用于超声外科器械的可旋转电连接件的制作方法

用于超声外科器械的可旋转电连接件的制作方法
【专利摘要】本发明公开一种用于超声外科器械的连接器模块，其包括外壳和联接器，所述外壳具有心轴，所述联接器能够旋转地安装在所述心轴上。第一导体机械地联接到所述外壳。第一连杆能够在第一位置和第二位置之间相对于所述第一导体旋转，并且包括第一触点和第二触点，所述第一触点定位成电接触所述第一导体，所述第二触点电联接到所述第一触点并定位成电接触超声手持件。
【专利说明】用于超声外科器械的可旋转电连接件
[0001] 优先权声明
[0002] 本申请要求于2012年4月9日提交并以引用方式全文并入本文的美国临时申请 序列号61/621，876的权益。

【技术领域】
[0003] 本公开大体涉及超声外科系统，且更具体而言，涉及允许外科医生执行切割和凝 固的超声和电外科系统。

【背景技术】
[0004] 超声外科器械凭借此类器械的独特的性能特征而在外科手术中得到日益广泛的 应用。依据特定器械构和操作参超声外科器械能够基本上同时进行组织的切割和通过凝固 的止血，从而有利地使患者创伤最小化。切割动作通常通过位于器械远端处的端部执行器 或刀尖端完成，所述端部执行器或刀尖端将超声能量传输到接触端部执行器的组织。具有 这一性质的超声器械可被配置用于开放性外科用途、腹腔镜式或内窥镜式外科手术，包括 机器人辅助手术。
[0005] -些外科器械将超声能量用于精确切割和受控凝固两者。与电外科使用的温度相 t匕，超声能量使用更低的温度来切割和凝固。通过高频振动（例如每秒55, 500次），超声刀 使组织中的蛋白质变性以形成粘性凝固物。刀表面施加在组织上的压力使血管塌缩并允许 所述凝结物形成止血密封。切割和凝固的精度受外科医生的技术以及对功率电平、刀刃、组 织牵引力和刀压力的调节的控制。
[0006] 然而，医疗装置的超声技术的主要问题仍为血管的密封。 申请人:和其它人完成的 工作已表明：在应用标准超声能量之前，当血管的肌肉内层从外膜层分离并远离时，产生最 佳血管密封。目前实现这种分离的工作涉及增大施加到血管的夹持力。
[0007] 此外，用户并不总是能够获得正被切割的组织的视觉反馈。因此，当不能获得视觉 反馈时，希望提供一些形式的反馈来指示用户切割已完成。此外，如果没有用于指示切割已 完成的一些形式的反馈指示器，用户可能在即使切割已完成的情况下继续启动谐波器械， 这样，当在钳口之间具有很少物质甚至没有物质的情况下启动谐波器械时产生的热量会对 谐波器械和周围组织造成可能的损害。
[0008] 超声换能器可被模塑成具有第一支路和第二"动态"支路的等效电路，所述第一支 路包括静电容，所述第二"动态"支路包括串联的电感、电阻和电容，所述电感、电阻和电容 限定谐振器的机电性能。常规超声发生器可包括调谐电感器，所述调谐电感器用于解谐处 于谐振频率的静电容，使得基本上所有发生器的电流输出均流入动态支路中。动态支路电 流与驱动电压一起限定阻抗和相位幅值。因此，在使用调谐电感器的情况下，发生器的电流 输出代表动态支路电流，并且因此发生器能够保持其驱动输出处于超声换能器的谐振频率 下。调谐电感器还转换超声换能器的相阻抗图以改善发生器的频率锁定能力。然而，调谐 电感器必须与超声换能器的特定静电容匹配。具有不同静电容的不同超声换能器需要不同 的调谐电感器。
[0009] 用于将电能施加到组织以治疗和/或破坏组织的电外科装置也在外科手术中得 到日益广泛的应用。电外科装置通常包括手持件、具有远侧安装的端部执行器（例如，一个 或多个电极）的器械。所述端部执行器可抵靠组织定位，使得电流被引入组织中。电外科 装置可被配置用于双极性或单极性操作。在双极性操作期间，电流相应地通过端部执行器 的有源电极和返回电极被引入组织中并从组织返回。在单极操作期间，电流通过端部执行 器的有源电极被引入组织中，并通过返回电极（例如，接地垫）返回，所述有源电极与所述 返回电极分开位于患者的身体上。流过组织的电流所产生的热可在组织内和/或在组织之 间形成止血密封，并因此可尤其适用于例如密封血管。电外科装置的端部执行器也可包括 能够相对于组织运动的切割构件以及用以横切组织的电极。
[0010] 由电外科装置施加的电能可通过与手持件连通的发生器传递至器械。电能可为射 频（"RF"）能的形式。射频能为可在300千赫兹（kHz)至1兆赫兹（MHz)频率范围内的电 能形式。在应用中，电外科装置可穿过组织传递低频射频能，这会引起离子振荡或摩擦，并 实际上造成电阻性加热，从而升高组织的温度。由于受影响的组织与周围组织之间形成明 显的边界，因此外科医生能够以高精确度进行操作，并在不损伤相邻的非目标组织的情况 下进行控制。射频能的低操作温度适用于在密封血管的同时移除、收缩软组织、或对软组织 塑型。射频能尤其良好地适用于结缔组织，所述结缔组织主要由胶原构成，并且在接触热时 收缩。
[0011] 期望提供一种克服当前器械的某些缺陷的外科器械。本文所述的外科系统能够克 服这些缺陷。

【专利附图】

【附图说明】
[0012] 所述形式的新型特征结构在随附权利要求书中具体阐述。然而，关于组织和操作 方法的所述形式可通过结合附图参照以下描述最好地理解，其中：
[0013] 图1是示出超声外科器械的一种形式的透视图。
[0014] 图2是超声外科器械的一种形式的分解透视组件视图。
[0015] 图3是夹持臂的一种形式的示意图，其示出力计算。
[0016] 图4是常规振荡器在高功率和轻负载下的电流、电压、功率、阻抗和频率波形的图 /Jn 〇
[0017] 图5是常规振荡器在高功率和重负载下的电流、电压、功率、阻抗和频率波形的图 /Jn 〇
[0018] 图6是振荡器在无负载下的一种形式的电流阶跃函数波形与电压、功率、阻抗和 频率波形的图示。
[0019] 图7是振荡器在轻负载下的一种形式的电流阶跃函数波形与电压、功率、阻抗和 频率波形的图示。
[0020] 图8是振荡器在重负载的一种形式的电流阶跃函数波形与电压、功率、阻抗和频 率波形的图示。
[0021] 图9示出了发生器的驱动系统的一种形式，所述驱动系统形成用于对超声换能器 进行驱动的超声电信号。
[0022] 图10示出了外科系统的一种形式，所述外科系统包括超声外科器械和包括组织 阻抗模块的发生器。
[0023] 图11示出了包括组织阻抗模块的发生器的驱动系统的一种形式。
[0024] 图12示出了可与外科系统一起使用的夹持臂组件的一种形式。
[0025] 图13是联接到刀和夹持臂组件的组织阻抗模块的示意图，其中组织位于刀与夹 持臂组件之间。
[0026] 图14示出了对联接到外科器械的超声驱动系统的端部执行器进行驱动的方法的 一种形式。
[0027] 图15A示出了确定组织状态变化并相应地启动输出指示器的一种形式的逻辑流 程图。
[0028] 图15B是示出频率拐点分析模块的操作的一种形式的逻辑流程图。
[0029] 图15C是示出电压降分析模块的操作的一种形式的逻辑流程图900。
[0030] 图16示出了包括发生器和可与发生器一起使用的各种外科器械的外科系统的一 种形式。
[0031] 图16A是图16的超声外科器械的图。
[0032] 图17为图16所示外科系统的图。
[0033] 图18是示出一种形式中的动态支路电流的模型。
[0034] 图19是一种形式中的发生器架构的结构视图。
[0035] 图20是可在发生器的一种形式中实施的组织算法的逻辑流程图。
[0036] 图21是图20所示组织算法的信号评估组织算法部分的逻辑流程图，其可在发生 器的一种形式中实施。
[0037] 图22是用于评估图21所示信号评估组织算法的条件集合的逻辑流程图，其可在 发生器的一种形式中实施。
[0038] 图23A是发生器的一种形式在典型的组织切割过程中的频率斜率（频率的一阶时 间导数）随时间变化的波形的图示。
[0039] 图23B是发生器的一种形式在典型的组织切割过程中的频率斜率的斜率（频率的 二阶时间导数）随时间变化的由虚线所示波形的图示，所述波形叠加在图23A所示的波形 之上。
[0040] 图24是发生器的一种形式在典型的组织切割过程中在涉及图23A所示图示时的 频率随时间变化的波形的图示。
[0041] 图25是发生器的一种形式在典型的组织切割过程中在涉及图23A所示图示时的 驱动功率随时间变化的波形的图示。
[0042] 图26是发生器的一种形式在老化测试过程中的频率斜率随时间变化的波形的图 /Jn 〇
[0043] 图27是发生器的一种形式在老化测试过程中在涉及图26所示图示时的频率随时 间变化的关系波形的图示。
[0044] 图28是发生器的一种形式在老化测试过程中在涉及图26所示图示时的功耗随时 间变化的波形的图示。
[0045] 图29是多个发生器/器械组合在老化测试过程中频率随时间变化的波形的图示。
[0046] 图30是发生器的一种形式的归一化组合的阻抗、电流、频率、功率、能量和温度波 形的图示，所述发生器联接到超声器械以尽可能快地连续10次切割离体的猪空肠组织并 同时保持发生器贯穿整个过程运行。
[0047] 图31A是发生器的一种形式在进行连续组织切割过程中在一段时间内的阻抗和 电流随时间变化的波形的图示。
[0048] 图31B是发生器的一种形式在进行连续组织切割过程中在一段时间内的频率随 时间变化的波形的图示。
[0049] 图31C是发生器的一种形式在进行连续组织切割过程中在一段时间内的功率、能 量和温度随时间变化的波形的图示。
[0050] 图32是发生器的一种形式的频率、加权频率斜率波形和温度随时间变化的波形 的组合图示，所述加权频率斜率波形通过α值为0. 1的指数加权移动平均方法计算得出。
[0051] 图33是图32所示频率对时间的关系波形的图示。
[0052] 图34是图32所示加权频率斜率对时间的关系波形的图示。
[0053] 图35是发生器的一种形式在对空肠组织进行十次切割的过程中频率对时间的关 系波形的图示以及温度对时间信号的关系的图示。
[0054] 图36是发生器的一种形式在中间组织被启动的情况下对空肠组织进行十次切割 的过程中图35所示频率对时间的关系波形的图示。
[0055] 图37是发生器的一种形式在对空肠组织进行十次切割的过程中频率斜率对时间 的关系波形的图示。
[0056] 图38是功率对时间的关系波形的图示，所述关系波形表示发生器的一种形式在 对空肠组织进行十次切割的过程中所消耗的功率。
[0057] 图39是发生器的一种形式在对空肠组织进行十次切割的过程中电流对时间的关 系波形的图示。
[0058] 图40是发生器的一种形式的结合频率斜率的"跨回频率斜率阈值"参数对时间的 关系波形的图示。
[0059] 图41是超声器械的一种形式对离体颈动脉施加脉冲的组合图示，其显示归一化 的功率、电流、能量和频率波形对时间的关系。
[0060] 图42Α是发生器的一种形式在进行连续组织切割过程中在一段时间内的阻抗和 电流对时间的关系波形的图不。
[0061] 图42Β是发生器的一种形式在进行连续组织切割过程中在一段时间内的频率对 时间的关系波形的图示。
[0062] 图42C是发生器的一种形式在进行连续组织切割过程中在一段时间内的功率、能 量和温度对时间的关系波形的图示。
[0063] 图43是针对图41和图50Α到图50C所示的脉冲施加计算得出的频率斜率波形的 图示，所述图示是按总比例绘制。
[0064] 图44是针对图43所示的脉冲施加计算得出的频率斜率波形的图示的缩放视图。
[0065] 图45是其它所关注数据（例如阻抗、功率、能量、温度）波形的图示。
[0066] 图46是总结各种超声器械类型的加权频率斜率与功率电平的关系的图示。
[0067] 图47是发生器的一种形式的谐振频率、平均谐振频率和频率斜率对时间的关系 波形的图示。
[0068] 图48是图47所示谐振频率和平均谐振频率对时间的关系波形的缩放图。
[0069] 图49是发生器的一种形式的谐振频率和电流对时间的关系波形的缩放图。
[0070] 图50是联接到超声器械的发生器的一种形式的归一化组合的功率、阻抗、电流、 能量、频率和温度波形的图示。
[0071] 图51A和图51B是相应地在超声咬入期间由超声器械的一种形式显示的谐振频率 和频率斜率的图示。
[0072] 图52A和图52B是相应地在另一超声组织咬入期间由超声器械的一种形式显示的 谐振频率和频率斜率的图示。
[0073] 图53是用于实施基线频率截止条件的组织算法的一种形式的逻辑流程图，其可 在发生器的一种形式中实施以考虑超声刀的基线谐振频率。
[0074] 图54A和图54B是不同实例性超声启动中所展示的刀频率的图示。
[0075] 图55是在包括使用超声刀的多次切割的一种形式的情况下谐振频率和超声阻抗 随时间变化的图示。
[0076] 图56是组织算法的逻辑流程图，其可在发生器和/或器械的一种形式中实施以结 合其它条件来实施基线频率截止条件。
[0077] 图57是图20所示组织算法的信号评估组织算法部分的一种形式的逻辑流程图， 所述部分考虑基线频率截止条件。
[0078] 图58是负载监视算法的一种形式的逻辑流程图，其可在发生器的一种形式中实 施。
[0079] 图59是用于评估图57所示信号评估组织算法的条件集合的逻辑流程图，其可在 发生器的一种形式中实施。
[0080] 图60是用于实施图59所示未经筛选条件集合逻辑的一种形式的逻辑流程图，其 可在发生器的一种形式中实施。
[0081] 图61是频率的二阶时间导数和频率斜率的图示，其示出了一对负载事件。
[0082] 图62是频率的二阶时间导数、频率斜率和滚动差量的图示，其展示一个负载事 件。
[0083] 图63是频率的二阶时间导数、频率斜率和滚动差量的另一形式的图示，其展示另 一负载事件。
[0084] 图64是用于实施施加包括负载事件触发器的条件集合的算法的一种形式的逻辑 流程图，其可在发生器的一种形式中实施。
[0085] 图65是用于实施逻辑的一种形式的逻辑流程图，所述逻辑用于确定外科器械中 是否存在负载条件。
[0086] 图66是图20所示组织算法的信号评估组织算法部分的一种形式的逻辑流程图， 其考虑利用负载事件来配备响应集合触发器的条件集合。
[0087] 图67是用于评估图66所示信号评估组织算法的条件集合的逻辑流程图，其可在 发生器的一种形式中实施。
[0088] 图68是如图67所示可在发生器的一种形式中实施的负载监视算法的一种形式的 逻辑流程图。
[0089] 图69是图67所示未经筛选条件集合逻辑的一种形式的逻辑流程图，其可由发生 器的一种形式实施。
[0090] 图70是示出图71的算法的一个实例性实施方式的功率或位移图的图表。
[0091] 图71是用于依序在两个功率电平下驱动超声器械的算法的一种形式的逻辑流程 图。
[0092] 图72是示出根据图71的算法操作外科器械与通过在单个功率电平下启动器械操 作时所获得的爆裂压力的图表。
[0093] 图73是示出针对图72所示试验获得的横切时间的图表。
[0094] 图74是示出根据图71的算法的一种形式的驱动信号模式的图表。
[0095] 图75是图71的算法的另一种形式的逻辑流程图，其用于实施器械的停用与后续 启动之间的休息时间。
[0096] 图76是示出根据图75的算法的一种形式的驱动信号模式的图表。
[0097] 图77是用于实施第三驱动信号的图71的算法的另一种形式的逻辑流程图。
[0098] 图78是示出根据图71的算法操作外科器械与根据图77的算法操作所述外科器 械时所获得的爆裂压力的图表。
[0099] 图79是示出根据图71的算法操作类似于所述器械的外科器械与根据图78的算 法操作所述外科器械所获得的爆裂压力的图表。
[0100] 图80是示出针对图79所示试验获得的横切时间的图表。
[0101] 图81是实施初始夹持周期的算法的一种形式的逻辑流程图。
[0102] 图82是实施初始夹持周期的算法的另个一形式的逻辑流程图。
[0103] 图83是示出根据图82的算法的驱动信号模式的图表。
[0104] 图84是显示实例性神经网络的图。
[0105] 图85是神经网络的隐藏神经元和/或输出神经元的启动函数的实例性部分的曲 线图。
[0106] 图86是指示神经网络的隐藏神经元和/或输出神经元的实例性启动函数的图。
[0107] 图87是用于利用反向传播来训练神经网络（例如图86所示神经网络）的算法的 一种形式的逻辑流程图。
[0108] 图88是用于利用多变量模型来检测超声器械的条件集合的算法的一种形式的逻 辑流程图。
[0109] 图89是显示利用诸如（例如）本文所述的神经网络的多变量模型的算法的一种 形式的逻辑流程图。
[0110] 图90是示出图89的算法的一个实施方式的驱动信号模式的图表。
[0111] 图91是示出图89的算法的另一实施方式的驱动信号模式的图表。
[0112] 图92是显示用于利用多变量模型来监视包括多个条件的条件集合的算法的一种 形式的逻辑流程图。
[0113] 图93是根据本文所述各种形式包括可旋转电连接件的超声外科器械构型的一种 形式的侧视图。
