用于電弧檢測(cè)和曳力調(diào)節(jié)的系統(tǒng)和方法
【專利摘要】本公開涉及用于電弧檢測(cè)和曳力調(diào)節(jié)的系統(tǒng)和方法。一種用于將電外科能量提供給電外科器械的電極的電外科發(fā)生器包括：配置成將電外科能量提供給所述電外科器械的所述電極的輸出級(jí)；配置成感測(cè)由所述電極提供給組織的電外科能量的電弧放電模式的傳感器；以及耦接到所述輸出級(jí)和所述傳感器的控制器，所述控制器配置成基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到所述電極的電外科能量的水平。
【專利說明】用于電弧檢測(cè)和曳力調(diào)節(jié)的系統(tǒng)和方法

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本公開總體上涉及電外科系統(tǒng)和方法，并且更具體地涉及用于電弧檢測(cè)和曳力調(diào)節(jié)的系統(tǒng)和方法。

【背景技術(shù)】
[0002]電外科器械近年來由外科醫(yī)生廣泛地使用。因此，需要開發(fā)一種容易操縱和操作、可靠并且安全的設(shè)備。多數(shù)電外科器械典型地包括將射頻(RF)交流電流施加到靶組織的手持式器械。交流電流經(jīng)由定位在患者之下的返回電極墊(即，單極系統(tǒng)配置)或可定位成身體接觸或緊鄰手術(shù)部位的返回電極(即，雙極系統(tǒng)配置)返回到電外科源。由RF源產(chǎn)生的一個(gè)很常見波形產(chǎn)生導(dǎo)致組織的切割或出血的停止或減少的預(yù)定電外科效果。
[0003]特別地，電外科電灼包括以微小的切割將電火花施加到生物組織,例如人的肉體或內(nèi)部器官的組織。一般而言，電灼用于脫水、收縮、壞死或焦化組織。因此，該技術(shù)主要用于停止出血和滲出。這些操作一般由術(shù)語“凝固”包含。其間，電外科切割包括使用施加的電火花切割組織。電外科閉合包括使用壓力和電外科生成熱將組織膠原熔化成防止從熔融組織出血的熔體。
[0004]當(dāng)在本文中使用時(shí)，術(shù)語“電外科筆”旨在包括單極電外科器械，其具有附連到有源電極的機(jī)頭并且用于凝固、切割和/或閉合組織。電外科筆可以由手動(dòng)開關(guān)或腳踏開關(guān)操作。有源電極是導(dǎo)電元件，其通常為長形并且可以呈具有尖頭或圓形遠(yuǎn)端的扁平刀片的形式。替代地，有源電極可以包括長窄圓柱形針，所述針是實(shí)心的或空心的，具有平坦、圓形、尖頭或傾斜遠(yuǎn)端。典型地，該類型的電極在本領(lǐng)域中稱為“刀片”、“環(huán)”或“套圈”或“針”或“球”電極。
[0005]電外科器械的機(jī)頭連接到產(chǎn)生操作電外科器械所必需的射頻交流電流的合適電外科源，例如電外科發(fā)生器。一般而言，當(dāng)用電外科器械對(duì)患者執(zhí)行操作時(shí)，來自電外科發(fā)生器的交流電流通過有源電極傳導(dǎo)到手術(shù)部位處的組織(靶組織)并且然后通過患者傳導(dǎo)到返回電極。返回電極典型地放置在患者的身體上的適宜位置并且由傳導(dǎo)材料附連到發(fā)生器。
[0006]在外科程序期間，尤其取決于操作者的技能和正在治療的組織的類型，操作者以期望速度將電外科器械的電極或刀片移動(dòng)通過組織。然而常常操作者將電外科器械的電極移動(dòng)通過組織的速度受到抵抗電外科器械移動(dòng)通過組織的力限制。該力被稱為曳力(drag)。曳力不僅限制操作者更快速地和高效地完成外科程序的能力，而且限制操作者在外科程序期間容易地適應(yīng)可能具有不同曳力分布的不同組織類型和特性的能力。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0007]本公開涉及電外科系統(tǒng)和方法，其為操作者提供能力從而當(dāng)電外科器械的切割尖端推進(jìn)通過組織時(shí)設(shè)置由切割尖端呈現(xiàn)的曳力或曳力分布。
[0008]在多方面中，本公開的特征在于一種控制由電外科器械的電極提供給組織的電外科能量的方法。該方法包括將電外科能量輸送到電外科器械的電極，感測(cè)電極和組織之間的電弧放電模式，以及基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到電極的電外科能量的水平。
[0009]控制電外科能量的方法可以包括基于所感測(cè)的電弧放電模式確定曳力，并且基于所確定的曳力和預(yù)定曳力值控制輸送到電極的電外科能量的水平?？刂戚斔偷诫姌O的能量的水平可以包括如果所確定的曳力大于預(yù)定曳力值則增加輸送到電極的電外科能量的功率并且如果所確定的曳力小于預(yù)定曳力值則減小輸送到電極的電外科能量的功率?？刂戚斔偷诫姌O的能量的水平可以包括調(diào)節(jié)RF波形的占空比以改變曳力?？刂齐娡饪颇芰康姆椒梢园◤挠脩艚涌诮邮疹A(yù)定曳力值，或從條形碼、RFID標(biāo)簽或與電外科器械關(guān)聯(lián)的存儲(chǔ)器讀取預(yù)定曳力值。
[0010]可以通過感測(cè)輸送到電極的電外科能量的電壓和電流波形中的至少一個(gè)并且檢測(cè)電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真而感測(cè)電弧放電模式?？梢酝ㄟ^關(guān)于頻率濾波電壓和電流波形中的至少一個(gè)檢測(cè)諧波失真。例如,可以通過將快速傅里葉變換(FFT )、離散傅里葉變換(DFT)、Goerzel濾波器或窄帶濾波器應(yīng)用于電壓和電流波形中的至少一個(gè)檢測(cè)諧波失真。檢測(cè)諧波失真可以包括檢測(cè)電壓和電流波形中的至少一個(gè)的二次、三次和五次諧波中的至少一個(gè)。
[0011 ] 可以通過感測(cè)輸送到電極的電外科能量的電壓和電流波形并且計(jì)算電壓和電流波形之間的歸一化差異而感測(cè)電弧放電模式。
[0012]可以通過感測(cè)電外科能量的電壓和電流、計(jì)算電外科能量的電壓和電流之間的相位差、計(jì)算預(yù)定時(shí)間間隔中的平均相位差并且基于平均相位差感測(cè)電弧放電模式而感測(cè)電弧放電模式。
[0013]可以通過感測(cè)電外科能量的電壓和電流、基于所感測(cè)的電壓和電流計(jì)算阻抗并且基于所計(jì)算的阻抗隨著時(shí)間的變化檢測(cè)電弧放電模式而感測(cè)電弧放電模式。例如，在Ims的時(shí)標(biāo)上開始和停止的感測(cè)電弧指示阻抗的快速變化。
[0014]可以通過感測(cè)電極和組織之間的阻抗、如果感測(cè)到低電感阻抗則檢測(cè)電弧放電、如果感測(cè)到高電容阻抗則檢測(cè)缺失電弧放電并且如果感測(cè)到電阻阻抗則檢測(cè)與組織的接觸而感測(cè)電弧放電模式。
