【誤訳訂正書】
【提出日】平成27年1月20日(2015.1.20)
【誤訳訂正１】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】全文
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【発明の詳細な説明】
【発明の名称】外科手術器具への電力供給を制御するシステム及び方法
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気外科的及び／又は熱的外科手術器具に関する。より具体的には、本発明
は、エネルギー源から外科手術器具への電力供給を制御するシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
このようなデバイスは、一般的な医療デバイスの利益を提供できるので、手術中の電気
外科的及び／又は熱的デバイスを使用することが一般的になってきている。例えば、電気
外科的及び／又は熱的デバイスは、外科医が、制限された血液の損失で正確な切開を行う
ことを許容する。それらの利点のため、電気外科的及び／又は熱的デバイスは、ちょうど
少し例を挙げれば、皮膚科の、婦人科の、心臓の、形成外科の、眼球の、脊椎の、耳鼻咽
喉科の、顎顔面の、整形外科の、泌尿器科の、神経学的の、及び、一般的な外科的の、手
術、並びに特定の歯科処置に使用される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
外科手術は、一般に、組織または他の物質を切断、修復及び／又は除去することを含む
。電気外科的及び／又は熱的外科手術器具は、所望の温度まで組織または他の物質を加熱
するために電気外科的及び／又は熱的外科手術器具を使用することによって、これらの処
置の各々を実行するために使用される。しかしながら、組織は、異なる温度で異なる反応
を得る。電気外科的及び／又は熱的外科手術器具の温度が適切に制御されない場合には、
患者にとって有害な結果をもたらす望ましくない結果が生じる可能性がある。
【０００４】
さらに、外科医は、所定の処置の間、長時間にわたって電気外科的及び／又は熱的外科
手術器具を使用することを必要とされる。この時間の間、電気外科的及び／又は熱的外科
手術器具が患者の体の一部と接触したり離れたり断続的に移動される。これは、デバイス
内の熱管理だけでなく電気外科的及び／又は熱的外科手術器具の加熱された外科手術チッ
プの熱管理に関する問題につながる。電気外科的及び／又は熱的外科手術器具が患者の組
織、例えば、体液などの一部と接触しないとき、電気外科的及び／又は熱的外科手術器具
は、患者の体の上の空気に保持され、加熱が望ましくないあるいは有害である器具の領域への熱の伝達を最小限にするために器具に供給される電力を制限することが重要である。
例えば、外科医によって把持された電気外科的及び／又は熱的外科手術器具の一部分への
熱伝達が適切に制御されていない場合、デバイスは非常に熱くなり、外科医は、処置を完
了するのに必要な時間その器具を扱うことができない。
【０００５】
さらに、熱要素などの、電気外科的及び／又は熱的外科手術器具の作用（アクティブ）
部分が、過熱され、又は、過剰な熱応力にさらされ、熱要素は、破損してしまう可能性が
ある。
【０００６】
従って、電気外科的及び／又は熱的外科手術器具及び／又は加熱される外科手術チップ
の過熱を防止するために、エネルギー源から電気外科的及び／又は熱的外科手術器具への
電力供給を制御する改善されたシステム及び方法が必要である。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
改善された電気外科的及び／又は熱的外科手術器具を提供することが本発明の目的であ
る。
【０００８】
本発明の一態様によれば、その器具は、エネルギー源から器具への電力供給を管理する
ソフトウェア及びハードウェアを含む。
【０００９】
本発明の別の態様によれば、電気外科的手術器具への電力供給を制御することは、電気
外科的手術器具の作用（アクティブ）要素への電力供給を変化させるアルゴリズムを使用
することを含み、従って、作用要素の環境（例えば、作用要素が組織治療のために使用されているか空気中に保持されているかなど）に応じて器具の動作特性を変化させることを
含む。アルゴリズムは、約５Ｗ乃至１２５Ｗの固定された電力指標で管理され、そして、
一貫した方法で電気外科的及び／又は熱的外科手術器具に所望の電力を供給するのに使用
され、その器具の作用要素がキュリー点を超えるのを防止し、及び／又は作用要素が空気
中にあるときにその器具の過熱を防止する。
【００１０】
制御アルゴリズムは、外科医が、所望の組織効果のための最適温度を使用するのを許容
し、また、外科医が、これらの異なる外科手術チップを使用するときに所望の制御を提供
しながら異なる構成を有する外科手術チップを選択するのを許容する。
【００１１】
本発明の別の態様によれば、電気外科的手術器具への電力供給を制御することは、順方
向電力又は正味電力のための単一あるいは縦接続の比例積分微分コントローラ（“ＰＩＤ
”）、ＰＩＤチップ電流制限制御、定在波比（“ＳＷＲ”）閾値制限、及び／又はロード
／空気検出を使用することを含む。
【００１２】
本発明の別の態様によれば、熱的外科手術器具は、電流検出、温度検出、インピーダン
ス検出などに応答できるハンドピースを含む。
【００１３】
本発明の別の態様によれば、ハンドピース又は熱的外科手術器具の他の部分によって検
出される、電流データ、温度データ、インピーダンスデータなどは、マイクロコントロー
ラ、マイクロプロセッサなどを含む制御コンソールに送られることができる。
【００１４】
本発明の別の態様によれば、電流データ、温度データ、インピーダンスデータなどは、
実質的に連続的な基準で制御コンソールに送られることができる。例えば、データは、約
１０ミリ秒の間隔で制御コンソールに送られることができる。
【００１５】
本発明の別の態様によれば、外科手術器具は、熱的要素を含む。熱的要素は、例えば、
その上にメッキされた強磁性材料を有する導体、固体強磁性加熱素子、強磁性スリーブの
加熱が実質的に純粋に誘導性であるように絶縁導体上に配置された強磁性スリーブなどを
含む。
【００１６】
本発明の別の態様によれば、熱的外科手術器具の熱的要素は、様々な熱的要素がハンド
ピースで使用されるようにハンドピースによって取り外し可能に受け入れられることがで
きる。
【００１７】
本発明の別の態様によれば、外科手術器具は、熱的要素（例えば、ブレード、ループ、
スネア、鉗子、鋏、低侵襲手術器具、プローブ、カテーテルなど）の形状、寸法又は構成
に応じて異なる、熱要素の電力出力を管理するのに必要な情報を含む。例えば、その情報
は、ハンドピースに配置された単一の記録装置（ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュデバイス、レ
ーザＲＯＭ又フラムなど）又は本発明の外科手術器具システムの様々な場所に配置された
複数の記録装置に格納される。
【００１８】
本発明の別の態様によれば、外科手術器具は、熱的要素の電力出力を管理するのに必要
な以下の情報、電流制限；許容電力の設定；電力レベルによるＳＷＲの制限；シリアル番
号；キャリブレーション定数；チップ識別；タイミング定数（例えば、クールダウンなど
）；などを含むことができる。
【００１９】
本発明の別の態様によれば、熱的外科手術器具は、ソフトウェアを含む。ソフトウェア
は、可変ステージ状態マシンを実装するために熱的外科手術器具から受信された情報を使
用できる。例えば、ソフトウェアは、５段階の状態マシンを実装するために熱的外科手術
器具のハンドピース、チップ及び／又は電力測定器からの情報を受信できる。状態マシン
