用于切割和凝固組織的裝置和技術(shù)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明公開(kāi)了各種形式，所述各種形式涉及用于對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的系統(tǒng)和方法。發(fā)生器可生成至少一個(gè)電信號(hào)。可針對(duì)第一組邏輯條件監(jiān)測(cè)所述至少一個(gè)電信號(hào)。當(dāng)所述外科器械的超聲阻抗超過(guò)閾值阻抗時(shí)，可將所述至少一個(gè)電信號(hào)的諧振頻率存儲(chǔ)為基線頻率。可在發(fā)生所述第一組邏輯條件得到滿足或所述至少一個(gè)電信號(hào)的所述諧振頻率與所述基線頻率相差基線偏差閾值時(shí)觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應(yīng)。
【專利說(shuō)明】用于切割和凝固組織的裝置和技術(shù)
[0001] 優(yōu)先權(quán)聲明
[0002] 本申請(qǐng)要求于2012年4月9日提交并以引用方式全文并入本文的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng) 序列號(hào)61/621，876的權(quán)益。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0003] 本公開(kāi)大體涉及超聲外科系統(tǒng)，且更具體，涉及允許外科醫(yī)生執(zhí)行切割和凝固的 超聲外科系統(tǒng)和電外科系統(tǒng)。

【背景技術(shù)】
[0004] 超聲外科器械憑借此類器械的獨(dú)特的性能特征而在外科手術(shù)中得到日益廣泛的 應(yīng)用。依據(jù)特定器械配置和操作參數(shù)，超聲外科器械能夠基本上同時(shí)進(jìn)行組織的切割和通 過(guò)凝固的止血，從而有利地使患者創(chuàng)傷最小化。切割動(dòng)作通常通過(guò)位于器械遠(yuǎn)側(cè)端部處的 端部執(zhí)行器或刀尖端來(lái)實(shí)現(xiàn)，所述端部執(zhí)行器或刀尖端將超聲能量傳輸?shù)浇佑|端部執(zhí)行器 的組織。具有這一性質(zhì)的超聲器械能夠用于開(kāi)放性外科用途、腹腔鏡式或內(nèi)窺鏡式外科手 術(shù)，包括機(jī)器人輔助手術(shù)。
[0005] -些外科器械將超聲能量用于精確切割和受控凝固兩者。與電外科使用的溫度相 t匕，超聲能量使用更低的溫度來(lái)切割和凝固。通過(guò)高頻振動(dòng)（例如每秒55, 500次），超聲刀 使組織中的蛋白質(zhì)變性以形成粘性凝固物。刀表面施加在組織上的壓力使血管塌縮并允許 所述凝結(jié)物形成止血密封。切割和凝固的精度受外科醫(yī)生的技術(shù)以及對(duì)功率電平、刀刃、組 織牽引力和刀壓力的調(diào)節(jié)的控制。
[0006] 然而，醫(yī)療裝置的超聲技術(shù)的主要問(wèn)題仍為血管的密封。 申請(qǐng)人:和其它人完成的 工作已表明：在應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)超聲能量之前，當(dāng)血管的肌肉內(nèi)層從外膜層分離并遠(yuǎn)離時(shí)，產(chǎn)生最 佳血管密封。目前實(shí)現(xiàn)這種分離的工作涉及增大施加到血管的夾持力。
[0007] 此外，用戶并不總是能夠獲得正被切割的組織的視覺(jué)反饋。因此，當(dāng)不能獲得視覺(jué) 反饋時(shí)，希望提供一些形式的反饋來(lái)指示用戶切割已完成。此外，如果沒(méi)有用于指示切割已 完成的一些形式的反饋指示器，用戶可能在即使切割已完成的情況下繼續(xù)啟動(dòng)諧波器械， 這樣，當(dāng)在鉗口之間具有很少物質(zhì)甚至沒(méi)有物質(zhì)的情況下啟動(dòng)諧波器械時(shí)產(chǎn)生的熱量會(huì)對(duì) 諧波器械和周圍組織造成可能的損害。
[0008] 超聲換能器可被模塑成具有第一支路和第二"動(dòng)態(tài)"支路的等效電路，所述第一支 路包括靜電容，所述第二"動(dòng)態(tài)"支路包括串聯(lián)的電感、電阻和電容，所述電感、電阻和電容 限定諧振器的機(jī)電性能。常規(guī)超聲發(fā)生器可包括調(diào)諧電感器，所述調(diào)諧電感器用于解諧處 于諧振頻率的靜電容，使得基本上所有發(fā)生器的電流輸出均流入動(dòng)態(tài)支路中。動(dòng)態(tài)支路電 流與驅(qū)動(dòng)電壓一起限定阻抗和相位量值。因此，在使用調(diào)諧電感器的情況下，發(fā)生器的電流 輸出代表動(dòng)態(tài)支路電流，并且因此發(fā)生器能夠保持其驅(qū)動(dòng)輸出處于超聲換能器的諧振頻率 下。調(diào)諧電感器還轉(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 電感器必須與超聲換能器的特定靜電容匹配。具有不同靜電容的不同超聲換能器需要不同 的調(diào)諧電感器。
[0009] 用于將電能施加到組織以治療和/或破壞組織的電外科裝置也在外科手術(shù)中得 到日益廣泛的應(yīng)用。電外科裝置通常包括手持件、具有遠(yuǎn)側(cè)安裝的端部執(zhí)行器（例如，一個(gè) 或多個(gè)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(guò)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。在單極操作期間，電流通過(guò)端部執(zhí)行器的有 源電極被引入組織中，并通過(guò)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(kāi)地位于患者的身體上。流過(guò)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例如密封血管。電外科裝置的端部執(zhí)行器也可包括能夠 相對(duì)于組織運(yùn)動(dòng)的切割構(gòu)件以及用以橫切組織的電極。
[0010] 由電外科裝置施加的電能可通過(guò)與手持件連通的發(fā)生器傳遞至器械。電能可為射 頻（"RF"）能的形式。射頻能為可在300千赫茲（kHz)至1兆赫茲（MHz)頻率范圍內(nèi)的電 能形式。在應(yīng)用中，電外科裝置可穿過(guò)組織傳遞低頻射頻能，這會(huì)引起離子振蕩或摩擦，并 實(shí)際上造成電阻性加熱，從而升高組織的溫度。由于受影響的組織與周圍組織之間形成明 顯的邊界，因此外科醫(yī)生能夠以高精確度進(jìn)行操作，并在不損傷相鄰的非目標(biāo)組織的情況 下進(jìn)行控制。射頻能的低操作溫度適用于在密封血管的同時(shí)移除、收縮軟組織、或?qū)浗M織 塑型。射頻能尤其良好地適用于結(jié)締組織，所述結(jié)締組織主要由膠原構(gòu)成，并且在接觸熱時(shí) 收縮。
[0011] 期望提供一種克服當(dāng)前器械的某些缺陷的外科器械。本文所述的外科系統(tǒng)能夠克 服這些缺陷。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0012] 所述形式的新型特征結(jié)構(gòu)在隨附權(quán)利要求書(shū)中具體闡述。然而，所述形式可通過(guò) 結(jié)合附圖參照以下描述最好地理解，對(duì)關(guān)于組織和操作方法來(lái)說(shuō)皆是如此，其中：
[0013] 圖1是示出超聲外科器械的一種形式的透視圖。
[0014] 圖2是超聲外科器械的一種形式的分解透視組件視圖。
[0015] 圖3是夾持臂的一種形式的示意圖，其示出力計(jì)算。
[0016] 圖4是常規(guī)振蕩器在高功率和輕負(fù)載下的電流、電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖 /Jn 〇
[0017] 圖5是常規(guī)振蕩器在高功率和重負(fù)載下的電流、電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖 /Jn 〇
[0018] 圖6是振蕩器在無(wú)負(fù)載下的一種形式的電流階躍函數(shù)波形與電壓、功率、阻抗和 頻率波形的圖示。
[0019] 圖7是振蕩器在輕負(fù)載下的一種形式的電流階躍函數(shù)波形與電壓、功率、阻抗和 頻率波形的圖示。
[0020] 圖8是振蕩器在重負(fù)載的一種形式的電流階躍函數(shù)波形與電壓、功率、阻抗和頻 率波形的圖示。
[0021] 圖9示出了發(fā)生器的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的一種形式，所述驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)形成用于驅(qū)動(dòng)超聲換能 器的超聲電信號(hào)。
[0022] 圖10示出了外科系統(tǒng)的一種形式，所述外科系統(tǒng)包括超聲外科器械和具有組織 阻抗模塊的發(fā)生器。
[0023] 圖11示出了包括組織阻抗模塊的發(fā)生器的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的一種形式。
[0024] 圖12示出了可與外科系統(tǒng)一起使用的夾持臂組件的一種形式。
[0025] 圖13是聯(lián)接到刀和夾持臂組件的組織阻抗模塊的示意圖，其中組織位于刀與夾 持臂組件之間。
[0026] 圖14示出了用于對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的方 法的一種形式。
[0027] 圖15A示出了確定組織狀態(tài)變化并相應(yīng)地啟動(dòng)輸出指示器的一種形式的邏輯流 程圖。
[0028] 圖15B是示出頻率拐點(diǎn)分析模塊的操作的一種形式的邏輯流程圖。
[0029] 圖15C是示出電壓降分析模塊的操作的一種形式的邏輯流程圖900。
[0030] 圖16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 種形式。
[0031] 圖16A是圖16的超聲外科器械的圖。
[0032] 圖17為圖16所示外科系統(tǒng)的圖。
[0033] 圖18是示出一種形式中的動(dòng)態(tài)支路電流的模型。
[0034] 圖19是一種形式中的發(fā)生器架構(gòu)的結(jié)構(gòu)視圖。
[0035] 圖20是可在發(fā)生器的一種形式中實(shí)施的組織算法的邏輯流程圖。
[0036] 圖21是圖20所示組織算法的信號(hào)評(píng)估組織算法部分的邏輯流程圖，所述組織算 法可在發(fā)生器的一種形式中實(shí)施。
[0037] 圖22是用于評(píng)估圖21所示信號(hào)評(píng)估組織算法的條件集合的邏輯流程圖，其可在 發(fā)生器的一種形式中實(shí)施。
[0038] 圖23A是發(fā)生器的一種形式在典型的組織切割過(guò)程中的頻率斜率（頻率的一階時(shí) 間導(dǎo)數(shù)）隨時(shí)間變化的波形的圖示。
[0039] 圖23B是發(fā)生器的一種形式在典型的組織切割過(guò)程中的頻率斜率的斜率（頻率的 二階時(shí)間導(dǎo)數(shù)）隨時(shí)間變化的由虛線所示波形的圖示，所述波形疊加在圖23A所示的波形 之上。
[0040] 圖24是發(fā)生器的一種形式在典型的組織切割過(guò)程中在涉及圖23A所示圖示時(shí)的 頻率隨時(shí)間變化的波形的圖示。
[0041] 圖25是發(fā)生器的一種形式在典型的組織切割過(guò)程中在涉及圖23A所示圖示時(shí)的 驅(qū)動(dòng)功率隨時(shí)間變化的波形的圖示。
[0042] 圖26是發(fā)生器的一種形式在老化測(cè)試過(guò)程中的頻率斜率隨時(shí)間變化的波形的圖 /Jn 〇
[0043] 圖27是發(fā)生器的一種形式在老化測(cè)試過(guò)程中在涉及圖26所示圖示時(shí)的頻率隨時(shí) 間變化的關(guān)系波形的圖示。
[0044] 圖28是發(fā)生器的一種形式在老化測(cè)試過(guò)程中在涉及圖26所示圖示時(shí)的功耗隨時(shí) 間變化的波形的圖示。
[0045] 圖29是多個(gè)發(fā)生器/器械組合在老化測(cè)試過(guò)程中頻率隨時(shí)間變化的波形的圖示。
[0046] 圖30是發(fā)生器的一種形式的歸一化組合的阻抗、電流、頻率、功率、能量和溫度波 形的圖示，所述發(fā)生器聯(lián)接到超聲器械以盡可能快地連續(xù)10次切割離體的豬空腸組織并 同時(shí)保持發(fā)生器貫穿整個(gè)過(guò)程運(yùn)行。
[0047] 圖31A是發(fā)生器的一種形式在進(jìn)行連續(xù)組織切割過(guò)程中在一段時(shí)間內(nèi)的阻抗和 電流隨時(shí)間變化的波形的圖示。
[0048] 圖31B是發(fā)生器的一種形式在進(jìn)行連續(xù)組織切割過(guò)程中在一段時(shí)間內(nèi)的頻率隨 時(shí)間變化的波形的圖示。
[0049] 圖31C是發(fā)生器的一種形式在進(jìn)行連續(xù)組織切割過(guò)程中在一段時(shí)間內(nèi)的功率、能 量和溫度隨時(shí)間變化的波形的圖示。
[0050] 圖32是發(fā)生器的一種形式的頻率、加權(quán)頻率斜率波形和溫度隨時(shí)間變化的波形 的組合圖示，所述加權(quán)頻率斜率波形通過(guò)α值為0. 1的指數(shù)加權(quán)移動(dòng)平均方法計(jì)算得出。
[0051] 圖33是圖32所示頻率與時(shí)間的關(guān)系波形的圖示。
[0052] 圖34是圖32所示加權(quán)頻率斜率與時(shí)間的關(guān)系波形的圖示。
[0053] 圖35是發(fā)生器的一種形式在對(duì)空腸組織進(jìn)行十次切割的過(guò)程中頻率與時(shí)間的關(guān) 系波形的圖示以及溫度與時(shí)間信號(hào)的關(guān)系的圖示。
[0054] 圖36是發(fā)生器的一種形式在中間組織被啟動(dòng)的情況下對(duì)空腸組織進(jìn)行十次切割 的過(guò)程中圖35所示頻率與時(shí)間的關(guān)系波形的圖示。
[0055] 圖37是發(fā)生器的一種形式在對(duì)空腸組織進(jìn)行十次切割的過(guò)程中頻率斜率與時(shí)間 的關(guān)系波形的圖示。
[0056] 圖38是功率與時(shí)間的關(guān)系波形的圖示，所述關(guān)系波形表示發(fā)生器的一種形式在 對(duì)空腸組織進(jìn)行十次切割的過(guò)程中所消耗的功率。
[0057] 圖39是發(fā)生器的一種形式在對(duì)空腸組織進(jìn)行十次切割的過(guò)程中電流與時(shí)間的關(guān) 系波形的圖示。
[0058] 圖40是發(fā)生器的一種形式的結(jié)合頻率斜率的"跨回頻率斜率閾值"參數(shù)與時(shí)間的 關(guān)系波形的圖示。
[0059] 圖41是超聲器械的一種形式的對(duì)離體頸動(dòng)脈施加脈沖的組合圖示，其顯示歸一 化的功率、電流、能量和頻率波形與時(shí)間的關(guān)系。
[0060] 圖42Α是發(fā)生器的一種形式在進(jìn)行連續(xù)組織切割過(guò)程中在一段時(shí)間內(nèi)的阻抗和 電流與時(shí)間的關(guān)系波形的圖示。
[0061] 圖42Β是發(fā)生器的一種形式在進(jìn)行連續(xù)組織切割過(guò)程中在一段時(shí)間內(nèi)的頻率與 時(shí)間的關(guān)系波形的圖示。
[0062] 圖42C是發(fā)生器的一種形式在進(jìn)行連續(xù)組織切割過(guò)程中在一段時(shí)間內(nèi)的功率、能 量和溫度與時(shí)間的關(guān)系波形的圖示。
[0063] 圖43是針對(duì)圖41和圖50Α到圖50C所示的脈沖施加計(jì)算得出的頻率斜率波形的 圖示，所述圖示是按總比例繪制。
[0064] 圖44是針對(duì)圖43所示的脈沖施加計(jì)算得出的頻率斜率波形的圖示的縮放視圖。 [0065] 圖45是其它關(guān)注的數(shù)據(jù)（諸如阻抗、功率、能量、溫度）波形的圖示。
[0066] 圖46是總結(jié)各種超聲器械類型的加權(quán)頻率斜率與功率電平的關(guān)系的圖示。
[0067] 圖47是發(fā)生器的一種形式的諧振頻率、平均諧振頻率和頻率斜率與時(shí)間的關(guān)系 波形的圖示。
[0068] 圖48是圖47所示諧振頻率和平均諧振頻率與時(shí)間的關(guān)系波形的縮放圖。
[0069] 圖49是發(fā)生器的一種形式的諧振頻率和電流與時(shí)間的關(guān)系波形的縮放圖。
[0070] 圖50是聯(lián)接到超聲器械的發(fā)生器的一種形式的歸一化組合的功率、阻抗、電流、 能量、頻率和溫度波形的圖示。
[0071] 圖51A和圖51B分別是在超聲咬入期間由超聲器械的一種形式顯示的諧振頻率和 頻率斜率的圖示。
[0072] 圖52A和圖52B分別是在另一超聲組織咬入期間由超聲器械的一種形式顯示的諧 振頻率和頻率斜率的圖示。
[0073] 圖53是用于實(shí)施基線頻率截止條件的組織算法的一種形式的邏輯流程圖，其可 在發(fā)生器的一種形式中實(shí)施以考慮超聲刀的基線諧振頻率。
[0074] 圖54A和圖54B是不同示例性超聲啟動(dòng)中所展示的刀頻率的圖示。
[0075] 圖55是在包括使用超聲刀的多次切割的一種形式的情況下諧振頻率和超聲阻抗 隨時(shí)間變化的圖示。
[0076] 圖56是組織算法的邏輯流程圖，其可在發(fā)生器和/或器械的一種形式中實(shí)施以結(jié) 合其它條件實(shí)施基線頻率截止條件。
[0077] 圖57是圖20所示組織算法的信號(hào)評(píng)估組織算法部分的一種形式的邏輯流程圖， 所述部分考慮基線頻率截止條件。
[0078] 圖58是負(fù)載監(jiān)測(cè)算法的一種形式的邏輯流程圖，其可在發(fā)生器的一種形式中實(shí) 施。
[0079] 圖59是用于評(píng)估圖57所示信號(hào)評(píng)估組織算法的條件集合的邏輯流程圖，其可在 發(fā)生器的一種形式中實(shí)施。
[0080] 圖60是用于實(shí)施圖59所示未經(jīng)篩選的條件集合邏輯的一種形式的邏輯流程圖， 其可在發(fā)生器的一種形式中實(shí)施。
[0081] 圖61是頻率的二階時(shí)間導(dǎo)數(shù)和頻率斜率的圖示，其示出了一對(duì)負(fù)載事件。
[0082] 圖62是頻率的二階時(shí)間導(dǎo)數(shù)、頻率斜率和滾動(dòng)差量的圖示，其展示一個(gè)負(fù)載事 件。
[0083] 圖63是頻率的二階時(shí)間導(dǎo)數(shù)、頻率斜率和滾動(dòng)差量的另一形式的圖示，其展示另 一負(fù)載事件。
[0084] 圖64是用于實(shí)施施加包括負(fù)載事件觸發(fā)器的條件集合的算法的一種形式的邏輯 流程圖，其可在發(fā)生器的一種形式中實(shí)施。
[0085] 圖65是用于實(shí)施邏輯的一種形式的邏輯流程圖，所述邏輯用于確定外科器械中 是否存在負(fù)載條件。
[0086] 圖66是圖20所示組織算法的信號(hào)評(píng)估組織算法部分的一種形式的邏輯流程圖， 其考慮利用負(fù)載事件來(lái)配備響應(yīng)集合觸發(fā)器的條件集合。
[0087] 圖67是用于評(píng)估圖66所示信號(hào)評(píng)估組織算法的條件集合的邏輯流程圖，其可在 發(fā)生器的一種形式中實(shí)施。
[0088] 圖68是如圖67所示可在發(fā)生器的一種形式中實(shí)施的負(fù)載監(jiān)測(cè)算法的一種形式的 邏輯流程圖。
[0089] 圖69是圖67所示未經(jīng)篩選的條件集合邏輯的一種形式的邏輯流程圖，其可由發(fā) 生器的一種形式實(shí)施。
[0090] 圖70是示出圖71的算法的一個(gè)示例性實(shí)施方式的功率或位移圖的圖表。
[0091] 圖71是用于依序在兩個(gè)功率電平下驅(qū)動(dòng)超聲器械的算法的一種形式的邏輯流程 圖。
[0092] 圖72是示出當(dāng)外科器械根據(jù)圖71的算法操作與通過(guò)在單個(gè)功率電平下啟動(dòng)器械 操作時(shí)所獲得的爆裂壓力的圖表。
[0093] 圖73是示出針對(duì)圖72所示試驗(yàn)獲得的橫切時(shí)間的圖表。
[0094] 圖74是示出根據(jù)圖71的算法的一種形式的驅(qū)動(dòng)信號(hào)模式的圖表。
[0095] 圖75是圖71的算法的另一種形式的邏輯流程圖，其用于實(shí)施器械的停用與后續(xù) 啟動(dòng)之間的休息時(shí)間。
[0096] 圖76是示出根據(jù)圖75的算法的一種形式的驅(qū)動(dòng)信號(hào)模式的圖表。
[0097] 圖77是用于實(shí)施第三驅(qū)動(dòng)信號(hào)的圖71的算法的另一種形式的邏輯流程圖。
[0098] 圖78是示出根據(jù)圖71的算法操作外科器械來(lái)獲得爆裂壓力與根據(jù)圖77的算法 操作所述外科器械所獲得的爆裂壓力的圖表。
[0099] 圖79是示出根據(jù)圖71的算法操作類似于所述器械的外科器械與根據(jù)圖78的算 法操作所述外科器械所獲得的爆裂壓力的圖表。
[0100] 圖80是示出針對(duì)圖79所示試驗(yàn)獲得的橫切時(shí)間的圖表。
[0101] 圖81是實(shí)施初始夾持周期的算法的一種形式的邏輯流程圖。
[0102] 圖82是實(shí)施初始夾持周期的算法的另個(gè)一形式的邏輯流程圖。
[0103] 圖83是示出根據(jù)圖82的算法的驅(qū)動(dòng)信號(hào)模式的圖表。
[0104] 圖84是顯示示例性神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的圖。
[0105] 圖85是神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的隱藏神經(jīng)元和/或輸出神經(jīng)元的啟動(dòng)函數(shù)的示例性部分的曲 線圖。
[0106] 圖86是指示神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的隱藏神經(jīng)元和/或輸出神經(jīng)元的示例性啟動(dòng)函數(shù)的圖。
[0107] 圖87是用于利用反向傳播來(lái)訓(xùn)練神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)（例如圖86所示神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)）的算法的 一種形式的邏輯流程圖。
[0108] 圖88是用于利用多變量模型來(lái)檢測(cè)超聲器械的條件集合的算法的一種形式的邏 輯流程圖。
[0109] 圖89是顯示利用諸如（例如）本文所述的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的多變量模型的算法的一種 形式的邏輯流程圖。
[0110] 圖90是示出圖89的算法的一個(gè)具體實(shí)施的驅(qū)動(dòng)信號(hào)模式的圖表。
[0111] 圖91是示出圖89的算法的另一實(shí)施方式的驅(qū)動(dòng)信號(hào)模式的圖表。
[0112] 圖92是顯示用于利用多變量模型來(lái)監(jiān)測(cè)包括多個(gè)條件的條件集合的算法的一種 形式的邏輯流程圖。
[0113] 圖93是根據(jù)本文所述各種形式包括可旋轉(zhuǎn)電連接件的超聲外科器械構(gòu)型的一種 形式的側(cè)視圖。
[0114] 圖94是根據(jù)本文所述各種形式的圖93所示超聲外科器械構(gòu)型的側(cè)視圖，其顯示 在將手持件插入到柄部組件中之前的柄部組件和手持件。
[0115] 圖95示出了根據(jù)本文所述各種形式包括可旋轉(zhuǎn)電連接件的超聲外科器械的柄部 組件的剖面圖。
[0116] 圖96是根據(jù)本文所述各種形式聯(lián)接到柔性電路和手持件的超聲外科器械的連接 器模塊的透視圖。
[0117] 圖97是根據(jù)本文所述各種形式的圖96所示連接器模塊的分解圖。
