本申請是申請日為2013年1月30日、申請號為201310034875.9，發明名稱為“帶有集成的組織部位處的能量傳感的電外科設備”的發明專利申請的分案申請。

本發明涉及電外科系統以及用于執行電外科過程的方法。更具體來說，本發明涉及用于將電外科射頻能量從電外科生成器傳輸到治療點并將傳感器信號從治療點傳輸到電外科生成器的系統和方法，具有減少的能量損耗和組織部位能量控制。

背景技術：

電外科手術涉及向外科手術點施加高射頻電流，以切割、燒蝕或凝結組織。在單極電外科手術中，源或有源電極將射頻能量從電外科生成器提供到組織，返回電極將電流返回到生成器。在單極電外科手術中，源電極通常是由外科醫生手握的并向待治療的組織施加的外科手術器械的一部分。病人返回電極被放置在遠離有源電極的位置，以將電流傳輸回生成器。

在雙極電外科手術中，手持式器械的電極中的一個充當有源電極，另一個充當返回電極。返回電極被置于與有源電極極為貼近的位置，以便在兩個電極(例如，電外科鉗)之間形成電路。以此方式，施加的電流僅限于位于電極之間的身體組織。當電極彼此分離足夠大時，電路是斷開的，如此，身體組織與分隔的電極中的任何一個的非故意的接觸將阻礙電流流動。

雙極電外科手術一般涉及鉗的使用。鉗是依賴于其鉗口之間的機械作用來夾持、卡箍和壓縮血管或組織的類似于鉗子的器械。所謂的“張開的鉗”通常用于開放的外科手術過程，而“用于內窺鏡檢查的鉗”或“用于腹腔鏡檢查的鉗”是，顧名思義，用于侵入性不太強的內窺鏡檢查外科手術過程。電外科鉗(開放的或內窺鏡檢查的)使用機械箝位作用和電能來在被箝位的組織實行止血。鉗包括向被箝位的組織施加電外科能量的電外科導電表面。通過控制經由導電板向組織施加的電外科能量的強度，頻率和持續時間，外科醫生可以凝結，燒灼和/或閉合組織。

組織或血管閉合是液化組織中的膠原、彈性蛋白、和基質，以便隨著相對的組織結構之間的劃界顯著縮小它們重新形成為熔體的過程。燒灼涉及使用熱量來摧毀組織，凝結是其中組織細胞被斷裂和干燥的使組織干燥的過程。

組織閉合過程不僅涉及簡單地燒灼或凝結組織以產生有效的閉合；過程還涉及對各種因素的準確的控制。例如，為了在血管或組織中實施適當的閉合，已經確定必須準確地控制兩個主要的機械參數：向組織施加的壓力；以及電極之間的間隙距離(即，相對的鉗口構件或相對的電極之間的距離)。另外，必須在受控制的條件下向組織施加電外科能量，以確保創建有效的血管閉合。

通過電外科電纜來實現電外科能量向治療點的傳輸，即，從電外科生成器向器械的傳輸。在傳輸過程中，通過電纜生成電場，通常沿著電纜路徑發射雜散的電外科rf能量，該rf能量傾向于縮小治療能量并生成rf噪聲。此外，電場可能會與外科手術區域中的諸如病人監視設備之類的其他電子設備的操作產生干擾。

技術實現要素：

本發明涉及電外科射頻(“rf”)能量和傳感器信號的傳輸。公開了具有在供電傳輸導線和返回傳輸導線之間的極為貼近電場耦合的電外科電纜。如此處所使用的，術語“電場耦合”表示由rf能量的傳輸所生成的電場和電磁場。該耦合最大化在外科手術過程中提供的rf能量的施加，并最小化由供電導線和返回導線輻射的雜散的rf能量。極為貼近電場耦合通過抵消場顯著縮小了電場，從而提高了病人和外科醫生安全性。該耦合通過供電導線和返回導線的三維幾何定向，提供低損耗電感/電容性(“lc”)傳輸介質。幾何定向影響lc反應性分量，并縮小由雜散rf輻射所引起的不受控制的以電容方式耦合的電抗。具體而言，電容電抗是由比波長的一半短的傳輸介質的天線效應(例如，空氣中的雜散rf能量的輻射性的排放)所引起的。因此，幾何電纜定向控制雜散rf能量的損失(被抑制到預定級別)，還縮小到能量源的電容性負載(例如，電外科能量)。

一方面，公開了一種電外科系統。電外科系統包括具有至少一個電極的電外科器械，該至少一個電極被配置作為用于測量通過該電極的電壓降的第一傳感器，。該系統還包括具有耦接到至少一個電極并被配置為向其提供射頻能量的輸出級的生成器；以及，被配置為測量在組織部位處提供的射頻電流的控制器，其中，控制器被配置為基于射頻電壓降的測量值并作為至少一個電極的電阻率的函數來確定實際射頻電流。

