專利名稱：用于切割和凝固組織的裝置和技術的制作方法
技術領域：
本公開一般涉及超聲外科系統(tǒng)，更具體地涉及一種允許外科醫(yī)生執(zhí)行切割和凝固的超聲系統(tǒng)。
背景技術：
超聲外科器械憑借此類器械的獨特的性能特征而在外科手術中得到日益廣泛的應用。根據(jù)具體器械構型和操作參數(shù)，超聲外科器械能夠通過凝固基本上同時進行組織切割和止血，從而有利地使患者創(chuàng)傷最小化。切割動作通常通過在器械遠端處的端部執(zhí)行器或刀片末端完成，該端部執(zhí)行器將超聲能量傳輸?shù)浇佑|端部執(zhí)行器的組織。具有這一性質的超聲器械可被配置用于開放性外科用途、腹腔鏡式或內窺鏡式外科手術，包括機器人輔助手術。一些外科器械將超聲能量用于精確切割和受控凝固兩者。與電外科使用的溫度相t匕，超聲能量使用更低的溫度來切割和凝固。通過高頻振動(例如每秒55，500次)，超聲刀使組織中的蛋白變性以形成粘性凝固物。刀片表面施加在組織上的壓力使血管塌縮并允許所述凝固物形成止血密封。切割和凝固的精度受外科醫(yī)生的技術以及對功率電平、刀刃、組織牽引力和刀片壓力的調節(jié)的控制。然而，醫(yī)療裝置的超聲技術的主要問題仍為血管的密封。申請人和其他人完成的工作已表明，在應用標準超聲能量之前，當血管的內部肌肉層從外膜層分離并運動離開時會產(chǎn)生最佳血管密封。目前實現(xiàn)這種分離的工作涉及增大施加到血管的夾持力。此外，使用者并不總是能夠獲得正被切割的組織的視覺反饋。因此，當不能獲得視覺反饋時，希望提供一些形式的反饋來提醒使用者切割已完成。此外，如果沒有用于提示切割已完成的一些形式的反饋指示，使用者可能在即使切割已完成的情況下繼續(xù)啟動諧波器械，這樣，當在鉗口之間具有很少物質甚至沒有物質的情況下啟動諧波器械時產(chǎn)生的熱量會對諧波器械以及周圍組織造成可能的損害。超聲換能器可被模塑成具有第一支路和第二“動態(tài)”支路的等效電路，所述第一支路包括靜電容，所述第二“動態(tài)”支路包括串聯(lián)的電感、電阻和電容，所述電感、電阻和電容限定諧振器的機電性能。常規(guī)超聲發(fā)生器可包括調諧電感器，所述調諧電感器用于解諧處于諧振頻率的靜電容，使得基本上所有發(fā)生器的電流輸出均流入動態(tài)支路中。動態(tài)支路電流與驅動電壓一起限定阻抗和相位幅值。因此，在使用調諧電感器的情況下，發(fā)生器的電流輸出代表動態(tài)支路電流，并且因此發(fā)生器能夠保持其驅動輸出處于超聲換能器的諧振頻率。調諧電感器還轉換超聲換能器的相阻抗圖以改善發(fā)生器的頻率鎖定能力。然而，調諧電感器必須與超聲換能器的特定靜電容匹配。具有不同靜電容的不同超聲換能器需要不同的調諧電感器。用于將電能施加到組織以治療和/或破壞組織的電外科裝置也在外科手術中得到日益廣泛的應用。電外科裝置通常包括手持件、在遠側安裝有端部執(zhí)行器(例如，一個或多個電極)的器械。所述端部執(zhí)行器可抵靠組織定位，使得電流被引入組織中。電外科裝置可被配置成用于雙極性或單極性操作。在雙極性操作期間，電流分別通過端部執(zhí)行器的有源電極和返回電極被引入組織中并從組織返回。在單極性操作期間，電流通過端部執(zhí)行器的有源電極被引入組織中，并通過返回電極(例如，接地墊)返回，所述有源電極與所述返回電極分開地位于患者身體上。流過組織的電流所產(chǎn)生的熱可在組織內和/或在組織之間形成止血密封，并因此可尤其適用于例如密封血管。電外科裝置的端部執(zhí)行器也可包括能夠相對于組織運動的切割構件以及用以橫切組織的電極。由電外科裝置施加的電能可通過與手持件連通的發(fā)生器傳遞至器械。電能可為射頻(“RF”)能的形式。射頻能為可在300千赫茲(kHz)至I兆赫茲(MHz)頻率范圍內的電能形式。在應用中，電外科裝置可穿過組織傳遞低頻射頻能，這會引起離子振蕩或摩擦，并實際上造成電阻性加熱，從而升高組織的溫度。由于受影響的組織與周圍組織之間形成明顯的邊界，因此外科醫(yī)生能夠以高精確度進行操作，并在不損傷相鄰的非目標組織的情況下進行控制。射頻能的低操作溫度適用于在密封血管的同時移除、收縮軟組織、或對軟組織塑型。射頻能尤其良好地適用于結締組織，所述結締組織主要由膠原構成，并且在接觸熱時收縮。由于其獨特的驅動信號、感測和反饋需求，超聲和電外科器械通常需要專用的發(fā)生器。另外，在其中器械為一次性的或可與手持件互換的情形中，超聲和電外科發(fā)生器識別所用特定器械構型以及相應地優(yōu)化控制和診斷過程的能力受限。此外，來自發(fā)生器的信號在與患者隔離的電路中的電容耦合尤其在較高的電壓和頻率范圍的情形中可導致患者暴露于不可接受水平的泄漏電流中。期望提供一種克服當前器械的某些缺陷的外科器械。本文所述的外科系統(tǒng)能夠克服這些缺陷。

發(fā)明內容
在一個總體方面，實現(xiàn)所描述的實施例的原理的超聲外科器械組件被配置成允許在外科手術過程中 選擇性地解剖、切割、凝固和夾緊組織。在一個實施例中，端部執(zhí)行器聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)。聯(lián)接到超聲驅動系統(tǒng)的發(fā)生器生成第一超聲驅動信號。所述超聲驅動系統(tǒng)包括聯(lián)接到波導的超聲換能器以及聯(lián)接到波導的端部執(zhí)行器。所述超聲驅動系統(tǒng)被配置成以諧振頻率諧振。在一個方面，發(fā)生器是可操作的以驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器。發(fā)生器是可操作的以生成至少一個電信號、針對第一組邏輯條件監(jiān)測所述至少一個電信號、以及在滿足所述第一組邏輯條件時觸發(fā)發(fā)生器的第一響應。


所述實施例的新穎結構在所附權利要求書中進行了具體描述。然而，對組織和操作方法來講均可通過結合附圖參照以下描述最深刻地理解所描述的實施例，其中:圖1是示出超聲外科器械的一個實施例的透視圖。圖2是超聲外科器械的一個實施例的分解透視組件視圖。圖3是夾持臂的一個實施例的示意圖，其中示出了力的計算。圖4是常規(guī)振蕩器在高功率和輕負載下的電流、電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖
/Jn ο圖5是常規(guī)振蕩器在高功率和重負載下的電流、電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖
/Jn ο圖6是無負載的振蕩器的一個實施例的電流階躍函數(shù)波形與電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖示。圖7是輕負載的·振蕩器的一個實施例的電流階躍函數(shù)波形與電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖示。圖8是重負載的振蕩器的一個實施例的電流階躍函數(shù)波形與電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖示。圖9示出了發(fā)生器的驅動系統(tǒng)的一個實施例，所述驅動系統(tǒng)形成用于驅動超聲換能器的超聲電信號。圖10示出了外科系統(tǒng)的一個實施例，所述外科系統(tǒng)包括超聲外科器械以及包括組織阻抗模塊的發(fā)生器。圖11示出了包括組織阻抗模塊的發(fā)生器的驅動系統(tǒng)的一個實施例。圖12示出了可與外科系統(tǒng)一起使用的夾持臂組件的一個實施例。圖13是聯(lián)接到刀片和夾持臂組件的組織阻抗模塊的示意圖，其中組織位于刀片與夾持臂組件之間。圖14示出了用于驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的方法的一個實施例。圖15A示出了確定組織狀態(tài)變化并相應地激活輸出指示器的一個實施例的邏輯流程圖。圖15B是示出頻率拐點分析模塊的操作的一個實施例的邏輯流程圖。圖15C是示出電壓降分析模塊的操作的一個實施例的邏輯流程圖900。圖16示出了包括發(fā)生器以及可與其結合使用的各種外科器械的外科系統(tǒng)的一個實施例。圖17為圖16所示外科系統(tǒng)的圖。
圖18是示出一個實施例中的動態(tài)支路電流的模型。圖19是一個實施例中的發(fā)生器架構的結構視圖。圖20是可在發(fā)生器的一個實施例中實施的組織算法的邏輯流程圖。圖21是圖20所示組織算法的可在發(fā)生器的一個實施例中實施的信號評價組織算法部分的邏輯流程圖。圖22是可在發(fā)生器的一個實施例中實施的用于評價圖21所示信號評價組織算法的評價條件集合的邏輯流程圖。圖23是發(fā)生器的一個實施例在典型的組織切割過程中的頻率斜率(頻率的一階時間導數(shù))與時間的關系波形的圖示。圖23A是發(fā)生器的一個實施例在典型的組織切割過程中的頻率斜率的斜率(頻率的二階時間導數(shù))與虛線所示時間的關系波形的圖示，該波形疊加在圖23所示的波形之上。圖24是發(fā)生器的一個實施例在典型的組織切割過程中在涉及圖23所示圖示時的頻率與時間的關系波形的圖示。圖25是發(fā)生器的一個實施例在典型的組織切割過程中在涉及圖23所示圖示時的驅動功率與時間的關系波形的圖示。圖26是發(fā)生器的一個實施例在老化測試過程中的頻率斜率與時間波形的關系的圖示。圖27是發(fā)生器的一個實施例在老化測試過程中在涉及圖26所示圖示時的頻率與時間的關系波形的圖示。 圖28是發(fā)生器的一個實施例在老化測試過程中在涉及圖26所示圖示時的功耗與時間的關系波形的圖示。圖29是多個發(fā)生器/器械組合在老化測試過程中頻率隨時間變化的波形的圖示。圖30是發(fā)生器的一個實施例的歸一化組合阻抗、電流、頻率、功率、能量和溫度波形的圖示，所述發(fā)生器聯(lián)接到超聲器械以盡可能快地連續(xù)10次切割離體的豬空腸組織并同時保持發(fā)生器貫穿整個過程運行。圖31A是發(fā)生器的一個實施例在進行連續(xù)組織切割過程中在一段時間內的阻抗和電流與時間的關系波形的圖示。圖31B是發(fā)生器的一個實施例在進行連續(xù)組織切割過程中在一段時間內的頻率與時間的關系波形的圖示。圖31C是發(fā)生器的一個實施例在進行連續(xù)組織切割過程中在一段時間內的功率、能量和溫度與時間的關系波形的圖示。圖32是發(fā)生器的一個實施例的頻率、加權頻率斜率波形、和溫度與時間的關系波形的組合圖示，所述加權頻率斜率波形通過α值為0.1的指數(shù)加權移動平均方法計算得出。圖33是圖32所示頻率與時間的關系波形的圖示。圖34是圖32所示加權頻率斜率與時間的關系波形的圖示。圖35是發(fā)生器的一個實施例在對空腸組織進行十次切割的過程中頻率與時間的關系波形的圖示以及溫度與時間信號的關系的圖示。圖36是發(fā)生器的一個實施例在中間組織被激活的情況下對空腸組織進行十次切割的過程中圖35所示頻率與時間的關系波形的圖示。圖37是發(fā)生器的一個實施例在對空腸組織進行十次切割的過程中頻率斜率與時間的關系波形的圖示。圖38是功率與時間的關系波形的圖示，所述關系波形表示發(fā)生器的一個實施例在對空腸組織進行十次切割的過程中所消耗的功率。圖39是發(fā)生器的一個實施例在對空腸組織進行十次切割的過程中電流與時間的關系波形的圖示。圖40是發(fā)生器的一個實施例的“跨回頻率斜率閾值”參數(shù)結合頻率斜率與時間的關系波形的圖示。圖41是超聲器械的一個實施例對離體頸動脈施加脈沖的組合圖示，其中顯示歸一化的功率、電流、能量和頻率波形與時間的關系。圖42A是發(fā)生器的一個實施例在進行連續(xù)組織切割過程中在一段時間內的阻抗和電流與時間的關系波形的圖示。圖42B是發(fā)生器的一個實施例在進行連續(xù)組織切割過程中在一段時間內的頻率與時間的關系波形的圖示。圖42C是發(fā)生器的一個實施例在進行連續(xù)組織切割過程中在一段時間內的功率、能量和溫度與時間的關系波形的圖示。圖43是針對圖41和圖50A-C所示的脈沖施加計算得出的頻率斜率波形的圖示，該圖示是按總比例繪制。

圖44是針對圖43所示的脈沖施加計算得出的頻率斜率波形的圖示的縮放視圖。圖45是其他所關注數(shù)據(jù)(例如阻抗、功率、能量、溫度)波形的圖示。圖46是總結各種超聲器械類型的加權頻率斜率與功率電平的關系的圖示。圖47是發(fā)生器的一個實施例的諧振頻率、平均諧振頻率和頻率斜率與時間的關系波形的圖示。圖48是圖47所示諧振頻率和平均諧振頻率與時間的關系波形的縮放圖。圖49是發(fā)生器的一個實施例的諧振頻率和電流與時間的關系波形的縮放圖。圖50是聯(lián)接到超聲器械的發(fā)生器的一個實施例的歸一化組合功率、阻抗、電流、能量、頻率和溫度波形的圖示。
具體實施例方式在詳細說明超聲外科器械的各種實施例之前，應該指出的是，例證性實施例的應用或使用并不局限于附圖和說明書中詳細示出的部件的構造和布置。例證性實施例可單獨實施，也可與其他實施例、變型和修改形式結合在一起實施，并可以通過多種方式實踐或執(zhí)行。此外，除非另外指明，本文所用的術語和表達是出于方便讀者而對例證性實施例進行描述的目的選取的，并非出于限制的目的。此外，應當理解，下述實施例、實施例表達、例子中的任何一個或多個可與下述其他實施例、實施例表達和例子中的任何一個或多個結合。各種實施例均涉及改進的超聲外科器械，其被配置成在外科手術中使組織解剖、切割和/或凝固更有效。在一個實施例中，超聲外科器械設備被配置為用于開放性手術中，但所述設備也可應用于其他類型手術中，例如腹腔鏡式、內窺鏡式和機器人輔助手術。通過選擇性地使用超聲能量，方便了多種用途。將結合本文所述的超聲器械描述各種實施例。以舉例而非進行限制的方式提供此類說明，并且不旨在限制其范圍和應用。例如，所述實施例中的任一個均可與多個超聲器械結合使用，所述超聲器械包括在例如美國專利5，938，633,5, 935，144,5, 944，737、5，322，055,5, 630，420、和 5，449，370 中所描述的那些。通過以下說明將變得顯而易見的是，設想本文所述的外科器械的實施例可與外科系統(tǒng)的振蕩器單元相關聯(lián)地使用，由此振蕩器單元的超聲能量為當前的外科器械提供期望的超聲致動。還設想，本文所述的外科器械的實施例可與外科系統(tǒng)的信號發(fā)生器單元相關聯(lián)地使用，由此例如射頻(RF)形式的電能被用來為與外科器械有關的使用者提供反饋。超聲振蕩器和/或信號發(fā)生器單元可與外科器械不可拆卸地一體化，或者可作為可電附接至外科器械的分離組件提供。本外科設備的一個實施例由于其簡單構造而被具體地配置成用于一次性使用。然而，還設想本外科器械的其他實施例可被配置成用于非一次性或多次使用。僅出于例證性目的，當前公開了本外科器械與相關聯(lián)的振蕩器和信號發(fā)生器單元的可拆卸連接，用于單個患者使用。然而，還設想本外科器械與相關聯(lián)的振蕩器和/或信號發(fā)生器單元的不可拆卸的一體式連接。因此，當前所述的外科器械的各種實施例可被配置成與可拆卸的和/或不可拆卸的一體化振蕩器和/或信號發(fā)生器單元一起用于單次使用和/或多次使用，然而并非僅限于此，而是這些構造的所有組合均被設想為落入本公開的范圍內。參照圖1-3,其不出包括超聲外科器械100的外科系統(tǒng)19的一個實施例。外科系統(tǒng)19包括超聲發(fā)生器30和超聲外科器械100，所述超聲發(fā)生器通過合適的傳輸介質例如纜線22連接至超聲換能器50。盡管在當前公開 的實施例中顯示，發(fā)生器30與外科器械是100分開的，然而在一個實施例中，發(fā)生器30可與外科器械100整體形成，以形成一體式外科系統(tǒng)19。發(fā)生器30包括位于發(fā)生器30控制臺的前面板上的輸入裝置406。輸入裝置406可包括生成適于編程發(fā)生器30的操作的信號的任何合適的裝置，如隨后將參照圖9所述。