[0118] 圖98是根據(jù)本文所述各種形式的連接器模塊的內(nèi)部環(huán)和外部環(huán)以及對(duì)應(yīng)連桿的 布置的透視圖。
[0119] 圖99是根據(jù)本文所述各種形式定位于連接器模塊的殼體中的第一環(huán)形導(dǎo)體和第 二環(huán)形導(dǎo)體的透視圖。
[0120] 圖100是根據(jù)本文所述各種形式的旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器的遠(yuǎn)側(cè)的透視圖，所述旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器 具有定位于所述旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器的凹入部分內(nèi)的內(nèi)部環(huán)形導(dǎo)體和外部環(huán)形導(dǎo)體以及對(duì)應(yīng)連桿。
[0121] 圖101是根據(jù)本文所述各種形式聯(lián)接到手持件的遠(yuǎn)側(cè)的連接器模塊的透視圖。
[0122] 圖102是根據(jù)本文所述各種形式定位于旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器中的內(nèi)部環(huán)形導(dǎo)體和外部環(huán) 形導(dǎo)體以及對(duì)應(yīng)連桿的近側(cè)視圖。
[0123] 圖103是根據(jù)本文所述各種形式的旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器的遠(yuǎn)側(cè)的透視圖，所述旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器 具有定位于所述旋轉(zhuǎn)聯(lián)接器的凹入部分內(nèi)的內(nèi)部環(huán)形導(dǎo)體和外部環(huán)形導(dǎo)體以及對(duì)應(yīng)連桿。
[0124] 圖104是根據(jù)本文所述各種形式的超聲柄部組件的左側(cè)正視圖。
[0125] 圖105是根據(jù)本文所述各種形式的圖104所示超聲柄部組件的另一左側(cè)視圖，其 中左柄部外殼區(qū)段已移除。
[0126] 圖106是根據(jù)本文所述各種形式的超聲外科器械的開(kāi)關(guān)組件的側(cè)正視圖。
[0127] 圖107是根據(jù)本文所述各種形式的圖106所示開(kāi)關(guān)組件的正視圖。
[0128] 圖108是根據(jù)本文所述各種形式的圖106和圖107所示開(kāi)關(guān)組件的仰視圖。
[0129] 圖109是根據(jù)本文所述各種形式的圖106到圖109所示開(kāi)關(guān)組件的俯視圖。
[0130] 圖109A是根據(jù)本文所述各種形式的另一超聲柄部組件的一部分的左側(cè)視圖。
[0131] 圖110是根據(jù)本文所述各種形式的另一超聲柄部組件的左側(cè)正視圖。
[0132] 圖111是根據(jù)本文所述各種形式的圖110所示超聲柄部組件的右側(cè)正視圖。
[0133] 圖112是根據(jù)本文所述各種形式的另一超聲柄部組件的一部分的透視圖。
[0134] 圖113是根據(jù)本文所述各種形式的另一第二開(kāi)關(guān)構(gòu)造的透視圖。
[0135] 圖114是根據(jù)本文所述各種形式的圖113所示第二開(kāi)關(guān)構(gòu)造的后正視圖。
[0136] 圖115是根據(jù)本文所述各種形式的另一第二開(kāi)關(guān)構(gòu)造的后正視圖。
[0137] 圖116是根據(jù)本文所述各種形式的第二開(kāi)關(guān)構(gòu)造和柄部組件的一部分的俯視圖。
[0138] 圖117是根據(jù)本文所述各種形式可結(jié)合各種超聲柄部組件使用的開(kāi)關(guān)組件的圖 /Jn 〇
[0139] 圖118是根據(jù)本文所述各種形式的處于中心開(kāi)關(guān)已受到致動(dòng)的致動(dòng)位置的圖117 所示開(kāi)關(guān)組件的另一圖示。
[0140] 圖119是根據(jù)本文所述各種形式的處于右開(kāi)關(guān)已受到致動(dòng)的另一致動(dòng)位置的圖 117和圖118所不開(kāi)關(guān)組件的另一圖不。
[0141] 圖120是根據(jù)本文所述各種形式的處于左開(kāi)關(guān)已受到致動(dòng)的另一致動(dòng)位置的圖 117和圖119所不開(kāi)關(guān)組件的另一圖不。
[0142] 圖121示出了系統(tǒng)的方框圖，其繪示聯(lián)接到醫(yī)療器械和電路的發(fā)生器。
[0143] 圖122示出了位于器械內(nèi)的電路的方框圖。
[0144] 圖123示出了發(fā)生器輸出處的串行協(xié)議的傳輸幀中的電流脈沖的時(shí)序圖。
[0145] 圖124示出了電路輸出處的串行協(xié)議的傳輸幀中的電壓脈沖的時(shí)序圖。
[0146] 圖125A示出了串行協(xié)議的部分時(shí)序圖。
[0147] 圖125B示出了串行協(xié)議的部分時(shí)序圖。
[0148] 圖125C示出了串行協(xié)議的部分時(shí)序圖。
[0149] 圖12?示出了串行協(xié)議的部分時(shí)序圖。
[0150] 圖126示出了串行協(xié)議的一個(gè)示例性時(shí)序圖。
[0151] 圖127示出了串行協(xié)議的一個(gè)示例性時(shí)序圖。
[0152] 圖128示出了串行協(xié)議的若干示例性時(shí)序圖。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0153] 本申請(qǐng)的 申請(qǐng)人:還擁有與此申請(qǐng)同一天提交的以下專利申請(qǐng)，并且其中每一個(gè)以 引用的方式全文并入本文：
[0154] -題為"SWITCH ARRANGEMENTS FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理檔 案號(hào)為END7126USNP1/120116-1的美國(guó)專利申請(qǐng)；
[0155] -題為"ROTATABLE ELECTRICAL CONNECTION FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理檔案號(hào)為END7126USNP2/120116-2的美國(guó)專利申請(qǐng)；
[0156] -題為 "SERIAL COMMUNICATION PROTOCOL FOR MEDICAL DEVICE"、代理檔案號(hào)為 END7126USNP3/120116-3的美國(guó)專利申請(qǐng)；和
[0157] -題為 "TECHNIQUES FOR CUTTING AND COAGULATING TISSUE FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理檔案號(hào)為 END7126USNP4/120116-4 的美國(guó)專利申請(qǐng)。
[0158] 在詳細(xì)說(shuō)明超聲外科器械的各種形式之前，應(yīng)該指出的是，示例性形式的應(yīng)用或 使用并不局限于附圖和【具體實(shí)施方式】中所示出的部件的構(gòu)造和布置的細(xì)節(jié)。示例性形式可 以單獨(dú)實(shí)施，也可以與其它形式、變型和修改結(jié)合在一起實(shí)施，并可以通過(guò)多種方式實(shí)踐或 執(zhí)行。此外，除非另外指明，否則本文所用的術(shù)語(yǔ)和表達(dá)是為了方便讀者而對(duì)示例性形式進(jìn) 行描述目的所選的，并非為了限制性的目的。
[0159] 此外，應(yīng)當(dāng)理解，下述形式、形式表達(dá)、示例中的任何一個(gè)或多個(gè)可與下述其它形 式、形式表達(dá)和示例中的任何一個(gè)或多個(gè)組合。
[0160] 各種形式均涉及改進(jìn)的超聲外科器械，其能夠在外科手術(shù)中執(zhí)行組織解剖、切割 和/或凝固。在一種形式中，超聲外科器械設(shè)備能夠用于開(kāi)放性手術(shù)中，但所述設(shè)備也可應(yīng) 用于其它類型手術(shù)中，例如腹腔鏡式、內(nèi)窺鏡式和機(jī)器人輔助手術(shù)。通過(guò)選擇性地使用超聲 能量，促進(jìn)了多種用途。
[0161] 將結(jié)合本文所述的超聲器械描述各種形式。以舉例而非進(jìn)行限制的方式提供此 類說(shuō)明，并且不旨在限制其范圍和應(yīng)用。例如，所述形式中的任一個(gè)均可與多個(gè)超聲器 械結(jié)合使用，所述超聲器械包括在（例如）美國(guó)專利5, 938, 633、5, 935, 144、5, 944, 737、 5, 322, 055、5, 630, 420、和 5, 449, 370 中所描述的那些。
[0162] 通過(guò)以下說(shuō)明將變得顯而易見(jiàn)的是，設(shè)想本文所述的外科器械的形式可與外科系 統(tǒng)的振蕩器單元關(guān)聯(lián)地使用，由此振蕩器單元的超聲能量為當(dāng)前的外科器械提供期望的超 聲致動(dòng)。還設(shè)想，本文所述的外科器械的形式可與外科系統(tǒng)的信號(hào)發(fā)生器單元關(guān)聯(lián)地使用， 由此例如射頻（RF)形式的電能被用來(lái)為與外科器械有關(guān)的用戶提供反饋。超聲振蕩器和/ 或信號(hào)發(fā)生器單元可與外科器械不可拆卸地一體化，或者可作為可電附接至外科器械的分 離部件提供。
[0163] 本外科設(shè)備的一種形式由于其簡(jiǎn)單構(gòu)造而特別能夠用于一次性使用。然而，還設(shè) 想本外科器械的其它形式能夠用于非一次性或多次使用。僅出于例證性目的，當(dāng)前公開(kāi)了 本外科器械與相關(guān)聯(lián)的振蕩器和信號(hào)發(fā)生器單元的可拆卸連接，用于單個(gè)患者使用。然而， 還設(shè)想本外科器械與相關(guān)聯(lián)的振蕩器和/或信號(hào)發(fā)生器單元的不可拆卸的一體式連接。因 此，當(dāng)前所述的外科器械的各種形式能夠用于與可拆卸的和/或不可拆卸的一體化振蕩器 和/或信號(hào)發(fā)生器單元一起用于單次使用和/或多次使用，然而并非僅限于此，而是這些構(gòu) 型的所有組合均被設(shè)想為落入本公開(kāi)的范圍內(nèi)。
[0164] 參照?qǐng)D1到圖3,其不出包括超聲外科器械100的外科系統(tǒng)19的一種形式。外科 系統(tǒng)19包括超聲發(fā)生器30和超聲外科器械100,所述超聲發(fā)生器通過(guò)合適的傳輸媒體例 如纜線22連接到超聲換能器50。盡管在當(dāng)前本文所公開(kāi)的形式中，發(fā)生器30被顯示為與 外科器械100分開(kāi)，但在一種形式中，發(fā)生器30可與外科器械100整體形成，以形成一體的 外科系統(tǒng)19。發(fā)生器30包括位于發(fā)生器30控制臺(tái)的前面板上的輸入裝置406。輸入裝置 406可包括生成適于對(duì)發(fā)生器30的操作進(jìn)行編程的信號(hào)的任何合適的裝置，如隨后將參照 圖9所述。仍參照?qǐng)D1到圖3,纜線22可包括多個(gè)電導(dǎo)體，用于將電能施加至超聲換能器 50的正（+)電極和負(fù)（_)電極。應(yīng)當(dāng)注意的是，在一些應(yīng)用中，超聲換能器50可稱為"手持 件"或"柄部組件"，這是因?yàn)樵诟鞣N手術(shù)和操作中，外科系統(tǒng)19的外科器械100可能夠使得 外科醫(yī)生可抓緊并操縱超聲換能器50。合適的發(fā)生器30是可購(gòu)自位于Cincinnati，Ohio 的Ethicon Endo-Surgery, Inc.公司的GEN 300,如以下美國(guó)專利中的一個(gè)或多個(gè)所 公開(kāi)的，所述美國(guó)專利全部以引用方式并入本文中：美國(guó)專利6, 480, 796(Method for Improving the Start Up of an Ultrasonic System Under Zero Load Conditions)； 美國(guó)專利 6, 537, 291 (Method for Detecting a Loose Blade in a Handle Connected to an Ultrasonic Surgical System);美國(guó)專利 6, 626, 926 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition of Blade Resonance Frequency at Startup);美國(guó)專利 6, 633, 234 (Method for Detecting Blade Breakage Using Rate and/or Impedance Information);美國(guó)專利 6, 662, 127 (Method for Detecting Presence of a Blade in an Ultrasonic System);美國(guó)專利 6, 678, 621 (Output Displacement Control Using Phase Margin in an Ultrasonic Surgical Handle);美國(guó)專利 6,679,899(Method for Detecting Transverse Vibrations in an Ultrasonic Handle)； 美國(guó)專利 6, 908, 472 (Apparatus and Method for Altering Generator Functions in an Ultrasonic Surgical System);美國(guó)專利 6, 977, 495 (Detection Circuitry for Surgical Hand piece System);美國(guó)專利 7,077,853(Method for Calculating Transducer Capacitance to Determine Transducer Temperature);美國(guó)專利 7, 179, 271 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition of Blade Resonance Frequency at Startup);以及美國(guó)專利7, 273, 483(Apparatus and Method for Alerting Generator Function in an Ultrasonic Surgical System)〇
[0165] 根據(jù)所述形式，超聲發(fā)生器30生成特定電壓、電流和頻率（例如55, 500周每秒 (Hz))的電信號(hào)或驅(qū)動(dòng)信號(hào)。發(fā)生器30通過(guò)纜線22連接到柄部組件68,所述柄部組件包 括形成超聲換能器50的壓電陶瓷元件。響應(yīng)于柄部組件68上的開(kāi)關(guān)312a或通過(guò)另一纜 線連接到發(fā)生器30的腳踏開(kāi)關(guān)434,發(fā)生器信號(hào)被施加至換能器50,這引起其元件的縱向 振動(dòng)。換能器50通過(guò)連接器300固定到柄部組件68。當(dāng)安裝時(shí)，換能器50通過(guò)結(jié)構(gòu)或波 導(dǎo)80 (圖2)聲學(xué)聯(lián)接到外科刀79。結(jié)構(gòu)80和刀79因而在對(duì)換能器50施加驅(qū)動(dòng)信號(hào)時(shí)以 超聲頻率振動(dòng)。結(jié)構(gòu)80被設(shè)計(jì)成以所選擇的頻率諧振，從而放大通過(guò)換能器50發(fā)起的運(yùn) 動(dòng)。在一種形式中，發(fā)生器30能夠用于產(chǎn)生特定電壓、電流和/或頻率的輸出信號(hào)，所述信 號(hào)可在高分辨率、精度和再現(xiàn)性的情況下階躍。
[0166] 參照?qǐng)D4,在當(dāng)前系統(tǒng)中，在時(shí)刻0時(shí)啟動(dòng)常規(guī)振蕩器，從而使電流300升至大約 340mA的期望設(shè)定點(diǎn)。在大約2秒處，施加輕負(fù)載，從而使電壓310、功率320、阻抗330相應(yīng) 地增大且諧振頻率340發(fā)生變化。
[0167] 參照?qǐng)D5,在當(dāng)前系統(tǒng)中，在時(shí)刻0時(shí)啟動(dòng)常規(guī)振蕩器，從而使電流300升至大約 340mA的期望設(shè)定點(diǎn)。在大約2秒處，施加增大的負(fù)載，從而使電壓310、功率320、阻抗330 相應(yīng)地增大且諧振頻率340發(fā)生變化。在大約7秒處，負(fù)載增大到使振蕩器進(jìn)入平坦功率 模式的點(diǎn)，在所述平坦功率模式中，只要振蕩器保持在功率源的電壓范圍內(nèi)，則負(fù)載的進(jìn)一 步增大使功率保持在35W。在平坦功率模式期間電流300發(fā)生改變，因此位移改變。在大 約11. 5秒處，負(fù)載減小至使電流300返回至大約340mA的期望設(shè)定點(diǎn)的點(diǎn)。電壓310、功率 320、阻抗330和諧振頻率340隨負(fù)載改變。
[0168] 現(xiàn)在再次參照?qǐng)D1到圖3,柄部組件68可為多件式組件，其適于使操作者與超聲換 能器50中所包含的聲學(xué)組件的振動(dòng)隔離。柄部組件68能夠被成形為用戶能夠以常規(guī)方式 抓住的形狀，但設(shè)想主要通過(guò)器械的柄部組件提供的扳機(jī)狀裝置來(lái)抓緊和操縱本超聲外科 器械100,如下文所述。盡管示出了多件式柄部組件68,然而柄部組件68可包括單個(gè)組件 或一體式部件。超聲外科器械100的近側(cè)端部通過(guò)將超聲換能器50插入柄部組件68中來(lái) 接收并配合所述換能器50的遠(yuǎn)側(cè)端部。在一種形式中，超聲外科器械100可作為一個(gè)單元 附接到超聲換能器50并且從所述超聲換能器移除。在其它形式中，超聲外科器械100和超 聲換能器50可形成為一體式單元。超聲外科器械100可包括柄部組件68,所述柄部組件包 括配合外殼部分69、外殼部分70和傳輸組件71。當(dāng)本器械能夠用于內(nèi)窺鏡用途時(shí)，所述構(gòu) 造的尺寸可被設(shè)定成使得傳輸組件71具有大約5. 5_的外徑。超聲外科器械100的伸長(zhǎng) 傳輸組件71從器械柄部組件68正交地延伸。傳輸組件71可通過(guò)旋鈕29相對(duì)于柄部組件 68選擇性地旋轉(zhuǎn)，如以下所進(jìn)一步描述。柄部組件68可由耐用塑料構(gòu)成，例如聚碳酸酯或 液晶聚合物。也設(shè)想柄部組件68可另外由包括其它塑料、陶瓷或金屬的多種材料制成。
[0169] 傳輸組件71可包括外部管狀構(gòu)件或外部護(hù)套72、內(nèi)部管狀致動(dòng)構(gòu)件76、波導(dǎo)80 和端部執(zhí)行器81，所述端部執(zhí)行器包括例如刀79、夾持臂56和一個(gè)或多個(gè)夾持墊58。換 能器50和傳輸組件71 (包括或不包括端部執(zhí)行器81)可被稱為超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)。如隨后所 述，外部護(hù)套72、致動(dòng)構(gòu)件76和波導(dǎo)80或傳動(dòng)桿可接合在一起，以作為一個(gè)單元（與超聲 換能器50 -起）相對(duì)于柄部組件68旋轉(zhuǎn)。適于將超聲能量從超聲換能器50傳輸?shù)降?9 的波導(dǎo)80可為柔性、半柔性或剛性的。如在本領(lǐng)域中所熟知，波導(dǎo)80還能夠放大通過(guò)波導(dǎo) 80傳輸?shù)降?9的機(jī)械振動(dòng)。波導(dǎo)80還可具有用于控制沿波導(dǎo)80的縱向振動(dòng)增益的特征 結(jié)構(gòu)和用于將波導(dǎo)80調(diào)諧到系統(tǒng)諧振頻率的特征結(jié)構(gòu)。具體地，波導(dǎo)80可具有任何合適 的橫截面尺寸。例如，波導(dǎo)80可具有基本上均勻的橫截面或波導(dǎo)80可在多個(gè)截面處漸縮 或可沿其整個(gè)長(zhǎng)度漸縮。在當(dāng)前形式的一種表現(xiàn)形式中，波導(dǎo)直徑為約標(biāo)稱0. 113英寸，以 最小化刀79的偏轉(zhuǎn)量，使得最小化端部執(zhí)行器81的近側(cè)部分中的間隙。
[0170] 刀79可與波導(dǎo)80成為一體并形成為單個(gè)單元。在當(dāng)前形式的另選表現(xiàn)形式中， 刀79可通過(guò)螺紋連接件、焊接接頭或其它聯(lián)接機(jī)構(gòu)連接。刀79的遠(yuǎn)側(cè)端部設(shè)置在波腹附 近，以便在聲學(xué)組件未被組織加載時(shí)將聲學(xué)組件調(diào)諧至優(yōu)選的諧振頻率f。。當(dāng)超聲換能器 50被供能時(shí)，刀79的遠(yuǎn)側(cè)端部能夠在例如大約10至500微米峰間范圍內(nèi)，并且優(yōu)選地在約 20至約200微米的范圍內(nèi)以例如55, 500Hz的預(yù)定振動(dòng)頻率f。縱向運(yùn)動(dòng)。
[0171] 具體參照?qǐng)D1到圖3,其中示出了與本超聲外科器械100-起使用的夾持構(gòu)件60 的一種形式，并且所述夾持構(gòu)件能夠用于與刀79協(xié)作行動(dòng)。與刀79結(jié)合的夾持構(gòu)件60通 常被稱為端部執(zhí)行器81，并且?jiàn)A持構(gòu)件60還通常被稱為鉗口。夾持構(gòu)件60包括可樞轉(zhuǎn)運(yùn) 動(dòng)的夾持臂56,其連接到外部護(hù)套72的遠(yuǎn)側(cè)端部和致動(dòng)構(gòu)件76,所述夾持臂與組織接合墊 或夾持墊58結(jié)合。夾持臂56通過(guò)觸發(fā)器34可樞轉(zhuǎn)地運(yùn)動(dòng)，并且端部執(zhí)行器81通過(guò)旋鈕 29可旋轉(zhuǎn)地運(yùn)動(dòng)。例如，觸發(fā)器34可能夠通過(guò)臨床醫(yī)生的手沿近側(cè)方向平移。例如，柄部 34可圍繞樞軸銷36樞轉(zhuǎn)。觸發(fā)器34的近側(cè)運(yùn)動(dòng)或樞轉(zhuǎn)可導(dǎo)致機(jī)械聯(lián)接到管狀致動(dòng)構(gòu)件 76的軛301的遠(yuǎn)側(cè)運(yùn)動(dòng)。管狀致動(dòng)構(gòu)件的遠(yuǎn)側(cè)運(yùn)動(dòng)可導(dǎo)致夾持臂56樞轉(zhuǎn)以閉合抵靠在刀 79上。關(guān)于超聲外科裝置的閉合構(gòu)件的更多細(xì)節(jié)下面參照?qǐng)D93到圖95提供于本文中并提 供于美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)12/503, 769、12/503, 770和12/503, 766中，所述美國(guó)專利申請(qǐng)中 的每個(gè)以引用方式全文并入本文中。
[0172] 在所述形式的一種表現(xiàn)形式中，夾持墊58由E. I. Du Pont de Nemours公司的商 標(biāo)名稱為TEFLON?的低摩擦系數(shù)聚合材料形成，或由任何其它合適的低摩擦材料形成。 夾持墊58安裝在夾持臂56上，以與刀79協(xié)作，夾持臂56的樞轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)將夾持墊58定位成 與刀79基本平行并接觸，從而限定組織治療區(qū)域。通過(guò)這種構(gòu)造，組織被抓緊在夾持墊58 與刀79之間。如圖所示，夾持墊58可設(shè)置有非平滑表面，例如鋸齒狀構(gòu)型，以與刀79協(xié)作 來(lái)提高對(duì)組織的抓持。鋸齒狀構(gòu)型或齒提供相對(duì)于刀79的運(yùn)動(dòng)的牽引力。所述齒還提供 相對(duì)于刀79和夾持運(yùn)動(dòng)的反牽引力。本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，鋸齒狀構(gòu)型只是許多組 織接合表面的一個(gè)示例，以防止組織相對(duì)于刀79的運(yùn)動(dòng)而運(yùn)動(dòng)。其它例證性的示例包括插 片、十字交叉圖案、胎面圖案、噴珠或噴砂的表面。