のステージは、ＲＦオン（例えば、ＲＦ電力がちょうどスイッチを入れられる）、空気（
外科手術器具の熱的要素は空気中にある）、遷移（熱的要素は、組織から空気に遷移する
ことが推測される）及びロード（チップは組織内にあることが確認される）を含む。
【００２０】
本発明のさらに別の態様によれば、熱的外科手術器具への電力供給を制御することは、
電気外科的手術器具のチップに供給される電力を断続的に増加させるために、一群の開始
／終了期間セグメントを含む電力プロファイル制御アルゴリズムを含むことができる。従
って、低温で動作されるチップで組織を治療するために上記器具を使用することが望まれ
るとき、例えば、組織を凝固させるとき、電力制御アルゴリズムは、チップが治療される
組織に対して固着するのを防止するようにチップに供給される電力を断続的に増加させる
ことができる。
【００２１】
本発明のさらに別の態様によれば、本発明の熱的外科手術器具は、固定電力指標又は繰
り返し的に実行される電力プロファイルに応じて外科手術チップへの電力供給を選択的に
管理するための一つ以上の制御を有することができる。
【００２２】
本発明のこれらの及び他の態様は、以下の図面及び関連する説明に示され記載された熱
的に調整可能な外科手術器具で実現される。
【００２３】
本発明の様々な実施形態が番号が付された図面を参照して示され記載される。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】図１は、本発明の原理による熱外科手術ツールシステムの斜視図を示す。
【図２】図２は、その温度が増加したときの熱要素のインピーダンスのグラフ表示を示す。
【図３】図３は、その温度が増加したときの熱要素の定在波比のグラフ表示を示す。
【図４】図４は、本発明の熱外科手術器具のブロック図を示す。
【図５】図５は、本発明の一つの熱要素の拡大断面図を示す。
【図６Ａ】図６Ａは、切開ループを形成する熱要素の側面図を示す。
【図６Ｂ】図６Ｂは、切除ループを形成する熱要素の側面図を示す。
【図７Ａ】図７Ａは、本発明の原理による別の熱外科手術ツールシステムの斜視図を示す。
【図７Ｂ】図７Ｂは、熱要素がその上に配置された鉗子の斜視図を示す。
【図７Ｃ】図７Ｃは、熱要素がその上に配置された外科用メスの側面図を示す。
【図８】図８は、縦接続されたＰＩＤコントローラのブロック図を示す。
【図９】図９は、本発明の原理による縦接続されたＰＩＤコントローラを使用するときに、電流制限効果の一例のグラフを示す。
【図１０】図１０は、本発明の原理による５段階の状態マシンの図を示す。
【図１１】図１１は、本発明の原理による電気外科的手術器具のチップに供給される電力を断続的に増加させるための一群の開始／終了期間セグメントのグラフ表示を示す。
【図１２】図１２は、本発明の電力プロファイル制御アルゴリズムを例示するフローチャートを示す。
【図１３】図１３は、本発明の原理による熱的外科的手術器具の状態管理の一例のグラフを示す。
【図１４】図１４は、本発明のチップの作動に基づく図９のグラフ表示の拡大図を示す。
【図１５】図１５は、ロード状態から空気状態に戻って移行するチップの図９のグラフ表示の拡大図を示す。
【図１６】図１６は、組織への影響に関連した熱スペクトルを示す。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
図面は例示であり、添付の特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲を限定する
ものではないことが理解されるであろう。図示の実施形態は、本発明の種々の態様および
目的を達成する。単一の図では、本発明の各要素および態様を明白に示すことは不可能で
あり、多数の図面が、より明白に本発明の様々な詳細を個々に説明するために提示される
ことが理解される。同様に、全ての実施形態は、本発明のすべての利点を達成する必要は
ない。
【００２６】
本発明及び添付の図面は、当業者が本発明を実施することができるようにそれらに提供
された符号を参考にして述べられる。図面及び説明は、本発明の種々の態様の例示であり、添付の特許請求の範囲を狭めることを意図するものではない。
【００２７】
本明細書に使用されるように、用語“強磁性の”、“強磁性体”及び“強磁性”は、鉄、ニッケル、コバルト等の物質及び高透磁率、飽和点特性、および磁気ヒステリシスを示
す種々の合金を指す。
本発明は、複数の異なる実施形態およびアプリケーションを含むことができることを理解
されるであろう。一態様では、外科手術器具は、本体と、本体上に配置されると共に振動
電気エネルギーを受け取るように構成された熱要素と、熱要素の構成パラメータに対して
情報を記憶する情報記憶装置と、を含む。また、器具は、次の一つ以上を含む。すなわち、器具は、本体がハンドピースであること；ハンドピースが熱要素を取り外し可能に受け
入れるように構成されていること；本体がその上に配置された熱要素を有する切断及び密
閉器具であること；熱要素が導電体の少なくとも一部分を覆う強磁性材を有する導電体を
備え、強磁性材が加熱されるときに強磁性材の破砕を引き起こすことなく、空気と液体と
の間で移動可能であること；熱要素が電力供給に結合され、電力供給が情報記録部に記録
された構成パラメータに基づいて熱要素に振動電気エネルギーを供給するように構成され
ること；熱要素が固体強磁性加熱要素を備えること；その要素が絶縁された導電体上に配
置された強磁性スリーブを備えること；情報記録デバイスが熱要素の構成パラメータに関
連する情報がアクセスされて振動電気エネルギーの熱要素への供給を制御するために使用
されるように、振動電気エネルギーを供給するように構成された電源と連通して配置され
ていること；情報記録デバイスがＥＥＰＲＯＭを備えること；及び、それらの組み合わせ、の一つ以上を含む。
本発明の別の態様では、熱外科手術器具システムは、本体と、本体上に配置されると共に
振動電気エネルギーを受け取るように及び振動電気エネルギーの受け取りに応じて加熱するように構成された熱要素であって、熱要素の温度変化に応じて変化するインピーダンス
を有する熱要素と、熱活性要素のインピーダンスの変化を感知すると共に熱活性要素に受
け入れられた振動電気エネルギーを調整するために信号を発生するように構成された熱活
性要素と連通して配置された回路と、を含む。熱外科手術器具は、さらに、次の一つ以上
を含む。すなわち、器具は、実質的に連続的した基盤上の回路からの信号を受け入れるためのマイクロコントローラ；信号に応じて熱活性要素に所望の電力を一貫して提供するように構成された電力制御アルゴリズムを備えた電力制御システム；キュリー温度を有する
熱要素、及び、外科手術器具の熱要素がそのキュリー温度を超えるのを防止するために電
力制御アルゴリズムを使用するように構成された電力制御システム；所望以外の位置で外
科手術器具の過熱を防止するために電力制御アルゴリズムを使用するように構成された電
力制御システム；摂氏約＋３０度乃至−３０度の範囲にある実質的に特定の温度まで熱要
素を加熱することを制御するために電力制御アルゴリズムを使用するように構成された電
力制御システム；及び、その組み合わせ、の一つ以上を含む。
本発明の別の態様では、熱外科手術器具システムは、本体と、本体に取り付け可能である
と共に振動電気エネルギーを受け取るように構成された熱要素と、熱要素の構成パラメー
タに対して情報を記憶する情報記憶装置と、熱要素の動作特性を検知するために熱要素と
連通して配置された検知回路と、熱要素によって受け入れられた振動電気エネルギーの調
整を行うための電力制御システムと、を含み、電力制御システムは、熱活性要素の構成パ
ラメータ及び熱要素の温度を調節するために熱要素の検知された動作特性に関連する情報