[0015]控制由電外科器械的電極提供給組織的電外科能量的方法可以包括基于所感測(cè)的阻抗確定曳力，并且基于所確定的曳力和預(yù)定曳力值控制輸送到電極的電外科能量的水平。確定曳力可以包括如果感測(cè)到高電容阻抗則確定曳力的低水平，并且如果主要感測(cè)到電阻阻抗則確定曳力的高水平。
[0016]控制輸送到電極的能量的水平可以包括如果所確定的曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置則增加輸送到電極的電外科能量的功率，并且如果所確定的曳力小于預(yù)定曳力設(shè)置則減小輸送到電極的電外科能量的功率。
[0017]在另外的方面中，本公開的特征在于一種用于將電外科能量提供給電外科器械的電極的電外科發(fā)生器。電外科發(fā)生器包括將電外科能量提供給電外科器械的電極的輸出級(jí)、感測(cè)由電極提供給組織的電外科能量的電弧放電模式的傳感器，以及耦接到輸出級(jí)和傳感器的控制器。控制器基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到電極的電外科能量的水平。
[0018]控制器可以基于所感測(cè)的電弧放電模式確定作用于電外科器械的電極的曳力并且基于所確定的曳力和曳力設(shè)置控制輸送到電極的電外科能量的水平。電外科發(fā)生器可以包括用戶接口，所述用戶接口響應(yīng)用戶選擇而將曳力設(shè)置提供給控制器。
[0019]傳感器可以包括電壓傳感器和電流傳感器中的至少一個(gè)，并且控制器可以檢測(cè)從電壓傳感器和電流傳感器中的至少一個(gè)相應(yīng)地輸出的電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真?？刂破魍ㄟ^關(guān)于頻率濾波電壓和電流波形中的至少一個(gè)檢測(cè)電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真。例如，控制器可以通過將Goertzel濾波器、窄帶濾波器或快速傅里葉變換(FFT)應(yīng)用于電壓和電流波形中的至少一個(gè)而檢測(cè)電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真?？刂破骺梢酝ㄟ^感測(cè)電壓和電流波形中的至少一個(gè)的二次、三次和五次諧波中的至少一個(gè)而檢測(cè)電弧放電模式。
[0020]傳感器可以包括感測(cè)電外科能量的電壓和電流波形的電壓傳感器和電流傳感器，并且控制器可以計(jì)算電壓和電流波形之間的歸一化差異以感測(cè)電弧放電模式。
[0021 ] 傳感器可以包括感測(cè)電外科能量的電壓和電流波形的電壓傳感器和電流傳感器，并且控制器可以基于所感測(cè)的電壓和電流波形計(jì)算阻抗，并且基于所計(jì)算的阻抗隨著時(shí)間的變化確定電弧放電模式。
[0022]傳感器可以感測(cè)電極和組織之間的阻抗，并且如果感測(cè)到低電感阻抗則控制器可以檢測(cè)電弧放電，當(dāng)感測(cè)到高電容阻抗時(shí)檢測(cè)缺失電弧放電，并且如果感測(cè)到電阻阻抗則檢測(cè)與組織的接觸。
[0023]傳感器可以包括感測(cè)電外科能量的電壓波形的電壓傳感器和感測(cè)電外科能量的電流波形的電流傳感器，并且控制器可以計(jì)算電壓和電流波形之間的相位差，計(jì)算預(yù)定時(shí)間間隔中的電壓和電流波形之間的平均相位差，并且基于平均相位差確定電弧放電模式。
[0024]控制器可以基于所感測(cè)的電弧放電模式或所感測(cè)的阻抗確定曳力，并且基于所確定的曳力和預(yù)定曳力值控制輸送到電極的電外科能量的水平?？刂破骺梢杂?jì)算電壓和電流波形之間的相位差，計(jì)算預(yù)定時(shí)間間隔中的電壓和電流波形之間的平均相位差，并且基于平均相位差確定電弧放電模式。
[0025]通過如果所確定的曳力大于預(yù)定曳力值則增加輸送到電極的功率并且如果所確定的曳力小于預(yù)定曳力值則減小輸送到電極的電外科能量的功率，控制器可以控制輸送到電極的電外科能量的水平。
[0026]在另外的其它方面中，本公開的特征在于一種電外科系統(tǒng)，所述電外科系統(tǒng)包括將電外科能量輸送到組織的電外科器械和耦接到電外科器械的電外科發(fā)生器。電外科發(fā)生器包括生成電外科能量的輸出級(jí)、感測(cè)由電外科器械的電極提供給組織的電外科能量的電弧放電模式的傳感器，以及耦接到輸出級(jí)和傳感器的控制器?？刂破骰谒袦y(cè)的電弧放電模式控制輸送到電極的電外科能量的水平。
[0027]下面通過附圖的描述和優(yōu)選實(shí)施例的詳細(xì)描述更清楚地示出這些和其它特征。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0028]包含在該說明書中并且構(gòu)成該說明書的一部分的附圖示出本公開的實(shí)施例，并且與上面給出的本公開的概述以及下面給出的實(shí)施例的詳細(xì)描述一起用于解釋本公開的原理。
[0029]圖1是根據(jù)本公開的實(shí)施例的包括電外科發(fā)生器、電外科器械和返回墊的電外科系統(tǒng)的透視圖；
[0030]圖2是圖1的電外科發(fā)生器的前視圖；
[0031]圖3是圖1的電外科發(fā)生器的示意性方塊圖；
[0032]圖4是示出使用圖1的電外科器械的電外科程序期間的電弧放電的示圖；
[0033]圖5A是示出圖4中所示的電外科程序的曳力、速度和電外科功率之間的關(guān)系的圖形；
[0034]圖5B顯示示出圖4中所示的電外科程序的速度、曳力和輸送到組織的電外科能量的電壓和電流之間的相位之間的關(guān)系的圖形；
[0035]圖6是電外科切割程序期間的電弧放電模式的電壓和電流的圖形；
[0036]圖7是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到電外科器械的電極的電外科能量的方法的流程圖；
[0037]圖8是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于所感測(cè)的電弧放電模式控制電外科能量以獲得用戶選擇的曳力的方法的流程圖；
[0038]圖9是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于阻抗檢測(cè)電弧放電模式的方法的流程圖；
[0039]圖10是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于所感測(cè)的電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真檢測(cè)電弧放電模式并且控制作用于電外科器械的曳力的方法的流程圖；
[0040]圖11是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于阻抗檢測(cè)電弧放電模式并且基于被檢測(cè)電弧放電模式控制曳力的方法的流程圖；以及
[0041]圖12是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于平均相位差感測(cè)電弧放電模式的方法的流程圖。

