JP2017510361A - 電気外科用医療装置におけるインピーダンス上昇の制御 - Google Patents

Abstract

さまざまな実施形態は、患者に電気外科用信号を供給する電気外科用システムを目的とする。制御回路は、第１の適用期間に、第１のモードにより電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加し得る。第１のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第１の最大電力に制限し得る。制御回路はまた、第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより電気外科用信号を印加し得る。第２のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第２のモード最大電力に制限し得る。第２の最大電力は、第１の最大電力より大きくてよい。

Description

電気外科用器具は、多くの外科手術において用いられる外科用器具の一種である。電気外科用器具は、組織を処置するために電気エネルギーを組織に印加する。電気外科用器具は、１つ又は２つ以上の電極を含む、遠位に取り付けられたエンドファクタを有する器具を含み得る。エンドエフェクタは、組織に電流が導入されるように、組織に対して配置することができる。電気外科用器具は、バイポーラ又はモノポーラ動作用に構成され得る。バイポーラ動作中は、エンドエフェクタの活性電極及びリターン電極からそれぞれ、組織に電流が導入されかつ組織から戻される。モノポーラ動作中は、エンドエフェクタの活性（又はソース）電極から組織に電流が導入され、患者の身体上に個別に配置されたリターン電極（例えば接地パッド）を通して戻される。組織を通過して流れる電流によって生成される熱は、組織内部及び／又は組織間で止血封止を形成することができるため、例えば、血管を封止するために特に有用であり得る。電気外科用器具のエンドエフェクタはまた、組織と電極に対して可動性の、組織を切断するための切断部材を含むことがある。

電気外科用器具によって印加される電気エネルギーは、発生器によって器具に伝達され得る。発生器は、電気外科用器具の単数又は複数の電極に印加される電気外科用信号を形成し得る。発生器は、電気外科用器具に対して外付け又は内蔵であり得る。電気外科用信号は、無線周波数（「ＲＦ」）エネルギーの形態であり得る。例えば、ＲＦエネルギーは、１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚの周波数範囲で供給され得る。動作中、電気外科用器具はＲＦエネルギーを組織を通して伝達することができ、これによってイオンの振動、又は摩擦、実質的に抵抗加熱を生じることにより、組織の温度を上昇させる。処置される組織とその周囲組織との間ではっきりとした境界が形成され得るため、外科医は、隣接する非対象組織を犠牲にすることなく、高いレベルの精度及び制御で手術をすることができる。ＲＦエネルギーの低い動作温度は、軟組織を除去、収縮、又は彫刻しつつ同時に血管を封止する上で有用であり得る。ＲＦエネルギーは、主にコラーゲンからなり、熱と接触すると収縮する結合組織に特によく作用し得る。

ＲＦエネルギーの組織への印加中、組織のインピーダンスが、組織の状態を示す。組織の最適な処置を達成するために、ＲＦエネルギーの印加中に組織のインピーダンスを管理する方法及びシステムが必要とされる。

さまざまな実施形態は、患者に電気外科用信号を供給する電気外科用システムを目的とする。制御回路は、第１の適用期間に、第１のモードにより電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加し得る。第１のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第１の最大電力に制限し得る。制御回路はまた、第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより電気外科用信号を印加し得る。第２のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第２のモード最大電力に制限し得る。第２の最大電力は第１の最大電力より大きくてよい。

さまざまな実施形態の特徴が、付属の特許請求の範囲で詳細に示される。ただし、構成及び操作方法の両方に関するさまざまな実施形態は、それらの利点と共に、以下の説明を以下の添付図面と併せて参照することによって、最もよく理解することができる。
電気外科用器具及び外付け発生器を含む、外科用システムの一例示的実施形態の斜視図を示す。 第２のハンドル本体内のさまざまな構成要素を図示するために第１のハンドル本体の半分が除去された状態の、図１の外科用器具のハンドルの一例示的実施形態の側面図を示す。 ジョーが開いており、軸方向に可動性の部材の遠位端が格納位置にある状態の、図１の外科用器具のエンドエフェクタの一実施形態の斜視図を示す。 ジョーが閉じており、軸方向に可動性の部材の遠位端が部分的に前進した位置にある状態の、図１の外科用器具のエンドエフェクタの一実施形態の斜視図を示す。 図１の外科用器具の軸方向に可動性の部材の一実施形態の斜視図を示す。 図１の外科用器具のエンドエフェクタの一実施形態の断面図を示す。 内蔵の発生器を備えたコードレス電気エネルギー外科用器具を含む外科用システムの一例示的実施形態の斜視図を示す。 内部のさまざまな構成要素を図示するためにハンドル本体の半分が除去された状態の、図７の外科用器具の一実施形態のハンドルの側面図を示す。 ＲＦ駆動及び制御回路の一実施形態を示す。 制御開路の主要構成要素の一実施形態を示す。 電気外科用システムによって供給され得る電力曲線例を示すグラフの一実施形態を示す。 １つ又は２つ以上の電力曲線を組織片に印加するためのプロセスフローの一実施形態を示す。 １つ又は２つ以上の電力曲線を組織片に印加するためのプロセスフローの一実施形態を示す。 ３つのモードを使用する処置サイクル中に組織インピーダンスを管理するためのプロセスフローの一実施形態を示す。 図１２のプロセスフローの第１のモード中に発生器によって供給され得る駆動信号の一実施形態の電力及びインピーダンス特性を示すグラフである。 図１２のプロセスフローの第２のモード中に発生器によって供給され得る駆動信号の一実施形態の電力及びインピーダンス特性を示すグラフである。 図１２のプロセスフローの第３のモード中に発生器によって供給され得る駆動信号の一実施形態の電力及びインピーダンス特性を示すグラフである。 一実施形態によって第１のモード中に印加され得る電圧及び組織インピーダンス閾値を示すグラフである。 一実施形態によって第２のモード中に印加され得る電圧及び組織インピーダンス閾値を示すグラフである。 第３のモードの第１のサブモードのための電圧及びインピーダンス閾値を示すグラフである。 第３のモードの第２のサブモードのための電圧及びインピーダンス閾値を示すグラフである。 第３のモードの第３のサブモードのための電圧及びインピーダンス閾値を示すグラフである。 図１２のプロセスフローによる１組織サイクル中の組織インピーダンスを示すグラフである。 上記図１及び図７に示したもののような外科用システムと関連させて繰返しモードを適用するためのプロセスフローの一実施形態を示す。 繰返しモードを導入した、図１１のプロセスフローの代替実施形態を示す。 繰返しモードを導入した、図１２のプロセスフローの代替実施形態を示す。

以下、組織の切断及び凝固用電気外科用器具の例示的実施を示す実施形態をはじめとする、いくつかの実施形態について詳細に言及する。可能である限り、同様又は類似の参照番号を図面で用いることがあり、同様又は類似の機能性を示し得る。図面は、開示される電気外科用器具及び／又はその使用方法の例示的実施形態を、例示目的のみでのために描写する。当業者は、以下の記載から、本明細書に記載の原理から逸脱することなく、本明細書に示される構造及び方法の代替的な例示的実施形態を用いることができることを、容易に理解しよう。

電気外科用器具は、組織を処置しかつ／又は発生器にフィードバックを提供するために、治療レベル及び／又は治療レベル未満の電気エネルギーを使用する。本明細書に記載のさまざまな電気外科用器具は、手動つまり手で操作する様態での使用に適しているが、本明細書に記載の特徴を備えた電気外科用器具は、ロボット用途に活用することもできる。図１は、電気外科用器具１１０及び外付けの発生器１２０を含む外科用システム１００の一例示的実施形態の斜視図を示す。電気外科用器具１１０は、近位ハンドル１１２と、遠位作業端部つまりエンドエフェクタ１２６と、これらの間に配設された導入器又は細長シャフト１１４と、を含み得る。

電気外科的システム１００は、例えば、電気エネルギー、超音波エネルギー、熱エネルギー、又はこれらの任意の組み合わせなどのエネルギーを、患者の組織に、個々に又は同時に供給するように構成することができる。一例示的実施形態では、電気外科用システム１００は、電気外科用器具１１０と電気通信する発生器１２０を含む。発生器１２０は、ケーブル１２２などの好適な伝達媒体を介して電気外科用器具１１０に接続される。一例示的実施形態では、発生器１２０は、例えば制御ユニット１２５などのコントローラと連結される。さまざまな実施形態において、制御ユニット１２５は発生器１２０と一体的に形成されてもよく、又は、発生器１２０と電気的に連結された個別の回路モジュール若しくは装置として提供されてもよい（このオプションを例示するために図では点線で示されている）。現在開示している実施形態では、発生器１２０が電気外科用器具１１０とは別々に示されるが、一例示的実施形態では、発生器１２０（及び／又は制御ユニット１２５）は電気外科用器具１１０と一体的に形成されて単一電気外科用システム１００を形成してもよく、その場合、電気外科用器具１１０内に配置される電池がエネルギー源となり、電池と連結された回路が好適な電気エネルギー、超音波エネルギー、又は熱エネルギーを生成する。このような一例を、本明細書において、図７〜図８Ｃに関連して以下に説明する。発生器１２０は、発生器１２０のコンソールの前側パネルに配置された入力装置１３５を含み得る。入力装置１３５は、例えばキーボード又は入力ポートなどの、発生器１２０の動作をプログラミングするために好適な信号を生成する任意の好適な装置を含んでもよい。

ここで、エンドエフェクタ１２６に言及すると、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂ内の電極が、ハンドル１１２及びケーブル１２２を介して発生器１２０と連結され得る。ケーブル１２２は、電気外科用器具１１０の正極（＋）及び負極（−）に電気エネルギーを印加するための複数の電気的導体を含み得る。例えば、ケーブル１２２は、少なくとも１つの供給導体１３１及び少なくとも１つのリターン導体１３３を含み得る。さまざまな実施形態において、供給導体１３１及びリターン導体１３３は、絶縁線及び／又は他の任意の好適な種類の導体を含んでよい。特定の実施形態では、以下に説明するように、供給導体１３１及びリターン導体１３３は、発生器１２０と電気外科用器具１１０のエンドエフェクタ１２６との間、又は少なくとも部分的にそれらの間に延在するケーブル１２２の中に収容されてもよく、かつ／又はこのようなケーブル１２２を含んでもよい。いずれの場合も、発生器１２０は、十分な電流をエンドエフェクタ１２６に供給することができるように、供給導体１３１とリターン導体１３３との間に十分な電圧差を印加するように構成され得る。

制御ユニット１２５を、電源として機能し得る発生器１２０を起動するのに用いてもよい。発生器は、ジョー１６４ａ、１６４ｂの電極にハンドル１１２を介して供給される電気外科用駆動信号を生成し得る。さまざまな実施形態において、発生器１２０は、例えば、個々に又は同時に起動され得るＲＦ源若しくは電気外科用源、超音波源、直流源、及び／又は他の任意の好適な種類の電気エネルギー源を含んでよい。

図２は、第２のハンドル本体１１２ｂ内のさまざまな構成要素を図示するために第１のハンドル本体１１２ａ（図１を参照）の半分が除去された状態の、外科用器具１１０のハンドル１１２の一例示的実施形態の側面図を示す。ハンドル１１２は、経路３３に沿って引くことができるレバーアーム１２１（例えば、トリガ）を含み得る。レバーアーム１２１は、レバーアーム１２１の延長部１９８に対して動作可能に係合するシャトル１８４によって細長シャフト１１４内に配設された、軸方向に可動性の部材１７８（図３〜６）と連結されてよい。シャトル１８４は、バネ１８８などの付勢装置に更に接続されてもよく、このバネ１８８がまた、第２のハンドル本体１１２ｂにも接続されることにより、シャトル１８４、ひいては軸方向に可動性の部材１７８を近位方向に付勢し、それによって、ジョー１６４ａ及び１６４ｂを、図１に見られるような開位置に動かすことができる。また、図１及び図２を参照すると、係止部材１９０（図２を参照）は、係止スイッチによって、図示のようにシャトル１８４が遠位側に移動するのが実質的に防止される係止位置と、シャトル１８４が細長シャフト１１４に向かって遠位方向に自由に移動するのを可能にし得る係止解除位置との間で移動することもできる。ハンドル１１２は、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂを作動させるための作動レバー、トリガ、又はスライダーを保持するように構成された、任意の種類のピストルグリップ又は当該技術分野において既知の他の種類のハンドルであってよい。いくつかの実施形態では、ハンドル１１２は、ペンシル型ハンドルを含んでよい。細長シャフト１１４は、例えば円筒形又は長方形の横断面を有しており、ハンドル１１２から延在する薄壁管状スリーブを含み得る。細長シャフト１１４は、ジョーを作動させるための、例えば軸方向に可動性の部材１７８のような作動機構を保持するため、またエンドエフェクタ１２６の電気外科用構成要素に電気エネルギーを供給する電気リード線を保持するために、細長シャフト１１４を通って延在する孔を有してもよい。

