(57)【要約】      （修正有）【課題】電気外科用発電機内の電力測定結果を較正するためのシステムおよび方法を提供する。【解決手段】電気外科用のシステムは、等化器２２１を用いることにより負荷物に実際に印加される電力を正確に決定し、電力測定結果を較正する。電気外科用システムは、電気外科用発電機１０２と、電気外科用ケーブルを通じて当該電気外科用発電機１０２に連結された電気外科用器具２０１とを含む。電気外科用発電機１０２は、電気的エネルギー源と、電圧および電流の検出器２１１，２１２と、負荷物に印加される電圧および電流を推定する等化器２２１と、推定された電圧および電流に基づいて推定された電力を計算する電力計算ユニットとを含む。【選択図】図２
2012217859.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気外科用発電機システムであって、
電気外科用発電機であって、前記電気外科用発電機は、
電気的エネルギー源と、
前記電気的エネルギー源に連結された電圧検出器と、
前記電気的エネルギー源に連結された電流検出器と、
負荷物に印加される電圧および電流を推定するように構成された等化器と、
推定された前記電圧および電流に基づいて前記負荷物に印加される電力を計算するように構成された電力計算ユニットと、
を備える、電気外科用発電機と、
電気外科用ケーブルを通じて前記電気外科用発電機に連結された電気外科用器具であって、前記電気外科用器具は、電気外科用エネルギーを組織に印加するように構成される、電気外科用器具と、
を備える、電気外科用発電機システム。
【請求項２】
前記等化器が、最小平均平方（ＬＭＳ）適応型フィルターを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機システム。
【請求項３】
前記等化器が、利得素子および部分遅延線フィルターを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機システム。
【請求項４】
前記等化器が、少なくとも１つの利得および全域通過遅延フィルターを含む、請求項１に記載の電気外科用発電機システム。
【請求項５】
前記等化器が、傾斜増昇フィルター、傾斜切断フィルター、およびピークフィルターからなる群から選択されるパラメトリック等化器である、請求項１に記載の電気外科用発電機システム。
【請求項６】
前記等化器が、多相フィルターおよび間引き器を含む、請求項１に記載の電気外科用発電機システム。
【請求項７】
前記電力計算ユニットが、前記電気外科用器具に印加される実際の電力を計算する、先行する請求項の何れか一項に記載の電気外科用発電機システム。
【請求項８】
電気外科用発電機システムを制御する方法であって、
電気的エネルギーを生成することと、
前記電気的エネルギーの電圧および電流を感知することと、
感知された前記電圧および電流を等化することと、
等化された前記電圧および電流に基づいて電力を計算することと、
計算された前記電力に基づいて前記電気的エネルギーの電力を修正することと、
を備える、方法。
【請求項９】
等化された前記電圧および電流に基づいて電力を計算することが、負荷物に印加される実際の平均電力を計算することを含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記電気的エネルギーの電力を修正することが、計算された電力をあらかじめ設定された電力値と比較することと、前記計算された電力を前記あらかじめ設定された電力値と比較することの結果に基づいて電気外科用エネルギーの電力を修正することと、を含む、請求項８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
背景
１．技術分野
本開示は、概して電気外科術に関する。より具体的には、本開示は、電気外科用発電機内の電力測定結果を較正するための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
電気外科術は、外科的処置の最中に生物学的組織を切断または修正するための高周波電流の印加を伴う。電気外科術は、電気外科用発電機、活性電極、および戻り電極を用いて行われる。電気外科用発電機（電力供給部または波形発電機とも称される）は交流（ＡＣ）を生成し、それは活性電極を通じて患者の組織に印加され、戻り電極を通じて電気外科用発電機に戻される。当該交流は、典型的には、筋肉および／または神経の刺激を避けるために１００キロヘルツ超過の周波数を有する。
【０００３】
電気外科術の最中に、電気外科用発電機により生成された交流は、活性および戻りの電極の間に配置された組織を通じて伝導される。当該組織のインピーダンスは、交流と関連する電気的エネルギー（電気外科用エネルギーとも称される）を熱に変換し、それにより組織温度が上昇する。電気外科用発電機は、組織に提供される電気力（すなわち、時間当たりの電気的エネルギー）を制御することにより、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、増加した電流密度は通常は増加した加熱に繋がる。電気外科用エネルギーは、典型的には、組織を切断し、解剖し、焼灼し、凝固させ、および／または封止するために用いられる。
【０００４】
使用されている２つの基礎的な種類の電気外科術は、単極式および双極式の電気外科術である。これらの種類の電気外科術の両方は、活性電極および戻り電極を用いる。双極式電気外科術では、外科用器具は、同器具上でのまたは互いに非常に近接近している活性電極および戻り電極を含み、通常は電流に少量の組織を通じて流れさせる。単極式電気外科術では、戻り電極は患者の体の他のところに位置付けられ、かつ典型的には電気外科用器具それ自体の一部ではない。単極式電気外科術では、戻り電極は通常は戻りパッドと称される機器の一部である。
【０００５】