仍參照圖1-3，纜線22可包括多個電導體，用于將電能施加至超聲換能器50的正(+ )電極和負(_)電極。應注意，在一些應用中，超聲換能器50可被稱為“柄部組件”，這是因為在各種手術和操作過程中，外科系統(tǒng)19的外科器械100可被配置成使得外科醫(yī)生可抓緊并操縱超聲換能器 50。合適的發(fā)生器 30 是 Ethicon Endo-Surgery, Inc.(Cincinnati, Ohio)出售的GEN300，如以下美國專利中的一者或多者所公開的，所述美國專利全部以引用方式并入本文中:美國專利 6，480，796 (Method for Improving the Start Up of an UltrasonicSystem Under Zero Load Conditions);美國專利 6，537, 291 (Method for Detecting aLoose Blade in a Handle Connected to an Ultrasonic Surgical System);美國專利6,626,926 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition ofBlade Resonance Frequency at Startup);美國專利 6，633，234 (Method for DetectingBlade Breakage Using Rate and/or Impedance Information);美國專利 6，662，127(Method for Detecting Presence of a Blade in an Ultrasonic System);美國專利6,678,621 (Output Displacement Control Using Phase Margin in an UltrasonicSurgical Handle);美國專利 6，679，899(Method for Detecting Transverse Vibrationsin an Ultrasonic Handle);美國專利 6，908，472 (Apparatus and Method for AlteringGenerator Functions in an Ultrasonic Surgical System);美國專利 6，977,495(Detection Circuitry for Surgical Handpiece System);美國專利 7，077，853 (Methodfor Calculating Transducer Capacitance to Determine Transducer Temperature);美國專利 7，179，271(Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisitionof Blade Resonance Frequency at Startup);以及美國專利 7，273，483 (Apparatus andMethod for Alerting Generator Function in an Ultrasonic Surgical System)。根據(jù)所述實施例，超聲發(fā)生器30生成特定電壓、電流、和頻率例如55，500周每秒(Hz)的電信號。發(fā)生器30通過纜線22連接至柄部組件68，該柄部組件包括形成超聲換能器50的壓電陶瓷元件。響應于柄部組件68上的開關312a或通過另一纜線連接至發(fā)生器30的腳踏開關434，發(fā)生器信號被施加至換能器50，這引起其元件的縱向振動。用一個結構將換能器50連接至外科刀片79，因此當發(fā)生器信號被施加至換能器50時該刀片以超聲頻率振動。所述結構被設計成以選擇的頻率諧振，因此放大通過換能器50發(fā)起的運動。在一個實施例中，發(fā)生器30被配置成產(chǎn)生特定電壓、電流和/或頻率的輸出信號，所述信號可在高分辨率、精度和再現(xiàn)性的情況下階躍。參照圖4， 在當前系統(tǒng)中，在時刻O時啟動常規(guī)振蕩器，從而使電流300升至大約340mA的期望設定點。在大約2秒處，施加輕負載，從而使電壓310、功率320、阻抗330相應地增大且諧振頻率340發(fā)生變化。參照圖5，在當前系統(tǒng)中，在時刻O時啟動常規(guī)振蕩器，從而使電流300升至大約340mA的期望設定點。在大約2秒處，施加增大的負載，從而使電壓310、功率320、阻抗330相應地增大且諧振頻率340發(fā)生變化。在大約7秒處，負載增大到使振蕩器進入平坦功率模式的點，在所述平坦功率模式中，只要振蕩器保持在電源的電壓范圍內，則負載的進一步增大使功率保持在35W。在平坦功率模式期間電流300發(fā)生改變，因此位移改變。在大約
11.5秒處，負載減小至使電流300返回至大約340mA的期望設定點的點。電壓310、功率320、阻抗330和諧振頻率340隨負載改變?，F(xiàn)在再次參照圖1-3，超聲外科器械100包括多件式柄部組件68，其適于使操作者與超聲換能器50中所包含的聲學組件的振動隔離?？蓪⒈拷M件68成形為使用者能夠以常規(guī)方式抓握的形狀，但設想主要通過器械的柄部組件提供的觸發(fā)器狀裝置來抓握和操縱本超聲外科器械100，如下文所述。盡管示出了多件式柄部組件68，然而柄部組件68可包括單個組件或一體式組件。超聲外科器械100的近端通過將超聲換能器50插入柄部組件68中來容納并配合該換能器50的遠端。在一個實施例中，超聲外科器械100可作為一個單元附接到超聲換能器50并且從該超聲換能器移除。在其他實施例中，超聲外科器械100和超聲換能器50可形成為一體式單元。超聲外科器械100可包括柄部組件68，所述柄部組件包括配合外殼部69、外殼部70和傳輸組件71。當本器械被配置成用于內窺鏡式使用時，所述構造的尺寸設定成使傳輸組件71具有大約5.5mm的外徑。超聲外科器械100的細長傳輸組件71從器械柄部組件68正交地延伸。傳輸組件71可通過旋轉旋鈕29選擇性地相對于柄部組件68旋轉，如以下所進一步描述。柄部組件68可由耐用塑料構成，例如聚碳酸酯或液晶聚合物。也設想柄部組件68可另外由包括其他塑料、陶瓷或金屬的多種材料制成。傳輸組件71可包括外部管狀構件或外部護套72、內部管狀致動構件76、波導80和端部執(zhí)行器81，所述端部執(zhí)行器包括例如刀片79、夾持臂56和一個或多個夾持墊58。如隨后所述，外部護套72、致動構件76和波導80或傳輸桿可接合在一起，以作為一個單元(與超聲換能器50 —起)相對于柄部組件68旋轉。適于將超聲能量從超聲換能器50傳輸?shù)降镀?9的波導80可為柔性、半柔性或剛性的。如在本領域中所熟知，波導80也可被配置成放大通過波導80傳輸?shù)降镀?9的機械振動。波導80還可具有用于控制沿波導80的縱向振動增益的結構以及用于將波導80調諧到系統(tǒng)諧振頻率的結構。具體地，波導80可具有任何合適的橫截面尺寸。例如，波導80可具有大體上均勻的橫截面或波導80可在多個截面處漸縮或可沿其整個長度漸縮。在當前實施例的一種表現(xiàn)形式中，波導的直徑為約標稱0.113英寸，以最小化刀片79的偏轉量，使得最小化端部執(zhí)行器81的近側部分中的間隙。刀片79可與波導80成為一體并形成為單個單元。在當前實施例的替代表現(xiàn)形式中，刀片79可通 過螺紋連接、焊接接頭或其他聯(lián)接機構連接。刀片79的遠端設置在波腹附近，以便在聲學組件未被組織承載時將聲學組件調諧至優(yōu)選的諧振頻率f。。當超聲換能器50被供能時，刀片79的遠端被配置成在例如大約10至500微米峰間范圍內、并且優(yōu)選地在約20至約200微米的范圍內以例如55，500Hz的預定振動頻率f。縱向運動。具體參照圖1-3，其中示出了與該超聲外科器械100 —起使用的夾持構件60的一個實施例，并且所述夾持構件被配置成與刀片79協(xié)作地操作。與刀片79結合的夾持構件60通常被稱為端部執(zhí)行器81，并且夾持構件60還通常被稱為夾具。夾持構件60包括可樞轉運動的夾持臂56，其連接至外部護套72的遠端以及致動構件76，所述夾持臂與組織接合墊或夾持墊58結合。夾持臂56通過觸發(fā)器34可樞轉地運動，并且端部執(zhí)行器81通過旋轉旋鈕29可旋轉地運動。在實施例的一個表現(xiàn)形式中，夾持墊58由E.1.Du Pont de Nemours
and Company的商標名稱為TEFLON#的低摩擦系數(shù)聚合材料形成，或由任何其他合適的低摩擦材料形成。夾持墊58安裝在夾持臂56上，以與刀片79協(xié)作，夾持臂56的樞轉運動將夾持墊58定位成與刀片79基本平行并接觸，從而限定組織治療區(qū)域。通過這種構造，組織被抓緊在夾持墊58與刀片79之間。如圖所示，夾持墊58可設置有非平滑表面，例如鋸齒狀構型，以與刀片79協(xié)作來提高對組織的抓持。鋸齒狀構型或齒提供相對于刀片79的運動的牽引力。所述齒還提供相對于刀片79和夾持運動的反牽引力。本領域的技術人員應當理解，鋸齒狀構型只是許多組織接合表面的一個例子，以防止組織相對于刀片79的運動而運動。其他例證性的例子包括凸耳、十字交叉圖案、胎面圖案、噴珠或噴砂的表面。由于正弦運動，運動的最大位移或振幅位于刀片79的最遠側部分，而組織治療區(qū)域的近側部分位于遠側末端振幅的大約50%的位置處。在操作期間，端部執(zhí)行器81的近側區(qū)域中的組織將脫水和變薄，并且端部執(zhí)行器81的遠側部分將橫切遠側區(qū)域中的組織，從而允許近側區(qū)域中的脫水和變薄的組織朝遠側滑動至端部執(zhí)行器81的更加活性的區(qū)域，以完成組織橫切。圖3示出力圖以及致動力Fa (由致動構件76提供)與橫切力Ft (在最佳組織治療區(qū)域的中點處測得)之間的關系。Ft=Fa (X2A1)(I)其中Fa等于近側彈簧94 (更少的摩擦損失)的彈簧預負載，并且在一個實施例中為約12.5磅，并且Ft等于約4.5磅。Ft在夾持臂/刀片交界處如組織標記61a和61b所限定的區(qū)域中測得，在所述區(qū)域中發(fā)生最佳組織治療。組織標記61a，61b在夾持臂56上被蝕刻或凸起，以為外科醫(yī)生提供可視標記，從而使外科醫(yī)生獲得對最佳組織治療區(qū)的清楚指示。組織標記61a，61b在距離上相隔約7mm，并且更優(yōu)選地在距離上相隔約5mm。圖9示出發(fā)生器30的驅動系統(tǒng)32的一個實施例，其生成用于驅動超聲換能器的超聲電信號。驅動系統(tǒng)32是柔性的并且可生成處于期望頻率和功率電平設定的超聲電驅動信號416,以驅動超聲換能器50。在各種實施例中，發(fā)生器30可包括多個分離的功能性元件，例如模塊和/或塊。盡管可通過舉例說明某些模塊和/或塊，但可理解，可使用更多或更少的模塊和/或塊，并仍在實施例的范圍內。此外，盡管各種實施例可按照模塊和/或塊的形式描述以有利于說明，然而這些模塊和/或塊可通過一個或多個硬件組件和/或軟件組件和/或硬件組件和軟件組件的組合加以實施，所述硬件組件為例如處理器、數(shù)字信號處理器(DSP)、可編程邏輯裝置(PLD)、專用集成電路(ASIC)、電路、寄存器，所述軟件組件為例如程序、子程序、邏輯。在一個實施例中，發(fā)生器30的驅動系統(tǒng)32可包括用固件、軟件、硬件或它們的任意組合實現(xiàn)的一個或多個嵌入式應用程序。發(fā)生器30的驅動系統(tǒng)32可包括各種可執(zhí)行模塊，例如軟件、程序、數(shù) 據(jù)、驅動器、應用程序接口(API)等。所述固件可存儲在非易失性存儲器(NVM)，例如位屏蔽只讀存儲器(ROM)或閃速存儲器中。在各種具體實施中，將固件存儲在ROM中可保護閃速存儲器。NVM可包括其他類型的存儲器，包括例如可編程ROM (PR0M)、可擦除可編程ROM (EPROM)、電可擦除可編程ROM (EEPROM)或電池支持的隨機存取存儲器(RAM)，例如動態(tài) RAM (DRAM)、雙數(shù)據(jù)率 DRAM (DDRAM)和 / 或同步 DRAM (SDRAM)0在一個實施例中，發(fā)生器30的驅動系統(tǒng)32包括被實施成處理器400的硬件組件，用以在切割和/或凝固操作模式下執(zhí)行程序指令，以監(jiān)視超聲外科器械100 (圖1)的各種可測量特征并生成用以驅動超聲換能器50的階躍函數(shù)輸出信號。本領域的技術人員應當理解，發(fā)生器30和驅動系統(tǒng)32可包括更多或更少的組件，并且為了簡明和清楚起見，本文僅描述了簡化版本的發(fā)生器30和驅動系統(tǒng)32。在各種實施例中，如此前所論，硬件組件可實施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器。在一個實施例中，處理器400可被配置成存儲和執(zhí)行計算機軟件程序指令，以生成用以驅動超聲外科器械100的各種組件(例如換能器50、端部執(zhí)行器81和/或刀片79)的階躍函數(shù)輸出信號。在一個實施例中，在一個或多個軟件程序調度程序的控制下，處理器400執(zhí)行根據(jù)所述實施例的方法產(chǎn)生階躍函數(shù)，所述階躍函數(shù)由包括電流(I)、電壓(V)和/或針對各種時間間隔或周期(T)的頻率(f)的驅動信號的分段波形形成。驅動信號的分段波形可通過形成多個時間間隔的常值函數(shù)的分段線性組合生成，所述常值函數(shù)的創(chuàng)建通過發(fā)生器30驅動信號例如輸出電流(I)、電壓(V)和/或頻率(f)的階躍實現(xiàn)。時間間隔或周期(T)可為預定的(例如固定的和/或通過使用者編程的)或可為可變的?？勺儠r間間隔可通過以下方法限定:將驅動信號設定為第一值，以及在監(jiān)測的特性中檢測到變化之前，將驅動信號保持為該值。所監(jiān)測特性的例子可包括例如換能器阻抗、組織阻抗、組織發(fā)熱、組織橫切、組織凝固等等。發(fā)生器30所生成的超聲驅動信號包括但不限于能夠以各種振動模式激發(fā)超聲換能器50的超聲驅動信號，所述振動模式例如為主要縱向模式及其諧波以及彎曲和扭轉振動模式。在一個實施例中，可執(zhí)行模塊包括存儲在存儲器中的一種或多種階躍函數(shù)算法402，當執(zhí)行這些算法時，處理器400產(chǎn)生包括電流(I)、電壓(V)和/或針對各種時間間隔或周期(T)的頻率(f)的驅動信號的分段波形形成的階躍函數(shù)。驅動信號的分段波形可通過形成兩個或更多個時間間隔的常值函數(shù)的分段線性組合產(chǎn)生，所述常值函數(shù)的創(chuàng)建通過發(fā)生器30的輸出驅動電流(I)、電壓(V)和/或頻率(f)的階躍實現(xiàn)。根據(jù)一種或多種階躍輸出算法402，可針對時間的預定固定時間間隔或周期(T)或時間的可變時間間隔或周期生成驅動信號。在處理器400的控制下，發(fā)生器30針對預定周期(T)或在預定條件被檢測到之前以特定分辨率向上或向下階躍(例如，遞增或遞減)電流(I)、電壓(V)和/或頻率(f)，所述預定條件例如為所監(jiān)測特性(例如，換能器阻抗、組織阻抗)的改變。在編程的遞增或遞減中，所述階躍可變化。如果需要其他階躍，則發(fā)生器30可適應性地基于測量到的系統(tǒng)特性增加或減少階躍。在操作中，使用者可利用位于發(fā)生器30的控制臺的前面板上的輸入裝置406編程發(fā)生器30的操作。輸入裝置406可包括生成信號408的任何合適的裝置，所述信號可被施加到處理器400以控制發(fā)生器30的操作。在各種實施例中，輸入裝置406包括按鈕、開關、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸摸屏監(jiān)視器、指點裝置，所述輸入裝置遠程連接到通用或專用計算機。在其他實施例中，輸入裝置406可包括合適的用戶界面。因此，通過輸入裝置406，使用者可設定或編程電流(I)、電壓(V)、頻率(f)和/或周期(T)，以編程發(fā)生器30的階躍函數(shù)輸出。