用於超聲外科器械的切割和凝固組織的技術的製作方法

2023-12-07 08:28:46 4

用於超聲外科器械的切割和凝固組織的技術的製作方法
【專利摘要】本發明的各種形式涉及一種操作超聲外科器械的方法。通過生成向超聲驅動系統提供的驅動信號以驅動端部執行器來激活所述超聲外科器械。可向多變量模型施加多個輸入變量以生成多變量模型輸出，其中所述多變量模型輸出對應於所述超聲器械對組織的作用。所述多個輸入變量可包括描述所述驅動信號的至少一個變量和描述所述超聲外科器械的屬性的至少一個變量。當所述多變量模型輸出達到閾值時，可生成反饋，所述反饋指示所述超聲外科器械和受到所述超聲外科器械作用的組織中的至少一者的對應狀態。
【專利說明】用於超聲外科器械的切割和凝固組織的技術
[0001] 優先權聲明
[0002] 本申請要求於2012年4月9日提交並以引用方式全文併入本文的美國臨時申請 序列號61/621，876的權益。

【技術領域】
[0003] 本公開大體涉及超聲外科系統，並且更具體而言，涉及允許外科醫生執行切割和 凝固的超聲外科系統和電外科系統。

【背景技術】
[0004] 超聲外科器械憑藉此類器械的獨特的性能特徵而在外科手術中得到日益廣泛的 應用。依據特定參數，超聲外科器械能夠基本上同時進行組織的切割和通過凝固的止血，從 而有利地使患者創傷最小化。切割動作通常通過位於器械遠端處的端部執行器或刀尖端完 成，所述端部執行器或刀尖端將超聲能量傳輸到接觸端部執行器的組織。具有這一性質的 超聲器械能夠開放性外科用途、腹腔鏡式或內窺鏡式外科手術，包括機器人輔助手術。
[0005] -些外科器械將超聲能量用於精確切割和受控凝固兩者。與電外科使用的溫度相 t匕，超聲能量使用更低的溫度來切割和凝固。通過高頻振動（例如每秒55, 500次），超聲刀 使組織中的蛋白質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並允許 所述凝結物形成止血密封。切割和凝固的精度受外科醫生的技術以及對功率電平、刀刃、組 織牽引力和刀壓力的調節的控制。
[0006] 然而，醫療裝置的超聲技術的主要問題仍為血管的密封。 申請人:和其它人完成的 工作已表明：在應用標準超聲能量之前，當血管的肌肉內層從外膜層分離並遠離時，產生最 佳血管密封。目前實現這種分離的工作涉及增大施加到血管的夾持力。
[0007] 此外，用戶並不總是能夠獲得正被切割的組織的視覺反饋。因此，當不能獲得視覺 反饋時，希望提供一些形式的反饋來指示用戶切割已完成。此外，如果沒有用於指示切割已 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激活諧波器械， 這樣，當在鉗口之間具有很少物質甚至沒有物質的情況下激活諧波器械時產生的熱量會對 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"動態"支路的等效電路，所述第一支 路包括靜電容，所述第二"動態"支路包括串聯的電感、電阻和電容，所述電感、電阻和電容 限定諧振器的機電性能。常規超聲發生器可包括調諧電感器，所述調諧電感器用於解諧處 於諧振頻率的靜電容，使得基本上所有發生器的電流輸出均流入動態支路中。動態支路電 流與驅動電壓一起限定阻抗和相位量值。因此，在使用調諧電感器的情況下，發生器的電流 輸出代表動態支路電流，並且因此發生器能夠保持其驅動輸出處於超聲換能器的諧振頻率 下。調諧電感器還轉換超聲換能器的相阻抗圖以改善發生器的頻率鎖定能力。然而，調諧 電感器必須與超聲換能器的特定靜電容匹配。具有不同靜電容的不同超聲換能器需要不同 的調諧電感器。
[0009] 用於將電能施加到組織以治療和/或破壞組織的電外科裝置也在外科手術中得 到日益廣泛的應用。電外科裝置通常包括手持件、具有遠側安裝的端部執行器（例如，一個 或多個電極）的器械。所述端部執行器可抵靠組織定位，使得電流被引入組織中。電外科 裝置能夠雙極性或單極性操作。在雙極性操作期間，電流分別通過端部執行器的有源電極 和返回電極被引入組織中並從組織返回。在單極操作期間，電流通過端部執行器的有源電 極被引入組織中，並通過返回電極（例如，接地墊）返回，所述有源電極與所述返回電極分 開位於患者的身體上。流過組織的電流所產生的熱可在組織內和/或在組織之間形成止血 密封，並因此可尤其適用於例如密封血管。電外科裝置的端部執行器也可包括能夠相對於 組織運動的切割構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與手持件連通的發生器傳遞至器械。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)頻率範圍內的電 能形式。在應用中，電外科裝置可穿過組織傳遞低頻射頻能，這會引起離子振蕩或摩擦，並 實際上造成電阻性加熱，從而升高組織的溫度。由於受影響的組織與周圍組織之間形成明 顯的邊界，因此外科醫生能夠以高精確度進行操作，並在不損傷相鄰的非目標組織的情況 下進行控制。射頻能的低操作溫度適用於在密封血管的同時移除、收縮軟組織、或對軟組織 塑型。射頻能尤其良好地適用於結締組織，所述結締組織主要由膠原構成，並且在接觸熱時 收縮。
[0011] 期望提供一種克服當前器械的某些缺陷的外科器械。本文所述的外科系統能夠克 服這些缺陷。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0012] 所述形式的新型特徵結構在隨附權利要求書中具體闡述。然而，關於組織和操作 方法的所述形式可通過結合附圖參照以下描述最好地理解，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，其示出力計算。
[0016] 圖4是常規振蕩器在高功率和輕負載下的電流、電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖 /Jn 〇
[0017] 圖5是常規振蕩器在高功率和重負載下的電流、電壓、功率、阻抗和頻率波形的圖 /Jn 〇
[0018] 圖6是振蕩器在無負載下的一種形式的電流階躍函數波形與電壓、功率、阻抗和 頻率波形的圖示。
[0019] 圖7是振蕩器在輕負載下的一種形式的電流階躍函數波形與電壓、功率、阻抗和 頻率波形的圖示。
[0020] 圖8是振蕩器在重負載的一種形式的電流階躍函數波形與電壓、功率、阻抗和頻 率波形的圖示。
[0021] 圖9示出了發生器的驅動系統的一種形式，所述驅動系統形成用於驅動超聲換能 器的超聲電信號。
[0022] 圖10示出了外科系統的一種形式，所述外科系統包括超聲外科器械和包括組織 阻抗模塊的發生器。
[0023] 圖11示出了包括組織阻抗模塊的發生器的驅動系統的一種形式。
[0024] 圖12示出了可與外科系統一起使用的夾持臂組件的一種形式。
[0025] 圖13是聯接到刀和夾持臂組件的組織阻抗模塊的示意圖，其中組織位於刀與夾 持臂組件之間。
[0026] 圖14示出了用於對聯接到外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的方 法的一種形式。
[0027] 圖15A示出了確定組織狀態變化並相應地激活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示出了包括發生器和可與發生器一起使用的各種外科器械的外科系統的一 種形式。
[0031] 圖16A是圖16的超聲外科器械的圖。
[0032] 圖17為圖16所示外科系統的圖。
[0033] 圖18是示出一種形式中的動態支路電流的模型。
[0034] 圖19是一種形式中的發生器架構的結構視圖。
[0035] 圖20是可在發生器的一種形式中實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評估組織算法部分的邏輯流程圖，其可在發生 器的一種形式中實施。
[0037] 圖22是用於評估圖21所示信號評估組織算法的條件集合的邏輯流程圖，其可在 發生器的一種形式中實施。
[0038] 圖23A是發生器的一種形式在典型的組織切割過程中的頻率斜率（頻率的一階時 間導數）隨時間變化的波形的圖示。
[0039] 圖23B是發生器的一種形式在典型的組織切割過程中的頻率斜率的斜率（頻率的 二階時間導數）隨時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是發生器的一種形式在典型的組織切割過程中在涉及圖23A所示圖示時的 頻率隨時間變化的波形的圖示。
[0041] 圖25是發生器的一種形式在典型的組織切割過程中在涉及圖23A所示圖示時的 驅動功率隨時間變化的波形的圖示。
[0042] 圖26是發生器的一種形式在老化測試過程中的頻率斜率隨時間變化的波形的圖 /Jn 〇
[0043] 圖27是發生器的一種形式在老化測試過程中在涉及圖26所示圖示時的頻率隨時 間變化的關係波形的圖示。
[0044] 圖28是發生器的一種形式在老化測試過程中在涉及圖26所示圖示時的功耗隨時 間變化的波形的圖示。
[0045] 圖29是多個發生器/器械組合在老化測試過程中頻率隨時間變化的波形的圖示。
[0046] 圖30是發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，所述發生器聯接到超聲器械以儘可能快地連續10次切割離體的豬空腸組織並 同時保持發生器貫穿整個過程運行。
[0047] 圖31A是發生器的一種形式在進行連續組織切割過程中在一段時間內的阻抗和 電流隨時間變化的波形的圖示。
[0048] 圖31B是發生器的一種形式在進行連續組織切割過程中在一段時間內的頻率隨 時間變化的波形的圖示。
[0049] 圖31C是發生器的一種形式在進行連續組織切割過程中在一段時間內的功率、能 量和溫度隨時間變化的波形的圖示。
[0050] 圖32是發生器的一種形式的頻率、加權頻率斜率波形和溫度隨時間變化的波形 的組合圖示，所述加權頻率斜率波形通過α值為0. 1的指數加權移動平均方法計算得出。
[0051] 圖33是圖32所示頻率與時間的關係波形的圖示。
[0052] 圖34是圖32所示加權頻率斜率與時間的關係波形的圖示。
[0053] 圖35是發生器的一種形式在對空腸組織進行十次切割的過程中頻率與時間的關 系波形的圖示以及溫度與時間信號的關係的圖示。
[0054] 圖36是發生器的一種形式在中間組織被激活的情況下對空腸組織進行十次切割 的過程中圖35所示頻率與時間的關係波形的圖示。
[0055] 圖37是發生器的一種形式在對空腸組織進行十次切割的過程中頻率斜率與時間 的關係波形的圖示。
[0056] 圖38是功率與時間的關係波形的圖示，所述關係波形表示發生器的一種形式在 對空腸組織進行十次切割的過程中所消耗的功率。
[0057] 圖39是發生器的一種形式在對空腸組織進行十次切割的過程中電流與時間的關 系波形的圖示。
[0058] 圖40是發生器的一種形式的結合頻率斜率的"跨回頻率斜率閾值"參數對時間的 關係波形的圖示。
[0059] 圖41是超聲器械的一種形式對離體頸動脈施加脈衝的組合圖示，其顯示歸一化 的功率、電流、能量和頻率波形與時間的關係。
[0060] 圖42Α是發生器的一種形式在進行連續組織切割過程中在一段時間內的阻抗和 電流與時間的關係波形的圖示。
[0061] 圖42Β是發生器的一種形式在進行連續組織切割過程中在一段時間內的頻率與 時間的關係波形的圖示。
[0062] 圖42C是發生器的一種形式在進行連續組織切割過程中在一段時間內的功率、能 量和溫度與時間的關係波形的圖示。
[0063] 圖43是針對圖41和圖50Α到圖50C所示的脈衝施加計算得出的頻率斜率波形的 圖示，所述圖示是按總比例繪製。
[0064] 圖44是針對圖43所示的脈衝施加計算得出的頻率斜率波形的圖示的縮放視圖。 [0065] 圖45是其它所關注數據（諸如阻抗、功率、能量、溫度）波形的圖示。
[0066] 圖46是總結各種超聲器械類型的加權頻率斜率與功率電平的關係的圖示。
[0067] 圖47是發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間的關係 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間的關係波形的縮放圖。
[0069] 圖49是發生器的一種形式的諧振頻率和電流與時間的關係波形的縮放圖。
[0070] 圖50是聯接到超聲器械的發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是用於實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 在發生器的一種形式中實施以考慮超聲刀的基線諧振頻率。
[0074] 圖54A和圖54B是不同示例性超聲激活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 隨時間變化的圖示。
[0076] 圖56是組織算法的邏輯流程圖，其可在發生器和/或器械的一種形式中實施以結 合其它條件實施基線頻率截止條件。
[0077] 圖57是圖20所示組織算法的信號評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是負載監視算法的一種形式的邏輯流程圖，其可在發生器的一種形式中實 施。
[0079] 圖59是用於評估圖57所示信號評估組織算法的條件集合的邏輯流程圖，其可在 發生器的一種形式中實施。
[0080] 圖60是用於實施圖59所示未經篩選的條件集合邏輯的一種形式的邏輯流程圖， 其可在發生器的一種形式中實施。
[0081] 圖61是頻率的二階時間導數頻率和斜率的圖示，其示出了一對負載事件。
[0082] 圖62是頻率的二階時間導數、頻率斜率和滾動差量的圖示，其展示一個負載事 件。
[0083] 圖63是頻率的二階時間導數、頻率斜率和滾動差量的另一形式的圖示，其展示另 一負載事件。
[0084] 圖64是用於實施施加包括負載事件觸發器的條件集合的算法的一種形式的邏輯 流程圖，其可在發生器的一種形式中實施。
[0085] 圖65是用於實施邏輯的一種形式的邏輯流程圖，所述邏輯用於確定外科器械中 是否存在負載條件。
[0086] 圖66是圖20所示組織算法的信號評估組織算法部分的一種形式的邏輯流程圖， 其考慮利用負載事件來配備響應集合觸發器的條件集合。
[0087] 圖67是用於評估圖66所示信號評估組織算法的條件集合的邏輯流程圖，其可在 發生器的一種形式中實施。
[0088] 圖68是如圖67所示可在發生器的一種形式中實施的負載監視算法的一種形式的 邏輯流程圖。
[0089] 圖69是圖67所示未經篩選的條件集合邏輯的一種形式的邏輯流程圖，其可由發 生器的一種形式實施。
[0090] 圖70是示出圖71的算法的一個示例性實施方式的功率或位移圖的圖表。
[0091] 圖71是用於依序在兩個功率電平對超聲器械進行驅動的算法的一種形式的邏輯 流程圖。
[0092] 圖72是示出根據圖71的算法操作外科器械與通過在單個功率電平激活器械操作 所獲得的爆裂壓力的圖表。
[0093] 圖73是示出針對圖72所示試驗獲得的橫切時間的圖表。
[0094] 圖74是示出根據圖71的算法的一種形式的驅動信號模式的圖表。
[0095] 圖75是圖71的算法的另一種形式的邏輯流程圖，其用於實施器械的去激活與後 續激活之間的靜置時間。
[0096] 圖76是示出根據圖75的算法的一種形式的驅動信號模式的圖表。
[0097] 圖77是用於實施第三驅動信號的圖71的算法的另一種形式的邏輯流程圖。
[0098] 圖78是示出根據圖71的算法操作外科器械與所述外科器械根據圖77的算法操 作所獲得的爆裂壓力的圖表。
[0099] 圖79是示出根據圖71的算法操作類似於所述器械的外科器械與所述外科器械根 據圖78的算法操作時所獲得的爆裂壓力的圖表。
[0100] 圖80是示出針對圖79所示試驗獲得的橫切時間的圖表。
[0101] 圖81是實施初始夾持周期的算法的一種形式的邏輯流程圖。
[0102] 圖82是實施初始夾持周期的算法的另個一形式的邏輯流程圖。
[0103] 圖83是示出根據圖82的算法的驅動信號模式的圖表。
[0104] 圖84是顯示示例性神經網絡的圖。
[0105] 圖85是神經網絡的隱藏神經元和/或輸出神經元的激活函數的示例性部分的曲 線圖。
[0106] 圖86是指示神經網絡的隱藏神經元和/或輸出神經元的示例性激活函數的圖。
[0107] 圖87是用於利用反向傳播來訓練神經網絡（諸如圖86所示神經網絡）的算法的 一種形式的邏輯流程圖。
[0108] 圖88是用於利用多變量模型來檢測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）本文所述的神經網絡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的算法的一個實施方式的驅動信號模式的圖表。
[0111] 圖91是示出圖89的算法的另一實施方式的驅動信號模式的圖表。
[0112] 圖92是顯示用於利用多變量模型來監視包括多個條件的條件集合的算法的一種 形式的邏輯流程圖。
[0113] 圖93是根據本文所述各種形式包括可旋轉電連接件的超聲外科器械構型的一種 形式的側視圖。
[0114] 圖94是根據本文所述各種形式的圖93所示超聲外科器械構型的側視圖，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示出了根據本文所述各種形式包括可旋轉電連接件的超聲外科器械的柄部 組件的剖面圖。
