(57)【要約】      （修正有）【課題】改善された過電圧制限および一過性エネルギー抑制を有する電気外科発生器を提供すること【解決手段】組織を電気外科的に密封するための方法は、以下：（Ａ）ＲＦエネルギーの第一パルスをこの組織に適用する工程；および（Ｂ）この組織に、少なくとも１回の引き続くＲＦエネルギーパルスを適用し、そして個々のＲＦエネルギーパルスの間に生じる一過性電気の少なくとも１つの特徴に従って、引き続くＲＦエネルギーパルスの個々のパルスのＲＦエネルギーパラメータを一定に維持するかまたは変動させる、工程、を包含する。この方法は、一過性電気が存在しないという決定の際に、少なくとも１回の引き続くＲＦパルスの発生を停止させる。【選択図】図１２
2010221044.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
明細書に記載の発明。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（同時係属中の特許出願からの優先権主張）
本願は、同時係属中の米国特許出願（米国特許出願番号１０／０７３，７６１を有し、発明の名称「Ｖｅｓｓｅｌ  Ｓｅａｌｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍ」、Ｒｏｂｅｒｔ  Ｗｈａｍらによる）から優先権を主張する。この米国特許出願は、米国特許出願（米国特許出願番号０９／４０８，９４４を有し、同じ発明の名称「Ｖｅｓｓｅｌ  Ｓｅａｌｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍ」、Ｒｏｂｅｒｔ  Ｗｈａｍらによる）から優先権を主張する。各特許出願の開示は、その全体が本明細書中に参考として援用される。
【０００２】
（分野）
本発明は、一般に、医療機器に関し、そして具体的には、電気外科および他の手順の間に組織および脈管を密封する際に有用な、高周波数（ＲＦ）エネルギーを提供する発生器に関する。
【背景技術】
【０００３】
電気外科発生器は、患者の組織を切断し、そして凝固させるために、外科医によって使用される。高周波数電力（これはまた、高周波数（ＲＦ）電力またはエネルギーと称され得る）が、電気外科発生器によって発生され、そして電気外科用具によって、組織に適用される。単極構成と双極構成との両方が、電気外科手順の間、通常使用される。
【０００４】
電気外科技術は、小さい直径の血管および脈管束を密封するために使用され得る。電気外科技術の別の応用は、組織融合においてであり、ここで、適切な電気外科用具によって、電気外科ＲＦエネルギーが適用されながら、２層の組織が把持され、そして一緒にクランプされる。次いで、組織のこれらの２つの層は、一緒に融合される。
【０００５】
この時点で、小さい脈管を凝固させるプロセスは、脈管密封または組織融合とは基本的に異なることに注意することが、重要である。本明細書中の目的で、用語「凝固」とは、組織細胞が破裂され、そして乾燥される、組織を乾燥させるプロセスとして定義され得る。脈管密封または組織融合は、両方、組織内のコラーゲンを液化させ、これによって、この組織が架橋し、そして融合塊に再形成されるプロセスによって、組織を乾燥させるとして定義され得る。従って、小さい血管の凝固は、この血管を閉じるために一般に十分であるが、より大きい脈管は、通常、永久的な閉鎖を保証するように密封されることを必要とする。
【０００６】
しかし、本明細書中で使用される場合、用語「電気外科乾燥」とは、任意の組織乾燥手順（電気外科凝固、乾燥、脈管密封、および組織融合が挙げられる）を包含することが意図される。
【０００７】
電気外科乾燥から生じ得る問題の１つは、熱の影響に起因する望ましくない組織損傷であり、ここで、電気外科エネルギーが適用されるべき組織を取り囲む、それ以外には健常な組織は、当該分野において「熱拡散」として公知の影響によって、熱的に損傷を受ける。熱拡散の発生の間、手術部位からの過剰の熱は、隣接する組織に直接伝導され得、そして／または手術部位において処置されている組織からの水蒸気の放出が、周囲の組織への損傷を生じ得る。
【０００８】
熱拡散の発生の可能性を制限された電気外科発生器を提供することが望ましいことが、理解され得る。
【０００９】
従来の電気外科技術に付随して生じ得る別の問題は、電気外科用具または機器への焼痂の蓄積である。焼痂は、用具の作動表面上に形成する堆積物であり、そして電気外科乾燥され、次いで炭化される組織から生じる。焼痂の蓄積の１つの結果は、外科用具の有効性の低下である。電気外科用具上への焼痂の蓄積は、手術部位においてより低い熱が発生する場合に、減少され得る。
【００１０】
組織の電気的インピーダンスの測定は、その組織の乾燥の状態の指標を提供することが十分に確立されており、そしてこの観察は、いくつかの電気外科発生器において、組織インピーダンスの測定に基づいて電気外科電力の発生を自動的に終結させるために利用されている。
【００１１】
最適な量の乾燥を決定するための少なくとも２つの技術が、当業者によって公知である。１つの技術は、閾値インピーダンスを設定し、そして測定された組織インピーダンスが閾値を越える場合に、電気外科電力を終結させる。第二の技術は、組織インピーダンスの動的変動に基づいて、電気外科電力の発生を終結させる。
【００１２】
組織インピーダンスの動的変動の議論は、非特許文献１に見出され得る。非特許文献１の図２は、インピーダンスを、組織の加熱の間の時間の関数として示し、そしてこの著者らは、組織のインピーダンス値が、凝固の瞬間に最小値に近づくことを観察したことを報告した。この観察に基づいて、この著者らは、最小インピーダンスをモニタリングし、引き続いて出力電力を終結させて組織の炭化を回避するための、マイクロコンピュータ技術を示唆する。
【００１３】
同じ著者らによる非特許文献２は、組織のインピーダンス挙動およびその電気外科脈管密封への適用を議論し、そしてインピーダンスが、凝固の瞬間に最小値を有することを報告する。
【００１４】
以下の米国特許もまた、この分野において興味深い。特許文献１は、組織インピーダンスが予め決定された最大値から低下し、引き続いて予め決定された最小値から上昇し、次いで、特定の閾値に達した後に、ＲＦエネルギー出力を自動的にオフにすることに関連する問題に取り組む。記憶デバイスが、最大および最少のインピーダンス値を記録し、そして回路が、閾値を決定する。特許文献２は、温度に伴う組織インピーダンスの変動を議論し、ここで、このインピーダンスは、温度が上昇するにつれて低下し、次いで上昇することが示される。特許文献２の図２は、比較的低温の領域Ａを示し、ここで、体液に含まれる塩は解離し、これによって、電気インピーダンスが低下すると考えられる。次に比較的高温の領域Ｂは、組織中の水が沸騰して蒸発し、インピーダンスを上昇させる領域である。次の比較的高温の領域Ｃは、組織が炭化し、その結果、電気インピーダンスのわずかな低下を生じる領域である。特許文献３は、２つのタイマーのデューティサイクルが同時にかつ比例して調節され、その結果、高い周波数の信号バーストが、デューティサイクルの変動にかかわらず一定してピーク電力点の周りで中心を合わせられる、２つのタイマーの使用を開示する。
【００１５】
特許文献４（「Ｅｎｅｒｇｙ  Ｄｅｌｉｖｅｒｙ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｖｅｓｓｅｌ  Ｓｅａｌｉｎｇ」）もまた興味深く、この文献は、組織を把持し得、そして適切な量の閉鎖力をこの組織に適用し得、次いでこの組織に、この閉鎖力の適用と同時に電気外科エネルギーを伝導するための、外科用具を使用する。特許文献４の図２（本明細書中で従来技術を表すために図１として示される）は、組織に送達される電気外科電力を、組織インピーダンスの関数として表す、一連の電力曲線を示す。低インピーダンスにおいて、電気外科電力は、出力電流を急速に増加させることによって、増加される。この電気外科電力の増加は、第一のインピーダンス破壊点（１で表示される）（例えば、２０オーム未満）に達する場合に、終結される。次に、電気外科電力は、脈管および他の組織中のタンパク質が融解するまで、およそ一定に保持される。このセグメントが終結するインピーダンスは、ＲＭＳ電力の大きさに従って変動する。例えば、最大ＲＭＳ電力が約１２５ワットである場合、セグメント（Ｂ）は、約１２８オームで終結する。より低い電力（例えば、７５ワット）が使用される場合、セグメント（Ｃ）は、２５６オームのインピーダンス値で終結し得る。次に、出力電力は、最大値の半分未満まで低下され、そしてより低い電力送達は、第二のインピーダンス破壊点（２．０４８×１０３オーム）に達すると、終結される。第二の破壊点を決定するためにインピーダンスを使用することの代替は、Ｉ−Ｖ位相角の使用、または出力電力の大きさの使用である。
【００１６】