【具體實(shí)施方式】
[0042]參考附圖詳細(xì)地描述本公開的實(shí)施例，其中相似的附圖標(biāo)記識(shí)別相似或相同的要素。當(dāng)在本文中使用時(shí)，術(shù)語“遠(yuǎn)”表示描述為遠(yuǎn)離用戶的部分，而術(shù)語“近”表示描述為靠近用戶的部分。
[0043]本公開的系統(tǒng)和方法允許操作者尤其取決于操作者的技能和在外科程序期間操作者所遇到的組織的不同類型和特性控制強(qiáng)加于電極電外科器械的曳力。本公開涉及用于檢測(cè)電弧放電模式或阻抗變化并且基于被檢測(cè)電弧放電模式或阻抗變化調(diào)節(jié)電外科發(fā)生器的功率使得強(qiáng)加于電外科器械的刀片的曳力可以被控制到用戶選擇的曳力水平的系統(tǒng)和方法。可以通過感測(cè)用于切割組織的電壓和/或電流波形并且分析所感測(cè)的電壓和/或電流波形而檢測(cè)電弧放電或阻抗模式。電流和/或電壓波形分析可以包括計(jì)算阻抗或復(fù)阻抗并且確定所計(jì)算的阻抗中的模式。
[0044]替代地，波形分析可以包括使用FFT、DFT、Goertzel濾波器、多相解調(diào)技術(shù)和/或窄帶濾波器檢測(cè)諧波失真?？梢酝ㄟ^監(jiān)測(cè)電壓和電流波形的一個(gè)或多個(gè)頻率分量(例如電壓和電流波形的二次、三次和/或五次諧波)檢測(cè)諧波失真。頻率分量也可以包括與基本RF頻率的諧波關(guān)聯(lián)的邊帶。
[0045] 時(shí)域技術(shù)也可以用于檢測(cè)電弧放電模式。在一些實(shí)施例中，電壓和電流波形之間的差異，例如電壓和電流波形之間的歸一化差異，可以被計(jì)算以檢測(cè)電弧放電模式。在其它實(shí)施例中，可以通過感測(cè)復(fù)阻抗模式檢測(cè)電弧放電模式。低電感阻抗可以指示電弧放電，高電容阻抗可以指示沒有電弧放電，并且電阻組織阻抗可以指示與組織直接接觸。
[0046]根據(jù)本公開的發(fā)生器可以執(zhí)行包括血管閉合程序的單極和/或雙極電外科程序。發(fā)生器可以包括用于與各種電外科器械(例如，單極器械、返回電極、雙極電外科鉗、腳踏開關(guān)等)接口的多個(gè)輸出。此外，發(fā)生器包括配置成生成專門適合于各種電外科模式(例如，切害I]、混合、分割等)和程序(例如，單極、雙極、血管閉合)的射頻能量的電子電路。在實(shí)施例中，發(fā)生器可以嵌入、集成或以另外方式耦接到電外科器械，提供全合一電外科裝置。
[0047]圖1是根據(jù)本公開的電外科系統(tǒng)100的示意圖。系統(tǒng)100可以包括具有用于治療患者的組織的一個(gè)或多個(gè)電極(例如，電外科切割探針、消融電極等)的一個(gè)或多個(gè)單極電外科器械2。電外科交流電流由發(fā)生器200經(jīng)由連接到發(fā)生器200的有源端子330 (圖3)的供應(yīng)線4供應(yīng)到器械2，允許器械2凝固、消融和/或以另外方式治療組織。交流電流通過返回電極6經(jīng)由發(fā)生器200的返回端子332 (圖3)處的返回線8返回到發(fā)生器200。系統(tǒng)100可以包括布置在患者上的多個(gè)返回電極6以通過最大化與患者的總接觸面積最小化組織損傷的機(jī)會(huì)。另外，發(fā)生器200和返回電極6可以配置成用于監(jiān)測(cè)返回電極6和組織之間的接觸以保證足夠的接觸存在于其間從而進(jìn)一步最小化意外組織損傷的機(jī)會(huì)。
[0048]參考圖2，顯示發(fā)生器200的正面240。發(fā)生器200可以是任何合適的類型(例如，電外科、微波等)并且可以包括多個(gè)連接器250-262以適應(yīng)各種類型的電外科器械(例如，電外科鉗10等)。連接器250-262可以包括可以讀取(例如，掃描、解碼等)被編碼或以另外方式記錄在器械的插頭或電纜之上和之內(nèi)的識(shí)別信息的各種檢測(cè)裝置。連接器250-262配置成解碼對(duì)應(yīng)于特定器械的操作參數(shù)的、在插頭上編碼的信息，允許發(fā)生器200基于連接的器械預(yù)設(shè)能量輸送設(shè)置。在實(shí)施例中，可以在條形碼、電部件(例如，電阻器、電容器等)、RFID芯片、磁體、非臨時(shí)存儲(chǔ)裝置(例如，非易失性存儲(chǔ)器、EEPROM等)中編碼數(shù)據(jù)，它們?nèi)缓罂梢择罱拥交蚣傻讲孱^中。相應(yīng)檢測(cè)裝置可以包括但不限于條形碼讀取器、電傳感器、RFID讀取器、霍爾效應(yīng)傳感器、存儲(chǔ)器讀取器等，以及配置成解碼數(shù)據(jù)的任何其它合適的解碼器。
[0049]發(fā)生器200包括用于為用戶提供各種輸出信息(例如，強(qiáng)度設(shè)置、治療完成指示器等)的一個(gè)或多個(gè)顯示屏幕242、244、246。屏幕242、244、246中的每一個(gè)與對(duì)應(yīng)的連接器250-262關(guān)聯(lián)。發(fā)生器200包括用于控制發(fā)生器200的合適的輸入控制(例如，按鈕、啟動(dòng)器、開關(guān)、觸摸屏等)。顯示屏幕242、244、246可以配置成顯示電外科器械(例如，電外科鉗等)的相應(yīng)菜單的觸摸屏。用戶然后通過簡單地觸摸相應(yīng)的菜單選項(xiàng)進(jìn)行輸入。
[0050]屏幕242控制單極輸出和連接到連接器250和252的裝置。屏幕242包括允許操作者為連接到連接器250的單極裝置設(shè)置期望曳力的部分232。具體地，屏幕242包括允許操作者增加或減小曳力設(shè)置的按鈕236和238。屏幕242也顯示在圖2中顯示為0.3的當(dāng)前曳力設(shè)置234。連接器250配置成耦接到單極電外科器械(例如，電外科筆)并且連接器252配置成耦接到腳踏開關(guān)(未顯示)。腳踏開關(guān)提供可以復(fù)制發(fā)生器200的輸入的附加輸入。屏幕244控制單極和雙極輸出和連接到連接器256和258的裝置。連接器256配置成耦接到其它單極器械。連接器258配置成耦接到雙極器械(未顯示)。屏幕246控制連接到連接器260和262的血管閉合器。
