JP6138870B2 - 電気外科超音波脈管密封および解剖システム - Google Patents

Description

背景
技術分野
本開示は、組織を処置するための超音波外科手術システムに関する。より詳しくは、本開示は、超音波外科手術システムの超音波変換器の共振周波数を自動的にトラッキングする超音波外科手術システムに関する。

関連技術の背景
超音波外科手術デバイスは、最小限の側方熱損傷および少ない煙の発生を伴って、優れた止血および組織の効率的な解剖を提供することが実証されている。患者を通って流れる電流を必要とする電気外科デバイスと違って、超音波外科手術デバイスは、機械的共振周波数において駆動される超音波変換器の機械的作用を適用することによって動作する。

位相ロックループ（ＰＬＬ）技術は、信号が不安定になることを防止されるように、確実な範囲にある位相をロックすることによって、共振周波数を有する超音波機械的運動を発生させるために使用されてきた。しかし、ＰＬＬ技術は、複雑である傾向があり、大きな過渡負荷状態下で安定することが難しい傾向がある。さらに、ＰＬＬ技術は、電源と超音波変換器の出力との間の位相を正確にロックするために、より高い計算能力を必要とし、従って、必然的に、患者に害を及ぼし得るタイムラグを含む。結果として、組織を処置するための、より単純で、より計算上複雑ではない超音波外科手術システムが望ましい。

概要
本開示は、超音波外科手術システムおよび超音波運動発生器を特徴づけ、これらは、超音波変換器を含み、超音波変換器の共振周波数を自動的にトラッキングする。

実施形態において、超音波運動発生器は、非共振インバーターと、超音波変換器と、コンパレーターとを含む。非共振インバーターは、直流（ＤＣ）を第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換する。超音波変換器は、非共振インバーターと電気的に結合され、逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させる。コンパレーターは、超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、超音波変換器の共振周波数からの第１の周波数の偏差を自動的に検出し、非共振インバーターを駆動するために、偏差に基づいて出力信号を発生させる。

局面において、超音波運動の長手方向変位は、超音波運動発生器に動作可能に接続されている負荷に基づいている。

局面において、超音波変換器は、直列で接続されている抵抗器と、キャパシタと、インダクターとを含むバンドパスフィルターとして作られている。超音波変換器の共振周波数は、
によって規定され、式中、Ｌは、インダクターのインダクタンスであり、Ｃは、キャパシタのキャパシタンスである。周波数領域において、コンパレーターの利得とバンドパスフィルターの利得との積の大きさは、実質的に１と等しい。さらに、周波数領域において、コンパレーターの利得とバンドパスフィルターの利得との積の位相は、２Ｐｉラジアンの整数倍と実質的に等しい。

局面において、コンパレーターは、高い開ループ利得を有する。

別の局面において、超音波運動発生器は、非共振インバーターおよび超音波変換器と電気的に結合されている変圧器をさらに含み、変圧器は、非共振インバーターによって逆変換されるＡＣの振幅を制御するように構成されている。

別の局面において、非共振インバーターは、コンパレーターの出力信号に基づいて、ディジタル共振信号によって制御されている。

別の実施形態において、組織を処置するための超音波装置は、直流を出力するように構成されている電源と、超音波運動発生器と、センサーと、コントローラーとを含む。超音波運動発生器は、非共振インバーターと、超音波変換器と、コンパレーターとを含む。非共振インバーターは、ＤＣを第１の周波数を有するＡＣに逆変換する。超音波変換器は、非共振インバーターと電気的に結合され、逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させる。コンパレーターは、超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、超音波変換器の共振周波数からの第１の周波数の偏差を自動的に検出し、非共振インバーターを駆動するために、偏差に基づいて出力信号を発生させる。センサーは、電源から超音波運動発生器へ通過するＤＣを感知する。コントローラーは、センサーおよびコンパレーターと結合され、ＤＣの振幅を制御する。

局面において、超音波運動の長手方向変位は、超音波運動発生器に動作可能に接続されている負荷に基づいている。

局面において、超音波変換器は、直列で接続されている抵抗器と、キャパシタと、インダクターとを含むバンドパスフィルターとして作られている。超音波変換器の共振周波数は、
によって規定され、式中、Ｌは、インダクターのインダクタンスであり、Ｃは、キャパシタのキャパシタンスである。周波数領域において、コンパレーターの利得とバンドパスフィルターの利得との積の大きさは、実質的に１と等しい。さらに、周波数領域において、コンパレーターの利得とバンドパスフィルターの利得との積の位相は、２Ｐｉラジアンの整数倍と実質的に等しい。

局面において、コンパレーターは、高い開ループ利得を有する。

別の局面において、電源は、ＤＣ電力を発生させるように構成されている電力供給源と、ＤＣ電力を変調するように構成されているコンバーターとを含む。

別の局面において、コントローラーは、コンバーターを駆動させるために、感知されたＤＣに基づいてディジタルパルス幅変調信号を発生させる。

さらに別の局面において、コントローラーは、非共振インバーターを駆動させるために、出力信号に基づいてディジタル共振信号をさらに発生させる。

別の局面において、超音波運動発生器は、非共振インバーターおよび超音波変換器と電気的に結合されている変圧器をさらに含み、変圧器は、非共振インバーターによって逆変換されるＡＣの振幅を制御する。