[0116] 圖96是根據本文所述各種形式聯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是根據本文所述各種形式的連接器模塊的內部環和外部環以及對應連杆的 布置的透視圖。
[0119] 圖99是根據本文所述各種形式定位於連接器模塊的殼體中的第一環形導體和第 二環形導體的透視圖。
[0120] 圖100是根據本文所述各種形式的旋轉聯接器的遠側的透視圖，所述旋轉聯接器 具有定位於所述旋轉聯接器的凹入部分內的內部環形導體和外部環形導體以及對應連杆。
[0121] 圖101是根據本文所述各種形式聯接到手持件的遠側的連接器模塊的透視圖。
[0122] 圖102是根據本文所述各種形式定位於旋轉聯接器中的內部環形導體和外部環 形導體以及對應連杆的近側視圖。
[0123] 圖103是根據本文所述各種形式的旋轉聯接器的遠側的透視圖，所述旋轉聯接器 具有定位於所述旋轉聯接器的凹入部分內的內部環形導體和外部環形導體以及對應連杆。
[0124] 圖104是根據本文所述各種形式的超聲柄部組件的左側正視視圖。
[0125] 圖105是根據本文所述各種形式的圖104所示超聲柄部組件的另一左側視圖，其 中左柄部殼體區段已移除。
[0126] 圖106是根據本文所述各種形式的超聲外科器械的開關組件的側正視視圖。
[0127] 圖107是根據本文所述各種形式的圖106所示開關組件的正視圖。
[0128] 圖108是根據本文所述各種形式的圖106和圖107所示開關組件的仰視圖。
[0129] 圖109是根據本文所述各種形式的圖106到圖109所示開關組件的俯視圖。
[0130] 圖109A是根據本文所述各種形式的另一超聲柄部組件的一部分的左側視圖。
[0131] 圖110是根據本文所述各種形式的另一超聲柄部組件的左側正視視圖。
[0132] 圖111是根據本文所述各種形式的圖110所示超聲柄部組件的右側正視視圖。
[0133] 圖112是根據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是根據本文所述各種形式的另一第二開關布置的透視圖。
[0135] 圖114是根據本文所述各種形式的圖113所示第二開關布置的後正視視圖。
[0136] 圖115是根據本文所述各種形式的另一第二開關布置的後正視視圖。
[0137] 圖116是根據本文所述各種形式的第二開關布置和柄部組件的一部分的俯視圖。
[0138] 圖117是根據本文所述各種形式可結合各種超聲柄部組件使用的開關組件的圖 /Jn 〇
[0139] 圖118是根據本文所述各種形式處於中心開關已受到致動的致動位置的圖117所 示開關組件的另一圖示。
[0140] 圖119是根據本文所述各種形式處於右開關已受到致動的另一致動位置的圖117 和圖118所不開關組件的另一圖不。
[0141] 圖120是根據本文所述各種形式處於左開關已受到致動的另一致動位置的圖117 和圖119所不開關組件的另一圖不。
[0142] 圖121示出了系統的方框圖，其繪示聯接到醫療器械和電路的發生器。
[0143] 圖122示出了器械內的電路的方框圖。
[0144] 圖123示出了發生器輸出處的串行協議的傳輸幀中的電流脈衝的時序圖。
[0145] 圖124示出了電路輸出處的串行協議的傳輸幀中的電壓脈衝的時序圖。
[0146] 圖125A示出了串行協議的部分時序圖。
[0147] 圖125B示出了串行協議的部分時序圖。
[0148] 圖125C示出了串行協議的部分時序圖。
[0149] 圖12?示出了串行協議的部分時序圖。
[0150] 圖126示出了串行協議的一個示例性時序圖。
[0151] 圖127示出了串行協議的一個示例性時序圖。
[0152] 圖128示出了串行協議的若干示例性時序圖。
[0153] 說明書
[0154] 本申請的 申請人:還擁有與上述申請同一天提交的以下專利申請，並且其中每一個 以引用的方式全文併入本文：
[0155] -題為"DEVICES AND TECHNIQUES FOR CUTTING AND COA⑶LATING TISSUE"、代理 檔案號為END7126USNP/120116的美國專利申請；
[0156] -題為"SWITCH ARRANGEMENTS FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理檔 案號為END7126USNP1/120116-1的美國專利申請；
[0157] -題為"ROTATABLE ELECTRICAL CONNECTION FOR ULTRASONIC SURGICAL INSTRUMENTS"、代理檔案號為END7126USNP2/120116-2的美國專利申請；和
[0158] -題為 "SERIAL COMMUNICATION PROTOCOL FOR MEDICAL DEVICE"、代理檔案號為 END7126USNP3/120116-3 的美國專利申請。
[0159] 在詳細說明超聲外科器械的各種形式之前，應該指出的是，示例性形式的應用或 使用並不局限於附圖和【具體實施方式】中所示出的部件的配置和布置的細節。示例性形式可 以單獨實施，也可以與其它形式、變型和修改結合在一起實施，並可以通過多種方式實踐或 執行。此外，除非另外指明，否則本文所用的術語和表達是為了方便讀者而對示例性形式進 行描述目的所選的，並非為了限制性的目的。
[0160] 此外，應當理解，下述形式、形式表達、示例中的任何一個或多個可與下述其它形 式、形式表達和示例中的任何一個或多個組合。
[0161] 各種形式均涉及改進的超聲外科器械，其被配置用於在外科手術中執行組織解 剖、切割和/或凝固。在一種形式中，超聲外科器械設備被配置用於開放性手術中，但所述 設備也可應用於其它類型手術中，例如腹腔鏡式、內窺鏡式和機器人輔助手術。通過選擇性 地使用超聲能量，方便了多種用途。
[0162] 將結合本文所述的超聲器械描述各種形式。以舉例而非進行限制的方式提供此 類說明，並且不旨在限制其範圍和應用。例如，所述形式中的任一個均可與多個超聲器 械結合使用，所述超聲器械包括在例如美國專利申請5, 938, 633、5, 935, 144、5, 944, 737、 5, 322, 055、5, 630, 420 和 5, 449, 370 中所述的那些。
[0163] 通過以下說明將變得顯而易見的是，設想本文所述的外科器械的形式可與外科系 統的振蕩器單元相關聯地使用，由此振蕩器單元的超聲能量為當前的外科器械提供期望的 超聲致動。還設想，本文所述的外科器械的形式可與外科系統的信號發生器單元相關聯地 使用，由此例如射頻（RF)形式的電能被用來為與外科器械有關的用戶提供反饋。超聲振蕩 器和/或信號發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。
[0164] 本外科設備的一種形式由於其簡單構造而被特別配置用於一次性使用。然而，還 設想本外科器械的其它形式能夠非一次性或多次使用。僅出於例證性目的，當前公開了本 外科器械與相關聯的振蕩器和信號發生器單元的可拆卸連接，用於單個患者使用。然而，還 設想本外科器械與相關聯的振蕩器和/或信號發生器單元的不可拆卸的一體式連接。因 此，當前所述的外科器械的各種形式能夠與可拆卸的和/或不可拆卸的一體化振蕩器和/ 或信號發生器單元一起用於單次使用和/或多次使用，然而並非僅限於此，而是這些構型 的所有組合均被設想為落入本公開的範圍內。
[0165] 參照圖1到圖3,其不出包括超聲外科器械100的外科系統19的一種形式。外科 系統19包括超聲發生器30和超聲外科器械100,所述超聲發生器通過合適的傳輸媒體諸如 纜線22連接到超聲換能器50。儘管在當前本文所公開的形式中，發生器30被顯示為與外 科器械100分離，但在一種形式中，發生器30可與外科器械100整體地形成，以形成一體的 外科系統19。發生器30包括位於發生器30控制臺的前面板上的輸入裝置406。輸入裝置 406可包括生成適於對發生器30的操作進行編程的信號的任何合適的裝置，如隨後將參照 圖9所述。仍參照圖1到圖3,纜線22可包括多個電導體，用於將電能施加至超聲換能器 50的正（+)電極和負（_)電極。應當注意的是，在一些應用中，超聲換能器50可稱為"手 持件"或"柄部組件"，這是因為在各種手術和操作中，外科系統19的外科器械100能夠使得 外科醫生可抓緊並操縱超聲換能器50。合適的發生器30是可購自位於Cincinnati，Ohio 的Ethicon Endo-Surgery, Inc.公司的GEN 300,如以下美國專利中的一個或多個所 公開的，所述美國專利全部以引用方式併入本文中：美國專利6, 480, 796 (Method for Improving the Start Up of an Ultrasonic System Under Zero Load Conditions)； 美國專利 6, 537, 291 (Method for Detecting a Loose Blade in a Handle Connected to an Ultrasonic Surgical System);美國專利 6, 626, 926 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition of Blade Resonance Frequency at Startup);美國專利 6, 633, 234 (Method for Detecting Blade Breakage Using Rate and/or Impedance Information);美國專利 6, 662, 127 (Method for Detecting Presence of a Blade in an Ultrasonic System);美國專利 6, 678, 621 (Output Displacement Control Using Phase Margin in an Ultrasonic Surgical Handle);美國專利 6,679,899(Method for Detecting Transverse Vibrations in an Ultrasonic Handle)； 美國專利 6, 908, 472 (Apparatus and Method for Altering Generator Functions in an Ultrasonic Surgical System);美國專利 6, 977, 495 (Detection Circuitry for Surgical Hand piece System);美國專利 7,077,853(Method for Calculating Transducer Capacitance to Determine Transducer Temperature);美國專利 7, 179, 271 (Method for Driving an Ultrasonic System to Improve Acquisition of Blade Resonance Frequency at Startup);以及美國專利 7, 273, 483 (Apparatus and Method for Alerting Generator Function in an Ultrasonic Surgical System)〇
[0166] 根據所述形式，超聲發生器30生成特定電壓、電流和頻率（例如55, 500周每秒 (Hz))的電信號或驅動信號。發生器30通過纜線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。響應於柄部組件68上的開關312a或通過另一纜 線連接到發生器30的腳踏開關434,發生器信號被施加至換能器50,這引起其元件的縱向 振動。換能器50通過連接器300固定到柄部組件68。當安裝時，換能器50通過結構或波 導80 (圖2)聲學聯接到外科刀79。結構80和刀79因而在對換能器50施加驅動信號時以 超聲頻率振動。結構80被設計成以選擇的頻率諧振，從而放大通過換能器50發起的運動。 在一種形式中，發生器30被配置用於產生特定電壓、電流和/或頻率的輸出信號，所述信號 可在高解析度、精度和再現性的情況下階躍。
[0167] 參照圖4,在當前系統中，在時刻0時激活常規振蕩器，從而使電流300升至大約 340mA的期望設定點。在大約2秒處，施加輕負載，從而使電壓310、功率320、阻抗330相應 地增大且諧振頻率340發生變化。
[0168] 參照圖5,在當前系統中，在時刻0時激活常規振蕩器，從而使電流300升至大約 340mA的期望設定點。在大約2秒處，施加增大的負載，從而使電壓310、功率320、阻抗330 相應地增大且諧振頻率340發生變化。在大約7秒處，負載增大到使振蕩器進入平坦功率 模式的點，在所述平坦功率模式中，只要振蕩器保持在功率源的電壓範圍內，則負載的進一 步增大使功率保持在35W。在平坦功率模式期間電流300發生改變，因此位移改變。在大 約11. 5秒處，負載減小至使電流300返回至大約340mA的期望設定點的點。電壓310、功率 320、阻抗330和諧振頻率340隨負載改變。
[0169] 現在再次參照圖1到圖3,柄部組件68可為多件式組件，其適於使操作者與超聲換 能器50中所包含的聲學組件的振動隔離。柄部組件68可被成形為用戶能夠以常規方式抓 住的形狀，但設想主要通過器械的柄部組件提供的扳機狀裝置來抓緊和操縱本超聲外科器 械100,如下文所述。儘管示出了多件式柄部組件68,然而柄部組件68可包括單個組件或 一體式部件。超聲外科器械100的近側端部通過將超聲換能器50插入柄部組件68中來接 收並配合所述換能器50的遠側端部。在一種形式中，超聲外科器械100可作為一個單元附 接到超聲換能器50並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69、外殼部70和傳輸組件71。當本器械被配置用於內窺鏡用途時，所述構造的 尺寸可被設定成使傳輸組件71具有大約5. 5mm的外徑。超聲外科器械100的伸長傳輸組 件71從器械柄部組件68正交地延伸。傳輸組件71可通過旋鈕29相對於柄部組件68選 擇性地旋轉，如以下所進一步描述。柄部組件68可由耐用塑料構成，諸如聚碳酸酯或液晶 聚合物。也設想柄部組件68可另外由包括其它塑料、陶瓷或金屬的多種材料製成。
[0170] 傳輸組件71可包括外部管狀構件或外部護套72、內部管狀致動構件76、波導80 和端部執行器81，所述端部執行器包括例如刀79、夾持臂56和一個或多個夾持墊58。換 能器50和傳輸組件71 (包括或不包括端部執行器81)可被稱為超聲驅動系統。如隨後所 述，外部護套72、致動構件76和波導80或傳動杆可接合在一起，以作為一個單元（與超聲 換能器50 -起）相對於柄部組件68旋轉。適於將超聲能量從超聲換能器50傳輸到刀79 的波導80可為柔性、半柔性或剛性的。如在本領域中所熟知，波導80也能夠放大通過波導 80傳輸到刀79的機械振動。波導80還可具有用於控制沿波導80的縱向振動增益的特徵 結構和用於將波導80調諧到系統諧振頻率的特徵結構。具體地，波導80可具有任何合適 的橫截面尺寸。例如，波導80可具有基本上均勻的橫截面或波導80可在多個截面處漸縮 或可沿其整個長度漸縮。在當前形式的一種表現形式中，波導的直徑為約標稱0. 113英寸， 以最小化刀79的偏轉量，使得最小化端部執行器81的近側部分中的間隙。
[0171] 刀79可與波導80成為一體並形成為單個單元。在當前形式的另選表現形式中， 刀79可通過螺紋連接件、焊接接頭或其它聯接機構連接。刀79的遠側端部設置在波腹附 近，以便在聲學組件未被組織加載時將聲學組件調諧至優選的諧振頻率f。。當超聲換能器 50被供能時，刀79的遠側端部能夠在例如大約10至500微米峰間範圍內、並且優選地在約 20至約200微米的範圍內以例如55, 500Hz的預定振動頻率f。縱向運動。
[0172] 具體參照圖1到圖3,其中示出了與本超聲外科器械100 -起使用的夾持構件60 的一種形式，並且所述夾持構件被配置用於與刀79協作行動。與刀79結合的夾持構件60 通常被稱為端部執行器81，並且夾持構件60還通常被稱為鉗口。夾持構件60包括可樞轉 運動的夾持臂56,其連接到外部護套72的遠側端部和致動構件76,所述夾持臂與組織接合 墊或夾持墊58結合。夾持臂56通過觸發器34可樞轉地運動，並且端部執行器81通過旋 鈕29可旋轉地運動。例如，觸發器34能夠由臨床醫生的手沿近側方向平移。例如，柄部34 可圍繞樞軸銷36樞轉。觸發器34的近側運動或樞轉可導致機械聯接到管狀致動構件76 的軛301的遠側運動。管狀致動構件的遠側運動可導致夾持臂56樞轉以閉合抵靠在刀79 上。關於超聲外科裝置的閉合構件的更多細節下面參照圖93到圖95提供於本文中並提供 於美國專利申請序列號12/503, 769、12/503, 770和12/503, 766中，所述美國專利申請中的 每個均以引用方式全文併入本文中。
