增强防电弧的电外科系统和方法与流程

本发明涉及用于在电外科程序期间，在病人身体的身体间隙中，例如在关节中检测和阻止非最佳状况或故障的系统和方法。更具体地说，本发明涉及利用低电压下的电气测量和至少另一个测量的组合的方法和器械，以便在组织的电外科治疗之前或之间更好地评估身体间隙中的状况。

相关引用

本发明涉及于1998年4月10日提交的共同转让的美国专利no.6,142,992，题名为“用于电外科中流体传送的功率供应和方法”的于1998年4月10日提交的美国专利no.6,235,020，题名为“增强温度测量的电外科系统和方法”的于2010年4月30日提交的美国专利申请no.12/771,129，以及题名为“涉及带屏幕电极的电外科棒的系统和方法”的于2014年2月28日提交的美国专利申请no.14/192,978，其整个发明公开通过引用而结合在本文中。

背景技术：

电外科领域包括许多松散关联的外科技术，其普遍具有电能的应用，以改变病人组织的结构或完整性。电外科程序通常通过应用非常高频的电流来操作，以切割或切除组织结构，其中操作可为单极的或双极的。单极技术依赖于单独的用于射频电流返回的电极，其放置在远离病人身体的外科现场，并且外科手术器件仅限定了提供外科效应的单个电极柱。双极器件包括两个用于在其表面之间应用电流的电极。

电外科程序和技术是特别有利的，因为它们通常减少了与切割手术相关联的病人的流血和外伤。另外，电外科消融程序不容易通过其它治疗形态来复制，在电外科消融程序中，组织表面和体积可能发生整形。

通常，在关节镜程序期间广阔地使用无线电频率(rf)能量，因为其提供了有效的组织切除和凝聚，并且相对容易通过门静脉或插管接近目标组织。关节镜程序、腹腔镜程序等等时常在受限的区域，例如膝盖的滑液囊或相似的身体附件中，在存在传导介质例如电导电流体(例如盐水)的状况下执行。然而，rf能量在受限空间中的外科使用的挑战是电外科仪器上的电极更可能发生意外接触或放置在低阻抗物体附近，例如金属的内窥镜或软组织移植物或锚件。当电外科激活(active)电极放置在金属物体附近时，在金属周围存在高浓度的电场，并因此电场可能很容易地超出介质，并产生电弧。尤其在当电压产生的电场超过该介质的电介质强度的情况下，当跨传导介质产生高频电压时可能随着温度超过1500°c而形成电弧放电等离子体(或热等离子体)。由电弧产生的高温，结合放电等离子体所产生的冲击波可能危害组织、软组织移植物或其它类似于晶体透镜和内窥镜的设备。用于关节镜外科或其它类型外科的标准电外科系统可具有检测与电弧相关联的高电流的电路，并且可配置为用于非常迅速地中断高频输出，从而减轻电弧造成的任何潜在危害。然而，为了完全去除电弧放电的风险和造成的损伤，需要在检测到它之前耗散与潜在电弧相关联的高电流。在没有这种电流耗散的情况下，仍然可能形成电弧，即使只有非常短暂的(几百纳秒至几微秒，或甚至有时几毫秒)都会带来损害rf发生器、内窥镜、周围组织、以及任何其它相邻的组织移植物或外科设备的潜在风险。

之前减轻这些损坏影响的努力包括限制rf发生器的功率输出并周期性地测量电流，以便检查可接受的水平。这些方案对于一旦发生电弧时停止电弧可为有效的，但他们不会在电弧发生之前预测或检测电弧的可能性。此外，过度限制发生器的功率输出减少了外科执行的速率，其从临床观点来看时常是不可接受的或烦人的。因此需要一种改善的系统和方法，其更精确地预测非优选的状况，例如对相邻金属仪器的电弧放电，适应局部的温度和仪器的磨损。

技术实现要素：

本公开提供了用于最大限度地减小电外科仪器对附近金属物体电弧放电的可能性的系统、器械和方法，其考虑了可能影响电弧放电可能性的变量。这些变量可包括使用的仪器和外科程序，以及可测量的变量，例如仪器远端附近的温度以及远端和电极的磨损。本公开还提供了用于在电外科仪器远端利用低电压指示高阻抗状况的系统、器械和方法。

一方面，本公开描述了一种用于在目标位置利用电外科探头治疗组织的电外科系统，探头具有轴，其带有远端、近端和设置在远端附近的激活电极端子。该系统还包括用于将高频电压传送给激活电极端子的高频功率供应。这种高频功率供应联接在激活电极端子和返回电极上。该系统还可包括控制器，其尤其接收并处理来自电流传感器和温度传感器的输出信号。电流传感器测量功率供应的电流输出，并且温度传感器可定位在电传导流体中或附近，并且还定位在目标位置附近。这种电传导流体可在激活电极端子和返回电极之间提供电流路径。控制器经过编程，以便有时在低电压模式下操作，低电压模式将功率供应限制于低电压输出，直至来自电流传感器的电流输出在可接受的范围内。这个范围具有预定上极限，其可通过至少一个测量值来修改。在某些实施例中，这个测量值是温度，并且在某些实施例中，这个温度是在温度传感器上测量的。

在某些实施例中，一旦电流输出在可接受的范围内，控制器就可自动地将功率供应调整至较高电压治疗模式。另外，如果检测到电弧的话，控制器还可自动地使功率供应返回低电压模式达至少一个暂停时期，并且暂停时期可重复，直至电流输出返回至可接受的范围内。在某些实施例中，范围上极限随着测量温度的增加而增加。在某些实施例中，该范围具有预定的下极限，其检测探头中的高阻抗故障或激活电极和返回电极附近不充分的电传导流体。