[0173] 由于正弦運(yùn)動(dòng)，運(yùn)動(dòng)的最大位移或振幅位于刀79的最遠(yuǎn)側(cè)部分，而組織治療區(qū)的 近側(cè)部分位于遠(yuǎn)側(cè)尖端振幅的大約50%的位置處。在操作期間，端部執(zhí)行器81的近側(cè)區(qū)中 的組織將脫水和變薄，并且端部執(zhí)行器81的遠(yuǎn)側(cè)部分將橫切遠(yuǎn)側(cè)區(qū)中的組織，從而允許近 側(cè)區(qū)中的脫水和變薄的組織朝遠(yuǎn)側(cè)滑動(dòng)至端部執(zhí)行器81的更活性的區(qū)中，以完成組織橫 切。
[0174] 圖3示出力圖以及致動(dòng)力Fa (由致動(dòng)構(gòu)件76提供）與橫切力Ft (在最佳組織治療 區(qū)域的中點(diǎn)處測(cè)得）之間的關(guān)系。
[0175] Ft = Fa(X2A1) (1)
[0176] 其中Fa等于近側(cè)彈簧94 (更少的摩擦損失）的彈簧預(yù)負(fù)載，并且在一種形式中為 約12. 5磅，并且Ft等于約4. 5磅。
[0177] Ft在夾持臂/刀交界處如組織標(biāo)記61a和61b所限定的區(qū)中測(cè)得，在所述區(qū)中發(fā) 生最佳組織治療。組織標(biāo)記61a、61b在夾持臂56上被蝕刻或凸起，以向外科醫(yī)生提供可視 標(biāo)記，從而使外科醫(yī)生獲得對(duì)最佳組織治療區(qū)域的清楚指示。組織標(biāo)記61a、61b在距離上 相隔約7mm，并且更優(yōu)選地在距離上相隔約5mm。
[0178] 圖9示出了發(fā)生器30的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32的一種形式，所述驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)產(chǎn)生用于對(duì)超聲 換能器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的超聲電信號(hào)，也稱為驅(qū)動(dòng)信號(hào)。驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32是柔性的并且可生成處于期 望頻率和功率電平設(shè)定的超聲電驅(qū)動(dòng)信號(hào)416,以對(duì)超聲換能器50進(jìn)行驅(qū)動(dòng)。在各種形式 中，發(fā)生器30可包括諸如模塊和/或區(qū)塊的多個(gè)分開(kāi)的功能性元件。盡管可通過(guò)舉例描 述某些模塊和/或區(qū)塊，但可理解，可使用更多或更少的模塊和/或區(qū)塊，并仍落在所述形 式的范圍內(nèi)。此外，盡管各種形式可按照模塊和/或區(qū)塊的形式描述以有利于說(shuō)明，然而 這些模塊和/或區(qū)塊可通過(guò)一個(gè)或多個(gè)硬件部件和/或軟件部件和/或硬件部件和軟件部 件的組合加以實(shí)施，所述硬件部件為例如處理器、數(shù)字信號(hào)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。
[0179] 在一種形式中，發(fā)生器30的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32可包括用固件、軟件、硬件或它們的任意 組合實(shí)現(xiàn)的一個(gè)或多個(gè)嵌入式應(yīng)用程序。發(fā)生器30的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32可包括各種可執(zhí)行模塊， 例如軟件、程序、數(shù)據(jù)、驅(qū)動(dòng)器、應(yīng)用程序接口（API)等。所述固件可存儲(chǔ)在非易失性存儲(chǔ)器 (NVM)，例如位屏蔽只讀存儲(chǔ)器（ROM)或閃速存儲(chǔ)器中。在各種具體實(shí)施中，將固件存儲(chǔ)在 ROM中可保護(hù)閃速存儲(chǔ)器。NVM可包括其它類型的存儲(chǔ)器，包括例如可編程ROM (PROM)、可擦 除可編程ROM (EPROM)、電可擦除可編程ROM (EEPROM)或電池支持的隨機(jī)存取存儲(chǔ)器（RAM)， 例如動(dòng)態(tài)RAM(DRAM)、雙數(shù)據(jù)率DRAM (DDRAM)和/或同步DRAM (SDRAM)。
[0180] 在一種形式中，發(fā)生器30的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32包括作為處理器400實(shí)施的硬件部件，所 述部件用于在切割和/或凝固操作模式下執(zhí)行程序指令，以監(jiān)測(cè)超聲外科器械100(圖1) 的各種可測(cè)量特性并生成用于對(duì)超聲換能器50進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的階躍函數(shù)輸出信號(hào)。本領(lǐng)域的 技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，發(fā)生器30和驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32可包括更多或更少的部件，并且為了簡(jiǎn)明和清 楚起見(jiàn)，本文僅描述了簡(jiǎn)化版本的發(fā)生器30和驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32。在各種形式中，如先前所述，硬 件部件可被實(shí)施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器。在一種形式中，處理器400能夠用 于存儲(chǔ)和執(zhí)行計(jì)算機(jī)軟件程序指令，以產(chǎn)生用于對(duì)超聲外科器械100的各種部件（諸如換 能器50、端部執(zhí)行器81和/或刀79)進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的階躍函數(shù)輸出信號(hào)。
[0181] 在一種形式中，在一個(gè)或多個(gè)軟件程序調(diào)度程序的控制下，處理器400執(zhí)行根據(jù) 所述形式的方法以產(chǎn)生階躍函數(shù)，所述階躍函數(shù)由包括電流（I)、電壓（V)和/或針對(duì)各種 時(shí)間間隔或周期（T)的頻率（f)的驅(qū)動(dòng)信號(hào)的分段波形形成。驅(qū)動(dòng)信號(hào)的分段波形可通過(guò) 形成多個(gè)時(shí)間間隔的常值函數(shù)的分段線性組合生成，所述常值函數(shù)通過(guò)發(fā)生器30驅(qū)動(dòng)信 號(hào)例如輸出電流（I)、電壓（V)和/或頻率（f)的階躍來(lái)創(chuàng)建。時(shí)間間隔或周期（T)可為預(yù) 先確定的（例如固定的和/或通過(guò)用戶編程的）或可為可變的。可變時(shí)間間隔可通過(guò)以下 方法限定：將驅(qū)動(dòng)信號(hào)設(shè)定為第一值，以及在監(jiān)測(cè)的特性中檢測(cè)到變化之前，將驅(qū)動(dòng)信號(hào)保 持為所述值。所監(jiān)測(cè)特性的示例可包括例如換能器阻抗、組織阻抗、組織發(fā)熱、組織橫切、組 織凝固等等。發(fā)生器30所生成的超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)包括但不限于能夠以各種振動(dòng)模式激發(fā)超 聲換能器50的超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)，所述振動(dòng)模式例如為主要縱向模式及其諧波以及彎曲和扭 轉(zhuǎn)振動(dòng)模式。
[0182] 在一種形式中，可執(zhí)行模塊包括存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中的一個(gè)或多個(gè)階躍函數(shù)算法402， 當(dāng)執(zhí)行這些算法時(shí)，使處理器400產(chǎn)生由包括電流（I)、電壓（V)和/或針對(duì)各種時(shí)間間隔 或周期（T)的頻率（f)的驅(qū)動(dòng)信號(hào)的分段波形形成的階躍函數(shù)。驅(qū)動(dòng)信號(hào)的分段波形可通 過(guò)形成兩個(gè)或更多個(gè)時(shí)間間隔的常值函數(shù)的分段線性組合產(chǎn)生，所述常值函數(shù)的創(chuàng)建通過(guò) 發(fā)生器30的輸出驅(qū)動(dòng)電流（I)、電壓（V)和/或頻率（f)的階躍實(shí)現(xiàn)。根據(jù)一個(gè)或多個(gè)階 躍輸出算法402,可針對(duì)時(shí)間的預(yù)定固定時(shí)間間隔或周期（T)或時(shí)間的可變時(shí)間間隔或周 期生成驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在處理器400的控制下，發(fā)生器30以特定分辨率向上或向下階躍（例 如，遞增或遞減）電流（I)、電壓（V)和/或頻率（f)持續(xù)預(yù)定周期（T)或直到預(yù)定條件被 檢測(cè)到，所述預(yù)定條件例如為所監(jiān)測(cè)特性（例如，換能器阻抗、組織阻抗）的改變。在編程 的遞增或遞減中，所述階躍可變化。如果需要其它階躍，則發(fā)生器30可適應(yīng)性地基于測(cè)量 到的系統(tǒng)特性增加或減少階躍。
[0183] 在操作中，用戶可利用位于發(fā)生器30的控制臺(tái)的前面板上的輸入裝置406來(lái)對(duì)發(fā) 生器30的操作進(jìn)行編程。輸入裝置406可包括生成信號(hào)408的任何合適的裝置，所述信號(hào) 可被施加到處理器400以控制發(fā)生器30的操作。在各種形式中，輸入裝置406包括鈕、開(kāi) 關(guān)、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸摸屏監(jiān)測(cè)器、指向裝置，所述輸入裝置遠(yuǎn)程連接到通用或?qū)Ｓ糜?jì) 算機(jī)。在其它形式中，輸入裝置406可包括合適的用戶界面。因此，通過(guò)輸入裝置406,用戶 可設(shè)定或編程電流（I)、電壓（V)、頻率（f)和/或周期（T)，以對(duì)發(fā)生器30的階躍函數(shù)輸出 進(jìn)行編程。隨后處理器400通過(guò)將在線信號(hào)410發(fā)送到輸出指示器412來(lái)顯示選擇的功率 電平。
[0184] 在各種形式中，輸出指示器412可為外科醫(yī)生提供視覺(jué)、聽(tīng)覺(jué)和/或觸覺(jué)反饋，以 指示外科手術(shù)的狀態(tài)，諸如（例如）基于測(cè)量到的超聲外科器械100的特征（例如換能器 阻抗、組織阻抗）或隨后描述的其它測(cè)量來(lái)確定組織切割和凝固何時(shí)完成。以舉例而非限 制的方式，視覺(jué)反饋包括任何類型的視覺(jué)指示裝置，其包括白熾燈或發(fā)光二極管（LED)、圖 形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數(shù)字指示器、柱狀圖顯示器、數(shù)字字母顯示器。以舉例而 非限制的方式，聽(tīng)覺(jué)反饋包括任何類型的蜂鳴器、計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的音調(diào)、計(jì)算機(jī)化語(yǔ)音、通過(guò) 聲音/語(yǔ)音平臺(tái)與計(jì)算機(jī)相互作用的聲音用戶界面（VUI)。通過(guò)舉例而非限制的方式，觸覺(jué) 反饋包括通過(guò)容納柄部組件68的器械提供的任何類型的振動(dòng)反饋。
[0185] 在一種形式中，處理器400可被配置或編程來(lái)生成數(shù)字電流信號(hào)414和數(shù)字頻率 信號(hào)418。這些信號(hào)414、418被施加到直接數(shù)字合成器（DDS)電路420,以調(diào)節(jié)輸出至換能 器50的電流輸出信號(hào)416的振幅和頻率（f)。DDS電路420的輸出被施加到放大器422,所 述放大器的輸出被施加到變壓器424。變壓器424的輸出是施加到超聲換能器50的信號(hào) 416,所述換能器通過(guò)波導(dǎo)80 (圖2)連接到刀79。
[0186] 在一種形式中，發(fā)生器30包括一個(gè)或多個(gè)測(cè)量模塊或部件，所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量 模塊或部件能夠用于監(jiān)測(cè)超聲器械1〇〇(圖1)的可測(cè)量特性。在所示形式中，可采用處理 器400來(lái)監(jiān)測(cè)和計(jì)算系統(tǒng)特性。如圖所示，處理器400通過(guò)監(jiān)測(cè)供應(yīng)到換能器50的電流和 施加至換能器50的電壓來(lái)測(cè)量換能器50的阻抗Z。在一種形式中，采用電流感測(cè)電路426 來(lái)感測(cè)流動(dòng)通過(guò)換能器50的電流，并且采用電壓感測(cè)電路428來(lái)感測(cè)施加到換能器50的 輸出電壓。這些信號(hào)可通過(guò)模擬多路復(fù)用器430電路或開(kāi)關(guān)電路布置施加到模數(shù)轉(zhuǎn)換器 432 (ADC)。模擬多路復(fù)用器430將合適的模擬信號(hào)沿特定路線發(fā)送至ADC 432,以用于轉(zhuǎn) 換。在其它形式中，可采用多個(gè)ADC 432來(lái)替代多路復(fù)用器430電路用于每一個(gè)測(cè)量的特 性。處理器400接收ADC 432的數(shù)字輸出433,并基于電流和電壓的測(cè)量值來(lái)計(jì)算換能器阻 抗Z。處理器400調(diào)節(jié)輸出驅(qū)動(dòng)信號(hào)416,使得所述驅(qū)動(dòng)信號(hào)可產(chǎn)生期望的功率與負(fù)載的曲 線關(guān)系。根據(jù)編程的階躍函數(shù)算法402,處理器400可響應(yīng)于換能器阻抗Z以任何合適的增 量或減量使驅(qū)動(dòng)信號(hào)416 (例如，電流或頻率）階躍。
[0187] 為了實(shí)際地使外科手術(shù)刀79振動(dòng)，例如致動(dòng)刀79,用戶啟動(dòng)腳踏開(kāi)關(guān)434(圖1) 或位于柄部組件68上的開(kāi)關(guān)312a(圖1)。這種啟動(dòng)基于電流（I)、頻率（f)和對(duì)應(yīng)的時(shí)間 周期（T)的編程的值將驅(qū)動(dòng)信號(hào)416輸出至換能器50。在預(yù)定的固定時(shí)間周期（T)或基于 可測(cè)量系統(tǒng)特性（例如換能器50的阻抗Z的改變）的可變時(shí)間周期過(guò)后，處理器400根據(jù) 編程的值改變輸出電流階躍或頻率階躍。輸出指示器412將所述處理的具體狀態(tài)傳輸給用 戶。
[0188] 發(fā)生器30的編程操作可參照?qǐng)D6、圖7和圖8進(jìn)一步示出，圖中分別針對(duì)發(fā)生器 30在無(wú)負(fù)載狀態(tài)、輕負(fù)載狀態(tài)和重負(fù)載狀態(tài)下顯示電流300、電壓310、功率320、阻抗330 和頻率340的圖示。圖6是發(fā)生器30的一種形式在無(wú)負(fù)載狀態(tài)下的電流300、電壓310、功 率320、阻抗330和頻率340波形的圖示。在所示形式中，發(fā)生器30的電流300輸出是階躍 的。如圖6所示，發(fā)生器30在大約時(shí)刻0處被首次啟動(dòng)，從而導(dǎo)致電流300升至約IOOmA 的第一設(shè)定點(diǎn)I1。電流300在第一設(shè)定點(diǎn)I1處保持第一周期T1。在第一周期T 1 (例如在所 示形式中為約1秒）結(jié)束時(shí)，電流300的設(shè)定點(diǎn)I1通過(guò)發(fā)生器30根據(jù)軟件（例如，階躍函 數(shù)算法402)變化（例如階躍）至約175mA的第二設(shè)定點(diǎn)I 2并持續(xù)第二周期T2 (例如在所 示形式中為約2秒）。在第二周期T2 (例如在所示形式中為約3秒）結(jié)束時(shí)，發(fā)生器30通 過(guò)軟件使電流300變化至約350mA的第三設(shè)定點(diǎn)I3。由于系統(tǒng)上無(wú)負(fù)載，因此電壓310、電 流300、功率320和頻率響應(yīng)僅是輕微的。
[0189] 圖7是發(fā)生器30的一種形式在輕負(fù)載狀態(tài)下的電流300、電壓310、功率320、阻抗 330和頻率340波形的圖示。參照?qǐng)D7,發(fā)生器30在大約時(shí)刻0處被啟動(dòng)，使電流300升至 約IOOmA的第一電流300設(shè)定點(diǎn)I 1。在約1秒處，電流300設(shè)定點(diǎn)在發(fā)生器30中通過(guò)軟件 變化至約175mA的I2，然后再次在約3秒處，發(fā)生器30使電流300設(shè)定點(diǎn)變化至約350mA 的I3。電壓310、電流300、功率320和頻率340顯示為響應(yīng)于輕負(fù)載，與圖4中所示類似。
[0190] 圖8是發(fā)生器30的一種形式在重負(fù)載狀態(tài)下的電流300、電壓310、功率320、阻抗 330和頻率340波形的圖示。參照?qǐng)D8,發(fā)生器30在大約時(shí)刻0處被啟動(dòng)，使電流300升至 約IOOmA的第一設(shè)定點(diǎn)I 1。在約1秒處，電流300設(shè)定點(diǎn)在發(fā)生器30中通過(guò)軟件變化至約 175mA的I2，然后再次在約3秒處，發(fā)生器30使電流300設(shè)定點(diǎn)變化至約350mA的I 3。電 壓310、電流300、功率320和頻率340顯示為響應(yīng)于重負(fù)載，與圖5中所示類似。
[0191] 本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，電流300階躍函數(shù)設(shè)定點(diǎn)（例如，Ip 12、I3)和針對(duì) 圖6到圖8中所述的每個(gè)階躍函數(shù)設(shè)定點(diǎn)的持續(xù)時(shí)間內(nèi)的時(shí)間間隔或周期（例如，I\、T 2)并 非僅限于本文所述的值，而是可被調(diào)節(jié)成外科手術(shù)的給定設(shè)置所期望的任何合適的值。如 根據(jù)設(shè)計(jì)特性或性能約束的給定設(shè)置的需要，可選擇更多或更少的電流設(shè)定點(diǎn)和持續(xù)時(shí)間 的周期。如先前所述，周期可通過(guò)編程進(jìn)行預(yù)定或可根據(jù)可測(cè)量的系統(tǒng)特性進(jìn)行改變。所 述形式不局限于這種情況。例如，在某些形式中，連續(xù)脈沖的振幅（設(shè)定點(diǎn)）可增大、減小 或保持不變。例如，在某些形式中，連續(xù)脈沖的振幅可相等。此外，在某些形式中，脈沖的時(shí) 間間隔或周期可采取任何合適的值，包括（例如）零點(diǎn)幾秒、數(shù)分鐘、數(shù)小時(shí)等。在一個(gè)示 例性形式中，脈沖的時(shí)間間隔或周期可為55秒。
[0192] 根據(jù)所述外科系統(tǒng)19的各種形式的操作細(xì)節(jié)，可根據(jù)采用外科器械針對(duì)切割和 凝固血管的處理來(lái)進(jìn)一步地描述上述外科系統(tǒng)19的操作，所述外科器械包括輸入裝置406 和參照?qǐng)D9描述的換能器阻抗測(cè)量能力。盡管結(jié)合操作細(xì)節(jié)描述了具體過(guò)程，然而可理解， 所述過(guò)程僅提供如何通過(guò)外科系統(tǒng)19實(shí)施本文所述的一般功能性的示例。此外，除非另外 指明，否則給定的方法不一定按照本文展現(xiàn)的次序執(zhí)行。如先前所述，可采用輸入裝置406 來(lái)將階躍輸出（例如，電流、電壓、頻率）編程至超聲換能器50/刀79組件。
[0193] 因此，現(xiàn)在參照?qǐng)D1到圖3和圖6到圖9, 一種用于密封血管的技術(shù)包括在應(yīng)用標(biāo) 準(zhǔn)超聲能量來(lái)橫切和密封血管之前將血管的內(nèi)部肌肉層與外膜層分離和遠(yuǎn)離。盡管常規(guī)方 法已通過(guò)增大施加到夾持構(gòu)件60的力實(shí)現(xiàn)了這種分離，然而本文公開(kāi)的是不僅僅依賴夾 持力來(lái)切割和凝固組織的另一種設(shè)備和方法。為了更有效地分離血管的組織層，例如發(fā)生 器30可被編程為將頻率階躍函數(shù)施加至超聲換能器50,從而根據(jù)階躍函數(shù)在多種模式下 機(jī)械地置換刀79。在一種形式中，頻率階躍函數(shù)可通過(guò)用戶界面406編程，其中用戶可選 擇階躍頻率程序、針對(duì)每個(gè)階躍的頻率（f)和針對(duì)將激發(fā)超聲換能器50的每個(gè)階躍的持續(xù) 時(shí)間內(nèi)的對(duì)應(yīng)時(shí)間周期（T)。用戶可通過(guò)針對(duì)多個(gè)周期設(shè)置多個(gè)頻率來(lái)編程完整的操作循 環(huán)，以執(zhí)行各種外科手術(shù)。
[0194] 在某些形式中，連續(xù)階躍或脈沖的振幅可增大、減小或保持不變。例如，在某些形 式中，連續(xù)脈沖的振幅可相等。此外，在某些形式中，脈沖的時(shí)間周期可采取任何合適的值， 包括（例如）零點(diǎn)幾秒、數(shù)分鐘、數(shù)小時(shí)等。在一個(gè)示例性形式中，脈沖的時(shí)間周期可為55 秒。
[0195] 在一種形式中，在施加第二超聲頻率以切割和密封血管之前，可初始設(shè)定第一超 聲頻率，以機(jī)械地分離血管的肌肉組織層。通過(guò)舉例而非限制的方式，根據(jù)程序的一個(gè)具體 實(shí)施方式，一開(kāi)始，發(fā)生器30被編程為在時(shí)間的第一周期T 1 (例如，小于大約1秒）輸出第 一驅(qū)動(dòng)頻率A，其中第一頻率A顯著偏諧振，例如f；/2、2f。或其它結(jié)構(gòu)諧振頻率，其中f。是 諧振頻率（例如，55. 5kHz)。第一頻率結(jié)合夾持力提供對(duì)刀79的低電平機(jī)械振動(dòng)作用， 機(jī)械地分離血管的肌肉組織層（亞治療）而不引起諧振時(shí)通常發(fā)生的顯著發(fā)熱現(xiàn)象。在第 一周期T 1之后，在第二周期T2，發(fā)生器30被編程為將驅(qū)動(dòng)頻率自動(dòng)切換為諧振頻率f。，以 橫切和密封血管。第二周期T 2的持續(xù)時(shí)間可通過(guò)用戶確定的切割和密封血管實(shí)際占用的 時(shí)間長(zhǎng)度，或可基于所測(cè)量到的系統(tǒng)特性（例如換能器阻抗Z)而被編程或確定，如以下更 詳細(xì)的描述。
[0196] 在一種形式中，組織/血管橫切處理（例如將血管的肌肉層與外膜層分離并橫切 /密封血管）可以通過(guò)感測(cè)換能器50的阻抗Z的特性進(jìn)行自動(dòng)化，以檢測(cè)組織/血管的橫 切何時(shí)進(jìn)行。阻抗Z可與肌肉層的橫切相關(guān)，并與血管的橫切/密封相關(guān)，從而提供用于處 理器400的觸發(fā)器，以產(chǎn)生頻率和/或電流階躍函數(shù)輸出。如先前參照?qǐng)D9所述，在刀79 處于各種負(fù)載下時(shí)，換能器50的阻抗Z可基于流過(guò)換能器50的電流和施加至換能器50的 電壓而通過(guò)處理器400計(jì)算出。因?yàn)閾Q能器50的阻抗Z與施加到刀79的負(fù)載成比，所以 隨著刀79上的負(fù)載增大，換能器50的阻抗Z也增大，并且隨著刀79上的負(fù)載減小，換能器 50的阻抗Z也減小。因此，換能器50的阻抗Z可被監(jiān)測(cè)，以檢測(cè)從外膜層脫離的血管的內(nèi) 部肌肉組織層的橫切，并且還可被監(jiān)測(cè)以檢測(cè)血管何時(shí)被橫切和密封。