電気外科用発電機は、ある期間にわたり、負荷物、すなわち、組織に印加される電力を制御する制御器を含む。負荷物に印加される電力は、電気外科用発電機の出力にて決定される電力と、使用者により設定される電力水準または所望の組織効果を実現するのに必要とされる電力水準とに基づいて制御される。電気外科用発電機の出力での電力は、電気外科用発電機の出力での電圧および電流を測定し、測定された電圧および電流に基づいて平均電力を計算することにより決定される。
【０００６】
しかしながら、電気外科用発電機の出力における感知器により測定される電圧および電流は、電圧および電流の測定結果の誤差のために、負荷物、すなわち、組織に印加される実際の電圧および電流に等しくないことがある。これらの測定誤差は、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内の寄生部、アナログ処理回路構成内の寄生部、および／またはアナログ−デジタル変換工程の遅延により引き起こされることがある。結果として、その電力の計算結果は不正確であることがあり、組織に印加される電気外科用エネルギーの不適当な制御に繋がることがある。
【発明の概要】
【０００７】
概要
本開示のシステムおよび方法は、所望の周波数にてまたは狭い帯域幅の周波数にわたり等化器を用いる電気外科用発電機内の電力測定結果を較正することにより、組織に実際に印加される電力を正確に決定する。当該等化器は低い計算の複雑性を有し、一般に入手可能なマイクロ処理器、現場でプログラム可能なゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、またはデジタル信号処理器（ＤＳＰ）を用いて実装することができる。
【０００８】
１つの態様では、本開示は、電気外科用発電機システムを特徴とする。このシステムは、電気外科用発電機と、電気外科用ケーブルを通じて電気外科用発電機に連結された電気外科用器具と、を含む。当該電気外科用器具は、電気外科用エネルギーを体組織に印加するように構成される。当該電気外科用発電機は、無線周波数（ＲＦ）電気的エネルギー源と、当該ＲＦ電気的エネルギー源に連結された電圧検出器と、当該ＲＦ電気的エネルギー源に連結された電流検出器と、当該電圧検出器により検出された電圧および当該電流検出器により検出された電流を等化するように構成された等化器ユニットと、等化された電圧および電流に基づいて電力を計算する電力計算ユニットと、を含む。
【０００９】
いくつかの実施形態では、当該電気外科用発電機はデジタル信号処理器（ＤＳＰ）を含み、それは当該等化器ユニットおよび当該電力計算ユニットを含む。当該等化器ユニットは、最小平均平方（ＬＭＳ）適応型フィルター、利得および部分遅延線、少なくとも１つの利得および全域通過遅延線、または帯域通過パラメトリック等化器を含むことがある。当該帯域通過パラメトリック等化器は、傾斜増昇フィルター、傾斜切断フィルター、またはピークフィルターであってよい。当該等化器ユニットは、等化、フィルタリング、および間引きを結合機能として行うように構成された多相フィルターおよび間引き器を含むこともある。
【００１０】
いくつかの実施形態では、当該電気外科用発電機システムは、電流および電圧の検出器に電気的に連結されたアナログ−デジタル変換器をさらに含む。当該電力計算ユニットは、当該電気外科用器具に印加される実際の電力を計算する。
【００１１】
別の態様では、本開示は、電気外科用発電機システムを制御する方法を特徴とする。当該方法は、ＲＦ電気的エネルギーを生成することと、当該ＲＦ電気的エネルギーの電圧および電流を感知することと、当該ＲＦ電気的エネルギーの電圧および電流を等化することと、等化された電圧および電流に基づいて電力を計算することと、計算された電力に基づいて当該ＲＦ電気的エネルギーの電力を修正し、所望の組織効果を実現することと、を含む。
【００１２】
いくつかの実施形態では、当該ＲＦ電気的エネルギーの電圧および電流を等化することは、感知された電圧および感知された電流をＬＭＳ適応型フィルターでフィルタリングすることを含む。他の実施形態では、当該ＲＦ電気的エネルギーの感知された電圧および感知された電流を等化することは、感知された電圧および感知された電流に利得を適用することと、感知された電圧および感知された電流に利得を適用することの結果を遅延させ、不等な群遅延を補正することと、を含む。当該遅延は、部分遅延線フィルターであってよい。さらに他の実施形態では、当該ＲＦ電気的エネルギーの感知された電圧および感知された電流を等化することは、感知された電圧および感知された電流に利得を適用することと、当該結果を全域通過遅延フィルターでフィルタリングすることと、を含む。さらに他の実施形態では、当該ＲＦ電気的エネルギーの感知された電圧および感知された電流を等化することは、傾斜増昇フィルター、傾斜切断フィルター、またはピークフィルター等の帯域通過パラメトリック等化器を用いて、当該ＲＦ電気的エネルギーの感知された電圧および感知された電流を等化することを含む。
【００１３】
いくつかの実施形態では、当該方法は、感知された電圧および電流をデジタル形式に変換することを含む。また、等化された電圧および電流に基づいて電力を計算することは、負荷物に印加される実際の平均電力を計算することを含む。加えて、当該ＲＦ電気的エネルギーの電力を修正することは、計算された組織インピーダンスに基づいて、あらかじめ設定された電力値または所望の電力値と計算された電力を比較することと、あらかじめ設定された電力値または所望の電力値と計算された電力を比較することの結果に基づいて、電気外科用エネルギーの電力を修正することと、を含む。
【００１４】
さらに別の態様では、本開示は、電気外科用発電機内の電力測定結果を較正する方法を特徴とする。当該方法は、抵抗性素子を選択することと、当該電気外科用発電機の出力端子の全体にわたり当該抵抗性素子を塗布することと、所望の周波数にて試験信号を生成することと、当該試験信号を当該抵抗性素子に印加することと、当該出力端子において当該試験信号の電圧および電流の成分の第１の大きさ値および第１の位相角値を測定することと、電圧成分用の第１の等化器および電流成分用の第２の等化器を用いて、当該試験信号の電圧および電流の成分について第２の大きさ値および第２の位相角値を推定することと、当該試験信号の電圧および電流の成分の測定および推定された大きさに基づいて、第１および第２の等化器について利得補正因子を決定することと、当該試験信号の電圧および電流の成分の測定および推定された位相角に基づいて、第１および第２の等化器の最小の位相角を決定することと、を含む。