[0114] 图94是根据本文所述各种形式的图93所示超声外科器械构型的侧视图，其显示 在将手持件插入到柄部组件中之前的柄部组件和手持件。
[0115] 图95示出了根据本文所述各种形式包括可旋转电连接件的超声外科器械的柄部 组件的剖面图。
[0116] 图96是根据本文所述各种形式联接到柔性电路和手持件的超声外科器械的连接 器模块的透视图。
[0117] 图97是根据本文所述各种形式的图96所示连接器模块的分解图。
[0118] 图98是根据本文所述各种形式的连接器模块的内部环和外部环以及对应连杆的 布置的透视图。
[0119] 图99是根据本文所述各种形式定位于连接器模块的壳体中的第一环形导体和第 二环形导体的透视图。
[0120] 图100是根据本文所述各种形式的旋转联接器的远侧的透视图，所述旋转联接器 具有定位于所述旋转联接器的凹入部分内的内部环形导体和外部环形导体以及对应连杆。
[0121] 图101是根据本文所述各种形式联接到手持件的远侧的连接器模块的透视图。
[0122] 图102是根据本文所述各种形式定位于旋转联接器中的内部环形导体和外部环 形导体以及对应连杆的近侧视图。
[0123] 图103是根据本文所述各种形式的旋转联接器的远侧的透视图，所述旋转联接器 具有定位于所述旋转联接器的凹入部分内的内部环形导体和外部环形导体以及对应连杆。
[0124] 图104是根据本文所述各种形式的超声柄部组件的左侧正视视图。
[0125] 图105是根据本文所述各种形式的图104所示超声柄部组件的另一左侧视图，其 中左柄部外壳区段已移除。
[0126] 图106是根据本文所述各种形式的超声外科器械的开关组件的侧正视视图。
[0127] 图107是根据本文所述各种形式的图106所示开关组件的正视图。
[0128] 图108是根据本文所述各种形式的图106和图107所示开关组件的仰视图。
[0129] 图109是根据本文所述各种形式的图106到图109所示开关组件的俯视图。
[0130] 图109A是根据本文所述各种形式的另一超声柄部组件的一部分的左侧视图。
[0131] 图110是根据本文所述各种形式的另一超声柄部组件的左侧正视视图。
[0132] 图111是根据本文所述各种形式的图110所示超声柄部组件的右侧正视视图。
[0133] 图112是根据本文所述各种形式的另一超声柄部组件的一部分的透视图。
[0134] 图113是根据本文所述各种形式的另一第二开关布置的透视图。
[0135] 图114是根据本文所述各种形式的图113所示第二开关布置的后正视视图。
[0136] 图115是根据本文所述各种形式的另一第二开关布置的后正视视图。
[0137] 图116是根据本文所述各种形式的第二开关布置和柄部组件的一部分的俯视图。
[0138] 图117是根据本文所述各种形式可结合各种超声柄部组件使用的开关组件的图 /Jn 〇
[0139] 图118是根据本文所述各种形式处于中心开关已受到致动的致动位置的图117所 示开关组件的另一图示。
[0140] 图119是根据本文所述各种形式处于右开关已受到致动的另一致动位置的图117 和图118所不开关组件的另一图不。
[0141] 图120是根据本文所述各种形式处于左开关已受到致动的另一致动位置的图117 和图119所不开关组件的另一图不。
[0142] 图121示出了系统的方框图，其绘示联接到医疗器械和电路的发生器。
[0143] 图122示出了位于器械内的电路的方框图。
[0144] 图123示出了发生器输出处的串行协议的传输帧中的电流脉冲的时序图。
[0145] 图124示出了电路输出处的串行协议的传输帧中的电压脉冲的时序图。
[0146] 图125A示出了串行协议的部分时序图。
[0147] 图125B示出了串行协议的部分时序图。
[0148] 图125C示出了串行协议的部分时序图。
[0149] 图12?示出了串行协议的部分时序图。
[0150] 图126示出了串行协议的一个实例性时序图。
[0151] 图127示出了串行协议的一个实例性时序图。
[0152] 图128示出了串行协议的若干实例性时序图。
[0153] 说明书
[0154] 本申请的 申请人:还拥有与上述申请同一天提交的以下专利申请，并且其中每一个 以引用的方式全文并入本文：
[0155] -题为"DEVICES AND TECHNIQUES FOR CUTTING AND COA⑶LATING TISSUE"、代理 档案号为END7126USNP/120116的美国专利申请；
[0156] -题为"SWITCH ARRANGEMENTS FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理档 案号为END7126USNP1/120116-1的美国专利申请；
[0157] -题为 "SERIAL COMMUNICATION PROTOCOL FOR MEDICAL DEVICE"、代理档案号为 END7126USNP3/120116-3 的美国专利申请；
[0158] -题为 "TECHNIQUES FOR CUTTING AND COAGULATING TISSUE FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理档案号为 END7126USNP4/120116-4 的美国专利申请。
[0159] 在详细说明超声外科器械的各种形式之前，应该指出的是，示例性形式的应用或 使用并不局限于附图和【具体实施方式】中所示出的部件的配置和布置的细节。示例性形式可 以单独实施，也可以与其它形式、变型和修改结合在一起实施，并可以通过多种方式实践或 执行。此外，除非另外指明，否则本文所用的术语和表达是为了方便读者而对示例性形式进 行描述目的所选的，并非为了限制性的目的。
[0160] 此外，应当理解，下述形式、形式表达、示例中的任何一个或多个可与下述其它形 式、形式表达和示例中的任何一个或多个组合。
[0161] 各种形式均涉及改进的超声外科器械，其被配置用于在外科手术中执行组织解 剖、切割和/或凝固。在一种形式中，超声外科器械设备被配置用于开放性手术中，但所述 设备也可应用于其它类型手术中，例如腹腔镜式、内窥镜式和机器人辅助手术。通过选择性 地使用超声能量，方便了多种用途。
[0162] 将结合本文所述的超声器械描述各种形式。以举例而非进行限制的方式提供此 类说明，并且不旨在限制其范围和应用。例如，所述形式中的任一个均可与多个超声器 械结合使用，所述超声器械包括在例如美国专利申请5, 938, 633、5, 935, 144、5, 944, 737、 5, 322, 055、5, 630, 420 和 5, 449, 370 中所述的那些。
[0163] 通过以下说明将变得显而易见的是，设想本文所述的外科器械的形式可与外科系 统的振荡器单元相关联地使用，由此振荡器单元的超声能量为当前的外科器械提供期望的 超声致动。还设想，本文所述的外科器械的形式可与外科系统的信号发生器单元相关联地 使用，由此例如射频（RF)形式的电能被用来为与外科器械有关的用户提供反馈。超声振荡 器和/或信号发生器单元可与外科器械不可拆卸地一体化，或者可作为可电附接至外科器 械的分离部件提供。
[0164] 本外科设备的一种形式由于其简单构造而被特别配置用于一次性使用。然而，还 设想本外科器械的其它形式可被配置用于非一次性或多次使用。仅出于例证性目的，当前 公开了本外科器械与相关联的振荡器和信号发生器单元的可拆卸连接，用于单个患者使 用。然而，还设想本外科器械与相关联的振荡器和/或信号发生器单元的不可拆卸的一体 式连接。因此，当前所述的外科器械的各种形式可被配置用于与可拆卸的和/或不可拆卸 的一体化振荡器和/或信号发生器单元一起用于单次使用和/或多次使用，然而并非仅限 于此，而是这些构型的所有组合均被设想为落入本公开的范围内。
[0165] 参照图1到图3,其不出包括超声外科器械100的外科系统19的一种形式。外科系 统19包括超声发生器30和超声外科器械100,所述超声发生器通过合适的传输媒体例如缆 线22连接到超声换能器50。尽管在当前本文所公开的形式中，发生器30被显示为与外科器 械100分离，但在一种形式中，发生器30可与外科器械100整体地形成，以形成一体的外科 系统19。发生器30包括位于发生器30控制台的前面板上的输入装置406。输入装置406 可包括生成适于对发生器30的操作进行编程的信号的任何合适的装置，如随后将参照图9 所述。仍参照图1到图3,缆线22可包括多个电导体，用于将电能施加至超声换能器50的正 (+)电极和负㈠ 电极。应当注意的是，在一些应用中，超声换能器50可称为"手持件"或"柄 部组件"，这是因为在各种手术和操作中，外科系统19的外科器械100能够使得外科医生可 抓紧并操纵超声换能器50。合适的发生器30是可购自位于Cincinnati, Ohio的Ethicon Endo-Surgery, Inc.的GEN 300,如以下美国专利中的一个或多个所公开的，所述美国专利 全部以引用方式并入本文中：美国专利6,480,796(Method for Improving the Start Up of an Ultrasonic System Under Zero Load Conditions);美国专利 6, 537, 291 (Method for Detecting a Loose Blade in a Handle Connected to an Ultrasonic Surgical System);美国专利 6, 626, 926 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition of Blade Resonance Frequency at Startup);美国专利6, 633, 234 (Method for Detecting Blade Breakage Using Rate and/or Impedance Information)； 美 国专利 6,662, 127 (Method for Detecting Presence of a Blade in an Ultrasonic System);美国专利 6, 678, 621 (Output Displacement Control Using Phase Margin in an Ultrasonic Surgical Handle);美国专利 6, 679, 899 (Method for Detecting Transverse Vibrations in an Ultrasonic Handle);美国专利 6, 908, 472 (Apparatus and Method for Altering Generator Functions in an Ultrasonic Surgical System);美 国专利 6, 977, 495 (Detection Circuitry for Surgical Hand piece System);美国专利 7, 077, 853(Method for Calculating Transducer Capacitance to Determine Transducer Temperature);美国专利 7, 179, 271 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition of Blade Resonance Frequency at Startup);以及美国专利 7, 273, 483(Apparatus and Method for Alerting Generator Function in an Ultrasonic Surgical System)〇
[0166] 根据所述形式，超声发生器30生成特定电压、电流和频率（例如55, 500周每秒 (Hz))的电信号或驱动信号。发生器30通过缆线22连接到柄部组件68,所述柄部组件包 括形成超声换能器50的压电陶瓷元件。响应于柄部组件68上的开关312a或通过另一缆 线连接到发生器30的脚踏开关434,发生器信号被施加至换能器50,这引起其元件的纵向 振动。换能器50通过连接器300固定到柄部组件68。当安装时，换能器50通过结构或波 导80 (图2)声学联接到外科刀79。结构80和刀79因而在对换能器50施加驱动信号时以 超声频率振动。结构80被设计成以选择的频率谐振，从而放大通过换能器50发起的运动。 在一种形式中，发生器30被配置用于产生特定电压、电流和/或频率的输出信号，所述信号 可在高分辨率、精度和再现性的情况下阶跃。
[0167] 参照图4,在当前系统中，在时刻0时启动常规振荡器，从而使电流300升至大约 340mA的期望设定点。在大约2秒处，施加轻负载，从而使电压310、功率320、阻抗330相应 地增大且谐振频率340发生变化。
[0168] 参照图5,在当前系统中，在时刻0时启动常规振荡器，从而使电流300升至大约 340mA的期望设定点。在大约2秒处，施加增大的负载，从而使电压310、功率320、阻抗330 相应地增大且谐振频率340发生变化。在大约7秒处，负载增大到使振荡器进入平坦功率 模式的点，在所述平坦功率模式中，只要振荡器保持在功率源的电压范围内，则负载的进一 步增大使功率保持在35W。在平坦功率模式期间电流300发生改变，因此位移改变。在大 约11. 5秒处，负载减小至使电流300返回至大约340mA的期望设定点的点。电压310、功率 320、阻抗330和谐振频率340随负载改变。
[0169] 现在再次参照图1到图3,柄部组件68可为多件式组件，其适于使操作者与超声 换能器50中所包含的声学组件的振动隔离。柄部组件68可被成形为用户能够以常规方式 抓住的形状，但设想主要通过器械的柄部组件提供的扳机状装置来抓紧和操纵本超声外科 器械100,如下文所述。尽管示出了多件式柄部组件68,然而柄部组件68可包括单个组件 或一体式部件。超声外科器械100的近端通过将超声换能器50插入柄部组件68中来接收 并配合所述换能器50的远端。在一种形式中，超声外科器械100可作为一个单元附接到超 声换能器50并且从所述超声换能器移除。在其它形式中，超声外科器械100和超声换能器 50可形成为一体式单元。超声外科器械100可包括柄部组件68,所述柄部组件包括配合外 壳部69、外壳部70和传输组件71。当本器械被配置用于内窥镜用途时，所述构造的尺寸可 被设定成使传输组件71具有大约5. 5mm的外径。超声外科器械100的伸长传输组件71从 器械柄部组件68正交地延伸。传输组件71可通过旋钮29相对于柄部组件68选择性地旋 转，如以下所进一步描述。柄部组件68可由耐用塑料构成，例如聚碳酸酯或液晶聚合物。也 设想柄部组件68可另外由包括其它塑料、陶瓷或金属的多种材料制成。
[0170] 传输组件71可包括外部管状构件或外部护套72、内部管状致动构件76、波导80 和端部执行器81，所述端部执行器包括例如刀79、夹持臂56和一个或多个夹持垫58。换 能器50和传输组件71 (包括或不包括端部执行器81)可被称为超声驱动系统。如随后所 述，外部护套72、致动构件76和波导80或传动杆可接合在一起，以作为一个单元（与超声 换能器50 -起）相对于柄部组件68旋转。适于将超声能量从超声换能器50传输到刀79 的波导80可为柔性、半柔性或刚性的。如在本领域中所熟知，波导80也能够放大通过波导 80传输到刀79的机械振动。波导80还可具有用于控制沿波导80的纵向振动增益的特征 结构和用于将波导80调谐到系统谐振频率的特征结构。具体地，波导80可具有任何合适 的横截面尺寸。例如，波导80可具有基本上均匀的横截面或波导80可在多个截面处渐缩 或可沿其整个长度渐缩。在当前形式的一种表现形式中，波导的直径为约标称0. 113英寸， 以最小化刀79的偏转量，使得最小化端部执行器81的近侧部分中的间隙。
[0171] 刀79可与波导80成为一体并形成为单个单元。在当前形式的另选表现形式中， 刀79可通过螺纹连接件、焊接接头或其它联接机构连接。刀79的远端设置在波腹附近，以 便在声学组件未被组织承载时将声学组件调谐至优选的谐振频率f。。当超声换能器50被 供能时，刀79的远端能够在例如大约10至500微米峰间范围内、并且优选地在约20至约 200微米的范围内以例如55, 500Hz的预定振动频率f。纵向运动。