さらに別の局面において、超音波運動の長手方向変位は、コンバーターによって変換されるＤＣの振幅に基づいている。

さらに別の実施形態において、組織を処置するための超音波システムは、超音波外科手術装置とエンドエフェクターとを含む。超音波外科手術装置は、直流を出力するように構成されている電源と、超音波運動発生器と、センサーと、コントローラーとを含む。超音波運動発生器は、非共振インバーターと、超音波変換器と、コンパレーターとを含む。非共振インバーターは、ＤＣを第１の周波数を有するＡＣに逆変換する。超音波変換器は、非共振インバーターと電気的に結合され、逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させる。コンパレーターは、超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、超音波変換器の共振周波数からの第１の周波数の偏差を自動的に検出し、非共振インバーターを駆動するために、偏差に基づいて出力信号を発生させる。センサーは、電源から超音波運動発生器へ通過するＤＣを感知する。コントローラーは、センサーおよびコンパレーターと結合され、ＤＣの振幅を制御する。エンドエフェクターは、組織を密封または解剖するために、発生させられた超音波運動を組織に適用する。
本発明は、例えば以下の項目を提供する。
（項目１）
超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
直流（ＤＣ）を第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されている、超音波変換器と、
コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数からの該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成され、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されている、コンパレーターと
を含む、超音波運動発生器。
（項目２）
上記超音波運動の長手方向変位は、上記超音波運動発生器に動作可能に接続されている負荷に基づいている、上記項目に記載の超音波運動発生器。
（項目３）
上記超音波変換器は、直列で接続されている抵抗器と、キャパシタと、インダクターとを含むバンドパスフィルターとして作られている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目４）
上記超音波変換器の上記共振周波数は、
によって規定され、式中、Ｌは、上記インダクターのインダクタンスであり、Ｃは、上記キャパシタのキャパシタンスである、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目５）
周波数領域において、上記コンパレーターの利得と上記バンドパスフィルターの利得との積の大きさは、実質的に１と等しい、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目６）
上記周波数領域において、上記コンパレーターの上記利得と上記バンドパスフィルターの上記利得との上記積の位相は、２Ｐｉラジアンの整数倍と実質的に等しい、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目７）
上記コンパレーターは、高い開ループ利得を有する、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目８）
上記非共振インバーターおよび上記超音波変換器と電気的に結合されている変圧器をさらに含み、該変圧器は、該非共振インバーターによって逆変換される上記ＡＣの振幅を制御するように構成されている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目９）
上記超音波運動の長手方向変位は、上記非共振インバーターによって逆変換される上記ＡＣの振幅に基づいている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目１０）
上記非共振インバーターは、上記コンパレーターの上記出力信号に基づいて、ディジタル共振信号によって制御されている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波運動発生器。
（項目１１）
組織を処置するための超音波装置であって、該超音波装置は、
直流（ＤＣ）を出力するように構成されている電源と、
該電源と電気的に結合されている超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
該ＤＣを第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されている、超音波変換器と、
コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数から該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成され、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されている、コンパレーターと
を含む、超音波運動発生器と、
該電源から該超音波運動発生器へ通過する該ＤＣを感知するように構成されているセンサーと、
該センサーおよび該コンパレーターと結合されているコントローラーと
を含み、該コントローラーは、該ＤＣの振幅を制御するように構成されている、超音波装置。
（項目１２）
上記超音波運動の長手方向変位は、上記超音波運動発生器に動作可能に接続されている負荷に基づいている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１３）
上記超音波変換器は、直列で接続されている抵抗器と、キャパシタと、インダクターとを含むバンドパスフィルターとして作られている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１４）
上記超音波変換器の上記共振周波数は、
によって規定され、式中、Ｌは、上記インダクターのインダクタンスであり、Ｃは、上記キャパシタのキャパシタンスである、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１５）
周波数領域において、上記コンパレーターの利得と上記バンドパスフィルターの利得との積の大きさは、実質的に１と等しい、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１６）
上記周波数領域において、上記コンパレーターの上記利得と上記バンドパスフィルターの上記利得との上記積の位相は、２Ｐｉラジアンの整数倍と実質的に等しい、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１７）
上記コンパレーターは、高い開ループ利得を有する、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１８）
上記電源は、
上記ＤＣ電力を発生させるように構成されている電力供給源と、
該ＤＣ電力を変調するように構成されているコンバーターと
を含む、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目１９）
上記コントローラーは、上記コンバーターを駆動させるために、上記感知されたＤＣに基づいてディジタルパルス幅変調信号を発生させるようにさらに構成されている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目２０）
上記コントローラーは、上記非共振インバーターを駆動させるために、上記出力信号に基づいてディジタルパルス幅変調信号を発生させるようにさらに構成されている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目２１）
上記超音波運動発生器は、上記非共振インバーターおよび上記超音波変換器と電気的に結合されている変圧器をさらに含み、該変圧器は、該非共振インバーターによって逆変換される上記ＡＣの振幅を制御するように構成されている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目２２）
上記超音波運動の長手方向変位は、上記コンバーターによって変換される上記ＤＣの振幅に基づいている、上記項目のうちのいずれか一項に記載の超音波装置。
（項目２３）
組織を処置するための超音波システムであって、該超音波システムは、
超音波外科手術装置を含み、該超音波外科手術装置は、
直流（ＤＣ）を提供するように構成されている電源と、
該電源と電気的に結合されている超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
該ＤＣを第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されている、超音波変換器と、
コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数からの該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成され、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されている、コンパレーターと
を含む、超音波運動発生器と、
該電源から該超音波運動発生器へ通過する該ＤＣを感知するように構成されているセンサーと、
該センサーおよび該コンパレーターに結合されているコントローラーであって、該コントローラーは、該ＤＣの振幅を制御するように構成されている、コントローラーと
を含む、超音波外科手術装置と、
組織を密封または解剖するために、該発生させられた超音波運動を該組織に適用するように構成されているエンドエフェクターと
を含む、超音波システム。
（摘要）
超音波運動発生器は、非共振インバーターと、超音波変換器と、コンパレーターとを含む。非共振インバーターは、直流（ＤＣ）を第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換する。超音波変換器は、非共振インバーターと電気的に結合され、逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させる。コンパレーターは、超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、超音波変換器の共振周波数からの第１の周波数の偏差を自動的に検出し、非共振インバーターを駆動するために、偏差に基づいて出力信号を発生させる。

本開示は、後の詳細な説明とともに考えられる場合、添付の図面への参照によって理解され得る。

図１Ａは、本開示の実施形態に従う超音波外科手術システムの側面立面図である。

図１Ｂは、本開示の実施形態に従う図１Ａの超音波外科手術システムのハンドルおよび超音波変換器の斜視切欠き図である。

図２は、本開示の実施形態に従う超音波外科手術ペンシステムの側面立面図である。

図３は、本開示の実施形態に従う超音波外科手術システムのブロック線図である。

図４は、本開示の実施形態に従う図３の超音波外科手術システムの振幅制御回路を例示している回路図である。

図５Ａは、図４の振幅制御回路のボードプロットのグラフの例示である。

図５Ｂは、図４の振幅制御回路によって制御される電流振幅のプロットのグラフの例示である。

図６Ａおよび図６Ｂは、本開示の実施形態に従う図３の超音波変換器の電気回路モデルを例示している電気回路図である。 図６Ａおよび図６Ｂは、本開示の実施形態に従う図３の超音波変換器の電気回路モデルを例示している電気回路図である。

図７は、本開示の実施形態に従う図３の超音波変換器のコンパレーターの回路図である。

図８は、本開示の実施形態に従う図３の超音波変換器の閉ループ制御モデルを例示しているブロック線図である。

詳細な説明
概して、本開示は、組織を処置（例えば、密封および解剖）するための超音波外科手術システムを提供する。超音波外科手術システムは、共振周波数を自動的にトラッキングするために、電気回路モデルに従う超音波機械的運動発生器を利用する。特に、超音波外科手術システムは、プロセッサーによって実施されるべき任意のコンピューターによる演算を必要とすることなく、その共振周波数を自動的にトラッキングする。超音波外科手術システムは、超音波変換器を含み、この超音波変換器は、バンドパスフィルター発振器アーキテクチャーに基づいている。組織処置は、コンパレーターによって適切な機械的共振周波数で駆動される超音波変換器の機械的作用によって達成される。

