用于超聲裝置和用于電外科裝置的外科發生器的制作方法

專利名稱：用于超聲裝置和用于電外科裝置的外科發生器的制作方法
用于超聲裝置和用于電外科裝置的外科發生器相關專利申請的交叉引用本申請根據Title 35,United States Code § 119 (e)(美國法典第 35 篇第 119 條(e))要求下述美國臨時專利申請的優先權該申請的序列號為61/250，217，于2009年10月 9 日提交，名稱為“A DUAL BIPOLAR AND ULTRASONIC GENERATOR FOR ELECTRO-SURGICALINSTRUMENTS” (用于電外科器械的雙重雙極性和超聲發生器)，其全文以引用方式并入本文。
本申請涉及下列同時提交的美國專利申請，其全文以引用方式并入本文(I)美國專利申請序列 No. 12/896，351，名稱為“DEVICES AND TECHNIQUES FOR ⑶TTING AND COAGULATING TISSUE”(用于切割和凝固組織的裝置和技術)，代理人案卷號為 END6427USCIP1/080591CIP ；(2)美國專利申請序列 No. 12/896，360，名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為 END6673USNP/100558 ；(3)美國專利申請序列 No. 12/896，479，名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTRO SURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為 END6673USNP1/100557 ；(4)美國專利申請序列 No. 12/869，345，名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為 END6673USNP2/100559 ；⑶美國專利申請序列No. 12/896, 384,名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為 END6673USNP3/100560 ；(6)美國專利申請序列 No. 12/896，467，名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為 END6673USNP4/100562(7)美國專利申請序列 No. 12/896，451，名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為END6673USNP5/100563 ;和(8)美國專利申請序列 No. 12/896，470，名稱為 “SURGICAL GENERATOR FORULTRASONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)，代理人案卷號為 END6673USNP6/100564。
背景技術：
多種實施例涉及外科裝置和用于將能量提供到外科裝置的發生器，以用于開放性或微創外科手術環境中。超聲外科裝置(諸如超聲刀)憑其獨特的性能特性而在外科手術中日益得到廣泛的應用。根據具體裝置構型和操作參數，超聲外科裝置能夠通過凝固提供基本上同時的組織切割和止血，從而有利地將患者創傷最小化。超聲外科裝置可包括手持件，其包含超聲換能器，和器械，其連接到超聲換能器，超聲換能器具有遠端安裝的端部執行器(如刀頭)，以切割和密封組織。在一些情況下，該器械可永久性地固定到手持件。在其他情況下，該器械可從手持件拆卸，如就一次性器械或可在不同手持件之間互換的器械而言。端部執行器將超聲能量傳輸到接觸端部執行器的組織，以實現切割和密封動作。這ー性質的超聲外科裝置可被構造用于開放性外科用途、腹腔鏡或內窺鏡手術操作，包括機器人輔助操作。與電外科手術所用溫度相比，超聲能量使用較低的溫度來切割和凝固組織，并且能夠通過與手持件連通的超聲發生器傳輸到端部執行器。通過高頻振動(如55，500次/秒)，超聲刀使組織中的蛋白變性，以形成粘的凝固物。通過刀片表面施加到組織上的壓カ使血管塌縮，并允許所述凝固物形成止血密封。外科醫生能夠通過如下參數來控制切割速度和凝固通過端部執行器施加到組織的力、施加力的時間和端部執行器的選定偏移水平。可將超聲換能器建模成等效電路，所述等效電路包括第一支路，其具有靜態電容；和第二“動態”支路，其具有限定共振器的機電特性的串聯的電感、電阻和電容。已知的超聲發生器可包括調諧感應器，所述調諧感應器用于使共振頻率下的靜態電容失諧，以使得發生器的基本上所有驅動信號電流都流入動態支路中。因此，通過使用調諧感應器，發生器的驅動信號電流表示動態支路電流，并且發生器因而能夠控制其驅動信號，以保持超聲換能器的共振頻率。調諧感應器還可轉化超聲換能器的相位電阻圖，以改善發生器的頻鎖能力。然而，調諧感應器必須與可操作共振頻率下的超聲換能器的具體靜態電容相匹配。換句話講，具有不同靜態電容的不同超聲換能器需要不同的調諧感應器。另外，在ー些超聲發生器結構中，發生器的驅動信號顯示具有非対稱諧波失真，所述非對稱諧波失真使電阻大小和相位測定值復雜化。例如，可因電流和電壓信號的諧波失真而降低電阻相位測定值的精確性。此外，噪聲環境中的電磁干擾會降低發生器保持對超聲換能器的共振頻率的鎖定的能力，從而增加無效控制算法輸入的可能性。用于將電功率施加到組織以便處理和/或破壞組織的電外科裝置也在外科手術中日益得到廣泛的應用。電外科裝置可包括手持件和器械，該器械具有遠端安裝的端部執行器(如一根或多根電極)。端部執行器可設置為緊靠組織，使得電流被引入到組織中。電外科裝置可被構造用于雙極或單極操作。在雙極操作期間，電流分別通過端部執行器的有源電極和回流電極引入組織中和從組織返回。在單極操作期間，電流通過端部執行器的有源電極引入組織中并且通過單獨設置在患者身體上的回流電極(如接地墊)返回。由流過組織的電流產生的熱可在組織內和/或在組織之間形成止血密封，并因此可尤其可用于(例如)密封血管。電外科裝置的端部執行器還可包括可相對于組織移動的切割構件和橫切組織的電極。可將電外科裝置施加的電功率通過與手持件連通的發生器傳輸到所述器械。電功率可為射頻(“RF”)能量形式。RF能量為可位于300kHz至IMHz頻率范圍內的電功率形式。電外科裝置在其工作期間可將低頻RF能量傳輸通過組織，這會引起離子激化或摩擦(實際上為電阻生熱)，從而增加組織的溫度。由于可在受影響組織和周圍組織之間形成清晰的邊界，因此外科醫生可以高度的精確性和可控性來操作，而不破壞非目標向的鄰近組織。操作溫度低的RF能量可用于在密封血管的同時移除、收縮或定型軟組織。RF能量可尤其奏效地適用于結締組織，所述結締組織主要由膠原構成，并且在接觸熱時收縮。超聲和電外科裝置因其獨特的驅動信號、感測和反饋需要而通常需要不同的發生器。另外，在器械為一次性的或可與手持件互換的情況下，超聲和電外科發生器的能力受限于識別所用的具體器械構型和相應地優化控制和診斷方法。此外，發生器的非隔離電路和患者隔離電路之間的電容連接，尤其是在使用較高電壓和頻率的情況下，可導致患者暴露于不合格水平的泄露電流。