[0172] 具体参照图1到图3,其中示出了与本超声外科器械100 -起使用的夹持构件60 的一种形式，并且所述夹持构件被配置用于与刀79协作行动。与刀79结合的夹持构件60 通常被称为端部执行器81，并且夹持构件60还通常被称为钳口。夹持构件60包括可枢转 运动的夹持臂56,其连接到外部护套72的远端和致动构件76,所述夹持臂与组织接合垫或 夹持垫58结合。夹持臂56通过触发器34可枢转地运动，并且端部执行器81通过旋钮29 可旋转地运动。例如，触发器34能够由临床医生的手沿近侧方向平移。例如，柄部34可围 绕枢轴销36枢转。触发器34的近侧运动或枢转可导致机械地联接到管状致动构件76的 轭301的远侧运动。管状致动构件的远侧运动可导致夹持臂56枢转以闭合抵靠在刀79上。 关于超声外科装置的闭合构件的更多细节下面参照图93到图95提供于本文中并提供于美 国专利申请序列号12/503, 769、12/503, 770和12/503, 766中，所述美国专利申请中的每个 均以引用方式全文并入本文中。
[0173] 在所述形式的一种表现形式中，夹持垫58由E. I. Du Pont de Nemours公司的商标 名称为TEFLON?的低摩擦系数聚合材料形成，或由任何其它合适的低摩擦材料形成。夹 持垫58安装在夹持臂56上，以与刀79协作，夹持臂56的枢转运动将夹持垫58定位成与 刀79基本平行并接触，从而限定组织治疗区。通过这种构造，组织被抓紧在夹持垫58与刀 79之间。如图所示，夹持垫58可设置有非平滑表面，例如锯齿状构型，以与刀79协作来提 高对组织的抓持。锯齿状构型或齿提供相对于刀79的运动的牵引力。所述齿还提供相对 于刀79和夹持运动的反牵引力。本领域的技术人员应当理解，锯齿状构型只是许多组织接 合表面的一个示例，以防止组织相对于刀79的运动而运动。其它例证性的示例包括插片、 十字交叉图案、胎面图案、喷珠或喷砂的表面。
[0174] 由于正弦运动，运动的最大位移或振幅位于刀79的最远侧部分，而组织治疗区的 近侧部分位于远侧尖端振幅的大约50%的位置处。在操作期间，端部执行器81的近侧区中 的组织将脱水和变薄，并且端部执行器81的远侧部分将横切远侧区中的组织，从而允许近 侧区中的脱水和变薄的组织朝远侧滑动至端部执行器81的更加活性的区中，以完成组织 横切。
[0175] 图3示出力图以及致动力Fa (由致动构件76提供）与横切力Ft (在最佳组织治疗 区域的中点处测得）之间的关系。
[0176] Ft = Fa(X2A1) (1)
[0177] 其中Fa等于近侧弹簧94 (更少的摩擦损失）的弹簧预负载，并且在一种形式中为 约12. 5磅，并且Ft等于约4. 5磅。
[0178] Ft在夹持臂/刀交界处如组织标记61a和61b所限定的区中测得，在所述区中发 生最佳组织治疗。组织标记61a、61b在夹持臂56上被蚀刻或凸起，以向外科医生提供可视 标记，从而使外科医生获得对最佳组织治疗区域的清楚指示。组织标记61a、61b在距离上 相隔约7mm，并且更优选地在距离上相隔约5mm。
[0179] 图9示出了发生器30的驱动系统32的一种形式，所述驱动系统产生用于对超声 换能器进行驱动的超声电信号，也称为驱动信号。驱动系统32是柔性的并且可生成处于期 望频率和功率电平设定的超声电驱动信号416,以驱动超声换能器50。在各种形式中，发生 器30可包括诸如模块和/或区块的多个分开的功能性元件。尽管可通过举例描述某些模 块和/或区块，但可理解，可使用更多或更少的模块和/或区块，并仍落在所述形式的范围 内。此外，尽管各种形式可按照模块和/或区块的形式描述以有利于说明，然而这些模块和 /或区块可通过一个或多个硬件部件和/或软件部件和/或硬件部件和软件部件的组合加 以实施，所述硬件部件为例如处理器、数字信号处理器（DSP)、可编程逻辑装置（PLD)、专用 集成电路（ASIC)、电路、寄存器，所述软件部件为例如程序、子程序、逻辑。
[0180] 在一种形式中，发生器30的驱动系统32可包括用固件、软件、硬件或它们的任意 组合实现的一个或多个嵌入式应用程序。发生器30的驱动系统32可包括各种可执行模块， 例如软件、程序、数据、驱动器、应用程序接口（API)等。所述固件可存储在非易失性存储器 (NVM)，例如位屏蔽只读存储器（ROM)或闪速存储器中。在各种具体实施中，将固件存储在 ROM中可保护闪速存储器。NVM可包括其它类型的存储器，包括例如可编程ROM (PROM)、可擦 除可编程ROM (EPROM)、电可擦除可编程ROM (EEPROM)或电池支持的随机存取存储器（RAM)， 例如动态RAM(DRAM)、双数据率DRAM (DDRAM)和/或同步DRAM (SDRAM)。
[0181] 在一种形式中，发生器30的驱动系统32包括作为处理器400实施的硬件部件，所 述部件用于在切割和/或凝固操作模式下执行程序指令，以监视超声外科器械100(图1) 的各种可测量特性并生成用于对超声换能器50进行驱动的阶跃函数输出信号。本领域的 技术人员应当理解，发生器30和驱动系统32可包括更多或更少的部件，并且为了简明和清 楚起见，本文仅描述了简化版本的发生器30和驱动系统32。在各种形式中，如在前所述，硬 件部件可被实施为DSP、PLD、ASIC、电路和/或寄存器。在一种形式中，处理器400可被配 置用于存储和执行计算机软件程序指令，以产生用于对超声外科器械100进行驱动的各种 部件（诸如换能器50、端部执行器81和/或刀79)的阶跃函数输出信号。
[0182] 在一种形式中，在一个或多个软件程序调度程序的控制下，处理器400执行根据 所述形式的方法以产生阶跃函数，所述阶跃函数由包括电流（I)、电压（V)和/或针对各种 时间间隔或周期（T)的频率（f)的驱动信号的分段波形形成。驱动信号的分段波形可通过 形成多个时间间隔的常值函数的分段线性组合生成，所述常值函数通过发生器30驱动信 号例如输出电流（I)、电压（V)和/或频率（f)的阶跃来创建。时间间隔或周期（T)可为预 定的（例如固定的和/或通过用户编程的）或可为可变的。可变时间间隔可通过以下方法 限定：将驱动信号设定为第一值，以及在监视的特性中检测到变化之前，将驱动信号保持为 所述值。所监视特性的示例可包括例如换能器阻抗、组织阻抗、组织发热、组织横切、组织凝 固等等。发生器30所生成的超声驱动信号包括但不限于能够以各种振动模式激发超声换 能器50的超声驱动信号，所述振动模式例如为主要纵向模式及其谐波以及弯曲和扭转振 动模式。
[0183] 在一种形式中，可执行模块包括存储在存储器中的一个或多个阶跃函数算法402， 当执行这些算法时，使处理器400产生由包括电流（I)、电压（V)和/或针对各种时间间隔 或周期（T)的频率（f)的驱动信号的分段波形形成的阶跃函数。驱动信号的分段波形可通 过形成两个或更多个时间间隔的常值函数的分段线性组合产生，所述常值函数的创建通过 发生器30的输出驱动电流（I)、电压（V)和/或频率（f)的阶跃实现。根据一个或多个阶 跃输出算法402,可针对时间的预定固定时间间隔或周期（T)或时间的可变时间间隔或周 期生成驱动信号。在处理器400的控制下，发生器30以特定分辨率向上或向下阶跃（例 如，递增或递减）电流（I)、电压（V)和/或频率（f)持续预定周期（T)或直到预定条件被 检测到，所述预定条件例如为所监视特性（例如，换能器阻抗、组织阻抗）的改变。在编程 的递增或递减中，所述阶跃可变化。如果需要其它阶跃，则发生器30可适应性地基于测量 到的系统特性增加或减少阶跃。
[0184] 在操作中，用户可利用位于发生器30的控制台的前面板上的输入装置406对发生 器30的操作进行编程。输入装置406可包括生成信号408的任何合适的装置，所述信号 可被施加到处理器400以控制发生器30的操作。在各种形式中，输入装置406包括钮、开 关、指轮、键盘、小键盘、触摸屏监视器、指点装置，所述输入装置远程连接到通用或专用计 算机。在其它形式中，输入装置406可包括合适的用户界面。因此，通过输入装置406,用户 可设定或编程电流（I)、电压（V)、频率（f)和/或周期（T)，以对发生器30的阶跃函数输出 进行编程。随后处理器400通过将在线信号410发送到输出指示器412来显示选择的功率 电平。
[0185] 在各种形式中，输出指示器412可为外科医生提供视觉、听觉和/或触觉反馈，以 指示外科手术的状态，诸如（例如）基于测量到的超声外科器械100的特性（例如换能器 阻抗、组织阻抗）或随后描述的其它测量来确定组织切割和凝固何时完成。以举例而非限 制的方式，视觉反馈包括任何类型的视觉指示装置，其包括白炽灯或发光二极管（LED)、图 形用户界面、显示器、模拟指示器、数字指示器、柱状图显示器、数字字母显示器。以举例而 非限制的方式，听觉反馈包括任何类型的蜂鸣器、计算机产生的音调、计算机化语音、通过 声音/语音平台与计算机相互作用的声音用户界面（VUI)。通过举例而非限制的方式，触觉 反馈包括通过容纳柄部组件68的器械提供的任何类型的振动反馈。
[0186] 在一种形式中，处理器400可被配置用于或编程用于生成数字电流信号414和数 字频率信号418。这些信号414、418被施加到直接数字合成器（DDS)电路420,以调节输出 至换能器50的电流输出信号416的振幅和频率（f)。DDS电路420的输出被施加到放大器 422,所述放大器的输出被施加到变压器424。变压器424的输出是施加到超声换能器50的 信号416,所述换能器通过波导80 (图2)连接到刀79。
[0187] 在一种形式中，发生器30包括一个或多个测量模块或部件，所述一个或多个测量 模块或部件可被配置用于监视超声器械1〇〇(图1)的可测量特性。在所示形式中，可采用 处理器400来监视和计算系统特性。如图所示，处理器400通过监视供应到换能器50的电 流和施加至换能器50的电压来测量换能器50的阻抗Z。在一种形式中，采用电流感测电路 426来感测流动通过换能器50的电流，并且采用电压感测电路428来感测施加到换能器50 的输出电压。这些信号可通过模拟多路复用器430电路或开关电路布置施加到模数转换器 432 (ADC)。模拟多路复用器430将合适的模拟信号沿特定路线发送至ADC 432,以用于转 换。在其它形式中，可采用多个ADC 432来替代多路复用器430电路用于每一个测量的特 性。处理器400接收ADC432的数字输出433,并基于电流和电压的测量值计算换能器阻抗 Z。处理器400调节输出驱动信号416,使得所述驱动信号可产生期望的功率与负载的曲线 关系。根据编程的阶跃函数算法402,处理器400可响应于换能器阻抗Z以任何合适的增量 或减量使驱动信号416 (例如，电流或频率）阶跃。
[0188] 为了实际地使外科手术刀79振动，例如致动刀79,用户启动脚踏开关434(图1) 或位于柄部组件68上的开关312a(图1)。这种启动基于电流（I)、频率（f)和对应的时间 周期（T)的编程的值将驱动信号416输出至换能器50。在预定的固定时间周期（T)或基于 可测量系统特性（例如换能器50的阻抗Z的改变）的可变时间周期过后，处理器400根据 编程的值改变输出电流阶跃或频率阶跃。输出指示器412将所述处理的具体状态传输给用 户。
[0189] 发生器30的编程操作可参照图6、图7和图8进一步示出，图中相应地针对发生器 30在无负载状态、轻负载状态和重负载状态下显示电流300、电压310、功率320、阻抗330 和频率340的图示。图6是发生器30的一种形式在无负载状态下的电流300、电压310、功 率320、阻抗330和频率340波形的图示。在所示形式中，发生器30的电流300输出是阶跃 的。如图6所示，发生器30在大约时刻0处被首次启动，从而导致电流300升至约IOOmA 的第一设定点I1。电流300在第一设定点I1处保持第一周期T1。在第一周期T 1 (例如在所 示形式中为约1秒）结束时，电流300的设定点I1通过发生器30根据软件（例如，阶跃函 数算法402)变化（例如阶跃）至约175mA的第二设定点I 2并持续第二周期T2 (例如在所 示形式中为约2秒）。在第二周期T2 (例如在所示形式中为约3秒）结束时，发生器30通 过软件使电流300变化至约350mA的第三设定点I3。由于系统上无负载，因此电压310、电 流300、功率320和频率响应仅是轻微的。
[0190] 图7是发生器30的一种形式在轻负载状态下的电流300、电压310、功率320、阻抗 330和频率340波形的图示。参照图7,发生器30在大约时刻0处被启动，使电流300升至 约IOOmA的第一电流300设定点I 1。在约1秒处，电流300设定点在发生器30中通过软件 变化至约175mA的I2，然后再次在约3秒处，发生器30使电流300设定点变化至约350mA 的I3。电压310、电流300、功率320和频率340显示为响应于轻负载，与图4中所示类似。
[0191] 图8是发生器30的一种形式在重负载状态下的电流300、电压310、功率320、阻抗 330和频率340波形的图示。参照图8,发生器30在大约时刻0处被启动，使电流300升至 约IOOmA的第一设定点I 1。在约1秒处，电流300设定点在发生器30中通过软件变化至约 175mA的I2，然后再次在约3秒处，发生器30使电流300设定点变化至约350mA的I 3。电 压310、电流300、功率320和频率340显示为响应于重负载，与图5中所示类似。
[0192] 本领域的技术人员应当理解，电流300阶跃函数设定点（例如，Ip 12、I3)和针对 图6到图8中所述的每个阶跃函数设定点的持续时间内的时间间隔或周期（例如，I\、T 2)并 非仅限于本文所述的值，而是可被调节成外科手术的给定设置所期望的任何合适的值。如 根据设计特性或性能约束的给定设置的需要，可选择更多或更少的电流设定点和持续时间 的周期。如在前所述，周期可通过编程进行预定或可根据可测量的系统特性进行改变。所 述形式不局限于这种情况。例如，在某些形式中，连续脉冲的振幅（设定点）可增大、减小 或保持不变。例如，在某些形式中，连续脉冲的振幅可相等。此外，在某些形式中，脉冲的时 间间隔或周期可采取任何合适的值，包括（例如）零点几秒、数分钟、数小时等。在一个示 例性形式中，脉冲的时间间隔或周期可为55秒。
[0193] 根据所述外科系统19的各种形式的操作细节，可根据采用外科器械针对切割和 凝固血管的处理来进一步地描述上述外科系统19的操作，所述外科器械包括输入装置406 和参照图9描述的换能器阻抗测量能力。尽管结合操作细节描述了具体过程，然而可理解， 所述过程仅提供如何通过外科系统19实施本文所述的一般功能性的示例。此外，除非另外 指明，否则给定的方法不一定按照本文展现的次序执行。如在前所述，可采用输入装置406 来将阶跃输出（例如，电流、电压、频率）编程至超声换能器50/刀79组件。
[0194] 因此，现在参照图1到图3和图6到图9, 一种用于密封血管的技术包括在应用标 准超声能量来横切和密封血管之前将血管的内部肌肉层与外膜层分离和远离。尽管常规方 法已通过增大施加到夹持构件60的力实现了这种分离，然而本文公开的是不仅仅依赖夹 持力来切割和凝固组织的另一种设备和方法。为了更有效地分离血管的组织层，例如发生 器30可被编程为将频率阶跃函数施加至超声换能器50,从而根据阶跃函数在多种模式下 机械地置换刀79。在一种形式中，频率阶跃函数可通过用户界面406编程，其中用户可选 择阶跃频率程序、针对每个阶跃的频率（f)和针对将激发超声换能器50的每个阶跃的持续 时间内的对应时间周期（T)。用户可通过针对多个周期设置多个频率来编程完整的操作循 环，以执行各种外科手术。
[0195] 在某些形式中，连续阶跃或脉冲的振幅可增大、减小或保持不变。例如，在某些形 式中，连续脉冲的振幅可相等。此外，在某些形式中，脉冲的时间周期可采取任何合适的值， 包括（例如）零点几秒、数分钟、数小时等。在一个实例性形式中，脉冲的时间周期可为55 秒。
[0196] 在一种形式中，在施加第二超声频率以切割和密封血管之前，可初始设定第一超 声频率，以机械地分离血管的肌肉组织层。通过举例而非限制的方式，根据程序的一个具体 实施方式，一开始，发生器30被编程为在时间的第一周期T 1 (例如，小于大约1秒）输出第 一驱动频率A，其中第一频率A显著偏谐振，例如f；/2、2f。或其它结构谐振频率，其中f。是 谐振频率（例如.，55. 5kHz)。第一频率结合夹持力提供对刀79的低电平机械振动作用， 机械地分离血管的肌肉组织层（亚治疗）而不引起谐振时通常发生的显著发热现象。在第 一周期T 1之后，在第二周期T2，发生器30被编程为将驱动频率自动切换为谐振频率f。，以 横切和密封血管。第二周期T 2的持续时间可通过用户确定的切割和密封血管实际占用的 时间长度，或可基于所测量到的系统特性（例如换能器阻抗Z)而被编程或确定，如以下更 详细的描述。
[0197] 在一种形式中，组织/血管横切处理（例如将血管的肌肉层与外膜层分离并横切 /密封血管）可以通过感测换能器50的阻抗Z的特性进行自动化，以检测组织/血管的横 切何时进行。阻抗Z可与肌肉层的横切相关，并与血管的横切/密封相关，从而提供用于处 理器400的触发器，以产生频率和/或电流阶跃函数输出。如在前参照图9所述，在刀79 处于各种负载下时，换能器50的阻抗Z可基于流过换能器50的电流和施加至换能器50的 电压而通过处理器400计算出。因为换能器50的阻抗Z与施加到刀79的负载成比，所以 随着刀79上的负载增大，换能器50的阻抗Z也增大，并且随着刀79上的负载减小，换能器 50的阻抗Z也减小。因此，换能器50的阻抗Z可被监视，以检测从外膜层脱离的血管的内 部肌肉组织层的横切，并且还可被监视以检测血管何时被横切和密封。