隨后處理器400通過將在線信號410發(fā)送到輸出指示器412來顯示選擇的功率電平。在各種實施例中，輸出指示器412可為外科醫(yī)生提供視覺、聽覺和/或觸覺反饋，以指示外科手術的狀態(tài)，例如基于測量到的超聲外科器械100的特性(例如，換能器阻抗、組織阻抗)或隨后描述的其他測量來確定組織切割和凝固何時完成。以舉例而非限制的方式，視覺反饋包括任何類型的視覺指示裝置，其包括白熾燈或發(fā)光二極管(LED)、圖形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數(shù)字指示器、柱狀圖顯示器、數(shù)字字母顯示器。以舉例而非限制的方式，聽覺反饋包·括任何類型的蜂鳴器、計算機產(chǎn)生的音調、計算機化語音、通過聲音/語音平臺與計算機相互作用的聲音用戶界面(VUI)。通過舉例而非限制的方式，觸覺反饋包括通過容納柄部組件68的器械提供的任何類型的振動反饋。在一個實施例中，處理器400可被配置或編程為生成數(shù)字電流信號414和數(shù)字頻率信號418。這些信號414，418被施加到直接數(shù)字合成器(DDS)電路420，以調節(jié)至換能器50的電流輸出信號416的振幅和頻率(f)。DDS電路420的輸出被施加到放大器422，所述放大器的輸出被施加到變壓器424。變壓器424的輸出是施加至超聲換能器50的信號416，所述換能器通過波導80連接至刀片79 (圖2)。在一個實施例中，發(fā)生器30包括一個或多個測量模塊或組件，其可被配置成監(jiān)測超聲器械100 (圖1)。在所示實施例中，可采用處理器400來監(jiān)測和計算系統(tǒng)特性。如圖所示，處理器400通過監(jiān)測供應到換能器50的電流和施加至換能器50的電壓來測量換能器50的阻抗Z。在一個實施例中，采用電流感測電路426來感測流動通過換能器50的電流，并且采用電壓感測電路428來感測施加至換能器50的輸出電壓。這些信號可通過模擬多路復用器430電路或開關電路結構施加到模數(shù)轉換器432 (ADC)。模擬多路復用器430將合適的模擬信號沿特定路線發(fā)送至ADC432，以用于轉換。在其他實施例中，可采用多個ADC432來替代多路復用器430電路用于每一個測量的特性。處理器400接收ADC432的數(shù)字輸出433，并基于電流和電壓的測量值計算換能器阻抗Z。處理器400調節(jié)輸出驅動信號416，使得所述驅動信號可產(chǎn)生期望的功率與負載的曲線關系。根據(jù)編程的階躍函數(shù)算法402，處理器400可響應于換能器阻抗Z以任何合適的增量或減量使驅動信號416 (例如，電流或頻率)階躍。為了實際地使外科手術刀片79振動，例如致動刀片79，使用者激活腳踏開關434(圖1)或位于柄部組件68上的開關312a (圖1)。這種激活基于電流(I)、頻率(f)和對應的時間周期(T)的編程的值將驅動信號416輸出至換能器50。在預定的固定時間周期(T)或基于可測量系統(tǒng)特性(例如換能器50的阻抗Z的改變)的可變時間周期過后，處理器400根據(jù)編程的值改變輸出電流階躍或頻率階躍。輸出指示器412將所述處理的具體狀態(tài)傳輸給使用者。發(fā)生器30的編程操作可參照圖6、7和8進一步示出，圖中分別針對發(fā)生器30在無負載狀態(tài)、輕負載狀態(tài)和重負載狀態(tài)下顯示電流300、電壓310、功率320、阻抗330和頻率340的圖示。圖6是發(fā)生器30的一個實施例在無負載狀態(tài)下的電流300、電壓310、功率320、阻抗330和頻率340波形的圖示。在所示實施例中，發(fā)生器30的電流300輸出是階躍的。如圖6所示，發(fā)生器30在大約時刻O處被首次激活，從而導致電流300升至約IOOmA的第一設定點Ip電流300在第一設定點I1處保持第一周期!\。在第一周期T1的最后(例如在所示實施例中約I秒鐘處)，電流300的設定點I1通過發(fā)生器30根據(jù)軟件(例如，一種或多種階躍函數(shù)算法402)變化(例如階躍)至約175mA的第二設定點I2并持續(xù)第二周期T2(例如在所示實施例中約2秒鐘)。在第二周期T2的最后(例如在所示實施例中約3秒鐘處)，發(fā)生器30通過軟件使電流300變化至約350mA的第三設定點13。由于系統(tǒng)上無負載，因此電壓310、電流300、功率320和頻率響應僅是輕微的。圖7是發(fā)生器30的一個實施例在輕負載狀態(tài)下的電流300、電壓310、功率320、阻抗330和頻率340波形的圖示。參照圖7，發(fā)生器30在大約時刻O處被啟動，使電流300升至約IOOmA的第一電流300設定點Ip在約I秒處，電流300設定點在發(fā)生器30中通過軟件變化至約17 5mA的I2，然后再次在約3秒處，發(fā)生器30使電流300設定點變化至約350mA的13。電壓310、電流300、功率320和頻率340顯示為響應于輕負載，與圖4中所示類似。圖8是發(fā)生器30的一個實施例在重負載狀態(tài)下的電流300、電壓310、功率320、阻抗330和頻率340波形的圖示。參照圖8，發(fā)生器30在大約時刻O處被啟動，使電流300升至約IOOmA的第一設定點I”在約I秒處，電流300設定點在發(fā)生器30中通過軟件變化至約175mA的12，然后再次在約3秒處，發(fā)生器30使電流300設定點變化至約350mA的13。電壓310、電流300、功率320和頻率340顯示為響應于重負載，與圖5中所示類似。本領域的技術人員應當理解，電流300階躍函數(shù)設定點(例如，I1, I2, I3)和針對圖6-8中所述的每個階躍函數(shù)設定點的持續(xù)時間內的時間間隔或周期(例如，T1, T2)并非僅限于本文所述的值，而是可被調節(jié)成外科手術的給定設置所期望的任何合適的值。如根據(jù)設計特性或性能約束的給定設置的需要，可選擇更多或更少的電流設定點和持續(xù)時間的周期。如此前所論，周期可通過編程預先確定或可根據(jù)可測量的系統(tǒng)特性改變。然而該實施例并非僅限于這種情況。根據(jù)所述外科系統(tǒng)19的各實施例的操作性細節(jié)，可在采用外科器械切割和凝固血管的過程以及參照圖9所述的換能器阻抗測量能力方面進一步描述上述外科系統(tǒng)19的操作，所述外科器械包括輸入裝置406。盡管結合操作細節(jié)描述了具體過程，然而可理解，所述過程僅提供如何通過外科系統(tǒng)19實施本文所述的一般功能性的例子。此外，除非另外指明，否則給定的過程不一定按照本文所呈現(xiàn)的次序執(zhí)行。如此前所論，可采用輸入裝置406來將階躍輸出(例如，電流、電壓、頻率)編程至超聲換能器50/刀片79組件。因此，現(xiàn)在參照圖1-3和圖6-9，一種用于密封血管的技術包括在應用標準超聲能量來橫切和密封血管之前將血管的內部肌肉層與外膜層分離和遠離。盡管常規(guī)方法已通過增大施加到夾持構件60的力實現(xiàn)了這種分離，然而本文公開的是不僅僅依賴夾持力來切割和凝固組織的另一種設備和方法。為了更有效地分離血管的組織層，例如發(fā)生器30可被編程為將頻率階躍函數(shù)施加至超聲換能器50，從而根據(jù)階躍函數(shù)在多種模式下機械地置換刀片79。在一個實施例中，頻率階躍函數(shù)可通過用戶界面406編程，其中使用者可選擇階躍頻率程序、針對每個階躍的頻率(f)和針對將激發(fā)超聲換能器50的每個階躍的持續(xù)時間內的對應時間周期(T)。使用者能夠通過針對多個周期設置多個頻率來編程完整的操作循環(huán)，以執(zhí)行各種外科手術。在一個實施例中，在施加第二超聲頻率以切割和密封血管之前，可初始設定第一超聲頻率，以機械地分離血管的肌肉組織層。通過舉例而非限制的方式，根據(jù)程序的一個具體實施方式
，一開始，發(fā)生器30被編程為在時間的第一周期T1 (例如,小于大約I秒)輸出第一驅動頻率，其中第一頻率顯著偏諧振，例如fy2、2f?；蚱渌Y構性諧振頻率，其中f0是諧振頻率(例如，55.5kHz)。第一頻率結合夾持力提供對刀片79的低電平機械振動作用，機械地分離血管的肌肉組織層(亞治療)而不引起諧振時通常發(fā)生的顯著發(fā)熱現(xiàn)象。在第一周期T1之后，在第二周期T2,發(fā)生器30被編程為將驅動頻率自動切換為諧振頻率f。，以橫切和密封血管。第二周期T2的持續(xù)時間可通過使用者確定的切割和密封血管實際占用的時間長度，或可基于所測量到的系統(tǒng)特性(例如換能器阻抗Z)而被編程或確定，如以下更詳細的描述。在一個實施例中，組織/血管橫切過程(例如將血管的肌肉層與外膜層分離并橫切/密封血管)可通過感測換能器50的阻抗Z的特性而自動化，以檢測組織/血管的橫切何時開始。阻抗Z可與肌肉層的橫切相關，并與血管的橫切/密封相關，從而提供用于處理器400的觸發(fā)器，以產(chǎn)生頻率和/或電流階躍函數(shù)輸出。如在前參照圖9所述，在刀片79處于各種負載下時，換能器50的阻抗Z可基于流過換能器50的電流和施加至換能器50的電壓而通過處理器400計算。因為換能器50的阻抗Z與施加到刀片79的負載成比，所以隨著刀片79上的負載增大，換能器50的阻抗Z也增大，并且隨著刀片79上的負載減小，換能器50的阻抗Z也減小。因此，換能器50的阻抗Z可被監(jiān)測，以檢測從外膜層脫離的血管的內部肌肉組織層的橫切，并且還可被監(jiān)測以檢測血管何時被橫切和密封。在一個實施例中，超聲外科器械110可響應于換能器阻抗Z根據(jù)所編程的階躍函數(shù)算法進行操作。在一個實施例中，頻率階躍函數(shù)輸出可基于換能器阻抗Z與一個或多個預定閾值的比較而開始，所述一個或多個預定閾值可與刀片79上的組織負載相關。當換能器阻抗Z轉變至高于或低于(例如，超過)閾值時，處理器400施加數(shù)字頻率信號418至DDS電路420，以響應于換能器阻抗Z通過根據(jù)一 種或多種階躍函數(shù)算法402的預定階躍改變驅動信號416的頻率。在操作中，刀片79首先位于組織治療部位處。處理器400施加第一數(shù)字頻率信號418，以設定非諧振(例如，f0/2,2f0或其他諧振頻率，其中f。是諧振頻率)的第一驅動頻率H。驅動信號416響應于柄部組件68上的開關312a或腳踏開關434的啟動而施加至換能器50。在這個周期中，超聲換能器50以第一驅動頻率^以機械方式啟動刀片79。力或負載可施加至夾持構件60和刀片79，以有利于該過程。在這個周期中，處理器400監(jiān)測換能器阻抗Z，直至刀片79上的負載發(fā)生變化并且換能器阻抗Z超過指示組織層被橫切的預定閾值為止。隨后，處理器400施加第二數(shù)字頻率信號418，以設定第二驅動頻率f2，例如諧振頻率f?；蛴糜跈M切、凝固和密封組織的其他合適頻率。組織的另一部分(例如，血管)隨后被抓緊于夾持構件60與刀片79之間?，F(xiàn)在，通過致動腳踏開關434或柄部組件68上的開關312a，換能器50被第二驅動頻率f2的驅動信號416賦能。本領域的技術人員應當理解，驅動電流(I)輸出也可如參照圖6-8所述基于換能器阻抗Z而階躍。根據(jù)一個階躍函數(shù)算法402，處理器400最初設定顯著偏諧振的第一驅動頻率f1;以將血管的內部肌肉層與外膜層分離。在此操作周期中，處理器400監(jiān)測換能器阻抗Z，以確定內部肌肉層何時被橫切或與外膜層分離。因為換能器阻抗Z與施加至刀片79的負載相關，所以例如切割更多的組織能夠減小刀片79上的負載和換能器阻抗Z。當換能器阻抗Z降到預定閾值以下時會探測到內部肌肉層的橫切。當換能器阻抗Z的變化指示血管已與內部肌肉層分離時，處理器400將驅動頻率設定為諧振頻率f。。隨后在刀片79與夾持構件60之間抓緊血管，并且通過致動腳踏開關或柄部組件68上的開關來啟動換能器50以橫切并密封血管。在一個實施例中，從接觸 組織的初始點至肌肉層正好被橫切和密封之前的點，阻抗Z的變化可介于約1.5至約4倍于基本阻抗測量值之間的范圍內。圖10示出外科系統(tǒng)190的一個實施例，其包括超聲外科器械120以及包括組織阻抗模塊502的發(fā)生器500。盡管在當前公開的實施例中，發(fā)生器500被顯示為與外科器械120分離,然而在一個實施例中，發(fā)生器500可與外科器械120形成為一體以形成一體式外科系統(tǒng)190。在一個實施例中，發(fā)生器500可被配置成監(jiān)測組織的電阻抗Zt并基于組織阻抗Zt控制時間和功率電平的特性。在一個實施例中，可通過將亞治療射頻(RF)信號施加至組織并通過夾持構件60上的返回電極測量通過組織的電流來確定組織阻抗Zt。在圖10所示的實施例中，外科系統(tǒng)190的端部執(zhí)行器810部分包括連接至外部護套72的遠端的夾持臂組件451。刀片79形成第一(例如，激勵)電極，并且夾持臂組件451包括形成第二 (例如，返回)電極的導電部分。組織阻抗模塊502通過合適的傳輸介質(例如，纜線504)連接至刀片79和夾持臂組件451。纜線504包括多個電導體，所述電導體用于將電壓施加至組織并且提供用于使流過組織的電流返回至阻抗模塊502的返回路徑。在各種實施例中，組織阻抗模塊502可與發(fā)生器500整體形成或者可被設置成連接至發(fā)生器500的分離電路(以虛線顯示以示出這種選擇)。發(fā)生器500基本上類似于具有組織阻抗模塊502的附加特征的發(fā)生器30。圖11示出發(fā)生器500的驅動系統(tǒng)321的一個實施例，所述發(fā)生器包括組織阻抗模塊502。驅動系統(tǒng)321生成超聲電子驅動信號416，用以驅動超聲換能器50。在一個實施例中，組織阻抗模塊502可被配置成測量抓緊于刀片79和夾持臂組件451之間的組織的阻抗Zto組織阻抗模塊502包括射頻振蕩器506、電壓感測電路508和電流感測電路510。電壓和電流感測電路508、510響應于施加至刀片79電極的射頻電壓Vrf和流過刀片79電極、組織和夾持臂組件451的導電部分的射頻電流irf。感測到的電壓Vrt和電流irf經(jīng)由模擬多路復用器430通過ADC432轉換成數(shù)字形式。處理器400接收ADC432的數(shù)字化輸出433，并通過計算通過電壓感測電路508和電流感測電路510測量到的射頻電壓Vrt與電流U的比率來確定組織阻抗Zt。在一個實施例中，可通過感測組織阻抗Zt來檢測內部肌肉層和組織的橫切。因此，組織阻抗Zt的檢測可與自動化處理一體化，所述自動化處理用于在橫切組織之前將內部肌肉層與外部外膜層分離，而不引起通常在諧振時引起的顯著的發(fā)熱量。圖12示出夾持臂組件451的一個實施例，所述夾持臂組件可與外科系統(tǒng)190 —起使用(圖10)。在所示實施例中，夾持臂組件451包括安裝到基部449的導電外殼472。所述導電外殼472是形成第二(例如，返回)電極的夾持臂組件451的導電部分。在一個具體實施中，夾持臂56 (圖3)可形成基部449，所述基部上安裝有導電外殼472。在各種實施例中，導電外殼472可包括中心部分473以及至少一個向下延伸的側壁474，所述側壁可延伸至基部449的底面475以下。在所示實施例中，導電外殼472具有在基部449的相對兩側向下延伸的兩個側壁474。在其他實施例中，中心部分473可包括至少一個孔476，所述至少一個孔可被構造成容納從基部449延伸的突出部477。在這些實施例中，突出部477可被壓合到孔476中，以將導電外殼472固定到基部449。在其他實施例中，突出部477可在插入孔476中之后變形。在各種實施例中，可使用緊固件來將導電外殼472固定到基部449。在各種實施例中，夾持臂組件451可包括例如布置在導電外殼472和基部449的中間的非導電性材料或絕緣材料，例如塑料和/或橡膠。電絕緣材料可防止電流在導電外殼472與基部449之間流動或短路。在各種實施例中，基部449可包括至少一個孔478，所述至少一個孔可被構造成容納樞軸銷(未示出)。例如，樞軸銷可被構造成將基部449可樞轉地安裝到護套72 (圖10)，使得夾持臂組件451可相對于護套72在打開位置與關閉位置之間旋轉。在所示實施例中，基部449包括布置在基部449的相對側上的兩個孔478。在一個實施例中，樞軸銷可由非導電性材料或絕緣材料(例如塑料和/或橡膠)形成或可包含非導電性材料或絕緣材料，所述材料可被配置成即使例如在基部449與導電外殼472電接觸的情況下也防止電流流入護套72中。附加的夾持臂組件包括可采用的電極的各種實施例。這種夾持臂組件的例子在共同所有并同時提交的美國專利申請12/503，769,12/503, 770和12/503，766中有所描述，所述美國專利申請中的每一者均以引用方式全文并入本文中。圖13是聯(lián)接到刀片 79和夾持臂組件415的組織阻抗模塊502的示意圖，其中組織514位于所述刀片與所述夾持臂組件之間?，F(xiàn)在參照圖10-13，發(fā)生器500包括被配置成在組織橫切過程期間用于監(jiān)測位于刀片79與夾持臂組件451之間的組織514的阻抗(Zt)的組織阻抗模塊502。組織阻抗模塊502通過纜線504聯(lián)接到超聲外科器械120。纜線504包括連接至刀片79 (例如，正[+]電極)的第一 “激勵”導體504a以及連接至夾持臂組件451的導電外殼472 (例如，負[_]電極)的第二“返回”導體504b。在一個實施例中，射頻電壓Vrt被施加至刀片79，以使射頻電流i,f流過組織514。第二導體504b提供用于使電流irf返回至組織阻抗模塊502的返回路徑。返回導體504b的遠端連接至導電外殼472，使得電流可從刀片79流過定位在導電外殼472與刀片79之間的組織514以及通過導電外殼472抵達返回導體504b。阻抗模塊502通過第一導體504a和第二導體504b連接至電路中。在一個實施例中，射頻能可通過超聲換能器50和波導80施加至刀片79 (圖2)。值得注意的是，施加至組織514以用于測量組織阻抗Zt的射頻能是對于組織514的治療沒有顯著貢獻或完全無貢獻的低電平亞治療信號。