發明內容
本發明公開了將驅動信號傳送到外科裝置的發生器的 多種實施例。在一個實施例中，發生器可包括功率放大器，以接收時變驅動信號波形。能夠通過多個驅動信號波形樣本的至少一部分的數字-模轉換來產生驅動信號波形。功率放大器的輸出可用于產生驅動信號。驅動信號可包括如下信號中的ー種有待傳送到超聲外科裝置的第一驅動信號、有待傳送到電外科裝置的第二驅動信號。發生器還可包括采樣電路，以在將驅動信號傳送到外科裝置時產生驅動信號的電流和電壓樣本。該樣本的產生可與驅動信號波形樣本的數字-摸轉換同步，使得對于驅動信號波形樣本的姆一次數字-模轉換而言，米樣電路都產生對應組的電流和電壓樣本。發生器還可包括至少ー個裝置，所述至少ー個裝置被編程為針對每一個驅動信號波形樣本和對應組的電流和電壓樣本都將所述電流和電壓樣本儲存在所述至少ー個裝置的存儲器中，以將儲存的樣本與驅動信號波形樣本相關聯。所述至少ー個裝置還可被編程為當驅動信號包括第一驅動信號時基于儲存的電流和電壓樣本來確定超聲外科裝置的動態支路電流樣本；將動態支路電流樣本與目標樣本比較，所述目標樣本選自限定目標波形的多個目標樣本，所述目標樣本是基于驅動信號波形樣本進行選擇的；確定目標樣本和動態支路電流樣本之間的大小誤差；以及修改的驅動信號波形樣本，使得在目標樣本和后續動態支路電流樣本之間確定的大小誤差減小，所述后續動態支路電流樣本取決于與所修改的驅動信號波形樣本相關的電流和電壓樣本。在一個實施例中，發生器可包括存儲器和連接到存儲器的裝置，所述裝置針對用于合成驅動信號的多個驅動信號波形樣本中的每ー個來接收驅動信號的對應組的電流和電壓樣本。對于每一個驅動信號波形樣本和對應組的電流和電壓樣本而言，所述裝置都可將所述樣本儲存在其存儲器中，以將儲存的樣本與驅動信號波形樣本相關聯。另外，對于每一個驅動信號波形樣本和對應組的電流和電壓樣本而言，所述裝置都可在驅動信號包括有待傳送到超聲外科裝置的第一驅動信號時，基于儲存的樣本確定超聲外科裝置的動態支路電流樣本；將動態支路電流樣本與目標樣本比較，所述目標樣本選自限定目標波形的多個目標樣本，所述目標樣本是基于驅動信號波形樣本進行選擇的；確定目標樣本和動態支路電流樣本之間的大小誤差；以及修改的驅動信號波形樣本，使得目標樣本和后續動態支路電流樣本之間測定的大小誤差減小，所述后續動態支路電流樣本取決于與所修改的驅動信號波形樣本相關的電流和電壓樣本。本發明還公開了如下方法的實施例，在換能器驅動信號的多個頻率上，所述方法用于確定超聲外科裝置的超聲換能器中的動態支路電流。在一個實施例中，所述方法可包括在換能器驅動信號的多個頻率中的每ー個下，過采換能器驅動信號的電流和電壓；通過處理器接收電流和電壓樣本；以及由處理器基于電流和電壓樣本、超聲換能器的靜態電容和換能器驅動信號的頻率來確定動態支路電流。本發明還公開了如下方法的實施例，所述方法用于控制外科裝置的超聲換能器中的動態支路電流的波形形狀。在一個實施例中，所述方法可包括通過使用直接數字合成(DDS)算法選擇性地調用儲存在查找表(LUT)中的驅動信號波形樣本，產生換能器驅動信號；當將換能器驅動信號傳送到外科裝置時產生換能器驅動信號的電流和電壓的樣本；基于電流和電壓樣本、超聲換能器的靜態電容和換能器驅動信號的頻率來確定動態支路電流的樣本；將動態支路電流的每ー個樣本都與目標波形的相應目標樣本進行比較，以確定大小誤差；以及修改儲存在LUT中的驅動信號波形樣本，使得動態支路電流的后續樣本和相應目標樣本之間的大小誤差減小。 根據多種實施例，用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器可包括第一變壓器和第二變壓器。第一變壓器可包括第一主線圈和第一次線圈。第二變壓器可包括第二主線圈和第二次線圈。外科發生器還可包括發生器電路，以產生驅動信號。發生器電路可電連接到第一主線圈，從而在整個第一主線圈上得到驅動信號。外科發生器還可包括與發生器電路電隔離的患者側電路。患者側電路可電連接到第一次線圈。此外，患者側電路可包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將驅動信號提供到外科裝置。另外，外科發生器可包括電容器。電容器和第二次線圈可在第一輸出線路和大地之間被串聯電連接。另外，根據多種實施例，用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器可包括第ー變壓器、患者側電路和電容器。第一變壓器可包括主線圈、第一次線圈和第二次線圈。第一次線圈相對于主線圈的極性可與第二次線圈的極性相反。發生器電路可產生驅動信號，并且可電連接到第一主線圈，從而在整個第一主線圈上得到驅動信號。患者側電路可與發生器電路電隔離，并且可電連接到第一次線圈。另外，患者側電路可包括第一輸出線路和第ニ輸出線路，以將驅動信號提供到外科裝置。電容器和第二次線圈可在第一輸出線路和大地之間被串聯電連接。另外，根據多種實施例，用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器可包括第ー變壓器、發生器電路、患者側電路和電容器。第一變壓器可包括主線圈和次線圈。發生器電路可產生驅動信號，并且可電連接到第一主線圈，從而在整個第一主線圈上得到驅動信號。患者側電路可與發生器電路電隔離，并且可電連接到次線圈。此外，患者側電路可包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將驅動信號提供到外科裝置。電容器可電連接到主線圈和第一輸出線路。根據多種實施例，用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器可包括第一變壓器、發生器電路、患者側電路以及第ー電容器、第二電容器和第三電容器。第一變壓器可包括主線圈和次線圈。發生器電路可產生驅動信號，并且可電連接到第一主線圈，從而在整個第一主線圈上得到驅動信號。患者側電路可與發生器電路電隔離，并且可電連接到次線圈。此外，患者側電路可包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將驅動信號提供到外科裝置。第ー電容器的第一電極可電連接到主線圈。第二電容器的第一電極可電連接到第一輸出線路，并且第二電容器的第二電極可電連接到第一電容器的第二電極。第三電容器的第一電極可電連接到第一電容器的第二電極和第二電容器的第二電極。第三電容器的第二電極可電連接到大地。
