(57)【要約】      （修正有）【課題】電気外科用発電機を提供する。【解決手段】電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具１１０，１３０を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機１０２であって、電気外科用発電機は、電気エネルギー源に結合されている出力ステージと、複数のセンサーと、所望のレベルの電気外科用エネルギーを発生させるために、出力ステージを制御するように構成されているコントローラーとを含み、コントローラーは、感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算するように構成されている計算器と、標的インピーダンス曲線を補正するように構成されているインピーダンス補償器と、インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、出力ステージを制御するために制御信号を発生させるように構成されている制御信号発生器とを含む。【選択図】図１
2015027457.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機であって、該電気外科用発電機は、
電気エネルギー源に結合されている出力ステージであって、該出力ステージは、電気外科用エネルギーを該電気外科用器具に発生させるように構成されている、出力ステージと、
該発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成されている複数のセンサーと、
所望のレベルの該電気外科用エネルギーを発生させるために、該出力ステージを制御するように構成されているコントローラーと
を含み、該コントローラーは、
該感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算するように構成されている計算器と、
該電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正するように構成されているインピーダンス補償器と、
該インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、該出力ステージを制御するために制御信号を発生させるように構成されている制御信号発生器と
を含む、電気外科用発電機。
【請求項２】
前記二次方程式に対する前記解は、
【数４３】
2015027457.tif 000053
であり、式中、Ｒｌｏａｄは、前記組織の抵抗であり、ωは、前記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、前記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルのシャントキャパシタンスであり、Ｒｅ（Ｚ）は、前記インピーダンスの前記実部である、請求項１に記載の電気外科用発電機。
【請求項３】
前記組織の前記抵抗は、前記電圧波形と前記電流波形との間の位相差が−４５度よりも小さいか、もしくは−４５度と等しい場合、前記二次方程式に対してより大きい解であり、または該位相差が−４５度よりも大きい場合、より小さい解である、請求項２に記載の電気外科用発電機。
【請求項４】
前記電気外科用ケーブルの前記リアクタンス性成分のモデルは、前記組織と直列のインダクターと、該組織と並列のシャントコンデンサーとを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機。
【請求項５】
前記出力ステージに結合されているインダクターをさらに含み、該インダクターは、前記インピーダンスの前記計算された実部が十分に抵抗性であるように、前記ケーブルのシャントキャパシタンスおよび直列インダクタンスに同調させられている、請求項１に記載の電気外科用発電機。
【請求項６】
前記ケーブルの前記シャントキャパシタンスは、前記器具の電極が、組織と接触していない場合に測定されるキャパシタンス値である、請求項５に記載の電気外科用発電機。
【請求項７】
前記インダクターのインダクタンス値は、
【数４４】
2015027457.tif 000054
と等しいものであり、式中、ωは、前記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、前記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの前記シャントキャパシタンスであり、Ｒｌｏａｄは、前記組織の抵抗であり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの前記直列インダクタンスである、請求項５に記載の電気外科用発電機。
【請求項８】
前記インダクターのインダクタンス値は、
【数４５】
2015027457.tif 000055
と等しいものであり、式中、ωは、前記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、前記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの前記シャントキャパシタンスであり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの前記直列インダクタンスである、請求項５に記載の電気外科用発電機。
【請求項９】
電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機を制御する方法であって、該方法は
発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
該感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算することと、
該電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正することと、
該インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、該電気外科用発電機の出力ステージからの出力を制御するために制御信号を発生させることと
を含む、方法。
【請求項１０】
前記二次方程式に対する前記解は、
【数４６】
2015027457.tif 000056
であり、式中、Ｒｌｏａｄは、前記組織の抵抗であり、ωは、前記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、前記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルのシャントキャパシタンスであり、Ｒｅ（Ｚ）は、前記インピーダンスの前記実部である、請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記組織の前記抵抗は、前記電圧波形と前記電流波形との間の位相差が−４５度よりも小さいか、もしくは−４５度と等しい場合、前記二次方程式に対してより大きい解であり、または該位相差が−４５度よりも大きい場合、より小さい解である、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記電気外科用ケーブルの前記リアクタンス性成分のモデルは、前記組織と直列のインダクターと、該組織と並列のシャントコンデンサーとを含む、請求項９に記載の方法。
【請求項１３】
前記出力ステージに結合されているインダクターをさらに含み、該インダクターは、前記インピーダンスの前記計算された実部が十分に抵抗性であるように、前記ケーブルのシャントキャパシタンスおよび直列インダクタンスに同調させられている、請求項９に記載の方法。
【請求項１４】
前記ケーブルの前記シャントキャパシタンスは、前記器具の電極が、組織と接触していない場合に測定されるキャパシタンス値である、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記インダクターのインダクタンス値は、
