具有開關(guān)的外科裝置的控制電路以及用于確定開關(guān)狀態(tài)的方法
【專利摘要】本發(fā)明公開了一種外科裝置(1600)的控制電路(1602)。所述控制電路包括第一電路部分，所述第一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個開關(guān)。所述第一電路部分通過導(dǎo)體對(112)與外科發(fā)生器(102)通信來接收控制信號以確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)。
【專利說明】具有開關(guān)的外科裝置的控制電路以及用于確定開關(guān)狀態(tài)的 方法
[0001] 相關(guān)申請的交叉引用
[0002] 本專利申請是2011年10月3日提交的名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES"的共同未決的美國專利申請序列號 13/251,766的部分繼續(xù)申請，該美國專利申請序列號13/251，766是2010年10月1日 提交的名稱為 "SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES" 的共同未決的美國專利申請序列號12/896,360的部分繼續(xù)申請，該美國專利申請序列號 12/896, 360根據(jù)美國法典第35卷第119節(jié)（e)條要求于2009年10月9日提交的且名稱 為"A DUAL BIPOLAR AND ULTRASONIC GENERATOR FOR ELECTRO-SURGICAL INSTRUMENTS" 的美國臨時專利申請序列號61/250, 217的權(quán)益。所述專利申請中的每一個據(jù)此全文以引 用方式并入。
[0003] 本專利申請還涉及同時提交于2011年10月3日的以下美國專利申請，所述專利 申請中的每一個全文以引用方式并入本文：
[0004] (1)名稱為"DEVICES AND TECHNIQUES FOR CUTTING AND COA⑶LATING TISSUE"、 代理人案卷號為END6427USCIP1/080591CIP的美國專利申請序列號12/896, 351 ;
[0005] (2)名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES"、代理人案卷號為END6673USNP1/100557的美國專利申請序列號12/896, 479 ;
[0006] (3)名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSU"RGICAL DEVICES"、代理人案卷號為END6673USNP2/100559的美國專利申請序列號12/896, 345 ;
[0007] (4)名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES"、代理人案卷號為END6673USNP3/100560的美國專利申請序列號12/896, 384 ;
[0008] (5)名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES"、代理人案卷號為END6673USNP4/100562的美國專利申請序列號12/896, 467 ;
[0009] (6)名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES"、代理人案卷號為END6673USNP5/100563的美國專利申請序列號12/896,451 ;以 及
[0010] (7)名稱為"SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES"、代理人案卷號為END6673USNP6/100564的美國專利申請序列號12/896, 470。

【背景技術(shù)】
[0011] 各種實施例涉及用于開放外科手術(shù)環(huán)境或微創(chuàng)外科手術(shù)環(huán)境的外科裝置和發(fā)生 器，該發(fā)生器用于將能量供應(yīng)至外科裝置。
[0012] 超聲外科裝置（諸如超聲手術(shù)刀）憑借它們的獨特性能特性而在外科手術(shù)中得到 日益廣泛的應(yīng)用。根據(jù)具體裝置構(gòu)型和操作參數(shù)，超聲外科裝置可通過凝固提供基本上同 時的組織橫切和體內(nèi)平衡，從而有利地使患者創(chuàng)傷最小化。超聲外科裝置可包括容納超聲 換能器的手持件和聯(lián)接到超聲換能器的器械，該器械具有遠側(cè)安裝地用于切割并密封組織 的端部執(zhí)行器（例如，刀片頂端）。在一些情況下，該器械可永久性地附連到手持件。在其 他情況下，正如在一次性器械或可在不同手持件之間互換的器械的情況下，該器械可從手 持件拆卸。端部執(zhí)行器將超聲能量傳輸至與端部執(zhí)行器接觸的組織，以實現(xiàn)切割和密封動 作。具有該性質(zhì)的超聲外科裝置可能夠用于開放性外科用途、腹腔鏡式或內(nèi)窺鏡式外科手 術(shù)，包括機器人輔助手術(shù)。
[0013] 超聲能量使用低于電外科手術(shù)中所使用溫度的溫度來切割和凝固組織，并且可通 過與手持件連通的超聲發(fā)生器傳輸至端部執(zhí)行器。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。由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。外科醫(yī)生可通過由端部執(zhí)行器施加至組織的力、施加 力的時間以及端部執(zhí)行器的選定偏移水平來控制切割速度和凝固。
[0014] 超聲換能器可被建模成包括第一支路和第二"動態(tài)"支路的等效電路，所述第一支 路具有靜態(tài)電容，所述第二"動態(tài)"支路具有串聯(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。已知的超聲發(fā)生器可包括調(diào)諧電感器，所述調(diào)諧電感器用于使 諧振頻率下的靜態(tài)電容失諧，使得基本上所有發(fā)生器的驅(qū)動信號電流均流入動態(tài)支路中。 因此，通過使用調(diào)諧電感器，發(fā)生器的驅(qū)動信號電流表示動態(tài)支路電流，并且發(fā)生器因而能 夠控制其驅(qū)動信號以維持超聲換能器的諧振頻率。調(diào)諧電感器還可以轉(zhuǎn)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(diào)諧電感器必須與處于操作諧振頻率的超聲 換能器的特定靜態(tài)電容相匹配。換句話講，具有不同靜態(tài)電容的不同超聲換能器需要不同 的調(diào)諧電感器。
[0015] 另外，在一些超聲發(fā)生器架構(gòu)中，發(fā)生器的驅(qū)動信號顯示使阻抗量值和相位測量 復(fù)雜化的不對稱諧波失真。例如，由于在電流和電壓信號中存在諧波失真，所以阻抗相位測 量的精確度可能下降。
[0016] 此外，噪聲環(huán)境中的電磁干擾降低發(fā)生器保持對超聲換能器的諧振頻率的鎖定的 能力，從而增加無效控制算法輸入的可能性。
[0017] 用于將電能施加至組織以治療和/或破壞組織的電外科裝置也在外科手術(shù)中得 到日益廣泛的應(yīng)用。電外科裝置可包括手持件和器械，該器械具有遠側(cè)安裝地端部執(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。電外科裝置可能夠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(nèi)和/或 在組織之間形成止血密封，并因此可尤其適用于密封例如血管。電外科裝置的端部執(zhí)行器 還可包括能夠相對于組織運動的切割構(gòu)件以及用于橫切組織的電極。
[0018] 由電外科裝置施加的電能可通過與手持件連通的發(fā)生器傳輸至器械。電能可為射 頻（"RF"）能的形式。射頻能為可在300kHz至IMHz頻率范圍內(nèi)的電能形式。在其操作過 程中，電外科裝置可穿過組織傳輸?shù)皖l射頻能，這引起離子振蕩或摩擦，并實際上造成電阻 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可能形成明顯的邊界，所以 外科醫(yī)生能夠以高精度水平進行操作，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可適用于移除、收縮軟組織，或?qū)浗M織塑型，同時密封血管。射頻能 可以尤其良好地對結(jié)締組織起作用，所述結(jié)締組織主要由膠原構(gòu)成并且在接觸熱時收縮。
[0019] 由于具備獨特的驅(qū)動信號、感測和反饋需求，所以超聲和電外科裝置通常具有需 要的不同發(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(gòu)型以及相應(yīng)地優(yōu)化控制和診斷過程的能力受限。此外，發(fā)生 器的非隔離電路和患者隔離電路之間的電容聯(lián)接，尤其其中使用較高的電壓和頻率的情形 中，可導(dǎo)致患者暴露于不可接受水平的漏電流。
[0020] 此外，超聲和電外科裝置因其獨特的驅(qū)動信號、感測和反饋需要而通常需要用于 不同發(fā)生器的不同用戶界面。在此類常規(guī)的超聲和電外科裝置中，一種用戶界面能夠與超 聲器械一起使用，而不同的用戶界面能夠與電外科器械一起使用。此類用戶界面包括手啟 動和/或腳啟動型的用戶界面，諸如手啟動型開關(guān)和/或腳啟動型開關(guān)。當(dāng)在后續(xù)公開內(nèi) 容中設(shè)想與超聲和電外科器械一起使用的組合發(fā)生器的各種實施例時，也設(shè)想了能夠與超 聲和/或電外科器械發(fā)生器一起操作的附加用戶界面。
[0021] 在后續(xù)公開內(nèi)容內(nèi)設(shè)想了為用戶或其他機器提供反饋的附加用戶界面，以提供指 示超聲和/或電外科器械中的任一者的操作模式或狀態(tài)的反饋。提供用于操作組合型超聲 和/或電外科器械的用戶和/或機械反饋將需要為用戶提供感觀反饋以及為機器提供電/ 機械/電-機械反饋。在后續(xù)公開內(nèi)容內(nèi)設(shè)想了用于組合的超聲和/或電外科器械中的反 饋裝置，該反饋裝置包括視覺反饋裝置（例如，LCD顯示屏、LED指示器）、聽覺反饋裝置（例 如，揚聲器、蜂鳴器）或觸覺反饋裝置（例如，觸覺致動器）。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0022] 本發(fā)明公開了將驅(qū)動信號傳送至外科裝置的發(fā)生器的各種實施例。根據(jù)各種實施 例，發(fā)生器可包括功率放大器以接收時變驅(qū)動信號波形?？赏ㄟ^多個驅(qū)動信號波形樣本的 至少一部分的數(shù)模轉(zhuǎn)換來生成驅(qū)動信號波形。功率放大器的輸出可用于生成驅(qū)動信號。驅(qū) 動信號可包括如下信號中的一種：將被傳送至超聲外科裝置的第一驅(qū)動信號、將被傳送至 電外科裝置的第二驅(qū)動信號。發(fā)生器還可包括采樣電路以在將驅(qū)動信號傳送至外科裝置時 生成驅(qū)動信號的電流和電壓樣本。該樣本的生成可與驅(qū)動信號波形樣本的數(shù)模轉(zhuǎn)換同步， 使得對于驅(qū)動信號波形樣本的每次數(shù)模轉(zhuǎn)換，米樣電路均生成相應(yīng)組的電流和電壓樣本。 發(fā)生器還可包括至少一個裝置，所述至少一個裝置被程序設(shè)計為針對每個驅(qū)動信號波形樣 本和相應(yīng)組的電流和電壓樣本將所述電流和電壓樣本存儲在所述至少一個裝置的存儲器 中，以將所存儲樣本與驅(qū)動信號波形樣本相關(guān)聯(lián)。所述至少一個裝置還可被程序設(shè)計為當(dāng) 驅(qū)動信號包括第一驅(qū)動信號時：基于所存儲電流和電壓樣本來確定超聲外科裝置的動態(tài)支 路電流樣本；將動態(tài)支路電流樣本與靶樣本進行比較，所述靶樣本選自定義靶波形的多個 靶樣本，所述靶樣本基于驅(qū)動信號波形樣本進行選擇；確定靶樣本和動態(tài)支路電流樣本之 間的幅值誤差；以及修改驅(qū)動信號波形樣本使得在靶樣本和后續(xù)動態(tài)支路電流樣本之間確 定的幅值誤差減小，所述后續(xù)動態(tài)支路電流樣本取決于與所修改驅(qū)動信號波形樣本相關(guān)聯(lián) 的電流和電壓樣本。
[0023] 根據(jù)各種實施例，發(fā)生器可包括存儲器和聯(lián)接到存儲器的裝置，所述裝置針對用 于合成驅(qū)動信號的多個驅(qū)動信號波形樣本中的每一個來接收驅(qū)動信號的相應(yīng)組的電流和 電壓樣本。對于每個驅(qū)動信號波形樣本和相應(yīng)組的電流和電壓樣本，所述裝置可將所述樣 本存儲在其存儲器中以將所存儲樣本與驅(qū)動信號波形樣本相關(guān)聯(lián)。另外，對于每個驅(qū)動信 號波形樣本和相應(yīng)組的電流和電壓樣本，所述裝置可在驅(qū)動信號包括將被傳送至超聲外科 裝置的第一驅(qū)動信號時，基于所存儲樣本確定超聲外科裝置的動態(tài)支路電流樣本；將動態(tài) 支路電流樣本與靶樣本進行比較，所述靶樣本選自定義靶波形的多個靶樣本，所述靶樣本 基于驅(qū)動信號波形樣本進行選擇；確定靶樣本和動態(tài)支路電流樣本之間的幅值誤差；以及 修改驅(qū)動信號波形樣本以使得靶樣本和后續(xù)動態(tài)支路電流樣本之間確定的幅值誤差減小， 所述后續(xù)動態(tài)支路電流樣本取決于與所修改驅(qū)動信號波形樣本相關(guān)聯(lián)的電流和電壓樣本。
[0024] 根據(jù)各種實施例，本發(fā)明還公開了用于確定超聲外科裝置的超聲換能器在換能器 驅(qū)動信號的多個頻率上的動態(tài)支路電流的方法。在一個實施例中，所述方法可包括在換能 器驅(qū)動信號的多個頻率中的每一個下，過采樣換能器驅(qū)動信號的電流和電壓；通過處理器 接收電流和電壓樣本；以及由處理器基于電流和電壓樣本、超聲換能器的靜態(tài)電容和換能 器驅(qū)動信號的頻率來確定動態(tài)支路電流。
[0025] 根據(jù)各種實施例，本發(fā)明還公開了用于控制外科裝置的超聲換能器中的動態(tài)支路 電流的波形形狀的方法。在一個實施例中，所述方法可包括通過使用直接數(shù)字合成（DDS) 算法選擇性地調(diào)用存儲在查找表（LUT)中的驅(qū)動信號波形樣本來生成換能器驅(qū)動信號；當(dāng) 將換能器驅(qū)動信號傳送至外科裝置時生成換能器驅(qū)動信號的電流和電壓的樣本；基于電 流和電壓樣本、超聲換能器的靜態(tài)電容和換能器驅(qū)動信號的頻率來確定動態(tài)支路電流的樣 本；將動態(tài)支路電流的每個樣本與靶波形的相應(yīng)靶樣本進行比較以確定幅值誤差；以及修 改存儲在LUT中的驅(qū)動信號波形樣本，使得動態(tài)支路電流的后續(xù)樣本和相應(yīng)靶樣本之間的 幅值誤差減小。
[0026] 根據(jù)各種實施例，用于將驅(qū)動信號提供至外科裝置的外科發(fā)生器可包括第一變壓 器和第二變壓器。第一變壓器可包括第一主線圈和第一次線圈。第二變壓器可包括第二主 線圈和第二次線圈。外科發(fā)生器還可包括發(fā)生器電路以生成驅(qū)動信號。發(fā)生器電路可電聯(lián) 接到第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅(qū)動信號。外科發(fā)生器還可包括與發(fā)生器電路 電隔離的患者側(cè)電路。患者側(cè)電路可電聯(lián)接到第一次線圈。另外，患者側(cè)電路可包括第一 輸出線路和第二輸出線路以將驅(qū)動信號提供至外科裝置。此外，外科發(fā)生器可包括電容器。 電容器和第二次線圈可串聯(lián)地電聯(lián)接在第一輸出線路和地之間。
[0027] 根據(jù)各種實施例，將驅(qū)動信號提供至外科裝置的外科發(fā)生器可包括第一變壓器、 患者側(cè)電路和電容器。第一變壓器可包括主線圈、第一次線圈、和第二次線圈。第一次線圈 相對主線圈的極性可與第二次線圈的極性相反。發(fā)生器電路可生成驅(qū)動信號并且可電聯(lián)接 到第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅(qū)動信號?；颊邆?cè)電路可與發(fā)生器電路電隔離并 且可電聯(lián)接到第一次線圈。另外，患者側(cè)電路可包括第一輸出線路和第二輸出線路以將驅(qū) 動信號提供至外科裝置。電容器和第二次線圈可串聯(lián)地電聯(lián)接在第一輸出線路和地之間。
[0028] 根據(jù)各種實施例，將驅(qū)動信號提供至外科裝置的外科發(fā)生器可包括第一變壓器、 發(fā)生器電路、患者側(cè)電路和電容器。第一變壓器可包括主線圈和次線圈。發(fā)生器電路可生 成驅(qū)動信號并且可電聯(lián)接到第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅(qū)動信號。患者側(cè)電路 可與發(fā)生器電路電隔離并且可電聯(lián)接到次線圈。另外，患者側(cè)電路可包括第一輸出線路和 第二輸出線路以將驅(qū)動信號提供至外科裝置。電容器可電聯(lián)接到主線圈和第一輸出線路。
[0029] 根據(jù)各種實施例，將驅(qū)動信號提供至外科裝置的外科發(fā)生器可包括第一變壓器、 發(fā)生器電路、患者側(cè)電路以及第一電容器、第二電容器和第三電容器。第一變壓器可包括主 線圈和次線圈。發(fā)生器電路可生成驅(qū)動信號并且可電聯(lián)接到第一主線圈以在整個第一主線 圈上提供驅(qū)動信號?；颊邆?cè)電路可與發(fā)生器電路電隔離并且可電聯(lián)接到次線圈。另外，患 者側(cè)電路可包括第一輸出線路和第二輸出線路以將驅(qū)動信號提供至外科裝置。第一電容器 的第一電極可電聯(lián)接到主線圈。第二電容器的第一電極可電聯(lián)接到第一輸出線路并且第二 電容器的第二電極可電聯(lián)接到第一電容器的第二電極。第三電容器的第一電極可電聯(lián)接到 第一電容器的第二電極和第二電容器的第二電極。第三電容器的第二電極可電聯(lián)接到地。
[0030] 根據(jù)各種實施例，本發(fā)明還公開了外科裝置的控制電路。在一個實施例中，控制電 路可包括具有至少一個第一開關(guān)的第一電路部分。第一電路部分可通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生 器通信?？刂齐娐愤€可包括具有數(shù)據(jù)電路元件的第二電路部分。數(shù)據(jù)電路元件可設(shè)置在外 科裝置的器械中并且可傳輸或接收數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)電路元件可通過導(dǎo)體對的至少一個導(dǎo)體實現(xiàn) 與外科發(fā)生器的數(shù)據(jù)通信。
[0031] 根據(jù)各種實施例，控制電路可包括具有至少一個第一開關(guān)的第一電路部分。第一 電路部分可通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信?？刂齐娐愤€可包括具有數(shù)據(jù)電路元件的第二電 路部分。數(shù)據(jù)電路元件可設(shè)置在外科裝置的器械中并且可傳輸或接收數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)電路元件 可通過導(dǎo)體對的至少一個導(dǎo)體實現(xiàn)與外科發(fā)生器的數(shù)據(jù)通信。第一電路部分可接收從外科 發(fā)生器以第一頻帶傳輸?shù)牡谝辉儐栃盘?。?shù)據(jù)電路元件可使用以第二頻帶傳輸?shù)恼{(diào)幅通信 協(xié)議與外科發(fā)生器通信。第二頻帶可高于第一頻帶。
[0032] 根據(jù)各種實施例，控制電路可包括具有至少一個第一開關(guān)的第一電路部分。第一 電路部分可接收從外科發(fā)生器通過導(dǎo)體對傳輸?shù)牡谝辉儐栃盘??？刂齐娐愤€可包括第二電 路部分，所述第二電路部分包括設(shè)置在所述裝置的器械中的電阻元件和感應(yīng)元件中的至少 一個。第二電路部分可接收從外科發(fā)生器通過導(dǎo)體對傳輸?shù)牡诙儐栃盘?。第二電路部?可與第一電路部分頻帶分離。當(dāng)通過第一電路部分接收到第一詢問信號時，第一詢問信號 的特性可指示至少一個第一開關(guān)的狀態(tài)。當(dāng)通過第二電路部分接收到第二詢問信號時，第 二詢問信號的特性可獨特地識別所述裝置的器械。
[0033] 根據(jù)各種實施例，控制電路可包括具有第一開關(guān)網(wǎng)絡(luò)和第二開關(guān)網(wǎng)絡(luò)的第一電路 部分。第一開關(guān)網(wǎng)絡(luò)可包括至少一個第一開關(guān)，并且第二開關(guān)網(wǎng)絡(luò)可包括至少一個第二開 關(guān)。第一電路部分可通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信?？刂齐娐愤€可包括具有數(shù)據(jù)電路元件 的第二電路部分。數(shù)據(jù)電路元件可設(shè)置在外科裝置的器械中并且可傳輸或接收數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù) 電路元件可通過導(dǎo)體對的至少一個導(dǎo)體與外科發(fā)生器進行數(shù)據(jù)通信。
[0034] 根據(jù)各種實施例，用于將驅(qū)動信號提供至外科裝置的外科發(fā)生器可包括具有孔的 外科發(fā)生器主體。外科發(fā)生器還可包括定位在孔中的插座組件。插座組件可包括插座主體 以及具有內(nèi)壁和外壁的凸緣。內(nèi)壁可由至少一個彎曲部分和至少一個線性部分構(gòu)成。內(nèi)壁 可限定腔體。中央凸出部分可定位在腔體中并且可包括磁體和多個承窩。中央凸出部分的 外周邊可包括至少一個彎曲部分和至少一個線性部分。
[0035] 根據(jù)各種實施例，外科器械可包括電連接器組件。電連接器組件可包括限定中央 腔體的凸緣和延伸到中央腔體中的磁性相容引腳。電連接器組件可包括電路板和聯(lián)接到電 路板的多個導(dǎo)電引腳。多個導(dǎo)電引腳中的每一個均可延伸到中央腔體中。電連接器組件還 可包括應(yīng)變消除構(gòu)件和防護罩。
[0036] 根據(jù)各種實施例，外科器械系統(tǒng)可包括具有插座組件的外科發(fā)生器。插座組件可 包括至少一個彎曲部分和至少一個線性部分。外科器械系統(tǒng)可包括具有連接器組件和適配 器組件的外科器械，所述適配器組件操作地聯(lián)接到插座組件和連接器組件。適配器組件可 包括接觸插座組件的遠側(cè)部分。遠側(cè)部分可包括凸緣，其中所述凸緣具有至少一個彎曲部 分和至少一個線性部分。適配器組件可包括接觸連接器組件的近側(cè)部分。近側(cè)部分可限定 尺寸設(shè)定成接收連接器組件的至少一部分的腔體。適配器組件還可包括電路板。
[0037] 根據(jù)各種實施例，可使用方法（例如，結(jié)合外科器械）來實現(xiàn)多個外科目的。例如， 用于控制通過第一電極和第二電極提供至組織的電功率的方法可包括通過第一電極和第 二電極將驅(qū)動信號提供至組織以及基于感測的組織阻抗并根據(jù)第一功率曲線來通過驅(qū)動 信號調(diào)制提供至組織的功率。第一功率曲線可為多個可能感測的組織阻抗中的每一個定義 第一相應(yīng)功率。所述方法還可包括通過第一電極和第二電極監(jiān)測提供至組織的總能量。當(dāng) 總能量達到第一能量閾值時，所述方法可包括確定組織的阻抗是否已達到第一阻抗閾值。 所述方法還可包括如果組織的阻抗不能達到第一阻抗閾值，則基于感測的組織阻抗并根據(jù) 第二功率曲線來通過驅(qū)動信號調(diào)制提供至組織的功率。第二功率曲線可為多個可能感測的 組織阻抗中的每一個定義第二相應(yīng)功率。
[0038] 根據(jù)各種實施例，用于控制通過第一電極和第二電極提供至組織的電功率的方法 可包括通過第一電極和第二電極將驅(qū)動信號提供至組織以及確定將被提供至組織的功率。 所述確定可包括接收對感測的組織阻抗的指示；根據(jù)功率曲線來確定用于所感測的組織阻 抗的第一相應(yīng)功率；以及將相應(yīng)的功率乘以乘數(shù)。功率曲線可為多個可能感測的組織阻抗 中的每一個定義相應(yīng)功率。所述方法還可包括調(diào)制驅(qū)動信號以將確定功率提供至組織，以 及如果組織的阻抗不能達到第一阻抗閾值，則根據(jù)提供至組織的總能量來增加乘數(shù)。
[0039] 根據(jù)各種實施例，用于控制通過第一電極和第二電極提供至組織的電功率的方法 可包括通過第一電極和第二電極將驅(qū)動信號提供至組織以及確定將被提供至組織的功率。 所述確定可包括接收對感測的組織阻抗的指示；根據(jù)功率曲線來確定用于感測的組織阻抗 的第一相應(yīng)功率；以及將相應(yīng)功率乘以第一乘數(shù)以找到確定功率。功率曲線可為多個可能 感測的組織阻抗中的每一個定義相應(yīng)功率。所述方法還可包括調(diào)制驅(qū)動信號以將確定功率 提供至組織以及通過第一電極和第二電極監(jiān)測提供至組織的總能量。此外，所述方法可包 括當(dāng)總能量達到第一能量閾值時，確定組織的阻抗是否已達到第一阻抗閾值；以及如果組 織的阻抗未達到第一阻抗閾值，則將第一乘數(shù)增加第一數(shù)量。
[0040] 根據(jù)各種實施例，用于控制通過外科裝置提供到組織的電功率的方法可包括：將 驅(qū)動信號提供到外科裝置；接收組織阻抗的指示；計算組織阻抗的增加速率；以及調(diào)制驅(qū) 動信號，以將阻抗的增加速率保持為大于或等于預(yù)先確定的常數(shù)。
[0041] 根據(jù)各種實施例，用于控制通過外科裝置提供至組織的電功率的方法可包括提供 驅(qū)動信號。驅(qū)動信號的功率可與通過外科裝置提供至組織的功率成比例。所述方法還可包 括周期性地接收組織阻抗的指示以及將第一復(fù)合功率曲線應(yīng)用至組織，其中將第一復(fù)合功 率曲線應(yīng)用至組織包括。將第一復(fù)合功率曲線應(yīng)用至組織可包括將第一預(yù)先確定數(shù)量的第 一復(fù)合功率曲線脈沖調(diào)制到驅(qū)動信號上；以及對于第一復(fù)合功率曲線脈沖中的每一個，根 據(jù)組織阻抗的第一函數(shù)來確定脈沖功率和脈沖寬度。所述方法還可包括將第二復(fù)合功率曲 線應(yīng)用至組織。將第二復(fù)合功率曲線應(yīng)用至組織可包括將至少一個第二復(fù)合功率曲線脈沖 調(diào)制到驅(qū)動信號上；以及對于至少一個第二復(fù)合功率曲線脈沖中的每一個，根據(jù)組織阻抗 的第二函數(shù)來確定脈沖功率和脈沖寬度。
[0042] 根據(jù)各種實施例，提供了用于為外科裝置生成驅(qū)動信號的發(fā)生器。所述發(fā)生器包 括用于生成第一驅(qū)動信號以驅(qū)動超聲裝置的超聲發(fā)生器模塊、用于生成第二驅(qū)動信號以驅(qū) 動電外科裝置的電外科/射頻（RF)發(fā)生器模塊、以及聯(lián)接到超聲發(fā)生器模塊和電外科/射 頻發(fā)生器模塊中的每一個的腳踏開關(guān)。當(dāng)超聲裝置聯(lián)接到超聲發(fā)生器模塊時，腳踏開關(guān)能 夠以第一模式操作，并且當(dāng)電外科裝置聯(lián)接到電外科/射頻發(fā)生器模塊時，腳踏開關(guān)能夠 以第二模式操作。
[0043] 根據(jù)各種實施例，提供了發(fā)生器，所述發(fā)生器包括用戶界面以根據(jù)超聲裝置和電 外科裝置中任一者的操作并根據(jù)預(yù)先確定的算法來提供反饋。
[0044] 根據(jù)各種實施例，提供了外科裝置的控制電路?？刂齐娐钒ǖ谝浑娐凡糠?，該第 一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個開關(guān)。第一電路部 分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收控制信號以確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)。
[0045] 根據(jù)各種實施例，提供了外科裝置的控制電路。控制電路包括第一電路部分，該第 一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個開關(guān)。第一電路部 分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收來自輸入端子的控制信號，以確定所述至少一個開 關(guān)的狀態(tài)?？刂菩盘柧哂姓辔缓拓撓辔弧５谝痪w管聯(lián)接在輸入端子和第一電容器之間， 并且第一電阻器與第一電容器串聯(lián)聯(lián)接。在控制信號的正相位期間，當(dāng)?shù)谝浑娙萜鞒潆娭?預(yù)先確定的電壓時，第一晶體管保持在截止模式，并且在控制信號負相位的初始部分期間， 第一晶體管從截止模式轉(zhuǎn)變至飽和模式并保持在飽和模式，直至第一電容器通過第一電阻 器放電。在控制信號負相位的最后部分期間，當(dāng)?shù)谝浑娙萜麟妷航抵令A(yù)先確定的閾值以下 時，第一晶體管從飽和模式轉(zhuǎn)變至截止模式。
[0046] 根據(jù)各種實施例，提供了一種方法。所述方法包括在外科裝置的控制電路處接收 控制信號，并基于電阻器的值確定至少一個開關(guān)的狀態(tài)。控制電路包括第一電路部分，該第 一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個開關(guān)。所述電路部 分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收控制信號。第一電路部分包括聯(lián)接到至少一個開關(guān) 的至少一個電阻器。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0047] 各種實施例的新型特征在所附權(quán)利要求書中具體地示出。然而，對組織和操作方 法來講均可通過結(jié)合附圖參照以下描述最深刻地理解所描述的實施例，其中：
[0048] 圖1示出了包括發(fā)生器和可與發(fā)生器一起使用的各種外科器械的外科系統(tǒng)的一 個實施例；
[0049] 圖2示出了可用于橫切和/或密封的實例超聲裝置的一個實施例；
[0050] 圖3示出了圖2的實例超聲裝置的端部執(zhí)行器的一個實施例。
[0051] 圖4示出了也可用于橫切和密封的實例電外科裝置的一個實施例；
[0052] 圖5、圖6和圖7示出了圖4中所示的端部執(zhí)行器的一個實施例；
[0053] 圖8為圖1的外科系統(tǒng)的圖示；
[0054] 圖9為示出一個實施例中的動態(tài)支路電流的模型；
[0055] 圖10為一個實施例中的發(fā)生器架構(gòu)的結(jié)構(gòu)視圖；
[0056] 圖11A-11C為一個實施例中的發(fā)生器架構(gòu)的功能視圖；