上記のことに基づいて、電気外科は、手術組織部位へのＲＦエネルギーの制御された適用を必要とすることが明らかであるはずである。手術の間、首尾よい臨床結果を達成するために、電気外科発生器は、予め決定された作動レベル内で組織に適用される振幅および波形を有する、制御された出力ＲＦ信号を生じるべきである。しかし、組織の急激な乾燥が起こり、その結果、過剰のＲＦレベルが組織に適用される場合、電気外科の間に問題が生じ得る。これらの過剰のレベルは、所望でない組織の影響を生じ、これは、熱拡散を増加させ得るか、または組織の炭化を引き起こし得、そして組織をずたずたに切り得、そして崩壊し得る。脈管の密封を改善し、そして周囲の組織に対する損傷を減少させるために、より制御された出力を有するシステムを提供することが望ましい。脈管の密封に影響を与える要因としては、利用される外科器具、および器具の顎部にＲＦエネルギーを適用するための発生器が挙げられる。器具の顎部間のギャップ、および組織に対する顎部の圧力は、電流に対する影響に起因して、組織の密封に影響を与えることが認識される。例えば、不十分な圧力または過剰のギャップは、組織に十分なエネルギーを供給せず、そして不十分な密封を生じ得る。
【００１７】
しかし、ＲＦエネルギーの適用もまた、密封に影響を与えることもまた認識される。例えば、ＲＦエネルギーのパルス化は、密封を改善する。このことは、組織が乾燥するにつれて組織が水分を失うことに起因し、そしてパルス間の発生器の出力を停止するか、または有意に低下させることによって、次のＲＦパルスの適用のために、いくらかの水分が組織に戻ることを可能にする。各パルスを、特定のパラメータに依存して変化させることもまた、改善された密封を提供する際に有利であることがまた、本発明者らによって認識されている。従って、ＲＦエネルギーをよりよく制御し、そして異なる組織構造に適合するように手順の開始において変化し得、そして組織が乾燥するにつれて、その組織の変化に適合するように、手順の間にＲＦエネルギー自身をさらに変化し得る、脈管密封システムを提供することが有利である。
【００１８】
過剰電圧クランピングへの適合もまた望ましい。この点に関して、従来の過剰電圧技術は、作動レベルを制限するためにアバランシェデバイス（例えば、ダイオード、ツェナーダイオードおよびトランソーブ（ｔｒａｎｓｏｒｂ））を使用して、過剰の過剰電圧をクランプまたはクリップする手段を使用する。これらの技術において、過剰のエネルギー、および前方への伝導エネルギーは、保護デバイスによって吸収され、そして熱の形態で、非効率的に消散される。より進んだ先行技術は、予め決定された比較器参照値を使用して、過剰のエネルギーのみを能動的にクランプするが、依然として、過剰のエネルギーを熱の形態で吸収し、そして消散させる。
【００１９】
特許文献５は、切り替え通信を使用する、ＡＣからＡＣへの電力変換のためのシステムを開示する。このシステムは、能動出力電圧感知を組み込み、そして能動クランプ電圧調節器（これは、出力を制限するためにエネルギー付与する）を使用してクランプすることによって切り替え通信の間に起こる過剰電圧状態に取り組む。能動クランプは、抵抗負荷を切り替え、過剰電圧状態によって引き起こされる過剰のエネルギーを消散させる。
【００２０】
この分野における他の特許としては、過剰電圧クランプ回路を開示する特許文献６、および単離された半ブリッジ電力モジュールを開示する特許文献７が挙げられる。これらの特許は両方、全ての電力デバイスに対する出力過剰電圧の制限を確認し、そして比例して尺度を変化させるツェナーを使用して、各デバイスの出力オフ電圧をモニタリングおよび追跡して電力デバイスの故障を防止することによって、この過剰電圧の制限の保護が電力デバイスに提供される。ツェナーデバイスとは、電力デバイスのゲートにフィードバックを提供するように構成された回路である。ツェナーアバランシェが起こる場合、この電力デバイスは、部分的にオンになり、結合性負荷と組み合わせて、過剰の過剰電圧エネルギーを吸収する。
【００２１】
インバーター組み込み過電圧クランピングの開示について特許文献８もまた参照され得る。過電圧クランピングは、ＤＣ電源を参照したダイオードクランピングデバイスを使用することにより提供される。このＤＣ電源は、過電圧条件をクランピングするための所定の参照電圧を提供し、クランプダイオードを介して過剰のエネルギーを吸収し、このクランプダイオードが、過剰電圧を熱の形態で放散する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２２】
【特許文献１】米国特許第５，５４０，６８４号明細書
【特許文献２】米国特許第５，４７２，４４３号明細書
【特許文献３】米国特許第４，１９１，１８８号明細書
【特許文献４】米国特許第５，８２７，２７１号明細書
【特許文献５】米国特許第５，５９４，６３６号明細書
【特許文献６】米国特許第５，５００，６１６号明細書
【特許文献７】米国特許第５，５９６，４６６号明細書
【特許文献８】米国特許第４，６４６，２２２号明細書
【非特許文献】
【００２３】
【非特許文献１】「Ａｕｔｏｍａｔｉｃａｌｌｙ  Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  Ｂｉｐｏｌａｒ  Ｅｌｅｃｔｒｏｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ」、Ｎｅｕｒｏｓｕｒｇｉｃａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ，７：２−３，ｐｐ．１８７−１９０、１９８４、ＶａｌｌｆｏｒｓおよびＢｅｒｇｄａｈｌ
【非特許文献２】「Ｓｔｕｄｉｅｓ  ｏｎ  Ｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｔｈｅ  Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ  ｏｆ  ａｎ  Ａｕｔｏｍａｔｉｃ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｂｉｐｏｌａｒ  Ｃｏａｇｕｌａｔｏｒ」、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｎｅｕｒｏｓｕｒｇｅｒｙ，７５：１，ｐｐ．１４８−１５１、１９９１年７月、ＶａｌｌｆｏｒｓおよびＢｅｒｇｄａｈｌ
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２４】
改善された過電圧制限および一過性エネルギー抑制を有する電気外科発生器を提供することは有利である。
【課題を解決するための手段】
【００２５】
より特定すれば、本願発明は以下の項目に関し得る。
（項目１）
外科的に組織を密封するためのシステムであって、以下：
ＲＦエネルギー源および電気外科発生器の作動を制御するためのコントローラを備える電気外科発生器であって、
上記電気外科発生器は、密封される組織へと、上記電気外科発生器によって発生されたＲＦエネルギーを連結するための電極を備える外科機器に連結するための出力を有し；そして
上記コントローラは、上記電気外科発生器に、上記組織にＲＦエネルギーの第一パルスを適用させ、そして上記適用された第一パルスに応答した上記組織の電気的特徴の値を測定するために作動可能であり、上記コントローラは、少なくとも１回の引き続くパルスについての最初のセットのパルスパラメータを決定し、次いで上記引き続くＲＦエネルギーパルスの各個々のパルスの間に生じる一過性電気の少なくとも１つの特徴から決定されるような上記組織の電気的特徴の変化に従って、さらなる引き続くＲＦエネルギーパルスの個々のパルスのパルスパラメータを一定に維持するかまたは変動させるために、上記測定された電気的特徴に応答する、
電気外科発生器、を備える、システム。
（項目２）
上記電気的特徴が、電気インピーダンスから構成される、項目１に記載のシステム。
（項目３）
上記一過性電気の少なくとも１つの特徴が、上記一過性電気の変化速度である、項目１に記載のシステム。
（項目４）
上記パルスパラメータの最初のセットが、開始電力の強度、開始電圧の強度、開始電流の強度およびパルス幅からなる群より選択される、項目１に記載のシステム。
（項目５）
さらなる引き続くＲＦエネルギーパルスの個々のパルスについて変動する上記パルスパラメータが、ＲＦ電力出力、電流、電圧、パルス幅およびデューティサイクルからなる群より選択される、項目１に記載のシステム。
（項目６）
上記コントローラに読出し可能に連結された、複数のパルスパラメータルックアップテーブルのうち１つをさらに備え、上記パルスパラメータの最初のセットを決定する場合に、上記コントローラは、上記複数のパルスパラメータルックアップテーブルのうち１つから、上記パルスパラメータの最初のセットを読出すために、上記インピーダンス値を使用する、項目１に記載のシステム。
（項目７）
上記複数のパルスパラメータルックアップテーブルのうち１つが、電気外科的ツールまたは電気外科機器の選択に基づいて、手動または自動で選択される、項目１に記載のシステム。
（項目８）
上記コントローラが、操作者からの制御入力に応答して、上記パルスパラメータのいずれか１つを改変する、項目１に記載のシステム。
（項目９）
上記コントローラが、引き続くＲＦエネルギーパルスの発生を停止させるために、上記一過性電気が存在しないという決定に応答する、項目１に記載のシステム。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１Ａ】図１Ａは、従来技術の電気外科発生器の操作に従う、組織インピーダンス（Ｚ）（オーム）に対して出力電力をプロットするグラフである。
【図１Ｂ】図１Ｂは、本開示の一局面である電気外科発生器の操作に従う、インピーダンス（オーム）に対して出力電力をプロットするグラフである。
