関するデータを保持し、このメモリは、必要に応じてそれ自体上書きするよう構成されている。

発生器は、種々の実施形態によれば、電流、電力又はインピーダンスをモニタし又は制御することはない。発生器は、電圧を調整し、また電圧を合わせることができる。送り出された電気外科的電力は、印加された電圧、電流及び組織インピーダンスの関数である。発生器は、電圧の調整を通じて、送り出されている電気外科的電力に影響を及ぼすことができる。しかしながら、電圧を増減することによって、送り出される電気外科的電力は、必ずしも増減することはない。電力リアクションは、電力を供給する発生器ではなく、発生器による制御が全くない状態で、組織と相互作用する電力又は組織の状態によって引き起こされる。

発生器は、これがいったん電気外科的電力を送り出すと、故障が起こるまで又は特定の位相パラメータに達するまで、連続的に、例えば１５０ｍｓごとにかかる送り出しを行う。一実施例では、電気外科的器械のジョーを開くのが良く、かくして圧迫を電気外科的電力を加える前、加えている間、及び加えた後の任意の時点で弛めることができる。発生器は又、一実施形態では、電気外科的エネルギーの停止を開始するよう特定の持続時間又は所定の時間遅延を中断することはなく、又は待機することはない。

図３～図１４を参照すると、種々の実施形態によれば、両極性溶融及び切開用器型電気外科的器械２０が提供されている。図示の実施形態では、器械２０は、細長い回転可能なシャフト２６に結合されたアクチュエータ２４を有する。細長いシャフト２６は、近位端部及び遠位端部を有し、遠位端部と近位端部との間には中心長手方向軸線が定められている。シャフト２６の遠位端部のところにはジョー２２が設けられ、近位端部のところにはアクチュエータが設けられている。一実施形態では、アクチュエータは、拳銃の握りのようなハンドルである。シャフト２６及びジョー２２は、一実施形態では、５ｍｍ径のトロカールカニューレ又はアクセスポート中に嵌まるよう寸法決めされると共に形作られている。

アクチュエータ２４は、可動ハンドル２３及び静止ハンドル又はハウジング２８を有し、可動ハンドル２３は、静止ハウジングに結合された状態でこれに対して動くことができる。種々の実施形態によれば、可動ハンドル２３は、静止ハウジングに摺動可能且つ回動可能に結合されている。動作にあたり、ユーザ、例えば外科医が可動ハンドル２３を操作してジョーを作動させ、例えばジョーを選択的に開閉する。種々の実施形態によれば、アクチュエータ２４は、閉じ形態において、ジョー２２が所定の最小力と所定の最大力との間の把持力を送り出すよう構成された力調節機構体を有する。

力調節機構体の一部として、可動ハンドル２３は、力調節機構体を形成するよう２つの摺動ピボット場所のところで静止ハンドルに結合されている。可動ハンドルは、つかみ面が形成された第１の端部及び第１の端部と反対側の第２の端部を有する。可動ハンドルは、第２の端部に隣接して設けられたピンに結合されている。幾つかの実施形態では、可動ハンドルは、ピン表面を構成するようこの可動ハンドルから延びた突出部と一体に形成されるのが良い。他の実施形態では、ピンは、可動ハンドルに設けられた孔中に圧力嵌めされるのが良い。ピンは、静止ハウジングに設けられたスロット、例えば静止ハウジングの右側及び／又は左側ハンドルフレームに形成された対応のスロット内に収容されるのが良い。幾つかの実施形態では、スロットは、作動ハンドルが開いたジョーに対応した第１の位置から閉じられたジョーに対応した第２の位置まで動かされるときに、所望の作動ハンドル経路、例えば湾曲又は山形経路を定めるよう構成されるのが良い。力調節機構体は、ピンを近位側の方向に付勢する付勢部材、例えば引張りばねを含む。動作を説明すると、所定の力が可動ハンドルの運動によって及ぼされると、ばねにより及ぼされる付勢力に打ち勝ち、可動ハンドルの第２の端部は、スロット内のピンによって案内されながら全体として遠位側に並進することができる。

種々の実施形態によれば、可動ハンドルは、作動ハンドルの第１の端部と第２の端部との間に位置する場所で静止ハウジング２８に摺動可能に且つ回動可能に結合されている。アクチュエータ部材、例えばプルブロックが作動ハンドルに結合されている。可動ハンドルを近位側に動かすと、プルブロックも又、近位側の方向に且つ長手方向に動き、ジョー２２を閉じ、それによりどのような組織であってもこれをジョー相互間にクランプする。プルブロックは、種々の実施形態によれば、開放頂部及び底部フェース並びに閉じられた近位端部を有する長方形である。可動ハンドルは、プルブロックの頂部フェース及び底部フェースを貫通している。可動ハンドルの縁部は、静止ハウジングに対する可動ハンドルの運動によりプルブロックが長手方向に動くようプルブロックの近位端部に当たっている。プルブロックの遠位端部は、一実施形態では、作動シャフト、例えばプルチューブ、バー、又はロッドに結合され、かかる作動シャフトは、細長いシャフト２６に沿って長手方向に延びるのが良い。かくして、動作を説明すると、第１の位置から第２の位置への可動ハンドルの運動により、プルブロックは、静止ハウジング内で長手方向に並進し、それにより、これに対応してプルチューブが細長いシャフト２６に対して長手方向軸線に沿って全体として直線状に並進する。このプルチューブの運動は、ジョー２２の相対運動を制御することができる。

種々の実施形態によれば、アクチュエータ２４は、可動ハンドル２３を静止ハウジング２８に対して第２の位置に位置するラッチ機構体を有する。種々の実施形態では、可動ハンドルは、ラッチアームを有し、このラッチアームは、可動ハンドルを第２の位置又は閉じ位置に保持するために静止ハンドル内に収容された番い関係をなす相手方のラッチに係合する。アクチュエータは、種々の実施形態では、単一のシース内に納められた絶縁状態の個々の電線又はリードを含むワイヤハーネスを有する。ワイヤハーネスは、静止ハウジングからその下面のところで出ることができそしてケーブル式連結部の一部をなしている。ハーネス内の電線は、器械と電気外科的発生器及び／又はそのアクセサリ又は付属物との電気的連絡をもたらすことができる。

種々の実施形態によれば、アクチュエータは、シャフトの無限回転を可能にするよう構成された回転結合クリップに取り付けられている１本又は２本以上のリードを有する。種々の実施形態では、スイッチがユーザにより操作される起動ボタン２９に接続されていて、このスイッチは、起動ボタンを押すと、起動される。一観点では、いったん起動されると、スイッチは、少なくとも２本のリードを互いに電気的に結合することによって回路を構成する。したがって、次に電気経路がＲＦエネルギーを回転結合クリップに取り付けられているリードに供給するよう電気外科的発生器からアクチュエータまで確立される。

一実施形態では、アクチュエータは、細長いシャフト２６の外側カバー管上に設けられた回転ノブ２７を含む回転シャフト組立体を有する。回転ノブにより外科医は、アクチュエータ２４をつかんだ状態で器具のシャフトを回転させることができる。種々の実施形態によれば、細長いシャフト２６は、ジョー２２をアクチュエータに結合する作動管を有する。種々の実施形態では、作動管は、外側カバー管内に収容されている。作動管は、外側カバー管内に嵌め込み可能である全体として管状の部材として図示されているが、他の実施形態では、非管状作動部材、例えば、シャフト、剛性バンド等を用いることができ、この作動部材は、或る特定の実施形態では、外側カバー管内に配置されても良い。

種々の実施形態によれば、外側カバー管の遠位端部には回転シャフト組立体が取り付けられ、この回転シャフト組立体は、２つの番い関係をなすハブ及び導電性スリーブを含む。ハブは、互いにスナップ嵌め関係をなし、外側カバー管に係合する。他の実施形態では、ハブは、一体形構造のものであるのが良く、また、ハブは、外側カバー管に設けられた番い関係をなす特徴部とインターフェースするよう構成されているのが良い。導電性スリーブは、組立て状態のハブを外側カバー管に取り付けた後に組立て状態のハブの近位部分に取り付けられるのが良い。導電性スリーブが組立て状態のハブの後部に取り付けられると、スリーブは、絶縁電線の露出端部を捕捉する。図示の実施例では、絶縁電線は、導電性スリーブの下に位置するその捕捉箇所から作動管に設けられたスロットを通り、そして次に保護スリーブ内に延びている。保護スリーブ及び絶縁電線は、ジョーに向かって作動管内で遠位側に延びている。他の実施形態では、絶縁電線は、保護シースと一体に形成されても良く、この場合、作動管内には別個の保護スリーブが存在しない。

細長いシャフトの遠位端部にはジョー２２が取り付けられ、ジョー２２は、第１のジョー７０と第２のジョー８０から成る。一実施形態では、ジョーピボットピンが第１のジョーと第２のジョーを回動可能に結合し、かかるジョーピボットピンにより、第１のジョーは、第２のジョーに対して動くと共に回動することができる。種々の実施形態では、一方のジョーが細長いシャフトに対して固定されていて、対向したジョーが固定状態のジョーに対して開き位置と閉じ位置との間で回動するようになっている。他の実施形態では、両方のジョーが細長いシャフトに回動可能に結合されるのが良く、その結果、両方のジョーが互いに対して回動することができるようになっている。

