"最大5ミリメートルの直径を有する流体運搬脈管の通路をシーリングするための外科システムであって、電気外科用電力を供給することができる電気外科用発電器と、該電気外科用発電器に電気的に接続された外科用器具であって、前記電気外科用発電器から、該外科用器具の遠位端に配置された一対のエンドエフェクタへ電気外科用電力を運ぶようになっており、該外科用器具エンドエフェクタが前記脈管の通路を閉じるようになっている、外科用器具と、前記エンドエフェクタを通して無線周波数エネルギーを前記脈管へ供給することを制御するための電力制御回路であって、前記無線周波数エネルギーの前記脈管への供給が、出力電流を0.2~1.75アンペアRMSの値まで上昇させ且つ出力電圧を5~135ボルトRMSまで上昇させることと、前記無線周波数エネルギーを所定の時間にわたって前記脈管に印加することと、シーリングされる前記脈管のインピーダンスをモニタリングすることと、前記シーリングされる脈管のインピーダンスが既定のレベルに達すると、前記無線周波数エネルギーの流れを終了させることとを含む、電力制御回路とを具備する、外科システム。前記無線周波数エネルギーは1平方ミリメートル当たり0.12アンペア未満の電流密度で前記脈管に供給される、請求項1に記載の外科システム。前記無線周波数エネルギーは1平方ミリメートル当たり0.034~0.1アンペアの電流密度で前記脈管に供給される、請求項1に記載の外科システム。前記無線周波数エネルギーは2~5秒間にわたって前記脈管に供給される、請求項1に記載の外科システム。前記外科用器具エンドエフェクタのそれぞれが22平方ミリメートル未満の接触表面積を有している、請求項1に記載の外科システム。前記外科用器具エンドエフェクタのそれぞれが15~22平方ミリメートルの接触表面積を有している、請求項1に記載の外科システム。前記出力電流が0.75~1.00アンペアRMSまで上昇させられる、請求項1に記載の外科システム。前記出力電圧が70~90ボルトRMSまで上昇させられる、請求項1に記載の外科システム。前記外科用器具エンドエフェクタは、172.5kPa~862.5kPaの圧力を前記脈管の通路に印加するようになっている、請求項1に記載の外科システム。エンドエフェクタを含む脈管シーリング用外科用器具に無線周波数エネルギーを供給するための電力制御システムであって、出力電圧及び出力電流を前記エンドエフェクタに供給するための電力供給装置と、シーリングされる前記脈管のインピーダンスを検出するためのインピーダンス検知回路と、前記外科用器具に供給される電気外科用電力を自動的にシーケンシングするための電力シーケンシングモジュールであって、前記電力供給装置の出力電流を0.5~1.75アンペアRMSまで上昇させ且つ前記電力供給装置の出力電圧を5~135ボルトRMSまで上昇させ、シーリングされる前記脈管に所定の時間にわたって電力を印加し、前記インピーダンス検知回路を介して前記シーリングされる脈管のインピーダンスをモニタリングし、且つ前記シーリングされる脈管のインピーダンスが既定のレベルに達すると、前記シーリングされる脈管への電力の流れを終了させるようになっている電力シーケンシングモジュールとを具備する、電力制御システム。前記電力シーケンシングモジュールは、前記シーリングされる脈管のインピーダンスが150オーム以上に達すると、前記シーリングされる脈管への前記電力の流れを終了させる、請求項10に記載の電力制御システム。前記電力シーケンシングモジュールはさらに、前記シーリングされる脈管のインピーダンスが既定のレベルに達すると、前記シーリングされる脈管に供給される前記電力を60~80だけ低減するようになっている、請求項10に記載の電力制御システム。前記電力シーケンシングモジュールはさらに、前記シーリングされる脈管への前記電力の流れを終了させる前に既定の長さの時間にわたって前記シーリングされる脈管に前記低減された電力を供給するようになっている、請求項12に記載の電力制御システム。前記電流シーケンシングモジュールはさらに、2~5秒間にわたって前記脈管に電力を供給するようになっている、請求項10に記載の電力制御システム。患者の流体運搬脈管の内側通路をシーリングする方法であって、無線周波数エネルギー源にカップリングされたエンドエフェクタ器具で脈管の周りに力を加えるステップと、前記流体運搬脈管に電気外科用電力を印加するステップであって、該電気外科用電力の出力電流が0.5~1.75アンペアRMSであり、該電気外科用電力の出力電圧が5~135ボルトRMSである、ステップと、前記流体運搬脈管へ印加される電気外科用電力を2~5秒間にわたって維持するステップと、前記流体運搬脈管への電気外科用電力の供給を終了させるステップとを含む、方法。さらに、シーリングされる前記脈管の一部のインピーダンスをモニタリングするステップを含む、請求項15に記載の方法。前記電気外科用電力の流れは、シーリングされる前記脈管のインピーダンスが既定のレベルに達すると、終了させられる、請求項15に記載の方法。前記既定のインピーダンスレベルは150~250オームである、請求項17に記載の方法。前記流体運搬脈管に供給される前記電気外科用電力は1平方ミリメートル当たり0.034~0.1アンペアの電流密度を有している、請求項15に記載の方法。前記流体運搬脈管に供給される前記電気外科用電力は0.052アンペア/mm2~0.068アンペア/mm2の電流密度を有している、請求項15に記載の方法。前記脈管のインピーダンスが105オーム以上に達すると、シーリングされる前記脈管に供給される前記電力を60~80だけ低減することを更に含む、請求項15に記載の方法。