関連出願の相互参照
本出願は、米国仮特許出願第６３／０２８，０１２号、同第６３／０２８，００７号、同第６３／０２８，００９号、および同第６３／０２８，０４９号の利益および優先権を主張し、その各々は２０２０年５月２１日に出願された。前述の出願の各々の全内容は、参照により本明細書に組み込まれる。CROSS-REFERENCE TO RELATED APPLICATIONS This application claims the benefit of and priority to U.S. Provisional Patent Application Nos. 63/028,012, 63/028,007, 63/028,009, and 63/028,049, each of which was filed on May 21, 2020. The entire contents of each of the foregoing applications are incorporated herein by reference.
本開示は、電気手術用発電機を制御するためのシステムおよび方法に関する。特に、本開示は、２つの別個の双極無線周波数波形を送達する複数の双極電気手術デバイスを制御することに関する。
関連技術の背景 FIELD OF THE DISCLOSURE The present disclosure relates to systems and methods for controlling an electrosurgical generator, and in particular to controlling a multi-bipolar electrosurgical device that delivers two separate bipolar radio frequency waveforms.
Related Technology Background
電気手術は、組織を切断、アブレーション、乾燥、または凝固させるために、手術部位に高無線周波電流を印加することを伴う。単極電気手術では、ソース電極または能動電極が、電気手術用発電機からの無線周波数交流電流を標的組織に送達する。患者の戻り電極が、能動電極から離れて配置されて、電流を発電機に戻す。Electrosurgery involves the application of high radio frequency electrical current to a surgical site to cut, ablate, desiccate, or coagulate tissue. In monopolar electrosurgery, a source or active electrode delivers radio frequency alternating current from the electrosurgical generator to the target tissue. A patient return electrode is placed remote from the active electrode to carry the current back to the generator.
双極電気手術では、戻り電極と能動電極とが、互いに近接して配置されて、その結果、（例えば、電気手術鉗子の場合）２つの電極間に電気回路が形成される。このようにして、印加された電流は、電極間に位置決めされた体組織に限定される。したがって、双極電気手術は、一般に、２つの電極間で電気手術エネルギーの集中的な送達を達成することが望まれる機器の使用を伴う。In bipolar electrosurgery, a return electrode and an active electrode are placed in close proximity to one another such that an electrical circuit is formed between the two electrodes (e.g., in the case of electrosurgical forceps). In this manner, the applied current is confined to the body tissue positioned between the electrodes. Thus, bipolar electrosurgery generally involves the use of equipment in which it is desired to achieve a focused delivery of electrosurgical energy between the two electrodes.
デュアルサイト手術、すなわち２つの電気手術機器を同時に使用することの現在の解決策は、一般に、２つの電気手術用発電機を使用することである。この解決策は、本質的に面倒で、法外な費用がかかる。したがって、共通戻り経路を使用して、単一の電気手術用発電機の複数のポートを独立して制御する必要がある。The current solution for dual site surgery, i.e., the simultaneous use of two electrosurgical instruments, is generally to use two electrosurgical generators. This solution is inherently cumbersome and cost-prohibitive. Therefore, there is a need to independently control multiple ports of a single electrosurgical generator with a common return path.
本開示は、２つの別個のＲＦ源によって生成される２つの無線周波数（ＲＦ）チャネルを有する電気手術用発電機を含む電気手術システムを提供する。源の各々は、ＤＣ電力を出力するように構成された電源と、ＲＦ波形を出力するように構成されたＲＦ電力インバータとを含む。個々のＲＦ波形は、対応する双極機器に供給される。源の各々は、共通クロック源に各々結合されているそれ自体のコントローラによって制御される。電気手術用発電機は、各源の不連続信号または連続信号の広帯域測定を実施し、ＲＦ源間の相互コンダクタンスおよびクロストークを同時に検出する。本明細書で使用される場合、相互コンダクタンスは、反対側のチャネルの接触インピーダンスを通って流れるエネルギーチャネルの電流であり、クロストークは、電気手術用発電機内のエネルギーチャネル間の放射干渉である。The present disclosure provides an electrosurgical system including an electrosurgical generator having two radio frequency (RF) channels generated by two separate RF sources. Each of the sources includes a power supply configured to output DC power and an RF power inverter configured to output an RF waveform. The individual RF waveforms are supplied to a corresponding bipolar instrument. Each of the sources is controlled by its own controller, each coupled to a common clock source. The electrosurgical generator performs wideband measurements of the discontinuous or continuous signals of each source and simultaneously detects the mutual conductance and crosstalk between the RF sources. As used herein, mutual conductance is the current of an energy channel that flows through the contact impedance of the opposing channel, and crosstalk is the radiated interference between the energy channels in the electrosurgical generator.
本開示の１つの実施形態によれば、電気手術用発電機が開示される。発電機は、第１の直流波形を出力するように構成された第１の電源と、第１の電源に結合され、第１の直流波形から第１の問い合わせ波形および第１の無線周波数波形を生成するように構成された第１の無線周波数インバータと、第１の無線周波数インバータを制御して第１の問い合わせ波形の応答に基づいて第１の無線周波数波形を出力するように構成された第１のコントローラと、を有する、第１の無線周波数源を含む。発電機はまた、第２の直流波形を出力するように構成された第２の電源と、第２の電源に結合され、第１の問い合わせ波形と同時に第２の問い合わせ波形を生成し、第１の無線周波数波形と同時に第２の無線周波数波形を生成するように構成された第２の無線周波数インバータと、第２の無線周波数インバータを制御して第２の問い合わせ波形の応答に基づいて第２の無線周波数波形を出力するように構成された第２のコントローラと、を有する、第２の無線周波数源を含む。According to one embodiment of the present disclosure, an electrosurgical generator is disclosed. The generator includes a first radio frequency source having a first power source configured to output a first direct current waveform, a first radio frequency inverter coupled to the first power source and configured to generate a first interrogation waveform and a first radio frequency waveform from the first direct current waveform, and a first controller configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on a response to the first interrogation waveform. The generator also includes a second radio frequency source having a second power source configured to output a second direct current waveform, a second radio frequency inverter coupled to the second power source and configured to generate the second interrogation waveform simultaneously with the first interrogation waveform and generate the second radio frequency waveform simultaneously with the first radio frequency waveform, and a second controller configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on a response to the second interrogation waveform.
本開示の別の実施形態によれば、電気手術用発電機が開示される。システムは、第１の双極電気手術機器および第２の双極電気手術機器を含む。システムはまた、第１の直流波形を出力するように構成された第１の電源と、第１の電源および第１の双極電気手術機器に結合された第１の無線周波数インバータと、を含む第１の無線周波数源を有する、電気手術用発電機を含む。第１の無線周波数インバータは、第１の直流波形から第１の問い合わせ波形および第１の無線周波数波形を生成するように構成される。第１の無線周波数源はまた、第１の無線周波数インバータを制御して第１の問い合わせ波形の応答に基づいて第１の無線周波数波形を出力するように構成された第１のコントローラを含む。発電機はまた、第２の直流波形を出力するように構成された第２の電源と、第２の電源および第２の双極電気手術機器に結合された第２の無線周波数インバータと、を有する、第２の無線周波数源を含む。第２の無線周波数インバータは、第１の問い合わせ波形と同時に第２の問い合わせ波形を生成し、第１の無線周波数波形と同時に第２の無線周波数波形を生成するように構成される。第２の無線周波数源はまた、第２の無線周波数インバータを制御して第２の問い合わせ波形の応答に基づいて第２の無線周波数波形を出力するように構成された第２のコントローラを含む。According to another embodiment of the present disclosure, an electrosurgical generator is disclosed. The system includes a first bipolar electrosurgical instrument and a second bipolar electrosurgical instrument. The system also includes an electrosurgical generator having a first radio frequency source including a first power source configured to output a first DC waveform and a first radio frequency inverter coupled to the first power source and the first bipolar electrosurgical instrument. The first radio frequency inverter is configured to generate a first interrogation waveform and a first radio frequency waveform from the first DC waveform. The first radio frequency source also includes a first controller configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on a response of the first interrogation waveform. The generator also includes a second radio frequency source having a second power source configured to output a second DC waveform and a second radio frequency inverter coupled to the second power source and the second bipolar electrosurgical instrument. The second radio frequency inverter is configured to generate a second interrogation waveform simultaneously with the first interrogation waveform and generate the second radio frequency waveform simultaneously with the first radio frequency waveform. The second radio frequency source also includes a second controller configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on a response of the second interrogation waveform.