エンドエフェクタ１２６は、組織を捕捉及び切除するように、並びに制御されたエネルギー（例えばＲＦエネルギー）を印加することによって、捕捉された組織の同時融着を行うように、適合されてもよい。第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂは、閉じることができ、それにより、軸方向に可動性の部材１７８によって画定された縦軸「Ｔ」の周りの組織を補足するか又はその組織に係合する。第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂはまた、組織に圧縮を加えてもよい。いくつかの実施形態では、細長シャフト１１４は、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂと共に、矢印１９６（図１を参照）に示すように、ハンドル１１２に対して３６０°全回転することができる。例えば、回転ノブ１４８はシャフト１１４の縦軸の周りを回転可能であってもよく、ノブ１４８の回転によって、それに応じたシャフト１１４の回転が引き起されるようにシャフト１１４と連結されていてよい。第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂは、回転している間、開放可能及び／又は閉鎖可能な状態を維持することができる。

図３は、ジョー１６４ａ、１６４ｂが開いており、軸方向に可動性の部材１７８の遠位端が格納位置にある状態の、エンドエフェクタ１２６の一例示的実施形態の斜視図を示す。図４は、ジョー１６４ａ、１６４ｂが閉じており、軸方向に可動性の部材１７８の遠位端が部分的に前進した位置にある状態の、エンドエフェクタ１２６の一実施形態の斜視図を示す。上述したように、エンドエフェクタ１２６は、上側の第１のジョー１６４ａ及び下側の第２のジョー１６４ｂを含み得、これらは直線状であっても曲線状であってもよい。第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂはそれぞれ、それぞれの中間部分に沿って外方に配設された細長スロット又はチャネル１６２ａ及び１６２ｂをそれぞれ含んでよい。更に、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂはそれぞれ、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂの内側部分に配設された、歯１６３などの組織把持要素を有してもよい。第１のジョー１６４ａは、上側の第１の外側に面する表面１６９ａ及び上側の第１のエネルギー供給面１６５ａを備えた、上側の第１のジョー本体を含んでよい。第２のジョー１６４ｂは、下側の第２の外側に面する表面１６９ｂ及び下側の第２のエネルギー供給面１６５ｂを備えた、下側の第１のジョー本体を含んでよい。第１のエネルギー供給面１６５ａ及び第２のエネルギー供給面１６５ｂは両方とも、エンドエフェクタ１２６の遠位端の周りで「Ｕ」字形に延在してよい。

ハンドル１１２のレバーアーム１２１（図２）は、ジョー閉鎖機構としても機能し得る軸方向に可動性の部材１７８を作動させるように適合されてよい。例えば、図２に示して先に説明したように、レバーアーム１２１がシャトル１８４を介して経路３３に沿って近位方向に引っ張られることで、軸方向に可動性の部材１７８が遠位方向に付勢され得る。図５は、外科用器具１１０の軸方向に可動性の部材１７８の一例示的実施形態の斜視図である。軸方向に可動性の部材１７８は、１つ又は数個の個片を含んでもよいが、いずれの場合も、細長シャフト１１４及び／又はジョー１６４ａ、１６４ｂに対して移動可能又は並進可能であってよい。また、少なくとも一例示的実施形態では、軸方向に可動性の部材１７８は、１７−４析出硬化型ステンレス鋼製であってよい。軸方向に可動性の部材１７８の遠位端は、ジョー１６４ａ及び１６４ｂのチャネル１６２ａ及び１６２ｂ内で摺動するように構成された、フランジ付きの「Ｉ」形鋼を含んでよい。軸方向に可動性の部材１７８は、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂを開閉するために、チャネル１６２ａ、１６２ｂ内で摺動してよい。軸方向に可動性の部材１７８の遠位端はまた、上側フランジ又は「ｃ」字形部分１７８ａと、下側フランジ又は「ｃ」字形部分１７８ｂとを含んでよい。フランジ１７８ａ及び１７８ｂはそれぞれ、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂの外側に面する表面に係合する内側カム面１６７ａ及び１６７ｂを画定する。ジョー１６４ａ及びジョー１６４ｂを開閉することにより、可動性の「Ｉ形鋼」である軸方向に可動性の部材１７８と、ジョー１６４ａ、１６４ｂの外側に面する表面１６９ａ、１６９ｂとを含み得るカム機構を用いて、非常に高い圧縮力を組織に加えることができる。

より具体的には、ここで図３〜図５を集合的に参照すると、軸方向に可動性の部材１７８の遠位端の内側カム面１６７ａ及び１６７ｂは、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂのそれぞれ第１の外側に面する表面３６９ａ及び第２の外側に面する表面１６９ｂを摺動可能に係合するように適合されてよい。第１のジョー１６４ａ内のチャネル１６２ａ及び第２のジョー１６４ｂ内のチャネル１６２ｂは、例えば鋭い遠位縁部を有する組織切断要素１７１を含み得る、軸方向に可動性の部材１７８の運動に適応するように、寸法が定められかつ構成されてよい。例えば図４は、少なくとも部分的にチャネル１６２ａ及び１６２ｂ（図３）を通して前進された、軸方向に可動性の部材１７８の遠位端を示す。軸方向に可動性の部材１７８の前進によって、エンドエフェクタ１２６を、図３に示される開いた構成から閉じてよい。図４によって示される閉位置では、上側の第１のジョー１６４ａ及び下側の第２のジョー１６４ｂが、第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂそれぞれの第１のエネルギー供給面１６５ａと第２のエネルギー供給面１６５ｂとの間に、間隙又は寸法Ｄを画定する。さまざまな実施形態において、寸法Ｄは、例えば約０．００１ｃｍ〜約０．１０ｃｍ（０．０００５インチ〜約０．０４０インチ）、いくつかの実施形態では、例えば約０．００３ｃｍ〜約０．０３ｃｍ（０．００１インチ〜約０．０１０インチ）に相当し得る。また、第１のエネルギー供給面１６５ａ及び第２のエネルギー供給面１６５ｂの縁部は、組織が切り裂かれるのを防ぐため、丸み付けられてもよい。

図６は、外科用器具１１０のエンドエフェクタ１２６の一例示的実施形態の断面図である。下側のジョー１６４ｂの第２のエネルギー供給面１６５ｂは、以下でより詳細に説明するように、少なくとも部分的に、可変抵抗性の正温度係数（ＰＴＣ）本体などの導電抵抗性マトリックスを通って、組織にエネルギーを供給するように適合される。上側のジョー１６４ａ及び下側のジョー１６４ｂの少なくとも一方は、発生器１２０からのエネルギーを捕捉された組織に供給するように構成された少なくとも１つの電極１７３を有し得る。上側のジョー１６４ａの第１のエネルギー供給表面１６５ａは、同様の導電抵抗性マトリックス（すなわち、ＰＴＣ材料）を有していてよく、又はいくつかの実施形態では、この表面は、例えば導電性電極又は絶縁層であってよい。あるいは、ジョーの係合面は、「ＥＬＥＣＴＲＯＳＵＲＧＩＣＡＬ ＪＡＷ ＳＴＲＵＣＴＵＲＥ ＦＯＲ ＣＯＮＴＲＯＬＬＥＤ ＥＮＥＲＧＹ ＤＥＬＩＶＥＲＹ」という名称で２００１年１０月２２日に出願の米国特許第６，７７３，４０９号に開示されている、エネルギー供給構成要素のいずれかを有することができ、その全開示を参照により本明細書に組み込む。

第１のエネルギー供給面１６５ａ及び第２のエネルギー供給面１６５ｂはそれぞれ、発生器１２０と電気通信し得る。第１のエネルギー供給面１６５ａ及び第２のエネルギー供給面１６５ｂは、組織に接触し、補足した組織に、組織を封止又は融着するよう電気外科用エネルギーを供給するように構成されてよい。制御ユニット１２５が、発生器１２０によって供給される電気エネルギーを調整し、発生器１２０が次いで、第１のエネルギー供給面１６５ａ及び第２のエネルギー供給面１６５ｂに電気外科用エネルギーを供給する。エネルギー供給は、レバーアーム１２１と動作可能に係合し、かつケーブル１２２を介して発生器１２０と電気通信する起動ボタン１２８（図２）によって開始されてよい。一例示的実施形態では、電気外科用器具１１０は、フットスイッチ１２９（図１）を用いることによって、発生器１２０により通電され得る。起動に際しては、例えば、フットスイッチ１２９が発生器１２０を起動させることにより、電気エネルギーをエンドエフェクタ１２６に供給する。制御ユニット１２５が、起動中に発生器１２０によって生成される電力を調整し得る。フットスイッチ１２９は多くの状況下で好適であり得るが、例えば親指スイッチのような他の好適な種類のスイッチを使用することもできる。

上述したように、発電機１２０によって供給され、制御ユニット１２５によって調節されるか又は別の形で制御される電気外科用エネルギーは、無線周波数（ＲＦ）エネルギー、又は他の好適な形態の電気エネルギーを含み得る。更に、対向する第１のエネルギー供給面１６５ａ及び第２のエネルギー供給面１６５ｂは、発生器１２０及び制御ユニット１２５と電気通信するさまざまな可変抵抗性のＰＴＣ本体を保持し得る。電気外科用エンドエフェクタ、ジョー閉鎖機構、及び電気外科用エネルギー供給面に関する更なる詳細は、以下の米国特許及び公開特許出願に記載されている。即ち、米国特許第７，０８７，０５４号、同第７，０８３，６１９号、同第７，０７０，５９７号、同第７，０４１，１０２号、同第７，０１１，６５７号、同第６，９２９，６４４号、同第６，９２６，７１６号、同第６，９１３，５７９号、同第６，９０５，４９７号、同第６，８０２，８４３号、同第６，７７０，０７２号、同第６，６５６，１７７号、及び同第６，５３３，７８４号、並びに米国特許出願公開第２０１０／００３６７０号及び同第２００９／００７６５０６号であり、これらはすべて、参照により全体として本明細書に組み込まれ、本明細書の一部となる。

一例示的実施形態では、発生器１２０は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを用いてバイポーラ電気外科手術を行うのに十分な電力を供給することができる電気外科用ユニット（ＥＳＵ）として実装されてよい。一例示的実施形態では、ＥＳＵは、ＥＲＢＥ ＵＳＡ，Ｉｎｃ．（Ｍａｒｉｅｔｔａ，Ｇｅｏｒｇｉａ）から販売されるバイポーラＥＲＢＥ ＶＩＯ１５０及び／又はＥｔｈｉｃｏｎ Ｅｎｄｏ−Ｓｕｒｇｅｒｙ（Ｃｉｎｃｉｎｎａｔｉ，Ｏｈｉｏ）から販売されるＧＥＮ１１発生器であってよい。いくつかの実施形態では、例えばバイポーラ電気外科手術用途について、活性電極とリターン電極とを有する外科用器具を使用することができ、活性電極及びリターン電極を、電流が活性電極からＰＴＣ本体を通り、組織を通ってリターン電極へと流れることができるように、処置される組織に対して、隣接して、かつ／又はそれと電気通信するように配置することができる。したがって、さまざまな実施形態において、電気外科用システム１００は、供給経路及びリターン経路を含んでよく、処置された捕捉組織が回路を完成させる又は閉じる。いくつかの実施形態では、操作者は、組織の状態を評価して電気外科用システム１００にフィードバックを提供する目的で治療レベル未満のＲＦエネルギーを供給してよい。このようなフィードバックは、電気外科用器具１１０の治療レベルのＲＦエネルギー出力を制御するために利用することができる。

電気外科用器具１１０の操作中、ユーザーは一般に組織を把持し、把持した組織にエネルギーを供給して融着又は封止を形成（例えば起動ボタン１２８及び／又はフットスイッチ１２９による）した後、捕捉組織を通して組織切断要素１７１を、軸方向に可動性の部材１７８の遠位端で駆動する。さまざまな実施形態によれば、軸方向に可動性の部材１７８の軸方向の並進運動は、軸方向に可動性の部材１７８の駆動が好適な移動速度で行われるのを補助するように、ペーシング又はその他の方法で制御され得る。移動速度を制御することによって、捕捉された組織が、切断要素１７１による切断の前に、適切かつ機能的に封止される可能性が増大する。