[0197] 在一種形式中，超聲外科器械110可響應(yīng)于換能器阻抗Z根據(jù)所編程的階躍函數(shù) 算法進(jìn)行操作。在一種形式中，頻率階躍函數(shù)輸出可基于換能器阻抗Z與一個(gè)或多個(gè)預(yù)定 閾值的比較而開(kāi)始，所述一個(gè)或多個(gè)預(yù)定閾值可與刀79上的組織負(fù)載相關(guān)。當(dāng)換能器阻抗 Z轉(zhuǎn)變至高于或低于（例如，超過(guò)）閾值時(shí)，處理器400施加數(shù)字頻率信號(hào)418至DDS電路 420,以響應(yīng)于換能器阻抗Z通過(guò)根據(jù)階躍函數(shù)算法402的預(yù)定階躍改變驅(qū)動(dòng)信號(hào)416的頻 率。在操作中，刀79首先位于組織治療部位處。處理器400施加第一數(shù)字頻率信號(hào)418， 以設(shè)定偏諧振（例如，fV2、2f。或其它結(jié)構(gòu)諧振頻率，其中f。是諧振頻率）的第一驅(qū)動(dòng)頻 率Π 。驅(qū)動(dòng)信號(hào)416響應(yīng)于柄部組件68上的開(kāi)關(guān)312a或腳踏開(kāi)關(guān)434的啟動(dòng)而施加至 換能器50。在這個(gè)周期中，超聲換能器50以第一驅(qū)動(dòng)頻率4以機(jī)械方式啟動(dòng)刀79。力或 負(fù)載可施加至夾持構(gòu)件60和刀79,以有利于所述過(guò)程。在這個(gè)周期中，處理器400監(jiān)測(cè)換 能器阻抗Z，直到刀79上的負(fù)載發(fā)生變化并且換能器阻抗Z超過(guò)指示組織層被橫切的預(yù)定 閾值。隨后，處理器400施加第二數(shù)字頻率信號(hào)418,以設(shè)定第二驅(qū)動(dòng)頻率f 2 (例如諧振頻 率f。）或用于橫切、凝固和密封組織的其它合適的頻率。組織的另一部分（如血管）隨后 被抓緊在夾持構(gòu)件60和刀79之間。現(xiàn)在，通過(guò)致動(dòng)腳踏開(kāi)關(guān)434或柄部組件68上的開(kāi)關(guān) 312a，換能器50被第二驅(qū)動(dòng)頻率f 2的驅(qū)動(dòng)信號(hào)416賦能。本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，驅(qū) 動(dòng)電流（I)輸出也可如參照?qǐng)D6到圖8所述基于換能器阻抗Z而階躍。
[0198] 根據(jù)一個(gè)階躍函數(shù)算法402,處理器400最初設(shè)定顯著偏諧振的第一驅(qū)動(dòng)頻率f\， 以將血管的內(nèi)部肌肉層與外膜層分離。在此操作周期中，處理器400監(jiān)測(cè)換能器阻抗Z，以 確定內(nèi)部肌肉層何時(shí)被橫切或與外膜層分離。因?yàn)閾Q能器阻抗Z與施加至刀79的負(fù)載相 關(guān)，所以例如切割更多的組織能夠減小刀79上的負(fù)載和換能器阻抗Z。當(dāng)換能器阻抗Z降 到預(yù)定閾值以下時(shí)會(huì)探測(cè)到內(nèi)部肌肉層的橫切。當(dāng)換能器阻抗Z的變化指示血管已與內(nèi)部 肌肉層分離時(shí)，處理器400將驅(qū)動(dòng)頻率設(shè)定為諧振頻率f。。隨后在刀79與夾持構(gòu)件60之 間抓緊血管，并且通過(guò)致動(dòng)腳踏開(kāi)關(guān)或柄部組件68上的開(kāi)關(guān)來(lái)啟動(dòng)換能器50以橫切并密 封血管。在一種形式中，從接觸組織的初始點(diǎn)至肌肉層正好被橫切和密封之前的點(diǎn)，阻抗Z 的變化可為在約1. 5倍至約4倍于基本阻抗測(cè)量值之間的范圍內(nèi)。
[0199] 圖10不出外科系統(tǒng)190的一種形式，所述外科系統(tǒng)包括超聲外科器械120以及包 括組織阻抗模塊502的發(fā)生器500。盡管在當(dāng)前本文所公開(kāi)的形式中，發(fā)生器500被顯示為 與外科器械120分離，但在一種形式中，發(fā)生器500可與外科器械120整體地形成，以形成 一體的外科系統(tǒng)190。在一種形式中，發(fā)生器500能夠用于監(jiān)測(cè)組織的電阻抗Z t并基于組 織阻抗Zt控制時(shí)間和功率電平的特性。在一種形式中，可通過(guò)將亞治療射頻（RF)信號(hào)施 加至組織并通過(guò)夾持構(gòu)件60上的返回電極來(lái)測(cè)量通過(guò)組織的電流來(lái)確定組織阻抗Z t。在 圖10所示的形式中，外科系統(tǒng)190的端部執(zhí)行器810部分包括連接到外部護(hù)套72的遠(yuǎn)側(cè) 端部的夾持臂組件451。刀79形成第一（例如激勵(lì)）電極，并且?jiàn)A持臂組件451包括形成 第二（例如返回）電極的導(dǎo)電部分。組織阻抗模塊502通過(guò)合適的傳輸媒體（例如，纜線 504)連接到刀79和夾持臂組件451。纜線504包括多個(gè)電導(dǎo)體，所述電導(dǎo)體用于將電壓施 加至組織并且提供用于使流過(guò)組織的電流返回至阻抗模塊502的返回路徑。在各種形式 中，組織阻抗模塊502可與發(fā)生器500整體形成或者可被設(shè)置成連接到發(fā)生器500的分離 電路（以虛線顯示以示出這種選擇）。發(fā)生器500基本上類似于具有組織阻抗模塊502的 附加特征的發(fā)生器30。
[0200] 圖11示出發(fā)生器500的驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)321的一種形式，所述發(fā)生器包括組織阻抗模塊 502。驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)321生成超聲電子驅(qū)動(dòng)信號(hào)416,用以對(duì)超聲換能器50進(jìn)行驅(qū)動(dòng)。在一種 形式中，組織阻抗模塊502能夠用于測(cè)量抓緊于刀79和夾持臂組件451之間的組織的阻抗 Zt。組織阻抗模塊502包括RF振蕩器506、電壓感測(cè)電路508和電流感測(cè)電路510。電壓 和電流感測(cè)電路508、510響應(yīng)于施加至刀79電極的射頻電壓和流過(guò)刀79電極、組織和 夾持臂組件451的導(dǎo)電部分的射頻電流仁,。感測(cè)到的電壓V rf和電流。通過(guò)模擬多路復(fù) 用器430通過(guò)ADC 432轉(zhuǎn)換成數(shù)字形式。處理器400接收ADC432的數(shù)字化輸出433,并通 過(guò)計(jì)算通過(guò)電壓感測(cè)電路508和電流感測(cè)電路510測(cè)量到的射頻電壓V rt與電流的比率 來(lái)確定組織阻抗Zt。在一種形式中，能夠通過(guò)感測(cè)組織阻抗Zt來(lái)檢測(cè)肌肉內(nèi)層和組織的橫 切。因此，組織阻抗Z t的檢測(cè)可與自動(dòng)化處理一體化，所述自動(dòng)化處理用于在橫切組織之 前將內(nèi)部肌肉層與外部外膜層分離，而不引起通常在諧振時(shí)引起的顯著的發(fā)熱量。
[0201] 圖12示出夾持臂組件451的一種形式，所述夾持臂組件可與外科系統(tǒng)190 (圖10) 一起使用。在所示形式中，夾持臂組件451包括安裝到基部449的導(dǎo)電外殼472。所述導(dǎo)電 外殼472是形成第二（例如，返回）電極的夾持臂組件451的導(dǎo)電部分。在一個(gè)具體實(shí)施 中，夾持臂56(圖3)可形成基部449,所述基部上安裝有導(dǎo)電外殼472。在各種形式中，導(dǎo) 電外殼472可包括中心部分473和至少一個(gè)向下延伸的側(cè)壁474,所述側(cè)壁可延伸至基部 449的底面475以下。在所示形式中，導(dǎo)電外殼472具有在基部449的相對(duì)兩側(cè)向下延伸的 兩個(gè)側(cè)壁474。在其它形式中，中心部分473可包括至少一個(gè)孔476,所述至少一個(gè)孔可能 夠接收從基部449延伸的突出部477。在這些形式中，突出部477可被壓合到孔476中，以 將導(dǎo)電外殼472固定到基部449。在其它形式中，突出部477可在插入孔476中之后變形。 在各種形式中，可使用緊固件來(lái)將導(dǎo)電性外套472固定到基部449。
[0202] 在各種形式中，夾持臂組件451可包括（例如）定位在導(dǎo)電性外套472和基部449 的中間的非導(dǎo)電性材料或絕緣材料，諸如塑料和/或橡膠。電絕緣材料可防止電流在導(dǎo)電 外殼472與基部449之間流動(dòng)或短路。在各種形式中，基部449可包括至少一個(gè)孔478,所 述至少一個(gè)孔能夠接收樞軸銷（未示出）。例如，樞軸銷能夠?qū)⒒?49可樞轉(zhuǎn)地安裝到護(hù) 套72 (圖10)，使得夾持臂組件451可相對(duì)于護(hù)套72在打開(kāi)位置和閉合位置之間旋轉(zhuǎn)。在 所示形式中，基部449包括定位在基部449的相對(duì)兩側(cè)上的兩個(gè)孔478。在一種形式中，樞 軸銷可由非導(dǎo)電性材料或絕緣材料（例如塑料和/或橡膠）形成或可包含非導(dǎo)電性材料或 絕緣材料，所述材料可能夠即使例如在基部449與導(dǎo)電外殼472電接觸的情況下也防止電 流流入護(hù)套72中。附加的夾持臂組件包括可采用的電極的各種形式。這種夾持臂組件的 示例在共同擁有的美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)12/503, 769、12/503, 770和12/503, 766中有所描 述，所述美國(guó)專利申請(qǐng)中的每一個(gè)均以引用方式全文并入本文中。
[0203] 圖13是聯(lián)接到刀79和夾持臂組件415的組織阻抗模塊502的示意圖，其中組織 514位于所述刀與所述夾持臂組件之間。現(xiàn)在參照?qǐng)D10到圖13,發(fā)生器500包括能夠用于 在組織橫切過(guò)程期間監(jiān)測(cè)位于刀79與夾持臂組件451之間的組織514的阻抗（Z t)的組織 阻抗模塊502。組織阻抗模塊502通過(guò)纜線504聯(lián)接到超聲外科器械120。纜線504包括 連接到刀79 (例如，正[+]電極）的第一 "通電"導(dǎo)體504a和連接至夾持臂組件451的導(dǎo) 電外殼472(例如，負(fù)[-]電極）的第二"返回"導(dǎo)體504b。在一種形式中，射頻電壓Vrir被 施加至刀79,以使射頻電流流過(guò)組織514。第二導(dǎo)體504b提供用于使電流返回至組 織阻抗模塊502的返回路徑。返回導(dǎo)體504b的遠(yuǎn)側(cè)端部連接到導(dǎo)電外殼472,使得電流 可從刀79流過(guò)定位于導(dǎo)電外殼472與刀79之間的組織514以及通過(guò)導(dǎo)電外殼472抵達(dá)返 回導(dǎo)體504b。阻抗模塊502通過(guò)第一導(dǎo)體504a和第二導(dǎo)體504b連接到電路中。在一種形 式中，射頻能可通過(guò)超聲換能器50和波導(dǎo)80 (圖2)施加至刀79。值得注意的是，施加至組 織514以用于測(cè)量組織阻抗Zt的射頻能是對(duì)于組織514的治療沒(méi)有顯著貢獻(xiàn)或完全無(wú)貢 獻(xiàn)的低電平亞治療信號(hào)。
[0204] 根據(jù)對(duì)外科系統(tǒng)190的各種形式的操作細(xì)節(jié)的描述，可就采用包括輸入裝置406 和組織阻抗模塊502的外科器械來(lái)切割和凝固血管的過(guò)程參照?qǐng)D10到圖13進(jìn)一步描述上 述外科系統(tǒng)190的操作。盡管已經(jīng)結(jié)合操作細(xì)節(jié)描述了特定方法，然而可理解，所述方法僅 提供如何通過(guò)外科系統(tǒng)190實(shí)施本文所述的一般功能性的示例。此外，除非另外指明，否則 給定的方法不一定按照本文展現(xiàn)的次序執(zhí)行。如先前所述，可采用輸入裝置406來(lái)對(duì)超聲 換能器50/刀79組件編程階躍函數(shù)輸出（例如，電流、電壓、頻率）。
[0205] 在一種形式中，第一導(dǎo)體或線材可連接到器械120的外部護(hù)套72,并且第二導(dǎo)體 或線材可連接到刀79/換能器50。根據(jù)設(shè)計(jì)性質(zhì)，刀79和換能器50與外部護(hù)套72及致動(dòng) 機(jī)構(gòu)的其它元件電絕緣，所述致動(dòng)機(jī)構(gòu)是用于包括基部449和內(nèi)部護(hù)套76的器械120。外 部護(hù)套79及包括基部449和內(nèi)部護(hù)套76的致動(dòng)機(jī)構(gòu)的其它元件是彼此電連續(xù)的，S卩，其全 部是金屬的且彼此接觸。因此，通過(guò)將第一導(dǎo)體連接到外部護(hù)套72并將第二導(dǎo)體連接到刀 79或換能器50以使組織存在于這兩個(gè)導(dǎo)電路徑之間，系統(tǒng)可監(jiān)測(cè)組織的電阻抗，只要組織 接觸刀79和基部449兩者即可。為了有利于此接觸，基部449本身可包括向外并可能向下 突起的結(jié)構(gòu)，以在將導(dǎo)電外殼472有效地整合于基部449中的同時(shí)確保組織接觸。
[0206] 在一種形式中，超聲外科器械120可響應(yīng)于組織阻抗Zt根據(jù)編程的階躍函數(shù)算法 402進(jìn)行操作。在一種形式中，頻率階躍函數(shù)輸出可基于組織阻抗Z t和與各種組織狀態(tài)（例 如脫水、橫切、密封）相關(guān)的預(yù)定閾值的比較而發(fā)起。當(dāng)組織阻抗Zt轉(zhuǎn)變?yōu)楦哂诨虻陀冢ɡ?如超過(guò)）閾值時(shí)，處理器400將數(shù)字頻率信號(hào)418施加到DDS電路420,以響應(yīng)組織阻抗Z t 根據(jù)階躍函數(shù)算法402通過(guò)預(yù)定階躍改變超聲振蕩器的頻率。
[0207] 在操作中，刀79位于組織治療部位處。組織514被抓緊于刀79與夾持臂組件451 之間，使得刀79和導(dǎo)電外殼472與組織514進(jìn)行電接觸。處理器400施加第一數(shù)字頻率信 號(hào)418,以設(shè)定偏諧振（例如&/2、2&或其它結(jié)構(gòu)性諧振頻率，其中&為諧振頻率）的第一 驅(qū)動(dòng)頻率。刀79通過(guò)組織阻抗模塊502供應(yīng)的低電平亞治療射頻電壓V rt電賦能。在組 織阻抗Zt變化預(yù)定量之前，驅(qū)動(dòng)信號(hào)416響應(yīng)于柄部組件68上的開(kāi)關(guān)312a或腳踏開(kāi)關(guān)434 的致動(dòng)而被施加至換能器50/刀79。然后，力或負(fù)載被施加至夾持臂組件451和刀79。在 所述周期期間，超聲換能器50在第一頻率下機(jī)械地啟動(dòng)刀79,結(jié)果由于施加在刀79和 夾持臂組件451的一個(gè)或多個(gè)夾持墊58之間的超聲行為，因此組織514開(kāi)始脫水，使得組 織阻抗Z t減小。最后，隨著組織通過(guò)超聲行為和所施加的夾持力被橫切，當(dāng)組織完全被橫切 時(shí)，組織阻抗Zt變得非常高或無(wú)限大，使得刀79與導(dǎo)電外殼472之間不存在導(dǎo)電路徑。本 領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，驅(qū)動(dòng)電流（I)輸出還可如參照?qǐng)D6到圖8所述的那樣基于組織 阻抗Z t階躍。
[0208] 在一種形式中，組織阻抗Zt可根據(jù)以下方法被阻抗模塊502監(jiān)測(cè)。可測(cè)量的射頻 電流i 1經(jīng)過(guò)第一激勵(lì)導(dǎo)體504a而被傳遞至刀79,經(jīng)過(guò)組織514,然后經(jīng)過(guò)導(dǎo)電外殼472和 第二導(dǎo)體504b返回至阻抗模塊502。隨著組織514脫水以及被相對(duì)于所述一個(gè)或多個(gè)夾 持墊58作用的刀79的超聲行為切割，組織514的阻抗增大，因此返回路徑（即，第二導(dǎo)體 504b)中的電流il減小。阻抗模塊502測(cè)量組織阻抗Z t并將代表性信號(hào)傳遞至ADC 432， 所述ADC 432的信號(hào)輸出433提供至處理器400。處理器400基于Vrt和的這些測(cè)量值 來(lái)計(jì)算組織阻抗Z t。處理器400響應(yīng)于組織阻抗Zt的變化，通過(guò)任何合適的增量或減量使 頻率階躍。處理器400控制驅(qū)動(dòng)信號(hào)416,并可響應(yīng)于組織阻抗Z t對(duì)振幅和頻率作出任何必 要的調(diào)整。在一種形式中，處理器400可在組織阻抗Zt到達(dá)預(yù)定閾值時(shí)切斷驅(qū)動(dòng)信號(hào)416。
[0209] 因此，以舉例（而非限制）的方式，在一種形式中，在橫切和密封血管之前，超聲外 科器械120可根據(jù)編程的階躍輸出算法進(jìn)行操作，以將血管的肌肉內(nèi)層與外膜層分離。如 先前所述，根據(jù)一個(gè)階躍函數(shù)算法，處理器400最初設(shè)定顯著偏諧振的第一驅(qū)動(dòng)頻率Π 。換 能器50被啟動(dòng)以將血管的內(nèi)部肌肉層與外膜層分離，并且組織阻抗模塊502將亞治療射頻 電壓Vrt信號(hào)施加至刀79。在此操作周期T 1中，處理器400監(jiān)測(cè)組織阻抗Zt，以確定內(nèi)部肌 肉層何時(shí)被橫切或與外膜層分離。組織阻抗Z t與施加至刀79的負(fù)載相關(guān)，例如當(dāng)組織變 得脫水或當(dāng)組織被橫切時(shí)，組織阻抗Zt變得非常高或無(wú)限大。在第二時(shí)間周期T 2，組織阻 抗Zt的變化指示血管已經(jīng)從內(nèi)部肌肉層分離或橫切，且發(fā)生器500停用。隨后，處理器400 將驅(qū)動(dòng)頻率設(shè)定為諧振頻率f。。隨后，血管被抓緊于刀79與夾持臂組件451之間，并且換 能器50被再啟動(dòng)以橫切和密封血管。對(duì)組織阻抗Z t的持續(xù)監(jiān)測(cè)的操作提供血管何時(shí)被橫 切和密封的指示。另外，可監(jiān)測(cè)組織阻抗Zt以提供組織切割和/或凝固過(guò)程完成的指示， 或者當(dāng)組織阻抗Z t達(dá)到預(yù)定閾值時(shí)停止超聲發(fā)生器500的啟動(dòng)。可選定組織阻抗Zt的閾 值，以例如指示血管已被橫切。在一種形式中，從起始點(diǎn)至肌肉層剛好被橫切和密封之前的 點(diǎn)，組織阻抗Z t可介于約10歐姆至約1000歐姆之間的范圍內(nèi)。
[0210] 申請(qǐng)人:已發(fā)現(xiàn)，操縱變化的電流設(shè)定點(diǎn)（增大和減小二者）和停留時(shí)間的實(shí)驗(yàn)指 示：在完成橫切之前，所述形式可用于將肌肉內(nèi)層與外膜外層分離，從而獲得改進(jìn)的止血法 并且潛在地降低在橫切部位處的總能量（熱）。此外，盡管已經(jīng)參照用于確定肌肉層何時(shí)從 外膜層分離的阻抗閾值檢測(cè)方案描述了外科器械100, 120,然而不采用任何檢測(cè)方案的其 它形式也落在本公開(kāi)的范圍內(nèi)。例如，外科器械100, 120的形式可在簡(jiǎn)化的外科系統(tǒng)中采 用，其中在施加諧振功率以切割組織之前，施加非諧振功率以將所述層分離約1秒或更少 的預(yù)定時(shí)間。所述形式不局限于這種情況。
[0211] 已描述了外科系統(tǒng)19 (圖1)和190 (圖10)的各種形式的操作細(xì)節(jié)，可就用于采用 包括輸入裝置406和組織阻抗模塊502的外科器械來(lái)切割和凝固組織的過(guò)程進(jìn)一步大致描 述以上外科系統(tǒng)19, 190的操作。盡管結(jié)合操作細(xì)節(jié)描述了特定方法，然而應(yīng)當(dāng)理解，所述 過(guò)程僅提供如何通過(guò)外科系統(tǒng)19, 190實(shí)施本文所述的一般功能性的示例。此外，除非另外 指明，否則給定的過(guò)程不一定按照本文展現(xiàn)的次序執(zhí)行。如先前所述，可采用輸入裝置406 來(lái)為超聲換能器50/刀79組件進(jìn)行階躍輸出編程（例如，電流、頻率）。
[0212] 圖14示出了用于對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的方 法600的一種形式。本文所述的方法600以及其它方法、算法等中的任一個(gè)可以任何合適 的方式發(fā)起。例如，本文所述的方法600和其它方法、算法等中的任一個(gè)可響應(yīng)于通過(guò)鈕、 開(kāi)關(guān)和/或腳踏板（包括（例如）本文所述的那些）中的任一個(gè)或組合提供的用戶輸入而 發(fā)起。參照?qǐng)D1到圖3和圖6到圖14,通過(guò)舉例而非限制的方式，超聲外科器械100, 120 可根據(jù)方法600操作，以在橫切和密封血管之前將血管的內(nèi)部肌肉層與外膜層分離。因此， 在各種形式中，外科器械（例如，外科器械1〇〇, 120)的端部執(zhí)行器（例如，端部執(zhí)行器81、 810)可根據(jù)方法600驅(qū)動(dòng)。發(fā)生器（例如，發(fā)生器30, 500)聯(lián)接到超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)。超聲驅(qū) 動(dòng)系統(tǒng)包括聯(lián)接到波導(dǎo)（例如，波導(dǎo)80)的超聲換能器（例如，超聲換能器50)。端部執(zhí)行 器81聯(lián)接到波導(dǎo)80。超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)和端部執(zhí)行器81能夠以諧振頻率（例如，55. 5kHz)諧 振。在一種形式中，在602處，發(fā)生器30生成第一超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在604處，超聲換能器50 響應(yīng)于啟動(dòng)柄部組件（例如，柄部組件68)上的開(kāi)關(guān)（例如，開(kāi)關(guān)34)或連接到發(fā)生器30 的腳踏開(kāi)關(guān)（例如，腳踏開(kāi)關(guān)434)而在第一周期通過(guò)第一超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)被致動(dòng)。在第一周 期過(guò)后，在606處，發(fā)生器30生成第二超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在608處，超聲換能器50響應(yīng)于啟 動(dòng)柄部組件柄部組件68上的開(kāi)關(guān)34或連接到發(fā)生器30的腳踏開(kāi)關(guān)434而在第二周期通 過(guò)第二超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)被致動(dòng)。在相應(yīng)的第一周期和第二周期中，所述第一驅(qū)動(dòng)信號(hào)不同于 所述第二驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在所述第一周期和第二周期中，所述第一驅(qū)動(dòng)信號(hào)和第二驅(qū)動(dòng)信號(hào)限 定階躍函數(shù)波形。
[0213] 在一種形式中，發(fā)生器30生成第三超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在第三周期，超聲換能器50通 過(guò)第三超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)被致動(dòng)。在第一周期、第二周期和第三周期中，第三驅(qū)動(dòng)信號(hào)不同于第 一驅(qū)動(dòng)信號(hào)和第二驅(qū)動(dòng)信號(hào)。第一驅(qū)動(dòng)信號(hào)、第二驅(qū)動(dòng)信號(hào)和第三驅(qū)動(dòng)信號(hào)限定第一周期、 第二周期和第三周期中的階躍函數(shù)波形。在一種形式中，產(chǎn)生第一超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)、第二超聲 驅(qū)動(dòng)信號(hào)和第三超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)的步驟包括：產(chǎn)生對(duì)應(yīng)的第一驅(qū)動(dòng)電流、第二驅(qū)動(dòng)電流和第 三驅(qū)動(dòng)電流；以及在第一周期利用第一驅(qū)動(dòng)電流致動(dòng)超聲換能器50,在第二周期利用第二 驅(qū)動(dòng)電流致動(dòng)超聲換能器50,和在第三周期利用第三驅(qū)動(dòng)電流致動(dòng)超聲換能器50。