[0198] 在一种形式中，超声外科器械110可响应于换能器阻抗Z根据所编程的阶跃函数 算法进行操作。在一种形式中，频率阶跃函数输出可基于换能器阻抗Z与一个或多个预定 阈值的比较而开始，所述一个或多个预定阈值可与刀79上的组织负载相关。当换能器阻抗 Z转变至高于或低于（例如，超过）阈值时，处理器400施加数字频率信号418至DDS电路 420,以响应于换能器阻抗Z通过根据阶跃函数算法402的预定阶跃改变驱动信号416的频 率。在操作中，刀79首先位于组织治疗部位处。处理器400施加第一数字频率信号418， 以设定偏谐振（例如，f；/2、2f。或其它结构谐振频率，其中f。是谐振频率）的第一驱动频率 Π 。驱动信号416响应于柄部组件68上的开关312a或脚踏开关434的启动而施加至换能 器50。在这个周期中，超声换能器50以第一驱动频率以机械方式启动刀79。力或负载 可施加至夹持构件60和刀79,以有利于所述过程。在这个周期中，处理器400监视换能器 阻抗Z，直到刀79上的负载发生变化并且换能器阻抗Z超过指示组织层被横切的预定阈值 为止。随后，处理器400施加第二数字频率信号418,以设定第二驱动频率f 2 (例如谐振频 率f。）或用于横切、凝固和密封组织的其它合适的频率。组织的另一部分（如血管）随后 被抓紧在夹持构件60和刀79之间。现在，通过致动脚踏开关434或柄部组件68上的开关 312a，换能器50被第二驱动频率f 2的驱动信号416赋能。本领域的技术人员应当理解，驱 动电流（I)输出也可如参照图6到图8所述基于换能器阻抗Z而阶跃。
[0199] 根据一个阶跃函数算法402,处理器400最初设定显著偏谐振的第一驱动频率f\， 以将血管的内部肌肉层与外膜层分离。在此操作周期中，处理器400监视换能器阻抗Z，以 确定内部肌肉层何时被横切或与外膜层分离。因为换能器阻抗Z与施加至刀79的负载相 关，所以例如切割更多的组织能够减小刀79上的负载和换能器阻抗Z。当换能器阻抗Z降 到预定阈值以下时会探测到内部肌肉层的横切。当换能器阻抗Z的变化指示血管已与内部 肌肉层分离时，处理器400将驱动频率设定为谐振频率f。。随后在刀79与夹持构件60之 间抓紧血管，并且通过致动脚踏开关或柄部组件68上的开关来启动换能器50以横切并密 封血管。在一种形式中，从接触组织的初始点至肌肉层正好被横切和密封之前的点，阻抗Z 的变化可为在约1. 5倍至约4倍于基本阻抗测量值之间的范围内。
[0200] 图10不出外科系统190的一种形式，所述外科系统包括超声外科器械120以及包 括组织阻抗模块502的发生器500。尽管在当前本文所公开的形式中，发生器500被显示为 与外科器械120分离，但在一种形式中，发生器500可与外科器械120整体地形成，以形成 一体的外科系统190。在一种形式中，发生器500可被配置用于监视组织的电阻抗Z t并基于 组织阻抗Zt控制时间和功率电平的特性。在一种形式中，可通过将亚治疗射频（RF)信号施 加至组织并通过夹持构件60上的返回电极测量通过组织的电流来确定组织阻抗Z t。在图 10所示的形式中，外科系统190的端部执行器810部分包括连接到外部护套72的远端的夹 持臂组件451。刀79形成第一（例如激励）电极，并且夹持臂组件451包括形成第二（例 如返回）电极的导电部分。组织阻抗模块502通过合适的传输媒体（例如，缆线504)连接 到刀79和夹持臂组件451。缆线504包括多个电导体，所述电导体用于将电压施加至组织 并且提供用于使流过组织的电流返回至阻抗模块502的返回路径。在各种形式中，组织阻 抗模块502可与发生器500整体形成或者可被设置成连接到发生器500的分离电路（以虚 线显示以示出这种选择）。发生器500基本上类似于具有组织阻抗模块502的附加特征的 发生器30。
[0201] 图11示出发生器500的驱动系统321的一种形式，所述发生器包括组织阻抗模块 502。驱动系统321生成超声电子驱动信号416,用以驱动超声换能器50。在一种形式中， 组织阻抗模块502可被配置用于测量抓紧于刀79和夹持臂组件451之间的组织的阻抗Z t。 组织阻抗模块502包括RF振荡器506、电压感测电路508和电流感测电路510。电压和电 流感测电路508、510响应于施加至刀79电极的射频电压V rf和流过刀79电极、组织和夹持 臂组件451的导电部分的射频电流仁,。感测到的电压Vrf和电流通过模拟多路复用器 430通过ADC 432转换成数字形式。处理器400接收ADC 432的数字化输出433,并通过计 算通过电压感测电路508和电流感测电路510测量到的射频电压Vrf与电流i rf的比率来确 定组织阻抗Zt。在一种形式中，能够通过感测组织阻抗Zt来检测肌肉内层和组织的横切。 因此，组织阻抗Z t的检测可与自动化处理一体化，所述自动化处理用于在横切组织之前将 内部肌肉层与外部外膜层分离，而不引起通常在谐振时引起的显著的发热量。
[0202] 图12示出夹持臂组件451的一种形式，所述夹持臂组件可与外科系统190 (图10) 一起使用。在所示形式中，夹持臂组件451包括安装到基部449的导电外壳472。所述导电 外壳472是形成第二（例如，返回）电极的夹持臂组件451的导电部分。在一个具体实施 中，夹持臂56(图3)可形成基部449,所述基部上安装有导电外壳472。在各种形式中，导 电外壳472可包括中心部分473和至少一个向下延伸的侧壁474,所述侧壁可延伸至基部 449的底面475以下。在所示形式中，导电外壳472具有在基部449的相对两侧向下延伸 的两个侧壁474。在其它形式中，中心部分473可包括至少一个孔476,所述至少一个孔能 够接收从基部449延伸的突出部477。在这些形式中，突出部477可被压合到孔476中，以 将导电外壳472固定到基部449。在其它形式中，突出部477可在插入孔476中之后变形。 在各种形式中，可使用紧固件来将导电性外套472固定到基部449。
[0203] 在各种形式中，夹持臂组件451可包括（例如）定位在导电性外套472和基部449 的中间的非导电性材料或绝缘材料，诸如塑料和/或橡胶。电绝缘材料可防止电流在导电 外壳472与基部449之间流动或短路。在各种形式中，基部449可包括至少一个孔478,所 述至少一个孔能够接收枢轴销（未示出）。例如，枢轴销能够将基部449可枢转地安装到护 套72 (图10)，使得夹持臂组件451可相对于护套72在打开位置和闭合位置之间旋转。在 所示形式中，基部449包括定位在基部449的相对两侧上的两个孔478。在一种形式中，枢 轴销可由非导电性材料或绝缘材料（例如塑料和/或橡胶）形成或可包含非导电性材料或 绝缘材料，所述材料能够即使例如在基部449与导电外壳472电接触的情况下也防止电流 流入护套72中。附加的夹持臂组件包括可采用的电极的各种形式。这种夹持臂组件的示 例在共同拥有的美国专利申请序列号12/503, 769、12/503, 770和12/503, 766中，所述美国 专利申请中的每个均以引用方式全文并入本文中。
[0204] 图13是联接到刀79和夹持臂组件415的组织阻抗模块502的示意图，其中组织 514位于所述刀与所述夹持臂组件之间。现在参照图10到图13,发生器500包括被配置用 于在组织横切过程期间用于监视位于刀79与夹持臂组件451之间的组织514的阻抗（Z t) 的组织阻抗模块502。组织阻抗模块502通过缆线504联接到超声外科器械120。缆线504 包括连接到刀79 (例如，正[+]电极）的第一"激励"导体504a和连接至夹持臂组件451的 导电外壳472(例如，负[-]电极）的第二"返回"导体504b。在一种形式中，射频电压V rt 被施加至刀79,以使射频电流流过组织514。第二导体504b提供用于使电流返回至 组织阻抗模块502的返回路径。返回导体504b的远端连接到导电外壳472,使得电流可 从刀79流过定位于导电外壳472与刀79之间的组织514以及通过导电外壳472抵达返回 导体504b。阻抗模块502通过第一导体504a和第二导体504b连接到电路中。在一种形式 中，射频能可通过超声换能器50和波导80 (图2)施加至刀79。值得注意的是，施加至组织 514以用于测量组织阻抗Zt的射频能是对于组织514的治疗没有显著贡献或完全无贡献的 低电平亚治疗?目号。
[0205] 根据对外科系统190的各种形式的操作细节的描述，可就采用包括输入装置406 和组织阻抗模块502的外科器械来切割和凝固血管的过程参照图10到图13进一步描述上 述外科系统190的操作。尽管已经结合操作细节描述了特定方法，然而可理解，所述方法仅 提供如何通过外科系统190实施本文所述的一般功能性的示例。此外，除非另外指明，否则 给定的方法不一定按照本文展现的次序执行。如在前所述，可采用输入装置406来对超声 换能器50/刀79组件编程阶跃函数输出（例如，电流、电压、频率）。
[0206] 在一种形式中，第一导体或线材可连接到器械120的外部护套72,并且第二导体 或线材可连接到刀79/换能器50。根据设计性质，刀79和换能器50与外部护套72及致动 机构的其它元件电绝缘，所述致动机构是用于包括基部449和内部护套76的器械120。外 部护套79及包括基部449和内部护套76的致动机构的其它元件是彼此电连续的，S卩，其全 部是金属的且彼此接触。因此，通过将第一导体连接到外部护套72并将第二导体连接到刀 79或换能器50以使组织存在于这两个导电路径之间，系统可监视组织的电阻抗，只要组织 接触刀79和基部449两者即可。为了有利于此接触，基部449本身可包括向外并可能向下 突起的结构，以在将导电外壳472有效地整合于基部449中的同时确保组织接触。
[0207] 在一种形式中，超声外科器械120可响应于组织阻抗Zt根据编程的阶跃函数算 法402进行操作。在一种形式中，频率阶跃函数输出可基于组织阻抗Z t和与各种组织状态 (例如，脱水、横切、密封）相关的预定阈值的比较而发起。当组织阻抗Zt转变为高于或低 于（例如，超过）阈值时，处理器400将数字频率信号418施加到DDS电路420,以响应组织 阻抗Z t根据阶跃函数算法402通过预定阶跃改变超声振荡器的频率。
[0208] 在操作中，刀79位于组织治疗部位处。组织514被抓紧于刀79与夹持臂组件451 之间，使得刀79和导电外壳472与组织514进行电接触。处理器400施加第一数字频率 信号418,以设定偏谐振（例如，f；/2、2f。或其它结构性谐振频率，其中f。为谐振频率）的 第一驱动频率。刀79通过组织阻抗模块502供应的低电平亚治疗射频电压V rt电赋能。 在组织阻抗Zt变化预定量之前，驱动信号416响应于柄部组件68上的开关312a或脚踏开 关434的致动而被施加至换能器50/刀79。然后，力或负载被施加至夹持臂组件451和刀 79。在所述周期期间，超声换能器50在第一频率下机械地启动刀79,结果由于施加在刀 79和夹持臂组件451的一个或多个夹持垫58之间的超声行为，因此组织514开始脱水，使 得组织阻抗Zt减小。最后，随着组织通过超声行为和所施加的夹持力被横切，当组织完全 被横切时，组织阻抗Z t变得非常高或无限大，使得刀79与导电外壳472之间不存在导电路 径。本领域的技术人员应当理解，驱动电流（I)输出还可如参照图6到图8所述的那样基 于组织阻抗Z t阶跃。
[0209] 在一种形式中，组织阻抗Zt可根据以下方法被阻抗模块502监视。可测量的射频 电流i 1经过第一激励导体504a而被传递至刀79,经过组织514,然后经过导电外壳472和 第二导体504b返回至阻抗模块502。随着组织514脱水以及被相对于所述一个或多个夹 持垫58作用的刀79的超声行为切割，组织514的阻抗增大，因此返回路径（即，第二导体 504b)中的电流il减小。阻抗模块502测量组织阻抗Z t并将代表性信号传递至ADC 432， 所述ADC 432的信号输出433提供至处理器400。处理器400基于Vrt和的这些测量值 来计算组织阻抗Z t。处理器400响应于组织阻抗Zt的变化，通过任何合适的增量或减量使 频率阶跃。处理器400控制驱动信号416,并可响应于组织阻抗Z t对振幅和频率作出任何必 要的调整。在一种形式中，处理器400可在组织阻抗Zt到达预定阈值时切断驱动信号416。
[0210] 因此，以举例（而非限制）的方式，在一种形式中，在横切和密封血管之前，超声外 科器械120可根据编程的阶跃输出算法进行操作，以将血管的肌肉内层与外膜层分离。如 在前所述，根据一个阶跃函数算法，处理器400最初设定显著偏谐振的第一驱动频率Π 。换 能器50被启动以将血管的内部肌肉层与外膜层分离，并且组织阻抗模块502将亚治疗射频 电压Vrt信号施加至刀79。在此操作周期T 1中，处理器400监视组织阻抗Zt，以确定内部肌 肉层何时被横切或与外膜层分离。组织阻抗Z t与施加至刀79的负载相关，例如当组织变 得脱水或当组织被横切时，组织阻抗Zt变得非常高或无限大。在第二时间周期T 2，组织阻 抗Zt的变化指示血管已经从内部肌肉层分离或横切，且发生器500停用。随后，处理器400 将驱动频率设定为谐振频率f。。随后，血管被抓紧于刀79与夹持臂组件451之间，并且换 能器50被再启动以横切和密封血管。对组织阻抗Z t的持续监视的操作提供血管何时被横 切和密封的指示。另外，可监视组织阻抗Zt以提供组织切割和/或凝固过程完成的指示， 或者当组织阻抗Z t达到预定阈值时停止超声发生器500的启动。可选定组织阻抗Zt的阈 值，以例如指示血管已被横切。在一种形式中，从起始点至肌肉层刚好被横切和密封之前的 点，组织阻抗Z t可介于约10欧姆至约1000欧姆之间的范围内。
[0211] 申请人:已发现，操纵变化的电流设定点（增大和减小二者）和停留时间的实验指 示：在完成横切之前，所述形式可用于将肌肉内层与外膜外层分离，从而获得改进的止血法 并且潜在地降低在横切部位处的总能量（热）。此外，尽管已经参照用于确定肌肉层何时从 外膜层分离的阻抗阈值检测方案描述了外科器械100, 120,然而不采用任何检测方案的其 它形式也落在本公开的范围内。例如，外科器械100, 120的形式可在简化的外科系统中采 用，其中在施加谐振功率以切割组织之前，施加非谐振功率以将所述层分离约1秒或更少 的预定时间。所述形式不局限于这种情况。
[0212] 已描述了外科系统19 (图1)和190 (图10)的各种形式的操作细节，可就用于采用 包括输入装置406和组织阻抗模块502的外科器械来切割和凝固组织的过程进一步大致描 述以上外科系统19, 190的操作。尽管结合操作细节描述了特定方法，然而应当理解，所述 过程仅提供如何通过外科系统19, 190实施本文所述的一般功能性的示例。此外，除非另外 指明，否则给定的方法不一定按照本文展现的次序执行。如在前所述，可采用输入装置406 来为超声换能器50/刀79组件编程阶跃输出（例如，电流、频率）。
[0213] 图14示出了用于对联接到外科器械的超声驱动系统的端部执行器进行驱动的方 法600的一种形式。本文所述的方法600和其它方法、算法等中的任一个可以任何合适的 方式发起。例如，本文所述的方法600和其它方法、算法等中的任一个可响应于通过钮、开 关和/或脚踏板（包括（例如）本文所述的那些）中的任一个或组合提供的用户输入而发 起。参照图1到图3和图6到图14,通过举例而非限制的方式，超声外科器械100, 120可 根据方法600操作，以在横切和密封血管之前将血管的内部肌肉层与外膜层分离。因此， 在各种形式中，外科器械（例如，外科器械1〇〇, 120)的端部执行器（例如，端部执行器81、 810)可根据方法600驱动。发生器（例如，发生器30, 500)联接到超声驱动系统。超声驱 动系统包括联接到波导（例如，波导80)的超声换能器（例如，超声换能器50)。端部执行 器81联接到波导80。超声驱动系统和端部执行器81能够以谐振频率（例如，55. 5kHz)谐 振。在一种形式中，在602,发生器30生成第一超声驱动信号。在604,超声换能器50响应 于启动柄部组件（例如，柄部组件68)上的开关（例如，开关34)或连接到发生器30的脚 踏开关（例如，脚踏开关434)而在第一周期通过第一超声驱动信号被致动。在第一周期过 后，在606,发生器30生成第二超声驱动信号。在608,超声换能器50响应于启动柄部组件 柄部组件68上的开关34或连接到发生器30的脚踏开关434而在第二周期通过第二超声 驱动信号被致动。在相应的第一周期和第二周期中，所述第一驱动信号不同于所述第二驱 动信号。在所述第一周期和第二周期中，所述第一驱动信号和第二驱动信号限定阶跃函数 波形。