上記の実施形態のいずれかの１つの態様によれば、第１の問い合わせ波形および第２の問い合わせ波形の各々は、パルス無線周波数波形である。パルス無線周波数波形は、持続時間が約１０μ秒～約１，０００μ秒であり、繰り返し速度が約１０ミリ秒～約５０ミリ秒である複数のパルスを含む。According to one aspect of any of the above embodiments, each of the first interrogation waveform and the second interrogation waveform is a pulsed radio frequency waveform. The pulsed radio frequency waveform includes a plurality of pulses having a duration of about 10 μsec to about 1,000 μsec and a repetition rate of about 10 ms to about 50 ms.
上記の実施形態のいずれかの別の態様によれば、第１の無線周波数源は、第１の問い合わせ波形に基づいて第１のインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つの第１のセンサをさらに含む。第１のコントローラはさらに、第１のインピーダンスと開回路閾値との比較に基づいて、第１の無線周波数源に結合された第１の電気手術機器と組織との間の接触を決定するように構成される。第１のコントローラはさらに、第１の無線周波数インバータを制御して比較に基づいて第１の無線周波数波形を出力するように構成される。According to another aspect of any of the above embodiments, the first radio frequency source further includes at least one first sensor configured to measure a first impedance based on the first interrogation waveform. The first controller is further configured to determine contact between a first electrosurgical device coupled to the first radio frequency source and tissue based on a comparison of the first impedance to an open circuit threshold. The first controller is further configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on the comparison.
上記の実施形態のいずれかのさらなる態様によれば、第２の無線周波数源は、第２の問い合わせ波形に基づいて第２のインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つの第２のセンサをさらに含む。第２のコントローラは、第２のインピーダンスと開回路閾値との比較に基づいて、第２の無線周波数源に結合された第２の電気手術機器と組織との間の接触を決定するように構成される。第２のコントローラはさらに、第２の無線周波数インバータを制御して比較に基づいて第２の無線周波数波形を出力するように構成される。According to a further aspect of any of the above embodiments, the second radio frequency source further includes at least one second sensor configured to measure a second impedance based on the second interrogation waveform. The second controller is configured to determine contact between a second electrosurgical device coupled to the second radio frequency source and tissue based on a comparison of the second impedance to an open circuit threshold. The second controller is further configured to control the second radio frequency inverter to output a second radio frequency waveform based on the comparison.
上記の実施形態のいずれかのさらに別の態様によれば、発電機は、第１のコントローラおよび第２のコントローラに結合され、第１のコントローラおよび第２のコントローラの動作を同期させるように構成されたクロック源をさらに含む。
例えば、本願は以下の項目を提供する。
（項目１）
電気手術用発電機であって、
第１の無線周波数源であって、
第１の直流波形を出力するように構成された第１の電源、
上記第１の電源に結合され、上記第１の直流波形から第１の問い合わせ波形および第１の無線周波数波形を生成するように構成された第１の無線周波数インバータ、および
上記第１の無線周波数インバータを制御して上記第１の問い合わせ波形の応答に基づいて上記第１の無線周波数波形を出力するように構成された第１のコントローラ、を含む、第１の無線周波数源と、
第２の無線周波数源であって、
第２の直流波形を出力するように構成された第２の電源、
上記第２の電源に結合され、上記第１の問い合わせ波形と同時に第２の問い合わせ波形を生成し、上記第１の無線周波数波形と同時に第２の無線周波数波形を生成するように構成された第２の無線周波数インバータ、および
上記第２の無線周波数インバータを制御して上記第２の問い合わせ波形の応答に基づいて上記第２の無線周波数波形を出力するように構成された第２のコントローラ、を含む、第２の無線周波数源と、を含む、電気手術用発電機。
（項目２）
上記第１の問い合わせ波形および上記第２の問い合わせ波形の各々が、パルス無線周波数波形である、上記項目に記載の電気手術用発電機。
（項目３）
上記パルス無線周波数波形が、持続時間が約１０μ秒～約１，０００μ秒であり、繰り返し速度が約１０ミリ秒～約５０ミリ秒である複数のパルスを含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術用発電機。
（項目４）
上記第１の無線周波数源が、上記第１の問い合わせ波形に基づいて第１のインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つの第１のセンサをさらに含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術用発電機。
（項目５）
上記第１のコントローラが、上記第１のインピーダンスと開回路閾値との比較に基づいて、上記第１の無線周波数源に結合された第１の電気手術機器と組織との間の接触を決定するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術発電機。
（項目６）
上記第１のコントローラが、上記第１の無線周波数インバータを制御して上記比較に基づいて上記第１の無線周波数波形を出力するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術発電機。
（項目７）
上記第２の無線周波数源が、上記第２の問い合わせ波形に基づいて第２のインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つの第２のセンサをさらに含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術用発電機。
（項目８）
上記第２のコントローラが、上記第２のインピーダンスと開回路閾値との比較に基づいて、上記第２の無線周波数源に結合された第２の電気手術機器と組織との間の接触を決定するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術発電機。
（項目９）
上記第２のコントローラが、上記第２の無線周波数インバータを制御して上記比較に基づいて上記第２の無線周波数波形を出力するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術発電機。
（項目１０）
上記第１のコントローラおよび上記第２のコントローラに結合され、上記第１のコントローラおよび上記第２のコントローラの動作を同期させるように構成されたクロック源をさらに備える、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術用発電機。
（項目１１）
電気手術システムであって、
第１の双極電気手術機器と、
第２の双極電気手術機器と、
電気手術用発電機であって、
第１の無線周波数源であって、
第１の直流波形を出力するように構成された第１の電源、
上記第１の電源および上記第１の双極電気手術機器に結合された第１の無線周波数インバータであって、上記第１の直流波形から第１の問い合わせ波形および第１の無線周波数波形を生成するように構成された、第１の無線周波数インバータ、および
上記第１の無線周波数インバータを制御して上記第１の問い合わせ波形の応答に基づいて上記第１の無線周波数波形を出力するように構成された第１のコントローラ、を含む、第１の無線周波数源と、
第２の無線周波数源であって、
第２の直流波形を出力するように構成された第２の電源、
上記第２の電源および上記第２の双極電気手術機器に結合された第２の無線周波数インバータであって、上記第１の問い合わせ波形と同時に第２の問い合わせ波形を生成し、上記第１の無線周波数波形と同時に第２の無線周波数波形を生成するように構成された、第２の無線周波数インバータ、および
上記第２の無線周波数インバータを制御して上記第２の問い合わせ波形の応答に基づいて上記第２の無線周波数波形を出力するように構成された第２のコントローラ、を含む、第２の無線周波数源と、を含む、電気手術用発電機と、を含む、電気手術システム。
（項目１２）
上記第１の問い合わせ波形および上記第２の問い合わせ波形の各々が、パルス無線周波数波形である、上記項目に記載の電気手術システム。
（項目１３）
上記パルス無線周波数波形が、持続時間が約１０μ秒～約１，０００μ秒であり、繰り返し速度が約１０ミリ秒～約５０ミリ秒である複数のパルスを含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目１４）
上記第１の無線周波数源が、上記第１の問い合わせ波形に基づいて第１のインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つの第１のセンサをさらに含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目１５）
上記第１のコントローラが、上記第１のインピーダンスと開回路閾値との比較に基づいて、上記第１の無線周波数源に結合された上記第１の双極電気手術機器と組織との間の接触を決定するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目１６）
上記第１のコントローラが、上記第１の無線周波数インバータを制御して上記比較に基づいて上記第１の無線周波数波形を出力するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目１７）
上記第２の無線周波数源が、上記第２の問い合わせ波形に基づいて第２のインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つの第２のセンサをさらに含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目１８）
上記第２のコントローラが、上記第２のインピーダンスと開回路閾値との比較に基づいて、上記第２の無線周波数源に結合された上記第２の双極電気手術機器と組織との間の接触を決定するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目１９）
上記第２のコントローラが、上記第２の無線周波数インバータを制御して上記比較に基づいて上記第２の無線周波数波形を出力するようにさらに構成される、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（項目２０）
上記電気手術用発電機が、上記第１のコントローラおよび上記第２のコントローラに結合され、上記第１のコントローラおよび上記第２のコントローラの動作を同期させるように構成されたクロック源をさらに含む、上記項目のいずれか一項に記載の電気手術システム。
（摘要）
電気手術用発電機は、第１の直流波形を出力するように構成された第１の電源と、第１の電源に結合され、第１の直流波形から第１の問い合わせ波形および第１の無線周波数波形を生成するように構成された第１の無線周波数インバータと、第１の無線周波数インバータを制御して第１の問い合わせ波形の応答に基づいて第１の無線周波数波形を出力するように構成された第１のコントローラと、を有する、第１の無線周波数源を含む。発電機はまた、第２の直流波形を出力するように構成された第２の電源と、第２の電源に結合され、第１の問い合わせ波形と同時に第２の問い合わせ波形を生成し、第１の無線周波数波形と同時に第２の無線周波数波形を生成するように構成された第２の無線周波数インバータと、第２の無線周波数インバータを制御して第２の問い合わせ波形の応答に基づいて第２の無線周波数波形を出力するように構成された第２のコントローラと、を有する、第２の無線周波数源を含む。 According to yet another aspect of any of the above embodiments, the generator further includes a clock source coupled to the first controller and the second controller and configured to synchronize operation of the first controller and the second controller.