[0173] 在所述形式的一種表現形式中，夾持墊58E. I. DuPont de Nemours公司的商標名 稱為TEFLONk的低摩擦係數聚合材料形成，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協作，夾持臂56的樞轉運動將夾持墊58定位成與刀 79基本平行並接觸，從而限定組織治療區。通過這種構造，組織被抓緊在夾持墊58與刀79 之間。如圖所示，夾持墊58可設置有非平滑表面，例如鋸齒狀構型，以與刀79協作來提高 對組織的抓持。鋸齒狀構型或齒提供相對於刀79的運動的牽引力。所述齒還提供相對於 刀79和夾持運動的反牽引力。本領域的技術人員應當理解，鋸齒狀構型只是許多組織接合 表面的一個示例，以防止組織相對於刀79的運動而運動。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。
[0174] 由於正弦運動，運動的最大位移或振幅位於刀79的最遠側部分，而組織治療區的 近側部分位於遠側尖端振幅的大約50%的位置處。在操作期間，端部執行器81的近側區中 的組織將脫水和變薄，並且端部執行器81的遠側部分將橫切遠側區中的組織，從而允許近 側區中的脫水和變薄的組織朝遠側滑動至端部執行器81的更加活性的區域中，以完成組 織橫切。
[0175] 圖3示出力圖以及致動力Fa (由致動構件76提供）與橫切力Ft (在最佳組織治療 區的中點處測得）之間的關係。
[0176] Ft = Fa(X2A1) (1)
[0177] 其中Fa等於近側彈簧94 (更少的摩擦損失）的彈簧預負載，並且在一種形式中為 約12. 5磅，並且Ft等於約4. 5磅。
[0178] Ft在夾持臂/刀交界處如組織標記61a和61b所限定的區域中測得，在所述區域 中發生最佳組織治療。組織標記61a、61b在夾持臂56上被蝕刻或凸起，以向外科醫生提供 可視標記，從而使外科醫生獲得對最佳組織治療區的清楚指示。組織標記61a、61b在距離 上相隔約7mm，並且更優選地在距離上相隔約5mm。
[0179] 圖9示出了發生器30的驅動系統32的一種形式，所述驅動系統產生用於驅動超 聲換能器的超聲電信號，也稱為驅動信號。驅動系統32是柔性的並且可生成處於期望頻率 和功率電平設定的超聲電驅動信號416,以驅動超聲換能器50。在各種形式中，發生器30 可包括諸如模塊和/或區塊的多個分開的功能性元件。儘管可通過舉例描述某些模塊和/ 或區塊，但可理解，可使用更多或更少的模塊和/或區塊，並仍落在所述形式的範圍內。此 夕卜，儘管各種形式可按照模塊和/或區塊的形式描述以有利於說明，然而這些模塊和/或區 塊可通過一個或多個硬體部件和/或軟體部件和/或硬體部件和軟體部件的組合加以實 施，所述硬體部件為例如處理器、數位訊號處理器（DSP)、可編程邏輯裝置（PLD)、專用集成 電路（ASIC)、電路、寄存器，所述軟體部件為例如程序、子程序、邏輯。
[0180] 在一種形式中，發生器30的驅動系統32可包括用固件、軟體、硬體或它們的任意 組合實現的一個或多個嵌入式應用程式。發生器30的驅動系統32可包括各種可執行模塊， 例如軟體、程序、數據、驅動器、應用程式接口（API)等。所述固件可存儲在非易失性存儲器 (NVM)，諸如位屏蔽只讀存儲器（ROM)或閃速存儲器中。在各種具體實施中，將固件存儲在 ROM中可保護閃速存儲器。NVM可包括其它類型的存儲器，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)或電池支持的隨機存取存儲器（RAM)， 例如動態RAM(DRAM)、雙數據率DRAM (DDRAM)和/或同步DRAM (SDRAM)。
[0181] 在一種形式中，發生器30的驅動系統32包括作為處理器400來實施的硬體部件， 所述部件用於在切割和/或凝固操作模式下執行程序指令，以監視超聲外科器械100 (圖1) 的各種可測量特性並生成用於對超聲換能器50進行驅動的階躍函數輸出信號。本領域的 技術人員應當理解，發生器30和驅動系統32可包括更多或更少的部件，並且為了簡明和清 楚起見，本文僅描述了簡化版本的發生器30和驅動系統32。在各種形式中，如在前所述，硬 件部件可被實施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器。在一種形式中，處理器400能夠存 儲和執行計算機軟體程序指令，以產生用於對超聲外科器械100的各種部件（諸如換能器 50、端部執行器81和/或刀79)進行驅動的階躍函數輸出信號。
[0182] 在一種形式中，在一個或多個軟體程序調度程序的控制下，處理器400執行根據 所述形式的方法以產生階躍函數，所述階躍函數由包括電流（I)、電壓（V)和/或針對各種 時間間隔或周期（T)的頻率（f)的驅動信號的分段波形形成。驅動信號的分段波形可通過 形成多個時間間隔的常值函數的分段線性組合生成，所述常值函數通過發生器30驅動信 號例如輸出電流（I)、電壓（V)和/或頻率（f)的階躍來創建。時間間隔或周期（T)可為預 定的（例如固定的和/或通過用戶編程的）或可為可變的。可變時間間隔可通過以下方法 限定：將驅動信號設定為第一值，以及在監視的特性中檢測到變化之前，將驅動信號保持為 所述值。所監視特性的示例可包括例如換能器阻抗、組織阻抗、組織發熱、組織橫切、組織凝 固等等。發生器30所生成的超聲驅動信號包括但不限於能夠以各種振動模式激發超聲換 能器50的超聲驅動信號，所述振動模式例如為主要縱向模式及其諧波以及彎曲和扭轉振 動模式。
[0183] 在一種形式中，可執行模塊包括存儲在存儲器中的一個或多個階躍函數算法402， 當執行這些算法時，使處理器400產生由包括電流（I)、電壓（V)和/或針對各種時間間隔 或周期（T)的頻率（f)的驅動信號的分段波形形成的階躍函數。驅動信號的分段波形可通 過形成兩個或更多個時間間隔的常值函數的分段線性組合產生，所述常值函數的創建通過 發生器30的輸出驅動電流（I)、電壓（V)和/或頻率（f)的階躍實現。根據一個或多個階 躍輸出算法402,可針對時間的預定固定時間間隔或周期（T)或時間的可變時間間隔或周 期生成驅動信號。在處理器400的控制下，發生器30以特定解析度向上或向下階躍（例 如，遞增或遞減）電流（I)、電壓（V)和/或頻率（f)持續預定周期（T)或直到預定條件被 檢測到，所述預定條件例如為所監測特性（例如，換能器阻抗、組織阻抗）的改變。在編程 的遞增或遞減中，所述階躍可變化。如果需要其它階躍，則發生器30可適應性地基於測量 到的系統特性增加或減少階躍。
[0184] 在操作中，用戶可利用位於發生器30的控制臺的前面板上的輸入裝置406對發生 器30的操作進行編程。輸入裝置406可包括生成信號408的任何合適的裝置，所述信號 可被施加到處理器400以控制發生器30的操作。在各種形式中，輸入裝置406包括鈕、開 關、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸控螢幕監視器、指點裝置，所述輸入裝置遠程連接到通用或專用計 算機。在其它形式中，輸入裝置406可包括合適的用戶界面。因此，通過輸入裝置406,用戶 可設定或編程電流（I)、電壓（V)、頻率（f)和/或周期（T)，以對發生器30的階躍函數輸出 進行編程。隨後處理器400通過將在線信號410發送到輸出指示器412來顯示選擇的功率 電平。
[0185] 在各種形式中，輸出指示器412可為外科醫生提供視覺、聽覺和/或觸覺反饋，以 指示外科手術的狀態，諸如（例如）基於測量到的超聲外科器械100的特性（例如換能器 阻抗、組織阻抗）或隨後描述的其它測量來確定組織切割和凝固何時完成。以舉例而非限 制的方式，視覺反饋包括任何類型的視覺指示裝置，其包括白熾燈或發光二極體（LED)、圖 形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數字指示器、柱狀圖顯示器、數字字母顯示器。以舉例而 非限制的方式，聽覺反饋包括任何類型的蜂鳴器、計算機產生的音調、計算機化語音、通過 聲音/語音平臺與計算機相互作用的聲音用戶界面（VUI)。通過舉例而非限制的方式，觸覺 反饋包括通過容納柄部組件68的器械提供的任何類型的振動反饋。
[0186] 在一種形式中，處理器400可被配置或編程用於生成數字電流信號414和數字頻 率信號418。這些信號414、418被施加到直接數字合成器（DDS)電路420,以調節輸出至換 能器50的電流輸出信號416的振幅和頻率（f)。DDS電路420的輸出被施加到放大器422， 所述放大器的輸出被施加到變壓器424。變壓器424的輸出是施加到超聲換能器50的信號 416,所述換能器通過波導80 (圖2)連接到刀79。
[0187] 在一種形式中，發生器30包括一個或多個測量模塊或部件，所述一個或多個測量 模塊或部件能夠監視超聲器械1〇〇(圖1)的可測量特性。在所示形式中，可採用處理器 400來監視和計算系統特性。如圖所示，處理器400通過監視供應到換能器50的電流和施 加至換能器50的電壓來測量換能器50的阻抗Z。在一種形式中，採用電流感測電路426 來感測流動通過換能器50的電流，並且採用電壓感測電路428來感測施加到換能器50的 輸出電壓。這些信號可通過模擬多路復用器430電路或開關電路布置施加到模數轉換器 432 (ADC)。模擬多路復用器430將合適的模擬信號沿特定路線發送至ADC 432,以用於轉 換。在其它形式中，可採用多個ADC 432來替代多路復用器430電路用於每一個測量的特 性。處理器400接收ADC 432的數字輸出433,並基於電流和電壓的測量值計算換能器阻抗 Z。處理器400調節輸出驅動信號416,使得所述驅動信號可產生期望的功率與負載的曲線 關係。根據編程的階躍函數算法402,處理器400可響應於換能器阻抗Z以任何合適的增量 或減量使驅動信號416 (例如，電流或頻率）階躍。
[0188] 為了實際地使外科手術刀79振動，例如致動刀79,用戶激活腳踏開關434(圖1) 或位於柄部組件68上的開關312a(圖1)。這種激活基於電流（I)、頻率（f)和對應的時間 周期（T)的編程的值將驅動信號416輸出至換能器50。在預定的固定時間周期（T)或基於 可測量系統特性（諸如換能器50的阻抗Z的改變）的可變時間周期過後，處理器400根據 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傳輸給用 戶。
[0189] 發生器30的編程操作可參照圖6、圖7和圖8進一步示出，圖中分別針對發生器 30在無負載狀態、輕負載狀態和重負載狀態下顯示電流300、電壓310、功率320、阻抗330 和頻率340的圖示。圖6是發生器30的一種形式在無負載狀態下的電流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，發生器30的電流300輸出是階躍 的。如圖6所示，發生器30在大約時刻0處被首次激活，從而導致電流300升至約IOOmA 的第一設定點I1。電流300在第一設定點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）結束時，電流300的設定點I1通過發生器30根據軟體（例如，階躍函 數算法402)變化（例如階躍）至約175mA的第二設定點I 2並持續第二周期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）結束時，發生器30通 過軟體使電流300變化至約350mA的第三設定點I3。由於系統上無負載，因此電壓310、電 流300、功率320和頻率響應僅是輕微的。
[0190] 圖7是發生器30的一種形式在輕負載狀態下的電流300、電壓310、功率320、阻抗 330和頻率340波形的圖示。參照圖7,發生器30在大約時刻0處被激活，使電流300升至 約IOOmA的第一電流300設定點I 1。在約1秒處，電流300設定點在發生器30中通過軟體 變化至約175mA的I2，然後再次在約3秒處，發生器30使電流300設定點變化至約350mA 的I3。電壓310、電流300、功率320和頻率340顯示為響應於輕負載，與圖4中所示類似。
[0191] 圖8是發生器30的一種形式在重負載狀態下的電流300、電壓310、功率320、阻抗 330和頻率340波形的圖示。參照圖8,發生器30在大約時刻0處被激活，使電流300升至 約IOOmA的第一設定點I 1。在約1秒處，電流300設定點在發生器30中通過軟體變化至約 175mA的I2，然後再次在約3秒處，發生器30使電流300設定點變化至約350mA的I 3。電 壓310、電流300、功率320和頻率340顯示為響應於重負載，與圖5中所示類似。
[0192] 本領域的技術人員應當理解，電流300階躍函數設定點（例如，Ip 12、I3)和針對 圖6到圖8中所述的每個階躍函數設定點的持續時間內的時間間隔或周期（例如，I\、T 2)並 非僅限於本文所述的值，而是可被調節成外科手術的給定設置所期望的任何合適的值。如 根據設計特性或性能約束的給定設置的需要，可選擇更多或更少的電流設定點和持續時間 的周期。如在前所述，周期可通過編程進行預定或可根據可測量的系統特性進行改變。所 述形式不局限於這種情況。例如，在某些形式中，連續脈衝的振幅（設定點）可增大、減小 或保持不變。例如，在某些形式中，連續脈衝的振幅可相等。此外，在某些形式中，脈衝的時 間間隔或周期可採取任何合適的值，包括（例如）零點幾秒、數分鐘、數小時等。在一個示 例性形式中，脈衝的時間間隔或周期可為55秒。
[0193] 根據所述外科系統19的各種形式的操作細節，可根據採用外科器械針對切割和 凝固血管的處理來進一步地描述上述外科系統19的操作，所述外科器械包括輸入裝置406 和參照圖9描述的換能器阻抗測量能力。儘管結合操作細節描述了具體過程，然而可理解， 所述過程僅提供如何通過外科系統19實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的次序執行。如在前所述，可採用輸入裝置406 來將階躍輸出（例如，電流、電壓、頻率）編程至超聲換能器50/刀79組件。
[0194] 因此，現在參照圖1到圖3和圖6到圖9, 一種用於密封血管的技術包括在應用標 準超聲能量來橫切和密封血管之前將血管的內部肌肉層與外膜層分離和遠離。儘管常規方 法已通過增大施加到夾持構件60的力實現了這種分離，然而本文公開的是不僅僅依賴夾 持力來切割和凝固組織的另一種設備和方法。為了更有效地分離血管的組織層，例如發生 器30可被編程為將頻率階躍函數施加至超聲換能器50,從而根據階躍函數在多種模式下 機械地置換刀79。在一種形式中，頻率階躍函數可通過用戶界面406編程，其中用戶可選 擇階躍頻率程序、針對每個階躍的頻率（f)和針對將激發超聲換能器50的每個階躍的持續 時間內的對應時間周期（T)。用戶可通過針對多個周期設置多個頻率來編程完整的操作循 環，以執行各種外科手術。
[0195] 在某些形式中，連續階躍或脈衝的振幅可增大、減小或保持不變。例如，在某些形 式中，連續脈衝的振幅可相等。此外，在某些形式中，脈衝的時間周期可採取任何合適的值， 包括（例如）零點幾秒、數分鐘、數小時等。在一個示例性形式中，脈衝的時間周期可為55 秒。
[0196] 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，可初始設定第一超 聲頻率，以機械地分離血管的肌肉組織層。通過舉例而非限制的方式，根據程序的一個具體 實施方式，一開始，發生器30被編程為在時間的第一周期T 1 (例如，小於大約1秒）輸出第 一驅動頻率A，其中第一頻率A顯著偏諧振，例如f；/2、2f。或其它結構諧振頻率，其中f。是 諧振頻率（例如，55. 5kHz)。第一頻率結合夾持力提供對刀79的低電平機械振動作用， 機械地分離血管的肌肉組織層（亞治療）而不引起諧振時通常發生的顯著發熱現象。在第 一周期T 1之後，在第二周期T2，發生器30被編程為將驅動頻率自動切換為諧振頻率f。，以 橫切和密封血管。第二周期T 2的持續時間可通過用戶確定的切割和密封血管實際佔用的 時間長度，或可基於所測量到的系統特性（例如換能器阻抗Z)而被編程或確定，如以下更 詳細的描述。
[0197] 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並橫切 /密封血管）可以通過感測換能器50的阻抗Z的特性進行自動化，以檢測組織/血管的橫 切何時進行。阻抗Z可與肌肉層的橫切相關，並與血管的橫切/密封相關，從而提供用於處 理器400的觸發器，以產生頻率和/或電流階躍函數輸出。如在前參照圖9所述，在刀79 處於各種負載下時，換能器50的阻抗Z可基於流過換能器50的電流和施加至換能器50的 電壓而通過處理器400計算出。因為換能器50的阻抗Z與施加到刀79的負載成比，所以 隨著刀79上的負載增大，換能器50的阻抗Z也增大，並且隨著刀79上的負載減小，換能器 50的阻抗Z也減小。因此，換能器50的阻抗Z可被監視，以檢測從外膜層脫離的血管的內 部肌肉組織層的橫切，並且還可被監視以檢測血管何時被橫切和密封。
[0198] 在一種形式中，超聲外科器械110可響應於換能器阻抗Z根據所編程的階躍函數 算法進行操作。在一種形式中，頻率階躍函數輸出可基於換能器阻抗Z與一個或多個預定 閾值的比較而開始，所述一個或多個預定閾值可與刀79上的組織負載相關。當換能器阻抗 Z轉變至高於或低於（例如，超過）閾值時，處理器400施加數字頻率信號418至DDS電路 420,以響應於換能器阻抗Z通過根據階躍函數算法402的預定階躍改變驅動信號416的頻 率。在操作中，刀79首先位於組織治療部位處。處理器400施加第一數字頻率信號418， 以設定偏諧振（例如，f；/2、2f。或其它結構諧振頻率，其中f。是諧振頻率）的第一驅動頻率 Π 。驅動信號416響應於柄部組件68上的開關312a或腳踏開關434的激活而施加至換能 器50。在這個周期中，超聲換能器50以第一驅動頻率以機械方式激活刀79。力或負載 可施加至夾持構件60和刀79,以有利於所述過程。在這個周期中，處理器400監視換能器 阻抗Z，直到刀79上的負載發生變化並且換能器阻抗Z超過指示組織層被橫切的預定閾值 為止。隨後，處理器400施加第二數字頻率信號418,以設定第二驅動頻率f 2 (例如諧振頻 率f。）或用於橫切、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）隨後 被抓緊在夾持構件60和刀79之間。現在，通過致動腳踏開關434或柄部組件68上的開關 312a，換能器50被第二驅動頻率f 2的驅動信號416賦能。本領域的技術人員應當理解，驅 動電流（I)輸出也可如參照圖6到圖8所述基於換能器阻抗Z而階躍。