根據(jù)對外科系統(tǒng)190的各種實施例的操作細節(jié)的描述，可就采用包括輸入裝置406和組織阻抗模塊502的外科器械來切割和凝固血管的過程參照圖10-13進一步描述上述外科系統(tǒng)190的操作。盡管已經(jīng)結合操作細節(jié)描述了特定方法，然而可理解，所述方法僅提供如何通過外科系統(tǒng)190實施本文所述的一般功能性的例子。此外，除非另外指明，否則給定的方法不一定按照本文所呈現(xiàn)的次序執(zhí)行。如在前所述，可采用輸入裝置406來對超聲換能器50/刀片79組件編程階躍函數(shù)輸出(例如，電流、電壓、頻率)。在一個實施例中，第一導體或線材可連接至器械120的外部護套72，并且第二導體或線材可連接至刀片79、換能器50。根據(jù)設計性質，刀片79和換能器50與外部護套72以及致動機構的其他元件電絕緣，所述致動機構是用于包括基部449和內部護套76的器械120。外部護套79以及包括基部449和內部護套76的致動機構的其他元件是彼此電連續(xù)的，即，其全部是金屬的且彼此接觸。因此，通過將第一導體連接至外部護套72并將第二導體連接至刀片79或換能器50以使組織存在于這兩個導電路徑之間，系統(tǒng)可監(jiān)測組織的電阻抗，只要組織接觸刀片79和基部449兩者即可。為了有利于此接觸，基部449本身可包括向外并可能向下突起的結構，以在將導電外殼472有效地整合于基部449中的同時確保組織接觸。在一個實施例中，超聲外科器械120可響應于組織阻抗Zt根據(jù)編程的階躍函數(shù)算法402進行操作。在一個實施例中，可基于組織阻抗Zt和與各種組織狀態(tài)(例如脫水、橫切、密封)相關的預定閾值的比較來開始頻率階躍函數(shù)輸出。當組織阻抗Zt轉變?yōu)楦哂诨虻陀?例如超過)閾值時，處理器400將數(shù)字頻率信號418施加到DDS電路420，以響應于換能器阻抗Zt根據(jù)階躍函數(shù)算法402通過預定階躍改變超聲振蕩器的頻率。在操作中，刀片79位于組織治療部位處。組織514被抓緊于刀片79與夾持臂組件451之間，使得刀片79和導電外殼472與組織514進行電接觸。處理器400施加第一數(shù)字頻率信號418，以設定非諧振(如fy2、2f?；蚱渌Y構性諧振頻率，其中f。為諧振頻率)的第一驅動頻率f\。刀片79通過 組織阻抗模塊502供應的低電平亞治療射頻電壓Vrt電賦能。在組織阻抗Zt變化預定量之前，驅動信號416響應于柄部組件68上的開關312a或腳踏開關434的致動而被施加至換能器50/刀片79。然后，力或負載被施加至夾持臂組件451和刀片79。在該周期，超聲換能器50在第一頻率下機械地啟動刀片79，結果由于施加在刀片79和夾持臂組件451的一個或多個夾持墊58之間的超聲行為，因此組織514開始脫水，使得組織阻抗Zt減小。最后，隨著組織通過超聲動作和所施加的夾持力被橫切，當組織完全被橫切時，組織阻抗Zt變得非常高或無限大，使得刀片79與導電外殼472之間不存在導電路徑。本領域的技術人員應當理解，驅動電流(I)輸出還可如參照圖6-8所述的那樣基于組織阻抗Zt階躍。在一個實施例中，組織阻抗Zt可根據(jù)以下方法被阻抗模塊502監(jiān)測。可測量的射頻電流il經(jīng)過第一激勵導體504a而被傳遞至刀片79，經(jīng)過組織514，然后經(jīng)過導電外殼472和第二導體504b返回至阻抗模塊502。隨著組織514脫水以及被相對于一個或多個夾持墊58作用的刀片79的超聲動作切割，組織514的阻抗增大，因此返回路徑(即，第二導體504b)中的電流il減小。阻抗模塊502測量組織阻抗Zt并將代表性信號傳遞至ADC432，所述ADC432的信號輸出433提供至處理器400。處理器400基于Vrt和irf的這些測量值來計算組織阻抗Zt。處理器400響應于組織阻抗Zt的變化，通過任何合適的增量或減量使頻率階躍。處理器400控制驅動信號416，并可響應于組織阻抗Zt對振幅和頻率作出任何必要的調整。在一個實施例中，處理器400可在組織阻抗Zt到達預定閾值時切斷驅動信號416。因此，通過舉例而非限制的方式，在一個實施例中，在橫切和密封血管之前，超聲外科器械120可根據(jù)編程的階躍輸出算法操作以將血管的內部肌肉層與外膜層分離。如此前所論，根據(jù)一個階躍函數(shù)算法，處理器400最初設定顯著非諧振的第一驅動頻率f I。換能器50被啟動以將血管的內部肌肉層與外膜層分離，并且組織阻抗模塊502將亞治療射頻電壓Vrt信號施加至刀片79。在此操作周期T1中，處理器400監(jiān)測組織阻抗Zt，以確定內部肌肉層何時被橫切或與外膜層分離。組織阻抗Zt與施加至刀片79的負載相關，例如當組織變得脫水或當組織被橫切時，組織阻抗Zt變得非常高或無限大。在第二時間周期T2,組織阻抗Zt的變化指示血管已經(jīng)從內部肌肉層分離或橫切，并且使發(fā)生器500失效。隨后，處理器400將驅動頻率設定為諧振頻率f。。隨后，血管被抓緊于刀片79與夾持臂組件451之間，并且換能器50被再啟動以橫切和密封血管。對組織阻抗Zt的持續(xù)監(jiān)測的操作提供血管何時被橫切和密封的指示。另外，可監(jiān)測組織阻抗Zt以提供組織切割和/或凝固過程完成的指示，或者當組織阻抗Zt達到預定閾值時停止超聲發(fā)生器500的啟動?？蛇x定組織阻抗Zt的閾值，以例如指示血管已被橫切。在一個實施例中，從起始點至肌肉層剛好被橫切和密封之前的點，組織阻抗Zt可介于約10 Ω至約1000 Ω之間的范圍內。申請人:已發(fā)現(xiàn)，操縱變化的電流設定點(增大以及減小)和停留時間的實驗指示:在完成橫切之前，所述實施例可用于將內部肌肉層與外部外膜層分離，從而獲得改進的止血法并且潛在地降低在橫切部位處的總能量(熱)。此外，盡管已經(jīng)參照用于確定肌肉層何時從外膜層分離的阻抗閾值檢測方案描述了外科器械100，120，然而不采用任何檢測方案的其他實施例也落在本公開的范圍內。例如，外科器械100，120的實施例可在簡化的外科系統(tǒng)中采用，其中在施加諧振功率以切割組織之前，施加非諧振功率以將所述層分離約I秒或更少的預定時間。各實施例并非僅限于這種情況。已描述了外科系統(tǒng)19 (圖1)和190 (圖10)的各種實施例的操作性細節(jié)，可就采用包括輸入裝置406和組織阻抗模塊502的外科器械切割和凝固組織的過程進一步大致描述以上外科系統(tǒng)19，190。盡管結合操作細節(jié)描述了特定方法，然而應當理解，所述方法僅提供如何通過外科系統(tǒng)19，190實施本文所述的一般功能性的例子。此外，除非另外指明，否則給定的方法不一定按照本文呈現(xiàn)的次序執(zhí)行。如在前所討論，可采用輸入裝置406來為超聲換能器50/刀片79組件編程階躍輸出(例如，電流、頻率)。圖14示出了用于驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的方法600的一個實施例。參照圖1-3和6-14,通過舉例而非限制的方式,超聲外科器械100，120可根據(jù)方法600操作，以在橫切和密封血管之前將血管的內部肌肉層與外膜層分離。因此，在各種實施例中，外科器械(例如，外科器械100，120)的端部執(zhí)行器(例如，端部執(zhí)行器81，810)可根據(jù)方法600驅動。發(fā)生器(例如，發(fā)生器30，500)聯(lián)接到超聲驅動系統(tǒng)。超聲驅動系統(tǒng)包括聯(lián)接到波導(例如，波導80)的超聲換能器(例如，超聲換能器50)，并且端部執(zhí)行器81聯(lián)接到波導80。超聲驅動系統(tǒng)被配置成在諧振頻率(例如，55.5kHz)下諧振。在一個實施例中，在602，發(fā)生器30生成第一超聲驅動信號。在604，超聲換能器50響應于激活柄部組件(例如，柄部組件68)上的開關(例如，開關34)或連接至發(fā)生器30的腳踏開關(例如，腳踏開關434)而在第一周期通過第一超聲驅動信號被致動。在第一周期過后，在606，發(fā)生器30生成第二超聲驅動信號。在608，超聲換能器50響應于激活柄部組件柄部組件68上的開關34或連接至發(fā)生器30的腳踏開關434而在第二周期通過第二超聲驅動信號被致動。在相應的第一周期和第二周期中，所述第一驅動信號不同于所述第二驅動信號。在所述第一周期和第二周期中，所述第一驅動信號和第二驅動信號限定階躍函數(shù)波形。在一個實施例中，發(fā)生器30生成第三超聲驅動信號。在第三周期，超聲換能器50通過第三超聲驅動信號被致動。在第一周期、第二周期和第三周期中，第三驅動信號不同于第一驅動信號和第二驅動信號。第一驅動信號、第二驅動信號和第三驅動信號限定第一周期、第二周期和第三周期中的階躍函數(shù)波形。在一個實施例中，生成第一超聲驅動信號、第二超聲驅動信號和第三超聲驅動信號的步驟包括:產(chǎn)生對應的第一驅動電流、第二驅動電流和第三驅動電流；以及在第一周期利用第一驅動電流致動超聲換能器50，在第二周期利用第二驅動電流致動超聲換能器50，并且在第三周期利用第三驅動電流致動超聲換能器50。在一個實施例中，發(fā)生器30在第一頻率下生成第一超聲驅動信號，所述第一頻率不同于諧振頻率。隨后，在第一周期利用第一頻率下的第一超聲驅動信號致動超聲換能器50。第一頻率下的致動為端部執(zhí)行器81提供第一水平的機械振動，其適于將第一組織與第二組織分離，例如以將血管的內部肌肉層與外膜層分離。發(fā)生器30生成處于諧振頻率(例如，55.5kHz)的第二超聲驅動信號，并且在第一周期之后的第二周期利用諧振頻率下的第二超聲驅動信號致動超聲換能器50。第二、諧振頻率下的致動為端部執(zhí)行器81提供第二水平的機械振動，其適于在第一組織(例如血管)一旦其與內部肌肉層分離時對其進行橫切和密封。在一個實施例中，在第一周期之后，諧振頻率下的第二超聲驅動信號由發(fā)生器30自動地生成。在一個實施 例中，第一頻率與諧振頻率顯著不同，并且第一周期小于約一秒。例如，在一個實施例中，第一頻率由以下公式定義:4=2*&，其中是第一頻率且f。是諧振頻率。在另一實施例中，第一頻率由以下公式定義土=€。/2，其中是第一頻率且f。是諧振頻率。還設想第一超聲驅動信號、第二超聲驅動信號和第三超聲驅動信號用于以縱向、彎曲和扭轉模式以及其諧波來激發(fā)超聲換能器50的振動模式。在一個實施例中，發(fā)生器30監(jiān)測超聲驅動系統(tǒng)的可測量特性并基于所測量到的特性生成第一驅動信號和第二驅動信號中的任一個。例如，發(fā)生器30監(jiān)測超聲換能器50的阻抗Z。發(fā)生器30包括適于測量換能器50的阻抗的電路。例如，電流感測電路(例如，電流感測電路426)感測流過換能器50的電流，并且電壓感測電路(例如，電壓感測電路428)感測施加至換能器50的輸出電壓。多路復用器(例如，多路復用器430)將適當?shù)哪M信號沿特定路線發(fā)送至模數(shù)轉換器(例如，ADC432)，ADC432的數(shù)字輸出被提供至處理器(例如，處理器400)。處理器400基于電流和電壓的測量值計算換能器阻抗Z。在一個實施例中，發(fā)生器500包括用以測量接觸端部執(zhí)行器(例如，端部執(zhí)行器810)的組織部分的阻抗的阻抗模塊(例如，組織阻抗模塊502)。阻抗模塊502包括射頻振蕩器(例如，射頻振蕩器506)以生成亞治療射頻信號。亞治療射頻信號施加至形成激勵電極的端部執(zhí)行器810的刀片(例如，刀片79)部分。所述組織部分被抓持在端部執(zhí)行器810與夾持臂組件(例如，夾持臂組件451)和組織(例如，組織514)的阻抗的返回電極之間。隨后，通過阻抗模塊502的電壓感測電路(例如，電壓感測電路508)和電流感測電路(例如，電流感測電路510)測量組織阻抗。這些信號通過多路復用器430而被施加至ADC432。ADC432的數(shù)字輸出被提供至處理器400，所述處理器基于通過組織的電流和施加至端部執(zhí)行器810的刀片79部分的電壓的測量值來計算組織阻抗Zt。圖15A-C示出操作的邏輯流程圖700，800, 900的各種實施例，以確定被超聲外科器械操縱的組織的狀態(tài)變化，并為使用者提供反饋，以指示組織已經(jīng)經(jīng)歷這種狀態(tài)變化或組織很可能已經(jīng)經(jīng)歷這種狀態(tài)變化。如本文所用，當組織從其他組織或骨骼層上分離時，當組織被切割或橫切時，當組織被凝固時等等，組織可經(jīng)歷狀態(tài)的變化，同時被超聲外科器械的端部執(zhí)行器(例如，圖1和圖10所示的超聲外科器械100，120的端部執(zhí)行器81，810)操縱。組織狀態(tài)的變化可基于組織分離事件發(fā)生的可能性進行確定。在各種實施例中，通過圖9和圖11所示的輸出指示器412提供反饋。輸出指示器412尤其適用于以下應用:其中被端部執(zhí)行器81，810操縱的組織在使用者的視野之外且當組織中發(fā)生狀態(tài)變化時使用者無法看見。根據(jù)參照邏輯流程圖700，800, 900所述的操作確定，輸出指示器412與使用者通信，以通知組織狀態(tài)發(fā)生變化。如此前所論，輸出指示器412可被配置成向使用者提供各種類型的反饋，包括但不限于視覺、聽覺和/或觸覺反饋，以提醒使用者(例如外科醫(yī)生、臨床醫(yī)生)組織已發(fā)生組織的狀態(tài)或條件變化。以舉例而非限制的方式，如此前所論，視覺反饋包括任何類型的視覺指示裝置，包括白熾燈或LED、圖形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數(shù)字指示器、柱狀圖顯示器、數(shù)字字母顯示器。以舉例而非限制的方式，聽覺反饋包括任何類型的蜂鳴器、計算機產(chǎn)生的音調、計算機化語音、通過聲音/語音平臺與計算機相互作用的VUI。通過舉例而非限制的方式，觸覺反饋包括通過容納柄部組件68的器械提供的任何類型的振動反饋。