在另一方面，公開了一種電外科系統。該系統包括具有被配置作為用于測量至少一個電極處的電壓降的第一傳感器并被配置作為用于測量溫度差的熱傳感器的至少一個電極的電外科器械。該系統還包括具有耦接到至少一個電極并被配置為向其提供射頻能量的輸出級的生成器；以及，被配置為測量在輸出級處提供的射頻電壓的控制器，其中，控制器被配置為基于至少一個電極的溫度差測量值并作為至少一個電極的導熱率的函數來確定實際射頻功率。

在另一方面，公開了一種電外科系統。電外科系統包括具有至少一個電極的電外科器械，該電外科器械包括在該至少一個電極中配置的第一傳感器，第一傳感器被配置為測量至少一個電極處的電壓降和溫度差。該系統還包括具有被配置為生成射頻能量的輸出級的生成器；以及，被配置為測量在組織部位處提供的射頻電壓的控制器，其中，控制器被配置為基于電壓降來確定電流并基于溫度差來確定功率，控制器進一步被配置為作為計算出的功率和電流的函數來計算實際提供的射頻電壓。

另一個方面包括用于控制電外科系統的方法。該方法包括向耦接到電外科生成器的至少一個電極提供射頻能量；測量被配置作為電壓傳感器的至少一個電極中的電壓降；測量射頻能量的電流；作為電壓降的函數計算射頻電流；以及，作為測量到的射頻電流的函數，調整電外科生成器的輸出。

在又一方面，描述了一種用于控制電外科系統的方法。該方法包括作為通過電外科器械的至少一個電極的分路電流和功率的函數，來測量和控制射頻電壓，電外科器械耦接到生成器；生成器具有被配置為生成射頻能量的輸出級；以及，控制器被配置為作為測量到的射頻電壓的函數來監視和調整組織部位處的提供的能量。

隨后，在另一方面，描述了一種用于控制電外科系統的方法。該方法包括作為通過電外科器械的至少一個電極的分路電流、功率或電壓中的至少一個的函數，來測量和控制溫度，電外科器械耦接到生成器；生成器具有被配置為生成射頻能量的輸出級；以及，控制器被配置為作為測量到的測量的溫度差的函數來監視和調整組織部位處的提供的能量。

另外，在又一方面，描述了一種用于控制電外科系統的方法。該方法包括作為通過電外科器械的至少一個電極的分路電流和功率的函數，來測量和控制組織阻抗，電外科器械耦接到生成器；生成器具有被配置為生成射頻能量的輸出級；以及，控制器被配置為作為測量到的組織阻抗的函數來監視和調整組織部位處的提供的能量。

附圖說明

此處參考各個附圖描述了本發明的各實施例，其中：

圖1是現有技術電外科系統的示意框圖；

圖2是根據本發明的電外科系統的實施例的示意框圖；

圖3是根據本發明的電外科系統的實施例的透視圖；

圖4是根據本發明的電外科生成器的正面圖；

圖5是根據本發明的圖4的電外科生成器的示意框圖；

圖6是根據本發明的電外科電纜的截面示意視圖；

圖7是根據本發明的電外科系統的示意視圖；

圖8是根據本發明的圖7的電外科系統的末端執行器的示意視圖；

圖9是根據本發明的圖7的電外科電纜的截面透視圖；以及

圖10是根據本發明的方法的流程圖。

具體實施方式

下面將參考各個附圖來描述本發明的特定實施例。在下面的描述中，沒有詳細描述已知的功能或結構，以避免以不必要的細節妨礙對本發明的理解。所屬領域的技術人員可以理解，根據本說明書公開內容的發明可以與單極或雙極電外科系統以及內窺鏡檢查器械或者開放的器械一起使用。還應該理解，有不同的電氣以及機械連接及其他考慮適用于每一種特定類型的器械。

本發明提供以在三維物理空間中具有鄰近的幾何關系的雙螺旋纏繞的電外科傳輸電纜，以控制傳輸電纜的電感的以及電容性組件并顯著縮小由于rf輻射所造成的電容性泄漏。根據本說明書公開內容的傳輸電纜以雙螺旋纏繞，并通過縮小比波長短的傳輸介質的發射天線效果來最小化雜散rf輻射。

圖1是現有技術電外科系統101的示意圖。該系統包括通過供電傳輸導線118向單極電外科器械104提供電外科射頻(“rf”)能量的電外科生成器103。rf能量通過返回電極111(被示為返回板)通過返回傳輸導線119，返回到生成器103。通常，供電導線和返回導線118，119的定向是隨機的，并由此由于從其中流動的rf能量而發射表示為不受控制的輻射130的雜散rf能量。具體而言，供電導線和返回導線118，119的隨機布局由于雜散rf輻射而導致不受控制的電容耦合。rf輻射產生由供電導線和返回導線118，119的隨機定向所引起的發射天線效果，該效果還生成rf能量的交替的rf漏泄路徑。