を使用するために構成される。システムは、また、次の一つ以上を含む。すなわち、シス
テムは、制御ループフィードバック機構を備える電力制御システム；ＰＩＤコントローラ
または縦接続されたＰＩＤコントローラを備える制御ループフィードバック機構；熱要素
の温度を調節するために可変ステージ状態マシンを実装するためにソフトウェアを使用する電力制御システム；又は、それらの組み合わせ、の一つ以上を含む。
別の態様では、本発明は、熱切断又は凝固器具を制御する方法に関し、方法は、熱要素に
振動電気エネルギーを供給するステップと、熱要素と関連した動作特性を検知するステッ
プと、熱要素の検知された動作特性に応じて振動電気エネルギーの供給を調整するステッ
プと、を含む。方法は、例えば、次の一つ以上を含む。すなわち、方法は、インピーダンス、電流及び定在波比の少なくとも一つを備える熱要素と関連した動作特性；検知された動作特性は、熱要素のインピーダンスを備え、その方法は、熱要素の温度を制御するために検知されたインピーダンスに応じて振動電気エネルギーの供給を調整するステップを備える；熱要素に対して増加したパルスを検知し、熱要素の動作特性上の増加した電力のパルスの影響を監視するステップ；熱要素の温度を周期的に増加するために熱要素に供給される電力を断続的に増加するステップ；又は、それらの組み合わせ、の一つ以上を含む。
図１乃至図３を参照すると、図１は、概ね符号１０で示された熱外科手術器具のシステム
の斜視図を示す。以下にさらに詳細に説明されるように、熱外科手術器具のシステムは、
好ましくは、組織を治療又は破壊（例えば、内皮組織の溶接、動的平衡性、除去など）する強磁性材と関連された導体を使用する。
熱外科手術器具システム１０は、従来の外科用メスなどに関する鋭利な縁部を使用しない
で組織を切開するために熱を使用する。本発明の実施形態は、切刃を形成するように、比
較的鋭利な縁部で行われるが、本明細書中に記載された熱コーティングが切断刃又は鋭利
な縁部を必要とせずに組織を分離するのでそのようなことは必要としない。しかしながら、便宜上、用語の切断は、組織を分離することを述べるときに使用される。
本発明の一態様によれば、熱外科手術器具システム１０は、電源３０によって生成される
出力エネルギーを制御するために一つ以上のフットペダル２０などの一つ以上の制御機構
を含む。電源３０からのエネルギーは、無線周波数（ＲＦ）または振動電気エネルギーを
介してケーブル４０に沿って、導電体６６と関連された強磁性体６５などの熱要素６０を
有するハンドピースなどの本体５０に送られる。図１に示されるように、導電体６６は、
磁性体コーティング６５で外周が被覆された又はメッキされる。磁性体コーティング６５
は、熱が電気導体６６上に配置された強磁性材６５の全面又は“強磁性領域”に沿って実
質的に均一であるように電気エネルギーを利用できる熱エネルギーに変える。
ＲＦエネルギーは、“表皮効果”として周知なように導体６６の表面に沿って移動する。
表皮効果は、電流密度が導電体６６の表面近傍で最も大きく、導電体６６の大きな深さと
共に減少するように、導電体６６内に分布となる交流電流の傾向である。電流は、外面と
表皮深さと呼ばれるレベルとの間の導電体６６の“表皮”で主に流れる。表皮効果は、導
電体６６の実効抵抗を表皮深さが小さいほど高い周波数で増大させ、従って、導電体６６
の実効断面積を減少させる。表皮効果は、交流から生じる変化する磁場によって誘導され
る渦電流に起因する。表皮深さは、電気抵抗、電流を導電する材料の透磁率、及び印加さ
れるＲＦ交流電流の周波数の関数である。例えば、銅の６０Ｈｚで、表皮深さは、約８．
５ｍｍである。高周波数での表皮深さははるかに小さくなる。
電流の９８％以上は、表面からの表皮深さの４倍の層内で流れ、最初の５表皮深さ内に事
実上電流の全てがある。この現象は、通常、導体６６の横断面にわたって均一に分布され
る直流電流のものとは異なる。導体６６の表皮深さは次式で表すことができる。
【００２８】
【数１】
2015506729.tif 000001
【００２９】
ここで、δ＝表皮深さ（または侵入深さ）
ρ＝導体の抵抗率
ω＝電流の角周波数
μ＝導体の絶対透磁率
σ＝導体の伝導率
ｆ＝周波数
導体６６の電流密度は、次式で表すことができる。
【００３０】
【数２】
2015506729.tif 000002
【００３１】
ここで、Jｓ＝導体の表面での電流
δ＝表皮深さ（または侵入深さ）
ｄ＝導体の表面からの深さ
導体６６を通る電流の流れは、（オープンヒステリシスループとも呼ばれる）オープン
ループのＢ−Ｈ曲線を有する強磁性材６５で作用することができる磁界を生成し、ヒステ
リシス損失が得られ、結果として熱エネルギーを生成する。例えば、パーマロイ（商標登
録）のようなニッケル鉄コーティングのような電着膜は、任意に整合された微結晶の配列
を形成し、高周波電流が導体６６を通過するときに互いがオープンループのヒステリシス
曲線を有する任意に整合されたドメインを生じる。
【００３２】
ドメインが電流の各振動と再整合すると、強磁性材６５は、強磁性材６５のヒステリシ
ス損失のせいで加熱する。ヒステリシス損失による強磁性材６５の加熱は、以下に詳細に
説明されるように材料はその磁性特性を失うためにそのキュリー点以上で止まる。さらに、強磁性材６５の比透磁率は、温度に応じて変化し、関連される表皮深さも変化し、従って、皮膚層を介する通電量は、キュリー点付近で転移を受ける。従って、抵抗加熱による強磁性材６５の加熱は、キュリー点に近づくにつれて低減する。
上述のように、強磁性材６５は、キュリー温度を有する。キュリー温度は、コーティング
の磁気特性が失われるように、材料が常磁性になる温度である。材料は常磁性になると、
強磁性の加熱を大幅に低減あるいは停止することもできる。理論的に、これは、十分な電
力がキュリー温度に達するように設けられている場合、キュリー温度付近で安定化する強
磁性材６５の温度を生じさせる。しかしながら、強磁性材６５の温度が一定の動作条件の
下で、その算出されたキュリー温度を超えることが分かった。十分な電力が印加された場
合には、チップ温度は、導体全体の加熱に抵抗することにより上昇し続け、チップが潜在
的にキュリー温度を超えることが観察されている。これが発生すると、一定の電力レベル
で動作しながら、電流の増加が観察される。これは、少なくとも部分的に表皮深さの増加
及びキュリー温度以上で得られたインピーダンスの低下に起因し得ると考えられている。
増加は、順番に固定された電力レベルの電流レベルを上昇させる強磁性被覆落下の抵抗に
起因し得る。増加電流は、導体の非強磁性部分でより抵抗加熱を引き起こす。これにより、高い導電性を有する下地導体を使用することが好ましい。
従って、導体６６の面を通る交流電気エネルギーの通過は熱要素６０に沿って（オーム加
熱や抵抗加熱とも呼ばれる）ジュール加熱を引き起こす。交流電気エネルギーが強磁性領
域に通過すると、電流は、導体上に配置された強磁性材６５にジャンプする。このように、強磁性材６５で作成された熱エネルギーのかなりの部分は、ジュール加熱に起因し得る。また、ＲＦエネルギーは、強磁性材６５のヒステリシス損失のせいで強磁性領域におい
て熱エネルギーに変換することができる。
強磁性材６５は、約５倍の皮膚の深さに相当する厚さを有するように構成され、導体６６
を流れる交流電気エネルギーの実質的に全てが、強磁性被覆６５にジャンプする。皮膚の
深さは、導体６６及び／又は強磁性被覆６５を流れる交流電気エネルギーの周波数の関数
であるため、約５倍の皮膚の深さを達成するために必要な強磁性材６５の厚さは、導体６
６に送達される交流電気エネルギーの周波数に応じて変化し得る。例えば、導体６６への
電気エネルギーの高周波交流の提供により、強磁性材６５の薄層は、強磁性材６５にジャ