For example, the present application provides the following:
(Item 1)
1. An electrosurgical generator comprising:
a first radio frequency source,
a first power supply configured to output a first DC waveform;
a first radio frequency source including: a first radio frequency inverter coupled to the first power supply and configured to generate a first interrogation waveform and a first radio frequency waveform from the first DC waveform; and a first controller configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on a response of the first interrogation waveform;
a second radio frequency source,
a second power supply configured to output a second DC waveform;
a second radio frequency source including a second radio frequency inverter coupled to the second power source and configured to generate a second interrogation waveform concurrently with the first interrogation waveform and to generate a second radio frequency waveform concurrently with the first radio frequency waveform; and a second controller configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on a response of the second interrogation waveform.
(Item 2)
2. An electrosurgical generator as described in the preceding paragraph, wherein each of the first interrogation waveform and the second interrogation waveform is a pulsed radio frequency waveform.
(Item 3)
2. An electrosurgical generator according to any one of the preceding claims, wherein the pulsed radio frequency waveform comprises a plurality of pulses having a duration of about 10 μsec to about 1,000 μsec and a repetition rate of about 10 ms to about 50 ms.
(Item 4)
2. The electrosurgical generator of claim 1, wherein the first radio frequency source further comprises at least one first sensor configured to measure a first impedance based on the first interrogation waveform.
(Item 5)
20. The electrosurgical generator of claim 1, wherein the first controller is further configured to determine contact between a first electrosurgical instrument coupled to the first radio frequency source and tissue based on a comparison of the first impedance to an open circuit threshold.
(Item 6)
2. An electrosurgical generator as claimed in any one of the preceding claims, wherein the first controller is further configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on the comparison.
(Item 7)
2. The electrosurgical generator of claim 1, wherein the second radio frequency source further includes at least one second sensor configured to measure a second impedance based on the second interrogation waveform.
(Item 8)
20. The electrosurgical generator of claim 19, wherein the second controller is further configured to determine contact between a second electrosurgical instrument coupled to the second radio frequency source and tissue based on a comparison of the second impedance to an open circuit threshold.
(Item 9)
2. An electrosurgical generator as claimed in any one of the preceding claims, wherein the second controller is further configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on the comparison.
(Item 10)
2. The electrosurgical generator of claim 1, further comprising a clock source coupled to the first controller and the second controller and configured to synchronize operation of the first controller and the second controller.
(Item 11)
1. An electrosurgical system comprising:
a first bipolar electrosurgical instrument;
a second bipolar electrosurgical instrument; and
1. An electrosurgical generator comprising:
a first radio frequency source,
a first power supply configured to output a first DC waveform;
a first radio frequency source including a first radio frequency inverter coupled to the first power source and the first bipolar electrosurgical instrument, the first radio frequency inverter configured to generate a first interrogation waveform and a first radio frequency waveform from the first DC waveform; and a first controller configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on a response of the first interrogation waveform;
a second radio frequency source,
a second power supply configured to output a second DC waveform;
and an electrosurgical generator comprising a second radio frequency source including a second radio frequency inverter coupled to the second power source and to the second bipolar electrosurgical instrument, the second radio frequency inverter configured to generate a second interrogation waveform concurrently with the first radio frequency waveform and to generate a second radio frequency waveform concurrently with the first radio frequency waveform; and a second controller configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on a response of the second interrogation waveform.
(Item 12)
2. The electrosurgical system of claim 1, wherein each of the first interrogation waveform and the second interrogation waveform is a pulsed radio frequency waveform.
(Item 13)
2. The electrosurgical system of claim 1, wherein the pulsed radio frequency waveform comprises a plurality of pulses having a duration of about 10 μsec to about 1,000 μsec and a repetition rate of about 10 ms to about 50 ms.
(Item 14)
2. The electrosurgical system of claim 1, wherein the first radio frequency source further includes at least one first sensor configured to measure a first impedance based on the first interrogation waveform.
(Item 15)
20. The electrosurgical system of claim 19, wherein the first controller is further configured to determine contact between the first bipolar electrosurgical device coupled to the first radio frequency source and tissue based on a comparison of the first impedance to an open circuit threshold.
(Item 16)
2. The electrosurgical system of claim 1, wherein the first controller is further configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on the comparison.
(Item 17)
The electrosurgical system of any one of the preceding items, wherein the second radio frequency source further includes at least one second sensor configured to measure a second impedance based on the second interrogation waveform.
(Item 18)
20. The electrosurgical system of claim 19, wherein the second controller is further configured to determine contact between the second bipolar electrosurgical device coupled to the second radio frequency source and tissue based on a comparison of the second impedance to an open circuit threshold.
(Item 19)
2. The electrosurgical system of claim 1, wherein the second controller is further configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on the comparison.
(Item 20)
2. The electrosurgical system of claim 1, wherein the electrosurgical generator further comprises a clock source coupled to the first controller and the second controller and configured to synchronize operation of the first controller and the second controller.
(Summary)
The electrosurgical generator includes a first radio frequency source having a first power supply configured to output a first DC waveform, a first radio frequency inverter coupled to the first power supply and configured to generate a first interrogation waveform and a first radio frequency waveform from the first DC waveform, and a first controller configured to control the first radio frequency inverter to output the first radio frequency waveform based on a response of the first interrogation waveform. The generator also includes a second radio frequency source having a second power supply configured to output a second DC waveform, a second radio frequency inverter coupled to the second power supply and configured to generate the second interrogation waveform concurrently with the first interrogation waveform and generate the second radio frequency waveform concurrently with the first radio frequency waveform, and a second controller configured to control the second radio frequency inverter to output the second radio frequency waveform based on a response of the second interrogation waveform.
本開示は、後続の詳細な説明と併せて検討するときに、添付の図面を参照することによって理解され得る。The present disclosure may be understood by reference to the accompanying drawings, when considered in conjunction with the detailed description that follows.
本開示の電気手術システムの実施形態を、図面を参照して詳細に説明するが、図中、同様の参照番号は、いくつかの図の各々において同一または対応する要素を示す。本明細書で使用される場合、用語「遠位」は、結合された手術機器の、患者により近い部分を指し、用語「近位」は、患者からより遠い部分を指す。Embodiments of the electrosurgical system of the present disclosure will now be described in detail with reference to the drawings, in which like reference numerals indicate identical or corresponding elements in each of the several views. As used herein, the term "distal" refers to a portion of the associated surgical instrument that is closer to the patient and the term "proximal" refers to a portion that is further from the patient.
用語「アプリケーション」は、ユーザの利益のために機能、タスク、またはアクティビティを実施するように設計されたコンピュータプログラムを含み得る。アプリケーションは、例えば、スタンドアロンプログラムとして、またはウェブブラウザ内でローカルまたはリモートで動作するソフトウェア、または当業者によってアプリケーションであると理解される他のソフトウェアを指し得る。アプリケーションは、コントローラ上で、または、例えばモバイルデバイス、ＩＯＴデバイス、サーバシステム、もしくは任意のプログラマブルロジックデバイスを含むユーザデバイス上で、動作し得る。The term "application" may include a computer program designed to perform a function, task, or activity for the benefit of a user. An application may refer to software that runs locally or remotely, for example, as a standalone program or in a web browser, or other software that would be understood by one of ordinary skill in the art to be an application. An application may run on a controller or on a user device, including, for example, a mobile device, an IOT device, a server system, or any programmable logic device.
以下の説明では、周知の機能または構成は、本開示を不必要に詳細に示して不明瞭にすることを避けるために、詳細には説明されていない。当業者は、本開示が、内視鏡機器、腹腔鏡機器、または開腹機器のいずれかでの使用に適合され得ることを理解するであろう。異なる電気的および機械的接続ならびに他の考慮事項が各特定のタイプの機器に適用され得ることも理解されるべきである。In the following description, well-known functions or configurations are not described in detail to avoid obscuring the present disclosure in unnecessary detail. Those skilled in the art will understand that the present disclosure may be adapted for use with either endoscopic instruments, laparoscopic instruments, or open instruments. It should also be understood that different electrical and mechanical connections and other considerations may apply to each particular type of instrument.