図７は、内蔵の発生器（図７には示されない）を備えたコードレス電気エネルギー外科用器具２１０を含む外科用システム２００の一例示的実施形態の斜視図を示す。電気外科用システム２００は、電気外科用システム１００と同様である。電気外科用システム２００は、例えば電気エネルギー、超音波エネルギー、熱エネルギー、又はこれらの任意の組み合わせなどのエネルギーを、例えば図１に関連して説明されるように、患者の組織に個々に又は同時に供給するように構成することができる。電気外科用器具２１０は、コードレス近位ハンドル２１２と併せて本明細書に説明するエンドエフェクタ１２６及び細長シャフト１１４を利用することができる。一例示的実施形態では、ハンドル２１２は内蔵の発生回路２２０を含む（図８Ａを参照）。発生回路２２０は、発生器１２０の機能と実質的に同様の機能を果たす。一例示的実施形態では、発生回路２２０は、コントローラ又は制御回路（例えば図８Ｂ中の２８１）と連結される。図示の実施形態では、制御回路は発生回路２２０と一体化されている。他の実施形態では、制御回路は発生回路２２０と別々であり得る。

一例示的実施形態では、エンドエフェクタ１２６内のさまざまな電極（第１のジョー１６４ａ及び第２のジョー１６４ｂを含む）が発生回路２２０と連結されてよい。制御回路は、電源として機能し得る発生器２２０を起動するために用いることができる。さまざまな実施形態において、発生器２２０は、例えばＲＦ源、超音波源、直流源、マイクロ波源、及び／又は他の任意の好適な種類の発熱性エネルギー源を含んでよい。例えば直流源は、組織を処置し得る加熱素子に電力を供給するのに使用することができる。一例示的実施形態では、発生回路２２０を起動させてエンドエフェクタ１２６にエネルギーを供給するために、ボタン２２８が設けられてもよい。

図８Ａは、第２のハンドル本体２３４内のさまざまな構成要素を図示するために第１のハンドル本体の半分が除去された様態の、コードレス外科用器具２１０のハンドル２１２の一例示的実施形態の側面図を示す。ハンドル２１２は、枢着部の周りの経路３３に沿って引っ張られる得るレバーアーム２２１（例えばトリガ）を含んでよい。レバーアーム２２１は、レバーアーム２２１の延長部に動作可能に係合されたシャトルによって細長シャフト１１４内に配設された、軸方向に可動性の部材２７８と連結されてよい。一例示的実施形態例では、レバーアーム２２１は、遠位トリガフック２２１ａ及び近位トリガ部２２１ｂを含むシェパードフック形状を画定する。図示のように、遠位トリガフック２２１ａが第１の長さを有し得ると同時に、近位トリガ部２２１ｂは第２の長さを有し得、この第２の長さは第１の長さより長い。

一例示的実施形態では、コードレス電気外科用器具は電池２３７を含む。電池２３７は、発生回路２２０に電気エネルギーを供給する。電池２３７は、所望のエネルギーレベルにおいて発生回路２２０を駆動するのに好適な任意の電池であり得る。一例示的実施形態例では、電池２３７は、１０３０ｍＡｈｒのトリプルセルリチウムイオンポリマー電池である。電池は外科的処置に用いられるに先立ってフル充電されてよく、約１２．６Ｖの電圧を保持していてよい。電池２３７は、電池の各端子に合わせて配される、コードレス電気外科用器具２１０に適した２つのヒューズを有してよい。一例示的実施形態では、電池２３７を直流源（図示せず）に接続するための充電ポート２３９が設けられる。

発生回路２２０は、任意の好適な様態で構成され得る。いくつかの実施形態では、発生回路は、ＲＦ駆動及び制御回路２４０、並びにコントローラ回路２８２を含む。図８Ｂは、ＲＦ駆動及び制御回路２４０の一実施形態を示す。図８Ｂは、エンドエフェクタ１２６に供給されるＲＦ電気エネルギーを生成及び制御するために本実施形態において使用されるＲＦ駆動及び制御回路２４０を示す、部分的概略、部分的ブロック図である。この実施形態では、駆動回路２４０は、並列共振ネットワークをＲＦ増幅器出力部に有する共振モードＲＦ増幅器であり、制御回路は、電気外科用駆動信号の動作周波数を制御するように動作することにより、その動作周波数が駆動回路の共振周波数に維持されることで、エンドエフェクタ１２６に供給される電力量が制御される。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。

図８Ｂに示すように、ＲＦ駆動及び制御回路２４０は、この例においては約０Ｖ及び約１２Ｖのレールに給電するように構成された上述の電池２３７を含む。低い電源インピーダンスを得るために、入力キャパシタ（Ｃ_ｉｎ）２４２は０Ｖと１２Ｖとの間に接続される。一対のＦＥＴスイッチ２４３−１及び２４３−２（共にこの実施形態においては電力損失を低減するためにＮチャネルである）は、０Ｖレールと１２Ｖレールとの間に直列に接続されている。２つのＦＥＴ ２４３のそれぞれを駆動するために、２つの駆動信号を生成するＦＥＴゲート駆動回路２４５が設けられる。ＦＥＴゲート駆動回路２４５は、下方のＦＥＴ（２４３−２）がオフであるときに上方のＦＥＴ（２３４−１）をオンにし、またその逆にする駆動信号を生成する。これにより、ノード２４７は１２Ｖレール（ＦＥＴ ２４３−１がオンのとき）及び０Ｖレール（ＦＥＴ ２４３−２がオンのとき）に交互に接続されることになる。図８Ｂはまた、ＦＥＴ ２４３が開いている任意の期間中に動作する、対応するＦＥＴ ２４３の内部寄生ダイオード２４８−１及び２４８−２を示す。

図８Ｂに示すように、ノード２４７は、インダクタＬ_ｓ ２５２及びインダクタＬ_ｍ ２５４によって形成されたインダクタ・インダクタ共振回路２５０に接続されている。ＦＥＴゲート駆動回路２４５は、並列共振回路２５０の共振周波数でＦＥＴスイッチ２４３を開閉する駆動周波数（ｆ_ｄ）で駆動信号を生成するように構成されている。共振回路２５０の共振特性の結果として、ノード２４７における方形波電圧によって、駆動周波数（ｆ_ｄ）の実質的に正弦波状の電流が共振回路２５０内に流れるようになる。図８Ｂ示すように、インダクタＬ_ｍ ２５４は変圧器２５５の一次側であり、その二次側はインダクタＬ_ｓｅｃ ２５６により形成される。変圧器２５５の二次側のインダクタＬ_ｓｅｃ ２５６は、インダクタＬ_２２５８、コンデンサＣ_４ ２６０、及びコンデンサＣ_２ ２６２によって形成されたインダクタ・コンデンサ・コンデンサの並列共振回路２５７に接続されている。変圧器２５５は、インダクタＬ_ｍ ２５４にかかる駆動電圧（Ｖ_ｄ）を、出力並列共振回路２５７に印加される電圧にアップコンバートする。負荷電圧（Ｖ_Ｌ）は、並列共振回路２５７によって出力され、鉗子のジョー、及びエンドエフェクタ１２６により把持される任意の組織又は血管のインピーダンスに対応する負荷（図８Ｂの負荷抵抗Ｒ_ｌｏａｄ ２５９により表される）に印加される。図８Ｂに示されるように、一対のＤＣ阻止コンデンサＣ_ｂｌ１ ２８０−１及びＣ_ｂｌ２ ２８０−２が設けられて、任意のＤＣ信号が負荷２５９に印加されるのを防止する。

一実施形態では、変圧器２５５が、以下の仕様によるコア径（ｍｍ）、線径（ｍｍ）、及び２次巻線同士の間隙で実装され得る。
コア径Ｄ（ｍｍ）
Ｄ＝１９．９×１０−３
２２ＡＷＧワイヤの線径Ｗ（ｍｍ）
Ｗ＝７．３６６×１０−４
間隙＝０．１２５の２次巻線同士の間隙
Ｇ＝間隙／２５．４

この実施形態では、エンドエフェクタ１２６に供給される電力量は、ＦＥＴ ２４３を切り替えるために使用されるスイッチング信号の周波数を変えることによって制御される。これは、共振回路２５０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。駆動信号が共振回路２５０の共振周波数に近づくほど、駆動信号は減衰されなくなる。同様に、駆動信号の周波数が移動して回路２５０の共振周波数から離れるほど、駆動信号は減衰され、したがって負荷に供給される電力も低下する。この実施形態において、ＦＥＴゲート駆動回路２４５によって生成されるスイッチング信号の周波数は、負荷２５９に供給されるべき所望の電力、並びに従来の電圧検出回路２８３及び電流検出回路２８５によって取得される負荷電圧（Ｖ_Ｌ）及び負荷電流（Ｉ_Ｌ）の測定値に基づいて、コントローラ２８１によって制御される。コントローラ２８１が動作する方式について、以下でより詳細に説明する。

一実施形態において、電圧検出回路２８３及び電流検出回路２８５は、高帯域幅で高速のレールツーレール増幅器（例えばＮａｔｉｏｎａｌ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ社によるＬＭＨ６６４３）で実現され得る。しかしながらそのような増幅器は、動作状態にあるときに比較的多くの電流を消費する。したがって、増幅器が電圧検出回路２８３及び電流検出回路２８５において使用されていないときに増幅器の供給電圧を低減するために、節電回路が設けられてよい。一実施形態において、レールツーレール増幅器の供給電圧を低減し、それによって電池２３７の寿命を延長するために、ステップダウンレギュレータ（例えばＬｉｎｅａｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ社によるＬＴ１５０２）を節電回路に利用してもよい。

図８Ｃは、一実施形態によるコントローラ２８１の主構成要素を示す。図８Ｃに示される実施形態では、コントローラ２８１はマイクロプロセッサベースのコントローラであり、したがって図８Ｃに示す構成要素の大部分はソフトウェアベースの構成要素である。それでもなお、代わりにハードウェアベースのコントローラ２８１を使用してもよい。図示のように、コントローラ２８１は同期Ｉ／Ｑサンプリング回路２９１を有しており、この回路が、検出回路２８３及び２８５から検出電圧及び電流信号を受信し、電力、Ｖ_ｒｍｓ及びＩ_ｒｍｓ計算モジュール２９３に渡される、対応するサンプルを取得する。計算モジュール２９３は、受信したサンプルを用いて、負荷２５９（図８Ｂ、エンドエフェクタ１２６及びそれによって把持される組織／血管）に印加されるＲＭＳ電圧及びＲＭＳ電流を、そしてこれらから、現に負荷２５９に供給されている電力を計算する。決定された値は次いで、周波数制御モジュール２９５及び医療装置制御モジュール２９７に渡される。医療装置制御モジュール２９７は、これらの値を使用して負荷２５９の現在のインピーダンスを決定し、決定したこのインピーダンスと予め定義済みのアルゴリズムとに基づいて、どの程度の目標電力（Ｐ_ｓｅｔ）を周波数制御モジュール２９５に印加すべきかを決定する。この医療装置制御モジュール２９７は、ユーザーの入力（例えばボタン２２８を押すことによるか、又はハンドル２１２上の制御レバー２２１を起動させることによる）を受け取るユーザー入力モジュール２９９から受信する信号により制御され、また、ユーザー出力モジュール２６１を介して、ハンドル２１２上の出力装置（光、ディスプレイ、スピーカなど）を制御する。

周波数制御モジュール２９５は、計算モジュール２９３から取得した値及び医療装置制御モジュール２９７から取得した電力目標値（Ｐ_ｓｅｔ）、並びに予め定義済みのシステム限界（以下で説明する）を使用して、印加周波数を増減させるべきか否かを判断する。この判断の結果は次いで、方形波発生モジュール２６３に渡されるが、このモジュール２６３は、この実施形態では、受け取った判断に基づいて生成する方形波信号の周波数を１ｋＨｚ単位で増減させる。当業者には明らかとなるように、代替的実施形態では、周波数制御モジュール２９５は、周波数を増減させるべきかだけでなく、必要となる周波数変化の大きさをも決定し得る。この場合、方形波発生モジュール２６３は、所望の周波数シフトをもって、対応する方形波信号を生成する。この実施形態では、方形波発生モジュール２６３によって生成された方形波信号がＦＥＴゲート駆動回路２４５に出力され、ＦＥＴゲート駆動回路２４５がこの信号を増幅し、次いでＦＥＴ ２４３−１に印加する。ＦＥＴゲート駆動回路２４５はまた、ＦＥＴ ２４３−１に印加される信号を反転させ、その反転信号をＦＥＴ ２４３−２に印加する。