パルス幅変調（ＰＷＭ）振幅制御が、エンドエフェクターの機械的運動を調節するために、および組織を処置するための異なるレベルの電力を提供するために用いられる。さらに、比例−積分（ＰＩ）コントローラーが、負荷における変化に対する迅速な過渡的応答を得るために、および安定した外科手術を維持するために含まれる。

超音波外科手術システムは、超音波変換器の機械的超音波運動を制御するために、２つの制御ループを含む。第１のループは、平均電力を制御するための振幅制御ループであり、平均電力は、長手方向モード変位を調節するために超音波変換器に送達され、第１のループは、閉ループフィードバック制御を含む。ＤＣ電力の振幅は、超音波変換器の長手方向モード変位の量に比例している。第２のループは、ＤＣ入力からＡＣ信号を発生させ、バンドパスフィルター発振器に基づく超音波変換器の共振周波数を自動的にトラッキングする。第１および第２の制御ループを使用することによって、超音波外科手術システムは、本開示の実施形態に従って組織を処置するために十分な共振周波数において、調節された機械的超音波運動を提供する。

次に、図面を参照すると、本開示の超音波外科手術システムが、最初に図１Ａ〜図１Ｂから始まって、詳細に記載され、図１Ａ〜図１Ｂは、組織を処置するための超音波外科手術システム１００を例示している。超音波外科手術システム１００は、電源１１０と、ハウジング１３０と、超音波変換器１５０と、エンドエフェクター１９０とを含む。電源１１０は、ＤＣ電力を超音波変換器１５０に提供する。局面において、電源１１０は、ＤＣ電力を直接提供する電池であり得る。さらなる局面において、電源１１０は、超音波外科手術システム１００が、任意のケーブルに妨害されることなく、携帯して運ばれ得るように、ハウジング１３０の中に挿入可能であり得るか、またはハウジング１３０の中に組み込まれ得る。さらに別の局面において、電源１１０は、電源１１０が特定の量の時間にわたり、再使用可能であり得るように、充電可能であり得る。

別の局面において、電源１１０は、交流（ＡＣ）電源に接続され得、ＡＣ電力をＤＣ電力に逆変換し得る。ＡＣ電源は、比較的低い周波数（例えば、６０ヘルツ（Ｈｚ））のものであり得、一方で、超音波外科手術システム１００は、より高い周波数の電力（例えば、５５．５キロヘルツ（ｋＨｚ））を必要とする。従って、電源１１０は、超音波変換器１５０が機械的超音波運動を発生させることをもたらすために適した周波数を有するＡＣ電力にＤＣ電力が逆変換され得るように、低周波数ＡＣ電力をＤＣ電力に変換し得る。

図１Ａおよび図１Ｂを引き続き参照すると、ハウジング１３０は、ハンドル部分１３１とカバー１３３とを含む。ハンドル部分１３１は、電源１１０が挿入される場合に電源１１０を収容する区画１３２と、電源ドア１３４とを含み、この電源ドア１３４は、開放される場合に、電源１１０が区画１３２の中に挿入されることを可能にする。局面において、電源ドア１３４は、区画１３２の内部と外部との間に防水密封を作り出し得る。ハンドル部分１３１は、トリガー１３６をさらに含む。電源１１０は、トリガー１３６が絞られる場合、超音波変換器１５０に電気的に接続され、その結果、超音波変換器１５０は、電力を供給されて、機械的超音波運動を発生させる。トリガー１３６が解放される場合、電源は、超音波変換器１５０と電気的に接続解除される。

カバー１３３は、超音波変換器１５０を覆うことによって、保護を提供する。超音波変換器１５０は、発生器アセンブリ１５２と変換器アセンブリ１５４とを含む。発生器アセンブリ１５２は、１対の接点１５８を介して変換器アセンブリ１５４と電気的に接続されている。発生器アセンブリ１５２は、電源１１０からＤＣ電力を受け取り、超音波周波数を有するＡＣ信号を発生させる。発生器１５２アセンブリは、外科手術に基づいて、異なる周波数を有する信号を発生させることが可能であり得る。例えば、発生器アセンブリ１５２は、約４０ｋＨｚ〜約６０ｋＨｚの周波数を有するＡＣ信号を発生させる。

変換器アセンブリ１５４は、変換器本体１５６と変換器取り付けポート１６０とを含む。変換器本体１５６は、発生器アセンブリ１５２によって発生させられるＡＣ信号を受け取り、発生させられたＡＣ信号の振幅および周波数に基づいて機械的超音波運動を発生させる。変換器本体１５６は、発生させられたＡＣ信号を機械的超音波運動に変換する圧電性材料を含む。変換器本体１５６は、インダクターとキャパシタとを有する電気発振器モデルに基づき得、それは、充電と放電との間で振動する。変換器本体１５６についてのこの発振器モデルは、さらに詳細に下に記載される。

カバー１３３は、スピンドル１７０も含み、このスピンドル１７０は、ユーザーがスピンドル１７０を容易に回転させ得るように、刻み目を有して形成されている。スピンドル１７０が時計回りに回転させられる場合、エンドエフェクター１９０は、ハウジングに取り付けられ、変換器取り付けポート１６０を介して超音波変換器１５０に機械的に接続され、その結果、エンドエフェクター１９０は、組織を処置するために、機械的超音波運動を伝える。局面において、スピンドル１７０は、エンドエフェクター１９０が任意の適切な角度で組織を密封および／または解剖することを提供し得るように、エンドエフェクター１９０を回転させ得る。

エンドエフェクター１９０は、導波管１９２および１９４と、顎部材１９６とを含む。エンドエフェクター１９０は、変換器取り付けポート１６０を介して変換器本体１５６と機械的に接続されている。トリガー１３６が作動させられる（例えば、それが絞られるか、または引かれる）場合、１対の接点１５８は、発生器アセンブリ１５２と変換器本体１５６との間を電気的に接続し、その結果、発生器アセンブリ１５２によって発生させられる信号は、変換器本体１５６が長手方向に物理的に振動することをもたらし、それにより、機械的超音波運動を発生させる。局面において、変換器取り付けポート１６０は、係止部分を有し得、エンドエフェクター１９０は、この係止部分の周りで回転することにより、変換器本体１５６と物理的に結合する。この物理的結合を通して、エンドエフェクター１９０は、導波管１９２および１９４を介して変換器本体１５６から組織に機械的超音波運動を伝える。

顎部材１９６はまた、旋回アームを有し、この旋回アームは、顎部材１９６と導波管１９４との間の組織を把持するように働くか、または締め付けるように働く。顎部材１９６および導波管１９４が組織を把持し、導波管１９４のみが機械的超音波運動を伝える場合、導波管１９４と顎部材１９６との間の把持されている組織の温度は、機械的運動に起因して増大する。機械的運動の振幅および周波数に従って、把持されている組織は、解剖され得るか、または密封され得る。

