(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療装置であって、
前記医療装置を制御するための入力信号を受信するための入力部と、
エンドエフェクタと、
前記エンドエフェクタに連結される超音波トランスデューサと、
前記入力部に連結され、周期的な駆動信号を生成し、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに提供するよう操作可能な駆動回路と、を備え、
前記超音波トランスデューサが共振特性を有し、前記駆動回路が、前記超音波トランスデューサの前記共振特性に合わせられている共振回路を備え、
前記超音波トランスデューサに適用された、検出した負荷電圧及び検出した負荷電流に基づいて、前記駆動信号の周期を変えるための第１のコントローラを備え、
前記第１のコントローラが、前記負荷電圧と前記負荷電流との間の位相差に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されており、
前記負荷電圧と前記負荷電流との間の前記位相差が、位相要求に対応するよう、前記第１のコントローラが、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されており、
前記超音波トランスデューサに適用された電力、電圧、又は電流を変える目的で、前記位相要求を変えるよう配列されている第２のコントローラを備える、医療装置。
【請求項２】
前記第２のコントローラが、前記負荷電圧及び／又は前記負荷電流、若しくは、測定した負荷インピーダンスに基づいて、前記位相要求を変えるよう配列されている、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
ＤＣ電源から周期的な駆動信号を生成するスイッチング回路を備え、前記共振回路が、前記ＤＣ電源からの前記周期的な駆動信号を受信するよう構成されている、請求項１又は請求項２に記載の装置。
【請求項４】
反対極性の周期的な駆動パルスを含むデジタル駆動信号を生成するよう配列されている制御回路を備え、前記駆動信号の第３の高調波成分を最小化するよう、前記駆動パルスの相対タイミングが選択されている、請求項１〜請求項３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項５】
前記超音波トランスデューサに適用された前記駆動信号の高調波成分を減らすための回路を更に備える、請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６】
前記回路が、ｉ）前記駆動信号の高調波信号に対する低インピーダンス経路を提供するために、前記超音波トランスデューサに並列に接続されたスナバ回路と、ｉｉ）前記駆動信号の前記高調波信号を相殺するよう、高調波補償信号を生成するよう配列されているアクティブフィードバック回路と、のうちの１つ又は複数を備える、請求項５に記載の装置。
【請求項７】
前記駆動信号を生成するための前記駆動回路に電力を提供するための、１つ又はそれ以上の電池を保持するための電池区画を含む、請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載の装置。
【請求項８】
前記第１のコントローラが、前記駆動信号の測定値を受け取るよう操作可能である、請求項１〜請求項７のいずれか一項に記載の装置。
【請求項９】
前記測定値が、前記駆動信号の前記周期及び位相と共に変化するサンプリング周波数にて、検出した電圧信号又は電流信号をサンプリングするサンプリング回路から取得されている、請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
前記駆動信号の周波数が、前記超音波トランスデューサの共振周波数の０．１％〜１％以内にて変化するよう、前記第１のコントローラが、前記駆動信号の前記周期を変えるよう構成されている、請求項８又は請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
前記超音波トランスデューサの前記共振特性が、使用中に前記超音波トランスデューサに連結される負荷と共に変化し、前記第１のコントローラが、前記超音波トランスデューサの前記共振特性における変化を追跡するよう、前記駆動信号の前記周期を変えるよう構成されている、請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
医療装置であって、
前記医療装置の動作を制御するための入力を受け取るための入力部と、
エンドエフェクタと、
前記エンドエフェクタに連結される超音波トランスデューサと、
周期的な駆動信号を生成し、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに提供するよう操作可能な駆動回路と、
前記超音波トランスデューサに提供された電力、電圧、及び電流のうちの少なくとも１つを制御するよう、前記駆動信号の周期を変えるよう操作可能な制御回路と、を備え、
前記制御回路が、前記超音波トランスデューサに適用された、検出した負荷電圧及び検出した負荷電流に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるための第１のコントローラを備え、
前記第１のコントローラが、前記負荷電圧と前記負荷電流との間の位相差に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されており、
前記負荷電圧と前記負荷電流との間の前記位相差が、位相要求に対応するよう、前記第１のコントローラが、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されており、
前記制御回路が、前記超音波トランスデューサに適用された前記電力、前記電圧、又は前記電流を変える目的で、前記位相要求を変えるよう配列されている第２のコントローラを備える、医療装置。
【請求項１３】
前記第２のコントローラが、前記負荷電圧及び／又は前記負荷電流、若しくは、測定した負荷インピーダンスに基づいて前記位相要求を変えるよう配列されている、請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
超音波トランスデューサを有する医療装置にて使用するための電子装置であって、
前記超音波トランスデューサに供給するために、周期的な駆動信号を生成するよう操作可能な駆動回路と、
前記超音波トランスデューサに供給された負荷電圧及び／又は負荷電流を検出するための検出回路と、
前記検出回路により検出した前記負荷電圧及び／又は前記負荷電流に基づいて、前記超音波トランスデューサに供給された電力、電圧、及び電流のうちの少なくとも１つを制御するよう、前記駆動信号の周期を変えるよう操作可能な制御回路と、を備え、
前記制御回路が、前記負荷電圧と前記負荷電流との間の位相差に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されており、
前記負荷電圧と前記負荷電流との間の前記位相差が、位相要求に対応するよう、前記制御回路が、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されており、
前記超音波トランスデューサに適用された前記電力、前記電圧、又は前記電流を変える目的で、前記位相要求を変えるよう配列されている第２の制御回路を備える、電子装置。
【請求項１５】
前記第２の制御回路が、前記負荷電圧及び／又は前記負荷電流に基づいて、前記位相要求を変えるよう配列されている、請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
前記超音波トランスデューサが共振特性を有し、前記駆動回路が、前記超音波トランスデューサの前記共振特性に合わせられている共振回路を備え、ＤＣ電源から周期的な駆動信号を生成するスイッチング回路を更に備え、前記共振回路が、前記ＤＣ電源からの前記周期的な駆動信号を受信するよう構成されている、請求項１４又は請求項１５に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療装置、特に、排他的にではないが、焼灼及び切除装置の分野に関する。本発明はまた、このような医療装置を駆動するための駆動回路及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