本發明還公開了外科裝置控制電路的多種實施例。在一個實施例中，控制電路可包括具有至少ー個第一開關的第一電路部分。第一電路部分能夠通過導線對與外科發生器通信。控制電路還可包括具有數據電路元件的第二電路部分。數據電路元件可設置在外科裝置的器械中，并且可發送或接收數據。數據電路元件能夠通過導線對中的至少一條導線實施與外科發生器的數據通信。在一個實施例中，控制電路可包括具有至少ー個第一開關的第一電路部分。第一電路部分能夠通過導線對與外科發生器通信。控制電路還可包括具有數據電路元件的第二電路部分。數據電路元件可設置在外科裝置的器械中，并且可發送或接收數據。數據電路元件能夠通過導線對中的至少一條導線實施與外科發生器的數據通信。第一電路部分可接收從外科發生器以第一頻帶發送的第一詢問信號。數據電路元件可使用以第二頻帶發送的調幅通信協議與外科發生器通信。第二頻帶可高于第一頻帶。 在一個實施例中，控制電路可包括具有至少ー個第一開關的第一電路部分。第一電路部分可接收從外科發生器通過導線對發送的第一詢問信號。控制電路還可包括第二電路部分，所述第二電路部分包括設置在所述裝置的器械中的電阻元件和感應元件中的至少 ー個。第二電路部分可接收從外科發生器通過導線對發送的第二詢問信號。第二電路部分可與第一電路部分頻帶分離。當通過第一電路部分接收到第一詢問信號時，第一詢問信號的特性可表征至少ー個第一開關的狀態。當通過第二電路部分接收到第二詢問信號時，第ニ詢問信號的特性可獨特地識別所述裝置的器械。在一個實施例中，控制電路可包括具有第一開關網絡和第二開關網絡的第一電路部分。第一開關網絡可包括至少ー個第一開關，并且第二開關網絡可包括至少ー個第二開關。第一電路部分能夠通過導線對與外科發生器通信。控制電路還可包括具有數據電路元件的第二電路部分。數據電路元件可設置在外科裝置的器械中，并且可發送或接收數據。數據電路元件能夠通過導線對中的至少一條導線與外科發生器進行數據通信。根據多種實施例，用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器可包括具有孔ロ的外科發生器主體。外科發生器還可包括設置在孔口中的插座組件。插座組件可包括插座主體和具有內壁和外壁的凸緣。內壁能夠由至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分構成。內壁可限定腔體。中央凸出部分可設置在腔體中，并且可包括多個承窩；和磁體。中央凸出部分的外周邊可包括至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分。根據多種實施例，外科器械可包括電連接器組件。電連接器組件可包括限定中央腔體的凸緣和延伸到中央腔體中的磁性相容弓I腳。電連接器組件可包括電路板和連接到電路板的多個導電引腳。多個導電引腳中的每ー個都可延伸到中央腔體中。電連接器組件還可包括應變減輕構件和防護罩。根據多種實施例，外科器械系統可包括具有插座組件的外科發生器。插座組件可包括至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分。外科器械系統可包括具有連接器組件和適配器組件的外科器械，所述適配器組件操作地連接到插座組件和連接器組件。適配器組件可包括接觸插座組件的遠端部分。遠端部分可包括凸緣，其中所述凸緣具有至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分。適配器組件可包括接觸連接器組件的近端部分。近端部分可限定尺寸被設計為接納連接器組件的至少一部分的腔體。適配器組件還可包括電路板。根據多種實施例，可使用方法(如結合外科器械)來實現多個外科目的。例如，用于控制通過第一電極和第二電極提供到組織的電功率的方法可包括通過第一電極和第二電極將驅動信號提供到組織，并且根據感測的組織電阻，根據第一功率曲線，通過驅動信號調制提供到組織的電功率。第一功率曲線可為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第一對應功率。所述方法還可包括通過第一電極和第二電極監測提供到組織的總能量。當總能量達到第一能量閾值時，所述方法可包括確定組織的電阻是否已達到第一電阻閾值。所述方法還可包括如果組織的電阻不能達到第一電阻閾值，則根據感測的組織電阻，根據第二功率曲線，通過驅動信號調制提供到組織的電功率。第二功率曲線可為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第二對應功率。根據多種實施例，用于控制通過第一電極和第二電極提供到組織的電功率的方法可包括通過第一電極和第二電極將驅動信號提供到組織，以及確定有待提供到組織的電功率。所述確定的步驟可包括接收感測的組織電阻的指示；根據功率曲線確定用于感測的組織電阻的第一對應功率；以及通過倍增器來倍增對應功率。功率曲線可為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定對應功率。所述方法還可包括調制驅動信號，以將確定的電功率提供到組織，以及如果組織的電阻不能達到第一電阻閾值，則隨著提供到組織的總能量來増加倍増器。根據多種實施例，用于控制通過第一電極和第二電極提供到組織的電功率的方法可包括通過第一電極和第二電極將驅動信號提供到組織，以及確定有待提供到組織的電功率。所述確定的步驟可包括接收感測的組織電阻的指示；根據功率曲線確定用于感測的組織電阻的第一對應功率；以及通過第一倍増器來倍增對應功率，以找到確定的電功率。功率曲線可為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定對應功率。所述方法還可包括調制驅動信號，以將確定的電功率提供到組織，以及通過第一電極和第二電極監測提供到組織的總能量。另外，所述方法還可包括當總能量達到第一能量閾值時，確定組織的電阻是否已達到第一電阻閾值；以及如果組織的電阻不能達到第一電阻閾值，則將第一倍増器增加第一量。根據多種實施例，用于控制通過外科裝置提供到組織的電功率的方法可包括將驅動信號提供到外科裝置；接收組織電阻的指示；計算組織電阻的增加速率；以及調制驅動信號，以將電阻的增加速率保持為大于或等于預定常數。根據多種實施例，用于控制通過外科裝置提供到組織的電功率的方法可包括提供驅動信號。驅動信號的功率可與通過外科裝置提供到組織的電功率成比例。所述方法還可包括周期性地接收組織電阻的指示，并且將第一復合功率曲線應用到組織，其中將第一復合功率曲線應用到組織的步驟包括將第一復合功率曲線應用到組織的步驟可包括將第ー預定數量的第一復合功率曲線脈沖調制到驅動信號上；以及對于第一復合功率曲線脈沖中的每ー個而言，根據組織電阻的第一函數來確定脈沖功率和脈沖寬度。所述方法還可包括將第二復合功率曲線應用到組織。將第二復合功率曲線應用到組織的步驟可包括將至少ー個第二復合功率曲線脈沖調制到驅動信號上；以及對于至少ー個第二復合功率曲線脈沖中的每ー個而言，根據組織電阻的第二函數來確定脈沖功率和脈沖寬度。


多種實施例的新型特征在所附權利要求書中進行了詳細描述。然而，對組織和操作方法來說皆可以通過參照以下具體實施方式