圖2是根據本發明的電外科系統102的示意圖。系統是單極電外科系統，該系統包括具有用于治療病人p的組織的一個或多個電極的電外科器械10。參考圖2、4，和5，電外科rf能量通過有源導線18(可操作地連接到生成器200的有源輸出端子230(圖5))通過生成器200被提供給器械10，允許器械10凝結、切割、燒蝕和/或以別的方式治療組織。供電導線和返回導線18，19被封閉在電纜21內。電外科器械10可以在連接器250或256(圖4)耦接到生成器200，每一個連接器250或256都耦接到有源端子230。

能量通過返回電極11返回到生成器200，通過返回導線19(該返回導線19可操作地連接到生成器200的返回輸出端子232(圖5))傳輸。系統102可以包括被安置在病人身上的多個返回電極11，以通過最大化與病人的總的接觸面積來最小化組織損傷的風險。返回電極11可以在連接器254(圖4)耦接到生成器200，連接器254耦接到返回端子232。在各實施例中，生成器200和返回電極11可以被配置為監視所謂的“組織到病人”觸點，以確保在它們之間存在足夠的接觸，以進一步最小化組織損傷的風險。生成器200可以包括多個供電端子和返回端子以及對應的數量的傳輸電纜(例如，每一個端子兩個)。

圖3示出了根據本說明書公開內容的雙極電外科系統102。系統102是雙極電外科系統，該系統包括具有相對的鉗口構件110和120的電外科鉗10。鉗10被示為血管閉合雙極鉗的內窺鏡檢查版本。在各實施例中，鉗10可以是諸如開放式鉗之類的任何合適的電外科閉合器械。鉗10還包括外殼20、把手組件30、轉子組件80，以及觸發器組件70，它們與末端操縱裝置100進行協作以夾持、閉合，如果需要的話，分割組織。鉗10包括軸13，該軸13具有在機械方面嚙合末端操縱裝置100的遠端14以及在機械方面嚙合靠近外殼20的轉子組件80的近端16。末端操縱裝置100包括可從第一位置移動的兩個鉗口構件110，120，其中，鉗口構件110，120相對于彼此分隔，到閉合狀態，其中，鉗口構件110，120協作，以將組織夾持在它們之間。鉗口構件110，120中的每一個都分別包括電極112以及122，形成連接到能量源(例如，生成器200)的導電閉合面。電極112和122通過它們之間夾持的組織傳遞電外科能量。電外科rf能量由生成器200通過可操作地連接到有源電極(例如，閉合面112)的有源導線18，提供給鉗10，通過可操作地連接到返回電極(例如，電極122)的返回導線19返回。

把手組件30包括固定把手50和可移動把手40。把手40相對于固定把手50移動，以驅動末端操縱裝置100，并允許用戶有選擇地夾持和操縱組織。鉗口構件110和120響應于把手40從開啟狀態到閉合狀態的移動而移動。在開啟狀態，電極112和122相對于彼此有間隔。在箝位或閉合狀態，電極112和122協作以夾持組織并向其施加電外科能量。鉗口構件110和120使用被封閉在外殼20內的傳動組件(未示出)來驅動。傳動組件與可移動把手40進行協作，以使鉗口構件110和120從開啟狀態移動到箝位或閉合狀態。在標題為“vesselsealeranddividerandmethodmanufacturingsame”的共同擁有的美國申請系列no.10/369,894以及標題為“vesselsealeranddividerforusewithsmalltrocarsandcannulas”的共同擁有的美國申請系列no.10/460,926中示出和描述了把手組件的示例。

鉗10還包括通過電纜21將鉗10連接到電外科能量的源(例如，生成器200)的插頭23。參考圖3-5，電極112和122通過包括分別耦接到有源端子和返回端子230，232(圖5)的供電導線和返回導線18，19的電纜21連接到生成器200。電外科鉗10通過連接器260或262處的插頭23(圖4)耦接到生成器200，每一個連接器260或262都耦接到有源端子和返回端子230和232(例如，針腳等等)。

參考圖4和5，示出了生成器200的正面240。生成器200可以是任何合適的類型(例如，電外科、微波等等)，并可以包括多個連接器250-262以接納各種類型的電外科器械(例如，電外科鉗10，等等)。連接器250-262可以包括可以讀取編碼在器械的插頭(例如，鉗10的插頭23)上的標識信息的各種檢測設備。連接器250-262被配置為解碼編碼在插頭上的對應于特定器械的操作參數的信息，允許生成器200基于連接的器械來預設能量傳輸設置。在各實施例中，數據可以被編碼在可以耦接到或集成到插頭中的條形碼、電氣組件(例如，電阻器、電容器等等)、rfid芯片、磁體、非易失性存儲器，等等中。對應的檢測設備可以包括，但不僅限于，條形碼讀取器、電氣傳感器、rfid讀取器、霍爾效應傳感器、存儲器讀取器，等等，以及被配置為解碼編碼在插頭上的數據的任何其他合適的解碼器。