多くの外科手術は、血管又は他の内部組織の切除又は結紮を必要とし、多くの手術は、切除又は結紮を行うための手持ち式焼灼装置を使っての低侵襲的技術を用いて行われている。いくつかの既存の手持ち式焼灼装置は、切除又は結紮される組織に超音波エネルギーを適用するよう、焼灼装置内に超音波トランスデューサを使用する。しかし、超音波トランスデューサを駆動することは、超音波エネルギーを生成するために使用される超音波トランスデューサに関連付けられる固有の不安定性により問題となり得る。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００３】
本発明は、そのような超音波切除装置又は超音波焼灼装置の安全で信頼性のある操作が可能となる、代替の回路設計を提供することを目的とする。この回路設計はまた、医療手術に必要な電力及び制御を依然として提供できる一方で、手持ち式焼灼装置に内蔵し得るよう、回路の小型化を好都合に可能にする。
【０００４】
一態様によると、本発明は、医療装置を制御するための入力信号を受信するための入力部と、エンドエフェクタと、エンドエフェクタに連結される超音波トランスデューサと、入力部に連結され、周期的な駆動信号を生成し、超音波トランスデューサに駆動信号を提供するよう操作可能な駆動回路と、を備える医療装置であって、超音波トランスデューサが共振特性を有し、駆動回路が、超音波トランスデューサの共振特性に合わせられている共振回路を備える医療装置を提供する。
【０００５】
一実施形態では、トランスデューサに適用された、検出した負荷電圧と、検出した負荷電流と、に基づいて、駆動信号の周期を変えるための、第１のコントローラが提供されてよい。第１のコントローラは、検出した負荷電圧と検出した負荷電流との間の位相差に基づいて、駆動信号の周期を変えるよう配列されてよい。これは、検出した負荷電圧と検出した負荷電流との間の位相差が、位相要求に対応するよう行われてよい。超音波トランスデューサに適用された電力、電圧、又は電流を変える目的で、位相要求を変えるよう配列されている第２のコントローラがまた提供されてよい。第２のコントローラは、検出した負荷電圧及び／又は検出した負荷電流、若しくは、測定した負荷インピーダンスに基づいて、位相要求を変えてよい。
【０００６】
装置はまた、ＤＣ電源から周期的な駆動信号を生成するスイッチング回路を備えてよく、共振回路は、周期的な駆動信号を受信するよう構成されている。
【０００７】
一実施形態では、装置は、反対極性の周期的な駆動パルスを含むデジタル駆動信号を生成するよう配列されている制御回路を備えてよく、駆動信号の第３の高調波成分を最小化するよう、パルスの相対タイミングが選択されている。
【０００８】
好適な実施形態では、回路は、トランスデューサに適用されている駆動信号の高調波成分を減らすよう提供されている。この回路は、ｉ）駆動信号の高調波信号に対する低インピーダンス経路を提供するために、トランスデューサに並列に接続されたスナバ回路と、ｉｉ）駆動信号の高調波信号を相殺するよう、高調波補償信号を生成するよう配列されているアクティブフィードバック回路と、のうちの１つ又は複数を備えてよい。
【０００９】
装置は、好ましくは電池により駆動され、駆動信号を生成するための駆動回路に電力を提供するための１つ又は複数の電池を保持するための電池区画を含む。
【００１０】
駆動信号の測定値を受け取り、超音波トランスデューサに送達された電力、電圧、及び／又は電流を制御するよう、駆動信号の周期を変える制御回路もまた提供されてよい。測定値は、駆動信号の周期及び位相と共に変化するサンプリング周波数にて、検出した電圧信号又は電流信号をサンプリングするサンプリング回路から取得されていてよい。制御回路は、駆動信号の周波数が、超音波トランスデューサの共振周波数近辺、好ましくは、超音波トランスデューサの共振周波数の０．１％〜１％以内にて変化するよう、駆動信号の周期を変えるよう構成されてよい。超音波トランスデューサの共振特性は、使用中に超音波トランスデューサに連結される負荷と共に変化してよく、制御回路は、超音波トランスデューサの共振特性における変化を追跡するよう、駆動信号の周期を変えるよう構成されている。
【００１１】
別の態様によると、本発明はまた、装置の動作を制御するための入力を受け取るための入力部と、エンドエフェクタと、エンドエフェクタに連結される超音波トランスデューサと、周期的な駆動信号を生成し、駆動信号を超音波トランスデューサに提供するよう操作可能な駆動回路と、超音波トランスデューサに提供された電力、電圧、及び電流のうちの少なくとも１つを制御するよう、駆動信号の周期を変えるよう操作可能な制御回路と、を備える医療装置を提供する。
【００１２】
制御回路は通常、超音波トランスデューサに適用された、検出した負荷電圧と、検出した負荷電流と、に基づいて、駆動信号の周期を変えるための第１のコントローラを備える。第１のコントローラは、検出した負荷電圧と検出した負荷電流との間の位相差に基づいて、駆動信号の周期を変えるよう配列されてよい。第１のコントローラは、検出した負荷電圧と検出した負荷電流との間の位相差が、位相要求に対応するよう、駆動信号の周期を変えるよう配列されてよい。制御回路は、超音波トランスデューサに適用された電力、電圧、又は電流を変える目的で、位相要求を変えるよう配列されている第２のコントローラを含んでよい。第２のコントローラは、検出した負荷電圧及び／又は検出した負荷電流、若しくは、測定した負荷インピーダンスに基づいて、位相要求を変えてよい。
【００１３】
本発明はまた、周期的な駆動信号を生成することと、医療装置のエンドエフェクタに連結されている超音波トランスデューサに駆動信号を適用することと、超音波トランスデューサに適用された電力、電流、及び電圧のうちの少なくとも１つを制御するよう、駆動信号の周期を制御することと、を含む、医療装置を操作する方法を提供する。
【００１４】
別の態様によると、本発明は、血管又は組織を焼灼する又は切除する方法を提供し、この方法は、医療装置のエンドエフェクタで血管又は組織を把持することと、エンドエフェクタに連結された超音波トランスデューサに、周期的な駆動信号を適用するよう、駆動回路を使用することと、焼灼又は切除を行うよう、組織に適用された電力、電流、及び電圧のうちの少なくとも１つを制御するよう、駆動信号の周期を制御することと、を含む。
【００１５】
この方法は、焼灼又は切除を行うよう、上述の医療装置を使用してよい。
【００１６】
制御工程は、組織又は血管に適用された超音波信号の電力を制御するよう、駆動信号の周期を変えてよく、方法は、トランスデューサと、組織又は血管と、により生じた、駆動回路上の負荷のインピーダンス測定値を取得することと、取得したインピーダンス測定値に基づいて、組織又は血管に適用される、所望する電力を変えることと、を更に含んでよい。
【００１７】
別の態様によると、本発明は、超音波トランスデューサを有する医療装置にて使用するための電子装置を提供し、この電子装置は、超音波トランスデューサに供給するための周期的な駆動信号を生成するよう操作可能な駆動回路と、超音波トランスデューサに供給された負荷電圧及び／又は負荷電流を検出するための検出回路と、検出回路により検出した負荷電圧及び／又は負荷電流に基づいて、超音波トランスデューサに供給された電力、電圧、及び電流のうちの少なくとも１つを制御するよう、駆動信号の周期を変えるよう操作可能な制御回路と、を備える。
【００１８】
制御回路は、検出した負荷電圧と検出した負荷電流との間の位相差に基づいて、駆動信号の周期を変えるよう配列されてよい。制御回路は、検出した負荷電圧と検出した負荷電流との間の位相差が、位相要求に対応するよう、駆動信号の周期を変えるよう配列されてよい。超音波トランスデューサに適用された電力、電圧、又は電流を変える目的で、位相要求を変えるよう配列されている第２の制御回路が提供されてよい。第２の制御回路は、検出した負荷電圧及び／又は検出した負荷電流に基づいて、位相要求を変えるよう配列されてよい。
【００１９】
一般的に、超音波トランスデューサは共振特性を有し、駆動回路は、超音波トランスデューサの共振特性に合わせられている共振回路と、ＤＣ電源から周期的な駆動信号を生成するスイッチング回路を更に備える回路と、を備え、この共振回路は、周期的な駆動信号を受信するよう構成されている。
【００２０】
これら及び本発明の様々な他の特徴並びに態様は、添付の図を参照して説明される以下の実施形態の詳しい説明から明らかとなるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】装置のハンドル部内に搭載された電池及び駆動回路並びに制御回路を有する手持ち式焼灼装置を示す。