[0199] 根據一個階躍函數算法402,處理器400最初設定顯著偏諧振的第一驅動頻率f\， 以將血管的內部肌肉層與外膜層分離。在此操作周期中，處理器400監視換能器阻抗Z，以 確定內部肌肉層何時被橫切或與外膜層分離。因為換能器阻抗Z與施加至刀79的負載相 關，所以例如切割更多的組織能夠減小刀79上的負載和換能器阻抗Z。當換能器阻抗Z降 到預定閾值以下時會探測到內部肌肉層的橫切。當換能器阻抗Z的變化指示血管已與內部 肌肉層分離時，處理器400將驅動頻率設定為諧振頻率f。。隨後在刀79與夾持構件60之 間抓緊血管，並且通過致動腳踏開關或柄部組件68上的開關來激活換能器50以橫切並密 封血管。在一種形式中，從接觸組織的初始點至肌肉層正好被橫切和密封之前的點，阻抗Z 的變化可為在約1. 5倍至約4倍於基本阻抗測量值之間的範圍內。
[0200] 圖10不出外科系統190的一種形式，所述外科系統包括超聲外科器械120以及包 括組織阻抗模塊502的發生器500。儘管在當前本文所公開的形式中，發生器500被顯示為 與外科器械120分離，但在一種形式中，發生器500可與外科器械120整體地形成，以形成 一體的外科系統190。在一種形式中，發生器500能夠監視組織的電阻抗Z t並基於組織阻 抗Zt控制時間和功率電平的特性。在一種形式中，可通過將亞治療射頻（RF)信號施加至 組織並通過夾持構件60上的返回電極測量通過組織的電流來確定組織阻抗Z t。在圖10所 示的形式中，外科系統190的端部執行器810部分包括連接到外部護套72的遠側端部的夾 持臂組件451。刀79形成第一（例如激勵）電極，並且夾持臂組件451包括形成第二（例 如返回）電極的導電部分。組織阻抗模塊502通過合適的傳輸媒體（例如，纜線504)連接 到刀79和夾持臂組件451。纜線504包括多個電導體，所述電導體用於將電壓施加至組織 並且提供用於使流過組織的電流返回至阻抗模塊502的返迴路徑。在各種形式中，組織阻 抗模塊502可與發生器500整體形成或者可被設置成連接到發生器500的分離電路（以虛 線顯示以示出這種選擇）。發生器500基本上類似於具有組織阻抗模塊502的附加特徵的 發生器30。
[0201] 圖11示出發生器500的驅動系統321的一種形式，所述發生器包括組織阻抗模塊 502。驅動系統321生成超聲電子驅動信號416,用以驅動超聲換能器50。在一種形式中， 組織阻抗模塊502能夠測量抓緊於刀79和夾持臂組件451之間的組織的阻抗Z t。組織阻 抗模塊502包括RF振蕩器506、電壓感測電路508和電流感測電路510。電壓和電流感測 電路508、510響應於施加至刀79電極的射頻電壓V rf和流過刀79電極、組織和夾持臂組件 451的導電部分的射頻電流irf。感測到的電壓&和電流U通過模擬多路復用器430通過 ADC 432轉換成數字形式。處理器400接收ADC 432的數位化輸出433,並通過計算通過電 壓感測電路508和電流感測電路510測量到的射頻電壓Vrf與電流i rf的比率來確定組織阻 抗Zt。在一種形式中，能夠通過感測組織阻抗Zt來檢測肌肉內層和組織的橫切。因此，組 織阻抗Z t的檢測可與自動化處理一體化，所述自動化處理用於在橫切組織之前將內部肌肉 層與外部外膜層分離，而不引起通常在諧振時引起的顯著的發熱量。
[0202] 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的導電外殼472。所述導電 外殼472是形成第二（例如，返回）電極的夾持臂組件451的導電部分。在一個具體實施 中，夾持臂56(圖3)可形成基部449,所述基部上安裝有導電外殼472。在各種形式中，導 電外殼472可包括中心部分473和至少一個向下延伸的側壁474,所述側壁可延伸至基部 449的底面475以下。在所示形式中，導電外殼472具有在基部449的相對兩側向下延伸 的兩個側壁474。在其它形式中，中心部分473可包括至少一個孔476,所述至少一個孔能 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中之後變形。 在各種形式中，可使用緊固件來將導電性外套472固定到基部449。
[0203] 在各種形式中，夾持臂組件451可包括（例如）定位在導電性外套472和基部449 的中間的非導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電 外殼472與基部449之間流動或短路。在各種形式中，基部449可包括至少一個孔478,所 述至少一個孔能夠接收樞軸銷（未示出）。例如，樞軸銷能夠將基部449可樞轉地安裝到護 套72 (圖10)，使得夾持臂組件451可相對於護套72在打開位置和閉合位置之間旋轉。在 所示形式中，基部449包括定位在基部449的相對兩側上的兩個孔478。在一種形式中，樞 軸銷可由非導電性材料或絕緣材料（例如塑料和/或橡膠）形成或可包含非導電性材料或 絕緣材料，所述材料能夠即使例如在基部449與導電外殼472電接觸的情況下也防止電流 流入護套72中。附加的夾持臂組件包括可採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專利申請序列號12/503, 769、12/503, 770和12/503, 766中，所述美國 專利申請中的每個均以引用方式全文併入本文中。
[0204] 圖13是聯接到刀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位於所述刀與所述夾持臂組件之間。現在參照圖10到圖13,發生器500包括被配置用 於在組織橫切過程期間用於監視位於刀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通過纜線504聯接到超聲外科器械120。纜線504 包括連接至刀79 (例如，正[+]電極）的第一"激勵"導體504a和連接至夾持臂組件451的 導電外殼472(例如，負[-]電極）的第二"返回"導體504b。在一種形式中，射頻電壓V rt 被施加至刀79,以使射頻電流流過組織514。第二導體504b提供用於使電流返回至 組織阻抗模塊502的返迴路徑。返回導體504b的遠側端部連接到導電外殼472,使得電流 可從刀79流過定位於導電外殼472與刀79之間的組織514以及通過導電外殼472抵 達返回導體504b。阻抗模塊502通過第一導體504a和第二導體504b連接到電路中。在一 種形式中，射頻能可通過超聲換能器50和波導80 (圖2)施加至刀79。值得注意的是，施加 至組織514以用於測量組織阻抗Zt的射頻能是對於組織514的治療沒有顯著貢獻或完全 無貢獻的低電平亞治療信號。
[0205] 根據對外科系統190的各種形式的操作細節的描述，可就採用包括輸入裝置406 和組織阻抗模塊502的外科器械來切割和凝固血管的過程參照圖10到圖13進一步描述上 述外科系統190的操作。儘管已經結合操作細節描述了特定方法，然而可理解，所述方法僅 提供如何通過外科系統190實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的次序執行。如在前所述，可採用輸入裝置406來對超聲 換能器50/刀79組件編程階躍函數輸出（例如，電流、電壓、頻率）。
[0206] 在一種形式中，第一導體或線材可連接到器械120的外部護套72,並且第二導體 或線材可連接到刀79/換能器50。根據設計性質，刀79和換能器50與外部護套72及致動 機構的其它元件電絕緣，所述致動機構是用於包括基部449和內部護套76的器械120。外 部護套79及包括基部449和內部護套76的致動機構的其它元件是彼此電連續的，S卩，其全 部是金屬的且彼此接觸。因此，通過將第一導體連接到外部護套72並將第二導體連接到刀 79或換能器50以使組織存在於這兩個導電路徑之間，系統可監視組織的電阻抗，只要組織 接觸刀79和基部449兩者即可。為了有利於此接觸，基部449本身可包括向外並可能向下 突起的結構，以在將導電外殼472有效地整合於基部449中的同時確保組織接觸。
[0207] 在一種形式中，超聲外科器械120可響應於組織阻抗Zt根據編程的階躍函數算 法402進行操作。在一種形式中，頻率階躍函數輸出可基於組織阻抗Z t和與各種組織狀態 (例如，脫水、橫切、密封）相關的預定閾值的比較而發起。當組織阻抗Zt轉變為高於或低 於（例如，超過）閾值時，處理器400將數字頻率信號418施加到DDS電路420,以響應組織 阻抗Z t根據階躍函數算法402通過預定階躍改變超聲振蕩器的頻率。
[0208] 在操作中，刀79位於組織治療部位處。組織514被抓緊於刀79與夾持臂組件451 之間，使得刀79和導電外殼472與組織514進行電接觸。處理器400施加第一數字頻率 信號418,以設定偏諧振（例如，f；/2、2f。或其它結構性諧振頻率，其中f。為諧振頻率）的 第一驅動頻率。刀79通過組織阻抗模塊502供應的低電平亞治療射頻電壓V rt電賦能。 在組織阻抗Zt變化預定量之前，驅動信號416響應於柄部組件68上的開關312a或腳踏開 關434的致動而被施加至換能器50/刀79。然後，力或負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在第一頻率下機械地激活刀79,結果由於施加在刀 79和夾持臂組件451的一個或多個夾持墊58之間的超聲行為，因此組織514開始脫水，使 得組織阻抗Zt減小。最後，隨著組織通過超聲行為和所施加的夾持力被橫切，當組織完全 被橫切時，組織阻抗Z t變得非常高或無限大，使得刀79與導電外殼472之間不存在導電路 徑。本領域的技術人員應當理解，驅動電流（I)輸出還可如參照圖6到圖8所述的那樣基 於組織阻抗Z t階躍。
[0209] 在一種形式中，組織阻抗Zt可根據以下方法被阻抗模塊502監視。可測量的射頻 電流i 1經過第一激勵導體504a而被傳遞至刀79,經過組織514,然後經過導電外殼472和 第二導體504b返回至阻抗模塊502。隨著組織514脫水以及被相對於所述一個或多個夾 持墊58作用的刀79的超聲行為切割，組織514的阻抗增大，因此返迴路徑（即，第二導體 504b)中的電流il減小。阻抗模塊502測量組織阻抗Z t並將代表性信號傳遞至ADC 432， 所述ADC 432的信號輸出433提供至處理器400。處理器400基於Vrt和的這些測量值 來計算組織阻抗Z t。處理器400響應於組織阻抗Zt的變化，通過任何合適的增量或減量使 頻率階躍。處理器400控制驅動信號416,並可響應於組織阻抗Z t對振幅和頻率作出任何必 要的調整。在一種形式中，處理器400可在組織阻抗Zt到達預定閾值時切斷驅動信號416。
[0210] 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可根據編程的階躍輸出算法進行操作，以將血管的肌肉內層與外膜層分離。如 在前所述，根據一個階躍函數算法，處理器400最初設定顯著偏諧振的第一驅動頻率Π 。換 能器50被激活以將血管的內部肌肉層與外膜層分離，並且組織阻抗模塊502將亞治療射頻 電壓Vrt信號施加至刀79。在此操作周期T 1中，處理器400監視組織阻抗Zt，以確定內部肌 肉層何時被橫切或與外膜層分離。組織阻抗Z t與施加至刀79的負載相關，例如當組織變 得脫水或當組織被橫切時，組織阻抗Zt變得非常高或無限大。在第二時間周期T 2，組織阻 抗Zt的變化指示血管已經從內部肌肉層分離或橫切，並且發生器500去激活。隨後，處理 器400將驅動頻率設定為諧振頻率f。。隨後，血管被抓緊於刀79與夾持臂組件451之間， 並且換能器50被再激活以橫切和密封血管。對組織阻抗Z t的持續監視的操作提供血管何 時被橫切和密封的指示。另外，可監視組織阻抗Zt以提供組織切割和/或凝固過程完成的 指示，或者當組織阻抗Z t達到預定閾值時停止超聲發生器500的激活。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，從起始點至肌肉層剛好被橫切和密封之 前的點，組織阻抗Zt可介於約10歐姆至約1000歐姆之間的範圍內。
[0211] 申請人:已發現，操縱變化的電流設定點（增大和減小二者）和停留時間的實驗指 示：在完成橫切之前，所述形式可用於將肌肉內層與外膜外層分離，從而獲得改進的止血法 並且潛在地降低在橫切部位處的總能量（熱）。此外，儘管已經參照用於確定肌肉層何時從 外膜層分離的阻抗閾值檢測方案描述了外科器械100, 120,然而不採用任何檢測方案的其 它形式也落在本公開的範圍內。例如，外科器械100, 120的形式可在簡化的外科系統中採 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 的預定時間。所述形式不局限於這種情況。
[0212] 已描述了外科系統19 (圖1)和190 (圖10)的各種形式的操作細節，可就用於採用 包括輸入裝置406和組織阻抗模塊502的外科器械來切割和凝固組織的過程進一步大致描 述以上外科系統19, 190的操作。儘管結合操作細節描述了特定方法，然而應當理解，所述 過程僅提供如何通過外科系統19, 190實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的次序執行。如在前所述，可採用輸入裝置406 來為超聲換能器50/刀79組件編程階躍輸出（例如，電流、頻率）。
[0213] 圖14示出了用於對聯接到外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的方 法600的一種形式。本文所述的方法600以及其它方法、算法等中的任一個可以任何合適的 方式發起。例如，本文所述的方法600和其它方法、算法等中的任一個可響應於通過鈕、開 關和/或腳踏板（包括（例如）本文所述的那些）中的任一個或組合提供的用戶輸入而發 起。參照圖1到圖3和圖6到圖14,通過舉例而非限制的方式，超聲外科器械100, 120可根 據方法600操作，以在橫切和密封血管之前將血管的內部肌肉層與外膜層分離。因此，在各 種形式中，外科器械（例如，外科器械100, 120)的端部執行器（例如，端部執行器81，810) 可根據方法600驅動。發生器（例如，發生器30, 500)聯接到超聲驅動系統。超聲驅動系 統包括聯接到波導（例如，波導80)的超聲換能器（例如，超聲換能器50)。端部執行器81 聯接到波導80。超聲驅動系統和端部執行器81能夠以諧振頻率（例如，55. 5kHz)諧振。 在一種形式中，在602,發生器30生成第一超聲驅動信號。在604,超聲換能器50響應於激 活柄部組件（例如，柄部組件68)上的開關（例如，開關34)或連接到發生器30的腳踏開 關（例如，腳踏開關434)而在第一周期通過第一超聲驅動信號被致動。在第一周期過後， 在606,發生器30生成第二超聲驅動信號。在608,超聲換能器50響應於激活柄部組件柄 部組件68上的開關34或連接到發生器30的腳踏開關434而在第二周期通過第二超聲驅 動信號被致動。在相應的第一周期和第二周期中，所述第一驅動信號不同於所述第二驅動 信號。在所述第一周期和第二周期中，所述第一驅動信號和第二驅動信號限定階躍函數波 形。
[0214] 在一種形式中，發生器30生成第三超聲驅動信號。在第三周期，超聲換能器50通 過第三超聲驅動信號被致動。在第一周期、第二周期和第三周期中，第三驅動信號不同於第 一驅動信號和第二驅動信號。第一驅動信號、第二驅動信號和第三驅動信號限定第一周期、 第二周期和第三周期中的階躍函數波形。在一種形式中，產生第一超聲驅動信號、第二超聲 驅動信號和第三超聲驅動信號的步驟包括：產生對應的第一驅動電流、第二驅動電流和第 三驅動電流；以及在第一周期利用第一驅動電流致動超聲換能器50,在第二周期利用第二 驅動電流致動超聲換能器50,並且在第三周期利用第三驅動電流致動超聲換能器50。
[0215] 在某些形式中，第一驅動電流、第二驅動電流和第三驅動電流可相對於彼此增大、 減小或保持不變。例如，在某些形式中，第一驅動電流、第二驅動電流和第三驅動電流中的 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採取任何合適的 值，包括（例如）零點幾秒、數分鐘、數小時等。在一個示例性形式中，第一周期、第二周期 和第三周期中的一些或全部可為55秒。