在本公开的另一方面，公开了一种防止在电外科探头和金属物体之间电弧放电的方法，其包括以下步骤：将低电压高频能量从高频功率源传送至定位电外科探头的远端处的激活电极端子上，之后测量高频功率源的电流输出和激活电极附近的温度输出。然后基于温度输出可修改预定的电流上极限，然后可将测量的电流输出与这个修改后的预定电流上极限进行比较。在某些实施例中，如果电流输出低于修改后的预定极限的话，那么可将高电压高频治疗性能量传送给激活电极端子。在某些实施例中，如果电流输出继续超过修改后的预定阈值极限，则功率源将继续传送低电压能量。在某些实施例中，如果在传送高电压治疗性能量的同时检测到激活电极端子和金属物体之间的电弧的话，那么功率供应可自动地返回传送低电压能量的步骤。在某些实施例中，预定电流上极限随着温度的增加而增加。

附图说明

图1是根据至少某些实施例的电外科系统的透视图，其包括电外科探头和电外科功率供应。

图2是根据本实施例的电外科探头的侧视图。

图3显示了详图，其显示了根据至少某些实施例的组织消融。

图4a是根据至少某些实施例的温度传感器的局部截面侧视图，温度传感器沿着电外科探头的轴而定位在电极组件附近。

图4b是根据至少某些实施例的通过粘合剂隔离的温度传感器的详细横截面侧视图。

图5是根据至少某些实施例的温度传感器的另一实施例的侧视图，温度传感器可定位在电外科探头的流体内腔中，以感测从激活电极附近即刻除去的流体温度。

图6是根据至少某些实施例的说明性的曲线图，其针对不同的探头状况比较低电压下的电流与离金属物体的距离。

图7是根据至少某些实施例的说明性的曲线图，其针对不同探头的类型比较电流输出与流体温度变化。

图8是根据至少某些实施例的流程图，其代表了一种减少电外科程序期间电弧放电的方法。

具体实施方式

在详细描述本发明之前，应该懂得，本发明并不局限于这里陈述特殊变体，因为在不脱离本发明的精神和范围内可对所述发明做出各种变化或修改，并且可取代等效物。如同本领域中的技术人员在阅读本说明书时所领悟的那样，这里所述和所示的单个实施例各具有分立元件和特征，其在没有脱离本发明的范围或精神的状况下，易于与任何其它几个实施例的特征分开或结合使用。另外，可做出许多修改，以适应具体的情形、材料、物质成分、工艺、工艺动作或步骤，达到本发明的目的、精神或范围。所有这些修改都应在本文做出的权利要求的范围内。

这里陈述的方法可按照所述事件的任何论理上可行的顺序，以及所述事件顺序来执行。此外，在提供值范围的情况下，应该懂得，在该范围的上极限和下极限之间的每个中间值，以及在所述范围内的任何其它所述值或中间值都包含在本发明中。同样可设想，所述本发明变体的任何可选特征可独立地，或与这里所述的任何一个或多个特征组合地进行陈述和申明。

这里提到的所有现存事物(例如出版物、美国专利、专利申请和硬件)都通过引用而完整地结合在本文中，除非主题可能与本发明冲突(在这种情况，本文所展现的事物应占优)。所引用的事物在本申请提交日期之前仅仅是为其公开而提供的。在这里不能认为不允许本发明享有之前发明的优先权利。

对单数事物的引用包括存在多个相同事物的可能性。更具体地说，除非上下文中明确地作了相反规定，否则本文和附属权利要求中所使用的单数形式“一”、“一个”、“所述”和“这个”包括复数的引用。还应注意，可制定权利要求以排除任何可选的要素。因此，这个声明意图用作与权利要求要素的陈述相结合的这种排它性术语(例如“仅仅”、“只有”等等)的使用或“否定性”限制的使用的先行基础。最后应该懂得，除非作了相反限定，否则这里所使用的所有技术和科学术语都具有与这些本发明所属领域中的普通技术人员所领悟的相同的涵义。

本发明的治疗装置可具有各种配置。然而，该装置的一种变体采用了利用低温消融®技术的治疗装置。本发明的受让人研究出低温消融技术。低温消融技术涉及在一个或多个激活电极和一个或多个返回电极之间应用高频电压差，从而在目标组织附近形成高的电场强度。高的电场强度可通过应用高频电压来产生，高频电压足以使至少一部分激活电极上的电传导流体在激活电极的顶端和目标组织之间的区域中蒸发。电传导流体可为液体或气体，例如传送至或已经存在于目标位置的等渗盐水、血液、细胞外流体或细胞内流体、或者应用于目标位置的粘性流体，例如凝胶。

当导电流体得到充分加热，使得原子比它们再浓缩更快地从表面蒸发时，形成气体。当气体得到充分加热，使得原子彼此冲突，造成工艺中的电子释放时，形成电离气体或等离子体(所谓的“第四物态”)。通常而言，通过加热气体并通过驱动电流穿过它或通过无线电波照射到气体中而使气体电离，从而可形成等离子体。这些等离子体成形的方法为等离子体中的自由电子直接赋予能量，这样电子-原子碰撞解放了更多的电子，并且该过程多级进行，直至达到所需的电离度。等离子体的更完整的描述可在普林斯顿大学的等离子体物理学实验室的r.j.goldston和p.h.rutherford的等离子体物理学报(1995)中找到，其完整公开通过引用而结合在本文中。

当等离子体或蒸气层的密度变得足够低时(即，对于水溶液小于大约1020个原子/立方厘米)，电子平均自由路径增加，从而可使后续注入的电子造成蒸气层中的碰撞电离。一旦等离子体层中的离子粒子具有足够的能量，它们朝目标组织加速。由充满能量的电子放出的能量(例如3.5ev至5ev)后续可冲击分子，并破坏其分子键，将分子离解成自由基，其然后组合成最终的气态或液体物质。时常，电子携带电流或吸收无线电波，并因此比离子更热。因而，远离组织携带至返回电极的电子携带了大部分等离子体的热量，容许离子以基本非热的方式使组织分子分裂。