生成器200包括用于給用戶提供各種輸出信息(例如，強度設置、治療完成指示器等等)的一個或多個顯示屏幕242、244、246。屏幕242，244，246中的每一個都與對應的連接器250-262相關聯。生成器200包括用于控制生成器200的合適的輸入控件(例如，按鈕、激活器、開關，觸摸屏等等)。顯示屏幕242，244，246還被配置作為顯示電外科器械(例如，電外科鉗10等等)的對應的菜單的觸摸屏。然后，用戶通過簡單地觸摸對應的菜單選項來輸入選擇。

屏幕242控制單極輸出以及連接到連接器250以及252的設備。連接器250被配置為耦接到單極電外科器械(例如，電外科筆)，而連接器252被配置為耦接到腳踏開關(未示出)。腳踏開關允許額外的輸入(例如，復制生成器200的輸入)。屏幕244控制單極以及雙極輸出和連接到連接器256以及258的設備。連接器256被配置為耦接到其他單極器械。連接器258被配置為耦接到雙極器械(未示出)。

屏幕246控制由可以被插入到連接器260和262中的鉗10執行的雙極閉合過程。生成器200通過適于閉合由鉗10夾持的組織的連接器260和262輸出能量。具體而言，屏幕246輸出允許用戶輸入用戶所定義的強度設置的用戶界面。用戶所定義的設置可以是允許用戶調整諸如功率、電流、電壓、能量等等之類的一個或多個能量傳輸參數，或諸如壓力、閉合持續時間等等之類的閉合參數的任何設置。用戶所定義的設置被傳輸到設置可以被保存在存儲器226中的控制器224。在各實施例中，強度設置可以是諸如從一到十或一到五之類的數標。在各實施例中，強度設置可以與生成器200的輸出曲線相關聯。強度設置可以是對于使用的每一個鉗10特定的，以便各種器械給用戶提供對應于鉗10的特定強度標。

圖3示出了被配置為輸出電外科能量的生成器200的示意框圖。在另一個實施例中，生成器200可以被配置為輸出其他類型的能量，諸如，微波、激光，等等，以給諸如微波天線、超聲波鉗、激光、電阻加熱電極等等之類的各種其他組織治療設備提供動力。生成器200包括控制器224、電源227(“hvps”)(可以是高壓dc電源)，以及輸出級228。hvps227連接到ac源(例如，墻中插座)，并向輸出級228提供高壓dc電源，然后，輸出級228將高電壓的dc電源轉換為治療能量(例如，激光、超聲波、電外科或微波)，并向有源端子230提供能量。能量通過返回端子232返回。輸出級228被配置為在多種模式下操作，在這些模式下，生成器200輸出具有特定負載循環、峰值電壓、波峰因數等等的對應的波形。在另一個實施例中，生成器200可以基于其他類型的合適的電源拓撲。

控制器224包括可操作地連接到存儲器226的微處理器225，存儲器226包括可由計算機(例如，控制器224)讀取的非瞬時的存儲介質，包括但不僅限于，非易失性類型存儲器、閃存介質，磁盤介質等等。在各實施例中，生成器200也可以包括易失性類型存儲器(例如，ram)。微處理器225包括連接到hvps227和/或輸出級228的一個或多個輸出端口，允許微處理器225根據開放和/或封閉控制環路方案，控制生成器200的輸出。所屬領域的技術人員將理解，微處理器225可以由適用于執行此處所討論的計算的任何邏輯處理器(例如，控制電路)代替。

生成器200也可以包括向控制器224提供反饋的多個傳感器229。具體而言，傳感器229被配置為測量源rf電流和電壓。如此處所使用的術語“源”表示在rf波形被通過電纜321傳輸之前測量的由輸出級228所生成的rf波形的rf電壓和電流。這樣的傳感器在所屬領域的技術人員的眼界范圍內。然后，控制器224向hvps227和/或輸出級228發出信號，hvps227和/或輸出級228然后分別調整dc和/或電源。如上文所討論的，控制器224還接收來自生成器200或鉗10和100的輸入控件的輸入信號。控制器224利用輸入信號來調整由生成器200輸出的源功率和/或對其執行其他控制功能。