【図２】図２は、本開示の教示を実施するために使用され得る電気外科的システムの単純化されたブロック図である。
【図３】図３は、本開示を実施するために適切な二極鉗子を有する外科機器の一実施形態の斜視図である。
【図４】図４は、図３に示される二極鉗子の遠位端の拡大斜視図である。
【図５】図５は、本明細書中に開示される電気外科システムを利用する内視鏡外科手順における使用のために適切な鉗子を有する外科機器の実施形態の斜視図である。
【図６】図６Ａは、図２の電気外科発生器の電力制御回路の現在好ましい実施形態の単純化したブロック図である。図６Ｂは、図６Ａに示される密封パラメータールックアップテーブル（ＬＵＴ）の構成を示す。
【図７Ａ】図７は、本開示の局面であるパルス化操作モードの少なくとも第１パルスを実行するための、ＲＭＳ電流対時間の現在好ましい電気外科発生器の出力波形を示す。
【図７Ｂ】図７は、本開示の局面であるパルス化操作モードの少なくとも第１パルスを実行するための、ＲＭＳ電流対時間の現在好ましい電気外科発生器の出力波形を示す。
【図８】図８は、本開示に従う電気外科的ＲＦパルスの全セットを示し、そしてパルスの電圧特徴、電流特徴および電力特徴、ならびに印加されたＲＦパルスに対する組織インピーダンスの応答を示す。
【図９】図９Ａは、本開示の一部を形成する密封強度制御を示し、図９Ｂおよび９Ｃは、異なる密封強度設定に基づく密封パラメータＬＵＴから特定のパラメータの好ましい変量を示す。
【図１０】図１０は、過電圧制限および一過性エネルギー抑制エネルギー機能を達成するための回路の単純化ブロック図である。
【図１１】図１１は、図１０における回路の操作の効果を示す波形図である。
【図１２】図１２は、本明細書中に開示されるシステムに従う方法を示す論理フローダイヤグラムである。
【図１３】図１３は、本明細書中に開示されるシステムに従う方法を示すより詳細な論理フローダイヤグラムである。
【図１４】図１４は、測定されたインピーダンスおよびＲＭＳ電流パルス幅から決定された固定数のパルスを示すチャートである。
【図１５】図１５は、本開示の一部を形成する密封強度制御を図示する。
【図１６】図１６は、本明細書中に開示されるシステムに従う別の方法を示す論理フローダイヤグラムである。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
（要旨）
前述の課題および他の課題は、本明細書中に開示される実施形態に従う方法および装置により克服される。
【００２８】
電気外科発生器は、制御データプロセッサを備え、これは、多数の新しくかつ有用な特徴を提供するソフトウエアアルゴリズムを実行する。これらの特徴は、好ましくは、初期パルスの発生を含み、このパルスは、電気外科的乾燥サイクル（例えば、組織シーリングサイクル）を開始する前に、その組織の少なくとも１つの電気的特徴を感知するために使用されるＲＦエネルギーの低出力パルスである。次いで、この感知された電気的特徴は、初期シーリングパラメーターの決定に入力として使用され、それによりこのシーリング手順は、密封される組織の特徴に対して適合性となる。好ましく提供される別の特徴は、好ましくは、ＲＦエネルギーパルスの開始における電気過渡現象を観測することにより、組織が乾燥し始めるのに必要とされる時間を測定し、さらなる密封パラメータを決定および／または改変する。別の好ましい特徴は、組織に印加されるＲＦエネルギーパルスのデューティサイクルを調節することにより組織温度制御機能を実行し、それにより過剰な組織加熱を生じ得る問題を回避する。さらなる好ましい特徴は、ＲＦエネルギーの各パルスと共にＲＦパルス電圧を制御可能に減少し、その結果、組織が乾燥して縮む（それにより外科ツール電極間の間隔を減少する）につれて、電極間のアーク放電が回避され、制御されていないアーク放電から生じ得る組織破壊も同様に回避される。好ましくは、密封強度オペレーター制御が提供され、これによりそのオペレーターが、単なるＲＦ出力以外パラメータを変化させることにより組織のシーリングを制御することが可能になる。
【００２９】
本明細書中に開示されるシステムは、好ましくは、過電圧制限および一過性エネルギー抑制のための独特な方法をさらに提供する。電気外科的システムは、目的の組織に伝えられるＲＦエネルギーの動的実時間自動的離調を使用する。より詳細には、この技術は、ＲＦ電気外科的エネルギーの共振源において同調を動的に変化させることにより、そして出力ＲＦシグナルを発するために使用されるＲＦ源シグナルの形状を変更することにより、過剰な出力ＲＦ電圧を自動的に制限する。本発明の技術は、発生器の共振離調により過剰出力の一過性ＲＦエネルギーを制限する。これは、電気外科的適用のための臨床環境において使用される、発生したＲＦ出力シグナルをクリップしないかまたは有意に歪ませない様式で起こる。
【００３０】
本開示に従う、組織を電気外科的に密封するための方法は、好ましくは、以下の工程を包含する：（Ａ）ＲＦエネルギーの初期パルスを組織に印加する工程であって、このパルスは、この組織を感知可能に加熱しないように選択された特徴を有する、工程；（Ｂ）この印加された第１のパルスに応じて、この組織の少なくとも１つの電気的特徴の値を測定する工程；（Ｃ）この測定された少なくとも１つの電気的特徴に従って、この組織に印加される次のＲＦエネルギーパルスの間に使用するためのパルスパラメータの初期セットを決定する工程；および（Ｄ）各個々の連続したＲＦエネルギーパルスの間に生じる電気的過渡現象の少なくとも１つの特徴に従って、連続したＲＦエネルギーパルスのパルスパラメータを個々に変化させる工程。この方法は、出力電圧の減少に基づいて、または電気過渡現象が存在しないという決定に基づいて、連続したＲＦエネルギーパルスの発生を停止する。
【００３１】
パルスパラメータの変動を制御する少なくとも１つの特徴は、好ましくは、各連続したＲＦエネルギーパルスの開始時に起こる電気過渡現象の幅である。パルスパラメータの初期セットは、開始電流および電圧の大きさを含み、そしてこの変化されるパルスパラメータは、パルスデューティーサイクルおよびパルス振幅を含む。好ましくは、連続したＲＦエネルギーパルスはそれぞれ、以前のＲＦエネルギーパルスから制御された量だけ振幅を減少されるかまたは改変され、それにより電極間の組織の乾燥に起因する外科ツール電極間の間隔の減少を補う。
【００３２】
パルスパラメータの初期セットを決定する工程は、好ましくは、組織の少なくとも１つの電気的特徴の測定された値を使用して、ルックアップテーブル（ｌｏｏｋｕｐ  ｔａｂｌｅ）における登録事項からパルスパラメータの初期セットを読み出す工程を包含する。
【００３３】
パルスパラメータの初期セットを決定する工程はまた、好ましくは、複数のルックアップテーブルのうちの１つにおける登録事項からパルスパラメータの初期セットを読み出す工程を包含し得、ここでこのルックアップテーブルは、使用されている電気外科機器またはツールに基づいて、手動でまたは自動的のいずれかで選択される。
【００３４】
この方法はまた、好ましくは、オペレーターからのコントロール入力に従って、パルスパラメータのうちの所定のパルスパラメータを改変する工程を包含する。この改変されるパルスパラメータのうちの所定のパルスパラメータとしては、パルス電力、パルス開始電流レベルおよび電圧レベル、パルス電圧減衰倍率、ならびにパルス休止時間が挙げられる。
【００３５】
好ましくは、過電圧条件に対して出力を保護するために、回路は、電気外科発生器の出力に結合され、そして出力に現れる電圧の大きさを低減するために出力において同調した共振回路を離調する抑制器を含む。本開示のこの局面に従って、この回路は、発生器の出力段階の一部を形成するインダクタンスと並列のキャパシタンスネットワークを有する。電圧作動スイッチ（例えば、トランソーブ（ｔｒａｎｓｏｒｂ））は、過電圧条件の発生の際にネットワークにわたるさらなるキャパシタンスを結合し、それにより共振ネットワークを離調し、そして電圧出力の大きさを低減する。
【００３６】
１つの局面において、本発明は、外科的に組織を密封するためのシステムであって、以下：
ＲＦエネルギー源および電気外科発生器の作動を制御するためのコントローラを備える電気外科発生器であって、
該電気外科発生器は、密封される組織へと、該電気外科発生器によって発生されたＲＦエネルギーを連結するための電極を備える外科機器に連結するための出力を有し；そして
該コントローラは、該電気外科発生器に、該組織にＲＦエネルギーの第一パルスを適用させ、そして該適用された第一パルスに応答した該組織の電気的特徴の値を測定するために作動可能であり、該コントローラは、少なくとも１回の引き続くパルスについての最初のセットのパルスパラメータを決定し、次いで該引き続くＲＦエネルギーパルスの各個々のパルスの間に生じる一過性電気の少なくとも１つの特徴から決定されるような該組織の電気的特徴の変化に従って、さらなる引き続くＲＦエネルギーパルスの個々のパルスのパルスパラメータを一定に維持するかまたは変動させるために、該測定された電気的特徴に応答する、
電気外科発生器、を備える、システムを提供する。
【００３７】
１つの実施形態において、前記電気的特徴は、電気インピーダンスから構成される。
【００３８】
別の実施形態において、前記一過性電気の少なくとも１つの特徴が、該一過性電気の変化速度である。
【００３９】
別の実施形態において、前記パルスパラメータの最初のセットは、開始電力の強度、開始電圧の強度、開始電流の強度およびパルス幅からなる群より選択される。