并結合附圖最深刻地理解所描述的實施例，其中圖I示出了包括發生器和可與其結合使用的多種外科器械的外科系統的ー個實施例；圖2示出了 可用于橫切和/或密封的實例超聲裝置的一個實施例；圖3示出了圖2的實例超聲裝置的端部執行器的一個實施例；圖4示出了也可用于橫切和密封的實例電外科裝置的一個實施例；圖5、圖6和圖7示出了圖4所示的端部執行器的一個實施例；圖8為圖I的外科系統的示意圖；圖9為示出一個實施例中的動態支路電流的模型；圖10為ー個實施例中的發生器結構的結構視圖；圖11A-11C為ー個實施例中的發生器結構的功能視圖；圖12示出了在一個實施例中用于監測輸入裝置和控制輸出裝置的控制器；圖13示出了發生器的一個實施例的結構和功能方面；圖14-32和圖33A-33C示出了控制電路的實施例；圖33D-33I示出了用于連接多種發生器和多種外科器械的電纜布線和適配器構型的實施例；圖34示出了用于漏電流的有源降噪的電路300的一個實施例；圖35示出了能夠通過圖I的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的一個實施例；圖36示出了能夠通過圖I的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的替代性實施例；圖37示出了能夠通過圖I的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的替代性實施例；圖38示出了能夠通過圖I的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的另ー個實施例；圖39示出了能夠通過圖I的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的實施例；圖40示出了能夠通過圖I的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的另ー個實施例；圖41示出了一個實施例中的插座組件和連接器組件接ロ ；圖42為ー個實施例中的插座組件的分解側視圖；圖43為ー個實施例中的連接器組件的分解側視圖；圖44為圖41所示的插座組件的透視圖；圖45為ー個實施例中的插座組件的分解透視圖；圖46為ー個實施例中的插座組件的前正視圖；圖47為ー個實施例中的插座組件的側正視圖；圖48為ー個實施例中的承窩的放大視圖；圖49為ー個實施例中的連接器組件的透視圖50為ー個實施例中的連接器組件的分解透視圖；圖51為ー個實施例中的連接器組件主體的側正視圖；圖52為ー個實施例中的連接器組件主體的遠端的透視圖；圖53為ー個實施例中的連接器組件主體的近端的透視圖；圖54示出了一個實施例中的鐵質引腳；圖55示出了一個實施例中的導電引腳和電路板；圖56示出了一個實施例中的應變減輕構件；圖57示出了一個實施例中的防護罩；圖58示出了根據多種非限制性實施例的兩個適配器組件；圖59不出了一個實施例中的外科發生器；圖60示出了一個實施例中的連接到適配器組件的連接器組件；圖61示出了一個實施例中的插入到外科發生器的插座組件中的適配器組件；圖62示出了一個實施例中的連接到適配器組件的連接器組件；圖63示出了一個實施例中的發生器的后片的透視圖；圖64示出了一個實施例中的發生器的后片；圖65和圖66不出了一個實施例中的發生器的后片的不同部分；圖67示出了一個實施例中的用于控制發生器的神經網絡；圖68示出了一個實施例中的測定溫度與估算溫度的對比圖，估算溫度由通過發生器控制的外科器械輸出；圖69示出了顯示實例功率曲線的圖表的一個實施例；圖70示出了用于將ー個或多個功率曲線應用到組織切ロ的エ藝流程的一個實施例；圖71示出了顯示可結合圖70的エ藝流程使用的實例功率曲線的圖表的一個實施例；圖72示出了顯示可結合圖70的エ藝流程使用的實例通用形狀功率曲線的圖表的一個實施例；圖73A示出了能夠通過圖I的發生器的數字裝置進行的作用于新組織切ロ的例程的一個實施例；圖73B示出了能夠通過圖I的發生器的數字裝置進行的監測組織電阻的例程的一個實施例；圖73C示出了能夠通過圖I的發生器的數字裝置進行的將ー個或多個功率曲線提供到組織切ロ的例程的一個實施例；圖74示出了用于將ー個或多個功率曲線應用到組織切ロ的エ藝流程的一個實施例；圖75示出了描述通過圖I的發生器選擇和施加復合負載曲線的框圖的一個實施例；圖76示出了顯示如通過圖I的發生器實施的圖75的算法的一個實施例的エ藝流 程;圖77示出了用于產生第一復合負載曲線脈沖的エ藝流程的一個實施例；
圖78示出了脈沖計時圖的一個實施例，所述脈沖計時圖示出了圖76的算法通過圖I的發生器的實例應用。圖79示出了根據實例復合負載曲線的驅動信號電壓、電流和功率的圖形表示；圖80-85示出了實例復合負載曲線的圖形表示；并且圖86示出了描述應用算法以用于保持恒定的組織電阻變化速率的框圖的ー個實施例。
具體實施例方式在詳細說明外科裝置和發生器的多種實施例之前，應該指出的是，示例性實施例的應用或使用并不局限于附圖和具體實施方式
中詳細示出的部件的構型和布置。示例性實施例可以單獨實施，也可以與其它實施例、變更形式和修改形式結合在一起實施，并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實施例進行描述目的所選的，并非為了限制性的目的。另外，應當理解，下述實施例、實施例表達和/或實例中的一個或多個可與下述其他實施例、實施例表達和/或實例中的任何ー個或多個結合。多種實施例涉及改善的超聲外科裝置、電外科裝置以及與它們結合使用的發生器。超聲外科裝置的實施例可被構造用于例如在外科手術期間橫切和/或凝固組織。電外科裝置的實施例可被構造用于例如在外科手術期間橫切、凝固、剝落、焊接和/或干燥組織。發生器的實施例使用發生器驅動信號電流和電壓的高速摸-數字采樣(如大約200x過采，這取決于頻率)連同數字信號處理，從而與已知發生器結構相比得到多個優點和有益效果。在一個實施例中，例如，基于電流和電壓反饋數據、超聲換能器靜態電容的值和驅動信號頻率的值，發生器可確定超聲換能器的動態支路電流。這提供實際調諧系統的有益效果并且模如下系統的存在，所述系統可利用任何頻率下的靜態電容(如圖9中的C。)的任何值進行調諧或共振。因此，能夠通過使靜態電容的效果失諧來實現動態支路電流的控制，且無需使用調諧感應器。另外，消除調諧感應器的步驟可能不會降低發生器的頻鎖能力，因為能夠通過適當地處理電流和電壓反饋數據來實現頻鎖。發生器驅動信號電流和電壓的高速摸-數字采樣連同數字信號處理的步驟也可能使樣本能夠進行精確數字濾波。例如，發生器的實施例可使用在基礎驅動信號頻率和第 ニ級諧波之間衰減的低通數字濾波器(如有限脈沖響應(FIR)濾波器)，以減少電流和電壓反饋樣本中的不對稱諧波失真和EMI感應的噪聲。過濾的電流和電壓反饋樣本基本上表示基礎驅動信號頻率，由此能夠相對于基礎驅動信號頻率來進行更精確的電阻相位測定以及改善發生器保持共振頻率鎖定的能力。能夠通過如下方式進ー步地提高電阻相位測定的精確性使下降沿和上升沿相位測定值平均化以及將測定的電阻相位調節至0°。發生器的多種實施例也可使用發生器驅動信號電流和電壓的高速摸-數字采樣連同數字信號處理來高精度地確定真實功耗和其他數量。