[0214] 在一种形式中，发生器30生成第三超声驱动信号。在第三周期，超声换能器50通 过第三超声驱动信号被致动。在第一周期、第二周期和第三周期中，第三驱动信号不同于第 一驱动信号和第二驱动信号。第一驱动信号、第二驱动信号和第三驱动信号限定第一周期、 第二周期和第三周期中的阶跃函数波形。在一种形式中，产生第一超声驱动信号、第二超声 驱动信号和第三超声驱动信号的步骤包括：产生对应的第一驱动电流、第二驱动电流和第 三驱动电流；以及在第一周期利用第一驱动电流致动超声换能器50,在第二周期利用第二 驱动电流致动超声换能器50,并且在第三周期利用第三驱动电流致动超声换能器50。
[0215] 在某些形式中，第一驱动电流、第二驱动电流和第三驱动电流可相对于彼此增大、 减小或保持不变。例如，在某些形式中，第一驱动电流、第二驱动电流和第三驱动电流中的 一些或全部相等。此外，在某些形式中，第一周期、第二周期和第三周期可采取任何合适的 值，包括（例如）零点几秒、数分钟、数小时等。在一个实例性形式中，第一周期、第二周期 和第三周期中的一些或全部可为55秒。
[0216] 在一种形式中，发生器30在第一频率下产生第一超声驱动信号，所述第一频率不 同于谐振频率。随后，在第一周期利用第一频率下的第一超声驱动信号致动超声换能器50。 第一频率下的致动为端部执行器81提供第一水平的机械振动，其适于将第一组织与第二 组织分离，例如以将血管的内部肌肉层与外膜层分离。发生器30生成处于谐振频率（例如， 55. 5kHz)下的第二超声驱动信号，并且在第一周期之后的第二周期利用谐振频率下的第二 超声驱动信号致动超声换能器50。第二、谐振频率下的致动为端部执行器81提供第二水 平的机械振动，其适于在第一组织（例如血管）一旦其与内部肌肉层分离时对其进行横切 和密封。在一种形式中，在第一周期之后，谐振频率下的第二超声驱动信号由发生器30自 动地生成。在一种形式中，第一频率与谐振频率基本上不同，并且第一周期小于约一秒。例 如，在一种形式中，第一频率由以下公式定义4 = 2*f。，其中是第一频率，且f。是谐振 频率。在另一形式中，第一频率由以下公式定义：f\ = f/2,其中是第一频率，且f。是谐 振频率。还设想第一超声驱动信号、第二超声驱动信号和第三超声驱动信号用于以纵向、弯 曲和扭转模式及其谐波激发超声换能器50的振动模式。
[0217] 在一种形式中，发生器30监视超声驱动系统的可测量特性并基于所测量到的特 性生成第一驱动信号和第二驱动信号中的任一个。例如，发生器30监视超声换能器50的 阻抗Z。发生器30包括适于测量换能器50的阻抗的电路。例如，电流感测电路（例如，电 流感测电路426)感测流过换能器50的电流，并且电压感测电路（例如，电压感测电路428) 感测施加至换能器50的输出电压。多路复用器（例如，多路复用器430)将适当的模拟信 号沿特定路线发送至模数转换器（例如，ADC 432)，该模数转换器的数字输出被提供至处 理器（例如，处理器400)。处理器400基于电流和电压的测量值计算换能器阻抗Z。
[0218] 在一种形式中，发生器500包括用以测量接触端部执行器（例如，端部执行器810) 的组织部分的阻抗的阻抗模块（例如，组织阻抗模块502)。阻抗模块502包括射频振荡器 (例如,射频振荡器506)以生成亚治疗射频信号。亚治疗射频信号施加至形成激励电极的 端部执行器810的刀（例如，刀79)部分。所述组织部分被抓紧在端部执行器810与夹持 臂组件（例如，夹持臂组件451)和组织（例如，组织514)的阻抗的返回电极之间。随后， 通过阻抗模块502的电压感测电路（例如，电压感测电路508)和电流感测电路（例如，电 流感测电路510)测量组织阻抗。这些信号通过多路复用器430而被施加至ADC 432。ADC 432的数字输出被提供至处理器400,所述处理器基于通过组织的电流和施加至端部执行 器810的刀79部分的电压的测量值来计算组织阻抗Zt。
[0219] 图15A到图15C示出操作的逻辑流程图700, 800, 900的各种形式，以确定被超声 外科器械操纵的组织的状态变化，并为用户提供反馈，以指示组织已经历这种状态变化或 组织很可能已经历这种状态变化。操作700, 800, 900及其各种排列可用于其中监视组织状 态的任何实施方式。例如，操作700, 800, 900等中的一个或多个可在外科系统在使用中时 自动地执行。此外，操作700, 800, 900等可例如通过钮、开关和踏板等（例如，本文所述的 钮、开关和踏板等）基于临床医生的输入而触发。如本文所用，当组织从其它组织或骨骼层 上分离时，当组织被切割或横切时，当组织被凝固时等等，组织可经历状态的变化，同时被 超声外科器械的端部执行器（例如，图1和图10所示的超声外科器械100, 120的端部执行 器81、810)操纵。组织状态的变化可基于组织分离事件发生的可能性进行确定。
[0220] 在各种形式中，通过图9和图11所示的输出指示器412提供反馈。输出指示器412 尤其适用于以下应用：其中被端部执行器81、810操纵的组织在用户的视野之外且当组织 中发生状态变化时用户无法看见。根据参照逻辑流程图700, 800, 900所述的操作确定，输 出指示器412与用户通信，以通知组织状态发生变化。如在前所述，输出指示器412可被配 置用于向用户提供各种类型的反馈，包括但不限于视觉、听觉和/或触觉反馈，以提醒用户 (例如，外科医生、临床医生）组织已发生组织的状态或条件变化。以举例而非限制的方式， 如在前所述，视觉反馈包括任何类型的视觉指示装置，包括白炽灯或LED、图形用户界面、显 示器、模拟指示器、数字指示器、柱状图显示器、数字字母显示器。以举例而非限制的方式， 听觉反馈包括任何类型的蜂鸣器、计算机产生的音调、计算机化语音、通过声音/语音平台 与计算机相互作用的VUI。通过举例而非限制的方式，触觉反馈包括通过容纳柄部组件68 的器械提供的任何类型的振动反馈。组织状态的变化可如在前所述基于换能器和组织阻抗 测量确定，或根据参照以下参照图15A到图15C中的逻辑流程图700, 800, 900所述的操作 基于电压、电流和频率测量确定。
[0221] 在一种形式中，逻辑流程图700, 800, 900可被实施为可执行模块（例如，算法），所 述模块包括要由发生器30, 500的处理器400(图9、11、14)部分执行的计算机可读指令。在 各种形式中，参照逻辑流程图700, 800, 900所述的操作可作为下列实施：一个或多个软件 部件，例如，程序、子程序、逻辑；一个或多个硬件部件，例如，处理器、DSP、PLD、ASIC、电路、 寄存器；和/或软件与硬件的组合。在一种形式中，用于执行逻辑流程图700, 800, 900所述 的操作的可执行指令可被存储在存储器中。当被执行时，所述指令使得处理器400根据逻 辑流程图800和900中所述的操作确定组织状态的变化并通过输出指示器412为用户提供 反馈。根据这种可执行指令，处理器400监视并评估可从发生器30, 500获得的电压、电流 和/或频率信号样本，并根据对这些信号样本的评估来确定组织状态是否发生变化。如以 下的进一步描述，组织状态的变化可基于超声器械的类型和激发所述器械的功率电平来确 定。响应于所述反馈，超声外科器械100, 120的操作模式可由用户控制，或者可自动或半自 动地被控制。
[0222] 图15A示出确定组织状态的变化并相应地启动输出指示器412的一种形式的逻辑 流程图700。现在参照图15A所示的逻辑流程图700以及图9所示的发生器30的驱动系统 32,在702,驱动系统32的处理器400部分对发生器30的电压（V)、电流（i)和频率（f)信 号进行采样。在所示形式中，在704,对频率和电压信号样本单独进行分析，以确定对应的频 率拐点和/或电压降点。在其它形式中，除了电压和频率信号样本之外或取代电压信号样 本，可独立分析电流信号样本。在706,当前频率信号样本提供至频率拐点分析模块，以确定 组织状态的变化，如图15B中的逻辑流程图800所示。在708,当前电压信号样本提供至电 压降点分析模块，以确定组织状态的变化，如图15C中的逻辑流程图900所示。
[0223] 频率拐点分析模块和电压降点分析模块基于与特定超声器械类型和驱动器械的 能量水平相关联的关联性经验数据来确定组织状态何时发生变化。在714,来自频率拐点分 析模块的结果710以及来自电压降点分析模块的结果712被处理器400读取。处理器400 在716确定频率拐点结果710和/或电压降点结果712是否指示组织状态的变化。如果结 果710、714没有指示组织状态的变化，则处理器400继续沿着"否"分支到达702并从发生 器30中读取附加的电压和频率信号样本。在分析过程中利用发生器电流的形式中，处理器 400现在还将从发生器30读取附加的电流信号样本。如果结果710、714指示组织状态发生 显著变化，则处理器400继续沿着"是"分支到达718,并启动输出指示器412。
[0224] 如在前所述，输出指示器412可提供视觉、听觉和/或触觉反馈，以警告超声外科 器械100, 120的用户组织状态已发生变化。在各种形式中，响应于来自输出指示器412的 反馈，发生器30, 500的操作模式和/或超声器械100, 120可以手动、自动或半自动方式控 制。所述操作模式包括但不限于断开或关闭发生器30, 500的输出功率，降低发生器30, 500 的输出功率，使发生器30, 500的输出功率循环，脉冲调节发生器30, 500的输出功率和/或 从发生器30, 500输出高功率短暂电涌。超声器械的响应于组织状态变化的操作模式可被 选择成例如最小化例如夹持垫58 (图1到图3)的端部执行器81、810的发热效果，以防止 或最小化对外科器械100, 120和/或周围组织的可能损坏。此种情况是有利的，这是因为 当换能器50在端部执行器81、810的钳口之间没有物质的情况下被启动时会迅速地发热， 这与例如在组织已基本上与端部执行器分离时发生组织状态变化的情形一样。
[0225] 图15B是示出频率拐点分析模块的操作的一种形式的逻辑流程图800。在802,来 自逻辑流程图700的706的频率样本被处理器400接收。在804,处理器400针对频率拐点 分析计算指数加权移动平均值（EWM)。计算EWM以从频率样本中过滤掉来自发生器的噪 声。根据频率移动平均值公式806和α值（α ) 808计算EWMA :
[0226] Stf= aYtf+(I-Q)Stf-I (2)
[0227] 其中：
[0228] Stf =采样频率信号的当前移动平均值；
[0229] StM =采样频率信号的在前移动平均值；
[0230] α =平滑因数；和
[0231] Ytf =采样频率信号的当前数据点。
[0232] 根据期望的滤波或平滑因数，α值808可从约0变化至约1，其中接近约0的小 α值808提供大量的滤波或平滑，而接近约1的大α值808提供少量的滤波或平滑。α 值808可基于超声器械类型和功率电平进行选择。在一种形式中，块804、806和808可被 实施为可变数字低通滤波器810,其中α值808确定滤波器810的截止点。一旦频率样本 被滤波，则在812处如下计算频率样本的斜率：
[0233] 频率斜率=差量f/差量t (3)
[0234] 所计算的频率斜率数据点被提供至"慢速响应"移动平均值滤波器814,以计算针 对频率斜率的EWM移动平均值，从而进一步降低系统噪声。在一种形式中，"慢速响应"移 动平均值滤波器814的实施可通过如下方式实现：根据频率斜率移动平均值公式820和α 值（α '）822在818计算针对频率斜率的EWMA :
[0235] S' tf = α ' Υ' tf+ (I- α ' ) S' 旧 (4)
[0236] 其中：
[0237] S' tf =采样频率信号的频率斜率的当前移动平均值；
[0238] S' tf_i =采样频率信号的频率斜率的在前移动平均值；
[0239] α ' =平滑因数；和
[0240] Y' tf =采样频率信号的当前斜率数据点。
[0241] 如在前参照数字滤波块810所述，根据期望的滤波或平滑因数，α '值822从约0 变化至约1，其中接近〇的小α'值822提供大量的滤波或平滑，而接近1的大α'值822 提供少量的滤波或平滑。α'值822可基于超声器械类型和功率电平进行选择。
[0242] 所计算的频率斜率数据点被提供至"快速响应"滤波器816,以计算针对频率斜率 的移动平均值。在824, "快速响应"滤波器816基于多个数据点826计算针对频率斜率的 移动平均值。
[0243] 在所示形式中，"慢速响应"移动平均值滤波器814的输出"斜率EWMA"被施加至加 法器828的（+)输入，并且"快速响应"滤波器816的输出"斜率Avg"被施加至加法器828 的（_)输入。加法器828计算"慢速响应"移动平均值滤波器814和"快速响应"滤波器816 的输出之间的差值。这些输出之间的差值在830与预定极限832进行比较。极限832的确 定是基于超声器械的类型和启动特定类型的超声器械的功率电平。极限832值可被预定和 按照查找表等形式存储在存储器中。如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之间的差值不大于极 限832,则处理器400沿着"否"分支继续并将值834返回至结果710 ±夬，以指示在采样频率 信号中没有找到拐点，因此没有检测到组织状态的变化。然而，如果"斜率EWMA"和"斜率 Avg"之间的差值大于极限832,则处理器400沿着"是"分支继续并确定找到频率拐点836， 然后将点索引838返回至结果710块，以指示在采样的频率数据中发现拐点，因此检测到组 织状态的变化。如在前参照图15A所述，如果发现频率拐点836,则在718 (图15A)，处理器 400启动组织状态指示器718中的变化。
[0244] 图15C是示出电压降分析模块的操作的一种形式的逻辑流程图900。在902,来自 逻辑流程图700的708的电压样本被处理器400接收。在904,处理器400针对电压降点 分析计算指数加权移动平均值（EWM)。计算EWM以从电压样本中过滤掉来自发生器的噪 声。根据电压移动平均值公式906和α值（α)908计算EWMA:
[0245] Stv= a Ytv+(I-COStrt (5)
[0246] 其中：
[0247] Stv =采样电压信号的当前移动平均值；
[0248] Strt =采样电压信号的在前移动平均值；
[0249] α =平滑因数；和
[0250] Ytv =采样电压信号的电流数据点。
[0251] 如在前所述，根据期望的滤波或平滑因数，α值908可从0变化至1，并可基于超 声器械类型和功率电平进行选择。在一种形式中，区块904、906和908可被实施为可变数 字低通滤波器910,其中α值908确定滤波器910的截止点。一旦电压样本被滤波，则在 912中如下计算电压样本的斜率：
[0252] 电压斜率=差量ν/差量t (6)
[0253] 所计算的电压斜率数据点提供至"慢速响应"移动平均值滤波器914,以计算针对 电压斜率的EWM移动平均值，从而进一步降低系统噪声。在一种形式中，"慢速响应"移动 平均值滤波器914的实施可通过如下方式实现：根据电压斜率移动平均值公式920和α值 (α '）822在918中计算针对电压斜率的EWM :
[0254] S，tv= a'Y，tv+(l-a，）S，tv_i (7)
[0255] 其中：
[0256] S' tv =采样电压信号的电压斜率的电流移动平均值；
[0257] S' =采样电压信号的电压斜率的在前移动平均值；
[0258] a '=平滑因数；和
[0259] Y' tv =采样电压信号的电流斜率数据点。
[0260] 如在前参照数字滤波块910所述，根据期望的滤波或平滑因数，a '值922从约0 变化至约1，其中接近约〇的小a '值922提供大量的滤波或平滑，而接近约1的大a '值 922提供少量的滤波或平滑。α'值922可基于超声器械类型和功率电平进行选择。
[0261] 所计算的电压斜率数据点被提供至"快速响应"滤波器916,以计算针对电压斜率 的移动平均值。在924, "快速响应"滤波器916基于多个数据点926计算针对电压斜率的 移动平均值。