[0216] 在一種形式中，發生器30在第一頻率下產生第一超聲驅動信號，所述第一頻率不 同於諧振頻率。隨後，在第一周期利用第一頻率下的第一超聲驅動信號致動超聲換能器50。 第一頻率下的致動為端部執行器81提供第一水平的機械振動，其適於將第一組織與第二 組織分離，例如以將血管的內部肌肉層與外膜層分離。發生器30生成處於諧振頻率（例如， 55. 5kHz)下的第二超聲驅動信號，並且在第一周期之後的第二周期利用諧振頻率下的第二 超聲驅動信號致動超聲換能器50。第二、諧振頻率下的致動為端部執行器81提供第二水 平的機械振動，其適於在第一組織（例如血管）一旦其與內部肌肉層分離時對其進行橫切 和密封。在一種形式中，在第一周期之後，諧振頻率下的第二超聲驅動信號由發生器30自 動地生成。在一種形式中，第一頻率與諧振頻率基本上不同，並且第一周期小於約一秒。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，並且f。是諧振 頻率。在另一形式中，第一頻率由以下公式定義：f\ = f/2,其中是第一頻率，並且f。是 諧振頻率。還設想第一超聲驅動信號、第二超聲驅動信號和第三超聲驅動信號用於以縱向、 彎曲和扭轉模式及其諧波激發超聲換能器50的振動模式。
[0217] 在一種形式中，發生器30監視超聲驅動系統的可測量特性並基於所測量到的特 性生成第一驅動信號和第二驅動信號中的任一個。例如，發生器30監視超聲換能器50的 阻抗Z。發生器30包括適於測量換能器50的阻抗的電路。例如，電流感測電路（例如，電 流感測電路426)感測流過換能器50的電流，並且電壓感測電路（例如，電壓感測電路428) 感測施加至換能器50的輸出電壓。多路復用器（例如，多路復用器430)將適當的模擬信號 沿特定路線發送至模數轉換器（例如，ADC 432)，ADC 432的數字輸出被提供至處理器（例 如，處理器400)。處理器400基於電流和電壓的測量值計算換能器阻抗Z。
[0218] 在一種形式中，發生器500包括用以測量接觸端部執行器（例如，端部執行器810) 的組織部分的阻抗的阻抗模塊（例如，組織阻抗模塊502)。阻抗模塊502包括射頻振蕩器 (例如,射頻振蕩器506)以生成亞治療射頻信號。亞治療射頻信號施加至形成激勵電極的 端部執行器810的刀（例如，刀79)部分。所述組織部分被抓緊在端部執行器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。隨後， 通過阻抗模塊502的電壓感測電路（例如，電壓感測電路508)和電流感測電路（例如，電 流感測電路510)測量組織阻抗。這些信號通過多路復用器430而被施加至ADC 432。ADC 432的數字輸出被提供至處理器400,所述處理器基於通過組織的電流和施加至端部執行 器810的刀79部分的電壓的測量值來計算組織阻抗Zt。
[0219] 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變化，並為用戶提供反饋，以指示組織已經歷這種狀態變化或 組織很可能已經歷這種狀態變化。操作700, 800, 900及其各種排列可用於其中監視組織狀 態的任何實施方式。例如，操作700, 800, 900等中的一個或多個可在外科系統在使用中時 自動地執行。此外，操作700, 800, 900等可例如通過鈕、開關和踏板等（例如，本文所述的 鈕、開關和踏板等）基於臨床醫生的輸入而觸發。如本文所用，當組織從其它組織或骨骼層 上分離時，當組織被切割或橫切時，當組織被凝固時等等，組織可經歷狀態的變化，同時被 超聲外科器械的端部執行器（例如，圖1和圖10所示的超聲外科器械100, 120的端部執行 器81，810)操縱。組織狀態的變化可基於組織分離事件發生的可能性進行確定。
[0220] 在各種形式中，通過圖9和圖11所示的輸出指示器412提供反饋。輸出指示器 412尤其適用於以下應用：其中被端部執行器81，810操縱的組織在用戶的視野之外且當組 織中發生狀態變化時用戶無法看見。根據參照邏輯流程圖700, 800, 900所述的操作確定， 輸出指示器412與用戶通信，以通知組織狀態發生變化。如在前所述，輸出指示器412能夠 向用戶提供各種類型的反饋，包括但不限於視覺、聽覺和/或觸覺反饋，以提醒用戶（例如， 外科醫生、臨床醫生）組織已發生組織的狀態或條件變化。以舉例而非限制的方式，如在前 所述，視覺反饋包括任何類型的視覺指示裝置，包括白熾燈或LED、圖形用戶界面、顯示器、 模擬指示器、數字指示器、柱狀圖顯示器、數字字母顯示器。以舉例而非限制的方式，聽覺反 饋包括任何類型的蜂鳴器、計算機產生的音調、計算機化語音、通過聲音/語音平臺與計算 機相互作用的VUI。通過舉例而非限制的方式，觸覺反饋包括通過容納柄部組件68的器械 提供的任何類型的振動反饋。組織狀態的變化可如在前所述基於換能器和組織阻抗測量確 定，或根據參照以下參照圖15A到圖15C中的邏輯流程圖700, 800, 900所述的操作基於電 壓、電流和頻率測量確定。
[0221] 在一種形式中，邏輯流程圖700, 800, 900可被實施為可執行模塊（例如，算法）， 所述模塊包括要由發生器30, 500的處理器400 (圖9、11、14)部分執行的計算機可讀指令。 在各種形式中，參照邏輯流程圖700, 800, 900所述的操作可作為下列來實施：一個或多個 軟體部件，例如，程序、子程序、邏輯；一個或多個硬體部件，例如，處理器、DSP、PLD、ASIC、i 路、寄存器；和/或軟體與硬體的組合。在一種形式中，用於執行邏輯流程圖700, 800, 900 所述的操作的可執行指令可被存儲在存儲器中。當被執行時，所述指令使得處理器400根 據邏輯流程圖800和900中所述的操作確定組織狀態的變化並通過輸出指示器412為用戶 提供反饋。根據這種可執行指令，處理器400監視並評估可從發生器30, 500獲得的電壓、電 流和/或頻率信號樣本，並根據對這些信號樣本的評估來確定組織狀態是否發生變化。如 以下的進一步描述，組織狀態的變化可基於超聲器械的類型和激發所述器械的功率電平來 確定。響應於所述反饋，超聲外科器械100, 120的操作模式可由用戶控制，或者可自動或半 自動地被控制。
[0222] 圖15A示出確定組織狀態的變化並相應地激活輸出指示器412的一種形式的邏輯 流程圖700。現在參照圖15A所示的邏輯流程圖700以及圖9所示的發生器30的驅動系統 32,在702,驅動系統32的處理器400部分對發生器30的電壓（V)、電流（i)和頻率（f)信 號進行採樣。在所示形式中，在704,對頻率和電壓信號樣本單獨進行分析，以確定對應的頻 率拐點和/或電壓降點。在其它形式中，除了電壓和頻率信號樣本之外或取代電壓信號樣 本，可獨立分析電流信號樣本。在706,當前頻率信號樣本提供至頻率拐點分析模塊，以確定 組織狀態的變化，如圖15B中的邏輯流程圖800所示。在708,當前電壓信號樣本提供至電 壓降點分析模塊，以確定組織狀態的變化，如圖15C中的邏輯流程圖900所示。
[0223] 頻率拐點分析模塊和電壓降點分析模塊基於與特定超聲器械類型和驅動器械的 能量水平相關聯的關聯性經驗數據來確定組織狀態何時發生變化。在714,來自頻率拐點分 析模塊的結果710以及來自電壓降點分析模塊的結果712被處理器400讀取。處理器400 在716確定頻率拐點結果710和/或電壓降點結果712是否指示組織狀態的變化。如果結 果710、714沒有指示組織狀態的變化，則處理器400繼續沿著"否"分支到達702並從發生 器30中讀取附加的電壓和頻率信號樣本。在分析過程中利用發生器電流的形式中，處理器 400現在還將從發生器30讀取附加的電流信號樣本。如果結果710、714指示組織狀態發生 顯著變化，則處理器400繼續沿著"是"分支到達718,並激活輸出指示器412。
[0224] 如在前所述，輸出指示器412可提供視覺、聽覺和/或觸覺反饋，以警告超聲外科 器械100, 120的用戶組織狀態已發生變化。在各種形式中，響應於來自輸出指示器412的 反饋，發生器30, 500的操作模式和/或超聲器械100, 120可以手動、自動或半自動方式控 制。所述操作模式包括但不限於斷開或關閉發生器30, 500的輸出功率，降低發生器30, 500 的輸出功率，使發生器30, 500的輸出功率循環，脈衝調節發生器30, 500的輸出功率和/或 從發生器30, 500輸出高功率短暫電湧。超聲器械的響應於組織狀態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)的端部執行器81，810的發熱效果，以防止 或最小化對外科器械100, 120和/或周圍組織的可能損壞。此種情況是有利的，這是因為 當換能器50在端部執行器81，810的鉗口之間沒有物質的情況下被激活時會迅速地發熱， 這與例如在組織已基本上與端部執行器分離時發生組織狀態變化的情形一樣。
[0225] 圖15B是示出頻率拐點分析模塊的操作的一種形式的邏輯流程圖800。在802,來 自邏輯流程圖700的706的頻率樣本被處理器400接收。在804,處理器400針對頻率拐點 分析計算指數加權移動平均值（EWM)。計算EWM以從頻率樣本中過濾掉來自發生器的噪 聲。根據頻率移動平均值公式806和α值（α ) 808計算EWMA :
[0226] Stf= aYtf+(I-Q)Stf-I (2)
[0227] 其中：
[0228] Stf =採樣頻率信號的當前移動平均值；
[0229] StM =採樣頻率信號的在前移動平均值；
[0230] α =平滑因數；和
[0231] Ytf =採樣頻率信號的當前數據點。
[0232] 根據期望的濾波或平滑因數，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可基於超聲器械類型和功率電平進行選擇。在一種形式中，塊804、806和808可被 實施為可變數字低通濾波器810,其中α值808確定濾波器810的截止點。一旦頻率樣本 被濾波，則在812處如下計算頻率樣本的斜率：
[0233] 頻率斜率=差量f/差量t (3)
[0234] 所計算的頻率斜率數據點被提供至"慢速響應"移動平均值濾波器814,以計算針 對頻率斜率的EWM移動平均值，從而進一步降低系統噪聲。在一種形式中，"慢速響應"移 動平均值濾波器814的實施可通過如下方式實現：根據頻率斜率移動平均值公式820和α 值（α '）822在818計算針對頻率斜率的EWMA :
[0235] S' tf = α ' Υ' tf+ (I- α ' ) S' 舊 (4)
[0236] 其中：
[0237] S' tf =採樣頻率信號的頻率斜率的當前移動平均值；
[0238] S' tf_i =採樣頻率信號的頻率斜率的在前移動平均值；
[0239] α ' =平滑因數；和
[0240] Y' tf =採樣頻率信號的當前斜率數據點。
[0241] 如在前參照數字濾波塊810所述，根據期望的濾波或平滑因數，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可基於超聲器械類型和功率電平進行選擇。
[0242] 所計算的頻率斜率數據點被提供至"快速響應"濾波器816,以計算針對頻率斜率 的移動平均值。在824, "快速響應"濾波器816基於多個數據點826計算針對頻率斜率的 移動平均值。
[0243] 在所示形式中，"慢速響應"移動平均值濾波器814的輸出"斜率EWMA"被施加至加 法器828的（+)輸入，並且"快速響應"濾波器816的輸出"斜率Avg"被施加至加法器828 的（_)輸入。加法器828計算"慢速響應"移動平均值濾波器814和"快速響應"濾波器816 的輸出之間的差值。這些輸出之間的差值在830與預定極限832進行比較。極限832的確 定是基於超聲器械的類型和激活特定類型的超聲器械的功率電平。極限832值可被預定和 按照查找表等形式存儲在存儲器中。如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之間的差值不大於極 限832,則處理器400沿著"否"分支繼續並將值834返回至結果710 ±夬，以指示在採樣頻率 信號中沒有找到拐點，因此沒有檢測到組織狀態的變化。然而，如果"斜率EWMA"和"斜率 Avg"之間的差值大於極限832,則處理器400沿著"是"分支繼續並確定找到頻率拐點836， 然後將點索引838返回至結果710塊，以指示在採樣的頻率數據中發現拐點，因此檢測到組 織狀態的變化。如在前參照圖15A所述，如果發現頻率拐點836,則在718 (圖15A)，處理器 400激活組織狀態指示器718中的變化。
[0244] 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,來自 邏輯流程圖700的708的電壓樣本被處理器400接收。在904,處理器400針對電壓降點 分析計算指數加權移動平均值（EWM)。計算EWM以從電壓樣本中過濾掉來自發生器的噪 聲。根據電壓移動平均值公式906和α值（α)908計算EWMA:
[0245] Stv= a Ytv+(I-COStrt (5)
[0246] 其中：
[0247] Stv =採樣電壓信號的當前移動平均值；
[0248] Strt =採樣電壓信號的在前移動平均值；
[0249] α =平滑因數；和
[0250] Ytv =採樣電壓信號的電流數據點。
[0251] 如在前所述，根據期望的濾波或平滑因數，α值908可從0變化至1，並可基於超 聲器械類型和功率電平進行選擇。在一種形式中，區塊904、906和908可被實施為可變數 字低通濾波器910,其中α值908確定濾波器910的截止點。一旦電壓樣本被濾波，則在 912中如下計算電壓樣本的斜率：
[0252] 電壓斜率=差量ν/差量t (6)
[0253] 所計算的電壓斜率數據點提供至"慢速響應"移動平均值濾波器914,以計算針對 電壓斜率的EWM移動平均值，從而進一步降低系統噪聲。在一種形式中，"慢速響應"移動 平均值濾波器914的實施可通過如下方式實現：根據電壓斜率移動平均值公式920和α值 (α '）822在918中計算針對電壓斜率的EWM :
[0254] S，tv= a'Y，tv+(l-a，）S，tv_i (7)
[0255] 其中：
[0256] S' tv =採樣電壓信號的電壓斜率的電流移動平均值；
[0257] S' =採樣電壓信號的電壓斜率的在前移動平均值；
[0258] a '=平滑因數；和
[0259] Y' tv =採樣電壓信號的電流斜率數據點。
[0260] 如在前參照數字濾波塊910所述，根據期望的濾波或平滑因數，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可基於超聲器械類型和功率電平進行選擇。
[0261] 所計算的電壓斜率數據點被提供至"快速響應"濾波器916,以計算針對電壓斜率 的移動平均值。在924, "快速響應"濾波器916基於多個數據點926計算針對電壓斜率的 移動平均值。
[0262] 在所示形式中，"慢速響應"移動平均值濾波器914的輸出"斜率EWMA"被施加至 加法器928的（+)輸入，並且"快速響應"濾波器916的輸出"斜率Avg"被施加至加法器 928的（-)輸入。加法器928計算"慢速響應"移動平均值濾波器914和"快速響應"濾波 器916的輸出之間的差值。這些輸出之間的差值在930與預定極限932進行比較。極限 932基於超聲器械的類型以及激活特定類型的超聲器械的功率電平確定。極限932值可被 預定以及按照查找表等形式存儲在存儲器中。如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之間的差值 不大於極限932,則處理器400沿著"否"分支繼續並在940使計數器復位為零，然後將值 934返回至結果710塊，以指示在採樣電壓信號中沒有找到電壓降點，因此沒有檢測到組織 狀態的變化。然而，如果"斜率EWMA"和"斜率Avg"之間的差值大於極限932,則處理器400 沿著"是"分支繼續並在942使計數器遞增。在944,例如，處理器400確定計數器是否大於 1或一些其它預定的閾值。換句話講，處理器400採用了關於電壓降點的至少兩個數據點。 如果計數器不大於閾值（例如，在所示形式中為1)，則處理器400繼續沿著分支前進並將值 934返回至結果710塊，以指示在採樣電壓信號中沒有找到電壓降點，因此沒有檢測到組織 狀態的變化。如"否"果計數器大於閾值（例如，在所示形式中為1)，則處理器400繼續沿 著"是"分支前進並確定找到電壓降點936,並將點索引938返回至結果712塊，以指示在採 樣的電壓信號中找到了電壓降點，因此檢測到了組織狀態的變化。根據在前參照圖15A所 討論，如果找到電壓點836,則在718 (圖15A)，處理器400激活組織狀態指示器718中的變 化。
[0263] 圖16示出包括發生器1002以及可與其一起使用的各種外科器械1004, 1006的外 科系統1000的一種形式。圖16A是圖16的超聲外科器械1004的圖。發生器1002能夠與 外科裝置一起使用。根據各種形式，發生器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)。 儘管在圖16所示的形式中，發生器1002被顯示為與外科裝置1004、1006分開，然而在一種 形式中，發生器1002可與外科裝置1004, 1006中的任一個形成為一體，以形成一體式外科 系統。發生器1002包括位於發生器1002控制臺的前面板上的輸入裝置1045。輸入裝置 1045可包括生成適於對發生器1002的操作進行編程的信號的任何合適的裝置。