【数４７】
2015027457.tif 000057
と等しいものであり、式中、ωは、前記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、前記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの前記シャントキャパシタンスであり、Ｒｌｏａｄは、前記組織の抵抗であり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの前記直列インダクタンスである、請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記インダクターのインダクタンス値は、
【数４８】
2015027457.tif 000058
と等しいものであり、式中、ωは、前記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、前記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの前記シャントキャパシタンスであり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの前記直列インダクタンスである、請求項１３に記載の方法。
【請求項１７】
プロセッサーによって実行される場合に、電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機を制御する方法を実施するプログラムを記憶している非一時的コンピューター読取り可能記憶媒体であって、該方法は、
発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
該感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算することと、
該電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正することと、
該インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、該電気外科用発電機の出力ステージからの出力を制御するために制御信号を発生させることと
を含む、非一時的コンピューター読取り可能記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
背景
１．技術分野
本開示は、電気外科に関する。より詳しくは、本開示は、電気外科用ケーブルを通して組織インピーダンスを測定する電気外科システムおよび方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
２．関連技術の背景
電気外科は、電気外科手順中に生物学的組織を切断または改変するために、高周波電流の印加を伴う。電気外科は、電気外科用発電機、活性電極、およびリターン電極を用いて実施される。電気外科用発電機（電源または波形発生器とも称される）は、交流（ＡＣ）を発生させ、交流（ＡＣ）は、活性電極を通って患者の組織に印加され、リターン電極を通って電気外科用発電機に戻される。交流は、代表的に、筋肉刺激および／または神経刺激を避けるために、１００キロヘルツ（ｋＨｚ）より上の周波数を有する。
【０００３】
電気外科中、電気外科用発電機によって発生させられるＡＣは、活性電極とリターン電極との間に配置される組織を通って伝導される。組織のインピーダンスは、ＡＣに関連付けられる電気エネルギー（電気外科用エネルギーとも称される）を熱に変換し、熱は、組織温度を上げる。電気外科用発電機は、組織に提供される電力（すなわち、時間当たりの電気エネルギー）を制御することによって、組織の加熱を制御する。多くの他の変数が、組織の全体の加熱に影響するが、電流密度の増大は、通常、加熱の増大をもたらす。電気外科用エネルギーは、代表的に、組織を切断、切開、切除、凝固、および／または密封するために使用される。
【０００４】
用いられる電気外科の２つの基礎のタイプは、単極電気外科および双極電気外科である。電気外科のこれらのタイプの両方は、活性電極およびリターン電極を使用する。双極電気外科において、外科手術器具は、活性電極およびリターン電極を同じ器具において、または互いに非常に密接に近接して含み、それらは、電流が、少量の組織を通って流れることをもたらす。単極電気外科において、リターン電極は、患者の身体における任意の場所に位置し、代表的に、電気外科用器具自体の一部ではない。単極電気外科において、リターン電極は、代表的にリターンパッドと称されるデバイスの一部である。
【０００５】
電気外科用発電機は、電気外科用発電機の出力を制御して、所望の臨床作用を達成するために、電圧センサーおよび電流センサーを利用して、量（例えば、電力および組織インピーダンス）を測定する。電圧センサーおよび電流センサーは、電気外科用発電機内側にしばしば位置し、外科手術器具の中にセンサーを組み込むことに関連付けられる費用を節約する。長さが１メートルより長いものであり得るケーブルは、電気外科用発電機を活性電極およびリターン電極に接続し、電気外科用エネルギーを処置される組織に送達するために使用される。
【０００６】
ケーブルは、電圧センサーおよび電流センサーと処置される組織との間で回路ネットワークを作り出し、この回路ネットワークは、不正確な電力およびインピーダンスの測定をもたらす。従って、電力およびインピーダンスをより正確に測定するために、多くの発電機は、ケーブルの回路ネットワークのインピーダンスに対処する補償アルゴリズムを用いる。これらの補償アルゴリズムは、代表的に、ケーブルの回路ネットワークをモデル化する回路モデルにおける複数のノードについて、キルヒホッフの電流および電圧の方程式を解くことを含む。しかし、リアルタイム埋込みソフトウェアシステムによって実装される場合、これらの方程式に対する解は、著しい量のメモリーおよび処理電力を必要とし得る。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００７】
概要
本開示の電気外科システムおよび方法は、ＡＣフィルターに基づくインピーダンス方程式を用いることによって、電力および組織インピーダンスを正確に測定するために必要とされるメモリーおよび処理電力の量を低減する。
【０００８】
１つの局面において、本開示は、電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する別の電気外科用発電機を特徴付ける。電気外科用発電機は、電気外科用器具のために電気外科用エネルギーを発生させる出力ステージと、発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知する複数のセンサーと、所望のレベルの電気外科用エネルギーを発生させるために、出力ステージを制御するコントローラーとを含む。コントローラーは、感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算する計算器と、電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正するインピーダンス補償器と、インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、出力ステージを制御するために制御信号を発生させる制御信号発生器とを含む。
【０００９】
二次方程式に対する解は、
【００１０】
【数１】
2015027457.tif 000003
であり得、式中、Ｒｌｏａｄは、組織の抵抗であり、ωは、発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルのシャントキャパシタンスであり、Ｒｅ（Ｚ）は、インピーダンスの実部である。
【００１１】