[0057] 圖12示出了在一個實施例中用于監(jiān)測輸入裝置并控制輸出裝置的控制器；
[0058] 圖13A-13B示出了發(fā)生器的一個實施例的結(jié)構(gòu)和功能方面；
[0059] 圖14-32和圖33A-33C示出了控制電路的實施例；
[0060] 圖33D-33I示出了用于連接各種發(fā)生器和各種外科器械的纜線布線和適配器構(gòu) 型的實施例；
[0061] 圖34示出了用于漏電流的有源消除的電路300的一個實施例。
[0062] 圖35示出了可以通過圖1的發(fā)生器實施的用于提供漏電流的有源消除的電路的 一個實施例；
[0063] 圖36示出了可以通過圖1的發(fā)生器實施的用于提供漏電流的有源消除的電路的 另選的實施例；
[0064] 圖37示出了可以通過圖1的發(fā)生器實施的用于提供漏電流的有源消除的電路的 另選的實施例；
[0065] 圖38示出了可以通過圖1的發(fā)生器實施的用于提供漏電流的有源消除的電路的 另一個實施例；
[0066] 圖39示出了可以通過圖1的發(fā)生器實施的用于提供漏電流的消除的電路的實施 例；
[0067] 圖40示出了可以通過圖1的發(fā)生器實施的用于提供漏電流的消除的電路的另一 個實施例；
[0068] 圖41示出了一個實施例中的插座和連接器接口；
[0069] 圖42為一個實施例中的插座組件的分解側(cè)視圖；
[0070] 圖43為一個實施例中的連接器組件的分解側(cè)視圖；
[0071] 圖44為圖41中所示的插座組件的透視圖；
[0072] 圖45為一個實施例中的插座組件的分解透視圖；
[0073] 圖46為一個實施例中的插座組件的前正視圖；
[0074] 圖47為一個實施例中的插座組件的側(cè)正視圖；
[0075] 圖48為一個實施例中的承窩的放大視圖；
[0076] 圖49為一個實施例中的連接器組件的透視圖；
[0077] 圖50為一個實施例中的連接器組件的分解透視圖；
[0078] 圖51為一個實施例中的連接器主體的側(cè)正視圖；
[0079] 圖52為一個實施例中的連接器主體的遠端的透視圖；
[0080] 圖53為一個實施例中的連接器主體的近端的透視圖；
[0081] 圖54示出了一個實施例中的鐵質(zhì)引腳；
[0082] 圖55示出了一個實施例中的導(dǎo)電引腳和電路板；
[0083] 圖56示出了一個實施例中的應(yīng)變消除構(gòu)件；
[0084] 圖57示出了一個實施例中的防護罩；
[0085] 圖58示出了根據(jù)各種非限制性實施例的兩個適配器組件；
[0086] 圖59不出了一個實施例中的外科發(fā)生器；
[0087] 圖60示出了一個實施例中的連接至適配器組件的連接器組件；
[0088] 圖61示出了一個實施例中的插入到外科發(fā)生器的插座組件中的適配器組件；
[0089] 圖62示出了一個實施例中的連接至適配器組件的連接器組件；
[0090] 圖63示出了一個實施例中的發(fā)生器的后面板的透視圖；
[0091] 圖64不出了一個實施例中的發(fā)生器的后面板；
[0092] 圖65和圖66不出了一個實施例中的發(fā)生器的后面板的不同部分；
[0093] 圖67示出了一個實施例中的用于控制發(fā)生器的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)；
[0094] 圖68示出了一個實施例中的測量溫度與估計溫度的對比圖，所述估計溫度由通 過發(fā)生器控制的外科器械輸出；
[0095] 圖69示出了顯示實例功率曲線的圖表的一個實施例；
[0096] 圖70示出了用于將一個或多個功率曲線應(yīng)用到組織切口的處理流程的一個實施 例；
[0097] 圖71示出了顯示可結(jié)合圖70的處理流程使用的實例功率曲線的圖表的一個實施 例；
[0098] 圖72示出了顯示可結(jié)合圖70的處理流程使用的實例同形功率曲線的圖表的一個 實施例；
[0099] 圖73A示出了可以通過圖1的發(fā)生器的數(shù)字裝置執(zhí)行的作用于新組織切口的例程 的一個實施例；
[0100] 圖73B示出了可以通過圖1的發(fā)生器的數(shù)字裝置執(zhí)行的監(jiān)測組織阻抗的例程的一 個實施例；
[0101] 圖73C示出了可以通過圖1的發(fā)生器的數(shù)字裝置執(zhí)行的將一個或多個功率曲線提 供到組織切口的例程的一個實施例；
[0102] 圖74示出了用于將一個或多個功率曲線應(yīng)用到組織切口的處理流程的一個實施 例；
[0103] 圖75示出了描述通過圖1的發(fā)生器選擇和施加復(fù)合負載曲線的框圖的一個實施 例；
[0104] 圖76示出了顯示如通過圖1的發(fā)生器實施的圖75的算法的一個實施例的處理流 程；
[0105] 圖77示出了用于生成第一復(fù)合負載曲線脈沖的處理流程的一個實施例；
[0106] 圖78示出了脈沖時序圖的一個實施例，所述脈沖時序圖示出了圖76的算法通過 圖1的發(fā)生器的實例應(yīng)用；
[0107] 圖79示出了根據(jù)實例復(fù)合負載曲線的驅(qū)動信號電壓、電流和功率的圖形表示；
[0108] 圖80-85示出了實例復(fù)合負載曲線的圖形表示；
[0109] 圖86示出了描述應(yīng)用算法以用于保持恒定的組織阻抗變化速率的框圖的一個實 施例；
[0110] 圖87示出了控制電路的一個實施例，所述控制電路包括具有高速數(shù)據(jù)通信支持 的并行切換電阻電路和包括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件。
[0111] 圖88為恒定電流脈沖波形形式的控制信號的一個方面的圖形表示，所述恒定電 流脈沖波形可由如圖10中所示發(fā)生器的信號調(diào)節(jié)電路生成。
[0112] 圖88A為圖88的恒定電流脈沖波形形式的控制信號的一個方面的圖形表示，示出 了根據(jù)一個示例性實施例的波形的各種特征的數(shù)值。
[0113] 圖89為與圖88中示出的控制信號的該方面相關(guān)聯(lián)的各種檢測區(qū)域的圖形表示。
[0114] 圖90為在SWl閉合且纜線/連接器阻抗為0歐姆的發(fā)生器處測量的電流脈沖波 形形式的控制信號的一個方面的圖形表不。
[0115] 圖90A為圖90的電流脈沖波形形式的控制信號的一個方面的圖形表示，示出了根 據(jù)一個示例性實施例的波形的各種特征的數(shù)值。
[0116] 圖91為使用發(fā)生器和控制電路實際測量的模數(shù)（ADC)輸入波形的示波器描跡。
[0117] 圖92示出了控制電路的另一個實施例，所述控制電路包括并行切換電阻電路和 包括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件。
[0118] 圖93示出了控制電路的一個實施例，所述控制電路包括串行切換電阻電路和包 括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件。
[0119] 圖94示出了控制電路的一個實施例，所述控制電路包括具有精密基準電壓的串 行切換電阻電路和包括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件。
[0120] 圖95示出了控制電路的一個實施例，所述控制電路包括可變頻率切換電阻電路 和包括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件。
[0121] 圖96為檢測方法的一個實施例的圖形表示，示出了用于控制電路的檢測區(qū)域，所 述控制電路如結(jié)合圖95所述包括可變頻率切換電阻電路和存儲器裝置。
[0122] 圖97示出了控制電路的一個實施例，所述控制電路包括具有精密基準電壓的并 行切換電阻電路和包括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件，所述存儲器裝置采用可 變斜率波形來確定開關(guān)狀態(tài)。
[0123] 圖98為檢測方法的一個實施例的圖形表示，示出了用于控制電路的檢測區(qū)域，所 述控制電路如結(jié)合圖97所述包括可變斜坡/斜率切換電阻電路和存儲器裝置。
[0124] 圖99示出了包括單線多開關(guān)輸入裝置的控制電路的一個實施例。

【具體實施方式】
[0125] 在詳細說明外科裝置和發(fā)生器的各種實施例之前，應(yīng)該指出的是，示例性實施例 的應(yīng)用或使用并不局限于附圖和【具體實施方式】中詳細示出的部件的構(gòu)造和布置。示例性實 施例可單獨實施，也可與其他實施例、變型和修改形式結(jié)合在一起實施，并可以通過各種方 式實踐或執(zhí)行。此外，除非另外指明，否則本文所用的術(shù)語和表達是出于方便讀者而對示例 性實施例進行描述的目的選取的，并非出于限制的目的。另外，應(yīng)當(dāng)理解，下述實施例、實施 例表達和/或?qū)嵗械囊粋€或多個可與下述其他實施例、實施例表達和/或?qū)嵗械娜魏?一個或多個結(jié)合。
[0126] 各種實施例涉及改善的超聲外科裝置、電外科裝置以及與它們一起使用的發(fā)生 器。超聲外科裝置的實施例可能夠用于例如在外科手術(shù)期間橫切和/或凝固組織。電外科 裝置的實施例可能夠用于例如在外科手術(shù)期間橫切、凝固、剝落、吻合和/或干燥組織。
[0127] 發(fā)生器的實施例使用發(fā)生器驅(qū)動信號電流和電壓的高速模數(shù)采樣（例如，大約 200x過采樣，這取決于頻率）以及數(shù)字信號處理，從而與已知發(fā)生器架構(gòu)相比提供多個優(yōu) 點和有益效果。在一個實施例中，例如，基于電流和電壓反饋數(shù)據(jù)、超聲換能器靜態(tài)電容的 值、和驅(qū)動信號頻率的值，發(fā)生器可確定超聲換能器的動態(tài)支路電流。這提供虛擬調(diào)諧系統(tǒng) 的有益效果并模擬如下系統(tǒng)的存在，所述系統(tǒng)利用任何頻率下的靜態(tài)電容（例如，圖9中的 Q1)的任何值進行調(diào)諧或諧振。因此，可通過使靜態(tài)電容的效果失諧來實現(xiàn)動態(tài)支路電流的 控制，且無需使用調(diào)諧電感器。另外，除去調(diào)諧電感器可不降低發(fā)生器的頻率鎖定能力，因 為可通過適當(dāng)?shù)靥幚黼娏骱碗妷悍答仈?shù)據(jù)來實現(xiàn)頻率鎖定。
[0128] 發(fā)生器驅(qū)動信號電流和電壓的高速模數(shù)采樣以及數(shù)字信號處理也可允許樣本的 精確數(shù)字濾波。例如，發(fā)生器的實施例可利用在基礎(chǔ)驅(qū)動信號頻率和第二級諧波之間衰減 的低通數(shù)字濾波器（例如，有限脈沖響應(yīng)（FIR)濾波器）以減少電流和電壓反饋樣本中的 不對稱諧波失真和EMI引起的噪聲。經(jīng)濾波的電流和電壓反饋樣本基本上表示基礎(chǔ)驅(qū)動信 號頻率，由此能夠相對基礎(chǔ)驅(qū)動信號頻率來進行更精確的阻抗相位測量以及改善發(fā)生器保 持諧振頻率鎖定的能力?？赏ㄟ^如下方式進一步地提高阻抗相位測量的精確性：使下降沿 和上升沿相位測量平均化以及將所測量的阻抗相位調(diào)節(jié)至0°。
[0129] 發(fā)生器的各種實施例也可使用發(fā)生器驅(qū)動信號電流和電壓的高速模數(shù)采樣以及 數(shù)字信號處理來高精度地確定真實功耗和其他數(shù)量。這可允許發(fā)生器實施多種可用算法， 例如，控制當(dāng)組織阻抗變化時遞送至組織的功率量以及控制功率遞送以保持組織阻抗增加 的恒定速率。
[0130] 發(fā)生器的各種實施例可具有寬頻率范圍以及驅(qū)動超聲外科裝置和電外科裝置必 需的增加的輸出功率?？赏ㄟ^寬帶功率變壓器上的專用分接頭來滿足電外科裝置的較低電 壓、較高電流需求，從而消除了對單獨的功率放大器和輸出變壓器的需要。此外，發(fā)生器的 感測和反饋電路可支持大動態(tài)范圍，該大動態(tài)范圍解決具有最小失真的超聲和電外科應(yīng)用 兩者的需要。
[0131] 各種實施例可為發(fā)生器提供簡單經(jīng)濟的裝置以用于讀取和任選地寫入設(shè)置在如 下器械中的數(shù)據(jù)電路（例如，單總線裝置，諸如以商品名"Ι-Wire"為人所知的單線協(xié)議 EEPR0M)，所述器械使用現(xiàn)有多導(dǎo)體發(fā)生器/手持件纜線附接到手持件。這樣，發(fā)生器能夠 從附接到手持件的器械檢索和處理器械專用數(shù)據(jù)。這可允許發(fā)生器提供較好的控制以及改 善的診斷和誤差檢測。另外，發(fā)生器將數(shù)據(jù)寫入所述器械的能力使以下方面的新功能成為 可能，例如，跟蹤器械用法以及捕獲操作數(shù)據(jù)。此外，頻帶的使用允許容納總線裝置的器械 與現(xiàn)有發(fā)生器的向后兼容性。
[0132] 發(fā)生器的所公開實施例提供漏電流的有源消除，所述漏電流是由發(fā)生器的非隔離 電路與患者隔離電路之間的非預(yù)期電容聯(lián)接引起的。除了降低患者風(fēng)險之外，減少漏電流 還可降低電磁發(fā)射。
[0133] 通過下文的【具體實施方式】，本發(fā)明的實施例的這些和其他有益效果將顯而易見。
[0134] 應(yīng)當(dāng)理解，相對于抓持手持件的臨床醫(yī)生而言，本文使用術(shù)語"近側(cè)"和"遠側(cè)"。因 此，端部執(zhí)行器相對于較近的手持件而言處于遠側(cè)。還應(yīng)當(dāng)理解，為簡潔和清楚起見，相對 于抓持手持件的臨床醫(yī)生而言，本文也可使用諸如"頂部"和"底部"之類的空間術(shù)語。然 而，外科裝置在多個取向和位置中使用，并且這些術(shù)語并非意圖進行限制，也并非絕對的。
[0135] 圖1示出外科系統(tǒng)100的一個實施例，該外科系統(tǒng)100包括能夠與外科裝置一起 使用的發(fā)生器102。根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102能夠與不同類型的外科裝置一起使用，所 述外科裝置包括例如超聲外科裝置104和電外科或射頻外科裝置106。雖然在圖1的實施 例中，發(fā)生器102被不為與外科裝置104、106分開，但某些實施例中，發(fā)生器102可與外科 裝置104、106中的任一者一體形成，以形成一體式外科系統(tǒng)。
[0136] 圖2示出了可用于橫切和/或密封的實例超聲裝置104的一個實施例。裝置104 可包括手持件116,所述手持件116又可包括超聲換能器114。換能器114可例如經(jīng)由纜線 122(例如，多導(dǎo)體纜線）與發(fā)生器102電連通。換能器114可包括適于將驅(qū)動信號的電能 轉(zhuǎn)換成機械振動的壓電陶瓷元件、或者其他元件或部件。當(dāng)被發(fā)生器102啟動時，超聲換能 器114可引起縱向振動。振動可通過裝置104的器械部分124 (例如，經(jīng)由嵌入外部護套中 的波導(dǎo)）傳輸至器械部分124的端部執(zhí)行器126。
[0137] 圖3示出了實例超聲裝置104的端部執(zhí)行器126的一個實施例。端部執(zhí)行器126 可包括可經(jīng)由波導(dǎo)（未示出）聯(lián)接到超聲換能器114的刀片151。當(dāng)被換能器114驅(qū)動時， 刀片151可振動，并且當(dāng)接觸到組織時可切割和/或凝固組織，如本文所述。根據(jù)各種實施 例，并且如圖3所示，端部執(zhí)行器126還可包括可能夠用于與端部執(zhí)行器126的刀片151協(xié) 同作用的夾持臂155。結(jié)合刀片151，夾持臂155可包括一組鉗口 140。夾持臂155可樞轉(zhuǎn) 地連接在器械部分124的軸153的遠端處。夾持臂155可包括可由XEFLGM?或其他合 適的低摩擦材料形成的夾持臂組織墊163。墊163可被安裝用于與刀片151協(xié)作，其中夾持 臂155的樞轉(zhuǎn)移動將夾持墊163定位成與刀片151呈基本上平行關(guān)系并接觸所述刀片。通 過該構(gòu)造，將被夾持的組織切口可被緊抓在組織墊163和刀片151之間。組織墊163可具 有鋸齒狀構(gòu)型（包括多個軸向間隔開的、朝近側(cè)延伸的抓持齒161)以與刀片151協(xié)作來提 高對組織的抓持。夾持臂155可從圖3中所示的打開位置以任何合適的方式轉(zhuǎn)變成閉合位 置（其中夾持臂155接觸或靠近刀片151)。例如，手持件116可包括鉗口閉合觸發(fā)器138。 當(dāng)被臨床醫(yī)生致動時，鉗口閉合觸發(fā)器138可以任何合適的方式來樞轉(zhuǎn)夾持臂155。
[0138] 發(fā)生器102可被啟動以按任何合適的方式將驅(qū)動信號提供至換能器114。例如，發(fā) 生器102可包括腳踏開關(guān)120,該腳踏開關(guān)120經(jīng)由腳踏開關(guān)纜線122聯(lián)接到發(fā)生器102 (圖 8)。臨床醫(yī)生可通過壓下腳踏開關(guān)120來啟動換能器114,并由此啟動換能器114和刀片 151。此外，或作為腳踏開關(guān)120的替代，裝置104的一些實施例可利用定位在手持件116 上的一個或多個開關(guān)，當(dāng)被啟動時，所述一個或多個開關(guān)可使發(fā)生器102啟動換能器114。 在一個實施例中，例如所述一個或多個開關(guān)可例如包括一對開關(guān)按鈕136a，136b，以確定裝 置104的操作模式。當(dāng)開關(guān)按鈕136a被壓下時，例如，超聲發(fā)生器102可將最大驅(qū)動信號 提供至換能器114,從而使所述換能器產(chǎn)生最大超聲能量輸出。壓下開關(guān)按鈕136b可使超 聲發(fā)生器102將用戶可選的驅(qū)動信號提供至換能器114,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104可包括第二開關(guān)以例如指示 用于操作端部執(zhí)行器126的鉗口 140的鉗口閉合觸發(fā)器138的位置。此外，在一些實施例 中，超聲發(fā)生器102可基于鉗口閉合觸發(fā)器138的位置被啟動（例如，當(dāng)臨床醫(yī)生壓下鉗口 閉合觸發(fā)器138以閉合鉗口 140時，可施加超聲能量）。
[0139] 除此之外或作為另外一種選擇，所述一個或多個開關(guān)可包括開關(guān)按鈕136c，當(dāng)所 述開關(guān)按鈕被壓下時，會使發(fā)生器102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，脈沖的功率水平可為與開關(guān)按鈕136a，136b相關(guān)聯(lián)的功率 水平（最大值、小于最大值）。
[0140] 應(yīng)當(dāng)理解，裝置104可包括開關(guān)按鈕136a，136b，136c的任何組合。例如，裝置104 能夠僅具有兩個開關(guān)按鈕：用于產(chǎn)生最大超聲能量輸出的開關(guān)按鈕136a，以及用于產(chǎn)生最 大功率水平或小于最大的功率水平下的脈沖輸出的開關(guān)按鈕136c。這樣，發(fā)生器102的驅(qū) 動信號輸出構(gòu)型可為5個連續(xù)信號和5或4或3或2或1個脈沖信號。在某些實施例中， 例如可基于發(fā)生器102中的EEPROM設(shè)定和/或用戶功率水平選擇來控制特定的驅(qū)動信號 構(gòu)型。
[0141] 在某些實施例中，可提供雙位開關(guān)作為開關(guān)按鈕136c的替代形式。例如，裝置104 可包括雙位開關(guān)按鈕136b和用于產(chǎn)生最大功率水平下的連續(xù)輸出的開關(guān)按鈕136a。在第 一止動位置中，開關(guān)按鈕136b可產(chǎn)生小于最大功率水平下的連續(xù)輸出，并且在第二止動位 置中，開關(guān)按鈕136b可產(chǎn)生脈沖輸出（例如，最大功率水平下或小于最大的功率水平下的 脈沖輸出，取決于EEPROM設(shè)置）。
[0142] 在一些實施例中，端部執(zhí)行器126還可包括一對電極159, 157。電極159, 157可 例如經(jīng)由纜線122與發(fā)生器102通信。電極159, 157可用于例如測量存在于夾持臂155和 刀片151之間的組織切口的阻抗。發(fā)生器102可將信號（例如，非治療信號）提供至電極 159, 157?？衫缤ㄟ^監(jiān)測信號的電流、電壓等來發(fā)現(xiàn)組織切口的阻抗。
[0143] 圖4不出了也可用于橫切和密封的實例電外科裝置106的一個實施例。根據(jù)各種 實施例，橫切和密封裝置106可包括手持件組件130、軸165和端部執(zhí)行器132。軸165可 為剛性的（例如，用于腹腔鏡式和/或開放性外科應(yīng)用）或柔性的，如圖所示（例如，用于 內(nèi)窺鏡式應(yīng)用）。在各種實施例中，軸165可包括一個或多個關(guān)節(jié)運動點。端部執(zhí)行器132 可包括具有第一鉗口構(gòu)件167和第二鉗口構(gòu)件169的鉗口 144。第一鉗口構(gòu)件167和第二 鉗口構(gòu)件169可連接至U形夾171，該U形夾171又可聯(lián)接到軸165。平移構(gòu)件173可在軸 165內(nèi)從纟而部執(zhí)彳丁器132延伸至手持件130。在手持件130處，軸165可直接或間接地聯(lián)接 到鉗口閉合觸發(fā)器142 (圖4)。
[0144] 端部執(zhí)行器132的鉗口構(gòu)件167, 169可包括相應(yīng)的電極177, 179。電極177, 179 可經(jīng)由電引線187a，187b連接至發(fā)生器102 (圖5)，所述電引線從端部執(zhí)行器132穿過軸 165和手持件130并最終延伸至發(fā)生器102 (例如，通過多導(dǎo)體纜線128)。發(fā)生器102可將 驅(qū)動信號提供至電極177, 179,以對存在于鉗口構(gòu)件167, 169內(nèi)的組織產(chǎn)生治療效果。電 極177, 179可包括有源電極和返回電極，其中所述有源電極和所述返回電極可抵靠或鄰近 將被處理的組織定位，使得電流可從有源電極通過組織流至返回電極。如圖4所示，端部 執(zhí)行器132被示為具有處于打開位置的鉗口構(gòu)件167, 169。往復(fù)式刀片175示于鉗口構(gòu)件 167, 169 之間。
[0145] 圖5、圖6和圖7示出了圖4中所示的端部執(zhí)行器132的一個實施例。為了閉合 端部執(zhí)行器132的鉗口 144,臨床醫(yī)生可使鉗口閉合觸發(fā)器142沿箭頭183從第一位置樞 轉(zhuǎn)到第二位置。這可根據(jù)任何合適的方式使鉗口 144打開和閉合。例如，鉗口閉合觸發(fā)器 142的移動又可引起平移構(gòu)件173在軸165的鏜孔185內(nèi)平移。平移構(gòu)件173的遠側(cè)部分 可聯(lián)接到往復(fù)式構(gòu)件197,使得平移構(gòu)件173的遠側(cè)運動和近側(cè)運動引起往復(fù)式構(gòu)件的相 應(yīng)遠側(cè)運動和近側(cè)運動。往復(fù)式構(gòu)件197可具有肩部191a，191b，而鉗口構(gòu)件167, 169可具 有相應(yīng)的凸輪表面189a，189b。當(dāng)往復(fù)式構(gòu)件197從圖6中所示的位置向遠側(cè)平移至圖7 中所示的位置時，肩部191a，191b可接觸凸輪表面189a，189b，從而使鉗口構(gòu)件167, 169轉(zhuǎn) 變成閉合位置。另外，在各種實施例中，刀片175可定位在往復(fù)式構(gòu)件197的遠端處。隨著 往復(fù)式構(gòu)件延伸到圖7中所示的完全遠側(cè)位置，刀片175可在該過程中推動穿過存在于鉗 口構(gòu)件167, 169之間的任何組織，從而切割該組織。
[0146] 在使用中，臨床醫(yī)生可放置端部執(zhí)行器132并且例如通過沿所述箭頭183樞轉(zhuǎn)鉗 口閉合觸發(fā)器142以圍繞將被作用的組織切口來閉合鉗口 144。一旦組織切口固定在鉗口 144之間，臨床醫(yī)生就可通過發(fā)生器102并穿過電極177, 179開始提供射頻或其他電外科能 量?？梢匀魏魏线m的方式來完成射頻能量的提供。例如，外科醫(yī)生可啟動發(fā)生器102的腳 踏開關(guān)120(圖8)以開始提供射頻能量。另外，例如，手持件130可包括可由臨床醫(yī)生致動 以使發(fā)生器102開始提供射頻能量的一個或多個開關(guān)181。另外，在一些實施例中，可基于 鉗口閉合觸發(fā)器142的位置來提供射頻能量。例如，當(dāng)完全壓下觸發(fā)器142(表明鉗口 144 被閉合）時，可提供射頻能量。另外，根據(jù)各種實施例，可在鉗口 144閉合期間推進刀片175 或者可在鉗口 144閉合以后（例如，在射頻能量已施加至組織以后）由臨床醫(yī)生獨立地推 進刀片175。
[0147] 圖8為圖1的外科系統(tǒng)100的圖示。在各種實施例中，發(fā)生器102可包括若干分離 的功能性元件，諸如模塊和/或塊。不同的功能性元件或模塊能夠用于驅(qū)動不同種類的外 科裝置104, 106。例如，超聲發(fā)生器模塊108可驅(qū)動超聲裝置，諸如超聲裝置104。電外科 /射頻發(fā)生器模塊110可驅(qū)動電外科裝置106。例如，相應(yīng)的模塊108, 110可生成用于驅(qū)動 外科裝置104, 106的相應(yīng)的驅(qū)動信號。在各種實施例中，超聲發(fā)生器模塊108和/或電外 科/射頻發(fā)生器模塊110可各自與發(fā)生器102 -體形成。作為另外一種選擇，模塊108, 110 中的一個或多個可被提供為電聯(lián)接到發(fā)生器102的單獨的電路模塊。（模塊108和110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110可與超聲 發(fā)生器模塊108 -體形成，或反之亦然。
[0148] 根據(jù)所述實施例，超聲發(fā)生器模塊108可產(chǎn)生特定電壓、電流、和頻率（例如， 55, 500周/秒（Hz))的一個或多個驅(qū)動信號。所述一個或多個驅(qū)動信號可被提供至超聲裝 置104,并且具體地提供至可例如如上所述進行操作的換能器114。在一個實施例中，發(fā)生 器102能夠產(chǎn)生特定電壓、電流和/或頻率輸出信號的驅(qū)動信號，所述輸出信號可在高分辨 率、精度和再現(xiàn)性的情況下階躍。
[0149] 根據(jù)所述實施例，電外科/射頻發(fā)生器模塊110可生成具有足以使用射頻（RF)能 執(zhí)行雙極性電外科手術(shù)的輸出功率的一個或多個驅(qū)動信號。在雙極性電外科手術(shù)應(yīng)用中。 驅(qū)動信號可提供至例如電外科裝置106的電極177, 179,例如，如上文所述。因此，發(fā)生器 102能夠通過將足以處理組織（例如，凝固、燒灼、組織吻合等）的電能施加到組織而達到治 療目的。
[0150] 發(fā)生器102可包括位于例如發(fā)生器102控制臺的前面板上的輸入裝置145 (圖1)。 輸入裝置145可包括生成適于對發(fā)生器102的操作進行編程的信號的任何合適的裝置。在 操作中，用戶可使用輸入裝置145對發(fā)生器102的操作進行編程或以其他方式進行控制。輸 入裝置145可包括生成如下信號的任何合適的裝置，所述信號可被發(fā)生器使用（例如，被容 納在發(fā)生器中的一個或多個處理器使用）以控制發(fā)生器102的操作（例如，超聲發(fā)生器模 塊108和/或電外科/射頻發(fā)生器模塊110的操作）。在各種實施例中，輸入裝置145包括 按鈕、開關(guān)、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸摸屏監(jiān)視器、指點裝置中的一個或多個，所述輸入裝置遠 程連接到通用或?qū)Ｓ糜嬎銠C。在其他實施例中，輸入裝置145例如可包括合適的用戶界面， 例如顯示于觸摸屏監(jiān)視器上的一個或多個用戶界面屏幕。因此，通過輸入裝置145,用戶可 設(shè)定或程控發(fā)生器的各種操作參數(shù)，例如，由超聲發(fā)生器模塊108和/或電外科/射頻發(fā)生 器模塊110產(chǎn)生的一個或多個驅(qū)動信號的電流（I)、電壓（V)、頻率（f)、和/或周期（T)。
[0151] 發(fā)生器102還可包括位于例如發(fā)生器102控制臺的前面板上的輸出裝置147 (圖 1)。輸出裝置147包括用于為用戶提供感觀反饋的一個或多個裝置。此類裝置可包括例如 視覺反饋裝置（例如，LCD顯示屏、LED指示器）、聽覺反饋裝置（例如，揚聲器、蜂鳴器）或 觸覺反饋裝置（例如，觸覺致動器）。
[0152] 盡管發(fā)生器102的某些模塊和/或塊可通過實例進行描述，但是可以理解，更多或 更少數(shù)量的模塊和/或塊可被使用，并仍屬于實施例的范圍內(nèi)。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，然而此類模塊和/或塊可通過一個或多個硬件 部件和/或軟件部件和/或硬件部件與軟件部件的組合來實施，所述硬件部件為例如處理 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 述軟件部件為例如程序、子程序、邏輯。
[0153] 在一個實施例中，超聲發(fā)生器驅(qū)動模塊108和電外科/射頻驅(qū)動模塊110可包括 被實施成固件、軟件、硬件或它們的任何組合的一個或多個嵌入式應(yīng)用程序。模塊108, 110 可包括各種可執(zhí)行模塊，例如軟件、程序、數(shù)據(jù)、驅(qū)動器、應(yīng)用程序接口（API)等。固件可存 儲在非易失性存儲器（NVM)，諸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 (PROM)、可擦可編程ROM (EPROM)、電可擦可編程ROM (EEPROM)或電池支持的隨機存 取存儲器（RAM)，諸如動態(tài)RAM(DRAM)、雙數(shù)據(jù)率DRAM(DDRAM)和/或同步DRAM(SDRAM)。
[0154] 在一個實施例中，模塊108, 110包括實施為處理器的硬件部件，所述處理器用于 執(zhí)行用于監(jiān)測裝置104, 106的各種可測量特性的程序指令，并生成用于操作裝置104, 106 的相應(yīng)一個或多個輸出驅(qū)動信號。在其中發(fā)生器102與裝置104結(jié)合使用的實施例中，驅(qū) 動信號可以切割和/或凝固操作模式來驅(qū)動超聲換能器114?？蓽y量裝置104和/或組織 的電特性，并且所述電特性可用于控制發(fā)生器102的操作方面和/或可作為反饋提供給用 戶。在其中發(fā)生器102與裝置106結(jié)合使用的實施例中，驅(qū)動信號可將電能（例如，射頻能 量）提供至處于切割、凝固和/或干燥模式的端部執(zhí)行器132?？蓽y量裝置106和/或組 織的電特性，并且所述電特性可用于控制發(fā)生器102的操作方面和/或可作為反饋提供給 用戶。在各種實施例中，如先前所討論的，硬件部件可實施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄 存器。在一個實施例中，處理器能夠存儲和執(zhí)行計算機軟件程序指令，以生成用于驅(qū)動裝置 104, 106的各種部件（諸如超聲換能器114和端部執(zhí)行器126, 132)的階躍函數(shù)輸出信號。