組織狀態(tài)的變化可如前所述基于換能器和組織阻抗測量確定，或根據(jù)參照以下參照圖15A-C中的邏輯流程圖700，800，900所述的操作基于電壓、電流和頻率測量確定。在一個實施例中，邏輯流程圖700，800, 900可被實施成可執(zhí)行模塊(例如，算法)，其包括將被發(fā)生器30，500的處理器400 (圖9，11，14)部分執(zhí)行的計算機可讀指令。在各種實施例中，參照邏輯流 程圖700，800, 900所述的操作可被實施成:一個或多個軟件組件，例如，程序、子程序、邏輯；一個或多個硬件組件，例如，處理器、DSP、PLD、ASIC、電路、寄存器；和/或軟件與硬件的組合。在一個實施例中，用于執(zhí)行邏輯流程圖700，800, 900所述的操作的可執(zhí)行指令可被存儲在存儲器中。當被執(zhí)行時，所述指令使得處理器400根據(jù)邏輯流程圖800和900中所述的操作確定組織狀態(tài)的變化并通過輸出指示器412為使用者提供反饋。根據(jù)這種可執(zhí)行指令，處理器400監(jiān)測并評價可從發(fā)生器30，500獲得的電壓、電流和/或頻率信號樣本，并根據(jù)對這些信號樣本的評價來確定組織狀態(tài)是否發(fā)生變化。如以下的進一步描述，組織狀態(tài)的變化可基于超聲器械的類型和激發(fā)所述器械的功率電平來確定。響應于所述反饋，超聲外科器械100，120的操作模式可由使用者控制，或者可自動或半自動地被控制。圖15A示出確定組織狀態(tài)的變化并相應地激活輸出指示器412的一個實施例的邏輯流程圖700?，F(xiàn)在參照圖15A所示的邏輯流程圖700以及圖9所示的發(fā)生器30的驅動系統(tǒng)32，在702，驅動系統(tǒng)32的處理器400部分對發(fā)生器30的電壓(V)、電流(i )和頻率(f)信號進行采樣。在所示實施例中，在704，對頻率和電壓信號樣本單獨進行分析，以確定對應的頻率拐點和/或電壓降點。在其他實施例中，除了電壓和頻率信號樣本之外或取代電壓信號樣本，可獨立分析電流信號樣本。在706，當前頻率信號樣本提供至頻率拐點分析模塊，以確定組織狀態(tài)的變化，如圖15B中的邏輯流程圖800所示。在708，當前電壓信號樣本提供至電壓降點分析模塊，以確定組織狀態(tài)的變化，如圖15C中的邏輯流程圖900所示。頻率拐點分析模塊和電壓降點分析模塊基于與特定超聲器械類型和驅動器械的能量水平相關聯(lián)的關聯(lián)性經(jīng)驗數(shù)據(jù)來確定組織狀態(tài)何時發(fā)生變化。在714，來自頻率拐點分析模塊的結果710以及來自電壓降點分析模塊的結果712被處理器400讀取。處理器400在716確定頻率拐點結果710和/或電壓降點結果712是否指示組織狀態(tài)的變化。如果結果710，714沒有指示組織狀態(tài)的變化，則處理器400繼續(xù)沿著“否”分支到達702并從發(fā)生器30中讀取附加的電壓和頻率信號樣本。在分析過程中利用發(fā)生器電流的實施例中，處理器400現(xiàn)在還將從發(fā)生器30讀取附加的電流信號樣本。如果結果710，714指示組織狀態(tài)發(fā)生顯著變化，則處理器400繼續(xù)沿著“是”分支到達718，并激活輸出指示器412。如在前所討論，輸出指示器412可提供視覺、聽覺和/或觸覺反饋，以警告超聲外科器械100，120的使用者組織狀態(tài)已發(fā)生變化。在各種實施例中，響應于來自輸出指示器412的反饋，發(fā)生器30，500的操作模式和/或超聲器械100，120可以手動、自動或半自動方式控制。所述操作模式包括但不限于斷開或關閉發(fā)生器30，500的輸出功率，降低發(fā)生器30，500的輸出功率，使發(fā)生器30，500的輸出功率循環(huán)，脈沖調制發(fā)生器30，500的輸出功率和/或從發(fā)生器30，500輸出高功率短暫電涌。超聲器械的響應于組織狀態(tài)變化的操作模式可被選擇成例如最小化例如夾持墊58 (圖1-3)的端部執(zhí)行器81，810的發(fā)熱效果，以防止或最小化對外科器械100，120和/或周圍組織的可能損壞。此種情況是有利的，這是因為當換能器50在端部執(zhí)行器81，810的鉗口之間沒有物質的情況下被啟動時會迅速地發(fā)熱，這與例如在組織已基本上與端部執(zhí)行器分離時發(fā)生組織狀態(tài)變化的情形一樣。
圖15B是示出頻率拐點分析模塊的操作的一個實施例的邏輯流程圖800。在802，來自邏輯流程圖700的706的頻率樣本被處理器400接收。在804，處理器400針對頻率拐點分析計算指數(shù)加權移動平均值(EWMA)。計算EWMA以從頻率樣本中過濾掉來自發(fā)生器的噪聲。根據(jù)頻率移動平均值公式806和α值(α ) 808計算EWMA:Stf= a Ytf+ ( 1- a ) Stf-1(2)其中:Stf=采樣頻率信號的當前移動平均值；Stf^1=采樣頻率信號的在前移動平均值；α =平滑因數(shù)；并且Ytf=采樣頻率信號的當前數(shù)據(jù)點。根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，α值808可從約O變化至約1，其中接近約O的小α值808提供大量的濾波或平滑，而接近約I的大α值808提供少量的濾波或平滑。α值808可基于超聲器械類型和功率電平進行選擇。在一個實施例中，塊804，806和808可被實施成可變數(shù)字低通濾波器810，其中α值808確定濾波器810的截止點。一旦頻率樣本被濾波，則在812中如下計算頻率樣本的斜率:頻率斜率=Af/At(3)所計算的頻率斜率數(shù)據(jù)點被提供至“慢速響應”移動平均值濾波器814，以計算針對頻率斜率的EWMA移動平均值，從而進一步降低系統(tǒng)噪聲。在一個實施例中，“慢速響應”移動平均值濾波器814的實施可通過如下方式實現(xiàn):根據(jù)頻率斜率移動平均值公式820和α值(α ’)822在818計算針對頻率斜率的EWMA:S’tf=a，Y’tf+ (l-α ’)S’tH(4)其中:S’ tf=采樣頻率信號的頻率斜率的當前移動平均值；S’ tf_1=采樣頻率信號的頻率斜率的在前移動平均值；α’ =平滑因數(shù)；并且 Y’ tf=采樣頻率信號的當前斜率數(shù)據(jù)點。如在前參照數(shù)字濾波塊810所討論，根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，a ’值822從約O變化至約1，其中接近O的小α’值822提供大量的濾波或平滑，而接近I的大a ’值822提供少量的濾波或平滑。α’值822可基于超聲器械類型和功率電平進行選擇。所計算的頻率斜率數(shù)據(jù)點被提供至“快速響應”濾波器816，以計算針對頻率斜率的移動平均值。在824，“快速響應”濾波器816基于多個數(shù)據(jù)點826計算針對頻率斜率的移動平均值。在所示實施例中，“慢速響應”移動平均值濾波器814的輸出“斜率EWMA”被施加至加法器828的(+ )輸入，并且“快速響應”濾波器816的輸出“斜率Avg”被施加至加法器828的(_)輸入。加法器828計算“慢速響應”移動平均值濾波器814和“快速響應”濾波器816的輸出之間的差值。這些輸出之間的差值在830與預定極限832進行比較。極限832的確定是基于超聲器械的類型和激活特定類型的超聲器械的功率電平。極限832值可被預定和按照查找表等形式存儲在存儲器中。如果“斜率EWMA”和“斜率Avg”之間的差值不大于極限832，則處理器400沿著“否”分支繼續(xù)并將值834返回至結果710塊，以指示在采樣頻率信號中沒有找到拐點，因此沒有檢測到組織狀態(tài)的變化。然而，如果“斜率EWMA”和“斜率Avg”之間的差值大于極限832，則處理器400沿著“是”分支繼續(xù)并確定找到頻率拐點836，然后將點索引838返回至結果710塊，以指示在采樣的頻率數(shù)據(jù)中發(fā)現(xiàn)拐點，因此檢測到組織狀態(tài)的變化。如在前參照圖15A所述，如果發(fā)現(xiàn)頻率拐點836，則在718(圖15A)，處理器400激活組織狀態(tài)指示器718中的變化。圖15C是示出電壓降分析模塊的操作的一個實施例的邏輯流程圖900。在902，來自邏輯流程圖700的708的電壓樣本被處理器400接收。在904，處理器400針對頻率拐點分析計算指數(shù)加權移動平均值(EWMA)。計算EWMA以從頻率樣本中過濾掉來自發(fā)生器的噪聲。根據(jù)電壓移動平均值公式906和α值(a ) 908計算EWMA:Stv= a Ytv+ ( 1-a ) Strt(5)其中:Stv=采樣電壓信號的當前移動平均值；Stv^1=采樣電壓信號的在前移動平均值；α =平滑因數(shù)；并且Ytv=采樣電壓信號的當前數(shù)據(jù)點。如在前所討論，根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，α值908可從O變化至I，并可基于超聲器械類型和功率電平進行選擇。在一個實施例中，塊904，906和908可被實施成可變數(shù)字低通濾波器910，其中α值908確定濾波器910的截止點。一旦電壓樣本被濾波，則在912中如下計算電壓樣本的斜率:電壓斜率=Av/At(6)所計算的電壓斜率數(shù)據(jù)點提供至“慢速響應”移動平均值濾波器914，以計算針對電壓斜率的EWMA移動平均值，從而進一步降低系統(tǒng)噪聲。在一個實施例中，“慢速響應”移動平均值濾波器914的實施可通過如下方式實現(xiàn):根據(jù)電壓斜率移動平均值公式920和α值(α ’)822在918中計算針對電壓斜率的EWMA:S，tv=a，Y，tv+ (l-α，)S^1(7)其中:S’tv=采樣 電壓信號的電壓斜率的當前移動平均值；S’ tv_1=采樣電壓信號的電壓斜率的在前移動平均值；α’ =平滑因數(shù)；并且Y’ tv=采樣電壓信號的當前斜率數(shù)據(jù)點。如在前參照數(shù)字濾波塊910所討論，根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，a ’值922從約O變化至約1，其中接近約O的小α’值922提供大量的濾波或平滑，而接近約I的大a’值922提供少量的濾波或平滑。α’值922可基于超聲器械類型和功率電平進行選擇。所計算的電壓斜率數(shù)據(jù)點被提供至“快速響應”濾波器916，以計算針對電壓斜率的移動平均值。在924，“快速響應”濾波器916基于多個數(shù)據(jù)點926計算針對電壓斜率的移動平均值。在所示實施例中，“慢速響應”移動平均值濾波器914的輸出“斜率EWMA”被施加至加法器928的(+ )輸入，并且“快速響應”濾波器916的輸出“斜率Avg”被施加至加法器928的(_)輸入。加法器928計算“慢速響應”移動平均值濾波器914和“快速響應”濾波器916的輸出之間的差值。這些輸出之間的差值在930與預定極限932進行比較。極限932基于超聲器械的類型以及激活特定類型的超聲器械的功率電平確定。極限932值可被預定以及按照查找表等形式存儲在存儲器中。如果“斜率EWMA”和“斜率Avg”之間的差值不大于極限932，則處理器400沿著“否”分支繼續(xù)并在940將計數(shù)器復位為零，然后將值934返回至結果710塊，以指示在采樣電壓信號中沒有找到電壓降點，因此沒有檢測到組織狀態(tài)的變化。然而，如果“斜率EWMA”和“斜率Avg”之間的差值大于極限932，則處理器400沿著“是”分支繼續(xù)并在942將計數(shù)器遞增。在944，例如，處理器400確定計數(shù)器是否大于I或一些其他預定的閾值。換句話講，處理器400采用了關于電壓降點的至少兩個數(shù)據(jù)點。如果計數(shù)器不大于閾值(例如，在所示實施例中為1)，則處理器400繼續(xù)沿著“否”分支前進并將值934返回至結果710塊，以指示在采樣電壓信號中沒有找到電壓降點，因此沒有檢測到組織狀態(tài)的變化。如果計數(shù)器大于閾值(例如，在所示實施例中為1)，則處理器400繼續(xù)沿著“是”分支前進并確定找到電壓降點936，并將點索引938返回至結果712塊，以指示在采樣的電壓信號中找到了電壓降點，因此檢測到了組織狀態(tài)的變化。根據(jù)在前參照圖15A所討論，如果找到電壓點836，則在718 (圖15A)，處理器400激活組織狀態(tài)指示器718中的變化。圖16示出包括發(fā)生器1002以及可與其結合使用的各種外科器械的外科系統(tǒng)1000的一個實施例。發(fā)生器1002可被配置成與外科裝置一起使用。根據(jù)各種實施例，發(fā)生器1002可被配置成與不同類型的不同外科裝置一起使用，所述外科裝置包括例如超聲裝置1004和電外科或射頻外科裝置(例如射頻裝置1006)。盡管在圖16所示的實施例中，發(fā)生器1002被顯示為與外科裝置1004，1006分開，然而在一個實施例中，發(fā)生器1002可與外科裝置1004，1006中的任一者形成為一體，以形成一體式外科系統(tǒng)。發(fā)生器1002包括位于發(fā)生器1002控制臺的前面板上的輸入裝置1009。輸入裝置1009可包括生成適于對發(fā)生器1002的操作進行編程的信號的任何合適的裝置。圖17為圖16所示外科系統(tǒng)1000的圖。在各種實施例中，發(fā)生器1002可包括多個分離的功能性元件，例如模塊和/或塊。不同的功能性元件或模塊可被配置成用于驅動不同種類的外科裝置1004，1006。例如，超聲發(fā)生器模塊1008可驅動超聲裝置，例如超聲裝置1004。電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可驅動電外科裝置1006。例如，相應的模塊1008，1010可生成用于驅動外科裝置1004，1006的相應的驅動信號。在各種實施例中，超聲發(fā)生器模塊1008和/或電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可分別與發(fā)生器1002形成為一體。作為另外一種選擇，模塊1008，1010中的一個或多個可被設置成電聯(lián)接到發(fā)生器1002的單獨的電路模塊。(模塊1008和1010以虛線顯示以示出此部分。)此外，在一些實施例中，電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可與超聲發(fā)生器模塊1008形成為一體，或反之亦然。根據(jù)所述實施例，超聲發(fā)生器模塊1008可生成驅動信號或特定電壓、電流和頻率例如55，500周每秒(Hz)的信號。所述一個或多個驅動信號可被提供至超聲裝置1004、尤其是可例如如上所述進行操作的換能器1014。在一個實施例中，發(fā)生器1002可被配置成生成特定電壓、電流和/或頻率的輸出信號的驅動信號，所述驅動信號可在高分辨率、精度和再現(xiàn)性的情況下階躍。發(fā)生器1002可被啟動以按任何合適的方式將驅動信號提供至換能器1014。例如，發(fā)生器1002可包括腳踏開關1020，所述腳踏開關經(jīng)由腳踏開關纜線1022聯(lián)接到發(fā)生器1002。臨床醫(yī)生可通過壓下腳踏開關1020來啟動換能器1014。此外，或作為腳踏開關1020的替代，超聲裝置1004的一些實施例可利用定位在手持件上的一個或多個開關，當被啟動時，所述一個或多個開關可使發(fā)生器1002啟動換能器1014。在一個實施例中，例如所述一個或多個開關可包括一對開關按鈕1036a，1036b (圖16)例如以確定裝置1004的操作模式。當開關按鈕1036a被壓下時，例如，超聲發(fā)生器1002可提供最大驅動信號至換能器1014，從而使所述換能器產(chǎn)生最大超聲能量輸出。壓下開關按鈕1036b可使超聲發(fā)生器1002提供使用者可選的驅動信號至換能器1014，從而使所述換能器產(chǎn)生小于最大值的超聲能量輸出。