【００１５】
図面の簡潔な記載
本開示の様々な実施形態が、添付図面を参照して記載される。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本開示の実施形態に従う電気外科用システムの図解である。
【図２】本開示の実施形態に従う医療用器具に連結された図１の電気外科用発電機のブロック線図である。
【図３】本開示の一実施形態に従う図２の等化器のブロック線図である。
【図４】本開示の別の実施形態に従う図２の等化器のブロック線図である。
【図５】本開示の別の実施形態に従う部分遅延線フィルターブロックを含む図２の等化器のブロック線図である。
【図６Ａ】本開示の実施形態に従う図５の部分遅延線ブロックのブロック線図である。
【図６Ｂ】本開示の実施形態に従う図５の部分遅延線ブロックのブロック線図である。
【図７Ａ】本開示の他の実施形態に従う等化器のブロック線図である。
【図７Ｂ】本開示の他の実施形態に従う等化器のブロック線図である。
【図７Ｃ】本開示の他の実施形態に従う等化器のブロック線図である。
【図８】本開示の他の実施形態に従うデジタル櫛形フィルターの形態にある等化器のブロック線図である。
【図９】本開示の実施形態に従う試験付属品に連結された図１の電気外科用発電機のブロック線図である。
【図１０】本開示の他の実施形態に従う電気外科用発電機内の電力測定結果を較正する方法の流れ線図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
詳細な記載
図１は、本開示の実施形態に従う双極式および単極式の電気外科用システム１００を例解する。電気外科用システム１００は、電気外科用器具を通じて負荷物に送達される電力を測定および計算する電気外科用発電機１０２を含む。電気外科用発電機１０２は、血管封止処置を含む、単極式および双極式の電気外科的処置を行う。電気外科用発電機１０２は、様々な電気外科用器具（例えば、単極式活性電極１０８、戻りパッド１１０、双極式電気外科用鉗子１１２、および足踏みスイッチ（図示せず））と整合するための複数の出力部（例えば、端子１０４および１０６）を含むことがある。電気外科用発電機１０２は、様々な電気外科的な様式（例えば、切断、凝固、または焼灼）および処置（例えば、単極式、双極式、または血管封止）のために、無線周波数電力を生成する電子回路構成も含む。
【００１８】
電気外科用システム１００は、患者の組織を治療するための１つ以上の電極１０８（例えば、電気外科用切断探針または焼灼電極）を有する単極式電気外科用器具１１４を含む。電気外科用エネルギー、例えば、無線周波数（ＲＦ）電流は、供給線１１６を介して電気外科用発電機１０２により器具１１４に供給され、それは電気外科用発電機１０２の活性端子１０４に接続され、器具１１４が組織を凝固させ、封止し、焼灼し、および／またはそうでなければ治療することを可能にする。その電気外科用電流は、当該組織から戻りパッド１１０の戻り線１１８を介して、電気外科用発電機１０２の戻り端子１０６に戻る。活性端子１０４および戻り端子１０６は、器具１１４の供給線１１６の端部にて、かつ戻りパッド１１０の戻り線１１８の端部にて配置されたプラグ（明示せず）と整合するように構成された接続器（同様に明示せず）を含むことがある。
【００１９】
電気外科用システム１００は、患者の組織との全体の接触領域を最大化することにより、組織損傷の危険を最小化するように配列される、戻りパッド１１０内の戻り電極１２０および１２２を含む。加えて、電気外科用発電機１０２および戻りパッド１１０を、十分な接触が組織損傷の危険を最小化するように戻りパッド１１０および患者の間に存在することを保証するために、組織対患者の接触を監視するように構成することができる。
【００２０】
電気外科用システム１００は、患者の組織を治療するための２つ以上の電極（例えば、電極１２４、１２６）を有する双極式電気外科用鉗子器具１１２も含む。器具１１２は、対向する顎部材１３４、１３６を含む。第１の顎部材１３４は活性電極１２４を含み、第２の顎部材１３６は戻り電極１２６を含む。活性電極１２４および戻り電極１２６は、供給線１３０および戻り線１３２を含むケーブル１２８を通じて、電気外科用発電機１０２に接続可能である。供給線１３０は活性端子１０４に接続可能であり、戻り線１３２は戻り端子１０６に接続可能である。器具１１２は、ケーブル１２８の端部にて配置されたプラグ（明示せず）を通じて、電気外科用発電機１０２の活性端子１０４および戻り端子１０６に接続する。
【００２１】
電気外科用発電機１０２は、任意の適した種類の発電機（例えば、電気外科用またはマイクロ波）であってよく、様々な種類の電気外科用器具（例えば、器具１１４および電気外科用鉗子１１２）を収容するための複数の接続器を含むことがある。電気外科用発電機１０２を、焼灼、単極式切断、双極式凝固、および他の様式等の様々な様式にて動作するように構成することもできる。電気外科用発電機１０２は、接続器間でＲＦエネルギーの供給を切り替えるための切替機構（例えば、継電器）を含むことがある。例えば、器具１１４が電気外科用発電機１０２に接続される際に、当該切替機構はＲＦエネルギーの供給を単極式プラグのみに切り替える。活性端子１０４および戻り端子１０６を、様々な器具に電力供給するために、電気外科用発電機１０２の複数の接続器（例えば、入力部および出力部）に連結することができる。
【００２２】