[0214] 在某些形式中，第一驅(qū)動(dòng)電流、第二驅(qū)動(dòng)電流和第三驅(qū)動(dòng)電流可相對(duì)于彼此增大、 減小或保持不變。例如，在某些形式中，第一驅(qū)動(dòng)電流、第二驅(qū)動(dòng)電流和第三驅(qū)動(dòng)電流中的 一些或全部相等。此外，在某些形式中，第一周期、第二周期和第三周期可采取任何合適的 值，包括（例如）零點(diǎn)幾秒、數(shù)分鐘、數(shù)小時(shí)等。在一個(gè)示例性形式中，第一周期、第二周期 和第三周期中的一些或全部可為55秒。
[0215] 在一種形式中，發(fā)生器30在第一頻率下產(chǎn)生第一超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)，所述第一頻率不 同于諧振頻率。隨后，在第一周期利用第一頻率下的第一超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)致動(dòng)超聲換能器50。 第一頻率下的致動(dòng)為端部執(zhí)行器81提供第一水平的機(jī)械振動(dòng)，其適于將第一組織與第二 組織分離，例如以將血管的內(nèi)部肌肉層與外膜層分離。發(fā)生器30生成處于諧振頻率（例如， 55. 5kHz)下的第二超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)，并且在第一周期之后的第二周期利用諧振頻率下的第二 超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)致動(dòng)超聲換能器50。第二諧振頻率下的致動(dòng)為端部執(zhí)行器81提供第二水平 的機(jī)械振動(dòng)，其適于在第一組織（例如血管）一旦其與內(nèi)部肌肉層分離時(shí)對(duì)其進(jìn)行橫切和 密封。在一種形式中，在第一周期之后，諧振頻率下的第二超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)由發(fā)生器30自動(dòng) 地生成。在一種形式中，第一頻率與諧振頻率基本上不同，并且第一周期小于約一秒。例 如，在一種形式中，第一頻率由以下公式定義4 = 2*f。，其中是第一頻率且f。是諧振頻 率。在另一形式中，第一頻率由以下公式定義4 = f/2,其中是第一頻率且f。是諧振 頻率。還設(shè)想第一超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)、第二超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)和第三超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)用于以縱向、彎曲 和扭轉(zhuǎn)模式及其諧波激發(fā)超聲換能器50的振動(dòng)模式。
[0216] 在一種形式中，發(fā)生器30監(jiān)測(cè)超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的可測(cè)量特性并基于所測(cè)量的特性 生成第一驅(qū)動(dòng)信號(hào)和第二驅(qū)動(dòng)信號(hào)中的任一個(gè)。例如，發(fā)生器30監(jiān)測(cè)超聲換能器50的阻 抗Z。發(fā)生器30包括適于測(cè)量換能器50的阻抗的電路。例如，電流感測(cè)電路（例如，電流 感測(cè)電路426)感測(cè)流過(guò)換能器50的電流，并且電壓感測(cè)電路（例如，電壓感測(cè)電路428) 感測(cè)施加至換能器50的輸出電壓。多路復(fù)用器（例如，多路復(fù)用器430)將適當(dāng)?shù)哪M信 號(hào)沿特定路線發(fā)送至模數(shù)轉(zhuǎn)換器（例如，ADC 432)，模數(shù)轉(zhuǎn)換器的數(shù)字輸出被提供至處理 器（例如，處理器400)。處理器400基于電流和電壓的測(cè)量值計(jì)算換能器阻抗Z。
[0217] 在一種形式中，發(fā)生器500包括用以測(cè)量接觸端部執(zhí)行器（例如，端部執(zhí)行器810) 的組織部分的阻抗的阻抗模塊（例如，組織阻抗模塊502)。阻抗模塊502包括RF振蕩器 (例如，RF振蕩器506)以生成亞治療射頻信號(hào)。亞治療射頻信號(hào)施加至形成激勵(lì)電極的 端部執(zhí)行器810的刀（例如，刀79)部分。所述組織部分被抓緊在端部執(zhí)行器810與夾持 臂組件（例如，夾持臂組件451)和組織（例如，組織514)的阻抗的返回電極之間。隨后， 通過(guò)阻抗模塊502的電壓感測(cè)電路（例如，電壓感測(cè)電路508)和電流感測(cè)電路（例如，電 流感測(cè)電路510)測(cè)量組織阻抗。這些信號(hào)通過(guò)多路復(fù)用器430而被施加至ADC 432。ADC 432的數(shù)字輸出被提供至處理器400,所述處理器基于通過(guò)組織的電流和施加至端部執(zhí)行 器810的刀79部分的電壓的測(cè)量值來(lái)計(jì)算組織阻抗Zt。
[0218] 圖15A到圖15C示出操作的邏輯流程圖700, 800, 900的各種形式，以確定被超聲 外科器械操縱的組織的狀態(tài)變化，并為用戶提供反饋，以指示組織已經(jīng)歷這種狀態(tài)變化或 組織很可能已經(jīng)歷這種狀態(tài)變化。操作700, 800, 900及其各種排列可用于其中監(jiān)測(cè)組織狀 態(tài)的任何實(shí)施方式。例如，操作700, 800, 900等中的一個(gè)或多個(gè)可在外科系統(tǒng)在使用中時(shí) 自動(dòng)地執(zhí)行。此外，操作700, 800, 900等可例如通過(guò)鈕、開(kāi)關(guān)和踏板等（例如，本文所述的 鈕、開(kāi)關(guān)和踏板等）基于臨床醫(yī)生的輸入而觸發(fā)。如本文所用，當(dāng)組織從其它組織或骨骼層 上分離時(shí)，當(dāng)組織被切割或橫切時(shí)，當(dāng)組織被凝固時(shí)等等，組織可經(jīng)歷狀態(tài)的變化，同時(shí)被 超聲外科器械的端部執(zhí)行器（例如，圖1和圖10所示的超聲外科器械100, 120的端部執(zhí)行 器81、810)操縱。組織狀態(tài)的變化可基于組織分離事件發(fā)生的可能性進(jìn)行確定。
[0219] 在各種形式中，通過(guò)圖9和圖11所示的輸出指示器412提供反饋。輸出指示器412 尤其適用于以下應(yīng)用：其中被端部執(zhí)行器81、810操縱的組織在用戶的視野之外且當(dāng)組織 中發(fā)生狀態(tài)變化時(shí)用戶無(wú)法看見(jiàn)。根據(jù)參照邏輯流程圖700, 800, 900所述的操作確定，輸 出指示器412與用戶通信，以通知組織狀態(tài)發(fā)生變化。如先前所述，輸出指示器412能夠用 于向用戶提供各種類型的反饋，包括但不限于視覺(jué)、聽(tīng)覺(jué)和/或觸覺(jué)反饋，以提醒用戶（例 如，外科醫(yī)生、臨床醫(yī)生）組織已發(fā)生組織的狀態(tài)或條件變化。以舉例而非限制的方式，如 先前所述，視覺(jué)反饋包括任何類型的視覺(jué)指示裝置，包括白熾燈或LED、圖形用戶界面、顯示 器、模擬指示器、數(shù)字指示器、柱狀圖顯示器、數(shù)字字母顯示器。以舉例而非限制的方式，聽(tīng) 覺(jué)反饋包括任何類型的蜂鳴器、計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的音調(diào)、計(jì)算機(jī)化語(yǔ)音、通過(guò)聲音/語(yǔ)音平臺(tái)與 計(jì)算機(jī)相互作用的VUI。通過(guò)舉例而非限制的方式，觸覺(jué)反饋包括通過(guò)柄部組件68的器械 提供的任何類型的振動(dòng)反饋。組織狀態(tài)的變化可如先前所述基于換能器和組織阻抗測(cè)量確 定，或根據(jù)參照以下參照?qǐng)D15A到圖15C中的邏輯流程圖700, 800, 900所述的操作基于電 壓、電流和頻率測(cè)量確定。
[0220] 在一種形式中，邏輯流程圖700, 800, 900可被實(shí)施為可執(zhí)行模塊（例如，算法）， 所述模塊包括要由發(fā)生器30, 500的處理器400 (圖9、11、14)部分執(zhí)行的計(jì)算機(jī)可讀指令。 在各種形式中，參照邏輯流程圖700, 800, 900所述的操作可被實(shí)施成：一個(gè)或多個(gè)軟件部 件，例如，程序、子程序、邏輯；一個(gè)或多個(gè)硬件部件，例如，處理器、DSP、PLD、ASIC、電路、寄 存器；和/或軟件與硬件的組合。在一種形式中，用于執(zhí)行邏輯流程圖700, 800, 900所述 的操作的可執(zhí)行指令可被存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。當(dāng)被執(zhí)行時(shí)，所述指令使得處理器400根據(jù)邏 輯流程圖800和900中所述的操作確定組織狀態(tài)的變化并通過(guò)輸出指示器412為用戶提供 反饋。根據(jù)這種可執(zhí)行指令，處理器400監(jiān)測(cè)并評(píng)估可從發(fā)生器30, 500獲得的電壓、電流 和/或頻率信號(hào)樣本，并根據(jù)對(duì)這些信號(hào)樣本的評(píng)估來(lái)確定組織狀態(tài)是否發(fā)生變化。如以 下的進(jìn)一步描述，組織狀態(tài)的變化可基于超聲器械的類型和激發(fā)所述器械的功率電平來(lái)確 定。響應(yīng)于所述反饋，超聲外科器械100, 120的操作模式可由用戶控制，或者可自動(dòng)或半自 動(dòng)地被控制。
[0221] 圖15A示出確定組織狀態(tài)的變化并相應(yīng)地啟動(dòng)輸出指示器412的一種形式的邏輯 流程圖700。現(xiàn)在參照?qǐng)D15A所示的邏輯流程圖700以及圖9所示的發(fā)生器30的驅(qū)動(dòng)系 統(tǒng)32,在702,驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)32的處理器400部分對(duì)發(fā)生器30的電壓（V)、電流（i)和頻率（f) 信號(hào)進(jìn)行采樣。在所示形式中，在704處，對(duì)頻率和電壓信號(hào)樣本單獨(dú)進(jìn)行分析，以確定對(duì) 應(yīng)的頻率拐點(diǎn)和/或電壓降點(diǎn)。在其它形式中，除了電壓和頻率信號(hào)樣本之外或取代電壓 信號(hào)樣本，可獨(dú)立分析電流信號(hào)樣本。在706處，當(dāng)前頻率信號(hào)樣本提供至頻率拐點(diǎn)分析模 塊，以確定組織狀態(tài)的變化，如圖15B中的邏輯流程圖800所示。在708處，當(dāng)前電壓信號(hào)樣 本提供至電壓降點(diǎn)分析模塊，以確定組織狀態(tài)的變化，如圖15C中的邏輯流程圖900所示。
[0222] 頻率拐點(diǎn)分析模塊和電壓降點(diǎn)分析模塊基于與特定超聲器械類型和驅(qū)動(dòng)器械的 能量水平相關(guān)聯(lián)的關(guān)聯(lián)性經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)來(lái)確定組織狀態(tài)何時(shí)發(fā)生變化。在714處，來(lái)自頻率拐 點(diǎn)分析模塊的結(jié)果710以及來(lái)自電壓降點(diǎn)分析模塊的結(jié)果712被處理器400讀取。處理器 400在716確定頻率拐點(diǎn)結(jié)果710和/或電壓降點(diǎn)結(jié)果712是否指示組織狀態(tài)的變化。如 果結(jié)果710、714沒(méi)有指示組織狀態(tài)的變化，則處理器400繼續(xù)沿著"否"分支到達(dá)702并從 發(fā)生器30中讀取附加的電壓和頻率信號(hào)樣本。在分析過(guò)程中利用發(fā)生器電流的形式中，處 理器400現(xiàn)在還將從發(fā)生器30讀取附加的電流信號(hào)樣本。如果結(jié)果710、714指示組織狀 態(tài)發(fā)生顯著變化，則處理器400繼續(xù)沿著"是"分支到達(dá)718,并啟動(dòng)輸出指示器412。
[0223] 如先前所述，輸出指示器412可提供視覺(jué)、聽(tīng)覺(jué)和/或觸覺(jué)反饋，以警告超聲外科 器械100, 120的用戶組織狀態(tài)已發(fā)生變化。在各種形式中，響應(yīng)于來(lái)自輸出指示器412的 反饋，發(fā)生器30, 500的操作模式和/或超聲器械100, 120可以手動(dòng)、自動(dòng)或半自動(dòng)方式控 制。所述操作模式包括但不限于斷開(kāi)或關(guān)閉發(fā)生器30, 500的輸出功率，降低發(fā)生器30, 500 的輸出功率，使發(fā)生器30, 500的輸出功率循環(huán)，脈沖調(diào)節(jié)發(fā)生器30, 500的輸出功率和/或 從發(fā)生器30, 500輸出高功率短暫電涌。超聲器械的響應(yīng)于組織狀態(tài)變化的操作模式可被 選擇成例如最小化例如夾持墊58(圖1到圖3)的端部執(zhí)行器81，810的發(fā)熱效果，以防止 或最小化對(duì)外科器械100, 120和/或周圍組織的可能損壞。此種情況是有利的，這是因?yàn)?當(dāng)換能器50在端部執(zhí)行器81、810的鉗口之間沒(méi)有物質(zhì)的情況下被啟動(dòng)時(shí)會(huì)迅速地發(fā)熱， 這與例如在組織已基本上與端部執(zhí)行器分離時(shí)發(fā)生組織狀態(tài)變化的情形一樣。
[0224] 圖15B是示出頻率拐點(diǎn)分析模塊的操作的一種形式的邏輯流程圖800。在802處， 來(lái)自邏輯流程圖700的706的頻率樣本被處理器400接收。在804處，處理器400針對(duì)頻 率拐點(diǎn)分析計(jì)算指數(shù)加權(quán)移動(dòng)平均值（EWM)。計(jì)算EWM以從頻率樣本中過(guò)濾掉來(lái)自發(fā)生 器的噪聲。根據(jù)頻率移動(dòng)平均值公式806和α值（a )808計(jì)算EWMA :
[0225] Stf= aYtf+(I-Q)Stf-I (2)
[0226] 其中：
[0227] Stf =采樣頻率信號(hào)的當(dāng)前移動(dòng)平均值；
[0228] StM =采樣頻率信號(hào)的先前移動(dòng)平均值；
[0229] α =平滑因數(shù)；和
[0230] Ytf =采樣頻率信號(hào)的當(dāng)前數(shù)據(jù)點(diǎn)。
[0231] 根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，α值808可從約0變化至約1，其中接近約0的小 α值808提供大量的濾波或平滑，而接近約1的大α值808提供少量的濾波或平滑。α 值808可基于超聲器械類型和功率電平進(jìn)行選擇。在一種形式中，塊804、806和808可作 為可變數(shù)字低通濾波器810來(lái)實(shí)施，其中α值808確定濾波器810的截止點(diǎn)。一旦頻率樣 本被濾波，則在812處如下計(jì)算頻率樣本的斜率：
[0232] 頻率斜率=差量f/差量t (3)
[0233] 所計(jì)算的頻率斜率數(shù)據(jù)點(diǎn)被提供至"慢速響應(yīng)"移動(dòng)平均值濾波器814,以計(jì)算針 對(duì)頻率斜率的EWM移動(dòng)平均值，從而進(jìn)一步降低系統(tǒng)噪聲。在一種形式中，"慢速響應(yīng)"移 動(dòng)平均值濾波器814的實(shí)施可通過(guò)如下方式實(shí)現(xiàn)：根據(jù)頻率斜率移動(dòng)平均值公式820和α 值（α '）822在818計(jì)算針對(duì)頻率斜率的EWMA :
[0234] S' tf = α ' Υ' tf+ (I- α ' ) S' 舊(4)
[0235] 其中：
[0236] S' tf =采樣頻率信號(hào)的頻率斜率的當(dāng)前移動(dòng)平均值；
[0237] S' tf_i =采樣頻率信號(hào)的頻率斜率的先前移動(dòng)平均值；
[0238] α ' =平滑因數(shù)；和
[0239] Y' tf =采樣頻率信號(hào)的當(dāng)前斜率數(shù)據(jù)點(diǎn)。
[0240] 如先前參照數(shù)字濾波塊810所述，根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，α '值822從約0 變化至約1，其中接近〇的小α'值822提供大量的濾波或平滑，而接近1的大α'值822 提供少量的濾波或平滑。α'值822可基于超聲器械類型和功率電平進(jìn)行選擇。
[0241] 所計(jì)算的頻率斜率數(shù)據(jù)點(diǎn)被提供至"快速響應(yīng)"濾波器816,以計(jì)算針對(duì)頻率斜率 的移動(dòng)平均值。在824, "快速響應(yīng)"濾波器816基于多個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)826計(jì)算針對(duì)頻率斜率的 移動(dòng)平均值。
[0242] 在所示形式中，"慢速響應(yīng)"移動(dòng)平均值濾波器814的輸出"斜率EWMA"被施加至加 法器828的（+)輸入，并且"快速響應(yīng)"濾波器816的輸出"斜率Avg"被施加至加法器828 的（_)輸入。加法器828計(jì)算"慢速響應(yīng)"移動(dòng)平均值濾波器814和"快速響應(yīng)"濾波器816 的輸出之間的差值。這些輸出之間的差值在830與預(yù)定極限832進(jìn)行比較。極限832的確 定是基于超聲器械的類型和啟動(dòng)特定類型的超聲器械的功率電平。極限832值可被預(yù)定和 按照查找表等形式存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之間的差值不大于極 限832,則處理器400沿著"否"分支繼續(xù)并將值834返回至結(jié)果710 ±夬，以指示在采樣頻率 信號(hào)中沒(méi)有找到拐點(diǎn)，因此沒(méi)有檢測(cè)到組織狀態(tài)的變化。然而，如果"斜率EWMA"和"斜率 Avg"之間的差值大于極限832,則處理器400沿著"是"分支繼續(xù)并確定找到頻率拐點(diǎn)836， 然后將點(diǎn)索引838返回至結(jié)果710塊，以指示在采樣的頻率數(shù)據(jù)中發(fā)現(xiàn)拐點(diǎn)，因此檢測(cè)到組 織狀態(tài)的變化。如先前參照?qǐng)D15A所述，如果發(fā)現(xiàn)頻率拐點(diǎn)836,則在718 (圖15A)，處理器 400啟動(dòng)組織狀態(tài)指示器718中的變化。
[0243] 圖15C是示出電壓降分析模塊的操作的一種形式的邏輯流程圖900。在902處，來(lái) 自邏輯流程圖700的708的電壓樣本被處理器400接收。在904處，處理器400針對(duì)電壓 降點(diǎn)分析計(jì)算指數(shù)加權(quán)移動(dòng)平均值（EWMA)。計(jì)算EWMA以從電壓樣本中過(guò)濾掉來(lái)自發(fā)生器 的噪聲。根據(jù)電壓移動(dòng)平均值公式906和α值（a )908計(jì)算EWM :
[0244] Stv= a Ytv+(I-COStrt (5)
[0245] 其中：
[0246] Stv =采樣電壓信號(hào)的當(dāng)前移動(dòng)平均值；
[0247] Strt =采樣電壓信號(hào)的先前移動(dòng)平均值；
[0248] α =平滑因數(shù)；和
[0249] Ytv =采樣電壓信號(hào)的電流數(shù)據(jù)點(diǎn)。
[0250] 如先前所述，根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，α值908可從0變化至1，并可基于超 聲器械類型和功率電平進(jìn)行選擇。在一種形式中，塊904、906和908可作為可變數(shù)字低通 濾波器910實(shí)施，其中α值908確定濾波器910的截止點(diǎn)。一旦電壓樣本被濾波，則在912 中如下計(jì)算電壓樣本的斜率：
[0251] 電壓斜率=差量ν/差量t (6)
[0252] 所計(jì)算的電壓斜率數(shù)據(jù)點(diǎn)提供至"慢速響應(yīng)"移動(dòng)平均值濾波器914,以計(jì)算針對(duì) 電壓斜率的EWM移動(dòng)平均值，從而進(jìn)一步降低系統(tǒng)噪聲。在一種形式中，"慢速響應(yīng)"移動(dòng) 平均值濾波器914的實(shí)施可通過(guò)如下方式實(shí)現(xiàn)：根據(jù)電壓斜率移動(dòng)平均值公式920和α值 (α '）822在918中計(jì)算針對(duì)電壓斜率的EWM :
[0253] S，tv= a'Y，tv+(l-a，）S，tv_i (7)
[0254] 其中：
[0255] S' tv =采樣電壓信號(hào)的電壓斜率的電流移動(dòng)平均值；
[0256] S' =采樣電壓信號(hào)的電壓斜率的先前移動(dòng)平均值；
[0257] a '=平滑因數(shù)；和
[0258] Y' tv =采樣電壓信號(hào)的電流斜率數(shù)據(jù)點(diǎn)。
[0259] 如先前參照數(shù)字濾波塊910所述，根據(jù)期望的濾波或平滑因數(shù)，a '值922從約0 變化至約1，其中接近約〇的小a '值922提供大量的濾波或平滑，而接近約1的大a '值 922提供少量的濾波或平滑。α'值922可基于超聲器械類型和功率電平進(jìn)行選擇。
[0260] 所計(jì)算的電壓斜率數(shù)據(jù)點(diǎn)被提供至"快速響應(yīng)"濾波器916,以計(jì)算針對(duì)電壓斜率 的移動(dòng)平均值。在924, "快速響應(yīng)"濾波器916基于多個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)926計(jì)算針對(duì)電壓斜率的 移動(dòng)平均值。
[0261] 在所示形式中，"慢速響應(yīng)"移動(dòng)平均值濾波器914的輸出"斜率EWMA"被施加至加 法器928的（+)輸入，并且"快速響應(yīng)"濾波器916的輸出"斜率Avg"被施加至加法器928 的（_)輸入。加法器928計(jì)算"慢速響應(yīng)"移動(dòng)平均值濾波器914和"快速響應(yīng)"濾波器916 的輸出之間的差值。這些輸出之間的差值在930與預(yù)定極限932進(jìn)行比較。極限932基于 超聲器械的類型以及啟動(dòng)特定類型的超聲器械的功率電平確定。極限932值可被預(yù)定以及 按照查找表等形式存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之間的差值不大于極 限932,則處理器400沿著"否"分支繼續(xù)并在940使計(jì)數(shù)器重置為零，然后將值934返回 至結(jié)果710塊，以指示在采樣電壓信號(hào)中沒(méi)有找到電壓降點(diǎn)，因此沒(méi)有檢測(cè)到組織狀態(tài)的 變化。然而，如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之間的差值大于極限932,則處理器400沿著 "是"分支繼續(xù)并在942使計(jì)數(shù)器遞增。在944,例如，處理器400確定計(jì)數(shù)器是否大于1或 一些其它預(yù)定的閾值。換句話講，處理器400采用了關(guān)于電壓降點(diǎn)的至少兩個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)。如 果計(jì)數(shù)器不大于閾值（例如，在所示形式中為1)，則處理器400繼續(xù)沿著"否"分支前進(jìn)并 將值934返回至結(jié)果710塊，以指示在采樣電壓信號(hào)中沒(méi)有找到電壓降點(diǎn)，因此沒(méi)有檢測(cè)到 組織狀態(tài)的變化。如果計(jì)數(shù)器大于閾值（例如，在所示形式中為1)，則處理器400繼續(xù)沿著 "是"分支前進(jìn)并確定找到電壓降點(diǎn)936,并將點(diǎn)索引938返回至結(jié)果712塊，以指示在采樣 的電壓信號(hào)中找到了電壓降點(diǎn)，因此檢測(cè)到了組織狀態(tài)的變化。根據(jù)先前參照?qǐng)D15A所討 論，如果找到電壓點(diǎn)836,則在718處（圖15A)，處理器400啟動(dòng)組織狀態(tài)指示器718中的 變化。