ジョーの幾何学的形状により、所要の溶融／密封及び切開効果を生じさせるよう特定の場所に特定の圧力プロフィール及び特定の電流密度を提供する。動作上、密封及び分割を達成するのに必要な温度は、最小限に抑えられ、他方、血管構造体内におけるタンパク質の架橋が最大にされ、それにより組織の溶融／シール及び分割の効果が最大になる。

種々の実施形態によれば、生物学的反応の温度をモニタするため、位相角及び／又は位相角の変化率をモニタする。位相角は、生物学的反応の温度の指標を提供すると共に組織の分割が起こったということを知らせることが判明した。種々の実施形態によれば、電気外科的器具は、開閉時におけるジョー相互間に位置すると共に／或いはジョーを開閉したときに下側ジョーと接触状態にある組織の切断及び溶融のために電気手術用の両極性ＲＦエネルギーを用いる。一実施形態では、密封及び／又は分割サイクル中における組織の温度をモニタする。

種々の実施形態による新型両極性電気外科的器具は、組織の密封又は溶融と分割又は切断の両方のために両極性ＲＦエネルギーを用いる。したがって、組織の分割に必要なエネルギーを加えている間、この器具は、組織の細胞構造を分割領域に隣接した状態に維持する。他のＲＦ切離用器具は、組織を蒸発させて切開を達成するのに局所発弧又はスパークギャップを用いる。これは、真っ直ぐな組織切開にとっては許容可能である場合がある。と言うのは、周りの領域が密封され又は溶融されるようにはなっておらず、本発明の種々の実施形態としての溶融及び切開用器具及びシステムとは異なっているからである。

種々の実施形態による新型両極性電気外科的器具は又、組織の蒸発又は組織の切開と関連した高い熱を考慮している。したがって、種々の実施形態としてのこの器具は、組織分割を達成するのに必要なエネルギーを最小限に抑えるために温度制御を利用する。必要なエネルギーを最小限に抑えることによって、反応中における温度が低くなり、細胞構造が高いエネルギー出力に起因して壊れる恐れが小さい。

働いている組織の細胞構造を維持することは、密封が切開領域に隣接して起こることが必要なので溶融と切開又は分割を同時に行う場合に必要とされる。また、開放切断及び密封モードの追加により、それに応じて外科的処置の実施の際に用いられる器具の数又は器具の交換回数が減少し、或いは、個々のかかる器具のかかる機能の全てが単一の新型両極性腹腔鏡下器具に含められる。

種々の実施形態では、電気外科的器械は、可動ジョーを有し、これら可動ジョーは、これらの間に組織を捕捉することができる。一実施形態では、ジョーは、少なくとも１つの上側ジョーを含み、この上側ジョーは、静止状態の下側ジョーの上に閉じる。種々の実施形態によれば、上側ジョーは、剛性上側ジョー部材４１、上側導電性パッド４２、剛性絶縁パッド４３、電線４４、及び圧縮性のランディングパッド４５を有し、これらは全て、インサート成形法を用いて互いに結合され、この上側ジョーは、かくして、図６に示されているように単一の構造体又は組立体として提供される。

剛性の上側ジョー部材と上側導電性パッドは、両方とも、互いに反対の特性を備えたアクティブな電極である。圧縮性ランディングパッドは、接触及び圧力がランディングパッドと下側ジョーの長さとの間で起こるようにするために特定のばね定数を備えた表面を提供する。上側導電性パッド４２は、ランディングパッド４５及び絶縁パッド４３によって剛性の上側ジョー部材４１から電気的に絶縁されている。種々の実施形態では、上側ジョーは、ステンレス鋼で作られていて、剛性がランディングパッド４５よりも高い。種々の実施形態では、ランディングパッド４５は、シリコーンで作られていて、応従性が上側ジョー部材４１又は導電性パッド４２よりも高い。種々の実施形態では、絶縁パッドは、非導電性材料で作られていて、この絶縁パッドは、上側ジョー部材４１又は導電性パッド４２と同程度の剛性であり又は剛性がこれらよりも高い。種々の実施形態では、上側ジョー部材４１及び導電性パッドは、同一の材料で作られている。

上側ジョー部材４１及び導電性パッドは、組織と接触関係をなすよう配置された下側の外面を有する。これら下面は、角度が付けられ又は傾斜しており、これら下面は、相互の鏡像であり、かかる位置決め又は向きは、電流密度の集中及び組織の固定を容易にしている。圧縮性ランディングパッド４５は、組織及び／又は下側ジョーと接触関係をなすよう配置された下面を有する。ランディングパッドは、図示の実施形態では、扁平であり且つ上側ジョー部材及び導電性パッド４２の傾斜した下面に対して平行ではない。ランディングパッドの下面の位置決め及び向きは、電流密度の集中を助け、組織の固定を助け、しかも組織の電気的切開を容易にする。ランディングパッドのばね定数は、種々の実施形態では、最適圧力又は力をもたらして組織の電気的分割を生じさせ又は容易にするようあらかじめ定められている。

下側ジョーは、剛性の下側ジョー部材５２、下側の導電性パッド５３、切断電極５５、２つの剛性絶縁体５４，５６並びに導電性パッドに通じる１本と切断電極に通じる１本の全部で２本の電線を有し、これら全て、インサート成形法を用いて互いに結合され、かくして、本発明の種々の実施形態に従って図７に示されているように単一の構造体又は組立体として提供される。剛性下側ジョー部材５２、下側導電性パッド５３、及び切断電極５５は全て、アクティブな電極であり又はアクティブな電極として働く。下側導電性パッド５３及び切断電極５５は、同一の極性を有し、これらは、２つの剛性絶縁体５４，５６によって逆の極性を有する剛性の下側ジョー部材から電気的に絶縁されている。

下側ジョー部材５２及び導電性パッド５３は、組織と接触関係をなすよう配置された上側の外面を有する。これら上面は、角度が付けられ又は傾斜しており、しかも互いの鏡像であり、かかる位置決め又は向きは、電流密度の集中及び組織の固定を容易にしている。種々の実施形態では、下側ジョーは、ステンレス鋼で作られており、この下側ジョーは、導電性パッド５３とほぼ同程度の剛性であり、又は合成が導電性パッド５３よりも高い。種々の実施形態では、剛性絶縁体５４，５６は、非導電性材料で作られており、これら剛性絶縁体は、下側ジョー部材５２又は導電性パッド５３と同程度の剛性であり、又は合成がこれらよりも高い。種々の実施形態では、下側ジョー部材５２及び導電性パッド５３は、同一の材料で作られている。

種々の実施形態としての全体的ジョー構造体が図８に断面で示されており、かかる全体的ジョー構造体は、上側ジョーと下側ジョーとの幾何学的性質（例えば、最適溶融及び切開のための形状、寸法、材料及びこれらの任意の組み合わせ）の相互作用を実証している。作用を説明すると、導電性パッド４２，５３は、同一極性のものである。上側及び下側ジョー部材４１，５１，５２は、同一極性のものであるが、導電性パッド４２，５３とは逆の極性のものである。一実施形態では、切断電極５５は、開放切断及び溶融作業中にのみアクティブであり、この切断電極は、下側ジョー部材５２とは逆の極性のものである。図示のように、ランディングパッド４５は、ジョーの閉じの際に下側ジョー部材５２及び導電性パッド５３を邪魔してこれらに圧着する。下側ジョーと上側ジョーとの間に捕捉されている組織（図示せず）も又、ランディングパッド４５と下側ジョー部材５２と導電性パッド５３との間で圧迫される。

各電極の極性は、これら電極相互間に流れる電流に起因して適当なＲＦエネルギー及び加熱を生じさせるよう設定されている。図９に示されているように、電流の流れ方向は、矢印１０１で例示されているように、導電性パッドとジョー部材との間における加熱を考慮に入れると共に下側ジョー構造体上における端から端までの加熱を生じさせるのを考慮に入れている。下側ジョー構造体上における端から端までの加熱は、矢印１０２によって例示されているように組織の分割のために行われる。組織をジョーの中間部の下で分割するため、組織を６０℃～１００℃の温度に達するよう加熱して組織中に存在するコラーゲンを変性させる。コラーゲンをいったん変性させると、コラーゲンは、ゼラチン状の状態になる。

組織が膠様又はゼラチン状の状態であるとき、シリコーン製のランディングパッドのばね定数及び妨害により、図１０に矢印１０３で例示されているように組織の機械的分離が生じる。種々の実施形態では、ばね係数は、パッド及び下側ジョーに対する妨害によって組織の分離を最適化するようあらかじめ定められており、その結果、ランディングパッドは、隣接の組織への影響を最小限に抑えた状態で又は全く影響を及ぼさない状態でパッドと下側ジョーとの間の組織に適合した所定の距離又は量縮むようになる。したがって、電極の形態は、密封領域（導電性パッドとジョー部材との間の領域）及び切断領域（下側ジョー上の端から端への電流領域）の同時加熱を考慮に入れている。コラーゲンの変性も又、組織密封又は溶融を生じさせるために用いられる仕組みである。密封は、切断と同一の温度（６０℃～１００℃）を利用するが、導電性パッドとジョー部材との間のジョーシール間隔は、ＲＦ適用がいったん終わると、シールが再架橋するための型又はモールドを作る。注目されるように、高い温度に迅速に達することにより、細胞構造は、細胞間水分の迅速な加熱に起因して壊れる場合がある。したがって、温度の漸次増大及び適当な温度範囲内での長い滞留時間は、コラーゲンの完全な変性を考慮に入れている。