[0262] 在所示形式中，"慢速响应"移动平均值滤波器914的输出"斜率EWMA"被施加至 加法器928的（+)输入，并且"快速响应"滤波器916的输出"斜率Avg"被施加至加法器 928的（-)输入。加法器928计算"慢速响应"移动平均值滤波器914和"快速响应"滤波 器916的输出之间的差值。这些输出之间的差值在930与预定极限932进行比较。极限 932基于超声器械的类型以及启动特定类型的超声器械的功率电平确定。极限932值可被 预定以及按照查找表等形式存储在存储器中。如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之间的差值 不大于极限932,则处理器400沿着"No"分支继续并在940使计数器复位为零，然后将值 934返回至结果710块，以指示在采样电压信号中没有找到电压降点，因此没有检测到组织 状态的变化。然而，如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之间的差值大于极限932,则处理器400 沿着"Yes"分支继续并在942使计数器递增。在944,例如，处理器400确定计数器是否大 于1或一些其它预定的阈值。换句话讲，处理器400采用了关于电压降点的至少两个数据 点。如果计数器不大于阈值（例如，在所示形式中为1)，则处理器400继续沿着"No"分支 前进并将值934返回至结果710块，以指示在采样电压信号中没有找到电压降点，因此没有 检测到组织状态的变化。如果计数器大于阈值（例如，在所示形式中为1)，则处理器400继 续沿着"Yes"分支前进并确定找到电压降点936,并将点索引938返回至结果712块，以指 示在采样的电压信号中找到了电压降点，因此检测到了组织状态的变化。根据在前参照图 15A所讨论，如果找到电压点836,则在718 (图15A)，处理器400启动组织状态指示器718 中的变化。
[0263] 图16示出包括发生器1002以及可与其一起使用的各种外科器械1004, 1006的外 科系统1000的一种形式。图16A是图16的超声外科器械1004的图。发生器1002能够与 外科装置一起使用。根据各种形式，发生器1002能够与不同类型的不同外科装置一起使 用，所述外科装置包括例如超声装置1004和电外科或射频外科装置（例如射频装置1006)。 尽管在图16所示的形式中，发生器1002被显示为与外科装置1004、1006分开，然而在一种 形式中，发生器1002可与外科装置1004、1006中的任一个形成为一体，以形成一体式外科 系统。发生器1002包括位于发生器1002控制台的前面板上的输入装置1045。输入装置 1045可包括生成适于对发生器1002的操作进行编程的信号的任何合适的装置。
[0264] 图17为图16所示外科系统1000的图。在各种形式中，发生器1002可包括诸如 模块和/或区块的多个分开的功能性元件。不同的功能性元件或模块可被配置用于对不同 种类的外科装置1004、1006进行驱动。例如，超声发生器模块1008可驱动超声装置，例如 超声装置1004。电外科/射频发生器模块1010可驱动电外科装置1006。例如，相应的模 块1008、1010可生成用于对外科装置1004、1006进行驱动的相应的驱动信号。在各种形式 中，超声发生器模块1008和/或电外科/射频发生器模块1010各自可与发生器1002形成 为一体。作为另外一种选择，模块1008U010中的一个或多个可被设置成电耦合到发生器 1002的单独的电路模块。（模块1008和1010以虚线显示以示出此部分。）此外，在一些形 式中，电外科/射频发生器模块1010可与超声发生器模块1008形成为一体，或反之亦然。 此外，在一些形式中，发生器1002可完全省去且模块1008, 1010可由相应的器械1004, 1006 内的处理器或其它硬件来执行。
[0265] 根据所述形式，超声发生器模块1008可产生特定电压、电流和频率例如55, 500周 每秒（Hz)的一个或多个驱动信号。所述一个或多个驱动信号可被提供至超声装置1004、尤 其是可例如如上所述进行操作的换能器1014。换能器1014和延伸穿过轴1015的波导（图 16A中未示出的波导）可集体形成用于对端部执行器1026的超声刀1017进行驱动的超声 驱动系统。在一种形式中，发生器1002能够生成特定电压、电流和/或频率输出信号的驱 动信号，所述驱动信号可阶跃或以其它方式修改为具有高分辨率、精度和再现性。
[0266] 发生器1002可被启动以按任何合适的方式将驱动信号提供至换能器1014。例 如，发生器1002可包括脚踏开关1020,所述脚踏开关通过脚踏开关缆线1022联接到发生 器1002。临床医生可通过压下脚踏开关1020来启动换能器1014。此外，或作为脚踏开关 1020的替代，超声装置1004的一些形式可利用定位于手持件上的一个或多个开关，当被启 动时，所述一个或多个开关可使发生器1002启动换能器1014。在一种形式中，例如所述一 个或多个开关可包括一对切换钮1036a，1036b (图16A)(例如）以确定装置1004的操作模 式。当切换钮1036a被压下时，例如，超声发生器1002可提供最大驱动信号至换能器1014， 从而使所述换能器产生最大超声能量输出。压下切换钮1036b可使超声发生器1002提供 用户可选的驱动信号至换能器1014,从而使所述换能器产生小于最大值的超声能量输出。 除此之外或作为另外一种选择，装置1004可包括第二开关（未示出）以（例如）指示用于 操作端部执行器1026的钳口的钳口闭合触发器的位置。此外，在一些形式中，超声发生器 1002可基于钳口闭合触发器的位置被启动（例如例如，当临床医生压下钳口闭合触发器以 闭合钳口时，可施加超声能量）。
[0267] 除此之外或作为另外一种选择，所述一个或多个开关可包括切换钮1036c，当所述 切换钮被压下时，会使发生器1002提供脉冲输出。脉冲例如可按任何合适的频率和分组提 供。在某些形式中，例如，脉冲的功率电平可为与切换钮1036a、1036b相关联的功率电平 (最大值、小于最大值）。
[0268] 应当理解，装置1004可包括切换钮1036a，1036b，1036c的任意组合。例如，装置 1004能够具有仅如下两个切换钮：切换钮1036a和切换钮1036c，切换钮1036a用于产生最 大超声能量输出，并且切换钮1036c用于产生最大或小于最大功率电平的脉冲输出。以此 方式，发生器1002的驱动信号输出构型可为5个连续信号和5或4或3或2或1个脉冲信 号。在某些形式中，例如可基于发生器1002中的EEPROM设定和/或用户功率电平选择来 控制特定的驱动信号构型。
[0269] 在某些形式中，可提供双位开关来替代切换钮1036c。例如，装置1004可包括用于 产生最大功率电平的连续输出的切换钮1036a和双位切换钮1036b。在第一止动位置中，切 换钮1036b可产生小于最大功率电平的连续输出，并且在第二止动位置中，切换钮1036b可 产生脉冲输出（例如，根据EEPROM设定而定，具有最大功率电平或小于最大功率电平）。
[0270] 根据所述形式，电外科/射频发生器模块1010可生成具有足以使用射频（RF)能 执行双极性电外科手术的输出功率的一个或多个驱动信号。在双极性电外科应用中，例如 驱动信号可被提供至例如电外科装置1006的电极。因此，发生器1002可被配置用于通过 将足以处理组织（例如，凝固、烧灼、组织焊接）的电能施加到组织而达到治疗目的。
[0271] 发生器1002可包括例如位于所述发生器控制台前面板上的输入装置1045(图 16)。输入装置1045可包括生成适于对发生器1002的操作进行编程的信号的任何合适的 装置。在操作中，用户可使用输入装置1045对发生器1002的操作进行编程或以其它方式 进行控制。输入装置1045可包括生成可由发生器（例如，由包含在发生器中的一个或多个 处理器）用来控制发生器1002的操作（例如，超声发生器模块1008和/或电外科/射频 发生器模块1010的操作）的信号的任何合适的装置。在各种形式中，输入装置1045包括 钮、开关、指轮、键盘、小键盘、触摸屏显示器、指点装置中的一种或多种，所述输入装置远程 连接到通用或专用计算机。在其它形式中，输入装置1045例如可包括合适的用户界面，例 如显示于触摸屏显示器上的一个或多个用户界面屏幕。因此，通过输入装置1045,用户例如 可设定或对发生器的各种操作参数进行编程，例如超声发生器模块1008和/或电外科/射 频发生器模块1010所生成的一个或多个驱动信号的电流（I)、电压（V)、频率（f)和/或周 期⑴。
[0272] 发生器1002也可包括例如位于发生器1002控制台的前面板上的输出装置 1047(图16)，诸如输出指示器。输出装置1047包括一个或多个用于为用户提供感观反馈 的装置。此类装置例如可包括视觉反馈装置（例如，视觉反馈装置可包括白炽灯、发光二极 管（LED)、图形用户界面、显示器、模拟指示器、数字指示器、条形图显示器、数字字母混合显 示器、IXD显示屏幕、LED指示器）、听觉反馈装置（例如，听觉反馈装置可包括扬声器、蜂鸣 器、可听见的计算机产生的音调、经计算机处理的语言、通过语音/语言平台与计算机相互 作用的语音用户界面（VUI))或触觉反馈装置（例如，触觉反馈装置包括任何类型的振动反 馈、触觉致动器）。
[0273] 尽管可通过举例说明发生器1002的某些模块和/或块，但可理解，可使用更多或 更少的模块和/或块，并仍在所述形式的范围内。此外，尽管各种形式可按照模块和/或区 块的形式描述以有利于说明，然而这些模块和/或区块可通过一个或多个硬件部件和/或 软件部件和/或硬件部件和软件部件的组合加以实施，所述硬件部件为例如处理器、数字 信号处理器（DSP)、可编程逻辑装置（PLD)、专用集成电路（ASIC)、电路、寄存器，所述软件 部件为例如程序、子程序、逻辑。此外，在一些形式中，本文所述的各种模块可利用定位于器 械100, 120, 1004, 1006内的类似硬件来实施（S卩，可省去发生器30, 50, 1002)。
[0274] 在一种形式中，超声发生器驱动模块1008和电外科/射频驱动模块1010可包括 作为固件、软件、硬件或它们的任意组合实施的一个或多个嵌入式应用程序。模块1008、 1010可包括各种可执行模块，例如软件、程序、数据、驱动器、应用程序接口（API)等。所述 固件可存储在非易失性存储器（NVM)，例如位屏蔽只读存储器（ROM)或闪速存储器中。在 各种具体实施中，将固件存储在ROM中可保护闪速存储器。NVM可包括其它类型的存储器， 包括例如可编程ROM(PROM)、可擦除可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)或电 池支持的随机存取存储器（RAM)，例如动态RAM(DRAM)、双数据率DRAM(DDRAM)和/或同步 DRAM (SDRAM)。
[0275] 在一种形式中，模块1008, 1010包括硬件部件，所述硬件部件作为用于执行程序 指令的处理器被实施，以用于监视装置1004, 1006的各种可测量特性并生成用于操作装置 1004, 1006的对应输出控制信号。在其中发生器1002与装置1004结合使用的形式中，输出 控制信号可以切割和/或凝固操作模式驱动超声换能器1014。装置1004和/或组织的电 特性可被测量并用于控制发生器1002的操作方面和/或作为反馈被提供给用户。在其中 发生器1002与装置1006结合使用的形式中，输出控制信号可以切割、凝固和/或脱水模式 将电能（例如射频能）提供至端部执行器1032。装置1006和/或组织的电特性可被测量 并用于控制发生器1002的操作方面和/或为用户提供反馈。在各种形式中，如在前所述， 硬件部件可被实施为DSP、PLD、ASIC、电路和/或寄存器。在一种形式中，处理器能够存储 和执行计算机软件程序指令，以生成用于对装置1004, 1006的各种部件进行驱动（例如超 声换能器1014和端部执行器1026U032)的阶跃函数输出信号。
[0276] 图18示出根据一种形式的超声换能器例如超声换能器1014的等效电路1050。电 路1050包括第一"动态"支路和第二电容支路，所述第一"动态"支路具有串联连接并限定 谐振器的机电性能的电感Ls、电阻Rs和电容Cs，并且第二电容支路具有静电容C。。驱动电 流Ig可在驱动电压Vg下从发生器接收，其中动态电流Im流过第一支路，并且电流I g - Im流 过电容支路。可通过合适地控制Ig和Vg来实现对超声换能器的机电性能的控制。如上所 述，常规发生器架构可包括调谐电感器L t (在图18中以虚线显示），以用于在并联谐振电路 中将静电容Co调谐成谐振频率，使得基本上所有发生器的电流输出Ig全部流过动态支路。 以此方式，通过控制发生器电流输出I g来实现对动态支路电流Im的控制。然而，调谐电感 器Lt对超声换能器的静电容C。是特定的，并且具有不同静电容的不同超声换能器需要不同 的调谐电感器L t。此外，因为调谐电感器Lt与静电容Co在单谐振频率下的标称值相匹配， 所以仅在所述频率下才能确保对动态分支电流I m的精确控制，并且当频率随着换能器温度 向下偏置时，对动态支路电流的精确控制会折中。
[0277] 发生器1002的形式并不依赖于调谐电感器Lt来监视动态支路电流Im。相反，发 生器1002可在对用于特定超声外科装置1004的功率的应用（连同驱动信号电压和电流反 馈数据）之间使用静电容C。的测量值，以在动态行进的基础上（例如，实时）确定动态支路 电流I m的值。因此，发生器1002的这些形式能够提供虚拟调谐，以模拟被调谐的系统或在 任何频率下的任何静电容C。值进行谐振，而非仅静电容C。的标称值所指示的单谐振频率。
[0278] 图19是发生器1002的一种形式的简化方框图，所述发生器如上所述除提供其它 有益效果之外还提供无电感器调谐。发生器1002的其它细节在共同分配并同时提交的 题为"用于超声和电外科装置的外科发生器（Surgical Generator For Ultrasonic And Electrosurgical Devices) "且代理档案号为END6673USNP/100558的美国专利申请中有所 描述，所述专利申请的公开内容以引用方式全文并入本文。参照图19,发生器1002可包括 患者隔离台1052,所述患者隔离台通过功率变压器1056与非隔离台1054通信。功率变压 器1056的次线圈1058包含在隔离台1052中并可包括分接构型（例如，中心分接或非中心 分接构型）来限定驱动信号输出1060a、1060b、1060c，以将驱动信号输出至不同外科装置 (例如，超声外科装置1004和电外科装置1006)。具体而言，驱动信号输出1060a，1060c可 将超声驱动信号（例如，420V RMS驱动信号）输出至超声外科装置1004,且驱动信号输出 1060b，1060c可将电外科驱动信号（例如，100V RMS驱动信号）输出至电外科装置1006,其 中输出1060b对应于功率变压器1056的中心抽头。
[0279] 在某些形式中，超声驱动信号和电外科驱动信号可同时提供至不同的外科器械和 /或具有将超声能和电外科能两者传递至组织的能力的单个外科器械。这样一种外科器械 的一个实例性形式的刀79和夹持臂组件415的示例在上文结合图13提供。应当理解，提 供至专用电外科器械和/或提供至组合超声/电外科器械的电外科信号可为治疗电平信号 或亚治疗电平?目号。
[0280] 非隔离台1054可包括功率放大器1062,所述功率放大器具有连接到功率变压器 1056的主线圈1064的输出。在某些形式中，功率放大器1062可包括推挽放大器。例如，非 隔离台1054还可包括逻辑装置1066,以用于对数字/模拟转换器（DAC) 1068提供数字输 出，而所述数字/模拟转换器（DAC)又将对应的模拟信号提供至功率放大器1062的输入。 在某些形式中，例如除其它逻辑电路之外，逻辑装置1066可包括可编程的门阵列（PGA)、场 可编程的门阵列（FPGA)、可编程的逻辑装置（PLD)。因此，通过DAC 1068控制功率放大器 1062的输入，逻辑装置1066可控制在驱动信号输出1060a、1060b、1060c处出现的驱动信号 的多个参数（例如，频率、波形形状、波形振幅）中的任一个。在某些形式中，如下所述，逻 辑装置1066结合处理器（例如，以下所述的数字信号处理器）可实施多个基于数字信号处 理（DSP)的算法和/或其它控制算法，以控制发生器1002所输出的驱动信号的参数。
[0281] 可通过开关模式调节器1070将功率提供至功率放大器1062的功率轨。在某些形 式中，开关模式调节器1070例如可包括可调式降压调节器。例如，非隔离台1054还可包括 第一处理器1074,在一种形式中，所述第一处理器可包括DSP处理器，例如可从Norwood，MA 模拟器件公司购得的Analog Devices ADSP-21469SHARC DSP，但可在各种形式中采用任何 合适的处理器。在某些形式中，处理器1074可响应于由DSP处理器1074通过模拟/数字转 换器（ADC) 1076从功率放大器1062接收的电压反馈数据来控制开关模式功率转换器1070 的操作。在一种形式中，例如，DSP处理器1074可通过ADC 1076作为输入来接收由功率放 大器1062放大的信号（例如，射频信号）的波形包络。随后,DSP处理器1074可控制开关 模式调节器1070(例如，通过脉宽调制（PWM)输出），使得被提供至功率放大器1062的干线 电压跟踪经放大信号的波形包络。通过基于波形包络以动态方式调制功率放大器1062的 干线电压，功率放大器1062的效率相对于固定干线电压放大器方案可显著升高。
