加刀片前面的组织汽化。例如，如果外科医生进行浅切割，则需要少量功率来汽化少量组织，因此对于给定的功率水平减小曳力。如果外科医生增加切割的深度，则需要更多的功率来汽化更大量的组织以保持相同的曳力水平。
[0090]根据本公开，基于形成于电外科器械的电极或切割尖端和组织之间的电弧放电模式或电弧的特性和/或基于在电极和组织之间感测的阻抗控制电外科器械的曳力或切割速度。电弧放电模式可以是电弧放电的脉冲模式和电弧放电的缺失。当存在“开路”或在电外科器械2的切割尖端和组织425之间的较高电容阻抗时(例如，当刀片较慢地移动时)或当电外科器械快速地移动并且与组织接触时在电外科器械2的切割尖端和组织之间有电阻阻抗时，发生电弧放电的缺失。
[0091]因此刀片405和组织425之间的高电容阻抗指示低曳力，原因是电外科器械2的切割尖端离组织太远以致于不能产生电弧并且电外科能量的功率处于高水平。刀片405和组织425之间的电阻阻抗指示高曳力，原因是电外科器械2的切割尖端与组织425接触并且电外科能量的功率处于低水平。
[0092]在一些实施例中，电弧放电模式可以包括三个状态或模式:(I)向组织电弧放电的缺失，(2)向组织电弧放电，以及(3)与组织接触。在其它实施例中，电弧放电模式包括输送到组织的电外科能量的电压和/或电流波形的形状或其它特性。例如，电弧放电期间的谐波失真的形状或其它特性可以有用于预测切割尖端何时可以与组织接触。电弧放电模式可以是在100 μ s到Ims的标度上的RF波形中的宏观电弧放电模式和/或在2到10 μ s标度上的RF波形中的微观电弧放电模式。
[0093]各种技术可以用于检测电弧放电模式。当电弧在电外科器械的电极和组织之间形成时，流动到组织的电外科能量的电压和/或电流波形可以显著地变化。用于检测电弧放电模式的技术包括检测电压和/或电流波形的这些变化。
[0094]图5B和5C显示示出图4中所示的外科程序的速度、曳力和输送到组织的电外科能量的电压和电流之间的相位之间的关系的图形540和545。类似于图5A，图形540显示当恒定电外科功率施加到具有恒定厚度的组织时曳力与速度斜坡(即，恒定加速度)的函数关系。如图所示，当速度达到特定值时，曳力54急剧增加。图形545显示在上面关于图形540所述的相同条件下施加到组织的电外科功率的电压和电流之间的相位差(即，轴线550)与速度(即，轴线520)的函数关系。如图所示，相位差546线性地减小(即，斜坡548)并且然后在大约相同的速度下变为恒定549，在所述速度下曳力541开始增加。
[0095]相位差546中的斜坡548可以由从不切割过渡到以最大速度切割导致。因此，可以通过监测电外科功率的电压和电流之间的相位差并且调节输出电外科功率以保持期望相位差和由此带来的期望切割效果而控制电外科功率。在一些实施例中，如果以更高的速度与功率比发生期望切割效果，则电外科功率可以被调制或脉动以降低速度与功率比持续足够的时间以确定相位差并由此确定图形545上的位置。该信息然后可以用于通过调节输出电外科功率保持特定切割效果。
[0096]图6是示出用于检测外科程序期间电外科器械2和组织之间的电弧放电模式的一种技术的图形600。图形600包括指示由图3的电压传感器370测量的电外科能量的电压的第一轴线610、指示由图3的电流传感器380测量的电流的第二轴线620，以及指示时间的第三轴线630。在电弧放电期间，电压波形611和电流波形621分别由电压传感器370和电流传感器380测量。通过电压波形611和电流波形621之间的差异显示电弧放电。电流波形621的形状显示电弧期间的电流流动，并且当电压波形611下降时，电弧熄灭，并且然后重新建立。电流波形621显示明显的谐波失真，而电压波形611显示很小的失真。
[0097]因此，控制器324可以配置成当控制器324检测到电流波形621中的谐波失真或谐波失真的特定形状或其它特性时检测到电弧放电。替代地，控制器324可以配置成当控制器324检测到电压波形611中的谐波失真或谐波失真的特定形状或其它特性时检测到电弧放电。电压和电流波形中的谐波失真的量取决于戴维南(Thevenin)输出阻抗与电弧事件的负载电阻的比较。如果输出阻抗比负载小，则电压将是相对无谐波的，而电流将失真。在另一方面，如果输出阻抗比负载阻抗大，则电流将是相对无谐波的，而电压将失真(例如，当电流上升时电压将下降)。