最大5ミリメートルの直径を有する流体運搬脈管の通路をシーリングするための外科システムであって、電気外科用電力を供給することができる電気外科用発電器と、該電気外科用発電器に電気的に接続された外科用器具であって、前記電気外科用発電器から、該外科用器具の遠位端に配置された一対のエンドエフェクタへ電気外科用電力を運ぶようになっており、該外科用器具エンドエフェクタが前記脈管の通路を閉じるようになっている、外科用器具と、前記エンドエフェクタを通して無線周波数エネルギーを前記脈管へ供給することを制御するための電力制御回路であって、前記無線周波数エネルギーの前記脈管への供給が、出力電流を0.2~1.75アンペアRMSの第1電流範囲まで上昇させ且つ出力電圧を5~135ボルトRMSの第1電圧範囲まで上昇させることと、前記出力電流が前記第1電流範囲の間で変動し且つ前記出力電圧が前記第1電圧範囲の間で変動することを許容しつつ前記電力をほぼ一定に保ちながら、所定の時間にわたって前記脈管に無線周波数エネルギーを印加することと、シーリングされる前記脈管のインピーダンスをモニタリングすることと、前記シーリングされる脈管のインピーダンスが既定のレベルに達すると、前記無線周波数エネルギーの流れを終了させることとを含む、電力制御回路とを具備する、外科システム。前記無線周波数エネルギーは1平方ミリメートル当たり0.034~0.1アンペアの電流密度で前記脈管に供給される、請求項22に記載の外科システム。前記無線周波数エネルギーは2~5秒間にわたって前記脈管に供給される、請求項22に記載の外科システム。前記外科用器具エンドエフェクタのそれぞれが22平方ミリメートル未満の接触表面積を有している、請求項22に記載の外科システム。前記電気外科用発電器は9~16ワットの定電力を供給し、総電力出力は25ワット以下である、請求項22に記載の外科システム。下記の詳細な説明、及び添付の特許請求の範囲を添付の図面とともに参照することによって、本発明の種々の態様、目的、及び利点が明らかになり、そしてより完全に理解され、より容易に認識される。下記の開示との関連において読めば、本発明に基づく装置及び方法の他の態様が当業者には明らかになる。本明細書全体を通して、種々の材料の使用、組み合わせ、機械構造、範囲、及び他の態様を参照する。これらは、種々の組み合わせで用いられることにより、本発明の態様に基づく1つ又は2つ以上の装置及び方法を形成することができる。当業者にとっても米国特許庁及び全世界の特許庁における審査部門にとっても明らかなことであるが、材料、例、及び他の実施態様のリストのそれぞれを本明細書に含めることによって、これらの個別の特徴の特定の請求項の置換を必要とすることなしに、また本発明の思想及び範囲を逸脱することなしに、これらを組み合わせて種々の別の実施態様にし得ることを当業者に教示する。ここに提示された請求項、並びにこれらの請求項に対して将来実施され得る補正は、ここに記載された本発明の思想及び範囲を逸脱することなしに、これらの材料、範囲、及びその他の代替物の1つ又は2つ以上の組み合わせを含むことがある。具体的には、特徴を任意に組み合わせるための適切なサポートが、特徴が単一の例又は実施態様において記載されているか又は説明の複数の分離した項において記載されているかとは無関係に、当業者であれば説明中に認識して見い出されうると考えられる。これらの種々の例及び選択肢の説明は具体的には、米国特許法35USC§112、欧州特許法第123条、並びに説明の妥当性に関連する他の同様の国内法に従うように作成されている。本発明に基づいて構成された装置の態様は大まかにいえば低電力脈管シーリングシステムに関する。このような装置は具体的には、小児科外科処置、及び小型内径血管に直面し得る他の状況、例えばマイクロ外科処置、アクセス困難な解剖、及び小児科外科処置の全ての局面に適用することができる。加えて、本発明の態様に基づいて構成される装置は、より小さなプロファイルの器具を可能にする。このような器具は、関連する外科処置中により小さな切開が形成されるのを可能にする。本発明の態様に従って構成されたシステムはその主要構成部分として、RF発電器と、発電器内に差し込まれる双極型グラスパ/ディセクタ/シーラ器具ハンドピースとを有している。種々の電力シーケンシング制御システム及びシステム論理が発電器内に組み込まれており、このシステム及びシステム論理は、目下利用されている又は当業者に知られているものよりも低い電力出力で、効果的で安全な脈管シーリング能力を可能にする。本発明の態様に従って構成された器具及び脈管シーリングシステムの特徴は、それぞれ以下で詳述する次のもののうちの1つ又は2つ以上を含んでいてよい。エンドエフェクタの方向付け及び操作本発明に基づいて構成された装置の態様は、電気的に絶縁された互いに対向するエンドエフェクタジョー部材を含んでいる。これらのジョー部材は、外科処置を受ける組織、例えば血管へのエネルギー供給を可能にする。これらのジョーは同時二重作用様式で開くことが好ましいが、他のジョー運動力学も考えられる。ジョーはシャフトの遠位端に配置されている。シャフトは、開放処置、内視鏡処置、又は腹腔鏡処置における外科処置部位の可視性を最大化するために役立つ。器具シャフトの長さは、設計された用途に応じて10cm~30cmであってよい。1実施態様では、器具シャフトは15cm~20cm長であってよい。さらに本発明の態様は、剛性シャフト器具、及び可撓性シャフト器具、例えば操舵可能な外科システム又はロボット外科システムにおいて見いだされるような器具との関連において用いられることができる。ジョーのサイズは幅が1.0~3.5mmであり、長さが8.0~12.0mmであってよい。ジョーの表面は、ジョー表面間の電気的絶縁を維持し、そして電極の短絡を防ぐように機能する1つ又は2つ以上の非導電性エレメントを含んでいてよい。