通过这种分子离解(而非热蒸发或碳化)，目标组织结构通过大的有机分子到小分子和/或原子的分子裂变，例如氢、氧、碳氧化物、碳氢化合物和氮化合物而被大量消除。这种分子裂变完全除去了组织结构，这与通过除去组织细胞中的流体和细胞外流体而使组织材料脱水是相反的，如电外科干燥和蒸发的情形典型的那样。这种现象的更详细说明可在共同转让的美国专利no.5,697,882中找到，其完整公开通过引用而结合在本文中。

在低温消融技术的某些应用中，高频(rf)电能应用于电传导介质环境中，使组织结构收缩或去除(即，切除、切割或消融)，并将被横切的血管密封在目标组织的区域中。低温消融技术对于密封更大的动脉血管，例如大约1mm直径的动脉血管也是有效的。在这种应用中，提供了具有消融模式和凝聚模式的高频功率供应，其中在消融模式中将第一电压应用于激活电极，第一电压足以实现分子的离解或组织的裂变，在凝聚模式中较低的第二电压应用于激活电极(相同或不同的电极)，第二电压足以加热，收缩和/或实现组织中受伤血管的止血。

低温消融装置所产生的能量可通过调整多种因素而变化，例如：激活电极的数量；电极的尺寸和间距；电极表面面积；电极表面上的微观粗糙度和锐边；电极材料；应用的电压和功率；电流限制措施，例如感应器；与电极接触的流体的电导率；流体的密度；以及其它因素。因此，可操纵这些因素，以控制受激励的电子的能级。因为不同的组织结构具有不同的分子键，低温消融装置可配置为用于产生足以破坏某些组织的分子键，但不足以破坏其它组织的分子键的能量。例如，脂肪组织(例如动物脂肪)具有双键，其需要基本高于4ev至5ev(通常大约8ev)的破坏能级。因此，低温消融®技术通常不消融或除去这种脂肪组织；然而，其可用于有效地消融细胞，从而释放液体形式的内部脂肪含量。当然，可改变因素，使得这些双键还可按照与单键相似的方式被破坏(例如增加电压或改变电极配置，以便增加电极顶端的电流密度)。这种现象的更完整的描述可在共同转让的美国专利no.6,355,032;6,149,120和6,296,136中找到，其整个公开通过引用而结合在本文中。

低温消融装置的激活电极可支撑在无机的绝缘支架中或受其支撑，该支架定位在仪器轴的远端附近。返回电极可定位在仪器轴上，另一仪器上或病人的外表面上(如分散的垫片)。仪器的近端将包括合适的电连接，其用于将返回电极和激活电极联接到高频功率供应，例如电外科电压发生器上。

在用于本文所公开的实施例的低温消融装置的一个示例中，该装置的返回电极通常在近端与激活电极间隔开合适的距离，从而在存在电传导流体的情况下避免在激活电极和返回电极之间的电短路。在许多情况下，返回电极的裸露表面的远端边缘与激活电极的裸露表面的近端边缘间隔开大约0.5mm至25mm，优选大约1.0mm至5.0mm。当然，这个距离可随着不同的电压范围、导电流体而变化，并且依赖于组织结构相对激活电极和返回电极的接近度。返回电极将通常具有大约1mm至20mm范围内的裸露长度。

根据本实施例使用的低温消融治疗装置可使用单个激活电极或激活电极阵列，激活电极阵列围绕导管或探头远端表面而间隔开。在后一实施例中，电极阵列通常包括多个独立的电流受限和/或功率受控的激活电极，以便将选择性地将电能应用于目标组织，同时限制电能由于功率耗散到周围电传导流体中，例如血液、生理盐水等等中而不合适宜地应用于周围组织和环境。激活电极可通过端子彼此隔离并将各个端子连接到单独的功率源上而进行独立地电流限制，该功率源与其它激活电极隔离开。或者，激活电极可在导管的近端或远端彼此连接起来，从而形成单个导线，其联接到功率源上。

在一种配置中，在该仪器中，电极阵列中的各个单独的激活电极与阵列中的所有其它激活电极是电隔离的，并且连接到与阵列中的各个其它激活电极隔离开的功率源上，或电路上，当低电阻率材料(例如血液、电传导的盐灌水或电传导凝胶)在返回电极和单独的激活电极之间造成低阻抗路径时，电路限制或中断流向激活电极的电流。用于各个单独的激活电极的隔离功率源可为具有内部阻抗特征的分开的功率供应电路，其限制了当遭遇低阻抗返回路径时流向相关联的激活电极的功率。作为示例，隔离的功率源可为用户可选择的恒定电流源。在这个实施例中，低阻抗路径将自动地导致较低电阻的加热水平，因为加热与操作电流乘以阻抗的平方成比例。或者，可通过可独立促动的开关，或者通过独立的电流限制元件，例如感应器、电容器、电阻器和/或其组合而将单个功率源连接到各个激活电极。电流限制元件可设于仪器、连接器、电缆、控制器中，或者沿着控制器至仪器远端的传导路径。或者，在激活电极的表面上由于氧化层可能产生电阻和/或电容，氧化层形成所选择的激活电极(例如钛或金属表面上的电阻涂层，例如铂)。

低温消融装置并不局限于电隔离的激活电极，或甚至多个激活电极。例如，可将激活电极阵列连接到单个引线上，单个引线通过导管轴而延伸到高频电流的功率源上。

在返回电极和激活电极之间应用的电压差将处于高频率或无线电频率下，通常在大约5khz至20mhz之间，通常在大约30khz至2.5mhz之间，优选在大约50khz至500khz之间，时常小于350khz，并且时常在大约100khz至200khz之间。在某些应用中，申请人已经发现大约100khz的频率是有用的，因为组织阻抗在这个频率下更大得多。在其它应用中，例如心脏或头部和颈部或其周围的手术程序中，较高的频率可为适宜的(例如400-600khz)，以便最大限度地减小流入心脏或头部和颈部的神经中的低频电流。