種々の実施形態では、組織の適当な温度を達成して関連の組織に対する作用効果、例えば漸次増大及び／又は長い滞留時間を生じさせるため、組織の位相角及び／又は位相角の変化率をモニタする。図１１～図１３は、種々の実施形態に従って例示の密封及び分割サイクルのグラフ図である。また、図示のように、位相１１１ｇが他の組織の読み又は指標、例えば電圧１１１ａ、電力１１１ｂ、インピーダンス１１１ｃ、エネルギー１１１ｄ、温度１１１ｅ、及び電流１１１ｆに対して示されている。加うるに、図１１～図１３に示されているが、種々の実施形態では、発生器は、経常費及び電力費並びに電力消費量及び／又は発生器の部品数を減少させるために指標又は読みのうちの１つ又は２つ以上、例えば温度又はエネルギーを測定せず又は計算しないよう構成されている。追加の情報又は読みは、一般に、関連した目的のために提供され又は示されている。

図１１～図１３に示されているように、ジョー相互間の組織１１１ｅの温度は、ＲＦエネルギーの開始から最も高い位相角の点まで増大している。最も高い位相角のこの点（又は、位相角の変化率の変曲点）１５５では、電圧が減少した場合であっても、温度平坦域（プラトー）１５０は、瞬間的に（約０．７５秒）続き、次に高い状態１５２を続ける。

温度プロフィールの挙動に起因して、注目されることとして、温度の瞬間的平坦域は、組織中に存在する水又は水分の状態の変化を原因とする場合がある。水が沸騰し始めると、温度は、液体の水が水蒸気に変わるまでは増大しない。したがって、温度１１１ｅの算定は、位相角１１１ｇに基づかない場合がある。最大位相角前の温度は、１００℃への安定加熱に関連している。温度の平坦域は、１００℃及び２つの状態の水と関連する場合のある位相角の突然の減少と関連している。液体としての水は、導電性が高く、しかも水蒸気はそうではないので、この相転移は、水の状態の別の指標である場合がある。温度が引き続き１００℃を超えていったん増大し（１５２）、そして第２の位相角変曲点１６０を超えて増大し続けると、注目できることとして、水の大部分は、水蒸気に変化している。

ＲＦ出力で理解できる関心のある別の点は、例えば図１３に示されているようにＲＦ適用の水部分の沸騰中における電力１１１ｂ及び電流１１１ｆの突然のスパイク１７０である。このスパイクは、密封又は溶融プロセス中における組織の分割によるものであると言える。電力及び電流のこの増大は、組織がジョーの絶縁部分、例えばランディングパッドの下にもはや存在していないことによるものであると言える。この時点では、ジョーは、より閉じており、エネルギー位相は、シール表面を介してだけである。

コラーゲンを変性させるために必要な温度は、６０℃で始まるので、エネルギーの適用は、１００℃に先立って時間を最大にするために最適化される。これは、コラーゲンの完全且つ徹底的な変性をもたらす。したがって、密封を分割に先立って完了させるよう電力及び電流におけるスパイク１７０に先立って全ての密封を完了させる必要がある。

種々の実施形態によれば、電気外科的器械は又、ＲＦエネルギーを用いて、そして一実施形態では、ジョーが完全開き位置にある状態でのみ下側ジョーを利用するだけで、上側ジョーの協調なしで又は組織が上側ジョーと下側ジョーとの間に捕捉されていない状態であるが下側ジョーと接触した状態で、組織を切断する能力を有する。図１４は、切断電極５５から剛性の下側ジョー部材５２までの電流の流れ方向（矢印１４０）を示している。

組織切断を達成するため、切断電極５５と下側ジョー部材５２との間に高い電位差が作られる。これは、切断電極の周りの局所発弧により作られる熱に起因した組織の蒸発をもたらす。高い温度に遭遇すると、一実施形態において切断電極を絶縁するために用いられている絶縁材料は、高温に耐え又は高温で良好に動作する。また、高い電位差では、絶縁体は、一実施形態では、高い絶縁耐力を有する。電位差は、十分な発弧を達成するためには４００Ｖ‐ピークを超える。しかしながら、実際の電位差は、切断電極と下側ジョー部材との間の間隔に直接関連付けられる。

消弧が別の問題であり、従って、発弧に起因したＲＦ波形ひずみの迅速な修正及び／又はジョーの構成に用いられる材料の劣化を阻止するための電力出力の制限が行われる。電弧（アーク）が１００マイクロ秒を超えて持続する場合、器具劣化の恐れが増大する。また、局所発弧と関連した非常に高い熱に起因して、種々の実施形態に従うＲＦエネルギー適用は、所定のデューティサイクル又は高い波高率を有する波形を含む。正弦波形と関連した波高率が一定の出力を許容する場合には必ず器具の劣化を生じさせるということが判明した。デューティサイクル又は波高率の操作により、器具の作動全体にわたって平均出力電力が下げられる。

種々の実施形態としての電気外科的器械は又、ＲＦエネルギーを用いて、そして一実施形態ではジョーが完全開き位置にある状態でのみ、下側ジョーだけを利用して、上側ジョーの協働なしで又は組織が上側ジョーと下側ジョーとの間に捕捉されないが下側ジョーと接触した状態で組織を溶融させる。図１４は、切断電極５５から剛性の下側ジョー部材５２までの電流の流れ方向を例示的に示している。

種々の実施形態によれば、組織凝固を生じさせるため、低電位差を切断電極５５と下側ジョー部材５２との間に維持する。局所発弧を阻止するために電位差を１００Ｖ‐ピーク未満に設定するが、実際の電位は、切断電極と下側ジョー部材との間の間隔に直接関連付けられる。組織凝固は、２つの電極相互間のＲＦ電流によって生じる熱によって引き起こされる。

一実施形態では、絶縁電線４４は、第１のジョーをアクチュエータ内の配線ハーネスに電気的に結合するよう引き回されている。絶縁電線は、第２のジョーの近位端部のところに収容された保護スリーブの遠位端部から伸びると共に第１のジョー中に延びている。第１のジョーは、絶縁電線を受け入れるよう位置決めされたスロットを有するのが良い。次に、絶縁電線は、第１のジョーに設けられた穴を貫通して非導電性部分に設けられたスロット内に落ち込んでいる。次に、絶縁電線は、非導電性部分の遠位端部まで延び、これを通って導電性パッドまで下っている。

幾つかの実施形態では、ジョーの導電性パッドの又は導電性パッド上の電極の幾何学的形状は、密封領域がブレード切断経路の遠位部分を完全に包囲するようなものである。種々の実施形態によれば、ジョー表面の寸法は、力調節機構体が生じさせることができる潜在的な力のためにジョー相互間の組織に加えられる最適圧力に対して適切に比例するようなものである。その表面領域も又、組織に接触している表面領域に対して電気的に有意義である。表面領域のこの比率及び組織の厚さは、組織の電気的相対特性に対するその関係に関して最適化されている。

一実施形態では、図１５に示されているように、電気外科的プロセス、例えば組織溶融プロセスが器械又はツールに設けられているスイッチを押して（１５１）始まり、それにより当初の測定シーケンスを開始する。ツールに設けられているスイッチを入れた状態で、発生器は、組織について当初の測定値（開路、短絡等）を取り（１５２）、そして当初の測定値に基づいて、ＲＦエネルギーの供給を開始させ又は開始させない（１５３）。種々の実施形態によれば、発生器は、ツール及び／又は組織インピーダンス及び／又は定刻を測定すると共に／或いは位相角が許容範囲内に収まっているかどうかを判定する。一実施形態では、発生器は、心理学的効果（即ち、受動的な測定）を生じさせない低エネルギー範囲（例えば、約１～１０ボルトの電圧）でＲＦエネルギーを利用する発生器に接続された電気外科的器械の電極相互間の組織の測定を行う。種々の実施形態では、発生器は、器械が短絡しているかどうか、故障しているかどうか、開路しているかどうか等を判定するために当初のインピーダンス測定値を用いる。当初のチェックの肯定的な結果に基づいて、発生器は、発生器から電気外科的器械、そして最終的には組織へのＲＦエネルギーの供給を可能にする（１５４）。ＲＦ電力がターンオンされた後であって、ＲＦ電力が発生器によって連続的に供給されているとき、発生器は、供給されたＲＦエネルギーの電力と電圧との間の位相角又は位相角の差及び／又は変化をモニタする（１５５）。