[0264] 圖17為圖16所示外科系統1000的圖。在各種形式中，發生器1002可包括諸如模 塊和/或區塊的多個分開的功能性元件。不同的功能性元件或模塊能夠驅動不同種類的外 科裝置1004、1006。例如，超聲發生器模塊1008可驅動超聲裝置，例如超聲裝置1004。電 外科/射頻發生器模塊1010可驅動電外科裝置1006。例如，相應的模塊1008、1010可生 成用於驅動外科裝置1004U006的相應的驅動信號。在各種形式中，超聲發生器模塊1008 和/或電外科/射頻發生器模塊1010各自可與發生器1002形成為一體。作為另外一種選 擇，模塊1008U010中的一個或多個可被設置成電耦合到發生器1002的單獨的電路模塊。 (模塊1008和1010以虛線顯示以示出此部分。）此外，在一些形式中，電外科/射頻發生 器模塊1010可與超聲發生器模塊1008形成為一體，或反之亦然。此外，在一些形式中，發 生器1002可完全省去且模塊1008, 1010可由相應器械1004, 1006內的處理器或其它硬體 來執行。
[0265] 根據所述形式，超聲發生器模塊1008可產生驅動信號或特定電壓、電流和頻率例 如55, 500周每秒（Hz)的信號。所述一個或多個驅動信號可被提供至超聲裝置1004、尤其 是可例如如上所述進行操作的換能器1014。換能器1014和延伸穿過軸1015的波導（圖 16A中未示出的波導）可集體形成用於驅動端部執行器1026的超聲刀1017的超聲驅動系 統。在一種形式中，發生器1002能夠生成特定電壓、電流和/或頻率輸出信號的驅動信號， 所述驅動信號可階躍或換句話講修改為具有高解析度、精度和再現性。
[0266] 發生器1002可被激活以按任何合適的方式將驅動信號提供至換能器1014。例 如，發生器1002可包括腳踏開關1020,所述腳踏開關通過腳踏開關纜線1022聯接到發生 器1002。臨床醫生可通過壓下腳踏開關1020來激活換能器1014。此外，或作為腳踏開關 1020的替代，超聲裝置1004的一些形式可利用定位於手持件上的一個或多個開關，當被激 活時，所述一個或多個開關可使發生器1002激活換能器1014。在一種形式中，例如所述一 個或多個開關可包括一對切換鈕1036a，1036b (圖16A)(例如）以確定裝置1004的操作模 式。當切換鈕1036a被壓下時，例如，超聲發生器1002可提供最大驅動信號至換能器1014， 從而使所述換能器產生最大超聲能量輸出。壓下切換鈕1036b可使超聲發生器1002提供 用戶可選的驅動信號至換能器1014,從而使所述換能器產生小於最大值的超聲能量輸出。 除此之外或作為另外一種選擇，裝置1004可包括第二開關（未示出）以（例如）指示用於 對端部執行器1026的鉗口進行操作的鉗口閉合觸發器的位置。此外，在一些形式中，超聲 發生器1002可基於鉗口閉合觸發器的位置被激活（例如，當臨床醫生壓下鉗口閉合觸發器 以閉合鉗口時，可施加超聲能量）。
[0267] 除此之外或作為另外一種選擇，所述一個或多個開關可包括切換鈕1036c，當所述 切換鈕被壓下時，會使發生器1002提供脈衝輸出。脈衝例如可按任何合適的頻率和分組提 供。在某些形式中，例如，脈衝的功率電平可為與切換鈕1036a、1036b相關聯的功率電平 (最大值、小於最大值）。
[0268] 應當理解，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切換鈕：切換鈕1036a和切換鈕1036c，切換鈕1036a用於產生最 大超聲能量輸出，並且切換鈕1036c用於產生最大或小於最大功率電平的脈衝輸出。以此 方式，發生器1002的驅動信號輸出構型可為5個連續信號和5或4或3或2或1個脈衝信 號。在某些形式中，例如可基於發生器1002中的EEPROM設定和/或用戶功率電平選擇來 控制特定的驅動信號構型。
[0269] 在某些形式中，可提供雙位開關來替代切換鈕1036c。例如，裝置1004可包括用於 產生最大功率電平的連續輸出的切換鈕1036a和雙位切換鈕1036b。在第一止動位置中，切 換鈕1036b可產生小於最大功率電平的連續輸出，並且在第二止動位置中，切換鈕1036b可 產生脈衝輸出（例如，根據EEPROM設定而定，具有最大功率電平或小於最大功率電平）。
[0270] 根據所述形式，電外科/射頻發生器模塊1010可生成驅動信號或具有足以使用射 頻（RF)來執行雙極性電外科手術的輸出功率的信號。在雙極性電外科應用中，例如驅動信 號可被提供至例如電外科裝置1006的電極。因此，發生器1002能夠通過將足以處理組織 (例如，凝固、燒灼、組織焊接）的電能施加到組織而達到治療目的。
[0271] 發生器1002可包括例如位於所述發生器控制臺前面板上的輸入裝置1045(圖 16)。輸入裝置1045可包括生成適於對發生器1002的操作進行編程的信號的任何合適的 裝置。在操作中，用戶可使用輸入裝置1045對發生器1002的操作進行編程或以其它方式 進行控制。輸入裝置1045可包括生成可由發生器（例如，由包含在發生器中的一個或多個 處理器）用來控制發生器1002的操作（例如，超聲發生器模塊1008和/或電外科/射頻 發生器模塊1010的操作）的信號的任何合適的裝置。在各種形式中，輸入裝置1045包括 鈕、開關、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸控螢幕顯示器、指點裝置中的一種或多種，所述輸入裝置遠程 連接到通用或專用計算機。在其它形式中，輸入裝置1045例如可包括合適的用戶界面，例 如顯示於觸控螢幕顯示器上的一個或多個用戶界面屏幕。因此，通過輸入裝置1045,用戶例如 可設定或編程發生器的各種操作參數，例如超聲發生器模塊1008和/或電外科/射頻發生 器模塊1010所生成的驅動信號或信號的電流（I)、電壓（V)、頻率（f)和/或周期（T)。
[0272] 發生器1002也可包括例如位於發生器1002控制臺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包括一個或多個用於為用戶提供感觀反饋 的裝置。此類裝置例如可包括視覺反饋裝置（例如，視覺反饋裝置可包括白熾燈、發光二極 管（LED)、圖形用戶界面、顯示器、模擬指示器、數字指示器、條形圖顯示器、數字字母混合顯 示器、IXD顯示屏幕、LED指示器）、聽覺反饋裝置（例如，聽覺反饋裝置可包括揚聲器、蜂鳴 器、可聽見的計算機產生的音調、經計算機處理的語言、通過語音/語言平臺與計算機相互 作用的語音用戶界面（VUI))或觸覺反饋裝置（例如，觸覺反饋裝置包括任何類型的振動反 饋、觸覺致動器）。
[0273] 儘管可通過舉例說明發生器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，並仍在所述形式的範圍內。此外，儘管各種形式可按照模塊和/或區 塊的形式描述以有利於說明，然而這些模塊和/或區塊可通過一個或多個硬體部件和/或 軟體部件和/或硬體部件和軟體部件的組合加以實施，所述硬體部件為例如處理器、數字 信號處理器（DSP)、可編程邏輯裝置（PLD)、專用集成電路（ASIC)、電路、寄存器，所述軟體 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於器 械100, 120, 1004, 1006內的類似硬體來實施（S卩，可省去發生器30, 50, 1002)。
[0274] 在一種形式中，超聲發生器驅動模塊1008和電外科/射頻驅動模塊1010可包括 作為固件、軟體、硬體或它們的任意組合來實施的一個或多個嵌入式應用程式。模塊1008、 1010可包括各種可執行模塊，例如軟體、程序、數據、驅動器、應用程式接口（API)等。所述 固件可存儲在非易失性存儲器（NVM)，例如位屏蔽只讀存儲器（ROM)或閃速存儲器中。在 各種具體實施中，將固件存儲在ROM中可保護閃速存儲器。NVM可包括其它類型的存儲器， 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 池支持的隨機存取存儲器（RAM)，例如動態RAM(DRAM)、雙數據率DRAM(DDRAM)和/或同步 DRAM (SDRAM)。
[0275] 在一種形式中，模塊1008, 1010包括硬體部件，所述硬體部件作為用於執行程序 指令的處理器來實施，以用於監視裝置1004, 1006的各種可測量特性並生成用於操作裝置 1004, 1006的對應輸出控制信號。在其中發生器1002與裝置1004結合使用的形式中，輸出 控制信號可以切割和/或凝固操作模式驅動超聲換能器1014。裝置1004和/或組織的電 特性可被測量並用於控制發生器1002的操作方面和/或作為反饋被提供給用戶。在其中 發生器1002與裝置1006結合使用的形式中，輸出控制信號可以切割、凝固和/或脫水模式 將電能（例如射頻能）提供至端部執行器1032。裝置1006和/或組織的電特性可被測量 並用於控制發生器1002的操作方面和/或為用戶提供反饋。在各種形式中，如在前所述， 硬體部件可作為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器來實施。在一種形式中，處理器能夠存 儲和執行計算機軟體程序指令，以生成用於驅動裝置1004, 1006的各種部件（例如超聲換 能器1014和端部執行器1026U032)的階躍函數輸出信號。
[0276] 圖18示出根據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"動態"支路和第二電容支路，所述第一"動態"支路具有串聯連接並限定 諧振器的機電性能的電感L s、電阻Rs和電容Cs，並且第二電容支路具有靜電容C。。驅動電 流I g可在驅動電壓Vg下從發生器接收，其中動態電流Im流過第一支路，並且電流I g - Im流 過電容支路。可通過合適地控制Ig和Vg來實現對超聲換能器的機電性能的控制。如上所 述，常規發生器架構可包括調諧電感器Lt (在圖18中以虛線顯示），以用於在並聯諧振電路 中將靜電容Co調諧成諧振頻率，使得基本上所有發生器的電流輸出Ig全部流過動態支路。 以此方式，通過控制發生器電流輸出I g來實現對動態支路電流Im的控制。然而，調諧電感 器Lt對超聲換能器的靜電容C。是特定的，並且具有不同靜電容的不同超聲換能器需要不同 的調諧電感器L t。此外，因為調諧電感器Lt與靜電容Co在單諧振頻率下的標稱值相匹配， 所以僅在所述頻率下才能確保對動態分支電流I m的精確控制，並且當頻率隨著換能器溫度 向下偏置時，對動態支路電流的精確控制會折中。
[0277] 發生器1002的形式並不依賴於調諧電感器Lt來監視動態支路電流Im。相反，發 生器1002可在對用於特定超聲外科裝置1004的功率的應用（連同驅動信號電壓和電流反 饋數據）之間使用靜電容C。的測量值，以在動態行進的基礎上（例如，實時）確定動態支路 電流I m的值。因此，發生器1002的這些形式能夠提供虛擬調諧，以模擬被調諧的系統或在 任何頻率下的任何靜電容C。值進行諧振，而非僅靜電容C。的標稱值所指示的單諧振頻率。
[0278] 圖19是發生器1002的一種形式的簡化方框圖，所述發生器如上所述除提供其它 有益效果之外還提供無電感器調諧。發生器1002的其它細節在共同分配並同時提交的題 為"Surgical Generator For Ultrasonic And Electrosurgical Devices，'且代理檔案號 為END6673USNP/100558的美國專利申請中有所描述，所述專利申請的公開內容以引用方 式全文併入本文。參照圖19,發生器1002可包括患者隔離臺1052,所述患者隔離臺通過功 率變壓器1056與非隔離臺1054通信。功率變壓器1056的次線圈1058包含在隔離臺1052 中並可包括分接構型（例如，中心分接或非中心分接構型）來限定驅動信號輸出1060a、 1060b、1060c，以將驅動信號輸出至不同外科裝置（例如，超聲外科裝置1004和電外科裝置 1006)。具體而言，驅動信號輸出1060a，1060c可將超聲驅動信號（例如，420V RMS驅動信 號）輸出至超聲外科裝置1004,並且驅動信號輸出1060b，1060c可將電外科驅動信號（例 如，100V RMS驅動信號）輸出至電外科裝置1006,其中輸出1060b對應於功率變壓器1056 的中心抽頭。
[0279] 在某些形式中，超聲驅動信號和電外科驅動信號可同時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外科器械。這樣一種外科器械 的一個示例性形式的刀79和夾持臂組件415的示例在上文結合圖13提供。應當理解，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可為治療電平信號 或亞治療電平?目號。
[0280] 非隔離臺1054可包括功率放大器1062,所述功率放大器具有連接到功率變壓器 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1054還可包括邏輯裝置1066,以用於對數字/模擬轉換器（DAC) 1068提供數字輸 出，而所述數字/模擬轉換器（DAC)又將對應的模擬信號提供至功率放大器1062的輸入。 在某些形式中，例如除其它邏輯電路之外，邏輯裝置1066可包括可編程的門陣列（PGA)Jl 場可編程的門陣列（FPGA)、可編程的邏輯裝置（PLD)。因此，通過DAC 1068控制功率放大 器1062的輸入，邏輯裝置1066可控制在驅動信號輸出1060a、1060b、1060c處出現的驅動 信號的多個參數（例如，頻率、波形形狀、波形振幅）中的任一個。在某些形式中，如下所述， 邏輯裝置1066結合處理器（例如，以下所述的數位訊號處理器）可實施多個基於數位訊號 處理（DSP)的算法和/或其它控制算法，以控制發生器1002所輸出的驅動信號的參數。
[0281] 可通過開關模式調節器1070將功率提供至功率放大器1062的功率軌。在某些 形式中，開關模式調節器1070例如可包括可調式降壓調節器。例如，非隔離臺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，例如可從位於 Norwood, MA 的 Analog Devices 公司購得的 Analog Devices ADSP-21469SHARC DSP，但可 在各種形式中採用任何合適的處理器。在某些形式中，處理器1074可響應於由DSP處理器 1074通過模擬/數字轉換器（ADC) 1076從功率放大器1062接收的電壓反饋數據來控制開 關模式功率轉換器1070的操作。在一種形式中，例如，DSP處理器1074可通過ADC 1076接 收由功率放大器1062放大的信號（例如，射頻信號）的波形包絡作為輸入。隨後，DSP處 理器1074可控制開關模式調節器1070(例如，通過脈寬調製（PWM)輸出），使得被提供至功 率放大器1062的幹線電壓跟蹤經放大信號的波形包絡。通過基于波形包絡以動態方式調 制功率放大器1062的幹線電壓，功率放大器1062的效率相對於固定幹線電壓放大器方案 可顯著升高。
[0282] 在某些形式中，邏輯裝置1066結合DSP處理器1074可實施直接數字合成器（DDS) 控制方案，以控制發生器1002所輸出驅動信號的波形形狀、頻率和/或振幅。在一種形式 中，例如邏輯裝置1066可通過召回存儲於動態更新的查找表（LUT)(例如RAM LUT)中的波 形樣本來實施DDS控制算法，所述動態更新的查找表可被嵌入FPGA中。此種控制算法尤 其適用於其中可通過處於諧振頻率下的完全正弦電流驅動超聲換能器（例如超聲換能器 1014)的超聲應用。因為其它頻率可激發寄生諧振，所以最小化或減小動態支路電流的總 畸變可相應地最小化或減小不可取的諧振效應。因為發生器1002所輸出的驅動信號的波 形形狀受輸出驅動電路（例如，功率變壓器1056、功率放大器1062)中所存在的各種畸變 源的影響，所以基於驅動信號的電壓和電流反饋數據可被輸入至算法（例如由DSP處理器 1074實施的誤差控制算法）中，所述算法通過適當地以動態行進方式（例如，實時）使存儲 於LUT中的波形樣本預先畸變或修改來補償畸變。在一種形式中，對LUT樣本所施加的預 先畸變量或程度可根據所計算的動態支路電流與期望的電流波形形狀之間的誤差而定，其 中所述誤差可基於逐一樣本地確定。以此方式，預先畸變的LUT樣本在通過驅動電路被處 理時，可使動態支路驅動信號具有期望的波形形狀（例如，正弦形狀），以最佳地驅動超聲 換能器。因此，在此類形式中，當考慮到畸變效應時，LUT波形樣本將不呈現驅動信號的期 望波形形狀，而是呈現要求最終產生動態支路驅動信號的期望波形形狀的波形形狀。
[0283] 非隔離臺1054還可包括ADC 1078和ADC 1080,所述ADC 1078和ADC 1080通過 相應的隔絕變壓器1082U084聯接到功率變壓器1056的輸出，以分別用於對發生器1002 所輸出的驅動信號的電壓和電流進行採樣。在某些形式中，ADC 1078U080能夠以高速（例 如，80MSPS)進行採樣，以能夠對驅動信號進行過採樣。在一種形式中，例如ADC 1078, 1080 的採樣速度可實現驅動信號的約200x (根據頻率而定）的過採樣。在某些形式中，可通過令 單個ADC通過二路式多路復用器接收輸入電壓和電流信號來執行ADC 1078, 1080的採樣操 作。通過在發生器1002的形式中使用高速採樣，除可實現其它事物之外，還可實現對流過 動態支路的複雜電流的計算（這在某些形式中可用於實施上述基於DDS的波形形狀控制）、 對採樣信號進行精確的數字濾波、以及以高精度計算實際功耗。ADC 1078, 1080所輸出的 電壓和電流反饋數據可由邏輯裝置1066接收及處理（例如，FIFO緩衝、多路復用）並被存 儲於數據存儲器中，以供例如DSP處理器1074後續取回。如上所述，電壓和電流反饋數據 可用作算法的輸入，以用於以動態行進方式使LUT波形樣本預先畸變或修改。在某些形式 中，當採集到電壓和電流反饋數據對時，可能需要基於由邏輯裝置1066輸出的對應LUT樣 本或換句話講與所述對應LUT樣本相關聯，為每一所存儲的電壓和電流反饋數據對進行編 索引。以此種方式使LUT樣本與電壓和電流反饋數據同步有助於預先畸變算法的穩定性和 時序準確。