好ましくは、ジョーは、並行して閉じるように設計されている。すなわち両方のジョーの表面は使用者によって活性化されると互いに調和して動く。器具又はエンドエフェクタ自体は、シーリングが達成された後で組織を分割するために役立つ切断器具を有した状態で形成されてもよく又は形成されなくてもよい。1態様によれば、本発明に基づいて構成された器具エンドエフェクタは、シーリングされる組織に517~759kPa75~110psiで圧力を加えるので、組織はシーリングアクションが行われるまえに十分に圧縮される。器具ハンドルの運動には、好ましくは制限された遊びがある。1実施態様の場合、リングハンドルの設計はジョーの1-1に近い開閉を可能にする。ハンドル組立体内にはラチェット点が組み込まれていてよく、これによりシーリング作業前にジョーが完全に閉鎖され、所要圧力がかけられる。発電器の能力及び機能本発明の発電器及び電気的態様に関連して、本発明の態様に従って構成された装置の特徴は、それぞれ以下で詳述する次のもののうちの1つ又は2つ以上を含んでいてよい。外科処置を受ける組織には定電力でエネルギーが印加されるのが好ましい。電力供給サイクルは次のもの、すなわちa電圧が設定レベル、例えば80ボルトRMS又は100ボルトRMSを超えない最大レベルに達すること、bインピーダンスが180~350オームの最終値に達すること、及びc2~5秒の最大シーリング時間に達すること、のうちの1つ又は2つ以上が生じたときに終わってよい。加えて、電力供給システムの動作パラメータをさらに限定する電圧又は電流の制限が設けられてもよい。発電器は25~35ワットの範囲の全出力の発電能力を有しているが、電力出力の分解能及び精度を制御するため、そして組織の焦げ及び他の損傷作用の可能性を最小化するために、典型的な動作は8~15ワットであることが好ましい。発電器動作に組み込まれた電圧制限は、シーリング処置中の組織損傷の可能性を最小化する。最大電流供給量は2アンペアを下回り、典型的な動作は0.75~1.5アンペアで行われる。システムの最大電圧は100ボルトRMSである。典型的な最大電圧は70~85ボルトRMSである。上記概要は、一組の全体的な設計パラメータと考えるべきであり、本発明の態様に従って設計するために、システム又は特定の器具にどのような要求が課せられるかに関するいかなるタイプの排他的要件としても考えるべきではない。加えて、本明細書全体を通して提供されたいかなる例も、また本明細書全体を通して提供されたいかなるデータ又は試験結果も、本出願に記載の請求項の審査中に、任意の請求項の範囲を特定の実施態様又は例に限定しようという出願人による意図の証拠として使用されるべきではない。例えば最大電流供給量は1実施態様では1.5アンペア未満、別の実施態様では1.0アンペア未満、そしてさらに別の実施態様では0.5アンペア未満に制限されてよい。上記のものに加えて、システムの動作は1.0~1.25アンペアであってよい。別の実施態様では、システムの動作は0.5~2アンペアで行われてもよい。他の実施態様では、システムの最大電圧は75ボルトRMSである。さらに別の実施態様では、システムの最大電圧は50ボルトRMSである。別の実施態様では、典型的な最大電圧は50~100ボルトRMSである。下記特許請求の範囲に到達するために、記載の例の種々の置換形を利用することが当業者には明らかである。図1~6を参照すると、本発明の態様とともに使用することができる外科用器具100の一例が種々の図において示されている。図1~6に示されているように、外科用器具100は、種々の腹腔鏡処置及び開放処置とともに使用するための鉗子として示されている。このようなものとして、器具100は、細長いシャフト102を、シャフト102の遠位端に配置されたエンドエフェクタ104とともに含んでいる。シャフト102及びエンドエフェクタ104は回転エレメント114とカップリングされている。回転エレメントは、使用者がシャフト102とエンドエフェクタ104とをシャフト102の長手方向軸線を中心として回転させるのを可能にし、これにより外科処置部位内におけるエンドエフェクタ104の種々様々な位置を可能にする。ハンドル組立体106は大まかに言えば定置のハンドル部分108と、サムレバー親指レバー部分110とを含んでいる。これらは作動機構119と関連して動作することにより、エンドエフェクタ104の運動、物理的係合、及び電気的係合を制御する。ハンドル部分108及びサムレバー部分110のそれぞれは、器具と係合してハンドル組立体106を鋏状の運動で操作するための使用者の指の領域を画定する。このようなものとして、ハンドル部分108に対するサムレバー部分110の運動は、開放位置から閉鎖位置へのエンドエフェクタの運動を容易にする。1実施態様の場合、ハンドル部分108及びサムレバー部分110は、エンドエフェクタ104の単一のアクション運動を可能にする。運動中にハンドル組立体106を選択位置に選択的にロックするために、ラチェット機構112が含まれている。別の実施態様の場合、いくつかのラチェットストッパが含まれているので、使用者は、閉鎖位置、及び/又は組織試料の周りでエンドエフェクタによって加えられる圧力を選択することができる。電気ケーブル組立体116が、電気機械サブ組立体118内の位置から延びており、大まかに言えば外科用器具を電源、例えば下記の無線周波数発電器に接続するために役立つ。電気ケーブル組立体の更なる詳細を以下で説明する。図2は、外科用器具100を斜視図で示しているが、概ね図1に関連して説明したものと同じ形体を示しており、その説明をここで繰り返すことはしない。図3A~3Bは、外科用器具100のエンドエフェクタ104の詳細を示している。