【図２】本発明の一実施形態にて使用される焼灼装置の主構成部品を示す部品ブロック部概略図である。
【図３】図２に示す焼灼装置の主電気構成部品を示すブロック図である。
【図４】図３に示す電気構成部品の一部を形成するブリッジ信号発生器により生成された波形の形状を示すタイミング図である。
【図５】図２に示すマイクロプロセッサの一部を形成する計算モジュールを概略的に示すブロック図である。
【図６】測定した信号の位相が、ブリッジ信号発生器により生成された波形の周期と共に変化する様式を示し、位相のプロットが、焼灼装置により把持された負荷により変化することを示すプロットである。
【図７】図５に示すマイクロプロセッサにより行われる処理を示すフローチャートである。
【図８】図２に示す回路に加えられ得るスナバ回路の形状を示すブロック図である。
【図９】駆動信号の高調波が、マイクロプロセッサ内のフィードバック回路及びコントローラを使用して積極的に相殺され得る様式を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
医療装置
多くの外科手術は、血管又は他の管状組織を切除又は結紮することを必要とする。低侵襲的手術により、外科医は、患者の身体の小さな切開部を通じて外科手術を行う。制限された空間により、外科医は、横切された血管をクランピング及び／又は結合して、出血を制御するのに苦労する。超音波外科用鉗子を使用することで、外科医は、外科用鉗子のジョー部材の１つ又は双方に連結される１つ又は複数の超音波トランスデューサにより、組織／血管に適用された超音波エネルギーを制御することで、焼灼、凝固／乾燥、及び／又は単に流血を減らし得る。
【００２３】
図１は、本発明の一実施形態による、低侵襲的医療手術のために設計された、超音波外科用医療装置１の形状を示す。図示するように、装置１は、細長いシャフト３を有する内蔵型装置であって、これはシャフト３の近位端に接続されるハンドル５と、シャフト３の遠位端に接続されるエンドエフェクタ７と、を有する。この実施形態では、エンドエフェクタ７は、ハンドル５の制御レバー１１及び制御レバー１３を操作するユーザにより制御される医療用鉗子９を備える。
【００２４】
外科手術の間、シャフト３は、患者の内側、及び手術部位にアクセスするために、トロカールを通じて挿入される。外科医は鉗子９を、切除又は焼灼される血管の周囲にこの鉗子９が位置するまで、ハンドル５及び制御レバー１１並びに制御レバー１３を使用して操作する。電気エネルギーが続いて、超音波エネルギーを使用して所望する切除／焼灼を行う目的で、制御された様式にて、ハンドル５内に搭載され、シャフト３内の導波管（図示せず）を介して鉗子９に連結されている超音波トランスデューサ８に適用される。図１に示すように、この実施形態では、ハンドル５はまた、焼灼を行うために必要な電気エネルギーを生成し、制御するための、電池１５と、制御電子機器１７と、を収容する。このように、装置１は、別個の制御ボックス、及び鉗子９に電気エネルギーを提供するための供給ワイヤを必要としない、という意味において内蔵型である。しかし、そのような別個の制御ボックスは、所望される場合には提供されてよい。
【００２５】
システム回路
図２は、超音波トランスデューサ８に供給される電気エネルギーを生成し、制御するよう、この実施形態にて使用される焼灼／切除装置１の主電気回路を示す概略ブロック図である。以下に更に詳述するように、この実施形態では、回路は、供給される電力量を制御する目的で生成され、超音波トランスデューサ８に適用される電気的駆動波形の周期を制御するよう設計されている。これが達成される様式は、以下の説明から明らかとなろう。
【００２６】
図２に示すように、焼灼／切除装置１はユーザインターフェース２１を備え、これを介してユーザには、（エネルギーが超音波トランスデューサ８に適用されていることを示すことなどの）情報が提供され、これを通してユーザは、焼灼／切除装置１の作動を制御する。図示するように、ユーザインターフェース２１は、ゲート駆動回路２５に出力する制御信号を生成することで焼灼／切除手順を制御する、マイクロプロセッサ２３に連結されている。マイクロプロセッサからの制御信号に応じて、ゲート駆動回路２５は、ブリッジ信号発生器２７に、駆動回路２９を介して超音波トランスデューサ８に適用される所望する駆動波形を生成させるゲート制御信号を生成する。電圧検出回路３１及び電流検出回路３３は、制御の目的でマイクロプロセッサ２３にフィードバックされる、超音波トランスデューサ８に適用された電流及び電圧の測定値を生成する。図２はまた、図２に示す電気回路を駆動するための電力を提供する電池１５を示す。この実施形態では、電池１５は、０Ｖレール及び１４Ｖレールを供給するよう配列されている。
【００２７】
図３は、この実施形態にて使用されている、ゲート駆動回路２５と、ブリッジ信号発生器２７と、駆動回路２９と、電圧検出回路３１と、電流検出回路３３と、の構成部品を更に詳細に示す。図３はまた、圧電超音波トランスデューサ８の電気等価回路３５と、処置される組織／血管により形成される負荷（Ｒ負荷）と、を示す。
【００２８】
図３に示すように、ゲート駆動回路２５は、２つのＦＥＴゲート駆動３７、すなわち、ＦＥＴゲート駆動３７−１と、ＦＥＴゲート駆動３７−２と、を含む。マイクロプロセッサ２３からの第１の制御信号のセット（ＣＴＲＬ１）はＦＥＴゲート駆動３７−１に供給され、マイクロプロセッサ２３からの第２の制御信号のセット（ＣＴＲＬ２）はＦＥＴゲート駆動３７−２に供給される。ＦＥＴゲート駆動３７−１は、２つの駆動信号、すなわち、ブリッジ信号発生器２７の２つのＦＥＴ  ４１−１及びＦＥＴ  ４１−２のそれぞれを駆動するためのものを生成する。マイクロプロセッサ２３からの信号に応じて、ＦＥＴゲート駆動３７−１は、下方のＦＥＴ（４１−２）がオフの際に、上方のＦＥＴ（４１−１）をオンにし、その逆も同様の駆動信号を生成する。これにより、ノードＡは、１４Ｖレール（ＦＥＴ  ４１−１がオンに切り替えられた際）と、０Ｖレール（ＦＥＴ  ４１−２がオンに切り替えられた際）と、に、交互に接続される。同様に、マイクロプロセッサ２３からの信号に応じて、ＦＥＴゲート駆動３７−２は、２つの駆動信号、すなわち、ブリッジ信号発生器２７の２つのＦＥＴ  ４１−３及びＦＥＴ  ４１−４のそれぞれを駆動するためのものを生成する。ＦＥＴゲート駆動３７−２は、下方のＦＥＴ（４１−４）がオフの際に、上方のＦＥＴ（４１−３）をオンにし、その逆もまた同様の駆動信号を生成する。これにより、ノードＢは、１４Ｖレール（ＦＥＴ  ４１−３がオンに切り替えられた際）と、０Ｖレール（ＦＥＴ  ４１−４がオンに切り替えられた際）と、に、交互に接続される。したがって、マイクロプロセッサ２３により出力される２つの制御信号のセット（ＣＴＲＬ１及びＣＴＲＬ２）は、生成され、ノードＡとノードＢとの間に適用されるデジタル波形を制御する。それぞれの制御信号のセット（ＣＴＲＬ１及びＣＴＲＬ２）は、１つは、高側のＦＥＴがオンであることを示し、他方は、低側のＦＥＴがオンであることを示す、一対の信号線を備える。したがって、マイクロプロセッサ２３は、ソフトウェアを通して、又は、専用ハードウェア機能を通してのいずれかにて、高側ＦＥＴ及び低側ＦＥＴの双方が同時にオンとなる際の好ましくない状況が起こらないことを確かにし得る。実際においてこれは、変動する切り替えの遅れが許容されても、双方のＦＥＴが同時にオンとなり得る可能性がないことを確かにするよう、高側ＦＥＴ及び低側ＦＥＴの双方がオフとなる際にデッドタイムを設けることを必要とする。本実施形態では、約１００ｎｓのデッドタイムが使用された。
【００２９】
図３に示すように、ノードＡ及びノードＢは駆動回路２９に接続されており、したがって、ブリッジ信号発生器２７により生成されたデジタル電圧が、駆動回路２９に適用されている。この適用された電圧は、駆動回路２９内に電流を流す。ノードＡとノードＢとの間に印加されている電圧（ＶＡＢ）のデジタル波形は、基本周波数（ｆｄ）と、非常に小さい第３の高調波成分（３ｆｄ）と、を有するよう設計されており、これは、図４に示されている。図示するように、この電圧ＶＡＢは、第１のパルス３９−１と、第２のパルス３９−２と、を有する。第１のパルスは、マイクロプロセッサ２３からの第１の制御信号のセット（ＣＴＲＬ１）に基づいて、ＦＥＴ  ４１−１及びＦＥＴ  ４１−２により生成されている。第２のパルスは、マイクロプロセッサ２３からの第２の制御信号のセット（ＣＴＲＬ２）に基づいて、ＦＥＴ  ４１−３及びＦＥＴ  ４１−４により生成されている。これらのパルスは、周期Δｔにて周期的に生成されている。パルス３９は互いに、波形の３ｒｄ高調波成分を最小化するよう選択されている時間周期により、周期の始まりから終わりに、間隔があいている。発明者は、圧電超音波トランスデューサ８の安定駆動には、３ｒｄ高調波成分の最小化が重要であることを発見した。