這可允許發生器實施多種可用算法，諸如(例如)，控制當組織電阻變化時遞送到組織的電功率量和控制電功率的遞送，以保持組織電阻増加的恒定速率。發生器的多種實施例可具有寬頻率范圍以及驅動超聲外科裝置和電外科裝置所必要的増加的輸出功率。能夠通過寬帶電源變壓器上的專用分接頭來滿足電外科裝置的較低電壓、較高電流要求，由此就無需單獨的功率放大器和輸出變壓器。此外，發生器的感測和反饋電路可支持大動態范圍，由此解決具有最小失真的超聲和電外科應用的需要。多種實施例可為發生器提供簡單經濟的裝置，以讀取和任選地寫入設置在如下器械中的數據電路(如單線總線裝置，例如Ι-wire 協議EEPR0M)，所述器械使用現有多導線發生器/手持件電纜附接到手持件。這樣，發生器能夠從附接到手持件的器械檢索和處理器械專用數據。這可使發生器能夠提供較好的控制以及改善的診斷和誤差檢測。另外，發生器將數據寫入所述器械的能力使如下形式的新功能成為可能，例如，跟蹤器械用法和采集可操作數據。此外，頻帶的使用允許包含總線裝置的器械與現有發生器的向后兼容性。本發明所公開的發生器的實施例提供漏電流的有源降噪，所述漏電流是由發生器的在非隔離和患者隔離電路之間的非預期電容連接引起的。除了降低患者風險之外，減少漏電流的步驟也可降低電磁發射。通過下文的具體實施方式
，本發明的實施例的這些和其他有益效果將顯而易見。應當理解，本文使用的術語“近端”和“遠端”是相對于緊握手持件的臨床醫生而言的。因此，端部執行器相對于較近的手持件而言處于遠端。還應當理解，為方便和清晰起見，本文相對于緊握手持件的臨床醫生也可使用諸如“頂部”和“底部”之類的空間術語。然而，外科裝置可在許多取向和位置使用，并且這些術語并非意圖進行限制和絕對化的。圖I不出了外科系統100的一個實施例,所述外科系統100包括可能夠與外科裝置結合使用的發生器102。根據多種實施例，發生器102可能夠與不同類型的外科裝置結合使用，包括(例如)超聲外科裝置104和電外科或RF外科裝置106。盡管在圖I的實施例中，發生器102示出為與外科裝置104、106分離，但在某些實施例中，發生器102可與外科裝置104、106中的任一者一體地形成，以形成一體化外科系統。圖2示出了可用于橫切和/或密封的實例超聲裝置104的一個實施例。裝置104可包括手持件116，所述手持件116又可包括超聲換能器114。換能器114可(例如)通過電纜122(如多導線電纜)與發生器102電氣連通。換能器114可包括適用于將驅動信號的電功率轉換成機械振動的壓電陶瓷元件或其他元件或部件。當通過發生器102啟動時，超聲換能器114可引起縱向振動。振動能夠通過裝置104的器械部分124(如通過嵌入在外套管內的波導)傳送到器械部分124的端部執行器126。圖3示出了實例超聲裝置104的端部執行器126的一個實施例。端部執行器126可包括能夠通過波導(未示出)連接到超聲換能器114的刀片151。當通過換能器114驅動時，刀片151可振動，并且當接觸組織時，可切割和/或凝固組織，如本文所述。根據多種實施例，并且如圖3所示，端部執行器126還可包括夾持臂155，該夾持臂155可能夠與端部執行器126的刀片151協同作用。結合刀片151，夾持臂155可包括一組鉗ロ 140。夾持臂155可以可樞轉地連接到器械部分124的軸153的遠端。夾持臂155可包括夾持臂組織墊163，該夾持臂組織墊163能夠由TEFLON 或其他合適的低摩擦材料形成。墊163可被安裝用干與刀片151協作，其中夾持臂155的樞轉移動將夾持墊163設置為與刀片151呈大致平行關系或相接觸。通過這種構造，有待夾持的組織切ロ可在組織墊163和刀片151之間被抓住。組織墊163可設置有鋸齒狀構型(包括多個軸向間隔的、向近端延伸的緊握齒161)以與刀片151協作來提高對組織的緊握效果。夾持臂155可以任何合適的方式從圖3所示、的打開位置過渡到關閉位置(其中夾持臂155接觸或靠近刀片151)。例如，手持件116可包括鉗ロ閉合板機138。當通過臨床醫生致動時，鉗ロ閉合扳機138可以任何合適的方式來樞轉夾持臂155。可啟動發生器102以將驅動信號以任何合適的方式提供到換能器114。例如，發生器102可包括通過腳踏開關電纜122 (圖8)連接到發生器102的腳踏開關120。臨床醫生能夠通過壓下腳踏開關120來啟動換能器114并由此啟動換能器114和刀片151。除腳踏開關120之外或取代腳踏開關120，裝置104的一些實施例還可使用設置在手持件116上的一個或多個開關，所述ー個或多個開關在啟動時可引起發生器102啟動換能器114。在ー個實施例中，例如，所述ー個或多個開關可包括ー對觸發按鈕136a、136b，以(例如)確定裝置104的操作模式。當壓下觸發按鈕136a時，例如，超聲發生器102可將最大驅動信號提供到換能器114，從而使其產生最大的超聲能量輸出。壓下觸發按鈕136b可引起超聲發生 器102將用戶可選的驅動信號提供到換能器114，從而使其產生小于最大值的超聲能量輸出。另外或作為另外一種選擇，裝置104還可包括第二開關，以(例如)指示用于操作端部執行器126的鉗ロ 140的鉗ロ閉合扳機138的位置。另外，在一些實施例中，可基于鉗ロ閉合扳機138的位置來啟動超聲發生器102 (如當臨床醫生壓下鉗ロ閉合扳機138以閉合鉗ロ 140時，可施加超聲能量)。另外或作為另外一種選擇，所述ー個或多個開關還可包括觸發按鈕136c，所述觸發按鈕136c在壓下時使得發生器102提供脈沖輸出。可(例如)以任何合適的頻率和編組提供脈沖。在某些實施例中，脈沖的功率水平可為(例如)與觸發按鈕136a、b相關的功率水平(最大值、小于最大值)。應當理解，裝置104可包括觸發按鈕136a、b、c的任何組合。例如，裝置104可能夠僅具有兩個觸發按鈕用于產生最大超聲能量輸出的觸發按鈕136a和用于產生最大或小于最大的功率水平下的脈沖輸出的觸發按鈕136c。這樣，發生器102的驅動信號輸出模式可為5個連續信號和5個或4個或3個或2個或I個脈沖信號。在某些實施例中，可基于(例如)發生器102中的EEPROM設置和/或用戶功率水平選擇來控制具體的驅動信號模式。在某些實施例中，可將兩位開關提供為觸發按鈕136c的替代形式。例如，裝置104可包括觸發按鈕136a，其用于在最大功率水平下產生連續輸出；和兩位觸發按鈕136b。在第一關閉位置中，觸發按鈕136b可在小于最大的功率水平下產生連續輸出，并且在第二關閉位置中，觸發按鈕136b可產生脈沖輸出(如最大或小于最大的功率水平下的脈沖輸出，這取決于EEPROM設置)。在一些實施例中，端部執行器126還可包括一對電極159、157。電極159、157可(例如)通過電纜122與發生器102通信。電極159、157可用于(例如)測定存在于夾持臂155和刀片151之間的組織切ロ的電阻。發生器102可將信號(如非治療信號)提供到電極159、157。可(例如)通過監測信號的電流、電壓等來找到組織切ロ的電阻。圖4示出了也可用于橫切和密封的實例電外科裝置106的一個實施例。