ンプする交流電流の実質的に全てを提供するのに十分である。本発明の一態様によれば、
熱要素６０は、それに配置されたパーマロイ（商標登録）の１０μｍの層を有する０．５
ｍｍの直径で構成され、４０．６８ＭＨｚの周波数を有する交流電流を導体に供給することは、交流電流の実質的にすべてをパーマロイ（商標登録）の層にジャンプさせる。
チップを含め最大信号源からのＲＦ導体は（同調回路としても知られる）特定の周波数で
共鳴回路を形成してもよい。従って、交流電流が導体６６に供給されるときに、回路の定
在波比（「ＳＷＲ」）は、室温で約１である。熱要素６０が加熱されると、熱要素６０の
インピーダンスは、変化し、それによって、全体の回路のインピーダンスを変化させる。
直接的にあるいは間接的に図２に示された回路のインピーダンスの監視は、熱要素６０の
温度に関する情報を提供する。従って、回路のインピーダンスの監視は、熱要素６０の温
度を制御するために使用することができる。さらに、回路内のインピーダンス変化は、反
射電力の量に影響を与え、従って、ＳＷＲの変化はまた、（図３に示すように）監視され、熱要素６０の温度を制御するために使用することができる。従って、例えば、熱要素６
０の温度は、摂氏約＋３０度乃至−３０度の範囲にある特定の温度、好ましくは摂氏約＋
２０度乃至−２０度の範囲にある温度、より好ましくは摂氏約＋１０度乃至−１０度の範
囲にある温度、さらに好ましくは摂氏約＋５度乃至−５度の範囲にある温度に制御される。強磁性加熱することによって達成一つの利点は、強磁性体６５が急速に切断温度に加熱
することができることである。いくつかの例では、強磁性材６５は、秒（例えば１００ミ
リ秒などと短い）の小画分で加熱することができる。さらに、強磁性材６５の比較的低質
量、導体６６の小さな熱質量、および、本体５０の構成による小さな領域における加熱の
局在のため、材料は、（例えば、いくつかの例では約二分の一秒で）非常に急速に冷却する。これは、熱器具が活性化されていないとき、組織に触れることによって生じる偶発的
な組織の損傷を低減しつつ、正確な熱器具を外科医に提供する。
熱要素６０を加熱し冷却するのに必要な時間は、導体６６と強磁性被覆６５の相対的な寸
法および外科用器具の構造の熱容量に部分的に依存することが理解されるであろう。例え
ば、熱素子の加熱および冷却のための上記の例示的な期間は、約０．３７５ｍｍの直径を
有するタングステン導体及び約０．０１０ミリメートルの厚さ及び二センチメートルの長さのタングステン導体の周りの（ウェストヘーヴンのEnthone,Inc.から入手可能なNIRON
（商標登録）などの）ニッケル鉄合金の強磁性体のコーティングで達成される。
本発明の１つの利点は、鋭いエッジが必要とされないことである。電源が外科手術器具に
供給されていないときは、落下や取り扱いを誤った場合でも、器具が誤って患者のまたは
外科医の組織を切断しない。電力が導体６６と強磁性体６５に供給されていない場合、器
具の「切断」部分は、損傷のリスクなしにタッチされる。これは、取り扱いを誤った場合
に患者または外科医を傷つける鋭利な切断刃とは対照的である。
外科用器具１０は、適用されている電力の指標を含み、さらに電力を制御するための機構
を含むことができることを理解すべきである。したがって、例えば、一連のディスプレイ
５２は、電力レベル、または、スイッチ、回転ダイヤル、ボタンのセット、電力を調整するために電源３０に連通し組織に可変な効果を持つために強磁性材６５の温度に影響を与
えるタッチパッド又はスライド５４を含む、ハンドピースのような本体５０を示すために
使用することができる。例えば、制御ダイヤル３２などの制御部は、電源３０に含まれ、
あるいは、リモートコントロールなどの別々の制御器具に含まれる。その他の追加は、ハ
ンドピース５０、電源３０、リモートコントロールなどの様々な場所に配置される。
強磁性材６５の温度の調節は、手術器具の使用によって達成され得る組織効果の正確な制
御を外科医に提供することができる。切断、止血、組織溶接、組織気化および組織炭化な
どの組織効果は異なる温度で生じる。電力出力を調整するためのユーザ制御を含むことに
よって、外科医（または他の医師など）は、強磁性材６５に供給される電力を調整し、その結果、所望の結果を達成するために組織効果を制御することができる。
さらに、熱本体５０への電力供給は、電源３０またはハンドピース５０で制御するフット
ペダルによって受け入れられる入力によって達成することができる強磁性被覆導体を駆動
する定在波を達成するために、振幅、周波数または交流電流波形のデューティサイクル又
は交流電流を変えることによって制御することができる。
さらに、より詳細に以下に述べるように、外科用器具１０は、熱要素６０を取り外し可能
に受け入れることができるハンドピース５０で構成することができる。例えば、様々な取
り外し可能に取り付ける外科用チップ５８は、それに関連した異なる熱要素６０（例えば、サイズや形状が異なる等）を有する。したがって、様々な構成の熱要素６０は、ハンド
ピース５０と共に使用することができる。
図４を参照すると、本発明の熱外科手術器具１０のブロック図が示されている。ハンドピース５０は、電流感知、温度感知、インピーダンス感知などに応答可能である。熱要素６
０から収集されたデータは、実質的に連続的した基盤の電源３０に送ることができる。例
えば、データは、約１０ミリ秒の短い間隔でマイクロプロセッサを供給するために送信されてもよい。
一つ以上の感知回路は、使用中に、どのくらいの電流が熱要素６０に供給されているか、
回路等のインピーダンス、又は熱要素６０の動作特性の組み合わせなどの熱要素６０の種
々の動作特性を監視するために使用することができる。例えば、ピーク検出装置１００は、（例えば、チップの回路基板トレース又はハンドピースまたは電源の対応する抵抗器な
どの）抵抗器１０４の両端の電圧降下を測定することにより、チップ６０に供給される電
流を決定することができ、それは、チップに流れる電流と直接的に一致する。電圧降下は、オームの法則（Ｖ＝ＩＲ）による回路のブランチにおける電流に正比例する。電圧が高
いほど、より多くの電流が分岐を通って流れる。抵抗器１０４の両端の電圧は、その動作
範囲内で、４０．６８ＭＨｚ信号のピークなどの信号のピークを追跡するためにピーク検
出回路を通って通過させることができる。
また、検知回路は、熱要素６０のインピーダンスを検出することができ、従って、熱要素の温度に関するフィードバックを提供する（図２及び図３）。回路の出力は、マイクロコントローラ、ＡＤ変換器（“ＤＡＣ”）、マイクロプロセッサなどの変換器１０８に供給されてデジタル化されるＤＣ電圧にすることができる。このデータは、電源３０に実質的に連続的な原則で送られ、電力制御アルゴリズムで使用されることができる。一つ以上の検知回路が、制御卓、ハンドピース、取り外し可能な外科用チップ、遠隔に配置されたユニットなどの本発明の熱外科用器具システムの様々な位置に配置されることを理解されるであろう。熱要素６０の種々の特性を検知することは、チップ６０上の強磁性材６５の高透磁率（高μ）の性質のために必要である。通常の動作中に、強磁性材６５を通る電流の流れの大部分が表皮効果に起因し得ることが現在考えられている。あまりに多くの電流が強磁性材６５を通って流れると、キュリー温度が達せられ、強磁性材６５の透過性が劇的に低下する。その結果、電流は、導体６６を通じてより顕著に流れ始め、熱要素６０の抵抗を低減させる。抵抗が一定の電力レベルで減少されると、電流は、増加し、検知抵抗１０４の両端の電圧も増加する。したがって、キュリー温度が達せられ又は超過されると、表皮深さが増加し、加熱されたチップ６０の抵抗の低下に寄与することが現在考えられている。
【００３３】