[0155] 圖9示出根據(jù)一個實施例的超聲換能器（諸如超聲換能器114)的等效電路150。 電路150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L s、電阻Rs和電容Cs，并且第二電容支路具有靜態(tài)電容Ctl。可 從發(fā)生器在驅(qū)動電壓V g下接收驅(qū)動電流Ig，其中動態(tài)電流Im流過第一支路并且電流Ig - Im 流過電容支路?？赏ㄟ^適當(dāng)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，已知的發(fā)生器架構(gòu)可包括調(diào)諧電感器L t (在圖9中以虛線顯示），該調(diào)諧電感器用于使 并聯(lián)諧振電路中諧振頻率下的靜態(tài)電容Q1失諧，使得基本上所有發(fā)生器電流輸出I g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Im的控制。然而， 調(diào)諧電感器Lt對超聲換能器的靜態(tài)電容Ctl是特定的，并且具有不同靜態(tài)電容的不同超聲換 能器需要不同的調(diào)諧電感器Lt。此外，由于調(diào)諧電感器Lt與靜態(tài)電容Ctl在單一諧振頻率下 的標稱值相匹配，因此僅在該頻率下才能確保對動態(tài)分支電流I m的精確控制，并且當(dāng)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。
[0156] 發(fā)生器102的各種實施例可不依賴于調(diào)諧電感器Lt來監(jiān)測動態(tài)支路電流I m。相 反，發(fā)生器102可使用特定超聲外科裝置104的功率應(yīng)用中的靜態(tài)電容Ctl的測量值（以及 驅(qū)動信號電壓和電流反饋數(shù)據(jù)）來動態(tài)和持續(xù)地（例如，實時地）確定動態(tài)支路電流I m的 值。發(fā)生器102的此類實施例因此能夠提供虛擬調(diào)諧以模擬如下系統(tǒng)，所述系統(tǒng)利用任何 頻率且非僅為單一諧振頻率（通過靜態(tài)電容C tl的標稱值指定）下的靜態(tài)電容Ctl的任何值 來進行調(diào)諧或諧振。
[0157] 圖10是發(fā)生器102的一個實施例的簡化框圖，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(diào)諧。圖11A-11C示出了根據(jù)一個實施例的圖10的發(fā)生器102 的架構(gòu)。參照圖10,發(fā)生器102可包括患者隔離臺152,所述患者隔離臺經(jīng)由功率變壓器156 與非隔離臺154通信。功率變壓器156的次線圈158容納于隔離臺152中并且可包括分接 頭構(gòu)型（例如，中心分接頭或非中心分接頭構(gòu)型）來限定驅(qū)動信號輸出160a，160b，160c，以 用于將驅(qū)動信號輸出至不同的外科裝置，諸如，超聲外科裝置104和電外科裝置106。具體 地，驅(qū)動信號輸出160a，160c可將驅(qū)動信號（例如，420VRMS驅(qū)動信號）輸出至超聲外科裝 置104,并且驅(qū)動信號輸出160b，160c可將驅(qū)動信號（例如，100V RMS驅(qū)動信號）輸出至電 外科裝置106,其中輸出160b對應(yīng)于功率變壓器156的中心分接頭。非隔離臺154可包括 功率放大器162,所述功率放大器具有連接至功率變壓器156的主線圈164的輸出。在某 些實施例中，功率放大器162可包括例如推挽式放大器。非隔離臺154還可包括用于將數(shù) 字輸出提供至數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC) 168的可編程邏輯裝置166,所述數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC)繼而將 相應(yīng)的模擬信號提供至功率放大器162的輸入。在某些實施例中，可編程邏輯裝置166可 包括例如現(xiàn)場可編程門陣列（FPGA)。可編程邏輯裝置166通過DAC 168來控制功率放大 器162的輸入，因此可控制出現(xiàn)在驅(qū)動信號輸出160a, 160b, 160c處的驅(qū)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。在某些實施例中并且如下所述，可編程邏 輯裝置166與處理器（例如，下文所述的處理器174)相結(jié)合可實施多個基于數(shù)字信號處理 (DSP)的控制算法和/或其他控制算法以控制通過發(fā)生器102輸出的驅(qū)動信號的參數(shù)。
[0158] 可通過開關(guān)模式調(diào)節(jié)器170將功率提供至功率放大器162的功率導(dǎo)軌。在某些 實施例中，開關(guān)模式調(diào)節(jié)器170可包括例如可調(diào)式降壓調(diào)節(jié)器。非隔離臺154還可包括處 理器174,在一個實施例中，所述處理器可包括例如得自MA, Norwood的Analog Devices的 DSP處理器，諸如Analog Devices ADSP-21469SHARC DSP。在某些實施例中，處理器174可 響應(yīng)通過處理器174經(jīng)由模數(shù)轉(zhuǎn)換器（ADC) 176從功率放大器162接收的電壓反饋數(shù)據(jù)來 控制開關(guān)模式功率轉(zhuǎn)換器170的操作。在一個實施例中，例如，處理器174可經(jīng)由ADC 176 接收通過功率放大器162放大的信號（例如，RF信號）的波形包跡作為輸入。處理器174 隨后可控制開關(guān)模式調(diào)節(jié)器170 (例如，經(jīng)由脈沖寬度調(diào)制（PWM)輸出），使得提供至功率放 大器162的導(dǎo)軌電壓跟蹤經(jīng)放大信號的波形包跡。相對于固定導(dǎo)軌電壓放大器方案而言， 通過基于波形包跡來動態(tài)地調(diào)制功率放大器162的導(dǎo)軌電壓可顯著改善功率放大器162的 效率。
[0159] 在某些實施例中并且如結(jié)合圖13A-13B更詳細所述，可編程邏輯裝置166與處理 器174相結(jié)合可實施直接數(shù)字合成器（DDS)控制方案，以控制通過發(fā)生器102輸出的驅(qū)動 信號的波形形狀、頻率和/或振幅。在一個實施例中，例如，可編程邏輯裝置166可通過調(diào) 用存儲于動態(tài)更新查找表（LUT)(諸如可嵌入在FPGA中的RAM LUT)中的波形樣本來實施 DDS控制算法268。該控制算法尤其可用于其中超聲換能器（諸如超聲換能器114)可由其 諧振頻率下的純正弦式電流驅(qū)動的超聲應(yīng)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)支路電流的總失真可相應(yīng)地最小化或減小不可取的諧振效應(yīng)。由于發(fā)生器102 所輸出的驅(qū)動信號的波形形狀受存在于輸出驅(qū)動電路（例如，功率變壓器156、功率放大器 162)中的各種失真源的影響，因此可將基于驅(qū)動信號的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)輸入到算法 (諸如由處理器174實施的誤差控制算法）中，從而通過動態(tài)和持續(xù)地（例如，實時地）適 當(dāng)預(yù)失真或修改存儲于LUT中的波形樣本來補償失真。在一個實施例中，施加至LUT樣本 的預(yù)失真的數(shù)量或程度可取決于計算的動態(tài)支路電流和所需電流波形形狀之間的誤差，其 中所述誤差是基于逐個樣本確定的。這樣，預(yù)失真的LUT樣本，當(dāng)通過驅(qū)動電路處理時，可 產(chǎn)生具有所需波形形狀（例如，正弦）的動態(tài)支路驅(qū)動信號，從而最佳地驅(qū)動超聲換能器。 在此類實施例中，LUT波形樣本將因此并不表示驅(qū)動信號的所需波形形狀，而是表示如下波 形形狀，其被要求用于最終產(chǎn)生考慮失真效果時的動態(tài)支路驅(qū)動信號的所需波形形狀。
[0160] 非隔離臺154還可包括ADC 178和ADC 180,所述ADC 178和ADC180經(jīng)由相應(yīng)的 隔離變壓器182, 184聯(lián)接到功率變壓器156的輸出，以分別對由發(fā)生器102輸出的驅(qū)動信 號的電壓和電流進行采樣。在某些實施例中，ADC 178, 180能夠以高速（例如，80Msps)進 行采樣，以允許對驅(qū)動信號進行過采樣。在一個實施例中，例如，ADC 178, 180的采樣速度 可允許驅(qū)動信號的大約200x(取決于驅(qū)動頻率）的過采樣。在某些實施例中，可通過單個 ADC來執(zhí)行ADC 178, 180的采樣操作，所述單個ADC經(jīng)由雙路復(fù)用器來接收輸入電壓和電流 信號。在發(fā)生器102的實施例中使用高速采樣可允許（除了別的以外）計算流過動態(tài)支路 的復(fù)合電流（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）、精確地數(shù)字濾 波所采樣信號、以及高精度地計算實際功耗。由ADC 178, 180輸出的電壓和電流反饋數(shù)據(jù) 可由可編程邏輯裝置166接收和處理（例如，F(xiàn)IFO緩沖、復(fù)用）并存儲在數(shù)據(jù)存儲器中以 用于由例如處理器174的后續(xù)檢索。如上所述，可將電壓和電流反饋數(shù)據(jù)用作如下算法的 輸入，所述算法用于動態(tài)和持續(xù)地預(yù)失真或修改LUT波形樣本。在某些實施例中，這可能需 要每個存儲的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)對基于相應(yīng)LUT樣本進行索引或以其他方式與相應(yīng)LUT 樣本相關(guān)聯(lián)，所述相應(yīng)LUT樣本是當(dāng)采集電壓和電流反饋數(shù)據(jù)對時由可編程邏輯裝置166 輸出的。以此方式使LUT樣本與電壓和電流反饋數(shù)據(jù)同步有助于預(yù)失真算法的準確計時和 穩(wěn)定性。
[0161] 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(qū)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。 然后可控制驅(qū)動信號的頻率以使所確定的阻抗相位與阻抗相位設(shè)定點（例如，0° )之間的 差值最小化或減小，由此使諧波失真的影響最小化或減小并相應(yīng)地增加阻抗相位測量準確 性?？稍谔幚砥?74中實施相位阻抗和頻率控制信號的確定，例如，其中將頻率控制信號作 為輸入提供至由可編程邏輯裝置166實施的DDS控制算法。
[0162] 在另一個實施例中，例如，可監(jiān)測電流反饋數(shù)據(jù)以保持電流幅值設(shè)定點下的驅(qū)動 信號的電流幅值。可直接指定或者根據(jù)指定的電壓幅值和功率設(shè)定點來間接地確定電流幅 值設(shè)定點。在某些實施例中，可通過處理器174中的控制算法（例如，比例積分微分（PID) 控制算法）來實現(xiàn)電流幅值的控制。通過控制算法控制的可適當(dāng)控制驅(qū)動信號的電流幅 值的變量可包括例如存儲在可編程邏輯裝置166中的LUT波形樣本的定標和/或通過DAC 186的DAC 168 (其為功率放大器162提供輸入）的最大定標輸出電壓。
[0163] 非隔離臺154還可包括用于提供（除了別的以外）用戶接口（UI)功能的處理器 190。在一個實施例中，處理器190可包括例如得自California, San Jose的Atmel公司的 具有ARM 926EJ-S核的Atmel AT91SAM9263處理器。由處理器190支持的Π 功能的實例 可包括聽覺和視覺用戶反饋、與外圍設(shè)備通信（例如，經(jīng)由通用串行總線（USB)接口）、與腳 踏開關(guān)120通信、與輸入裝置112 (例如，觸摸屏顯示器）通信以及與輸出裝置147 (例如， 揚聲器）通信。處理器190可與處理器174和可編程邏輯裝置（例如，經(jīng)由串行外圍接口 (SPI)總線）通信。盡管處理器190可主要支持Π 功能，但在某些實施例中其也可與處理 器174配合來實現(xiàn)減緩風(fēng)險。例如，處理器190可被程序設(shè)計為監(jiān)測用戶輸入和/或其他 輸入（例如，觸摸屏輸入、腳踏開關(guān)120輸入、溫度傳感器輸入）的各個方面并可當(dāng)檢測到 錯誤情況時使發(fā)生器102的驅(qū)動輸出無效。
[0164] 在某些實施例中，處理器174和處理器190兩者均可確定和監(jiān)測發(fā)生器102的操 作狀態(tài)。對于處理器174,發(fā)生器102的操作狀態(tài)可指示例如哪些控制和/或診斷方法被 處理器174實施。對于處理器190,發(fā)生器102的操作狀態(tài)可指示例如用戶接口的哪些元 素（例如，顯示屏、聲音）呈現(xiàn)給用戶。處理器174, 190可獨立地保持發(fā)生器102的當(dāng)前操 作狀態(tài)并且識別和評估當(dāng)前操作狀態(tài)中的可能轉(zhuǎn)變。處理器174可充當(dāng)此關(guān)系中的母機并 確定何時將發(fā)生操作狀態(tài)之間的轉(zhuǎn)變。處理器190可知道操作狀態(tài)之間的有效轉(zhuǎn)變并可確 定某個特定轉(zhuǎn)變是否適當(dāng)。例如，當(dāng)處理器174指示處理器190轉(zhuǎn)變到特定狀態(tài)時，處理器 190可驗證所請求轉(zhuǎn)變的有效性。如果狀態(tài)之間的所請求的轉(zhuǎn)變經(jīng)處理器190確定為無效， 則處理器190可使發(fā)生器102進入失效模式。
[0165] 非隔離臺154還可包括用于監(jiān)測輸入裝置145的控制器196 (例如，電容觸摸屏、 用于打開和關(guān)閉發(fā)生器102的電容觸摸傳感器）。在某些實施例中，控制器196可包括至 少一個處理器和/或與處理器190通信的其他控制器裝置。在一個實施例中，例如，控制器 196可包括處理器（例如，得自Atmel的Megal688位控制器），所述處理器能夠監(jiān)測經(jīng)由一 個或多個電容觸摸傳感器提供的用戶輸入。在一個實施例中，控制器196可包括觸摸屏控 制器（例如，得自Atmel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) 的米集。
[0166] 在某些實施例中，當(dāng)發(fā)生器102處于"功率關(guān)"狀態(tài)時，控制器196可繼續(xù)接收操 作功率（例如，經(jīng)由來自發(fā)生器102的功率源（諸如下述功率源211)的線路）。這樣，控制 器196可繼續(xù)監(jiān)測用于打開和關(guān)閉發(fā)生器102的輸入裝置145 (例如，位于發(fā)生器102的前 面板上的電容觸摸傳感器）。當(dāng)發(fā)生器102處于功率關(guān)狀態(tài)時，如果檢測到用戶啟動"打開 /關(guān)閉"輸入裝置145,則控制器196可喚醒功率源（例如，允許操作功率源211的一個或多 個DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器213)?？刂破?96可因此引發(fā)用于將發(fā)生器102轉(zhuǎn)變成"功率開"狀 態(tài)的序列。相反地，當(dāng)發(fā)生器102處于功率開狀態(tài)時，如果檢測到啟動"打開/關(guān)閉"輸入 裝置145,則控制器196可引發(fā)用于將發(fā)生器102轉(zhuǎn)變成功率關(guān)狀態(tài)的序列。在某些實施例 中，例如，控制器196可將"打開/關(guān)閉"輸入裝置145的啟動報告給處理器190,所述處理 器繼而實施用于將發(fā)生器102轉(zhuǎn)變成功率關(guān)狀態(tài)的必要處理序列。在此類實施例中，控制 器196可不具有用于在發(fā)生器102的功率開狀態(tài)已確立之后從發(fā)生器102移除功率的獨立 能力。
[0167] 在某些實施例中，控制器196可使發(fā)生器102提供聽覺或其他感觀反饋，以用于提 醒用戶已引發(fā)功率開或功率關(guān)序列?？稍诠β书_或功率關(guān)序列開始時以及在與該序列相關(guān) 聯(lián)的其他過程開始之前提供此類提醒。
[0168] 在某些實施例中，隔離臺152可包括器械接口電路198以例如提供外科裝置的控 制電路（例如，包括手持件開關(guān)的控制電路）和非隔離臺154的部件（例如，可編程邏輯裝 置166、處理器174和/或處理器190)之間的通信接口。器械接口電路198可經(jīng)由通信連 接（例如，基于紅外（IR)的通信連接）與非隔離臺154的部件交換信息，所述通信連接保 持所述臺152, 154之間適當(dāng)程度的電隔離?？墒褂美绲蛪航捣€(wěn)壓器將功率提供至器械接 口電路198,所述低壓降穩(wěn)壓器通過從非隔離臺154驅(qū)動的隔離變壓器供能。
[0169] 在一個實施例中，器械接口電路198可包括與信號調(diào)節(jié)電路202通信的可編程邏 輯裝置200 (例如，F(xiàn)PGA)。信號調(diào)節(jié)電路202能夠從可編程邏輯裝置200接收周期信號（例 如，2kHz方波），以生成具有相同頻率的雙極性詢問信號?？衫缡褂糜刹煌罘址糯笃黟?送的雙極性電流源來生成詢問信號。詢問信號可被傳送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(dǎo)體對）并可被監(jiān)測以確定控制電路的狀態(tài) 或構(gòu)型。如下文結(jié)合圖16-32所討論，例如，控制電路可包括多個開關(guān)、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、整流），使得基于所述一個或多個特性 可獨特地識別控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型。在一個實施例中，例如，信號調(diào)節(jié)電路202可包括 ADC，所述ADC用于生成出現(xiàn)在控制電路的整個輸入的電壓信號（因詢問信號從中穿過而引 起）的樣本。可編程邏輯裝置200 (或非隔離臺154的部件）然后可基于ADC樣本來確定 控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型。
[0170] 在一個實施例中，器械接口電路198可包括第一數(shù)據(jù)電路接口 204,以允許可編程 邏輯裝置200 (或器械接口電路198的其他元件）和設(shè)置在外科裝置中或以其他方式與外 科裝置相關(guān)的第一數(shù)據(jù)電路之間的信息交換。在某些實施例中并且參照圖33E-33G，例如， 第一數(shù)據(jù)電路206可設(shè)置在一體地附接到外科裝置手持件的纜線中，或者設(shè)置在使特定外 科裝置類型或模型與發(fā)生器102交接的適配器中。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，諸如電可擦可編程只讀存儲器（EEPROM)裝置。在某些實施例中并且重 新參考圖10,第一數(shù)據(jù)電路接口 204可與可編程邏輯裝置200獨立地實現(xiàn)并包括合適的電 路（例如，離散邏輯裝置、處理器），以允許可編程邏輯裝置200和第一數(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 204可與可編程邏輯裝置200 -體形成。
[0171] 在某些實施例中，第一數(shù)據(jù)電路206可存儲關(guān)于與其相關(guān)聯(lián)的特定外科裝置的信 息。此類信息可包括例如型號、序列號、其中已使用外科裝置的多個操作、和/或任何其他 類型的信息。該信息可由器械接口電路198(例如，由可編程邏輯裝置200)讀取、傳送至非 隔離臺154的部件（例如，可編程邏輯裝置166、處理器174和/或處理器190)以用于通過 輸出裝置147展示給用戶和/或用于控制發(fā)生器102的功能或操作。另外，可經(jīng)由第一數(shù) 據(jù)電路接口 204(例如，使用可編程邏輯裝置200)將任何類型的信息傳送至第一數(shù)據(jù)電路 206以存儲于其中。此類信息可包括例如更新的其中已使用外科裝置的操作的次數(shù)以及/ 或者其使用的日期和/或時間。
[0172] 如先前所討論的，外科器械可從手持件拆卸（例如，器械124可從手持件116拆 卸）以提高器械的互換性和/或可處理性。在這種情況下，已知發(fā)生器的能力可限于識別 所用的特定器械構(gòu)型和由此優(yōu)化控制和診斷方法。然而，從兼容性觀點來看，將可讀數(shù)據(jù)電 路添加至外科裝置器械以解決該情況是有問題的。例如，設(shè)計與不含必要數(shù)據(jù)讀取功能的 發(fā)生器保持向后兼容性的外科裝置由于例如不同的信號方案、設(shè)計復(fù)雜性和成本而不切實 際。下文結(jié)合圖16-32所述的器械的實施例通過使用如下數(shù)據(jù)電路解決了這些問題，所述 數(shù)據(jù)電路可在現(xiàn)有外科器械中以經(jīng)濟且具有最小設(shè)計變化的方式實現(xiàn)，從而保持外科裝置 與當(dāng)前發(fā)生器平臺的兼容性。
[0173] 另外，發(fā)生器102的實施例可允許與基于器械的數(shù)據(jù)電路（諸如，下文結(jié)合圖 16-32和圖33A-33C所述的那些）通信。例如，發(fā)生器102能夠與容納在外科裝置的器械 (例如，器械124或134)中的第二數(shù)據(jù)電路（例如，圖16的數(shù)據(jù)電路284)通信。器械接口 電路198可包括第二數(shù)據(jù)電路接口 210以允許該通信。在一個實施例中，第二數(shù)據(jù)電路接 口 210可包括三態(tài)數(shù)字接口，但也可使用其他接口。在某些實施例中，第二數(shù)據(jù)電路通?？?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)電路可存儲關(guān)于 與其相關(guān)聯(lián)的特定外科裝置的信息。此類信息可包括例如型號、序列號、其中已使用外科裝 置的多個操作、和/或任何其他類型的信息。除此之外或作為另外一種選擇，可經(jīng)由第二數(shù) 據(jù)電路接口 210(例如，使用可編程邏輯裝置200)將任何類型的信息傳送至第二數(shù)據(jù)電路 以存儲于其中。此類信息可包括例如其中已使用器械的操作的更新數(shù)目以及/或者其使用 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102接收 數(shù)據(jù)并基于所接收的數(shù)據(jù)為用戶提供指示（例如，LED指示或其他可見指示）。
[0174] 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 210能夠使得可實現(xiàn)可編程 邏輯裝置200和第二數(shù)據(jù)電路之間的通信而無需為此目的提供額外的導(dǎo)體（例如，將手持 件連接至發(fā)生器102的纜線的專用導(dǎo)體）。在一個實施例中，例如，可使用實施于現(xiàn)有纜 線（諸如，用于將詢問信號從信號調(diào)節(jié)電路202傳輸至手持件中的控制電路的導(dǎo)體中的一 個）上的單總線通信方案來將信息傳送至第二數(shù)據(jù)電路以及從第二數(shù)據(jù)電路傳送信息。這 樣，使得可另外必須對外科裝置進行的設(shè)計變化或修改最小化或減少。此外，如下文結(jié)合圖 16-32和圖33A-33C更詳細地討論，由于可在公用物理通道（存在或不存在頻帶分離）上 實現(xiàn)不同類型的通信，第二數(shù)據(jù)電路的存在可對不具有必要數(shù)據(jù)讀取功能的發(fā)生器"不可 見"，由此允許外科裝置器械的向后兼容性。
[0175] 在某些實施例中，隔離臺152可包括連接至驅(qū)動信號輸出160b的至少一個阻擋電 容器296-1，以阻止DC電流流至患者。單個阻擋電容器可需要遵從例如醫(yī)療條例或標準。 盡管單個電容器設(shè)計的失效為相對不常見的，但此類失效可具有不良后果。在一個實施例 中，可提供與阻擋電容器296-1串聯(lián)的第二阻擋電容器296-2,其中通過例如ADC 298來監(jiān) 測來自阻擋電容器296-1，296-2之間的點的電流泄漏，以用于采樣由漏電流引起的電壓。 可例如通過可編程邏輯裝置200接收樣本?；诼╇娏鞯淖兓ㄈ缤ㄟ^圖10的實施例中 的電壓樣本指出），發(fā)生器102可確定何時阻擋電容器296-1，296-2中的至少一者已失效。 因此，圖10的實施例與具有單個失效點的單個電容器設(shè)計相比可提供有益效果。
[0176] 在某些實施例中，非隔離臺154可包括用于輸出合適電壓和電流下的DC功率的功 率源211。功率源可包括例如用于輸出48VDC系統(tǒng)電壓的400W功率源。功率源211還可包 括一個或多個DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器213,所述DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器用于接收功率源的輸出，以生 成發(fā)生器102的各個部件所需的電壓和電流下的DC輸出。如上文結(jié)合控制器196所述，當(dāng) 控制器196檢測到用戶啟動"打開/關(guān)閉"輸入裝置145以允許操作或喚醒DC/DC電壓轉(zhuǎn) 換器213時，DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器213中的一個或多個可從控制器196接收輸入。
[0177] 圖13A-13B示出了發(fā)生器102的一個實施例的某些功能和結(jié)構(gòu)方面。指示從功率 變壓器156的次線圈158輸出的電流和電壓的反饋分別通過ADC 178, 180接收。如圖所 示，ADC 178, 180可實施為2通道ADC并且可以高速（例如，80Msps)采樣反饋信號從而允 許驅(qū)動信號的過采樣（例如，大約200x過采樣）。在通過ADC 178, 180處理之前，可在模擬 域中適當(dāng)調(diào)節(jié)（例如，放大、濾波）電流和電壓反饋信號。在可編程邏輯裝置166的塊212 內(nèi)，可將來自ADC 178, 180的電流和電壓反饋樣本單獨緩沖并且隨后復(fù)用或交叉存取成單 個數(shù)據(jù)流。在圖13A-13B的實施例中，可編程邏輯裝置166包括FPGA。
[0178] 可通過在處理器174的塊214內(nèi)實施的并行數(shù)據(jù)采集端口（PDAP)來接收復(fù)用的 電流和電壓反饋樣本。PDAP可包括用于實施使復(fù)用反饋樣本與存儲地址相關(guān)聯(lián)的多種方 法中的任一者的包裝單元。在一個實施例中，例如，可將與可編程邏輯裝置166輸出的特 定LUT樣本相對應(yīng)的反饋樣本存儲在一個或多個存儲地址處，所述一個或多個存儲地址與 LUT樣本的LUT地址相關(guān)聯(lián)或者是利用LUT樣本的LUT地址索引的。在另一個實施例中，可 將與可編程邏輯裝置166輸出的特定LUT樣本相對應(yīng)的反饋樣本隨同LUT樣本的LUT地址 一起存儲在公用存儲位置處。在任何情況下，反饋樣本可被存儲為使得特定組的反饋樣本 起源的LUT樣本的地址可隨后被探知。如上文所述，以此方式使LUT樣本地址和反饋樣本 同步有助于預(yù)失真算法的準確計時和穩(wěn)定性。在處理器174的塊216處實施的直接存儲存 取（DM)控制器可將反饋樣本（以及任何LUT樣本地址數(shù)據(jù)，在適用情況下）存儲在處理 器174的指定存儲位置218 (例如，內(nèi)部RAM)。
[0179] 處理器174的塊220可實施預(yù)失真算法，所述預(yù)失真算法用于動態(tài)、持續(xù)地預(yù)失真 或修改存儲在可編程邏輯裝置166中的LUT樣本。如上所述，LUT樣本的預(yù)失真可補償存 在于發(fā)生器102的輸出驅(qū)動電路中的各種失真源。預(yù)失真的LUT樣本，當(dāng)通過驅(qū)動電路進 行處理時，將因此產(chǎn)生具有所需波形形狀（例如，正弦）的驅(qū)動信號，從而最佳地驅(qū)動超聲 換能器。
[0180] 在預(yù)失真算法的塊222處，確定通過超聲換能器的動態(tài)支路的電流?？苫诶?存儲在存儲位置218處的電流和電壓反饋樣本（其在適當(dāng)定標時可表示上述圖9的模型中 的I g和Vg)、超聲換能器靜態(tài)電容Ctl的值（測量的或先前已知的）和驅(qū)動頻率的已知值來 使用基爾霍夫（Kirchoff)電流定律確定動態(tài)支路電流?？纱_定與LUT樣本相關(guān)聯(lián)的每組 存儲電流和電壓反饋樣本的動態(tài)支路電流樣本。
[0181] 在預(yù)失真算法的塊224處，將在塊222處確定的每個動態(tài)支路電流樣本與具有所 需電流波形形狀的樣本進行比較，以確定所比較樣本之間的差值或樣本幅值誤差。為了該 確定，可例如從波形形狀LUT 226提供具有所需電流波形形狀的樣本，所述LUT 226包含具 有所需電流波形形狀的一個周期的幅值樣本。來自LUT 226的用于該比較的具有所需電流 波形形狀的特定樣本可通過LUT樣本地址指定，所述LUT樣本地址與用于該比較的動態(tài)支 路電流樣本相關(guān)聯(lián)。因此，將動態(tài)支路電流輸入塊224可與將其相關(guān)聯(lián)的LUT樣本地址同 步輸入塊224。存儲在可編程邏輯裝置166中的LUT樣本與存儲在波形形狀LUT 226中的 LUT樣本可因此在數(shù)量上相等。在某些實施例中，由存儲在波形形狀LUT 226中的LUT樣本 表示的所需電流波形形狀可為基本正弦波。其他波形形狀可為可取的。例如，應(yīng)當(dāng)設(shè)想到， 可使用用于驅(qū)動超聲換能器的主縱向運動的基本正弦波，所述超聲換能器疊加有一個或多 個其他頻率下的其他驅(qū)動信號，諸如三階諧波，該三階諧波用于驅(qū)動至少兩種機械諧振以 用于橫向或其他模式的有益振動。
[0182] 可將在塊224處確定的樣本幅值誤差的每個值連同對其相關(guān)聯(lián)的LUT地址的指 示傳輸至可編程邏輯裝置166的LUT (示于圖13中的塊228處）?；跇颖痉嫡`差的值 及其相關(guān)聯(lián)的地址（以及可任選地先前接收的同一 LUT地址的樣本幅值誤差的值），LUT 228 (或可編程邏輯裝置166的其他控制塊）可預(yù)失真或修改存儲在該LUT地址處的LUT樣 本的值，使得樣本幅值誤差減小或最小化。應(yīng)當(dāng)理解，在LUT地址的整個范圍上以迭代方式 對每個LUT樣本進行此類預(yù)失真或修改將使得發(fā)生器的輸出電流的波形形狀匹配或符合 由具有波形形狀LUT 226的樣本表示的所需電流波形形狀。