除此之外或作為另外一種選擇，裝置1004可包括第二開關(未示出)以例如指示用于操作端部執(zhí)行器1026的鉗口的鉗口閉合觸發(fā)器的位置。此外，在一些實施例中，超聲發(fā)生器1002可基于鉗口閉合觸發(fā)器的位置被啟動(例如，當臨床醫(yī)生壓下鉗口閉合觸發(fā)器以閉合鉗口時，可施加超聲能量)。除此之外或作為另外一種選擇，所述一個或多個開關可包括開關按鈕1036c，當所述開關按鈕被壓下時，會使發(fā)生器1002提供脈沖輸出。脈沖例如可按任何合適的頻率和分組提供。在某些實施例中，例如，脈沖的功率電平可為與開關按鈕1036a，1036b相關聯(lián)的功率電平(最大值、小于最大值)。應當理 解，裝置1004可包括開關按鈕1036a，1036b，1036c的任意組合。例如，裝置1004可被配置成具有僅如下兩個開關按鈕:開關按鈕1036a和開關按鈕1036c，開關按鈕1036a用于產(chǎn)生最大超聲能量輸出，并且開關按鈕1036c用于產(chǎn)生最大或小于最大功率電平的脈沖輸出。這樣，發(fā)生器1002的驅動信號輸出構型可為5個連續(xù)信號和5或4或3或2或I個脈沖信號。在某些實施例中，例如可基于發(fā)生器1002中的EEPROM設定和/或一種或多種使用者功率電平選擇來控制特定的驅動信號構型。在某些實施例中，可提供雙位開關來替代開關按鈕1036c。例如，裝置1004可包括用于產(chǎn)生最大功率電平的連續(xù)輸出的開關按鈕1036a和雙位開關按鈕1036b。在第一止動位置中，開關按鈕1036b可產(chǎn)生小于最大功率電平的連續(xù)輸出，并且在第二止動位置中，開關按鈕1036b可產(chǎn)生脈沖輸出(例如，根據(jù)EEPROM設定而定，具有最大功率電平或小于最大功率電平)。根據(jù)所述實施例，電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可生成驅動信號或具有足以使用射頻(RF)能執(zhí)行雙極性電外科手術的輸出功率的信號。在雙極性電外科應用中，例如驅動信號可被提供至例如電外科裝置1006的電極。因此，發(fā)生器1002可被配置成通過將足以處理組織(例如，凝固、燒灼、組織焊接)的電能施加到組織而達到治療目的。發(fā)生器1002可包括例如位于該發(fā)生器控制臺前面板上的輸入裝置1045 (圖16)。輸入裝置1045可包括生成適于對發(fā)生器1002的操作進行編程的信號的任何合適的裝置。在操作中，使用者可使用輸入裝置1045對發(fā)生器1002的操作進行編程或以其他方式進行控制。輸入裝置1045可包括能夠生成可由發(fā)生器用來控制發(fā)生器1002的操作(例如，超聲發(fā)生器模塊1008和/或電外科 /射頻發(fā)生器模塊1010的操作)的信號的任何合適的裝置。在各種實施例中，輸入裝置1045包括按鈕、開關、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸摸屏顯示器、指點裝置中的一種或多種，所述輸入裝置遠程連接到通用或專用計算機。在其他實施例中，輸入裝置1045例如可包括合適的用戶界面，例如顯示于觸摸屏顯示器上的一個或多個用戶界面屏幕。因此，通過輸入裝置1045，使用者例如可設定或編程發(fā)生器的各種操作參數(shù)，例如超聲發(fā)生器模塊1008和/或電外科/射頻發(fā)生器模塊1010所生成的驅動信號或信號的電流(I)、電壓(V)、頻率(f)、和/或周期(T)。發(fā)生器1002也可包括例如位于發(fā)生器1002控制臺的前面板上的輸出裝置1047(圖16)，例如輸出指示器。輸出裝置1047包括一個或多個用于為使用者提供感觀反饋的裝置。此類裝置例如可包括視覺反饋裝置(例如，視覺反饋裝置可包括白熾燈、發(fā)光二極管(LED)、圖形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數(shù)字指示器、條形圖顯示器、數(shù)字字母混合顯示器、IXD顯示屏幕、LED指示器)、聽覺反饋裝置(例如，聽覺反饋裝置可包括揚聲器、蜂鳴器、可聽見的計算機產(chǎn)生的音調、經(jīng)計算機處理的語言、通過語音/語言平臺與計算機相互作用的語音用戶界面(VUI))或觸覺反饋裝置(例如，觸覺反饋裝置包括任何類型的振動反饋、觸覺致動器)。盡管可通過舉例說明發(fā)生器1002的某些模塊和/或塊，但可理解，可使用更多或更少的模塊和/或塊，并仍在實施例的范圍內。此外，盡管各種實施例可按照模塊和/或塊的形式描述以有利于說明，然而這些模塊和/或塊可通過一個或多個硬件組件和/或軟件組件和/或硬件組件和軟件組件的組合加以實施，所述硬件組件為例如處理器、數(shù)字信號處理器(DSP)、可編程邏輯裝置(PLD)、專用集成電路(ASIC)、電路、寄存器，所述軟件組件為例如程序、子程序、邏輯。在一個實施例中，超聲發(fā)生器驅動模塊1008和電外科/射頻驅動模塊1010可包括被實施成固件、軟件、硬件或它們的任意組合的一個或多個嵌入式應用程序。模塊1008, 1010可包括各種可執(zhí)行模塊，例如軟件、程序、數(shù)據(jù)、驅動器、應用程序接口(API)等。所述固件可存儲在非易失性存儲器(NVM)，例如位屏蔽只讀存儲器(ROM)或閃速存儲器中。在各種具體實施中，將固件存儲在ROM中可保護閃速存儲器。NVM可包括其他類型的存儲器，包括例如可編程ROM (PR0M)、可擦除可編程ROM (EPR0M)、電可擦除可編程ROM (EEPROM)或電池支持的隨機存取存儲器(RAM)，例如動態(tài)RAM (DRAM)、雙數(shù)據(jù)率DRAM (DDRAM)和/或同步 DRAM (SDRAM)。在一個實施例中，模塊1008，1010包括硬件組件，所述硬件組件被實施成用于執(zhí)行程序指令的處理器，以用于監(jiān)測裝置1004，1006的各種可測量特性并生成用于操作裝置1004，1006的對應輸出控制信號。在其中發(fā)生器1002與裝置1004結合使用的實施例中，輸出控制信號可切割和/或凝固操作模式驅動超聲換能器1014。裝置1004和/或組織的電特性可被測量并用于控制發(fā)生器1002的操作方面和/或作為反饋被提供給使用者。在其中發(fā)生器1002與裝置1006結合使用的實施例中，輸出控制信號可以切割、凝固和/或脫水模式將電能(例如射頻能)提供至端部執(zhí)行器1032。裝置1006和/或組織的電特性可被測量并用于控制發(fā)生器1002的操作方面和/或為使用者提供反饋。在各種實施例中，如此前所論，硬件組件可實施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器。在一個實施例中，處理器可被配置成存儲和執(zhí)行計算機軟件程序指令，以生成用于驅動裝置1004，1006的各種組件例如超聲換能器1014和端部執(zhí)行器1026，1032的階躍函數(shù)輸出信號。圖18示出根據(jù)一個實施例的超聲換能器例如超聲換能器1014的等效電路1050。電路1050包括第一“動態(tài)”支路和第二電容支路，所述第一“動態(tài)”支路具有串聯(lián)連接并限定諧振器的機電性能的電感Ls、電阻Rs和電容Cs，并且第二電容支路具有靜電容C。。驅動電流Ig可在驅動電壓Vg下從發(fā)生器接收，其中動態(tài)電流Im流過第一支路，并且電流Ig-1m流過電容支路?？赏ㄟ^合適地控制Ig和Vg來實現(xiàn)對超聲換能器的機電性能的控制。如上所述，常規(guī)發(fā)生器架構可包括調諧電感器Lt (在圖18中以虛線顯示)，以用于在并聯(lián)諧振電路中將靜電容Co調諧成諧振頻率，使得基本上所有發(fā)生器電流輸出Ig全部流過動態(tài)支路。這樣，通過控制發(fā)生器電流輸出Ig來實現(xiàn)對動態(tài)支路電流控制。然而，調諧電感器Lt對超聲換能器的靜電容C。是特定的，并且具有不同靜電容的不同超聲換能器需要不同的調諧電感器Lt。此外，因為·調諧電感器Lt與靜電容Co在單諧振頻率下的標稱值相匹配，所以僅在該頻率下才能確保對動態(tài)分支電流Im的精確控制，并且當頻率隨著換能器溫度向下偏移時，對動態(tài)支路電流的精確控制會折中。發(fā)生器1002的實施例并不依賴于調諧電感器Lt來監(jiān)測動態(tài)支路電流Im。相反，發(fā)生器1002可在施加用于特定超聲外科裝置1004的功率(連同驅動信號電壓和電流反饋數(shù)據(jù))之間使用靜電容C。的實測值在動態(tài)行進的基礎上(例如，實時)確定動態(tài)支路電流Im的值。因此，發(fā)生器1002的這些實施例能夠提供虛擬調諧，以模擬被調諧的系統(tǒng)或通過任何頻率的任何靜電容C。值進行諧振，而非僅靜電容C。的標稱值所指示的單諧振頻率。圖19是發(fā)生器1002的一個實施例的簡化方框圖，所述發(fā)生器如上所述除提供其他有益效果之外還提供無電感器調諧。發(fā)生器1002的其他細節(jié)在共同分配并同時提交的名稱為 “Surgical Generator For Ultrasonic And Electrosurgical Devices，，且代理
人案卷號為END6673USNP/100558的美國專利申請_ (現(xiàn)為美國專利_)中有所描
述，所述專利申請以引用方式全文并入本文中。參照圖19，發(fā)生器1002可包括患者隔離臺1052，所述患者隔離臺經(jīng)由功率變壓器1056與非隔離臺1054通信。功率變壓器1056的次線圈1058容納于隔離臺1052中并可包括分接構型(例如，中心分接或非中心分接構型)來限定驅動信號輸出1060a，1060b, 1060c,以將驅動信號輸出至不同外科裝置(例如，超聲外科裝置1004和電外科裝置1006)。具體而言，驅動信號輸出1060a，1060c可將驅動信號(例如420VRMS驅動信號)輸出至超聲外殼裝置1004，并且驅動信號輸出1060b，160c可將驅動信號(例如100V RMS驅動信號)輸出至電外科裝置1006，其中輸出1060b對應于功率變壓器1056的中心接頭。非隔離臺1054可包括功率放大器1062，所述功率放大器具有連接至功率變壓器1056的主線圈1064的輸出。在某些實施例中，功率放大器1062可包括推挽放大器。例如，非隔離臺1054還可包括邏輯裝置1066，以用于對數(shù)字/模擬轉換器(DAC)1068提供數(shù)字輸出，而所述數(shù)字/模擬轉換器(DAC)又將對應的模擬信號提供至功率放大器1062的輸入。在某些實施例中，例如除其他邏輯電路之外，邏輯裝置1066可包括可編程的門陣列(PGA )、場可編程的門陣列(FPGA )、可編程的邏輯裝置(PLD )。因此，通過經(jīng)由DAC1068控制功率放大器1062的輸入，邏輯裝置1066可控制在驅動信號輸出1060a，1060b, 1060c處出現(xiàn)的驅動信號的多個參數(shù)(例如，頻率、波形形狀、波形振幅)中的任一者。在某些實施例中，如下所述，邏輯裝置1066結合處理器(例如以下所述的數(shù)字信號處理器)可實施多個基于數(shù)字信號處理(DSP)的算法和/或其他控制算法，以控制發(fā)生器1002所輸出的驅動信號的參數(shù)。

可通過開關模式調節(jié)器1070將功率提供至功率放大器1062的功率軌。在某些實施例中，開關模式調節(jié)器1070例如可包括可調式降壓調節(jié)器。例如，非隔離臺1054還可包括第一處理器1074，在一個實施例中，所述第一處理器可包括DSP處理器，例如可從AnalogDevices (Norwood, MA)購得的 Analog Devices ADSP-21469SHARC DSP,但可在各種實施例中采用任何合適的處理器。在某些實施例中，處理器1074可響應于由DSP處理器1074經(jīng)由模擬/數(shù)字轉換器(ADC) 1076從功率放大器1062接收的電壓反饋數(shù)據(jù)來控制開關模式功率轉換器1070的操作。在一個實施例中，例如DSP處理器1074可經(jīng)由ADC1076接收為輸入，信號(例如射頻信號)的波形包跡被功率放大器1062放大。隨后，DSP處理器1074可控制開關模式調節(jié)器1070 (例如，經(jīng)由脈寬調制(PWM)輸出)，使得被提供至功率放大器1062的干線電壓跟蹤經(jīng)放大信號的波形包跡。通過基于波形包跡以動態(tài)方式調制功率放大器1062的干線電壓，功率放大器1062的效率相對于固定干線電壓放大器方案可顯著升高。在某些實施例中，邏輯裝置1066結合DSP處理器1074可實施直接數(shù)字合成器(DDS)控制方案，以控制發(fā)生器1002所輸出驅動信號的波形形狀、頻率和/或幅值。在一個實施例中，例如邏輯裝置1066可通過召回存儲于動態(tài)更新的查找表(LUT)(例如RAM LUT)中的波形樣本來實施DDS控制算法，所述動態(tài)更新的查找表可被嵌入FPGA中。此種控制算法尤其適用于其中可通過處于諧振頻率的完全正弦電流驅動超聲換能器(例如超聲換能器1014)的超聲應用。因為其他頻率可激發(fā)寄生諧振，所以最小化或減小動態(tài)支路電流的總畸變可相應地最小化或減小不可取的諧振效應。因為發(fā)生器1002所輸出的驅動信號的波形形狀受輸出驅動電路(例如，功率變壓器1056、功率放大器1062)中所存在的各種畸變源的影響，所以基于驅動信號的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)可被輸入至算法(例如由DSP處理器1074實施的誤差控制算法)中，所述算法通過適當?shù)匾詣討B(tài)行進方式使存儲于LUT中的波形樣本預先畸變或修改來補償畸變。在一個實施例中，對LUT樣本所施加的預先畸變量或程度可根據(jù)所計算的動態(tài)支路電流與期望的電流波形形狀之間的誤差而定，其中所述誤差可逐一樣本地確定。這樣，預先畸變的LUT樣本在通過驅動電路被處理時，可使動態(tài)支路驅動信號具有期望的波形形狀(例如正弦形狀)，以最佳地驅動超聲換能器。因此，在此類實施例中，當考慮到畸變效應時，LUT波形樣本將不呈現(xiàn)驅動信號的期望波形形狀，而是呈現(xiàn)要求最終產(chǎn)生動態(tài)支路驅動信號的期望波形形狀的波形形狀。非隔離臺1054還可包括ADC1078和ADC1080，所述ADC1078和ADC1080經(jīng)由相應的隔絕變壓器1082，1084聯(lián)接到功率變壓器1056的輸出，以分別用于對發(fā)生器1002所輸出的驅動信號的電壓和電流進行采樣。在某些實施例中，ADC1078，1080可被配置成以高的速度(例如，80MSPS)進行采樣，以能夠對驅動信號進行過采樣。在一個實施例中，例如ADC1078，1080的采樣速度可實現(xiàn)驅動信號的約200x (根據(jù)頻率而定)的過采樣。在某些實施例中，可通過令單個ADC經(jīng)由二路式多路復用器接收輸入電壓和電流信號來執(zhí)行ADC1078, 1080的采樣操作。通過在發(fā)生器1002的實施例中使用高速采樣，除可實現(xiàn)其他事物之外，還可實現(xiàn)對流過動態(tài)支路的復雜電流的計算(這在某些實施例中可用于實施上述基于DDS的波形形狀控制)、對采樣信號進行精確的數(shù)字濾波、以及以高精度計算實際功耗。ADC1078, 1080所輸出的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)可由邏輯裝置1066接收及處理(例如，F(xiàn)IFO緩沖、多路復用)并被存儲于數(shù)據(jù)存儲器中，以供例如DSP處理器1074后續(xù)取回。如上所述，電壓和電流反饋數(shù)據(jù)可用作算法的輸入，以用于以動態(tài)行進方式使LUT波形樣本預先畸變或修改。