図3A~3Bを引き続き参照すると、エンドエフェクタ104は種々の斜視図において種々の詳細を有する状態で示されている。図3A~3Bの例では、エンドエフェクタ104はグラスパ/ディセクタ、シーラの組み合わせとして示されている。しかし、本発明の思想及び範囲を逸脱することなしに、種々の他の器具構造を採用することが考えられる。例えば、グラスパの種々の代替構造を採用してよく、また、種々異なる器具、例えばディセクタ又はカッタを、ここに開示されたシーリング態様とともに使用することもできる。エンドエフェクタのサイズ及び全体形状を、本発明の態様に従って構成される装置の他の態様に従って変化させてもよい。図3A~3Cに示されたグラスパ/ディセクタ、シーラとしてのエンドエフェクタ104に関して、エンドエフェクタ104は、互いに対向するグラスパ部分130及び132を含んでいる。これらのグラスパ部分は、ハンドル組立体108のアクションの結果として開閉するように適合されている。ケーブル122及び124がグラスパ部分130及び132のそれぞれと係合し、これらのケーブルはシャフト102を通ってハンドル組立体108に戻るように延びている。ハンドル組立体108では、ケーブルは電気接続連結システム118と係合している。引張りブロック126が、ケーブル122及び124をシャフト102の遠位端に固定しており、且つケーブル122及び124のそれぞれをグラスパ部分130及び132とカップリングするための機構を提供する。組み合わせにおいて、この機械的配置は、サムレバー部分110が使用者によって係合されたときに、グラスパ部分130及び132が開閉するのを可能にする。図示のように、グラスパ/シーラ100の実施態様は、グラスパ部分130及び132がサムレバー部分110によって作動されると、単一アクション運動で同時に動くのを可能にする。図4~6Eを参照すると、電気接続連結システム118の詳細が示されている。全体的に見ると、電気接続連結システム118は、ハンドル組立体106と、グラスパ部分130及び132によってもたらされる運動との間の機械的インターフェイス、及び電気外科用電源に接続されたケーブル組立体116と、グラスパ部分130及び132との間の電気的インターフェイスの両方を提供する。作動ケーブル151a及び151bは、ジョー部分130及び132から延びていて、ハンドル組立体106へ進められており、ケーブルカラー150にクリンプされて束縛されている。作動ケーブル151a及び151bの近位端に電気的接続部が形成されている。いくつかの実施態様の場合、作動ケーブル151a及び151bは更に電流をエンドエフェクタ104及び処置を受けている組織へ導く。作動ケーブル151a及び151bはケーブルカラー150を通って延びている。それぞれのケーブルには、両ケーブルの近位端の近くに、機械的に締め付けられたフェルールクリンプ部材200a及び200bが接合されている。フェルールクリンプ部材は、作動ケーブルがジョー部分130及び132をクランプ/閉鎖すべく引かれ且つジョー部分130及び132を開放すべく押されるのを可能にする。フェルールクリンプ部材の近くの作動ケーブルの短区分内符号151aとして示すでは、2つのケーブルのそれぞれが、電気外科用電源ワイヤの2つの極182及び184に電気的に接続されている。この接続は付加的な電気的フェルールで行われクリンプされ又ははんだ付けされることができる。これは耐荷重接続ではなく単純に電気的な接続である。電気外科用電源ワイヤは、ケーブルカラー150の周りに巻き付くことによって、電源ワイヤ又は電気的接続部に過度の歪みをもたらすことなしに、ケーブルカラーがほぼ丸一回転するのに十分な経路長を提供する。電気外科用トリガスイッチの2つの極188及び186は、ドーム接点がトリガ152によって押圧されると、フレックス回路142内で閉ループを形成する図6B参照。ドームスイッチ回路は、作動ケーブル151a及び151bとの電気外科的接続を活性化し、これによりシャフトの長さに沿って電流をグラスパ部分130及び132へ導く。静止状態は、トリガ152が押圧されていないときの開ループであり、電気外科的接続は存在していない。器具及びシステムの適切な機能によれば、2つの極は常に電気的に絶縁されたままである。電源ワイヤ182及び184、はんだ付け/クリンプ接続部182a及び182b図示せず、151a及び151b、並びにジョー部分130及び132は互いに絶縁されたままでなければならない。図6Dは、シャフト102の長さに沿って作動ケーブルが押出体210によって絶縁され且つ電気絶縁用熱収縮ジャケット212によって外側で密閉されている様子を示している。図6C及び6Eは、アクチュエータケーブル151a及び151bがインシュレータ220によって分離されている様子と、ジョー部分130及び132がインシュレータ222によって分離されている様子とを示している。押出体210及びインシュレータ220ジャケット212が外側で軌道を取り囲んでいるは、アクチュエータケーブルを案内することにより、これらが押され且つ引かれることを可能にする。束縛された軌道は、ジョー部分130及び132を開くために組立体が可撓性ケーブルを押すのを可能にする。グラスパ部分130の内面には、一連の非導電性の隆起エレメント134a,134b及び134cが配置されている。これらの隆起エレメントは、グラスパ部分130及び132が閉位置にあるときに、グラスパ部分130及び132の導電性内面が物理的に接触せず、一定の予測可能な相互分離間隔を置いて維持されることを保証する。隆起エレメント134a,134b及び134cは、グラスパ部分130又は132の内面のどちらに位置していてもよい。