【００４０】
別の実施形態において、さらなる引き続くＲＦエネルギーパルスの個々のパルスについて変動する前記パルスパラメータが、ＲＦ電力出力、電流、電圧、パルス幅およびデューティサイクルからなる群より選択される。
【００４１】
別の実施形態において、本発明のシステムは、前記コントローラに読出し可能に連結された、複数のパルスパラメータルックアップテーブルのうち１つをさらに備え、前記パルスパラメータの最初のセットを決定する場合に、該コントローラは、該複数のパルスパラメータルックアップテーブルのうち１つから、該パルスパラメータの最初のセットを読出すために、前記インピーダンス値を使用する。
【００４２】
別の実施形態において、前記複数のパルスパラメータルックアップテーブルのうち１つは、電気外科的ツールまたは電気外科機器の選択に基づいて、手動または自動で選択される。
【００４３】
別の実施形態において、前記コントローラは、操作者からの制御入力に応答して、前記パルスパラメータのいずれか１つを改変する。
【００４４】
別の実施形態において、前記コントローラは、引き続くＲＦエネルギーパルスの発生を停止させるために、前記一過性電気が存在しないという決定に応答する。
【００４５】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
電気外科システム１（これは、本発明を実施するために使用され得る）を図２に示す。このシステム１は、血管３および患者の他の組織（管、静脈、動脈および脈管組織を含む）を密封するために使用され得る。このシステム１は、電気外科発生器２および外科ツール（本明細書中で外科機器４とも呼ばれる）を備える。この外科機器４は、例として示され、そして以下の考察から明らかとなるように、他の機器が利用され得る。電気外科発生器２（これは、本明細書中の教示に対して最も重要である）は、いくつかの相互接続したサブユニットを備え、これらのサブユニットとしては、ＲＦ駆動回路２Ａ、電力制御回路２Ｂ、可変ＤＣ電源２Ｃおよび出力増幅器２Ｄが挙げられる。この外科機器４は、そこから制御された電気外科的出力を受け取るためのプラグ５を使用して電気外科発生器２に電気的に接続される。この外科機器４は、患者の血管および組織を掴んで保持し得るいくつかの型の末端エフェクター部材６（例えば、鉗子または止血鉗子）を有する。この部材６（簡単に末端エフェクター６とも呼ばれる）は、この実施形態において、比較的一定のレベルの圧力を血管３に加えて保持し得ると仮定される。
【００４６】
この部材６は、部材６の内部対向表面上に配置された２つのほぼ対向した電極を使用する二極電気外科鉗子の形態で提供され、これらは両方とも、電気外科発生器２の出力に電気的に結合される。使用の間、異なる電位が各電極に印加される。組織が電気伝導体であるという点において、これらの鉗子がそれらの間の血管３をクランプするかまたは掴むために利用される場合、電気外科発生器２からの電気エネルギー出力は、介在する組織を通って伝達される。開放外科手順および内視鏡外科手順の両方が、適切に適合された外科機器４を用いて行われ得る。この部材６が、患者の外部に取り付けられた他の（戻り）電極またはパッドを伴う、１つの活性電極を利用する単極鉗子、または二極鉗子および単極鉗子の組み合わせであり得ることにも留意するべきである。
【００４７】
さらなる説明として、図３は、鉗子６Ａとして実施される二極末端エフェクターを有する外科機器４の一実施形態の斜視図であり、図４は、図３に示される二極鉗子６Ａの遠位端の拡大斜視図である。
【００４８】
ここで、図３および４を参照して、開放外科手順との使用のための二極性外科装置４は、機械的鉗子２０および電極アセンブリ２１を備える。図面および続く詳細な説明において、用語「近位」は、従来のように、ユーザにより近い装置４の端部をいい、その一方で、用語「遠位」は、ユーザから遠い端部をいう。
【００４９】
機械的鉗子２０は、第１の部材９および第２の部材１１を備え、これらは各々、細長シャフト１２および１４をそれぞれ有する。シャフト１２および１４各々は、近位端および遠位端を備える。各シャフト部１２および１４の各近位端は、これらに取り付けられるハンドル部材１６および１８を備え、ユーザが、２つのシャフト部１２および１４を互いに対して動かすことを可能にする。エンドエフェクター２２および２４は、それぞれ、各シャフト部１２および１４の遠位端から延長する。エンドエフェクター２２および２４は、ハンドル部材１６および１８の動きに応じて互いに対して移動可能である。これらのエンドエフェクター部材６Ａは、二極式鉗子として集合的にいわれ得る。
【００５０】
好ましくは、シャフト部分１２および１４は、ピボット２５の周りのエンドエフェクター２２および２４のすぐ近くの点で、互いに固定される。このように、ハンドル１６および１８の動きは、開放位置からクランピング位置または閉鎖位置までのエンドエフェクター２２および２４の動きを付与し、開放位置において、エンドエフェクター２２および２４は、互いに対して間隔を空けた関係で配置され、クランピング位置または閉鎖位置において、エンドエフェクター２２および２４は、管状脈管３をこれらの間につかむように協働する。エンドエフェクター２２、２４のいずれか１つまたは両方は、移動可能であり得る。
【００５１】
図４に最も良好に示されるように、エンドエフェクター２４は、上部すなわち第１のジョー部材４４を備え、このジョー部材は、内部に面する表面およびその上に配置される複数の機械的中間面を有し、この中間面は、電極アセンブリ２１の部分に脱着可能に係合されるように寸法を決められ、このアセンブリは、使い捨てであり得る。好ましくは、機械的中間面は、ソケット４１を備え、このソケットは、ジョー部材４４の内部に面する表面によって少なくとも部分的に配置され、使い捨て電極アセンブリ２１の上部電極２１Ａに結合される相補的な移動止めに受容されるように寸法決めされる。上部電極２１Ａは、対応する下部電極２１Ｂから横切るように配置される。エンドエフェクター２２は、第２または下部ジョー部材４２を備え、この第２または下部ジョー部材は、内部に面する表面を有し、この内部に面する表面は、第１のジョー部材４４の内部に面する表面と向かい合う。
【００５２】
好ましくは、機械的鉗子２０のシャフト部材１２および１４は、クランプされる場合、ジョー部材２２および２４の対向する内部に面する表面に、特定の所望の力を伝達するように設計される。特に、シャフト部材１２および１４が、バネ様様式（すなわち、バネと同様に振舞うベンディング）で一緒に効果的に作用するので、シャフト部材１２および１４の長さ、幅、高さおよび偏向は、対向するジョー部材４２および４４に付与される全ての伝達された力を直接付与する。好ましくは、ジョー部材２２および２４は、シャフト部材１２および１４より剛性であり、シャフト部材１２および１４に蓄積された歪みエネルギーは、ジョー部材４２と４４との間に、一定の閉鎖力を提供する。
【００５３】
各シャフト部材１２および１４はまた、ラチェット部分３２および３４を備える。好ましくは、各ラチェット（例えば、３２）は、そのそれぞれのシャフト部材１２の近位端から、もう１つのラチェット３４の方に向かって、ほぼ垂直に整列された様式で延び、その結果、各ラチェット３２および３４の内部に面する表面は、エンドエフェクター２２および２４が、開放位置から閉鎖位置に動かされた場合に、互いに接触する。各ラチェット３２および３４は、複数のフランジを備え、これらのフランジは、各ラチェット３２および３４の内部に面する表面から突き出し、その結果、ラチェット３２および３４は、少なくとも１つの位置でインターロックし得る。図３に示される実施形態において、ラチェット３２および３４は、いくつかの異なる位置でインターロックする。好ましくは、各ラチェット位置は、シャフト部材１２および１４において、特定の、すなわち一定の歪みエネルギーを保持し、これらのシャフト部材１２および１４は、次に、特定の力を、エンドエフェクター２２および２４に伝達し、それによって、電極２１Ａおよび２１Ｂまで伝達する。また、好ましくは、停止具は、エンドエフェクター２２、２４の１つまたは両方上に提供され、ジョー間の好ましいギャップを維持する。
【００５４】
いくつかの場合において、ジョー部材４２および４４の互いに対する移動を制御および／または制限するための他の機構を備えることが、好ましくあり得る。例えば、ラチェットシステムおよびつめシステムは、２つのハンドルの動きを別個の単位に分けるために使用され得、この別個の単位は、次いで、ジョー部材４２および４４に互いに対して別個の動きを付与する。
【００５５】
図５は、内視鏡外科手順に適切なエンドエフェクター部材または鉗子６Ｂを有する外科装置４の実施形態の斜視図である。エンドエフェクター部材６Ｂは、カニューレアセンブリ１３０、１３２によって管状脈管３を密封するように示される。
【００５６】
内視鏡外科手順での使用のための外科装置４は、ハンドルアセンブリ５４に連結される駆動ロッドアセンブリ５０を備える。駆動ロッドアセンブリ５０は、近位端および遠位端を有する細長中空シャフト部５２を備える。エンドエフェクターアセンブリ６Ｂは、シャフト５２の遠位端に結合され、そして対向する一対のジョー部材を備える。好ましくは、ハンドルアセンブリ５４は、シャフト５２の近位端に結合され、開放位置からクランピング位置または閉鎖位置へのエンドエフェクター部材６Ｂの鉗子ジョー部材の動きを付与するためのアクチベーター５６を備え、開放位置において、このジョー部材は、互いに対して空間を空けて配置され、クランピング位置または閉鎖位置において、このジョー部材は、これらの間に組織をつかむように協働する。