【００３０】
図３に示すように、駆動回路２９は、コンデンサＣｓ  ４５と、インダクタＬｓ  ４７と、インダクタＬｍ  ４９と、により形成されるコンデンサ−インダクタ−インダクタ共振回路４３を含む。マイクロプロセッサ２３は、ノードＡ及びノードＢに渡って印加されるデジタル電圧の基本周波数（ｆｄ＝１／Δｔ）が、共振回路４３の共振周波数近辺、この実施形態では約５０ｋＨｚであるよう、ゲート駆動回路２５に対する制御信号を生成するよう配列されている。共振回路４３の共振特性の結果として、及び、特に、圧電超音波トランスデューサ３５の共振特性と合わせて、ノードＡ及びノードＢに渡って印加されるデジタル電圧は、実質的な正弦波電流を基本周波数（ｆｄ）にて共振回路４３内に流す。これは、駆動電圧（ＶＡＢ）が最小の３ｒｄ高調波成分を有し、より高い高調波成分が、共振回路４３により大幅に減衰されるからである。
【００３１】
図３に示すように、インダクタＬｍ  ４９は変圧器５１の一次側であり、その二次側はインダクタＬｓｅｃ  ５３により形成されている。変圧器５１は、駆動電圧（Ｖｄ）を、インダクタＬｍ  ４９に渡って、超音波トランスデューサ８に印加される負荷電圧（ＶＬ；通常は約１２０ボルト）へアップコンバートする。超音波トランスデューサ８の電気的特性は、鉗子のジョーと、鉗子９により把持される任意の組織又は血管と、のインピーダンスにより変わり、図３は、超音波トランスデューサ８と、鉗子のジョー及び鉗子９により把持された任意の組織又は血管のインピーダンスと、を、インダクタＬｔ  ５７、並列コンデンサＣｔ１  ５９並びにコンデンサＣｔ２  ６１、及び抵抗Ｒ負荷により、モデル化する。
【００３２】
駆動回路２９のインダクタＬｓ及びコンデンサＣｓは、超音波トランスデューサ８のインダクタＬｔ及びコンデンサＣｔ１のそれに合うＬＣ生成物を有するよう設計されている。直列ＬＣネットワークのＬＣ生成物を合わせることは、ネットワークの共振周波数が維持されることを確かにする。同様に、インダクタの磁気リアクタンス、Ｌｓｅｃ、は、共振にて、それが、超音波トランスデューサ８のコンデンサＣｔ２の容量性リアクタンスに合うよう選択されている。例えば、コンデンサＣｔ２が約３．３ｎＦのキャパシタンスを有するようトランスデューサ８が画定されている場合は、インダクタＬｓｅｃは、約３ｍＨのインダクタンスを有すべきである（約５０ｋＨｚの共振周波数にて）。このように駆動回路２９を設計することは、鉗子９により把持された組織／血管へのエネルギー送達の点において、最適な駆動効率を提供する。効率改善は、Ｃｓに流れ、結果として、ＦＥＴブリッジ２７に流れる電流が減少することにより達成される。なぜなら、変圧器磁化電流が、Ｃｔ２に流れる電流を相殺するからである。加えて、この電流の相殺により、Ｃｓに流れる電流がＲ負荷に流れる電流に比例し、これにより、Ｃｓに流れる電流を測定することで負荷電流が決定可能となる。
【００３３】
しかし、処置される組織／血管に電力のすべてを適用することは常に所望されるわけではない。したがって、この実施形態では、血管／組織に供給される超音波エネルギーの量は、駆動周波数（ｆｄ）が、駆動回路／超音波トランスデューサ８の共振周波数からなくなるよう、ノードＡ及びノードＢに渡って適用されるデジタル波形の周期（Δｔ）を変えることで制御されている。これは、超音波トランスデューサ８が周波数依存性（無損失）減衰器として作用するために、機能する。駆動信号が超音波トランスデューサ８の共振周波数に近づくほど、超音波トランスデューサ８が組織に送る超音波エネルギーが大きくなる。同様に、駆動信号の周波数が、超音波トランスデューサ８の共振周波数からなくなるにしたがって、超音波トランスデューサ８により組織に送られる超音波エネルギーはますます少なくなる。加えて又はその代りに、パルス３９のそれぞれの持続期間は、組織／血管に送達される超音波エネルギーの量を制御するよう変えられてよい。
【００３４】
この実施形態では、マイクロプロセッサ２３は、（超音波トランスデューサ８及び鉗子９により把持される組織／血管をモデル化する）回路３５に送達される、所望する電力と、電圧検出回路３１及び電流検出回路３３から取得した負荷電圧（ＶＬ）及び負荷電流（ｉＬ）の測定値と、に基づいて、電力送達を制御する。図３に示すように、この実施形態では、電流検出回路３３は、インダクタ４７（又はインダクタ４９）に隣接する更なるインダクタの巻き（単数又は複数）６７を配置することと、連結されたインダクタ６７から取得した電圧を検出することと、により形成されている。これは、Ｖ＝Ｌｄｉ／ｄｔにより、変圧器の一次側に流れる電流に関連し、例えば、インダクタ６７のインダクタンスを構成し、インダクタ４７とインダクタ６７との間の巻き数の比及びインダクタ４９とインダクタ５３との間の巻き数の比を考慮する積分及びスケーリングにより、負荷電流（ｉＬ）の適切な測定値に変換され得る電圧を生成する。負荷を通る電流の測定値を取得するこの方法を使用する利点のうちの１つは、この測定値が、変圧器回路の二次側上のＬｓｅｃ及びＣｔ２を通って循環する電流に影響を受けないことである。この循環電流は、負荷（Ｒ負荷）を通る電流に比較して非常に大きくなり得るが、組織への超音波エネルギー送達に寄与しないため、これは好適である。図示するように、電流センサ３３から取得した信号は、マイクロプロセッサ２３に送られる。
【００３５】
図３はまた、電圧検出回路３１が、（容量分割回路が代わりに使用され得るが）抵抗分割回路を介して負荷電圧（ＶＬ）を検出することを示す。電圧検出回路３１から取得した、検出した電圧は、マイクロプロセッサ２３に送られる。図３には示さないが、電流検出回路３３からの出力及び電圧検出回路３１からの出力は通常、ＤＣバイアスを提供し、マイクロプロセッサ２３への入力に適した値に信号レベルを減らすよう、マイクロプロセッサ２３に入力される前に、ｏｐ−ａｍｐ回路を通して送られ得る。
【００３６】
マイクロプロセッサ
図５は、この実施形態にて使用されるマイクロプロセッサ２３の主構成部品を示すブロック図である。図示するように、マイクロプロセッサ２３は、検出回路３１及び検出回路３３から、検出した電圧信号及び電流信号を受信し、測定電圧及び電流計算モジュール８３に送られる、対応するサンプルを取得する、同期Ｉ，Ｑサンプリング回路８１を含む。この測定電圧及び電流計算モジュール８３は、超音波トランスデューサ８と、鉗子９により把持された組織／血管と、のインピーダンスと、印加されたＲＭＳ電圧と、流れる電流と、それらから、超音波トランスデューサ８と、鉗子９により把持された組織／血管と、に現在供給されている電力と、を計算するよう、受け取ったサンプルを使用する。決定された値は続いて、更なる処理のために電力コントローラ８５に送られる。測定電圧及び電流計算モジュール８３はまた、負荷電圧（ＶＬ）と負荷電流（ｉＬ）との間の位相差を計算するよう、受け取ったＩサンプル及びＱサンプルを処理する。共振にて、この位相差はゼロ近辺であるべきである。測定した位相差はまた、電力コントローラ８５に送られ、位相ロックループ（ＰＬＬ）コントローラ８７にも送られる。
【００３７】
電力コントローラ８５は、所定のアルゴリズムと、医療装置制御モジュール８９から受け取った電力セットポイント値と、にしたがって、ＰＬＬコントローラ８７に送られるセットポイント位相値（位相要求）を決定するよう、受け取ったインピーダンス値と、送達された電力値と、を使用する。医療装置制御モジュール８９はひいては、（例えば、ボタンを押すことによるか、又はハンドル５上の制御レバー１１若しくは制御レバー１３を起動することによる）ユーザの入力を受け取るユーザ入力モジュール９１から受信する信号により制御され、また、ユーザ出力モジュール９３を介して、ハンドル５上の出力装置（光、ディスプレイ、スピーカなど）を制御する。ＰＬＬコントローラ８７は、受け取った位相要求と、最新の測定した位相差を使用し、測定した位相を位相要求に向けて効力があるよう試みるよう、制御信号発生器９５に出力される新たな波形周期（Δｔ新）を決定する。制御信号発生器９５は、新たな周期Δｔ新に合うよう、波形周期を変える目的で、制御信号ＣＴＲＬ１及び制御信号ＣＴＲＬ２を変える。当業者に認識されるように、双方のＣＴＲＬ制御信号は、Δｔ新に対応する周期を伴う周期的なパルスを含むこととなる。この２つの制御信号のパルスの相対タイミングは、ブリッジ信号発生器２７により生成された波形の３ｒｄ次高調波を最小化するようセットされる。この実施形態では、制御信号ＣＴＲＬ１は、この制御信号を増幅し、続いて、この信号をＦＥＴ  ４１−１に適用するＦＥＴゲート駆動３７−１（図２に示す）に出力される。ＦＥＴゲート駆動３７−１はまた、増幅された制御信号を反転させ、続いて、この信号をＦＥＴ  ４１−２に適用する。同様に、制御信号ＣＴＲＬ２は、この制御信号を増幅し、続いて、この信号をＦＥＴ  ４１−３に適用するＦＥＴゲート駆動３７−２（図２に示す）に出力される。ＦＥＴゲート駆動３７−２はまた、増幅された制御信号を反転させ、続いて、この信号をＦＥＴ  ４１−４に適用し、新たな周期（Δｔ新）を伴う、所望する波形を生成する。