他の実施態様では、非導電性エレメント134a,134b及び134cは、種々の非導電性材料から形成されていてよい。例えば非導電性エレメントは、セラミック材料、ナイロン、ポリスチレン、ナイロン、シンジオタクチックポリスチレンSPS、ポリブチレンテレフタレートPBT、ポリカーボネートPC、アクリロニトリルブタジエンスチレンABS、ポリフタルアミドPPA、ポリイミド、ポリエチレンテレフタレートPET、ポリアミド-イミドPAI、アクリルPMMA、ポリスチレンPS及びHIPS、ポリエーテルスルホンPES、脂肪族ポリケトン、アセタールPOMコポリマー、ポリウレタンPU及びTPU、ポリフェニレンオキシド分散体を含むナイロン、及びアクリロニトリルスチレンアクリレートから成っていてよい。ハンドル部分108は外側シェル部分144を含んでいる。外側シェル部分144は、電気接続連結システム118内部の構成部分のうちのいくつかを取り囲むケーシングの一部を形成している。ケーシングの第2部分が符号146として示されている。ケーシング部分146はサムレバー110に繋がっている。ケーシング部分146の上側部分内には、シャフトカラー148、ケーブルカラー150、及び環状ケーブルカラー154が包囲されている。これらのカラーは、シャフト組立体102をハンドル組立体118全体にアクティブに係合させるために働く。ケーブル組立体116はフレックス回路142とカップリングされている。所定の長さのケーブル140がケーブル組立体116から延びており、ケーブルカラー150の周りにこれを巻き付けることにより、使用者に対して過度の抵抗を与えずにシャフト組立体102が自由に回転することが可能になる。ハウジング部分144及び146には回転エレメント114がカップリングしており、この回転エレメントは、使用者がシャフト組立体102を回転させ、処置中にエンドエフェクタ104の位置を変更するのを可能にする。種々の締め付け装置、例えばねじ158,160,162,及び164並びにピン156がハンドル組立体の構成部分を互いに固定する。或いは、超音波溶接又はその他の結合技術を利用して、構成部分を互いに固定してもよい。スイッチ152はサムレバー110と係合しており、電気外科用発電器から供給された電力をケーブル組立体116を通して供給することに関与するように適合されている。図6A~6Cは、電源、例えば無線周波数電気外科用発電器と、装置100との間の電気接続を形成し、最終的には電気外科用エネルギーをエンドエフェクタ104へ供給する構成部分を示している。コネクタ170は電気外科用発電器の出力部内に挿入するためにキーを備えている例えば図7参照。コネクタ170は、ケーブル組立体116にカップリングされている。ケーブル組立体116の長さは、具体的な用途によって決められるが、電気外科用発電器から離れた位置での器具の操作を可能にするのに十分な長さであることが好ましい。ケーブル組立体116の、コネクタ170とは反対側の端部では、歪み軽減装置180がケーブル組立体116の出口部分190に介在している。ケーブル組立体116は4つの導体182,184,186,及び188を収容している。一般に、4つの導体はRF電力をエンドエフェクタ104に提供する導体182及び184、共通/接地導体186、及び識別抵抗器とカップリングするスイッチ導体188である。識別抵抗器は、どのようなタイプの装置が電源内に差し込まれているかに関する概要を信号化する。図7を参照すると、RF発電器300の概略図が示されている。電気外科用エネルギーの供給に関連してRF発電器を使用することが当業者に概ね知られている。しかしながら、低電力エネルギー供給の機能及びシーケンシングに関連してここで説明する態様は以前に記載されたことはなかった。発電器300は、壁コンセント302からのAC電力を入力し、そのAC電力を電力モジュール304、例えばIECパワーエントリーモジュールに供給する。電力モジュール304はDPDTスイッチ306及び2つの交換可能なヒューズ308のような構成部分を含んでいてよい。電力は電力モジュール304から電力供給ユニット310へ移される。好ましくは医療用途に関連して、電力供給ユニット301は、医療グレード電力供給装置、例えばLambdaのCSS65-24である。DC-DC変換器312及び314が、電力供給ユニット310の24ボルト出力を、電力制御回路のために使用される一対の12ボルト出力に変換する。電力供給ユニット310は次いでバック-ブースト変換器340への入力部320及び330として役立つ。変換器340の出力はHブリッジ回路345へ渡される。Hブリッジ回路345は次いでその信号を共振LCトランスフォーマ回路350へ渡す。トランスフォーマ回路350はキャパシタ352、インデューサ354、及びトランスフォーマ356を含む。1実施態様の場合、トランスフォーマ356は1:9トランスフォーマである。電力はトランスフォーマ356から負荷装置400に供給される。1実施態様の場合、負荷装置400は、図1~6との関連において上述されたグラスパ/シーラ器具100であり、器具100に供給された電力は、25ワット以下、80ボルトRMS、及び2アンペアRMS未満である。下記構成部分との関連において、コントローラ360を使用して、負荷装置400に印加されるエネルギーの種々の特徴を検知し、そして脈管シーリング過程に応じてエネルギー特性のうちの1つ又は2つ以上を調節する。負荷装置400例えば電気外科用器具には、電流センサ回路390及び電圧センサ回路395がカップリングされている。検知された電流及び電圧に基づいて、演算増幅器opamp392及び394がこれらの値を変換回路380に渡す。変換回路380は電圧RMS-DC変換器382と電流RMS-DC変換器384とを含んでいる。