図１Ｂは、図１Ａのハウジング１３０のハンドル部分１３１から分離している超音波変換器１５０を例示している。１対のコネクター１５８は、超音波変換器１５０の回転移動が超音波変換器１５０と発生器アセンブリ１５２との間の接続を崩壊させないように、超音波変換器１５０の丸い溝に接続されている。従って、超音波変換器１５０は、ハウジング１３０内で自由に回転することができる。超音波変換器１５０は、外側結合部１６２をさらに含み、この外側結合部１６２は、エンドエフェクター１９０を超音波変換器１５０に対して物理的および／または機械的に係止する。

超音波変換器１５０は、第１のコネクター１６４を含み、ハウジング１３０のハンドル部分１３１は、第２のコネクター１４２を含む。第１のコネクター１６４は、超音波変換器１５０から選択的に取り外し可能であり得、第２のコネクター１４２は、ハンドル部分１３１から選択的に取り外し可能であり得る。

図２は、超音波外科手術ペンデバイス２００を示し、この超音波外科手術ペンデバイス２００は、図１Ａの超音波外科手術システム１００の別の例示的な実施形態である。超音波外科手術ペンデバイス２００は、電源２１０と、ハウジング２３０と、超音波変換器２５０と、エンドエフェクター２９０とを含む。電源２１０、ハウジング２３０、超音波変換器２５０、エンドエフェクター２９０についての記載は、図１Ａの電源１１０、ハウジング１３０、超音波変換器１５０、およびエンドエフェクター１９０のための記載と同様であり、従って、省略される。

図３は、バンドパスフィルター（ＢＰＦ）発振器アーキテクチャーを用いる超音波外科手術システム３００（例えば、図１Ａおよび図２の超音波外科手術システム１００または２００）を例示しており、この超音波外科手術システム３００は、プロセス変動および環境的干渉に関わらず、ＢＰＦの共振周波数を自動的にトラッキングする。パルス幅変調（ＰＷＭ）信号は、さらに詳細に下に記載されるように、機械的超音波運動を調節するために使用される。

超音波外科手術システムのための超音波外科手術システム３００は、電源３１０と、振幅コントローラー３２０と、自動共振トラッキングコントローラー３６０とを含む。振幅コントローラー３２０は、コンバーター３３０と、センサー３４０と、コントローラー３５０とを含む。自動共振トラッキングコントローラー３６０は、非共振インバーター３７０と、超音波変換器３８０と、コンパレーター３９０とを含む。

電源３１０は、ＤＣ電力をコンバーター３３０に提供し、このコンバーター３３０は、ＤＣ電力の振幅を変調する。コンバーター３３０は、バックコンバーターまたはステップダウンコンバーターであり得る。センサー３４０は、次に、自動共振トラッキングコントローラー３６０へ通過する電流を感知する。コントローラー３５０は、感知された結果をセンサー３４０から受け取り、コンバーター３３０のデューティサイクルを制御するために、ＰＷＭ制御信号を発生させる。

図４は、図３の振幅コントローラー３２０を例示している回路図を示している。振幅コントローラー３２０は、コンバーター３３０の出力の振幅を制御し、その結果、超音波外科手術システム３００は、組織を処置するために適した機械的超音波運動を発生させる。振幅コントローラー３２０は、ドライバー４１０と、コンバーター４２０と、センサー４３０と、アナログ−ディジタルコンバーター（ＡＤＣ）４５０と、加算器４６０と、リファレンスプロバイダー４７０と、コントローラー４８０と、ＰＷＭ発生器４９０とを含む。自動共振トラッキングコントローラー３６０は、並列でのキャパシタおよび負荷として示されており、それは、対象の共振周波数における電気モデルである。

ドライバー４１０は、規則正しい間隔での可変長のパルスを有するＰＷＭ信号を用いて、コンバーター４２０の２つの電界効果トランジスター（ＦＥＴ）を駆動する。パルスの幅は、コンバーター４２０のＦＥＴをオンにしオフにする。コンバーター４２０は、電源から電力を受け取り、変調された電力をＦＥＴを通して出力する。出力電力は、ＤＣの形態でセンサー４３０を通して流れる。センサー４３０は、感知抵抗器を含み、この感知抵抗器は、センサー抵抗器の周りの電圧を低下させる。感知抵抗器の抵抗値は、約０．０２オーム（Ω）であり得る。感知抵抗器を通過するＤＣは、インダクター４４０も通過するので、インダクター４４０を通過するインダクター電流Ｉ_Ｌは、感知抵抗器を通過するＤＣを測定することによって決定され得る。

センサー４３０によって感知された電流は、次に、ＡＤＣ４５０によってサンプリングされる。ＡＤＣ４５０のディジタルサンプルのビットのサイズは、センサー４３０の測定の正確さのレベルを決定する。実施形態において、ＡＤＣ４５０が、１４ビットで、感知されたデータをサンプリングする場合、測定された値の最大範囲は、最大１６，３８４の部分範囲に分割され得る。

概して、グリッチまたはノイズは、グリッチおよびノイズに関連する周波数がＡＤＣ４５０のサンプリング周波数よりも高いので、ＡＤＣ４５０のサンプルに本来的に含まれる。平均化フィルターが、グリッチおよびノイズを低減するために使用され得る。局面において、ＡＤＣ４５０は、ゼロ次サンプルホールド（ＺＯＨ）を含み得る。

局面において、ＡＤＣ４５０は、調整器と補償器とを含み得る。ＡＤＣ４５０は、その大きさが所定の最大（例えば、１ボルト）以下のデータのみをサンプリングすることができるので、コンバーター４３０の出力データが所定の最大よりも大きい場合、コンバーター４３０の出力データ（例えば、電流または電圧）は、調整され得る。従って、調整器は、出力データの大きさを調整する。ＡＤＣ４５０が、調整された出力をサンプリングした後、補償器は、出力を調整し、その結果、補償された出力は、オリジナルデータと同じ大きさを有する。

加算器４６０は、サンプリングされたデータ（すなわち、ＤＣの測定された値）をリファレンスプロバイダー４７０によって提供される基準値から減算する。加算器４６０は、基準値がサンプリングされたデータよりも大きい場合には正の値を出力し、基準値が測定された値よりも小さい場合には負の値を出力し、基準値が測定された値と等しい場合にはゼロを出力する。

局面において、リファレンスプロバイダー４７０は、異なる基準値を提供し得る。例えば、リファレンスプロバイダー４７０は、小さい負荷（例えば、５０Ω）を有する基準値を提供し得、この基準値は、より大きい負荷（例えば、５００Ω）を有する基準値よりも小さい。この手法において、振幅コントローラー３２０は、負荷に従って、ＤＣの振幅を適切に制御し得る。