本開示による電気手術用発電機は、例えば、切断、凝固、アブレーション、および血管シーリング手順を含む、単極および／または双極電気手術手順で使用され得る。発電機は、様々な超音波および電気手術機器（例えば、超音波ディセクタおよび止血鉗子、単極機器、戻り電極パッド、双極電気手術鉗子、フットスイッチなど）とインターフェースするための複数の出力を含み得る。さらに、発電機は、様々な電気手術モード（例えば、切断、混合、凝固、止血を伴う分割、電光破壊、スプレーなど）および手順（例えば、単極、双極、血管シーリング）で動作する超音波機器および電気手術デバイスに電力供給するのに特に好適な無線周波数エネルギーを生成するように構成された電子回路を含み得る。Electrosurgical generators according to the present disclosure may be used in monopolar and/or bipolar electrosurgical procedures, including, for example, cutting, coagulation, ablation, and vessel sealing procedures. The generator may include multiple outputs for interfacing with a variety of ultrasonic and electrosurgical instruments (e.g., ultrasonic dissectors and hemostats, monopolar instruments, return electrode pads, bipolar electrosurgical forceps, foot switches, etc.). Additionally, the generator may include electronic circuitry configured to generate radio frequency energy particularly suitable for powering ultrasonic instruments and electrosurgical devices operating in a variety of electrosurgical modes (e.g., cutting, mixing, coagulation, division with hemostasis, electrodisruption, spraying, etc.) and procedures (e.g., monopolar, bipolar, vessel sealing).
図１を参照すると、１つ以上の双極電気手術機器２０’および２０’’を含む電気手術システム１０が示され、これら機器は、それぞれ患者の組織を処置するための一対の電極２３ａ’および２３ｂ’ならびに２３ａ’’および２３ｂ’’を有するピンセットとして示されている。実施形態では、双極電気手術機器２０’および２０’’は、一対の鉗子であり得る。機器２０’および２０’’は、ケーブル２４’および２４’’を介して発電機１００に結合される。発電機１００は、個々のＲＦ源から機器２０’および２０’’の各々に別個のＲＦ波形を供給するように構成されたデュアルソースＲＦ発電機である。With reference to FIG. 1, there is shown an electrosurgical system 10 including one or more bipolar electrosurgical instruments 20' and 20'', which are shown as forceps having a pair of electrodes 23a' and 23b' and 23a'' and 23b'', respectively, for treating tissue of a patient. In an embodiment, the bipolar electrosurgical instruments 20' and 20'' may be a pair of forceps. The instruments 20' and 20'' are coupled to a generator 100 via cables 24' and 24''. The generator 100 is a dual source RF generator configured to provide separate RF waveforms to each of the instruments 20' and 20'' from individual RF sources.
図２を参照すると、発電機１００の正面１０２が示されている。発電機１００は、様々なタイプの電気手術機器に対応するための複数のポート１１０、１１２、１１４、１１６と、戻り電極パッドに結合するためのポート１１８とを含み得る。発電機１００は、様々な出力情報（例えば、強度設定、治療完了インジケータなど）をユーザに提供するためのディスプレイ１２０を含む。ディスプレイ１２０は、機器（例えば、双極電気手術機器２０’および２０’’、電気手術鉗子など）に対応するメニューを表示するように構成されたタッチスクリーンである。したがって、ユーザは、対応するメニューオプションをタッチするだけで入力を調整する。発電機１００はまた、発電機１００を制御するための好適な入力制御１２２（例えば、ボタン、アクティベータ、スイッチ、タッチスクリーンなど）を含む。2, a front side 102 of the generator 100 is shown. The generator 100 may include multiple ports 110, 112, 114, 116 for accommodating various types of electrosurgical equipment, and a port 118 for coupling to a return electrode pad. The generator 100 includes a display 120 for providing various output information (e.g., intensity settings, treatment completion indicators, etc.) to a user. The display 120 is a touch screen configured to display menus corresponding to the equipment (e.g., bipolar electrosurgical equipment 20' and 20'', electrosurgical forceps, etc.). Thus, a user adjusts inputs by simply touching the corresponding menu options. The generator 100 also includes suitable input controls 122 (e.g., buttons, activators, switches, touch screen, etc.) for controlling the generator 100.
発電機１００は、様々なモードで動作するように構成され、選択されたモードに基づく双極波形を出力するように構成されている。各モードは、負荷（例えば、組織）の様々なインピーダンス範囲でどれくらいの電力が発電機１００によって出力されるかを決定する事前プログラムされた電力曲線に基づいて動作する。電力曲線の各々には、ユーザが選択した強度設定と測定された負荷の最小インピーダンスとによって定義される、電力、電圧、および電流の制御範囲が含まれる。The generator 100 is configured to operate in various modes and is configured to output a bipolar waveform based on the selected mode. Each mode operates based on a pre-programmed power curve that determines how much power is output by the generator 100 at various impedance ranges of the load (e.g., tissue). Each of the power curves includes control ranges of power, voltage, and current that are defined by the user selected intensity setting and the minimum impedance of the measured load.
第１および第２のＲＦ波形は、連続または不連続のいずれかであり得、約２００ｋＨｚ～約５００ｋＨｚの搬送周波数を有し得る。本明細書で使用される場合、連続波形は、１００％のデューティサイクルを有する波形である。実施形態では、組織に切断効果を与えるために、連続波形が使用される。逆に、不連続波形は、例えば１００％未満の非連続デューティサイクルを有する波形である。実施形態では、組織に凝固効果を提供するために、不連続波形が使用される。The first and second RF waveforms may be either continuous or discontinuous and may have a carrier frequency of about 200 kHz to about 500 kHz. As used herein, a continuous waveform is one that has a 100% duty cycle. In embodiments, a continuous waveform is used to provide a cutting effect to tissue. Conversely, a discontinuous waveform is one that has a non-continuous duty cycle, e.g., less than 100%. In embodiments, a discontinuous waveform is used to provide a coagulation effect to tissue.
図３を参照すると、発電機１００は、個々および別々のＤＣ電源によって各々が電力供給される個々および別々のＲＦインバータによって各ＲＦ源が供給される、デュアルソースＲＦアーキテクチャを含む。より具体的には、発電機１００は、第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２を含む。源２０２および３０２の各々は、第１のコントローラ２０４および第２のコントローラ３０４、第１の電源２０６および第２の電源３０６、ならびに第１のＲＦインバータ２０８および第２のＲＦインバータ３０８を含む。電源２０６および３０６は、共通ＡＣ電源（例えば、線間電圧）に接続された高電圧のＤＣ電源であり得、高電圧のＤＣ電力をそれぞれのＲＦインバータ２０８および３０８に提供し、次いで、ＲＦインバータ２０８および３０８は、ＤＣ電力を、それぞれの能動端子２１０および３１０を通る第１のＲＦ波形および第２のＲＦ波形に変換する。エネルギーは、それぞれ、第１の戻り端子２１２および第２の戻り端子３１２を介してそこに戻される。特に、双極電気手術機器２０’および２０’’に通電するための電気手術エネルギーは、ポート１１４および１１６を介して送達され、ポート１１４および１１６の各々は、能動端子２１０および戻り端子２１２、ならびに能動端子３１０および戻り端子３１２にそれぞれ結合されている。3, the generator 100 includes a dual source RF architecture in which each RF source is powered by an individual and separate RF inverter, each of which is powered by an individual and separate DC power source. More specifically, the generator 100 includes a first RF source 202 and a second source 302. Each of the sources 202 and 302 includes a first controller 204 and a second controller 304, a first power source 206 and a second power source 306, and a first RF inverter 208 and a second RF inverter 308. The sources 206 and 306 may be high voltage DC sources connected to a common AC power source (e.g., line voltage) and provide high voltage DC power to the respective RF inverters 208 and 308, which then convert the DC power to a first RF waveform and a second RF waveform through the respective active terminals 210 and 310. Energy is returned thereto via first and second return terminals 212 and 312, respectively. In particular, electrosurgical energy for energizing bipolar electrosurgical instruments 20' and 20'' is delivered via ports 114 and 116, each of which is coupled to active and return terminals 210 and 212, and active and return terminals 310 and 312, respectively.
能動端子２１０および戻り端子２１２は、絶縁変圧器２１４を通してＲＦインバータ２０８に結合されている。絶縁変圧器２１４は、ＲＦインバータ２０８に結合された一次巻線２１４ａと、能動端子２１０および戻り端子２１２に結合された二次巻線２１４ｂとを含む。同様に、能動端子３１０および戻り端子３１２は、絶縁変圧器３１４を通してＲＦインバータ３０８に結合されている。絶縁変圧器３１４は、ＲＦインバータ３０８に結合された一次巻線３１４ａと、能動端子３１０および戻り端子３１２に結合された二次巻線３１４ｂとを含む。The active terminal 210 and the return terminal 212 are coupled to the RF inverter 208 through an isolation transformer 214. The isolation transformer 214 includes a primary winding 214a coupled to the RF inverter 208 and a secondary winding 214b coupled to the active terminal 210 and the return terminal 212. Similarly, the active terminal 310 and the return terminal 312 are coupled to the RF inverter 308 through an isolation transformer 314. The isolation transformer 314 includes a primary winding 314a coupled to the RF inverter 308 and a secondary winding 314b coupled to the active terminal 310 and the return terminal 312.