電気外科用器具２１０は、図１〜６に示す電気外科用システム１００について記載されるような追加の特徴を有し得る。当業者であれば、電気外科用器具２１０が回転ノブ１４８、細長シャフト１１４、及びエンドエフェクタ１２６を含み得ることを認識するであろう。これらの要素は、図１〜６に示す電気外科用システム１００に対して上述したのと実質的に同様の様態で機能する。一例示的実施形態では、コードレス電気外科用器具２１０は視覚インジケータ２３５を含んでよい。視覚インジケータ２３５は、視覚指示信号を操作者に提供することができる。一例示的実施形態では、視覚指示信号は、装置の電源が入っていること、又は装置がエンドエフェクタにエネルギーを印加していることを操作者に警告し得る。当業者であれば、視覚インジケータ２３５は装置の複数の状態の情報を提供するように構成され得ることを認識するであろう。

さまざまな実施形態によれば、本明細書の電気外科用システムは、凝固サイクルの初期及び中間期において、より高いインピーダンスに利用可能な電力を制限することによって組織インピーダンスの上昇を制限するように、プログラミングされ得る。血管封止において処置される組織の自然の傾向として、電気外科用システムは、プロセスの一定時点でインピーダンスの劇的な上昇を呈することになるが、このようなプログラミングによって、組織に全範囲負荷曲線が印加される場合に比べてインピーダンスがより穏やかに上昇するようにし得る。バイポーラ電極を備えるエンドエフェクタによって組織が把持され全範囲負荷曲線が印加されると、組織のインピーダンスがより低いインピーダンスからより高いインピーダンスに劇的に変化する短い時間がある。これは、組織及び特に組織と関連する体液が相転移をするときである。この転移中に生じることが予想されるインピーダンスにおける電力が制限される場合、インピーダンスの上昇速度も制限される。このような所望の効果は、所望の組織効果を得るために有益であり得、水が沸騰し始める際に組織に供給される電力を低減し、電気外科用器具において時に見られるようなポッピングを減少し得る。

電気外科用システム１００、２００（例えば発生器１２０、２２０）は、ジョー１６４ａとジョー１６４ｂとの間の組織片に電力を供給するように、任意の好適な方法又はアルゴリズムに従ってプログラミングされてよい。例えば、いくつかの実施形態では、発生器１２０、２２０は、１つ又は２つ以上の電力曲線による電気外科用駆動信号を供給し得る。電力曲線は、組織に供給される電力と組織のインピーダンスとの間の関係を規定し得る。例えば、凝固中に組織のインピーダンスが変化する（例えば増大する）と、発生器１２０、２２０によって供給される電力もまた、適用される電力曲線に従って変化（例えば減少）し得る。

異なる種類及び／又は大きさの組織片に対して、異なる電力曲線が特に適していることもあれば、適さないこともあり得る。積極的な電力曲線（例えば高電力レベルを求める電力曲線）が、大きな組織片に好適であり得る。小さな血管のようなより小さな組織片に供給される場合、より積極的な電力曲線は、外面の焼け付き、又はその他の有害な結果に繋がり得る。外面の焼け付きは、外面における凝固／融着の質を低下させることがあり、また組織の内面部分の凝固の完了を妨げることがある。同様に、より消極的な電力曲線では、より大きな組織片（例えば、より大きな束状構造）に適用されるときに止血を達成できないことがある。

図９は、例示的電力曲線１３０６、１３０８、１３１０を示すグラフ１３００の一実施形態を示す。グラフ１３００は、左から右へと増加する潜在的組織インピーダンスを示すインピーダンス軸１３０２を含む。電力軸１３０４は、下から上へと増加する電力を示す。各電力曲線１３０６、１３０８、１３１０は、電力軸１３０４上において、インピーダンス軸１３０２における複数の潜在的な感知される組織インピーダンスに対応する一連の電力レベルを規定し得る。一般的に、電力曲線は異なる形状をとることがあり、これを図９に例示する。電力曲線１３０６は段階的な形状を有し、一方で電力曲線１３０８、１３１０は、曲線形状を有するものとして示されている。さまざまな実施形態によって使用される電力曲線が、任意の使用可能な、連続的又は非連続的な形状をとり得ることは理解されよう。電力供給速度又は電力曲線の積極性は、グラフ１３００におけるその位置によって示され得る。例えば、所与の組織インピーダンスにより高い電力を供給する電力曲線は、より積極的であるものと考えられ得る。したがって、２つの電力曲線の間にで、電力軸１３０４で最も高い位置にある曲線がより積極的であり得る。いくつかの電力曲線は重複し得ることが理解されよう。

２つの電力曲線の積極性は、任意の好適な方法によって比較され得る。例えば、第１の電力曲線が、潜在的な組織インピーダンスの範囲の少なくとも半分に対応するより高い供給電力を有する場合、第１の電力曲線は、潜在的な組織インピーダンスの所与の範囲にわたり、第２の電力曲線よりも積極的であるとみなされ得る。また、例えば、その範囲にわたる第１の曲線の下の面積が、その範囲にわたる第２の曲線の下の面積より大きい場合、第１の電力曲線は、潜在的な組織インピーダンスの所与の範囲にわたり、第２の電力曲線よりも積極的であるとみなされ得る。同様に、電力曲線が別個に表される場合、その潜在的な組織インピーダンスのセットにわたる第１の電力曲線の電力値の合計が、その潜在的な組織インピーダンスのセットにわたる第２の電力曲線の電力値の合計よりも大きい場合、第１の電力曲線は、潜在的な組織インピーダンスの所与のセットにわたり、第２の電力曲線よりも積極的であるとみなされ得る。

本明細書に記載するように、器具１１０のいくつかの実施形態は、ジョー部材１６４ａ、１６４ｂの電極の一方又は両方の間に配置される正温度係数（ＰＴＣ）材料を含む。ＰＴＣ材料は、閾値又はトリガ温度に到達するまでは比較的低くかつ比較的一定のままであるインピーダンスプロファイルを有し得、この時点において、ＰＴＣ材料のインピーダンスが増加し得る。使用に際し、ＰＴＣ材料は、電力の印加中に組織と接触するように配置され得る。ＰＴＣ材料のトリガ温度は、融着又は凝固の完了を示す組織温度に対応するように選択され得る。したがって、融着又は凝固プロセスが完了すると、ＰＴＣ材料の温度が増加することで、ＰＴＣ材料のインピーダンスが対応して増大し得る。この、組織と直列の追加的な直列インピーダンスによって、実際に組織に供給される電力が低下し得る。

凝固又は融着プロセス中に組織インピーダンスが一般的に増加し得ることは理解されよう。いくつかの実施形態では、組織インピーダンスは、良好な凝固を示す、インピーダンスの突然の増加を呈し得る。このような増加は、組織の生理学的変化、ＰＴＣ材料がそのトリガ閾値に達したこと、などに起因し得る。インピーダンスの突然の増加をもたらすために必要であり得るエネルギー量は、それが作用中の組織の熱質量部に関連し得る。任意の所与の組織片の熱質量部は、ひいては、その組織片の組織の種類及び量に関連し得る。

さまざまな実施形態は、このような組織インピーダンスの突然の増加を利用することによって、所与の組織片について適切な電力曲線を選択することができる。例えば発生器１２０、２２０は、組織インピーダンスが、突然の増加が生じたことを示すインピーダンス閾値に到達するまで、順次、より積極的な電力曲線を選択及び適用し得る。例えば、インピーダンス閾値への到達は、現に適用されている電力曲線で凝固が適切に進行していることを示し得る。インピーダンス閾値は、組織インピーダンス値、組織インピーダンスの変化率、及び／又はインピーダンスと変化率との組み合わせであり得る。例えば、インピーダンス閾値は、一定のインピーダンス値及び／又は変化率が観察されるときに満たされ得る。本明細書に記載されるように、さまざまな実施形態により、異なる電力曲線が異なるインピーダンス閾値を有し得る。

図１０は、１つ又は２つ以上の電力曲線を組織片に適用するためのプロセスフロー１３３０の一実施形態を示す。任意の好適な数の電力曲線が使用され得る。電力曲線は、電力曲線の１つが組織をインピーダンス閾値へと上げるまで、積極性の順に順次適用され得る。１３３２において、発生器１２０、２２０は、第１の電力曲線を適用し得る。さまざまな実施形態により、第１の電力曲線は、比較的低い割合で電力を供給するように選択され得る。例えば、第１の電力曲線は、最も小さく、最も脆弱であると予測される組織片における組織の焼き付きを回避するように選択され得る。

第１の電力曲線は、任意の好適な方法で組織に適用され得る。例えば、発生器１２０、２２０は、第１の電力曲線を実施する駆動信号を生成し得る。電力曲線は、駆動信号の電力を調節することによって実現され得る。駆動信号の電力は、任意の好適な方法で調節され得る。例えば、信号の電圧及び／又は電流を調節してもよい。また、さまざまな実施形態では、駆動信号はパルス化され得る。例えば、発生器１２０、２２０は、駆動信号の周波数、パルス幅、負荷サイクルなどを変更することによって平均電力を調節してよい。駆動信号は、第１のジョー部材１６４ａ、及び第２のジョー部材１６４ｂの電極に供給され得る。

第１の電力曲線を適用する間、発生器１２０、２２０は、組織に供給される合計エネルギーをモニタリングし得る。組織のインピーダンスは、１つ又は２つ以上のエネルギー閾値で、インピーダンス閾値と比較され得る。任意の好適な方法によって選択され得る、任意の好適な数のエネルギー閾値が存在してよい。例えば、エネルギー閾値は、異なる組織の種類がインピーダンス閾値を達成する、既知の点に対応するように選択され得る。１３３４において、発生器１２０、２２０は、組織に供給された合計エネルギーが第１のエネルギー閾値を満たしたか又は超えたかどうかを判定し得る。合計エネルギーが第１のエネルギー閾値に未だ到達していない場合、発生器１２０、２２０は、１３３２において第１の電力曲線を提供し続けてよい。

合計エネルギーが第１のエネルギー閾値に到達した場合、発生器１２０、２２０は、インピーダンス閾値に到達したかどうかを判定し得る（１３３６）。上記のように、インピーダンス閾値は、所定のインピーダンス変化率（例えば、増加）、所定のインピーダンス、又はこれら２つの組み合わせであり得る。インピーダンス閾値に到達した場合、発生器１２０、２２０は、１３３２において第１の電力曲線を適用し続けてよい。例えば、第１の電力曲線におけるインピーダンス閾値への到達は、第１の電力曲線の積極性が好適な凝固又は融着をもたらすために十分であることを示し得る。

１３３６においてインピーダンス閾値に到達していない場合、発生器１２０、２２０は、１３３８において次の最も積極的な電力曲線へのインクリメントを行い、その電力曲線を１３３２において現行の電力曲線として適用し得る。いくつかの実施形態では、次の最も積極的な電力曲線へのインクリメントは、より消極的な電力曲線、例えば先に実施されていた電力曲線に乗算器を適用することを含み得る。１３３４において次のエネルギー閾値に到達すると、発生器１２０、２２０は再度、１３３６においてインピーダンス閾値に到達したかどうかを判定し得る。到達していない場合、発生器１２０、２２０は再度、１３３８において次の最も積極的な電力曲線へのインクリメントを行い、その電力曲線を１３３２において供給してよい。

プロセスフロー１３３０は、終了まで継続し得る。例えば、プロセスフロー１３３０は、１３３６においてインピーダンス閾値に到達したときに終了され得る。インピーダンス閾値に到達する際、発生器１２０、２２０は、凝固又は融着が完了するまで、この時点での電力曲線を適用してよい。また、プロセスフロー１３３０は、例えば、利用可能なすべての電力曲線を使い切った時点で終了してもよい。任意の好適な数の電力曲線が使用され得る。最も積極的な電力曲線が組織をインピーダンス閾値に上げることができなかった場合、発生器１２０、２２０は、この最も積極的な電力曲線を、プロセスが他の形で（例えば、臨床医によるか又は最終的なエネルギー閾値への到達によって）終了されるまで適用し続けてよい。