圖6示出了電纜21的截面圖。電纜21包括分別通過有源端子和返回端子230，232可操作地連接到生成器200的供電導線和返回導線18，19。供電導線和返回導線18，19可以是絕緣的?？梢允褂迷谒鶎兕I域的技術人員的眼界范圍內的各種類型的絕緣材料。供電導線和返回導線18，19分別從有源端子和返回端子230，232延伸距離a，該距離a最佳地由有源端子和返回端子230，232的位置控制，并可以是從大約0.1英寸到大約6英寸。然后，導線18，19在纏繞部分35螺旋地纏繞，取決于所需電纜電感和電容，纏繞部分35可以從大約1英尺到大約20英尺。可另選地，纏繞部分35可以從有源端子和返回端子230，232延伸，而不延伸供電導線和返回導線18，19達距離a。

纏繞部分35，沿著電纜長度b，取決于在制造電纜組件時所使用的材料和幾何配置和物理特性(例如，抗張強度、柔軟性等等)，可以是任何長度。更具體而言，導線18，19是雙螺旋定向，該雙螺旋包括兩個全等的螺旋，帶有相同軸，沿著該軸平移。導線18，19可以采取纏繞導線18，19的多種其他布局的定向。導線18，19的雙螺旋布局定向由電外科rf能量從其中通過所生成的相對的電場，以減輕和/或抵消，從而最小化損失的雜散電氣rf能量的量。

部分35的距離d，表示一個螺旋的一個頂點和另一個螺旋的最近的頂點之間的距離，并可以是大約1/2英寸。距離e(是相同螺旋的兩個頂點之間的距離)可以是大約1英寸。電纜21的外徑f可以是大約一英寸的大約3/8。

導線18，19圍繞電介質芯37被纏繞在電纜21內，電介質芯37為導線18，19提供支持。絕緣護套39覆蓋導線18，19。電介質芯37和護套39可以是相同的類型。導線18，19可以包括導電跡線，該導電跡線在大約473khz具有大約7.37μh的電感等級(inductancerating)，在大約1mhz，具有大約32.0pf的電容，以產生大約10.4mhz的電纜自諧振。導電跡線配置是應用相關的，并可以為所需的電流密度和電壓而優化。

如圖6所示的電纜21，提供從生成器200向組織部位提供rf能量的傳輸介質。電纜21表示rf傳輸介質的一個實施例，該實施例縮小輻射的rf電場并最大化提供給組織部位的施加的臨床治療能量。圖6的尺寸a、b、c、d、e和f在三維空間構成唯一鄰近的幾何關系，以控制生成器200的有源和返回輸出端子之間的電場耦合，以顯著通過抵消場來縮小每米伏數電場；和每米安培的電磁場輻射。

物理尺寸a、b、c、d、e和f是相互依賴的，并可以優化，以提供低損耗電感的和電容性傳輸介質，除控制電場之外，降低由雜散rf輻射所引起的不受控制的電容耦合。具體而言，下列公式(i)和(ii)示出了尺寸a、b、c、d、e和f相對于電纜21的電感的和電容性屬性的相互依賴的關系。

(i)電感＝b(10.16x10^-9)ln[(2xd)/d)]+2(a+c)(對于指定的示例導電線，μh/英寸)

(ii)電容＝[(bx(0.7065x10^-12))/ln[(2xd)/d]]er

在公式(i)和(ii)中，“d”表示導電線路(例如，供電導線和返回導線18，19)的直徑，“er”表示絕緣體的介電常數。此外，e＝2xd，e與d的比確立螺旋配置的連續區間，f＝kxe，其中，“k”是從大約0.5到大約1.5的常數。

在部分35的遠端處，導線18，19被退繞，并分別可操作地連接到設備連接器33，34(可以是被安置在器械10內的針腳)。對于單極凝結應用，導線18，19在退繞狀態下從部分35向連接器33，34延伸距離c，達大致2.5英尺。在各實施例中，導線的初始長度a和退繞狀態長度c可以長度相等。

在雙極電外科手術中，連接器33，34可以位于鉗10中。在單極外科手術中，連接器33可操作地連接到器械10，連接器34連接到返回電極11。如上文所討論的，在使用多個返回電極的情況下，返回導線19可以被拆分成對應的數量的導線以可操作地將全部返回電極11連接到生成器200。對于單極外科手術，導線18的長度c可以是大于2.5英尺的長度，導線19的長度相應地縮短，以適應外科手術器械在操作點的操縱。

根據本發明的電纜21定向供電導線和返回導線18，19，以便從其中所生成的電場被抵銷，從而降低泄漏的雜散rf能量的量。更具體而言，導線18，19以上文所討論的方式的位置和定向在電外科rf能量的傳輸過程中提供所生成的極為貼近的電場，并最大化提供給治療點的能量的量。降低電場還增大人員和病人的安全性。

rf輻射降低會減少電容性和rf磁場漏泄，并改善對提供的能量的rf控制。rf輻射降低還會降低rf傳輸損耗，并通過縮小rf諧波分量，最小化rf源的損壞以及降低外圍導電和輻射的發射，來改善生成器200的效率。此外，縮小rf輻射還會降低對諸如病人監視設備之類的在房間內發現的額外的設備的rf噪聲。