ＲＦインバータ２０８および３０８は、複数のモードで動作するように構成され、その間、発電機１００は、特定のデューティサイクル、ピーク電圧、クレストファクタなどを有する対応する波形を出力する。他の実施形態では、発電機１００は、他のタイプの好適な電源トポロジに基づき得ることが想定される。ＲＦインバータ２０８および３０８は、図示されたように、共振ＲＦ増幅器または非共振ＲＦ増幅器であり得る。非共振ＲＦ増幅器は、本明細書で使用される場合、ＲＦインバータと負荷、例えば組織との間に配設された任意の調整部品、すなわち導体、コンデンサなどを欠く増幅器を意味する。The RF inverters 208 and 308 are configured to operate in multiple modes during which the generator 100 outputs a corresponding waveform having a particular duty cycle, peak voltage, crest factor, etc. In other embodiments, it is contemplated that the generator 100 may be based on other types of suitable power supply topologies. The RF inverters 208 and 308 may be resonant RF amplifiers or non-resonant RF amplifiers as shown. A non-resonant RF amplifier, as used herein, refers to an amplifier that lacks any conditioning components, i.e., conductors, capacitors, etc., disposed between the RF inverter and a load, e.g., tissue.
コントローラ２０４および３０４は、メモリ（図示せず）に動作可能に接続されたプロセッサ（図示せず）を含み得、メモリは、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、電気的消去可能プログラマブルＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）、またはフラッシュメモリなどの、揮発性、不揮発性、磁気的、光学的、または電気的媒体のうちの１つ以上を含み得る。プロセッサは、限定はされないが、ハードウェアプロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、中央処理ユニット（ＣＰＵ）、マイクロプロセッサ、およびそれらの組み合わせを含む、本開示に記載される動作、計算、および／または命令のセットを実施するように適合された任意の好適なプロセッサ（例えば、制御回路）であり得る。プロセッサは、本明細書に記載の計算および／または命令のセットを実施するように適合された任意の論理プロセッサ（例えば、制御回路）を使用することによって代用され得ることが、当業者には理解されよう。The controllers 204 and 304 may include a processor (not shown) operably connected to a memory (not shown), which may include one or more of volatile, non-volatile, magnetic, optical, or electrical media, such as read-only memory (ROM), random access memory (RAM), electrically erasable programmable ROM (EEPROM), non-volatile RAM (NVRAM), or flash memory. The processor may be any suitable processor (e.g., control circuitry) adapted to perform the operations, calculations, and/or set of instructions described in this disclosure, including, but not limited to, hardware processors, field programmable gate arrays (FPGAs), digital signal processors (DSPs), central processing units (CPUs), microprocessors, and combinations thereof. Those skilled in the art will appreciate that the processor may be substituted by using any logical processor (e.g., control circuitry) adapted to perform the calculations and/or set of instructions described herein.
コントローラ２０４および３０４の各々は、それぞれの電源２０６および３０６ならびに／またはＲＦインバータ２０８および３０８に動作可能に接続され、プロセッサが、開いたおよび／または閉じた制御ループ方式のいずれかに従って、発電機１００の第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２の出力を制御することを可能にする。閉ループ制御方式は、複数のセンサが様々な組織およびエネルギー特性（例えば、組織インピーダンス、組織温度、出力電力、電流および／または電圧など）を測定し、コントローラ２０４および３０４の各々にフィードバックを提供する、フィードバック制御ループである。次いで、コントローラ２０４および３０４は、それぞれの電源２０６および３０６、ならびに／またはＤＣおよび／もしくはＲＦ波形を調整するＲＦインバータ２０８および３０８をそれぞれ制御する。Each of the controllers 204 and 304 is operatively connected to a respective power source 206 and 306 and/or RF inverter 208 and 308, allowing the processor to control the output of the first RF source 202 and the second source 302 of the generator 100 according to either an open and/or closed control loop scheme. A closed loop control scheme is a feedback control loop in which multiple sensors measure various tissue and energy characteristics (e.g., tissue impedance, tissue temperature, output power, current and/or voltage, etc.) and provide feedback to each of the controllers 204 and 304. The controllers 204 and 304 then control the respective power sources 206 and 306 and/or RF inverters 208 and 308, respectively, which adjust the DC and/or RF waveforms.
本開示による発電機１００はまた、発電機１００の第１のＲＦ源２０２および第２のＲＦ源３０２の出力を各々が監視する、複数のセンサ２１６および３１６を含み得る。センサ２１６および３１６は、任意の好適な電圧、電流、電力、およびインピーダンスセンサであり得る。図３に示された実施形態では、センサ２１６は、ＲＦインバータ２０８のリード線２２０ａおよび２２０ｂに結合されている。リード線２２０ａおよび２２０ｂは、ＲＦインバータ２０８を変圧器２１４の一次巻線２１４ａに結合する。センサ３１６は、ＲＦインバータ３０８のリード線３２０ａおよび３２０ｂに結合されている。リード線３２０ａおよび３２０ｂは、ＲＦインバータ３０８を変圧器３１４の一次巻線３１４ａに結合する。したがって、センサ２１６および３１６は、能動端子２１０および３１０ならびに戻り端子２１２および３１２に供給されるエネルギーの電圧、電流、および他の電気的特性を検知するように構成されている。The generator 100 according to the present disclosure may also include a number of sensors 216 and 316, each of which monitors the output of the first RF source 202 and the second RF source 302 of the generator 100. The sensors 216 and 316 may be any suitable voltage, current, power, and impedance sensors. In the embodiment shown in FIG. 3, the sensor 216 is coupled to the leads 220a and 220b of the RF inverter 208. The leads 220a and 220b couple the RF inverter 208 to the primary winding 214a of the transformer 214. The sensor 316 is coupled to the leads 320a and 320b of the RF inverter 308. The leads 320a and 320b couple the RF inverter 308 to the primary winding 314a of the transformer 314. Thus, the sensors 216 and 316 are configured to sense the voltage, current, and other electrical characteristics of the energy supplied to the active terminals 210 and 310 and the return terminals 212 and 312.
さらなる実施形態では、センサ２１６および３１６は、電源２０６および３０６に結合され得、ＲＦインバータ２０８および３０８に供給されるＤＣ電流の特性を検知するように構成され得る。コントローラ２０４および３０４はまた、発電機１００のディスプレイ１２０および入力制御１２２ならびに／または機器２０’および２０”から入力信号を受信する。コントローラ２０４および３０４は、発電機１００によって出力される電力を調整し、および／または入力信号に応答して、他の制御機能を発電機１００に実施する。In further embodiments, sensors 216 and 316 may be coupled to power sources 206 and 306 and configured to sense characteristics of the DC current supplied to RF inverters 208 and 308. Controllers 204 and 304 also receive input signals from display 120 and input controls 122 of generator 100 and/or equipment 20' and 20". Controllers 204 and 304 adjust the power output by generator 100 and/or perform other control functions for generator 100 in response to the input signals.
ＲＦインバータ２０８および３０８は、Ｈブリッジトポロジに配置された複数のスイッチング素子２２８ａ～２２８ｄおよび３２８ａ～３２８ｄをそれぞれ含む。実施形態では、ＲＦインバータ２０８および３０８は、ハーフブリッジ、フルブリッジ、プッシュプルなどを含むがこれら限定されない、任意の好適なトポロジにしたがって構成され得る。好適なスイッチング素子には、トランジスタ、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）、それらの組み合わせなどの電圧制御デバイスが含まれる。実施形態では、ＦＥＴは、窒化ガリウム、窒化アルミニウム、窒化ホウ素、炭化ケイ素、または任意の他の好適な広バンドギャップ材料から形成され得る。The RF inverters 208 and 308 include multiple switching elements 228a-228d and 328a-328d, respectively, arranged in an H-bridge topology. In embodiments, the RF inverters 208 and 308 may be configured according to any suitable topology, including but not limited to half-bridge, full-bridge, push-pull, and the like. Suitable switching elements include voltage controlled devices such as transistors, field effect transistors (FETs), combinations thereof, and the like. In embodiments, the FETs may be formed from gallium nitride, aluminum nitride, boron nitride, silicon carbide, or any other suitable wide bandgap material.