二次方程式は、直列インダクターとシャントコンデンサーとを有するケーブルのモデルから導かれ得る。上記方法は、電圧波形と電流波形との間の位相差が−４５度よりも小さいか、もしくは−４５度と等しい場合、組織の抵抗の推定として、二次方程式に対してより大きい解を用いることを含み得、または位相差が−４５度よりも大きい場合、組織の抵抗の推定として、二次方程式に対してより小さい解を用いることを含み得る。
【００１２】
電気外科用発電機は、出力ステージに結合されているインダクターを含み得、このインダクターは、インピーダンスの計算された実部が十分に抵抗性であるように、ケーブルのシャントキャパシタンスおよび直列インダクタンスに同調させられている。ケーブルのシャントキャパシタンスは、器具の電極が、組織と接触していない場合に測定されるキャパシタンス値であり得る。インダクターのインダクタンス値は、
【００１３】
【数２】
2015027457.tif 000004
と等しいものであり得、式中、Ｌｃａｂｌｅは、ケーブルの直列インダクタンスである。インダクターのインダクタンス値は、
【００１４】
【数３】
2015027457.tif 000005
と等しいものであり得る。
【００１５】
さらに別の局面において、本開示は、電気外科用ケーブル、および電気外科用ケーブルに結合されている電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機を制御する方法を特徴付ける。上記方法は、発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算することと、電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正することと、インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、電気外科用発電機の出力ステージから出力される電気外科用エネルギーのレベルを制御するために制御信号を発生させることとを含む。
【００１６】
二次方程式に対する解は、
【００１７】
【数４】
2015027457.tif 000006
であり得、式中、Ｒｌｏａｄは、組織の抵抗であり、ωは、発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルのシャントキャパシタンスであり、Ｒｅ（Ｚ）は、インピーダンスの実部である。
【００１８】
二次方程式は、直列インダクターとシャントコンデンサーとを有するケーブルのモデルから導かれ得る。上記方法は、電圧波形と電流波形との間の位相差が−４５度よりも小さいか、もしくは−４５度と等しい場合、組織の抵抗の推定として、二次方程式に対してより大きい解を用いることを含み得、または位相差が−４５度よりも大きい場合、組織の抵抗の推定として、二次方程式に対してより小さい解を用いることを含み得る。
【００１９】
電気外科用発電機は、出力ステージに結合されているインダクターを含み得、このインダクターは、インピーダンスの計算された実部が十分に抵抗性であるように、ケーブルのシャントキャパシタンスおよび直列インダクタンスに同調させられている。ケーブルのシャントキャパシタンスは、器具の電極が、組織と接触していない場合に測定されるキャパシタンス値であり得る。インダクターのインダクタンス値は、
【００２０】
【数５】
2015027457.tif 000007
と等しいものであり得、式中、Ｌｃａｂｌｅは、ケーブルの直列インダクタンスである。インダクターのインダクタンス値は、
【００２１】
【数６】
2015027457.tif 000008
と等しいものであり得る。
【００２２】
本発明は、例えば以下の項目を提供する。
（項目１）
電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機であって、該電気外科用発電機は、
電気エネルギー源に結合されている出力ステージであって、該出力ステージは、電気外科用エネルギーを該電気外科用器具に発生させるように構成されている、出力ステージと、
該発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知するように構成されている複数のセンサーと、
所望のレベルの該電気外科用エネルギーを発生させるために、該出力ステージを制御するように構成されているコントローラーと
を含み、該コントローラーは、
該感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算するように構成されている計算器と、
該電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正するように構成されているインピーダンス補償器と、
該インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、該出力ステージを制御するために制御信号を発生させるように構成されている制御信号発生器と
を含む、電気外科用発電機。
（項目２）
上記二次方程式に対する上記解は、
【００２３】
【化１】
2015027457.tif 000009
であり、式中、Ｒｌｏａｄは、上記組織の抵抗であり、ωは、上記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、上記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルのシャントキャパシタンスであり、Ｒｅ（Ｚ）は、上記インピーダンスの上記実部である、上記項目に記載の電気外科用発電機。
（項目３）
上記組織の上記抵抗は、上記電圧波形と上記電流波形との間の位相差が−４５度よりも小さいか、もしくは−４５度と等しい場合、上記二次方程式に対してより大きい解であり、または該位相差が−４５度よりも大きい場合、より小さい解である、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目４）
上記電気外科用ケーブルの上記リアクタンス性成分のモデルは、上記組織と直列のインダクターと、該組織と並列のシャントコンデンサーとを含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目５）
上記出力ステージに結合されているインダクターをさらに含み、該インダクターは、上記インピーダンスの上記計算された実部が十分に抵抗性であるように、上記ケーブルのシャントキャパシタンスおよび直列インダクタンスに同調させられている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目６）
上記ケーブルの上記シャントキャパシタンスは、上記器具の電極が、組織と接触していない場合に測定されるキャパシタンス値である、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目７）
上記インダクターのインダクタンス値は、
【００２４】
【化２】
2015027457.tif 000010
と等しいものであり、式中、ωは、上記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、上記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの上記シャントキャパシタンスであり、Ｒｌｏａｄは、上記組織の抵抗であり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの上記直列インダクタンスである、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目８）
上記インダクターのインダクタンス値は、
【００２５】
【化３】
2015027457.tif 000011
と等しいものであり、式中、ωは、上記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、上記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの上記シャントキャパシタンスであり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの上記直列インダクタンスである、上記項目のうちのいずれか一項に記載の電気外科用発電機。