【００５７】
アクチベーター５６は、移動可能なハンドル５８および固定されたハンドル６２を備え、この移動可能なハンドル５８は、作動者の指の少なくとも１本を受容するためにその中に規定されるアパーチャ６０を有し、この固定されたハンドル６２は、操作者の親指を受容するためにその中に規定されたアパーチャ６４を有する。移動可能なハンドル５８は、ジョー部材に近づくように、固定されたハンドル６２に対する第１の位置から、固定されたハンドル６２中の第２の位置まで、選択的に移動可能である。好ましくは、固定されたハンドル６２は、移動可能なハンドル５８に連結されたラチェット６８を受容するための、近位に延長するチャネル６６を備える。この構造は、エンドエフェクターアセンブリの連続的閉鎖を可能にし、そして対向するジョー部材のロッキング係合を可能にする。いくつかの場合において、ハンドル６２に対してハンドル５８の動きを制御および／制限する他の機構（例えば、液圧システム、半液圧システム、および／または伝動システム）を備えることが好ましくあり得る。装置４の場合のように、停止具はまた、ジョー部材の間に好ましいギャップを維持するように提供され得る。
【００５８】
ハンドル６２は、ハンドルセクション６２ａおよび６２ｂを備え、そしてほぼ中空であり、その結果、種々の内部構成要素を収容するために、空洞が、その中に形成される。例えば、空洞は、ＰＣボードを収容し得、このＰＣボードは、電気外科発生器２から各ジョー部材まで、コネクタ５を介して伝達される電気外科エネルギーを連結する。より具体的には、電気外科発生器２から発生される電気外科エネルギーは、ケーブル５ＡによってハンドルＰＣボードまで伝達される。ＰＣボードは、発生器からの電気外科エネルギーを２つの異なる電位にそらし、この電位は、別個の末端チップによって各ジョー部材に伝達される。ハンドル６２はまた、発生器２と連絡する回路を収容し得、例えば、電気外科発生器２による使用のための電気外科ツール４の特徴を同定し、ここで、電気外科発生器２は、これらの特徴に基づいて特定の密封パラメータルックアップテーブルを選択し得る（以下に記載されるように）。
【００５９】
好ましくは、損失動き機構は、ジョー部材の間に組織を密封するための、所定のまたは最大のクランピング力を維持するために、ハンドルセクション６２ａおよび６２ｂの各々の間に位置決めされる。
【００６０】
従って、電気外科発生器２と共に使用され得る外科装置４の２つの例示的な実施形態および非限定的な実施形態を記載してきたので、ここで、本発明の電気外科発生器２の種々の局面の説明が、提供される。
【００６１】
図６Ａは、より詳細な図２の電力制御回路２３を示すブロックダイアグラムである。電力制御回路２Ｂは、適切にプログラムされたデータプロセッサ７０を備え、これは、好ましくは、１つ以上のマイクロコントローラーデバイスとして実施される。最も好ましい実施形態において、２つの基本的なマイクロコントローラーが存在し、メインマイクロコントローラー７０Ａおよびフィードバックマイクロコントローラー７０Ｂといわれる。これらの２つのマイクロコントローラーは、記憶され、共有された読み書きメモリー７２から引き出された、共有されたデータを使用して通信し得る。データプロセッサ７０に対する制御プログラムは、プログラムメモリー７４中に記憶され、そして電気外科発生器２の全操作を制御するためのソフトウェアルーチンおよびソフトウェアアルゴリズムを備える。一般的に、フィードバックマイクロコントローラー７０Ｂは、デジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）ブロック７６の入力に連結されたデジタル出力バスを有し、このデジタルアナログ変換器は、アナログ信号を出力する。これは、システム制御電圧（ＳＣＶ）であり、これは、可変性ＤＣ電源２Ｃに印加され、出力ＲＦパルスの電圧および電流の大きさを制御する。
【００６２】
アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）ブロック７８は、アナログ入力を受信し、フィードバックマイクロコントローラー７０Ｂのデジタル入力バスを供給する。ＡＤＣブロック７８を使用して、マイクロコントローラー７０Ｂは、実際の出力電圧および実際の出力電流の値を通知し、それによって、ＳＣＶ信号とフィードバックループを閉じる。出力電圧および出力電流の値は、印加されたＲＦエネルギー波形の全般的な一般的制御のための、組織インピーダンス、出力およびエネルギー送達を決定するために使用され得る。少なくともＡＤＣブロック７８が、フィードバックマイクロコントローラー７０Ｂの内部ブロックであり得、別個の外部構成要素である必要がないことは、留意されるべきである。同じアナログ信号が、デジタル化され、マスターマイクロコントローラー７０Ａに読み込まれ、それによって重複を提供し得ることは、さらに留意されるべきである。マスターマイクロコントローラー７０Ａは、安全予防措置として高電圧電力供給（例えば、１９０Ｖ最大）の状態（オン／オフ）を制御し、フロントパネルディスプレイ（例えば、以下に記載され、図９Ａに示されるような密封強度ディスプレイ）を制御し、そしてまた、種々の入力スイッチの閉鎖（例えば、操作者によって選択された密封強度）を受信する。
【００６３】
電気外科発生器２の好ましい実施形態において、第３の（波形）マイクロコントローラー７０Ｃが、密封されるべき組織（例えば、脈管３）に適用されるＲＦパルスの基礎を形成する、所望の４７０ｋＨｚのシヌソイド波形を生成するように使用される（図２）。波形マイクロコントローラー７０Ｃは、フィードバックマイクロコントローラー７０Ｂによって制御され、それによってプログラムされる。フィードバックマイクロコントローラー７０Ｂからの出力信号ラインは、波形マイクロコントローラー７０Ｃの再設定出力に連結され、波形マイクロコントローラー７０Ｃを本質的にオンにし、そしてオフにし、本発明の開示の局面に従うパルス化されたＲＦ信号を提供する。もちろん、この特定の配置は、本発明のシステムの実施の際に限定の意味として見られるべきではない。なぜなら、当業者は、本明細書中に見出される教示に従って、所望のＲＦパルスを発生させるための、多くの方法および回路を誘導し得るからである。
【００６４】
概観として、データプロセッサ７０によって実行されるソフトウェアアルゴリズムは、以下の特徴を提供する。まず、図７に示される好ましい波形をまたここで参照して、ＲＦエネルギーの低出力の初期パルスは、組織の少なくとも１つの電気的特徴を検知するために使用され、その後、密封サイクルを開始する。第２に、組織の検知された電気的特徴は、初期シーリングパラメーターの決定への入力として使用され、それによって、密封されるべき組織の特徴に対して適応性のシーリング手順を作成する。第３に、技術は、好ましくは、電気過渡現象を観察することによって、組織が乾燥を開始するのに必要とされる時間を測定し、さらなる密封パラメータを決定および／または改変する。第４に、技術は、組織に適用されたＲＦパルスのデューティサイクルを調節することによって組織温度制御機能を実施し、それによって、組織が過熱されることを避け、組織過熱から生じる問題を避ける。このことは、好ましくは、組織が乾燥を開始するために必要とされる時間に関連する、少なくとも１つの計算された密封パラメータを使用することによって達成される。第５に、技術は、組織乾燥および萎縮につれて、（それにより、外科用装置電極間の空間を減少させる）ＲＦエネルギーＤＥＬの各パルスを用いてＥＦパルス電圧を制御可能に変化し、装置電極の間のアーク（例えば、図４の２１Ａおよび２１Ｂ）が避けられる。これは、このような制御されないアークから生じ得る組織破壊での場合と同様である。これはまた、好ましくは、組織が乾燥を開始するために必要な時間に関連する、少なくとも１つの計算された密封パラメータを使用して達成される。第６に、上記密封強度前方パネル制御（図９Ａ）は、操作者が、単なるＲＦ電力以外の種々のパラメータによって組織のシーリングを制御することを可能にする。本発明の開示のこれらの種々の局面は、ここで、さらに詳細に記載される。
ここで、また、図１３の論理流れ図を参照して、インピーダンス検知特性は、密封サイクルの開始において実施され、ここで、電気外科用発生器２は、ＲＦエネルギーの短いバーストの使用によって、組織の少なくとも１つの電気特性（例えば、インピーダンス、Ｉ−Ｖ相回転、または出力電流）を検知する（図１３、工程ＡおよびＢ）。組織の電気特性は、任意の周波数または電力レベルで測定され得るが、好ましくは、意図される作動周波数（例えば、４７０ｋＨｚ）と同じ周波数で実施される。最も好ましい場合、ＲＦエネルギーの短いバースト（好ましくは、約２００ミリ秒より短く、より好ましくは約１００ミリ秒より短い）は、約５Ｗの電力を有する４７０ｋＨｚのサイン波である。初期パルスＲＦ電力は、低下され、パルス時間は、可能な限り短くされて、初期組織電気特性測定が、組織を過度に加熱することなく実施されることを可能にする。
【００６５】