应用的rms(均方根)电压将在大约5伏至1000伏的范围内，优选在大约10伏至500伏的范围内，时常用于传送大约150伏至400伏之间的治疗性水平的能量至有待治疗的组织，这依赖于激活电极尺寸、具体程序的操作频率和操作模式或对组织的所需效应(如，收缩、凝聚、切除或消融。)

典型地，用于消融或切除的带矩形波形式的峰间电压将在10伏至2000伏的范围内，且优选在100伏至1800伏的范围内，更优选在大约300伏至1500伏的范围内，时常在大约300伏至800伏的峰间范围内(同样依赖于电极尺寸、电子数量、操作频率和操作模式)。较低的峰间电压将用于组织凝聚、组织的加热或胶骨硬蛋白质收缩，并且将通常在50至1500，优选100至1000和更优选120至400伏峰间范围内(同样这些值是利用矩形波形式计算的)。较高的峰间电压，例如大于大约800伏峰间电压可能适宜于消融更硬的材料，例如骨头，这依赖于其它因素，例如电极几何形状和导电流体的成分。

如上面论述的那样，该电压通常以一系列电压脉冲或具有足够高频率(例如大约5khz至20mhz)的随时间变化的电压幅度的交流电流形式来传送，使得电压得以有效地连续应用(同例如申明小深度细胞坏死的激光相比，其通常具有大约10hz至20hz的脉冲)。另外，同脉冲激光相比，用于本发明的占空因数(即，在应用能量的任何第二间隔内的累积时间)为大约50%，脉冲激光通常具有大约0.0001%的占空因数。

优选的功率源可传送可选择的高频电流，以产生每电极几毫瓦至几十瓦范围内的平均功率水平，这依赖于正在治疗的目标组织的体积，和/或为仪器顶端选择的最大容许的温度。功率源容许用户根据具体神经外科程序、心脏外科、关节镜外科、皮肤科程序、眼科程序、开放外科或其它内窥镜外科程序的特定需求而选择电压水平。用于心脏外科程序和潜在地对于神经外科，功率源可具有额外的滤波器，用于过滤低于100khz以下频率，尤其大约60khz频率的泄漏电压。或者，在某些程序中可使用具有较高操作频率，例如300khz至600khz的功率源，其中散射的低频电流可为有问题的。一种合适的功率源的描述可在共同转让的美国专利no.6,142,992和6,235,020中找到，这两个专利的完整公开通过引用而结合在本文中而用于所有目的。

功率源可为电流受限的或受控的，使得目标组织或周围(非目标)组织的不合适宜的加热不会发生。在本发明目前优选的实施例中，电流限制的感应器与各个独立的激活电极是串联放置的，其中感应器的电感在10µh至50,000µh的范围内，这依赖于目标组织的电气特性、所需组织的加热速率和操作频率。或者，如之前美国专利no.5,697,909中所述可采用电容器-感应器(lc)电路结构，其完整公开通过引用而结合在本文中。另外，可选择限流电阻器。这些电阻器将优选具有大的电阻正温度系数，从而当电流水平开始升高时，对于与低电阻介质(例如灌注盐水或血液)接触的任何单独的激活电极而言，限流电阻器的电阻显著地增加，从而最大限度地减小了从所述激活电极传送至低电阻介质中的功率(例如灌注盐水或血液)。

此外，其它治疗形态(例如激光、化学品其它rf装置等等)可用于本发明的方法，以替代低温消融技术或作为补充。

“激活电极”或“激活电极端子”应意味着一种在接触或接近有待治疗的目标组织时产生电感应的组织变化效应的电极电外科棒，和/或一种通过电压发生器产生感应电压的电极。

“返回电极”应意味着一种用于相对于激活电极为电子提供电流流动路径的电极电外科棒，和/或一种本身在有待治疗的目标组织上并不产生电感应的组织变化效应的电极电外科棒。

在提供值范围的情况下，应该懂得，在该范围上极限和下极限之间的每个中间值，以及在所述范围内的任何其它所述值或中间值都包含在本发明中。同样可设想，所述本发明变体的任何可选特征可独立地，或与这里所述的任何一个或多个特征组合地进行陈述和申明。

图1显示了根据至少某些实施例的电外科系统100。具体地说，电外科系统100包括联接在电外科控制器104(以下“控制器104”)上的电外科棒或探头102。棒102包括伸长的外壳或伸长的轴106，其限定了远端108。伸长的轴106进一步限定了手柄或近端110，其中内科医生在外科程序期间抓紧棒102。棒102还包括柔韧的多芯电缆112，其包含一个或多个电导线，并且柔韧多芯电缆112端接在棒连接器114中。如图1中所示，棒102通过例如外壳122的外表面(在图1举例说明的情况下，前表面)上的控制器连接器120而联接在控制器104上。

虽然在图1的视图中是不可见的，但是在某些实施例中，棒102具有一个或多个内部流体导管，其联接在可从外部接近的管状部件上。如图所示，棒102具有柔韧的管状部件116，其用于在棒102的远端部分108提供吸气作用。根据各种实施例，管状部件116联接在蠕动泵118上，泵示例性地显示为控制器104的整体构件。在其它实施例中，用于蠕动泵118的外壳可与用于控制器104的外壳122(如图中虚线所示)分隔开，但无论如何蠕动泵均操作地联接在控制器104上。在各种实施例的情况下，蠕动泵118在棒102的远端部分108从外科现场产生体积受控的吸气。