【００３８】
Ｉ信号＆  Ｑ信号のサンプリング
負荷電圧及び負荷電流の双方は、それらは、トランスデューサ８と、鉗子９により把持される血管／組織と、により表される負荷のインピーダンスに応じて位相がずれていてもよいが、実質的に正弦波形となる。負荷電流及び負荷電圧は、現在画定されている波形周期（Δｔ新）に対応する、同じ駆動周波数（ｆｄ）となる。通常、信号のサンプリング時には、サンプリング回路は、サンプリングされている信号の周波数に関して、非同期に作動する。しかし、マイクロプロセッサ２３は、スイッチング信号の周波数及び位相を把握しているので、同期サンプリング回路８１は、駆動周期中の所定の時点にて、測定した電圧信号／電流信号をサンプリングし得る。この実施形態では、同期サンプリング回路８１は、４つのＩサンプル及び４つのＱサンプルを取得するよう、周期あたり８回、測定した信号をオーバーサンプリングする。オーバーサンプリングは、高調波歪みにより引き起こされる誤差を減少可能にし、したがって、測定した電流値及び電圧値のより正確な決定が可能となる。しかし、オーバーサンプリングは必須ではなく、サンプリング動作の同期特性により、実際に、アンダーサンプリング（周期あたり１回以下のサンプリング）が可能である。同期サンプリング回路８１がこれらのサンプルを取得するタイミングは、この実施形態では、制御信号ＣＴＲＬ１及び制御信号ＣＴＲＬ２により制御されている。したがって、これら制御信号の周期が変わると、（それらの相対位相は同じままである一方で）同期サンプリング回路８１によるサンプリングの周期もまた変わる。このようにして、サンプリング回路８１は、駆動波形の周期が変わるにしたがって、サンプルが、駆動波形の周期内の同じ時点にて常に取得されるよう、検出した電圧信号及び電流信号をサンプリングするタイミングを連続して変える。したがって、サンプリング回路８１は、固定サンプリングクロックにより画定される固定サンプリング速度にて入力信号を単にサンプリングする従来のサンプリング動作に代わって、「同期」サンプリング動作を行っている。当然のことながら、そのような従来のサンプリング動作が代わりに使用され得る。
【００３９】
測定値
同期サンプリング回路５１により取得されたサンプルは、負荷電流及び負荷電圧のわずか１つの「Ｉ」サンプルと、わずか１つの「Ｑ」サンプルと、から、測定した信号の大きさ及び位相を決定し得る、測定電圧及び電流計算モジュール８３に送られる。しかし、この実施形態では、いくらかの平均化を達成するために、計算モジュール８３は、平均「Ｉ」値及び平均「Ｑ」値を提供するよう、連続するサンプルを平均化し、続いて、測定した信号の大きさ及び位相を決定するよう、平均Ｉ値及び平均Ｑ値を使用する。上述するように、この実施形態では、周期あたりに８つのサンプルが取得され、これらのサンプルは、以下の計算式より、電圧及び電流の双方の同位相（Ｉ）コンポーネント及び直角位相（Ｑ）コンポーネントを計算するよう使用される。
【００４０】
【数１】
0006517211.tif 000002
ｖｋ及びｉｋはそれぞれ、ｋｔｈ電圧サンプル及びｋｔｈ電流サンプルを表し、電力（合計）は、高調波成分を含む負荷に送達された合計電力である。計算効率の目的のため、正弦結果及び余弦結果は予備計算され得、早見表に記録され得る。
【００４１】
当然のことながら、実際に測定したＩサンプル及びＱサンプルを、負荷電圧又は負荷電流のＩサンプル及びＱサンプルに変換するよう、データのいくらかの予備計算が必要とされてよいことが認識されるべきである。例えば、サンプリングされた値を、負荷電圧（ＶＬ）及び負荷電流（ｉＬ）の真のサンプルに変換するよう、サンプル値のスケーリング、積分、又は微分が行われてよい。積分又は微分が必要な場合、これは、正弦波信号を積分すること／微分することは単に、９０度の位相変化を伴うだけであるので、Ｉサンプル及びＱサンプルの順序を単に入れ替えるだけで達成し得る。
【００４２】
ＲＭＳ負荷電圧、ＲＭＳ負荷電流、及び送達された電力（Ｐ送達済）が続いて、以下より決定され得る。
【００４３】
【数２】
0006517211.tif 000003
【００４４】
一般的に、（平方根の計算が必要となるであろう）ＲＭＳ電圧及びＲＭＳ電流を計算する必要はなく、その代りに、制御関数の多くは、ＶＲＭＳ２及びＩＲＭＳ２を使用して作用する。送達された電力はまた、上に示すように、個別のサンプルから直接計算され得る。（インピーダンスが純粋に実際のものでない限りは、皮相電力は、送達された電力に等しくないことに注意されたい。）
【００４５】
超音波トランスデューサ８と、鉗子９により把持される血管／組織と、により表される負荷のインピーダンスは、以下より決定され得る。
【００４６】
【数３】
0006517211.tif 000004
【００４７】
Ｒ負荷及びＸ負荷を計算する代替方法は以下の通り。
【００４８】
【数４】
0006517211.tif 000005
負荷電圧と負荷電流との間の位相差は、以下より決定され得る。
【００４９】
【数５】
0006517211.tif 000006
【００５０】
計算的に効率の良い、ａｔａｎ２関数への近似は、早見表と、固定小数点演算における補間法と、を用いて、又は、「ＣＯＲＤＩＣ」様アルゴリズムを用いて行われ得る。
【００５１】
制限
任意のシステムと同様に、超音波トランスデューサ８に送達され得る電力、電流、及び電圧に置かれ得る特定の制限がある。これらの制限がこの実施形態において使用され、これらがどのように制御されるかについて以下に説明する。
【００５２】
この実施形態では、駆動回路２９は、超音波エネルギーを、以下の要件と共に組織内へ送達するよう設計されている。
１）通常は１４Ｖ  ＤＣ電源が供給される
２）約５０ｋＨｚでの実質的な正弦波出力波形
３）９０Ｗの電力制限出力
４）１．４Ａｒｍｓの電流制限及び１３０Ｖｒｍｓの電圧制限
５）システムが画定した位相制限よりも大きい、測定した位相
【００５３】
電力コントローラ８５は、これらの制限を画定するデータを維持し、それらを使用して、最近測定した電力、負荷インピーダンス、及び測定した位相を前提として、位相要求を増やすか、又は減らすかについての決定を制御する。この実施形態では、使用される位相制限は、測定した負荷インピーダンスに依存する。特に、電力コントローラ８５は、負荷インピーダンスを位相制限に関連付ける早見表（図示せず）を維持し、この表の値は、測定した負荷インピーダンスが低い（鉗子９のジョーが開いており、組織又は血管を把持していないことを示す）際には、送達された電力が（好ましくはゼロに）減少されるよう、位相を制限する。
【００５４】
位相特性及び位相制御
上述するように、鉗子９に供給される超音波エネルギーの量は、駆動波形（ＶＡＢ）の周期（Δｔ）を変えることで制御されている。これは、超音波トランスデューサ８のインピーダンスが、駆動波形の周期（Δｔ）と共に急速に変わるという事実を用いることで達成される。したがって、駆動波形（ＶＡＢ）の周期を変えることで、超音波トランスデューサ８を通る電流の大きさが変わり、これは、負荷に送達される超音波エネルギーを制限するよう使用され得る。最大超音波エネルギーの送達は、駆動波形（ＶＡＢ）の周期が、超音波トランスデューサ８の共振周波数の逆数に対応する際に達成される。更に、駆動回路２９の共振周波数は、超音波トランスデューサ８の共振周波数に合うよう設計されているため、この周期での作動中に、測定した位相はおおよそゼロとなる。
【００５５】