[0051]圖3顯示配置成輸出電外科能量的圖1和2的發(fā)生器200的發(fā)生器電路300的示意性方塊圖。發(fā)生器電路300包括用戶接口 305、控制器324、電源327和輸出級(jí)328。電源327可以是直流電壓電源并且連接到交流源(例如，線電壓)。電源327將高壓直流電提供給輸出級(jí)328，輸出級(jí)然后將高壓直流電轉(zhuǎn)換成電外科交流電流并且將電外科能量提供給有源端子330。交流電流經(jīng)由返回端子332返回到輸出級(jí)328。輸出級(jí)328配置成在多個(gè)模式下操作，在此期間發(fā)生器電路300輸出具有特定占空比、峰值電壓、峰值因數(shù)等的相應(yīng)波形。在其它實(shí)施例中，發(fā)生器電路300可以基于其它類型的合適電源拓?fù)洹?br> [0052]控制器324包括可操作地連接到存儲(chǔ)器326的處理器325 (例如，微處理器)，所述存儲(chǔ)器可以包括臨時(shí)型存儲(chǔ)器(例如，RAM)和/或非臨時(shí)型存儲(chǔ)器(例如，閃存介質(zhì)、磁盤介質(zhì)等)。在實(shí)施例中，控制器324還可以包括用于執(zhí)行輸送電流和/或電壓波形的實(shí)時(shí)分析的現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列(FPGA)，如下所述。處理器325包括可操作地連接到電源327的輸出端口和/或輸出級(jí)328，允許處理器325根據(jù)開環(huán)和/或閉環(huán)控制方案控制發(fā)生器電路300的輸出。本領(lǐng)域的技術(shù)人員將領(lǐng)會(huì)處理器325可以由適合于執(zhí)行本文中所述的計(jì)算和/或指令集的任何邏輯處理器(例如，控制電路)代替。
[0053]發(fā)生器電路300執(zhí)行閉環(huán)反饋控制，其中多個(gè)傳感器測(cè)量各種組織和發(fā)生器輸出性質(zhì)(例如，組織阻抗、組織溫度、輸出功率、電流和/或電壓等)，并且將反饋提供給控制器324?？刂破?24然后向電源327和/或輸出級(jí)328發(fā)信號(hào)，然后電源和/或輸出級(jí)相應(yīng)地調(diào)節(jié)直流電源和/或輸出級(jí)?？刂破?24也接收來自發(fā)生器電路300的用戶接口 305的輸入信號(hào)?？刂破?24使用通過用戶接口 305接收的輸入信號(hào)調(diào)節(jié)由發(fā)生器電路300輸出的功率和/或?qū)ζ鋱?zhí)行其它控制功能。根據(jù)本公開，操作者可以經(jīng)由用戶接口 305輸入期望曳力設(shè)置。例如，一些外科醫(yī)生偏好高曳力以減小意外切割到非期望區(qū)域中的可能性。因此，這些外科醫(yī)生可以經(jīng)由用戶接口 305輸入提供高曳力水平的期望曳力設(shè)置。一般而言，這將減慢切割的速率。
[0054]在實(shí)施例中， 期望曳力設(shè)置或缺省曳力設(shè)置可以編程到布置在器械2內(nèi)的存儲(chǔ)器中或存儲(chǔ)在布置在器械2上的條形碼或射頻識(shí)別(RFID)標(biāo)簽中。期望曳力設(shè)置也可以從外科醫(yī)生的切割速率推斷。例如，控制器324可以基于電弧放電模式確定外科醫(yī)生受到的平均曳力，將期望曳力設(shè)置設(shè)置成平均曳力，并且調(diào)節(jié)輸出功率或電壓以獲得期望曳力設(shè)置?？刂破?24可以在由外科醫(yī)生設(shè)置的自動(dòng)曳力模式期間執(zhí)行這些功能。
[0055]控制器324檢索并且使用期望曳力設(shè)置以基于電外科器械2和組織之間的所感測(cè)的電弧放電模式和/或阻抗模式調(diào)節(jié)來自輸出級(jí)328的電外科輸出的功率。
[0056]根據(jù)本公開的發(fā)生器電路300包括RF電流傳感器380和RF電壓傳感器370。RF電流傳感器380耦接到有源端子330并且提供由輸出級(jí)328供應(yīng)的RF電流的測(cè)量。RF電壓傳感器370耦接到有源和返回端子330和332，并且提供由輸出級(jí)328供應(yīng)的RF電壓的測(cè)量。在實(shí)施例中，RF電壓和電流傳感器370和380可以耦接到有源導(dǎo)線331和返回導(dǎo)線333，所述導(dǎo)線分別將有源和返回端子330和332互連到輸出級(jí)328。
[0057]RF電壓和電流傳感器370和380分別將所感測(cè)的RF電壓和電流信號(hào)提供給模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)302。模數(shù)轉(zhuǎn)換器302采樣所感測(cè)的RF電壓和電流信號(hào)并且將所感測(cè)的RF電壓和電流信號(hào)的數(shù)字樣本提供給控制器324，所述控制器然后響應(yīng)所感測(cè)的RF電壓和電流信號(hào)的數(shù)字樣本調(diào)節(jié)電源327和/或輸出級(jí)328的輸出。發(fā)生器電路300的各種部件(即，輸出級(jí)328以及RF電壓和電流傳感器370和380)可以布置在印刷電路板(PCB)上。
[0058]圖4是示出由電外科器械2執(zhí)行的單極切割程序期間的電弧放電的示圖。外科醫(yī)生經(jīng)由發(fā)生器電路300的用戶接口 305將電外科器械2設(shè)置到期望曳力值并且通過按壓啟動(dòng)開關(guān)401啟動(dòng)電外科器械2，因此允許交流電流傳輸?shù)角懈罴舛嘶虻镀?05。外科醫(yī)生然后通過使切割尖端或刀片405切割靶組織420而開始電外科程序。
[0059]有證據(jù)表明單極切割的過程通過對(duì)刀片405前面的活組織425電弧放電415從而在刀片405與其它活組織425接觸之前汽化活組織425而先于器械2的刀片405。換句話說，當(dāng)?shù)镀咏M織425的邊界邊緣時(shí)電弧415形成，并且一旦組織425被汽化并且邊界邊緣移動(dòng)遠(yuǎn)離刀片使得電弧415熄滅，電弧就熄滅。如果刀片移動(dòng)比組織去除的最大速率慢，則這導(dǎo)致電弧放電模式，緊接著的是電容狀態(tài)(“開路”)，原因是當(dāng)范圍內(nèi)的所有組織已被去除時(shí)電弧放電熄滅。如果刀片移動(dòng)比組織去除的最大速率快，則獲得電阻狀態(tài)，原因是刀片405與活組織425接觸。
[0060]如果刀片405在方向410上的移動(dòng)速率比發(fā)生器200的功率或電壓設(shè)置慢，則電弧415汽化組織420并且在刀片405移動(dòng)到足夠靠近活組織425以重新建立電弧415之前熄滅。移動(dòng)刀片405、產(chǎn)生電弧415和熄滅電弧415的重復(fù)過程是脈沖模式。該重復(fù)過程可以被檢測(cè)為從電弧415到電容阻抗的變化。
[0061]在另一方面，如果刀片405的移動(dòng)速率比發(fā)生器200的功率或電壓設(shè)置快，則電弧放電可以由于刀片405和組織425之間的恒定接觸而減小或者電弧放電可以處于恒定水平。刀片405和組織425之間的接觸增加組織作用于刀片405的曳力。根據(jù)本公開的實(shí)施例，這些電弧放電模式被檢測(cè)并且用于確定組織作用于刀片405的曳力。施加到組織的交流電流的功率水平然后被調(diào)節(jié)以獲得期望曳力值。