[0284] 在某些形式中，可使用電壓和電流反饋數據來控制驅動信號的頻率和/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據來確定阻抗相位。 隨後，可控制驅動信號的頻率以最小化或減小所確定阻抗相位與阻抗相位設定點（例如， 0° )之間的差值，從而最小化或減小諧波畸變的影響，並相應地提高阻抗相位測量精確 度。相位阻抗和頻率控制信號的確定可在DSP處理器1074中實現，例如，其中頻率控制信 號作為輸入被提供至邏輯裝置1066所實施的DDS控制算法。
[0285] 在另一形式中，例如可監視電流反饋數據，以便將驅動信號的電流振幅保持在電 流振幅設定點。電流振幅設定點可直接指定或基於特定的電壓振幅和功率設定點而間接地 確定。在某些形式中，例如可通過處理器1074中的控制算法（例如，PID控制算法）來實現 對電流振幅的控制。控制算法為適當控制驅動信號的電流振幅而控制的變量例如可包括： 通過DAC 1086對存儲於邏輯裝置1066中的LUT波形樣本和/或DAC 1086 (其為功率放大 器1062提供輸入）的足尺輸出電壓進行標度。
[0286] 非隔離臺1054還可包括第二處理器1090,以用於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可包括例如購自位於San Jose, CA的Atmel Corporation 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覺和視覺用戶反饋、與外圍裝置（例如通過通用串行總線（USB) 接口）的通信、與腳踏開關1020的通信、與輸入裝置1009 (例如，觸控螢幕顯示器）的通信、以 及與輸出裝置1047(例如，揚聲器）的通信。Π 處理器1090可與處理器1074和邏輯裝置 1066(例如，通過串行外圍接口（SPI)總線）通信。儘管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配合以減緩風險。例如，Π 處理器1090 可被編程為監視用戶輸入和/或其它輸入（例如，觸控螢幕輸入、腳踏開關1020輸入（圖17)、 溫度傳感器輸入）的各個方面並且可在檢測到錯誤條件時禁用發生器1002的驅動輸出。
[0287] 在某些形式中，例如DSP處理器1074與Π 處理器1090兩者可確定並監視發生器 1002的操作狀態。對於DSP處理器1074,發生器1002的操作狀態例如可指示DSP處理器 1074實施的是哪些控制和/或診斷過程。對於Π 處理器1090,發生器1002的操作狀態例 如可指示：用戶界面的哪些元素（例如，顯示屏、聲音）可呈現給用戶。相應的DSP處理器 1074和Π 處理器1090可獨立地保持發生器1002的當前操作狀態並識別和評估當前操作 狀態的可能轉變。DSP處理器1074可用作此關係中的主體並確定何時會發生操作狀態間的 轉變。Π 處理器1090可注意到操作狀態間的有效轉變並可證實特定的轉變是否適當。例 如，當DSP處理器1074命令UI處理器1090轉變至特定狀態時，Π 處理器1090可證實所 要求的轉變是有效的。如果Π 處理器1090確定所要求的狀態間轉變是無效的，則Π 處理 器1090可使發生器1002進入無效模式。
[0288] 非隔離臺1054還可包括控制器1096,以用於監視輸入裝置1045(例如，用於接通 和斷開發生器1002的電容觸摸傳感器、電容觸控螢幕）。在某些形式中，控制器1096可包括 至少一個處理器和/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購得的Megal688位元控制器），所述處理器能夠 監視通過一個或多個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 觸控螢幕控制器（例如可從Atmel購得的QT5480觸控螢幕控制器），以控制和管理從電容觸摸 屏對觸摸數據的採集。
[0289] 在某些形式中，當發生器1002處於"功率關"狀態時，控制器1096可繼續接收操 作功率（例如，通過來自發生器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可繼續監視輸入裝置1045(例如，位於發生器1002的前面板上的電容觸摸 傳感器），以用於接通和斷開發生器1002。當發生器1002處於功率關狀態時，如果檢測到 用戶"接通/斷開"輸入裝置1045的激活，則控制器1096可激活功率源（例如，啟用功率 源2011的一個或多個DC/DC電壓轉換器2013的操作）。控制器1096可因此開始使發生 器1002轉變至"功率開"狀態的序列。相反，當發生器1002處於功率開狀態時，如果檢測 至IJ "接通/斷開"輸入裝置1045的激活，則控制器1096可開始使發生器1002轉變至功率 關狀態的序列。在某些形式中，例如控制器1096可向處理器1090報告"接通/斷開"輸入 裝置1045的激活，所述處理器又會實施所需的過程序列以使發生器1002轉變至功率關狀 態。在此類形式中，控制器196可能不具有在建立起功率開狀態之後從發生器1002移除功 率的獨立能力。
[0290] 在某些形式中，控制器1096可使發生器1002提供聽覺或其它感觀反饋，以警示用 戶功率開或功率關序列已開始。可在功率開或功率關序列開始時以及在與序列相關聯的其 它過程開始之前提供此類警示。
[0291] 在某些形式中，隔離臺1052可包括器械接口電路1098,例如以在外科裝置的控制 電路（例如，包括手持件開關的控制電路）與非隔離臺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)之間提供通信界面。器械接口電路 1098可通過通信連接裝置與非隔離臺1054的部件交換信息，所述通信連接裝置在臺1052、 1054之間保持合適程度的電絕緣，並例如為基於紅外（IR)的通信連接裝置。例如，可使用 由隔絕變壓器提供動力的低跌落電壓調節器為器械接口電路1098提供動力，所述隔絕變 壓器從非隔離臺1054被驅動。
[0292] 在一種形式中，器械接口電路198可包括與信號調節電路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)。信號調節電路2002能夠從邏輯 電路2000接收周期性信號（例如，2kHz的方波），以生成具有相同頻率的雙極性詢問信號。 例如，可使用由差分放大器饋送的雙極性電流源生成詢問信號。詢問信號可被發送至外科 裝置控制電路（例如，通過使用將發生器102連接到外科裝置的纜線中的導電對）並被監 視，以確定控制電路的狀態或構型。控制電路可包括多個開關、電阻器和/或二極體，以修 改詢問信號的一個或多個特性（例如，振幅、校正），使得可基於所述一個或多個特性唯一 地辨別控制電路的狀態或構型。在一種形式中，例如信號調節電路2002可包括ADC，以用於 產生由於詢問信號通過控制電路而出現在控制電路輸入上的電壓信號的樣本。隨後，邏輯 裝置2000(或非隔離臺1054的部件）可基於ADC樣本來確定控制電路的狀態或構型。
[0293] 在一種形式中，器械接口電路1098可包括第一數據電路接口 2004,以實現邏輯電 路2000 (或器械接口電路1098的其它元件）與設置於外科裝置中或以其它方式與外科裝 置相關聯的第一數據電路之間的信息交換。在某些形式中，例如，第一數據電路2006 (圖 16A)可設置於整體地附接到外科裝置手持件的纜線中，或設置於用於使特定的外科裝置類 型或模型與發生器1002交接的適配器中。數據電路2006可以任何合適的方式實施且可根 據包括（例如）本文參照電路6006所述的任何合適的協議與發生器通信。在某些形式中， 第一數據電路可包括非易失性存儲裝置，例如電可擦除的可編程的只讀存儲器（EEPROM) 裝置。在某些形式中，再次參見圖19,第一數據電路接口 2004可與邏輯裝置2000分開地實 施並包括合適的電路（例如，離散的邏輯裝置、處理器），以實現可編程邏輯裝置2000與第 一數據電路之間的通信。在其它形式中，第一數據電路接口 2004可與邏輯裝置2000形成 一體。
[0294] 在某些形式中，第一數據電路2006可存儲與相關聯的特定外科裝置相關的信息。 此類信息例如可包括型號、序號、其中使用外科裝置的操作數目和/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，通過邏輯裝置2000)讀取、被傳輸至非隔離臺 1054的部件（例如，至邏輯裝置1066、DSP處理器1074和/或Π 處理器1090)，以通過輸 出裝置1047呈現給用戶和/或控制發生器1002的功能或操作。另外，任何類型的信息均 可通過第一數據電路接口 2004(例如，使用邏輯裝置2000)被發送至第一數據電路2006以 存儲於其中。此類信息例如可包括其中使用外科裝置的操作的更新數目和/或其使用的日 期和/或時間。
[0295] 如在前所述，外科器械可從手持件拆卸（例如，器械1024可從手持件1014拆卸） 以促進器械可互換性和/或可任意處置性。在此類情形中，常規發生器的識別所使用特定 器械構型和相應地優化控制和診斷過程的能力可受限。然而，從兼容性角度來看，通過對外 科裝置器械添加可讀數據電路來解決此問題是有問題的。例如，設計外科裝置來保持與缺 少必備數據讀取功能的發生器的向後兼容可能由於例如不同的信號方案、設計複雜性和成 本而不切實際。本文所述器械的形式通過使用數據電路來解決這些問題，所述數據電路可 經濟地實施於現有外科器械中並具有最小的設計變化，以保持外科裝置與電流發生器平臺 的兼容性。
[0296] 另外，發生器1002的形式可實現與基於器械的數據電路的通信。例如，發生器 1002能夠與外科裝置的器械（例如，器械1024)中所包含的第二數據電路2007進行通信 (圖16A)。在一些形式中，第二數據電路2007可以類似於本文所述的數據電路6006的方 式實施。器械接口電路1098可包括用於實現此種通信的第二數據電路接口 2010。在一種 形式中，第二數據電路接口 2010可包括三態數字接口，然而也可使用其它接口。在某些形 式中，第二數據電路通常可為用於傳輸和/或接收數據的任何電路。在一種形式中，例如第 二數據電路可存儲與相關聯的特定外科器械相關的信息。此類信息例如可包括型號、序列 號、其中使用外科器械的操作數目和/或任何其它類型的信息。在一些形式中，第二數據電 路2007可存儲關於相關聯換能器1014、端部執行器1026或超聲驅動系統的電性能和/或 超聲性能的信息。例如，第一數據電路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第二數據電路接口 2010 (例如，使用邏輯 裝置2000)被發送至第二數據電路以存儲於其中。此類信息例如可包括其中使用外科器械 的操作的更新數目和/或其使用的日期和/或時間。在某些形式中，第二數據電路可傳輸 由一個或多個傳感器（例如，基於器械的溫度傳感器）採集的數據。在某些形式中，第二數 據電路可從發生器1002接收數據並基於所接收的數據向用戶提供指示（例如，LED指示或 其它可視指示）。
[0297] 在某些形式中，第二數據電路和第二數據電路接口 2010能夠使得可實現邏輯裝 置2000與第二數據電路之間的通信而無需提供用於此目的的附加導體（例如，用於將手持 件連接到發生器1002的纜線的專用導體）。在一種形式中，例如可使用實施於現有纜線（例 如，用於將詢問信號從信號調節電路2002傳輸至手持件中的控制電路的其中一個導體）上 的單總線通信方案而使信息以通信方式到達和離開第二數據電路。以此方式，可最小化或 減少原本可能必要的外科裝置的設計變化或修改。此外，因為在共用物理通道上實施的不 同類型的通信可為頻帶分離的，所以第二數據電路的存在對於不具有必備數據讀取功能的 發生器而言可為"隱形的"，因此能夠實現外科裝置器械的向後兼容性。
[0298] 在某些形式中，隔離臺1052可包括至少一個阻擋電容器2096-1，所述至少一個阻 擋電容器2096-1連接到驅動信號輸出1060b以防止DC電流流向患者。例如，可要求信號 阻擋電容器符合醫療規則或標準。儘管相對而言單電容器設計中很少出現錯誤，然而此類 錯誤可造成不良後果。在一種形式中，可設置有與阻擋電容器2096-1串聯的第二阻擋電容 器2096-2,其中例如通過ADC 2098來監視從阻擋電容器2096-1與2096-2之間的點發生的 電流洩漏，以對洩漏電流所感應的電壓進行採樣。這些樣本例如可由邏輯電路2000接收。 基於洩漏電流的變化（如圖19的形式中的電壓樣本所指示），發生器1002可確定阻擋電容 器2096-1，2096-2中的至少一個何時出現故障。因此，圖19的形式提供相對於具有單個故 障點的單個電容器設計的優勢。
[0299] 在某些形式中，非隔離臺1054可包括功率源2011，以用於在適當的電壓和電流下 輸出DC功率。功率源可包括例如400W的功率源以用於輸出48VDC的系統電壓。功率源 2011還可包括一個或多個DC/DC電壓轉換器2013,所述一個或多個DC/DC電壓轉換器用於 接收功率源的輸出以在發生器1002的各種部件所需的電壓和電流下產生DC輸出。如以上 結合控制器1096所述，當控制器1096檢測到用戶"接通/斷開"輸入裝置1045的激活時， DC/DC電壓轉換器2013中的一個或多個可從控制器1096接收輸入，以啟用DC/DC電壓轉換 器2013的操作或將DC/DC電壓轉換器2013激活。
[0300] 已描述了外科系統19 (圖1)，190 (圖10)，1000(圖16)的各種形式的操作細節， 可就採用包括輸入裝置406, 1045和發生器1002的外科器械來切割和凝固組織的過程進 一步大體描述以上外科系統19,190,1000的操作。儘管結合操作細節描述了特定過程，然 而應當理解，所述過程僅提供如何通過外科系統19, 190, 1000中的任一個實施本文所述的 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的次序執 行。如在前所述，可採用輸入裝置406, 1045中的任一個來編程外科裝置100 (圖1)，120 (圖 10)，1002 (圖16)，1006 (圖16)的輸出（例如，阻抗、電流、電壓、頻率）。
[0301] 圖20到圖22示出與組織算法相關的1200, 1300, 1400的邏輯流程圖的各種形式， 所述組織算法用於檢測何時對超聲端部執行器1026的刀進行快速加熱並提供生成視覺、 聽覺和/或觸覺反饋和/或改變器械和/或發生器的操作模式的機會。例如，可通過輸出指 示器412 (圖9、11)和/或輸出裝置1047 (圖16)來提供反饋（例如，對功率輸出的通知、 調製和/或對內容的顯示）。根據本公開，當使用多個參考編號來描述諸如"超聲外科器械 100, 120, 1004"的元件時，應當理解對諸如（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"的元件中的任一個的引用。然而，應了解，本文所述的算 法中的任一個均適於與本文所述的器械100, 120, 1004中的任一個一起執行。
[0302] 在各種形式中，可通過圖9和圖11所示的輸出指示器412或圖16中的輸出裝置 1047提供反饋。這些反饋裝置（例如，輸出指示器412、輸出裝置1047)尤其適用於其中由 端部執行器81 (圖1)，810 (圖10)，1026 (圖16)操縱的組織在用戶的視野之外且當組織中 發生狀態變化時用戶無法看到的應用。反饋裝置與用戶通信以告知用戶，根據參照與相應 組織算法相關的邏輯流程圖700, 800, 900、1200, 1300, 1400所述的操作所確定，已發生組 織狀態變化。反饋裝置能夠根據組織的當前狀態或條件來提供各種類型的反饋。可根據例 如參照上文結合圖15A到圖15C所述邏輯流程圖700, 800, 900和下文結合圖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、基於換能 器和/或組織測量值來確定組織的狀態變化，所述換能器和/或組織測量值是基於電壓、電 流和頻率測量值。
[0303] 在一種形式中，邏輯流程圖1200, 1300, 1400可被實施為可執行模塊（例如，算 法），所述模塊包括要由發生器30, 500或發生器1002 (圖16、17、19)的處理器400 (圖9、 11、14)部分執行的計算機可讀指令。在各種形式中，參照邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述 的操作可作為下列來實施：一個或多於一個軟體部件，例如，程序、子程序、邏輯；一個或多 於一個硬體部件，例如處理器、DSP、PLD、PGA、FPGA、ASIC、電路、邏輯電路、寄存器；和/或 軟體與硬體的組合。在一種形式中，用於執行邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述的操作的可 執行指令可被存儲在存儲器中。指令在被執行時會使處理器400、DSP處理器1074(圖19) 或邏輯裝置1066(圖19)根據邏輯流程圖1200、1300和1400中所述的操作確定組織狀態 的變化並通過輸出指示器412 (圖9、11)或輸出指示器1047(圖16、17)向用戶提供反饋。 根據這些可執行指令，處理器400、DSP處理器1074和/或邏輯裝置1066監視並評估可從 發生器30, 500, 1002獲得的電壓、電流和/或頻率信號樣本並根據對這些信號樣本的評估 來判斷是否發生組織狀態變化。如以下的進一步描述，組織狀態的變化可基於超聲器械的 類型和激發所述器械的功率電平來確定。響應於所述反饋，超聲外科器械100,120,1004中 任一個的操作模式可由用戶控制，或者可自動或半自動地被控制。