[0183] 可在處理器174的塊230處基于存儲在存儲位置218處的電流和電壓反饋樣本來 確定電流和電壓幅值測量、功率測量和阻抗測量。在確定這些數(shù)量之前，可將反饋樣本進行 適當(dāng)定標，并且在某些實施例中通過合適的濾波器232進行處理，以除去由例如數(shù)據(jù)采集 過程和感應(yīng)諧波分量造成的噪聲。經(jīng)濾波的電壓和電流樣本因此可基本上表示發(fā)生器的驅(qū) 動輸出信號的基頻。在某些實施例中，濾波器232可為在頻域中應(yīng)用的有限脈沖響應(yīng)（FIR) 濾波器。此類實施例可使用輸出驅(qū)動信號電流和電壓信號的快速傅里葉變換（FFT)。在某 些實施例中，所得的頻譜可用于提供附加發(fā)生器功能。在一個實施例中，例如，二階和/或 三階諧波分量相對于基頻分量的比率可用作診斷指標。
[0184] 在塊234處，可對表示整數(shù)周期的驅(qū)動信號的一定樣本大小的電流反饋樣本應(yīng)用 均方根（RMS)計算，以生成表示驅(qū)動信號輸出電流的測量I MS。
[0185] 在塊236處，可對表示整數(shù)周期的驅(qū)動信號的一定樣本大小的電壓反饋樣本應(yīng)用 均方根（RMS)計算，以確定表示驅(qū)動信號輸出電壓的測量V MS。
[0186] 在塊238處，可將電流和電壓反饋樣本進行逐點相乘，并且可對表示整數(shù)周期的 驅(qū)動信號的樣本進行平均計算，以確定發(fā)生器的真實輸出功率的測量己。
[0187] 在塊240處，可以乘積Vnns · Inns來確定發(fā)生器的表觀輸出功率的測量Pa。
[0188] 在塊242處，可以商V"s/I"s來確定負載阻抗量值的測量Z m。
[0189] 在某些實施例中，發(fā)生器102可使用在塊234、236、238、240和242處確定的數(shù)量 IMS、V"s、Pp Pa和Zm來實施多個控制和/或診斷過程中的任一者。在某些實施例中，可經(jīng) 由例如與發(fā)生器102-體形成的輸出裝置147或者通過合適的通信接口（例如，USB接口） 連接至發(fā)生器102的輸出裝置147將這些數(shù)量中的任一者傳送給用戶。各種診斷過程可包 括但不限于，例如手持件完整性、器械完整性、器械附接完整性、器械過載、接近器械過載、 頻鎖失效、過電壓、過電流、過功率、電壓感測失效、電流感測失效、聽覺指示失效、視覺指示 失效、短路、功率遞送失效、阻擋電容器失效。
[0190] 處理器174的塊244可實施相位控制算法以確定和控制通過發(fā)生器102驅(qū)動的電 負載（例如，超聲換能器）的阻抗相位。如上所述，通過控制驅(qū)動信號的頻率以使所確定的 阻抗相位和阻抗相位設(shè)定點（例如，0° )之間的差值最小化或減小，可使諧波失真的影響 最小化或減小，并增加相位測量的準確性。
[0191] 相位控制算法接收存儲在存儲位置218中的電流和電壓反饋樣本作為輸入。在將 反饋樣本用于相位控制算法之前，可將反饋樣本進行適當(dāng)定標，并且在某些實施例中通過 合適的濾波器246 (其可與濾波器232相同）進行處理，以除去由例如數(shù)據(jù)采集過程和感應(yīng) 諧波分量造成的噪聲。經(jīng)濾波的電壓和電流樣本因此可基本上表示發(fā)生器的驅(qū)動輸出信號 的基頻。
[0192] 在相位控制算法的塊248處，確定通過超聲換能器的動態(tài)支路的電流。該確定可 與上文結(jié)合預(yù)失真算法的塊222所述的確定相同。對于與LUT樣本相關(guān)聯(lián)的每組存儲電流 和電壓反饋樣本，塊248的輸出可因此為動態(tài)支路電流樣本。
[0193] 在相位控制算法的塊250處，基于在塊248處確定的動態(tài)支路電流樣本的同步輸 入和相應(yīng)的電壓反饋樣本來確定阻抗相位。在某些實施例中，該阻抗相位以在波形的上升 沿處測量的阻抗相位和在波形的下降沿處測量的阻抗相位的平均值來確定。
[0194] 在相位控制算法的塊252處，將在塊222處確定的阻抗相位值與相位設(shè)定點254 進行比較，以確定所比較值之間的差值或相位誤差。
[0195] 在相位控制算法的塊256處，基于在塊252處確定的相位誤差值和在塊242處確 定的阻抗量值來確定用于控制驅(qū)動信號的頻率的頻率輸出。頻率輸出值可通過塊256進行 連續(xù)調(diào)節(jié)并傳送至DDS控制塊268 (下文所述），以便保持在塊250處確定的在相位設(shè)定點 (例如，零相位誤差）下的阻抗相位。在某些實施例中，阻抗相位可調(diào)節(jié)至0°相位設(shè)定點。 這樣，任何諧波失真的中心將位于電壓波形的波峰附近，從而增加阻抗相位測量的準確性。
[0196] 處理器174的塊258可實施用于調(diào)制驅(qū)動信號的電流幅值的算法，以便根據(jù)用戶 指定的設(shè)定點或根據(jù)由發(fā)生器102實施的其他方法或算法指定的要求來控制驅(qū)動信號電 流、電壓和功率。這些數(shù)量的控制可通過如下方式實現(xiàn)，例如，通過定標LUT 228中的LUT樣 本和/或通過經(jīng)由DAC 186調(diào)整DAC 168 (其為功率放大器162提供輸入）的最大定標輸 出電壓。塊260 (其在某些實施例中可實施為PID控制器）可從存儲位置218接收電流反 饋樣本（其可進行適當(dāng)定標和濾波）作為輸入?？蓪㈦娏鞣答仒颖九c由受控變量（例如， 電流、電壓或功率）指定的"電流需求" Id值進行比較，以確定驅(qū)動信號是否正提供必需的 電流。在其中驅(qū)動信號電流為控制變量的實施例中，電流需求I d可由電流設(shè)定點262A (Isp) 直接指定。例如，可將電流反饋數(shù)據(jù)（如在塊234中確定的）的RMS值與用戶指定的RMS 電流設(shè)定點Isp進行比較，以確定適當(dāng)?shù)目刂破鲃幼?。如果例如電流反饋?shù)據(jù)指示RMS值小 于電流設(shè)定點I sp，則可通過塊260來調(diào)整LUT定標和/或DAC 168的最大定標輸出電壓，使 得驅(qū)動信號電流增加。相反地，當(dāng)電流反饋數(shù)據(jù)指示RMS值大于電流設(shè)定點Isp時，塊260 可調(diào)整LUT定標和/或DAC 168的最大定標輸出電壓以降低驅(qū)動信號電流。
[0197] 在其中驅(qū)動信號電壓為控制變量的實施例中，可例如基于在給定負載阻抗量值 Zm(在塊242處測量）的情況下保持期望電壓設(shè)定點262B(VSP)所需的電流來間接地指定電 流需求I d(例如，Id = Vsp/Zm)。相似地，在其中驅(qū)動信號功率為控制變量的實施例中，可例 如基于在給定電壓V niis(在塊236處測量）的情況下保持期望功率設(shè)定點262C(Psp)所需的 電流來間接地指定電流需求I d(例如，Id = Psp/VMS)。
[0198] 塊268可實施DDS控制算法以用于通過調(diào)用存儲在LUT 228中的LUT樣本來控 制驅(qū)動信號。在某些實施例中，DDS控制算法可為數(shù)控振蕩器（NCO)算法，所述數(shù)控振蕩器 (NCO)算法使用點（存儲位置）跳過技術(shù)來生成固定時鐘頻率下的波形的樣本。NCO算法 可實現(xiàn)相位累加器或頻率相位轉(zhuǎn)換器（用作從LUT 228調(diào)用LUT樣本的地址指針）。在一 個實施例中，相位累加器可為D步長大小、模N的相位累加器，其中D為表示頻率控制值的 正整數(shù)，并且N為LUT 228中的LUT樣本的數(shù)量。D = 1的頻率控制值例如可使相位累加器 連續(xù)地指向LUT 228的每個地址，從而導(dǎo)致復(fù)制存儲在LUT 228中的波形的波形輸出。當(dāng) D>1時，相位累加器可跳過LUT 228中的某些地址，從而導(dǎo)致具有較高頻率的波形輸出。因 此，可通過適當(dāng)?shù)馗淖冾l率控制值來控制由DDS控制算法生成的波形的頻率。在某些實施 例中，可基于在塊244處實施的相位控制算法的輸出來確定頻率控制值。塊268的輸出可 提供DAC168的輸入，該輸入又將相應(yīng)的模擬信號提供至功率放大器162的輸入。
[0199] 處理器174的塊270可實施開關(guān)模式轉(zhuǎn)換器控制算法以基于被放大的信號的波 形包跡來動態(tài)地調(diào)制功率放大器162的導(dǎo)軌電壓，從而改善功率放大器162的效率。在某 些實施例中，可通過監(jiān)測包含在功率放大器162中的一個或多個信號來確定波形包跡的特 性。在一個實施例中，例如，可通過監(jiān)測漏電壓（例如，MOSFET漏電壓）的最小值來確定波 形包跡的特性，所述漏電壓是根據(jù)放大信號的包跡進行調(diào)制的?？衫缤ㄟ^聯(lián)接到漏電壓 的電壓最小值檢測器來生成最小電壓信號?？赏ㄟ^ADC 176來采樣最小電壓信號，其中在 開關(guān)模式轉(zhuǎn)換器控制算法的塊272處接收輸出最小電壓樣本。基于最小電壓樣本的值，塊 274可通過PWM發(fā)生器276來控制PWM信號輸出，所述PWM發(fā)生器繼而通過開關(guān)模式調(diào)節(jié)器 170來控制提供至功率放大器162的導(dǎo)軌電壓。在某些實施例中，只要最小電壓樣本的值 小于輸入到塊262中的最低目標278,則可根據(jù)如通過最小電壓樣本表征的波形包跡來調(diào) 制導(dǎo)軌電壓。當(dāng)最小電壓樣本指示低包跡功率水平時，例如，塊274可使得將低導(dǎo)軌電壓提 供至功率放大器162,其中僅當(dāng)最小電壓樣本指示最大包跡功率水平時才提供滿導(dǎo)軌電壓。 當(dāng)最小電壓樣本降至最低目標278之下時，塊274可使得導(dǎo)軌電壓保持在適于確保功率放 大器162的適當(dāng)操作的最小值。
[0200] 圖33A-33C示出了根據(jù)各種實施例的外科裝置的控制電路。如上文結(jié)合圖10所 述，控制電路可修改由發(fā)生器102傳輸?shù)脑儐栃盘柕奶匦?。詢問信號的特性（其可獨特?指示控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型）可通過發(fā)生器102進行識別并用于控制其操作方面?？刂齐?路可容納在超聲外科裝置中（例如，超聲外科裝置104的手持件116中）或電外科裝置中 (例如，電外科裝置106的手持件130中）。
[0201] 參見圖33A的實施例，控制電路300-1可連接至發(fā)生器102以從信號調(diào)節(jié)電路 202 (例如，從發(fā)生器端子HS和SR(圖10)經(jīng)由纜線112或纜線128的導(dǎo)體對）接收詢問信 號（例如，2kHz的雙極性詢問信號）。控制電路300-1可包括第一支路，所述第一支路包括 串聯(lián)連接的二極管Dl和D2以及與D2并聯(lián)的開關(guān)SW1。控制電路300-1還可包括第二支 路，所述第二支路包括串聯(lián)連接的二極管D3、D4和D5、與D4并聯(lián)的開關(guān)SW2、以及與D5并聯(lián) 的電阻器R1。在某些實施例中并且如圖所示，D5可為齊納二極管?？刂齐娐?00-1可另外 包括數(shù)據(jù)存儲元件302,所述數(shù)據(jù)存儲元件與第二支路的一個或多個部件（例如，D5、R1) - 起定義數(shù)據(jù)電路304。在某些實施例中，數(shù)據(jù)存儲元件302以及可能地數(shù)據(jù)電路304的其他 部件可容納在外科裝置的器械（例如，器械124、器械134)中，且控制電路300-1的其他部 件（例如，SW1、SW2、D1、D2、D3、D4)容納在手持件（例如，手持件116、手持件130)中。在 某些實施例中，數(shù)據(jù)存儲元件302可為單總線裝置（例如，單線協(xié)議EEPROM)或者其他單線 協(xié)議或局域互連網(wǎng)絡(luò)（LIN)協(xié)議裝置。在一個實施例中，例如，數(shù)據(jù)存儲元件302可包括以 商品名 "Ι-Wire"被人所知的得自 CA, Sunnyvale 的 Maxim Integrated Products, Inc.的 Maxim DS28EC20EEPR0M。數(shù)據(jù)存儲元件302為可容納在數(shù)據(jù)電路304中的電路元件的一個 實例。數(shù)據(jù)電路304可除此之外或作為另外一種選擇包括能夠傳輸或接收數(shù)據(jù)的一個或多 個其他電路元件或部件。此類電路元件或部件能夠例如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)和/或從發(fā)生器102接收數(shù)據(jù)并且基于所接收數(shù)據(jù)為 用戶提供指示（例如，LED指示或其他可見指示）。
[0202] 在操作期間，可將來自信號調(diào)節(jié)電路202的詢問信號（例如，2kHz的雙極性詢問 信號）施加至控制電路300-1的整個兩個支路上。這樣，可通過SWl和SW2的狀態(tài)獨特地 確定整個支路上顯現(xiàn)的電壓。例如，當(dāng)SWl斷開時，用于詢問信號的負值的整個控制電路 300-1上的電壓降將為整個Dl和D2上的正向電壓降的和。當(dāng)SWl閉合時，用于詢問信號 的負值的電壓降將僅由Dl的正向電壓降確定。因此，例如，如果對于Dl和D2中的每一者 具有〇. 7伏的正向電壓降，則SWl的斷開和閉合狀態(tài)可分別對應(yīng)于1. 4伏和0. 7伏的電壓 降。同樣，用于詢問信號的正值的整個控制電路300-1上的電壓降可由SW2的狀態(tài)獨特地 確定。例如，當(dāng)SW2斷開時，整個控制電路300-1上的電壓降將為整個D3和D4上的正向電 壓降（例如，1.4伏）與D5的擊穿電壓（例如，3. 3伏）的和。當(dāng)SW2閉合時，整個控制電 路300-1上的電壓降將為整個D3上的正向電壓降與D5的擊穿電壓的和。因此，發(fā)生器102 可基于顯現(xiàn)在控制電路300-1的整個輸入上的詢問信號電壓（例如，如通過信號調(diào)節(jié)電路 202的ADC測量）來識別SWl和SW2的狀態(tài)或構(gòu)型。
[0203] 在某些實施例中，發(fā)生器102能夠經(jīng)由第二數(shù)據(jù)電路接口 210(圖10)和纜線112 或纜線128的導(dǎo)體對來與數(shù)據(jù)電路304并且具體地與數(shù)據(jù)存儲元件302通信。用于與數(shù)據(jù) 電路304通信的通信協(xié)議的頻帶可高于詢問信號的頻帶。在某些實施例中，例如，用于數(shù)據(jù) 存儲元件302的通信協(xié)議的頻率可為例如200kHz或顯著更高的頻率，而用于確定SWl和 SW2的不同狀態(tài)的詢問信號的頻率可為例如2kHz。二極管D5可將提供至數(shù)據(jù)存儲元件302 的電壓限制于合適的工作范圍（例如，3. 3-5V)。
[0204] 如上文結(jié)合圖10所述，數(shù)據(jù)電路304并且具體地數(shù)據(jù)存儲元件302可存儲關(guān)于與 其相關(guān)聯(lián)的特定外科器械的信息。此類信息可由發(fā)生器102檢索并且包括例如型號、序列 號、其中已使用外科裝置的多個操作、和/或任何其他類型的信息。另外，可將任何類型的 信息從發(fā)生器102傳送至數(shù)據(jù)電路304以存儲于數(shù)據(jù)存儲元件302中。此類信息可包括例 如其中已使用器械的操作的更新數(shù)目以及/或者其使用的日期和/或時間。
[0205] 如上所述，數(shù)據(jù)電路304可除此之外或作為另外一種選擇包括除數(shù)據(jù)存儲元件 302之外的用于傳輸或接收數(shù)據(jù)的部件或元件。此類部件或元件能夠例如傳輸由一個或多 個傳感器（例如，基于器械的溫度傳感器）采集的數(shù)據(jù)和/或從發(fā)生器102接收數(shù)據(jù)并且 基于所接收數(shù)據(jù)為用戶提供指示（例如，LED指示或其他可見指示）。
[0206] 控制電路的實施例可包括額外的開關(guān)。參照圖33B的實施例，例如，控制電路 300-2 (共計三個開關(guān)）可包括具有第一開關(guān)SWl和第二開關(guān)SW2的第一支路，其中SWl和 SW2狀態(tài)的每種組合對應(yīng)于整個控制電路300-2上的唯一電壓降以用于詢問信號的負值。 例如，SWl的斷開和閉合狀態(tài)分別添加或除去D2和D3的正向電壓降，并且SW2的斷開和閉 合狀態(tài)分別添加或除去D4的正向電壓降。在圖33C的實施例中，控制電路300-3的第一支 路包括三個開關(guān)（共計四個開關(guān)），其中齊納二極管D2的擊穿電壓用于將由操作SWl導(dǎo)致 的電壓降變化與由操作SW2和SW3導(dǎo)致的電壓變化區(qū)分開。
[0207] 圖14和15示出了根據(jù)各種實施例的外科裝置的控制電路。如上文結(jié)合圖10所 述，控制電路可修改由發(fā)生器102傳輸?shù)脑儐栃盘柕奶匦?。詢問信號的特性（其可獨特地?示控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型）可通過發(fā)生器102進行識別并用于控制其操作方面。圖14的 控制電路280可容納在超聲外科裝置中（例如，超聲外科裝置104的手持件116中），并且 圖15的控制電路282可容納在電外科裝置中（例如，電外科裝置106的手持件130中）。
[0208] 參見圖14,控制電路280可連接至發(fā)生器102以從信號調(diào)節(jié)電路202(例如，從發(fā) 生器端子HS和SR(圖10)經(jīng)由纜線112的導(dǎo)體對）接收詢問信號（例如，2kHz的雙極性詢 問信號）。控制電路280可包括與第一二極管Dl串聯(lián)以定義第一支路的第一開關(guān)SWl和 與第二二極管D2串聯(lián)以定義第二支路的第二開關(guān)SW2。第一支路和第二支路可為并聯(lián)的， 使得D2的正向?qū)щ姺较蚺cDl的正向?qū)щ姺较蛳喾?。詢問信號可施加在整個兩個支路上。 當(dāng)SWl和SW2均斷開時，控制電路280可定義開路。當(dāng)SWl閉合并且SW2斷開時，詢問信號 可沿第一方向進行半波整流（例如，詢問信號的正半波被阻隔）。當(dāng)SWl斷開并且SW2閉 合時，詢問信號可沿第二方向進行半波整流（例如，詢問信號的負半波被阻隔）。當(dāng)SWl和 SW2均閉合時，可不發(fā)生整流。因此，基于對應(yīng)于SWl和SW2的不同狀態(tài)的詢問信號的不同 特性，發(fā)生器102可根據(jù)顯現(xiàn)在控制電路280的整個輸入上的電壓信號（例如，如通過信號 調(diào)節(jié)電路202的ADC測量）來識別控制電路280的狀態(tài)或構(gòu)型。
[0209] 在某些實施例中并且如圖14所示，纜線112可包括數(shù)據(jù)電路206。數(shù)據(jù)電路206 可包括例如非易失性存儲裝置，諸如EEPROM裝置。發(fā)生器102可經(jīng)由第一數(shù)據(jù)電路接口 204與數(shù)據(jù)電路206交換信息，如上文結(jié)合圖10所述。此類信息可特定于與纜線112 -體 形成的或者能夠用于與纜線112 -起使用的外科裝置，并且可包括例如型號、序列號、其中 已使用外科裝置的多個操作、和/或任何其他類型的信息。信息也可從發(fā)生器102傳送至 數(shù)據(jù)電路206以存儲于其中，如上文結(jié)合圖10所述。在某些實施例中并且參照圖33E-33G， 數(shù)據(jù)電路206可設(shè)置在用于使特定外科裝置類型或模型與發(fā)生器102交接的適配器中。
[0210] 參見圖15,控制電路282可連接至發(fā)生器102以從信號調(diào)節(jié)電路202(例如，從發(fā) 生器端子HS和SR(圖10)經(jīng)由纜線128的導(dǎo)體對）接收詢問信號（例如，2kHz的雙極性 詢問信號）。控制電路282可包括串聯(lián)連接的電阻器R2、R3和R4,其中開關(guān)SWl和SW2分 別跨接在R2和R4上。詢問信號可施加到串聯(lián)連接的電阻器的至少一者上，以在整個控制 電路282上生成電壓降。例如，當(dāng)SWl和SW2均斷開時，可通過R2、R3和R4來確定電壓降。 當(dāng)SWl閉合并且SW2斷開時，可通過R3和R4來確定電壓降。當(dāng)SWl斷開并且SW2閉合時， 可通過R2和R3來確定電壓降。當(dāng)SWl和SW2均閉合時，可通過R3來確定電壓降。因此， 發(fā)生器102可基于整個控制電路282上的電壓降（例如，如通過信號調(diào)節(jié)電路202的ADC 測量）來識別控制電路282的狀態(tài)或構(gòu)型。
[0211] 圖16示出了超聲外科裝置（諸如超聲外科裝置104)的控制電路280-1的一個實 施例。除了包括圖14的控制電路280的部件之外，控制電路280-1還可包括具有數(shù)據(jù)存儲 元件286的數(shù)據(jù)電路284。在某些實施例中，數(shù)據(jù)存儲元件286以及可能地數(shù)據(jù)電路284的 其他部件可容納在超聲外科裝置的器械（例如，器械124)中，其中控制電路280-1的其他 部件（例如，SW1、SW2、D1、D2、D3、D4、C1)容納在手持件（例如，手持件116)中。在某些 實施例中，數(shù)據(jù)存儲元件286可為單總線裝置（例如，單線協(xié)議EEPROM)或者其他單線協(xié)議 或局域互連網(wǎng)絡(luò)（LIN)協(xié)議裝置。在一個實施例中，例如，數(shù)據(jù)存儲元件286可包括以商品 名"Ι-Wire"被人所知的得自 CA, Sunnyvale 的 Maxim Integrated Products, Inc.的 Maxim DS28EC20 單線 EEPROM。
[0212] 在某些實施例中，發(fā)生器102能夠經(jīng)由第二數(shù)據(jù)電路接口 210(圖10)和纜線112 的導(dǎo)體對來與數(shù)據(jù)電路284并且具體地與數(shù)據(jù)存儲元件286通信。具體地，用于與數(shù)據(jù)電 路284通信的通信協(xié)議的頻帶可高于詢問信號的頻帶。在某些實施例中，例如，用于數(shù)據(jù)存 儲元件286的通信協(xié)議的頻率可為例如200kHz或顯著更高的頻率，而用于確定SWl和SW2 的不同狀態(tài)的詢問信號的頻率可為例如2kHz。因此，數(shù)據(jù)電路284的電容器Cl的值可被選 擇為使得數(shù)據(jù)存儲元件286對相對低頻的詢問信號"不可見"，同時允許發(fā)生器102在較高 頻率的通信協(xié)議下與數(shù)據(jù)存儲元件286通信。串聯(lián)的二極管D3可保護數(shù)據(jù)存儲元件286 免受詢問信號的負向周期，并且并聯(lián)的齊納二極管D4可將提供至數(shù)據(jù)存儲元件286的電壓 限制于合適的工作范圍（例如，3. 3-5V)。當(dāng)處于正向?qū)щ娔Ｊ綍r，D4也可使詢問信號的負 向周期鉗制到地。
[0213] 如上文結(jié)合圖10所述，數(shù)據(jù)電路284并且具體地數(shù)據(jù)存儲元件286可存儲關(guān)于與 其相關(guān)聯(lián)的特定外科器械的信息。此類信息可由發(fā)生器102取出并且包括例如型號、序列 號、其中已使用外科器械的多個操作、和/或任何其他類型的信息。另外，可將任何類型的 信息從發(fā)生器102傳送至數(shù)據(jù)電路284以存儲于數(shù)據(jù)存儲元件286中。此類信息可包括例 如其中已使用器械的操作的更新數(shù)目以及/或者其使用的日期和/或時間。此外，由于發(fā) 生器102和外科裝置之間的不同類型的通信可為頻帶分離的，因此數(shù)據(jù)存儲元件286的存 在可對不具有必要數(shù)據(jù)讀取功能的發(fā)生器"不可見"，由此允許外科裝置的向后兼容性。
[0214] 在某些實施例中并且如圖17所示，數(shù)據(jù)電路284-1可包括電感器L1，以提供數(shù)據(jù) 存儲元件286從SWl和SW2的狀態(tài)的隔離。添加 Ll可另外允許在電外科裝置中使用數(shù)據(jù) 電路284-1。圖18例如示出了將圖15的控制電路282與圖17的數(shù)據(jù)電路284-1組合的控 制電路282-1的一個實施例。
[0215] 在某些實施例中，數(shù)據(jù)電路可包括一個或多個開關(guān)，以修改通過數(shù)據(jù)電路接收的 詢問信號的一個或多個特性（例如，幅值、整流），使得基于所述一個或多個特性可獨特地 識別一個或多個開關(guān)的狀態(tài)或構(gòu)型。圖19例如示出了控制電路282-2的一個實施例，其中 數(shù)據(jù)電路284-2包括與D4并聯(lián)的開關(guān)SW3?？蓮陌l(fā)生器102 (例如，從圖10的信號調(diào)節(jié)電路 202)以如下頻率傳送詢問信號，所述頻率足以使詢問信號經(jīng)由Cl被數(shù)據(jù)電路284-2接收 但通過Ll與控制電路282-2的其他部分阻隔開。這樣，可使用第一詢問信號（例如，25kHz 下的雙極性詢問信號）的一個或多個特性來識別SW3的狀態(tài)，并且可使用較低頻率下的第 二詢問信號（例如，2kHz下的雙極性詢問信號）的一個或多個特性來識別SWl和SW2的狀 態(tài)。盡管所添加的SW3是結(jié)合電外科裝置中的控制電路282-2示出的，但是應(yīng)當(dāng)理解，SW3 可添加至超聲外科裝置的控制電路，諸如，圖17的控制電路280-2。
[0216] 另外，應(yīng)當(dāng)理解，可將除SW3之外的開關(guān)添加至數(shù)據(jù)電路。如圖20和21所示，例 如，數(shù)據(jù)電路284-3和284-4的實施例可分別包括第二開關(guān)SW4。在圖20中，可選擇齊納二 極管D5和D6的電壓值，使得它們的電壓值足夠不同，以允許在噪聲的存在下可靠地辨別詢 問信號。D5和D6的電壓值的和可等于或小于D4的電壓值。在某些實施例中，根據(jù)D5和 D6的電壓值，可以從圖20所示的數(shù)據(jù)電路284-3的實施例中移除D4。
[0217] 在某些情況下，開關(guān)（例如，SW1-SW4)可能阻礙發(fā)生器102與數(shù)據(jù)存儲元件286通 信的能力。在一個實施例中，如果開關(guān)的狀態(tài)使得其妨礙發(fā)生器102與數(shù)據(jù)存儲元件286之 間的通信，則通過聲明錯誤來解決該問題。在另一個實施例中，僅當(dāng)發(fā)生器102確定開關(guān)的 狀態(tài)將不妨礙通信時，發(fā)生器102才可允許與數(shù)據(jù)存儲元件286通信。由于開關(guān)的狀態(tài)在 某種程度上可能無法預(yù)測，因此發(fā)生器102可重復(fù)性地進行這種確定。在某些實施例中，添 加 Ll可防止由數(shù)據(jù)電路外部的開關(guān)（例如，SWl和SW2)引起的干擾。對于包含在數(shù)據(jù)電路 內(nèi)的開關(guān)（例如，SW3和SW4)，可通過添加電容值顯著小于Cl的電容器C2(例如，C2〈〈C1) 來實現(xiàn)利用頻帶分離的開關(guān)隔離。包括C2的數(shù)據(jù)電路284-5、284-6、284-7的實施例分別 示于圖22-24中。
[0218] 在圖16-24的實施例的任一者中，根據(jù)D4的頻率響應(yīng)特性，可能期望或有必要添 加與D4并聯(lián)且指向同一方向的快速二極管。
[0219] 圖25示出了控制電路280-5的一個實施例，其中使用幅值調(diào)制的通信協(xié)議（例 如，幅值調(diào)制的單線協(xié)議[以商品名"Ι-Wire"被人所知]、幅值調(diào)制的LlN協(xié)議）實現(xiàn)發(fā)生 器102和數(shù)據(jù)存儲元件之間的通信。高頻載波（例如，8MHz或更高）上的通信協(xié)議的幅值調(diào) 制顯著增加低頻詢問信號（例如，2kHz的詢問信號）和用于圖16-24的實施例中的通信協(xié) 議的本征"基帶"頻率之間的頻帶分離?？刂齐娐?80-5可類似于圖16的控制電路280-1， 其中數(shù)據(jù)電路288包括附加的電容器C3和電阻器R5,所述電容器C3和電阻器R5與D3相 結(jié)合來解調(diào)數(shù)據(jù)存儲元件286所接收的幅度調(diào)制的通信協(xié)議。如在圖16的實施例中，D3可 保護數(shù)據(jù)存儲元件286免受詢問信號的負向周期，并且D4可將提供至數(shù)據(jù)存儲元件286的 電壓限制于合適的工作范圍（例如，3. 3-5V)并且當(dāng)處于正向?qū)щ娔Ｊ綍r可將詢問信號的 負向周期鉗制到地。增加的頻率分離可允許Cl稍小于圖16-24的實施例。另外，載波信號 的較高頻率也可改善與數(shù)據(jù)存儲元件的通信的噪聲抗擾度，因為該頻率還從可由相同手術(shù) 室環(huán)境中使用的其他外科裝置生成的電噪聲的頻率范圍去除。在某些實施例中，載波的相 對較高頻率與D4的頻率響應(yīng)特性相結(jié)合可期望或需要添加與D4并聯(lián)且指向同一方向的快 速二極管。
[0220] 通過添加電感器Ll來阻止由數(shù)據(jù)電路288外部的開關(guān)（例如，SWl和SW2)引起 的對數(shù)據(jù)存儲元件286通信的干擾，可將數(shù)據(jù)電路288用于電外科器械的控制電路中，如圖 26的數(shù)據(jù)電路288-1的實施例所示。
[0221] 除C2和R3以及更可能需要使用的D7之外，圖25和26中的實施例類似于圖16-24 的"基帶"實施例。例如，其中可將開關(guān)添加至圖19-21的數(shù)據(jù)電路的方式可直接適用于 圖25和26的實施例（包括從圖20的調(diào)制載波等效形式中除去D4的可能性）。實施于圖 22-24中的數(shù)據(jù)電路的調(diào)制載波等效形式可僅需要添加與C2串聯(lián)的適當(dāng)大小的電感器L2， 以便將附加開關(guān)（例如，SW3、SW4)的詢問頻率與如下中間頻帶隔離，所述中間頻帶位于載 波頻率和數(shù)據(jù)電路外部的開關(guān)的較低詢問頻率之間。一個此類數(shù)據(jù)電路282-7的實施例示 于圖27中。
[0222] 在圖27的實施例中，可解決由SWl和SW2的狀態(tài)引起的對發(fā)生器與數(shù)據(jù)存儲元件 286通信的能力的任何干擾，如上文結(jié)合圖19-24的實施例所述。例如，如果開關(guān)狀態(tài)將阻 止通信則發(fā)生器102可聲明錯誤，或者僅當(dāng)發(fā)生器102確定開關(guān)狀態(tài)將不引起干擾時，發(fā)生 器102才可允許通信。
[0223] 在某些實施例中，數(shù)據(jù)電路可不包括存儲信息的數(shù)據(jù)存儲元件286(例如，EEPROM 裝置）。圖28-32示出了下述控制電路的實施例，所述控制電路使用電阻元件和/或感應(yīng)元 件來修改詢問信號的一個或多個特性（例如，幅值、相位），使得可基于所述一個或多個特 性來唯一地識別控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型。