最も好ましい実施形態において、検知された電気特性は、組織インピーダンスであり、この組織インピーダンスは、密封アルゴリズムに入力される初期セットのパラメータを決定するために使用され、そしてこれらを使用して、密封パラメータ（開始電力、電流および電圧を含む）の選択を制御する（図１３、工程Ｃ）。他の密封パラメータは、衝撃係数およびパルス幅を含み得る。一般的に、検知されたインピーダンスが、より低い範囲にある場合、初期電力および開始電圧は、比較的低くされ、組織がより速く乾燥し、より低いエネルギーを必要とすることを仮定とする。検知されたインピーダンスが、より高い範囲にある場合、初期電力および開始電圧は、比較的高くされ、組織がより遅く乾燥し、そしてよりエネルギーを必要とすることを仮定とする。
【００６６】
他の実施形態において、任意の他の組織電気特性のうちの少なくとも１つ（例えば、電圧または電流）を使用して、パラメータを設定し得る。以下にさらに詳細に記載されるように、これらの初期パラメータは、好ましくは、密封強度制御入力の設定に従って改変される（図１３、工程Ｄ）。
【００６７】
再び、図１３、工程Ｃを参照して、検知されたインピーダンスを使用して、何れのセットの値が、密封パラメータルックアップテーブル（ＬＵＴ）８０から使用されるかを決定する（図６Ａおよび６Ｂを参照のこと）。密封パラメータルックアップテーブルは、発生器に記憶されるか、または発生器に対してアクセス可能である複数のルックアップテーブルのうちの１つであり得る。さらに、密封パラメータ表は、例えば、使用される電気外科機器または器具に基づいて、手動または自動で選択され得る。密封パラメータＬＵＴ８０（図６Ｂ）から読み取られる特異値は、次いで、図９Ａおよび９Ｂにより明確に示されるように、密封強度前面パネル設定８２に基づいて調整される（図１３、工程Ｄ）。好ましい非限定的な実施形態において、密封パラメータＬＵＴ８０から読み取られる値は、電力、最大電圧、開始電圧、最小電圧、電圧減衰、電圧傾斜、時間に対する最大ＲＦ、最大冷却目盛り係数、最小パルス、パルス休止時間、パルスオフ時間、電流および所望のパルス幅を含む。好ましい非限定的な実施形態において、密封強度前面パネル設定８２（図９Ａおよび９Ｂ）により調整される密封パラメータ値は、電力、開始電圧、電圧減衰、およびパルス休止時間を含む。
【００６８】
図１Ｂは、開示された電気外科用発生器についてオーム単位での出力電力  対  インピーダンスをプロットしたグラフである。プロット標識された「強度バー１」は、密封強度前面パネル設定８２の「ＶＬＯＷ」設定８２Ａ（図９Ａ）が選択された場合の電気外科用発生器出力  対  インピーダンスを示す。プロット標識された強度バー２は、密封強度前面パネル設定８２の「ＬＯＷ」設定８２Ｂが選択された場合の電気外科用発生器の電力出力を示す。プロット標識された強度バー３、４、５は、密封強度前面パネル設定８２の「ＭＥＤ」８２Ｃ、「ＨＩＧＨ」８２Ｄまたは「ＶＨＩＧＨ」８２Ｅが選択された場合の電気外科用発生器の電力出力を示す。密封強度前面パネル設定８２は、図９Ｂに示されるように、密封パラメータ値を調整する。これらの値は、使用される器具、組織特性または手術の意図に依存して調整され得る。
【００６９】
ここで、さらなる詳細における開示のこの局面を論じ、そして図７および８を参照して、選択された密封パラメータ表は、密封強度前面パネル設定によって調整され、次いで、ＲＦエネルギー発生システムによって利用され、次いで、初期ＲＦ密封パルスが、開始される。
【００７０】
ＲＦエネルギーの各パルスが、組織に適用される際に、電流は初めに、最大まで上昇し（パルスピーク）、次いで、組織が乾燥するにつれて、インピーダンスは、組織における湿度の損失に起因して上昇し、電流は低下する。図８のＩｒｍｓ波形において「Ａ」として指定される円で囲まれた領域が、この点に関して参照され得る。生じる電気的過渡状態、好ましくは、電流過渡状態「Ａ」の実際の幅は、どの型の組織そしてどの程度の量の組織が、外科用器具４の顎（電極）の間に存在するかを決定する際に重要な因子である（「全開電力ＲＦ開始」から「低パルスおよび安定パルス」まで測定される）。実際の電流過渡状態またはパルス幅をまた使用して、パルス衝撃係数（「休止時間」）のパラメータに対する変化、またはその値、そしてパルス電圧に対する変化、ならびに他のパラメータの変化に対する変化を決定する。このパラメータをまた使用して、組織密封が完了したか否か、または外科用器具４がショートしたか否かを決定し得る。
【００７１】
パルス幅を直接測定することに代えて、過渡状態「Ａ」（図７Ｂに示される）の電気特性（例えば、電流、電圧、インピーダンスなど）の変化の割合は、過渡状態が生じる時間の経過にわたって、周期的に測定され得る（図７Ｂに示される参照番号９０によって示される）。電気特性の変化の割合は、過渡状態「Ａ」の幅Δｔ９５に比例し得、これは、以下の関係式：
【００７２】
【化１】
2010221044.tif 000003
によって定義され、ここで、ｄｅ／ｄｔは、経時的な電気特性の変化である。次いで、この変化の割合を使用して、外科用器具４の顎（電極）の間の組織の型および量、ならびに引き続くパルス衝撃係数（「休止時間」）、引き続くパルス電圧減少の量ならびに他のパラメータを決定する際の、過渡状態「Ａ」の幅の表示を提供し得る。
【００７３】
図１３、工程Ｅを参照して、引き続くＲＦエネルギーパルスが、組織に適用され、先導縁部電流過渡状態のパルス幅が、測定される（図１３、工程Ｆ）。電流過渡状態が存在する場合に、決定がなされる。そうであるならば、コントロールは、コネクター「ａ」を介して工程Ｈへと通過し、そうでなければ、コントロールは、コネクター「ｂ」を介して工程Ｋへと通過する。
【００７４】
電流過渡状態が存在すると仮定し、そして図１３、工程Ｈを参照して、電流過渡状態パルスが、例えば、約５００〜１０００ｍｓの範囲の幅である場合、大量の組織または乾燥するのにより多くのＲＦエネルギーを必要とする組織の存在を仮定し得る。従って、休止時間は増加し、そして次のＲＦパルスの振幅は、増加または小さく減少する（図８および図１３、工程ＩにおけるＶｒｍｓ波形を参照のこと）。電流過渡状態パルスが狭い場合、例えば、約２５０ｍｓ以下である場合（組織インピーダンスが迅速に上昇したことを示す）、少量の組織、または乾燥するのにほとんどＲＦエネルギーを必要としない組織型が存在すると仮定し得る。他の範囲の電流過渡状態パルス幅もまた、使用され得る。電流過渡状態パルス幅と組織特性との間の関係は、経験的に誘導され得る。この場合において、休止時間は、より短くされ得、そして次のＲＦパルスの振幅のより大きな減少が、同様になされ得る（図１３、工程Ｊ）。
【００７５】
電流パルスが、図１３、工程Ｇにおいて観測されない場合、器具４がショートし、組織がまだ乾燥し始めないことか、または組織が完全に乾燥され、従って、密封サイクルが完了することのいずれかを仮定し得る。上記のいずれが生じたかの決定は、好ましくは、図１３、工程ＫおよびＭにおいて組織インピーダンスを観測することによってなされる。インピーダンスが低閾値（ＴＨＲＥＳＨＬ）より低い場合、ショートした器具４が仮定され（図１３、工程Ｌ）、一方、インピーダンスが、高閾値（ＴＨＲＥＳＨＨ）より高い場合、完全な組織密封が、仮定される（図１３、工程Ｎ）。
【００７６】
組織インピーダンスが、他に、高閾値と低閾値との間に見出される場合、時間に対する最大ＲＦが過剰か否かの決定がなされる。時間に対する最大ＲＦが、過剰であった場合、密封は、幾つかの理由のために首尾良く完了され得ず、密封手順が終了することを仮定する。時間に対する最大ＲＦが、過剰でない場合、組織は、乾燥を始めるのに十分なＲＦエネルギーをまだ受け取っておらず、密封サイクルが継続することが仮定される（コネクター「ｃ」）。
【００７７】
実際のパルス幅測定が、完了した後、休止時間は、実際のパルス幅および密封パラメータＬＵＴ８０における休止時間場に基づいて決定される（図６Ｂを参照のこと）。ＲＦパルスは、休止時間が経過するまで継続され、ＲＦエネルギーが、そのパルスに送達される合計時間を効率的に決定する。次いで、ＲＦパルスは、パルスオフ場によって特定される時間量に対して、オフにされるか、または非常に低いレベルにまで低下される。この低レベルにより、組織に幾らかの水分が戻る。
【００７８】
第１のパルス、または引き続くパルスについての密封パラメータＬＵＴ８０の初期の所望のパルス幅場に基づいて、前のパルスの実際のパルス幅、所望の電圧限界は、一定を維持するか、または電圧減衰および電圧傾斜場に基づいて調整される。所望の電圧限界は、一定に維持されるか、または実際のパルス幅が、所望のパルス幅場（もしくは最後の実際のパルス幅）より大きい場合にはパルスの間に上昇され、そして一定に維持されるか、または実際のパルス幅が、所望のパルス幅場（もしくは最後の実際のパルス幅）より小さい場合に低下される。
【００７９】
所望の電圧が最小電圧場まで低下した場合、ＲＦエネルギーパルシングを終了し、そして電気外科用発生器２は、最大冷却ＳＦ場によって設定される持続期間および第一パルスの実際のパスル幅を有する、冷却期間に入る。
【００８０】
前述の用語および他の用語のうちのいくつかは、以下のように、より高い特殊性で定義される（図７もまた参照のこと）。
【００８１】