電気外科用発電機１０２は、電気外科用発電機１０２を制御するための適切な入力制御部（例えば、ボタン、作動器、切替器、またはタッチスクリーン）を含む。加えて、電気外科用発電機１０２は、様々な出力情報（例えば、強度設定および治療完了指標）を使用者に提供するための１つ以上の表示画面を含むことがある。当該制御部は、特定の課題（例えば、凝固、組織封止、または切断）に適するように、ＲＦ電気的エネルギーのパラメーター（例えば、電力または波形）を使用者が調節することを可能にする。器具１１２および１１４は、電気外科用発電機１０２の特定の入力制御部とともに、余剰であることがある複数の入力制御部を含むこともある。器具１１２および１１４にて当該入力制御部を配置することにより、電気外科用発電機１０２との相互作用を必要とすることなく、外科的処置の最中にＲＦエネルギーパラメーターのより容易かつより速い修正が可能になる。
【００２３】
図２は、図１の電気外科用発電機１０２、および、本開示の実施形態に従う対応する医療用器具２０１のブロック線図である。電気外科用発電機１０２は、制御器２００、高電圧電力供給部２０２、および無線周波数出力段２０４を含む。制御器２００は、マイクロ処理器２０６およびメモリー２０９を含む。当該マイクロ処理器は、任意の適したマイクロ制御器、マイクロ処理器（例えば、ハーバードまたはフォン・ノイマンアーキテクチャー）、ＰＬＤ、ＰＬＡ、または他の適したデジタル論理であってよい。メモリー２０９は、揮発性、不揮発性、固体状態、磁性、または他の適した保存メモリーであってよい。
【００２４】
制御器２００は、電気外科用発電機１０２内のマイクロ処理器２０６および他の回路構成の間におけるインターフェイスとして役立つ様々な回路構成（例えば、増幅器または緩衝器）を含むこともある。制御器２００は、マイクロ処理器２０６により分析される様々なフィードバック信号を受信し、当該フィードバック信号に基づいて制御信号を提供する。制御器２００からの制御信号は、電気外科用エネルギーを組織に提供するようにＨＶＰＳ２０２およびＲＦ出力段２０４を制御し、負荷物２１０（Ｚ￣ｌｏａｄ）により表される。
【００２５】
ＨＶＰＳ２０２はエネルギー変換回路２０８を含み、それは第１のエネルギー水準でのＡＣ源からのＡＣまたはＤＣ源からの直流（ＤＣ）を、第２の異なるエネルギー水準でのＤＣに変換する。エネルギー変換回路２０８は、制御器２００からの制御信号に基づいて、第２の異なるエネルギー水準でのＤＣ電力をＲＦ出力段２０４に供給する。ＲＦ出力段２０４は、エネルギー変換回路２０８からのＤＣ電力出力を反転させて高周波交流（例えば、ＲＦ  ＡＣ）を生成し、それは負荷物２１０に印加される。例えば、ＲＦ出力段２０４は、逓昇変圧器（図示せず）の一次側に連結されたプッシュプル・トランジスターを用いて、高周波交流を生成することができる。
【００２６】
電気外科用発電機１０２および制御器２００は、負荷物２１０（Ｚ￣ｌｏａｄ）に実際に印加される電力を決定および制御する回路構成を含む。以下の方程式：
【数１】
2012217859.tif 000003
により、負荷物２１０での平均電力を計算することができ、式中、Ｐａｖｇはワットでの平均電力であり、Ｖｒｍｓは正弦波負荷電圧Ｖｌｏａｄの平均平方根値であり、Ｉｒｍｓは正弦波負荷電流Ｉｌｏａｄの平均平方根値であり、φＶＩは負荷電圧Ｖｌｏａｄおよび負荷電流Ｉｌｏａｄの間の位相角である。
【００２７】
代替的に、方程式：
【数２】
2012217859.tif 000004
により平均電力を計算することができ、式中、Ｔは平均化時定数であり、ｖ（ｔ）は時間の関数としての負荷電圧であり、ｉ（ｔ）は時間の関数としての負荷電流である。制御器２００は、負荷物での平均電力が所望の組織効果を実現するために使用者により設定される電力水準に等しいように、エネルギー変換回路２０８を制御するために、負荷物での計算された平均電力をフィードバックとして用いる。
【００２８】
図２に示されているように、電気外科用発電機は、典型的には、平均電力計算のために電圧および電流を感知するために、ＲＦ出力段２０４の出力部に連結された電圧感知器２１１および電流感知器２１２を含む。電圧感知器２１１は、ＲＦ出力段２０４の出力導線の全体にわたる電圧を測定し、測定された電圧を表すアナログ信号をアナログ−デジタル変換器（「ＡＤＣ」）２１５に提供する。ＡＤＣ２１５は、そのアナログ信号をデジタル信号に変換する。電流感知器２１２は、電気外科用発電機１０２の活性端子１０４に接続されるＲＦ出力段２０４の出力導線上の電流を測定する。電流感知器２１２は、測定された電流を表すアナログ信号をＡＤＣ２１５に提供し、それはそのアナログ信号をデジタル信号に変換する。
【００２９】
いくつかの電気外科用発電機では、そのデジタル電圧および電流の信号が、負荷物での平均電力を計算するために用いられる。しかしながら、測定回路構成（すなわち、感知器２１１、２１２およびＡＤＣ２１５）と関連する処理遅延、およびケーブル２０５内および回路構成における電気的寄生構成部は、電圧および電流の測定結果に誤差を導入することがある。当該測定結果における誤差のために、測定された電圧の大きさは、負荷物２１０に実際に印加される電圧の大きさに等しくないことがあり、かつ／または、測定された電流の大きさは、負荷物２１０に実際に印加される電流の大きさに等しくないことがあり、かつ／または、測定された電圧および電流の間の位相差は、負荷物２１０に実際に印加される電圧および電流の間の位相差に等しくないことがある。結果として、電圧および電流およびそれらの位相差の大きさに基づいて計算された平均電力は、負荷物２１０に実際に印加される平均電力に等しくないことがある。
【００３０】
本開示の実施形態によるシステムおよび方法は、電気外科用発電機１０２内で作られた電力測定結果を負荷物２１０に印加される実際の電力に等化するための等化器を導入することにより、これらの測定誤差を最小化する。図２に示されているように、電気外科用発電機１０２は、等化器２２１（例えば、フィルターまたはアルゴリズム）を組み込む。第１の等化器２２１は電圧感知器２１１および対応するＡＤＣ２１５と直列に連結され、第２の等化器２２１は電流感知器２１２および対応するＡＤＣ２１５と直列に連結される。