[0304] 現在將結合由對應的發生器30 (圖1)，500 (圖10)，1002 (圖17)驅動的超聲外科 器械100, 120, 1004中的任一個來描述通過邏輯流程圖1200, 1300, 1400表示的組織算法的 簡要總結。在一個方面，組織算法檢測超聲端部執行器81 (圖1)，810 (圖10)，1026 (圖17) 的刀部分的溫度（以及因此發生的諧振）何時快速改變（最感興趣的是增大的改變）。對 於夾持或剪刀型器械，當很少甚至沒有組織、組織碎屑、或流體鄰近刀且刀抵靠夾持臂、夾 持墊或其它合適的組織偏置構件而被激活時，除其它之外，此種改變還可對應於共同的臨 床場景。對於其中使用具有或不具有夾持臂和相關聯機構的器械來對組織進行作用的非夾 持型應用，此種改變對應於發生快速發熱的條件（例如，當刀抵靠骨或其它硬的材料被激 活時，或當使用過大的力將刀聯接到靶組織時）。這些是例證性情形；可設想其中可發生快 速刀發熱並且此處所述的此類組織算法有利的其它臨床場景。
[0305] 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可 結合以下中的任一個採用：本文所述的發生器30, 500, 1002 ;和其它合適的發生器，例如可 購自 Ethicon Endo_Surgery，Inc(Cincinnati，Ohio)的 GEN 04、GEN 11 發生器；以及可 支持本文所公開的算法或技術的相關裝置、系統。因此，在結合流程圖1200, 1300, 1400描 述組織算法時，參照結合對應的圖1到圖9、圖10到圖13和圖16到圖19所述的發生器 30, 500, 1002。
[0306] 因此，現在參照圖1到圖14,超聲外科器械100, 120, 1004中的任一個的刀/手持 件諧振系統的頻率均取決於溫度。例如，當超聲剪刀型端部執行器切穿組織的被夾持部分 時，刀會加熱並切薄組織，直到其最終切穿組織為止。此時，刀抵靠組織墊而停留，如果兩 者之間保持有夾持壓力，則刀與墊界面會通過刀相對於墊的機械或振動運動來消耗功率。 當墊材料完全絕緣時，"保存"在接口處的功率會被大量地傳導至刀尖端中。此種熱能改 變刀尖端的剛度，並且系統諧振會由於這些局部（至尖端）的條件而相應地改變。發生器 30, 500, 1002跟蹤此種諧振。剪刀示例示出使用算法的一種場景。其它的場景為使用夾持 臂閉合的剪切裝置進行回切、刀切割結實的或硬的組織、或其中已知需要刀端部執行器的 熱狀態的任何場景。現在結合圖20到圖22中的邏輯流程圖1200, 1300, 1400描述對此種 諧振追蹤以及因此對刀尖端熱狀態施加邏輯的組織算法。
[0307] 另外，通過使用本文所述包括對應發生器30, 500, 1002的超聲手術器械100,120， 1004中的任一個所獲得的數據，結合邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述的組織算法的說明 可帶有例證性示例。
[0308] 結合邏輯流程圖1200, 1300, 1400所述的組織算法依賴於對電驅動信號、尤其是 與驅動信號的諧振頻率相關的電驅動信號的監視。算法監視諧振頻率及其隨時間的變化 (即，頻率相對於時間的一階導數）。在本公開通篇中，此種隨時間的頻率變化被稱為頻率 斜率。通過以下方式在局部計算（根據時間透視圖）頻率斜率：計算相鄰（或相對接近） 的數據點的頻率變化並以對應的時間變化進行劃分。由於信號瞬變，可採用平均或多種適 用的濾波或平滑技術中的任一種（使得可更容易地識別趨勢並迅速防止接通/斷開條件集 合）。圖62、63、64所示的數據圖示出對頻率斜率的計算以及對平均技術（例如，指數加權 移動平均方法或EWMA)的使用，以獲得可用於控制/監視的頻率斜率值。頻率斜率的其它 說明可包括但不限於"頻率的一階導數"和"頻率相對於時間的變化"。
[0309] 圖20是組織算法的邏輯流程圖1200,其可在發生器30, 500, 1002和/或器械的車 載發生器或控制電路的一種形式中實施。在大體水平上，結合邏輯流程圖1200所述的組織 算法針對與所關注事件（例如，超聲器械的刀迅速發熱）相關的邏輯條件集合實時評估電 信號。因此，發生器30, 500, 1002確定何時發生邏輯條件集合併觸發對應的響應集合。術 語"條件集合"和"響應集合"定義如下：
[0310] (1)條件集合-實時監視電信號的邏輯條件集合。
[0311] (2)響應集合-發生器30, 500, 1002系統對已滿足的條件集協作出的一個或多個 響應。
[0312] 在1202處，發生器30, 500, 1002以準備就緒的狀態被放置成超聲驅動模式。
[0313] 在1204處，發生器30, 500, 1002在預定的功率電平N下被激活。當用戶激活外科 系統19, 190, 1000時，對應的發生器30, 500, 1002通過以下方式進行響應：查找外科系統 19, 190, 1000諧振，並隨後使對端部執行器81，810、1026的輸出斜升至所命令功率電平的 目標水平。
[0314] 在1206處，組織算法通過確定何時啟用至少一個條件集合/響應集合標記來判斷 與組織算法相關聯的參數是否在使用中。當未啟用此類標記時，算法沿"否"路徑繼續進行， 其中在1208處外科系統19, 190, 1000以正常的超聲模式操作，並且在1210處，當組織手術 完成時對應的發生器30, 500, 1002去激活。
[0315] 當用於設定條件集合/響應集合的至少一個標記被啟用時，算法沿"是"路徑繼續 進行，並且發生器30, 500, 1002在使定時器X和定時器X閂鎖復位之後利用組織算法1300 信號評估。下文更詳細描述的組織算法1300可傳回給定條件集合當前是否得到滿足或為 "真，，的指示。在一種形式中，用於設定條件集合/響應集合的所述至少一個標記可存儲在 附接到相應發生器30, 500, 1002的器械100, 120, 1004的EEPROM圖像中。用於將條件集合 /響應集合設定到啟用狀態的EEPROM標記包含於表1中。
[0316] 表 1
[0317]

【權利要求】
1. 一種對聯接到超聲外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的方法，所述方 法包括： 接收觸發信號； 響應於所述觸發信號，在第一功率電平下向所述超聲驅動系統提供第一驅動信號以驅 動所述端部執行器； 在第一周期保持所述第一驅動信號； 在所述第一周期結束時，在小於所述第一功率電平的第二功率電平下向所述超聲驅動 系統提供第二驅動信號以驅動所述端部執行器。
2. 根據權利要求1所述的方法，其中所述第一驅動信號對應於超聲刀的第一位移，並 且所述第二驅動信號對應於所述超聲刀的小於所述第一位移的第二位移。
3. 根據權利要求1所述的方法，其中所述第一位移介於約60微米和約120微米之間， 並且所述第二位移介於約20微米和約60微米之間。
4. 根據權利要求1所述的方法，其中所述第一周期的結束為與預先確定的時間量對應 的時間周期。
5. 根據權利要求1所述的方法，其中所述第一周期的結束與所述超聲外科器械的屬性 的變化對應。
6. 根據權利要求5所述的方法，其中所述超聲外科器械的所述屬性選自：由所述超聲 驅動系統消耗的電流、所述超聲驅動系統上的電壓降、所述超聲驅動系統的阻抗、以及所述 超聲外科器械的諧振頻率。
7. 根據權利要求1所述的方法，還包括在提供所述第一驅動信號之前，確定自所述超 聲外科器械的先前去激活以來已過靜置時間。
8. 根據權利要求1所述的方法，還包括： 在將所述驅動信號修改至第二電平之後，去激活所述超聲外科器械； 在去激活所述超聲外科器械之後，接收第二觸發信號； 確定自超聲換能器的去激活以來未過靜置時間；以及 通過在小於所述第一功率電平的功率電平下生成第三驅動信號來重新激活所述超聲 外科器械。
9. 根據權利要求8所述的方法，其中小於所述第一功率電平的所述功率電平為所述第 二功率電平。
10. 根據權利要求1所述的方法，還包括： 在第二周期保持所述第二驅動信號； 在所述第二周期結束時，在第三功率電平下提供第三驅動信號，其中所述第三功率電 平大於所述第二功率電平。
11. 根據權利要求10所述的方法，其中所述第三功率電平小於所述第一功率電平。
12. 根據權利要求1所述的方法，還包括在提供所述第一驅動信號之前： 生成指示所述超聲外科器械被激活的反饋；以及 在自開始生成所述反饋以來已過閾值時間周期之後，通過提供所述第一驅動信號來激 活所述外科器械。
13. -種用於對聯接到外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的外科系統， 所述外科系統包括至少一個電路，所述至少一個電路能夠： 接收觸發信號； 響應於所述觸發信號，在第一功率電平下向所述超聲驅動系統提供第一驅動信號以驅 動所述端部執行器； 在第一周期保持所述第一驅動信號； 在所述第一周期結束時，在小於所述第一功率電平的第二功率電平下向所述超聲驅動 系統提供第二驅動信號以驅動所述端部執行器。
14. 一種對聯接到超聲外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的方法，所述 方法包括： 接收第一觸發信號； 在閾值時間周期，在保持所述超聲外科器械處於去激活狀態時，生成指示所述超聲外 科器械被激活的反饋； 在所述閾值時間周期結束時，通過向所述超聲驅動系統提供驅動信號以驅動所述端部 執行器來激活所述超聲外科器械。
15. 根據權利要求14所述的方法，還包括在激活所述超聲外科器械之後，保持指示所 述超聲外科器械被激活的反饋。
16. 根據權利要求14所述的方法，其中激活所述超聲外科器械包括： 在第一時間周期將所述驅動信號保持在第一電平； 在所述第一時間周期結束時，將所述驅動信號修改至第二電平，其中在所述第二電平 下向所述端部執行器提供的功率高於在所述第一電平下向所述端部執行器提供的功率； 將所述驅動信號保持在所述第二電平直到所述驅動信號降至低於第一閾值頻率斜 率； 當所述驅動信號降至低於所述第一閾值頻率斜率時，將所述驅動信號修改至第三電 平，直到所述驅動信號降至低於第二閾值頻率斜率，其中在所述第三電平下向所述端部執 行器提供的功率高於在所述第二電平下向所述端部執行器提供的功率。
17. -種用於對聯接到外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的外科系統， 所述外科系統包括至少一個電路，所述至少一個電路能夠： 接收第一觸發信號； 在閾值時間周期，在保持所述超聲外科器械處於去激活狀態時，生成指示所述超聲外 科器械被激活的反饋； 在所述閾值時間周期結束時，通過向所述超聲驅動系統提供驅動信號以驅動所述端部 執行器來激活所述超聲外科器械。
18. -種對聯接到超聲外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的方法，所述 方法包括： 通過生成提供給所述超聲驅動系統以驅動所述端部執行器的驅動信號來激活所述超 聲外科器械； 向多變量模型施加多個輸入變量以生成多變量模型輸出，其中所述多變量模型輸出對 應於所述超聲器械對組織的作用，其中所述多個輸入變量包括描述所述驅動信號的至少一 個變量和描述所述超聲外科器械的屬性的至少一個變量；以及 當所述多變量模型輸出達到閾值時，生成指示所述超聲外科器械和由所述超聲外科器 械作用的組織中的至少一者的對應狀態的反饋。
19. 根據權利要求18所述的方法，其中描述所述驅動信號的至少一個變量包括選自以 下的至少一個變量：所述驅動系統的至少一部分上的電壓降、由所述驅動系統的至少一部 分消耗的電流、以及所述驅動系統的至少一部分的阻抗。
20. 根據權利要求18所述的方法，其中描述所述超聲外科器械的屬性的至少一個變量 包括系統特定頻率斜率。
21. 根據權利要求18所述的方法，其中所述多個變量包括所述驅動信號的當前頻率和 所述驅動信號在預先確定的經過時間處的頻率之間的差值。
22. 根據權利要求18所述的方法，其中所述多個變量包括自激活所述超聲外科器械以 來由所述超聲外科器械提供的總能量。
23. 根據權利要求18所述的方法，其中生成所述反饋包括：在自所述模型輸出超過所 述閾值以來第一延遲時間周期已過去之後，開始生成所述反饋。
24. 根據權利要求23所述的方法，還包括：在自所述模型輸出超過所述閾值以來第二 延遲時間周期已過去之後，基於所述多變量模型輸出來修改所述驅動信號。
25. 根據權利要求18所述的方法，其中所述多變量模型包括神經網絡。
26. 根據權利要求18所述的方法，其中向所述多變量模型施加所述多個輸入變量還生 成第二多變量模型輸出，其中所述多變量模型輸出指示組織密封的狀態，並且所述第二多 變量模型輸出指示組織橫切的狀態。
27. 根據權利要求26所述的方法，還包括： 在確定所述多變量模型輸出和所述第二多變量模型輸出指示組織橫切將在組織密封 之前發生時，去激活所述超聲驅動系統；以及 其中生成指示所述超聲外科系統的對應狀態的所述反饋包括：當在去激活所述超聲驅 動系統之後已過閾值時間周期時，生成指示組織被密封的反饋。
28. -種用於對聯接到外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的外科系統， 所述外科系統包括至少一個電路，所述至少一個電路能夠： 通過生成提供給所述超聲驅動系統以驅動所述端部執行器的驅動信號來激活所述超 聲外科器械； 向多變量模型施加多個輸入變量以生成多變量模型輸出，其中所述多變量模型輸出對 應於所述超聲器械對組織的作用，其中所述多個輸入變量包括描述所述驅動信號的至少一 個變量和描述所述超聲外科器械的屬性的至少一個變量；以及 當所述多變量模型輸出達到閾值時，生成指示所述超聲外科器械和由所述超聲外科器 械作用的組織中的至少一者的對應狀態的反饋。
29. -種對聯接到超聲外科器械的超聲驅動系統的端部執行器進行驅動的方法，所述 方法包括： 接收觸發信號； 響應於所述觸發信號，向所述超聲驅動系統提供第一驅動信號以驅動所述端部執行 器，其中所述第一驅動信號處於第一功率電平； 在第一時間周期將所述第一驅動信號保持在第一電平； 向所述超聲驅動系統提供第二驅動信號以驅動所述端部執行器，其中所述第二驅動信 號處於小於所述第一功率電平的第二功率電平； 向多變量模型施加多個輸入變量以生成多變量模型輸出，其中所述多變量模型輸出對 應於所述超聲器械對組織的作用，並且其中所述多個變量包括描述所述驅動信號的至少一 個變量和描述所述超聲外科器械的屬性的至少一個變量； 在所述多變量模型輸出超過閾值達閾值時間周期之後，觸發第一響應。
30. 根據權利要求29所述的方法，還包括當所述多變量模型輸出從提供所述第二驅動 信號起在第二周期內不超過所述閾值時，向所述超聲驅動系統提供第三驅動信號以驅動所 述端部執行器，其中所述第三驅動信號處於第三功率電平，其中所述第三功率電平大於所 述第二功率電平。
31. 根據權利要求30所述的方法，其中所述第三功率電平小於所述第一功率電平。
32. 根據權利要求29所述的方法，其中所述第一響應為反饋，並且所述方法還包括：在 大於所述第一閾值時間周期的第二閾值時間周期，所述多變量模型輸出已超過所述閾值之 後，向所述超聲驅動系統提供第四驅動信號以驅動所述端部執行器，其中所述第四驅動信 號處於大於所述第二功率電平且小於所述第一功率電平的第四功率電平。
33. 根據權利要求29所述的方法，其中所述第一響應為反饋，並且所述方法還包括：在 大於所述第一閾值時間周期的第二閾值時間周期，所述多變量模型輸出已超過所述閾值之 後，為所述超聲驅動系統提供第四驅動信號以驅動所述端部執行器，其中所述第四驅動信 號處於小於所述第一功率電平的第四功率電平。
34. 根據權利要求29所述的方法，其中所述第一響應為反饋，其中所述多變量模型輸 出從將所述驅動信號修改至所述第二電平起在第二周期內超過所述閾值，並且所述方法還 包括：在所述第二周期結束時，向所述超聲驅動系統提供第四驅動信號以驅動所述端部執 行器，其中所述第四驅動信號處於大於所述第二功率電平且小於所述第一功率電平的第四 功率電平。
35. 根據權利要求29所述的方法，其中所述第一響應為反饋，其中所述多變量模型輸 出從將所述驅動信號修改至所述第二電平起在第二周期內超過所述閾值，並且所述方法還 包括：在所述第二周期結束時，為所述超聲驅動系統提供第四驅動信號以驅動所述端部執 行器，其中所述第四驅動信號處於小於所述第一功率電平的第四功率電平。
【文檔編號】A61F9/007GK104363844SQ201380030410
【公開日】2015年2月18日 申請日期:2013年4月5日 優先權日:2012年4月9日
【發明者】J·B·舒爾特, D·W·普萊斯, J·T·柯克, J·D·瓦斯克斯, T·G·迪茨, R·C·史密斯, R·M·阿舍, J·L·奧爾德裡奇, R·W·蒂姆, C·T·戴維斯, A·L·瑪科特, D·A·威特, K·R·特裡奧, J·D·梅瑟利, B·D·伯特科, E·T·維納, D·C·耶茨, J·R·喬達諾 申請人:伊西康內外科公司