在某些實施例中，當采集到電壓和電流反饋數(shù)據(jù)對時，此可需要基于邏輯裝置1066所輸出的對應LUT樣本或以其他與所述對應LUT樣本相關聯(lián)的方式為每一所存儲的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)對編索引。以此種方式使LUT樣本與電壓和電流反饋數(shù)據(jù)同步有助于預先畸變算法的正確定時和穩(wěn)定性。在某些實施例中，可使用電壓和電流反饋數(shù)據(jù)來控制驅動信號的頻率和/或幅值(例如，電流幅值)。在一個實施例中，例如，可使用電壓和電流反饋數(shù)據(jù)來確定阻抗相位。隨后，可控制驅動信號的頻率以最小化或減小所確定阻抗相位與阻抗相位設定點(例如，0° )之間的差值，從而最小化或減小諧波畸變的影響，并相應地提高阻抗相位測量精確度。相位阻抗和頻率控制信 號的確定可在DSP處理器1074中實現(xiàn)，例如，其中頻率控制信號作為輸入被提供至邏輯裝置1066所實施的DDS控制算法。在另一個實施例中，例如可監(jiān)控電流反饋數(shù)據(jù)，以便將驅動信號的電流幅值保持在電流幅值設定點。電流幅值設定點可直接指定或基于特定的電壓幅值和功率設定點而間接地確定。在某些實施例中，例如可通過處理器1074中的控制算法(例如PID控制算法)來實現(xiàn)對電流幅值的控制?？刂扑惴檫m當控制驅動信號的電流幅值而控制的變量例如可包括:經(jīng)由DAC1086對存儲于邏輯裝置1066和/或DAC1086 (其為功率放大器1062提供輸入)的足尺輸出電壓進行標度。非隔離臺1054還可包括第二處理器1090，以用于除別的之外還提供用戶界面(UI)功能。在一個實施例中，UI處理器1090可包括例如購自Atmel Corporation (SanJose, CA)的具有ARM926EJ-S核的Atmel AT91SAM9263處理器。UI處理器1090所支持的Π功能的例子可包括聽覺和視覺使用者反饋、與外圍裝置(例如經(jīng)由通用串行總線(USB)接口)的通信、與腳踏開關1020的通信、與輸入裝置1009 (例如，觸摸屏顯示器)的通信、以及與輸出裝置1047 (例如，揚聲器)的通信。Π處理器1090可與處理器1074和邏輯裝置1066 (例如經(jīng)由串行外圍接口(SPI)總線)通信。盡管Π處理器1090可主要支持Π功能，然而在某些實施例中，其也可與DSP處理器1074配合以減緩風險。例如，Π處理器1090可被編程為監(jiān)測使用者輸入和/或其他輸入(例如，觸摸屏輸入、腳踏開關1020輸入(圖17)、溫度傳感器輸入)的各個方面并在檢測到錯誤狀況時使發(fā)生器1002的驅動輸出失效。在某些實施例中，例如DSP處理器1074與UI處理器1090兩者可確定并監(jiān)測發(fā)生器1002的操作狀態(tài)。對于DSP處理器1074，發(fā)生器1002的操作狀態(tài)例如可指示DSP處理器1074實施的是哪些控制和/或診斷過程。對于UI處理器1090，發(fā)生器1002的操作狀態(tài)例如可指示為使用者呈現(xiàn)用戶界面的哪些元素(例如，顯示屏、聲音)。相應的DSP處理器1074和UI處理器1090可獨立地保持發(fā)生器1002的當前操作狀態(tài)并識別和評價當前操作狀態(tài)的可能轉變。DSP處理器1074可用作此關系中的主體并確定何時會發(fā)生操作狀態(tài)間的轉變。Π處理器1090可注意到操作狀態(tài)間的有效轉變并可證實特定的轉變是否適當。例如，當DSP處理器1074命令UI處理器1090轉變至特定狀態(tài)時，UI處理器1090可證實所要求的轉變是有效的。如果Π處理器1090確定所要求的狀態(tài)間轉變是無效的，則Π處理器1090可使發(fā)生器1002進入無效模式。非隔離臺1054還可包括控制器1096，以用于監(jiān)控輸入裝置1045 (例如，用于接通和斷開發(fā)生器1002的電容觸摸傳感器、電容觸摸屏)。在某些實施例中，控制器1096可包括至少一個處理器和/或與UI處理器1090通信的其他控制裝置。在一個實施例中，例如控制器1096可包括處理器(例如，可從Atmel購得的Megal688位元控制器)，所述處理器被配置成監(jiān)測經(jīng)由一個或多個電容觸摸傳感器提供的使用者輸入。在一個實施例中，控制器1096可包括觸摸屏控制器(例如可從Atmel購得的QT5480觸摸屏控制器)，以控制和管理從電容觸摸屏對觸摸數(shù)據(jù)的采集。在某些實施例中，當 發(fā)生器1002處于“功率關”狀態(tài)時，控制器1096可繼續(xù)接收操作動力，例如經(jīng)由線從發(fā)生器1002的電源(例如以下所述的電源2011)接收。這樣，控制器196可繼續(xù)監(jiān)測輸入裝置1045 (例如，位于發(fā)生器1002的前面板上的電容觸摸傳感器)，以用于接通和斷開發(fā)生器1002。當發(fā)生器1002處于功率關狀態(tài)時，如果檢測到使用者“接通/斷開”輸入裝置1045的啟動，則控制器1096可激活電源(例如，啟用電源2011的一個或多個DC/DC電壓轉換器2013的操作)。控制器1096可因此開始使發(fā)生器1002轉變至“功率開”狀態(tài)的序列。相反，當發(fā)生器1002處于功率開狀態(tài)時，如果檢測到“接通/斷開”輸入裝置1045的啟動，則控制器1096可開始使發(fā)生器1002轉變至功率關狀態(tài)的序列。在某些實施例中，例如控制器1096可向處理器1090報告“接通/斷開”輸入裝置1045的啟動，所述處理器又會實施所需的過程序列以使發(fā)生器1002轉變至功率關狀態(tài)。在此類實施例中，控制器196可能不具有在建立起功率開狀態(tài)之后從發(fā)生器1002移除功率的獨立能力。在某些實施例中，控制器1096可使發(fā)生器1002提供聽覺或其他感觀反饋，以警示使用者功率開或功率關序列已開始?？稍诠β书_或功率關序列開始時以及在與序列相關聯(lián)的其他過程開始之前提供此類警示。在某些實施例中，隔離臺1052可包括器械接口電路1098，例如以在外科裝置的控制電路與非隔離臺1054的組件(例如，可編程邏輯裝置1066、DSP處理器1074、和/或Π處理器190)之間提供通信界面。器械接口電路1098可經(jīng)由通信連接裝置與非隔離臺1054的組件交換信息，所述通信連接裝置在臺1052，1054之間保持合適程度的電絕緣，并例如為基于紅外(IR)的通信連接裝置。例如，可使用由隔絕變壓器提供動力的低跌落電壓調節(jié)器為器械接口電路1098提供動力，所述隔絕變壓器從非隔離臺1054被驅動。在一個實施例中，器械接口電路198可包括邏輯裝置2000 (例如，邏輯電路、可編程邏輯電路、PGA、FPGA, PLD)與信號調節(jié)電路2002通信。信號調節(jié)電路2002可被配置成從邏輯電路2000接收周期性信號(例如，2kHz的方波)，以生成具有相同頻率的雙極性詢問信號。例如，可使用由差分放大器饋送的雙極性電流源生成詢問信號。詢問信號可通過通信而被提供至外科裝置控制電路(例如，通過使用將發(fā)生器102連接至外科裝置的纜線中的導電對)并被監(jiān)控，以確定控制電路的狀態(tài)或構型?？刂齐娐房砂ǘ鄠€開關、電阻器和/或二極管，以修改詢問信號的一個或多個特性(例如，幅值、校正)，使得可基于所述一個或多個特性唯一地辨別控制電路的狀態(tài)或構型。在一個實施例中，例如信號調節(jié)電路2002可包括ADC，以用于產(chǎn)生由于詢問信號通過控制電路而出現(xiàn)在控制電路輸入中的電壓信號的樣本。隨后，邏輯裝置2000 (或非隔離臺的組件1054)可基于ADC樣本來確定控制電路的狀態(tài)或構型。在一個實施例中，器械接口電路1098可包括第一數(shù)據(jù)電路接口 2004，以實現(xiàn)邏輯電路2000 (或器械接口電路1098的其他元件)與設置于外科裝置中或以其他方式與外科裝置相關聯(lián)的第一數(shù)據(jù)電路之間的信息交換。在某些實施例中，例如第一數(shù)據(jù)電路2006可設置于成一體地附接到外科裝置手持件的纜線中，或設置于用于使特定的外科裝置類型或模型與發(fā)生器1002交接的適配器。在某些實施例中，第一數(shù)據(jù)電路可包括非易失性存儲裝置，例如電可擦除的可編程的只讀存儲器(EEPROM)裝置。在某些實施例中，再次參見圖19，第一數(shù)據(jù)電路接口 2004可與邏輯裝置2000分開地實施并包括合適的電路(例如，離散的邏輯裝置、處理器)，以實現(xiàn)可編程邏輯裝置2000與第一數(shù)據(jù)電路之間的通信。在其他實施例中，第一數(shù)據(jù)電路接口 2004可與邏輯裝置2000形成一體。在某些實施例中，第一數(shù)據(jù)電路2006可存儲與其相關聯(lián)的特定外科裝置的附屬信息。此類信息例如可包括型號、序號、其中使用外科裝置的操作數(shù)目、和/或其他類型的信息。此種信息可被器械接口電路1098 (例如通過邏輯裝置2000)讀取、被傳輸至非隔離臺1054的組件(例如，邏輯裝置1066、DSP處理器1074、和/或Π處理器1090)，以經(jīng)由輸出裝置1047呈現(xiàn)給使用者和/或控制發(fā)生器1002的功能或操作。另外，任何類型的信息均可經(jīng)由第一數(shù)據(jù)電路接口 2004 (例如，使用邏輯裝置2000)通過通信而被提供至第一數(shù)據(jù)電路2006以存儲于其中。此類信息例如可包括其中使用外科裝置的操作的更新數(shù)目和/或其使用的日期和/或時間。如在前所討論，外科器械可從手持件拆卸(例如，器械1024可從手持件1016拆卸)以促進器械可互換性和/或可隨意處理性。在此類情形中，常規(guī)發(fā)生器的識別所使用特定器械構型和相應地優(yōu)化控制和診斷過程的能力可受限。然而，從兼容性角度來看，通過對外科裝置器械添加可讀數(shù)據(jù)電路來解決此問題是有問題的。例如，設計外科裝置來保持與缺少必備數(shù)據(jù)讀取功能的發(fā)生器的向后兼容可能由于例如不同的信號方案、設計復雜性和成本而不切實際。本文所述器械的實施例通過使用數(shù)據(jù)電路來解決這些問題，所述數(shù)據(jù)電路可經(jīng)濟地實施于現(xiàn)有外科器械中并產(chǎn)生最小的設計變化，以保持外科裝置與當前發(fā)生器平臺的兼容性。另外，發(fā)生 器1002的實施例可實現(xiàn)與基于器械的數(shù)據(jù)電路的通信。例如，發(fā)生器1002可被配置成與外科裝置的器械(例如，器械1024或1034)中所包含的第二數(shù)據(jù)電路進行通信。器械接口電路1098可包括用于實現(xiàn)此種通信的第二數(shù)據(jù)電路接口 2010。在一個實施例中，第二數(shù)據(jù)電路接口 2010可包括三態(tài)數(shù)字接口，然而也可使用其他接口。在某些實施例中，第二數(shù)據(jù)電路通常可為用于傳輸和/或接收數(shù)據(jù)的任何電路。在一個實施例中，例如第二數(shù)據(jù)電路可存儲與其相關聯(lián)的特定外科器械的附屬信息。此類信息例如可包括型號、序號、其中使用外科器械的操作數(shù)目、和/或其他類型的信息。除此之外或作為另外一種選擇，任何類型的信息均可經(jīng)由第二數(shù)據(jù)電路接口 2010 (例如，使用邏輯裝置2000)通過通信提供至第二數(shù)據(jù)電路以存儲于其中。此類信息例如可包括其中使用外科器械的操作的更新數(shù)目和/或其使用的日期和/或時間。在某些實施例中，第二數(shù)據(jù)電路可傳輸由一個或多個傳感器(例如，基于器械的溫度傳感器)采集的數(shù)據(jù)。在某些實施例中，第二數(shù)據(jù)電路可從發(fā)生器1002接收數(shù)據(jù)并基于所接收的數(shù)據(jù)向使用者提供指示(例如LED指示或其他可視指示)。在某些實施例中，第二數(shù)據(jù)電路和第二數(shù)據(jù)電路接口 2010可被配置成使得可實現(xiàn)邏輯裝置2000與第二數(shù)據(jù)電路之間的通信而無需為此提供附加的導體(例如，將手持件連接至發(fā)生器1002的纜線的專用導體)。在一個實施例中，例如可使用實施于現(xiàn)有纜線(例如，用于將詢問信號從信號調節(jié)電路2002傳輸至手持件中的控制電路的其中一個導體)上的單總線通信方案而 使信息以通信方式到達和離開第二數(shù)據(jù)電路。這樣，可最小化或減少原本可能必要的外科裝置的設計變化或修改。此外，因為在共用物理通道上實施的不同類型的通信可為頻帶分離的，所以第二數(shù)據(jù)電路的存在對于不具有必備數(shù)據(jù)讀取功能的發(fā)生器而言可為“隱形的”，因此能夠實現(xiàn)外科裝置器械的向后兼容性。在某些實施例中，隔離臺1052可包括至少一個阻擋電容器2096-1，所述至少一個阻擋電容器2096-1連接至驅動信號輸出1060b以防止DC電流流向患者。例如，可要求信號阻擋電容器符合醫(yī)療規(guī)則或標準。盡管相對而言單電容器設計中很少出現(xiàn)錯誤，然而此類錯誤可造成不良后果。在一個實施例中，可設置有與阻擋電容器2096-1串聯(lián)的第二阻擋電容器2096-2，其中例如通過ADC2098來監(jiān)測從阻擋電容器2096-1與2096-2之間的點發(fā)生的電流泄漏，以對泄漏電流所感應的電壓進行采樣。這些樣本例如可由邏輯電路2000接收?；谛孤╇娏鞯淖兓?如圖19的實施例中的電壓樣本所指示)，發(fā)生器1002可確定阻擋電容器2096-1，2096-2至少其中之一何時失效。因此，圖19的實施例提供相對于具有單個失效點的單個電容器設計的優(yōu)勢。在某些實施例中，非隔離臺1054可包括電源2011，以用于在適當?shù)碾妷汉碗娏飨螺敵鯠C電力。電源可包括例如400W的電源以用于輸出48VDC的系統(tǒng)電壓。電源2011還可包括一個或多個DC/DC電壓轉換器2013，所述一個或多個DC/DC電壓轉換器用于接收電源的輸出以在發(fā)生器1002的各種組件所需的電壓和電流下產(chǎn)生DC輸出。如以上結合控制器1096所述，當控制器1096檢測到使用者“接通/斷開”輸入裝置1045的啟動時，DC/DC電壓轉換器2013中的一個或多個可從控制器1096接收輸入，以啟用DC/DC電壓轉換器2013的操作或將DC/DC電壓轉換器2013激活。已描述了外科系統(tǒng)19 (圖1)，190 (圖10)，1000 (圖16)的各種實施例的操作細節(jié)，可就采用包括輸入裝置406，1009和發(fā)生器1002的外科器械切割和凝固組織的過程進一步大致描述以上外科系統(tǒng)19，190，1000的操作。盡管結合操作細節(jié)描述了特定方法，然而應當理解，所述方法僅提供如何通過外科系統(tǒng)19，190，1000中的任一者實施本文所述的一般功能性的例子。此外，除非另外指明，否則給定的方法不一定按照本文展現(xiàn)的次序執(zhí)行。如在前所討論，可采用輸入裝置406，1009中的任一者來編程外科裝置100 (圖1)，120(圖10)，1002 (圖16)，1006 (圖16)的輸出(例如，阻抗、電流、電壓、頻率)。圖20-22示出與用于檢測何時發(fā)生超聲端部執(zhí)行器1026刀片的快速發(fā)熱的組織算法相關的邏輯流程圖1200，1300, 1400的各種實施例，并提供經(jīng)由輸出指示器412 (圖9，11)和/或輸出裝置1047 (圖16)進行響應的機會(例如，對功率輸出的通知、調制和/或對內容的顯示)。根據(jù)本公開，當使用多個參考編號描述一元件(例如，“超聲外科器械100，120, 1004”)時，應當理解，這是指所述元件中的任一者，例如，“超聲外科器械100”、或“超聲外科器械120”、或“超聲外科器械1004”。