【００３１】
等化器２２１は、制御器２００のデジタル信号処理器（ＤＳＰ）２２０内に実装される。等化器２２１は、感知器２１１、２１２から測定結果を受信し、推定負荷電圧Ｖ＾ｌｏａｄおよび推定負荷電流Ｉ＾ｌｏａｄを生成する。ＤＳＰ２２０は、推定負荷電圧Ｖ＾ｌｏａｄおよび推定負荷電流Ｉ＾ｌｏａｄに基づいて、負荷Ｐ＾ａｖｇでの平均推定電力を計算する平均推定電力計算機２２５も実装する。平均推定電力計算機２２５は、推定負荷電圧Ｖ＾ｌｏａｄを推定負荷電流Ｉ＾ｌｏａｄで乗算する乗算器２２４、および負荷Ｐ＾ａｖｇでの平均推定電力を得るために乗算器２２４からの出力を積分する積分器２２６を含む。
【００３２】
ＤＳＰ２２０は、負荷Ｐ＾ａｖｇでの計算された平均推定電力をマイクロ処理器２０６に伝達し、それはエネルギー変換回路２０８を制御するためにＰ＾ａｖｇでの平均推定電力を用いる。例えば、マイクロ処理器２０６は、所望の電力水準を実現および維持するためにエネルギー変換回路２０８により供給されるべきである電流の量を決定するために、負荷Ｐ＾ａｖｇでの平均推定電力および使用者が選択することができる所望の電力水準に基づいて、比例−積分−微分（ＰＩＤ）制御アルゴリズムを実行することができる。
【００３３】
図３は、本開示の一実施形態に従う、最小平均平方（ＬＭＳ）有限インパルス応答（ＦＩＲ）適応型フィルターを用いる等化器２２１のブロック線図である。等化器２２１は、ＬＭＳフィルター３０２、ＬＭＳ重み適応ユニット３０４、所望応答入力ユニット３０６、および平均推定電力（Ｐ＾ａｖｇ）計算機３０８を含む。図６Ｂに示されている多相構造等の多相構造を用いて、当該等化器を実装することができる。ＬＭＳフィルター３０２は、重みベクトルＷ￣ｋ＋１に基づいてデジタル入力値ｘｋ（例えば、測定された電圧および測定された電流を表すデジタル値）をフィルタリングし、フィルタリングされた出力値ｙｋを生成する。重みベクトルＷ￣ｋ＋１は、フィルタリングされた出力値ｙｋおよび所望応答ｄｋに基づいてＬＭＳ重み適応ユニット３０４により生成される。
【００３４】
ＬＭＳ適応ユニット３０４に対する所望応答ｄｋは、あらかじめ計算された「擬似フィルター」、または時間系列であってよい。所望応答ｄｋは、電気外科用システム内での収束型の適応型フィルターの周波数応答に対する理想化された大きさおよび位相を有することがある。例えば、当該システムからの収束した出力電流が１つ以上の周波数でのあらかじめ測定された大きさおよび位相値に整合する場合に、その時、この情報は系列ｄｋおよび／または擬似フィルターを構築するために用いられる。
【００３５】
電気外科用発電機１０２のための較正工程の最中に、所望応答系列ｄｋを構築することができる。単一の周波数ｆ１については、その較正工程は、最初に、ＲＦ出力段２０４を用い、以下の試験信号：
【数３】
2012217859.tif 000005
を生成することを伴い、式中、振幅Ａ１は測定されたかまたは既知の値である。当該試験信号は抵抗性負荷物（例えば、図９の試験抵抗器９１０）に印加され、それは名目上の電圧および電流に最小の位相変移を提供するように選択される。その後、所望応答入力ユニット３０６は所望応答系列ｄｋを生成する。
【００３６】
所望応答系列ｄｋは、既知の励起振幅または試験信号ｘ（ｔ）（すなわち、Ａ１）と同じ振幅を有する正弦波較正信号ｄ（ｔ）をサンプリングすることにより形成されるが、ＡＤＣ２１５の入力および適応型フィルター（すなわち、ＬＭＳフィルター３０２およびＬＭＳ適応ユニット３０４の組み合わせ）の出力ｙｋの間における測定されたかまたは既知の位相θ１により遅延される。換言すれば、位相θ１は、ＲＦ出力段２０４およびＬＭＳフィルターの出力ｙｋの間に配置されたＡＤＣ２１５および他の電子またはデジタル構成部により導入される遅延を表す。このような較正信号を、以下のように表現することができる：
【数４】
2012217859.tif 000006
【００３７】
多数の周波数ｆｎ（式中、ｎ＝１、．．．、Ｎ）については、その較正工程は、ＲＦ出力段２０４を用い、以下の一連の試験信号：
【数５】
2012217859.tif 000007
を生成することを伴い、式中、ｎ＝１、．．．、Ｎであり、振幅Ａｎは測定されたかまたは既知の値である。当該一連の試験信号は共に合計され、抵抗性負荷物（例えば、図９の試験抵抗器９１０）に印加される。
【００３８】
多数の周波数に対する所望応答系列ｄｋは、表現：
【数６】
2012217859.tif 000008
により与えられる多数の正弦波較正信号の合計をサンプリングすることにより形成され、式中、ｎ＝１、．．．、Ｎである。較正信号ｄｎ（ｔ）は、既知の励起振幅またはそれぞれの試験信号ｘｎ（ｔ）（すなわち、Ａｎ）と同じ振幅を有するが、ＡＤＣ２１５の入力および適応型フィルター（すなわち、ＬＭＳフィルター３０２およびＬＭＳ適応ユニット３０４の組み合わせ）の出力ｙｋの間における測定されたかまたは既知の位相θｎにより遅延される。
【００３９】
適応の終わりに、電圧および電流の推定された位相または遅延は、興味のある所望の周波数にて互いに等しいかまたはおおよそ等しく、電圧電流の測定された位相または遅延の間の差のみを残すことになる。また、測定された電圧および電流の大きさは、推定された電圧および電流のそれぞれの大きさと同一かまたはおおよそ同一であることになる。
【００４０】
図４は、本開示の他の実施形態によるＬＭＳフィルターを用いる等化器２２１の詳細なブロック線図である。有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルターであってよいＬＭＳフィルター３０２は、デジタル入力信号ｘｋに連結された一連の時間変移ユニット４０２ａ−４０２ｎおよび一連の重み付けユニット４０４ａ−４０４ｎを含む。動作の最中に、更新された重みベクトルＷ￣ｋ＋１は、ＬＭＳ適応ユニット３０４からＬＭＳフィルター３０２に送給され、現在の重みベクトルＷ￣ｋになり、それは重み値ｗ０ｋ、ｗ１ｋ、．．．、ｗＬｋを含む。第１の重み付けユニット４０４ａは、現在の重みベクトルＷ￣ｋの第１の重み値ｗ０ｋでデジタル入力信号ｘｋを乗算する。時間変移ユニット４０２ｂ−ｎは、時間変移されたデジタル入力信号ｘｋ−１、ｘｋ−２、．．．、ｘｋ−Ｌを得るためにデジタル入力信号ｘｋを時間変移する。デジタル入力信号ｘｋおよび時間変移されたデジタル入力信号ｘｋ−１、ｘｋ−１、．．．、ｘｋ−Ｌは、デジタル入力ベクトルＸ￣ｋを共に形成する。