既定又は所定の時点で、既定又は所定の条件で又は既定又は所定のしきい値で（１５６）、ＲＦエネルギーの供給を停止させる（１５７）。この場合、組織が溶融されていること（又は、エラー（例えば電極の短絡）が起こっていると共に／或いは予期せぬ状態（例えば、予期しないスイッチの解除にもかかわらず許容できる状態）が起きていること）を指示する音響信号及び／又は視覚信号が出される。種々の実施形態によれば、既定の時点、状態又はしきい値及び／又は初期化チェックを接続状態の電気外科的器械、手技又は好みについて提供された機器アルゴリズム又はスクリプトに基づいて決定する。種々の実施形態によれば、測定された組織の許容性及び導電性又は初期位相ずれの結果を利用して接続状態の器械に関するエンドポイントを求める。

次に図１６を参照すると、一実施形態では、電気外科的発生器１０は、ＡＣ主入力に接続され、電源１４１が発生器の種々の回路に電力供給するためにＡＣ主入力からのＡＣ電圧をＤＣ電圧に変換する。電源は又、ＤＣ電圧をＲＦ増幅器１４２に供給し、ＲＦ増幅器１４２は、ＲＦエネルギーを発生させる。一実施形態では、ＲＦ増幅器１４２は、電源からの１００ＶＤＣを３５０ｋＨｚの周波数で正弦波形に変換し、この周波数は、接続状態の電気外科的器械を通って送られる。ＲＦセンス回路１４３が発生器の出力のところの電圧、電流、電力及び位相を測定／計算し、発生器内のＲＦエネルギーが接続状態の電気外科的器械２０に供給される。測定／計算された情報が制御装置１４４に伝送される。

一実施形態では、ＲＦセンスは、測定されたＡＣ電圧及びＲＦ増幅器からの電流を分析し、そして次の処理のために制御装置に送られる制御信号のためのＤＣ信号を発生させ、かかる制御信号としては、電圧、電流、電力及び位相が挙げられる。一実施形態では、ＲＦセンス回路１４３は、出力電圧及び電流を測定し、そして電圧及び電流の二乗平均（ＲＭＳ）、ＲＦ出力エネルギーの見かけの電力及び接続状態の電気外科的器械を通って供給されているＲＦエネルギーの電圧と電流の位相角を計算する。特に、出力ＲＦエネルギーの電圧及び電流をＲＦセンスのアナログ回路によって処理して電圧と電流の両方の実数成分及び虚数成分を発生させる。これら信号をフィールド書き換え可能ゲートアレイ（ＦＰＧＡ）で処理して電圧及び電流に関する互いに異なる測定値を与え、かかる測定値としては、ＡＣ信号、電圧と電流の位相ずれ、及び電力のＲＭＳ測定値が上げられる。したがって、一実施形態では、出力電圧及び電流をアナログで測定し、ディジタルに変換し、ＦＰＧＡで処理してＲＭＳ電圧及び電流、見かけの電力及び電圧と電流との間の位相角を計算し、次にかかる出力電圧及び電流を制御装置のために変換してアナログに戻す。

各器具ポートに関し、ＲＦ増幅器１４２から来ている電圧のための１対の信号及び電流のための１対の信号が存在する。一実施形態では、発生器は、ＲＦ増幅器上の互いに異なる場所での各器具に関する電圧及び電流を測定する２つの冗長式ＲＦセンス回路１４３ａ，１４３ｂを有する。第１のＲＦセンス回路は、器具ポート１か器具ポート２かのいずれか上の接続状態の電気外科的器械を通って送り出された電流をセンス抵抗器によって検知すると共に器具ポート１か器具ポート２かのいずれか上の出力へのリターン前後で測定された電圧を検知する。第２のＲＦセンス回路は、器具ポート１か器具ポート２かのいずれか上の接続状態の電気外科的器械から戻された電流をセンス抵抗器によって検知すると共に器具ポート１か器具ポート２かのいずれか上のリターンへの出力前後で測定された電圧１４６ａ，１４６ｂを検知する。電圧入力信号は、かかる信号上のＤＣバイヤスを除くために分圧器及び反転フィルタによって減衰されると共にＡＣ結合される３５０ｋＨｚでの高電圧正弦波形である。反転フィルタが用いられる理由は、電圧及び電流入力がこれらを互いに逆の極性で測定したときに１８０°位相ずれがしているからである。各電圧入力信号に関し、２つの別々の反転及び非反転電圧センス信号を発生させる。一実施形態では、電圧入力信号相互間の差動電圧測定を行って２つの別々の対をなす反転及び非反転電流センス信号を発生させる。電流入力信号は、ＲＦ増幅器上の分流抵抗器前後の電圧を表し、ＲＦ増幅器内では、この電圧は、分流抵抗器を通って流れている電流に比例する。電流入力信号は、信号上のＤＣバイヤスを除くために非反転フィルタを用いて増幅される３５０ｋＨｚでの低電圧正弦波形である。ＲＦセンスは、各電圧及び電流信号を所定の基準信号を乗算して得られた結果に類似した信号を発生させる。したがって、ＲＦセンスは、波形が正である場合、非反転電圧及び電流センス信号を出し、波形が負である場合、反転電圧及び電流センス信号を出し、そして波形がゼロである場合にはアース信号を出す。

ＲＦセンスは、種々の実施形態によれば、ＲＦ増幅器を介して制御装置により供給される４つの基準同期信号を受け取る。同期信号は、同一のデューティサイクルを有するが、異なる位相ずれを持つ３５０ｋＨｚパルス信号であり、一実施形態では、互いに９０°位相ずれしている。同期信号のうちの２つは、入力波形の実数成分を発生させるために同位相波形を生じさせるよう用いられ、２つの他の同期信号は、入力は形の虚数成分を発生させるよう直交波形を生じさせるよう用いられる。これら信号を更に処理して複数のスイッチへの制御信号を発生させる。スイッチの出力を互いに結合して信号出力を生じさせる。一実施形態では、スイッチへの制御信号は、どの入力信号が通って信号出力になるかを決定する。種々の実施形態によれば、第１の組み合わせにより、非反転電圧及び電流センス信号が通過することができ、これは、これらセンス信号に正のパルスを乗算することを表し又はこれに類似している。第２の組み合わせにより、反転電圧及び電流センス信号が通過することができ、これは、これらセンス信号に負のパルスを乗算することを表し又はこれに類似している。第３の組み合わせにより、アース信号が通過することができ、それによりセンス信号にゼロを乗算することを表し又はこれに類似したゼロ電圧出力を発生させる。各出力は、低域通過フィルタに送られ、低域通過フィルタは、検知された信号の実数又は虚数成分に対応したＤＣ電圧を発生させる。これら信号は、ＡＤＣに供給され、ＡＤＣは、ディジタル信号をＦＰＧＡに送る。

一実施形態では、制御装置１４４は、ＲＦ増幅器１４２を制御して出力ＲＦエネルギーに影響を及ぼす。例えば、制御装置は、ＲＦセンス１４３によって提供された情報を利用してＲＦエネルギーが出力されるべきかどうかを判定すると共にＲＦエネルギーの出力を停止させる時期を定める。一実施形態では、制御装置は、接続状態の電気外科的器具２０と接触状態にある特定の組織に基づいて所定の位相しきい値を比較してＲＦエネルギーの出力を停止させる時期を求める。種々の実施形態では、制御装置は、以下に詳細に説明する溶融プロセスを実行し、幾つかの実施形態では、制御装置は、電気外科的器械から送られたデータから溶融プロセスを実施するための命令及び設定値又はスクリプトデータを受け取る。

図１７に示されている種々の実施形態によれば、発生器は、システム電力供給源又は電源１４５、制御装置１４４、前側パネルインターフェース１４６、新型両極性器具インターフェース１４７、ＲＦ増幅器１４２、及びＲＦセンス１４３を含む６つの主要なサブシステム又は回路モジュールを有する。種々の実施形態によれば、回路のうちの１つ又は２つ以上は、他の回路と組み合わされるのが良く又はこれと一体化されるのが良い。電源１４５は、制御信号と一緒にＤＣ電圧を他の全ての回路又はサブシステムに提供して電源出力を制御するよう構成されている。電源は、９０～２６４ＶＡＣ、４７～６３ＨｚであるＡＣ電力入力を受け取り、一実施形態では、電源は、ＡＣ電力入力を発生器に接続し又は発生器から切り離すよう構成されている一体形又は別個のスイッチを有する。制御装置は、前側パネルインターフェース（ＦＰＩ）及び新型両極性器具インターフェース（ＡＢＤＩ）を介してユーザインターフェース１２１及び電気外科的発生器に接続された電気外科的器具１，２のための器械接続部をサポートする。

ＲＦ増幅器１４２は、高電力ＲＦエネルギーを発生させ、これを接続状態の電気外科的器械及び一実施例では組織の溶融のための電気外科的器械に通す。ＲＦ増幅器は、種々の実施形態によれば、１００ＶＤＣ電源を３５０ｋＨｚの周波数を有する高電力正弦波形に変換し、この正弦波形は、ＡＢＤＩ１４７及び最終的には接続状態の電気外科的器具中に送り出される。ＲＦセンス１４３は、ＲＦ増幅器１４２からの測定されたＡＣ電圧及び電流を解釈し、そして制御装置１４４によって解釈されるＤＣ制御信号を発生させ、かかるＤＣ制御信号としては、電圧、電流、電力、及び位相が挙げられる。