（項目９）
電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機を制御する方法であって、該方法は
発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
該感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算することと、
該電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正することと、
該インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、該電気外科用発電機の出力ステージからの出力を制御するために制御信号を発生させることと
を含む、方法。
（項目１０）
上記二次方程式に対する上記解は、
【００２６】
【化４】
2015027457.tif 000012
であり、式中、Ｒｌｏａｄは、上記組織の抵抗であり、ωは、上記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、上記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルのシャントキャパシタンスであり、Ｒｅ（Ｚ）は、上記インピーダンスの上記実部である、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１１）
上記組織の上記抵抗は、上記電圧波形と上記電流波形との間の位相差が−４５度よりも小さいか、もしくは−４５度と等しい場合、上記二次方程式に対してより大きい解であり、または該位相差が−４５度よりも大きい場合、より小さい解である、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１２）
上記電気外科用ケーブルの上記リアクタンス性成分のモデルは、上記組織と直列のインダクターと、該組織と並列のシャントコンデンサーとを含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１３）
上記出力ステージに結合されているインダクターをさらに含み、該インダクターは、上記インピーダンスの上記計算された実部が十分に抵抗性であるように、上記ケーブルのシャントキャパシタンスおよび直列インダクタンスに同調させられている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１４）
上記ケーブルの上記シャントキャパシタンスは、上記器具の電極が、組織と接触していない場合に測定されるキャパシタンス値である、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１５）
上記インダクターのインダクタンス値は、
【００２７】
【化５】
2015027457.tif 000013
と等しいものであり、式中、ωは、上記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、上記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの上記シャントキャパシタンスであり、Ｒｌｏａｄは、上記組織の抵抗であり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの上記直列インダクタンスである、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１６）
上記インダクターのインダクタンス値は、
【００２８】
【化６】
2015027457.tif 000014
と等しいものであり、式中、ωは、上記発生させられた電気外科用エネルギーの周波数であり、Ｃｃａｂｌｅは、上記電気外科用発電機を電気外科用器具に接続するケーブルの上記シャントキャパシタンスであり、Ｌｃａｂｌｅは、該ケーブルの上記直列インダクタンスである、上記項目のうちのいずれか一項に記載の方法。
（項目１７）
プロセッサーによって実行される場合に、電気外科用ケーブルおよび電気外科用器具を介して、電気外科用エネルギーを組織に送達する電気外科用発電機を制御する方法を実施するプログラムを記憶している非一時的コンピューター読取り可能記憶媒体であって、該方法は、
発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することと、
該感知された電圧波形および電流波形に基づいて、インピーダンスの実部を計算することと、
該電気外科用ケーブルのリアクタンス性成分をモデル化する二次方程式に対する解を用いて、標的インピーダンス曲線を補正することと、
該インピーダンスの計算された実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、該電気外科用発電機の出力ステージからの出力を制御するために制御信号を発生させることと
を含む、非一時的コンピューター読取り可能記憶媒体。
【００２９】
（摘要）
本開示の電気外科システムおよび方法は、電気外科用発電機を接続しているケーブルおよび電気外科用ケーブルにおいて、容量性寄生（ｃａｐａｃｉｔｉｖｅ  ｐａｒａｓｉｔｉｃ）を補償して、組織負荷の実抵抗（ｒｅａｌ  ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ）を推定する組織抵抗測定システムを含む。電気外科用発電機は、電気エネルギー源に結合されている出力ステージを含み、電気外科用エネルギーを発生させる。電気外科用発電機は、電気外科用エネルギーの電圧および電流を感知する複数のセンサーと、出力ステージを制御するコントローラーとを含む。コントローラーは、感知された電圧および電流に基づいて、インピーダンスの実部を計算する計算器と、インピーダンスの実部の関数である二次方程式に対する解を用いて組織の抵抗を推定する推定器と、組織の抵抗に基づいて、出力ステージのために制御信号を発生させるように構成されている制御信号発生器とを含む。
【００３０】
本開示の様々な実施形態は、添付の図面を参照して記載される。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】図１は、本開示の実施形態に従う、電気外科システムである。
【図２】図２は、図１の電気外科システムの回路ブロック線図である。
【図３】図３は、電気外科用ケーブルのモデルを含む、図１の電気外科システムの簡単にした回路ブロック線図である。
【図４】図４は、組織の実インピーダンス（ｒｅａｌ  ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）および図２の電気外科用発電機のセンサーにおいて測定されたインピーダンスの実部の図式線図である。
【図５】図５は、組織の理想的なインピーダンス、および本開示の別の実施形態に従う、図２の電気外科用発電機のセンサーにおいて測定された標的インピーダンスの図式線図である。
【図６】図６は、センサーにおける理想的な標的実インピーダンス、および本開示の別の実施形態に従う、図２の電気外科用発電機のセンサーにおける標的実インピーダンスに対する多項式フィットの図式線図である。
【図７】図７は、本開示の別の実施形態に従う、別個のインダクターを含む、図１の電気外科システムの簡単にした回路ブロック線図である。
【図８】図８は、本開示の実施形態に従う、電気外科用ケーブルのインピーダンスを補償するために、発電機の出力ステージを制御する方法のフローダイアグラムである。
【図９】図９は、本開示の実施形態に従う、電気外科用ケーブルのインピーダンスを補償するために、発電機の出力ステージを制御する方法のフローダイアグラムである。
【発明を実施するための形態】
【００３２】
詳細な説明