[0282] 在某些形式中，逻辑装置1066结合DSP处理器1074可实施直接数字合成器（DDS) 控制方案，以控制发生器1002所输出驱动信号的波形形状、频率和/或振幅。在一种形式 中，例如逻辑装置1066可通过召回存储于动态更新的查找表（LUT)(例如RAM LUT)中的波 形样本来实施DDS控制算法，所述动态更新的查找表可被嵌入FPGA中。此种控制算法尤 其适用于其中可通过处于谐振频率下的完全正弦电流驱动超声换能器（例如超声换能器 1014)的超声应用。因为其它频率可激发寄生谐振，所以最小化或减小动态支路电流的总 畸变可相应地最小化或减小不可取的谐振效应。因为发生器1002所输出的驱动信号的波 形形状受输出驱动电路（例如，功率变压器1056、功率放大器1062)中所存在的各种畸变 源的影响，所以基于驱动信号的电压和电流反馈数据可被输入至算法（例如由DSP处理器 1074实施的误差控制算法）中，所述算法通过适当地以动态行进方式（例如，实时）使存储 于LUT中的波形样本预先畸变或修改来补偿畸变。在一种形式中，对LUT样本所施加的预 先畸变量或程度可根据所计算的动态支路电流与期望的电流波形形状之间的误差而定，其 中所述误差可基于逐一样本地确定。以此方式，预先畸变的LUT样本在通过驱动电路被处 理时，可使动态支路驱动信号具有期望的波形形状（例如，正弦形状），以最佳地驱动超声 换能器。。因此，在此类形式中，当考虑到畸变效应时，LUT波形样本将不呈现驱动信号的期 望波形形状，而是呈现要求最终产生动态支路驱动信号的期望波形形状的波形形状。
[0283] 非隔离台1054还可包括ADC 1078和ADC 1080,所述ADC 1078和ADC 1080通 过相应的隔绝变压器1082、1084联接到功率变压器1056的输出，以相应地用于对发生器 1002所输出的驱动信号的电压和电流进行采样。在某些形式中，ADC 1078U080能够以 高速度（例如，80MSPS)进行采样，以能够对驱动信号进行过采样。在一种形式中，例如 ADC 1078, 1080的采样速度可实现驱动信号的约200x(根据频率而定）的过采样。在某 些形式中，可通过令单个ADC通过二路式多路复用器接收输入电压和电流信号来执行ADC 1078, 1080的采样操作。通过在发生器1002的形式中使用高速采样，除可实现其它事物 之外，还可实现对流过动态支路的复杂电流的计算（这在某些形式中可用于实施上述基于 DDS的波形形状控制）、对采样信号进行精确的数字滤波、以及以高精度计算实际功耗。ADC 1078, 1080所输出的电压和电流反馈数据可由逻辑装置1066接收及处理（例如，FIFO缓 冲、多路复用）并被存储于数据存储器中，以供例如DSP处理器1074后续取回。如上所述， 电压和电流反馈数据可用作算法的输入，以用于以动态行进方式使LUT波形样本预先畸变 或修改。在某些形式中，当采集到电压和电流反馈数据对时，此可需要基于逻辑装置1066 所输出的对应LUT样本或换句话讲与所述对应LUT样本相关联，为每一所存储的电压和电 流反馈数据对进行编索引。以此种方式使LUT样本与电压和电流反馈数据同步有助于预先 畸变算法的稳定性和正确定时。
[0284] 在某些形式中，可使用电压和电流反馈数据来控制驱动信号的频率和/或振幅 (例如，电流振幅）。在一种形式中，例如，可使用电压和电流反馈数据来确定阻抗相位。 随后，可控制驱动信号的频率以最小化或减小所确定阻抗相位与阻抗相位设定点（例如， 0° )之间的差值，从而最小化或减小谐波畸变的影响，并相应地提高阻抗相位测量精确 度。相位阻抗和频率控制信号的确定可在DSP处理器1074中实现，例如，其中频率控制信 号作为输入被提供至逻辑装置1066所实施的DDS控制算法。
[0285] 在另一形式中，例如可监视电流反馈数据，以便将驱动信号的电流振幅保持在电 流振幅设定点。电流振幅设定点可直接指定或基于特定的电压振幅和功率设定点而间接地 确定。在某些形式中，例如可通过处理器1074中的控制算法（例如，PID控制算法）来实现 对电流振幅的控制。控制算法为适当控制驱动信号的电流振幅而控制的变量例如可包括： 通过DAC 1086对存储于逻辑装置1066中的LUT波形样本和/或DAC 1086 (其为功率放大 器1062提供输入）的足尺输出电压进行标度。
[0286] 非隔离台1054还可包括第二处理器1090,以用于除别的之外还提供用户界 面（UI)功能。在一种形式中，Π 处理器1090可包括例如购自San Jose，CA, Atmel Corporation 的具有 ARM 926EJ-S 核的 Atmel AT91SAM9263 处理器。Π 处理器 1090 所支持 的Π 功能的示例可包括听觉和视觉用户反馈、与外围装置（例如通过通用串行总线（USB) 接口）的通信、与脚踏开关1020的通信、与输入装置1009 (例如，触摸屏显示器）的通信、以 及与输出装置1047(例如，扬声器）的通信。Π 处理器1090可与处理器1074和逻辑装置 1066(例如，通过串行外围接口（SPI)总线）通信。尽管Π 处理器1090可主要支持Π 功 能，然而在某些形式中，其也可与DSP处理器1074配合以减缓风险。例如，Π 处理器1090 可被编程为监视用户输入和/或其它输入（例如，触摸屏输入、脚踏开关1020输入（图17)、 温度传感器输入）的各个方面并且可在检测到错误条件时禁用发生器1002的驱动输出。
[0287] 在某些形式中，例如DSP处理器1074与Π 处理器1090两者可确定并监视发生器 1002的操作状态。对于DSP处理器1074,发生器1002的操作状态例如可指示DSP处理器 1074实施的是哪些控制和/或诊断过程。对于Π 处理器1090,发生器1002的操作状态例 如可指示：用户界面的哪些元素（例如，显示屏、声音）可呈现给用户。相应的DSP处理器 1074和Π 处理器1090可独立地保持发生器1002的当前操作状态并识别和评估当前操作 状态的可能转变。DSP处理器1074可用作此关系中的主体并确定何时会发生操作状态间的 转变。Π 处理器1090可注意到操作状态间的有效转变并可证实特定的转变是否适当。例 如，当DSP处理器1074命令Π 处理器1090转变至特定状态时，Π 处理器1090可证实所 要求的转变是有效的。如果Π 处理器1090确定所要求的状态间转变是无效的，则Π 处理 器1090可使发生器1002进入无效模式。
[0288] 非隔离台1054还可包括控制器1096,以用于监视输入装置1045(例如，用于接通 和断开发生器1002的电容触摸传感器、电容触摸屏）。在某些形式中，控制器1096可包括 至少一个处理器和/或与Π 处理器1090通信的其它控制装置。在一种形式中，例如控制 器1096可包括处理器（例如，可从Atmel购得的Megal68 8位元控制器），所述处理器能够 监视通过一个或多个电容触摸传感器提供的用户输入。在一种形式中，控制器1096可包括 触摸屏控制器（例如可从Atmel购得的QT5480触摸屏控制器），以控制和管理从电容触摸 屏对触摸数据的采集。
[0289] 在某些形式中，当发生器1002处于"功率关"状态时，控制器1096可继续接收操 作功率，（例如，通过来自发生器1002的功率源的线，诸如以下所述的功率源2011)。以此 方式，控制器196可继续监视输入装置1045(例如，位于发生器1002的前面板上的电容触 摸传感器），以用于接通和断开发生器1002。当发生器1002处于功率关状态时，如果检测 至IJ用户"接通/断开"输入装置1045的启动，则控制器1096可启动功率源（例如，启用功 率源2011的一个或多个DC/DC电压转换器2013的操作）。控制器1096可因此开始使发生 器1002转变至"功率开"状态的序列。相反，当发生器1002处于功率开状态时，如果检测 至IJ "接通/断开"输入装置1045的启动，则控制器1096可开始使发生器1002转变至功率 关状态的序列。在某些形式中，例如控制器1096可向处理器1090报告"接通/断开"输入 装置1045的启动，所述处理器又会实施所需的过程序列以使发生器1002转变至功率关状 态。在此类形式中，控制器196可能不具有在建立起功率开状态之后从发生器1002移除功 率的独立能力。
[0290] 在某些形式中，控制器1096可使发生器1002提供听觉或其它感观反馈，以警示用 户功率开或功率关序列已开始。可在功率开或功率关序列开始时以及在与序列相关联的其 它过程开始之前提供此类警示。
[0291] 在某些形式中，隔离台1052可包括器械接口电路1098,例如以在外科装置的控制 电路（例如，包括手持件开关的控制电路）与非隔离台1054的部件（诸如（例如）可编程 逻辑装置1066、DSP处理器1074和/或Π 处理器190)之间提供通信界面。器械接口电路 1098可通过通信连接装置与非隔离台1054的部件交换信息，所述通信连接装置在台1052、 1054之间保持合适程度的电绝缘，并例如为基于红外（IR)的通信连接装置。例如，可使用 由隔绝变压器提供动力的低跌落电压调节器为器械接口电路1098提供动力，所述隔绝变 压器从非隔离台1054被驱动。
[0292] 在一种形式中，器械接口电路198可包括与信号调节电路2002通信的逻辑装置 2000 (例如，逻辑电路、可编程逻辑电路、PGA、FPGA、PLD)。信号调节电路2002能够从逻辑 电路2000接收周期性信号（例如，2kHz的方波），以生成具有相同频率的双极性询问信号。 例如，可使用由差分放大器馈送的双极性电流源生成询问信号。询问信号可被发送至外科 装置控制电路（例如，通过使用将发生器102连接到外科装置的缆线中的导电对）并被监 视，以确定控制电路的状态或构型。控制电路可包括多个开关、电阻器和/或二极管，以修 改询问信号的一个或多个特性（例如，振幅、校正），使得可基于所述一个或多个特性唯一 地辨别控制电路的状态或构型。在一种形式中，例如信号调节电路2002可包括ADC，以用于 产生由于询问信号通过控制电路而出现在控制电路输入中的电压信号的样本。随后，逻辑 装置2000(或非隔离台1054的部件）可基于ADC样本来确定控制电路的状态或构型。
[0293] 在一种形式中，器械接口电路1098可包括第一数据电路接口 2004,以实现逻辑电 路2000 (或器械接口电路1098的其它元件）与设置于外科装置中或以其它方式与外科装 置相关联的第一数据电路之间的信息交换。在某些形式中，例如，第一数据电路2006 (图 16A)可设置于整体地附接到外科装置手持件的缆线中，或设置于用于使特定的外科装置类 型或模型与发生器1002交互的适配器中。数据电路2006可以任何合适的方式实施且可根 据包括（例如）本文参照电路6006所述的任何合适的协议与发生器通信。在某些形式中， 第一数据电路可包括非易失性存储装置，例如电可擦除的可编程的只读存储器（EEPROM) 装置。在某些形式中，再次参见图19,第一数据电路接口 2004可与逻辑装置2000分开地实 施并包括合适的电路（例如，离散的逻辑装置、处理器），以实现可编程逻辑装置2000与第 一数据电路之间的通信。在其它形式中，第一数据电路接口 2004可与逻辑装置2000形成 一体。
[0294] 在某些形式中，第一数据电路2006可存储与相关联的特定外科装置相关的信息。 此类信息例如可包括型号、序号、其中使用外科装置的操作数目和/或任何其它类型的信 息。此种信息可被器械接口电路1098(例如，通过逻辑装置2000)读取、被传输至非隔离台 1054的部件（例如，至逻辑装置1066、DSP处理器1074和/或Π 处理器1090)，以通过输 出装置1047呈现给用户和/或控制发生器1002的功能或操作。另外，任何类型的信息均 可通过第一数据电路接口 2004(例如，使用逻辑装置2000)被发送至第一数据电路2006以 存储于其中。此类信息例如可包括其中使用外科装置的操作的更新数目和/或其使用的日 期和/或时间。
[0295] 如在前所述，外科器械可从手持件拆卸（例如，器械1024可从手持件1014拆卸） 以促进器械可互换性和/或可任意处置性。在此类情形中，常规发生器的识别所使用特定 器械构型和相应地优化控制和诊断过程的能力可受限。然而，从兼容性角度来看，通过对外 科装置器械添加可读数据电路来解决此问题是有问题的。例如，设计外科装置来保持与缺 少必备数据读取功能的发生器的向后兼容可能由于例如不同的信号方案、设计复杂性和成 本而不切实际。本文所述器械的形式通过使用数据电路来解决这些问题，所述数据电路可 经济地实施于现有外科器械中并具有最小的设计变化，以保持外科装置与电流发生器平台 的兼容性。
[0296] 另外，发生器1002的形式可实现与基于器械的数据电路的通信。例如，发生器 1002能够与外科装置的器械（例如，器械1024)中所包含的第二数据电路2007进行通信 (图16A)。在一些形式中，第二数据电路2007可以类似于本文所述的数据电路6006的方 式实施。器械接口电路1098可包括用于实现此种通信的第二数据电路接口 2010。在一种 形式中，第二数据电路接口 2010可包括三态数字接口，然而也可使用其它接口。在某些形 式中，第二数据电路通常可为用于传输和/或接收数据的任何电路。在一种形式中，例如第 二数据电路可存储与相关联的特定外科器械相关的信息。此类信息例如可包括型号、序列 号、其中使用外科器械的操作数目和/或任何其它类型的信息。在一些形式中，第二数据电 路2007可存储关于相关联换能器1014、端部执行器1026或超声驱动系统的电性能和/或 超声性能的信息。例如，第一数据电路2006可指示老化频率斜率，如本文所述。除此之外 或作为另外一种选择，任何类型的信息均可通过第二数据电路接口 2010 (例如，使用逻辑 装置2000)被发送至第二数据电路以存储于其中。此类信息例如可包括其中使用外科器械 的操作的更新数目和/或其使用的日期和/或时间。在某些形式中，第二数据电路可传输 由一个或多个传感器（例如，基于器械的温度传感器）采集的数据。在某些形式中，第二数 据电路可从发生器1002接收数据并基于所接收的数据向用户提供指示（例如，LED指示或 其它可视指示）。
[0297] 在某些形式中，第二数据电路和第二数据电路接口 2010能够使得可实现逻辑装 置2000与第二数据电路之间的通信而无需提供用于此目的的附加导体（例如，用于将手持 件连接到发生器1002的缆线的专用导体）。在一种形式中，例如可使用实施于现有缆线（例 如，用于将询问信号从信号调节电路2002传输至手持件中的控制电路的其中一个导体）上 的单总线通信方案而使信息以通信方式到达和离开第二数据电路。以此方式，可最小化或 减少原本可能必要的外科装置的设计变化或修改。此外，因为在共用物理通道上实施的不 同类型的通信可为频带分离的，所以第二数据电路的存在对于不具有必备数据读取功能的 发生器而言可为"隐形的"，因此能够实现外科装置器械的向后兼容性。
[0298] 在某些形式中，隔离台1052可包括至少一个阻挡电容器2096-1，所述至少一个阻 挡电容器2096-1连接到驱动信号输出1060b以防止DC电流流向患者。例如，可要求信号 阻挡电容器符合医疗规则或标准。尽管相对而言单电容器设计中很少出现错误，然而此类 错误可造成不良后果。在一种形式中，可设置有与阻挡电容器2096-1串联的第二阻挡电容 器2096-2,其中例如通过ADC 2098来监视从阻挡电容器2096-1与2096-2之间的点发生的 电流泄漏，以对泄漏电流所感应的电压进行采样。这些样本例如可由逻辑电路2000接收。 基于泄漏电流的变化（如图19的形式中的电压样本所指示），发生器1002可确定阻挡电容 器2096-1，2096-2中的至少一个何时出现故障。因此，图19的形式提供相对于具有单个故 障点的单个电容器设计的优势。
[0299] 在某些形式中，非隔离台1054可包括功率源2011，以用于在适当的电压和电流下 输出DC功率。功率源可包括例如400W的功率源以用于输出48VDC的系统电压。功率源 2011还可包括一个或多个DC/DC电压转换器2013,所述一个或多个DC/DC电压转换器用于 接收功率源的输出以在发生器1002的各种部件所需的电压和电流下产生DC输出。如以上 结合控制器1096所述，当控制器1096检测到用户"接通/断开"输入装置1045的启动时， DC/DC电压转换器2013中的一个或多个可从控制器1096接收输入，以启用DC/DC电压转换 器2013的操作或将DC/DC电压转换器2013启动。
[0300] 已描述了外科系统19 (图1)，190 (图10)，1000(图16)的各种形式的操作细节， 可就采用包括输入装置406, 1045和发生器1002的外科器械来切割和凝固组织的过程进 一步大体描述以上外科系统19,190,1000的操作。尽管结合操作细节描述了特定过程，然 而应当理解，所述过程仅提供如何通过外科系统19, 190, 1000中的任一个实施本文所述的 一般功能性的示例。此外，除非另外指明，否则给定的方法不一定按照本文展现的次序执 行。如在前所述，可采用输入装置406, 1045中的任一个来编程外科装置100 (图1)，120 (图 10)， 1002(图 16)， 1006(图 16)。