另外，根據本發明的傳輸系統還提供直接在組織部位處傳感組織和能量參數的新穎的方式。常規電外科系統傳感和控制電源處的能量傳輸，并校準能量傳遞損耗，但是，不能補償對提供的能量的電場損壞性干擾。具體而言，在往返于器械的傳輸過程中損失的能量以及電源內的內部損耗由于電場干擾只可以估計。如此，常規電外科系統不直接控制向組織施加的能量或監視組織部位處的能量和組織參數，這可能導致不是最佳的組織治療。

本發明提供用于直接在組織部位處傳感組織以及能量參數的系統，對施加的能量進行準確的反饋控制，以最佳地取得所需組織治療效果，包括，但不僅限于，止血、血管閉合以及凝結。具體而言，本發明包括安置在治療部位處的用于傳感各種組織以及能量參數的傳感器，并利用傳輸介質(例如，電纜21)來最小化電壓電場和電流電磁場分量，并最大化傳感到的信號的完整性。然后，將傳感到的信號傳輸到電源，而不補償由于上文所描述的常規損耗所造成的任何損耗或信號退化。在標題為“electrosurgicalradiofrequencyenergytransmissionmedium”的共同擁有的美國專利no.7,819,865和7,985,220中公開了用于將電外科能量從生成器傳輸到器械的傳輸介質電纜，此處引用了這兩個申請的全部內容作為參考。

圖7示出了包括生成器200以及鉗10的系統300。圖8示意地示出了末端操縱裝置100，包括相對的鉗口構件110以及120對，每一個鉗口構件110以及120都具有分別安置在鉗外殼113以及123內的電極112以及122。外殼113以及123可以通過在電極112以及122上方外模絕緣材料，以使施加的電能以及熱能與相鄰的組織隔離。

系統300基于直接在組織部位處傳感到的組織和能量屬性來以閉環方式提供對治療能量(例如，生成器200的輸出)的控制?？梢杂上到y300調整的治療能量的參數包括，但不僅限于，能量、功率、電壓、電流、組織阻抗、這些參數的變化速率，以及其組合。測量到的組織屬性包括，但不僅限于，組織阻抗、組織溫度、組織水文、組織血管分布、熱擴散，以及其組合。測量到的能量屬性包括，但不僅限于，電壓、電流、功率、相位、瞬時，平均，以及均方根值以及其組合。

系統300包括用于直接檢測組織部位上的組織和能量屬性并將傳感器測量值沿著電纜和/或光纜傳輸到生成器200的電氣傳感器。參考圖7和8，電氣傳感器導線344a，344b，344c，345a，345b，345c被安置在纏繞的rf供電導線和返回導線318，319的傳輸介質(例如，電纜321)內，以最小化組織部位傳感器信號退化。具體而言，電纜321可以用于以最小的信號退化從安置在末端操縱裝置100中的集成的能量傳感元件傳輸傳感器信號。系統300以閉環方式利用傳感器信號來控制治療能量的施加，以取得最佳的組織治療效果。

鉗10通過電纜321耦接到生成器。生成器200包括耦接到安置在電纜321內的供電導線和返回導線318，319的輸出級228。供電導線和返回導線318，319分別通過有源端子和返回端子230，232可操作地連接到生成器200。電纜321基本上類似于上文參考圖6所描述的電纜21，如此，電纜21的實施例被包括到電纜321的實施例中，包括，但不僅限于，電纜21的元件，諸如導線18，19，電介質芯37、絕緣護套38，等等，以及這些組件的配置、布局，以及材料性質。

參考圖9，電纜321包括構成電纜芯321的電介質芯337。供電導線和返回導線318和319以雙螺旋方式圍繞電介質芯337纏繞，并以圖6的導線18和19類似的配置排列。電介質芯337具有基本上管狀結構，定義了管腔338。導線318，319的雙螺旋布局定向了由電外科rf能量從其中通過而生成的相對的電場，以減輕和/或抵消，從而最小化損失或雜散電氣rf能量的量。電纜321還包括絕緣護套339，該絕緣護套339被安置在318和319上，從而將導線318和319固定到電介質芯337。

如圖8所示的電纜321，提供將rf能量從生成器200提供到夾持在鉗口構件110和120之間的組織t的傳輸介質。鉗口構件110和120中的每一個都包括被配置作為電極傳感器和用于向組織提供rf能量的電極的電極112和122。電極分別包括一個或多個連接340a，340c和341a，341c和熱傳感器340b和341b。電極112和122被配置為測量提供給組織t的rf能量的屬性，并可以是任何合適的電氣傳感器，包括，但不僅限于，導電電阻器、傳感變壓器、熱阻抗設備，具有已知導電電阻率和導熱率的復合材料，以及其組合。電極112和122可以分別安置在鉗口構件110和120中的一個或兩個中，并與生成器200通電。此配置可使電極112和122提供rf能量，檢測直接流過電極112和122的電能的電流電壓，相位及其他屬性，而不如在常規電外科系統中那樣測量生成器200中的電流。然后，如下面詳細描述的，可以使用測量到的參數來確定各種組織和能量。