[0224] 在圖28中，例如，數(shù)據(jù)電路290可包括識別電阻器R1，其中選擇Cl的值，使得Rl 對用于確定SWl和SW2的狀態(tài)的第一低頻詢問信號（例如，2kHz的詢問信號）"不可見"。 通過在控制電路280-6的輸入處測量來自位于顯著較高頻帶內(nèi)的第二詢問信號的電壓和/ 或電流（例如，幅值、相位），發(fā)生器102可利用Cl來測量Rl的值，以便確定多個識別電阻 器中的哪一個容納在器械中。發(fā)生器102可使用此類信息來識別器械或器械的具體特性， 使得可最優(yōu)化控制和診斷方法?？赏ㄟ^如下方式解決由SWl和SW2的狀態(tài)引起的對發(fā)生器 測量Rl的能力的任何干擾：如果開關(guān)狀態(tài)將阻止測量則聲明錯誤，或者將第二較高頻率的 詢問信號的電壓保持在Dl和D2的開啟電壓之下。也可通過如下方式來解決此類干擾：添 加與開關(guān)電路串聯(lián)的電感器（圖29中的LI)以阻擋第二較高頻率的詢問信號，同時通過第 一、較低頻率的詢問信號。以此方式添加電感器也可允許使用電外科器械的控制電路中的 數(shù)據(jù)電路290,如圖30的數(shù)據(jù)電路290-2的實施例中所示。
[0225] 在某些實施例中，可使用允許多個頻率下的詢問的多個電容器Cl來對于給定的 信噪比或?qū)τ诮o定組的部件公差而在較多數(shù)量的不同Rl值之間進行區(qū)分。在一個此類實 施例中，電感器可設(shè)置為與除最低值的Cl之外的全部元件串聯(lián)，以產(chǎn)生用于不同詢問頻率 的特定通帶，如圖31中的數(shù)據(jù)電路290-3的實施例所示。
[0226] 在基于圖14的控制電路280的控制電路的實施例中，可在無需頻帶分離的情況下 測量識別電阻器。圖32示出了一個此類實施例，其中Rl被選擇為具有相對較高的值。
[0227] 圖33D-33I示出了可用于在發(fā)生器102和外科裝置的手持件之間建立電通信的 多導(dǎo)體纜線和適配器的實施例。具體地，纜線可將發(fā)生器驅(qū)動信號傳輸至外科裝置并且允 許發(fā)生器102和外科裝置的控制電路之間的基于控制的通信。在某些實施例中，纜線可與 外科裝置一體形成或者能夠被外科裝置的合適連接器可拆除地接合。纜線112-1U12-2和 112-3(分別為圖33E-33G)可能夠用于與超聲外科裝置（例如，超聲外科裝置104) -起使 用，并且纜線128-1(圖33D)可能夠用于與電外科裝置（例如，電外科裝置106) -起使用。 纜線中的一個或多個能夠與發(fā)生器102直接連接，例如纜線112-1。在此類實施例中，纜線 可包括數(shù)據(jù)電路（例如，數(shù)據(jù)電路206)，所述數(shù)據(jù)電路用于存儲關(guān)于與其相關(guān)聯(lián)的特定外 科裝置的信息（例如，型號、序列號、其中已使用外科裝置的多個操作、和/或任何其他類型 的信息）。在某些實施例中，纜線中的一個或多個可通過適配器連接至發(fā)生器102。例如， 纜線112-2和112-3可通過第一適配器292 (圖331)連接至發(fā)生器102,纜線128-1可通過 第二適配器294 (圖33H)連接至發(fā)生器102。在此類實施例中，數(shù)據(jù)電路（例如，數(shù)據(jù)電路 206)可設(shè)置在纜線（例如，纜線112-2和112-3)中或適配器（例如，第二適配器294)中。
[0228] 在各種實施例中，發(fā)生器102可與外科裝置104, 106電隔離，以防止患者體內(nèi)的不 利和可能有害的電流。例如，如果發(fā)生器102和外科裝置104, 106并非為電隔離的，則通過 驅(qū)動信號提供至裝置104, 106的電壓可潛在地改變由裝置104和/或106作用的患者組織 的電勢，并由此導(dǎo)致患者體內(nèi)的不利電流。應(yīng)當(dāng)理解，當(dāng)使用不旨在使任何電流通過組織的 超聲外科裝置104時，此類問題可能更為嚴重。因此，漏電流的有源消除的描述的其余部分 是參照超聲外科裝置104進行描述的。然而，應(yīng)當(dāng)理解，本文所述的系統(tǒng)和方法也可適用于 電外科裝置106。
[0229] 根據(jù)各種實施例，可使用隔離變壓器（諸如隔離變壓器156)以在發(fā)生器102和外 科裝置104之間提供電隔離。例如，變壓器156可提供上述的非隔離臺154與隔離臺152 之間的隔離。隔離臺154可與外科裝置104通信。驅(qū)動信號可通過發(fā)生器102 (例如，發(fā)生 器模塊108)提供至隔離變壓器156的主線圈164并且從隔離變壓器的次線圈158提供至 外科裝置104。然而，考慮到實際變壓器的非理想因素，該布置可能不提供完全電隔離。例 如，實際變壓器可在主線圈和次線圈之間具有雜散電容。雜散電容可妨礙完全電隔離并且 允許存在于主線圈上的電勢影響次線圈的電勢。這可導(dǎo)致患者體內(nèi)的漏電流。
[0230] 現(xiàn)代工業(yè)標準（諸如國際電工技術(shù)委員會（IEC)60601_1標準）將可容許的患者 漏電流限制為1〇μΑ或更低。可通過在隔離變壓器的次線圈和地（例如，大地）之間提供 泄漏電容器來無源地減少漏電流。泄漏電容器可用于穩(wěn)定通過隔離變壓器的雜散電容從非 隔離側(cè)聯(lián)接的患者側(cè)電勢的變化并由此減少漏電流。然而，當(dāng)發(fā)生器102提供的驅(qū)動信號 的電壓、電流、功率和/或頻率增加時，漏電流也可能增加。在各種實施例中，感應(yīng)的漏電流 可增加至超出無源泄漏電容器將其保持在10 μ A和/或其他漏電流標準之下的能力。
[0231] 因此，各種實施例均涉及用于有源消除漏電流的系統(tǒng)和方法。圖34示出了用于漏 電流的有源消除的電路800的一個實施例?？勺鳛榘l(fā)生器102的一部分或結(jié)合發(fā)生器102 來實施電路800。該電路可包括具有主線圈804和次線圈806的隔離變壓器802?？稍谡?個主線圈804上提供驅(qū)動信號816,由此在整個次線圈806上生成隔離的驅(qū)動信號。除了隔 離的驅(qū)動信號，隔離變壓器802的雜散電容808可將驅(qū)動信號相對地818的電勢的一些分 量聯(lián)接到患者側(cè)上的次線圈806。
[0232] 泄漏電容器810和有源消除電路812可按如圖所示進行提供并且連接在次線圈 806和地818之間。有源消除電路812可生成反相驅(qū)動信號814,所述反相驅(qū)動信號可與驅(qū) 動信號816具有約180°的相位差。有源消除電路812可電聯(lián)接到泄漏電容器810,以將泄 漏電容器驅(qū)動至如下電勢，所述電勢相對地818與驅(qū)動信號816具有約180°的相位差。因 此，患者側(cè)次線圈806上的電荷可通過泄漏電容器810而非通過患者而到達地818,由此減 少漏電流。根據(jù)各種實施例，泄漏電容器810可被設(shè)計為滿足足夠的工業(yè)、政府和/或設(shè)計 標準以用于穩(wěn)健性。例如，泄漏電容器810可為符合IEC 60384-14標準的Y型電容器和/ 或可包括多個串聯(lián)的物理電容器。
[0233] 圖35示出了可通過發(fā)生器102實施的用于提供漏電流的有源消除的電路820的 一個實施例。電路820可包括發(fā)生器電路824和患者側(cè)電路822。發(fā)生器電路824可生成 和/或調(diào)制驅(qū)動信號，如本文所述。例如，在一些實施例中，發(fā)生器電路824可以類似于上 述非隔離臺154的方式工作。另外，例如，患者側(cè)電路822可以類似于上述隔離臺152的方 式工作。
[0234] 可通過隔離變壓器826提供發(fā)生器電路824和患者側(cè)電路822之間的電隔離。隔 離變壓器826的主線圈828可聯(lián)接到發(fā)生器電路824。例如，發(fā)生器電路824可在整個主線 圈828上生成驅(qū)動信號。可根據(jù)任何合適的方法在整個主線圈828上生成驅(qū)動信號。例如， 根據(jù)各種實施例，主線圈828可包括可保持為DC電壓（例如，48伏）的中心分接頭829。發(fā) 生器電路824可包括分別聯(lián)接到主線圈828的其他端部的輸出級825, 827。輸出級825, 827 可使對應(yīng)于驅(qū)動信號的電流流入主線圈828。例如，當(dāng)輸出級827將其輸出電壓拉至低于中 心分接頭電壓由此使得輸出級827從整個主線圈828吸收電流時，可實現(xiàn)驅(qū)動信號的正性 部分?？稍诖尉€圈830中感應(yīng)相應(yīng)的電流。同樣，當(dāng)輸出級827將其輸出電壓拉至低于中 心分接頭電壓由此使得輸出級825從整個主線圈828吸收相反電流時，可實現(xiàn)驅(qū)動信號的 負性部分。這可在次線圈830中感應(yīng)相應(yīng)的、相反的電流?；颊邆?cè)電路822可對所分離的 驅(qū)動信號進行各種信號調(diào)節(jié)和/或其他處理，所述驅(qū)動信號可經(jīng)由輸出線路821，823提供 至裝置104。
[0235] 有源消除變壓器832可具有主線圈834和次線圈836。主線圈834可電聯(lián)接到隔 離變壓器826的主線圈828,使得將驅(qū)動信號提供到整個線圈834上。例如，主線圈834可 包括兩個線圈843, 845。第一線圈845的第一端835和第二線圈843的第一端839可電聯(lián) 接到線圈828的中心分接頭829。第一線圈845的第二端841可電聯(lián)接到輸出級827,而第 二線圈843的第二端837可電聯(lián)接到輸出級825。消除變壓器832的次線圈836可聯(lián)接到 地818和消除電容器840的第一電極。消除電容器840的另一個電極可聯(lián)接到輸出線路 823。也可在整個次線圈836上并聯(lián)地電聯(lián)接任選的負載電阻器838。
[0236] 根據(jù)各種實施例，有源消除變壓器的次線圈836可卷繞和/或接線至其他部件 840, 838, 818,使得其極性與主線圈834的極性相反。例如，可在整個次線圈836上感應(yīng)反 相驅(qū)動信號。相對于地818,反相驅(qū)動信號可與提供于有源消除變壓器832的整個主線圈 834上的驅(qū)動信號具有180°的相位差。與負載電阻器838相結(jié)合，次線圈836可在消除電 容器840處提供反相驅(qū)動信號。因此，因驅(qū)動信號而引起出現(xiàn)在患者側(cè)電路822的泄漏電 勢的電荷可被吸引至消除電容器840。這樣，電容器840、次線圈836和負載電阻器838可 將潛在漏電流吸收至地818,由此使患者漏電流最小化。
[0237] 根據(jù)各種實施例，可選擇部件832,838,840的參數(shù)，以使漏電流消除最大化，并且 在各種實施例中減少電磁發(fā)射。例如，有源消除變壓器832可由材料并且根據(jù)如下構(gòu)造制 成，所述構(gòu)造使其匹配隔離變壓器826的頻率、溫度、濕度和其他特性?？蛇x擇有源變壓器 832的其他參數(shù)（例如，線匝數(shù)、匝數(shù)比等），以在使輸出感應(yīng)電流、電磁（EM)發(fā)射最小化與 因所施加的外部電壓產(chǎn)生的漏電流之間實現(xiàn)平衡。例如，電路820能夠滿足IEC 60601或 其他合適的工業(yè)或政府標準?？深愃频剡x擇負載電阻器838的值。另外，可選擇消除電容 器840的參數(shù)（例如，電容等）以盡可能地匹配產(chǎn)生感應(yīng)漏電流的雜散電容的特性。
[0238] 圖36示出了可通過發(fā)生器102實施的用于提供漏電流的有源消除的電路842的 另選實施例。電路842可類似于電路820,然而，有源消除變壓器832的次線圈836可電聯(lián) 接到輸出線路823。消除電容器823可串聯(lián)地連接在次線圈836和地818之間。電路842 可以類似于電路820的方式工作。根據(jù)各種實施例，（例如，當(dāng)有源消除變壓器832為升壓 變壓器時），可使總工作電壓（例如，如IEC 60601-1中所定義的）最小化。
[0239] 圖37示出了可通過發(fā)生器102實施的用于提供漏電流的有源消除的電路844的 另選實施例。電路844可除去有源消除變壓器832并將其替換為隔離變壓器826的第二次 線圈846。第二次線圈846可連接至輸出線路823。消除電容器840可串聯(lián)地連接在第二 次線圈846與地之間。第二次線圈可卷繞和/或接線成具有與主線圈828和次線圈830相 反的極性。因此，當(dāng)在整個主線圈828上存在驅(qū)動信號時，則如上文所述，可在整個次線圈 846上存在反相驅(qū)動信號。因此，電路844可以類似于上文參照電路820和842所述的方式 來消除漏電流。除去有源消除變壓器832(如電路844所示）可降低部件數(shù)量、成本和復(fù)雜 度。
[0240] 圖38示出了可通過發(fā)生器102實施的用于提供漏電流的有源消除的電路848的 另一個實施例。電路848能夠消除因電容聯(lián)接（如上文所述）以及其他外部效應(yīng)（例如頻 率特異性效應(yīng)（例如，來自功率源的60Hz或其他頻率噪聲）、路徑效應(yīng)、負載效應(yīng)等）在患 者側(cè)電路822中產(chǎn)生的外部電流。取代電聯(lián)接到地818,消除電容器840可聯(lián)接到校正控制 電路851，如電路848中所示。電路851可包括數(shù)字信號處理器（DSP) 850或其他處理器。 DSP850可接收輸入858 (例如，經(jīng)由模數(shù)轉(zhuǎn)換器）。輸入858可為往往指示可引起附加漏電 流的外部效應(yīng)的值。此類輸入的實例可為例如功率源參數(shù)、負載數(shù)據(jù)（諸如阻抗）、或描述 從電路848到裝置104的路徑的其他值等?；谳斎?58，DSP 85可獲得消除電勢，所述消 除電勢在提供給消除電容器840時可消除因外部效應(yīng)產(chǎn)生的患者側(cè)電流。消除電勢可以數(shù) 字形式提供給數(shù)模轉(zhuǎn)換器852,所述數(shù)模轉(zhuǎn)換器可將消除電勢的模擬形式提供給消除電容 器840。因此，整個消除電容器840上的電壓降可取決于整個第二次線圈846上存在的反相 驅(qū)動信號以及由電路851建立的消除電勢。
[0241] 示出的電路848除去了有源消除變壓器832并且具有電路844構(gòu)型中的電容器 840和第二次線圈846。然而，應(yīng)當(dāng)理解，校正控制電路851可用于本文所述的構(gòu)型（例如， 820、842、844等）中的任何一者中。例如，可將電路820, 842, 844中的任何一者的地818替 換成校正控制電路851。
[0242] 圖39示出了可通過發(fā)生器102實施的用于提供漏電流的消除的電路860的實 施例。根據(jù)電路860,消除電容器840可連接在隔離變壓器826的主線圈828和輸出線路 823 (例如，公用輸出線路）之間。這樣，反相驅(qū)動信號可出現(xiàn)在整個消除電容器840上，由 此產(chǎn)生與上述那些類似的漏電流消除效果。
[0243] 圖40示出了可通過發(fā)生器102實施的用于提供漏電流的消除的電路862的另一 個實施例。電路862可類似于電路860，不同的是消除電容器可連接在輸出線路823 (例如， 公用輸出線路）和兩個附加電容器864, 866之間。電容器864可連接在消除電容器840和 隔離變壓器826的主線圈828之間。電容器866可連接在消除電容器840和地818之間。 電容器864, 866的組合可提供到達地的射頻（RF)路徑，由此可提高發(fā)生器102的射頻性能 (例如,通過減少電磁發(fā)射）。
[0244] 外科發(fā)生器（諸如，示意性地示于圖10中的發(fā)生器102)例如可電聯(lián)接到多種外 科器械。外科器械可包括例如基于射頻的器械和基于超聲的裝置二者。圖41示出了根據(jù) 一個非限制性實施例的插座和連接器接口 900。在一個實施例中，接口 900包括插座組件 902和連接器組件920。連接器組件920可電聯(lián)接到纜線921的遠端，所述纜線最終連接至 例如手持式外科器械。圖59不出了根據(jù)一個非限制性實施例的外科發(fā)生器1050。外科發(fā) 生器1050可包括外科發(fā)生器主體1052,所述外科發(fā)生器主體通常包括發(fā)生器的外殼。外科 主體1052可限定用于接收插座組件（諸如，圖59中所示的插座組件1058)的孔1054?，F(xiàn) 在參見圖41和59,插座組件902可包括密封件906,以通常阻止流體通過孔1054進入外科 發(fā)生器1050中。在一個實施例中，密封件906為環(huán)氧樹脂密封件。
[0245] 圖42為根據(jù)一個非限制性實施例的插座組件902的分解側(cè)視圖。插座組件902可 包括多個部件，諸如磁體212。插座組件902還可包括可排列成大致圓形構(gòu)造或任何其他合 適構(gòu)造的多個承窩908。圖48為根據(jù)一個非限制性實施例的承窩908的放大視圖。在一個 實施例中，承窩908分為兩部分并且插座組件902包括九個分為兩部分的承窩908,而在其 他實施例中可使用更多或更少的承窩。承窩908中的每一個均可限定用于接收導(dǎo)電引腳的 內(nèi)腔910,如下文更詳細所述。在一些實施例中，各個承窩908將以不同高度安裝在插座組 件902內(nèi)，使得當(dāng)連接器組件插入到插座組件中時首先接觸某些承窩而后接觸其他承窩。
[0246] 圖43為根據(jù)一個非限制性實施例的連接器組件920的分解側(cè)視圖。連接器組件 920可包括例如連接器主體922,所述連接器主體包括插入部分924,所述插入部分的尺寸 設(shè)定成由插座組件902接收，如在下文更詳細所述。連接器組件920可包括多個其他部件， 例如鐵質(zhì)引腳926、電路板928、和多個導(dǎo)電引腳930。如圖54所示，鐵質(zhì)引腳926可為圓柱 形的。在其他實施例中，鐵質(zhì)引腳926可為其他形狀，諸如矩形。鐵質(zhì)引腳926可為鋼、鐵、 或任何其他被吸引至磁場或者可被磁化的磁性相容材料。鐵質(zhì)引腳926也可具有肩927、或 其他類型的側(cè)向延伸特征。現(xiàn)在參見圖55,導(dǎo)電引腳930可附連至電路板928并從電路板 928延伸。電路板928還可包括裝置識別電路，諸如圖33E-33G中所示的電路。因此，在各 種實施例中，電路板928可帶有EEPR0M、電阻器、或任何其他電子部件。在一些實施例中，電 路板928的部分可進行灌封或以其他方式封裝以改善外科裝置的無菌性并有助于抗水性。
[0247] 再次參見圖43,連接器組件920還可包括應(yīng)變消除構(gòu)件932。如圖56所示，應(yīng)變 消除構(gòu)件932通常接納纜線負載以防止該負載施加至電路板928和/或承窩908。在一些 實施例中，應(yīng)變消除構(gòu)件932可包括有助于組裝的對準凹口 934。再次參見圖43,連接器組 件920還可包括聯(lián)接到連接器主體922的防護罩936。圖57示出了根據(jù)一個非限制性實施 例的防護罩936。防護罩936通常可用作相關(guān)電纜的彎曲消除件并且可有助于密封連接器 組件920。在一些實施例中，防護罩936可扣合到連接器主體922上。對于高壓釜應(yīng)用，防 護罩936可為包覆成型部件。在其他實施例中，可使用其他附接技術(shù)，諸如粘合劑或旋轉(zhuǎn)焊 接。
[0248] 圖44為圖41中所示的插座組件902的透視圖。圖45為插座組件902的分解透視 圖。圖46為插座組件902的前正視圖。圖47為插座組件902的側(cè)正視圖。參見圖44-47， 插座組件902可包括凸緣950。凸緣950可具有內(nèi)壁952和外壁954。凸緣表面956跨過 內(nèi)壁952和外壁954。內(nèi)壁952可包括至少一個彎曲部分和至少一個線性部分。凸緣950 的內(nèi)壁952限定具有獨特幾何形狀的腔體960。在一個實施例中，腔體960由約270度的圓 和兩個線性部分限定，所述兩個線性部分相切于所述圓并且相交以形成角度Θ。在一個實 施例中，角度?為約90度。在一個實施例中，具有外周邊964的中央突起部分962定位在 腔體960中。中央突起部分962可具有限定凹陷部968的中央表面966。磁體912 (圖42) 可緊鄰凹陷部968定位。如圖所示，承窩908可穿過由中央突起部分962的中央表面966 限定的孔972而定位。在使用圓形排列的承窩908的實施例中，磁體912可定位在由承窩 限定的圓的內(nèi)部。插座主體904還可限定后凹陷部976(圖47)。后凹陷部976的尺寸可被 設(shè)計為接收密封件906。凸緣表面966可以角度β傾斜（圖47)。如圖61所示，外科發(fā)生 器1050的主體1052的表面也可以角度β傾斜。
[0249] 圖49為連接器組件920的透視圖，并且圖50為連接器組件920的分解透視圖。圖 51為連接器主體922的側(cè)正視圖，其中圖52和53分別示出連接器主體922的遠端和近端 的透視圖。現(xiàn)在參見圖49-53,連接器主體922可具有凸緣980。凸緣980可包括至少一個 彎曲部分和至少一個線性部分。
[0250] 適配器組件1002和1004可包括與連接器主體922 (圖50)所容納的部件基本上 類似的部件。例如，適配器組件1002和1004可各自容納具有裝置識別電路的電路板。適 配器組件1002和1004也可各自容納鐵質(zhì)引腳和磁體中的一者以有助于與外科發(fā)生器的連 接。凸緣980的外壁982通?？杀怀尚蜑轭愃朴诓遄M件902(圖46)的內(nèi)壁952。凸緣 980的內(nèi)壁984可被成型為類似于中央突起部分962的外周邊964。連接器主體922還可具 有包括多個孔990的壁988。孔990的尺寸可被設(shè)計為接收導(dǎo)電引腳930和鐵質(zhì)引腳926。 在一個實施例中，鐵質(zhì)引腳926的肩927的尺寸設(shè)定成使得其不能穿過孔990。在一些實施 例中，鐵質(zhì)引腳926可能夠相對壁988平移。當(dāng)組裝時，鐵質(zhì)引腳926的肩927可定位在壁 988和電路板928中間。鐵質(zhì)引腳926可被定位成使得其在連接器組件920插入到插座組 件902中時遇到磁體912的磁場。在一些實施例中，當(dāng)鐵質(zhì)引腳926平移至壁988并且碰 撞磁體912時，將通過可聽的咔嗒聲指示適當(dāng)?shù)倪B接。應(yīng)當(dāng)理解，各種部件（諸如墊圈）可 定位在鐵質(zhì)引腳926和磁體912中間，以減小接合部件的附帶的磨損。另外，在一些實施例 中，磁體912可聯(lián)接到連接器組件920并且鐵質(zhì)引腳926可聯(lián)接到插座組件902。
[0251] 圖58示出了根據(jù)各種非限制性實施例的兩個適配器組件1002和1004。適配器組 件1002和1004允許具有各種幾何形狀的連接器組件電聯(lián)接到外科發(fā)生器的插座組件。適 配器組件1002能夠適應(yīng)具有連接器組件1006的外科器械，并且適配器組件1004能夠適應(yīng) 具有連接器組件1008的外科器械。在一個實施例中，連接器組件1006通過纜線1060與基 于射頻的外科裝置相聯(lián)，并且連接器組件1008通過纜線1062與基于超聲的裝置相聯(lián)。應(yīng) 當(dāng)理解，適配器組件的其他實施例也可適應(yīng)具有與圖58所示的那些不同的連接器組件的 外科器械。圖59示出了根據(jù)一個非限制性實施例的插入到外科發(fā)生器1050的插座組件 1058中之后的適配器組件1002。圖60示出了插入到適配器組件1002中之后并由此電聯(lián) 接到外科發(fā)生器1050的連接器組件1006。類似地，圖61示出了根據(jù)一個非限制性實施例 的插入到外科發(fā)生器1050的插座組件1058中之后的適配器組件1004。圖62示出了插入 到適配器組件1004中之后的連接器組件1008。因此，盡管連接器組件1006和1008各自具 有不同的幾何形狀，但兩者均可與外科發(fā)生器1050 -起使用。
[0252] 參見圖58-62,在一個實施例中，適配器組件1002具有包括凸緣1012的遠側(cè)部分 1010。凸緣1012能夠插入到外科器械1050的插座組件1058中并且可類似于例如圖52中 所示的凸緣980?？蓪⑷魏螖?shù)量的導(dǎo)電引腳或其他連接部件定位在遠側(cè)部分中以接合插座 組件1058。在一個實施例中，適配器組件1002還具有限定腔體1016的近側(cè)部分1014。腔 體1016能夠接納特定的連接器組件，諸如連接器組件1006。應(yīng)當(dāng)理解，近側(cè)部分1014可 基于將與其一起使用的連接器組件的類型進行適當(dāng)?shù)嘏渲?。在一個實施例中，適配器組件 1006具有包括凸緣1022的遠側(cè)部分1020。凸緣1022能夠插入到外科器械1050的插座組 件1058中并且可類似于例如圖52中所示的凸緣980。適配器組件1004還具有限定腔體 1026的近側(cè)部分1024。在例示的實施例中，中央部分1028定位在腔體1026中并能夠接納 連接器組件1008。
[0253] 圖63示出了根據(jù)一個非限制性實施例的發(fā)生器1102的后面板1100的透視圖。發(fā) 生器1102可例如類似于圖10所示的發(fā)生器102。后面板1100可包括各種輸入和/或輸出 端口 1104。后面板1110還可包括電子紙顯示裝置1106。電子紙顯示裝置1106可基于電 泳，其中將電磁場施加至導(dǎo)電材料，使得導(dǎo)電材料具有移動性。將具有導(dǎo)電性的微粒分布在 薄型撓性基底之間，并且微粒（或調(diào)色劑粒子）的位置因電磁場的極性的改變而改變，由此 顯示數(shù)據(jù)。實現(xiàn)電子紙的技術(shù)方法可使用任何合適的技術(shù)來實現(xiàn)，諸如液晶、有機電致發(fā)光 (EL)、反射膜反射型顯示、電泳、扭轉(zhuǎn)向列球、或機械反射型顯示。一般來講，電泳為如下現(xiàn) 象，其中當(dāng)粒子懸浮于介質(zhì)（即，分散介質(zhì)）中時，粒子為帶電荷的，并且當(dāng)將電場施加至帶 電粒子時，所述粒子通過分散基質(zhì)移動到具有相反電荷的電極。與電子紙顯示裝置有關(guān)的 其他論述可見于名稱為 "ELECTRONIC PAPER DISPLAY DEVICE, MANUFACTURING METHOD AND DRIVING METHOD THEREOF"的美國專利7, 751，115,該專利全文以引用方式并入。
[0254] 圖64示出了圖63所示的后面板1110。圖65和66提供了后面板1110的放大視 圖。參見圖64-66,電子紙顯示裝置1106可顯示多個信息，諸如序列號、部件號、專利號、報 警標記、端口標識符、指示、供應(yīng)商信息、服務(wù)信息、制造商信息、操作信息、或任何其他類型 的信息。在一個實施例中，可通過將計算裝置連接至發(fā)生器1102的通信端口（例如，USB端 口）來改變或更新顯示在電子紙顯示裝置1106上的信息。
[0255] 如圖66中所示，在一些實施例中，后面板1100可包括交互部分1108。在一個實施 例中，交互部分1108允許用戶使用輸入裝置（諸如按鈕1110)將信息輸入至發(fā)生器1102。 交互部分1108還可顯示同時顯示在發(fā)生器1102的前面板（未示出）上的信息。
[0256] 在使用超聲外科裝置（諸如超聲外科裝置104)的外科手術(shù)中，端部執(zhí)行器126將 超聲能量傳輸至接觸端部執(zhí)行器126的組織以實現(xiàn)切割和密封動作。以此方式施加超聲能 量可引起組織的局部加熱?？赡苄枰O(jiān)測和控制此類加熱，以使不期望的組織損害最小化 和/或優(yōu)化切割和密封動作的效果。超聲加熱的直接測量需要端部執(zhí)行器126中或附近的 溫度感測裝置。盡管基于傳感器的超聲加熱測量在技術(shù)上是可行的，但設(shè)計復(fù)雜性和其他 考慮因素可使得直接測量不切實際。發(fā)生器102的各種實施例可通過對施加超聲能量引起 的溫度或加熱生成估計值來解決該問題。
[0257] 具體地，發(fā)生器102的一個實施例可實施人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)以基于多個輸入變量1218 來估計超聲加熱。人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)為基于所經(jīng)受的已知輸入和輸出樣本來學(xué)習(xí)輸入和輸出之 間的復(fù)雜、非線性關(guān)系（該過程通常稱為"訓(xùn)練"）的數(shù)學(xué)模型。人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)可包括連接 在一起以執(zhí)行數(shù)據(jù)處理任務(wù)的簡單處理單元或節(jié)點的網(wǎng)絡(luò)。人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的結(jié)構(gòu)可在一定 程度上類似于大腦中的生物神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的結(jié)構(gòu)。當(dāng)為人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)提供輸入數(shù)據(jù)樣本時，其 產(chǎn)生輸出樣本。對于特定的處理任務(wù)，可通過提供大量的訓(xùn)練數(shù)據(jù)來訓(xùn)練人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)。這 樣，人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)可通過改變節(jié)點之間的通信"強度"來改變其結(jié)構(gòu)，從而基于訓(xùn)練數(shù)據(jù)來 改善其性能。
[0258] 圖67示出了人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的一個實施例，所述人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)用于生成從使 用超聲外科裝置（諸如超聲外科裝置104)施加超聲能量導(dǎo)致的估計溫度T est。在某些實施 例中，可在發(fā)生器102的處理器174和/或可編程邏輯裝置166中實施神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)。神經(jīng)網(wǎng) 絡(luò)1200可包括輸入層1202、定義隱藏層1206的一個或多個節(jié)點1204、和定義輸出層1210 的一個或多個節(jié)點1208。為清楚起見，僅示出一個隱藏層1206。在某些實施例中，神經(jīng)網(wǎng) 絡(luò)1200可包括一個或多個級聯(lián)排列的附加隱藏層，其中每個附加隱藏層中的節(jié)點1204的 數(shù)量可等于或不同于隱藏層1206中的節(jié)點1204的數(shù)量。