【００４１】
図４に示されているように、重み付けユニット４０４ｂ−ｎは、時間変移ユニット４０２ｂ−ｎのそれぞれの出力部に接続される。この構成では、重み付けユニット４０４ｂ−ｎは、デジタル入力ベクトルＸ￣ｋの時間変移されたデジタル入力信号ｘｋ−１、ｘｋ−１、．．．、ｘｋ−Ｌを、現在の重みベクトルＷ￣ｋのそれぞれの重み値ｗ１ｋ、．．．、ｗＬｋで乗算する。デジタル入力信号ｘｋを時間変移および重み付けすることの結果は、デジタル出力信号ｙｋを得るために加算器４０６により共に加算される。
【００４２】
デジタル出力信号ｙｋは、ＬＭＳ重み適応ユニット３０４にフィードバックされ、そこで、デジタル出力信号ｙｋは、デジタル誤差信号ｅｋを得るために減算器４０８により所望応答ｄｋから減算される。ＬＭＳ重み適応ユニット３０４は、以下のＬＭＳ更新方程式：
【数７】
2012217859.tif 000009
により更新された重みベクトルＷ￣ｋ＋１を計算するために、デジタル誤差信号ｅｋ、入力ベクトルＸ￣ｋ、および重みベクトルＷ￣ｋを用いる更新計算ユニット４１０を含み、式中、μは設計者により選択され、かつ、
【数８】
2012217859.tif 000010
により境界される。
【００４３】
ＬＭＳフィルター３０２を用いる等化器２２１の利点は、興味のある全ての周波数にて電圧および電流の測定結果を正確に等化することができることである。発電機が較正される際に、ＬＭＳフィルターを仕込むことができる。電気外科用発電機１０２の寿命を通じて、ＬＭＳフィルター３０２を定期的に仕込むこともできる。いくつかの実施形態では、ＬＭＳフィルター３０２が仕込まれた時点で、ＬＭＳ重み適応ユニット３０４は重みベクトルＷ￣ｋ＋１を適応させないが、それを固定されたままにしておく。
【００４４】
図５は、本開示の別の実施形態による等化器２２１である。等化器２２１は、単一の周波数における利得および「位相」（遅延に関して）を補う。等化器２２１は、利得ユニット５０２および部分遅延線５０４を含む。利得ユニット５０２は利得補正因子ＫＣＦにより入力信号ｘ（ｎ）を増幅し、それは下記に記載されている較正手順から決定される。当該較正手順の最中に、ブロック５０４からの信号出力の大きさが、図２の電圧感知器２１１および電流感知器２１２への試験信号（例えば、測定されたかまたは既知の参照信号）の入力と整合するまで、利得補正因子ＫＣＦは調節される。これは、上記に記載されている単一の周波数におけるＬＭＳ適応の結果と同様である。
【００４５】
その後、増幅された入力信号は部分遅延線５０４に印加され、それをｚ−ΔｔＣＦ（式中、ΔｔＣＦは時間遅延補正因子である）として表現することができる。電圧感知器２１１および電流感知器２１２を通じる名目上の位相または遅延差が、測定されたかまたは既知の参照値と整合され、つまり等しくされる較正手順を通じて、時間遅延補正因子ΔｔＣＦを決定することができる。部分遅延線５０４は、部分サンプル遅延時間に達するように、補間段を間引き段と組み合わせることができる。部分遅延線５０４は、出力信号ｙ（ｎ）を図２の平均推定電力計算機２２５に送給する。
【００４６】
利得補正因子ＫＣＦを決定するための較正手順は、図９のブロック線図に例解されているように、図２の電気外科用発電機１０２と共に試験付属品９０５を用いることを伴うことがある。試験付属品９０５は、負荷を表す試験抵抗９１０（Ｒｔｅｓｔ）、試験抵抗９１０の全体にわたる電圧を測定するための電圧参照計器９０１、および試験抵抗９１０を通過する電流を測定するための電流参照計器９０２を含む。試験付属品９０５は、試験付属品９０５を電気外科用発電機１０２の端子１０４、１０６から取り外すかまたはそれらに接続することを可能にする接続器を含むことがある。他の実施形態では、試験付属品９０５を電気外科用発電機１０２に統合することができる。
【００４７】
試験付属品９０５は、１つ以上の周波数における大きさおよび位相について、感知器２１１、２１２および等化器２２１、２２２を較正するために用いられる。その較正工程は、最初に、出力端子１０４、１０６の全体にわたり試験付属品９０５の試験抵抗Ｒｔｅｓｔを印加することを伴う。試験抵抗Ｒｔｅｓｔの値は、名目上の電圧および電流に最小の位相変移を提供するように選択される。その後、ＲＦ出力段２０４は、所望の周波数ωｄにおける１つ以上の試験信号を生成する。次に、基準電圧の大きさ｜｜ｖ｜｜および位相角φｖは、電圧参照計器２０１を用いて所望の周波数ωｄのそれぞれにて測定される。また、基準電流の大きさ｜｜ｉ｜｜および位相角φｉは、電流参照計器２０２を用いて所望の周波数ωｄのそれぞれにて測定される。同時に、電圧感知器２１１、電流感知器２１２、ＡＤＣ２１５、および等化器２２１は、試験信号の所望の周波数ωｄのそれぞれにおいて、推定された電圧の大きさ｜｜ｖ＾｜｜および位相角φ＾ｖ、および推定された電流の大きさ｜｜ｉ＾｜｜および位相角φ＾ｉを生成する。
【００４８】
各所望の周波数ωｄについて、電圧および電流の等化器についての利得補正因子ＫＥＱ＿Ｖ（ωｄ）およびＫＥＱ＿Ｉ（ωｄ）は、以下の方程式：
【数９】
2012217859.tif 000011
により計算される。その後、各所望の周波数ωｄについて、当該等化器の最小の位相φＥＱ＿Ｖ（ωｄ）およびφＥＱ＿Ｉ（ωｄ）は、φ＾ｖ＝φ＾ｉかつφｖ−φｉ＝φ＾ｖ−φ＾ｉであるように決定される。電圧および電流の測定結果は閉ループ内にあり、かつ過剰な位相または遅延は当該閉ループの位相余裕または帯域幅を低減するため、「最小の」位相または遅延を実現することが望ましい。
【００４９】