しかし、当業者に認識されるように、共振回路４３及び超音波トランスデューサ８は、外科手術中にインピーダンスが変化する負荷に連結される。医療装置制御モジュール８９は実際にこの変化を使用し、組織又は血管が焼灼され、凝固され／乾燥されているかを判定する。負荷のインピーダンスが変わることは、超音波トランスデューサ８の周波数特性が変わり、したがって、共振回路４３を通る電流が変わる。これは、負荷電流と負荷電圧との間の測定した位相差が、負荷インピーダンスの固定値に対する駆動波形（ＶＡＢ）の周期（周波数）と共に変化する様式を示す位相プロット１０１である図６に示されている。負荷のインピーダンスが増えるか、又は減るにしたがい、ゼロ度位相点が、周期軸の上又は下（矢印１０３により表されるように、左及び右）に移動する正味効果と共に位相プロット１０１の形状が変わる。したがって、ＰＬＬコントローラ８７は、位相プロット１０１における変化を追跡するよう、十分速く作動しなければならない。この実施形態では、位相測定値は、位相プロット１０１におけるほとんどの変化を追跡するのに十分速い、位相測定値更新率が約１００μｓとなるよう、駆動信号の数サイクル毎に一度更新される。
【００５６】
しかし、ＰＬＬコントローラ８７が追跡できない、位相プロット１０１における突然の変化が起こり得る。これは、図６に示すように、位相プロット１０１は、位相が、減少する周期（Δｔ）と共に再度上昇し始めるゼロ交差の直後に最低値を有するため、問題を引き起こし得る。この実施形態では、マイクロプロセッサ２３は、図６に示す最低値より大きく、このハード制限を超えて位相が常に維持されることを確かにする、測定した位相（位相制限）における制限を維持する。このようにして、マイクロプロセッサ２３は、位相が、超音波トランスデューサ８の不安定な作動を生じさせ得る最低点を超えないことを確かにし得る。測定した位相が位相制限に到達すると、電力コントローラ８５は続いて位相要求を、ＰＬＬコントローラ８７が、測定した位相を最低値から離して維持する値にリセットする。例えば、電力コントローラ８５は、適用された電力を制御するよう、位相要求の続く変動に対する既知の、安定した応答がある４０度に位相要求を変えてよい。このようにして一度リセットされると、電力コントローラ８５は続いて、最大電力送達が適用されるゼロ度に向けて位相差を減らす目的で、ＰＬＬコントローラ８７が続いて波形周期（Δｔ）を減少し得るよう、位相要求を再度減少し始め得る。当然のことながら、電力コントローラ８５が、位相要求信号を、ゼロを超える値にセットすると、ＰＬＬコントローラ８７は続いて、測定した位相が位相要求に合うまで波形周期を変える。
【００５７】
図７は、マイクロプロセッサ２３により、この実施形態にて行われる処理を示すフローチャートである。図示するように、ステップｓ１におけるプロセスの始まりでは、マイクロプロセッサ２３は、電力コントローラ８５から初期位相要求をセットし、ＰＬＬコントローラ８７から出力された初期波形周期をセットすることで、システムが画定する最大波形周期（Δｔ最大）にて、駆動信号を起動する。ステップｓ３にて、マイクロプロセッサ２３が電力ダウン信号を受信していない場合、処理は、測定電圧及び電流計算モジュール８３が、同期サンプリング回路８１から電圧サンプル及び電流サンプルを取得するステップｓ５に進行する。ステップｓ６では、測定電圧及び電流計算モジュール８３は、ＲＭＳ負荷電圧と、ＲＭＳ負荷電流と、送達された電力と、負荷インピーダンスと、負荷電圧と負荷電流との間の位相差と、を計算する。測定した値は電力コントローラ８５に送られ、測定した位相もまた、ＰＬＬコントローラ８７に送られる。電力コントローラ８５は、ステップｓ７にて、受け取った位相測定値を、画定された位相制限と比較し、測定した位相が位相制限より大きい場合は、処理は、電力コントローラ８５が、受け取った電圧値、電流値、及び電力値を、適用された電圧、電流、及び電力に対して画定された制限と比較するステップｓ９に進行する。電圧制限及び電流制限は、事前に画定された静的制限である。しかし、上述するように、位相制限は測定した負荷インピーダンスに依存し、電力制限は医療手術に依存し、医療装置制御モジュール８９により提供される電力セットポイント（Ｐセット）により画定される。電力コントローラ８５が、ステップｓ７にて、測定した位相が現在の位相制限未満である（又は等しい）と判定すると、電力コントローラ８５は続いて、ステップｓ１０にて、位相要求を、上述するような安定値にリセットし、処理はステップｓ３に戻る。測定した値のそれぞれが、対応する制限未満の場合は続いて、ステップｓ１１にて、電力コントローラ８５は、ＰＬＬコントローラ８７に送られる位相要求を減らす。処理の開始時にて、波形周期（Δｔ）は、この実施形態にて使用される回路では、約９０度の、負荷電圧と負荷電流との間の位相差に対応すべき、画定された最大値（この実施形態では２０．２μｓｅｃ）にセットされる。したがって、負荷に関わらず、初期波形周期は、図６に示す位相プロット１０１上のゼロ交差点の左側にあるべきである。位相要求を減らすことで、波形周期（Δｔ）は、超音波トランスデューサ８の共振周波数に対応する、位相プロット１０１上のゼロ交差点に近づく。結果として、適用された電流は増加し、より多くの超音波エネルギーが負荷に送達される。処理は続いてステップｓ３に戻り、上述のプロセスが反復して繰り返される。
【００５８】
したがって、負荷に適用される電流及び電力は、制限のうちの１つに到達するまで増加される。電力コントローラ８５が、ステップｓ９にて、電圧制限、電流制限、又は電力制限に到達したことを判定すると、続いて処理は、電力コントローラ８５が、ＰＬＬコントローラ８７に送られる位相要求を増やし、ここで、波形周期（Δｔ）がしたがって増加する、ステップｓ１３に進行する。これは、波形周期を、超音波トランスデューサ８の共振周波数から取り除き、負荷に送達される電流及び電力が減少する。処理は続いて、前のように、ステップｓ３に戻る。
【００５９】
したがって、ゼロ交差点の左側にて開始し、位相プロット１０１にて、波形周期（Δｔ）が、ゼロ交差点にゆっくり向かってここからなくなることで、負荷に適用される電流レベル及び電力レベルは、組織／血管が切除／焼灼されるにしたがって、負荷のインピーダンスが変わり、超音波トランスデューサ８の共振特性が変わっても、画定された制限内に制御され得る。
【００６０】
医療装置制御モジュール
上述するように、医療装置制御モジュール８９は、切除／焼灼装置１の一般動作を制御する。これは、ユーザ入力モジュール９１を介してユーザ入力を受け取る。これらの入力は、鉗子９のジョーが現在、血管又は組織を把持しており、ユーザが切除／焼灼を開始しようとしていることを特定してよい。これに応じて、この実施形態では、医療装置制御モジュール８９は、切除／焼灼制御手順を開始する。最初は、医療装置制御モジュール８９は、電力コントローラ８５に開始信号を送信し、測定電圧及び電流計算モジュール８３により決定された負荷インピーダンス測定値を取得する。医療装置制御モジュール８９は続いて、負荷が開回路又は短絡でないことを確かめるよう、取得した負荷インピーダンスをチェックする。そうでない場合は、医療装置制御モジュール８９は続いて、所望する切除／焼灼を行うよう、電力セットポイントを変え始める。
【００６１】
変更及び代替
医療用焼灼装置が上述されている。当業者に認識されるように、様々な変更が行われ得、それらのいくつかを以下に説明する。他の変更が当業者に明らかである。
【００６２】
上記の実施形態では、ブリッジ信号発生器により生成された駆動電圧は、最小の３ｒｄ次高調波成分を有するよう設計されていた。駆動電圧波形のそのような設計を使用することに加えて又はその代りに、３ｒｄ高調波を打ち消し、又は減衰し、超音波トランスデューサ８に適用されないよう、スナバ回路が提供されてよい。図８は、そのようなスナビング回路１２１が、図３に示す回路に加えられてよい方式を示す回路図である。図示するように、スナビング回路１２１は、トランスデューサ８の端子に渡って直列に接続される、インダクタ−コンデンサ−レジスタの組み合わせを備える。インダクタＬスナブの値及びコンデンサＣスナブの値は、スナバ回路１２１が、共振回路４３の共振周波数の３ｒｄ高調波（３ｆｃ）にて最小インピーダンスを有するよう選択されている。結果として、スナバ回路１２１は、駆動信号の３ｒｄ次高調波に対する低インピーダンス経路を効果的に提供し、したがって、超音波トランスデューサ８に適用される３ｒｄ次高調波を減少する。当業者に認識されるように、スナバ回路１２１がインダクタ−コンデンサ−レジスタの組み合わせを備えることは必須ではなく、単なるコンデンサ−レジスタの組み合わせを使用して同様のスナビング機能が達成され得る。
【００６３】