[0259] 層1202, 1210中的每個節(jié)點1204, 1208可包括一個或多個權(quán)值wl212、偏差值b 1214和轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216。在圖67中，對這些值和函數(shù)使用不同的下標旨在示出這些值和 函數(shù)中的每一個可不同于其他值和函數(shù)。輸入層1202包括一個或多個輸入變量p 1218， 其中隱藏層1206的每個節(jié)點1204接收輸入變量p 1218中的至少一個作為輸入。如圖67 中所示，例如，每個節(jié)點1204可接收全部的輸入變量p 1218。在其他實施例中，少于全部 的輸入變量P 1218可被節(jié)點1204接收。將特定節(jié)點1204接收的每個輸入變量pl218通 過相應(yīng)的權(quán)值w 1212進行加權(quán)，然后加上任何其他以類似方式加權(quán)的輸入變量p 1218和 偏差值b 1214。然后將節(jié)點1204的轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216應(yīng)用至所得加和以生成節(jié)點的輸出。 在圖67中，例如,節(jié)點1204-1的輸出可以A(Ii1)給出，其中Ii 1 = (W1,i .Pfw1,2 ·ρ2+· PjHb115
[0260] 輸出層1210的特定節(jié)點1208可接收來自隱藏層1206的節(jié)點1204中的一個或多 個的輸出（例如，每個節(jié)點1208接收來自圖67中的相應(yīng)節(jié)點1204-U1204-2、...、1204-i 的輸出f\( · )、f2( · ).....fj ·))，其中將每個接收的輸出通過相應(yīng)權(quán)值w 1212進行 加權(quán)并且隨后加上任何其他以類似方式加權(quán)的所接收輸入和偏差值b 1214。然后將節(jié)點 1208的轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216應(yīng)用至所得加和以生成節(jié)點的輸出，該節(jié)點的輸出對應(yīng)于神經(jīng)網(wǎng) 絡(luò)1200的輸出（例如，圖67的實施例中的所估計溫度T est)。盡管圖67中的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200 的實施例在輸出層1210中包括僅一個節(jié)點1208,但在其他實施例中神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200可包括 多于一個輸出，在這種情況下輸出層1210可包括多個節(jié)點1208。
[0261] 在某些實施例中，節(jié)點1204, 1208的轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216可為非線性傳遞函數(shù)。在一 個實施例中，例如，轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216中的一個或多個可為S形函數(shù)。在其他實施例中，轉(zhuǎn)換 函數(shù)f 1216可包括正切S形函數(shù)、雙曲正切S形函數(shù)、對數(shù)S形函數(shù)、線性傳遞函數(shù)、飽和 線性傳遞函數(shù)、徑向基傳遞函數(shù)、或一些其他類型的傳遞函數(shù)。特定節(jié)點1204, 1208的轉(zhuǎn)換 函數(shù)f 1216可與另一個節(jié)點1204, 1208的轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216相同或不同。
[0262] 在某些實施例中，通過隱藏層1206的節(jié)點1204接收的輸入變量p 1218可表示例 如已知或據(jù)信對因施加超聲能量而產(chǎn)生的溫度或加熱有影響的信號和/或其他數(shù)量或狀 態(tài)。此類變量可包括例如以下中的一個或多個：通過發(fā)生器102輸出的驅(qū)動電壓、通過發(fā) 生器102輸出的驅(qū)動電流、發(fā)生器輸出102的驅(qū)動頻率、通過發(fā)生器102輸出的驅(qū)動功率、 通過發(fā)生器102輸出的驅(qū)動能量、超聲換能器114的阻抗、和施加超聲能量的持續(xù)時間。另 夕卜，輸入變量P 1218中的一個或多個可與發(fā)生器102的輸出無關(guān)并且可包括例如端部執(zhí)行 器126的特征（例如，刀片頂端尺寸、幾何形狀、和/或材料）和超聲能量定向的組織的特 定類型。
[0263] 可訓(xùn)練神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200 (例如，通過改變或更改權(quán)值w 1212、偏差值b 1214和轉(zhuǎn)換函 數(shù)f 1216)，使得其輸出（例如，圖67的實施例中的估計溫度Test)適當(dāng)?shù)亟茖τ谝阎?的輸入變量P 1218測量的相關(guān)性輸出?？赏ㄟ^例如以下方式完成訓(xùn)練：提供已知組的輸入 變量p 1218,將神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的輸入與對應(yīng)于已知組的輸入變量p 1218的測量輸出進行 比較，并且修改權(quán)值w 1212、偏差值b 1214和/或轉(zhuǎn)換函數(shù)f 1216,直至神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的 輸出和相應(yīng)測量輸出之間的誤差低于預(yù)先確定的誤差水平。例如，可訓(xùn)練神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200直 至均方誤差低于預(yù)先確定的誤差閾值。在某些實施例中，可通過神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200來實施訓(xùn)練 過程的某些方面（例如，通過網(wǎng)絡(luò)1200后向傳播誤差以適應(yīng)性地調(diào)整權(quán)值w 1212和/或 偏差值b 1214)。
[0264] 圖68示出了對于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的一個實施例的具體實施而言的在估計溫度值 Test和測量溫度值Tm之間的比較。用于生成圖68中的Test的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200包括六個輸入 變量p 1218 :驅(qū)動電壓、驅(qū)動電流、驅(qū)動頻率、驅(qū)動功率、超聲換能器的阻抗、和施加超聲能 量的持續(xù)時間。隱藏層1206包括25個節(jié)點，并且輸出層1210包括單個節(jié)點1208?；趯?頸動脈血管施加13次超聲能量來生成訓(xùn)練數(shù)據(jù)。在改變輸入變量p 1218值的250個樣本 范圍基于IR測量方法來測量實際溫度（Tm)，其中基于相應(yīng)的輸入變量p 1218的值通過神 經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200生成估計溫度Test?；趶挠?xùn)練數(shù)據(jù)排除的運行來生成圖68所示的數(shù)據(jù)。在 110-190 T的區(qū)域內(nèi)，估計溫度Test展示了相當(dāng)精確地逼近所測量溫度Tm。據(jù)信，出現(xiàn)在某 些區(qū)域（諸如，ll〇°F后的區(qū)域）中的估計溫度T est的不一致性可通過實施特定于這些區(qū)域 的附加神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)來最小化或減小。另外，可偏移神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的經(jīng)訓(xùn)練輸出的數(shù)據(jù)的不一 致性可被識別和程序設(shè)計為特殊情況以進一步改善性能。
[0265] 在某些實施例中，當(dāng)所估計溫度超過用戶定義的溫度閾值Tth時，發(fā)生器102能夠 控制超聲能量的施加，使得所估計溫度T est保持為等于或低于溫度閾值Tth。例如，在其中驅(qū) 動電流為神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的輸入變量P 1218的實施例中，驅(qū)動電流可作為控制變量進行處 理和調(diào)節(jié)，以使之間的差值最小化或減小?？墒褂梅答伩刂扑惴ǎɡ纾琍ID控 制算法）來實施此類實施例，其中T th輸入至控制算法作為設(shè)定點，Test輸入至算法作為處 理變量反饋，并且驅(qū)動電流對應(yīng)于算法的受控輸出。在其中驅(qū)動電流用作控制變量的情況 下，驅(qū)動電流值的適當(dāng)改變應(yīng)體現(xiàn)在用于訓(xùn)練神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200的輸入變量p 1218組中。具體 地，如果訓(xùn)練數(shù)據(jù)反映出恒定驅(qū)動電流值，則可降低作為控制變量的驅(qū)動電流的有效性，因 為神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)1200可因驅(qū)動電流明顯對溫度不具有影響而減小與其相關(guān)聯(lián)的權(quán)值w 1212。 應(yīng)當(dāng)理解，可使用除驅(qū)動電流之外的輸入變量P 1218(例如，驅(qū)動電壓）來使1^和1^之 間的差值最小化或減小。
[0266] 根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可根據(jù)一個或多個功率曲線來將功率提供至組織切 口。功率曲線可定義遞送至組織的功率和組織阻抗之間的關(guān)系。例如，當(dāng)組織阻抗在凝固 期間改變（例如，增加）時，通過發(fā)生器102提供的功率也可根據(jù)所應(yīng)用的功率曲線而改變 (例如，降低）。
[0267] 不同的功率曲線可尤其適用于或不適用于不同類型和/或尺寸的組織切口。強力 功率曲線（例如，需要高功率水平的功率曲線）可適用于大組織切口。當(dāng)將更強力的功率 曲線應(yīng)用至較小的組織切口（諸如，小血管）時，可導(dǎo)致外部灼熱。外部灼熱可降低外部的 凝固/吻合質(zhì)量并且還可抑制組織內(nèi)部的完全凝固。類似地，當(dāng)將較不強力的功率曲線應(yīng) 用至較大組織切口（例如，較大的束）時，可不能實現(xiàn)止血。
[0268] 圖69示出了顯示實例功率曲線1306、1308、1310的圖表1300的一個實施例。圖 表1300包括阻抗軸1302,所述阻抗軸示出了從左向右遞增的可能組織阻抗。功率軸1304 示出了從下向上遞增的功率。功率曲線1306、1308、1310中的每一個可定義沿功率軸1304 的一組功率水平，所述功率水平對應(yīng)于沿阻抗軸1302的多個可能感測的組織阻抗。通常， 功率曲線可呈現(xiàn)不同的形狀，并且這示于圖69中。功率曲線1306顯示具有階梯式形狀，而 功率曲線1308、1310顯示具有彎曲形狀。應(yīng)當(dāng)理解，各種實施例所使用的功率曲線可呈現(xiàn) 任何可用的連續(xù)或非連續(xù)形狀。功率曲線的功率遞送速率或強度可由其在圖表1300上的 位置來指示。例如，對于給定組織阻抗遞送較高功率的功率曲線可視為較強力的。因此，在 兩個功率曲線之間，定位在沿功率軸1304的最上方的曲線可為較強力的。應(yīng)當(dāng)理解，一些 功率曲線可重疊。
[0269] 可根據(jù)任何合適的方法來比較兩個功率曲線的強度。例如，如果第一功率曲線在 可能組織阻抗的范圍的至少一半上具有相應(yīng)較高的遞送功率，則可視為第一功率曲線在給 定的可能組織阻抗范圍上比第二功率曲線更強力。另外，例如，在給定的可能組織阻抗范圍 上，如果第一曲線下方在該范圍內(nèi)的面積大于第二曲線下方在該范圍內(nèi)的面積，則可視為 第一功率曲線比第二功率曲線更強力。換句話講，當(dāng)功率曲線以離散形式進行表示時，如果 第一功率曲線在給定組的可能組織阻抗上的功率值的總和大于第二功率曲線在所述組的 可能組織阻抗上的功率值的總和，則可視為第一功率曲線在所述組的可能組織阻抗上比第 二功率曲線更強力。
[0270] 根據(jù)各種實施例，本文所述的功率曲線移變算法可與任何種類的外科裝置（例 如，超聲裝置104、電外科裝置106) -起使用。在使用超聲裝置104的實施例中，可利用電 極157, 159來獲取組織阻抗讀數(shù)。對于電外科裝置，諸如106,可利用第一電極177和第二 電極179來獲取組織阻抗讀數(shù)。
[0271] 在一些實施例中，電外科裝置104可包括定位在電極177, 179之一或二者與組織 切口之間的正溫度系數(shù)（PTC)材料。PTC材料在其達到閾值或觸發(fā)溫度（在該點，PTC材料 的阻抗可增加）之前可具有保持相對較低和相對恒定的阻抗分布。使用時，PTC材料可放 置成接觸組織，同時施加功率。PTC材料的觸發(fā)溫度可被選擇為使得其對應(yīng)于指示吻合或凝 固完成的組織溫度。因此，當(dāng)吻合或凝固過程完成時，PTC材料的阻抗可增加，由此使得實 際提供至組織的功率相應(yīng)地降低。
[0272] 應(yīng)當(dāng)理解，在凝固或吻合過程期間，組織阻抗通?？稍黾?。在一些實施例中，組織 阻抗可顯示出指示成功凝固的突然阻抗增加。這種增加可由于組織中的生理變化、PTC材 料達到其觸發(fā)閾值等，并且可發(fā)生在凝固過程中的任何點處。形成突然阻抗增加可能需要 的能量的量可與所作用的組織的熱質(zhì)量有關(guān)。任何給定組織切口的熱質(zhì)量可又與切口內(nèi)組 織的類型和數(shù)量有關(guān)。
[0273] 各種實施例可利用組織阻抗的這種突然增加來為給定組織切口選擇合適的功率 曲線。例如，發(fā)生器102可選擇并且相繼地應(yīng)用較強力的功率曲線，直至組織阻抗達到指示 已產(chǎn)生突然增加的阻抗閾值。例如，達到阻抗閾值可指示利用當(dāng)前應(yīng)用的功率曲線凝固進 展適當(dāng)。阻抗閾值可為組織阻抗值、組織阻抗的變化速率、和/或阻抗和變化速率的組合。 例如，當(dāng)觀察到一定阻抗值和/或變化速率時可達到阻抗閾值。根據(jù)各種實施例，不同的功 率曲線可具有不同的阻抗閾值，如本文所述。
[0274] 圖70示出了用于將一個或多個功率曲線應(yīng)用至組織切口的處理流程1330的一個 實施例。可使用任何合適數(shù)量的功率曲線?？砂磸姸软樞蛳嗬^地應(yīng)用功率曲線，直至功率 曲線中的一個將組織驅(qū)動至阻抗閾值。在1332處，發(fā)生器102可應(yīng)用第一功率曲線。根據(jù) 各種實施例，第一功率曲線可被選擇為以相對低的速率來遞送功率。例如，第一功率曲線可 被選擇為在具有最小和最易受損的預(yù)期組織切口的情況下避免組織灼熱。
[0275] 可將第一功率曲線以任何合適的方式應(yīng)用至組織。例如，發(fā)生器102可生成實施 第一功率曲線的驅(qū)動信號?？赏ㄟ^調(diào)制驅(qū)動信號的功率來實現(xiàn)功率曲線?？梢匀魏魏线m的 方式來調(diào)制驅(qū)動信號的功率。例如，可調(diào)制信號的電壓和/或電流。另外，在各種實施例中， 驅(qū)動信號可為脈動的。例如，發(fā)生器102可通過改變驅(qū)動信號的脈沖寬度、占空比等來調(diào)制 平均功率。驅(qū)動信號可提供至電外科裝置106的第一電極177和第二電極179。另外，在 一些實施例中，可將實施第一功率曲線的驅(qū)動信號提供至上述超聲裝置104的超聲發(fā)生器 114。
[0276] 當(dāng)應(yīng)用第一功率曲線時，發(fā)生器102可監(jiān)測提供至組織的總能量。可在一個或多 個能量閾值下將組織阻抗與阻抗閾值進行比較?？纱嬖谌魏魏线m數(shù)量的能量閾值，所述能 量閾值可根據(jù)任何合適的方法進行選擇。例如，能量閾值可被選擇為對應(yīng)于不同組織類型 達到阻抗閾值的已知點。在1334處，發(fā)生器102可確定遞送至組織的總能量是否已達到或 超過第一能量閾值。如果總能量仍未達到第一能量閾值，則發(fā)生器102可繼續(xù)在1332處應(yīng) 用第一功率曲線。
[0277] 如果總能量已達到第一能量閾值，則發(fā)生器102可確定是否已達到阻抗閾值 (1336)。如上文所述，阻抗閾值可為預(yù)先確定的阻抗變化（例如，增加）速率、預(yù)先確定的 阻抗、或兩者的組合。如果達到阻抗閾值，則發(fā)生器102可在1332處繼續(xù)應(yīng)用第一功率曲 線。例如，在第一功率曲線中達到阻抗閾值可表明第一功率曲線的強度足以形成合適的凝 固或吻合。
[0278] 如果在1336處未達到阻抗閾值，則發(fā)生器102可在1338處遞增至下一個最強力 的功率曲線，并且在1332處將該功率曲線用作當(dāng)前功率曲線。當(dāng)在1334處達到下一個能 量閾值時，發(fā)生器102可再次在1336處確定是否已達到阻抗閾值。如果未達到，發(fā)生器102 可再次在1338處遞增至下一個最強力的功率曲線并且在1332處遞送該功率曲線。
[0279] 處理流程1330可持續(xù)進行直至終止。例如，當(dāng)在1336處達到阻抗閾值時，可終止 處理流程1330。在達到阻抗閾值時，發(fā)生器102可應(yīng)用當(dāng)時電流功率曲線直至完成凝固或 吻合。另外，例如，當(dāng)用盡所有可用功率曲線時，處理流程1330可終止?？墒褂萌魏魏线m 數(shù)量的功率曲線。如果最強力的功率曲線不能將組織驅(qū)動至阻抗閾值，則發(fā)生器102可繼 續(xù)應(yīng)用最強力的功率曲線直至以其他方式（例如，通過臨床醫(yī)生或者在達到最終能量閾值 時）終止該過程。
[0280] 根據(jù)各種實施例，處理流程1330可持續(xù)進行直至出現(xiàn)終止閾值。終止閾值可指示 已完成凝固和/或吻合。例如，終止閾值可取決于組織阻抗、組織溫度、組織電容、組織電 感、實耗時間等中的一個或多個。可存在單一終止閾值，或者在各種實施例中，不同的功率 曲線可具有不同的終止閾值。根據(jù)各種實施例，不同的功率曲線可使用不同的阻抗閾值。 例如，如果第一功率曲線已不能將組織驅(qū)動至第一組織阻抗閾值，則處理流程1330可從第 一功率曲線轉(zhuǎn)變?yōu)榈诙β是€，并且如果第二功率曲線已不能將組織驅(qū)動至第二阻抗閾 值，則處理流程1330可隨后從第二功率曲線改變?yōu)榈谌β是€。
[0281] 圖71示出了顯示可結(jié)合處理流程1330使用的實例功率曲線1382、1384、1386、 1388的圖表1380的一個實施例。盡管示出了四條功率曲線1382、1384、1386、1388,但應(yīng)當(dāng) 理解，可使用任何合適數(shù)量的功率曲線。功率曲線1382可表示最不強力的功率曲線并且 可首先應(yīng)用。如果在第一能量閾值下未達到阻抗閾值，則發(fā)生器102可提供第二功率曲線 1384。可根據(jù)需要例如以上述方式使用其他功率曲線1386、1388。
[0282] 如圖71所示，功率曲線1382、1384、1386、1388具有不同的形狀。然而，應(yīng)當(dāng)理解， 通過處理流程1330實施的一組功率曲線中的一些或全部均可具有相同的形狀。圖72示出 了顯示可結(jié)合圖70的處理流程使用的實例同形功率曲線1392、1394、1396、1398的圖表的 一個實施例。根據(jù)各種實施例，同形功率曲線，諸如1392、1394、1396、1398,可為彼此的常數(shù) 倍。因此，發(fā)生器102可通過將不同倍數(shù)應(yīng)用至單個功率曲線來實現(xiàn)同形功率曲線1392、 1394、1396、1398。例如，可通過將曲線1392乘以第一常數(shù)乘數(shù)來實現(xiàn)曲線1394?？赏ㄟ^曲 線1392乘以第二常數(shù)乘數(shù)來生成曲線1396。同樣，可通過曲線1392乘以第三常數(shù)乘數(shù)來 生成曲線1398。因此，在各種實施例中，發(fā)生器102可通過改變常數(shù)乘數(shù)而在1338處遞增 至下一個最強力的功率曲線。
[0283] 根據(jù)各種實施例，可通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置（例如，處理器、數(shù)字信號處理器、 現(xiàn)場可編程門陣列（FPGA)等）來實施處理流程1330。此類數(shù)字裝置的實例包括例如處理 器174、可編程邏輯裝置166、處理器190等。圖73A-73C示出了如下處理流程，所述處理流 程描述可通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置執(zhí)行的用以通常實施上述處理流程1330的例程。圖 73A示出了用于準備發(fā)生器102以作用于新組織切口的例程1340的一個實施例?？稍?342 處開始新組織切口的啟用或啟動。在1344處，數(shù)字裝置可指向第一功率曲線。如上文所述， 第一功率曲線可作為處理流程1330的一部分實施的最不強力的功率曲線。指向第一功率 曲線可包括指向指示第一功率曲線的確定性公式、指向表示第一功率曲線的查找表、指向 第一功率曲線乘數(shù)等等。
[0284] 在1346處，數(shù)字裝置可重置阻抗閾值標志。如下文所述，設(shè)置阻抗閾值標志可指 示已達到阻抗閾值。因此，重置標志可指示仍未達到阻抗閾值，如在處理流程1330的開始 處可為適當(dāng)?shù)摹Ｔ?348處，數(shù)字裝置可繼續(xù)進行到下一個例程1350。
[0285] 圖73B示出了可通過數(shù)字裝置執(zhí)行的用以監(jiān)測組織阻抗的例程1350的一個實施 例。在1352處，可測量負載或組織阻抗?？筛鶕?jù)任何合適的方法和使用任何合適的硬件來 測量組織阻抗。例如，根據(jù)各種實施例，可使用提供至組織的電流和電壓并根據(jù)歐姆定律來 計算組織阻抗。在1354處，數(shù)字裝置可計算阻抗變化速率。同樣可根據(jù)任何合適的方式來 計算阻抗變化速率。例如，數(shù)字裝置可保持組織阻抗的先前值并通過將當(dāng)前一個或多個組 織阻抗值與先前值進行比較來計算變化速率。另外，應(yīng)當(dāng)理解，例程1350假定阻抗閾值為 變化速率。在阻抗閾值為數(shù)值的實施例中，可省去1354。如果組織阻抗的變化速率（或阻 抗本身）大于閾值（1356)，則可設(shè)置阻抗閾值標志。數(shù)字裝置可在1360處繼續(xù)進行到下一 個例程。
[0286] 圖73C示出了可通過數(shù)字裝置執(zhí)行的用于將一個或多個功率曲線提供至組織切 口的例程1362的一個實施例。在1364處，可將功率遞送至組織，例如，如上文參照圖70的 1334所述。數(shù)字裝置可通過以下方式指導(dǎo)功率曲線的遞送，例如，通過應(yīng)用功率曲線以找到 每個感測的組織阻抗的相應(yīng)功率、將相應(yīng)功率調(diào)制到提供至第一電極A20和第二電極A22、 換能器114等的驅(qū)動信號上。
[0287] 在1366處，數(shù)字裝置可計算遞送至組織的總累積能量。例如，數(shù)字裝置可監(jiān)測功 率曲線遞送的總時間和在各個時間遞送的功率?？蓮倪@些值計算出總能量。在1368處， 數(shù)字裝置可確定總能量是否大于或等于下一個能量閾值，例如，這類似于上文參照圖70的 1334所述的方式。如果未達到下一個能量閾值，則可在1378和1364處繼續(xù)應(yīng)用當(dāng)前功率 曲線。
[0288] 如果在1368處達到下一個能量閾值，則在1370處，數(shù)字裝置可確定是否設(shè)置阻抗 閾值標志。阻抗閾值標志的狀態(tài)可指示是否已達到阻抗閾值。例如，如果已達到阻抗閾值， 則可已通過例程1350設(shè)置阻抗閾值標志。如果未設(shè)置阻抗標志（例如，未達到阻抗閾值）， 則數(shù)字裝置可在1372處確定是否仍需實施任何更強力的功率曲線。如果需要，則數(shù)字裝置 可在1374處使例程1362指向下一個、更強力的功率曲線。例程1362可根據(jù)1364處的新 功率曲線繼續(xù)（1378)遞送功率。如果所有可用的功率曲線均已得到應(yīng)用，則數(shù)字裝置可在 1376處使針對組織操作的其余部分的累積能量的計算和檢查失效。
[0289] 如果已在1370處設(shè)置阻抗標志（例如，已達到阻抗閾值），則數(shù)字裝置可在1376 處使針對組織操作的其余部分的累積能量的計算和檢查失效。應(yīng)當(dāng)理解，在一些實施例中， 累積能量計算可繼續(xù)進行，而1370、1372、1374、和1376可中斷。例如，當(dāng)累積能量達到預(yù)先 確定的值時，發(fā)生器102和/或數(shù)字裝置可實現(xiàn)自動關(guān)閉。
[0290] 圖74示出了用于將一個或多個功率曲線應(yīng)用至組織切口的處理流程1400的一個 實施例。例如，可通過發(fā)生器102 (例如，發(fā)生器102的數(shù)字裝置）來實施處理流程1400。 在1402處，發(fā)生器102可將功率曲線遞送至組織。可通過將乘數(shù)應(yīng)用至第一功率曲線來獲 得功率曲線。在1404處，發(fā)生器102可確定是否已達到阻抗閾值。如果仍未達到阻抗閾 值，則發(fā)生器102可根據(jù)總施加能量來增加乘數(shù)。這可具有增加所施加功率曲線的強度的 作用。應(yīng)當(dāng)理解，可周期性或連續(xù)地增加乘數(shù)。例如，發(fā)生器102可以預(yù)先確定的周期性間 隔來檢查阻抗閾值（1404)并增加乘數(shù)（1406)。在各種實施例中，發(fā)生器102可連續(xù)地檢 查阻抗閾值（1404)并增加乘數(shù)（1406)。根據(jù)總施加能量來增加乘數(shù)可以任何合適的方式 來實現(xiàn)。例如，發(fā)生器102可應(yīng)用確定性公式，所述確定性公式接收總接收能量作為輸入并 且提供相應(yīng)的乘數(shù)值作為輸出。另外，例如，發(fā)生器102可存儲查找表，所述查找表包括總 施加能量的可能值和相應(yīng)乘數(shù)值的列表。根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可將脈動驅(qū)動信號 提供至組織（例如，通過外科裝置104, 106中的一者）。根據(jù)各種實施例，當(dāng)達到阻抗閾值 時，乘數(shù)可保持恒定。發(fā)生器102可繼續(xù)施加功率，例如，直至達到終止閾值。終止閾值可 為恒定的，或者可取決于乘數(shù)的最終值。
[0291] 在使用脈動驅(qū)動信號的一些實施例中，發(fā)生器102可將一個或多個復(fù)合負載曲線 施加至驅(qū)動信號，并最終施加至組織。復(fù)合負載曲線，與本文所述的其他功率曲線相似，可 隨根據(jù)測量組織特性（例如，阻抗）來定義將被遞送至組織的功率水平。復(fù)合負載曲線可 另外依據(jù)所測量的組織特性來定義脈沖特性，諸如脈沖寬度。
[0292] 圖75示出了描述通過發(fā)生器102選擇和施加復(fù)合負載曲線的框圖1450的一個實 施例。應(yīng)當(dāng)理解，可利用任何合適類型的發(fā)生器或外科裝置來實施框圖1450。根據(jù)各種實 施例，可使用電外科裝置（諸如上文參照圖4-7所述的裝置106)來實施框圖1450。另外， 在各種實施例中，可使用超聲外科裝置（諸如上文參照圖2-3所述的外科裝置104)來實施 框圖1450。在一些實施例中，框圖1450可與具有切割以及凝固能力的外科裝置一起使用。 例如，射頻外科裝置（諸如裝置106)可包括用于在凝固之前或期間切斷組織的切割刃，諸 如刀片175。
[0293] 重新參見圖75,可例如通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置來執(zhí)行算法1452,以選擇和應(yīng) 用復(fù)合負載曲線1456、1458、1460、1462。算法1452可接收來自時鐘1454的時間輸入并且 還可接收來自傳感器1468的回路輸入1472?；芈份斎?472可表示可用于算法1452中以 選擇和/或施加復(fù)合負載曲線的組織性質(zhì)或特性。此類特性的實例可包括例如電流、電壓、 溫度、反射性、施加至組織的力、諧振頻率、諧振頻率的變化速率等。傳感器1468可為專用 傳感器（例如，溫度計、壓力傳感器等）或者可為軟件實施的傳感器，所述軟件實施的傳感 器基于其他系統(tǒng)值來獲得組織特性（例如，基于驅(qū)動信號來觀察和/或計算電壓、電流、組 織溫度等）。算法1452可例如基于回路輸入1472和/或來自時鐘1454的時間輸入來選擇 復(fù)合負載曲線1456、1458、1460、1462中的一者進行應(yīng)用。盡管示出了四個復(fù)合負載曲線， 但應(yīng)當(dāng)理解，可使用任何合適數(shù)量的復(fù)合負載曲線。
[0294] 算法1452可以任何合適的方式應(yīng)用所選復(fù)合負載曲線。例如，算法1452可使用 所選復(fù)合負載曲線來基于組織阻抗（例如，當(dāng)前測量的組織阻抗可為回路輸入的一部分或 可來自回路輸入）計算功率水平和一個或多個脈沖特性、或者超聲裝置104的諧振頻率特 性?？筛鶕?jù)復(fù)合負載曲線并基于組織阻抗確定的脈沖特性的實例可包括脈沖寬度、斜坡時 間、和休止時間。
[0295] 在設(shè)置點1464處，可將獲得的功率和脈沖特性應(yīng)用至驅(qū)動信號。在各種實施例 中，可實施反饋回路1474以允許驅(qū)動信號的更精確調(diào)制。在設(shè)置點1464的輸出處，可將驅(qū) 動信號提供至放大器1466,所述放大器可提供合適的放大?？蓪⒎糯蟮尿?qū)動信號提供至負 載1470(例如，通過傳感器1468)。負載1470可包括組織、外科裝置104, 106、和/或電聯(lián) 接發(fā)生器102與外科裝置104, 106的任何纜線（例如，纜線112, 128)。
[0296] 圖76示出了處理流程，所述處理流程示出了如通過發(fā)生器102 (例如，通過發(fā)生器 102的數(shù)字裝置）實施的算法1452的一個實施例?？稍?476處啟動算法1452。應(yīng)當(dāng)理解， 可以任何合適的方式啟動算法1452。例如，可由臨床醫(yī)生在啟動外科裝置104, 106時（例 如，通過牽拉或以其他方式致動鉗口閉合觸發(fā)器138, 142、開關(guān)、手柄等）啟動算法1452。
[0297] 根據(jù)各種實施例，算法1452可包括多個區(qū)域1478、1480、1482、1484。每個區(qū)域可 表示組織切口的切割和凝固的不同階段。例如，在第一區(qū)域1478中，發(fā)生器102可執(zhí)行初 始組織條件（例如，阻抗）的分析。在第二區(qū)域1480中，發(fā)生器102可將能量施加至組織以 將組織準備用于切割。在第三或切割區(qū)域1482中，發(fā)生器102可繼續(xù)施加能量同時外科裝 置104, 106切割組織（例如，對于電外科裝置106,可通過推進刀片A18來執(zhí)行切割）。在 第四或完成區(qū)域1484中，發(fā)生器102可施加切割后能量以完成凝固。