コントローラ２０４および３０４は、それぞれのＲＦインバータ２０８および３０８、特にスイッチング素子２２８ａ～２２８ｄおよび３２８ａ～３２８ｄと通信する。コントローラ２０４および３０４は、パルス幅変調（「ＰＷＭ」）信号であり得る制御信号をスイッチング素子２２８ａ～２２８ｄおよび３２８ａ～３２８ｄに出力するように構成されている。特に、コントローラ２０４は、ＲＦインバータ２０８のスイッチング素子２２８ａ～２２８ｄに供給される制御信号ｄ１を変調するように構成され、コントローラ３０４は、ＲＦインバータ３０８のスイッチング素子３２８ａ～３２８ｄに供給される制御信号ｄ２を変調するように構成されている。制御信号ｄ１およびｄ２は、それぞれの選択された搬送周波数でＲＦインバータ２０８および３０８を動作させるＰＷＭ信号を提供する。追加的に、コントローラ２０４および３０４は、発電機１００の第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２の出力の電力特性を計算し、ＲＦインバータ２０８および３０８の出力における電圧、電流、および電力を含むがこれらに限定されない、測定された電力特性に少なくともに部分的に基づいて、第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２の出力を制御するように構成されている。The controllers 204 and 304 are in communication with the respective RF inverters 208 and 308, particularly the switching elements 228a-228d and 328a-328d. The controllers 204 and 304 are configured to output control signals, which may be pulse width modulated ("PWM") signals, to the switching elements 228a-228d and 328a-328d. In particular, the controller 204 is configured to modulate the control signal d1 provided to the switching elements 228a-228d of the RF inverter 208, and the controller 304 is configured to modulate the control signal d2 provided to the switching elements 328a-328d of the RF inverter 308. The control signals d1 and d2 provide PWM signals that operate the RF inverters 208 and 308 at their respective selected carrier frequencies. Additionally, the controllers 204 and 304 are configured to calculate power characteristics of the output of the first RF source 202 and the second source 302 of the generator 100 and control the output of the first RF source 202 and the second source 302 based at least in part on the measured power characteristics, including but not limited to the voltage, current, and power at the output of the RF inverters 208 and 308.
図３および図４を参照すると、コントローラ２０４および３０４の各々は、コントローラ２０４および３０４の各々に対して共通周波数源として作用するクロック源３４０に結合され、したがってコントローラ２０４および３０４は同期される。クロック源３４０は、コントローラ２０４および３０４の動作を同期させるためのクロック信号を生成する電子発振回路である。特に、コントローラ２０４および３０４のサンプリング動作は同期される。コントローラ２０４および３０４の各々は、クロック源３４０からのクロック信号および選択されたモードに基づいてＲＦ波形を生成する。したがって、ユーザが電気手術モードのうちの１つを選択すると、コントローラ２０４および３０４の各々は、それぞれのＲＦインバータ２０８および３０８を制御して、選択されたモードに対応する第１および第２のＲＦ波形を出力するために使用される、第１および第２の制御信号を出力する。第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２の各々に対して選択されたモード、ならびに対応するＲＦ波形は、同じであってもよいか、または異なってもよい。3 and 4, each of the controllers 204 and 304 is coupled to a clock source 340 that acts as a common frequency source for each of the controllers 204 and 304, so that the controllers 204 and 304 are synchronized. The clock source 340 is an electronic oscillator circuit that generates a clock signal for synchronizing the operation of the controllers 204 and 304. In particular, the sampling operations of the controllers 204 and 304 are synchronized. Each of the controllers 204 and 304 generates an RF waveform based on the clock signal from the clock source 340 and the selected mode. Thus, when a user selects one of the electrosurgical modes, each of the controllers 204 and 304 outputs first and second control signals that are used to control the respective RF inverters 208 and 308 to output first and second RF waveforms corresponding to the selected mode. The selected modes for each of the first and second RF sources 202 and 302, as well as the corresponding RF waveforms, may be the same or different.
ＲＦ波形は、異なる搬送周波数を有し、したがって、第１のＲＦ波形は、第１の搬送周波数を有し、第２のＲＦ波形は、第２の搬送周波数を有する。２つの異なる搬送周波数は、コントローラ２０４および３０４が周波数ドメインで測定データを弁別または分別できるように選択される。測定データは、第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２の出力を監視するセンサ２１６および３１６によって収集される。コントローラ２０４および３０４は、任意の好適なバンドパス技術、または離散フーリエ変換（ＤＦＴ）および高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの周波数ドメインに測定データを変換する任意の技術を使用して、それぞれの第１および第２のＲＦ波形を分析する。実施形態では、コントローラ２０４および３０４は、連続波形（例えば、切断モード中に使用されるもの）に対しては、ＲＦ波形の搬送周波数およびその高調波に向けられたゲルツェルフィルタのアレイを使用し得る。不連続波形に関しては、ゲルツェルフィルタは、分析されている波形の繰り返し周波数の繰り返し速度および高調波に向けられる。測定データのフィルタリングは、コントローラ２０４および３０４によって実行可能なアプリケーション、例えばソフトウェア命令によって実施され得る。The RF waveforms have different carrier frequencies, such that the first RF waveform has a first carrier frequency and the second RF waveform has a second carrier frequency. The two different carrier frequencies are selected so that the controllers 204 and 304 can discriminate or separate the measurement data in the frequency domain. The measurement data is collected by sensors 216 and 316 that monitor the output of the first RF source 202 and the second source 302. The controllers 204 and 304 analyze the respective first and second RF waveforms using any suitable bandpass technique or any technique that converts the measurement data to the frequency domain, such as a discrete Fourier transform (DFT) and a fast Fourier transform (FFT). In an embodiment, the controllers 204 and 304 may use an array of Goertzel filters for continuous waveforms (e.g., those used during the cutting mode) oriented at the carrier frequency of the RF waveform and its harmonics. For discontinuous waveforms, the Goertzel filters are oriented at the repetition rate and harmonics of the repetition frequency of the waveform being analyzed. Filtering of the measurement data may be performed by an application, e.g., software instructions, executable by the controllers 204 and 304.
第１および第２のＲＦ波形の周波数は、バンドパスゲルツェルフィルタによって決定されるような、第１のＲＦ波形および第２のＲＦ波形の搬送周波数間の十分なチャンネル分離を提供するように選択される。図５の周波数応答プロット３５０を参照すると、連続波形の反対側のＲＦポートの周波数は、周波数応答のヌルポイントにあるように選択される。これにより、源と源との分離が最大化される。The frequencies of the first and second RF waveforms are selected to provide sufficient channel separation between the carrier frequencies of the first and second RF waveforms as determined by a bandpass Goertzel filter. Referring to frequency response plot 350 of FIG. 5, the frequency of the opposing RF port of the continuous waveform is selected to be at a null point in the frequency response. This maximizes source-to-source separation.
不連続波形の周波数応答プロット３６０を示す図６を参照すると、別個のゲルツェルフィルタが、分析されているＲＦ波形の基本繰り返し速度と偶数および奇数の高調波とに向けられている。基本周波数は完全には直交していないので、特定の高調波のオーバーラップが存在する。高調波のセットのオーバーラップにより、ゲルツェルアレイプロットに不連続性が生じる。これは、１つのＲＦ源からの有意な相互コンダクタンスが別のＲＦ源のセンサ２１６または３１６で発生しているかどうかを検出するために使用される。組み合わされた情報を複数の高調波のうちの１つだけに含む源を分離することが望まれる場合、影響を受けていない高調波が、あるパーセンテージの影響を受けた高調波と組み合わせて使用される。別個の相互コンダクタンス情報は、過剰な相互コンダクタンス状況を検出するための用量モニタとして使用される。Referring to FIG. 6, which shows a frequency response plot 360 of a discontinuous waveform, separate Goertzel filters are directed at the fundamental repetition rate and the even and odd harmonics of the RF waveform being analyzed. Since the fundamental frequencies are not perfectly orthogonal, there is overlap of certain harmonics. Overlapping sets of harmonics creates discontinuities in the Goertzel array plot. This is used to detect if significant transconductance from one RF source is occurring at the sensor 216 or 316 of another RF source. If it is desired to separate sources that contain combined information in only one of the harmonics, the unaffected harmonic is used in combination with a certain percentage of the affected harmonic. The separate transconductance information is used as a dose monitor to detect excessive transconductance situations.