コントローラー４８０は、加算器４６０からの出力を受け取り、ＰＷＭ信号のデューティサイクルを制御する。実施形態において、加算器４６０からの出力が正である場合、コントローラー４８０は、増大したデューティサイクルを有するＰＷＭ信号を発生させるようにＰＷＭ発生器４９０を制御し、加算器４６０からの出力が負である場合、コントローラー４８０は、減少したデューティサイクルを有するＰＷＭ信号を発生させるようにＰＷＭ発生器４９０を制御する。ＰＷＭ信号のデューティサイクルは、出力がゼロである場合、変更されることを必要としない。局面において、加算器４６０は、測定された値から基準値を減算し得る。この局面において、加算器４６０の出力の符号は、上の状況から逆にされ、デューティサイクルの増大および減少も逆にされる。

ＰＷＭ発生器４９０は、コントローラー４８０の制御に従って、適切なデューティサイクルを有するＰＷＭ信号を発生させる。発生させられたＰＷＭ信号は、ドライバー４１０によってコンバーター４２０を駆動するために使用される。この手法において、コンバーター４２０の振幅は、リファレンスプロバイダー４７０から出力される基準値と整合するように制御される。

実施形態において、コントローラー４８０は、ディジタル領域において実現され得、比例−積分（ＰＩ）コントローラーを使用し得る。高ＤＣ利得が達成されるように、比例利得Ｋ_ｐおよび積分利得Ｋ_ｉが選択され得、静的誤差が、測定された値と基準値との間で低減される。ＰＩコントローラーのループ利得Ｇ（ｓ）は、周波数領域において以下の通り表され得る。
周波数領域における利得中の積分利得部分に起因して、ＰＩコントローラーは、極を補償するためにゼロを導入し、電力供給源からの変動を減衰させるために、安定性およびＤＣ利得を保証する。

２つの負荷についてのＰＩコントローラーに関するグラフ線図が、図５Ａおよび図５Ｂに例示されている。図５Ａは、周波数領域におけるボードプロットを示している。実施形態において、十分な位相マージンを確実にし、１００ｋＨｚに設定されているスイッチング周波数に起因する高周波数極を避けるために、比例定数Ｋ_ｐは、１６に設定され得、積分利得Ｋ_ｉは、１００，０００に設定され得る。左側におけるボードプロットは、最小５０Ωの負荷についてのものであり、右側におけるボードプロットは、最大５００Ωの負荷についてのものである。上部の２つのグラフは、ボード利得プロットであり、底部の２つのグラフは、ボード位相プロットである。両方のボードプロットについての水平軸は、対数目盛で周波数を表している。ボード利得プロットについての垂直軸は、デシベル（ｄＢ）目盛で大きさを表し、ボード位相プロットについての垂直軸は、位相を表している。

図５Ａに示されるように、負荷が５０Ωである場合、かつ利得が１であるか、または利得のｄＢがゼロである場合、利得帯域幅積（ＧＢＷ）は、４．６ｋＨｚであり、これは、スイッチング周波数の２０分の１（５ｋＨｚである）よりも低いが、３００Ｈｚよりも高く、修正時間が、１８ミリセカンド（ｍｓ）未満であることを確実にする。負荷が５００Ωである場合、かつ利得のｄＢがゼロである場合、利得帯域幅積（ＧＢＷ）は、５ｋＨｚと３００Ｈｚとの範囲内である４ｋＨｚであり、また、修正時間が、１８ｍｓ未満であることを確実にする。さらに、最小負荷および最大負荷に関する両方の場合において、システムは、ＰＩコントローラーで安定している。

図５Ｂは、負荷における変化に従う電流の振幅における変化を示している。図５Ｂの３つ全てのグラフについての水平軸は、時間である。底部のグラフは、５０Ωが、開始時に負荷され、負荷が、５ｍｓにおいて５０Ωから５００Ωに変化し、１０ｍｓにおいて５００Ωから５０Ωに戻るように変化することを示している。中間のグラフは、インダクターを通過する電流の振幅における変化を示しており、このインダクターは、図４のインダクター４４０であり得る。図３の振幅コントローラー３２０は、反応し、インダクター電流が基準値に戻るように強制する。従って、インダクター４４０を通過する電流の振幅における変化は、負荷が負荷されて、変化させられる場合に起きる。上部のグラフは、超音波変換器３８０を通過する電流の振幅における変化を示している。振幅は、より高い負荷が負荷される場合に低下する。これは、たとえ超音波外科手術システム３００が超音波変換器３８０に対してより大きい出力電圧を強制したとしても、寄生キャパシタが、運動電流出力においてオフセットを作り出すからである。この欠点は、リファレンスプロバイダー４７０によって提供される基準値を調整することによって補正され得る。実施形態において、ＡＤＣ４５０が１４ビットサンプルデータを使用し、リファレンスプロバイダー４７０が、５０Ωの負荷で、基準値として５，０００を提供する場合、リファレンスプロバイダー４７０は、自動共振トラッキングコントローラー３６０を通過する電流における振幅の低下を補償するために、５００Ωの負荷で、基準値として７，０００を加算器４６０に提供し得る。

図６Ａは、自動共振トラッキングコントローラー３６０を例示しているＢＰＦ発振器モデル６００を示している。ＢＰＦ発振器モデル６００は、ＢＰＦ回路６１０と運動感知回路６５０とを含む。超音波変換器３８０についての電気モデルを表しているＢＰＦ回路６１０は、キャパシタンス値Ｃ_ｍを有する運動キャパシタと、抵抗値Ｒ_ｍを有する運動抵抗器と、インダクタンス値Ｌ_ｍを有する運動インダクターと、キャパシタンス値Ｃ_ｐを有する寄生キャパシタとを含む。運動キャパシタおよび運動インダクターは、超音波変換器３８０の機械的運動を表している。すなわち、機械的超音波運動は、ＢＰＦ回路６１０において、エネルギーを蓄えて放つものとして作られている。ＢＰＦ回路６１０の共振周波数において、運動抵抗器は、超音波外科手術システム１００のエンドエフェクター１９０、または機械的負荷を表している。抵抗値Ｒ_ｍは、５０Ω〜５００Ωの範囲に及び得る。キャパシタおよびそのキャパシタンス値、インダクターおよびそのインダクタンス値、ならびに抵抗器およびその抵抗値は、混乱がない場合、以下に交換可能に使用され得、例えば、運動抵抗器Ｒ_ｍおよび抵抗値Ｒ_ｍは、交換可能に使用され得る。