さまざまな実施形態により、プロセスフロー１３３０は、終了閾値が生じるまで継続し得る。終了閾値は、凝固及び／又は融着が完了したことを示し得る。例えば終了閾値は、組織インピーダンス、組織温度、組織キャパシタンス、組織インダクタンス、経過時間などの１つ又は２つ以上に基づくものであってよい。終了に際し、外科用システム１００、２００は、終了を示す可聴音を発生し得る。これらは、単一の終了閾値であってもよいし、又はさまざまな実施形態において、異なる電力曲線は異なる終了閾値を有し得る。さまざまな実施形態により、異なる電力曲線は異なるインピーダンス閾値を利用し得る。例えば、プロセスフロー１３３０は、第１の電力曲線が組織を第１の組織インピーダンス閾値に上げることができなかった場合、第１の電力曲線から第２の電力曲線に移行してよく、その後、第２の電力曲線が組織を第２のインピーダンス閾値に上げることができなかった場合に、第２の電力曲線から第３の電力曲線に移行してもよい。いくつかの実施形態では、発生器１２０、２２０は、電力曲線間を順番に進む代わりに１つ又は２つ以上の電力曲線を飛ばしてもよい。例えば、ある電力曲線の終端部において組織のインピーダンスが省略閾値を超えた場合、発生器１２０、２２０は、次の電力曲線へと進む代わりに、より積極的な電力曲線（例えば所与の組織インピーダンスにより多くのエネルギーを供給する電力曲線）へと飛んでよい。

パルス化した駆動信号を用いるいくつかの実施形態では、発生器１２０、２２０は１つ又は２つ以上の複合負荷曲線を駆動信号に、そして最終的には組織に適用してもよい。複合負荷曲線は、本明細書に記載した他の電力曲線と同様、組織に供給されるべき電力レベルを、組織の特性（単数又は複数）の測定値の関数として定義し得る。複合負荷曲線は更に、組織特性（例えばインピーダンス、印加電流、印加電圧、温度、反射性、組織に加わる力など）の測定値に関連して、パルス幅などのパルス特性を定義し得る。

図１１は、発生器１２０、２２０によって実行されるとき、プロセスフロー又はアルゴリズム１４５２の一実施形態を示す。アルゴリズム１４５２は、１４７６において起動され得る。アルゴリズム１４５２は、任意の好適な方法で起動され得ることが理解されよう。例えばアルゴリズム１４５２は、外科用器具１０４、１０６の起動の際に臨床医によって起動され得る（例えば、ジョー閉鎖トリガ１２１、ボタン１２８などを引くか又は別の方法で起動することにより）。

さまざまな実施形態によれば、アルゴリズム１４５２は、複数のモード１４７８、１４８０、１４８２、１４８４を含み得る。各モードは、組織片の切断及び凝固の異なる段階を表し得る。例えば第１のモード１４７８において、発生器１２０、２２０は、初期組織状態（例えば、インピーダンスなど）の分析を行ってよい。第２のモード１４８０において、発生器１２０、２２０は、組織の切断に備えるために、組織にエネルギーを印加してよい。第３のモード１４８２において、発生器１２０、２２０は、器具１１０が、例えば切断素子１７１を前進させることによって組織を切断する間、エネルギーを印加し続けてよい。第４の又は完了モード１４８４において、発生器１２０、２２０は、凝固を完了するために切断後（post-cut）エネルギーを印加してよい。

ここで第１のモード１４７８を参照すると、発生器１２０、２２０は、例えば、電流、電圧、温度、反射性、組織に印加される力などをはじめとする、任意の好適な組織状態（単数又は複数）を測定し得る。さまざまな実施形態において、組織の初期インピーダンスは、任意の好適な方法によって測定され得る。例えば発生器１２０、２２０は、組織に既知の電圧又は電流を供給するために、駆動信号を調節してよい。インピーダンスは、既知の電圧及び測定される電流から、又はその逆から得ることができる。組織インピーダンスは、他の任意の好適な方法により代替的に又は追加的に測定され得ることは理解されよう。アルゴリズム１４５２により、発生器１２０、２２０は、第１のモード１４７８から第２のモード１４８０へと進み得る。さまざまな実施形態において、臨床医は、第１のモード１４７８において、例えば発生器１２０、２２０及び／又は外科用器具１１０を停止することによって、アルゴリズム１４５２を終了してよい。臨床医がアルゴリズム１５４２を終了する場合、ＲＦ供給もまた、１４８６において終了し得る。

第２のモード１４８０において、発生器１２０、２２０は、組織の切断に備えるために、駆動信号を介して組織にエネルギーを印加し始めてよい。パルス化した駆動信号を利用する実施形態においては、第２のモード１４８０によりエネルギーを印加することは、負荷曲線、例えば複合負荷曲線に応じて駆動信号へのパルスを調節することを含み得る。さまざまな実施形態において、負荷曲線は、第２のモードにおいて、積極性の順に順次適用されてよい（例えば、器具のジョーで掴持されたさまざまな種類の組織体積に適合するように）。第２のモード１４８０は、さまざまなイベントの発生の際に終了し得る。例えば、合計ＲＦ適用時間がタイムアウト時間を超えた場合、発生器１２０、２２０は、１４８６においてＲＦ供給を終了することによって組織操作を終了してよい。また、さまざまな事象により、発生器１２０、２２０は第２のモード１４８０から第３のモード１４８２へと移行し得る。例えば、組織インピーダンス（Ｚ）が閾値組織インピーダンス（Ｚ_ｔｅｒｍ）を超え、ＲＦエネルギーが少なくともある最低時間（Ｔ_{ｓｔａｒｔ}）を超えて供給されるとき、発生器１２０、２２０は第３のモード１４８２に移行してよい。閾値組織インピーダンスは、固定のインピーダンスであってもよいし、他の特定のパラメータの、又は器具若しくは発生器によって検出される変数の関数であってもよい。閾値組織インピーダンスを決定し得る他のパラメータの例としては、最低インピーダンス、組織上の圧縮力などが挙げられる。更に、閾値インピーダンスは、組織インピーダンスの変化率を観測し、また対応するインピーダンス閾値を計算することにより、組織インピーダンスの変化率の関数として設定されてもよい。

さまざまな実施形態によれば、最終負荷曲線１４６２が第２のモード１４８０の完了の前に第２のモード１４８０において完了する場合、最終電力曲線１４６２は、例えば組織インピーダンス閾値が満たされ、最大第２のモード時間に達し、かつ／又はタイムアウト時間に達するまで、継続して適用され得る。また、組織切断によっては、第２のモード１４８０は、すべての利用可能な統合負荷曲線１４５６、１４５８、１４６０、１４６２が実行される前に完了し得ることが理解されよう。

第３のモード１４８２において、発生器１２０、２２０は、駆動信号へのパルスを調節し続け得る。一般に、例えばプロセスフロー１４８８に関して先に記載したものをはじめとする任意の好適な方法により、駆動信号への第３のモードパルスが調節されてよい。第３のモードパルスの電力及びパルス特性は任意の好適な方法によって決定されてよく、さまざまな実施形態において、第２のモード１４８０の完了時に実行されていた複合負荷曲線（最新の負荷曲線）に基づいて決定され得る。さまざまな実施形態によれば、第３のモードパルスのパルス電力を決定するために電流負荷曲線が使用されてよく、一方でパルス特性（例えば、パルス幅、立ち上がり時間、下降時間、オフ時間など）は、複合負荷曲線とは無関係に一定であり得る。いくつかの実施形態では、第３のモード１４８２は、第２のモード１４８０で使用される負荷曲線１４５６、１４５８、１４６０、１４６２のうちの１つであり得るか又は異なる複合負荷曲線（図示せず）であり得る、第３のモードに特有の複合負荷曲線を使用してよい。

発生器１２０、２２０は、組織切断の完了の指標を受信するまで、第３のモード１４８２を実行し続けてよい。１７１のようなナイフ又はその他の切断要素を有する外科用器具を使用する実施形態では、切断要素１７１がその最遠位に到達したときに指標が受信され得る。これは、切断要素１７１がその動作の最後に到達したことを示すナイフ限界センサー（図示せず）を始動させ得る。組織切断の完了の指標を受信する際、発生器１２０、２２０は、第４モード１４８４へと継続してよい。いくつかの実施形態では、発生器１２０、２２０は、例えばタイムアウト時間に達した場合に、第３のモード１４８２から１４８６におけるＲＦ終了へと直接移行し得ることもまた理解されよう。

第４のモード１４８４において、発生器１２０、２２０は、切断したばかりの組織の凝固を完了するように設計されたエネルギープロファイルを提供し得る。例えば、さまざまな実施形態によれば、発生器１２０、２２０は、所定の数のパルスを提供し得る。パルスは、プロセスフロー１４８８に関して先に説明したものと同様の方法で供給され得る。パルスの電力及びパルス特性は、任意の好適な方法に従って決定され得る。例えば、第４のモードパルスの電力及びパルス特性は、現行の複合負荷曲線、第３のモードに特有の負荷曲線、又は第４のモードに特有の複合負荷曲線に基づいて決定され得る。いくつかの実施形態では、電力は現行の複合負荷曲線に基づいて決定されてよく、一方でパルス特性は第４のモードに特有であってもよい。また、さまざまな実施形態によれば、第４のモードパルスの電力及びパルス特性は、現行の複合負荷曲線とは独立に決定されてよい。いくつかの実施形態では、電気外科用システム１００、２００が、１４８６におけるＲＦ供給の終了時に可聴音を発生するように構成されてよい。

さまざまな実施形態によれば、組織片の処置（処置サイクル、又はサイクル）中に組織インピーダンスの上昇を管理することが望ましい。凝固中において、組織インピーダンスは、組織の状態を抽出する作用を果たす。組織インピーダンスの変化は、凝固の完了度合の指標である組織それ自体の変化に相関する。同様に、多くの駆動信号アルゴリズムが、処置サイクル中においていつ凝固が完了したかを判定するために、閾値組織インピーダンスを追及する。処置サイクル中、組織インピーダンスはまた、結果として得られる凝固又は封止の特性の指標を提供する。例えば、凝固の品質は、処置サイクル中におけるインピーダンスの増大速度を管理することによって向上させ得る。

さまざまな実施形態によれば、電気外科用システム１００、２００（例えばその発生器１２０、２２０）は、組織処置中にインピーダンスの増大速度を管理するようにプログラミングされる。いくつかの実施形態では、発生器１２０、２２０は、複数の逐次的な駆動信号モード（単数又は複数）を実施するようにプログラミングされる。各モード内において、発生器１２０、２２０は、組織インピーダンスが１つ又は２つ以上の閾値を超えた場合、駆動信号を調節することによって、組織に供給される電力量を減少させ得る。例えば、組織インピーダンスがあるモードの適用中にそのモードについての閾値インピーダンスを上回る場合、発生器１２０、２２０は、駆動信号を介して組織に利用可能となった電力を低減し得る。これは、駆動信号の電力を直接制限することによって、又は、駆動信号の電圧レベルを制限することで間接的に、実施し得る。さまざまな実施形態では、いくつか又はすべてのモードが複数のインピーダンス閾値を有し得る。例えば発生器１２０、２２０は、順次より高いインピーダンス閾値に到達したときに駆動信号の電力を更に低減し得る。閾値インピーダンスは、その閾値インピーダンス後に供給される電力と同様に、システム１００、２００がモードからモードへと進行するに従って一般に増大し得る。

各モードの持続時間は、任意の好適な方法で決定され得る。例えば、いくつかの実施形態では、いくつか又はすべてのモードが、所定の時間又は適用時間について適用され得る。また、さまざまな実施形態では、いくつか又はすべてのモードが、そのモードについての閾値組織インピーダンスが満たされた後に、所定の時間について適用されてよい。モード数、各モードについての組織インピーダンス閾値（単数又は複数）、各モードの適用時間などをはじめとする特定の値は、実施形態ごとに異なり得ることは理解されよう。例えば、これらの値は、使用される電極の寸法及び形状、処置される組織の種類などに基づいて異なり得る。