図１０は、本開示の実施形態による電気外科用発電機を較正する一般的な方法の流れ線図である。ステップ１００１を開始した後に、適切な特性を有する抵抗性素子がステップ１００２にて選択される。ステップ１００４では、当該抵抗性素子が電気外科用発電機の出力端子の全体にわたり塗布される。ステップ１００６では、試験信号が所望の周波数にて生成され、ステップ１００８では、当該試験信号が抵抗性素子に印加される。
【００５０】
ステップ１００８では、試験信号の電圧および電流の成分の第１の大きさ値および第１の位相角値が、出力端子にて測定される。ステップ１０１０では、試験信号の電圧および電流の成分の第２の大きさ値および第２の位相角値が、電圧成分用の第１の等化器（例えば、図２の等化器２２１）および電流成分用の第２の等化器（例えば、図２の等化器２２１）を用いて推定される。ステップ１０１２では、第１および第２の等化器についての利得補正因子、例えば、ＫＥＱ＿Ｖ（ωｄ）およびＫＥＱ＿Ｉ（ωｄ）が、試験信号の電圧および電流の成分の測定および推定された大きさに基づいて決定される。最後に、その較正工程が終わる前に（ステップ１０１５）、第１および第２の等化器についての最小の位相角が、ステップ１００８および１０１０にて得られた試験信号の電圧および電流の成分の測定および推定された位相角に基づいて、ステップ１０１４にて決定される。最小の位相角の情報を、時間遅延補正因子ΔｔＣＦを決定するために用いることができる。
【００５１】
図５の部分遅延線５０４を、多重比率構造体と実装することができる。図６Ａは、ｌ／Ｍ個のサンプルの部分固定遅延を得るための多重比率構造体６００ａの線図である。サンプル周波数Ｆｓにてサンプリングされた入力信号ｘ（ｎ）は、補間器６０２に印加される。補間器６０２は、入力信号ｘ（ｎ）をＭ（ＦＳ・Ｌ）倍にアップサンプリングし、アップサンプリングまたは補間された信号ｖ（ｍ）を得る。その後、アップサンプリングされた信号ｖ（ｍ）は、低域通過フィルター６０４によりフィルタリングされ、補間器６０２により創出された画像（すなわち、基本スペクトルの余分の複写）を除去する。その後、結果として得られるフィルタリングされた信号ｕ（ｍ）は、遅延ユニット６０６によりｌ個のサンプルにより遅延される。最後に、遅延ユニット６０６からの出力ｗ（ｎ）がＭ倍にダウンサンプリングされ、最初のサンプル周波数ＦＳにて等化された出力信号ｙ（ｎ）を得る。
【００５２】
図６Ｂは、図６Ａの多重比率構造体の効率的な多相実装６００ｂの線図である。この実装は、入力信号ｘ（ｎ）をフィルタリングする一連の横断ＦＩＲフィルター６１２ａ−６１２ｎを含む。横断ＦＩＲフィルター６１２ａ−６１２ｎは、以下の差分方程式：
【数１０】
2012217859.tif 000012
により与えられる。ｌの遅延は、ｎ＝０でのサンプルに対応する整流子切替器（ｌ選択器）６１４の初期位置として実装される。
【００５３】
図７Ａ−７Ｃは、単一の利得を「全域通過」遅延フィルターと組み合わせる等化器２２１の線図である。その全域通過遅延は、一次または二次の全域通過フィルターの何れかであってよい。当該全域通過フィルターは、興味のある比較的狭い帯域幅の全体にわたる群遅延をモデル化する際に、単一の周波数において良好であることがある部分遅延と組み合わされたサンプル利得よりも良好であることがあるが、広帯域の周波数の全体にわたり大きさおよび位相においてＬＭＳ適応型フィルターよりも良好でないことがある。
【００５４】
ラプラスのｓ領域では、遅延または位相を変化させるが大きさを変化させないために用いることができる一次全域通過フィルターは、以下の伝達関数：
【数１１】
2012217859.tif 000013
により表される。一次全域通過伝達関数の大きさは、
【数１２】
2012217859.tif 000014
であり、位相（ラジアンにて）は、
【数１３】
2012217859.tif 000015
であり、式中、位相角は、ωｃ＝０である際に０度であり、ωｃ＝α０である際に−９０度であり、ωｃ＞＞α０である際に−１８０度である。ωｃを固定することにより、位相β（ωｃ）はα０により設定される。一次全域通過伝達関数の群遅延は、
【数１４】
2012217859.tif 000016
により与えられる。
【００５５】
一次全域通過フィルターは、デジタル領域内で実装される。一次全域通過フィルターを実装する多くの方法がある。１つの方法は、ラプラスの変数ｓを、
【数１５】
2012217859.tif 000017
と置き換えることにより双線形変換を適用することであり、式中、Ｔはサンプル期間である。その後、デジタル全域通過伝達関数は、
【数１６】
2012217859.tif 000018
となり、式中、
【数１７】
2012217859.tif 000019
である。以下の差分方程式：
【数１８】
2012217859.tif 000020
により、このデジタル全域通過伝達関数を実装することができる。
【００５６】
一次全域通過フィルターを実装する別の方法は、以下の伝達関数：
【数１９】
2012217859.tif 000021
を有する単一のフィードフォワード／フィードバックデジタル櫛形フィルターを用いることであり、式中、ａは定数であり、Ｍは任意の整数の遅延であり、Ｍ＞＿０である。以下の差分方程式：
【数２０】
2012217859.tif 000022
により、この伝達関数を実装することができる。
【００５７】
図８は、当該フィードフォワード／フィードバックデジタル櫛形フィルターを実装するデジタル回路を示す。当該デジタル回路は、第１および第２の加算器８０１、８０３、第１および第２の乗算器８０２、８０４、定数ブロック８１１、８１２、およびＭ個のサンプルの遅延を提供する遅延ブロック８１５を含む。第２の乗算器８０４は、遅延ブロック８１５の出力を定数−ａで乗算する。第１の加算器８０１は、第２の乗算器８０４からの出力を入力ｘ（ｎ）に加算し、その結果を遅延ブロック８１５に提供する。第１の乗算器８０２は、第１の加算器８０１からの出力を定数ａで乗算する。第２の加算器８０２は、第１の乗算器８０２の出力を遅延ブロック８１５の出力に加算し、出力ｙ（ｎ）を生成する。