加えて又はあるいは、駆動信号内の対応する高調波を相殺するよう、高調波信号を動的に加える有効高調波相殺回路が提供されてよい。そのような有効高調波相殺回路が提供され得る方式が、図９に示されている。図示するように、電圧検出回路３１から取得した電圧はマイクロプロセッサ２３にフィードバックされ、これは、駆動信号の所望する基本周波数と、前のように、端子Ａ及び端子Ｂに適用された駆動信号（ＶＡＢ）の、任意の不要な、より高い周波数高調波（駆動波形が、３ｒｄ次高調波を最小化するよう設計されていない場合は、主に３ｒｄ高調波）と、を含むこととなる。この実施形態では、駆動信号は、図４に示すより複雑な波形でなく、現在指定されている周期（Δｔ）を有する、単なる周期的な矩形波信号であってよい。図９に示すように、このフィードバック信号は、コンバイナ１３３の負入力部に送られ、ここで、フィードバック信号は、フィードバックループの安定性のために、基準信号を遅らせるよう使用される遅延フィルタ１３１を通して送られた基準信号（ＶＲＥＦ）から減じられる。基準信号（ＶＲＥＦ）はマイクロプロセッサ２３により（例えば、制御信号発生器９５により）生成され、一般的にこれは、駆動信号（ＶＡＢ）に対して現在セットされているものと同じ周期（Δｔ）及び同じ位相を有する正弦波信号である。コンバイナ１３３から出力される誤差信号（ｅ）は、増幅器１３７（好ましくはリニア増幅器）により増幅され、続いて、二次インダクタコイル５３に相互に連結されるインダクタコイル１３９（ＬＨ）に適用される制御信号を生成し、出力するよう配列されているコントローラ１３５（ＰＩＤコントローラなど）に入力される。したがって、超音波トランスデューサ８に適用される信号は、インダクタ１３９からの駆動信号と、高調波補償信号と、を含む。したがって、誤差信号（ｅ）をゼロに減らすよう努める制御信号を出力するコントローラ１３５により、周期（Δｔ）を有する基本コンポーネントのみが超音波トランスデューサ８に適用されるよう、制御信号の内容が追跡され、駆動信号の高調波成分が実質的に相殺される。
【００６４】
上記の実施形態では、様々な動作周波数、電流、電圧、等が説明された。当業者に認識されるように、正確な電流、電圧、周波数、コンデンサ値、インダクタ値、等はすべて、用途に応じて変更され得、上述の任意の値は、何らかの制限として考慮されるべきでない。しかし、大まかに言えば、上述の回路は、医療装置に駆動信号を提供するよう設計されており、ここで、送達される電力が、少なくとも１０Ｗ、好ましくは、１０Ｗと２００Ｗとの間となるよう所望され、送達される電圧が、少なくとも２０ＶＲＭＳ、好ましくは、３０ＶＲＭＳと１２０ＶＲＭＳとの間となるよう所望され、送達される電流は、少なくとも０．５ＡＲＭＳ、好ましくは、１ＡＲＭＳと２ＡＲＭＳとの間となるよう設計され、駆動周波数は、少なくとも２０ｋＨｚ、好ましくは、３０ｋＨｚと８０ｋＨｚとの間となるよう所望される。
【００６５】
上記の実施形態では、共振回路４３は、コンデンサ−インダクタ−インダクタ要素から形成されていた。当業者に認識されるように、様々な直列構成及び並列構成での、複数のコンデンサ及びインダクタを伴う他の共振回路設計、又は、よりシンプルなＬＣ共振回路もまた使用されてよい。また、いくつかの用途では、ＦＥＴが必要な駆動電圧を送達し得るため、変圧器が駆動電圧を増大させる必要はない。
【００６６】
図１は、電池及び制御電子機器が、医療装置のハンドル内に搭載され得る一方式を示す。当業者に認識されるように、ハンドルの形状因子は、多くの異なる設計を採用してよい。実際に、装置が、電池により電源を得ることは、電源コード類の必要性を排除するために、いくつかの応用では好まれるが、これは必須ではない。
【００６７】
上記の実施形態では、鉗子により把持される血管又は組織の切除／焼灼を行うための例示的な制御アルゴリズムが説明された。当業者に認識されるように、様々な異なる手順が使用されてよく、読み手には、そのような切除／焼灼装置の動作を更に詳しく説明する著述が言及される。
【００６８】
上記の実施形態では、電池により提供されるＤＣ電圧を、所望する周波数での交流信号に変換するよう、４つのＦＥＴスイッチが使用された。当業者に認識されるように、４つのスイッチを使用する必要はなく、代わりに、（ハーフブリッジ回路を用いる）２つのスイッチを使用してよい。加えて、ＦＥＴスイッチが使用されたが、バイポーラトランジスタスイッチなどの他の切替装置を代わりに使用してよい。しかし、上述の周波数レベル及び電流レベルでの作動時の低損失に関する優れた性能により、ＭＯＳＦＥＴが好適である。
【００６９】
上記の実施形態では、Ｉ  ＆  Ｑサンプリング回路８１が、検出した電圧信号／電流信号を周期毎に８回サンプリングした。当業者に認識されるように、これは必須ではない。サンプリングの同期特性により、サンプルは、周期毎に一回を超えて、又は、所望する場合は、ｎｔｈ周期毎に一回、取得されてよい。上記の実施形態にて使用されたサンプリングレートは、測定値が、電力コントローラ８５と、ＰＬＬコントローラ８７と、医療装置制御モジュール８９と、に利用可能となったレートを最大化するよう選択された。なぜなら、これは、切除プロセス／焼灼プロセス中に適用された電力のよりよい制御を可能にするためである。
【００７０】
上記の実施形態では、１４ＶのＤＣ電源が提供された。他の実施形態では、より低い（又は、より高い）ＤＣ電圧電源が提供されてよい。この場合、負荷電圧を所望するレベルに増大するよう、より大きい（又は、より小さい）変圧器巻線比が提供されてよく、又は、より低い作動電圧が使用されてよい。
【００７１】
上記の実施形態では、医療装置は、所望する電力を超音波トランスデューサに送達するよう配列されていた。代替の一実施形態では、装置は、所望する電流レベル又は電圧レベルを超音波トランスデューサに送達するよう配列されてよい。
【００７２】
上記の実施形態では、電池は、医療装置に統合されて示されている。代替の一実施形態では、電池は、外科医のベルトにクリップされるよう、又は、単にメイヨ（Mayo）スタンドに配置されるよう、パッケージ化されてよい。この実施形態では、比較的小型の２つの導体ケーブルが、電池パックを医療装置に接続し得る。
【００７３】
上記の実施形態では、マイクロプロセッサに基づく制御回路が提供された。これは、適切なコンピュータソフトウェアを使用して、上述の制御アクションを行うよう、マイクロプロセッサが容易にプログラムされ得るために好適である。そのようなソフトウェアは、ＣＤ−ＲＯＭ等などの有形キャリア上に提供され得る。あるいは、上述のマイクロプロセッサに基づく回路の代わりに、ハードウェア制御回路が使用され得る。
【００７４】
〔実施の態様〕
（１）  医療装置であって、
前記医療装置を制御するための入力信号を受信するための入力部と、
エンドエフェクタと、
前記エンドエフェクタに連結される超音波トランスデューサと、
前記入力部に連結され、周期的な駆動信号を生成し、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに提供するよう操作可能な駆動回路と、を備え、
前記超音波トランスデューサが共振特性を有し、前記駆動回路が、前記超音波トランスデューサの前記共振特性に合わせられている共振回路を備える、医療装置。
（２）  前記トランスデューサに適用された、検出した負荷電圧及び検出した負荷電流に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるための第１のコントローラを備える、実施態様１に記載の装置。
（３）  前記第１のコントローラが、前記検出した負荷電圧と前記検出した負荷電流との間の位相差に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されている、実施態様２に記載の装置。
（４）  前記検出した負荷電圧と前記検出した負荷電流との間の前記位相差が、位相要求に対応するよう、前記第１のコントローラが、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されている、実施態様３に記載の装置。
（５）  前記超音波トランスデューサに適用された前記電力、前記電圧、又は前記電流を変える目的で、前記位相要求を変えるよう配列されている第２のコントローラを備える、実施態様４に記載の装置。
【００７５】
（６）  前記第２のコントローラが、前記検出した負荷電圧及び／又は前記検出した負荷電流、若しくは、測定した負荷インピーダンスに基づいて、前記位相要求を変えるよう配列されている、実施態様５に記載の装置。