発生器は、新型両極性器具、例えば以下に詳細に説明する電気外科的溶融器械への接続のためにのみ用いられる複数の専用接続レセプタクル、図示の実施形態では、器具ポート１及び器具ポート２を有する。専用レセプタクルは各々、アレイばね押しプローブ又はポゴピンを含む。発生器は、種々の実施形態では、レセプタクルでのアクティブ出力端子の付勢に先立って、新型両極性器具の存在を検出する回路を有する。

前側パネルインターフェース（ＦＰＩ）１４６は、ディスプレイ、制御装置からの器具信号及び前側パネルボタンのためのＬＥＤバックライトをドライブするよう構成されている。ＦＰＩは又、調整器を介して電力絶縁をもたらすと共に前側パネルスイッチ／ボタンのための機能を提供するよう構成されている。一実施形態では、ＡＢＤＩ１４７は、ＦＰＩを介する器具への接続部となるパススルー接続部として用いられる。ＦＰＩは又、ＡＢＤＩを介する制御装置１４４と接続状態の電気外科的器具の接続を可能にする。この器具インターフェースは、一実施形態では、ＦＰＩの残部から電気的に絶縁されている。インターフェースは、種々の実施形態では、新型両極性器具上のＦＲＡＭ（登録商標）の読み取り及びこれへの書き込みを行い、トリガスイッチを読み取ると共に／或いは器具が接続状態にあることを指示する信号を読み取るラインを有する。一実施形態では、新型両極性器具のＦＲＡＭを読み取る及びこれへの書き込みを行うよう制御装置のシリアル周辺インターフェース（ＳＰＩ）を利用する器具メモリ回路が提供されている。一実施形態では、ＦＲＡＭに代えてマイクロコントローラが用いられ、インターフェースは、割込みラインを有し、従って、全ての情報がディジタルインターフェースを介して電気外科的器具と発生器との間で伝えられる。ＦＰＩは、ＡＢＤＩを介する新型両極性器具へのＳＰＩ信号及びかかる新型両極性器具からのＳＰＩ信号のための絶縁をもたらす。一実施形態では、ＳＰＩ信号のための絶縁インターフェースは、２つの新型両極性器具で共有され、ポートピンは、チップセレクトとして用いられる。

種々の実施形態によれば、発生器は、制御装置が複合プログラム可能論理デバイス（ＣＰＬＤ）及びＲＦセンスＦＰＧＡとの両方向通信関係を有することができるようにするＳＰＩ通信バスを有する。種々の実施形態では、ＦＰＩは、新型両極性器具上のＦＲＡＭと通信するよう、ＡＢＤＩコネクタを介して制御装置と接続状態の器具との間にＳＰＩインターフェースをもたらす。ＦＰＩは又、制御装置とＡＢＤＩとの間からの低電圧信号のための電気的絶縁をもたらす。ＡＢＤＩ上の器具インターフェースは、ＳＰＩ信号のための絶縁インターフェース通信と共にＲＦエネルギーを接続状態の器具に伝えるよう構成されている。一実施形態では、ＡＢＤＩは、器具が接続されていることを指示する器具からの信号の接続を行う。

ＦＰＩ‐ＡＢＤＩインターフェースは、発生器に接続されている器具に電力を提供し、制御装置と器具との間のＳＰＩ通信を可能にし、器具から制御装置への器具スイッチ信号を提供し、器具から制御器への器具接続信号を提供する。ＡＢＤＩは、ＲＦエネルギーを別個のポゴピンアレイを介して接続状態の各新型両極性器具に提供する。ＦＰＩは、ＦＰＩ及びＲＦ増幅器からの信号、低電圧電力及び高電圧ＲＦ電力をポゴピンアレイ経由でＡＢＤＩコネクタを介して接続状態の器具に提供する。

種々の実施形態によれば、動作エンジンにより、発生器は、種々の動作計画に対応するよう構成可能であり、かかる動作計画としては、互いに異なる且つ多くの電気外科的ツール、外科的処置及び好みが挙げられるが、これらには限定されない。動作エンジンは、外部源からデータを受け取って解釈し、それにより受け取ったデータに基づいて発生器の動作を具体的にコンフィグする。

動作エンジンは、器具プラグ上のメモリデバイスから読み取られる器具データベーススクリプトファイルからコンフィグレーションデータを受け取る。スクリプトは、発生器によって用いられる状態論理を定める。発生器によって定められた状態及び発生器によって行われる測定に基づいて、スクリプトは、出力レベル並びにシャットオフ基準を定め又は設定することができる。スクリプトは、例えば一実施形態では、測定位相が７０°を超える場合に短絡条件の指示又は例えば測定位相が－５０°未満である場合には開路状態の指示を含むトリガイベント又は指標を含む。

一実施形態では、動作エンジンは、システム状態及びユーザ状態を提供する。システム状態は、発生器の特定の既定の又は所定の動作条件を制御し又は管理する既定の状態であり、例えば首尾良くＲＦエネルギーを加え又はエラーを指示する状態である。システム状態は、一実施形態では、システムが働いているのが良く（例えば、アイドル（働いていない）に対して作動されている）、そしてその機能が電気外科的発生器中にハードコードされている（変更されないようコード化されている）既定の組をなすコンフィグレーションである。例えば、ＲＦ実施済み（Ｄｏｎｅ）状態は、ＲＦエネルギーサイクルがエラーなく完了したことを指示するシステム状態である。ユーザ状態は、カスタマイズされ又は特殊化された動作及び値を特定の器械、手技及び／又は好みに関する外部源からの指令によって確立することができる手段としての枠組みを提供する。

一実施形態では、スクリプトは、システム状態及びこれらの出口条件、例えば満了時期又は別の状態への指令及びユーザ状態が始まる場所を記載している。各ユーザ状態の場合、特定の状態に関する動作パラメータ、例えば電力、電圧、及び電流設定値を定めることができ又は先の状態からキャリーオーバーする。一実施形態では、ユーザ状態は、器械、オペレータ又は手技上の特定の状態を提供することができ、一実施形態では、ユーザ状態は、試験のため又は診断学的な特定の状態のために提供されるのが良い。

図１８を参照すると、電気外科的器具又は器械２０が接続されると、発生器１０は、電気外科的器具又は器械２０からスクリプト情報を受け取る。発生器は、このスクリプト情報を用いて状態の数及び状態の実行順序を定める。

器具スクリプト作成者によって書き込まれ、器械又は発生器１０上には存在していないスクリプト源ファイル又はスクリプト情報１８０は、テキスト又はユーザ可読性である。スクリプト情報は、スクリプトコンパイラ１８５を用いてコンパイルされて器具スクリプトデータベース又はバイナリファイル（ＳＤＢ）１０１を生じさせる。スクリプトバイナリファイルは、器具キープログラマ１８７によってメモリモジュールに移され、メモリモジュールは、器具キー１８２により電気外科的器械２０に接続可能であり又はこれに組み込み可能である。電気外科的器械が電気外科的発生器に接続されると、発生器は、スクリプトバイナリファイル及び／又は器械を認証する（１８８）。発生器は、スクリプトバイナリファイルを検証し（１８９）、検証された場合、動作エンジンは、接続状態の器械による作動によって開始されるスクリプトを利用する（１９０）。スクリプト源ファイルは、一実施形態では、特定の電気外科的器械、発生器及び／又は外科的処置に特有の器具スクリプトを含むテキストファイルである。器具のためのスクリプト源ファイルは、一実施形態では、電気外科的発生器及び／又は電気外科的器械に関するパラメータ及びスクリプト（状態、機能、イベント）の入った情報を含む。上首尾の検証後、スクリプトコンパイラは、データをアセンブリしてバイナリ形式にし、このバイナリ形式は、電気外科的発生器によって用いられる状態機械を構成する。図１８に示されているようなスクリプトコンパイラは、一実施形態では、電気外科的発生器とは別個であり、このスクリプトコンパイラは、スクリプト源ファイルからテキストで読み取ると共にその内容を検証する役割を担っている。

メモリモジュールが発生器中に挿入されると、発生器は、モジュール内に設けられている強磁性読み取り書き込み記憶装置（ＦＲＡＭ）又はマイクロコントローラに記憶されているバイナリファイルをダウンロードする。バイナリは、治療アルゴリズムを実行するための論理を含む。発生器は、バイナリを処理して接続状態の器械を認証し、そして治療アルゴリズムを実施するためにバイナリを実行する役割を担うファームウェア／ソフトウェアを含む。このように、発生器は、認証済みの適合性のあるハンドツールでのみ動作するよう構成されている。

一実施形態では、器械スクリプト又はスクリプトデータベースは、特定の又は所与の器械に関する器械プロセスを表している。器械スクリプトは、器械、制御装置又はこれらの組み合わせに接続され又はこれと一体になっているメモリ上に記憶されている。イベントハンドラは、特定のイベント、例えばスイッチ起動／起動解除、器械位置又は測定しきい値超過に応動する。所与のイベントの場合に該当する場合に検出されたイベントに基づく動作エンジンは、接続状態の器械に出力をもたらす。一実施形態では、イベントは、スイッチがアサートされ又はディアサートされているときに別個の変化である。