乗算器386及び除算器388が、それぞれ検知された電圧及び電流から電力及びインピーダンスを導き出す。回路382,384,386及び388のそれぞれが、コントローラ360に入力データを提供する。コントローラ360は、次いで種々の入力を処理して分析することによって、脈管シーリング過程の状態を示すことができる。これらの回路382,384,386及び388はバック-ブースト変換器コントローラへの直接的なフィードバック信号として使用されてもよい。いくつかの実施態様の場合、使用者入力パネル368が含まれていてよい。使用者入力パネル368は、コントローラとのオペレータインタラクションを可能にし、そしてディスプレイ及び何らかの形態の入力装置例えばキーボード、マウス、ポインタ、ダイアル、又はボタンを含んでいてよい。コントローラ360からのデータは、アナログ又はデジタル手段、例えばRS-232コネクタ362,プログラミングポート364、又はメモリーチップ366を介して出力されることができる。図8は、RF脈管シーリングに適用される既知のインピーダンス曲線を示し、且つ、変化する脈管インピーダンスと、脈管インピーダンスがRF電気外科用シーリング過程中に辿る種々の位相とを示している。図8では、インピーダンスは、外科用装置のジョーに印加される電力の変化に応答している。シーリングされる組織は、完成シールを達成するためにいくつかの変化段階を辿る。従来のシステムは、最小値から変性及び乾燥を経る曲線の立ち上がり区間中のインピーダンスの変化速度を観察し、そしてその変化を制御するために脈管に印加される電力を調節することに基づいて、組織に印加される電流及び電圧をパルス化することにより、シーリングサイクル中の電力を調節することによって脈管シーリングをもたらした。しかし、これらのシステムは、種々のサイズの脈管に当てはまるような均一な電力供給スキームを適用することはできない。電力供給シーケンシングシーリング過程全体を通して、ジョーに印加された電圧及び電流を測定することによって脈管のインピーダンスをリアルタイムで計算するZ=V/I。インピーダンスが規定のフォーマットに従うことが知られているので、電力プロファイル曲線をその設定の次の位相に進ませるようにトリップポイントとして作用するインピーダンス閾値を設定することができる。しかし、時間が経過する前にインピーダンス限界に達しない場合には、曲線は次の位相に進む。それぞれの曲線位相はOR論理に従って次の位相に進む。インピーダンス又は時間に基づくパラメータのいずれか1つに達した場合には、電力プロファイルは前進させられる。本発明の1つの態様によれば、典型的にはマイクロ外科用途、小児科患者、並びに到達及び/又は視覚化がしばしば困難な外科処置部位における直径6mm未満の血管をシーリングするのに効果的である単一の組のパラメータを実現することが望ましい。例下記例は、本発明の態様を例示するものであるが、米国特許法35USC§112、欧州特許法第123条、又は説明の妥当性に関連する任意の対応国内法に基づいて、限定的であることはない。これらの例を提供することによって、試験結果の範囲内での変更形、及び相応の実施形及び請求の範囲が、当業者には明らかに且つ一義的に開示されると考えられる。脈管シーリング結果表1は、本発明の態様に基づいて実施された種々のシーリングに伴う電気特性を示す。表1に記載された試験結果に関連して、電流及び電圧が最大値まで変動するのを許容しつつ電力を一定に保持することにより、例を完成させた。Vmaxが80ボルトRMSに達するか又はインピーダンスが200オームに達したときに電力が解除された。最大電力までの1秒間のランプに続いて2秒間の保持、次いで5ワットの最小電力における1秒間の保持を行うことによって、初期サイクルを確立した。電力があまりにも長く放出されたままの場合には、脈管に印加される追加の電力はインピーダンスを急速に高くする。1つの実施態様の場合、電力は100msec以内に非活性化される。7ワットという低い最大電力で、完全且つ半透明のシールが得られた。これらの一連の試験に対するPmaxまでの時間は1秒であった。観察によれば、5Wでは十分なシールが提供されず、10W及び15Wの両方では脈管の焦げが示され始めた。半透明であることが必ずしも良好なシールを良好に示すものではないことが判った。いくつかの透明なシールの破裂試験は、所望の500mmHgほぼ69kPa10psiレベルには達しなかった。シールのいくつかの焦げは、500mmHg破裂強度に達するより強力なシールを生成するように見えることが判った。次いで一連の30種の試験を行った。ここでは、Pmaxまでの時間を0.5秒に短縮することにより全シーリング時間を短縮し、そして脈管内へのより大きいエネルギーをより迅速に得た。Pmaxまでの時間を0.5秒間に固定し、Pminまでの時間を0.2秒間に固定した。Pmax及びPminを次いで漸増的に調節することにより、シール結果を最適化した。この試験は12WのPmax及び5WのPminを確立した。この場合、適度で一貫性のあるシールを提供するのに伴ってPminを0ワットと同じくらい低くした。後続の試験では、良好なシールを達成し得る範囲をブラケッティングbracketしようと試みた。この範囲は10W~14Wであった。他の実施態様の場合、Pmax及びPminの範囲は5W~10W又は2W~15Wである。第2の例における目標は3秒未満のシーリング時間を可能にすることであった。この実施態様の場合、1.1秒間にわたって12ワット、続いて1.5秒間にわたって5ワットの電力供給を行うことにより良好な結果を得た。これらの設定は、7Wにおけるシーリングが約3秒間かかったという観察に基づいて最初になされた。