[0298] 現(xiàn)在參見第一區(qū)域1478,發(fā)生器102可測量任何合適的組織條件，包括例如電流、 電壓、溫度、反射性、施加至組織的力等。在各種實施例中，可根據(jù)任何合適的方式來測量組 織的初始阻抗。例如，發(fā)生器102可調(diào)制驅(qū)動信號以向組織提供已知電壓或電流。阻抗可源 于已知電壓和所測量電流，反之亦然。應(yīng)當(dāng)理解，作為另外一種選擇或除此之外可以任何其 他合適的方式來測量組織阻抗。根據(jù)算法1452,發(fā)生器102可從第一區(qū)域1478進行到第二 區(qū)域1480。在各種實施例中，臨床醫(yī)生可例如通過關(guān)閉發(fā)生器102和/或外科裝置104, 106 來在第一區(qū)域1478中結(jié)束算法1452。如果臨床醫(yī)生終止算法1542,則另外可在1486處終 止射頻（和/或超聲）遞送。
[0299] 在第二區(qū)域1480中，發(fā)生器102可開始通過驅(qū)動信號將能量施加至組織，以將組 織準備用于切割。可根據(jù)復(fù)合負載曲線1456、1458、1460、1462來施加能量，如下文所述。根 據(jù)第二區(qū)域1480施加能量可包括根據(jù)復(fù)合負載曲線1456、1458、1460、1462中的一些或全 部將脈沖調(diào)制到驅(qū)動信號上。在各種實施例中，可按照強度順序來相繼地應(yīng)用復(fù)合負載曲 線1456、1458、1460、1462 (例如，以適應(yīng)夾持在器械鉗口中的各種類型的組織體積）。
[0300] 可首先應(yīng)用第一復(fù)合負載曲線1456。發(fā)生器102可通過將一個或多個第一復(fù)合負 載曲線脈沖調(diào)制到驅(qū)動信號上來應(yīng)用第一復(fù)合負載曲線1456。每個第一復(fù)合負載曲線脈沖 可具有根據(jù)第一復(fù)合負載曲線并考慮所測量組織阻抗而確定的功率和脈沖特性。用于第一 脈沖的所測量組織阻抗可為在第一區(qū)域1478處測量的阻抗。在各種實施例中，發(fā)生器102 可使用第一復(fù)合負載曲線脈沖中的全部或一部分來進行組織阻抗或諧振頻率的附加測量。 可使用該附加測量來確定后續(xù)脈沖的功率和其他脈沖特性。
[0301] 圖77示出了用于生成第一復(fù)合負載曲線脈沖的處理流程1488的一個實施例?？?通過發(fā)生器102 (例如，通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置）來執(zhí)行處理流程1488,例如，作為算法 1452的一部分。在1490處，發(fā)生器102可計算脈沖寬度（T pw)?？煽紤]最近的測量組織阻 抗（Z)并且根據(jù)第一復(fù)合負載曲線1456來確定脈沖寬度。
[0302] 在1492處，發(fā)生器102可在斜坡時間（tramp)將驅(qū)動信號的功率斜升至高達脈沖功 率（P umit),由此將脈沖施加至組織。可再次考慮最近的測量組織阻抗（Z)并且根據(jù)第一復(fù) 合負載曲線1456來確定脈沖功率。斜坡時間可根據(jù)考慮組織阻抗的復(fù)合負載曲線來確定 或者可為恒定的（例如，對于所有的第一復(fù)合負載曲線脈沖為恒定的、對于所有脈沖為恒 定的等等）。發(fā)生器102可以任何合適的方式（包括例如調(diào)制通過驅(qū)動信號提供的電流和 /或電壓）將脈沖功率施加至驅(qū)動信號。根據(jù)各種實施例，驅(qū)動信號可為交流電（A/C)信 號，并且因此脈沖本身可包括多個周期的驅(qū)動信號。
[0303] 在1494處，可針對脈沖寬度將驅(qū)動信號保持在脈沖功率。在脈沖結(jié)束時，在1496 處，驅(qū)動信號可在下降時間（T fall)內(nèi)斜降。下降時間可根據(jù)考慮組織阻抗的第一復(fù)合負載 曲線來確定、或者可為恒定的（例如，對于所有的第一復(fù)合負載曲線脈沖而言為恒定的、對 于所有脈沖而言為恒定的等等）。應(yīng)當(dāng)理解，根據(jù)實施例，斜坡時間和下降時間可視為或可 不視為脈沖寬度的一部分。在1498處，發(fā)生器102可暫停休止時間（I rff)。與斜坡時間和 下降時間相似，休止時間可根據(jù)考慮組織阻抗的第一復(fù)合負載曲線來確定或者可為恒定的 (例如，對于所有的第一復(fù)合負載曲線脈沖而言為恒定的、對于所有脈沖而言為恒定的等 等）。
[0304] 在休止時間完成時，發(fā)生器102可重復(fù)處理流程1488,前提條件是應(yīng)用第一復(fù)合 負載曲線1456。根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可將第一復(fù)合負載曲線1456應(yīng)用預(yù)先確定的 時間量。因此，可重復(fù)處理流程1488直至預(yù)先確定的時間量已流逝（例如，基于從時鐘1454 接收的時間輸入來確定）。另外，在各種實施例中，可將第一復(fù)合負載曲線應(yīng)用預(yù)先確定的 脈沖數(shù)。由于所應(yīng)用脈沖寬度根據(jù)測量的組織阻抗而改變，因此第一復(fù)合負載曲線的應(yīng)用 的總時間也可隨測量的組織阻抗而改變。根據(jù)各種實施例，第一復(fù)合負載曲線1456(以及 其他復(fù)合負載曲線1458、1460、1462)可規(guī)定當(dāng)組織阻抗增加時降低脈沖寬度。因此，較高 的初始組織阻抗可導(dǎo)致在第一復(fù)合負載曲線花費較少的時間。
[0305] 在完成第一復(fù)合負載曲線1456之后，發(fā)生器102可在第二區(qū)域1480的施加中相 繼地應(yīng)用其余強化負載曲線1458、1460、1462?？梢灶愃朴谏鲜鲐撦d曲線1456的方式來應(yīng) 用每個負載曲線1458、1460、1462。例如，可生成根據(jù)當(dāng)前負載曲線的脈沖直至該負載曲線 完成（例如，預(yù)先確定的時間量或預(yù)先確定的脈沖數(shù)終了）。對于每個復(fù)合負載曲線1456、 1458、1460、1462，預(yù)先確定的脈沖數(shù)可為相同的或者可為不同的。根據(jù)各種實施例，可以類 似于處理流程1488的方式生成根據(jù)負載曲線1458、1460、1462的脈沖，不同的是可根據(jù)當(dāng) 前復(fù)合負載曲線獲得脈沖功率、脈沖寬度以及一些實施例中的斜坡時間、下降時間、和休止 時間。
[0306] 可在發(fā)生各種事件時終止第二區(qū)域1480。例如，如果總射頻施加時間已超過超時 時間，則發(fā)生器102可在1486處通過終止射頻（和/或超聲）遞送來結(jié)束組織操作。另外， 各種事件可使得發(fā)生器102從第二區(qū)域1480轉(zhuǎn)變到第三區(qū)域1482。例如，當(dāng)組織阻抗（Z) 超過閾值組織阻抗（Z tmi)并且射頻能量已遞送至少超過最少時間（Tstart)時，發(fā)生器102可 轉(zhuǎn)變到第三區(qū)域1482。閾值組織阻抗可為指示組織切口得以充分準備以便通過刀片175進 行切割的阻抗和/或阻抗變化速率。
[0307] 根據(jù)各種實施例，如果在第二區(qū)域1480完成之前，最終負載曲線1462在第二區(qū)域 1480中結(jié)束，則可繼續(xù)應(yīng)用最終功率曲線1462,例如，直至達到組織阻抗閾值、達到最大第 二區(qū)域時間和/或達到超時時間。另外，應(yīng)當(dāng)理解，對于一些組織切口而言，第二區(qū)域1480 可在執(zhí)行所有可用的強化負載曲線1456、1458、1460、1462之前來完成。
[0308] 在第三區(qū)域1482處，發(fā)生器102可繼續(xù)將脈沖調(diào)制到驅(qū)動信號上。一般來講，可 根據(jù)任何合適的方式（包括例如上文參照處理流程1488所述的方式）將第三區(qū)域脈沖調(diào) 制到驅(qū)動信號上。可根據(jù)任何合適的方法來確定并且在各種實施例中可基于在第二區(qū)域 1480完成時正執(zhí)行的復(fù)合負載曲線（當(dāng)前負載曲線）來確定第三區(qū)域脈沖的功率和脈沖 特性。根據(jù)各種實施例，可使用當(dāng)前負載曲線來確定第三區(qū)域脈沖的脈沖功率，而脈沖特性 (例如，脈沖寬度、斜坡時間、下降時間、休止時間等）可不管復(fù)合負載曲線均為常數(shù)。在一 些實施例中，第三區(qū)域1482可使用特定于第三區(qū)域復(fù)合負載曲線，所述特定于第三區(qū)域復(fù) 合負載曲線可為用于第二區(qū)域1480中的負載曲線1456、1458、1460、1462中的一個、或者可 為不同的復(fù)合負載曲線（未示出）。
[0309] 發(fā)生器102可繼續(xù)執(zhí)行第三區(qū)域1482,直至接收到組織切割完成的指示。在使用 具有刀片（諸如175)的外科工具的實施例中，當(dāng)?shù)镀?75到達其最遠側(cè)位置時（如圖6所 示），可接收到所述指示。這可使指示刀片175已到達其推進端的刀限位傳感器（未示出） 跳變。在接收到組織切割完成的指示時，發(fā)生器102可繼續(xù)進行到第四區(qū)域1484。還應(yīng)理 解，在一些實施例中，例如如果已達到超時時間，則發(fā)生器102可從第三區(qū)域1482直接轉(zhuǎn)變 到1486處的射頻（和/或超聲）終止。
[0310] 在第四區(qū)域1484中，發(fā)生器102可提供如下能量分布，所述能量分布被設(shè)計為完 成目前切口組織的凝固。例如，根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可提供預(yù)先確定的脈沖數(shù)。可 以類似于上文參照處理流程1488所述的方式來提供脈沖?？筛鶕?jù)任何合適的方式來確定 脈沖的功率和脈沖特性。例如，可基于當(dāng)前復(fù)合負載曲線、特定于第三區(qū)域負載曲線、或特 定于第四區(qū)域復(fù)合負載曲線來確定第四區(qū)域脈沖的功率和脈沖特性。在一些實施例中，可 基于當(dāng)前復(fù)合負載曲線來確定功率，而脈沖特性可特定于第四區(qū)域。另外，根據(jù)各種實施 例，可獨立于當(dāng)前復(fù)合負載曲線來確定第四區(qū)域脈沖的功率和脈沖特性。
[0311] 圖78示出了脈沖時序圖1474的一個實施例，所述脈沖時序圖示出了算法1452通 過發(fā)生器102 (例如，通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置）的實例應(yīng)用。第一區(qū)域脈沖1502示為 位于第一區(qū)域1478中。如本文所述，第一區(qū)域脈沖1502可用于測量初始組織阻抗。在第 一區(qū)域脈沖完成時（1509)，第二區(qū)域1480可開始于所施加的第二區(qū)域脈沖1504。可根據(jù) 各個復(fù)合負載曲線1456、1458、1460、1462來施加第二區(qū)域脈沖1504,例如，如本文所述。在 實例圖表1474中，第二區(qū)域1480在1510處結(jié)束，此時組織達到閾值阻抗（Z tem)。然后如 上文所述，利用所施加的第三區(qū)域脈沖1506來實施第三區(qū)域1482,直至在1512處接收到刀 限位信號。在該點，第四區(qū)域1484可以施加的第四區(qū)域脈沖1508開始，如上文所述，直至 在1514處完成循環(huán)。
[0312] 根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可實現(xiàn)結(jié)合算法1452的用戶界面。例如，用戶界面可 指示算法的當(dāng)前區(qū)域。可視覺地和/或聽覺地實現(xiàn)用戶界面。例如，發(fā)生器102可包括用 于生成可聽音或其他聽覺指示的揚聲器。至少一個聽覺指示可對應(yīng)于第二區(qū)域1480。第三 區(qū)域1482和第四區(qū)域1484也可具有特定于區(qū)域的聽覺指示。根據(jù)各種實施例，第一區(qū)域 1478也可具有特定于區(qū)域的聽覺指示。根據(jù)各種實施例，聽覺指示可包括通過發(fā)生器102 生成的脈沖音。聲音的頻率和/或聲音的音調(diào)本身可指示當(dāng)前區(qū)域。除聽覺指示之外或取 代聽覺指示，發(fā)生器102也可提供當(dāng)前區(qū)域的視覺指示（例如，在輸出裝置147上）。應(yīng)當(dāng) 理解，臨床醫(yī)生可利用所述用戶界面來適當(dāng)?shù)厥褂冒l(fā)生器102和相關(guān)外科裝置104, 106。例 如，第二區(qū)域1480的指示可讓臨床醫(yī)生知道組織處理已開始。第三區(qū)域1482的指示可讓 臨床醫(yī)生知道組織已準備用于切割操作。第四區(qū)域1484的指示可讓臨床醫(yī)生知道切割操 作完成。指示和/或最終指示的停止可表明總切割/凝固操作完成。
[0313] 圖79不出了根據(jù)實例負載曲線1520的驅(qū)動信號電壓、電流和功率的圖形表不。 在圖表1520中，驅(qū)動信號電壓由線1522表不，驅(qū)動信號電流由線1524表不，并且驅(qū)動信號 功率由線1526表示。脈沖寬度未示于圖79中。在各種實施例中，由圖表1520指示的電壓 1522、電流1524和功率1526的值可表示單個脈沖內(nèi)的可能值。因此，可通過添加如下曲線 (未示出）將負載曲線1520表示為復(fù)合負載曲線，所述曲線指示根據(jù)組織阻抗或另一個組 織條件的脈沖寬度。如針對負載曲線1520所示，最大電壓1522為100伏均方根（RMS)電 壓，最大電流為3安RMS電流，并且最大功率為135瓦RMS功率。
[0314] 圖79-84示出了多種實例復(fù)合負載曲線1530、1532、1534、1536、1538、1540的圖形 表示。復(fù)合負載曲線1530, 1532, 1534, 1536, 1538, 1540中的每一者可指示基于所測量組織 阻抗的脈沖功率和脈沖寬度兩者。復(fù)合負載曲線1530, 1532, 1534, 1536可單獨地或者作為 連續(xù)較強力復(fù)合負載曲線的模式的一部分來進行實施，如上文參照算法1452所述。
[0315] 圖80示出了第一實例復(fù)合負載曲線1530的圖形表示。復(fù)合負載曲線1530可具 有45瓦的最大RMS脈沖功率和0. 35秒的最大脈沖寬度。在圖80中，通過1542指示作為 組織阻抗的函數(shù)的功率，同時通過1544指示作為組織阻抗的函數(shù)的脈沖寬度。下表1示出 了針對0Ω至475Ω的組織阻抗的復(fù)合負載曲線1530的值。
[0316] 表 1
[0317] VI p 負載》 Lim， Lim, Lim， PW, 歐姆 RMS RMS W 秒 0-24 85 1.4 45 0.35 25-49 85 1.4 45 0.35 50-74 85 1.4 45 0.3 75-99 85 1.4 45 0.3 100-124 85 1.4 45 §.25 125-149 85 1.4 45 0.25 150-174 85 1.4 45 0.2 175-199 85 1,4 45 0,2 200-224 85 1,4 44 0,15 225-249 85 1,4 40 0,15 250-274 85 1,4 36 0,1 275-299 85 OJl 24 0,1 300-324 85 0,28 22 0,1 325-349 85 0,26 20 0,1 350-374 85 0,25 19 0.1
[0318] 375-399 85 0.22 18 CU 400-424 85 0.21 17 0.1 425-449 85 0.2 16 0.1 450-475 85 0.19 15 0.1 475+ 85 0.15 14 0.1
[0319] 在各種實施例中，復(fù)合負載曲線1530可適用于較小的外科裝置和/或較小的組織 切口。
[0320] 圖81示出了第二實例復(fù)合負載曲線1532的圖形表示。復(fù)合負載曲線1532可具 有45瓦的最大RMS脈沖功率和0. 5秒的最大脈沖寬度。在圖81中，通過1546指示作為組 織阻抗的函數(shù)的功率，同時通過1548指示作為組織阻抗的函數(shù)的脈沖寬度。下表2示出了 針對 0 Ω至475 Ω的組織阻抗的復(fù)合負載曲線1532的值。
[0321] 表 2
[0322] 負載， VLiin5 I Lim, PLim, PW, 歐姆 RMS RMS W 秒 0-24 85 3 45 0.5 25-49 85 2 45 0,5 50-74 85 1,4 45 OJ 75-99 85 1,1 45 0,5 100-124 85 0.9 45 OJ 125-149 85 0,7 45 0,5 150-174 85 0.55 45 0.5 175-199 85 0.48 45 0.5 200-224 85 0.42 32 0,5 225-249 85 0,38 28 0.5 250-274 85 0.33 26 03 275-299 85 0.31 24 0.3
[0323] 300-324 85 0.28 22 0.25 325-349 85 0.26 20 0.25 350-374 85 0.25 19 0.25 375-399 85 0.22 18 0.25 400-424 85 0.21 17 0.25 425-449 85 0.2 16 0.25 450-475 85 0,19 15 0.25 475+ 85 0.15 14 0.25
[0324] 復(fù)合負載曲線1532可作用于小的單個血管組織切口，并且根據(jù)各種實施例可為 應(yīng)用于區(qū)域二1480中的第一復(fù)合功率曲線。
[0325] 圖82示出了第三實例復(fù)合負載曲線1534的圖形表示。復(fù)合負載曲線1534可具 有60瓦的最大RMS脈沖功率和2秒的最大脈沖寬度。在圖82中，通過1550指示作為組織 阻抗的函數(shù)的功率，同時通過1552指示作為組織阻抗的函數(shù)的脈沖寬度。下表3示出了針 對〇 Ω至475 Ω的組織阻抗的復(fù)合負載曲線1534的值。
[0326] 表 3
[0327] 負載》 ￥Lim, I P PW, Lim， Lim， WtM RMS RMS W 秒 0-24 S5 3 60 2 25-49 85 3 60 2 50-74 100 3 60 2 75-99 100 3 60 2 100-124 100 3 60 2 125-149 100 3 60 2 150-174 100 3 55 ().5 175-199 100 3 50 0.5
[0328] 200-224 85 0.42 32 0.3 225-249 85 0.38 28 0.3 250-274 85 0.33 26 0.3 275-299 85 0.31 24 03 300-324 85 §,28 22 0.25 325-349 85 §.26 20 0.25 350-374 85 0.25 19 0.25 375-399 85 §.22 18 0,25 400-424 85 0.21 17 0,25 425-449 85 0,2 16 0.25 450-475 85 0.19 15 0.25 475+ 85 0.15 14 0.25
[0329] 復(fù)合負載曲線1534可因其通常較高的功率而比先前曲線1532更強力。復(fù)合負載 曲線1534與先前曲線1532相比最初可另外具有較高的脈沖寬度，但復(fù)合負載曲線1534的 脈沖寬度可在僅150 Ω處開始下降。根據(jù)各種實施例，復(fù)合負載曲線1536可用于算法1542 中，作為在復(fù)合負載曲線1532之后相繼實施的負載曲線。
[0330] 圖83示出了第四實例復(fù)合負載曲線1536的圖形表示。復(fù)合負載曲線1536可具 有90瓦的最大RMS脈沖功率和2秒的最大脈沖寬度。在圖83中，通過1554指示作為組織 阻抗的函數(shù)的功率，同時通過1556指示作為組織阻抗的函數(shù)的脈沖寬度。下表4示出了針 對〇 Ω至475 Ω的組織阻抗的復(fù)合負載曲線1536的值。
[0331] 表 4
[0332] I· 負載， Lim， Lim, Lim， PW， 歐姆 RMS RMS W 秒 0-24 85 3 90 2
[0333] 25-49 85 3 90 2 50-74 100 3 90 2 75-99 100 3 90 2 100-124 100 3 80 2 125-149 100 3 65 2 150-174 100 3 55 0.5 175-199 100 3 50 0.5 200-224 85 0.42 32 0.3 225-249 85 0.38 28 0,3 250-274 85 0.33 26 0.3 275-299 85 0.31 24 0,3 300-324 85 0.28 22 0.25 325-349 85 0.26 20 0.25 350-374 85 0.25 19 0.25 375-399 85 0.22 18 0,25 400-424 85 0.21 17 0.25 425-449 85 0.2 16 0,25 450-475 85 0.19 15 0.25 475+ 85 0.15 14 0.25
[0334] 復(fù)合負載曲線1536可又比先前曲線1534更強力，并且因此可在算法1452中在曲 線1534之后相繼地實施。另外，根據(jù)各種實施例，復(fù)合負載曲線1536可適用于較大的組織 束。
[0335] 圖84示出了第五實例復(fù)合負載曲線1538的圖形表示。復(fù)合負載曲線1538可具 有135瓦的最大RMS脈沖功率和2秒的最大脈沖寬度。在圖84中，通過1558指示作為組 織阻抗的函數(shù)的功率，同時通過1560指示作為組織阻抗的函數(shù)的脈沖寬度。下表5示出了 針對 0 Ω至475 Ω的組織阻抗的復(fù)合負載曲線1538的值。
[0336] 表 5 :
[0337] VIP 負栽， Lim, Lim, Lim, PW, 歐姆 RMS RMS W 秒 0-24 85 3 135 2 25-49 85 3 135 2 50-74 100 3 135 2 75-99 100 3 100 2 100-124 100 3 BO 2 125-149 100 3 65 2 150-174 100 3 55 0.5 175-199 100 3 50 0,5 200-224 85 0.42 32 0.3 225-249 85 0.38 28 0.3 250-274 85 0.33 26 0.3 275-299 85 0.31 24 0.3 300-324 85 0.28 22 0.25 325-349 85 0.26 20 0.25 350-374 85 0.25 19 0.25 375-399 85 0.22 18 0,25 400-424 85 0,21 17 0.25 425-449 85 0,2 16 0,25 450-475 85 0,19 15 0.25 475+ 85 0.15 14 0.25
[0338] 可在算法1452中在先前曲線1536之后相繼地使用復(fù)合負載曲線1538。
[0339] 圖85示出了第六實例復(fù)合負載曲線1540的圖形表示。復(fù)合負載曲線1540可具 有90瓦的最大RMS脈沖功率和2秒的最大脈沖寬度。在圖85中，通過1562指示作為組織 阻抗的函數(shù)的功率，同時通過1564指示作為組織阻抗的函數(shù)的脈沖寬度。下表6示出了針 對〇 Ω至475 Ω的組織阻抗的復(fù)合負載曲線1540的值。
[0340] 表 6 :
[0341] ￥ I P 負載， Lim, Lim, Lim, PW, 歐姆 RMS RMS W 秒 0-24 85 3 90 2 25-49 85 3 90 2 50-74 100 3 90 2 75-99 100 3 90 2 ? 00-124 100 3 80 2 125-149 100 3 65 2 ? 50-174 100 3 55 0,5 175-199 100 3 50 0.5 200-224 85 0.42 32 0.3 225-249 85 0.38 28 0.3 250-274 85 0.33 26 0.3 275-299 85 0.31 24 0.3 300-324 85 0.28 22 0.25 325-349 85 0.26 20 0,25 350-374 85 0.25 19 0.25 375-399 85 0.22 18 0,25 400-424 85 0.21 17 0.25 425-449 85 0,2 16 0,25 450-475 85 0.19 15 0.25 475+ 85 0.15 14 0.25
[0342] 復(fù)合功率曲線1540不如先前功率曲線1538強力。根據(jù)各種實施例，可在算法1452 中在曲線1538之后相繼地實施復(fù)合功率曲線1540。另外，在一些實施例中，復(fù)合功率曲線 1540可在算法1452中實施為特定于第三或第四區(qū)域的復(fù)合功率曲線。
[0343] 如上文所述，用于算法1452中的各個復(fù)合功率曲線可各自針對預(yù)先確定的脈沖 數(shù)進行實施。下表7示出了針對在算法1452中相繼地使用功率曲線1532、1534、1536、1540 的示例性實施例各個復(fù)合功率曲線的脈沖數(shù)。
[0344] 表 7
[0345] 復(fù)合負載曲線 脈沖數(shù) 1532 4 1534 1 1536 2 1538 8 1540 不適用
[0346] 最后的復(fù)合功率曲線1540示出為不具有相應(yīng)的脈沖數(shù)。例如，可實施復(fù)合功率曲 線1540直至臨床醫(yī)生終止操作、直至達到超時時間、直至達到閾值組織阻抗等。
[0347] 根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可以如下方式將功率提供至組織切口，所述方式產(chǎn) 生其他組織參數(shù)的所需值。圖86示出了描述應(yīng)用算法1572以保持恒定的組織阻抗變化速 率的框圖1570的一個實施例?？赏ㄟ^發(fā)生器102 (例如，通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置）來 實施算法1572。例如，發(fā)生器102可利用算法1572來調(diào)制驅(qū)動信號。傳感器1574可感測 組織條件，諸如組織阻抗和/或組織阻抗的變化速率。傳感器1574可為硬件傳感器，或者 在各種實施例中可為軟件實現(xiàn)的傳感器。例如，傳感器1574可基于所測量的驅(qū)動信號電流 和電壓來計算組織阻抗?？赏ㄟ^發(fā)生器102將驅(qū)動信號提供至纜線/工具/負載1576,所 述纜線/工具/負載可為組織、外科裝置104, 106、和將發(fā)生器102電聯(lián)接到裝置104, 106 的纜線112, 128的電氣組合。
[0348] 通過實施算法1572,發(fā)生器102可監(jiān)測組織或負載的阻抗，包括例如阻抗的變化 速率。發(fā)生器102可調(diào)制通過驅(qū)動信號提供的電壓、電流和/或功率中的一者或多者，以保 持預(yù)先確定的常數(shù)值下的組織阻抗變化速率。另外，根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可將組織 阻抗變化速率保持為高于最小的阻抗變化速率。
[0349] 應(yīng)當(dāng)理解，可結(jié)合本文所述的各種其他算法來實施算法1572。例如，根據(jù)各種實 施例，發(fā)生器102可將組織阻抗相繼地調(diào)制為不同的、強度遞增的速率，這類似于本文參照 本文圖70所述的方法1330。例如，可保持第一阻抗變化速率，直至遞送至組織的總能量超 過預(yù)先確定的能量閾值。在能量閾值下，如果組織條件仍未達到預(yù)先確定的水平（例如，預(yù) 先確定的組織阻抗），則發(fā)生器102可利用驅(qū)動信號將組織驅(qū)動至第二、較高的阻抗變化速 率。另外，在各種實施例中，可以類似于上文參照復(fù)合負載曲線所述的方式來使用組織阻抗 變化速率。例如，取代使用多個復(fù)合負載曲線，圖75的算法1452可能需要應(yīng)用多個組織阻 抗變化速率?？蓪⒚總€組織阻抗變化速率保持預(yù)先確定的時間量和/或預(yù)先確定的脈沖 數(shù)。所述速率可為按照數(shù)值順序而相繼施加的（例如，速率可相繼地增加）。然而，在一些 實施例中，組織阻抗變化的驅(qū)動速率可達到峰值并且隨后降低。
[0350] 如上所述，在一個實施例中，發(fā)生器102可包括超聲發(fā)生器模塊108,所述超聲發(fā) 生器模塊通過以任何合適的方式為換能器114提供驅(qū)動信號來驅(qū)動超聲裝置，諸如超聲裝 置104。例如，發(fā)生器102可包括腳踏開關(guān)120,該腳踏開關(guān)經(jīng)由腳踏開關(guān)纜線122聯(lián)接到 發(fā)生器102 (圖8)?？墒褂每刂齐娐穪頇z測腳踏開關(guān)120和超聲發(fā)生器模塊108的存在， 使得腳踏開關(guān)120的操作對應(yīng)于超聲發(fā)生器模塊108的啟動。因此，臨床醫(yī)生可通過壓下 腳踏開關(guān)120來啟動換能器114,并由此啟動換能器114和刀片151。在一個實施例中，腳 踏開關(guān)120可包括多個踏板，其中可啟動每個踏板以執(zhí)行特定功能。在一個實施例中，腳踏 開關(guān)120可包括例如用于激活和/或控制發(fā)生器120的超聲模式的第一踏板，以及例如用 于激活和/或控制發(fā)生器120的電外科模式的第二踏板。因此，發(fā)生器102可根據(jù)發(fā)生器 102的有效驅(qū)動模式來配置腳踏開關(guān)120踏板。
[0351] 如上所述，發(fā)生器102的驅(qū)動模式可由裝置識別確定。詢問信號的特性可獨特地 指示控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型，其可通過發(fā)生器102進行識別并用于控制其操作方面。先前 結(jié)合圖14-32所述的控制電路280、280-1至280-9、282、以及282-1和282-8中的任何一者 能夠設(shè)置或指示例如發(fā)生器102的驅(qū)動模式。此類控制電路可容納在例如超聲外科裝置中 (例如，超聲外科裝置的手持件中），或者可容納在電外科裝置中（例如，電外科裝置的手持 件中）。
[0352] 在一個實施例中，發(fā)生器102能夠利用超聲發(fā)生器模塊108以超聲模式工作。因 此，腳踏開關(guān)120的第一踏板啟用和/或控制超聲發(fā)生器模塊108的工作。在超聲模式工 作期間，第一踏板（例如，左踏板）能夠啟動超聲發(fā)生器模塊108的超聲輸出以生成對應(yīng)于 最?。≒ mn)超聲功率水平（例如，最小能量設(shè)置）的驅(qū)動信號，并且第二踏板（例如，右踏 板）能夠啟動超聲發(fā)生器模塊108以生成對應(yīng)于最大（P Max)超聲功率水平（例如，最大能 量設(shè)置）的驅(qū)動信號。應(yīng)當(dāng)理解，第一踏板或第二踏板能夠啟動超聲發(fā)生器模塊108以非 限制性地生成對應(yīng)于最?。≒ mn)或最大（PMax)超聲功率水平的驅(qū)動信號。因此，可將左踏板 或右踏板中的任一者指定為第一踏板，并且可將另一踏板指定為第二踏板。在其中腳踏開 關(guān)120包括多于兩個踏板的實施例中，踏板中的每一個可指定預(yù)先確定的功能。在一些實 施例中，可通過發(fā)生器102的DSP軟件或邏輯電路（例如，可執(zhí)行指令、硬件裝置、或它們的 組合）來取消或忽略腳踏板中的一者或多者。