根據多種實施例，橫切和密封裝置106可包括手持件組件130、軸165和端部執行器132。軸165可為剛性的(如，對于腹腔鏡和/或開放性外科應用)或柔性的(如，對于內窺鏡應用)，如圖所示。在多種實施例中，軸165可包括ー個或多個接合點。端部執行器132可包括具有第一鉗ロ構件167和第二鉗ロ構件169的鉗ロ 144。第一鉗ロ構件167和第二鉗ロ構件169可連接到U形夾171，所述U形夾171又可連接到軸165。平移構件173可在軸165內從端部執行器132延伸到手持件130。在手持件130處，軸165可直接或間接地連接到鉗ロ閉合扳機142 (圖4)。端部執行器132的鉗ロ構件167、169可包括相應的電極177、179。電極177、179能夠通過電導線187a、187b(圖5)(如通過多導線電纜128)連接到發生器102，所述電導線187a、187b從端部執行器132穿過軸165和手持件130并最終延伸到發生器102。發生器102可將驅動信號提供到電極177、179，以對存在于鉗ロ構件167、169內的組織產生治療效果。電極177、179可包括有源電極和回流電極，其中所述有源電極和所述回流電極可抵靠或鄰近有待處理的組織進行設置，使得電流可從有源電極通過組織流到回流電極。如圖4所示，端部執行器132顯示具有處于打開位置的鉗ロ構件167、169。往復式刀片175示于鉗ロ構件167、169之間。圖5、圖6和圖7示出了圖4所示的端部執行器132的一個實施例。為了閉合端 部執行器132的鉗ロ 144，臨床醫生可使鉗ロ閉合扳機142沿箭頭183從第一位置樞轉到第二位置。這可根據任何合適的方式使鉗ロ 144打開和閉合。例如，鉗ロ閉合板機142的運動又可引起平移構件173在軸165的腔體185內平移。平移構件173的遠端部分可連接到往復式構件197，使得平移構件173的遠端和近端運動引起往復式構件的對應遠端和近端運動。往復式構件197可具有肩部191a、191b，而鉗ロ構件167、169可具有對應凸輪表面189a、189b。當往復式構件197從圖6所示的位置向遠端平移到圖7所示的位置時，肩部191a、191b可接觸凸輪表面189a、189b，從而使得鉗ロ構件167、169過渡到關閉位置。另夕卜，在多種實施例中，刀片175可設置在往復式構件197的遠端處。隨著往復式構件延伸到圖7所示的完全遠端位置，刀片175可在該過程中推過存在于鉗ロ構件167、169之間的任何組織，從而切割該組織。使用吋，臨床醫生可設置端部執行器132，并且(例如)通過沿如所述箭頭183樞轉鉗ロ閉合扳機142來閉合圍繞將被作用的組織切ロ的鉗ロ 144。一旦組織切ロ固定在鉗ロ 144之間，臨床醫生就可開始通過發生器102和穿過電極177、179來提供RF或其他電外科能量。可以任何合適的方式來完成RF能量的提供。例如，臨床醫生可啟動發生器102的腳踏開關120 (圖8)以開始提供RF能量。另外，例如，手持件130可包括一個或多個開關181，所述ー個或多個開關181能夠由臨床醫生致動，以引起發生器102開始提供RF能量。另外，在一些實施例中，可基于鉗ロ閉合扳機142的位置來提供RF能量。例如，當完全壓下扳機142(表明鉗ロ 144被閉合)時，可提供RF能量。另外，根據多種實施例，可在鉗ロ 144閉合期間推進刀片175或可在鉗ロ 144閉合之后(如在RF能量已施加到組織之后)由臨床醫生獨立地推進刀片175。圖8為圖I的外科系統100的示意圖。在多種實施例中，發生器102可包括若干單獨的功能性元件，諸如模塊和/或區塊。不同的功能性元件或模塊可被構造用于驅動不同類型的外科裝置104、106。例如，超聲發生器模塊108可驅動超聲裝置，諸如超聲裝置104。電外科/RF發生器模塊110可驅動電外科裝置106。例如,相應的模塊108、110可產生用于驅動外科裝置104、106的相應的驅動信號。在多種實施例中，超聲發生器模塊108和/或電外科/RF發生器模塊110可各自與發生器102—體地形成。作為另外一種選擇，模塊108、110中的ー個或多個可提供為電連接到發生器102的單獨電路模塊。(模塊108和110以虛線顯示以示出這種選擇。)另外，在一些實施例中，電外科/RF發生器模塊110可與超聲發生器模塊108 —體地形成，反之亦然。根據所述實施例，超聲發生器模塊108可產生特定電壓、電流和頻率(如55，500周期/秒(Hz))的驅動信號。可將驅動信號提供到超聲裝置104，并且具體地講提供到可(例如)如上文所述進行工作的換能器114。在一個實施例中，發生器102可能夠產生特定電壓、電流和/或頻率輸出信號的驅動信號，所述輸出信號可在高分辨率、精確性和再現性的情況下階躍。根據所述實施例，電外科/RF發生器模塊110可產生驅動信號，該驅動信號具有足以使用射頻(RF)能量進行雙極電外科手術的輸出功率。在雙極電外科手術應用中，驅動信號可提供到(例如)電外科裝置106的電極177、179，例如，如上文所述。因此，發生器102
能夠通過將足以用于處理組織(如凝固、燒灼、組織焊接等)的電功率施加到組織而被構造用于治療目的。發生器102可包括位于(例如)發生器102控制臺的前面板上的輸入裝置145(圖I)。輸入裝置145可包括產生適于對發生器102的操作進行編程的信號的任何合適裝置。操作中，用戶可使用輸入裝置145對發生器102的操作進行編程或換句話講控制發生器102的操作。輸入裝置145可包括產生如下信號的任何合適裝置，所述信號可被發生器使用(如被包含在發生器中的一個或多個處理器使用)，以控制發生器102的操作(如超聲發生器模塊108和/或電外科/RF發生器模塊110的操作)。在多種實施例中，輸入裝置145包括按鈕、開關、指輪、鍵盤、小鍵盤、觸摸屏監視器、指點器中的ー個或多個，所述輸入裝置遠程連接到通用或專用計算機。在其他實施例中，輸入裝置145可包括合適的用戶界面，諸如顯示在(例如)觸摸屏監視器上的一個或多個用戶界面屏。因此，通過輸入裝置145，用戶可設定發生器的多種操作參數或對發生器的多種操作參數進行編程，諸如(例如)，通過超聲發生器模塊108和/或電外科/RF發生器模塊110產生的驅動信號的電流(I)、電壓(V)、頻率⑴和/或周期⑴。發生器102還可包括位于(例如)發生器102控制臺的前面板上的輸出裝置147(圖I)。輸出裝置147包括用于為用戶提供感觀反饋的ー個或多個裝置。此類裝置可包括(例如)視覺反饋裝置(如LCD顯示屏、LED指示器)、聽覺反饋裝置(如揚聲器、蜂鳴器)或觸覺反饋裝置(如觸覺致動器)。盡管發生器102的某些模塊和/或區塊可以舉例的方式進行描述，但可以理解，更大或更小數量的模塊和/或區塊可被使用，并仍在實施例的范圍內。此外，雖然多種實施例可按照模塊和/或區塊的形式描述，以有利于說明，但這些模塊和/或區塊能夠通過ー個或多個硬件部件和/或軟件部件和/或硬件和軟件部件的組合加以實施，所述硬件部件為如處理器、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，所述軟件部件為如程序、子例程、邏輯。