【００５８】
全域通過遅延を利得と組み合わせる別の種類のフィルターは、傾斜フィルターである。特定の周波数の重み付けを行う一方で他の周波数を通すために、当該傾斜フィルターを用いることができる。当該傾斜フィルターは、興味のある信号帯域を強調する際に有用であり得る。一次パラメトリック傾斜フィルター伝達関数は、
【数２１】
2012217859.tif 000023
により与えられ、式中、Ａ（ｓ）は、上記に記載されている一次全域通過伝達関数である。
【００５９】
デジタル傾斜フィルターを実装するために、ｓ領域にある一次伝達関数Ｈ（ｓ）がｚ領域に変換される。双線形変形を用いて伝達関数Ｈ（ｓ）をｚ領域に変換し、以下の伝達関数：
【数２２】
2012217859.tif 000024
を得ることができ、式中、
【数２３】
2012217859.tif 000025
であり、切断を提供する周波数応答については、
【数２４】
2012217859.tif 000026
であり、増昇を提供する周波数応答については、
【数２５】
2012217859.tif 000027
である。
【００６０】
切断を提供する伝達関数の周波数応答は、ある範囲の周波数を減衰させ、隣接する範囲の周波数を通す（すなわち、それに１という利得を印加する）。他方では、増昇を提供する伝達関数の周波数応答は、ある範囲の周波数を増幅し、隣接する範囲の周波数を通す。遮断／中心の周波数ωｃおよび利得Ｖ０を独立して制御することにより、傾斜フィルターの応答を修正することができる。
【００６１】
傾斜フィルター伝達関数Ｈ（ｚ）を、図７Ａ−７Ｃに示されている等化器構造体と実装することができる。図７Ａに示されているように、等化器２２１は、全域通過遅延フィルター７１１（「Ａ（ｚ）」）、加算器７２１、および減算器７２２を含む。全域通過遅延フィルター７１１は入力信号ｘ（ｎ）をフィルタリングし、フィルタリングされた信号を得る。全域通過遅延フィルターＡ（ｚ）７１１を、デジタル信号処理器で計算される差分方程式として実装することができる。加算器７２１は、フィルタリングされた信号を入力信号ｘ（ｎ）に加算し、減算器７２２は、フィルタリングされた信号を入力信号ｘ（ｎ）から減算する。
【００６２】
図７Ａの等化器２２１は、第１の乗算器７２３、第２の乗算器７２４、および共に連結された加算器７２５も含む。第１の乗算器７２３は、加算器７２１からの出力を０．５（つまり、右への１ビット変移）という第１の利得７３１で乗算し、第２の乗算器７２４は、減算器７２２からの出力をＶ０／２（式中、Ｖ０は、周波数が０である際の全域通過フィルターの利得である）という第２の利得７３２で乗算する。最後に、加算器７２５は、第１の乗算器７２３および第２の乗算器７２４からの出力を加算し、出力信号ｙ（ｎ）を得る。
【００６３】
図７Ｂは、本開示の別の実施形態による等化器２２１である。図７Ｂの等化器２２１は、図７Ｂの等化器２２１の構成部および接続部が異なって配列されることを除いて、図７Ａの等化器２２１と同じ構成部および接続部を含む。図７Ｃは、本開示のさらに別の実施形態による等化器２２１である。入力信号ｘ（ｎ）は、全域通過遅延フィルター７１１によりフィルタリングされ、その後、第１の乗算器７２３を用いて利得（１−Ｖ０）／２（７３３）で乗算される。入力信号ｘ（ｎ）は、第２の乗算器７２４を用いて利得（１＋Ｖ０）／２（７３４）で乗算される。その後、加算器７２５は、当該第１および第２の乗算器の結果を共に加算し、等化された出力信号ｙ（ｎ）を得る。
【００６４】
等化器２２１の別の実施形態は、任意の所望の周波数を増昇または切断するためにピークフィルターを用いることができる。二次ピークフィルターを図７Ａ−７Ｃの等化器２２１と実装することができ、そこで、Ｚ領域内の全域通過伝達関数は、
【数２６】
2012217859.tif 000028
により与えられ、式中、
【数２７】
2012217859.tif 000029
である。当該ピークフィルターの中心周波数ｆｃはパラメーターｄにより決定され、帯域幅ｆｂはパラメーターａｂおよびａｃにより決定され、利得はパラメーターＶ０により決定される。
【００６５】
図７Ａ−７Ｃの等化器２２１を用いて、所望の利得および位相を最初に決定することにより、上記に記載されている例と同様に電力測定結果を較正することができる。所望の利得は、測定された利得比および理想つまり参照の利得比の間の差に基づいて決定され、所望の位相は、測定された位相および理想つまり参照の位相の間の差に基づいて決定される。その後、当該利得が切断（例えば、Ｖ０＜０）または増昇（例えば、Ｖ０＞０）を表すかどうかが決定される。最後に、適切なパラメーターを有するデジタル全域通過伝達関数Ａ（ｚ）は、図７Ａ−７Ｃの等化器２２１に代入される。
【００６６】
本開示の例解的な実施形態が添付図面を参照して本明細書に記載されてきたが、本開示はそうした精確な実施形態に限定されないことと、本開示の範囲または精神から逸脱することなく、様々な他の変更および修正を当業者によりそこにもたらすことができることと、を理解されたい。
【図１】
2012217859.tif 000030
【図２】
2012217859.tif 000031
【図３】
2012217859.tif 000032
【図４】
2012217859.tif 000033
【図５】
2012217859.tif 000034
【図６Ａ】
2012217859.tif 000035
【図６Ｂ】
2012217859.tif 000036
【図７Ａ】
2012217859.tif 000037
【図７Ｂ】
2012217859.tif 000038
【図７Ｃ】
2012217859.tif 000039
【図８】
2012217859.tif 000040
【図９】
2012217859.tif 000041
【図１０】
2012217859.tif 000042
【外国語明細書】
2012217859000001.pdf