図５を参照すると、本発明の一態様にかかる、導線などの導体６６を有する外科用チップの一部分の断面図が示されている。組織又は他の物質を正確に切断するように、導体６６が比較的小さい直径または断面を有することが望ましい。しかしながら、比較的剛性であり、組織に遭遇したときに曲げに抵抗する導体６６を有することが望ましい。この特性を有する金属の例は、タングステン、チタン、ステンレス鋼、ハイネス１８８、ハイネス２５などを含むことができる。導体６６に用いられる材料の他の特性が重要であり得る。これらの特性は、材料の抵抗率、材料の熱的および電気的伝導率、材料の熱容量、材料の熱膨張係数、材料のアニール温度、及び、材料を含む、第２の材料を導体６６からなる材料にめっきする能力を含む。
【００３４】
導体６６として使用する材料を選択する際に、そのような材料が、抵抗加熱による導体６６の加熱を最小限に抑えるために低い抵抗率を有しながら、曲げに対する大きな抵抗を有することが重要である。さらに、材料が低熱容量を有し、その結果、熱が導体６６に蓄積されず、従って、使用されていない場合に外科手術用チップが急速に冷却されるのを許容することが重要である。これは制限を助け、手術部位に隣接する構造への巻き添え被害を制限する又は防ぐのに役立つ。
【００３５】
また、導体６６が、十分に高いアニール温度を有する材料で構成されることが望ましい。時々、外科用チップは、例えば、約摂氏４００度乃至摂氏５００度の間の温度で動作させることができる。従って、導体６６の特性の変化を避けるために、導体として使用される材料のアニール温度は、外科用チップの予想される動作範囲よりも十分に高くあるべきである。
【００３６】
さらに、一部の構成において、導体６６への強磁性コーティング７８のめっきを容易にするために、強磁性コーティング７８などの強磁性材６５の熱膨張係数に近い熱膨張係数の値を有する材料で支持体７０が構成されることが望ましい。
【００３７】
しかしながら、外科用チップの通常動作中において曲げに対する十分な耐性（ヤング率）有するいくつかの材料は、十分なめっき整合性のためには低すぎる熱膨張係数を有することが観察されている。したがって、中間の熱膨張係数を有する一つまたは複数の介在層７４は、導体６６上にメッキされ、次に、強磁性層又はコーティング７８が一つ以上の介在層７４上にメッキされ、支持体７０と強磁性材６５の熱膨張係数の違いを調節するための移行を提供する。導体６６に用いられる材料に関する別の重要な要因は、電気を伝導する能力である。十分な支持を提供するが十分に導電性ではない複数の材料がある。従って、導体６６の任意の望ましくない性質又は特性を最小にするように導体６６は、異なる材
料の複数の層から構成されてもよい。
【００３８】
例えば、導体６６は、銅、銀など又は他の導電性材料である、その上に配置された１つ以上の導電介在層７４を有する。導電介在層７４は、エネルギーが十分な抵抗加熱を必要とせずに通過することを可能にし、従って、チップがより急速に冷却することを可能にする。（図５の断面図は、正確な縮尺である必要はなく、支持体は、本明細書に開示された他の層の厚みよりも直径がはるかに大きくてもよいことが理解されるであろう。さらには、導電介在層７４は、導体６６の延長を延長することができることが理解されるであろう。）
【００３９】
図５の導体６６は、介在層７４に隣接して配置された強磁性層又はコーティング７８を示す。強磁性層又はコーティング７８は、介在層７４上にメッキされることができる。強磁性コーティング７８は、加熱が所望される領域において外科チップだけに沿って局所的な加熱を提供するように、画定された位置（又は複数の位置）で導体６６の一部に沿って配置されることができる。例えば、強磁性層またはコーティング７８は、所望の領域における局所加熱を提供するように導体６６の長さの約９０％未満、約５０％未満、約１０％未満等に沿って配置されてもよい。換言すれば、強磁性材料が延在する長さは、導体６６の長さより小さくてよい。強磁性コーティング７８は、NIRON（商標登録）、PERMALLOY（商標登録）、Co、CrO2などの強磁性材料の誘発又は他の強磁性加熱を容易にするために高い透過率を有することができる。さらに、強磁性コーティング７８は、外科チップの急速な加熱及び冷却を容易にするために比較的高い熱伝導性と低熱容量を有することができる。
【００４０】
強磁性コーティング７８は、露出され、あるいは、強磁性コーティング７８と患者の組織との間の反応がないことを確実にするために生体適合性材料から作られた外部コーティング８０で覆われることができる。また、外部コーティング８０は、外科手術用チップへの生物学的組織の付着を低減することによって処置されている、外科手術用チップと組織との間の潤滑剤として作用する。例えば、外部コーティング８０は、外部コーティング８０は、外部コーティング８０は、窒化チタン（またはその変異体の１つ）、TEFLON（登録商標）または多くの他の生体適合性材料であってもよい。
【００４１】
また、外部層８０は、強磁性材６５、介在層７４、および／または支持体７０の層の酸化を防止するための酸素障壁として作用することができる。例えば、支持体７０の酸化は、支持体７０をもろくさせ、支持体７０をダメージにより影響されやすくすることが観察されている。外部層８０は、強磁性材料及び導体６６の全体を実質的に覆うように導体６６上に配置されることができることが理解されるであろう。代替的に、外部層８０は、強磁性材料及び導体６６の一部分だけを覆うように導体６６上に配置されることができる。
【００４２】
本発明の一態様によれば、熱要素６０は、約２−５の皮膚の深さに対応する断面厚さを有する中間層及び約２−５の皮膚の深さに対応する断面厚さを有する強磁性層を有する導体からなることができる。例えば、４０．６８ＭＨｚの周波数を有する振動電気エネルギーを受け入れる図５に示されたような熱要素６０は、約５００−７５０μｍの直径と、約２−１０μｍの断面厚さを有する強磁性材６５（例えば、コーティング又は層７８）とを有する導体６６からなる。層又はコーティング７８を形成する強磁性材６５の厚さは、導体６６及び／又は中間層７４の皮膚の深さの機能として選択されることができ、あるいは、それらが外科手術用チップに含まれている場合には導体６６及び／又は多数の中間層７４の組み合わされた皮膚の深さの機能として選択されることができる。酸化防止層は、１−３μｍなどの非常に薄くすることができる。
本発明の熱要素は、５より大きい皮膚の深さに対応する断面厚さを有する強磁性層を含むことが理解されるであろう。熱要素の温度を制御することは、温度が制限されなかった場合に熱要素が経験するより極端な熱サイクルに比べて、熱要素が受ける温度の範囲を減少させることができる。熱要素の温度を制御することは、そのような極端な熱サイクル減少させるので、本発明の原理に従って使用される熱素子は、良好な構造的完全性を有する。従って、導体上にメッキされた強磁性材６５の薄い層に加えて、強磁性体スリーブ及び固体の強磁性加熱素子が使用されることができる。
【００４３】
熱要素６０（あるいはチップ）は、ハンドピース５０によって着脱可能に受け入れられるように構成されたベース、シュラウドなどの５８（図１）に結合されることができる。また、チップ６０は、特定のチップ６０に関連する特定の構成パラメータを格納するため及びそれらの構成パラメータを外科手術用ハンドピース５０又は電力制御システム３０のマイクロプロセッサ（図１参照）に送信するために、電気的消去可能なプログラム化できる読み取り専用メモリ（“EEPROM”）デバイスなどのコンピュータ記憶装置を含むこともできる。電力が導体６６に供給されると、強磁性材６５は、供給される電力に応じて加熱されることができる。強磁性材６５の小さな厚さのために、電流が導体６６を通じて導かれると、非常に迅速（例えば、非常にほんのわずかな秒）に加熱することができ、電流が停止されるときに、迅速（例えば、ほんのわずかな秒）に冷却することができる。