[0062]可以預(yù)期電外科器械2可以帶有聽覺或視覺(即，光)反饋系統(tǒng)(未顯示)，當(dāng)作用于切割尖端或刀片405的曳力接近、等于或已超過預(yù)定曳力水平時(shí)所述反饋系統(tǒng)將向操作者發(fā)信號(hào)。例如，發(fā)生器200和/或電外科器械2可以包括蜂鳴器和/或燈，當(dāng)所感測(cè)的曳力達(dá)到某個(gè)預(yù)定曳力值或?qū)儆谝妨χ档姆秶鷥?nèi)時(shí)所述蜂鳴器和/或燈被設(shè)置成啟動(dòng)。以該方式，操作者可以將注意力集中于靶組織部位并且當(dāng)阻止切割尖端405前進(jìn)的阻力變?yōu)榇笥陬A(yù)定曳力值時(shí)例如由蜂鳴器的聲音、由燈的閃光或由兩者警告。
[0063]圖5A是示出切割程序期間電外科器械2的曳力、速度和電外科功率之間的關(guān)系的圖形500。圖形500包括指示組織作用于刀片405的曳力的第一軸線510和指示當(dāng)?shù)镀懈罱M織時(shí)刀片405的速度或移動(dòng)速率的第二軸線520。圖形500顯示曳力分布曲線531-534，每個(gè)曲線表示按照增加功率水平的順序布置的恒定功率水平下的曳力和速度之間的關(guān)系。
[0064]曳力分布曲線531-534中的每一個(gè)顯示出:對(duì)于給定的恒定功率水平，當(dāng)電外科器械2的速度增加時(shí)曳力顯著地增加。換句話說，當(dāng)外科醫(yī)生用電外科筆以低和中等速度切割組織時(shí)，電外科筆移動(dòng)通過組織具有很小的阻力。當(dāng)切割的速度增加時(shí)，阻力保持較低直到曳力急劇增加的點(diǎn)，如曳力分布曲線531-534所示。
[0065]在曳力分布曲線的終點(diǎn)，曳力急劇增加，原因是在刀片405移動(dòng)到與組織425接觸之前電弧陣面未完全汽化組織425。如圖5A中所示，增加功率允許更高速度和最小曳力，原因是增加功率增加刀片前面的組織汽化。例如，如果外科醫(yī)生進(jìn)行淺切割，則需要少量功率來汽化少量組織，因此對(duì)于給定的功率水平減小曳力。如果外科醫(yī)生增加切割的深度，則需要更多的功率來汽化更大量的組織以保持相同的曳力水平。
[0066]根據(jù)本公開，基于形成于電外科器械的電極或切割尖端和組織之間的電弧放電模式或電弧的特性和/或基于在電極和組織之間感測(cè)的阻抗控制電外科器械的曳力或切割速度。電弧放電模式可以是電弧放電的脈沖模式和電弧放電的缺失。當(dāng)存在“開路”或在電外科器械2的切割尖端和組織425之間的較高電容阻抗時(shí)(例如，當(dāng)?shù)镀^慢地移動(dòng)時(shí))或當(dāng)電外科器械快速地移動(dòng)并且與組織接觸時(shí)在電外科器械2的切割尖端和組織之間有電阻阻抗時(shí)，發(fā)生電弧放電的缺失。
[0067]因此刀片405和組織425之間的高電容阻抗指示低曳力，原因是電外科器械2的切割尖端離組織太遠(yuǎn)以致于不能產(chǎn)生電弧并且電外科能量的功率處于高水平。刀片405和組織425之間的電阻阻抗指示高曳力，原因是電外科器械2的切割尖端與組織425接觸并且電外科能量的功率處于低水平。
[0068]在一些實(shí)施例中，電弧放電模式可以包括三個(gè)狀態(tài)或模式:(I)向組織電弧放電的缺失，(2)向組織電弧放電，以及(3)與組織接觸。在其它實(shí)施例中，電弧放電模式包括輸送到組織的電外科能量的電壓和/或電流波形的形狀或其它特性。例如，電弧放電期間的諧波失真的形狀或其它特性可以有用于預(yù)測(cè)切割尖端何時(shí)可以與組織接觸。電弧放電模式可以是在100 μ s到Ims的標(biāo)度上的RF波形中的宏觀電弧放電模式和/或在2到10 μ s標(biāo)度上的RF波形中的微觀電弧放電模式。
[0069]各種技術(shù)可以用于檢測(cè)電弧放電模式。當(dāng)電弧在電外科器械的電極和組織之間形成時(shí)，流動(dòng)到組織的電外科能量的電壓和/或電流波形可以顯著地變化。用于檢測(cè)電弧放電模式的技術(shù)包括檢測(cè)電壓和/或電流波形的這些變化。
[0070]圖5B顯示示出圖4中所示的外科程序的速度、曳力和輸送到組織的電外科能量的電壓和電流之間的相位之間的關(guān)系的圖形540和545。類似于圖5A，圖形540顯示當(dāng)恒定電外科功率施加到具有恒定厚度的組織時(shí)曳力與速度斜坡(即，恒定加速度)的函數(shù)關(guān)系。如圖所示，當(dāng)速度達(dá)到特定值時(shí)，曳力54急劇增加。圖形545顯示在上面關(guān)于圖形540所述的相同條件下施加到組織的電外科功率的電壓和電流之間的相位差(即，軸線550)與速度(B卩，軸線520)的函數(shù)關(guān)系。如圖所示，相位差546線性地減小(即，斜坡548)并且然后在大約相同的速度下變?yōu)楹愣?49，在所述速度下曳力541開始增加。
[0071]相位差546中的斜坡548可以由從不切割過渡到以最大速度切割導(dǎo)致。因此，可以通過監(jiān)測(cè)電外科功率的電壓和電流之間的相位差并且調(diào)節(jié)輸出電外科功率以保持期望相位差和由此帶來的期望切割效果而控制電外科功率。在一些實(shí)施例中，如果以更高的速度與功率比發(fā)生期望切割效果，則電外科功率可以被調(diào)制或脈動(dòng)以降低速度與功率比持續(xù)足夠的時(shí)間以確定相位差并由此確定圖形545上的位置。該信息然后可以用于通過調(diào)節(jié)輸出電外科功率保持特定切割效果。
[0072]圖6是示出用于檢測(cè)外科程序期間電外科器械2和組織之間的電弧放電模式的一種技術(shù)的圖形600。圖形600包括指示由圖3的電壓傳感器370測(cè)量的電外科能量的電壓的第一軸線610、指示由圖3的電流傳感器380測(cè)量的電流的第二軸線620，以及指示時(shí)間的第三軸線630。在電弧放電期間，電壓波形611和電流波形621分別由電壓傳感器370和電流傳感器380測(cè)量。通過電壓波形611和電流波形621之間的差異顯示電弧放電。電流波形621的形狀顯示電弧期間的電流流動(dòng)，并且當(dāng)電壓波形611下降時(shí)，電弧熄滅，并且然后重新建立。電流波形621顯示明顯的諧波失真，而電壓波形611顯示很小的失真。
[0073]因此，控制器324可以配置成當(dāng)控制器324檢測(cè)到電流波形621中的諧波失真或諧波失真的特定形狀或其它特性時(shí)檢測(cè)到電弧放電。替代地，控制器324可以配置成當(dāng)控制器324檢測(cè)到電壓波形611中的諧波失真或諧波失真的特定形狀或其它特性時(shí)檢測(cè)到電弧放電。電壓和電流波形中的諧波失真的量取決于戴維南(Thevenin)輸出阻抗與電弧事件的負(fù)載電阻的比較。如果輸出阻抗比負(fù)載小，則電壓將是相對(duì)無諧波的，而電流將失真。在另一方面，如果輸出阻抗比負(fù)載阻抗大，則電流將是相對(duì)無諧波的，而電壓將失真(例如，當(dāng)電流上升時(shí)電壓將下降)。