[0301] 图20到图22示出与组织算法相关的1200, 1300, 1400的逻辑流程图的各种形式， 所述组织算法用于检测何时对超声端部执行器1026的刀进行快速加热并提供生成视觉、 听觉和/或触觉反馈和/或改变器械和/或发生器的操作模式的机会。例如，可通过输出指 示器412 (图9、11)和/或输出装置1047 (图16)来提供反馈（例如，对功率输出的通知、 调制和/或对内容的显示）。根据本公开，当使用多个参考编号来描述诸如"超声外科器械 100, 120, 1004"的元件时，应当理解对诸如（例如）"超声外科器械100"、或"超声外科器 械120"、或"超声外科器械1004"的元件中的任一个的引用。然而，应了解，本文所述的算 法中的任一个均适于与本文所述的器械100, 120, 1004中的任一个一起执行。
[0302] 在各种形式中，可通过图9和图11所示的输出指示器412或图16中的输出装置 1047提供反馈。这些反馈装置（例如，输出指示器412、输出装置1047)尤其适用于其中由 端部执行器81 (图1)，810 (图10)，1026 (图16)操纵的组织在用户的视野之外且当组织中 发生状态变化时用户无法看到的应用。反馈装置与用户通信以告知用户，根据参照与相应 组织算法相关的逻辑流程图700, 800, 900、1200, 1300, 1400所述的操作所确定，已发生组 织状态变化。反馈装置能够根据组织的当前状态或条件来提供各种类型的反馈。可根据例 如参照上文结合图15A到图15C所述逻辑流程图700, 800, 900和下文结合图20到图22所 述逻辑流程图1200, 1300, 1400以及本文所述各种其它逻辑流程图所述的操作、基于换能 器和/或组织测量值来确定组织的状态变化，所述换能器和/或组织测量值是基于电压、电 流和频率测量值。
[0303] 在一种形式中，逻辑流程图1200, 1300, 1400可被实施为可执行模块（例如，算 法），所述模块包括要由发生器30, 500或发生器1002 (图16、17、19)的处理器400 (图9、 11、14)部分执行的计算机可读指令。在各种形式中，参照逻辑流程图1200, 1300, 1400所述 的操作可作为下列部件实施：一个或多于一个软件部件，例如，程序、子程序、逻辑；一个或 多于一个硬件部件，例如处理器、05?、？〇)、？64』?64、451(：、电路、逻辑电路、寄存器 ；和/或 软件与硬件的组合。在一种形式中，用于执行逻辑流程图1200, 1300, 1400所述的操作的可 执行指令可被存储在存储器中。指令在被执行时会使处理器400、DSP处理器1074(图19) 或逻辑装置1066(图19)根据逻辑流程图1200、1300和1400中所述的操作确定组织状态 的变化并通过输出指示器412 (图9、11)或输出指示器1047(图16、17)向用户提供反馈。 根据这些可执行指令，处理器400、DSP处理器1074和/或逻辑装置1066监视并评估可从 发生器30, 500, 1002获得的电压、电流和/或频率信号样本并根据对这些信号样本的评估 来判断是否发生组织状态变化。如以下的进一步描述，组织状态的变化可基于超声器械的 类型和激发所述器械的功率电平来确定。响应于所述反馈，超声外科器械100,120,1004中 任一个的操作模式可由用户控制，或者可自动或半自动地被控制。
[0304] 现在将结合由对应发生器30 (图1)，500 (图10)，1002 (图17)。在一个方面，组织 算法检测超声端部执行器81 (图1)，810 (图10)，1026 (图17)的刀部分的温度（以及因此 发生的谐振）何时快速改变（最感兴趣的是增大的改变）。对于夹持或剪刀型器械，当很少 甚至没有组织、组织碎屑、或流体邻近刀且刀抵靠夹持臂、夹持垫或其它合适的组织偏置构 件而被启动时，除其它之外，此种改变还可对应于共同的临床场景。对于其中使用具有或不 具有夹持臂和相关联机构的器械来对组织进行作用的非夹持型应用，此种改变对应于发生 快速发热的条件（例如，当刀抵靠骨或其它硬的材料被启动时，或当使用过大的力将刀联 接到靶组织时）。这些是例证性情形；可设想其中可发生快速刀发热并且此处所述的此类 组织算法有利的其它临床场景。
[0305] 逻辑流程图1200, 1300, 1400所代表的组织算法以及本文所述算法中的任一个可 结合以下中的任一个采用：本文所述的发生器30, 500, 1002 ;和其它合适的发生器，例如可 得自位于Cincinnati，0hio的EthiconEndo-Surgery，Inc的GEN04、GENll发生器；以及 可支持本文所公开的算法或技术的相关装置、系统。因此，在结合流程图1200, 1300, 1400 描述组织算法时，参照结合对应的图1到图9、图10到图13和图16到图19所述的发生器 30, 500, 1002。
[0306] 因此，现在参照图1到图14,超声外科器械100, 120, 1004中的任一个的刀/手持 件谐振系统的频率均取决于温度。例如，当超声剪刀型端部执行器切穿组织的被夹持部分 时，刀会加热并切薄组织，直到其最终切穿组织为止。此时，刀抵靠组织垫而停留，如果两 者之间保持有夹持压力，则刀与垫界面会通过刀相对于垫的机械或振动运动来获得功率。 当垫材料完全绝缘时，"保存"在接口处的功率会被大量地传导至刀尖端中。此种热能改 变刀尖端的刚度，并且系统谐振会由于这些局部（至尖端）的条件而相应地改变。发生器 30, 500, 1002跟踪此种谐振。剪刀示例示出使用算法的一种场景。其它的场景为使用夹持 臂闭合的剪切装置进行回切、刀切割结实的或硬的组织、或其中已知需要刀端部执行器的 热状态的任何场景。现在结合图20到图22中的逻辑流程图1200, 1300, 1400描述对此种 谐振追踪以及因此对刀尖端热状态施加逻辑的组织算法。
[0307] 另外，通过使用本文所述包括对应发生器30, 500, 1002的超声手术器械100,120， 1004中的任一个所获得的数据，结合逻辑流程图1200, 1300, 1400所述的组织算法的说明 可带有例证性示例。
[0308] 结合逻辑流程图1200, 1300, 1400所述的组织算法依赖于对电驱动信号、尤其是 与驱动信号的谐振频率相关的电驱动信号的监视。算法监视谐振频率及其随时间的变化 (即，频率相对于时间的一阶导数）。在本公开通篇中，此种随时间的频率变化被称为频率 斜率。通过以下方式在局部计算（根据时间透视图）频率斜率：计算相邻（或相对接近） 的数据点的频率变化并以对应的时间变化进行划分。由于信号瞬变，可采用平均或多种适 用的滤波或平滑技术中的任一种（使得可更容易地识别趋势并迅速防止接通/断开条件集 合）。图62、63、64所示的数据图示出对频率斜率的计算以及对平均技术（例如，指数加权 移动平均方法或EWMA)的使用，以获得可用于控制/监视的频率斜率值。频率斜率的其它 说明可包括但不限于"频率的一阶导数"和"频率相对于时间的变化"。
[0309] 图20是组织算法的逻辑流程图1200,其可在发生器30, 500, 1002和/或器械的车 载发生器或控制电路的一种形式中实施。在大体水平上，结合逻辑流程图1200所述的组织 算法针对与所关注事件（例如，超声器械的刀迅速发热）相关的逻辑条件集合实时评估电 信号。因此，发生器30, 500, 1002确定何时发生逻辑条件集合并触发对应的响应集合。术 语"条件集合"和"响应集合"定义如下：
[0310] (1)条件集合-实时监视电信号的逻辑条件集合。
[0311] (2)响应集合-发生器30, 500, 1002系统对已满足的条件集合作出的一个或多个 响应。
[0312] 在1202处，发生器30, 500, 1002以准备就绪的状态被放置成超声驱动模式。
[0313] 在1204处，发生器30, 500, 1002在预定的功率电平N下被启动。当用户启动外科 系统19, 190, 1000时，对应的发生器30, 500, 1002通过以下方式进行响应：查找外科系统 19, 190, 1000谐振，并随后使对端部执行器81、810、1026的输出斜升至所命令功率电平的 目标水平。
[0314] 在1206处，组织算法通过确定何时启用至少一个条件集合/响应集合标记来判断 与组织算法相关联的参数是否在使用中。当未启用此类标记时，算法沿"N0"路径继续进行， 其中在1208处外科系统19, 190, 1000以正常的超声模式操作，并且在1210处，当组织手术 完成时对应的发生器30, 500, 1002停用。
[0315] 当用于设定条件集合/响应集合的至少一个标记被启用时，算法沿"YES"路径继 续进行，并且发生器30, 500, 1002在使定时器X和定时器X闩锁复位之后利用组织算法 1300信号评估。下文更详细描述的组织算法1300可传回给定条件集合当前是否得到满足 或为"真"的指示。在一种形式中，用于设定条件集合/响应集合的所述至少一个标记可存 储在附接到相应的发生器30, 500, 1002的器械100, 120, 1004的EEPROM图像中。用于将条 件集合/响应集合设定到启用状态的EEPROM标记包含于表1中。
[0316] 表 1
[0317]

【权利要求】
1. 一种超声外科器械，所述器械包括： 端部执行器； 波导，所述波导沿纵向轴线从所述端部执行器朝近侧延伸；和 连接器模块，所述连接器模块用于接收超声手持件，其中所述连接器模块包括： 外壳，所述外壳限定沿所述纵向轴线延伸的心轴； 联接器，所述联接器定位在所述心轴上并能够相对于所述外壳旋转； 第一导体，所述第一导体机械地联接到所述外壳并至少部分地围绕所述纵向轴线延 伸；以及 第一连杆，所述第一连杆能够在第一位置和第二位置之间相对于所述第一导体围绕所 述纵向轴线旋转，其中所述第一连杆包括： 第一触点，所述第一触点定位成当所述第一连杆处于所述第一位置和所述第二位置时 电接触所述第一导体；和 第二触点，所述第二触点电联接到所述第一触点，并且定位成当所述第一连杆处于所 述第一位置和所述第二位置时电接触所述超声手持件。
2. 根据权利要求1所述的超声外科器械，其中所述联接器包括从所述纵向轴线向外延 伸的凸片，其中所述凸片被构造成当所述超声手持件由所述连接器模块接收时摩擦地接合 所述超声手持件的远侧表面。
3. 根据权利要求1所述的超声外科器械，其中所述第二触点限定从所述纵向轴线向外 延伸的边缘，其中所述边缘能够当所述超声手持件由所述连接器模块接收时摩擦地接合所 述超声手持件的远侧表面。
4. 根据权利要求1所述的超声外科器械，其中所述第一连杆还包括第一弹簧臂和第二 弹簧臂，其中当所述第一连杆处于所述第一位置和所述第二位置时，所述第一弹簧臂朝所 述第一导体偏置所述第一触点，并且其中当所述超声手持件由所述连接器模块接收时，所 述第二弹簧臂朝所述超声手持件的远侧表面偏置所述第二触点。
5. 根据权利要求1所述的超声外科器械，其中所述第一触点包括一对第一触点并且所 述第二触点包括一对第二触点，并且其中所述联接器限定用于接收所述第一连杆和所述第 一导体的多个狭槽。
6. 根据权利要求1所述的超声外科器械，其中所述连接器模块还包括： 第二导体，所述第二导体机械地联接到所述外壳并至少部分地围绕所述纵向轴线延 伸；和 第二连杆，所述第二连杆能够在第一位置和第二位置之间相对于所述第二导体围绕所 述纵向轴线旋转，其中所述第二连杆包括： 第三触点，所述第三触点定位成当所述第二连杆处于所述第一位置和所述第二位置时 电接触所述第二导体；和 第四触点，所述第四触点电联接到所述第三触点，并定位成当所述第二连杆处于所述 第一位置和所述第二位置时电接触所述超声手持件。
7. 根据权利要求6所述的超声外科器械，其中所述第三触点包括一对第三触点并且所 述第四触点包括一对第四触点，并且其中所述联接器限定用于接收所述第二连杆和所述第 二导体的多个狭槽。
8. 根据权利要求6所述的超声外科器械，其中所述第一导体和所述第二导体各自包括 能够电联接到用户界面的导电引线，所述用户界面能够从用户接收功率控制信号，其中所 述超声手持件适于电联接到发生器，并且当由所述连接器模块接收时旋转地联接到所述第 一连杆和所述第二连杆，并且其中所述连接器模块能够当所述第一连杆和所述第二连杆处 于相应的所述第一位置和所述第二位置时通过所述超声手持件电联接所述用户界面和所 述发生器。
9. 根据权利要求8所述的超声外科器械，其中所述用户界面包括操作地联接到柄部组 件的切换开关，其中所述连接器模块被固定到所述柄部组件，并且其中当所述超声手持件 由所述连接器模块接收时，所述所述超声手持件能够相对于所述柄部组件旋转。
10. 根据权利要求6所述的超声外科器械，其中所述外壳使所述第一导体和所述第二 导体相对于彼此电隔离。
11. 一种用于超声外科器械的部件，所述部件包括： 连接器模块，所述连接器模块用于在第一导体和能够相对于所述第一导体旋转的第一 连杆之间提供可旋转的电连接件，所述连接器模块被构造成接收超声手持件，其中所述超 声手持件能够当由所述连接器模块接收时声学地联接到沿纵向轴线延伸的波导，并且其中 所述连接器模块包括： 第一导体，所述第一导体至少部分地围绕所述纵向轴线延伸并限定导电路径；和 第一连杆，所述第一连杆能够在第一位置和第二位置之间相对于所述第一导体围绕所 述纵向轴线旋转，其中所述第一连杆能够与所述超声手持件旋转地联接，并且其中所述第 一连杆包括： 第一触点，所述第一触点定位成当所述第一连杆处于所述第一位置和所述第二位置时 沿所述导电路径电接触所述第一连杆；和 第二触点，所述第二触点电联接到所述第一触点，其中所述第二触点能够当所述第一 连杆处于所述第一位置和所述第二位置时电接触所述超声手持件。
12. 根据权利要求11所述的部件，其中所述连接器模块还包括： 外壳； 心轴，所述心轴沿所述纵向轴线从所述外壳朝近侧延伸；和 联接器，所述联接器能够旋转地安装在所述心轴上，其中所述联接器旋转地联接到所 述第一连杆，并且其中所述联接器能够当所述超声手持件由所述连接器模块接收时旋转地 联接到所述超声手持件。
13. 根据权利要求12所述的部件，其中所述联接器包括从所述纵向轴线向外延伸的凸 片，其中所述凸片被构造成当所述超声手持件由所述连接器模块接收时摩擦地接合所述超 声手持件的远侧表面。
14. 根据权利要求12所述的部件，其中所述第一触点限定从所述纵向轴线向外延伸的 边缘，其中所述边缘能够当所述超声手持件由所述连接器模块接收时摩擦地接合所述超声 手持件的远侧表面。
15. 根据权利要求1所述的部件，其中所述第一连杆还包括第一弹簧臂和第二弹簧臂， 其中当所述第一连杆处于所述第一位置和所述第二位置时，所述第一弹簧臂朝所述第一导 体偏置所述第一触点，并且其中当所述超声手持件由所述连接器模块接收时，所述第二弹 簧臂朝所述超声手持件的远侧表面偏置所述第二触点。
16. 根据权利要求12所述的部件，其中所述连接器模块还包括： 第二导体，所述第二导体至少部分地围绕所述纵向轴线延伸并限定导电路径；和 第二连杆，所述第二连杆能够在第一位置和第二位置之间相对于所述第二导体围绕所 述纵向轴线旋转，其中所述第二连杆能够与所述超声手持件旋转地联接，并且其中所述第 二连杆包括： 第三触点，所述第三触点定位成当所述第二连杆处于所述第一位置和所述第二位置时 沿所述导电路径电接触所述第二连杆；和 第四触点，所述第四触点电联接到所述第三触点，其中所述第四触点能够当所述第二 连杆处于所述第一位置和所述第二位置时电接触所述超声手持件。
17. 根据权利要求16所述的部件，其中所述第三触点包括一对第三触点并且所述第四 触点包括一对第四触点，并且其中所述联接器限定用于接收所述第二连杆和所述第二导体 的多个狭槽。
18. 根据权利要求16所述的部件，其中所述第一导体和所述第二导体各自包括能够电 联接到用户界面的导电引线，所述用户界面能够接收来自用户的功率控制信号，其中所述 超声手持件适于电联接到发生器，并且当由所述连接器模块接收时旋转地联接到所述第一 连杆和所述第二连杆，并且其中所述连接器模块能够当所述第一连杆和所述第二连杆处于 相应的所述第一位置和所述第二位置时，通过所述超声手持件电联接所述用户界面和所述 发生器。
19. 根据权利要求18所述的部件，其中所述用户界面包括操作地联接到柄部组件的切 换开关，其中所述连接器模块被固定到所述柄部组件，并且其中当所述超声手持件由所述 连接器模块接收时，所述超声手持件能够相对于所述柄部组件旋转。
20. 根据权利要求16所述的部件，其中所述外壳使所述第一导体和所述第二导体相对 于彼此电隔离。
【文档编号】A61B18/12GK104363843SQ201380030395
【公开日】2015年2月18日 申请日期:2013年4月5日 优先权日:2012年4月9日
【发明者】C·P·布德罗克斯, D·W·普莱斯, J·T·柯克, J·D·瓦斯克斯, T·G·迪茨, R·C·史密斯, R·M·阿舍, J·L·奥尔德里奇, R·W·蒂姆, C·T·戴维斯 申请人:伊西康内外科公司