[0262] 圖16示出包括發(fā)生器1002以及可與其一起使用的各種外科器械1004, 1006的外 科系統(tǒng)1000的一種形式。圖16A是圖16的超聲外科器械1004的圖。發(fā)生器1002能夠與 外科裝置一起使用。根據(jù)各種形式，發(fā)生器1002能夠與不同類型的不同外科裝置一起使 用，所述外科裝置包括例如超聲裝置1004和電外科或射頻外科裝置（例如射頻裝置1006)。 盡管在圖16所示的形式中，發(fā)生器1002被顯示為與外科裝置1004,1006分開(kāi)，然而在一種 形式中，發(fā)生器1002可與外科裝置1004, 1006中的任一個(gè)形成為一體，以形成一體式外科 系統(tǒng)。發(fā)生器1002包括位于發(fā)生器1002控制臺(tái)的前面板上的輸入裝置1045。輸入裝置 1045可包括生成適于對(duì)發(fā)生器1002的操作進(jìn)行編程的信號(hào)的任何合適的裝置。
[0263] 圖17為圖16所示外科系統(tǒng)1000的圖。在各種形式中，發(fā)生器1002可包括諸如 模塊和/或塊的多個(gè)分開(kāi)的功能性元件。不同的功能性元件或模塊能夠用于對(duì)不同種類的 外科裝置1004, 1006進(jìn)行驅(qū)動(dòng)。例如，超聲發(fā)生器模塊1008可對(duì)超聲裝置進(jìn)行驅(qū)動(dòng)，例如 超聲裝置1004。電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可對(duì)電外科裝置1006進(jìn)行驅(qū)動(dòng)。例如，相 應(yīng)的模塊1008,1010可生成用于對(duì)外科裝置1004,1006進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的相應(yīng)的驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在 各種形式中，超聲發(fā)生器模塊1008和/或電外科/射頻發(fā)生器模塊1010各自可與發(fā)生器 1002形成為一體。作為另外一種選擇，模塊1008, 1010中的一個(gè)或多個(gè)可被設(shè)置成電耦合 到發(fā)生器1002的單獨(dú)的電路模塊。（模塊1008和1010以虛線顯示以示出此部分。）此 夕卜，在一些形式中，電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可與超聲發(fā)生器模塊1008形成為一體， 或反之亦然。此外，在一些形式中，發(fā)生器1002可完全省去且模塊1008, 1010可由相應(yīng)器 械1004, 1006內(nèi)的處理器或其他硬件來(lái)執(zhí)行。
[0264] 根據(jù)所述形式，超聲發(fā)生器模塊1008可產(chǎn)生特定電壓、電流和頻率例如55, 500周 每秒（Hz)的一個(gè)或多個(gè)驅(qū)動(dòng)信號(hào)。所述一個(gè)或多個(gè)驅(qū)動(dòng)信號(hào)可被提供至超聲裝置1004,尤 其是可例如如上所述進(jìn)行操作的換能器1014。換能器1014和延伸穿過(guò)軸1015的波導(dǎo)（圖 16A中未示出的波導(dǎo)）可集體形成用于對(duì)端部執(zhí)行器1026的超聲刀1017進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的超聲 驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)。在一種形式中，發(fā)生器1002能夠生成特定電壓、電流和/或頻率輸出信號(hào)的驅(qū) 動(dòng)信號(hào)，所述驅(qū)動(dòng)信號(hào)能夠階躍或換句話講修改為具有高分辨率、精度和再現(xiàn)性。
[0265] 發(fā)生器1002可被啟動(dòng)以按任何合適的方式將驅(qū)動(dòng)信號(hào)提供至換能器1014。例 如，發(fā)生器1002可包括腳踏開(kāi)關(guān)1020,所述腳踏開(kāi)關(guān)通過(guò)腳踏開(kāi)關(guān)纜線1022聯(lián)接到發(fā)生 器1002。臨床醫(yī)生可通過(guò)壓下腳踏開(kāi)關(guān)1020來(lái)啟動(dòng)換能器1014。此外，或作為腳踏開(kāi)關(guān) 1020的替代，超聲裝置1004的一些形式可利用定位于手持件上的一個(gè)或多個(gè)開(kāi)關(guān)，當(dāng)被啟 動(dòng)時(shí)，所述一個(gè)或多個(gè)開(kāi)關(guān)可使發(fā)生器1002啟動(dòng)換能器1014。在一種形式中，例如所述一 個(gè)或多個(gè)開(kāi)關(guān)可包括一對(duì)切換鈕1036a，1036b (圖16A)(例如）以確定裝置1004的操作模 式。當(dāng)切換鈕1036a被壓下時(shí)，例如，超聲發(fā)生器1002可提供最大驅(qū)動(dòng)信號(hào)至換能器1014， 從而使所述換能器產(chǎn)生最大超聲能量輸出。壓下切換鈕1036b可使超聲發(fā)生器1002提供 用戶可選的驅(qū)動(dòng)信號(hào)至換能器1014,從而使所述換能器產(chǎn)生小于最大值的超聲能量輸出。 除此之外或作為另外一種選擇，裝置1004可包括第二開(kāi)關(guān)（未示出）以（例如）指示用于 對(duì)端部執(zhí)行器1026的鉗口進(jìn)行操作的鉗口閉合觸發(fā)器的位置。此外，在一些形式中，超聲 發(fā)生器1002可基于鉗口閉合觸發(fā)器的位置被啟動(dòng)（例如例如，當(dāng)臨床醫(yī)生壓下鉗口閉合觸 發(fā)器以閉合鉗口時(shí)，可施加超聲能量）。
[0266] 除此之外或作為另外一種選擇，所述一個(gè)或多個(gè)開(kāi)關(guān)可包括切換鈕1036c，當(dāng)所述 切換鈕被壓下時(shí)，會(huì)使發(fā)生器1002提供脈沖輸出。脈沖例如可按任何合適的頻率和分組提 供。在某些形式中，例如，脈沖的功率電平可為與切換鈕1036a、1036b相關(guān)聯(lián)的功率電平 (最大值、小于最大值）。
[0267] 應(yīng)當(dāng)理解，裝置1004可包括切換鈕1036a，1036b，1036c的任意組合。例如，裝置 1004能夠具有僅如下兩個(gè)切換鈕：切換鈕1036a和切換鈕1036c，切換鈕1036a用于產(chǎn)生最 大超聲能量輸出，并且切換鈕1036c用于產(chǎn)生最大或小于最大功率電平的脈沖輸出。以此 方式，發(fā)生器1002的驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出構(gòu)型可為5個(gè)連續(xù)信號(hào)和5或4或3或2或1個(gè)脈沖信 號(hào)。在某些形式中，例如可基于發(fā)生器1002中的EEPROM設(shè)定和/或用戶功率電平選擇來(lái) 控制特定的驅(qū)動(dòng)信號(hào)構(gòu)型。
[0268] 在某些形式中，可提供雙位開(kāi)關(guān)來(lái)替代切換鈕1036c。例如，裝置1004可包括用于 產(chǎn)生最大功率電平的連續(xù)輸出的切換鈕1036a和雙位切換鈕1036b。在第一止動(dòng)位置中，切 換鈕1036b可產(chǎn)生小于最大功率電平的連續(xù)輸出，并且在第二止動(dòng)位置中，切換鈕1036b可 產(chǎn)生脈沖輸出（例如，根據(jù)EEPROM設(shè)定而定，具有最大功率電平或小于最大功率電平）。
[0269] 根據(jù)所述形式，電外科/射頻發(fā)生器模塊1010可生成具有足以使用射頻（RF)能 量來(lái)執(zhí)行雙極性電外科的輸出功率的一個(gè)或多個(gè)驅(qū)動(dòng)信號(hào)。在雙極性電外科應(yīng)用中，例如 驅(qū)動(dòng)信號(hào)可被提供至例如電外科裝置1006的電極。因此，發(fā)生器1002能夠用于通過(guò)將足 以處理組織（例如，凝固、燒灼、組織焊接）的電能施加到組織而達(dá)到治療目的。
[0270] 發(fā)生器1002可包括例如位于所述發(fā)生器控制臺(tái)前面板上的輸入裝置1045(圖 16)。輸入裝置1045可包括生成適于對(duì)發(fā)生器1002的操作進(jìn)行編程的信號(hào)的任何合適的 裝置。在操作中，用戶可使用輸入裝置1045對(duì)發(fā)生器1002的操作進(jìn)行編程或以其它方式 進(jìn)行控制。輸入裝置1045可包括生成可由發(fā)生器（例如，由包含在發(fā)生器中的一個(gè)或多個(gè) 處理器）用來(lái)控制發(fā)生器1002的操作（例如，超聲發(fā)生器模塊1008和/或電外科/射頻 發(fā)生器模塊1010的操作）的信號(hào)的任何合適的裝置。在各種形式中，輸入裝置1045包括 鈕、開(kāi)關(guān)、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸摸屏顯示器、指點(diǎn)裝置中的一種或多種，所述輸入裝置遠(yuǎn)程 連接到通用或?qū)Ｓ糜?jì)算機(jī)。在其它形式中，輸入裝置1045例如可包括合適的用戶界面，例 如顯示于觸摸屏顯示器上的一個(gè)或多個(gè)用戶界面屏幕。因此，通過(guò)輸入裝置1045,用戶例如 可設(shè)定或編程發(fā)生器的各種操作參數(shù)，例如超聲發(fā)生器模塊1008和/或電外科/射頻發(fā)生 器模塊1010所生成的一個(gè)或多個(gè)驅(qū)動(dòng)信號(hào)的電流（I)、電壓（V)、頻率（f)和/或周期（T)。
[0271] 發(fā)生器1002也可包括例如位于發(fā)生器1002控制臺(tái)的前面板上的輸出裝置 1047(圖16)，諸如輸出指示器。輸出裝置1047包括一個(gè)或多個(gè)用于為用戶提供感觀反饋 的裝置。此類裝置例如可包括視覺(jué)反饋裝置（例如，視覺(jué)反饋裝置可包括白熾燈、發(fā)光二極 管（LED)、圖形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數(shù)字指示器、條形圖顯示器、數(shù)字字母混合顯 示器、IXD顯示屏幕、LED指示器）、聽(tīng)覺(jué)反饋裝置（例如，聽(tīng)覺(jué)反饋裝置可包括揚(yáng)聲器、蜂鳴 器、可聽(tīng)見(jiàn)的計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的音調(diào)、經(jīng)計(jì)算機(jī)處理的語(yǔ)言、通過(guò)語(yǔ)音/語(yǔ)言平臺(tái)與計(jì)算機(jī)相互 作用的語(yǔ)音用戶界面（VUI))或觸覺(jué)反饋裝置（例如，觸覺(jué)反饋裝置包括任何類型的振動(dòng)反 饋、觸覺(jué)致動(dòng)器）。
[0272] 盡管可通過(guò)舉例說(shuō)明發(fā)生器1002的某些模塊和/或塊，但可理解，可使用更多或 更少的模塊和/或塊，并仍在所述形式的范圍內(nèi)。此外，盡管各種形式可按照模塊和/或塊 的形式描述以有利于說(shuō)明，然而這些模塊和/或塊可通過(guò)一個(gè)或多個(gè)硬件部件和/或軟件 部件和/或硬件部件和軟件部件的組合加以實(shí)施，所述硬件部件為例如處理器、數(shù)字信號(hào) 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。此外，在一些形式中，本文所述的各種模塊可利用定位于器械 100, 120, 1004, 1006內(nèi)的類似硬件來(lái)實(shí)施（S卩，可省去發(fā)生器30, 50, 1002)。
[0273] 在一種形式中，超聲發(fā)生器驅(qū)動(dòng)模塊1008和電外科/射頻驅(qū)動(dòng)模塊1010可包括 作為固件、軟件、硬件，或它們的任意組合實(shí)施的一個(gè)或多個(gè)嵌入式應(yīng)用。模塊1008U010 可包括各種可執(zhí)行模塊，例如軟件、程序、數(shù)據(jù)、驅(qū)動(dòng)器、應(yīng)用程序接口（API)等。所述固件 可存儲(chǔ)在非易失性存儲(chǔ)器（NVM)，例如位屏蔽只讀存儲(chǔ)器（ROM)或閃速存儲(chǔ)器中。在各種 具體實(shí)施中，將固件存儲(chǔ)在ROM中可保護(hù)閃速存儲(chǔ)器。NVM可包括其它類型的存儲(chǔ)器，包 括例如可編程ROM(PROM)、可擦除可編程ROM(EPROM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)或電 池支持的隨機(jī)存取存儲(chǔ)器（RAM)，例如動(dòng)態(tài)RAM(DRAM)、雙數(shù)據(jù)率DRAM(DDRAM)和/或同步 DRAM (SDRAM)。
[0274] 在一種形式中，模塊1008, 1010包括硬件部件，所述硬件部件被實(shí)施成用于執(zhí)行 程序指令的處理器，以用于監(jiān)測(cè)裝置1004, 1006的各種可測(cè)量特性并生成用于操作裝置 1004, 1006的對(duì)應(yīng)輸出控制信號(hào)。在其中發(fā)生器1002與裝置1004結(jié)合使用的形式中，輸出 控制信號(hào)能夠以切割和/或凝固操作模式來(lái)對(duì)超聲換能器1014進(jìn)行驅(qū)動(dòng)。裝置1004和/ 或組織的電特性可被測(cè)量并用于控制發(fā)生器1002的操作方面和/或作為反饋被提供給用 戶。在其中發(fā)生器1002與裝置1006結(jié)合使用的形式中，輸出控制信號(hào)能夠以切割、凝固和 /或脫水模式將電能（例如射頻能）提供至端部執(zhí)行器1032。裝置1006和/或組織的電 特性可被測(cè)量并用于控制發(fā)生器1002的操作方面和/或?yàn)橛脩籼峁┓答仭Ｔ诟鞣N形式中， 如先前所述，硬件部件可被實(shí)施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器。在一種形式中，處理 器能夠存儲(chǔ)和執(zhí)行計(jì)算機(jī)軟件程序指令，以生成用于對(duì)裝置1004, 1006進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的各種部 件（例如超聲換能器1014和端部執(zhí)行器1026, 1032)的階躍函數(shù)輸出信號(hào)。
[0275] 圖18示出根據(jù)一種形式的超聲換能器例如超聲換能器1014的等效電路1050。電 路1050包括第一"動(dòng)態(tài)"支路和第二電容支路，所述第一"動(dòng)態(tài)"支路具有串聯(lián)連接并限定 諧振器的機(jī)電性能的電感Ls、電阻Rs和電容Cs，并且第二電容支路具有靜電容C。。驅(qū)動(dòng)電 流Ig可在驅(qū)動(dòng)電壓Vg下從發(fā)生器接收，其中動(dòng)態(tài)電流Im流過(guò)第一支路，并且電流I g - Im流 過(guò)電容支路。可通過(guò)合適地控制Ig和Vg來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)超聲換能器的機(jī)電性能的控制。如上所 述，常規(guī)發(fā)生器架構(gòu)可包括調(diào)諧電感器L t (在圖18中以虛線顯示），以用于在并聯(lián)諧振電路 中將靜電容Co調(diào)諧成諧振頻率，使得基本上所有發(fā)生器的電流輸出Ig全部流過(guò)動(dòng)態(tài)支路。 以此方式，通過(guò)控制發(fā)生器電流輸出I g來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)動(dòng)態(tài)支路電流Im的控制。然而，調(diào)諧電感 器Lt對(duì)超聲換能器的靜電容C。是特定的，并且具有不同靜電容的不同超聲換能器需要不同 的調(diào)諧電感器L t。此外，因?yàn)檎{(diào)諧電感器Lt與靜電容Co在單諧振頻率下的標(biāo)稱值相匹配， 所以僅在所述頻率下才能確保對(duì)動(dòng)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 向下偏置時(shí)，對(duì)動(dòng)態(tài)支路電流的精確控制會(huì)折中。
[0276] 發(fā)生器1002的形式并不依賴于調(diào)諧電感器Lt來(lái)監(jiān)測(cè)動(dòng)態(tài)支路電流Im。相反，發(fā)生 器1002可在對(duì)用于特定超聲外科裝置1004的功率的應(yīng)用（連同驅(qū)動(dòng)信號(hào)電壓和電流反饋 數(shù)據(jù)）之間使用靜電容C。的測(cè)量值，以在動(dòng)態(tài)行進(jìn)的基礎(chǔ)上（例如，實(shí)時(shí)）確定動(dòng)態(tài)支路電 流I m的值。因此，發(fā)生器1002的這些形式能夠提供虛擬調(diào)諧來(lái)模擬被調(diào)諧的系統(tǒng)或以在任 何頻率下的任何靜電容C。值來(lái)進(jìn)行諧振，而非僅靜電容C。的標(biāo)稱值所指示的單諧振頻率。
[0277] 圖19是發(fā)生器1002的一種形式的簡(jiǎn)化框圖，所述發(fā)生器如上所述除其它有益效 果之外還用于提供無(wú)電感器調(diào)諧。發(fā)生器1002的其它細(xì)節(jié)在共同分配并同時(shí)提交的題為 "Surgical Generator For Ultrasonic And Electrosurgical Devices，'且代理檔案號(hào)為 END6673USNP/100558的美國(guó)專利申請(qǐng)中有所描述，所述專利申請(qǐng)的公開(kāi)內(nèi)容以引用方式全 文并入本文。參照?qǐng)D19,發(fā)生器1002可包括患者隔離臺(tái)1052,所述患者隔離臺(tái)通過(guò)功率變 壓器1056與非隔離臺(tái)1054通信。功率變壓器1056的次線圈1058包含在隔離臺(tái)1052中并 可包括分接構(gòu)型（例如，中心分接或非中心分接構(gòu)型）來(lái)限定驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出1060a，1060b， 1060c，以將驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出至不同外科裝置（例如，超聲外科裝置1004和電外科裝置1006)。 具體而言，驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出1060a，1060c可將超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)（例如，420V RMS驅(qū)動(dòng)信號(hào)）輸出 至超聲外科裝置1004,且驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出1060b，1060c可將電外科驅(qū)動(dòng)信號(hào)（例如，100V RMS 驅(qū)動(dòng)信號(hào)）輸出至電外科裝置1006,其中輸出1060b對(duì)應(yīng)于功率變壓器1056的中心抽頭。
[0278] 在某些形式中，超聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)和電外科驅(qū)動(dòng)信號(hào)可同時(shí)提供至不同的外科器械和 /或具有將超聲能和電外科能兩者傳遞至組織的能力的單個(gè)外科器械。這樣一種外科器械 的一個(gè)示例性形式的刀79和夾持臂組件415的示例在上文結(jié)合圖13提供。應(yīng)當(dāng)理解，提 供至專用電外科器械和/或提供至組合超聲/電外科器械的電外科信號(hào)可為治療電平信號(hào) 或亞治療電平?目號(hào)。
[0279] 非隔離臺(tái)1054可包括功率放大器1062,所述功率放大器具有連接到功率變壓器 1056的主線圈1064的輸出。在某些形式中，功率放大器1062可包括推挽放大器。例如，非 隔離臺(tái)1054還可包括邏輯裝置1066,以用于向數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)換器（DAC) 1068提供數(shù)字輸 出，而所述數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)換器（DAC)又將對(duì)應(yīng)的模擬信號(hào)提供至功率放大器1062的輸入。 在某些形式中，例如除其它邏輯電路之外，邏輯裝置1066可包括可編程門陣列（PGA)、現(xiàn)場(chǎng) 可編程門陣列（FPGA)、可編程邏輯裝置（PLD)。因此，通過(guò)DAC 1068控制功率放大器1062 的輸入，邏輯裝置1066可控制在驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出1060a，1060b，1060c處出現(xiàn)的驅(qū)動(dòng)信號(hào)的多 個(gè)參數(shù)（例如，頻率、波形形狀、波形振幅）中的任一個(gè)。在某些形式中，如下所述，邏輯裝 置1066結(jié)合處理器（例如，以下所述的數(shù)字信號(hào)處理器）可實(shí)施多個(gè)基于數(shù)字信號(hào)處理 (DSP)的算法和/或其它控制算法，以控制發(fā)生器1002所輸出的驅(qū)動(dòng)信號(hào)的參數(shù)。
[0280] 可通過(guò)開(kāi)關(guān)模式調(diào)節(jié)器1070將功率提供至功率放大器1062的功率軌。在某些 形式中，開(kāi)關(guān)模式調(diào)節(jié)器1070例如可包括可調(diào)式降壓調(diào)節(jié)器。例如，非隔離臺(tái)1054還可 包括第一處理器1074,在一種形式中，所述第一處理器可包括DSP處理器，例如可從位于 Norwood, MA 的 Analog Devices 公司購(gòu)得的 Analog Devices ADSP-21469SHARC DSP，但可 在各種形式中采用任何合適的處理器。在某些形式中，處理器1074可響應(yīng)于由DSP處理器 1074通過(guò)模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器（ADC) 1076從功率放大器1062接收的電壓反饋數(shù)據(jù)來(lái)控制開(kāi) 關(guān)模式功率轉(zhuǎn)換器1070的操作。在一種形式中，例如，DSP處理器1074可通過(guò)ADC 1076 作為輸入來(lái)接收由功率放大器1062放大的信號(hào)（例如，射頻信號(hào)）的波形包絡(luò)。隨后，DSP 處理器1074可控制開(kāi)關(guān)模式調(diào)節(jié)器1070(例如，通過(guò)脈寬調(diào)制（PWM)輸出），使得被提供至 功率放大器1062的干線電壓跟蹤經(jīng)放大信號(hào)的波形包絡(luò)。通過(guò)基于波形包絡(luò)以動(dòng)態(tài)方式 調(diào)制功率放大器1062的干線電壓，功率放大器1062的效率相對(duì)于固定干線電壓放大器方 案可顯著升高。