[0353] 在一個實施例中，發(fā)生器102被配置成超聲模式，并且腳踏開關(guān)120包括兩個踏 板，例如，第一踏板和第二踏板或者左踏板和右踏板。在超聲腳踏開關(guān)120啟動模式期間， 當(dāng)檢測到腳踏開關(guān)120的第一踏板（例如，左踏板）的有效啟動并且超聲外科裝置104 (圖 8)連接至超聲發(fā)生器模塊108時，發(fā)生器102的DSP軟件能夠以例如最大功率水平來驅(qū)動 超聲外科裝置104的超聲換能器114。對于超聲換能器114而言，可在最大驅(qū)動電流（I Max) 下獲得最大功率（PMax)水平。在其中腳踏開關(guān)120包括多于兩個踏板的實施例中，可根據(jù) 上述功能來配置多個踏板中的任意兩個。
[0354] 在一個實施例中，在超聲腳踏開關(guān)120啟動模式期間，當(dāng)檢測到腳踏開關(guān)120的第 二踏板（例如，右踏板）的有效啟動并且超聲外科裝置104(圖8)連接至超聲發(fā)生器模塊 108時，發(fā)生器102的DSP軟件或邏輯器能夠以例如最小功率水平來驅(qū)動超聲外科裝置104 的超聲換能器114。對于超聲換能器114,可在最小驅(qū)動電流下獲得最大功率水平。
[0355] 在另一個實施例中，發(fā)生器102可包括以任何合適方式驅(qū)動電外科裝置106的電 外科/射頻發(fā)生器模塊110?？墒褂每刂齐娐穪頇z測腳踏開關(guān)120和電外科/射頻發(fā)生器 模塊110的存在，使得腳踏開關(guān)120的操作對應(yīng)于電外科/射頻發(fā)生器模塊110的啟動。 因此，發(fā)生器102能夠利用電外科/射頻發(fā)生器模塊110以電外科模式（例如，雙極射頻模 式）下工作，并且腳踏開關(guān)120可包括兩個踏板，例如，第一踏板和第二踏板或者左踏板和 右踏板。腳踏開關(guān)120的第一踏板啟用和/或控制電外科/射頻發(fā)生器模塊110的工作。 在電外科模式工作期間，第一踏板（例如，左踏板）能夠啟動電外科/射頻發(fā)生器模塊110 的雙極射頻輸出，并且第二踏板（例如，右踏板）開關(guān)可被忽略并且可稱為停用開關(guān)。應(yīng)當(dāng) 理解，用戶可使用停用開關(guān)（例如，右踏板）對發(fā)生器102進行除功率水平之外的輸入。例 如，輕踩停用開關(guān)踏板可為用戶確認或清除故障（除了其他功能以外）、以及用戶通過停用 開關(guān)踏板對發(fā)生器進行其他輸入的方式。在其中腳踏開關(guān)120包括多于兩個踏板的實施例 中，可根據(jù)上述功能來配置多個踏板中的任意兩個。
[0356] 在一個實施例中，在電外科腳踏開關(guān)120啟動模式期間，當(dāng)電外科或射頻外科裝 置106 (圖8)連接至電外科/射頻發(fā)生器模塊110時，發(fā)生器102的DSP和用戶界面（UI) 軟件或邏輯器能夠忽略腳踏開關(guān)120的第二踏板（其為最大啟動開關(guān)）的狀態(tài)。因此，當(dāng) 啟動腳踏開關(guān)120的第二踏板時，不存在功率遞送變化并且不存在對用戶的視覺或聽覺反 饋變化。因此，當(dāng)電外科/射頻發(fā)生器模塊110使得腳踏開關(guān)120的第二踏板上的最大開 關(guān)輸入從停用轉(zhuǎn)變成有效而所有其他啟動開關(guān)輸入停用時，電外科/射頻發(fā)生器模塊110 忽略來自腳踏開關(guān)120的第二踏板的開關(guān)輸入并且不發(fā)聲或發(fā)出聲音。
[0357] 在一個實施例中，在電外科腳踏開關(guān)120啟動模式期間，當(dāng)電外科或射頻外科裝 置106 (圖8)連接至電外科/射頻發(fā)生器模塊110時，發(fā)生器102的DSP軟件能夠根據(jù)特 定于電外科或射頻裝置106預(yù)先確定的算法來驅(qū)動電外科或射頻裝置106。各種算法論述 于本公開中。
[0358] 如上所述，根據(jù)各種實施例，發(fā)生器102可實現(xiàn)結(jié)合算法1452(結(jié)合圖75所述） 的用戶界面?，F(xiàn)在將參照圖75和76來描述用戶界面的一個實施例，其中圖75示出了如下 處理流程，該處理流程示出了如通過發(fā)生器102 (例如，通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置）實施 的算法1452的一個實施例，并且圖76示出了如下處理流程，該處理流程示出了如通過發(fā)生 器102 (例如，通過發(fā)生器102的數(shù)字裝置）實施的算法1452的一個實施例?？稍?476處 啟動算法1452。應(yīng)當(dāng)理解，可以任何合適的方式啟動算法1452。例如，可由臨床醫(yī)生在啟 動外科裝置104, 106時（例如，通過牽拉或以其他方式致動鉗口閉合觸發(fā)器138, 142、開關(guān)、 手柄等）啟動算法1452。
[0359] 因此，在一個實施例中，可實施算法1452以控制如下操作，所述操作為電外科/射 頻發(fā)生器模塊110控制電外科或射頻外科裝置106 (圖8)。因此，在算法1452的一個實施 例中，在電外科或射頻外科裝置106的啟動期間產(chǎn)生第一啟動音，當(dāng)滿足阻抗和/或能量條 件/閾值時該第一啟動音轉(zhuǎn)變成第二啟動音，隨后當(dāng)完全滿足阻抗和/或能量條件/閾值 以及端部執(zhí)行器132 (例如，刀）位置條件時轉(zhuǎn)變成第三啟動音。如通過阻抗所確定（如參 照結(jié)合用于驅(qū)動電外科或射頻外科裝置106的圖76所述和所示的算法1452所述），在打開 鉗口時將聲音從第二啟動音重置至第三啟動音。
[0360] 因此，現(xiàn)在轉(zhuǎn)到圖76,在一個實施例中，算法1452在某些功率遞送區(qū)域和區(qū)域間 轉(zhuǎn)變期間控制各種聽覺反饋的啟動。在一個實施例中，基于發(fā)生器102的電外科/射頻發(fā)生 器模塊110的操作周期和區(qū)域來提供多種聽覺反饋。在一個實施例中，例如，當(dāng)電外科（RF) 功率遞送周期開始時，發(fā)出第一可聽音（可聽音-I)。例如，每當(dāng)發(fā)生器102的電外科/射 頻發(fā)生器模塊110進入第一區(qū)域1478并且在第二區(qū)域1480中繼續(xù)時發(fā)出第一可聽音。
[0361] 當(dāng)達到組織阻抗閾值時發(fā)出第二可聽音（可聽音-II)。在一個實施例中，例如，當(dāng) 發(fā)生器102的電外科/射頻發(fā)生器模塊110進入第三區(qū)域1482時發(fā)出第二聲音。在一個 方面，第二聲音可被鎖存，使得如果發(fā)生從第三區(qū)域1482到第二區(qū)域1480的轉(zhuǎn)變，則繼續(xù) 發(fā)出第二聲音。
[0362] 當(dāng)電外科（射頻）功率遞送周期完成時發(fā)出第三可聽音（可聽音-III)。在一個 實施例中，當(dāng)發(fā)生器102的DSP軟件和/或邏輯器確定已達到"周期完成"狀態(tài)時，則在第 四區(qū)域1484中的第四能量脈沖完成時發(fā)出第三聲音。
[0363] 仍然參照圖76,在一個實施例中，當(dāng)在組織上行進時，可采用算法1452,其被限定 為打開端部執(zhí)行器132的鉗口（圖8)(無需釋放能量啟動）、重新緊抓組織、并且隨后繼續(xù) 能量啟動。為了適應(yīng)組織功能的行進，可按如下方式來實施算法1452。當(dāng)在第二區(qū)域1480 或第三區(qū)域1482中，如果組織阻抗I Zmag I > I Z鉗口打開I，則算法1452重新進入第一區(qū)域1478 并且實施第一區(qū)域1478適用的功率（P)、電流（I)、電壓（V)極限。在一個實施例中，當(dāng)重 新進入第一區(qū)域1478時，T ew未被重置，并且定時器和能量累積參數(shù)被重置。在一個 實施例中，當(dāng)重新進入第一區(qū)域1478時，算法1452應(yīng)引起發(fā)出第一可聽音（可聽音-I)，并 且再次切換至第二可聽音（可聽音-II)的邏輯器保持不變，如上文所論述。
[0364] 應(yīng)當(dāng)理解，當(dāng)發(fā)生器102能夠利用超聲發(fā)生器模塊108以超聲模式工作時，上文所 述的聲音序列，第一、第二和第三可聽音，可用于指示對組織的能量遞送。例如，當(dāng)超聲能量 遞送周期開始時發(fā)出第一可聽音（可聽音-I)，當(dāng)達到組織阻抗閾值時發(fā)出第二可聽音（可 聽音-Π )，并且當(dāng)超聲能量遞送周期完成時發(fā)出第三可聽音（可聽音-III)。
[0365] 圖87-99示出提供了外科裝置的控制電路的各種額外的實施例。在一個實施例 中，控制電路可包括第一電路部分，該第一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之 間進行操作的至少一個開關(guān)。第一電路部分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收控制信 號以確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)?？刂齐娐愤€包括聯(lián)接到至少一個開關(guān)的至少一個電阻 器，其中可基于所述至少一個電阻器的值確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)。在一個實施例中， 所述至少一個電阻器與所述至少一個開關(guān)串聯(lián)聯(lián)接。在一個實施例中，所述至少一個電阻 器與所述至少一個開關(guān)并聯(lián)聯(lián)接。在一個實施例中，控制電路包括并聯(lián)聯(lián)接到所述至少一 個開關(guān)的基準電壓。在一個實施例中，控制電路包括聯(lián)接到基準電壓的電容器，其中所述 至少一個開關(guān)的狀態(tài)可基于電容器上的電壓的斜率確定。在一個實施例中，控制電路包括 與所述至少一個開關(guān)連通的振蕩器，其中所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)可基于振蕩器的頻率確 定，所述振蕩器的頻率由所述至少一個電阻器的值確定。在一個實施例中，控制電路包括聯(lián) 接到所述至少一個開關(guān)和所述至少一個電阻器的單線多開關(guān)輸入裝置，其中所述至少一個 開關(guān)的狀態(tài)可基于所述至少一個電阻器確定并通過單線通信協(xié)議被傳送至發(fā)生器。在一個 實施例中，控制信號為具有正相位和負相位的差分恒定電流脈沖。在一個實施例中，控制電 路包括第二電路部分，該第二電路部分包括聯(lián)接到第一電路部分的數(shù)據(jù)電路元件。在一個 實施例中，數(shù)據(jù)電路元件包括至少一個存儲器裝置。在一個實施例中，該至少一個存儲器裝 置包括至少一個單線電可擦可編程只讀存儲器（EEPROM)。
[0366] 在各種實施例中，提供了外科裝置的控制電路。在一個實施例中，控制電路包括第 一電路部分，該第一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個 開關(guān)。第一電路部分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收來自輸入端子的控制信號以確定 所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)?？刂菩盘柧哂械谝幌辔缓偷诙辔?。第一晶體管聯(lián)接在輸入端 子和第一電容器之間，并且第一電阻器與第一電容器串聯(lián)地聯(lián)接。在控制信號的第一相位 期間，當(dāng)?shù)谝浑娙萜鞒潆娭令A(yù)先確定的電壓時，第一晶體管保持在截止模式，并且在控制信 號第二相位的初始部分期間，第一晶體管從截止模式轉(zhuǎn)變至飽和模式并保持在飽和模式， 直至第一電容器通過第一電阻器放電。在控制信號第二相位的最后部分期間，當(dāng)?shù)谝浑娙?器電壓降至預(yù)先確定的閾值以下時，第一晶體管從飽和模式轉(zhuǎn)變至截止模式。在一個實施 例中，在控制信號第二相位的初始部分期間，當(dāng)?shù)谝痪w管處于飽和模式時，第一阻抗呈現(xiàn) 在輸入端子之間，并且在控制信號第二相位的最后部分期間，當(dāng)?shù)谝痪w管處于截止模式 時，第二阻抗呈現(xiàn)在輸入端子之間，其中所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)可基于第一阻抗值和第 二阻抗值確定。在一個實施例中，控制電路包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的至少一個第二 電阻器，其中當(dāng)所述至少一個開關(guān)處于打開狀態(tài)時，第二阻抗至少部分地基于所述至少一 個第二電阻器。在一個實施例中，控制電路包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的至少一個第二 電阻器，其中當(dāng)所述至少一個開關(guān)處于閉合狀態(tài)時，第二阻抗至少部分地基于所述至少一 個第二電阻器。在一個實施例中，控制電路包括第二晶體管，所述第二晶體管聯(lián)接到第一電 容器，以在控制信號的第一相位期間對第一電容器進行充電。在一個實施例中，控制電路包 括第二電路部分，該第二電路部分包括聯(lián)接到第一電路部分的數(shù)據(jù)電路元件，其中第一電 容器電壓足以向數(shù)據(jù)元件提供電壓。在一個實施例中，控制電路包括并聯(lián)聯(lián)接到所述至少 一個開關(guān)的基準電壓。在一個實施例中，控制電路包括聯(lián)接到基準電壓的第二電容器，其中 所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)可基于第二電容器上的電壓的斜率確定。在一個實施例中，控制 信號的第一相位為電流脈沖的正轉(zhuǎn)變，并且控制信號的第二相位為電流脈沖的負轉(zhuǎn)變。
[0367] 在各種實施例中，提供了一種方法。在一個實施例中，該方法包括在外科裝置的控 制電路處接收控制信號，并基于電阻器的值確定至少一個開關(guān)的狀態(tài)?？刂齐娐钒?lián)接 到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個開關(guān)的第一電路部分，所述第一電 路部分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收控制信號，所述第一電路部分包括聯(lián)接到所述 至少一個開關(guān)的至少一個電阻器。在一個實施例中，該方法包括基于所述至少一個開關(guān)的 狀態(tài)在控制信號的第一相位期間呈現(xiàn)第一阻抗并在控制信號的第二相位期間呈現(xiàn)第二阻 抗，其中確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)包括將第一阻抗與第二阻抗進行比較。在一個實施 例中，該方法包括在控制信號的第一相位期間生成第一電壓斜率，并且在控制信號的第二 相位期間生成第二電壓斜率，其中確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)包括將第一電壓斜率與第 二電壓斜率進行比較。在一個實施例中，該方法包括在控制信號的第一相位期間生成第一 頻率并且在控制信號的第二相位期間生成第二頻率，其中確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)包 括將第一頻率與第二頻率進行比較。在一個實施例中，該方法包括通過聯(lián)接到所述至少一 個開關(guān)的單線多開關(guān)輸入裝置讀取所述至少一個電阻器的值并通過單線通信協(xié)議將所述 至少一個電阻器的值傳送至發(fā)生器。
[0368] 結(jié)合圖87-99所公開的控制電路適于與外科裝置一起使用，所述外科裝置包括例 如一次性外科裝置?？刂齐娐房煽朔T如成本約束、非理想的外科裝置使用條件以及與現(xiàn) 有設(shè)備的兼容性方面的挑戰(zhàn)。
[0369] 此外，由于清潔劑在外科裝置手持件觸點上形成了殘余物，因此開關(guān)線路中的串 聯(lián)電阻可隨時間推移和使用而增大。結(jié)合圖87-99描述的控制電路中的每一個的構(gòu)型和檢 測方法能夠與以下要求的任何一個、任何組合或其全部一起進行操作：與恒定電流源具備 兼容性，所述恒定電流源使用如可在發(fā)生器102中提供的電壓水平狀態(tài)檢測；為針對纜線 112(例如，線路）阻抗（即，受污染的手持件觸點）的補償電路；支持針對設(shè)置在外科裝置 手持件上的多個開關(guān)的功能（具有可伸縮設(shè)計以支持外科裝置手持件上的一個、兩個、三 個或更多個開關(guān)）；提供電路存在狀態(tài)；支持針對多個同步開關(guān)狀態(tài)的功能；支持針對多個 單線存儲器部件的功能（功率和通信）；一次性裝置具有低成本；最大程度地使用"現(xiàn)成的" 部件；使電路占有面積最小化（例如，大約15mmX15mm);提供對由于單點部件失效所導(dǎo)致 的危害性狀況（例如，開路/短路）的緩解；提供靜電放電（ESD)緩解。
[0370] 結(jié)合圖87-99所述的控制電路的各種實施例能夠位于外科器械的手持件中。控制 電路接收由發(fā)生器102通過纜線112所傳輸?shù)脑儐栃盘?。如上文結(jié)合圖10所述，控制電路 可修改由發(fā)生器102傳輸?shù)脑儐栃盘柕奶匦?。詢問信號的特性（其可獨特地指示外科裝置 的控制電路和/或手持件的狀態(tài)或構(gòu)型）可通過位于發(fā)生器102側(cè)面處的電路進行識別并 用于控制其操作方面。結(jié)合圖87-99所述的控制電路的各種實施例可容納在超聲外科裝置 中（例如，超聲外科裝置104的手持件116中）、電外科裝置中（例如，電外科裝置106的手 持件130中）、或組合型超聲/電外科裝置中（例如，在單個手持件中結(jié)合了超聲裝置104 和電外科裝置106的功能性方面的裝置的手持件中），如本文所述。
[0371] 圖87示出控制電路1602的一個實施例，所述控制電路包括具有高速數(shù)據(jù)通信支 持的并行切換電阻電路和包括至少一個存儲器裝置的至少一個數(shù)據(jù)元件。在一個實施例 中，控制電路1602可被差分電流脈沖形式的控制信號操作。如圖87所示，在一個實施例中， 控制電路1602可經(jīng)由纜線112(和/或纜線128)連接或聯(lián)接到發(fā)生器102以從信號調(diào)節(jié) 電路202 (例如，從圖10所示的發(fā)生器端子HS和SR經(jīng)由纜線112或纜線128的導(dǎo)體對） 接收詢問信號（例如，預(yù)先確定的頻率（諸如2kHz)的雙極性詢問信號）。在一個實施例 中，控制電路1602包括多個并聯(lián)開關(guān)SW1，SW2, SWn。圖87中的控制電路1602的實施例可 采用與固定電阻器Rl并聯(lián)的任何合適數(shù)量η的開關(guān)。因此，任何合適數(shù)量的開關(guān)SWn (其 中η為大于零的整數(shù)）可與預(yù)先確定的固定電阻并聯(lián)定位，以提供對外科裝置1600 (例如， 超聲裝置104、電外科裝置106、或組合的超聲裝置104/電外科裝置106)的構(gòu)型和/或操 作的指示。開關(guān)的數(shù)量η決定可能狀態(tài)的數(shù)量。例如，單個開關(guān)SWl可指示最多兩種狀態(tài)， 兩個開關(guān)可指示最多四種狀態(tài)，并且η個開關(guān)可指示最多2 η種狀態(tài)。開關(guān)SW1，SW2, SWn可 為任何類型的開關(guān)。在一個實施例中，開關(guān)SW1，SW2, SWn為位于外科裝置1600的手持件上 的按鈕開關(guān)。然而，所述實施例不限于該上下文。
[0372] 根據(jù)例如開關(guān)SW1，SW2, SWn中每一者的斷開或閉合狀態(tài)，信號調(diào)節(jié)電路202 (例 如，從圖10所示的發(fā)生器端子HS和SR經(jīng)由纜線112, 128的導(dǎo)體對）將獲悉不同的阻抗 (例如，電阻）。對于例如其中η = 2,即采用兩個開關(guān)SW1，SW2的實施例，信號條件調(diào)節(jié)電 路202可檢測到四個獨特開關(guān)可配置阻抗，如下表8中所述：
[0373]

【權(quán)利要求】
1. 一種外科裝置的控制電路，所述控制電路包括： 第一電路部分，所述第一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的 至少一個開關(guān)，所述第一電路部分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來接收控制信號以確定所 述至少一個開關(guān)的狀態(tài)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的控制電路，包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的至少一個電阻 器，其中所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)能夠基于所述至少一個電阻器的值確定。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的控制電路，其中所述至少一個電阻器與所述至少一個開關(guān)串 聯(lián)聯(lián)接。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的控制電路，其中所述至少一個電阻器與所述至少一個開關(guān)并 聯(lián)聯(lián)接。
5. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的控制電路，包括并聯(lián)聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的基準電壓。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的控制電路，包括聯(lián)接到所述基準電壓的電容器，其中所述至 少一個開關(guān)的狀態(tài)能夠基于所述電容器上的電壓斜率確定。
7. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的控制電路，包括與所述至少一個開關(guān)連通的振蕩器，其中所 述至少一個開關(guān)的狀態(tài)能夠基于所述振蕩器的頻率確定，所述振蕩器的頻率由所述至少一 個電阻器的值確定。
8. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的控制電路，包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)和所述至少一個電 阻器的單線多開關(guān)輸入裝置，其中所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)能夠基于所述至少一個電阻器 確定，并通過單線通信協(xié)議被傳送至所述發(fā)生器。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的控制電路，其中所述控制信號為具有正相位和負相位的差分 恒定電流脈沖。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的控制電路，包括第二電路部分，所述第二電路部分包括聯(lián)接 到所述第一電路部分的數(shù)據(jù)電路元件。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的控制電路，其中所述數(shù)據(jù)電路元件包括至少一個存儲器裝 置。
12. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的控制電路，其中所述至少一個存儲器裝置包括至少一個單 線電可擦可編程只讀存儲器（EEPROM)。
13. -種外科裝置的控制電路，所述控制電路包括： 第一電路部分，所述第一電路部分聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和閉合狀態(tài)之間進行操作的 至少一個開關(guān)，所述第一電路部分通過導(dǎo)體對與外科發(fā)生器通信來從輸入端子接收控制信 號以確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)，所述控制信號具有第一相位和第二相位；和 第一晶體管、第一電容器和第一電阻器，所述第一晶體管聯(lián)接在所述輸入端子之間，所 述第一電阻器與所述第一電容器串聯(lián)聯(lián)接，其中在所述控制信號的第一相位期間，當(dāng)所述 第一電容器充電至預(yù)先確定的電壓時，所述第一晶體管保持在截止模式，并且在所述控制 信號的第二相位的初始部分期間，所述第一晶體管從截止模式轉(zhuǎn)變至飽和模式并保持在飽 和模式，直至所述第一電容器通過所述第一電阻器放電，并且其中在所述控制信號的第二 相位的最后部分期間，當(dāng)所述第一電容器電壓降至預(yù)先確定的閾值以下時，所述第一晶體 管從飽和模式轉(zhuǎn)變至截止模式。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的控制電路，其中在所述控制信號的第二相位的初始部分期 間，當(dāng)所述第一晶體管處于飽和模式時，第一阻抗呈現(xiàn)在所述輸入端子之間，并且在所述控 制信號的第二相位的最后部分期間，當(dāng)所述第一晶體管處于截止模式時，第二阻抗呈現(xiàn)在 所述輸入端子之間，其中所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)能夠基于所述第一阻抗值和第二阻抗值 確定。
15. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的控制電路，包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的至少一個第二 電阻器，其中當(dāng)所述至少一個開關(guān)處于所述打開狀態(tài)時，所述第二阻抗至少部分地基于所 述至少一個第二電阻器。
16. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的控制電路，包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的至少一個第二 電阻器，其中當(dāng)所述至少一個開關(guān)處于所述閉合狀態(tài)時，所述第二阻抗至少部分地基于所 述至少一個第二電阻器。
17. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的控制電路，包括第二晶體管，所述第二晶體管聯(lián)接到所述 第一電容器，以在所述控制信號的第一相位期間對所述第一電容器進行充電。
18. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的控制電路，包括第二電路部分，所述第二電路部分包括聯(lián) 接到所述第一電路部分的數(shù)據(jù)電路元件，其中所述第一電容器電壓足以向所述數(shù)據(jù)元件提 供電壓。
19. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的控制電路，包括并聯(lián)聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的基準電 壓。
20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的控制電路，包括聯(lián)接到所述基準電壓的第二電容器，其中 所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)能夠基于所述第二電容器上的所述電壓的斜率確定。
21. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的控制電路，其中所述控制信號的第一相位為電流脈沖的正 轉(zhuǎn)變，并且所述控制信號的第二相位為電流脈沖的負轉(zhuǎn)變。
22. -種方法，包括： 在外科裝置的控制電路處接收控制信號，所述控制電路包括聯(lián)接到能夠在打開狀態(tài)和 閉合狀態(tài)之間進行操作的至少一個開關(guān)的第一電路部分，所述第一電路部分通過導(dǎo)體對與 外科發(fā)生器通信來接收所述控制信號，所述第一電路部分包括聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的 至少一個電阻器；以及 基于所述電阻器的值確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)。
23. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，包括： 基于所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)，在所述控制信號的第一相位期間呈現(xiàn)第一阻抗；并且 在所述控制信號的第二相位期間呈現(xiàn)第二阻抗； 其中確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)包括將所述第一阻抗與所述第二阻抗進行比較。
24. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，包括： 在所述控制信號的第一相位期間生成第一電壓斜率；以及 在所述控制信號的第二相位期間生成第二電壓斜率； 其中確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)包括將所述第一電壓斜率與所述第二電壓斜率進 行比較。
25. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，包括： 在所述控制信號的第一相位期間生成第一頻率；以及 在所述控制信號的第二相位期間生成第二頻率； 其中確定所述至少一個開關(guān)的狀態(tài)包括將所述第一頻率與所述第二頻率進行比較。
26.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，包括： 通過聯(lián)接到所述至少一個開關(guān)的單線多開關(guān)輸入裝置讀取所述至少一個電阻器的值； 以及 通過單線通信協(xié)議將所述至少一個電阻器的值傳送至所述發(fā)生器。
【文檔編號】A61B18/14GK104363849SQ201380031635
【公開日】2015年2月18日 申請日期:2013年4月15日 優(yōu)先權(quán)日:2012年4月16日
【發(fā)明者】D·J·特納, J·L·奧爾德里奇, V·P·小巴塔格利亞 申請人:伊西康內(nèi)外科公司