仍然参照图1，显示装置或接口装置130是通过控制器104的外壳122而可见的，并且在某些实施例中，用户可通过接口装置130和相关按钮132而选择控制器104的操作模式。在某些实施例中，电外科系统100还包括脚踏板组件134。脚踏板组件134可包括一个或多个控制踏板装置136和138、柔韧的多芯电缆140和踏板连接器142。虽然只显示了两个踏板装置136和138，但是可实施一个或多个踏板装置。控制器104的外壳122可包括相对应的连接器144，其联接在踏板连接器142上。内科医生可使用脚踏板组件134控制控制器104的各种方面，例如操作模式。例如，踏板装置136可用于对棒102的应用无线电频率(rf)能量的开关控制。此外，踏板装置138可用于控制和/或设定电外科系统的消融模式。在某些实施例中，控制器104的各种操作或性能方面的控制可通过选择性地按下定位在棒10的手柄110上的指形按钮来激励(指形按钮没有特别显示，从而不会使图不恰当地变得复杂)。

在示例系统中，控制器104可包括电压发生器(未显示)，其用于产生联接在棒102上的交流(ac)。控制器104还可具有设置在外壳122中的处理器(未显示)。处理器可为来自任何各种可用来源的微型控制器，例如可从德克萨斯州奥斯汀的飞思卡尔半导体公司获得的许多微型控制器的其中一种微型控制器。处理器可具有板载的非易失性存储器，其中可储存各种程序和数据。在示例系统中，非易失性存储器可储存程序，其在由处理器执行时，造成处理器周期性地读取各种电气参数或电联接在处理器上的温度测量传感器(未显示)，然后将值数字化发送给控制器104。

现在参照图2，代表当前所述实施例的电外科棒或探头10包括可为柔韧的或刚性的伸长的轴13、联接在轴13的近端上的手柄22以及联接在轴13的远端上的电极支撑部件14。探头远端部分11包括设置在轴13的远端上的激活电极或激活电极端子、支撑部件14和返回电极17。激活电极端子12可通过一个或多个绝缘的电连接器(图2中未显示)而连接到功率供应和控制器104(见图1)中的主动或被动的控制网络上。激活电极12与公共电极或返回电极17是电绝缘的，该公共电极或返回电极设置在激活电极12的轴近端上，优选在远端的1mm至25mm中。从远端朝向近端，返回电极17通常与探头10的轴是同心的。支撑部件14定位在返回电极17的远端，并可由电绝缘材料例如环氧树脂、塑料、陶瓷、玻璃等等组成。支撑部件14从轴13的远端延伸(通常大约1mm至20mm)，并为激活电极12提供支撑。

探头10还可包括至少一个流体内腔，其用于吸出过量流体、气泡、组织碎片、和/或来自目标位置的消融产物，并且/或者传送电传导流体。内腔(这里未显示)可从激活电极12穿过轴13和手柄22而延伸至外部连接器24上，用于联接到柔韧的流体管道(例如图1中所示的典型的流体管道116)上。在吸气的情况下，真空源是标准医用泵，其为连接器24提供吸入压力。

图3更详细地代表性地显示了使用根据本公开的典型电外科探头50的一个实施例而除去目标组织的情况。如图所示，高频电压足以将目标组织302和激活电极端子304之间的电传导流体(未显示)转换成电离的蒸气层312或等离子体。由于在电极端子304和目标组织302之间应用的电压差(即，跨等离子体层312的电压梯度)，等离子体中的带电粒子315得以加速。在足够高的电压差下，这些带电粒子315获得了足够的能量，造成与等离子体场接触的组织结构中的分子键的离解。这种分子离解伴随组织体积的去除(即，消融升华)和低分子量气体314的产生，例如氧、氮、二氧化碳、氢和甲烷。加速的带电粒子315在组织中的短距离范围将分子的离解过程限制在表面层上，从而最大限度地减小底层组织320的损伤和坏死。

在此工艺期间，气体314可通过吸气开口和吸气内腔而被抽吸至真空源(未显示)。另外，过量的电传导流体以及其它流体(例如血液)将从目标位置300吸走，以利于外科医生观看。在组织消融期间，在电极端子304和返回电极311之间由电流通量线310产生的残余热量(通常小于150°c)通常将足以使任何切断的血管就地凝聚。如果没有，外科医生可通过将电压降低至用于流体蒸发的阈值以下的水平而使功率供应(未显示)切换至凝聚模式，如上所述。这种同时的止血导致较少的流血，并且促进了外科医生执行程序的能力。

因为在治疗期间利用上述探头或其它其变体在病人身体中产生和应用的能量，灌入治疗的身体间隙、关节或组织区域中的任何电传导流体的实际温度通常可能随着能量的应用而增加。因此，探头10可包括用于测量电传导流体本身温度的机构，而不会受到激活电极12上所发生的外科效应的影响。转到图4a，其以侧视图显示了探头10的一个实施例，并且详细的侧视图显示了沿着探头轴定位于返回电极17的近端的温度传感器70。温度传感器70可包括许多传感器，例如热电偶、热敏电阻、电阻式温度检测器(rtd)等等。具体地说，温度传感器70可包括t型热电偶，因为这些传感器对于在这种探头中的使用是沿用已久的。

为了在组织治疗期间减少或消除来自激活电极12的温度监测影响，传感器70适宜远离激活电极12和返回电极，并且可相应地沿着探头10的轴13定位于近端。在所示的示例中，从返回电极17除去的传感器70的距离l1至少5mm，但根据实际还可小于或大于这个距离。在传感器70相应定位的情况下，传感器70可测量包围探头10和传感器70的注入的电传导流体/灌注的任何介质的温度，因为流体的温度指示了可位置探头10以用于治疗的周围组织或关节空间的温度。流体温度因而可在不考虑由于激活电极12和探头10的返回电极17之间移动的电流所产生的任何能量的情况下进行测量。