[0074]可以使用可以在控制器324中實(shí)現(xiàn)的FFT或DFT頻率分解技術(shù)(例如，使用多個(gè)單頻DFT算法XGoertzel濾波器或一個(gè)或多個(gè)帶通濾波器、解調(diào)濾波器檢測(cè)電壓和電流波形的諧波失真。例如，一個(gè)或多個(gè)單頻DFT算法或一個(gè)或多個(gè)窄帶帶通濾波器可以配置成用于與指示組織作用于刀片405的曳力的水平的特定電弧放電模式或特性關(guān)聯(lián)的一個(gè)或多個(gè)諧波頻率。這些濾波器可以監(jiān)測(cè)電外科能量的電壓和電流波形的二次、三次和/或五次諧波。在一些實(shí)施例中，可以使用多相解調(diào)技術(shù)檢測(cè)特定諧波，所述多相解調(diào)技術(shù)使用一種類型的抽取數(shù)字濾波器。多相解調(diào)技術(shù)可以用于產(chǎn)生系列帶通濾波器。根據(jù)多相解調(diào)技術(shù)，感興趣的一個(gè)或多個(gè)頻率被解調(diào)為基帶(直流頻率)并且在感興趣的一個(gè)或多個(gè)頻率下感測(cè)幅度。
[0075]時(shí)域技術(shù)可以用于檢測(cè)電弧放電模式。例如，控制器324可以確定電外科能量的電壓和電流波形之間的歸一化差異。如果歸一化差異超過預(yù)定值，則檢測(cè)到電弧放電。否則，未檢測(cè)到電弧放電。在實(shí)施例中，控制器324可以包含F(xiàn)PGA，所述FPGA執(zhí)行電壓和電流波形的實(shí)時(shí)分析以允許實(shí)時(shí)控制輸送到組織的電外科能量的功率和/或波形。
[0076]可以基于從電壓傳感器370所感測(cè)的電壓和電流傳感器380所感測(cè)的電流計(jì)算的阻抗檢測(cè)電弧放電模式。電弧放電或阻抗模式將包括在電弧期間的低阻抗和當(dāng)電弧熄滅時(shí)的高阻抗。
[0077]可以基于使用所感測(cè)的電壓和電流波形計(jì)算的阻抗和它們之間的相移檢測(cè)上述的電弧放電模式。阻抗將包括在電弧放電期間的低電感阻抗、當(dāng)未電弧放電時(shí)的高電容阻抗，以及在與組織接觸時(shí)的主要電阻阻抗。
[0078]可以基于電極處的電壓和電流波形之間的時(shí)間平均相移的測(cè)量檢測(cè)上述的電弧放電模式。平均相移從電極與組織電阻接觸時(shí)的小值單調(diào)地增加到電弧放電發(fā)生持續(xù)被測(cè)量時(shí)間的較大部分時(shí)的逐漸增高值，增加到穩(wěn)定電弧放電逐漸由電容耦合代替時(shí)(當(dāng)電極-組織分離或間隙變大到足以熄滅電弧放電)的更加高值。
[0079]在另外的其它實(shí)施例中，可以通過分析電壓和電流波形的相位特性檢測(cè)上述的電弧放電。例如，電壓和電流波形之間的相位的變化可以指示電弧放電模式的狀態(tài)之間的過渡。當(dāng)電壓施加到電外科器械的電極并且在電極和組織之間沒有電弧放電時(shí)，電壓和電流波形基本上異相，原因是電極和組織顯得像電容器。當(dāng)電弧形成于電極和組織之間時(shí)，并且當(dāng)電極正以很慢速度通過組織時(shí)，電壓和電流波形之間的平均相位繼續(xù)顯現(xiàn)為電容性。當(dāng)電極通過組織的速度增加時(shí)，在供應(yīng)功率保持恒定的情況下，電壓和電流波形之間的平均相位與速度成大致線性關(guān)系地減小。
[0080] 當(dāng)在供應(yīng)功率下電極速度超過最大切割速率時(shí)，電極保持與組織接觸并且電壓和電流波形之間的相位差近似為零，對(duì)應(yīng)于純電阻電路。即使電極和組織之間的接觸是純電阻的，由于通向電極和來自患者的導(dǎo)線，被測(cè)量相位也將常常包括電感部件。這可以導(dǎo)致電壓和電流波形之間的被測(cè)量相位通過零并且略微變?yōu)樨?fù)。
[0081]電壓和電流之間的相位的變化可以由控制器324使用上述的一些技術(shù)檢測(cè)。例如，控制器324可以包括零交叉檢測(cè)器，其中從電壓波形的零交叉的時(shí)間減去電流波形的零交叉之間的時(shí)間以獲得時(shí)間延遲。然后，基于RF頻率將時(shí)間延遲轉(zhuǎn)換成相移。也可以通過使用FFT、DFT或Goertzel，通過檢測(cè)特定頻率下的每個(gè)波形的相位并且然后從電流相位結(jié)果減去電壓相位結(jié)果而檢測(cè)電壓和電流波形之間的相移。也可以通過將所感測(cè)的電壓和電流波形饋送到適當(dāng)?shù)倪壿嬮T(例如，AND門)、使來自邏輯門的輸出相關(guān)并且平均來自邏輯門的相關(guān)輸出而確定相位。這些計(jì)算可以在控制器324的FPGA中被執(zhí)行。
[0082]在一些實(shí)施例中，控制器324可以保持給定的功率設(shè)置并且改變電外科能量的峰值電壓或峰值因數(shù)以獲得期望曳力。在其它實(shí)施例中，當(dāng)生成的電外科能量具有連續(xù)波形(例如，在切割模式下)時(shí)，RMS電壓可以被調(diào)節(jié)以獲得期望曳力。在另外的其它實(shí)施例中，控制器324可以基于被檢測(cè)電弧放電或阻抗模式控制由輸出級(jí)328生成的電外科能量的波形的形狀以獲得期望曳力。
[0083]控制器324可以通過控制輸出級(jí)328生成電外科能量的波形形狀或其它特性控制曳力或切割速度以獲得期望曳力或切割速度。例如，如果外科醫(yī)生設(shè)置具有最小凝固的最大切割速度(或設(shè)置最小曳力)，則控制器324可以生成具有100%占空比的切割波形。如果外科醫(yī)生減小切割速度(或增加曳力)，則控制器324可以生成具有小于100%占空比的切割波形(例如，針對(duì)混合模式為50%，針對(duì)調(diào)制凝固波形的電壓的V模式為25%，并且針對(duì)電灼模式為4.7%)。具有小于100%占空比的切割波形增加峰值因數(shù)，這提供更多的凝固，但是更小的切割能力。對(duì)于相同功率，較低占空比模式也增加峰值電壓。功率和占空比兩者可以一起被調(diào)節(jié)以保持峰值電壓一致，同時(shí)減小切割能力。如果峰值電壓不保持恒定，則當(dāng)占空比減小時(shí)電弧距離將增加。當(dāng)感測(cè)到組織接觸(即，感測(cè)到電阻阻抗)時(shí)控制器324可以啟動(dòng)具有高功率或100%占空比的切割波形，并且然后在初始切割開始之后切換到較低功率或小于100%的占空比以增加曳力。
[0084]圖7是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到電外科器械的電極的電外科能量的方法700的流程圖。在步驟701中開始之后，在步驟702中將電外科能量輸送到電外科器械的電極。在步驟704中，感測(cè)在電極和組織之間形成的電弧的電弧放電模式。如上所述，可以以各種方式感測(cè)電弧放電模式。在步驟706中，基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到電極的電外科能量的水平。然后，在步驟707中，方法結(jié)束。