在一個實施例中，超聲發生器驅動模塊108和電外科/RF驅動模塊110可包括實施為固件、軟件、硬件或它們的任何組合的ー個或多個嵌入式應用程序。模塊108、110可包括多種可執行模塊，諸如軟件、程序、數據、驅動器、應用程序接ロ(API)等。所述固件可儲存在非易失性存儲器(NVM)(諸如位屏蔽只讀存儲器(ROM)或閃速存儲器)中。在多種具體實施中，將固件儲存在ROM中的步驟可保護閃速存儲器。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)(諸如動態RAM(DRAM)、雙數據率DRAM(DDRAM)和/或同步 DRAM (SDRAM))。在一個實施例中，模塊108、110包括實施為處理器的硬件部件，所述處理器用于執行監測裝置104、106的多種可測量特性的程序指令并產生用于操作裝置104、106的相應輸出驅動信號。在其中發生器102與裝置104結合使用的實施例中，驅動信號可驅動切割和/或凝固操作模式中的超聲換能器114。可測量裝置104和/或組織的電特性并將其用于控制發生器102的可操作方面和/或為用戶提供反饋。在其中發生器102與裝置106結合使用的實施例中，驅動信號可將電功率(如RF能量)提供到切割、凝固和/或干燥模式中的端部執行器132。可測量裝置106和/或組織的電特性并將其用于控制發生器102的 可操作方面和/或為用戶提供反饋。在多種實施例中，如此前討論，硬件部件可實施為DSP、PLD、ASIC、電路和/或寄存器。在一個實施例中，處理器可能夠儲存和執行計算機軟件程序指令，以產生用于驅動裝置104、106的多種部件(諸如超聲換能器114和端部執行器126、132)的階躍函數輸出信號。圖9示出了根據ー個實施例的超聲換能器(諸如超聲換能器114)的等效電路
150。電路150包括具有串聯的電感Ls、電阻Rs和電容Cs的第一“動態”支路(限定共振器的機電特性)和具有靜態電容Ctl的第二電容支路。可從驅動電壓Vg下的發生器接收驅動電流Ig，其中動態電流Im流過第一支路并且電流Ig-Im流過電容支路。能夠通過適當控制Ig和Vg來實現超聲換能器的機電特性的控制。如上所述，已知的發生器結構可包括調諧感應器Lt (在圖9中以虛線顯示)，該調諧感應器Lt用于使并聯共振電路中共振頻率下的靜態電容Ctl失諧，以使得發生器的基本上全部的輸出電流Ig均流過動態支路。這樣，通過控制發生器的輸出電流Ig來實現動態支路電流Im的控制。然而，調諧感應器Lt專用于超聲換能器的靜態電容Ctl，并且具有不同靜態電容的不同超聲換能器需要不同的調諧感應器Lt。此夕卜，由于調諧感應器Lt匹配単一共振頻率下的靜態電容Ctl的標稱值，因此僅能確保該頻率下的動態支路電流Im的精確控制，并且當頻率隨換能器溫度下移時，動態支路電流的精確控制將失能。發生器102的多種實施例可以不依賴于調諧感應器Lt來監測動態支路電流Im。相反，發生器102可使用在專用超聲外科裝置104的功率應用中間的靜態電容Ctl的測量值(連同驅動信號電壓和電流反饋數據)來動態和持續地(如實時地)確定動態支路電流Im的值。發生器102的這種實施例因此能夠提供實際的調諧，以模如下系統，所述系統可利用任何頻率且并非只是單一共振頻率(通過靜態電容Ctl的標稱值指定)下的靜態電容Ctl的任何值進行調諧或共振。圖10為發生器102的一個實施例的簡化框圖，除了其他有益效果之外，所述發生器102還用于驗證如上所述的非電感調諧。圖11A-11C示出了根據ー個實施例的圖10的發生器102的結構。參照圖10，發生器102可包括通過電源變壓器156與非隔離エ位154通信的患者隔離エ位152。電源變壓器156的次線圈158包含在隔離エ位152中，并且可包括分接頭構造(如中心分接頭或非中心分接頭構造)，以限定驅動信號輸出端160a、160b、160c,以用于將驅動信號輸出到不同的外科裝置，諸如(例如)，超聲外科裝置104和電外科裝置106。具體地講，驅動信號輸出端160a、160c可將驅動信號(如420V RMS驅動信號)輸出到超聲外科裝置104，并且驅動信號輸出端160b、160c可將驅動信號(如100V RMS驅動信號)輸出到電外科裝置106，其中輸出端160b對應于電源變壓器156的中心分接頭。非隔離エ位154可包括功率放大器162，所述功率放大器162具有連接到電源變壓器156的主線圈164的輸出端。在某些實施例中，功率放大器162可包括(例如)推挽放大器。非隔離エ位154還可包括用于將數字輸出提供到數字-模轉換器(DAC) 168的可編程邏輯器件166,所述數字-模轉換器(DAC) 168繼而將相應的模信號提供到功率放大器162的輸入端。在某些實施例中，可編程邏輯器件166可包括(例如)現場可編程門陣列(FPGA)。可編程邏輯器件166通過DAC 168來控制功率放大器162的輸入，因此可控制出現在驅動信號輸出端160a、160b、160c處的驅動信號的多個參數(如頻率、波形形狀、波形大小)中的任何者。在某些實施例中并且如下文所述，可編程邏輯器件166與處理器(如下文所述的處理器174)相結合可實施多個基于數字信號處理(DSP)的控制算法和/或其他控制算法，以控制通過發生器102輸出的驅動信號的參數。能夠通過開關模式調節器170將功率提供到功率放大器162的功率干線。在 某些實施例中，開關模式調節器170可包括(例如)可調式降壓調節器。非隔離エ位154還可包括處理器174，在一個實施例中所述處理器174可包括(例如)得自AnalogDevices (Norwood, MA)的 DSP 處理器(諸如 Analog Devices ADSP-21469SHARC DSP)。在某些實施例中，處理器174可響應由處理器174通過模數字轉換器(ADC) 176從功率放大器162接收的電壓反饋數據來控制開關模式功率轉換器170的操作。在一個實施例中，例如，處理器174能夠通過ADC 176接收通過功率放大器162放大的信號(如RF信號)的波形包絡作為輸入。處理器174隨后可控制開關模式調節器170 (如通過脈沖寬度調制(PWM)輸出)，使得提供到功率放大器162的干線電壓跟蹤放大信號的波形包絡。相對于固定干線電壓放大器方案而言，通過基于波形包絡來動態地調制功率放大器162的干線電壓，可顯著改善功率放大器162的效率。在某些實施例中并且如結合圖13更詳細所述，可編程邏輯器件166與處理器174相結合可實施直接數字合成器(DDS)控制方案，以控制通過發生器102輸出的驅動信號的波形形狀、頻率和/或大小。在一個實施例中，例如，可編程邏輯器件166能夠通過調用儲存在動態更新查找表(LUT)(諸如可嵌入在FPGA中的RAM LUT)中的波形樣本來實施DDS控制算法268。該控制算法尤其可用于如下超聲應用，其中超聲換能器(諸如超聲換能器144)能夠由其共振頻率下的純正弦電流驅動。由于其他頻率可激發寄生共振，因此使動態支路電流的總失真最小化或降低的步驟可相應地使不利的共振效應最小化或降低。