温度传感器70可直接安装在轴上，如图4a中所示。然而，某些实施例可能具有吸气内腔(这里未显示)，用于吸取来自治疗位置的流体和消融的副产物，其中穿过底层吸气内腔的流体和气体的流入和/或流出可能影响传感器70所感测的温度。因而，在温度传感器70和轴13的外表面之间可放置隔热层74，例如热收缩管道或其它绝缘材料(即包含热塑性塑料，例如聚烯烃、聚氯乙烯(pvc)、聚四氟乙烯(ptfe)、氟化乙丙烯(fep)等等。)。传感器70可通过另一隔热层76而直接固定在轴13或底层74上，隔热层覆盖了传感器70和联接在传感器70上的导线72。这种覆盖的隔热层阻止周围流体的温度影响传感器70处的测量。覆盖层76的添加还可使温度传感器70与其周围盐水环境电隔离开，阻止或抑制电噪声引入到温度测量电路中，覆盖层76可由上面提到的任何材料组成。覆盖层76可粘合有内衬，以进一步隔离传感器70。

另外和/或备选地，温度传感器70可通过粘合剂78，例如环氧树脂或睛基丙希酸酯胶水进行隔离并固定在底层74上，粘合剂78可直接粘附在传感器70上，如图4b的详细侧视图中所示。

在这里未显示，但在2010年4月30日提交的题名为“增强温度测量的电外科系统和方法”美国专利申请no.12/771,129中所述的另一实施例中，其完整公开通过引用而结合在本文中，其包括可围绕轴13的周围定位多个温度传感器70，例如不止一个传感器，以便获得多个流体温度读数的变体。多个温度传感器70可关于轴13的圆周均匀地彼此相对定位，或者它们也可备选地定位在任意位置。在感测多个流体温度时，可为用户显示各个温度，并且/或者可对其计算，以便为用户呈现平均温度值和/或可显示最大的测量值。

现在参照图5，在另一变体中，典型探头10具有用于从身体或关节空间抽吸电传导流体的吸气内腔20，温度传感器70和导线72可备选地定位在吸气内腔20本身中，如图5的详细横截面图中所示。在这个示例中，最近位于激活屏幕电极40附近并被吸入到吸气内腔20的电传导流体的温度可根据一种用于确定组织附近由于电外科程序引起的温度-效应的方法进行测量。这种温度测量可用于控制rf输出，从而提供治疗作用，其中可能需要将目标组织的温度升高至特定的温度范围。这种配置还可能产生温度数据，其可用于将目标组织的温度与抽吸的导电流体/灌水直接关联起来，从而容许用户获得实际组织温度的直接反馈，并且/或者根据预设的限制或对于给定的程序或组织类型而限制rf输出。

独立于或除了探头10中或沿着探头10的温度感测机构之外，功率供应/控制器104还可配置为用于确定和/或控制电流输出。如早前论述的那样，在正常治疗操作期间的电流输出通常在大约200毫安(ma)或更小的范围内，具有大约300v(rms)电压。在1998年4月10日提交的，题名为“用于电外科中流体传送的功率供应和方法”的美国专利no.6,235,020中描述了用于感测电流输出的装置，其完整公开通过引用而结合在本文中。如之前论述的那样，当探头10紧密接近金属物体或电传导物体，例如另一外科仪器或目镜时，可能发生欠佳的情形，并且供给探头10的功率可能转向，并且在激活电极和金属物体之间产生电弧。这可能损伤金属仪器，并且还可能损伤激活电极表面，潜在地改变了由激活电极优选创造的组织效应。根据这里所述的某些实施例，控制器104因此可进行编程，以便在返回用于将较高的治疗性水平电压传送至目标组织的标准操作模式之前，在低电压模式、低电压脉冲或检查模式下执行预试验达某个时期。

这种低电压模式可在治疗性水平电压传送给组织之前的任何时间执行，要么在初始激励时，由此用户通过按下例如脚踏板或手动开关而命令控制器传送功率，或者贯穿在传送与探头的标准操作用途相关联的治疗性电压的时期中的暂停期间的程序的持续时间周期性传送功率。这种检查模式还可在检测到任何电弧之后，并且在返回治疗性电压水平之前自动地执行，而无须改变从用户至系统100的输入命令，即用户可以不放开或不激励脚踏板或指形开关。在预试验或检查模式期间的低电压可在10-90vrms之间的范围内，经过选择，从而在这个测试时期期间最小地改变周围组织，并最小地影响任何温度信号，并以相对较短的持续时间(即，小于大约100ms)发送给探头。更优选地，在预试验或检查模式期间传送的低电压在30-60vrms的范围内。

在低电压模式期间测量的电流同预定的电流上极限和下极限进行比较，电流上极限和下极限可基于下面更详细论述的若干变量进行设置。如果测量的电流下降到规定的范围之外，那么不容许激励对于正常治疗操作恰当的较高的电压传送水平。电流测量可继续，直至用户释放探头，或直至电流测量下降到与相关操作变量相对应的规定的上阈值和下阈值范围内。电流测量还可经过编程，以便在探头程序化使用期间反复地周期性地发生。