種々の熱要素６０は、様々な熱要素が特定の外科手術処置における使用のために様々なサイズ、形状などを有し、及び／又は特定の外科手術用デバイスに関連して使用されるように構成されるように、構成されていることが理解されるであろう。
【００４４】
例えば、図６Ａは、解剖ループを示し、図６Ｂは、切除ループを示す。図６Ａ及び図６Ｂは、本発明の熱要素の異なる形状およびサイズを説明するために示されており、本発明の範囲を限定するものではない。さらに、図６Ａ及び図６Ｂは、解剖ループが切除ループの導体６０上に配置された強磁性材６５の長さと比較して導体６０上に配置された強磁性コーティングの短い長さを有するように、強磁性材６５が様々な長さで導体６０に沿って延在することを示す。
【００４５】
また、本発明の熱要素６０は、単体構成よりもむしろ外科手術用器具の表面に配置され又は埋め込まれる。例えば、熱要素６０は、図７Ａに示されるように、密閉及び切断器具１５で使用するように構成されることができる。使用時には、密閉及び／又は切断器具１５は、密閉される導管又は組織の周りにあるいはその両面に配置されるチップ２０Ａ、２０Ｂを備える本体５０を有する。チップ２０Ａ及び２０Ｂは、使用者の手に保持されるアーム３０Ａ、３０Ｂの端部に配置される。使用者は、機器のアーム３０Ａ、３０Ｂを一緒に絞り、チップ２０Ａ、２０Ｂに導管又は組織に圧力を提供させる。その後、電気エネルギーは、熱要素６０を加熱するためにチップ２０Ａ及び／又は２０Ｂ上の一つ以上の熱要素６０に導かれる。（起動要素は導管に熱を適用され、あるいは適用され加熱されることができることを理解されるであろう。）起動要素に発生した熱は、導管又は組織に適用され、導管又は組織を密閉する。本発明の一態様によれば、第２のエネルギーレベルが第２の熱要素６０に適用されて、第２の熱要素６０を導管又は組織を切り離すのに十分な第２の温度まで加熱する。
図７Ｂ及び図７Ｃは、その表面上に配置された一つ以上の熱要素６０を有する付加的な外科手術用機器の例を示す。図７Ｂは、鉗子に配置された熱要素６０を示し、図７Ｃは、
メスに配置された熱要素６０を示す。一つ以上の熱要素６０は、熱要素６０で発生した熱で手術部位の組織を治療するための提供するために示されていない他の外科手術器具上に配置することができることが理解されるであろう。  
【００４６】
さらに、熱要素６０の各クラス（例えば２ミリメートルループ（図６Ａ）、４ｍｍの切断ループ（図６Ｂ）、密閉及び切断要素（図７Ａ）など）は、制御された状況下でその動作によって特徴づけられている。以下の情報は、サーマル素子６０の各クラスについて、収集され、そして、電力制御アルゴリズムの定数または構成パラメータを作成するために使用される。これらの電力制御定数は、例えば、以下のもの、すなわち、チップがキュリー点を超えるのを防止する空気中の最高制御電力；チップが空気中で保持されるときにキュリー点に達するチップの電流；及びアベレージチップが所定の電力レベルで空気中において動作するＳＷＲ、を含むことができる。この情報を使用して、チップ６０の各クラスのプロファイルは、開発されてファイル例えばチップ構成ファイル（.tcf）として保存される。チップ６０が製造され、その後、.tcfを使用してベースライン化されると、このベースライン情報は、チップに例えばEEPROMに格納され、そして、外科手術システムに連通して配置されたソフトウェア及び／又はハードウェアによって使用され、起動要素６０への電力供給が外科手術器具１０の使用中に適切に制御されるように本体５０及び起動要素６０が電源３０に接続されるときに特定のチップに対して特定の電力制御アルゴリズムを特定する。
チップの構成パラメータや定数は、次のものがある。
【００４７】
【表１】
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【００４８】
前述の一つ以上のパラメータは、一貫した方法で器具に所望の電力を供給するために、外科手術器具の熱要素６０がキュリー点を超えるのを防止するために、及び／又は、所望の位置以外の位置で熱外科手術器具の過熱及び器具の加熱を防止するために、電力制御システムによって使用される。電力制御システムは、電力制御アルゴリズムモジュールを有するソフトウェア及び／又は器具への電力供給を制御するために単独または組み合わせて使用されることができるハードウェアを含むことができる。
【００４９】
一貫性のある電力供給は、制御ループフィードバック機構を用いて達成されることができる。フィードバック機構は、一つ以上の比例積分微分コントローラ（ＰＩＤコントローラ）を含むことができる。図８は、カスケード接続されたＰＩＤコントローラのブロック図を示す。内側ＰＩＤコントローラ１００は、その入力フィードバックパラメータとして
（矢印１０５によって示される）順方向電力を使用し、コントロールとして（矢印１０６によって示される）バイアス電圧を出力する。内側ＰＩＤコントローラ１００は、電力レベルによって調整されることができ、誘導体定数の使用を必要としなくてもよい（すなわち、コントローラ１００はＰＩ制御器であってもよい）。外側ＰＩＤコントローラ１１０は、その入力フィードバックとして（矢印１１５によって示される）のチップ電流を使用し、内側ＰＩＤコントローラ１００に（矢印１１８によって示される）目標電力を出力する。（外側ＰＩＤコントローラは、比例定数のみ又は比例積分定数を使用することができる）。これらのコントローラの組み合わせは、最大チップ電流を超えることなく、目標電力で一貫性のある制御を提供することができる。
【００５０】
図４は、主に、順方向電力に基づいて、外科手術用チップの温度の制御を示し、また、チップ温度は、反映電力、定在波比を監視することによって又は正味の電力（順方向電力−反映電力）を測定かつ制御することなどによって、制御されることができる。本発明の一態様によれば、熱要素の温度は、熱要素がキュリー温度を超えないように熱要素に供給される電力の量を調節することによって制御されることができる。本発明の別の態様によれば、熱要素の温度は、熱要素が使用者によって望まれるより特定の温度を実質的に維持するように熱要素に供給される電力の量を調節することによって制御されることができる。
【００５１】
例えば、図９は、本発明の原理によるカスケード接続されたＰＩＤコントローラを使用する場合に電流制限効果の一例を示すグラフである。電流（ＨＰ−Ｉ）１２０は一定であるが、進行波電力（ＦＷＤ）１３０は実質的に４５Ｗのセットポイント（右軸上４５００）を実質的に超えていないことに留意する。また、電流は制限されないが、電力の制御は、実質的に４５Ｗに維持されることができる。さらに、チップがキュリー温度を超えないように防止することは、図８のカスケード接続されたＰＩＤコントローラを使用して達成されることができる。先端の電流が所定の限度を超えない限り、チップは、所望のように実行される。
【００５２】
さらに、チップ６０（図１）の加熱は、図１０に関連して以下に説明される状態機械を使用して管理されることができる。簡単に述べると、チップ６０が負荷（例えば、組織）にあるとき、発生した熱は、その負荷中に主に放散されることができる。しかしながら、その負荷から解放されると、チップの電流は直ちに増加し、熱は、シュラウド５８、続いてハンドピース５０に戻される。制御アルゴリズムは、装置の反応性に悪影響を与えないと共に外科医によって使用するためのその準備を必要としないで、熱要素６０が高電力レベルで流れる空気中にある時間の量を最小限にすることができる。装置が組織を治療するために使用されていないときに、外科手術用熱要素６０の電力出力を最小限に抑えることは、ハンドピース５０への熱伝達を最小にし、装置を外科医に対してより快適にする。さらに、熱要素６０の過熱を防止すると共に、装置が組織を治療するために使用されていないときに熱要素の温度を低下させることは、強磁性体６５への損傷を防止する。