[0085]圖8是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于所感測(cè)的電弧放電模式控制電外科能量以獲得用戶選擇的預(yù)定曳力的方法800的流程圖。在步驟801中開始之后，在步驟802中從用戶接口接收預(yù)定曳力設(shè)置。在步驟804中，將電外科能量輸送到電外科器械的電極。在步驟806中，感測(cè)電極和組織之間的電弧放電模式。在步驟808中，基于所感測(cè)的電弧放電模式確定曳力。
[0086]接著，在步驟810中，確定所確定的曳力是否小于預(yù)定曳力設(shè)置。如果是，則輸送到電極的電外科能量的功率被減小，或替代地，在步驟812中輸出RF波形的占空比被減小并且方法800返回到步驟806。如果確定所確定的曳力不小于預(yù)定曳力設(shè)置，則在步驟814中確定曳力是否大于預(yù)定曳力設(shè)置。如果確定曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置，則輸送到電極的電外科能量的功率被增加，或替代地，在步驟816中輸出RF波形的占空比被增加并且方法800返回到步驟806。如果未確定曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置，則方法800返回到步驟806以繼續(xù)感測(cè)電極和組織之間的電弧放電模式。
[0087]圖9是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于阻抗檢測(cè)電弧放電模式的方法900的流程圖。在步驟901中開始之后，電外科能量的電壓和電流例如由圖3的電壓和電流傳感器370、380感測(cè)902。在步驟904中，阻抗隨著時(shí)間的變化例如由控制器324基于所感測(cè)的電壓和電流計(jì)算。然后，在步驟907結(jié)束之前，在步驟906中電弧放電模式例如由控制器324基于所計(jì)算的阻抗隨著時(shí)間的變化檢測(cè)。
[0088]圖10是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于從所感測(cè)的電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真的分析確定的曳力控制輸送到電外科器械的電極的功率的方法1000的流程圖。在步驟1001中開始之后，在步驟1002中感測(cè)輸送到電外科器械的電極的電外科能量的電壓和電流波形中的至少一個(gè)。在步驟1004中，關(guān)于頻率濾波電壓和電流波形中的至少一個(gè)以檢測(cè)諧波失真。在步驟1006中，基于被檢測(cè)諧波失真確定曳力。
[0089]接著，在步驟1008中，確定所確定的曳力是否小于例如由外科醫(yī)生經(jīng)由用戶接口提供的預(yù)定曳力設(shè)置。如果是，則在步驟1010中增加輸送到電極的電外科能量的功率水平并且方法1000返回到步驟1002。否則，在步驟1012中，確定所確定的曳力是否大于預(yù)定曳力設(shè)置。如果確定所確定的曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置，則在步驟1014中減小輸送到電極的電外科能量的功率水平并且方法1000返回到步驟1002。如果在步驟1012中未確定所確定的曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置，則方法1000返回到步驟1002。
[0090]圖11是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于從電外科器械的電極和組織之間的所感測(cè)的阻抗確定的電弧放電模式控制曳力的方法的流程圖。在步驟1101中開始之后，在步驟1102中感測(cè)電極和組織之間的阻抗。如果在步驟1103中確定所感測(cè)的阻抗是高電容阻抗，則在步驟1104中檢測(cè)電弧放電的缺失。如果在步驟1105中確定所感測(cè)的阻抗是低電感阻抗，則在步驟1106中檢測(cè)電弧放電。如果在步驟1107中確定所感測(cè)的阻抗是電阻阻抗，不同于電容或電感，則在步驟1108中檢測(cè)與組織的接觸。當(dāng)感測(cè)到低電阻阻抗(例如，對(duì)于許多類型的組織為100-700歐姆)時(shí)可以首先檢測(cè)與組織的接觸。然后，在步驟1109中，分析通過步驟1102-1108獲得的電弧放電模式彳目息并且基于電弧放電模式彳目息確定曳力水平。
[0091]接著，在步驟1110中，確定所確定的曳力是否小于預(yù)定曳力設(shè)置。預(yù)定曳力設(shè)置可以在手持機(jī)中預(yù)設(shè)，它可以基于外科醫(yī)生使用自動(dòng)地確定，或者它可以由外科醫(yī)生經(jīng)由手持機(jī)上的用戶接口設(shè)置。如果確定所確定的曳力水平小于預(yù)定曳力設(shè)置，則在步驟1112中減小輸送到電極的電外科能量的功率并且方法1100返回到步驟1102。換句話說，如果阻抗高，則電極不與組織接觸，因此產(chǎn)生低曳力狀態(tài)。功率可以降低或電壓可以增加以增加可以建立電弧的距離，因此增加凝固。另外，RF波形可以改變以保持平均功率恒定，但是具有高電壓(即，電灼模式)。否則，在步驟1114中，確定曳力水平是否大于預(yù)定曳力設(shè)置。
[0092]如果確定曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置，則在步驟1116中增加輸送到電極的電外科能量的功率并且方法1100返回到步驟1102。換句話說，如果阻抗為電阻阻抗，則刀片與組織接觸，這是高曳力狀態(tài)。因此，功率增加以汽化更多的組織。RF波形可以變?yōu)榍懈钅Ｊ揭越档碗妷翰⑶以黾忧懈钅芰?。如果未確定曳力大于預(yù)定曳力設(shè)置，則方法1100返回到步驟1102以感測(cè)電極和組織之間的電弧放電模式。
[0093]如果所感測(cè)的阻抗長時(shí)間保持高并且沒有電弧，則用戶或許已從組織拉回電外科器械2。在該情況下，電外科發(fā)生器將進(jìn)入低功率狀態(tài)，具有剛夠阻抗感測(cè)的功率。然后，當(dāng)電極再次與組織接觸時(shí)，控制器將快速地增加功率并且然后調(diào)節(jié)以便獲得期望曳力。
[0094]圖12是根據(jù)本公開的實(shí)施例的基于電外科能量的所感測(cè)的電壓和電流之間的相位差感測(cè)電弧放電模式的方法1200的流程圖。在步驟1201中開始之后，電外科能量的電壓和電流例如由圖3的電壓和電流傳感器370、380感測(cè)1202。在步驟1204中，所感測(cè)的電壓和電流之間的相位差例如由控制器324基于所感測(cè)的電壓和電流計(jì)算。接著，在步驟1206中，計(jì)算預(yù)定時(shí)間間隔中的平均相位差。然后，在步驟1209結(jié)束之前，在步驟1208中電弧放電模式例如由控制器324基于預(yù)定時(shí)間間隔的所計(jì)算的平均相位差估計(jì)。