[0098]可以使用可以在控制器324中实现的FFT或DFT频率分解技术(例如，使用多个单频DFT算法)、G0ertZel滤波器或一个或多个带通滤波器、解调滤波器检测电压和电流波形的谐波失真。例如，一个或多个单频DFT算法或一个或多个窄带带通滤波器可以配置成用于与指示组织作用于刀片405的曳力的水平的特定电弧放电模式或特性关联的一个或多个谐波频率。这些滤波器可以监测电外科能量的电压和电流波形的二次、三次和/或五次谐波。在一些实施例中，可以使用多相解调技术检测特定谐波，所述多相解调技术使用一种类型的抽取数字滤波器。多相解调技术可以用于产生系列带通滤波器。根据多相解调技术，感兴趣的一个或多个频率被解调为基带(直流频率)并且在感兴趣的一个或多个频率下感测幅度。
[0099]时域技术可以用于检测电弧放电模式。例如，控制器324可以确定电外科能量的电压和电流波形之间的归一化差异。如果归一化差异超过预定值，则检测到电弧放电。否则，未检测到电弧放电。在实施例中，控制器324可以包含FPGA，所述FPGA执行电压和电流波形的实时分析以允许实时控制输送到组织的电外科能量的功率和/或波形。
[0100]可以基于从电压传感器370所感测的电压和电流传感器380所感测的电流计算的阻抗检测电弧放电模式。电弧放电或阻抗模式将包括在电弧期间的低阻抗和当电弧熄灭时的尚阻抗。
[0101]可以基于使用所感测的电压和电流波形计算的阻抗和它们之间的相移检测上述的电弧放电模式。阻抗将包括在电弧放电期间的低电感阻抗、当未电弧放电时的高电容阻抗，以及在与组织接触时的主要电阻阻抗。
[0102]可以基于电极处的电压和电流波形之间的时间平均相移的测量检测上述的电弧放电模式。平均相移从电极与组织电阻接触时的小值单调地增加到电弧放电发生持续被测量时间的较大部分时的逐渐增高值，增加到稳定电弧放电逐渐由电容耦合代替时(当电极-组织分离或间隙变大到足以熄灭电弧放电)的更加高值。
[0103]在另外的其它实施例中，可以通过分析电压和电流波形的相位特性检测上述的电弧放电。例如，电压和电流波形之间的相位的变化可以指示电弧放电模式的状态之间的过渡。当电压施加到电外科器械的电极并且在电极和组织之间没有电弧放电时，电压和电流波形基本上异相，原因是电极和组织显得像电容器。当电弧形成于电极和组织之间时，并且当电极正以很慢速度通过组织时，电压和电流波形之间的平均相位继续显现为电容性。当电极通过组织的速度增加时，在供应功率保持恒定的情况下，电压和电流波形之间的平均相位与速度成大致线性关系地减小。
[0104]当在供应功率下电极速度超过最大切割速率时，电极保持与组织接触并且电压和电流波形之间的相位差近似为零，对应于纯电阻电路。即使电极和组织之间的接触是纯电阻的，由于通向电极和来自患者的导线，被测量相位也将常常包括电感部件。这可以导致电压和电流波形之间的被测量相位通过零并且略微变为负。
[0105]电压和电流之间的相位的变化可以由控制器324使用上述的一些技术检测。例如，控制器324可以包括零交叉检测器，其中从电压波形的零交叉的时间减去电流波形的零交叉之间的时间以获得时间延迟。然后，基于RF频率将时间延迟转换成相移。也可以通过使用FFT、DFT或Goertzel，通过检测特定频率下的每个波形的相位并且然后从电流相位结果减去电压相位结果而检测电压和电流波形之间的相移。也可以通过将所感测的电压和电流波形馈送到适当的逻辑门(例如，AND门)、使来自逻辑门的输出相关并且平均来自逻辑门的相关输出而确定相位。这些计算可以在控制器324的FPGA中被执行。
[0106]在一些实施例中，控制器324可以保持给定的功率设置并且改变电外科能量的峰值电压或峰值因数以获得期望曳力。在其它实施例中，当生成的电外科能量具有连续波形(例如，在切割模式下)时，RMS电压可以被调节以获得期望曳力。在另外的其它实施例中，控制器324可以基于被检测电弧放电或阻抗模式控制由输出级328生成的电外科能量的波形的形状以获得期望曳力。
[0107]控制器324可以通过控制输出级328生成电外科能量的波形形状或其它特性控制曳力或切割速度以获得期望曳力或切割速度。例如，如果外科医生设置具有最小凝固的最大切割速度(或设置最小曳力)，则控制器324可以生成具有100%占空比的切割波形。如果外科医生减小切割速度(或增加曳力)，则控制器324可以生成具有小于100%占空比的切割波形(例如，针对混合模式为50%，针对调制凝固波形的电压的V模式为25%，并且针对电灼模式为4.7% )。具有小于100%占空比的切割波形增加峰值因数，这提供更多的凝固，但是更小的切割能力。对于相同功率，较低占空比模式也增加峰值电压。功率和占空比两者可以一起被调节以保持峰值电压一致，同时减小切割能力。如果峰值电压不保持恒定，则当占空比减小时电弧距离将增加。当感测到组织接触(即，感测到电阻阻抗)时控制器324可以启动具有高功率或100%占空比的切割波形，并且然后在初始切割开始之后切换到较低功率或小于100%的