電極112和122由基本上同質的材料構成，該材料具有已知電阻率ρ(可以從大約1.4x10^-3每米歐姆(ω·m)到大約5.6x10^-3ω·m)和已知導熱率，k，可以從大約2.0瓦特/米·開爾文(w/m·k°)到大約7.0w/m·k°。

連接340a，340c，341a，341c分別通過一個或多個電氣傳感器導線344a，344c，345a，345c耦接到電氣傳感處理器342。如圖8和9所示，導線344a，344c，345a，345c被安置在電纜321內，并穿過管腔338。導線344a，344c，345a，345c可以絕緣。可以使用在所屬領域的技術人員的眼界范圍內的各種類型的絕緣材料。傳感處理器342被安置在生成器200內，并耦接到控制器224和/或處理器225。傳感處理器342從電極112和122接收電氣傳感信號，并確定組織t處的組織和/或能量參數，然后，通過處理器225，將計算結果傳輸到控制器224。在各實施例中，處理器225可以包括隔離電路，例如，光隔離器，或與其耦接，以在rf能量和保護用地線之間提供隔離勢壘，以確保病人安全性。在更進一步的實施例中，連接340a，340c，341a，341c可以直接耦接到控制器224，以便控制器224執行傳感處理器342的功能，即，基于電氣傳感信號確定組織和能量參數。

如圖8所示，鉗10還包括分別安置在鉗口構件110和120內并耦接到電極112和122的一個或多個差熱傳感器340b和341b。如此處所使用的，術語“差熱傳感器”表示跨電極112和122中的每一個測量溫度差的傳感器。合適的熱傳感器包括，但不僅限于，電子設備、熱傳感器、微電機械熱傳感器、熱電偶設備、紅外設備、諸如fiberbragg光柵之類的光纖熱傳感器，以及其組合。

熱傳感器340b和341b分別通過一個或多個傳感器導線344b和345b耦接到溫度傳感處理器354。傳感器導線344b和345b可以是電氣的，光學的，或任何其他合適的連接導線。如圖9所示，導線344a和345b被安置在電纜321內，并穿過管腔338。傳感處理器354被安置在生成器200內，并耦接到控制器224和/或處理器225。傳感處理器354從傳感器340b和341b接收溫度傳感信號，并確定跨電極112和122中的每一個的溫度差，然后，將計算結果傳輸到控制器224。在各實施例中，傳感處理器354可以直接接收溫度差測量值或者溫度測量值，然后，確定跨電極112和122中的每一個的溫度差。在更進一步的實施例中，傳感處理器354也可以包括隔離電路，例如，光隔離器，或與其耦接，以在rf能量和保護用地線之間提供隔離勢壘，以確保病人安全性。在更進一步的實施例中，傳感器340b和341b可以直接耦接到控制器224，以便控制器224執行傳感處理器354的功能，即，基于電氣或光學傳感信號來確定閉合面溫度。

響應于電氣和溫度傳感信號，控制器224可以調整生成器200的輸出。在各實施例中，控制器224可以包括用于作為檢測到的組織和/或能量屬性的函數來控制輸出的一個或多個算法。具體而言，在控制器224中實現的算法可以驅動生成器200以及其組件(包括溫度傳感處理器354和電氣傳感處理器342)的輸出，以連續地監視組織和/或能量屬性，以便調整生成器輸出。

圖10示出了用于使用圖7的系統300監視組織和控制能量屬性的方法。在步驟400中，生成器通過螺旋傳輸電纜321將射頻能量作為源提供到器械10，能量通過電極112和122，提供給組織部位。傳感器229監視生成的源能量，并將輸入提供到控制器224，如通過螺旋電纜傳輸的。

在步驟402中，生成器200通過連接340a，340c，341a，341c，測量跨電極112和122中的每一個的電壓降δvdrop，通過包含在電氣傳感處理器342中的隔離勢壘傳輸到控制器224?？刂破?24從342接收絕緣的電壓降，并作為電極112和/或122的電阻率的函數來計算提供給組織rf電流。

此確定可以由控制器在步驟404中通過下面的公式(iii)來執行：

(iii)rf電流(irf)＝δvdrop/r

在公式(iii)中，r是可以通過公式(iv)來計算的電極電阻

(iv)r＝[(ρ·l)/a]