さまざまな実施形態によれば、３つのモードが使用され得る。図１２は、３つのモードを使用する処置サイクル中に組織インピーダンスを管理するためのプロセスフロー１７００の一実施形態を示す。処置サイクルは、第１のモード１７０２で開始される。図１２Ａは、第１のモード１７０２中に発生器１２０、２２０によって供給され得る駆動信号の一実施形態の電力及びインピーダンス特性を示すグラフである。図１２において、軸１２０１にインピーダンスが示され、軸１２０３上に電力が示される。第１のモード１７０２中に、発生器１２０、２２０は、組織インピーダンスがそのモード１７０２についての閾値インピーダンス１２０８より低い間に第１の電力閾値１２０６を組織に供給するように構成されてよい。組織のインピーダンスがモード１７０２の閾値インピーダンス１２０８を超えた場合、発生器１２０、２２０は、供給される電力を第２の電力閾値１２１０に制限してよい。さまざまな実施形態では、第２の電力閾値１２１０は、発生器１２０、２２０が組織に供給するように構成される最大電力よりも低くてよい。このような方法において、第１のモード１７０２は、後のモードにおいてより大きな電力の印加のために組織を調製し得る。第１のモード１７０２の適用期間は、例えば１秒をはじめとする任意の好適な値であってよい。第１のモード１７０２の適用中に駆動信号がパルス化され得ることは理解されよう。例えば、モード１７０２は、モード１７０２の適用持続時間にわたり持続する単一パルスとして、又は複数のより短いパルスで適用され得る。モード１７０２において複数のパルスを使用する実施形態では、各パルスは、説明の通り、インピーダンスにより決定された駆動信号電力の限度に適合するものであってよい。

図１２ｂは、第２のモード１７０４中に発生器１２０、２２０によって供給され得る駆動信号の一実施形態の電力及びインピーダンス特性を示すグラフである。第２のモード１７０４において、発生器１２０、２２０は、生じることが予想される最も低い組織インピーダンスにおいて比較的高いレベルの電力を供給する。例えば、いくつかの実施形態では、第２のモード１７０４の閾値インピーダンス１２１６より低い組織インピーダンスにおいて、発生器から利用可能な全電力（図１２Ｂ中の１２１２）が供給され得る。閾値インピーダンス１２１６を上回ると、電力を第２の電力閾値１２１４未満に低減することで、インピーダンスの増大速度を制限することが可能である。いくつかの実施形態では、第２の電力閾値１２１４は、第１のモード１７０２の第２の電力閾値１２１０より大きい。また、第１のモード１７０２のインピーダンス閾値１２０８及び第２のモード１７０４のインピーダンス閾値１２１６は、実施に応じて、等しくてもよいし、異なる値をとってもよいことは理解されよう。第２のモードの適用期間を第１のモードより長くすることによって、印加されるエネルギーが組織に作用できるようにしてもよい。例えば、いくつかの実施形態では、第２の期間の適用期間は４〜５秒である。駆動信号はまた、適用持続時間にわたり持続する単一パルスとして、及び／又は複数のパルスとして供給されてもよいことは理解されよう。ここでも、複数のパルスを使用する場合、各パルスは、インピーダンスにより決定される、駆動信号電力の限度に適合するものであってよい。

図１２ｃは、第３のモード１７０６中に発生器１２０、２２０によって供給され得る駆動信号の一実施形態の電力及びインピーダンス特性を示すグラフである。第３のモード１７０６において、発生器１２０、２２０は、組織インピーダンスを組織サイクルの完了を示す最終値へと駆動するように構成された駆動信号電力限度１２１８をもつ駆動信号を供給する。例えば、組織インピーダンスがこのモード１７０６の閾値１２２０より低い場合、発生器１２０、２２０は、比較的高いレベルの電力１２１８を供給し得る。いくつかの実施形態では、駆動信号電力限度１２１８は、発生器１２０、２２０から利用可能な最大電力であり得る。閾値インピーダンスを上回ると、発生器１２０、２２０は、より低いレベルの電力を供給し得る。第３のモードにおいて供給される閾値１７０６を上回る電力は、例えば、第２のモード１７０４において供給される閾値電力を上回る電力よりも高いものであり得る。これにより、第３のモード１７０６において組織インピーダンスが最終ターゲットインピーダンスに向けてより急速に上昇できるようにし得る。いくつかの実施形態では、第３のモード１７０６における閾値を上回る電力は、最大で限度１２１８であってよい。いくつかの実施形態では、第３のモード１７０６は、閾値を上回る電力を逐次的に上昇させることによって組織を組織サイクルの完了を示す最終ターゲットインピーダンスまで上げる、複数のサブモードを含んでよい。各サブモードは、１つ又は２つ以上のパルスとして適用され得る。サブモードの適用期間は、任意の好適な方法で決定されてよい。例えば、第３のモードの適用時間は、それぞれサブモードに対応する複数のサブ期間に分割されてよい。また、いくつかの実施形態では、各サブモードが、駆動信号の一部として供給される所定の時間のパルスを含んでよい。いくつかの実施形態では、第３のモード（例えばその最終サブモード）は、組織インピーダンスが凝固の完了又は組織サイクルの終了を示すレベル（例えば最終終了インピーダンス）に増大するまで適用されてよい。いくつかの実施形態では、最終終了インピーダンスは３００Ωであってよい。

図１３は、一実施形態により、第１のモード１７０２のような第１のモード中に印加され得る電圧及び組織インピーダンス閾値を示すグラフ２０００である。グラフ２０００において、負荷又は組織インピーダンスは水平軸上に表され、一方電流２００６、電圧２００４、及び電力２００２は垂直軸上に表される。図１３に示される電流２０００６、電圧２００４、及び電力２００２の値は、第１のモード１７０２中に許容されるこれらの量の最大値を組織インピーダンスの関数として表す。図１３に示す例では、２つのインピーダンス閾値が使用されている。組織インピーダンスが第１の閾値（例えば７５Ω）より低い場合、駆動信号の最大電圧は８０ボルトに制限される。これにより、図示のように、電力が１３５ワットに実質的に制限される。第１の閾値と第２の閾値（例えば１００Ω）との間で、駆動信号の最大電圧は５０ボルトと６０ボルトとの間で立ち上がり、これによって駆動信号電力が４５ワットに制限される。第２の閾値を上回ると、駆動信号電圧が６０ボルトに制限される。図示のように、これによって、組織インピーダンスの増大に伴って電力が低下するにつれ、駆動信号の電力２００２が４５ワット以下に制限される。図１３に示すような第１のモードの適用期間は、例えば１秒であってよい。図１３に示す値は閾値であることから、図１３に示す様態における第１のモードの適用のすべてが図示の全範囲の組織インピーダンスをもたらすものでないことは理解されよう。また、上述したように、図１３の第１のモードは、適用期間中、単一パルス又は複数のパルスとして実施され得る。

図１４は、一実施形態により、第２のモード１７０４のような第２のモード中に印加され得る電圧及び組織インピーダンス閾値を示すグラフ２０１０である。図１４の例は、図１３の例と同様に、第２のモード内において２つのインピーダンス閾値を示す。組織インピーダンスが第１の閾値（例えば５０Ω）未満である場合、駆動信号電圧が１００ボルトに制限されることによって、駆動信号電力が２００ワット以下となり得る。いくつかの実施形態では、これは、発生器１２０、２２０が組織に印加するように構成される最大電力を表し得る。第１のインピーダンス閾値と第２のインピーダンス閾値（例えば図１４の１００Ω）との間で、駆動信号電圧は第２のレベル（例えば図１４の１００ボルト）に制限され得る。これによって、図示のように駆動信号電力２００２が低下し得る。第２のインピーダンス閾値を上回ると、発生器１２０、２２０が駆動信号の電圧を第２の閾値レベル（例えば７５ボルト）に制限し得る。これにより、図示のように、電力２００２が５０ワット未満に制限され得る。いくつかの実施形態では、図１４に示す第２のモードの適用期間は４〜５秒である。ここでも、図１４に示す値は閾値であることから、例示したように第２のモードの適用のすべてが図示の全範囲の組織インピーダンスをもたらすものでないことは理解されよう。また、第２のモード２の適用中に駆動信号がパルス化され得ることも理解されよう。例えば、第２のモードは、適用持続時間にわたり持続する単一パルスとして、又は複数のより短いパルスで適用されてよい。複数のパルスを使用する実施形態では、各パルスが、例えば図１４に示す駆動信号電力２００２及び電圧２００４の閾値に適合するものであってよい。

本明細書に記載するように、第３のモード、又は終了モードは、異なるインピーダンス閾値及び対応する電力又は電圧限度を有する複数のサブモードを含み得る。図１５は、第３のモード１７０６のような第３のモードの第１のサブモードのための電圧及びインピーダンス閾値を示すグラフ２０１２である。第１のサブモードが単一パルス又は複数のパルスとして適用され得ることは理解されよう。図１５に示す第１のサブモードの例は、１２０Ωで単一のインピーダンス閾値を使用する。組織インピーダンスが１２０Ω未満であるとき、発生器１２０、２２０は、比較的高いレベルの電力を供給し得る。図１５では、このことは、発生器１２０、２２０の最大電力を示し得る２００ワットの駆動信号電力限度に対応する１００Ｖの電圧限度によって示されている。いくつかの実施形態では、組織が依然として第１のサブモードの閾値より低い場合、終了モードの終わりまでに凝固を完了させるために、高い電力が要求される場合がある。インピーダンス閾値を超えると、駆動信号の電圧が７０ボルトに制限されることにより、図示のように、駆動信号電力２００２が５０ワット未満となり得る。図１５の第１のサブモードは、１つ又は２つ以上のパルスとして適用されてよく、例えば１秒の適用期間を有し得る。

第３のモードの後続サブモード又は終了モードは、閾値後（post-threshold）駆動信号の電力を増大させ得る。例えば図１６は、第３のモード１７０６のような第３のモードの第２のサブモードのための電圧及びインピーダンス閾値を示すグラフ２０１４である。図１６において、閾値後駆動信号電圧２００４が８５ボルトに制限されることで、より高い閾値後駆動信号電力２００２が得られる。図１６の第２のサブモードは、１つ又は２つ以上のパルスとして適用されてよく、１秒の適用期間を有し得る。最後に、図１７は、第３のモード１７０６のような第３のモードの第３のサブモードのための電圧及びインピーダンス閾値を示すグラフ２０１６である。第３のサブモードでは、このモード全体にわたって駆動信号電圧２００４が１００ボルトに制限されることで、図１５及び１６に示した第１のサブモード及び第２のサブモードと比較して駆動信号電力２００２を増大させ得る。いくつかの実施形態では、第３のサブモードは、その最大の利用可能な電力を供給する発生器１２０、２２０を必要とし得る。第３のサブモードは、好適な適用期間について適用されてよく、かつ／又は組織が凝固の完了、したがって組織サイクルの完了を示す最終終了インピーダンスに到達するまで、適用されてよい。

図１８は、プロセスフロー１７００による、また図１３〜１７に示す閾値を使用する、１組織サイクル中の組織インピーダンスを示すグラフ２２００である。グラフ２２００では、図１３に対応する第１のモード２２０２は、適用時間１．４秒、又は１，４００マイクロ秒延びる。図示のように、組織インピーダンスは、第１のモード２２０２の大部分の間、低いまま（例えば２５Ω未満）であり、最後に立ち上がり始める。インピーダンスが高速で増大し続けるのを許容する代わりに、発生器１２０、２２０は約１．４秒で第２のモード２２０４を開始し、約４秒〜５．４秒又は５，４００マイクロ秒の適用期間の間、それを継続する。図示のように、組織インピーダンスが２２１０において第２のモード２２０４の第１の閾値インピーダンス及び第２の閾値インピーダンスを上回ることにより、発生器１２０、２２０は、２２１２において一定電圧駆動信号を供給することになる。この結果、組織インピーダンスが、２２１２で示すように穏やかな傾斜で増大する。第２のモード２２０４の終了時に、発生器１２０、２２０は、３つのサブモード２２１４、２２１６、２２１８を含む第３のモード２２０６を適用する。このモードでは、図示のように、組織インピーダンスは、終了インピーダンス（例えば５００Ω）に到達するまで、第２のモード２２０４におけるよりも大きい速度で増大する。

上述の実施形態では、電気外科用駆動信号（ＲＦ供給）は、アルゴリズムの終了、典型的には組織片の終了において終了する。後続の組織片を処置するため、臨床医は後続組織片上においてジョー１６４ａ、１６４ｂを閉じた後、発生器１２０、２２０を再開始させて、例えば図９〜１８に関連して本明細書に上述したような供給アルゴリズムに従って駆動信号を供給する。しかしながら、いくつかの実施形態では、外科用システム１００、２００は、別の組織サイクルについての駆動信号の供給が後続の組織片の把持によって自動的に開始され、臨床医が、１２８、２２８のようなボタンを手動で切り替える必要のない、専門又は繰返しモードに維持されることが望ましい。このような種類の専門又は高速モードでは、臨床医は単にジョー閉鎖制御を繰り返すだけなので、後続組織片を処置するために臨床医が行わなければならない工程数が低減される。