【００５３】
上述したように、状態機械は、空気中にあるときに熱要素６０に供給される電力の量を
最小限に抑えるように設計されると共に、組織の中の強磁性材６５を加熱するための所望の電力を提供するように設計される。これは提示することができる特定の課題は、例えば空気と組織の間を物理的に移動するときに、器具の適切な応答である。この課題を克服するために、ソフトウェアは、例えば、チップの状態を判定するためのトリガとしてＳＷＲ（例えば、高ＳＷＲが空気を示し、低ＳＷＲが負荷を示す）を使用することができる。
【００５４】
本発明の一態様によれば、熱要素６０の手術環境は、熱要素に増加電力のパルスを定期的に送信し、もしあれば熱要素６０の作用特性への影響（例えば、インピーダンス、ＳＷＲなどの変化）を監視することにより、決定される。例えば、熱要素６０が組織に十分に結合されている場合は、熱要素６０の温度は適度に上昇する（すなわち、電流、インピーダンス、ＳＷＲなどの比較的低い変化率）。しかしながら、熱要素６０が組織に不十分に結合されている（すなわち、熱要素が空中にある）場合には、電流、インピーダンス、ＳＷＲなどの変化率は、熱要素が急速に加熱されていることを強く示す。電流、インピーダンス、ＳＷＲなどの高い変化率が検出された場合には、電力制御システムは、熱要素６０に供給される電力の量を大幅に制限して、熱要素６０の過熱を防止する及び／又は本体又はハンドピース５０などの熱要素６０と熱的連通する他の場所での過熱を防止する。
【００５５】
大きな温度差および／または極端な熱サイクルにさらされたときに熱要素が損傷する可能性があるために、過熱を防ぐために熱要素６０に供給される電力の量を制限することも重要であり得る。例えば、大きな温度差に熱要素をさらすことは、特に、空気中に熱要素を加熱して、その後、熱要素を涼しい組織または液体と接触させるときに、熱要素を構成する材料を割ってしまう可能性がある。従って、熱要素６０への電力供給を制限し、それによって、熱要素が達する温度を制限することにより、例えば、空気と液体との間での移行時に熱要素が壊れにくくすることができる。
【００５６】
図１０を参照すると、本発明の原理による５段階状態機械が示されている。後述する状態機械の説明は、所与の状態における滞在の長さを決定するための“カウント”を利用することができる。これらのカウントは、内部ＳＷＲ計からのそれぞれの新しいサンプリングで増加される。これらのサンプリングは、例えば、４ミリ秒ごと利用可能である。付加的に、ロード（負荷）状態２５０において、有効な電力制御を確実にするために、ソフトウェアは、内部電力測定値を定期的に検査し、これらの値をＳＷＲ計から読み出された値と比較する。かなりの誤差が存在する場合（例えば、指令電力の約５Ｗ又は２０％よりも大きい差）は、電源アラームが表示されてＲＦが無効にされる。
【００５７】
ボタン押下、フットペダル起動などによってＲＦが最初にオンされると、これは、ＲＦオン状態２１０として参照される。ＲＦオン状態２１０への入力は、所望の出力レベルに制御電力目標を設定する。また、ＲＦオン状態２１０の間、ＳＷＲに対するピーク値及びチップの電流が監視される。この状態の目的は、チップ６０の電力の初期条件を決定することである。一部の外科医は、チップ６０を空気中において起動し、その後に組織に接触し、他の外科医は、組織に接触し、その後にチップ６０を起動する。従って、ＲＦオン状態２１０は、作動されるときにチップ６０が組織と接触した場合に完全に電力供給されることを可能にし、あるいは、チップ６０が例えば、出力電力を制限する電流によって及び／又は短時間の間チップ６０がＲＦオン状態２１０に維持するのを単に許容することによってのいずれかによってチップが空気中にある場合にチップ６０が過熱するのを防止されることを可能にする。
【００５８】
ＲＦオン状態２１０から、チップ６０は、特定の測定されたパラメータに依存して、エアー状態２２０または負荷状態２５０のいずれかに入る。例えば、チップ６０は、ピークＳＷＲ又はチップ電流が目標電力設定に対して高すぎる場合にはエアー状態２２０に入る。代替的に、ピークＳＷＲが例えば１２５カウント（例えば５００ミリ秒）後に目標電力範囲内である場合に、チップは、負荷状態２５０に入る。任意の特定の持続時間の間、チップが図示の目的のためだけに提供される本明細書中に記載された特定の状態に存在することを理解されるであろう。従って、例えば、本発明の一態様に係るチップ６０は、ピークＳＷＲが１２５カウントの代わりに２５０カウントの範囲にある場合にエアー状態２１０から負荷状態２５０に入る。
【００５９】
より具体的には、エアー状態２２０は、例えば、組織など十分なヒートシンクに接触していない、負荷にないチップ６０のポイントを示す時に入力される。エアー状態２２０への入力時に、電力は、チップが過熱されるのを最小限に抑えるために、（所定のチップ６０のパラメータ、例えば、２ｍｍの解剖ループ及び４ｍｍの切除ループに対して１０Ｗによって特定されるように）低く設定される。エアー状態２２０の終了は、二つの主要な方法、低ＳＷＲの検出あるいは（ＳＷＲに関連されるが、よりダイナミックな変化の指標である）反映電力の急激な減少の検出の一つによって行われる。エアー状態２２０が早期に終了していないこと（例えば、出力電力を下げるときに反映電力の急激な減少が生じる）を確実にするために、ソフトウェアは、反射電力の傾きが安定されるまで最初に待機する。一旦安定すると、ＳＷＲ及び反射電力の傾きは（以下でより詳細に説明される）終了条
件のために監視される。
【００６０】
チップ６０がエアー状態２２０で停止される（あるいは低電力レベルになる）のを防止するために、エアー状態は、自動的に、エアー状態２２０から予備負荷状態２３０に定期的に変化される。例えば、チップ６０が１秒以上の間エアー状態２２０にある場合には、エアー状態は、（以下でより詳細に説明される）予備負荷状態２３０に変化され、チップ６０の状態をより積極的にテストする。チップ６０の予備負荷状態２３０への変化は、正味出力を大幅に増加（例えば、電力を６０Ｗに設定し、チップ６０を空気だけで動作させて、このアクティブ試験方法は約１８．７５Ｗの総電力を供給する。）すべきではない。
【００６１】
エアー状態２２０からの予備負荷状態２３０への終了条件は、例えば、５カウント（例えば２０ミリ秒）；低電力で限界未満であるＳＷＲ；すぐに減少する反射電力（例えば、傾き＜−２００）；又は約１秒間、に対して安定である反射電力の傾きを含むことができる。
【００６２】
予備負荷状態２３０は、安定状態として記載され、負荷状態２５０への前提条件として入力されることができる。予備負荷状態２３０への入力時に、電力は、目標値に設定され、ＳＷＲが監視される。予備負荷状態２３０の総持続時間は、約３１乃至６２カウントである。最初の３１カウント（約１２５ミリ秒）に対し、システムは、ＳＷＲの限界とは関係なく安定することを可能にし、電力制御が安定しながら許容範囲外の簡単な移行を可能にする。残りの３１カウントに対し、ＳＷＲは、有効性を監視される。従って、チップ６０は、空中にある場合であっても、約１２５ミリ秒（ならびに電流は限定されている）だけの間、目標電力で作動されるであろう。
【００６３】
さらに、ＳＷＲが超えられたときにエアー状態２２０に切り替えるよりはむしろ、アルゴリズムは、予備負荷状態２３０が負荷状態２５０に行くことを意図して入力されたという仮定を行い、代わりに遷移状態２４０に移る。
【００６４】