上に記載されるように、電気外科システムにおけるケーブルは、電圧センサーおよび電流センサーと処置される組織との間に回路ネットワークを作り出し、この回路ネットワークは、不正確な電力およびインピーダンスの測定をもたらす。従って、電力およびインピーダンスをより正確に測定するために、多くの発電機は、ケーブルの回路ネットワークのインピーダンスに対処する補償アルゴリズムを用いる。これらの補償アルゴリズムは、複数のケーブルパラメーター（例えば、直列インダクタンス、シャントキャパシタンス、および抵抗）の測定および記憶を含み、これらは、ケーブルの回路ネットワークのモデルにおける複数のノードについてのキルヒホッフの電流および電圧の方程式に対する解において、定数として使用される。補償アルゴリズムは、実数成分および虚数成分を有する複素数における多くの数学上の演算（例えば、乗算および加算）も含む。
【００３３】
本開示の電気外科システムおよび方法は、組織インピーダンスを正確に測定するために必要とされるメモリーおよび処理電力の量を低減する。本開示に従うシステムおよび方法は、実際の組織インピーダンスを推定するためのケーブルの単純なモデルを用いる。ケーブルモデルは、処置される組織と直列のインダクターおよび抵抗と、処置される組織と並列のシャントコンデンサーとを含む。ケーブル７１５（図７に示される）の抵抗は、処置される組織の抵抗と比較して、比較的小さいものであり、従って、無視され得る。感知された電流波形および電圧波形に基づいて、インピーダンスの実部は計算され、実際の組織インピーダンスは、インピーダンスの計算された実部に基づいて推定される。
【００３４】
米国特許出願第６１／７９４，１９１号（その全体が参考として援用される）に開示されるように、インピーダンスの実部は、狭帯域フィルターを用いて複素数値電圧および複素数値電流を決定することによって、ならびに複素数値電圧および複素数値電流を用いて組織のインピーダンスの実部を計算することによって取得され得る。組織インピーダンスの実部は、以下の方程式：
【００３５】
【数７】
2015027457.tif 000015
に従って計算され得、式中、ａは、複素数値電圧の実部であり、ｂは、複素数値電圧の虚部であり、ｃは、複素数値電流の実部であり、ｄは、複素数値電流の虚部である。狭帯域フィルターは、多相デシメーターフィルターまたはＧｏｅｒｔｚｅｌ  ＤＦＴフィルターであり得る。多相デシメーターフィルターは、ヘテロダイン搬送中心の多相フィルターであり得、ヘテロダイン搬送中心の多相フィルターは、電気外科用エネルギーの周波数の高調波の倍数である中心周波数を有する。
【００３６】
図１は、本開示の実施形態に従う電気外科システム１００を例示している。電気外科システム１００は、患者の組織を処置するために、電気外科用エネルギーを発生させる電気外科用発電機１０２を含む。電気外科用発電機１０２は、選択された動作モード（例えば、切断、凝固、切除、または密封）および／または発生させられた電気外科用エネルギーの感知された電圧波形および電流波形に基づいて、適切なレベルの電気外科用エネルギーを発生させる。電気外科システム１００は、多様な電気外科用器具に対応する複数の出力コネクターも含み得る。
【００３７】
電気外科システム１００は、リターンパッド１２０とともに、患者の組織を処置するための電極（例えば、電気外科用切断プローブ、または切除電極）を有する単極電気外科用器具１１０をさらに含む。単極電気外科用器具１１０は、複数の出力コネクターのうちの１つを介して電気外科用発電機１０２に接続され得る。電気外科用発電機１０２は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの形態での電気外科用エネルギーを発生させ得る。電気外科用エネルギーは、単極電気外科用器具１１０に供給され、この単極電気外科用器具１１０は、電気外科用エネルギーを組織に印加する。電気外科用エネルギーは、リターンパッド１２０を通って電気外科用発電機１０２に戻される。リターンパッド１２０は、組織に印加される電気外科用エネルギーに起因する組織損傷のリスクを最小にするために、患者の組織との十分な接触領域を提供する。
【００３８】
電気外科システム１００は、双極電気外科用器具１３０も含む。双極電気外科用器具１３０は、複数の出力コネクターのうちの１つを介して、電気外科用発電機１０２に接続され得る。電気外科用エネルギーは、２つの鉗子のうちの１つに供給され、組織に印加され、他方の鉗子を通って電気外科用発電機１０２に戻される。
【００３９】
電気外科用発電機１０２は、任意の適切なタイプの発電機であり得、様々なタイプの電気外科用器具（例えば、単極電気外科用器具１１０および双極電気外科用器具１３０）を適応させるために、複数のコネクターを含み得る。電気外科用発電機１０２はまた、多様なモード（例えば、切除、切断、凝固、および密封）で動作するように構成され得る。電気外科用発電機１０２は、様々な電気外科用器具が接続され得るコネクター間のＲＦエネルギーの供給を切り替えるために、切り替え機構（例えば、継電器）を含み得る。例えば、単極電気外科用器具１１０が電気外科用発電機１０２に接続される場合、切り替え機構は、ＲＦエネルギーの供給を単極プラグへ切り替える。実施形態において、電気外科用発電機１０２は、ＲＦエネルギーを複数の器具に同時に提供するように構成され得る。
【００４０】
電気外科用発電機１０２は、ユーザーインターフェイスを含み、このユーザーインターフェイスは、制御パラメーターを電気外科用発電機１０２に提供するための適切なユーザー制御装置（例えば、ボタン、アクチベータ、スイッチ、タッチスクリーン）を有する。これらの制御装置は、電気外科用エネルギーが特定の外科手術手順（例えば、凝固、切除、組織密封、または切断）に適するように、ユーザーが電気外科用エネルギーのパラメーター（例えば、電力レベルまたは出力波形の形状）を調整することを可能にする。電気外科用器具１１０および１３０はまた、複数のユーザー制御装置を含み得る。さらに、電気外科用発電機１０２は、電気外科用発電機１０２の動作に関連する多様な情報（例えば、強度設定および処置完了インジケーター）を表示するための１つ以上のディスプレースクリーンを含み得る。
【００４１】
図２は、図１の電気外科システム１００のブロック線図である。電気外科システムは、図１の電気外科用発電機１０２に含まれる発電機回路網１０５と、電気外科用器具２２５とを含む。発電機回路網１０５は、インバーター２１０と、共振タンク回路２１５と、複数のセンサー２２０と、複数のアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）２３０と、ディジタル信号プロセッサー２３５とを含む。発電機回路網１０５は、交流（ＡＣ）電源（例えば、低周波数（例えば、２５Ｈｚ、５０Ｈｚ、または６０Ｈｚ）を有するＡＣを発生させる電力コンセント）に接続するように構成されている。ＡＣ電源は、ＡＣ電力を発電機回路網１０５に提供し、この発電機回路網１０５は、低周波数ＡＣを所望の電気外科手順に適しているより高い周波数ＡＣに変換する。特に、インバーター２１０は、ＤＣをＡＣに逆変換する。ＡＣ波形は、電気外科手順に適した周波数を有する（例えば、４７２ｋＨｚ、２９．５ｋＨｚ、および１９．７ｋＨｚ）。
【００４２】
電気外科用エネルギーのための適切な周波数は、電気外科手順および電気外科のモードに基づいて異なり得る。例えば、神経刺激および筋肉刺激は、１秒当たり約１００，０００サイクル（１００ｋＨｚ）で終わり、いくつかの電気外科手順は、１００ｋＨｚより上の無線周波数（ＲＦ）で安全に実施され得る。１００ｋＨｚを超える周波数において、電気外科用エネルギーは、最小の神経筋刺激を伴って、標的組織まで患者を通過し得る。例えば、切除は、４７２ｋＨｚの周波数を使用する。他の電気外科手順は、神経および筋肉を損傷する最小のリスクを伴って、１００ｋＨｚよりも低い周波数、例えば、２９．５ｋＨｚ、または１９．７ｋＨｚで実施され得る。インバーター２１０は、電気外科手術に適した様々な周波数でＡＣ信号を出力し得る。
【００４３】