当电极浸渍在电传导介质中时，可形成电极电路。这个电极电路包括根据探头的激活电极、激活电极和返回电极之间的电传导流体、以及电极-介质界面的操作关系而产生的等离子体。由于这种配置，电极电路对于远离激活电极而朝向返回电极的能量流具有或呈现一定数量的阻抗。电极电路所呈现的阻抗可能依赖于许多因素。具体地说，在两个电极之间的这个电极电路阻抗可为以下之和：1)用于各个电极(即，激活电极和返回电极)的电极/介质界面；和2)在两个电极之间的介质阻抗。对于第一因素，电极与介质界面的阻抗是电极电气特性的函数，电极电气特性受到与介质接触的电极表面面积、以及电极表面的品质的影响。在本申请中，在使用一段时间过去之后，电极表面的品质主要受到电极表面材料的磨损影响。至于第二因素，在电极(返回和激活)之间的介质阻抗是介质(或定位在电极之间的任何材料，例如组织)的电导率和电极之间的距离的函数。在电传导流体，例如选择盐水作为介质的情况下，该阻抗随着介质温度的变化而改变。因此本公开的发明人已经发现可能对附近金属物体导致电弧的最小电流(或最大电极电路阻抗)依赖于许多变量而变化，包括但不局限于在激活电极和金属仪器之间的距离、探头的类型(例如激活电极尺寸和形状以及顶角)、与过去的探头使用时间相关联的激活电极的磨损、以及在激活电极附近或包围探头的电传导流体或介质中的温度。例如，可设定低电压检查模式下所测量的电流上阈值极限，使得当探头靠近金属仪器(并因而系统可能容易产生不合适宜的电弧)时，所测量的电流预计超过规定的电流上阈值极限，并且系统因此将阻止对于正常治疗操作恰当的较高电压传送水平被激励。类似地，作为示例，可设定电流下阈值极限，使得当探头不被灌注流体(例如通常用于关节囊关节镜检查的盐水)包围时，所测量的电流预计低于规定的电流下阈值极限，使得系统在这种状况下不会激励正常治疗的较高的电压传送水平。

图6显示了典型的图表，其显示了对于不同的探头状况，在电弧发生时的电流输出如何随探头激活电极和金属物体之间的距离而变化。通常，当大的金属物体，例如牵开器、内窥镜或移植物放置在靠近激活电极和返回电极的电传导流体中时，金属物体将具有与返回电极相似的电势。因此，如果金属仪器设置在类似或小于探头的激活电极和返回电极之间间隔的距离时，系统的电极电路阻抗通常可能发生变化。因此，如图6中所示，在初始低电压传送时的电流输出将随着大的金属物体与探头电极的距离或间隔的减少而增加。图6所描绘的曲线可用于基于电弧倾向发生时大的金属物体和探头电极之间预计的最大距离而设定电流上极限。图6显示了在周围传导流体测量达温度45ºc时用于初始测量的低电压信号下针对新近激励的棒的电流输出曲线605的一个示例，其典型地代表在电外科程序期间经过一段消逝的消融时期之后存在于关节囊中的灌注流体的温度。图6还显示了用于新棒的输出电流610的示例曲线，低电压信号用于当周围介质的温度经测量接近室温(例如25ºc)时的初始测量，例如当探头首先在关节囊中被激励时，或者在某些情况下，探头可能在灌注流体的关节镜外科现场之外被无意中激励。图6还显示了由于探头使用过去了极长的时间而具有相当大的电极磨损的棒，在传导流体经测量大约为25ºc时用于初始测量的低电压信号下的输出电流615的第三曲线的一个示例。如图所示，所测量的电弧电流输出值依赖于金属物体与探头的距离、以及探头激活电极上的磨损和激活电极附近所感测的介质温度而变化。探头激活电极上的磨损，或者激活电极在一段使用时间过去之后的状况可通过若干测量并处理后的电气参数进行确定，例如由系统跨激活电极耗散的能量、跨激活电极的能量传送的持续时间、以及系统使用类型(即，传送的消融或凝聚电压水平)。

例如，在0.5mm的距离处，即，当传送治疗性电压水平时可能发生电弧放电的地方，由点w指示的设置在25ºc的介质中的探头在用于初始测量的低电压信号下可能产生大约550ma的电流输出，相比之下，曲线605上的点x指示的典型的操作温度(45ºc)下的新探头在用于初始测量的低电压信号下可能产生680ma的电流输出。因此控制器104可经过编程，以便在低电压模式下产生大约50vrms的最初脉冲功率输出达某一时期或暂停时期，并同时测量电流输出。如果电流输出高于某一电流输出上极限，例如25ºc下550ma或45ºc下680ma，那么控制器可能不允许传送治疗性电压水平(大约300vrms)，直至电流下降到这个电流输出上极限以下。th电流输出上极限可通过一组预编程的值的组合和/或方法来限定，所述值编码于控制器104中(基于例如探头类型或程序)，其然后基于测量值进行进一步提炼或修改，例如来自设置于激活电极附近的传感器的温度测量，所述方法涉及确定电极磨损，例如跨给定电极的系统耗散的能量测量值、激励次数或总激励时间。例如，某些程序使用更大的凝聚电压，其产生更多的热量，显著地影响测量的输出电流。

参看第二示例，在大的金属物体和探头之间1.0mm的间隔或距离下，设置在25ºc的介质中，由点y指示的探头在用于初始测量的低电压信号下可产生大约450ma的电流输出，相比之下，在典型的操作温度(45ºc)下，由曲线605上的点z所指示的新探头对于这个给定的探头类型在用于初始测量的低电压信号下可产生大约600ma的电流输出。因此，如果探头是新的或很少磨损的，并且周围介质的温度已经测量为大约45ºc，那么控制器104可参照曲线605上的点z，并且新的极限值同较冷的温度相比可能高达大约600ma，较冷的温度可能具有400ma至450ma的极限值。作为进一步的改进，本发明人进一步设想棒的激励次数或激励长度还可进行量化，并且具有较低周围测量温度的磨损的棒甚至可具有更低的接近大约300ma的电流上阈值。如图6中所示和早前所述，介质温度方面的增加用于提供增加测量的电流输出阈值极限，因为电传导介质的高温倾向于减少传导介质的阻抗。如果不考虑温度，那么较高的测量的电流输出阈值极限可以容易地被理解为一种潜在的电弧放电或仪器故障的错误指示，而非仅仅局部温度的效应，这可阻止对于正常治疗操作而言恰当的较高电压传送水平的激励，并且潜在地对用户是受挫的。