より短いシーリング時間を所望するならば、より高い電力の設定が必要となることは明らかである。それというのもシールは、脈管に供給された総エネルギーの結果だからである。ほぼ100種のシーリング表1参照を実施し、様々な結果が得られた。定電力設定において反復可能なシールを得る上での主要な問題点は、ジョー間にしばしばアーキングが発生し、続いて脈管が焼き切られることであった。具体的には、大型の脈管に作用するパラメータを使用して実施される試験を、より小型の脈管に適用した場合、シーリングサイクルの終了時にしばしばアーキングが生じた。試験では、設定値が単に電力及び時間に依存するのではないことが判った。更なる試験では、下記のインピーダンス閾値、及び電圧及び電流の制限を組み込んだ。別の例では、インピーダンスのリアルタイム測定に基づいてシーリングを達成した。2.9秒間にわたって7Wのピーク電力で実現可能なシールの例を作成し、続いて2Wの最小電力を維持した。図10及び11は、これらのシールに対するオシロスコープにおける電力出力を示している。ユーザーインターフェイスにおけるインピーダンスの最大出力スケールは200オームである。インピーダンスが200オームに達すると、プログラミングされた入力電力曲線はプロファイルの次の位相に切り換わる。図10に示されたシーリング中、最大インピーダンスを175オームに設定した。このシーリングは、典型的なバスタブ状のインピーダンス変化曲線に従った。組織は乾き始め、インピーダンスは降下する。組織が乾燥し続けるのに伴って、インピーダンスは急速に上昇する。この場合、インピーダンス閾値に達し、電力をオフにした。結論試験では、僅か7ワットの印加電力で血管の制御されたRFシーリングを達成し得ることが確認された。このようなシーリング中に印加される電圧及び電流はそれぞれ50ボルト未満、0.6A未満であった。使用されるジョーの面積は0.148平方センチメートル0.023平方インチ/14.84mm2である。システムによって印加された最大電流密度は、I/A=0.6アンペア/14.84mm2又は0.040A/mm2によって表される。これらの試験及び例は、小さな双極型グラスパジョーエンドエフェクタを利用して、低電力RFエネルギー出力によって最大6mmのサイズの脈管をシーリングし得ることを実証した。このようなシステムのパラメータは、加えられた圧力、電流密度、低い電圧、インピーダンスモニター及び中点を含む。シーリング工程は、次のもののうちの1つ又は2つ以上を含んでいてよい。a.器具ジョーを0.013センチメートル0.005インチ以下に圧縮するのに十分な圧力を組織に加える。また、この圧力は、組織が加熱中に収縮するとき、ジョーが撓むことがなく且つジョー間のギャップが一定に保たれるほど十分に高くなければならない。試験データは、この所要圧力が448.5kPa~759kPa65~110lb/in2であることを示している。別の実施態様の場合、所要圧力は最大約862.5kPa125lb/in2であってよい。b.次いで、電流密度が0.034~0.1アンペア/mm2となるように、組織に無線周波数電流を印加する。この電流は、内弾性板が融合するように組織を迅速に加熱するのに十分な量である。このことが生じるためには、約140°Cの温度が必要となる。c.この電流密度を供給するための発電器からの電力供給量は、概ね20ワット未満であるが、35ワットの高さであってもよい。電力が高ければ高いほどシーリング時間を短縮することができる。d.組織が乾燥し始めたら、電力を60~80だけ低減してよい。そしてシャットオフ前に所定の時間にわたって加熱を続ける。組織インピーダンスが150~250オームのレベルに達したとき又は設定時間間隔を置いて、電力を低減することができる。e.システムの電圧を100ボルトRMS未満に制限し、そしてピーク電圧を典型的には85ボルトRMSの範囲にする。f.上記工程間に、1つ又は2つ以上の待機状態を挿入してもよい。実証されたように、ジョーのサイズを制限し、そして高い圧力を加えることによって、低電力システムを使用して脈管をシーリングすることができる。幅が約3mm、長さが10~12mmであり、断面積が約15~22mm2であるジョーが好ましいが、他の幾何学的形状も考えられる。図9は、本発明の態様との関連において使用されるエンドエフェクタのジョーの幾何学的形状、例えばメリーランド様式のジョーMarylandstylejawの1実施態様を示している。図9に示されたジョーの表面積を記述する場合、実際に互いに整合して、シーリングされる組織の周りを把持するジョーの表面積を参照する。いくつかの実施態様の場合、ジョー表面には湾曲面又はテーパ縁が設けられていて、これらはシール機能の大部分を実際には発揮しない。ジョー表面積を記述する場合には、シール面の通常の範囲外にあるこれらのジョー部分を含まないものとする。ここに記載される電力供給スキームとの組み合わせにおいて、システムは、標準的な双極型のシーリングシステムに対して所要電力を著しく低減する。いくつかの実施態様における所要電力は10~35ワットである。他の試験の態様によれば、非導電性スペーサ、例えばセラミックビードを器具内に組み込むことにより、ジョーを相互接触する前に停止させ、電気システム内の短絡を防止した。動作中のジョーがビードの頂部に着地するので、セラミックビードはジョーを平行に保つ手段も提供した。試験環境において、非導電性であってシーリング中に溶融することのない縫合糸直径0.015cm0.006インチを利用して、ジョー表面間の分離状態を維持し、アーキングを防止した。表1に記載された例では、縫合糸を上側ジョーに巻き付けたので、ジョーはばねによって閉じられたときに0.015cm0.006インチだけ分離されることになる。