[0095]應(yīng)當(dāng)理解上述的圖7-12的方法或過程的任何或所有步驟可以在軟件、硬件(例如，F(xiàn)PGA)或軟件和硬件的組合中實(shí)現(xiàn)。在一些實(shí)施例中，上述的圖7-12的方法或過程的任何或所有步驟可以作為存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器326中的程序指令被執(zhí)行或由圖3中所示的發(fā)生器電路300的處理器325執(zhí)行。在其它實(shí)施例中，包括分析和/或感測(cè)電壓和/或電流波形的圖7-12的方法或過程的任何或所有步驟可以由FPGA執(zhí)行。
[0096]盡管已特別地參考本公開的優(yōu)選實(shí)施例顯示和描述本公開，但是本領(lǐng)域的技術(shù)人員將理解可以在其中進(jìn)行形式和細(xì)節(jié)上的前述和其它變化而不脫離本公開的精神和范圍。所以，以上描述不應(yīng)當(dāng)被理解為限制，而是僅僅是優(yōu)選實(shí)施例的舉例說明。本領(lǐng)域的技術(shù)人員將預(yù)見在本公開的范圍和精神內(nèi)的其它修改。
[0097]例如，控制電外科能量的方法可以包括檢測(cè)電弧并且中止RF輸送以停止電弧，與雙極或結(jié)扎束模式中一樣，或者促進(jìn)電弧，與凝固模式中一樣。
【權(quán)利要求】
1.一種用于將電外科能量提供給電外科器械的電極的電外科發(fā)生器，所述電外科發(fā)生器包括: 輸出級(jí)，所述輸出級(jí)配置成將電外科能量提供給所述電外科器械的所述電極； 傳感器，所述傳感器配置成感測(cè)由所述電極提供給組織的電外科能量的電弧放電模式；以及 控制器，所述控制器耦接到所述輸出級(jí)和所述傳感器，所述控制器配置成基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到所述電極的電外科能量的水平。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電外科發(fā)生器，其中所述控制器還配置成基于所感測(cè)的電弧放電模式確定作用于所述電外科器械的所述電極的曳力并且基于所確定的曳力和曳力設(shè)置控制輸送到所述電極的電外科能量的水平。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的電外科發(fā)生器，其還包括用戶接口，所述用戶接口配置成響應(yīng)用戶選擇而將所述曳力設(shè)置提供給所述控制器。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的電外科發(fā)生器，其中所述控制器配置成通過在所確定的曳力大于所述曳力設(shè)置的情況下增加輸送到所述電極的功率并且在所確定的曳力小于所述曳力設(shè)置的情況下減小輸送到所述電極的功率而控制輸送到所述電極的電外科能量的水平。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電外科發(fā)生器，其中所述傳感器包括電壓傳感器和電流傳感器中的至少一個(gè)，并且 其中所述控制器配 置成檢測(cè)從所述電壓傳感器和電流傳感器中的所述至少一個(gè)相應(yīng)地輸出的電壓和電流波形中的至少一個(gè)的諧波失真。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的電外科發(fā)生器，其中所述控制器配置成通過關(guān)于頻率濾波所述電壓和電流波形中的所述至少一個(gè)而檢測(cè)所述電壓和電流波形中的所述至少一個(gè)的諧波失真。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的電外科發(fā)生器，其中所述控制器配置成通過將Goertzel濾波器、窄帶濾波器或快速傅里葉變換(FFT)應(yīng)用于所述電壓和電流波形中的所述至少一個(gè)而檢測(cè)所述電壓和電流波形中的所述至少一個(gè)的諧波失真。
8.根據(jù)權(quán)利要求5所述的電外科發(fā)生器，其中所述控制器配置成通過感測(cè)所述電壓和電流波形中的所述至少一個(gè)的二次、三次和五次諧波中的至少一個(gè)而檢測(cè)電弧放電模式。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電外科發(fā)生器，其中所述傳感器包括感測(cè)電外科能量的所述電壓和電流波形的電壓傳感器和電流傳感器，并且 其中所述控制器配置成計(jì)算所述電壓和電流波形之間的歸一化差異以感測(cè)電弧放電模式。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電外科發(fā)生器，其中所述傳感器包括感測(cè)電外科能量的所述電壓和電流波形的電壓傳感器和電流傳感器，并且 其中所述控制器配置成基于所感測(cè)的電壓和電流計(jì)算阻抗，并且基于所計(jì)算的阻抗隨著時(shí)間的變化確定電弧放電模式。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電外科發(fā)生器，其中所述傳感器包括感測(cè)電外科能量的電壓波形的電壓傳感器和感測(cè)電外科能量的電流波形的電流傳感器，并且 其中所述控制器配置成計(jì)算所述電壓和電流波形之間的相位差，計(jì)算預(yù)定時(shí)間間隔中的平均相位差，并且基于所述平均相位差確定電弧放電模式。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電外科發(fā)生器，其中所述傳感器配置成感測(cè)所述電極和組織之間的阻抗，并且 其中所述控制器配置成: 如果感測(cè)到低電感阻抗則檢測(cè)電弧放電； 當(dāng)感測(cè)到高電容阻抗時(shí)檢測(cè)電弧放電的缺失；并且 如果感測(cè)到電阻阻抗則檢測(cè)與組織的接觸。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的電外科發(fā)生器，其中所述控制器還配置成: 基于感測(cè)的電弧放電模式或所感測(cè)的阻抗確定曳力；并且 基于所確定的曳力和預(yù)定曳力值控制輸送到所述電極的電外科能量的水平。
14.一種電外科系統(tǒng),其包括: 配置成將電外科能量輸送到組織的電外科器械； 耦接到所述電外科器械的電外科發(fā)生器，所述電外科發(fā)生器包括: 輸出級(jí)，所述輸出級(jí)配置成生成電外科能量； 傳感器，所述傳感器配置成感測(cè)由所述電外科器械的電極提供給組織的電外科能量的電弧放電模式；以及 控制器，所述控制器耦接到所述輸出級(jí)和所述傳感器，所述控制器配置成基于所感測(cè)的電弧放電模式控制輸送到所述電極的電外科能量的水平。
【文檔編號(hào)】A61B18/12GK104042334SQ201410095367
【公開日】2014年9月17日 申請(qǐng)日期:2014年3月14日 優(yōu)先權(quán)日:2013年3月14日
【發(fā)明者】R·H·瓦姆, J·A·吉爾伯特, C·A·凱勒, B·L·羅伯茨 申請(qǐng)人:柯惠有限合伙公司