如图7中所示，一种典型的曲线图显示了对于在激活电极形状、尺寸和顶角方面不同的两种典型的探头(探头a和探头b)所测量的电流输出对流体温度。该数据是在50vrms的典型低电压下取得的。如早前论述，电传导介质的阻抗随着温度的增加而通常以对数的方式下降；因此，升高的传导流体温度将导致更低的电极电路阻抗并从而增加了所测量的电流输出。因此控制器可进行预编程，以考虑探头类型，并使用所测量的温度来改进或修改电流输出阈值极限的上极限。例如，对于在较热的感测温度下的探头a而言，电流上阈值或上极限可为大约650毫安(可)，而对于在较冷温度下的探头b而言，电流上阈值可能大约是400ma。在某些实施例中，控制器104可经过编程，以便在某一时期内超过这些电流上阈值极限时为用户产生警报或指示。在其它变体中，控制器可经过编程，以便自动地完全切断功率。

低电压模式可在5ms至50ms之间的范围内持续。优选的是该时期对用户产生最小影响，从而不会感觉到激励上的延迟，然而电流和温度读数需要足够的时间进行正常化，尤其是在治疗性电压模式或较高电压模式之后立即发生低电压模式的情况下。已经发现在5ms至50ms之间的最小时期可为优选的。该时期对于减少任何电气噪声，以及对于稳定周围介质的温度测量是优选足够的。在一个实施例中，暂停时期设定在等于或大于100ms的恒定值下，并且更优选等于或大于250ms。在这个最小的暂停时期之后，可重复循环，导致在低电压模式下连续渐增的暂停时期。或者，在最小暂停时期之后，低电压模式可继续延续，直至电流输出达到可接受的水平，或者已经达到最大时间值，此时可将进一步的反馈指示给用户。在备选实施例中，控制器104可允许暂停时期持续，直至温度变化小于每50ms大约1摄氏度。

在其它变体中，控制器104还可以电流下极限阈值(或阻抗下极限)进行编程，为用户提供合适的警报或指示。电流下极限阈值测量可能由于激活电极和返回电极附近不足的电传导流体或探头中的故障而发生。这个电流下阈值测量还可在检查模式或低电压模式期间进行检测。

图8显示了根据至少某些实施例用于减少从电外科探头至相邻金属仪器的电弧放电的控制器流程图。具体地说，该方法开始于(图块800)并继续：将低电压高频能量从高频功率源传送给定位于电外科探头(810)远端的激活电极端子，之后测量来自高频功率源的电流输出和激活电极(820)附近的温度输出，之后修改或调整预编程的电流上极限，在控制器中基于温度输出(830)进行编码；然后将测量的电流输出与这个现在修改后的预定电流上极限(840)进行比较。如果电流输出低于修改后的预定极限，控制器可继续将高电压高频治疗性能量自动地传送给激活电极端子(850)的步骤。如果电流输出高于修改后的预定极限，那么控制器可重复传送低电压能量(810)，感测和测量电流输出和温度(820)，基于温度输出(830)修改预编程的电流上极限；然后将测量的电流输出与修改后的预定电流上极限(840)进行比较的步骤。如果在传送高电压治疗性能量(850)时检测到电弧，那么控制器可自动地返回传送低电压能量810，感测和测量电流输出和温度820，基于温度输出修改预编程的电流上极限(830)；然后将测量的电流输出与修改后的预定电流上极限(840)进行比较的步骤。上面列出的所有步骤都可自动地发生。

在一个备选实施例中，上述方法可首先包括命令控制器将治疗性水平的能量传送给设置在电外科仪器远端的激活电极，并且治疗性能量可在开始时进行传送，直至检测到电弧或者用户命令控制器暂停传送。在传送治疗性能量的同时，如果检测到电弧，那么控制器可自动地为用户指示这个故障，并且可同时或大致同时减少高频能量至传送给激活电极端子的低电压模式。在这种低电压模式中时，控制器可执行测量高频功率源的电流输出和激活电极附近的温度输出，之后修改或调整预编程的电流上极限，在控制器中基于温度输出进行编码；然后将测量的电流输出与这个修改后的预编程确定的电流上极限进行比较的步骤。一旦温度测量已经稳定，其可为至少10ms-50ms，那么控制器可执行这些测量、修改和比较的步骤。如果电流输出低于这种修改后的预定极限，那么控制器可返回治疗模式。在其它变体中，控制器还可将测量的电流输出与预编程的电流下极限进行比较，从而检测高阻抗故障，例如受损的仪器或缺乏足够的电传导流体。如果电流输出高于预编程的电流下极限，那么控制器还可仅仅返回治疗模式。

在没有脱离本发明的情况下可对公开的实施例做出其它修改和变化。例如，其它用途或应用是可行的。类似地，许多其它控制或表现仪器特征或利用电外科探头治疗组织的方法对于技术人员将是明显的。此外，这里所述的仪器和方法可在用于身体不同区域(例如肩部、膝盖等等)的仪器和用于其它组织治疗程序(例如软骨成形术、肺切除术等等)中加以利用。因而，虽然已经通过示例并出于理解清晰的目的详细描述了典型的实施例，但是各种变化、修正和修改对于本领域中的技术人员将是明显的。因此，本发明的范围仅由附属权利要求来限制。

虽然已经显示并描述了本发明的优选实施例，但是本领域中的技术人员在没有脱离本文的范围或教义的状况下可对其做出修改。这里所述的实施例仅仅是示例性的，并且不受限制。因为在本教义的范围内可做出许多变化和不同的实施例，包括此后等效的结构或材料，并且因为在本文所详述的实施例中可根据法律的叙述要求做出许多修改，所以应该懂得本文的细节应理解为说明性的，而非限制意义。