図１９は、１００、２００のような外科用システムと関連させて高速又は専門モードを適用するためのプロセスフロー９００の一実施形態を示す。９０２において、外科用システム１００、２００は、専門又は繰返しモードを示す、臨床医からの入力を受信する。９０２の入力は、任意の好適な方法で受信され得る。例えば、いくつかの実施形態では、臨床医は、ボタン１２８、２２８を「ダブルクリック」のように２度選択することによって、専門又は繰返しモードを指示し得る。いくつかの実施形態では、臨床医が、電力供給サイクル又は組織片アルゴリズムの完了後にボタン１２８、２２８を押し続けることによって、専門又は繰返しモードを起動する。いくつかの実施形態では、外科用システム１００、２００は、繰返しモードを示すための追加的なソフト又はハード入力機構を含み得る。例えば、いくつかの実施形態では、このような指示は、発生器１２０の入力装置１３５を介して受信され得る。９０４において、外科用システム１００、２００は、組織片アルゴリズムを適用し得る。説明したように、電力曲線を使用して本明細書に上述したアルゴリズム１３３０、１４５２をはじめとする、任意の好適な組織片アルゴリズム又は電力供給アルゴリズムを使用することができる。アルゴリズムの終了時、外科用システム１００、２００は、アルゴリズム１３３０、１４５２との関連で説明するように、駆動信号を終了しないこともあり得る。代わりに、外科用システム１００、２００は、保持状態９０２に入り得る。保持状態においては、発生器１２０、２２０は、新たな組織片の開始の指示を待ち受け得る。駆動信号は、この保持状態中、停止されるか、又は低いレベルに維持されてよい。例えば、いくつかの実施形態では、駆動信号は、新たな組織片の検知を促進するために低いレベルに維持され得る。例えば、治療レベル未満の出力、例えばパルス化した治療レベル未満の出力は、保持状態９０６中に供給されてよい。例えば、治療レベル未満の信号は、本明細書で以下に説明するように、システムがエンドエフェクタの状態をモニタし続けることを可能にすることで、新たな組織片の検知を促進することができる。いくつかの実施形態では、保持状態中に、サイクル終了音又は他の音が生成されてよい。例えば、このサイクル終了音又は他の音が、臨床医がボタン１２８、２２８を閉鎖状態に押し続ける間、繰り返されてもよい。可聴フィードバックの継続は、システムが未だモニタリングを行い、新たな組織片を待ち受けていることを臨床医に知らせる機能を果たし得る。

９０８において、外科用システム１００、２００は、新たな組織片アルゴリズムが開始したかどうかを判定し得る。これは、任意の好適な方法で判定し得る。例えば、電気外科用システム１００、２００が保持状態９０６中に治療レベル未満の駆動信号を維持するとき、ジョー部材１６４ａの電極とジョー部材１６４ｂの電極との間のインピーダンスの減少によって新たな組織片の開始が判定され得る。例えば、ジョー部材１６４ａ、１６４ｂが、それらの間に組織片を有することなく、開放位置にあるとき、開路又は準開路の等価物が生成されることによって、大きなインピーダンスを生じ得る。電極がその後、後続の組織片に接触すると、治療レベル未満の信号によって検出されるインピーダンスが減少する。いくつかの実施形態では、外科用システム１００、２００は、インピーダンスの増大（ジョー１６４ａ、１６４ｂの開放を示す）に続くインピーダンスの減少（ジョー１６４ａ、１６４ｂが新たな組織片上で閉鎖したことを示す）を検知し得る。インピーダンスの変化は、例えば９０４における以前の組織片アルゴリズムの適用又はサイクルの完了時に測定されたインピーダンスをはじめとする、任意の好適な基準に対して測定されてよい。新たな組織片の開始を示す他の任意の好適な指標を使用することができる。例えば、いくつかの実施形態では、ジョー閉鎖トリガ１２１、２２１が開かれてから再び閉じられたときに、新たな組織片が示され得る。

新たな組織片の開始が９０８において検知されると、外科用システム１００、２００が、９１０において組織片アルゴリズムの別のサイクルを適用し得る。９１０におけるサイクルが完了した時点で、電気外科用システム１００、２００は再度、本明細書に説明したように保持状態９０６に入り得る。一方、９０８において新たな組織片が検出されない場合、プロセス９０９においてプロセス９００が終了し得る。出力の終了は、治療レベルの出力及び治療レベル未満の出力の終了（存在する場合）を含み得る。新たな組織片の不在は、任意の好適な方法で検知され得る。例えば、保持状態９０６に入った後、所定の閾値期間内に新たな組織片が検知されない場合、終了９０９となり得る。いくつかの実施形態では、閾値期間は、サイクル終了音の持続時間の整数倍となるように選択されてよい。また、例えば、ハンドル１１２、２１２は、ハンドル１１２、２１２の位置を検出するために、加速度計又は他の好適な傾斜センサーを含んでよい。ハンドル１１２、２１２が所定の期間静止を維持するか、又は休止配向に配置される場合、外科用システム１００、２００は、新たな組織片が検知されないと判定し、９０９において終了してよい。

プロセスフロー９００が、起動ボタン１２８、２２８について異なる必要条件をもって実施され得ることは理解されよう。例えばいくつかの実施形態では、プロセスフロー９００は、臨床医が起動ボタン１２８を解放したとき、９０９において他の任意の動作から終了してよい。この方法において、臨床医は、エネルギーの供給を止める方法を提供し得る。他の実施形態では、アルゴリズムの実行を継続するために臨床医がボタン１２８、２２８の起動を継続することは必要でない場合がある。

図２０は、繰返しモードを導入した、プロセスフロー１４５２’の代替的実施形態を示す。プロセスフロー１４５２’は、１４７６’において起動され得る。モードＩＶ（１４８４）におけるサイクルが完了した時点で、電気外科用システム１００、２００は、保持モード９０６と同様の保持モード１４９０に入り得る。保持モード１４９０において別の組織片の開始が検知される場合、システムは再度、モードＩ（１４７８）へと進み得る。さまざまな実施形態では、発生器１２０、２２０のタイムアウト時間は、モードＩ（１４７８）の再進入時点で再設定されない場合がある。さまざまなモード１４７８、１４８０、１４８２、１４８４に関連する他の時間に関する閾値は、再設定され得る。システム１００、２００からの音又は他の出力もまた、再設定されることによって、システム１００、２００がどのモードで動作中かを臨床医に示し得る。図２１は、繰返しモードを導入した、プロセスフロー１７００’の代替的実施形態を示す。第３のモード１７０６が完了した時点で、電気外科用システム１００、２００は、保持モード９０６と同様の保持モード２１００に入り得る。２１０２において別の組織片の開始が検知される場合、システムは再度、第１のモードＩ（１７０２）へと進み得る。

本明細書に説明した実施形態は電気外科用システムであるが、同様のインピーダンス管理システム及び方法が、ＲＦ源、超音波源、直流源（例えば、発熱素子に電力を供給する直流源）などから組織にエネルギーを供給するものをはじめとする、任意の好適な種類の外科用システムについて利用され得ることは理解されよう。処置される組織に直接電流を供給しない外科用システムでは、１つ又は２つ以上のセンサー電極を用いて組織インピーダンスを測定し得る。センサー電極は、組織に接触するように配置され得る。例えば、超音波外科用システムにおいて、センサー電極は超音波ブレードと反対側のパッド内に埋め込まれてよい。発生器１２０、２２０は、治療レベル未満の電気信号をセンサー電極に供給するように構成されてよい。結果として得られる電流及び電圧降下が、組織インピーダンスを示し得る。センサー電極を実現し、治療レベル未満の信号を供給するための例示的実施形態が、「Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ａｐｐａｒａｔｕｓ，Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ」の名称の米国特許出願公開第２０１１／００１５６２７号に示されており、これは引用により全体として本明細書に組み込まれる。

用語「近位」及び「遠位」は、本明細書全体において、患者の処置に使用される器具の一方の端部を操作する臨床医を基準にして使用されていることが理解されよう。用語「近位」は、臨床医に最も近い器具の部分を指し、用語「遠位」は、臨床医から最も遠くに配置された部分を指す。簡潔にするため、また明確にするために、「垂直」、「水平」、「上」、又は「下」などの空間に関する用語は、本明細書において、図示した実施形態に関して使用され得る点は更に理解されよう。しかしながら、外科用器具は、多くの向き及び位置で使用されることがあり、これらの用語は、限定的又は絶対的であることを意図したものではない。

外科用器具及びロボット外科用システムのさまざまな実施形態が本明細書に記載される。当業者は、本明細書に記載のさまざまな実施形態が、記載された外科用器具及びロボット外科用システムで使用することができることを理解されよう。説明は例示のためにのみ提供されており、当業者は、開示の実施形態が本明細書に開示される装置のみに制限されず、任意の互換性を有する外科用器具又はロボット外科用システムで使用することができることを理解されよう。

本明細書を通して、「さまざまな実施形態」、「いくつかの実施形態」「一例示的実施形態」又は「一実施形態」とは、その実施形態との関連において記述されている特定の特徴、構造、又は特性が、少なくとも１つの例示的実施形態に含まれることを意味する。したがって、本明細書を通して複数の実施形態に出現する「さまざまな実施形態では」「いくつかの実施形態では」「一例示的実施形態では」、又は「一実施形態では」というフレーズは、必ずしもすべてが同一の実施形態を指すものではない。更に、一例示的実施形態に関して図示又は記載される特定の特徴、構造、又は特性は、１つ又は２つ以上の他の実施形態の特徴、構造、又は特性と、全体として又は部分的に、制限なしに組み合わせることができる。

本明細書中のさまざまな実施形態がいくつかの実施形態の説明により例示され、例示的な実施形態がかなり詳細に記載されているが、出願人には、添付された特許請求の範囲の範囲をかかる詳細に限定し又はいかなる方法によっても制限する意図はない。当業者には更なる効果及び改変がただちに明らかとなり得る。例えば、内視鏡外科的処置は腹腔鏡外科的処置よりも多く行われることは一般に認められている。このため、本発明を内視鏡外科的処置及び装置との関連において説明している。しかしながら、本明細書における「内視鏡」などの用語の使用は、本発明を内視鏡管（例えばトロカール）との組み合わせにおいてのみ使用される器具に限定するものとして解釈されてはならない。むしろ本発明は、腹腔鏡外科的及び開放外科的処置を含むがこれらに限定されない、小さな切開創にアクセスが限定されるあらゆる処置に用途を見出し得るものと考えられる。

本明細書における図及び説明の少なくとも一部は、開示を明確に理解するのに関連する要素を示すために単純化されており、明確にする目的でその他の要素を排除していることを理解すべきである。しかしながら、当業者は、これら及びその他の要素が望ましい可能性があることを認識するであろう。しかしながら、そのような要素は当該技術分野において周知であり、それらは本開示のよりよい理解を促進しないため、本明細書ではそのような要素についての説明はしていない。

いくつかの実施形態を説明してきたが、本開示の利点の一部又はすべてを習得した当業者が、これらの実施形態に対するさまざまな修正、変更及び改作を想起することができることは明白である。例えば、さまざまな実施形態によると、所与の機能（単数又は複数）を実行するために、単一の構成要素が複数の構成要素で置き換えられてもよく、また複数の構成要素が単一の構成要素で置き換えられてもよい。本出願はしたがって、添付の特許請求の範囲で定義される本開示の範囲及び趣旨を逸脱することなく、かかるすべての修正、変更、及び改作を網羅することを意図したものである。

参照により本明細書に全体として又は部分的に組み込まれるとされる任意の特許、刊行物、又は他の開示文献も、組み込まれる内容が、既存の定義、記述、又は本開示に記載されている他の開示文献と矛盾しない範囲でのみ、本明細書に組み込まれるものとする。このように、そして必要な範囲で、本明細書に明示的に記載されている開示は、参照により本明細書に組み込まれるいずれの矛盾する文献にも優先するものとする。参照により本明細書に組み込まれるものとされるが、既存の定義、記述、又は本明細書に記載される他の開示文献と矛盾するあらゆる文献、又はそれらの部分は、その組み込まれる内容と既存の開示内容との間に矛盾が生じない範囲においてのみ組み込まれるものとする。