ＢＰＦ回路６１０のインピーダンスは、周波数領域において計算され得る。寄生キャパシタは、運動キャパシタ、運動抵抗器、および運動インダクターと並列である。周波数領域における寄生キャパシタのインピーダンス
は、以下の通りである。
周波数領域において、運動キャパシタのインピーダンス
、運動抵抗器のインピーダンス
、運動インダクターのインピーダンス
は、それぞれ以下の通りである。
および
運動キャパシタ、運動抵抗器、および運動インダクターは、直列で接続されているので、周波数領域におけるそれらの総インピーダンスＺ_ｍは、
である。
インピーダンスＺ_ｍは、寄生キャパシタと並列であり、ＢＰＦ回路６１０の総インピーダンスＺ_{Ｔｏｔａｌ}は、
である。

ここで、共振におけるＢＰＦ回路６１０または超音波変換器３８０のインピーダンスは、Ｚ_{Ｔｏｔａｌ}である。このＢＰＦ回路６１０において、２つの共振周波数、直列共振周波数ω_{０，ｓｅｒｉｅｓ}および並列共振周波数ω_{０，ｐａｒａｌｌｅｌ}が存在し、それらは、
として表される。しかし、直列共振周波数ω_{０，ｓｅｒｉｅｓ}のみが、超音波変換器の機械的超音波運動における補正共振周波数として出現する。超音波変換器３８０の共振周波数は、運動キャパシタのキャパシタンス値Ｃ_ｍおよび運動インダクターのインダクタンス値Ｌ_ｍに依存する。

運動抵抗器を通る、または超音波変換器３８０を通る運動電流Ｉ_ｍを測定するために、ＢＰＦ発振器モデル６００は、運動電流Ｉ_ｍを感知する運動感知回路６５０を含む。運動感知回路６５０は、キャパシタンス値Ｃ_３を有するキャパシタを含み、このキャパシタは、抵抗値Ｒ_３を有する抵抗器と直列であり、このキャパシタおよびこの抵抗器は、抵抗値Ｒ_４およびＲ_２を有する２つの抵抗器と並列である。抵抗値Ｒ_４は、ＢＰＦ回路６１０のインピーダンスに対して非常に大きく、その結果、入力電流Ｉ_ＩＮのほとんどが、ＢＰＦ回路６１０を通り過ぎる。換言すると、抵抗器Ｒ_４は、開回路のようである。従って、ＢＰＦ発振器モデル６００は、抵抗器Ｒ_４を無視し、ＢＰＦ回路６１０を、寄生キャパシタＣ_ｐと、他の受動素子Ｌ_ｍ、Ｒ_ｍ、およびＣ_ｍを表しているインピーダンスブロックＺとの並列の組み合わせとして単純化することによって、図６Ｂのように単純化され得る。

運動感知電圧Ｖ_ＭＦＢは、運動電流Ｉ_ｍに関連している。運動感知電圧Ｖ_ＭＦＢと運動電流Ｉ_ｍとの間の関係は、
である。従って、この関係は、運動感知電圧Ｖ_ＭＦＢが、Ｋの利得によって、運動電流Ｉ_ｍに比例していることを示している。利得Ｋは、周波数領域において以下の通り表され得る。

運動感知電圧Ｖ_ＭＦＢと運動電流Ｉ_ｍとの間の関係はまた、運動感知回路６５０が、運動電流Ｉ_ｍを直接測定することを示している。しかし、この運動感知回路６５０は、周波数依存性であり、負荷Ｚの関数である。受動素子Ｒ_２、Ｒ_３、およびＣ_３の選択は、広範囲な周波数にわたるＺにおける変動、異なる負荷条件、および寄生並列キャパシタＣ_ｐに基づき得る。利得Ｋの方程式の分子において認められ得るように、運動感知回路６５０を負荷非依存性回路にし、測定された信号におけるその作用を完全に無効にするために、Ｒ_３は、
に整合され得る。この選択は、明らかに負荷非依存性であり、負荷の変動に対して感知信号をよりロバストにし得、広い負荷過渡にわたって良好なトラッキングを確実にする。

図３を参照すると、非共振インバーター３７０は、変調されたＤＣ電力をコンバーター３３０から受け取り、超音波変換器３８０の共振周波数を有するＡＣ電力に逆変換する。非共振インバーター３７０は、コンパレーター３９０からの出力信号によって駆動される。非共振インバーター３７０は、任意の適切なトポロジー（例えば、Ｈ−ブリッジ（例えば、フルブリッジ）、半ブリッジなど）を含み得る。

局面において、コンパレーター３９０からの出力信号は、コントローラー３５０によってディジタル方式で発生させられ得る。この実施形態において、コントローラー３５０は、コンバーター３３０を駆動するためのＤＰＷＭ信号を発生させるだけではなく、非共振インバーター３７０のために、５０％デューティサイクルを有する共振信号も発生させる。それにもかかわらず、コントローラー３５０は、自動共振トラッキングコントローラー３６０を制御しない場合がある。コントローラー３５０は、コンパレーター３９０からの出力をただ受け取り、コンパレーター３９０の出力に従って共振信号を発生させ、発生させられた共振信号を非共振インバーター３７０に提供する。

局面において、コントローラー３５０は、プログラマブルゲートアレイ（ＰＧＡ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、または複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ）を用いて実現され得る。このリストは、例を提供しており、当業者が認識するような他の技術およびデバイスをさらに含み得る。

非共振インバーター３７０は、超音波変換器３８０の共振周波数をトラッキングすることによって、ＤＣ電力をＡＣ信号に逆変換し、その周波数は、非共振インバーター３７０のスイッチング周波数から独立している。

局面において、変圧器は、変圧器が、逆変換されたＡＣ電力の振幅を増大または減少させ得るように、非共振インバーター３７０と超音波変換器３８０との間に電気的に結合され得る。

超音波変換器３８０は、第１の周波数を有するＡＣ電力を受け取り、機械的超音波運動を発生させる。第１の周波数が、超音波変換器３８０の共振周波数と整合しない場合、図６Ａおよび図６Ｂに記載されるように、コンパレーター３９０は、運動電流Ｉ_ｍを受け取り、超音波変換器３８０の共振周波数を自動的にトラッキングする。

特に、超音波変換器３８０を通過する運動電流Ｉ_ｍは、その共振周波数からの第１の周波数の偏差に基づいて揺らぐ。換言すると、第１の周波数が共振周波数と整合しない場合、運動電流Ｉ_ｍは、ゼロから上昇または下降する。従って、運動電流Ｉ_ｍは、超音波変換器３８０の共振周波数の情報を有する。

コンパレーター３９０は、超音波変換器３８０の共振周波数情報を有する出力信号を発生させるために、運動電流Ｉ_ｍを増幅させる。例として、図７は、図３のコンパレーター３９０の回路図を示している。コンパレーター３９０は、増幅器７１０を含み、この増幅器７１０は、第１および第２の入力ポートと、出力ポートとを有する。２つの入力ポートの各々は、電圧を増幅器７１０に提供し、この増幅器７１０は、一方の電圧から他方の電圧を減算し、差異を増幅する。