[0281] 在某些形式中，邏輯裝置1066結(jié)合DSP處理器1074可實(shí)施直接數(shù)字合成器（DDS) 控制方案，以控制發(fā)生器1002所輸出驅(qū)動(dòng)信號(hào)的波形形狀、頻率和/或振幅。在一種形式 中，例如邏輯裝置1066可通過(guò)召回存儲(chǔ)于動(dòng)態(tài)更新的查找表（LUT)(例如RAM LUT)中的波 形樣本來(lái)實(shí)施DDS控制算法，所述動(dòng)態(tài)更新的查找表可被嵌入FPGA中。此種控制算法尤 其適用于其中可通過(guò)處于諧振頻率下的完全正弦電流驅(qū)動(dòng)超聲換能器（例如超聲換能器 1014)的超聲應(yīng)用。因?yàn)槠渌l率可激發(fā)寄生諧振，所以最小化或減小動(dòng)態(tài)支路電流的總畸 變可相應(yīng)地最小化或減小不可取的諧振效應(yīng)。因?yàn)橛砂l(fā)生器1002輸出的驅(qū)動(dòng)信號(hào)的波形 形狀受輸出驅(qū)動(dòng)電路（例如，功率變壓器1056、功率放大器1062)中所存在的各種畸變?cè)吹?影響，所以基于驅(qū)動(dòng)信號(hào)的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)可被輸入至算法（諸如由DSP處理器1074 實(shí)施的誤差控制算法）中，所述算法通過(guò)適當(dāng)?shù)匾詣?dòng)態(tài)行進(jìn)方式（例如，實(shí)時(shí)）使存儲(chǔ)于 LUT中的波形樣本預(yù)先畸變或修改來(lái)補(bǔ)償畸變。在一種形式中，對(duì)LUT樣本所施加的預(yù)先畸 變量或程度可根據(jù)所計(jì)算的動(dòng)態(tài)支路電流與期望的電流波形形狀之間的誤差而定，其中所 述誤差可基于逐一樣本地確定。以此方式，預(yù)先畸變的LUT樣本在通過(guò)驅(qū)動(dòng)電路被處理時(shí)， 可使動(dòng)態(tài)支路驅(qū)動(dòng)信號(hào)具有期望的波形形狀（例如，正弦形狀），以最佳地對(duì)超聲換能器進(jìn) 行驅(qū)動(dòng)。因此，在此類形式中，當(dāng)考慮到畸變效應(yīng)時(shí)，LUT波形樣本將不呈現(xiàn)驅(qū)動(dòng)信號(hào)的期 望波形形狀，而是呈現(xiàn)要求最終產(chǎn)生動(dòng)態(tài)支路驅(qū)動(dòng)信號(hào)的期望波形形狀的波形形狀。
[0282] 非隔離臺(tái)1054還可包括ADC 1078和ADC 1080,所述ADC 1078和ADC 1080通過(guò) 相應(yīng)的隔絕變壓器1082U084聯(lián)接到功率變壓器1056的輸出，以分別用于對(duì)發(fā)生器1002 所輸出的驅(qū)動(dòng)信號(hào)的電壓和電流進(jìn)行采樣。在某些形式中，ADC 1078U080能夠以高速（例 如，80MSPS)進(jìn)行采樣，以能夠?qū)︱?qū)動(dòng)信號(hào)進(jìn)行過(guò)采樣。在一種形式中，例如ADC 1078, 1080 的采樣速度可實(shí)現(xiàn)驅(qū)動(dòng)信號(hào)的約200x (根據(jù)頻率而定）的過(guò)采樣。在某些形式中，可通過(guò)令 單個(gè)ADC通過(guò)二路式多路復(fù)用器接收輸入電壓和電流信號(hào)來(lái)執(zhí)行ADC 1078, 1080的采樣操 作。通過(guò)在發(fā)生器1002的形式中使用高速采樣，除可實(shí)現(xiàn)其它事物之外，還可實(shí)現(xiàn)對(duì)流過(guò) 動(dòng)態(tài)支路的復(fù)雜電流的計(jì)算（這在某些形式中可用于實(shí)施上述基于DDS的波形形狀控制）、 對(duì)采樣信號(hào)進(jìn)行精確的數(shù)字濾波、以及以高精度計(jì)算實(shí)際功耗。ADC 1078, 1080所輸出的 電壓和電流反饋數(shù)據(jù)可由邏輯裝置1066接收及處理（例如，F(xiàn)IFO緩沖、多路復(fù)用）并被存 儲(chǔ)于數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中，以供例如DSP處理器1074后續(xù)取回。如上所述，電壓和電流反饋數(shù)據(jù) 可用作算法的輸入，以用于以動(dòng)態(tài)行進(jìn)方式使LUT波形樣本預(yù)先畸變或修改。在某些形式 中，當(dāng)采集到電壓和電流反饋數(shù)據(jù)對(duì)時(shí)，可能需要基于由邏輯裝置1066輸出的對(duì)應(yīng)LUT樣 本或換句話講與所述對(duì)應(yīng)LUT樣本相關(guān)聯(lián)，為每一所存儲(chǔ)的電壓和電流反饋數(shù)據(jù)對(duì)進(jìn)行編 索引。以此種方式使LUT樣本與電壓和電流反饋數(shù)據(jù)同步有助于預(yù)先畸變算法的穩(wěn)定性和 時(shí)序準(zhǔn)確。
[0283] 在某些形式中，可使用電壓和電流反饋數(shù)據(jù)來(lái)控制驅(qū)動(dòng)信號(hào)的頻率和/或振幅 (例如，電流振幅）。在一種形式中，例如，可使用電壓和電流反饋數(shù)據(jù)來(lái)確定阻抗相位。 隨后，可控制驅(qū)動(dòng)信號(hào)的頻率以最小化或減小所確定阻抗相位與阻抗相位設(shè)定點(diǎn)（例如， 0° )之間的差值，從而最小化或減小諧波畸變的影響，并相應(yīng)地提高阻抗相位測(cè)量精確 度。相位阻抗和頻率控制信號(hào)的確定可在DSP處理器1074中實(shí)現(xiàn)，例如，其中頻率控制信 號(hào)作為輸入被提供至邏輯裝置1066所實(shí)施的DDS控制算法。
[0284] 在另一形式中，例如可監(jiān)測(cè)電流反饋數(shù)據(jù)，以便將驅(qū)動(dòng)信號(hào)的電流振幅保持在電 流振幅設(shè)定點(diǎn)。電流振幅設(shè)定點(diǎn)可直接指定或基于特定的電壓振幅和功率設(shè)定點(diǎn)而間接地 確定。在某些形式中，例如可通過(guò)處理器1074中的控制算法（例如，PID控制算法）來(lái)實(shí)現(xiàn) 對(duì)電流振幅的控制。控制算法為適當(dāng)控制驅(qū)動(dòng)信號(hào)的電流振幅而控制的變量例如可包括： 通過(guò)DAC 1086對(duì)存儲(chǔ)于邏輯裝置1066中的LUT波形樣本和/或DAC 1086 (其為功率放大 器1062提供輸入）的足尺輸出電壓進(jìn)行標(biāo)度。
[0285] 非隔離臺(tái)1054還可包括第二處理器1090,以用于除別的之外還提供用戶界面 (UI)功能。在一種形式中，UI處理器1090可包括例如購(gòu)自位于San Jose, CA的Atmel公司 的具有ARM 926EJ-S核的Atmel AT91SAM9263處理器。Π 處理器1090所支持的Π 功能的 示例可包括聽(tīng)覺(jué)和視覺(jué)用戶反饋、與外圍裝置（例如通過(guò)通用串行總線（USB)接口）的通 信、與腳踏開(kāi)關(guān)1020的通信、與輸入裝置1009(例如，觸摸屏顯示器）的通信、以及與輸出 裝置1047(例如，揚(yáng)聲器）的通信。Π 處理器1090可與處理器1074和邏輯裝置1066(例 如，通過(guò)串行外圍接口（SPI)總線）通信。盡管Π 處理器1090可主要支持Π 功能，然而 在某些形式中，其也可與DSP處理器1074配合以減緩風(fēng)險(xiǎn)。例如，Π 處理器1090可被編 程為監(jiān)測(cè)用戶輸入和/或其它輸入（例如，觸摸屏輸入、腳踏開(kāi)關(guān)1020輸入（圖17)、溫度 傳感器輸入）的各個(gè)方面并且可在檢測(cè)到錯(cuò)誤條件時(shí)禁用發(fā)生器1002的驅(qū)動(dòng)輸出。
[0286] 在某些形式中，例如DSP處理器1074與UI處理器1090兩者可確定并監(jiān)測(cè)發(fā)生器 1002的操作狀態(tài)。對(duì)于DSP處理器1074,發(fā)生器1002的操作狀態(tài)例如可指示DSP處理器 1074實(shí)施的是哪些控制和/或診斷過(guò)程。對(duì)于Π 處理器1090,發(fā)生器1002的操作狀態(tài)例 如可指示：用戶界面的哪些元素（例如，顯示屏、聲音）可呈現(xiàn)給用戶。相應(yīng)的DSP處理器 1074和Π 處理器1090可獨(dú)立地保持發(fā)生器1002的當(dāng)前操作狀態(tài)并識(shí)別和評(píng)估當(dāng)前操作 狀態(tài)的可能轉(zhuǎn)變。DSP處理器1074可用作此關(guān)系中的主體并確定何時(shí)會(huì)發(fā)生操作狀態(tài)間的 轉(zhuǎn)變。Π 處理器1090可注意到操作狀態(tài)間的有效轉(zhuǎn)變并可證實(shí)特定的轉(zhuǎn)變是否適當(dāng)。例 如，當(dāng)DSP處理器1074命令Π 處理器1090轉(zhuǎn)變至特定狀態(tài)時(shí)，Π 處理器1090可證實(shí)所 要求的轉(zhuǎn)變是有效的。如果Π 處理器1090確定所要求的狀態(tài)間轉(zhuǎn)變是無(wú)效的，則Π 處理 器1090可使發(fā)生器1002進(jìn)入無(wú)效模式。
[0287] 非隔離臺(tái)1054還可包括控制器1096,以用于監(jiān)測(cè)輸入裝置1045(例如，用于接通 和斷開(kāi)發(fā)生器1002的電容觸摸傳感器、電容觸摸屏）。在某些形式中，控制器1096可包括 至少一個(gè)處理器和/或與Π 處理器1090通信的其它控制裝置。在一種形式中，例如控制 器1096可包括處理器（例如，可從Atmel購(gòu)得的Megal688位元控制器），所述處理器能夠 監(jiān)測(cè)通過(guò)一個(gè)或多個(gè)電容觸摸傳感器提供的用戶輸入。在一種形式中，控制器1096可包括 觸摸屏控制器（例如可從Atmel購(gòu)得的QT5480觸摸屏控制器），以控制和管理從電容觸摸 屏對(duì)觸摸數(shù)據(jù)的采集。
[0288] 在某些形式中，當(dāng)發(fā)生器1002處于"功率關(guān)"狀態(tài)時(shí)，控制器1096可繼續(xù)接收操 作功率（例如，通過(guò)來(lái)自發(fā)生器1002的功率源的線，諸如以下所述的功率源2011)。以此方 式，控制器196可繼續(xù)監(jiān)測(cè)輸入裝置1045(例如，位于發(fā)生器1002的前面板上的電容觸摸 傳感器），以用于接通和斷開(kāi)發(fā)生器1002。當(dāng)發(fā)生器1002處于功率關(guān)狀態(tài)時(shí)，如果檢測(cè)到 用戶"接通/斷開(kāi)"輸入裝置1045的啟動(dòng)，則控制器1096可啟動(dòng)功率源（例如，啟用功率 源2011的一個(gè)或多個(gè)DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器2013的操作）。控制器1096可因此開(kāi)始使發(fā)生 器1002轉(zhuǎn)變至"功率開(kāi)"狀態(tài)的序列。相反，當(dāng)發(fā)生器1002處于功率開(kāi)狀態(tài)時(shí)，如果檢測(cè) 至IJ "接通/斷開(kāi)"輸入裝置1045的啟動(dòng)，則控制器1096可開(kāi)始使發(fā)生器1002轉(zhuǎn)變至功率 關(guān)狀態(tài)的序列。在某些形式中，例如控制器1096可向處理器1090報(bào)告"接通/斷開(kāi)"輸入 裝置1045的啟動(dòng)，所述處理器又會(huì)實(shí)施所需的過(guò)程序列以使發(fā)生器1002轉(zhuǎn)變至功率關(guān)狀 態(tài)。在此類形式中，控制器196可能不具有在建立起功率開(kāi)狀態(tài)之后從發(fā)生器1002移除功 率的獨(dú)立能力。
[0289] 在某些形式中，控制器1096可使發(fā)生器1002提供聽(tīng)覺(jué)或其它感觀反饋，以警示用 戶功率開(kāi)或功率關(guān)序列已開(kāi)始。可在功率開(kāi)或功率關(guān)序列開(kāi)始時(shí)以及在與序列相關(guān)聯(lián)的其 它過(guò)程開(kāi)始之前提供此類警示。
[0290] 在某些形式中，隔離臺(tái)1052可包括器械接口電路1098,例如以在外科裝置的控制 電路（例如，包括手持件開(kāi)關(guān)的控制電路）和非隔離臺(tái)1054的部件（諸如（例如）可編程 邏輯裝置1066、DSP處理器1074和/或Π 處理器190)之間提供通信接口。器械接口電路 1098可通過(guò)通信連接裝置與非隔離臺(tái)1054的部件交換信息，所述通信連接裝置在臺(tái)1052、 1054之間保持合適程度的電絕緣，并例如為基于紅外（IR)的通信連接裝置。例如，可使用 由隔絕變壓器提供動(dòng)力的低跌落電壓調(diào)節(jié)器為器械接口電路1098提供動(dòng)力，所述隔絕變 壓器從非隔離臺(tái)1054被驅(qū)動(dòng)。
[0291] 在一種形式中，器械接口電路198可包括與信號(hào)調(diào)節(jié)電路2002通信的邏輯裝置 2000 (例如，邏輯電路、可編程邏輯電路、PGA、FPGA、PLD)。信號(hào)調(diào)節(jié)電路2002可能夠從邏輯 電路2000接收周期性信號(hào)（例如，2kHz的方波），以生成具有相同頻率的雙極性詢問(wèn)信號(hào)。 例如，可使用由差分放大器饋送的雙極性電流源來(lái)生成詢問(wèn)信號(hào)。詢問(wèn)信號(hào)可被發(fā)送至外 科裝置控制電路（例如，通過(guò)使用將發(fā)生器102連接到外科裝置的纜線中的導(dǎo)電對(duì)）并被 監(jiān)測(cè)，以確定控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型。控制電路可包括多個(gè)開(kāi)關(guān)、電阻器和/或二極管，以 修改詢問(wèn)信號(hào)的一個(gè)或多個(gè)特性（例如，振幅、校正），使得可基于所述一個(gè)或多個(gè)特性能 夠唯一地辨別控制電路的狀態(tài)或構(gòu)型。在一種形式中，例如信號(hào)調(diào)節(jié)電路2002可包括ADC， 以用于產(chǎn)生由于詢問(wèn)信號(hào)通過(guò)控制電路而出現(xiàn)在整個(gè)控制電路輸入中的電壓信號(hào)的樣本。 隨后，邏輯裝置2000(或非隔離臺(tái)1054的部件）可基于ADC樣本來(lái)確定控制電路的狀態(tài)或 構(gòu)型。
[0292] 在一種形式中，器械接口電路1098可包括第一數(shù)據(jù)電路接口 2004,以實(shí)現(xiàn)邏輯電 路2000 (或器械接口電路1098的其它元件）和設(shè)置于外科裝置中的或換句話講與外科裝 置相關(guān)聯(lián)的第一數(shù)據(jù)電路之間的信息交換。在某些形式中，例如，第一數(shù)據(jù)電路2006 (圖 16A)可設(shè)置于整體地附接到外科裝置手持件的纜線中，或設(shè)置于用于使特定的外科裝置類 型或模型與發(fā)生器1002交互的適配器中。數(shù)據(jù)電路2006可以任何合適的方式實(shí)施且可根 據(jù)包括（例如）本文參照電路6006所述的任何合適的協(xié)議與發(fā)生器通信。在某些形式中， 第一數(shù)據(jù)電路可包括非易失性存儲(chǔ)裝置，例如電可擦除的可編程的只讀存儲(chǔ)器（EEPROM) 裝置。在某些形式中，再次參見(jiàn)圖19,第一數(shù)據(jù)電路接口 2004可與邏輯裝置2000分開(kāi)地實(shí) 施并包括合適的電路（例如，離散的邏輯裝置、處理器），以實(shí)現(xiàn)可編程邏輯裝置2000與第 一數(shù)據(jù)電路之間的通信。在其它形式中，第一數(shù)據(jù)電路接口 2004可與邏輯裝置2000形成 一體。
[0293] 在某些形式中，第一數(shù)據(jù)電路2006可存儲(chǔ)與相關(guān)聯(lián)的特定外科裝置相關(guān)的信息。 此類信息例如可包括型號(hào)、序號(hào)、其中使用外科裝置的操作數(shù)目和/或任何其它類型的信 息。此種信息可被器械接口電路1098(例如，通過(guò)邏輯裝置2000)讀取、被傳輸至非隔離臺(tái) 1054的部件（例如，至邏輯裝置1066、DSP處理器1074和/或Π 處理器1090)，以通過(guò)輸 出裝置1047呈現(xiàn)給用戶和/或控制發(fā)生器1002的功能或操作。另外，任何類型的信息均 可通過(guò)第一數(shù)據(jù)電路接口 2004(例如，使用邏輯裝置2000)發(fā)送至第一數(shù)據(jù)電路2006以存 儲(chǔ)于其中。此類信息例如可包括其中使用外科裝置的操作的更新數(shù)目和/或其使用的日期 和/或時(shí)間。
[0294] 如先前所述，外科器械可從手持件拆卸（例如，器械1024可從手持件1014拆卸） 以促進(jìn)器械可互換性和/或可任意處置性。在此類情形中，常規(guī)發(fā)生器的識(shí)別所使用特定 器械構(gòu)型和相應(yīng)地優(yōu)化控制和診斷過(guò)程的能力可受限。然而，從兼容性角度來(lái)看，通過(guò)對(duì)外 科裝置器械添加可讀數(shù)據(jù)電路來(lái)解決此問(wèn)題是有問(wèn)題的。例如，設(shè)計(jì)外科裝置來(lái)保持與缺 少必備數(shù)據(jù)讀取功能的發(fā)生器的向后兼容可能由于例如不同的信號(hào)方案、設(shè)計(jì)復(fù)雜性和成 本而不切實(shí)際。本文所述器械的形式通過(guò)使用數(shù)據(jù)電路來(lái)解決這些問(wèn)題，所述數(shù)據(jù)電路可 經(jīng)濟(jì)地實(shí)施于現(xiàn)有外科器械中并具有最小的設(shè)計(jì)變化，以保持外科裝置與電流發(fā)生器平臺(tái) 的兼容性。
[0295] 另外，發(fā)生器1002的形式可實(shí)現(xiàn)與基于器械的數(shù)據(jù)電路的通信。例如，發(fā)生器 1002可能夠與外科裝置的器械（例如，器械1024)中所包含的第二數(shù)據(jù)電路2007進(jìn)行通信 (圖16A)。在一些形式中，第二數(shù)據(jù)電路2007可以類似于本文所述的數(shù)據(jù)電路6006的方 式實(shí)施。器械接口電路1098可包括用于實(shí)現(xiàn)此種通信的第二數(shù)據(jù)電路接口 2010。在一種 形式中，第二數(shù)據(jù)電路接口 2010可包括三態(tài)數(shù)字接口，然而也可使用其它接口。在某些形 式中，第二數(shù)據(jù)電路通常可為用于傳輸和/或接收數(shù)據(jù)的任何電路。在一種形式中，例如第 二數(shù)據(jù)電路可存儲(chǔ)與相關(guān)聯(lián)的特定外科器械相關(guān)的信息。此類信息例如可包括型號(hào)、序列 號(hào)、其中使用外科器械的操作數(shù)目和/或任何其它類型的信息。在一些形式中，第二數(shù)據(jù)電 路2007可存儲(chǔ)關(guān)于相關(guān)聯(lián)換能器1014、端部執(zhí)行器1026或超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的電性能和/或 超聲性能的信息。例如，第一數(shù)據(jù)電路2006可指示老化頻率斜率，如本文所述。除此之外 或作為另外一種選擇，任何類型的信息均可通過(guò)第二數(shù)據(jù)電路接口 2010 (例如，使用邏輯 裝置2000)發(fā)生至第二數(shù)據(jù)電路以存儲(chǔ)于其中。此類信息例如可包括其中使用外科器械的 操作的更新數(shù)目和/或其使用的日期和/或時(shí)間。在某些形式中，第二數(shù)據(jù)電路可傳輸由 一個(gè)或多個(gè)傳感器（例如，基于器械的溫度傳感器）采集的數(shù)據(jù)。在某些形式中，第二數(shù)據(jù) 電路可從發(fā)生器1002接收數(shù)據(jù)并基于所接收的數(shù)據(jù)向用戶提供指示（例如，LED指示或其 它可視指示）。
[0296] 在某些形式中，第二數(shù)據(jù)電路和第二數(shù)據(jù)電路接口 2010能夠使得邏輯裝置2000 與第二數(shù)據(jù)電路之間的通信被實(shí)現(xiàn)而無(wú)需提供用于此目的的附加導(dǎo)體（例如，用于將手持 件連接到發(fā)生器1002的纜線的專用導(dǎo)體）。在一種形式中，例如可使用實(shí)施于現(xiàn)有纜線（例 如，用于將詢問(wèn)信號(hào)從信號(hào)調(diào)節(jié)電路2002傳輸至手持件中的控制電路的其中一個(gè)導(dǎo)體）上 的單總線通信方案而使信息以通信方式到達(dá)和離開(kāi)第二數(shù)據(jù)電路。以此方式，可最小化或 減少原本可能必要的外科裝置的設(shè)計(jì)變化或修改。此外，因?yàn)樵诠灿梦锢硗ǖ郎蠈?shí)施的不 同類型的通信可為頻帶分離的，所以第二數(shù)據(jù)電路的存在對(duì)于不具有必備數(shù)據(jù)讀取功能的 發(fā)生器而言可為"隱形的"，因此能夠?qū)崿F(xiàn)外科裝置器械的向后兼容性。
[0297] 在某些形式中，隔離臺(tái)1052可包括至少一個(gè)阻塞電容器2096-1，所述至少一個(gè)阻 塞電容器2096-1連接到驅(qū)動(dòng)信號(hào)輸出1060b以阻止DC電流流向患者。例如，可要求信號(hào) 阻塞電容器符合醫(yī)療規(guī)則或標(biāo)準(zhǔn)。盡管相對(duì)而言單電容器設(shè)計(jì)中很少出現(xiàn)錯(cuò)誤，然而此類 錯(cuò)誤可造成不良后果。在一種形式中，可設(shè)置有與阻塞電容器2096-1串聯(lián)的第二阻塞電容 器2096-2,其中例如通過(guò)ADC 2098來(lái)監(jiān)測(cè)從阻塞電容器2096-1與2096-2之間的點(diǎn)發(fā)生的 電流泄漏，以對(duì)泄漏電流所感應(yīng)的電壓進(jìn)行采樣。這些樣本例如可由邏輯電路2000接收。 基于泄漏電流的變化（如圖19的形式中的電壓樣本所指示），發(fā)生器1002可確定阻塞電容 器2096-1，2096-2中的至少一個(gè)何時(shí)出現(xiàn)故障。因此，圖19的形式提供相對(duì)于具有單個(gè)故 障點(diǎn)的單個(gè)電容器設(shè)計(jì)的優(yōu)勢(shì)。
[0298] 在某些形式中，非隔離臺(tái)1054可包括功率源2011，以用于在適當(dāng)?shù)碾妷汉碗娏飨?輸出DC功率。功率源可包括例如400W的功率源以用于輸出48VDC的系統(tǒng)電壓。功率源 2011還可包括一個(gè)或多個(gè)DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器2013,所述一個(gè)或多個(gè)DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器用于 接收功率源的輸出以在發(fā)生器1002的各種部件所需的電壓和電流下產(chǎn)生DC輸出。如以上 結(jié)合控制器1096所述，當(dāng)控制器1096檢測(cè)到用戶"接通/斷開(kāi)"輸入裝置1045的啟動(dòng)時(shí)， DC/DC電壓轉(zhuǎn)換器2013中的一個(gè)或多個(gè)可從控制器1096接收輸入，以啟用DC/DC電壓轉(zhuǎn)換 器2013的操作或?qū)C/DC電壓轉(zhuǎn)換器2013啟動(dòng)。
[0299] 已描述了外科系統(tǒng)19 (圖1)，190 (圖10)，1000(圖16)的各種形式的操作細(xì)節(jié)， 可就采用包括輸入裝置406,1045和發(fā)生器1002的外科器械來(lái)切割和凝固組織的過(guò)程進(jìn) 一步大體描述以上外科系統(tǒng)19,190,1000的操作。盡管結(jié)合操作細(xì)節(jié)描述了特定過(guò)程，然 而應(yīng)當(dāng)理解，所述過(guò)程僅提供如何通過(guò)外科系統(tǒng)19, 190, 1000中的任一個(gè)實(shí)施本文所述的 一般功能性的示例。此外，除非另外指明，否則給定的過(guò)程不一定按照本文展現(xiàn)的次序執(zhí) 行。如先前所述，可采用輸入裝置406,1045中的任一個(gè)來(lái)編程外科裝置100 (圖1)，120 (圖 10)，1002 (圖16)，1006 (圖16)的輸出（例如，阻抗、電流、電壓、頻率）。
[0300] 圖20到圖22示出與組織算法相關(guān)的1200, 1300, 1400的邏輯流程圖的各種形式， 所述組織算法用于檢測(cè)何時(shí)對(duì)超聲端部執(zhí)行器1026的刀進(jìn)行快速加熱并提供生成視覺(jué)、 聽(tīng)覺(jué)和/或觸覺(jué)反饋和/或改變器械和/或發(fā)生器的操作模式的機(jī)會(huì)。例如，可通過(guò)輸出指 示器412 (圖9、11)和/或輸出裝置1047 (圖16)來(lái)提供反饋（例如，對(duì)功率輸出的通知、 調(diào)制和/或?qū)?nèi)容的顯示）。根據(jù)本公開(kāi)，當(dāng)使用多個(gè)參考編號(hào)來(lái)描述諸如"超聲外科器械 100, 120, 1004"的元件時(shí)，應(yīng)當(dāng)理解對(duì)諸如（例如）"超聲外科器械100"、或"超聲外科器 械120"、或"超聲外科器械1004"的元件中的任一個(gè)的引用。然而，應(yīng)了解，本文所述的算 法中的任一個(gè)均適于與本文所述的器械100, 120, 1004中的任一個(gè)一起執(zhí)行。