スクリプト状態は、ブロック又は１組のスクリプト関数又は動作条件及びスクリプトイベント又は指標である。スクリプト関数は、発生器及び／又は器械を制御するための構成可能な命令である。スクリプトオペレータは、スクリプトイベント評価中に実施される論理的且つ比較動作である。スクリプトパラメータは、スクリプトの全ての状態及びイベントによって用いられるコンフィグレーションデータであり、一実施形態では、スクリプトファイルのこれら自体の専用区分内で宣言されている。スクリプトイベントは、電気外科的発生器測定における別個の変化である。スクリプトイベントが起こると、例えば、シーケンスをなすスクリプト関数が実行される。

種々の実施形態によれば、電圧と電流との間の位相角及び／又は位相角の変化率は、組織が所定の温度範囲内にある時間の長さを最大にするために利用される。一実施形態では、所定の温度範囲は、６０℃～１００℃である。一実施形態では、低電圧が密封又は溶融時間を早めながら温度効果を最小限に抑えるために利用される。

種々の実施形態によれば、組織は、両極性電気外科的器具のジョー相互間に把持される。電気外科的発生器に取り外し可能に連結された両極性電気外科的器具は、指令時に組織に供給されるＲＦエネルギーを供給する。供給されたＲＦエネルギーは、組織を所定の速度で加熱する所定の電圧範囲を有する。一実施形態では、所定の電圧範囲は、２０Ｖｒｍｓ～５０Ｖｒｍｓである。ＲＦエネルギーの適用中、出力電圧と電流との間の位相角は、位相の増加又は減少を識別するためにモニタされる。当初、位相角は、増加から減少までの位相角の変化率を求めるためにモニタされる。この変曲点がいったん起こると、器具のジョー内の水が１００℃に達し、そして所要の組織に対する影響を生じさせるための温度を超えていることが判定されるということが想定される。次に、ＲＦエネルギーの供給を停止させるためにシャットオフ時点を定める。

種々の実施形態に従って組織を溶融させるための電気外科的発生器及び関連の電気外科的ツールのための例示のＲＦエネルギー制御プロセスが図１９～図２１に示されている。種々の実施形態では、図１９に示されているように、発生器によって接続状態の電気外科的ツールを通ってエネルギーを供給する（２５１）。発生器は、少なくとも、供給されたＲＦエネルギーの位相及び／又は位相の変化率をモニタする（２５２）。位相／位相変化がゼロよりも大きく又は正に傾いている場合（２５３）、電圧を増大させる（２５４）。発生器は、少なくとも、供給されたＲＦエネルギーの位相及び／又は位相の変化率をモニタし続ける（２５５）。位相及び／又は位相変化が引き続き増大している場合（２５６）、発生器は、引き続き位相及び／又は位相の変化をモニタする。位相及び／又は位相変化が減少した場合（２５７）、このプロセスは完了しており又は終了手順を開始させると共に／或いは発生器により供給されるＲＦエネルギーを停止させる（２５８）。

一実施形態では、プロセスの開始に先立って、インピーダンスを測定して接続状態の電気外科的ツールに送り出される低電圧測定信号を介して短絡又は開路条件を判定する。一実施形態では、受動インピーダンスを測定して把持した組織が電気外科的ツールの動作範囲（２～２００Ω）内にあるかどうかを判定する。初期インピーダンスチェックに合格した場合、ＲＦエネルギーを電気外科的ツールに供給する。その後においては、インピーダンス／抵抗は測定されず、或いは無視される。

当初、初期パラメータは、ジョー相互間に配置された組織の密封のための準備を行うよう設定される。一実施形態では、電圧及び電流設定値は、特定のセッティングに合わせて設定される。一実施形態では、ＲＦエネルギーの電圧をグローバル設定値又はユーザ選択レベルの３０％（例えば、レベル１については２７．５～８８Ｖ、レベル２については２５．０～８０Ｖ、及びレベル３については２２．５～７２Ｖ）から始まるランピング方式で印加する。電圧ＤＡＣをレベル２（中程度）では２５．５Ｖｒｍｓである電圧設定値の３０％に設定する。位相をモニタしてゼロ度を超える位相角を求めると共に電気外科的器具のジョー相互間の組織及び水を所定の遅い速度で加熱する。

次に図２０及び図２１を参照すると、種々の実施形態では、発生器によって接続状態の電気外科的ツールを通ってエネルギーを供給する（２５１）。発生器は、少なくとも、供給されたＲＦエネルギーの位相及び／又は位相の変化率をモニタする（２５２）。位相／位相変化がゼロよりも大きく又は正に傾いている場合（２５３）、電圧を増大させる（２５４）。種々の実施形態では、電圧を所定の割合で、例えば、５秒間にわたり５０％増大させ、この電圧は、位相がゼロ度を超えるよう増大した後、レベル２（中程度）では４２．５Ｖｒｍｓである。ランピングは、所定の条件が満たされるまで続く。一実施形態では、ランピングは、モニタされた位相角が約５°を超えるまで増大すると続行する。これは、位相が組織の加熱に基づいて予想されるように増大しているようにする。

次に続く状態（２６５）では、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば５°を超えて増大する場合、増大する状態又は条件について位相を引き続きモニタする。これにより想定されることとして、かかる増大条件は、ジョー相互間の組織及び水の温度が増大しているが、１００℃未満であることの指標である。しかしながら、減少状態又は条件を指示しているモニタ対象の位相は、異なる指標をもたらす。想定されることとして、かかる指標は、ジョー相互間の組織及び水の温度が少なくとも１００℃に達すると共に／或いは所望の組織に対する影響が完了し、例えば、組織の密封及び／又は切断が完了していることである。

１つ又は２つ以上の次の状態では、モニタされた位相角を増大し又は減少する状態があるかどうかについてチェックする。種々の実施形態によれば、種々の小刻みな又は定期的なチェックを種々の所定のしきい値又は指標への種々の小刻みな又は定期的なアップデートと一緒に実施し、それにより増大する位相角若しくは増大する変化率条件又は減少する位相角若しくは変化率条件を求める。

次の状態のうちの１つ又は２つ以上により位相角、位相角の変化率又は傾向が増大しているのではなく減少していることが判定された場合、指標は、所望の組織に対する影響が完了し、例えば組織の密封及び／又は切断が完了していることである。したがって、想定されることとして、かかる指標では、ジョー相互間の組織及び水の温度は、少なくとも１００℃に達している。

かかる状態又は次の状態では、出力ＲＦエネルギーの電圧ランピング又は増大を下降させ又は減少させる。したがって、水の急速な沸騰を減少させ又は阻止し、温度を定常状態に又は一定に保ち、ついには、所定の条件に達するようにする。一実施形態では、所定の条件は、位相角が少なくとも５°まで減少することである。

種々の実施形態によれば、次に続く状態（２６６）では、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば１０°を超えて増大している場合、位相を増大状態又は条件があるかどうかについてモニタし続ける。しかしながら、モニタされた位相角がこれとは異なり減少している状態を指示し、例えば、所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２６８）、又は所定の時間限度に達した場合、電圧の増大を停止させる（２８０）。次に、モニタされた位相角が減少状態を引き続き指示している場合、例えば、所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２６８）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。

モニタされた位相角が例えば次の後の状態（２６７）において増大している状態を指示している場合、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば１２．５°を超えて増大している場合、位相を増大状態又は条件の続行があるかどうかについてモニタし続ける。モニタされた位相角がこれとは異なり、今や、減少状態を指示している場合、例えば、所定の位相値、例えば７．５°を下回って減少している場合（２６９）、又は所定の時間限度に達した場合、電圧の増大を停止させる（２８０）。次に、モニタされた位相角が減少状態を指示し続けている場合、例えば、所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２６８）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。

次の後の状態（２７０）では、モニタされた位相角が増大状態を指示している場合、例えば所定の位相値、例えば１５°を超えて増大している場合、電圧の増大を停止させ（２７１）、位相を増大状態又は条件があるかどうかについてモニタし続ける。しかしながら、モニタされた位相角がこれとは異なり、増大状態を指示した場合、例えば、所定の位相値、例えば１０°を下回って減少している場合（２７７）、又は所定の時間限度に達した場合、電圧の増大を停止させる（２８０）。次に、モニタされた位相角が減少状態を指示し続けている場合、例えば、所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２８２）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。次の後の状態（２７２）では、モニタされた位相角が増大状態を指示している場合、例えば所定の位相値、例えば２０°を超えて増大している場合、位相を増大状態又は条件についてモニタし続ける。モニタされた位相角がこれとは異なり、減少状態を指示している場合、例えば、所定の位相値、例えば１０°を下回って減少している場合（２７７）、又は所定の時間限度に達した場合、位相を減少状態又は条件についてモニタし続ける。次に、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２８２）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。