共振タンク回路２１５は、インバーター２１０に結合されている。共振タンク回路２１５は、インバーター２１０から処置されるべき組織への最大または最適な電力伝送が存在するように、インバーター２１０におけるインピーダンスを組織のインピーダンスに整合させる。複数のセンサー２２０は、共振タンク回路２１５および電気外科用器具２２５に結合され、発電機回路網１０５から電気外科用器具２２５に出力される電圧および電流を感知する。点
【００４４】
【数８】
2015027457.tif 000016
は、発電機回路網１０５の観点から経験される場合のインピーダンスを示す。換言すると、発電機回路網１０５は、点
【００４５】
【数９】
2015027457.tif 000017
において、電気外科用器具２２５および処置される組織のインピーダンスを一緒に経験する。発電機回路網１０５は、発電機回路網１０５が、点
【００４６】
【数１０】
2015027457.tif 000018
における組織の実際のインピーダンスを決定し得るように、点
【００４７】
【数１１】
2015027457.tif 000019
との間に配置されているケーブルにおけるインピーダンスを補償するように構成されている。
【００４８】
複数のセンサー２２０は、２つ以上の対またはセットの電圧センサーおよび電流センサーを含み得、２つ以上の対またはセットの電圧センサーおよび電流センサーは、電圧波形および電流波形の冗長測定を提供する。この冗長性は、インバーター２１０の出力における電圧測定および電流測定の信頼性、精度、および安定性を確実にする。実施形態において、複数のセンサー２２０は、用途または設計の要求に応じて、より少ないセットまたはより多いセットの電圧センサーおよび電流センサーを含み得る。
【００４９】
感知された電圧波形および電流波形は、複数のＡＤＣ  ２３０によって、ディジタルサンプリングされて、センサー２２０によって感知された電圧波形および電流波形のディジタルサンプルを取得する。複数のＡＤＣ  ２３０は、電気外科用発電機１０２によって発生させられる電圧および電流の波形の周波数の整数倍である周波数において、感知された電圧波形および電流波形をサンプリングし得る。サンプリングされた電流波形および電圧波形は、ＤＳＰ  ２３５に提供され、このＤＳＰ  ２３５は、処置される組織のインピーダンスの実部を、サンプリングされた電流波形および電圧波形を用いて計算するための計算器と、組織インピーダンスの計算された実部に基づいて、処置される組織の抵抗を推定するための推定器とを含む。ＤＳＰ  ２３５は、制御信号発生器をさらに含み、この制御信号発生器は、組織の推定された抵抗に基づいてインバーター２１０の出力電圧波形および電流波形を制御するために制御信号を発生させる。ＤＳＰ  ２３５は、記憶デバイス２４０を含み、この記憶デバイス２４０は、本開示の実施形態に従って、インバーター２１０を制御するための機能を実装するための命令、および組織の実際のインピーダンス値を推定するために使用されるルックアップ表２４５を含む情報を記憶している。
【００５０】
図３は、ケーブル３０５を含む電気外科システム３００を例示している簡単にした回路ブロック線図であり、このケーブル３０５は、発電機回路網１０５と組織負荷３２０との間に結合されている。上に記載されるように、発電機回路網１０５は、ケーブル３０５を介して、電気外科用エネルギーを組織３２０に送達する。ケーブル３０５は、シャントコンデンサーＣｃａｂｌｅ３１５に結合されている直列インダクターＬｃａｂｌｅ３１０としてモデル化され得る。モデルは、直列抵抗も含み得るが、抵抗性成分は、処置される組織の抵抗と比較して比較的小さいので、モデルは、直列抵抗を含む必要はない。
【００５１】
本開示に従って、発電機回路網１０５は、ケーブル３０５のリアクタンス、すなわち、直列インダクタンスＬｃａｂｌｅ３１０およびシャントキャパシタンスＣｃａｂｌｅ３１５を補償することによって、負荷ＲＬ３２０の実際のインピーダンスを決定する。図２に記載されるように、点
【００５２】
【数１２】
2015027457.tif 000020
において見られるインピーダンスは、ケーブル３０５の総インピーダンスと負荷３２０との組み合わせである。理論上、総インピーダンスは、
【００５３】
【数１３】
2015027457.tif 000021
によって与えられ、式中、Ｚｔｏｔａｌは、総インピーダンスであり、Ｖｍは、センサー２２０において測定された電圧であり、Ｉｍは、センサー２２０において測定された電流であり、φは、測定された電圧と測定された電流との間の位相差である。位相差φは、ケーブル３０５のリアクタンス性成分、すなわち、インダクタンス３１０およびキャパシタンス３１５によってもたらされる。
【００５４】
ケーブル補償は、負荷３２０の実際の抵抗ＲＬを決定するプロセスである。図３に例示されるケーブルモデルに基づいて、総インピーダンスは、以下：
【００５５】
【数１４】
2015027457.tif 000022
のように計算され、式中、ωは、電圧および電流の周波数である。総インピーダンスは、複素数値であるので、総インピーダンスは、以下：
【００５６】
【数１５】
2015027457.tif 000023
の通りの実部と虚部とを有する。
【００５７】
本明細書中で用いられる場合、総インピーダンスＺｔｏｔａｌは、インピーダンスＺとも称される。従って、インピーダンスの計算された実部の間の関係は、
【００５８】
【数１６】
2015027457.tif 000024
である。方程式（４）は、以下：
【００５９】
【数１７】
2015027457.tif 000025
のように、負荷３２０の抵抗ＲＬに関して、２次の多項方程式または二次方程式として表現され得る。方程式（５）は、以下：
【００６０】
【数１８】
2015027457.tif 000026
のように、負荷３２０の抵抗ＲＬについて解くことができる。方程式（６）に基づいて、負荷３２０の実際のインピーダンス値は、インピーダンスの計算された実部Ｒｅ（Ｚ）、ケーブルの所定のキャパシタンスＣｃａｂｌｅ、および発電機回路網１０５によって発生させられる電気外科用エネルギーの周波数を用いて推定され得る。方程式（６）に対する、より大きい解は、電気外科用エネルギーの電圧波形と電流波形との間の位相差が、−４５度よりも小さいか、または−４５度と等しい場合、組織抵抗の推定として使用され得、方程式（６）に対する、より小さい解は、位相差が、−４５度よりも大きい場合、組織抵抗の推定として使用され得る。
【００６１】
図４は、発電機回路網１０５によって感知される場合のインピーダンスの実部が、どのように負荷３２０（すなわち、組織の抵抗）におけるインピーダンスの実際の実部と関連しているかを例示している図式線図４００である。グラフ４００のｙ軸４０５は、図２の発電機回路網１０５のセンサー２２０において測定される場合のインピーダンスの実部Ｒｅ（Ｚ）をオームで表している。グラフ４００のｘ軸４１０は、図３の負荷３２０の抵抗ＲＬをオームで表している。理想的には、発電機回路網１０５によって測定される場合のインピーダンスの実部と実負荷（ｒｅａｌ  ｌｏａｄ）との間の関係は、曲線４１５によって示されるような線形関係である。曲線４２０は、発電機回路網１０５のセンサー２２０による測定に基づいて計算されるインピーダンスの実部Ｒｅ（Ｚ）である。示されるように、曲線４２０は、実インピーダンスが増大するにつれて、理想的な曲線４１５から逸れる。しかし、２つの曲線４１５および４２０は、約２５０オームまで同様である。従って、発電機回路網１０５は、インピーダンスの実部が、２５０オームもしくは別の所定の抵抗よりも小さいか、または２５０オームもしくは別の所定の抵抗と等しい場合、インピーダンスの測定された実部を実負荷ＲＬの測定値として使用し得る。２５０オームまたは別の所定の抵抗より上では、発電機回路網１０５は、インピーダンスの計算された実部Ｒｅ（Ｚ）に基づいて実負荷ＲＬを推定するために、方程式（６）を利用し得る。
【００６２】