電圧源７２０は、第１および第２の入力ポートを介して、電圧を増幅器７１０に提供する。コンパレーター３９０は、４つの抵抗器７３０ａ〜ｄを含む。抵抗器の第１の対７３０ａと７３０ｂとは、直列で接続され、抵抗器の第２の対７３０ｃと７３０ｄとは、直列で接続されているが、抵抗器の第１の対と抵抗器の第２の対とは、並列で接続されている。電圧源７２０は、抵抗器７３０ａおよび７３０ｃに接続され、抵抗器７３０ｂおよび７３０ｄは、接地に接続されている。第１の入力ポートは、２つの抵抗器７３０ａと７３０ｂとの間の接続点に接続され、第２の入力ポートは、２つの抵抗器７３０ｃと７３０ｄとの間の接続点に接続されている。

この例において、４つの抵抗器７３０ａ〜７３０ｄの抵抗値は、互いに同じである。従って、外部回路からの入力がない場合、第１の入力ポートおよび第２の入力ポートは、同じ電圧を提供され、それは、分圧則に従って、電圧源７２０が提供する電圧の半分である。従って、増幅器の出力、またはコンパレーター３９０の出力は、ゼロＡＣ運動信号電流である。特に、アイドル状態中、静的出力は、非共振インバーター３７０の片側をオンにし、一定のＤＣ出力をもたらす。従って、電力は、負荷に送達されない。

抵抗器７３０ａと７３０ｂとの間の接続点はまた、キャパシタ７４０に接続され、このキャパシタ７４０は、超音波変換器３８０から運動電流Ｉ_ｍを受け取り、第２の入力ポートはまた、キャパシタ７５０に接続され、このキャパシタ７５０は、接地に接続されている。キャパシタ７４０は、運動電流Ｉ_ｍのＤＣ成分が増幅器７１０に提供されることを防止する。次に、運動電流Ｉ_ｍが揺らぐ場合、第１の入力ポートへの入力はまた、それに応じて揺らぎ、増幅器７１０は、揺らぎに起因する第１および第２の入力ポートからの入力間の差異を増幅する。この手法において、運動電流Ｉ_ｍに含まれる共振周波数情報は、コンパレーター３９０の出力に増幅され、コンパレーター３９０の出力に含まれる。

コンパレーター３９０は、電圧源７２０と、増幅器７１０の出力ポートとの間に接続されているフィードバック抵抗器７６０と、別の抵抗器７７０とをさらに含み、この別の抵抗器７７０は、増幅器７１０の出力ポートに接続されている。コントローラー３５０への電流の流れを制限するために、高抵抗値（例えば、１ｋΩ）を有する抵抗器７７０は、コンパレーター３９０とコントローラー３５０との間に設置され得る。

実施形態において、増幅器７１０は、無限利得を有し得、その結果、アナログ信号（すなわち、運動電流Ｉ_ｍ）は、非共振インバーター３７０を直接駆動し得るディジタル信号に変換され得る。次に、非共振インバーター３７０は、超音波変換器３８０の共振周波数を有するＡＣを発生させ、次にそれは、超音波変換器３８０の共振周波数を有する機械的超音波運動を発生させることになる。しかし、実際には、コンパレーター３９０は、図６Ａに記載されるような運動抵抗器の抵抗値Ｒ_ｍよりも高いものであり得る限定的だが非常に高い利得、または機械的抵抗を有し、ディジタル信号と同様の信号を出力する。コントローラー３５０は、次に、この信号を受け取り、非共振インバーター３７０を駆動するために、共振周波数情報を有するＤＰＷＭ信号を発生させる。

図８は、図３の超音波変換器３８０およびコンパレーター３９０の閉ループフィードバックシステム８００を例示しているブロック線図を示している。閉ループフィードバックシステム８００において、ＢＰＦ８１０は、超音波変換器３８０を表し、電圧リミッター８２０は、図３のコンパレーター３９０を表している。ここで、ＢＰＦ８１０および電圧リミッター８２０は、超音波変換器３８０およびコンパレーター３９０が閉ループフィードバックシステムを形成しているように、閉ループフィードバックシステム８００を形成している。閉ループフィードバックシステム８００において安定な振動を有するために、以下の基準が満たされるべきである。
式中、βは、電圧リミッター８２０の利得であり、Ａは、ＢＰＦ伝達関数Ｈ_ＢＰ（ｓ）であり、ｎは、ゼロ以上の整数である。上の基準は、バルクハウゼン安定基準と呼ばれる。

ＢＰＦ伝達関数Ｈ_ＢＰ（ｓ）は、以下の通り表される。
式中、Ｋ_１は、ＢＰＦ８１０の分子係数であり、ω_０は、ＢＰＦ８１０の中心周波数であり、Ｑは、ＢＰＦ８１０のＱファクタである。次に、閉ループフィードバックシステム８００の伝達関数Ｈ_ＣＬ（ｓ）は、
であり、式中、βは、電圧リミッター８２０の利得であり、ＬＧ（ｓ）は、閉ループシステム８００のループ利得である。

バルクハウゼン安定基準に基づいて、ループ利得ＬＧ（ｓ）は、閉ループフィードバックシステムの伝達関数Ｈ_ＣＬ（ｓ）の分母をゼロにするものでなければならず、それは、閉ループフィードバックシステム８００の大きさを無限にし、振動を確実にする。実用的に、超音波変換器は、共振周波数のシフトをもたらし得る環境変動（例えば、負荷または温度の変化）を受ける。しかし、振動中心周波数は、厳密に共振周波数に位置し、それは、閉ループフィードバックシステム８００が超音波変換器の共振周波数を自動的にトラッキングすることを保証する。この特徴の複雑さは、伝達関数Ｈ_ＣＬ（ｓ）の分母に示されるような通常の２次系と同じくらい単純である。

局面において、電圧リミッター８２０の利得βは、持続振動についてのバルクハウゼン安定基準を満たすために、共振周波数におけるＢＰＦ８１０のピークの大きさの値を表している
の最小値よりも大きいものでなければならず、図６Ａおよび図６Ｂの記載に基づいた、運動抵抗器の抵抗値Ｒ_ｍよりも大きいものでなければならない。利得βが
よりも小さい場合、出力信号振幅は、振動を持続するためには不十分であり、最終的に静的状態に落ち着く。

他の改変および変更が、特定の動作要件および環境に合うようになされ得るが、本開示が、本明細書中に記載される例示的な例に限定されないこと、および本開示の趣旨または範囲から外れない様々な他の変更および改変を含み得ることが当業者によって理解されるべきである。