第１および第２のＲＦ波形の両方が不連続である実施形態では、限定的な周波数空間が制約的となり得る。不連続波形は、約２０ＫＨｚ～約４９０ＫＨｚの繰り返し速度を有し得る。繰り返し速度は、信号処理の観点から完全に直交する解を与えない。独立制御に使用されるべき第１のＲＦ源２０２および第２の源３０２の各々の電力値を決定するための技術は、相互コンダクタンスのレベルに依存する。相互コンダクタンスにより、実際の電力が接触インピーダンスに蓄積される。したがって、制御する電力は、接触インピーダンス部位に蓄積された相互コンダクタンス電力と、接触インピーダンスに蓄積されたポートソース電力との合計に基づく。実施形態では、非接触組織インピーダンスおよび戻り電極パッド２６に蓄積された電力もまた、特定のＲＦポートの全体的な較正に含まれ得る。周波数弁別が電力制御に使用される場合、発電機１００を使用する前に、機器２０’および２０”、ならびに戻り電極パッド２６が、供給ライン２４’および２４”ならびに戻りライン２８のケーブル補償と、高調波オーバーラップおよび相互コンダクタンスとの両方を考慮に入れる較正手順で使用される。相互コンダクタンスは、潜在的な用量エラーの軽減策としても監視され得る。In embodiments where both the first and second RF waveforms are discontinuous, the limited frequency space may be restrictive. The discontinuous waveforms may have a repetition rate of about 20 KHz to about 490 KHz. The repetition rate does not provide a completely orthogonal solution from a signal processing perspective. The technique for determining the power value of each of the first RF source 202 and the second source 302 to be used for independent control depends on the level of transconductance. The transconductance causes the actual power to be stored in the contact impedance. Thus, the power to control is based on the sum of the transconductance power stored at the contact impedance site and the port source power stored in the contact impedance. In embodiments, the non-contact tissue impedance and the power stored in the return electrode pad 26 may also be included in the overall calibration of a particular RF port. If frequency discrimination is used for power control, prior to using the generator 100, the instruments 20' and 20" and the return electrode pad 26 are used in a calibration procedure that takes into account both the cable compensation of the supply lines 24' and 24" and the return line 28, as well as harmonic overlap and transconductance. Transconductance may also be monitored as a mitigation measure for potential dose errors.
実施形態では、第１および第２のＲＦ波形の一方が連続であり、他方が不連続である場合、連続ＲＦ波形は、約４８１ＫＨｚのより高いゲルツェル周波数であり得、不連続ＲＦ波形は、約４３３ＫＨｚのより低い周波数であり得、そうすると、ゲルツェルの周波数応答が４５で割り切れることと（図５および図６を参照）、不連続エネルギーの集中がその搬送周波数４３３ＫＨｚ以下であることとにより、源間で発生する干渉がほとんどない。In an embodiment, where one of the first and second RF waveforms is continuous and the other is discontinuous, the continuous RF waveform may be at a higher Goertzel frequency of about 481 KHz and the discontinuous RF waveform may be at a lower frequency of about 433 KHz, such that little interference occurs between the sources due to the Goertzel frequency response being divisible by 45 (see Figures 5 and 6) and the concentration of discontinuous energy being at or below its carrier frequency of 433 KHz.
第１および第２のＲＦ波形が連続である実施形態では、連続波形は一般に完全な正弦波ではないので、事前選択された４３３ＫＨｚおよび４８１ＫＨｚの固有搬送周波数はまた、他方の源からの建設的または破壊的な干渉性信号の減衰を提供するためのゲルツェルフィルタと併せて連続ＲＦ源を分離するために使用されるコヒーレントサンプリング規則に従う。バンドパスフィルタは、信号通過帯域領域と下限／上限信号阻止領域を提供する。阻止のレベルは可変であり、設計されたバンドパスフィルタのタイプに基づく。有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタは、シンク関数（ｓｉｎ ｘ／ｘ）タイプの振幅対周波数応答を提供する。計算効率の高いゲルツェルフィルタの実装は、図５および図６のプロット３５０および３６０に示すように、サンプリング関数のように作用する。In embodiments where the first and second RF waveforms are continuous, the preselected unique carrier frequencies of 433 KHz and 481 KHz also follow the coherent sampling rule, which is used to separate the continuous RF sources in conjunction with a Goertzel filter to provide attenuation of constructively or destructively interfering signals from the other source, since continuous waveforms are generally not perfect sine waves. The bandpass filter provides a signal passband region and lower/upper signal rejection regions. The level of rejection is variable and based on the type of bandpass filter designed. The finite impulse response (FIR) filter provides a sine function (sin x/x) type amplitude vs. frequency response. A computationally efficient Goertzel filter implementation acts like a sampling function, as shown in plots 350 and 360 of Figures 5 and 6.
発電機１００は、自動双極モードで動作するように構成され、その間、第１のＲＦ源２０２およびＲＦ第２の源３０２の各々は、組織接触の検出時に任意の好適な双極ＲＦ波形を出力する。ユーザは、このモード中に第１のＲＦ源２０２およびＲＦ第２の源３０２の各々を構成して、電力レベルを設定し、双極電気手術機器２０’および２０’’が組織と接触していることを確認した後、ＲＦ送達を開始するための遅延時間を設定し得る。このモードでは、発電機は、低電力の問い合わせパルス波形を出力して、インピーダンスを測定し、組織との接触を判断する。問い合わせ波形は、約１Ｗ～約５Ｗであり得、持続時間は、約１０μ秒～約１，０００μ秒であり得、１０ミリ秒ごと～約５０ミリ秒ごとに繰り返され得る。組織接触を示すインピーダンスを検出すると、発電機１００は、ユーザが選択可能な遅延時間の後に、接続された双極機器２０’および２０’’を介してエネルギーを出力する。The generator 100 is configured to operate in an auto-bipolar mode during which each of the first RF source 202 and the RF second source 302 outputs any suitable bipolar RF waveform upon detection of tissue contact. A user may configure each of the first RF source 202 and the RF second source 302 during this mode to set the power level and set a delay time for initiating RF delivery after confirming that the bipolar electrosurgical devices 20' and 20'' are in contact with tissue. In this mode, the generator outputs a low power interrogation pulse waveform to measure impedance and determine tissue contact. The interrogation waveform may be from about 1 W to about 5 W, may be from about 10 μsec to about 1,000 μsec in duration, and may be repeated every 10 ms to about 50 ms. Upon detecting impedance indicative of tissue contact, the generator 100 outputs energy via the connected bipolar devices 20' and 20'' after a user-selectable delay time.
図７を参照して、発電機１００を制御するための方法を開示する。方法は、第１のＲＦ源２０２およびＲＦ第２の源３０２の同時のデュアル作動を提供する。最初に、第１のＲＦ源２０２および第２のＲＦ源３０２の各々は、自動双極モードを選択することによって構成される。上記したように、各モードは、連続または不連続であり得る所定のＲＦ波形に関連付けられており、所望の組織効果に基づいている。自動双極モードのＲＦ波形は、不連続な波形であり得る。ユーザはまた、ＲＦ波形の電力レベルおよび組織接触の検出後のＲＦ波形の生成のための遅延を含むように、第１のＲＦ源２０２および第２のＲＦ源３０２の各々を個別に構成した。7, a method for controlling the generator 100 is disclosed. The method provides for simultaneous dual operation of the first RF source 202 and the second RF source 302. Initially, each of the first RF source 202 and the second RF source 302 is configured by selecting an auto bipolar mode. As described above, each mode is associated with a predefined RF waveform, which may be continuous or discontinuous, and is based on the desired tissue effect. The RF waveform in the auto bipolar mode may be a discontinuous waveform. The user also individually configured each of the first RF source 202 and the second RF source 302 to include a power level of the RF waveform and a delay for generation of the RF waveform after detection of tissue contact.
動作中、第１のＲＦ源２０２およびＲＦ第２の源３０２の各々は、モードがアクティブである間、第１の問い合わせ波形および第２の問い合わせ波形を連続的に出力する。第１および第２の問い合わせ波形は分離され、センサ２１６および３１６によって使用されて、もしあれば、機器２０’および２０’’の各々によって接触されている組織のインピーダンスを測定する。プロセッサ２０４および３０４の各々は、第１および第２の問い合わせ波形に応答するインピーダンスを、存在する抵抗性負荷（例えば、開回路ではない）を示す所定の閾値（１０００Ωであり得る）と連続的に比較する。さらなる実施形態では、インピーダンスは、約１０オーム（Ω）～約５０Ωであり得る短絡を示す低い閾値と比較され得る。In operation, each of the RF first source 202 and the RF second source 302 continuously outputs a first interrogation waveform and a second interrogation waveform while the mode is active. The first and second interrogation waveforms are separated and used by the sensors 216 and 316 to measure the impedance, if any, of the tissue being contacted by each of the devices 20' and 20''. Each of the processors 204 and 304 continuously compares the impedance responsive to the first and second interrogation waveforms to a predetermined threshold (which may be 1000 Ω) indicative of a resistive load present (e.g., not an open circuit). In a further embodiment, the impedance may be compared to a lower threshold indicative of a short circuit, which may be from about 10 ohms (Ω) to about 50 Ω.