次の後の状態（２７３）では、モニタされた位相角が増大状態を指示し続けている場合、例えば所定の位相値、例えば２５°を超えて増大している場合、位相を増大状態又は条件に関してモニタし続ける。モニタされた位相角がこれとは異なり、所定の位相値、例えば１５°を下回って減少している場合（２７８）、又は所定の時間限度に達した場合、位相を減少状態又は条件についてモニタし続ける。次に、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば５°を下回って増大している場合（２８２）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。次の後の状態（２７４）では、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば３０°を超えて増大している場合、位相を増大状態又は条件についてモニタし続ける。モニタされた位相角がこれとは異なり、所定の位相値、例えば１５°を下回って減少している場合（２７８）、又は所定の時間限度に達した場合、位相を減少状態又は条件についてモニタし続ける。次に、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２８５）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。

次の後の状態（２７５）では、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば３５°を超えて増大している場合、位相を増大状態又は条件についてモニタし続ける。しかしながら、モニタされた位相角がこれとは異なり、所定の位相値、例えば１５°を下回って減少している場合（２７８）、又は所定の時間限度に達した場合、位相を減少状態又は条件についてモニタし続ける。次に、モニタされた位相角が５°を下回って減少した場合（２８２）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。次の後の状態（２７６）では、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば４０°を超えて増大している場合、位相を減少状態又は条件があるかどうかについてモニタし、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば１５°を下回って減少している場合（２７８）、又は所定の時間限度に達した場合、位相を減少状態又は条件についてモニタし続ける。次に、モニタされた位相角が所定の位相値、例えば５°を下回って減少している場合（２８２）、又は所定の時間限度に達した場合、ＲＦエネルギーを停止させ、プロセスが終了する（２８１）。想定されると共に注目されるように、上記において提供されると共に本願全体を通じて説明した例示の且つ動作的に密封／溶融及び切断／切開プロセス又はシステムに関し、小刻みなチェックの頻度及び／又は増大し又は減少する状態、例えば増大し又は減少する所定の角度又は変化率の指示は、特定の電気外科的機器、発生器、組織及び／又は外科的処置に基づいて所望の又は必要とされる互いに異なり且つ様々なレベル及び調整又は制御の細分性をもたらすよう様々であって良い。

図２２～図２４は、本発明の種々の実施形態による例示の血管密封／溶融利用システム及びプロセスのグラフ図である。図示のように、約３×収縮期破裂圧力を超えて組織シールを提供する成功率２２３は、高く、血管を最高４ｍｍのサイズまで密封する時間２２３は、短く、例えば２秒未満であった。血管を４～７ｍｍにわたって密封する時間も又、短縮されており、例えば５秒未満であった。位相角が最大値から所定の位相値、例えば５°まで減少する時間は、最高４ｍｍまで密封する時間よりも長い。種々の実施形態に従って好結果の血管シールを提供し例えば３倍を超える収縮期破裂圧力に耐えながら密封時間におけるかかる変化又は減少は、位相傾向の導関数の変曲点のところでの識別及び／又はトリガによって改善されて小刻みなチェック、状態指標又はしきい値に組み込まれる。種々の実施形態では、位相傾向の導関数の変曲点は、位相傾向が増大状態から減少状態に変化する点で識別される。

図２３に示されているように、血管は直径が６．６２ｍｍであり、首尾良く密封され、例えば、１２．７ｐｓｉの破裂圧力を示している。加うるに、図示のように、位相角２３０ｇは、ＲＦエネルギーを加えたときに増大する。増大速度並びに組織の温度２３０ｄは、迅速ではないが、むしろ十分に遅い。変曲点２３１、例えば位相が増大から減少に変化する点がＲＦエネルギーを停止させる前の約１．５秒で起こる。図２４に示されているように、血管は、直径が１．８９ｍｍであり、首尾良く密封され、例えば、１３ｐｓｉの破裂圧力を示した。位相角２４０ｇ及び温度２４０ｄの全体的傾向は、先の血管密封とほぼ同じであるが、図２４に示されている時間スケールは、図２３の時間スケールの約１／４である。また、図示のように、位相２３０ｇ，２４０ｇは、他の組織の読み又は指標、例えば電圧２３０ａ，２４０ａ、電力２３０ｂ，２４０ｂ、インピーダンス２３０ｅ，２４０ｅ、エネルギー２３０ｃ，２４０ｃ、温度２３０ｄ，２４０ｄ、及び電流２３０ｆ，２４０ｆに対して示されている。加うるに、図２３及び図２４に示されているが、種々の実施形態では、発生器は、経常費及び電力費並びに電力消費量及び／又は発生器の部品数を減少させるために指標又は読みのうちの１つ又は２つ以上、例えば温度又はエネルギーを測定せず又は計算しないよう構成されている。追加の情報又は読みは、一般に、関連した目的のために提供され又は示されている。

注目されるように、組織のインピーダンスは、全シールサイクルに関してその最小値の近くである。したがって、これにより、低電圧及び大電流が提供され、かくして、シールサイクル全体にわたって一貫した電力送り出しが得られる。効果的な又は一貫した電力送り出しにより、熱の広がりが減少する。種々の実施形態によれば、密封のための時間を減少させることができ、５０Ｖｒｍｓ未満への電圧出力の減少及び／又は５０ワット未満への電力出力の減少が得られる。誤った読みを回避するため、種々の実施形態によれば、電気外科的発生器は、組織へのＲＦエネルギーの供給中、組織の抵抗又はインピーダンスを測定しない。

種々の実施形態によれば、ＲＦエネルギーの制御と共に効果的な供給によって両極性電気外科的器具と接触状態にある血管又は組織を密封するために熱の広がりを減少させ、低出力レベル及び効率的な電力送り出しを可能にする電気外科的システムが提供されている。

本願全体を通じて説明したように、電気外科的発生器は、究極的には、ＲＦエネルギーを接続状態の電気外科的器械に供給する。電気外科的発生器は、供給されたＲＦエネルギーが指定されたパラメータを超えることがないようにし、故障又はエラー条件を検出する。種々の実施形態では、電気外科的器械は、ＲＦエネルギーを外科的処置のために適切に加えるために用いられる指令又は論理を提供する。電気外科的器械は、電気外科的発生器と関連して器械の動作を定める指令及びパラメータを有するメモリを含む。例えば、単純な場合、発生器は、ＲＦエネルギーを供給することができるが、接続状態の器械は、エネルギーをどれほど加えるかを定める。しかしながら発生器は、ＲＦエネルギーの供給が例え接続状態の器械によって定められている場合であっても設定されたしきい値を超えることができないようにし、それにより故障器械指令に対してチェック又は保証を提供する。

次に種々の実施形態に従って本明細書において説明した電気外科的ツール又は器械の動作上の観点のうちの幾つかに着目すると、血管又は組織の束を溶融、切開又はこれら両方のためにいったん識別すると、第１のジョーと第２のジョーを組織の周りに配置する。可動ハンドル２３を絞って可動ハンドルを静止ハウジング２８に対して近位側に動かす。可動ハンドルが近位側に動くと、第１のジョーは、第２のジョーに向かって回動し、組織を効果的にクランプする。静止ハンドルに設けられている作動ボタンを押すことによって高周波エネルギーを組織に加える。組織をいったん溶融させ、切開し又はこれら両方を行うと、可動ハンドルを再び開く。

代替的に又は追加的に、ジョーが完全開き位置に又は完全開き位置と係合位置との間の中間位置にある状態で、作動ボタン又は別個の作動ボタンを押すことによって高周波エネルギーを下側ジョーの下面又は一部分と接触状態にある組織に加えて組織の溶融及び／又は切開を行っても良い。

概略的に上述すると共に以下に詳細に説明したように、種々の電気外科的器械、ツール又は器具を本明細書において説明した電気外科的システムに用いることができる。例えば、電気外科的把持器、はさみ、ピンセット、プローブ、針、及び本明細書において説明する観点のうちの１つ、幾つか、又は全てを含む他の器械は、電気外科的システムにおいて種々の利点をもたらすことができる。種々の電気外科的器械及び発生器の実施形態並びにこれらの組み合わせを本願全体を通じて説明した。一般的に本願全体にわたって説明した特徴のうちの１つ、幾つか、又は全てを以下において説明した器械、発生器及びこれらの組み合わせの実施形態のうちの任意のものに含めることができるということが想定される。例えば、説明した器械の各々が上述した発生器との対話のためにメモリを有し、またこの逆の関係が成り立つことが望ましい場合がある。しかしながら、他の実施形態では、説明した器械及び／又は発生器は、器械メモリの対話なしで、標準型両極性高周波電源と対話するよう構成されていても良い。さらに、説明を容易にするためにモジュール及び／又はブロックの観点で種々の実施形態を説明したが、かかるモジュール及び／又はブロックを１つ又は２つ以上のハードウェアコンポーネント、例えばプロセッサ、ディジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、プログラマブル論理回路（ＰＬＤ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、開路、レジスタ及び／又はソフトウェアコンポーネント、例えばプログラム、サブルーチン、論理及び／又はハードウェアとソフトウェアコンポーネントの組み合わせによって具体化できる。同様に、かかるソフトウェアコンポーネントをハードウェアコンポーネント又はこれらの組み合わせと交換可能であり又はその逆の関係が成り立つ。