Claims (19)

1. 超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
   直流（ＤＣ）を第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
   該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されている、超音波変換器と、
   コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数からの該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成されており、該コンパレーターは、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されており、該コンパレーターは、高い開ループ利得を有する、コンパレーターと
   を含む、超音波運動発生器。
2. 前記超音波運動の長手方向変位は、前記超音波運動発生器に動作可能に接続されている負荷に基づいている、請求項１に記載の超音波運動発生器。
3. 超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
   直流（ＤＣ）を第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
   該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されており、該超音波変換器は、直列で接続されている抵抗器と、キャパシタと、インダクターとを含むバンドパスフィルターとして作られている、超音波変換器と、
   コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数からの第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成されており、該コンパレーターは、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されている、コンパレーターと
   を含み、
   周波数領域において、該コンパレーターの利得と該バンドパスフィルターの利得との積の大きさは、実質的に１と等しい、超音波運動発生器。
4. 前記超音波変換器の前記共振周波数は、
   によって規定され、式中、Ｌは、前記インダクターのインダクタンスであり、Ｃは、前記キャパシタのキャパシタンスである、請求項３に記載の超音波運動発生器。
5. 前記周波数領域において、前記コンパレーターの前記利得と前記バンドパスフィルターの前記利得との前記積の位相は、２Ｐｉラジアンの整数倍と実質的に等しい、請求項３に記載の超音波運動発生器。
6. 前記非共振インバーターおよび前記超音波変換器と電気的に結合されている変圧器をさらに含み、該変圧器は、該非共振インバーターによって逆変換される前記ＡＣの振幅を制御するように構成されている、請求項１に記載の超音波運動発生器。
7. 前記超音波運動の長手方向変位は、前記非共振インバーターによって逆変換される前記ＡＣの振幅に基づいている、請求項１に記載の超音波運動発生器。
8. 前記非共振インバーターは、前記コンパレーターの前記出力信号に基づいて、ディジタル共振信号によって制御されている、請求項１に記載の超音波運動発生器。
9. 組織を処置するための超音波装置であって、該超音波装置は、
   直流（ＤＣ）を出力するように構成されている電源と、
   該電源と電気的に結合されている超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
   該ＤＣを第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
   該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されている、超音波変換器と、
   コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数から該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成されており、該コンパレーターは、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されており、該コンパレーターは、高い開ループ利得を有する、コンパレーターと
   を含む、超音波運動発生器と、
   該電源から該超音波運動発生器へ通過する該ＤＣを感知するように構成されているセンサーと、
   該センサーおよび該コンパレーターと結合されているコントローラーであって、該コントローラーは、該ＤＣの振幅を制御するように構成されている、コントローラーと
   を含む、超音波装置。
10. 前記超音波運動の長手方向変位は、前記超音波運動発生器に動作可能に接続されている負荷に基づいている、請求項９に記載の超音波装置。
11. 組織を処置するための超音波装置であって、該超音波装置は、
    直流（ＤＣ）を出力するように構成されている電源と、
    該電源と電気的に結合されている超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
    該ＤＣを第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
    該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されており、該超音波変換器は、直列で接続されている抵抗器と、キャパシタと、インダクターとを含むバンドパスフィルターとして作られている、超音波変換器と、
    コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数から該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成されており、該コンパレーターは、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されている、コンパレーターと
    を含み、
    周波数領域において、該コンパレーターの利得と該バンドパスフィルターの利得との積の大きさは、実質的に１と等しい、超音波運動発生器と、
    該電源から該超音波運動発生器へ通過する該ＤＣを感知するように構成されているセンサーと、
    該センサーおよび該コンパレーターと結合されているコントローラーであって、該コントローラーは、該ＤＣの振幅を制御するように構成されている、コントローラーと
    を含む、超音波装置。
12. 前記超音波変換器の前記共振周波数は、
    によって規定され、式中、Ｌは、前記インダクターのインダクタンスであり、Ｃは、前記キャパシタのキャパシタンスである、請求項１１に記載の超音波装置。
    
13. 前記周波数領域において、前記コンパレーターの前記利得と前記バンドパスフィルターの前記利得との前記積の位相は、２Ｐｉラジアンの整数倍と実質的に等しい、請求項１１に記載の超音波装置。
14. 前記電源は、
    前記ＤＣ電力を発生させるように構成されている電力供給源と、
    該ＤＣ電力を変調するように構成されているコンバーターと
    を含む、請求項９に記載の超音波装置。
15. 前記コントローラーは、前記コンバーターを駆動させるために、前記感知されたＤＣに基づいてディジタルパルス幅変調信号を発生させるようにさらに構成されている、請求項１４に記載の超音波装置。
16. 前記コントローラーは、前記非共振インバーターを駆動させるために、前記出力信号に基づいてディジタルパルス幅変調信号を発生させるようにさらに構成されている、請求項９に記載の超音波装置。
17. 前記超音波運動発生器は、前記非共振インバーターおよび前記超音波変換器と電気的に結合されている変圧器をさらに含み、該変圧器は、該非共振インバーターによって逆変換される前記ＡＣの振幅を制御するように構成されている、請求項９に記載の超音波装置。
18. 前記超音波運動の長手方向変位は、前記コンバーターによって変換される前記ＤＣの振幅に基づいている、請求項１４に記載の超音波装置。
19. 組織を処置するための超音波システムであって、該超音波システムは、
    超音波外科手術装置であって、該超音波外科手術装置は、
    直流（ＤＣ）を提供するように構成されている電源と、
    該電源と電気的に結合されている超音波運動発生器であって、該超音波運動発生器は、
    該ＤＣを第１の周波数を有する交流（ＡＣ）に逆変換するように構成されている非共振インバーターと、
    該非共振インバーターと電気的に結合されている超音波変換器であって、該超音波変換器は、該逆変換されたＡＣに基づいて超音波運動を発生させるように構成されている、超音波変換器と、
    コンパレーターであって、該コンパレーターは、該超音波変換器を通過する運動電流に基づいて、該超音波変換器の共振周波数からの該第１の周波数の偏差を自動的に検出するように構成されており、該コンパレーターは、該非共振インバーターを駆動するために、該偏差に基づいて出力信号を発生させるように構成されており、該コンパレーターは、高い開ループ利得を有する、コンパレーターと
    を含む、超音波運動発生器と、
    該電源から該超音波運動発生器へ通過する該ＤＣを感知するように構成されているセンサーと、
    該センサーおよび該コンパレーターに結合されているコントローラーであって、該コントローラーは、該ＤＣの振幅を制御するように構成されている、コントローラーと
    を含む、超音波外科手術装置と、
    組織を密封または解剖するために、該発生させられた超音波運動を該組織に適用するように構成されているエンドエフェクターと
    を含む、超音波システム。