プロセッサ２０４および３０４は、信号処理技術および／または時分割技術を利用して、同時にアクティブ化された第１および第２の問い合わせ波形を区別する。プロセッサ２０４および３０４はまた、第１のＲＦ源２０２と第２のＲＦ源３０２との間の相互コンダクタンスのレベルを決定する。問い合わせ波形の搬送周波数は、搬送周波数がタイムクリティカルな電力計算の更新レートの下でコヒーレントサンプリングを提供し、有効周波数弁別と相互コンダクタンスの検出との組み合わせを提供するようなものである。搬送周波数比は、４５：５０のＧｏｅｒｔｚｅｌ比から４９：５１のＧｏｅｒｔｚｅｌ比の間で変化させて、組織接触検出のための異なる応答速度を提供する、すなわち、開回路と区別することができる。時間カスケードされたＧｏｅｒｔｚｅｌ計算を使用して、アルゴリズムの電力計算間の時間間隔をより短くすることもできる。The processors 204 and 304 utilize signal processing and/or time sharing techniques to distinguish between the first and second simultaneously activated interrogation waveforms. The processors 204 and 304 also determine the level of transconductance between the first RF source 202 and the second RF source 302. The carrier frequencies of the interrogation waveforms are such that they provide coherent sampling under the update rate of the time-critical power calculations, providing a combination of effective frequency discrimination and transconductance detection. The carrier frequency ratio can be varied between a 45:50 Goertzel ratio and a 49:51 Goertzel ratio to provide different response speeds for tissue contact detection, i.e., to distinguish from open circuits. Time-cascaded Goertzel calculations can also be used to provide shorter time intervals between the power calculations of the algorithm.
実施形態では、第１および第２の問い合わせ波形の最適周波数は、第１のＲＦ源２０２および第２のＲＦ源３０２の周波数応答を走査し、ノイズ周波数を特定することによって決定され得る。ノイズ搬送周波数を特定した後、第１および第２の問い合わせ波形の破損を回避し、それによって組織接触の誤検出を回避するために、より静かな周波数が選択される。In an embodiment, the optimal frequencies of the first and second interrogation waveforms may be determined by scanning the frequency response of the first RF source 202 and the second RF source 302 and identifying noise frequencies. After identifying the noise carrier frequency, a quieter frequency is selected to avoid corruption of the first and second interrogation waveforms, thereby avoiding false detection of tissue contact.
さらなる実施形態では、第１および第２の問い合わせ波形のパルスは、それらが重ならないように時間的に分離され得る。第１および第２の問い合わせ波形の各パルスの持続時間（例えば、約１０μ秒～約１，０００μ秒）は、パルス間のオフ時間（例えば、約１０ミリ秒～約５０ミリ秒ごと）よりも短いので、パルスは、パルスが同時に発生しないように、他の波形のオフ期間内の任意のタイムスロットに同期させ得る。In further embodiments, the pulses of the first and second interrogation waveforms may be separated in time such that they do not overlap. The duration of each pulse of the first and second interrogation waveforms (e.g., about 10 μsec to about 1,000 μsec) is less than the off time between pulses (e.g., every about 10 ms to about 50 ms), so that the pulses may be synchronized to any time slot within the off period of the other waveform such that the pulses do not occur at the same time.
図８を参照すると、過電流および相互コンダクタンスについての問い合わせ波形およびＲＦ双極波形を含む、第１のＲＦ源２０２およびＲＦ第２の源３０２の出力を監視する方法。プロセッサ２０４および３０４が、機器２０’および２０’’が組織と接触していることを確認すると、プロセッサ２０４および３０４は、第１のＲＦ源２０２および／またはＲＦ第２の源３０２に信号を送って、第１および第２の双極ＲＦ波形を出力し、機器２０’または２０’’のどちらが組織に接触したかに応じて、組織を処置する。したがって、図７の検出方法に基づいて、機器２０’または２０’’の一方のみが組織に接触したことが確認された場合、対応する第１または第２のＲＦ源２０２または３０２のみが通電され、双極波形を出力して組織を処置する。第１または第２のＲＦ源２０２または３０２の他方の１つは、ユーザが自動双極モードを終了するか、または組織接触が検出されるまで、問い合わせモードのままである。8, a method for monitoring the output of the first RF source 202 and the RF second source 302, including an interrogation waveform for overcurrent and transconductance and an RF bipolar waveform. When the processors 204 and 304 determine that the devices 20' and 20'' are in contact with tissue, the processors 204 and 304 send a signal to the first RF source 202 and/or the RF second source 302 to output a first and second bipolar RF waveform to treat the tissue, depending on which of the devices 20' or 20'' contacted the tissue. Thus, if only one of the devices 20' or 20'' is determined to be in contact with tissue based on the detection method of FIG. 7, only the corresponding first or second RF source 202 or 302 is energized to output a bipolar waveform to treat the tissue. The other one of the first or second RF sources 202 or 302 remains in an interrogation mode until the user exits the auto bipolar mode or tissue contact is detected.
両方の問い合わせ波形が組織の接触を確認する場合、第１および第２の双極ＲＦ波形を同時に供給し得る。同時双極ＲＦ波形送信中に、センサ２１６および３１６は、第１および第２のＲＦ波形の特性を測定する。双極ＲＦ波形搬送周波数と凝固繰り返し速度とは、タイムクリティカルな電力計算更新速度の下でコヒーレントサンプリングを提供するように選択され得る。If both interrogation waveforms confirm tissue contact, the first and second bipolar RF waveforms may be delivered simultaneously. During the simultaneous bipolar RF waveform transmission, sensors 216 and 316 measure characteristics of the first and second RF waveforms. The bipolar RF waveform carrier frequency and coagulation repetition rate may be selected to provide coherent sampling under time-critical power calculation update rates.
センサ２１６および３１６は、それぞれのコントローラ２０４および３０４と連動して、各第１および第２のＲＦ波形の広帯域測定を実施し、同時に、第１のＲＦ源２０２と第２のＲＦ源３０２との間の相互コンダクタンスを検出する。The sensors 216 and 316, in conjunction with the respective controllers 204 and 304, perform broadband measurements of each of the first and second RF waveforms and simultaneously detect the mutual conductance between the first RF source 202 and the second RF source 302.
コントローラ２０４および３０４の各々はまた、信号処理技術、すなわち、上記のゲルツェルアレイプロットを利用して、同時に作動された第１のＲＦ源２０２および第２のＲＦ源３０２を弁別する。コントローラ２０４および３０４はまた、信号処理弁別技術を使用して、もしあれば、第１のＲＦ源２０２と第２のＲＦ源３０２との間の相互コンダクタンスのレベルを決定するように構成されている。相互コンダクタンスのレベルが決定された後、相互コンダクタンスのレベルは、同時双極ＲＦ動作中の安全緩和策として、つまり用量エラーモニタとして使用される。特に、コントローラ２０４または３０４のいずれかによる相互コンダクタンスの検出時に、コントローラ２０４および３０４の各々は、相互コンダクタンスの用量エラーに応答して、警告し、かつ／または第１のＲＦ源２０２および第２のＲＦ源３０２の両方をシャットダウンするように構成されている。Each of the controllers 204 and 304 also utilizes signal processing techniques, i.e., the Goertzel array plot described above, to discriminate between the simultaneously activated first RF source 202 and second RF source 302. The controllers 204 and 304 are also configured to determine the level of transconductance, if any, between the first RF source 202 and the second RF source 302 using signal processing discrimination techniques. After the level of transconductance is determined, the level of transconductance is used as a safety mitigation during simultaneous bipolar RF operation, i.e., as a dose error monitor. In particular, upon detection of transconductance by either the controller 204 or 304, each of the controllers 204 and 304 is configured to warn and/or shut down both the first RF source 202 and the second RF source 302 in response to a dose error in transconductance.
本開示のいくつかの実施形態を図面に示し、かつ／または本明細書に説明したが、本開示は、当該技術分野が許容する広い範囲にわたり、本明細書も同様に読み取られることを意図しているので、本開示はこれらの実施形態に限定されるとは意図されない。したがって、上記の説明は、限定として解釈されるべきではなく、特定の実施形態の単なる例示として解釈されるべきである。当業者であれば本明細書に添付される特許請求の範囲内での他の修正を想定するであろう。Although several embodiments of the present disclosure have been shown in the drawings and/or described herein, the disclosure is not intended to be limited to these embodiments, as the disclosure is broad enough to be tolerated by the art, and the specification is intended to be read in the same manner. Therefore, the above description should not be construed as limiting, but merely as exemplifications of particular embodiments. Those skilled in the art will envision other modifications within the scope of the claims appended hereto.
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