（７）  ＤＣ電源から周期的な駆動信号を生成するスイッチング回路を備え、前記共振回路が、前記周期的な駆動信号を受信するよう構成されている、実施態様１〜実施態様６のいずれかに記載の装置。
（８）  反対極性の周期的な駆動パルスを含むデジタル駆動信号を生成するよう配列されている制御回路を備え、前記駆動信号の第３の高調波成分を最小化するよう、前記パルスの相対タイミングが選択されている、実施態様１〜実施態様７のいずれかに記載の装置。
（９）  前記トランスデューサに適用された前記駆動信号の高調波成分を減らすための回路を更に備える、実施態様１〜実施態様８のいずれかに記載の装置。
（１０）  前記回路が、ｉ）前記駆動信号の高調波信号に対する低インピーダンス経路を提供するために、前記トランスデューサに並列に接続されたスナバ回路と、ｉｉ）前記駆動信号の高調波信号を相殺するよう、高調波補償信号を生成するよう配列されているアクティブフィードバック回路と、のうちの１つ又は複数を備える、実施態様９に記載の装置。
【００７６】
（１１）  前記駆動信号を生成するための前記駆動回路に電力を提供するための、１つ又はそれ以上の電池を保持するための電池区画を含む、実施態様１〜実施態様１０のいずれかに記載の装置。
（１２）  前記駆動信号の測定値を受け取るよう操作可能であり、前記超音波トランスデューサに送達される前記電力、前記電圧、及び／又は前記電流を制御するよう、前記駆動信号の前記周期を変えるよう操作可能な制御回路を備える、実施態様１〜実施態様１１のいずれかに記載の装置。
（１３）  前記測定値が、前記駆動信号の前記周期及び前記位相と共に変化するサンプリング周波数にて、検出した電圧信号又は電流信号をサンプリングするサンプリング回路から取得されている、実施態様１２に記載の装置。
（１４）  前記駆動信号の前記周波数が、前記超音波トランスデューサの前記共振周波数近辺、好ましくは、前記超音波トランスデューサの前記共振周波数の０．１％〜１％以内にて変化するよう、前記制御回路が、前記駆動信号の前記周期を変えるよう構成されている、実施態様１２又は実施態様１３のいずれかに記載の装置。
（１５）  前記超音波トランスデューサの前記共振特性が、使用中に前記超音波トランスデューサに連結される負荷と共に変化し、前記制御回路が、前記超音波トランスデューサの前記共振特性における変化を追跡するよう、前記駆動信号の前記周期を変えるよう構成されている、実施態様１４に記載の装置。
【００７７】
（１６）  医療装置であって、
前記装置の動作を制御するための入力を受け取るための入力部と、
エンドエフェクタと、
前記エンドエフェクタに連結される超音波トランスデューサと、
周期的な駆動信号を生成し、前記駆動信号を前記超音波トランスデューサに提供するよう操作可能な駆動回路と、
前記超音波トランスデューサに提供された前記電力、前記電圧、及び前記電流のうちの少なくとも１つを制御するよう、前記駆動信号の前記周期を変えるよう操作可能な制御回路と、を備える、医療装置。
（１７）  前記制御回路が、前記超音波トランスデューサに適用された、検出した負荷電圧及び検出した負荷電流に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるための第１のコントローラを備える、実施態様１６に記載の装置。
（１８）  前記第１のコントローラが、前記検出した負荷電圧と前記検出した負荷電流との間の位相差に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されている、実施態様１７に記載の装置。
（１９）  前記検出した負荷電圧と前記検出した負荷電流との間の前記位相差が、位相要求に対応するよう、前記第１のコントローラが、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されている、実施態様１８に記載の装置。
（２０）  前記制御回路が、前記超音波トランスデューサに適用された前記電力、前記電圧、又は前記電流を変える目的で、前記位相要求を変えるよう配列されている第２のコントローラを備える、実施態様１９に記載の装置。
【００７８】
（２１）  前記第２のコントローラが、前記検出した負荷電圧及び／又は前記検出した負荷電流、若しくは、測定した負荷インピーダンスに基づいて前記位相要求を変えるよう配列されている、実施態様２０に記載の装置。
（２２）  医療装置を操作する方法であって、
周期的な駆動信号を生成することと、前記医療装置のエンドエフェクタに連結されている超音波トランスデューサに前記駆動信号を適用することと、前記超音波トランスデューサに適用された前記電力、前記電流、及び前記電圧のうちの少なくとも１つを制御するよう、前記駆動信号の前記周期を制御することと、を含む、方法。
（２３）  血管又は組織を焼灼又は切除する方法であって、
前記血管又は前記組織を、医療装置のエンドエフェクタを用いて把持することと、
前記エンドエフェクタに連結された超音波トランスデューサに、周期的な駆動信号を適用するよう、駆動回路を使用することと、
前記焼灼又は前記切除を行うよう、前記組織に適用された前記電力、前記電流、及び前記電圧のうちの少なくとも１つを制御するよう、前記駆動信号の前記周期を制御することと、を含む、方法。
（２４）  実施態様１〜実施態様２１のいずれかに記載の前記医療装置を使用する、実施態様２３に記載の方法。
（２５）  前記制御工程が、前記組織又は前記血管に適用された前記超音波信号の前記電力を制御するよう、前記駆動信号の前記周期を変え、前記トランスデューサと、前記組織又は前記血管と、により生じた、前記駆動回路上の負荷のインピーダンス測定値を取得することと、前記取得したインピーダンス測定値に基づいて、前記組織又は前記血管に適用される、所望する電力を変えることと、を更に含む、実施態様２３又は実施態様２４に記載の方法。
【００７９】
（２６）  超音波トランスデューサを有する医療装置にて使用するための電子装置であって、
前記超音波トランスデューサに供給するために、周期的な駆動信号を生成するよう操作可能な駆動回路と、
前記超音波トランスデューサに供給された負荷電圧及び／又は負荷電流を検出するための検出回路と、
前記検出回路により検出した前記負荷電圧及び／又は前記負荷電流に基づいて、前記超音波トランスデューサに供給された前記電力、前記電圧、及び前記電流のうちの少なくとも１つを制御するよう、前記駆動信号の前記周期を変えるよう操作可能な制御回路と、を備える、電子装置。
（２７）  前記制御回路が、前記検出した負荷電圧と前記検出した負荷電流との間の位相差に基づいて、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されている、実施態様２６に記載の装置。
（２８）  前記検出した負荷電圧と前記検出した負荷電流との間の前記位相差が、位相要求に対応するよう、前記制御回路が、前記駆動信号の前記周期を変えるよう配列されている、実施態様２７に記載の装置。
（２９）  前記超音波トランスデューサに適用された前記電力、前記電圧、又は前記電流を変える目的で、前記位相要求を変えるよう配列されている第２の制御回路を備える、実施態様２８に記載の装置。
（３０）  前記第２の制御回路が、前記検出した負荷電圧及び／又は前記検出した負荷電流に基づいて、前記位相要求を変えるよう配列されている、実施態様２９に記載の装置。
【００８０】
（３１）  前記超音波トランスデューサが共振特性を有し、前記駆動回路が、前記超音波トランスデューサの前記共振特性に合わせられている共振回路を備え、ＤＣ電源から周期的な駆動信号を生成するスイッチング回路を更に備え、前記共振回路が、前記周期的な駆動信号を受信するよう構成されている、実施態様２６〜実施態様３０のいずれかに記載の装置。
（３２）  実質的に、添付図面を参照して本明細書に上述したとおり、又は、添付図面に示したとおりである、医療装置又は制御回路。
（３３）  実質的に、添付図面を参照して本明細書に上述したとおり、又は、添付図面に示したとおりである、医療装置を操作する方法。
【図１】
0006517211.tif 000007
【図２】
0006517211.tif 000008
【図３】
0006517211.tif 000009
【図４】
0006517211.tif 000010
【図５】
0006517211.tif 000011
【図６】
0006517211.tif 000012
【図７】
0006517211.tif 000013
【図８】
0006517211.tif 000014
【図９】
0006517211.tif 000015