本開示の１つの方法に従って、ＤＳＰ  ２３５（図２）は、インピーダンスの実部を計算し、各測定サイクルについて方程式（６）に従って、実際の実負荷（例えば、組織抵抗）を推定する。ＤＳＰ  ２３５は、次に、実際の実負荷の推定に基づいてインバーター２１０を制御するために制御信号を発生させる。この方法の利点のうちの１は、それが、各測定について、正確な解を提供することである。
【００６３】
別の方法に従って、ＤＳＰ  ２３５は、ＤＳＰの記憶デバイス２４０におけるルックアップ表２４５を補正された値または補正因子で予め占有させる（ｐｒｅ−ｐｏｐｕｌａｔｅ）。ＤＳＰ  ２３５（例えば、ＤＳＰ  ２３５において動くソフトウェア推定器モジュール）は、次に、発電機回路網１０５のセンサー２２０によって測定されるインピーダンスの実部を実際の実負荷値にマッピングすることによって、実際の実負荷値を推定し得る。インピーダンスの計算された実部がルックアップ表におけるインピーダンス値の２つの実部の間にある場合、ＤＳＰ  ２３５は、インピーダンスの実部に最も近い、ルックアップ表におけるインピーダンス値の実部に対応する、組織の推定された抵抗を選択するか、またはルックアップ表におけるインピーダンス値の２つの実部の間で補間し、組織の推定された抵抗を決定する。ルックアップ表方法は、コンピューター計算的に効率的であるが、より多くの記憶を使用し、方程式（６）に従って実際の実負荷を計算することを含む方法よりも正確でない場合がある。
【００６４】
さらに別の方法に従って、ＤＳＰ  ２３５は、方程式（６）を用いて標的インピーダンス曲線を補正するか、またはプリワーピングし、発電機回路網１０５のインバーター２１０を制御するために、制御信号を発生させ、その結果、センサー２２０によって測定される場合のインピーダンスの実部は、補正された標的インピーダンス曲線を追跡し、それは、ルックアップ表（例えば、ルックアップ表２４５）に記憶され得る。このプリワーピング方法は、図５の図式線図において例示され、この図５において、ｙ軸は、センサー２２０における測定された実インピーダンス５０５を表し、ｘ軸は、ケーブル５１０の端における実負荷を表している。曲線５２０は、ケーブルの端における実負荷であり、この実負荷は、ＤＳＰ  ２３５が、標的実インピーダンス曲線５１５を追跡するために、発電機回路網１０５からの出力を制御する場合に達成される。実負荷を推定するためのルックアップ表方法のように、プリワーピング方法は、コンピューター計算的に効率的である。各測定サイクルで方程式（６）を計算することによって実負荷を推定する方法と比較される場合、ルックアップ表方法のように、プリワーピング方法は、補間を必要とし得るので、プリワーピング方法は、より多くの記憶を使用し、より正確ではない。
【００６５】
さらに別の方法に従って、多項式は、補正因子曲線にフィットし、各測定についての次の標的Ｚに対する補正は、多項式を用いて計算される。例えば、中心周波数がｆｃ＝４００ｋＨｚである場合、ケーブルのシャントキャパシタンスＣｃａｂｌｅは、３３０ｐＦであり、補正された標的インピーダンスＺｃｏｒｒｅｃｔｅｄは、以下の２次の多項方程式：
【００６６】
【数１９】
2015027457.tif 000027
から計算され得、式中、Ｚは、標的インピーダンスであり、補正された標的インピーダンスＺｃｏｒｒｅｃｔｅｄについての２次の多項方程式の係数は、中心周波数ｆｃおよびケーブルのシャントキャパシタンスの関数である。いくつかの実施形態において、補正された標的インピーダンスは、より正確さが必要とされる場合、より高次の多項方程式に従って計算され得る。多項式フィット方法の利点は、上の方程式（６）を絶えず評価するよりも、よりコンピューター計算的に効率的であることである。
【００６７】
多項式は、図５の標的実インピーダンス曲線５１５にもフィットし得る。図６に示されるように、曲線６１５は、標的実インピーダンス曲線５１５に対する２次の多項式フィットである。動作中、ＤＳＰ  ２３５は、発電機回路網１０５によって測定されるインピーダンスの実部が標的実インピーダンス曲線６１５に対する多項式フィットを追跡するように、発電機回路網１０５のインバーター２１０を制御する。
【００６８】
図７は、電気外科システム７００の回路ブロック線図を示し、ケーブルキャパシタンスＣｃａｂｌｅ（３１５）を補償するハードウェア方法を例示している。これは、インダクタンスＬｇｅｎを有する直列インダクター７１０を発電機７０５に加えることによって達成され、その結果、
【００６９】
【数２０】
2015027457.tif 000028
であり、式中、／／は、「と並列である」ことを意味し、ωは、発生させられた電気外科用エネルギーの角周波数であり、Ｒｌｏａｄは、負荷３２０の抵抗であり、Ｃｃａｂｌｅは、電気外科用発電機７０５に接続されているケーブル３０５のシャントキャパシタンス３１５であり、Ｌｃａｂｌｅは、ケーブル３０５の直列インダクタンス３１０である。負荷の抵抗Ｒｌｏａｄをケーブルキャパシタンスのインピーダンス
【００７０】
【数２１】
2015027457.tif 000029
と並列で組み合わせた後、方程式（８）は、
【００７１】
【数２２】
2015027457.tif 000030
になる。直列インダクター７１０は、発電機回路網１０５の外側または内側で、センサー２２０と、図２の点
【００７２】
【数２３】
2015027457.tif 000031
と点
【００７３】
【数２４】
2015027457.tif 000032
との間に延びているケーブルとの間（例えば、点
【００７４】
【数２５】
2015027457.tif 000033
付近）で直列で接続され得る。
【００７５】
方程式（９）は、以下
【００７６】
【数２６】
2015027457.tif 000034
のように、負荷抵抗Ｒｌｏａｄとケーブルキャパシタンスのインピーダンス
【００７７】
【数２７】
2015027457.tif 000035
との並列組み合わせの実部および虚部を分離するために書き換えられ得る。並列組み合わせの虚部を取った後、方程式（１０）は、
【００７８】
【数２８】
2015027457.tif 000036
になる。
【００７９】
インダクタンスＬｇｅｎについての方程式（１１）はまた、第１の項の分子および分母を
【００８０】
【数２９−１】
2015027457.tif 000037
で割ることによって、下に示されるように表され得る。
【００８１】
【数２９−２】
2015027457.tif 000038
ここで、
【００８２】
【数３０−１】
2015027457.tif 000039
は、
【００８３】
【数３０−２】
2015027457.tif 000040
よりもずっと小さく、従って、無視できる。インダクタンスＬｇｅｎは、以下：
【００８４】
【数３１】
2015027457.tif 000041
のように表され得る。示されるように、インダクタンスＬｇｅｎについての方程式（１１−ｂ）は、負荷の抵抗Ｒｌｏａｄ（すなわち、組織の抵抗）から独立している。従って、ケーブルキャパシタンスＣｃａｂｌｅ（３１５）は、方程式（１１−ｂ）に従って決定されるインダクタンスＬｇｅｎを有する直列インダクター７１０を発電機７０５に加えることによって補償され得る。
【００８５】
従って、発電機７０５におけるセンサー２２０（図２を参照のこと）によって見られるような総インピーダンスＺｔｏｔａｌは、
【００８６】
【数３２】
2015027457.tif 000042
になる。方程式（８）を方程式（１２）の直列インダクタンスＬｇｅｎに代入することは、以下の方程式：
【００８７】
【数３３】
2015027457.tif 000043
をもたらす。
【００８８】
ケーブルのインダクタンスＬｃａｂｌｅは、方程式（１３）から減算されるので、方程式（１３）は、以下：
【００８９】
【数３４】
2015027457.tif 000044
のように書き換えられ得る。さらに、方程式（１４）に示されるように、並列組み合わせの虚部は、減算される。従って、方程式（１４）は、
【００９０】
【数３５】
2015027457.tif 000045
になる。
【００９１】
負荷の抵抗Ｒｌｏａｄをケーブルキャパシタンスのインピーダンス
【００９２】
【数３６】