在公式(iv)中，a是以平方米為單位的電極面積，l是以米為單位的電極長度，ρ是電阻率。值a，l，以及ρ可以存儲在存儲器226中，以便可以為每一個器械10計算電阻r?？梢灶A想，各種器械10可以包括各種大小、電阻，及其他屬性的電極112以及122。這些屬性可以通過上文所討論的標識系統傳遞到生成器200，或以其他方式由用戶輸入。

在步驟406中，控制器224作為計算出的實際rf電流的函數，來確定實際rf電流并控制提供給組織部位的能量。在步驟408中調整由傳感器229傳感到的源能量和由控制器224基于電壓降計算出的提供的能量的差，在該步驟中，由控制器224返回誤差信號，以通過控制輸出級228和/或電源227來調整生成器200的rf輸出。在步驟400中，控制器224糾正提供的rf電流，以便提供組織治療能量的閉環的受控制的傳輸，以及對組織的有效止血。

在可以與步驟402并行地執行的步驟410中，生成器200通過熱傳感器340b，341b來測量跨電極112和122中的每一個的溫度差δt。溫度差信號通過包含在溫度傳感處理器354中的隔離勢壘，通過導線344b和345b，被傳輸到控制器224?？刂破?24從處理器354接收處理的溫度差，并作為電極112和122的導熱率的函數來計算提供給組織的rf功率。使用下面的公式(v)在步驟412中執行此計算：

(v)rf功率(p)＝t/θ

在公式(v)中，θ是熱阻抗θ(℃/瓦特)，也可以被表達為導熱率的k,[瓦特/(m·k)]，其中，k是開氏度數的溫度，m是米。如上文針對電極112和122的電阻率、尺寸及其他屬性所描述的，這些值可以存儲在存儲器226中。

在步驟416中，控制器224作為計算出的實際rf功率的函數，來確定實際rf功率并控制提供給組織部位的能量。在步驟408中調整由傳感器229測量到的源能量和提供的能量的差，在該步驟中，由控制器224返回誤差信號，以通過控制輸出級228和/或電源227來調整生成器200的rf輸出。在步驟400中，控制器224糾正提供的rf功率，以便提供組織治療能量的閉環的受控制的傳輸，以及對組織的有效止血。

如在公式(iii)-(v)中表示的，ρ是電阻率，k電極112和122的導熱率，irf如在公式(iii)中計算出的提供給組織的實際rf電流，p是如在公式(v)中計算出的提供給組織的實際rf功率。如上文所描述的，閉合電極112和122的電阻率和導熱率存儲在存儲器226中。在各實施例中，可以基于電極112和122的幾何形狀以及在某溫度范圍內其材料性質或構成(可以存儲在存儲器226中的查詢表中)來預先計算電阻率和導熱率。在更進一步的實施例中，可以作為材料特性溫度(也存儲在存儲器226中)的函數，來實時地調整電阻率和導熱率，來補償在施加能量過程中遇到的由于溫度變化而導致電極電阻r和熱阻抗變化?？刂破?24利用存儲的溫度變化的電極電阻r和熱阻抗θ，來計算如在公式(iii)和(iv)中表示的實際rf電流和功率。

在步驟418中，控制器224作為前面分別在步驟404和412中計算出的rf電流和rf功率的函數來計算rf電壓(v)和組織阻抗(z)。在步驟418中執行的計算可以使用下面的公式(vi)和(vii)來執行：

(vi)rf電壓(v)＝p/irf

(vii)組織阻抗(z)＝p/i²rf

在步驟420中，控制器224處理計算出的rf電壓(v)和組織阻抗(z)中的一個或兩個，并作為在步驟418中計算出的所生成的射頻rf電壓或者組織阻抗的函數，控制提供到組織部位的能量。在步驟408中調整由傳感器229測量到的源能量和提供的能量的差，在該步驟中，由控制器224返回誤差信號，以通過電源227調整在步驟400中表示的電外科生成器輸出228，糾正提供的rf電壓或組織阻抗，以便提供組織治療能量的閉環的受控制的傳輸，以及對組織的有效止血。

在步驟422中，控制器224處理rf功率、電壓、電流、組織阻抗中的一個或多個，或其組合，以控制向組織部位傳遞的能量，組織溫度(t)的函數。在步驟408中調整由傳感器229測量到的源能量和提供的能量的差，在該步驟中，由控制器224返回誤差信號，以通過輸出級228和/或電源227來調整生成器200的rf輸出。在步驟400中，控制器224糾正提供的rf能量，以便提供組織治療能量的閉環的受控制的傳輸，以及對組織的有效止血。

盡管在附圖中示出和/或此處討論了本發明的多個實施例，但是，本發明不僅限于此，本發明的范圍與當前技術允許的范圍一樣寬，說明書被同樣讀取。因此，上面的描述不應該被解釋為限制，而僅僅是特定實施例的示范。在所附權利要求書的范圍和精神內，所屬領域的技術人員將預想其他修改方案。