電気外科的ユニット、器械及びこれら相互間の接続部並びにこれらの動作及び／又は機能の別の実施例が２００９年４月１日に出願された米国特許出願第１２／４１６，６６８号明細書（発明の名称：Electrosurgical System）、２００９年４月１日に出願された同第１２／４１６，７５１号明細書（発明の名称：Electrosurgical System）、２００９年４月１日に出願された同第１２／４１６，６９５号明細書（発明の名称：Electrosurgical System）、２００９年４月１日に出願された同第１２／４１６，７６５号明細書（発明の名称：Electrosurgical System）及び２００９年３月３１日に出願された米国特許出願第１２／４１６，１２８号明細書（発明の名称：Electrosurgical System）に記載されており、これらの特許文献を参照により引用し、これらの記載内容全体を本明細書の一部とする。これら電気外科的発生器、ツール及びシステムの或る特定の観点を本明細書において説明し、そして種々の実施形態に関する追加の細部及び実施例が２０１４年５月１６日に出願された米国特許仮出願第６１／９９４，２１５号明細書（発明の名称：Electrosurgical Fusion Device）、２０１４年５月１６日に出願された同第６１／９４４，１８５号明細書（発明の名称：Electrosurgical Generator with Synchronous Detector）、２０１４年５月１６日に出願された同第６１／９９４，４１５号明細書（発明の名称：Electrosurgical System）、及び２０１４年５月１６日に出願された同第６１／９４４，１９２号明細書（発明の名称：Electrosurgical Generator ）に記載されており、これら米国特許仮出願を参照により引用し、これらの開示内容全体を本明細書の一部とする。

上述の説明は、当業者が手術用器械を製作して用い、そして本明細書において説明した方法を実施することができるようにするために提供されており、かかる説明は、発明を実施する本発明者によって想定される最適態様を記載している。しかしながら、種々の改造が当業者には明らかなままである。これら改造例は、本発明の範囲に含まれることが想定されている。加うるに、種々の実施形態又はかかる実施形態の観点は、種々の図に示されると共に明細書全体にわたって説明されていると言える。しかしながら、注目されるべきこととして、図示され又は別々に説明されているが、各実施形態及びその観点を別段の指定がなければ、他の実施形態のうちの１つ又は２つ以上及びその観点と組み合わせることができる。本明細書の読みやすさを高めるために各組み合わせを明示的に記載していないに過ぎない。また、本発明の実施形態は、あらゆる点で例示であって本発明を限定しないと考えられるべきである。

Claims (15)

1. 電気外科的システムであって、
   電気外科的器械を含み、
   当該電気外科的器械は、
   下側ジョー部材、下側導電性パッド、切断電極、及び、絶縁体を含む下側ジョーであって、前記絶縁体は、前記下側導電性パッド及び前記切断電極を前記下側ジョー部材から電気的に絶縁し、前記下側導電性パッド及び前記切断電極は同一の極性を有し、前記下側ジョー部材は前記下側導電性パッド及び前記切断電極に対して逆の極性を有し、前記下側ジョー部材は傾斜した上部外面を有し、前記下側導電性パッドは傾斜した上部外面を有し、前記下側ジョー部材及び前記下側導電性パッドの傾斜した上部外面は、互いの鏡像である、下側ジョーと、
   上側ジョー部材、上側導電性パッド、絶縁パッド、及び、圧縮可能なランディングパッドを含む上側ジョーであって、上側ジョー部材及び上側導電性パッドが逆の極性を有し、前記上側ジョー部材が傾斜した下部外面を有し、前記上側導電性パッドが傾斜した下部外面を有し、前記上側ジョー部材の傾斜した前記下部外面、及び、前記上側導電性パッドが互いの鏡像であり、前記圧縮可能なランディングパッド及び前記絶縁パッドが前記上側導電性パッドを前記上側ジョー部材から電気的に絶縁し、前記圧縮可能なランディングパッドは、前記上側ジョー部材及び前記上側導電性パッドよりも剛性が低く、前記圧縮可能なランディングパッドは、前記上側ジョーと前記下側ジョーとの間の組織の電気的分離を容易にし、かつ、前記圧縮可能なランディングパッドと前記下側ジョーとの間に接触および圧力が生じるように構成され、前記圧縮可能なランディングパッドは、前記下側ジョー部材および前記導電性パッドの傾斜した下部外面に対して平坦かつ非平行な下面を有する、上側ジョーと、を備え、
   前記下側ジョーが、前記上側ジョーに対向し、かつ、前記上側ジョーと下側ジョーの間で組織を把持するために間隔をあけた位置と近接した位置の間で移動するように回動可能に配置され、前記上側導電性パッド及び前記下側導電性パッドが互いに同一の極性を持ち、前記上側ジョー部材及び前記下側ジョー部材が互いに対して同一の極性を持つ、
   電気外科的システム。
2. 前記切断電極は、前記上側ジョーと前記下側ジョーが間隔をあけた位置にある開放及び溶融作業中にのみアクティブになるように構成され、アクティブになると、前記切断電極は、前記下側ジョー部材の極性と反対の極性を有し、４００ボルトより大きい電位差を前記下側ジョーの切断電極及び前記下側ジョーの下側ジョー部材とに生成し、前記上側ジョーと前記下側ジョーとの間には生成しない請求項１に記載の電気外科用システム。
3. 前記上側ジョーと前記下側ジョーが近接した位置にある状態で、前記圧縮可能なランディングパッドは前記下側ジョーの前記下側ジョー部材と前記下側ジョーの前記下側導電性パッドへ圧縮される、請求項１又は２に記載の電気外科用システム。
4. 前記上側ジョー部材、前記上側導電性パッド、前記絶縁パッド、及び前記圧縮可能なランディングパッドは、一緒に成形されて単一の構造体を形成する、請求項１～３のいずれか１項に記載の電気外科的システム。
5. 前記上側ジョー部材が前記圧縮可能なランディングパッドよりも剛性が高く、前記絶縁パッドが非導電性材料で作られ、前記上側ジョー部材または前記上側導電性パッドと同じかそれよりも剛性が高い、請求項４に記載の電気外科的システム。
6. 前記上側ジョー部材は、前記上側導電性パッドの断面形状および前記圧縮可能なランディングパッドの断面形状とは異なり、より大きな断面形状を有し、前記圧縮可能なランディングパッドの断面形状は、前記上側導電性パッドの断面形状とは異なる、請求項１～５のいずれか１項に記載の電気外科的システム。
7. 前記下側ジョー部材は、前記下側導電性パッドの断面形状とは異なり、より大きな断面形状を有する、請求項１～６の何れか１項に記載の電気外科的システム。
8. 前記下側ジョー部材の前記下側ジョーの中心部分付近の部分と前記下側ジョーの中心部分付近の前記下側導電性パッドの部分とは、ともに平坦であり、前記圧縮可能なランディングパッドに接触して圧縮するように構成されている、請求項１～７の何れか１項に記載の電気外科的システム。
9. 前記下側ジョーの中央部分は、電極を有しない、請求項８に記載の電気外科的システム。
10. さらに、絶縁ワイヤを有し、当該絶縁ワイヤが、前記上側ジョーの穴を貫通して前記上側ジョーの前記絶縁パッドのスロット内に延び、前記上側ジョーの前記絶縁パッドの遠位端部まで延び、前記上側ジョーの上側導電パッドに延びる、請求項９に記載の電気外科的システム。
11. 前記電気外科的器械に取り外し可能に接続された電気外科的発生器をさらに備え、該電気外科的発生器は、該電気外科的器械にＲＦエネルギーを供給するＲＦ増幅器を備える、請求項１～１０の何れか１項に記載の電気外科的システム。
12. 供給されたＲＦエネルギーが、前記上側導電性パッドと前記下側ジョー部材との間、前記上側ジョー部材と前記下側導電性パッドとの間、および前記下側導電性パッドと前記下側ジョー部材との間に供給されて、０℃～１００℃の間の温度に到達させる、請求項１１の電気外科用システム。
13. 前記ＲＦ増幅器が、供給されるＲＦエネルギーの電圧を増加させながら、前記上側ジョーと前記下側ジョーとの間の温度を１００℃未満に維持するようにＲＦエネルギーを供給する、請求項１２記載の電気外科用システム。
14. 前記電気外科的発生器は、ＡＣ主入力に取り外し可能に接続され、前記ＡＣ主入力からのＡＣ電圧を変換してＤＣ電圧を前記ＲＦ増幅器に供給するように構成された電源からなり、前記電源からのＤＣ電圧を供給されるＲＦエネルギーとして前記電気外科的器械に供給される３５０ｋＨｚの周波数の正弦波形に変換する請求項１１記載の電気外科用システム。
15. 供給されたＲＦエネルギーが、前記上側導電性パッドと前記下側ジョー部材との間、および、前記上側ジョー部材と前記下側導電性パッドとの間に供給されて、６０℃から１００℃の間の温度に到達させる、請求項１４に記載の電気外科用システム。

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