2015027457.tif 000046
と並列で組み合わせた後、方程式（１５）は、
【００９３】
【数３７】
2015027457.tif 000047
になる。方程式（１６）は、以下
【００９４】
【数３８】
2015027457.tif 000048
のように、負荷抵抗Ｒｌｏａｄとケーブルキャパシタンスのインピーダンス
【００９５】
【数３９】
2015027457.tif 000049
との並列組み合わせの実部および虚部を分離するために書き換えられ得る。並列組み合わせの実部を取った後、方程式（１７）は、
【００９６】
【数４０】
2015027457.tif 000050
になる。
【００９７】
方程式（１８）は、直列インダクター７１０のインダクタンスＬｇｅｎが適切に同調させられる場合、発電機回路網１０５に示される負荷が純粋に抵抗性であることを示す。ハードウェア補償の利点は、インダクタンスＬｇｅｎが適切に同調させられる場合、ソフトウェア補償が必要とされないことである。インダクタンスＬｇｅｎが適切に同調させられない場合でさえ、加えられた直列インダクター７１０は、ケーブルにおけるシャントキャパシタンスの作用を低減する。上に記載されるソフトウェア補償方法は、ケーブルにおけるシャントキャパシタンスの作用をさらに低減するために、直列インダクター７１０と組み合わせて使用され得る。ハードウェア補償について、直列インダクター７１０は、使用される異なるケーブルの各々に対して同調させられる必要がある。直列インダクター７１０は、センサーの後に、ケーブルおよび負荷と直列で置かれ得る。直列インダクター７１０は、代替的に、電気外科用発電機の出力の隣に置かれ得る。
【００９８】
ケーブルキャパシタンスＣは、器具の顎が開放状態で発電機をオンにすることによって、すなわち、実負荷を本質的に無限大に設定することによって決定され得る。そのとき、図３の開放回路バージョンは、
【００９９】
【数４１】
2015027457.tif 000051
に変形する。従って、発電機回路網１０５のセンサー２２０において、
【０１００】
【数４２】
2015027457.tif 000052
が測定される場合、キャパシタンスＣが決定され得る。
【０１０１】
上に記載される組織インピーダンスを測定するシステムおよび方法は、多様な組織処置アルゴリズムにおいて用いられ得、それには、予熱段階およびインピーダンス制御段階を有する組織処置アルゴリズムが挙げられる。予熱段階の開始時、発電機から発生させられ、組織に供給される電流のレベルは低く、組織のインピーダンスは、最初のインピーダンス値において開始する。予熱段階の間、組織に供給される電流のレベルは、組織の温度が上昇し、組織インピーダンスが減少するように、所定の速度で増大するか、または上方に増加する。電流の増加は、（１）最大許容電流値に達するまで、または（２）「組織反応」が存在するまで続く。用語「組織反応」は、細胞内流体および／または細胞外流体が、沸騰および／または蒸発し始め、組織インピーダンスの増大をもたらす時点を指す。最大許容電流値に達した場合において、最大電流値は、組織が反応するまで維持される。
【０１０２】
組織が反応する場合、組織処置アルゴリズムは、インピーダンス制御段階に遷移する。インピーダンス制御段階において、組織処置アルゴリズムは、最初に、標的組織インピーダンス曲線または軌道、および組織インピーダンスの標的変化率（ｄＺ／ｄｔ）を計算する。次に、組織処置アルゴリズムは、本開示のシステムおよび方法に従って測定される場合の、測定された組織インピーダンスが、標的組織インピーダンス軌道、および組織インピーダンスの標的変化率を追跡するように、発電機から出力される電気外科用エネルギーの電力レベルを制御する。
【０１０３】
図８は、インピーダンス制御段階の間に、電気外科用ケーブルにおける寄生を補償するために、発電機の出力ステージを制御する方法８００を例示している。この方法は、ＤＳＰ  ２３５において実装され得、ＤＳＰ  ２３５は、図２の電気外科用発電機１０２の任意の適切なタイプのプロセッサーによって置き換えられ得る。インピーダンス制御段階がステップ８０２において開始した後、方法８００は、最初に、ステップ８０５において、発生させられた電気外科用エネルギーの電圧波形および電流波形を感知することを含む。ステップ８１０において、インピーダンスの実部は、感知された電圧波形および電流波形に基づいて計算される。ステップ８１５において、計算されたインピーダンスＲｅ（Ｚ）が所定のインピーダンス値Ｚ０よりも小さいかどうか決定される。所定のインピーダンス値Ｚ０は、インピーダンス閾値を表し、この閾値付近でインピーダンスの計算された実部Ｒｅ（Ｚ）は、組織負荷の実際の抵抗から逸れ始める。
【０１０４】
ステップ８１５において、インピーダンスの計算された実部が所定のインピーダンス値よりも小さいことが決定された場合、次に、出力ステージは、ステップ８２０において、インピーダンスの計算された実部に基づいて、電気外科用エネルギーを発生させるように制御される。次に、方法８００は、ステップ８０５に戻り、制御プロセスを繰り返す。ステップ８１５において、インピーダンスの計算された実部が所定のインピーダンス値よりも小さくないことが決定される場合、次に、ステップ８２５において、組織の抵抗が、インピーダンスの計算された実部の関数である二次方程式に対する解を用いて推定される。次に、ステップ８３０において、出力ステージを制御するための制御信号が、組織の推定された抵抗に基づいて、発生させられる。
【０１０５】
次に、ステップ８３５において、組織の推定された抵抗が所定の組織抵抗Ｒ０よりも大きいかどうか決定される。組織の推定された抵抗が所定の組織抵抗Ｒ０よりも大きい場合、次に、上記方法は、終了する。そうでなければ、方法８００は、ステップ８０５に戻り、方法８００を繰り返す。
【０１０６】
図９は、電気外科用ケーブルにおける寄生について補償するために、発電機の出力ステージを制御する別の方法９００を例示している。図８におけるように、インピーダンス制御アルゴリズムがステップ８０２において開始した後、電圧波形および電流波形は、ステップ８０５において、発電機において感知され、インピーダンスの実部は、ステップ８１０において計算される。次に、ステップ９１５において、標的インピーダンス曲線は、図６に関して上に記載されるように、電気外科用ケーブルをモデル化する二次方程式に対する解を用いて補正される。次に、ステップ９２０において、インピーダンスの実部が、補正された標的インピーダンス曲線を追跡するように、制御信号が、出力ステージから出力される電気外科用エネルギーのレベルを制御するために発生させられる。
【０１０７】
次に、ステップ９２５において、インピーダンスの実部Ｒｅ（Ｚ）が所定のインピーダンスＺ１よりも大きいかどうか決定される。インピーダンスの実部が所定の組織抵抗Ｚ１よりも大きい場合、上記方法は、終了する。そうでなければ、方法９００は、ステップ８０５に戻り、方法９００を繰り返す。
【０１０８】
本開示の例示的実施形態は、添付の図面を参照して本明細書中に記載されてきたが、本開示は、それらの正確な実施形態に限定されないこと、ならびに様々な他の変更および改変が、本開示の範囲または趣旨から外れることなく、当業者によってその中で達成され得ることが理解されるべきである。
【符号の説明】
【０１０９】
１０２、７０５  （電気外科用）発電機
１１０、１３０、２２５  電気外科用器具
２２０  センサー
【図１】
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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７】
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【図８】
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【図９】
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