実際のパルス幅は、パルス開始からパルス低下までの時間である。パルスピークは、電流が最大値に達する点であり、ある所定の期間（ミリ秒で測定される）についてこの値を超えない。このパルスピークのピーク値は、このパルスピークのＸ％値に到達するまで達成され得る。このＸ％値は、電流が、パルスピーク値の、ある所定の決定された割合（Ｘ）まで低下する点である。パスル低下は、電流が低点に到達する点であり、別の所定期間について、さらに低下されない。時間または最大パスル時間に対する最大ＲＦ値は、好ましくは、容易に変更され得ないある値に予めプログラム化される。このＲＦパルスは、そのパルスピークに到達したが、そのパルスピークのＸ％値が、密封パラメータＬＵＴ８０の時間場に対する最大ＲＦによって設定される持続期間で得られない場合、自動的に終了される。
【００８２】
図６Ｂを参照すると、密封パラメータＬＵＴ８０は、電気外科用発生器２のＲＦ出力に影響する種々の出力の設定方法を決定する際に、フィードバックマイクロコントローラ７０Ｂによって利用される。この密封パラメータＬＵＴ８０は、複数の記憶領域に分割される。これらの各々は、特定の測定された初期インピーダンスに関連する。より詳細には、そのインピーダンス範囲は、複数のインピーダンスブレークポイント（オーム）を規定し、これらは、どの変数のセットが特定の密封サイクルのために使用されるべきであるかを決定するために用いられる。選択される特定のインピーダンス範囲は、その密封サイクルの開始時に指定される上記のインピーダンス感知状態（図７）に基づく。密封パラメータＬＵＴ８０の個々のデータフィールドは、以下のように規定される。
【００８３】
低い（Ｌｏｗ）インピーダンス範囲、平均的に低い（Ｍｅｄ  Ｌｏｗ）インピーダンス範囲、平均的に高い（Ｍｅｄ  Ｈｉｇｈ）インピーダンス範囲、または高い（Ｈｉｇｈ）インピーダンス範囲に対する実際の値は、好ましくは、発生器２に記憶されているか、さもなければ発生器２にアクセス可能な、複数のテーブルのうちの１つのテーブルに含まれる。特定のテーブルは、例えば、使用される電気外科用ツール４から受信される信号に基づいてか、またはどの電気外科用ツールが使用中であるのかを示すオペレータによって、自動的に選択され得る。
【００８４】
電力は、使用されるように設定されているＲＦ電力（ワット）である。最大電圧は、出力電圧が到達し得る最高値（例えば、０〜約１９０Ｖの範囲）である。開始電圧は、第一パルス電圧が到達し得る最高値（例えば、０〜約１９０Ｖの範囲）である。その後のパルス電圧値は、代表的には、この値から下降して改変される。最小電圧は、電圧の終点であり、密封サイクルは、そのＲＦパルス電圧がこの値まで低下された場合に完了するように想定され得る。電圧減衰スケール因子は、電流の実際のパルス幅が所望のパルス幅よりも小さい場合に、所望の電圧が低下される速度（ボルト）である。電圧ランプスケール因子は、実際のパルス幅が所望のパルス幅よりも大きい場合に、所望の電圧が増加される速度である。時間に対する最大ＲＦは、上記のようにＲＦ電源が送達され得る時間の最大量（例えば、約５〜２０秒）である。最大冷却時間は、上にもまた記載されるように、発生器の冷却時間を決定する。最小パルスは、所望の最小パルス幅の値を確立する。各ＲＦパルスについて、所望のパルス幅は、以前のパルス由来の実際のパルス幅に等しいか、または第一パルスである場合、その所望のパルス場由来のパルス幅に等しいことが注目され得る。休止時間スケール因子もまた、以前に議論された。これは、電流がパルス低点および安定点まで低下した後にＲＦパルスが持続している時間（ミリ秒）である（図７を参照のこと）。パルスオフは、ＲＦパルス間のオフ時間（ミリ秒）である。所望のパルス幅は、標的されたパルス幅であり、所望の電圧（Ｖｓｅｔ）がいつ上昇されるか、低下されるか、または一定に保たれるかを決定する。実際のパルス幅が所望のパルス幅よりも小さい場合、Ｖｓｅｔは低下され、一方、実際のパルス幅が所望のパルス幅よりも大きい場合、Ｖｓｅｔは増加される。実際のパルス幅が所望のパルス幅に等しい場合、Ｖｓｅｔは一定に保たれる。所望のパルス幅は、各連続パルスについて、所望のパルス幅として使用される。一般に、新たな所望のパルス幅は、以前の所望のパルス幅より大きくはあり得ず、かつ最小パルスより小さくはあり得ない。
【００８５】
一連のＲＦパルスを組織に適用することによって、外科用発生器２は、効果的に、この組織温度を特定レベルまで上昇させ、次いで、この温度を相対的に一定に維持する。ＲＦパルス幅が長すぎる場合、組織は、過剰に加熱され得、そして外科用機器４の電極２１Ａ、２１Ｂに固着され得、そして／または組織流体の爆発的気化は、組織（例えば、脈管３）に損傷を与え得る。ＲＦパルス幅が狭すぎる場合、組織は、適切に密封するのに十分に高い温度に到達しない。このように、組織型に対するデューティサイクルの適切なバランスが重要であることが、理解され得る。
【００８６】
本明細書中の教示に従って可能になるパルスオフサイクルの間、組織は弛緩され、それによって、組織を破壊することなく蒸気を排出することが可能になる。組織は、再水和によって応答し、次いで、この組織のインピーダンスが低下される。インピーダンスの低下によって、次のパルスにおいて、さらなる電流の送達が可能になる。従って、この型のパスル化操作は、なお所望の電気外科用手順を行いつつ、組織温度が所望でないレベルまで上昇しないようにこの温度を調節する傾向にあり、そしてまた、さらなるエネルギーを送達することが可能であり得、従って、より良好な乾燥が達成される。
【００８７】
各ＲＦパルスが組織に送達された場合、この組織は、外科用機器４の顎部によって印加される圧力によって乾燥および収縮される。本発明者らは、この組織に印加される電圧が低下しない場合、外科用機器４の顎部間の間隔が、組織の収縮によって徐々に狭くなる際に、その組織を気化し得る、所望でないアークが発生し得、その結果、出血が生じることを認識している。
【００８８】
図８のＶｒｍｓ追跡において明らかにされるように、そして上記のように、各連続するＲＦパルスの電圧は、制御可能に低下され得、これによって、乾燥により誘導される、外科用器具電極２１Ａと２１Ｂとの間のギャップの狭小化を補償する。すなわち、これらの電極間の電位の差異は、これらの電極間のギャップが減少するにつれて低下し、これによって、アークを回避する。
【００８９】
先に注目されたように、密封強度前方パネル調節は、単純なＲＦ電力制御ではない。密封強度の調節は、電気外科発生器２の電力、ならびに発生器の電圧、ＲＦパルスのデューティサイクル、密封サイクルの時間の長さ（例えば、ＲＦパルスの数）、および連続的なＲＦパルスについての電圧低下の割合を調節することによって、達成される。図９Ｂおよび９Ｃは、パラメータの例示的なセット（電力、開始電圧、電圧減衰、および滞留時間）、ならびにこれらのパラメータがどのように、密封パラメータＬＵＴ８０の内容を、図９Ａに示される密封強度制御８２の設定に従って改変するかを示す。一般に、密封強度制御８２のより高い設定は、密封時間および送達されるエネルギーを増加させ、一方で、より低い設定は、密封時間および送達されるエネルギーを減少させる。
【００９０】
図９Ｂの実施形態において、中間、高い、および非常に高い密封強度設定に対して、ＲＦ電力は変化しないままであり、一方で開始電圧、電圧減衰および滞留時間のパラメータにおいて、代わりに、変動がなされることに注目することは、直感的である。
【００９１】
前述のことに基づいて、本開示の局面は、組織を電気外科的に密封するための方法であることが理解され得る。図１２を参照すると、この方法は、以下の工程を包含する：（Ａ）初期パルスのＲＦエネルギーを組織に適用する工程であって、このパルスは、組織を過剰に加熱しないように選択される特徴を有する、工程；（Ｂ）適用されたパルスに応答する、組織の少なくとも１つの電気的特徴を測定する工程；（Ｃ）測定された電気的特徴に従って、組織に適用される第一のＲＦエネルギーパルスの間に使用するためのパルスパラメータの初期セットを決定する工程；ならびに（Ｄ）連続ＲＦエネルギーパルスの個々のもののパルスパラメータを、連続ＲＦエネルギーパルスの各個々の１つ（パルス）の開始時に起こる過渡的電流の少なくとも１つの特徴に従って変化させる工程。この方法は、過渡的電流が存在しないこと、または電圧が予め規定されたレベルまで低下したことの決定の際に、連続ＲＦエネルギーパルスの発生を終結させ得る。本発明の別の実施形態において、初期パルスは、少なくとも第一の連続パルスと組み合わせられ得る。
【００９２】
ここで、本明細書中に開示されるシステムの、新規な過剰電圧制限および過渡的エネルギー抑制の局面の記載に関して、図１０および１１を参照する。
【００９３】
二方向トランソーブＴＳ１は通常、非作動的である。作動ＲＦ出力レベルがＴＳ１のターンオン閾値未満である限り、電気外科エネルギーは、制御された割合の組織乾燥で提供される。しかし、急速な組織乾燥が起こる場合、または組織の手術場においてアークが存在する場合、ＲＦ出力は、制御された割合の組織乾燥を達成するために使用される通常のＲＦレベルを超える作動電圧レベルを示し得る。過剰の電圧の存在が制限されないままにされる場合、組織３は、所望の臨床結果に反して、望ましくない臨床効果を示し始め得る。ＴＳ１は、通常の作動レベルより上であるが、ＲＦ出力が、望ましくない組織の効果が起こり始める過剰の電圧レベル未満であり、そしてその電圧に達する直前で、オンにされるように設定される、戦略的な閾値である。ＴＳ１にわたって印加される電圧は、組織３に送達されるＲＦ出力電圧に従うように、比例してスケールされる。トランソーブＴＳ１は、そのターンオン応答が、発生器の源ＲＦ信号より速いように選択される。このことは、トランソーブＴＳ１が、過剰のＲＦ出力過剰電圧状態の第一のサイクルにおいて、自動的に追跡し、そして迅速に応答することを可能にする。