[0301] 在各種形式中，可通過(guò)圖9和圖11所示的輸出指示器412或圖16中的輸出裝置 1047提供反饋。這些反饋裝置（例如，輸出指示器412、輸出裝置1047)尤其適用于其中由 端部執(zhí)行器81 (圖1)，810 (圖10)，1026 (圖16)操縱的組織在用戶的視野之外且當(dāng)組織中 發(fā)生狀態(tài)變化時(shí)用戶無(wú)法看到的應(yīng)用。反饋裝置與用戶通信以告知用戶，根據(jù)參照與相應(yīng) 組織算法相關(guān)的邏輯流程圖700, 800, 900, 1200, 1300, 1400所述的操作所確定，已發(fā)生組 織狀態(tài)變化。反饋裝置可能夠根據(jù)組織的當(dāng)前狀態(tài)或條件來(lái)提供各種類型的反饋。可根據(jù) 例如參照上文結(jié)合圖15A到圖15C所述邏輯流程圖700, 800, 900和下文結(jié)合圖20到圖22 所述邏輯流程圖1200, 1300, 1400以及本文所述各種其它邏輯流程圖所述的操作、基于換 能器和/或組織測(cè)量值來(lái)確定組織的狀態(tài)變化，所述換能器和/或組織測(cè)量值是基于電壓、 電流和頻率測(cè)量值。
[0302] 在一種形式中，邏輯流程圖1200, 1300, 1400可被實(shí)施為可執(zhí)行模塊（例如，算 法），所述模塊包括要由發(fā)生器30, 500或發(fā)生器1002 (圖16、17、19)的處理器400 (圖9、 11、14)部分執(zhí)行的計(jì)算機(jī)可讀指令。在各種形式中，參照邏輯流程圖1200, 1300, 1400所 述的操作可作為一個(gè)或多于一個(gè)軟件部件，例如，程序、子程序、邏輯來(lái)實(shí)施；一個(gè)或多于一 個(gè)硬件部件，例如，處理器、DSP、PLD、PGA、FPGA、ASIC、電路、邏輯電路、寄存器；和/或軟件 與硬件的組合。在一種形式中，用于執(zhí)行邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述的操作的可執(zhí)行 指令可被存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。指令在被執(zhí)行時(shí)會(huì)使處理器400、DSP處理器1074(圖19)或邏 輯裝置1066(圖19)根據(jù)邏輯流程圖1200、1300和1400中所述的操作確定組織狀態(tài)的變 化并通過(guò)輸出指示器412(圖9、11)或輸出指示器1047(圖16、17)向用戶提供反饋。根據(jù) 這些可執(zhí)行指令，處理器400、DSP處理器1074和/或邏輯裝置1066監(jiān)測(cè)并評(píng)估可從發(fā)生 器30, 500, 1002獲得的電壓、電流和/或頻率信號(hào)樣本并根據(jù)對(duì)這些信號(hào)樣本的評(píng)估來(lái)判 斷是否發(fā)生組織狀態(tài)變化。如以下的進(jìn)一步描述，組織狀態(tài)的變化可基于超聲器械的類型 和激發(fā)所述器械的功率電平來(lái)確定。響應(yīng)于所述反饋，超聲外科器械100,120,1004中任一 個(gè)的操作模式可由用戶控制，或者可自動(dòng)或半自動(dòng)地被控制。
[0303] 現(xiàn)在將結(jié)合由對(duì)應(yīng)發(fā)生器30 (圖1)，500 (圖10)，1002 (圖17)驅(qū)動(dòng)的超聲外科器 械100, 120, 1004中的任一個(gè)簡(jiǎn)要概述通過(guò)流程圖1200, 1300, 1400表示的組織算法。在一 個(gè)方面，組織算法檢測(cè)超聲端部執(zhí)行器81 (圖1)，810 (圖10)，1026 (圖17)的刀部分的溫 度（以及因此發(fā)生的諧振）何時(shí)快速改變（最關(guān)注的是增大的改變）。對(duì)于夾持或剪刀型 器械，當(dāng)很少甚至沒(méi)有組織、組織碎屑、或流體鄰近刀且刀抵靠夾持臂、夾持墊或其它合適 的組織偏置構(gòu)件而被啟動(dòng)時(shí)，除其它之外，此種改變還可對(duì)應(yīng)于共同的臨床場(chǎng)景。對(duì)于其中 使用具有或不具有夾持臂和相關(guān)聯(lián)機(jī)構(gòu)的器械來(lái)對(duì)組織進(jìn)行作用的非夾持型應(yīng)用，此種改 變對(duì)應(yīng)于發(fā)生快速發(fā)熱的條件（例如，當(dāng)?shù)兜挚抗腔蚱渌驳牟牧媳粏?dòng)時(shí)，或當(dāng)使用過(guò) 大的力將刀聯(lián)接到靶組織時(shí)）。這些是例證性情形；可設(shè)想其中可發(fā)生快速刀發(fā)熱并且此 處所述的此類組織算法有利的其它臨床場(chǎng)景。
[0304] 邏輯流程圖1200, 1300, 1400所代表的組織算法以及本文所述算法中的任一個(gè)可 結(jié)合以下中的任一個(gè)采用：本文所述的發(fā)生器30, 500, 1002 ;和其它合適的發(fā)生器，例如可 得自 Ethicon Endo_Surgery，Inc(Cincinnati，Ohio)的 GEN 04、GEN 11 發(fā)生器；以及可 支持本文所公開(kāi)的算法或技術(shù)的相關(guān)裝置、系統(tǒng)。因此，在結(jié)合流程圖1200, 1300, 1400描 述組織算法時(shí)，參照結(jié)合對(duì)應(yīng)的圖1到圖9、圖10到圖13和圖16到圖19所述的發(fā)生器 30, 500, 1002。
[0305] 因此，現(xiàn)在參照?qǐng)D1到圖14,超聲外科器械100, 120, 1004中的任一個(gè)的刀/手 持件諧振系統(tǒng)的頻率均取決于溫度。例如，當(dāng)超聲剪刀型端部執(zhí)行器切穿組織的被夾持部 分時(shí)，刀會(huì)加熱并切薄組織，直到其最終切穿組織。此時(shí)，刀抵靠組織墊而停留，如果兩者 之間保持有夾持壓力，則刀與墊界面會(huì)通過(guò)刀相對(duì)于墊的機(jī)械或振動(dòng)運(yùn)動(dòng)來(lái)獲得功率。當(dāng) 墊材料完全絕緣時(shí)，"保存"在接口處的功率會(huì)被大量地傳導(dǎo)至刀尖端中。此種熱能改變 刀尖端的剛度，并且系統(tǒng)諧振會(huì)由于這些局部（至尖端）的條件而相應(yīng)地改變。發(fā)生器 30, 500, 1002跟蹤此種諧振。剪刀示例示出使用算法的一種場(chǎng)景。其它的場(chǎng)景為使用夾持 臂閉合的剪切裝置進(jìn)行回切、刀切割結(jié)實(shí)的或硬的組織、或其中已知需要刀端部執(zhí)行器的 熱狀態(tài)的任何場(chǎng)景。現(xiàn)在結(jié)合圖20到圖22中的邏輯流程圖1200, 1300, 1400描述對(duì)此種 諧振追蹤以及因此對(duì)刀尖端熱狀態(tài)施加邏輯的組織算法。
[0306] 另外，通過(guò)使用本文所述包括對(duì)應(yīng)發(fā)生器30, 500, 1002的超聲手術(shù)器械100,120， 1004中的任一個(gè)所獲得的數(shù)據(jù)，結(jié)合邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述的組織算法的說(shuō)明 可帶有例證性示例。
[0307] 結(jié)合邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述的組織算法依賴于對(duì)電驅(qū)動(dòng)信號(hào)、尤其是 與驅(qū)動(dòng)信號(hào)的諧振頻率相關(guān)的電驅(qū)動(dòng)信號(hào)的監(jiān)測(cè)。算法監(jiān)測(cè)諧振頻率及其隨時(shí)間的變化 (即，頻率相對(duì)于時(shí)間的一階導(dǎo)數(shù)）。在本公開(kāi)通篇中，此種隨時(shí)間的頻率變化被稱為頻率 斜率。通過(guò)以下方式在局部計(jì)算（根據(jù)時(shí)間透視圖）頻率斜率：計(jì)算相鄰（或相對(duì)接近） 的數(shù)據(jù)點(diǎn)的頻率變化并以對(duì)應(yīng)的時(shí)間變化進(jìn)行劃分。由于信號(hào)瞬變，可采用平均或多種適 用的濾波或平滑技術(shù)中的任一種（使得可更容易地識(shí)別趨勢(shì)并迅速防止接通/斷開(kāi)條件集 合）。圖62、63、64所示的數(shù)據(jù)曲線圖示出對(duì)頻率斜率的計(jì)算以及對(duì)平均技術(shù)（例如，指數(shù) 加權(quán)移動(dòng)平均方法或EWMA)的使用，以獲得可用于控制/監(jiān)測(cè)的頻率斜率值。頻率斜率的 其它說(shuō)明可包括但不限于"頻率的一階導(dǎo)數(shù)"和"頻率相對(duì)于時(shí)間的變化"。
[0308] 圖20是組織算法的邏輯流程圖1200,其可在發(fā)生器30, 500, 1002和/或器械的車 載發(fā)生器或控制電路的一種形式中實(shí)施。在大體水平上，結(jié)合邏輯流程圖1200所述的組織 算法針對(duì)與所關(guān)注事件（例如，超聲器械的刀迅速發(fā)熱）相關(guān)的邏輯條件集合實(shí)時(shí)評(píng)估電 信號(hào)。因此，發(fā)生器30, 500, 1002確定何時(shí)發(fā)生邏輯條件集合并觸發(fā)對(duì)應(yīng)的響應(yīng)集合。術(shù) 語(yǔ)"條件集合"和"響應(yīng)集合"定義如下：
[0309] (1)條件集合-實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)電信號(hào)的邏輯條件集合。
[0310] (2)響應(yīng)集合-發(fā)生器30, 500, 1002系統(tǒng)對(duì)已滿足的條件集合作出的一個(gè)或多個(gè) 響應(yīng)。
[0311] 在1202處，發(fā)生器30, 500, 1002以準(zhǔn)備就緒的狀態(tài)被放置成超聲驅(qū)動(dòng)模式。
[0312] 在1204處，發(fā)生器30, 500, 1002在預(yù)定的功率電平N下被啟動(dòng)。當(dāng)用戶啟動(dòng)外科 系統(tǒng)19, 190, 1000時(shí)，對(duì)應(yīng)的發(fā)生器30, 500, 1002通過(guò)以下方式進(jìn)行響應(yīng)：查找外科系統(tǒng) 19, 190, 1000諧振，并隨后使對(duì)端部執(zhí)行器81，810, 1026的輸出斜升至所命令功率電平的 目標(biāo)水平。
[0313] 在1206處，組織算法通過(guò)確定何時(shí)啟用至少一個(gè)條件集合/響應(yīng)集合標(biāo)記來(lái)判斷 與組織算法相關(guān)聯(lián)的參數(shù)是否在使用中。當(dāng)未啟用此類標(biāo)記時(shí)，算法沿"否"路徑繼續(xù)進(jìn)行， 其中在1208處外科系統(tǒng)19, 190, 1000以正常的超聲模式操作，并且在1210處，當(dāng)組織手術(shù) 完成時(shí)對(duì)應(yīng)的發(fā)生器30, 500, 1002停用。
[0314] 當(dāng)用于設(shè)定條件集合/響應(yīng)集合的至少一個(gè)標(biāo)記被啟用時(shí)，算法沿"是"路徑繼續(xù) 進(jìn)行，并且發(fā)生器30, 500, 1002在使定時(shí)器X和定時(shí)器X閂鎖重置之后利用組織算法1300 信號(hào)評(píng)估。下文更詳細(xì)描述的組織算法1300可傳回給定條件集合當(dāng)前是否得到滿足或?yàn)?"真，，的指示。在一種形式中，用于設(shè)定條件集合/響應(yīng)集合的所述至少一個(gè)標(biāo)記可存儲(chǔ)在 附接到相應(yīng)發(fā)生器30, 500, 1002的器械100, 120, 1004的EEPROM圖像中。用于將條件集合 /響應(yīng)集合設(shè)定到啟用狀態(tài)的EEPROM標(biāo)記包含于表1中。
[0315] 表 1
[0316]

【權(quán)利要求】
1. 一種對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的方法，所述方法包 括： 由發(fā)生器生成至少一個(gè)電信號(hào)； 針對(duì)第一組邏輯條件監(jiān)測(cè)所述至少一個(gè)電信號(hào)； 將所述至少一個(gè)電信號(hào)的諧振頻率存儲(chǔ)為基線頻率；以及 在發(fā)生選自以下的至少一個(gè)事件時(shí)觸發(fā)所述發(fā)生器的第一響應(yīng)：所述第一組邏輯條件 得到滿足，和所述至少一個(gè)電信號(hào)的所述諧振頻率與所述基線頻率相差基線偏差閾值。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中當(dāng)所述外科器械的超聲阻抗超過(guò)閾值阻抗時(shí)檢測(cè) 到鉗口閉合。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述第一響應(yīng)包括觸發(fā)選自聽(tīng)覺(jué)響應(yīng)、視覺(jué)響應(yīng) 和脈沖響應(yīng)中的至少一種響應(yīng)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述第一響應(yīng)包括脈沖響應(yīng)，并且其中觸發(fā)所述 脈沖響應(yīng)包括： 由所述發(fā)生器在第一脈沖時(shí)間生成第一脈沖振幅，其中所述第一脈沖時(shí)間是所述第一 脈沖振幅由所述發(fā)生器驅(qū)動(dòng)的周期；以及 由所述發(fā)生器在第二脈沖時(shí)間生成第二脈沖振幅，其中所述第二脈沖時(shí)間是所述第二 脈沖振幅由所述發(fā)生器驅(qū)動(dòng)的周期。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中所述第一脈沖振幅等于所述第二脈沖振幅，并且 所述第一脈沖時(shí)間為約一分鐘。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，包括： 針對(duì)第二組邏輯條件監(jiān)測(cè)所述至少一個(gè)電信號(hào)；以及 當(dāng)所述第二組邏輯條件得到滿足時(shí)，觸發(fā)所述發(fā)生器的第二響應(yīng)。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，包括在分級(jí)的基礎(chǔ)上確定對(duì)所述第一響應(yīng)或所述第二 響應(yīng)的所述觸發(fā)。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述第一組邏輯條件包括選自以下的至少一個(gè)條 件： 所述諧振頻率小于頻率閾值；和 諧振頻率斜率小于頻率斜率參數(shù)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中當(dāng)所述外科器械的超聲阻抗超過(guò)閾值阻抗一段超 過(guò)阻抗周期的時(shí)間時(shí)，將所述至少一個(gè)電信號(hào)的所述諧振頻率存儲(chǔ)為基線頻率。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括當(dāng)所述外科器械的超聲阻抗小于預(yù)設(shè)閾值阻 抗時(shí)，停止所述發(fā)生器的所述第一響應(yīng)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中當(dāng)檢測(cè)到鉗口閉合時(shí)存儲(chǔ)所述基線頻率，并且其 中當(dāng)所述超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的超聲阻抗超過(guò)預(yù)定值時(shí)檢測(cè)到鉗口閉合。
12. -種用于對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的外科系統(tǒng)， 所述外科系統(tǒng)包括至少一個(gè)電路，所述至少一個(gè)電路能夠： 針對(duì)第一組邏輯條件監(jiān)測(cè)由發(fā)生器生成的至少一個(gè)電信號(hào)； 當(dāng)所述外科器械的超聲阻抗超過(guò)閾值阻抗時(shí)，將所述至少一個(gè)電信號(hào)的諧振頻率存儲(chǔ) 為基線頻率；以及 在選自以下的至少一個(gè)事件發(fā)生時(shí)觸發(fā)第一響應(yīng)：所述第一組邏輯條件得到滿足，和 所述至少一個(gè)電信號(hào)的所述諧振頻率與所述基線頻率相差基線偏差閾值。
13. -種對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的方法，所述方法 包括： 由發(fā)生器生成至少一個(gè)電信號(hào)； 針對(duì)第一組邏輯條件監(jiān)測(cè)所述至少一個(gè)電信號(hào)； 檢測(cè)所述端部執(zhí)行器處的負(fù)載事件； 當(dāng)檢測(cè)到所述負(fù)載事件時(shí)并且當(dāng)所述第一組邏輯條件得到滿足時(shí)，觸發(fā)所述發(fā)生器的 第一響應(yīng)。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中檢測(cè)所述負(fù)載事件包括： 將所述至少一個(gè)電信號(hào)的當(dāng)前諧振頻率斜率與所述至少一個(gè)電信號(hào)的過(guò)去諧振頻率 斜率進(jìn)行比較，所述至少一個(gè)電信號(hào)的所述過(guò)去諧振頻率斜率以窗口偏移時(shí)間從所述至少 一個(gè)電信號(hào)的所述當(dāng)前諧振頻率偏移。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中檢測(cè)所述負(fù)載事件還包括將所述外科器械的超 聲阻抗與阻抗閾值進(jìn)行比較。
16. 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中當(dāng)所述外科器械的所述超聲阻抗超過(guò)所述阻抗 閾值，并且當(dāng)前諧振頻率斜率與過(guò)去諧振頻率斜率相差大于頻率斜率閾值參數(shù)時(shí)檢測(cè)到負(fù) 載事件。
17. 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中當(dāng)所述外科器械的所述超聲阻抗在阻抗之上超 過(guò)所述阻抗閾值至少閾值時(shí)間，并且當(dāng)前諧振頻率斜率與過(guò)去諧振頻率斜率相差大于頻率 斜率閾值參數(shù)時(shí)檢測(cè)到負(fù)載事件。
18. 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中檢測(cè)所述負(fù)載事件直到所述外科器械的所述超 聲阻抗降至低于阻抗重置閾值。
19. 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中所述第一響應(yīng)包括脈沖響應(yīng)，并且其中觸發(fā)所 述第一響應(yīng)包括： 由所述發(fā)生器在第一脈沖時(shí)間生成第一脈沖振幅，其中所述第一脈沖時(shí)間是所述第一 脈沖振幅由所述發(fā)生器驅(qū)動(dòng)的周期；以及 由所述發(fā)生器在第二脈沖時(shí)間生成第二脈沖振幅，其中所述第二脈沖時(shí)間是所述第二 脈沖振幅由所述發(fā)生器驅(qū)動(dòng)的周期。
20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，其中所述第一脈沖振幅等于所述第二脈沖振幅，并 且其中所述第一脈沖時(shí)間為約一分鐘。
21. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，包括： 針對(duì)第二組邏輯條件監(jiān)測(cè)所述至少一個(gè)電信號(hào)；以及 當(dāng)所述第二組邏輯條件得到滿足時(shí)，觸發(fā)所述發(fā)生器的第二響應(yīng)。
22. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中所述第一組邏輯條件包括選自以下的至少一個(gè) 條件： 所述諧振頻率小于頻率斜率閾值；和 諧振頻率斜率小于頻率斜率參數(shù)。
23. -種用于對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的外科系統(tǒng)， 所述外科系統(tǒng)包括至少一個(gè)電路，所述至少一個(gè)電路能夠： 針對(duì)第一組邏輯條件監(jiān)測(cè)由發(fā)生器生成的至少一個(gè)電信號(hào)； 檢測(cè)所述端部執(zhí)行器處的負(fù)載事件； 當(dāng)檢測(cè)到所述負(fù)載事件時(shí)并且當(dāng)所述第一組邏輯條件得到滿足時(shí)，觸發(fā)所述發(fā)生器的 第一響應(yīng)。
24. -種對(duì)聯(lián)接到外科器械的超聲驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的方法，所述方法 包括： 由發(fā)生器生成至少一個(gè)電信號(hào)，其中生成所述至少一個(gè)電信號(hào)包括： 由所述發(fā)生器在第一脈沖時(shí)間生成第一脈沖振幅，其中所述第一脈沖時(shí)間是所述第一 脈沖振幅由所述發(fā)生器驅(qū)動(dòng)的周期；以及 由所述發(fā)生器在第二脈沖時(shí)間生成第二脈沖振幅，其中所述第二脈沖時(shí)間是所述第二 脈沖振幅由所述發(fā)生器驅(qū)動(dòng)的周期。
25. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中所述第一脈沖振幅等于所述第二脈沖振幅。
26. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中所述第一脈沖振幅大于所述第二脈沖振幅。
27. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中所述第一脈沖振幅小于所述第二脈沖振幅。
28. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中所述第一脈沖時(shí)間為約一分鐘。
29. -種用于對(duì)聯(lián)接到至少一個(gè)外科器械的至少一個(gè)端部執(zhí)行器進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的外科發(fā)生 器，所述發(fā)生器包括電路，所述電路能夠： 向至少一個(gè)外科器械提供第一電信號(hào)，其中所述第一電信號(hào)是提供給超聲換能器的超 聲驅(qū)動(dòng)信號(hào)；以及 在提供所述第一電信號(hào)的同時(shí)，向所述至少一個(gè)外科器械提供第二電信號(hào)，其中所述 第二電信號(hào)是提供給至少一個(gè)電極的電外科信號(hào)。
30. 根據(jù)權(quán)利要求29所述的發(fā)生器，其中所述第二電信號(hào)是治療電平信號(hào)。
31. 根據(jù)權(quán)利要求29所述的發(fā)生器，其中所述第二電信號(hào)是亞治療電平信號(hào)。
【文檔編號(hào)】A61B17/32GK104363842SQ201380030358
【公開(kāi)日】2015年2月18日 申請(qǐng)日期:2013年4月5日 優(yōu)先權(quán)日:2012年4月9日
【發(fā)明者】J·D·梅瑟利, B·D·伯特科, K·R·特里奧, E·T·維納, D·C·耶茨, J·L·奧爾德里奇, F·B·斯圖倫, J·R·喬達(dá)諾 申請(qǐng)人:伊西康內(nèi)外科公司