在各種實施例中，可通過圖9和圖11所示的輸出指示器412或圖16中的輸出裝置1047提供反饋。這些反饋裝置(例如，輸出指示器412、輸出裝置1047)尤其適用于其中由端部執(zhí)行器81 (圖1)，810 (圖10)，1026 (圖16)操縱的組織在使用者的視野之外且當組織中發(fā)生狀態(tài)變化時使用者無法看到的應用。反饋裝置與使用者通信以告知使用者，根據(jù)參照與相應組織算法相關的邏輯流程圖700，800，900，1200，1300，1400所述的操作所確定，已發(fā)生組織狀態(tài)變化。反饋裝置可被配置成根據(jù)組織的當前狀態(tài)或條件來提供各種類型的反饋?？筛鶕?jù)參照以上結合圖15A-C所述邏輯流程圖700，800，900以及以下結合圖20-22所述邏輯流程圖1200，1300, 1400所述的操作基于換能器和組織測量值基于電壓、電流和頻率測量值來確定組織的狀態(tài)變化。在一個實施例中，邏輯流程圖1200，1300，1400可被實施成可執(zhí)行模塊(例如，算法)，其包括將被發(fā)生器30，500的處理器400(圖9，11，14)部分或發(fā)生器1002(圖16，17，19)執(zhí)行的計算機可讀指令。在各種實施例中，參照邏輯流程圖1200，1300，1400所述的操作可被實施成:一個或多于一個軟件組件，例如，程序、子程序、邏輯；一個或多于一個硬件組件，例如，處理器、DSP·、PLD、PGA、FPGA, ASIC、電路、邏輯電路、寄存器；和/或軟件與硬件的組合。在一個實施例中，用于執(zhí)行邏輯流程圖1200，1300, 1400所述的操作的可執(zhí)行指令可被存儲在存儲器中。指令在被執(zhí)行時會使處理器400、DSP處理器1074 (圖19)或邏輯裝置1066 (圖19)根據(jù)邏輯流程圖1200，1300和1400中所述的操作確定組織狀態(tài)的變化并通過輸出指示器412 (圖9，11)或輸出指示器1047 (圖16，17)為使用者提供反饋。根據(jù)這些可執(zhí)行指令，處理器400、DSP處理器1074、和/或邏輯裝置1066監(jiān)測并評價可從發(fā)生器30，500, 1002獲得的電壓、電流、和/或頻率信號樣本并根據(jù)對這些信號樣本的評價來判斷是否發(fā)生組織狀態(tài)變化。如以下的進一步描述，組織狀態(tài)的變化可基于超聲器械的類型和激發(fā)所述器械的功率電平來確定。響應于所述反饋，超聲外科器械100，120，1004中任一者的操作模式可由使用者控制，或者可自動或半自動地被控制。現(xiàn)在將結合由相應發(fā)生器30 (圖1),500 (圖10)，1002 (圖17)驅動的超聲外科器械100，120, 1004中的任一者來描述邏輯流程圖1200，1300, 1400所表示的組織算法的發(fā)明內容。在一個方面，組織算法檢測超聲端部執(zhí)行器81 (圖1)，810 (圖10)，1026 (圖17)的刀片部分的溫度(以及因此發(fā)生的諧振)何時快速改變(最感興趣的是增大的改變)。對于夾持或剪刀型器械，當很少甚至沒有組織、組織碎屑、或流體鄰近刀片且刀片抵靠夾持臂、夾持墊或其他合適的組織偏置構件而被啟動時，除其他之外，此種改變還可對應于共同的臨床場景。對于其中使用具有或不具有夾持臂和相關機構的器械來對組織進行作用的非夾持型應用，此種改變對應于發(fā)生快速發(fā)熱的條件(例如，當?shù)镀挚抗腔蚱渌驳牟牧媳粏訒r，或當使用過大的力將刀片聯(lián)接到靶組織時)。這些是例證性情形；可設想其中可發(fā)生快速刀片發(fā)熱并且此處所述的此類組織算法有利的其他臨床場景。邏輯流程圖1200，1300，1400所代表的組織算法可結合以下中的任一者采用:本文所述的發(fā)生器30，500, 1002 ;其他合適的發(fā)生器，例如Ethicon Endo-Surgery, Inc.(Cincinnati, Ohio)出售的GEN04、GENII發(fā)生器；以及可支持本文所公開的算法或技術的相關裝置、系統(tǒng)。因此，在結合流程圖1200，1300, 1400描述組織算法時，參照結合對應的圖1-9、圖10-13和圖16-19所述的發(fā)生器30，500，1002。因此，現(xiàn)在參照圖1-14，超聲外科器械100，120, 1004中的任一者的刀片/手持件諧振系統(tǒng)的頻率均取決于溫度。例如，當超聲剪刀型端部執(zhí)行器切穿組織的被夾持部分時，刀片會加熱并切薄組織，直至其最終切穿組織為止。此時，刀片抵靠組織墊而停留，如果兩者之間保持有夾持壓力，則刀片與墊界面會通過刀片相對于墊的機械或振動運動來獲取功率。當墊材料完全絕緣時，“保存”在接口處的功率會被大量地傳導至刀片末端中。此種熱能改變刀片末端的剛度，并且系統(tǒng)諧振會由于這些局部(至末端)的條件而相應地改變。發(fā)生器30，500，1002跟蹤此種諧振。剪刀例子示出使用算法的一種場景。其他的場景為使用夾持臂閉合的剪切裝置進行回切、刀片切割結實的或硬的組織、或其中已知需要刀片端部執(zhí)行器的熱狀態(tài)的任何場景?，F(xiàn)在結合圖20-22中的邏輯流程圖1200，1300，1400描述對此種諧振追蹤以及因此對刀片末端熱狀態(tài)施加邏輯的組織算法。另夕卜，通過使用本文所述包括對應發(fā)生器30，500，1002的超聲手術器械100，120，1004中的任一者所獲取的數(shù)據(jù)，結合邏輯流程圖1200，1300, 1400所述的組織算法的說明可帶有例證性例子。結合邏輯流程圖1200，1300, 1400所述的組織算法依賴于對電驅動信號、尤其是與驅動信號的諧振頻率相關的電驅動信號的監(jiān)測。算法監(jiān)測諧振頻率及其隨時間的變化(即，頻率相對于時間的一階導數(shù))。在本公開通篇中,此種隨時間的頻率變化被稱為頻率斜率。通過以下方式在局部計算(根據(jù)時間透視圖)頻率斜率:計算相鄰(或相對接近)的數(shù)據(jù)點的頻率變化并以對應的時間變化進行劃分。由于信號瞬變，可采用平均或多種適用的濾波或平滑技術中的任一種(使得可更容易地識別趨勢并迅速防止接通/斷開條件集合)。圖62，63，64所示的數(shù)據(jù)圖示出頻率斜率的計算以及平均技術(例如，指數(shù)加權移動平均方法或EWMA)的使用，所述平均方法用于獲取適用于控制/監(jiān)測的頻率斜率值。頻率斜率的其他說明可包括但不限于“頻率的一階導數(shù)”和“頻率相對于時間的變化”。圖20是可在發(fā)生器30，500, 1002的一個實施例中實施的組織算法的邏輯流程圖1200。在大體水平上，結合邏輯流程圖1200所述的組織算法針對與所關注事件(例如，超聲器械的刀片迅速發(fā)熱)相關的邏輯條件集合實時評價電信號。因此，發(fā)生器30，500，1002確定何時發(fā)生邏輯條件集合并觸發(fā)對應的響應集合。術語“條件集合”和“響應集合”定義如下:(I)條件集合-實時監(jiān)測電信號的邏輯條件集合。(2)響應集合-發(fā)生器30，500, 1002系統(tǒng)對已滿足的條件集合作出的一個或多個 響應。
在1202處，發(fā)生器30，500, 1002以準備就緒的狀態(tài)被放置成超聲驅動模式。在1204處，發(fā)生器30，500，1002在預定的功率電平N下被啟動。當使用者啟動外科系統(tǒng)19，190，1000時，對應的發(fā)生器30，500，1002通過以下方式進行響應:查找外科系統(tǒng)19，190，1000諧振，并隨后使對端部執(zhí)行器81，810，1026的輸出斜升至所命令功率電平的目標水平。在1206處，組織算法通過確定何時啟用至少一個條件集合/響應集合標記來判斷與組織算法相關聯(lián)的參數(shù)是否在使用中。當未啟用此類標記時，算法沿“否”路徑繼續(xù)進行，其中在1208處外科系統(tǒng)19，190, 1000以正常的超聲模式操作，并且在1210處，當組織手術完成時對應的發(fā)生器30，500，1002失效。當用于設定條件集合/響應集合的至少一個標記被啟用時，算法沿“是”路徑繼續(xù)進行，并且發(fā)生器30，500，1002在使定時器X和定時器X閂鎖復位之后利用組織算法1300信號評價。在一個實施例中，用于設定條件集合/響應集合的至少一個標記被存儲于附接到相應發(fā)生器30，500, 1002的器械100，120, 1004的EEPROM圖像中。用于將條件集合/響應集合設定到啟用狀態(tài)的EEPROM標記包含于表I中。表I
權利要求
1.一種驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的方法，所述方法包括: 通過發(fā)生器生成至少一個電信號； 針對第一組邏輯條件監(jiān)測所述至少一個電信號；以及 當滿足所述第一組邏輯條件時， 觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應。
2.根據(jù)權利要求1所述的方法，包括當滿足所述第一組邏輯條件時觸發(fā)聽覺響應。
3.根據(jù)權利要求1所述的方法，包括當滿足所述第一組邏輯條件時觸發(fā)視覺響應。
4.根據(jù)權利要求1所述的方法，包括當滿足所述第一組邏輯條件時觸發(fā)脈沖響應。
5.根據(jù)權利要求4所述的方法，其中所述脈沖響應包括: 通過所述發(fā)生器在第一脈沖時間生成第一脈沖振幅，其中所述第一脈沖時間是所述第一脈沖振幅被所述發(fā)生器驅動的周期；以及 通過所述發(fā)生器在第二脈沖時間生成第二脈沖振幅，其中所述第二脈沖時間是所述第二脈沖振幅被所述發(fā)生器驅動的周期。
6.根據(jù)權利要求5所述的方法，包括通過所述發(fā)生器重復生成脈沖振幅長達一脈沖時間，其中所述脈沖時間是所述脈沖振幅被所述發(fā)生器驅動的周期。
7.根據(jù)權利要求1所述的方法，包括: 針對第二組邏輯條件監(jiān)測所述至少一個電信號；以及 當滿足所述第二組邏輯條件時， 觸發(fā)所述發(fā)生器的第二響應。
8.根據(jù)權利要求7所述的方法，包括在分層的基礎上確定所述第一響應或所述第二響應的觸發(fā)。
9.一種驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的方法，所述方法包括: 通過發(fā)生器生成具有諧振頻率的至少一個隨時間變化的電信號； 監(jiān)測所述至少一個電信號的所述諧振頻率； 比較所述諧振頻率與閾值頻率；以及 當所述諧振頻率超過所述閾值頻率時， 觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應。
10.根據(jù)權利要求9所述的方法，包括: 確定所述諧振頻率何時小于所述閾值頻率； 當所述諧振頻率小于所述閾值頻率時，使定時器遞增； 確定所述定時器何時大于所需的觸發(fā)時間； 當所述定時器大于所述 所需的觸發(fā)時間時，設定邏輯條件。
11.根據(jù)權利要求9所述的方法，包括: 當所述諧振頻率大于所述閾值頻率時，將所述定時器復位； 比較閂鎖時間與最小閂鎖時間；以及 當所述閂鎖時間大于所述最小閂鎖時間時，將所述定時器復位。
12.—種驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的方法，所述方法包括: 通過發(fā)生器生成具有諧振頻率的至少一個隨時間變化的電信號； 監(jiān)測所述至少一個電信號的所述諧振頻率；計算所述隨時間變化的電信號的頻率數(shù)據(jù)點之間的頻率斜率，其中所述頻率斜率是諧振頻率隨時間的變化； 比較所述頻率斜率與閾值頻率斜率；以及 當所述頻率斜率超過所述閾值頻率斜率時，觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應。
13.根據(jù)權利要求12所述的方法，包括: 比較所述頻率斜率與頻率斜率閾值；以及 當所述頻率斜率超過所述頻率斜率閾值時， 觸發(fā)所述發(fā)生器的第二響應。
14.根據(jù)權利要求13所述的方法，包括: 確定所述頻率斜率何時小于所述頻率斜率閾值； 當所述頻率斜率小于所述頻率斜率閾值時，使定時器遞增； 確定所述定時器何時大于所需的觸發(fā)時間； 當所述定時器大于所述所需的觸發(fā)時間時，設定邏輯條件。
15.根據(jù)權利要求14所述的方法，包括: 當所述諧振頻率小于所述閾值頻率且所述頻率斜率小于所述頻率斜率閾值且所述時，使所述計時器遞增。
16.根據(jù)權利要求13所·述的方法，包括: 比較所述頻率斜率與跨回頻率斜率閾值，其中所述跨回頻率斜率閾值是在超過其后被觸發(fā)的響應停止的頻率斜率閾值。
17.一種用于驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的裝置，發(fā)生器包括: 信號處理器，所述信號處理器能夠操作以生成至少一個電信號； 第一電路，所述第一電路用以針對第一組邏輯條件監(jiān)測所述至少一個電信號；和 第二電路，所述第二電路用以當滿足所述第一組邏輯條件時觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應。
18.根據(jù)權利要求17所述的裝置，包括聯(lián)接到觸發(fā)電路并且響應所述觸發(fā)電路的揚聲器。
19.根據(jù)權利要求17所述的裝置，包括聯(lián)接到觸發(fā)電路并且響應所述觸發(fā)電路的顯示器。
20.根據(jù)權利要求17所述的裝置，包括聯(lián)接到觸發(fā)電路并且響應所述觸發(fā)電路的脈沖電路。
21.根據(jù)權利要求20所述的裝置，其中所述脈沖電路能夠操作以在第一脈沖時間生成第一脈沖振幅，其中所述第一脈沖時間是所述第一脈沖振幅被所述發(fā)生器驅動的周期；以及在第二脈沖時間生成第二脈沖振幅，其中所述第二脈沖時間是所述第二脈沖振幅被所述發(fā)生器驅動的周期。
22.—種驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的方法，所述方法包括: 通過發(fā)生器生成至少一個電信號； 針對第一組邏輯條件監(jiān)測所述至少一個電信號；以及 當滿足所述第一組邏輯條件時，觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應；以及 從所述至少一個電確定與所述外科器械相關聯(lián)的參數(shù)。
23.根據(jù)權利要求22所述的方法，其中所確定的參數(shù)為所述端部執(zhí)行器的阻抗，并且當所述阻抗超過預定的閾值時將所述發(fā)生器復位。
24.根據(jù)權利要求22所述的方法，其中所確定的參數(shù)為所述端部執(zhí)行器的溫度變化速率，所述溫度變化速率通過計算頻率斜率并比較所述頻率斜率與預定的閾值來評估。
25.根據(jù)權利要求24所述的方法，其中所述溫度變化速率為冷卻速率。
26.根據(jù)權利要求24所述的方法，其中所述溫度變化速率為發(fā)熱速率。
27.根據(jù)權利要求22所述的方法，包括在脈沖啟動期間在停留區(qū)域中監(jiān)測所述超聲驅動系統(tǒng)的換能器的 阻抗。
全文摘要
本發(fā)明公開的各種實施例涉及驅動聯(lián)接到外科器械的超聲驅動系統(tǒng)的端部執(zhí)行器的設備和方法。所述方法包括生成至少一個電信號。針對第一組邏輯條件監(jiān)測所述至少一個電信號。
文檔編號A61B17/32GK103237512SQ201180057855
公開日2013年8月7日 申請日期2011年9月27日 優(yōu)先權日2010年10月1日
發(fā)明者J·D·梅瑟利, E·T·維納, B·T·諾伊斯, J·L·奧爾德里奇, J·R·喬達諾, R·J·比特爾三世, D·J·艾伯特, F·B·斯圖倫, M·C·米勒, N·J·普萊斯, D·W·普萊斯 申請人:伊西康內外科公司