本明細書に記載される主題のさまざまな態様は、以下の付番された項目に提示される。
１．患者に電気外科用信号を供給するための電気外科用システムであって、制御回路であって、
第１の適用期間に、第１のモードにより電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加するようにプログラミングされ、第１のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第１の最大電力に制限し、かつ、
第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより電気外科用信号を印加するようにプログラミングされ、第２のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第２の最大電力に制限し、第２の最大電力は第１の最大電力より大きい、制御回路、を備える、システム。
２．第１のモード閾値が第２のモード閾値未満である、項目１に記載の電気外科用システム。
３．制御回路は、
第２の適用期間後の第３の適用期間に、第３のモードにより電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、第３のモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第３の最大電力に制限する、項目１に記載の電気外科用システム。
４．第３のモードにおいて、制御回路は、第１のサブモードの適用期間中に第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に、電気外科用信号を第３の最大電力に制限し、制御回路は、
第３の適用期間後の第４の適用期間に、第２のサブモードにより電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、第２のサブモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第４の最大電力に制限し、第４の最大電力は第３の最大電力より大きい、項目３に記載の電気外科用システム。
５．制御回路は、
第４の適用期間後の第５の適用期間に、第３のサブモードにより電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、第３のサブモードにおいて、制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第５の最大電力に制限し、第５の最大電力は第４の最大電力より大きい、項目４に記載の電気外科用システム。
６．制御回路は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが終了閾値に到達するまで第３の適用期間を継続するようにプログラミングされている、項目３に記載の電気外科用システム。
７．制御回路は、電気外科用信号を第１の最大電圧に制限することによって、電気外科用信号を第１の最大電力に制限する、項目１に記載の電気外科用システム。
８．第１のモードにおいて、制御回路はまた、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第２の第１のモード閾値を上回る場合に電気外科用信号を第２の第１のモード最大電力に制限する、項目１に記載の電気外科用システム。
９．制御回路は、第１のモード中に電気外科用信号を複数のパルスとして印加するように更にプログラミングされている、項目１に記載の電気外科用システム。
１０．制御回路は、
第１の適用期間及び第２の適用期間後に、新たな組織片が開始されたかどうかを判定し、かつ、
新たな組織片が開始されたと判定した時点で、第１のモードにより電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加するように更にプログラミングされている、項目１に記載の電気外科用システム。
１１．電気外科用システムを用いて患者に電気外科用信号を供給するための方法であって、第１の適用期間に、第１のモードにより電気外科用信号を電気外科用システムの第１の電極及び第２の電極に印加することであって、第１のモードにおいて、電気外科用信号は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に第１の最大電力に制限される、印加することと、
第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより電気外科用信号を印加することであって、第２のモードにおいて、電気外科用信号は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に第２のモード最大電力に制限され、第２の最大電力は第１の最大電力より大きい、印加することと、を含む、方法。
１２．第１のモード閾値が、第２のモード閾値未満である、項目１１に記載の方法。
１３．
第２の適用期間後の第３の適用期間に、第３のモードにより電気外科用信号を印加することを更に含み、第３のモードにおいて、電気外科用信号は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に第３の最大電力に制限される、項目１１に記載の方法。
１４．第３のサブモードにおいて、電気外科用信号は、第１のサブモードの適用期間中に第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に、第３の最大電力に制限され、
第３の適用期間後の第４の適用期間に、第２のサブモードにより電気外科用信号を印加することを更に含み、第２のサブモードにおいて、電気外科用信号は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に第４の最大電力に制限され、第４の最大電力は第３の最大電力より大きい、項目１３に記載の方法。
１５．
第４の適用期間後の第５の適用期間に、第３のサブモードにより電気外科用信号を印加することを更に含み、第３のサブモードにおいて、電気外科用信号は、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に第５の最大電力に制限され、第５の最大電力は第４の最大電力より大きい、項目１４に記載の方法。
１６．第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが終了閾値に到達するまで第３の適用期間を継続することを更に含む、項目１３に記載の方法。
１７．電気外科用信号は、電気外科用信号を第１の最大電圧に制限することによって第１の最大電力に制限される、項目１１に記載の方法。
１８．第１のモードにおいて、電気外科用信号はまた、第１の電極と第２の電極との間のインピーダンスが第２の第１のモード閾値を上回る場合に第２の第１のモード最大電力に制限される、項目１１に記載の方法。
１９．第１のモード中に電気外科用信号を複数のパルスとして印加することを更に含む、項目１１に記載の方法。
２０．
第１の適用期間及び第２の適用期間後に、新たな組織片が開始されたかどうかを判定することと、
新たな組織片が開始されたと判定した時点で、第１のモードにより電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加することと、を更に含む、項目１１に記載の方法。

〔実施の態様〕
（１） 患者に電気外科用信号を供給するための電気外科用システムであって、
制御回路であって、
第１の適用期間に、第１のモードにより前記電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加するようにプログラミングされ、前記第１のモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第１の最大電力に制限し、かつ、
前記第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより前記電気外科用信号を印加するようにプログラミングされ、前記第２のモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第２のモード最大電力に制限し、該第２の最大電力は前記第１の最大電力より大きい、制御回路、を備える、電気外科用システム。
（２） 前記第１のモード閾値が、前記第２のモード閾値未満である、実施態様１に記載の電気外科用システム。
（３） 前記制御回路は、
前記第２の適用期間後の第３の適用期間に、第３のモードにより前記電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、前記第３のモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第３の最大電力に制限する、実施態様１に記載の電気外科用システム。
（４） 前記第３のモードにおいて、前記制御回路は、第１のサブモードの適用期間中に前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に、前記電気外科用信号を前記第３の最大電力に制限し、前記制御回路は、
前記第３の適用期間後の第４の適用期間に、第２のサブモードにより前記電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、前記第２のサブモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが前記第３のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第４の最大電力に制限し、該第４の最大電力は前記第３の最大電力より大きい、実施態様３に記載の電気外科用システム。
（５） 前記制御回路は、
前記第４の適用期間後の第５の適用期間に、第３のサブモードにより前記電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、前記第３のサブモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが前記第３のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第５の最大電力に制限し、該第５の最大電力は前記第４の最大電力より大きい、実施態様４に記載の電気外科用システム。

（６） 前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが終了閾値に到達するまで前記第３の適用期間を継続するようにプログラミングされている、実施態様３に記載の電気外科用システム。
（７） 前記制御回路は、前記電気外科用信号を第１の最大電圧に制限することによって、前記電気外科用信号を前記第１の最大電力に制限する、実施態様１に記載の電気外科用システム。
（８） 前記第１のモードにおいて、前記制御回路はまた、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第２の第１のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第２の第１のモード最大電力に制限する、実施態様１に記載の電気外科用システム。
（９） 前記制御回路は、前記第１のモード中に前記電気外科用信号を複数のパルスとして印加するように更にプログラミングされている、実施態様１に記載の電気外科用システム。
（１０） 前記制御回路は、
前記第１の適用期間及び前記第２の適用期間後に、新たな組織片（new tissue bite）が開始されたかどうかを判定し、かつ、
新たな組織片が開始されたと判定した時点で、前記第１のモードにより前記電気外科用信号を前記第１の電極及び前記第２の電極に印加するように更にプログラミングされている、実施態様１に記載の電気外科用システム。

（１１） 電気外科用システムを用いて患者に電気外科用信号を供給するための方法であって、
第１の適用期間に、第１のモードにより前記電気外科用信号を前記電気外科用システムの第１の電極及び第２の電極に印加することであって、前記第１のモードにおいて、前記電気外科用信号は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に第１の最大電力に制限される、印加することと、
前記第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより前記電気外科用信号を印加することであって、前記第２のモードにおいて、前記電気外科用信号は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に第２のモード最大電力に制限され、該第２の最大電力は前記第１の最大電力より大きい、印加することと、を含む、方法。
（１２） 前記第１のモード閾値が、前記第２のモード閾値未満である、実施態様１１に記載の方法。
（１３） 前記第２の適用期間後の第３の適用期間に、第３のモードにより前記電気外科用信号を印加することを更に含み、前記第３のモードにおいて、前記電気外科用信号は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に第３の最大電力に制限される、実施態様１１に記載の方法。
（１４） 前記第３のモードにおいて、前記電気外科用信号は、第１のサブモードの適用期間中に前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に、前記第３の最大電力に制限され、
前記第３の適用期間後の第４の適用期間に、第２のサブモードにより前記電気外科用信号を印加することを更に含み、前記第２のサブモードにおいて、前記電気外科用信号は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが前記第３のモード閾値を上回る場合に第４の最大電力に制限され、該第４の最大電力は前記第３の最大電力より大きい、実施態様１３に記載の方法。
（１５） 前記第４の適用期間後の第５の適用期間に、第３のサブモードにより前記電気外科用信号を印加することを更に含み、前記第３のサブモードにおいて、前記電気外科用信号は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが前記第３のモード閾値を上回る場合に第５の最大電力に制限され、該第５の最大電力は前記第４の最大電力より大きい、実施態様１４に記載の方法。

（１６） 前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが終了閾値に到達するまで前記第３の適用期間を継続することを更に含む、実施態様１３に記載の方法。
（１７） 前記電気外科用信号は、前記電気外科用信号を第１の最大電圧に制限することによって前記第１の最大電力に制限される、実施態様１１に記載の方法。
（１８） 前記第１のモードにおいて、前記電気外科用信号はまた、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第２の第１のモード閾値を上回る場合に第２の第１のモード最大電力に制限される、実施態様１１に記載の方法。
（１９） 前記第１のモード中に前記電気外科用信号を複数のパルスとして印加することを更に含む、実施態様１１に記載の方法。
（２０） 前記第１の適用期間及び前記第２の適用期間後に、新たな組織片が開始されたかどうかを判定することと、
新たな組織片が開始されたと判定した時点で、前記第１のモードにより前記電気外科用信号を前記第１の電極及び前記第２の電極に印加することと、を更に含む、実施態様１１に記載の方法。

Claims (10)

1. 患者に電気外科用信号を供給するための電気外科用システムであって、
   制御回路であって、
   第１の適用期間に、第１のモードにより前記電気外科用信号を第１の電極及び第２の電極に印加するようにプログラミングされ、前記第１のモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第１のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第１の最大電力に制限し、かつ、
   前記第１の適用期間後の第２の適用期間に、第２のモードにより前記電気外科用信号を印加するようにプログラミングされ、前記第２のモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第２のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第２のモード最大電力に制限し、該第２の最大電力は前記第１の最大電力より大きい、制御回路、を備える、電気外科用システム。
2. 前記第１のモード閾値が、前記第２のモード閾値未満である、請求項１に記載の電気外科用システム。
3. 前記制御回路は、
   前記第２の適用期間後の第３の適用期間に、第３のモードにより前記電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、前記第３のモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第３の最大電力に制限する、請求項１に記載の電気外科用システム。
4. 前記第３のモードにおいて、前記制御回路は、第１のサブモードの適用期間中に前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第３のモード閾値を上回る場合に、前記電気外科用信号を前記第３の最大電力に制限し、前記制御回路は、
   前記第３の適用期間後の第４の適用期間に、第２のサブモードにより前記電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、前記第２のサブモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが前記第３のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第４の最大電力に制限し、該第４の最大電力は前記第３の最大電力より大きい、請求項３に記載の電気外科用システム。
5. 前記制御回路は、
   前記第４の適用期間後の第５の適用期間に、第３のサブモードにより前記電気外科用信号を印加するように更にプログラミングされ、前記第３のサブモードにおいて、前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが前記第３のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第５の最大電力に制限し、該第５の最大電力は前記第４の最大電力より大きい、請求項４に記載の電気外科用システム。
6. 前記制御回路は、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが終了閾値に到達するまで前記第３の適用期間を継続するようにプログラミングされている、請求項３に記載の電気外科用システム。
7. 前記制御回路は、前記電気外科用信号を第１の最大電圧に制限することによって、前記電気外科用信号を前記第１の最大電力に制限する、請求項１に記載の電気外科用システム。
8. 前記第１のモードにおいて、前記制御回路はまた、前記第１の電極と前記第２の電極との間のインピーダンスが第２の第１のモード閾値を上回る場合に前記電気外科用信号を第２の第１のモード最大電力に制限する、請求項１に記載の電気外科用システム。
9. 前記制御回路は、前記第１のモード中に前記電気外科用信号を複数のパルスとして印加するように更にプログラミングされている、請求項１に記載の電気外科用システム。
10. 前記制御回路は、
    前記第１の適用期間及び前記第２の適用期間後に、新たな組織片が開始されたかどうかを判定し、かつ、
    新たな組織片が開始されたと判定した時点で、前記第１のモードにより前記電気外科用信号を前記第１の電極及び前記第２の電極に印加するように更にプログラミングされている、請求項１に記載の電気外科用システム。

Images