【００９４】
磁気駆動ネットワーク（ＭＤＮ１）と平行するコンデンサ構成要素またはネットワークＣ２、Ｃ３およびＣ４について、図１０が注目されるべきである。この磁気駆動ネットワークは、誘導特徴を有し、そして電気外科発生器２に組み込まれる。誘導性ＭＤＮ１とコンデンサネットワークとの組み合わせは、共鳴により調節されるネットワークを形成し、これは、図１１に示されるＲＦ源信号の波形配置を与える。
【００９５】
トランソーブデバイスＴＳ１のターンオン（これは、電圧により制御されるスイッチとして機能する）は、直列のコンデンサＣ１を、コンデンサネットワークＣ２、Ｃ３、およびＣ４に瞬時に接続する。次いで、即時の変化が、上記共鳴ネットワークの調節において現れ、これは次いで、図１１に示されるＲＦ源信号の波形を瞬時に変化させる。通常は半サイン信号の、示される時間基礎Ｔ１は、時刻Ｔ２までに幅が次第に増加し、これは、ＲＦ出力信号のピーク電圧を自動的に低下させる。このピーク電圧は、図１１に示される信号の電圧−時間積が、所定の作動停止にわたって一定であるので、低下する。電圧−時間積の概念は、当業者に周知であり、そして本明細書中ではさらに議論されない。
【００９６】
ピーク電圧が低下するにつれて、過剰な過剰電圧が自動的に制限され、そして負の臨床効果を引き起こす未満の作動レベルまで制限される。一旦、過剰のＲＦ出力電圧レベルが、トランソーブ閾値未満に低下すると、ＴＲ１デバイスはオフになり、そして電気外科発生器２は、制御された割合の組織乾燥に戻る。
【００９７】
アークが組織の手術場に存在する場合、所望でない過剰の過渡的ＲＦエネルギーが存在し得、そして電気外科発生器２のＲＦ出力に反映され得る。このことは次に、対応する過剰のＲＦ出力電圧を発生させ得、これは、十分な過渡的過剰電圧を発生させ、トランソーブＴＳ１をオンにし得る。この状態で、サイクルは上記のように繰り返され、ここで、ＴＳ１がオンになり、磁気構成要素およびコンデンサ構成要素からなる共鳴により調節されるネットワークを変更し、従ってまた、ＲＦ源信号波形を変更する。このことは、過剰の過剰電圧を自動的に低下させる。
【００９８】
本開示のこの局面に従って、処置される組織に送達されるＲＦエネルギーの動的なリアルタイム自動脱調節により、過剰の過渡的ＲＦエネルギーは抑制され、そして過剰電圧は制限される。
【００９９】
図１０および１１の実施形態は、従来の電気外科発生器の作動を改善するために、そして先に記載された新規なパルス化出力電気外科発生器２とともに、使用され得ることが、注目されるべきである。
【０１００】
さらなる実施形態において、組織の測定された電気特性（好ましくは、インピーダンス（ＺＩ）、およびＲＭＳ電流パルス幅（Ｐｗ））は、連続パルスのために使用される一定電圧低下因子（Ｖｄｅｃ）を決定するため、および密封手順のために送達される一定数のパルス（Ｐ＃）を決定するために、使用され得る。電圧低下因子、測定されるインピーダンス、およびＲＭＳ電流パルス幅の間の関係は、Ｖｄｅｃ＝Ｆ（ＺＩ，Ｐｗ）として定義され得、そしてパルスの数、測定されるインピーダンス、およびＲＭＳ電流パルス幅の間の関係は、Ｐ＃＝Ｆ’（ＺＩ，Ｐｗ）として定義され得る。図１４において、測定されるインピーダンスおよびＲＭＳ電流パルス幅から決定される、一定数のパルスＰ＃（１００）が示される。各連続パルスは、一定の電圧低下因子（Ｖｄｅｃ）（１１０）によって低下され得、これもまた、測定されるインピーダンスおよびＲＭＳ電流パルス幅から決定される。
【０１０１】
さらなる追加の実施形態において、組織密封は、上記電気外科システムによって、電流または組織インピーダンスの変化の割合を絶えずモニタリングまたは感知することにより、達成される。変化の割合が、予め決定された限界より増加する場合、ＲＦパルスは、これに従って電気外科発生器２を制御することによって、自動的に終結され、そして任意の先に変化したパルスパラメータ（例えば、電力、電圧および電流の増分）は、元のデフォルト値にリセットされる。この実施形態において、終了時電流または組織インピーダンス（すなわち、各ＲＦパルスの終了時の電流または組織インピーダンス）もまた、絶えずモニタリングまたは感知される。次いで、終了時の値は、連続ＲＦパルスのパルスパラメータを決定するため；密封サイクルが終了されるべきか否かを決定するため（予め決定された量より変化されなかった、最後の数ＲＦパルスの終了時値に基づく）；および連続ＲＦパルスのデューティサイクルを決定するために使用される。
【０１０２】
さらに、この実施形態において、連続ＲＦパルスのＲＦ電力、パルス幅、電流および／または電圧のレベルは、一定に維持され得るか、またはパルスごとの基礎で、組織が先に適用されたＲＦエネルギーまたはパルスに応答したか否か（すなわち、組織インピーダンスが上昇し始めたか否か）に依存して、改変され得る。例えば、組織が先に適用されたＲＦパルスに応答しない場合、ＲＦ電力出力、パルス幅、電流および／または電圧のレベルは、連続ＦＲパルスについて増加される。
【０１０３】
従って、これらのＲＦパルスパラメータは、引き続いて、初期ＲＦパルスに従って改変され得るので、初期セットのＲＦパルスパラメータ（すなわち、開始ＲＦ電力レベルの規模、開始電圧レベルの規模、開始パルス幅の規模、および開始電流レベルの規模）は、従って、第一のパルスまたは初期ＲＦパルスが組織を過剰には加熱しないように選択される。初期ＲＦパルスを含む、先に適用されたＲＦパルスに組織が応答しない場合、１つ以上のこれらの開始レベルは、連続ＲＦパルスの間に、組織特性を変化させるために改変される。
【０１０４】
上記機能は、脈管密封システムの少なくとも１つの処理ユニットによって実行されるように構成された、プログラム可能な指示のセットとして表される、密封強度アルゴリズムによって実行される。脈管密封システムは、図９Ａおよび９Ｂに関して上記したものと類似の様式で、開始電圧レベルを手動で調節するための、密封強度制御パネルを備える。
【０１０５】
図１５に示されるように、本発明の実施形態の好ましい密封強度制御パネルは、６つの設定（すなわち、「Ｏｆｆ」１５０Ａ、「ＶＬＯＷ」１５０Ｂ、「ＬＯＷ」１５０Ｃ、「ＭＥＤ」１５０Ｄ、「ＨＩＧＨ」１５０Ｅおよび「ＶＨＩＧＨ」１５０Ｆ）を含む。この密封強度前面パネル設定１５０は、図９Ｂおよび９Ｃによって示される密封パラメータ表の密封パラメータ値を調節する。密封強度前面パネル設定１５０によって調節された、選択された密封パラメータ表は、次いで、上記のようなＲＦ発生システムによって利用され、次いで、最初のＲＦ密封パルスが開始される。
【０１０６】
図９Ｂおよび９Ｃに示されるような密封強度前面パネル設定は、臨床手順における脈管密封性能を達成する実施例として同定された、いくつかの好ましい実施形態の近似的パラメータ値を示す。種々の組織型および外科的手順は、１つ以上の密封強度前面パネル設定の使用を必要とする。
【０１０７】
図１６は、脈管密封システムに従う方法を例示する、論理的流れ図である。工程Ａ’において、ＲＦパルスが組織に適用される。工程Ｂ’において、電流または組織インピーダンスの変化速度が、同時にモニタリングされる。工程Ｃ’において、組織インピーダンスの変化速度が所定の限界を超えたか否かの決定がなされる。「はい」である場合、工程Ｄ’において、ＲＦパルスが停止され、そして全ての以前に変化させたパルスパラメータが、元のデフォルトにリセットして戻される。「いいえ」の場合、このプロセスは工程Ｅ’に進む。
【０１０８】
工程Ｅ’において、ＲＦパルスが終了したか否かの決定がなされる。「いいえ」の場合、このプロセスは、工程Ｂ’に戻る。「はい」の場合、このプロセスは工程Ｆ’に進む。工程Ｆ’において、終了電流または組織インピーダンスが測定される。工程Ｇ’において、測定された終了値は、（所定の量以上には変化しなかった最後のいくつかのＲＦパルスの電流レベルまたは終了インピーダンスに基づいて）密封サイクルが終了すべきか否かを決定するために使用される。「はい」の場合、このプロセスは、工程Ｈ’にて停止する。「いいえ」の場合、このプロセスは、工程Ｉ’において継続し、ここで、終了値は、パルスパラメータ（すなわち、電力、パルス幅、電流および／または電圧のレベル、ならびに複数のルックアップテーブルのうちの１つにおけるエントリーからの引き続くＲＦパルスのデューティサイクル）を決定するために使用される。次いで、このプロセスは、工程Ａ’に戻る。複数のルックアップテーブルのうち１つは、電気外科的ツールまたは電気外科機器の選択に基づいて、手動または自動で選択される。
【０１０９】
このシステムは、その好ましい実施形態に関して具体的に示され、そして記載されてきたが、形態および細部における変化が、その範囲および精神から逸脱することなしに、それらに対してなされ得ることが、当業者に理解される。
【０１１０】
本発明の上記の特徴および他の特徴は、添付の図面と合わせて読まれる場合に、上記の詳細な説明においてより明らかにされる。
【符号の説明】
【０１１１】
１  電気外科システム
２  電気外科発生器
４  外科機器
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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