別の例によれば、非導電性縫合糸を所定の場所に配置した状態で、電力を公称開始点として12Wに設定し、10W~14Wをブラケッティングした。全ジョーバイトがシーリングされるジョーが組織で100充填されると、最小限の粘着及び焦げしか伴わずに高品質のシール、すなわち優れた半透明性が得られた。しかしながら、ジョーへの充填率が低い50~75より小型の脈管に対してこれらの設定値を用いてシーリングを実施しようとすると、アーキングがまだ発生した。追加の試験では、Pmax7W~15Wをブラケッティングした。Pminは5Wに設定し、4W~7Wをブラケッティングした。電力及び時間以外のパラメータに制御制限がないので、より低い電力設定値を用いて、ジョーへの組織充填率が50~80であるより小さな脈管に適度なシーリングを生成した。ジョーへの脈管充填率が100である場合、7Wはシーリングするには十分ではなく、これらのより大型の脈管を十分にシーリングするためには、12W近くのより高い電力が必要であった。他の例によれば、ユーザーインターフェイスにインピーダンス閾値を設定することにより、更なるシールを提供した。この場合、電力曲線にブレークポイントを設定することが可能であった。これらのブレークポイントは、インピーダンスのリアルタイムでの上昇を観察することによって、ジョーに供給される電力を制限することができた。電力及び時間を唯一の電力曲線変更子として用いて追加のシーリングを行った。電力供給のシーケンス及び制御に加えられたインピーダンストリガ点によって、発電器がインピーダンスの変化に迅速に応答して必要な調節を施すことが可能になった。電流及び電圧のクランプ装置の試験の別の態様において、電流及び電圧の制限を実施した。観察に基づいて述べるならば、100Vまで電圧を制限することによって、アーキングが2~7mm幅の脈管において排除された。これらのパラメータは、任意のパーセンテージでジョーに充填された脈管をシーリングすることを可能にし、ひいてはこの方法及び装置は、組織材料をジョーに完全充填したものに限定されることはなかった。実験検証として、電圧制限を150ボルトに上げると、再びアーキングが発生した。このことは、電圧制限がアーキング発生を正しく阻止することを立証した。次に実施される一連のシーリングのために、電圧最大値を75~100ボルトに設定した。シーリングのための最大電流を決める別の方法として、システムエネルギーチェックを実施することによって、ジョー間に配置された生理食塩水をボイルオフするためにどのような電流レベルが必要となるかを観察した。RF電力がジョーに印加されたときに生理食塩水を蒸気にして蒸発させ始めるために1.8Aが必要であることが判り、これをシーリングのための最大電流として使用した。別の例において、電流の大量流入によるエネルギーの高速印加が良好なシールを形成することが判った。例は、Pminが5Wに設定された低エネルギーの1秒間の破裂を伴う高電流エネルギーに従うことを含んだ。別の例では長さ1.039cm0.409インチの一組のジョーをシステム内に取り付けた。古いジョーを除去し、これらは電圧制限が設定されていない間に被ったアーキングに起因して著しいピッティングpittingが形成されていることが判った。元のジョーよりも長いことに加えて、ジョーの上縁によって、シャープな縁部とともに発生し得る、シャープな角隅の効果及び高電流集中を軽減しやすくなった。別の例では、75ボルトに設定されたVmax及び1.8Aに設定されたImaxを用いてシールを形成した。後続のシールには、いかなるアーキングのインシデントも決して観察されなかった。シールは以下の組のパラメータで形成された。-Pmax=15W-Pmaxにおける時間=2.5秒-Pmin=5W-Pminにおける時間=1秒-Vmax=75V-Imax=1.8A-Pmaxまでの時間=0.01-PmaxからPminまでの時間=0.01秒一連の32種のシーリングを2匹の動物において実施した。脈管は2mm~6mm幅であった。この一連の32種のシーリングのうち20種を破裂試験した。全てのシールが360mmHgの最小値に耐えることに成功した。同じ設定を用いて腸間膜組織でもシーリングを成功裡に実施した。図10~14は、3つの異なるシールに対して捕捉されたオシロスコープ軌跡の再現を示している。上記設定を用いて全てをシーリングした。全て、インピーダンス閾値を200オームとして設定した。電力がスイッチオフするようにトリガされたときにこれを観察することによって、シーリング時間を割り出した。図11は、シーリング時間が1.5秒間の3.5mm脈管についての結果を示している。図12は、シーリング時間が2.3秒間の5mm脈管についての血管を示している。図13は、シーリング時間が0.75秒間の1.5mm脈管についての血管を示している。図14は、付加的なシーリング例に対して捕捉されたオシロスコープ軌跡の再現を示している。最大インピーダンスは175オームに設定した。シーリングのこのインピーダンスは典型的なインピーダンス変化曲線に従った。シーリング過程中、組織は乾き始め、そしてインピーダンスが降下する。組織が乾燥し続けるのに伴って、インピーダンスは急速に上昇する。この場合、インピーダンス閾値に達し、そして実行継続のためにPmaxをPminに切り換えた。当業者には容易に明らかなように、本発明、その利用、及びその形態において数多くの変更及び置換を施すことによって、本明細書中に記載された実施態様によって達成されるものと実質的に同じ結果を達成することができる。従って、開示された模範形態に本発明を限定しようという意図はない。数多くの変更形、改変形、及び代替構造が、請求項に示された本開示発明の範囲及び思想に含まれる。"