予備負荷状態２３０から、チップ６０は、特定の測定されたパラメータに依存して、負荷状態２５０または遷移状態２４０のいずれかに入る。例えば、チップ６０は、ピークＳＷＲが約６２カウント（約２５０ミリ秒）の範囲にあるときに、負荷状態２５０に入る。代替的に、ＳＷＲが約３１カウント後に目標電力設定の制限を超えた場合に、チップは、遷移状態２４０に入る。遷移状態２４０をより具体的に参照すると、遷移状態２４０は、予備負荷状態２３０あるいは負荷状態２５０のいずれかから入力され、チップ６０の現在の状態、例えば、まだ負荷状態なのかあるいはエアー状態に戻っているか等を決定するために中間工程として使用される。遷移状態２４０への入力時に、電力は、５カウントよりも大きい間、あるいはＳＷＲが目標電力ＳＷＲの限度を下回るまで、最低レベル（例えば５Ｗ）に設定されることができる。
【００６５】
従って、遷移状態２４０は、チップ６０に供給される電力を大幅に減少させ、その後、エアーから予備負荷状態２３０への変化と同様に、チップ６０の現在の状態を積極的にチェックする。ＳＷＲが５つの連続試行の限界を超える場合、チップ６０が空気中にあると推測され、そして、その状態は、それに応じて変更され、そうでない場合は、前の状態（予備負荷状態２３０又は負荷状態２５０のいずれか）がリセットされる。代替的に、電力制御アルゴリズムがこのポイントで電力の安定性を推測する際に、試行カウンタが１秒以上が負荷状態２５０で費やされたときにリセットされる。
【００６６】
遷移状態２４０から、チップ６０は、特定の測定されたパラメータに依存して、予備負荷状態２３０又はエアー状態２２０に入る。例えば、チップ６０は、チップ６０が少なくとも５カウント（２０ミリ秒）の間遷移状態２４０にあると共にＳＷＲが目標電力の限度を下回るときに予備負荷状態２３０に入る。チップ６０は、代替的に、負荷状態２５０において少なくとも１秒を必要としないで遷移状態２４０において５つの連続する試行がある場合にエアー状態２２０に入る。
【００６７】
チップ６０は、電力が安定していると判断されてＳＷＲ限界内で動作しているときに予備負荷状態２３０から負荷状態２５０に入力する、あるいは、チップ６０の現在の空気／負荷状態に関して判断が行われているときに遷移状態から再入力される。チップ６０は、例えば、ＳＷＲとしてのそのような時間が目標電力レベルの制限を超えて増加するまで負荷状態２５０に存在する。より具体的には、負荷状態２５０を終了することは、ＳＷＲが５つの連続するカウント（約２０ミリ秒）の間目標電力設定の制限を超える場合に生じる。制御アルゴリズムは、チップが現在（例えば、自由大気に、組織に、などに）ある特定の状態における所望の動作範囲内にチップ６０を維持するように電源装置を動作させるために使用される。従って、特定のチップに対して、構成パラメータは、温度又は電力制限などの動作特性、インピーダンス又はリアクタンスの同調などの動作又は制御パラメータ、及びＳＷＲ定数を決定する。上述のように、チップ自体は、ＥＥＰＲＯＭなどの記憶装置に記録されたデータを有しており、チップが外科手術用ハンドピースに接続されたときに電源にその情報を提供する。代替的に、チップ６０は、抵抗器などの識別要素を含み、その値は、異なるチップ構成で異なり、特定のチップ構成を識別する。従って、電源は、抵抗器の値を検知し、チップ構成がその固有の抵抗値に対応するテーブルから決定する。電源自体は、そこに記憶されたチップの異なるタイプの動作パラメータを有し、その動作パラメータが外科手術用ハンドピースに接続されたチップで使用されるべきかを決定するための識別要素を使用することができる。構成パラメータが、電源とは別個のコンピュータまたはデバイスのような別の場所に格納されることができることを理解されるであろう。
【００６８】
図１１を参照すると、本発明の原理による電気外科的手術器具のチップに供給される電力を断続的に増加させるための、概ね１４０で示された一群の開始／終了期間セグメントのグラフ表示が示される。外科手術器具を低温度で動作させる場合、例えば、周囲の組織への最小限の付帯的な熱損傷で組織を凝固させることが望ましい場合、チップ６０の部分は、組織に付着する傾向がある。このような状況下では、電力制御アルゴリズム１４０は、チップ６０が治療される組織に付着するのを防止するようにチップ６０に供給される電力を断続的に増加させるために使用される。断続的な電力サージは、強磁性層６５の温度を瞬間的に上昇させ、それは、チップ６０が組織に付着するのを防止するのに役立つ。例えば、電力制御アルゴリズムは、熱的外科的手術器具が非起動されるまで、約９０ミリ秒の持続時間に対しチップ６０に５Ｗ以下を供給すること、電力を１０ミリ秒の持続時間に対し約３０Ｗに増加させること、電力を別の９０ミリ秒の持続時間に対し５Ｗ以下に減少させること、及び、電力を１０ミリ秒の持続時間に対し約３０Ｗに増加させること、などを含む。供給される電力及びそれぞれの供給期間が変更できることを理解されるであろう。
【００６９】
本発明の一態様によれば、熱的外科手術用器具は、使用者が、外科手術用チップへの電力供給が固定された電力指標に応じて管理されているモードで、あるいは、外科手術用チップへの電力供給が繰り返し的に実行される電力ファイルに応じて管理されているモードで、器具を操作できるように、選択的に制御される。例えば、電力供給管理は、図１に示されたフットペダル２０を作動させることによって選択的制御されることができる。
【００７０】
本発明の一態様によれば、チップが作動されるモードを選択的に制御するために使用者によって使用される少なくとも二つのフットペダル２０を含む。従って、使用者が、例えば、組織を切開したい場合には、彼または彼女は、第一のフットペダル２０を作動させ、固定された電力指標（例えば、約５Ｗ乃至約６０Ｗ）に応じてチップに電力を供給する。代替的に、使用者が、例えば、組織を凝固したい場合には、彼または彼女は、第二のフットペダル２０を作動させ、繰り返し的に実行される電力ファイルに応じてチップに電力を供給する。
【００７１】
図１２を参照すると、本発明の電力プロファイル制御アルゴリズムを説明するためのフローチャートが示されている。電力の断続的な増大を提供することによって熱的外科手術用器具の外科手術用チップへの電力供給を管理することに加えて、電力プロファイル制御アルゴリズム１４０は、上記と同様の状態機械を用いてチップへの電力供給を管理することもできる。
【００７２】
図１３を参照すると、本発明の原理による熱的外科的手術器具の状態管理の一例のグ
ラフが示されている。
【００７３】
図１４は、本発明のチップの作動に基づく図１３のグラフ表示の拡大図を示す。
【００７４】
図１５は、ロード状態から空気状態に戻って移行するチップの図１３のグラフ表示の拡大図を示す。
【００７５】
図１６を参照すると、温度スペクトルが開示されている。組織は、（導体上に配置された強磁性材料のような）組織処置要素と、様々な温度で異なって反応し、従って、組織に対する様々な治療は、様々な温度領域で行うことができる。以下の温度が有用であることが判明している。血管内皮溶接は摂氏５８−６２度で最適である。付着しない組織の止血は、摂氏７０−８０度で最適に達成される。より高い温度で、組織の焼灼及び密封は、より迅速に生じるが、凝塊は、機器に積み重なる。組織の切開は、縁部での組織の付着に起因していくつかのドラッグで、摂氏２００度で達成される。組織の切除及び蒸発は、摂氏４００−５００度の範囲で急激に発生する。特定の組織の治療は、患者への有害事象のリスクを最小限にするために、組織タイプ及び患者の相違を含む不整合に起因して幾分可変することができ、熱的外科的手術器具への電力供給の制御が望ましい。
【００７６】
従って、エネルギー源から外科手術器具への電力の供給を制御するための、改善された電気外科手術及び／又は熱的外科的手術器具及びシステムが開示される。多数の変更は、特許請求の範囲から逸脱することなく、本発明になされ得ることを理解されるであろう。