由于發生器102輸出的驅動信號的波形形狀受存在于輸出驅動電路(如電源變壓器156、功率放大器162)中的多種失真源影響，因此可將基于驅動信號的電壓和電流反饋數據輸入到算法(諸如通過處理器174實施的誤差控制算法)中，從而通過動態和持續地(如實時地)適當預失真或修改儲存在LUT中的波形樣本來補償失真。在一個實施例中，施加到LUT樣本的預失真的數量或程度可取決于在計算的動態支路電流和所需電流波形形狀之間的誤差，其中所述誤差是基于逐個樣本確定的。這樣，預失真的LUT樣本，在通過驅動電路進行處理時，可產生具有所需波形形狀(如正弦)的動態支路驅動信號，以用于最佳地驅動超聲換能器。在此類實施例中，LUT波形樣本將因此并不表示驅動信號的所需波形形狀，而是表示如下波形形狀，其要求用于最終產生考慮失真效果時的動態支路驅動信號的所需波形形狀。非隔離エ位154還可包括ADC 178和ADC 180，所述ADC 178和ADC 180通過相應的隔離變壓器182、184連接到電源變壓器156的輸出端，以分別對通過發生器102輸出的驅動信號的電壓和電流采樣。在某些實施例中，ADC 178、180可能夠以高速(如80Msps)采樣80，以使得能夠對驅動信號進行過采。在一個實施例中，例如，ADC178U80的采樣速率可使得能夠對大約200x(取決于驅動頻率)驅動信號進行過采。在某些實施例中，能夠通過單個ADC來執行ADC178、180的采樣操作，所述單個ADC通過雙路復用器來接收輸入電壓和電流信號。除了別的以外，在發生器102的實施例中使用高速采樣的步驟還可使得能夠計算流過動態支路的復合電流(這在某些實施例中可用于實施上述基于DDS的波形形狀控 制)、精確地數字濾波所采樣信號和高精度地計算真實功耗。ADC 178、180輸出的電壓和電流反饋數據能夠由可編程邏輯器件166接收和處理(如FIFO緩沖、復用)，并將其儲存在數據存儲器中，以用于由(例如)處理器174后續檢索。如上所述，可將電壓和電流反饋數據用作如下算法的輸入，所述算法用于動態和持續地預失真或修改LUT波形樣本。在某些實施例中，這可能需要每ー個儲存的電壓和電流反饋數據對基于對應的LUT樣本都進行索引或換句話講與對應的LUT樣本相關聯，在采集電壓和電流反饋數據對時，所述對應的LUT樣本由可編程邏輯器件166輸出。以此方式使LUT樣本與電壓和電流反饋數據同步的步驟有助于預失真算法的準確計時和穩定性。在某些實施例中，可使用電壓和電流反饋數據來控制驅動信號的頻率和/或大小(如電流大小)。在一個實施例中，例如，可使用電壓和電流反饋數據來確定電阻相位。然后可控制驅動信號的頻率，以使在所確定電阻相位和電阻相位設定點(如0° )之間的差值最小化或減小，從而使諧波失真的影響最小化或減小，并相應地增加電阻相位測量準確性。可在處理器174中實施相位電阻和頻率控制信號的測定，例如，其中將頻率控制信號作為輸入提供到由可編程邏輯器件166實施的DDS控制算法。在另ー個實施例中，例如，可監測電流反饋數據，以便保持電流大小設定點下的驅動信號的電流大小。可直接指定或根據指定的電壓大小和功率設定點來間接地確定電流大小設定點。在某些實施例中，能夠通過處理器174中的控制算法(諸如(例如)，比例積分微分(PID)控制算法)來實現電流大小的控制。通過控制算法控制以適當控制驅動信號的電流大小的變量可包括(例如)儲存在可編程邏輯器件166中的LUT波形樣本的定標和/或經由DAC 186的DAC 168 (其為功率放大器162提供輸入)的最大定標輸出電壓。除了別的以外，非隔離エ位154還可包括用于提供用戶接ロ(UI)功能的處理器190。在一個實施例中，處理器190可包括(例如)得自Atmel Corporation (San Jose,California)的具有 ARM 926EJ-S 核的 AtmelAT91SAM9263 處理器。處理器 190 支持的 UI功能的實例可包括聽覺和視覺用戶反饋、與外圍設備通信(如通過通用串行總(USB)接ロ線)、與腳踏開關120通信、與輸入裝置112(如觸摸屏顯示器)通信以及與輸出裝置147(如揚聲器)通信。處理器190可與處理器174和可編程邏輯器件(如經由串行外圍接ロ(SPI)總線)通信。盡管處理器190可主要支持UI功能，但在某些實施例中其也可與處理器174配合來實施危險的減輕。例如，可以對處理器190進行編程，以監測用戶輸入和/或其他輸入(如觸摸屏輸入、腳踏開關120輸入、溫度傳感器輸入)的各個方面，并且可在檢測到錯誤情況時使發生器102的驅動輸出無效。
在某些實施例中，處理器174和處理器190均可測定和監測發生器102的操作狀態。對于處理器174，發生器102的操作狀態可指示(例如)處理器174實施了哪些控制和/或診斷方法。對于處理器190，發生器102的操作狀態可指示(例如)用戶接ロ的哪些元素(如顯示屏、聲音)提供給用戶。處理器174、190可獨立地保持發生器102的當前工作狀態，并且識別和評價當前操作狀態中的可能過渡。處理器174可充當此關系中的主機，并且確定何時將發生操作狀態間的過渡。處理器190可知道操作狀態間的有效過渡并且可確定某個過渡是否適當。例如，當處理器174指示處理器190過渡到特定狀態時，處理器190可驗證所請求過渡的有效性。如果狀態間的所請求過渡經處理器190確定為無效，則處理器190可使發生器102進入失效模式。非隔離エ位154還可包括用于監測輸入裝置145的控制器196 (如用于打開和關閉發生器102的電容觸摸傳感器、電容觸摸屏)。在某些實施例中，控制器196可包括至少一個處理器和/或與處理器190通信的其他控制器裝置。在一個實施例中，例如，控制器196可包括處理器(如得自Atmel的Megal68 8位控制器)，所述處理器能夠監測通過ー個 或多個電容觸摸傳感器提供的用戶輸入。在一個實施例中，控制器196可包括觸摸屏控制器(如得自Atmel的QT5480觸摸屏控制器)，以控制和管理從電容觸摸屏采集的觸摸數據。在某些實施例中，當發生器102處于“斷電”狀態時，控制器196可繼續接收工作電源(如通過來自發生器102的電源(例如下述電源211)的線路)。這樣，控制器196可繼續監測用于打開和關閉發生器102的輸入裝置145(如位于發生器102的前面板上的電容觸摸傳感器)。當發生器102處于斷電狀態時，如果檢測到用戶激活“打開/關閉”輸入裝置145，則控制器196可喚醒電源(如啟用操作電源211的ー個或多個DC/DC電壓轉換器)。控制器196可因此引發用于將發生器102過渡成“通電”狀態的序列。反之，當發生器102處于通電狀態時，如果檢測到激活“打開/關閉”輸入裝置145，則控制器196可引發用于將發生器102過渡成斷電狀態的序列。在某些實施例中，例如，控制器196可將“打開/關閉”輸入裝置145的激活報告給處理器190，所述處理器190繼而實施用于將發生器102過渡成斷電狀態的必要處理序列。在此類實施例中，控制器196可能無法在發生器102的通電狀態已確立之后獨立地導致從發生器102移除電源。在某些實施例中，控制器196可使發生器102提供聽覺或其他感觀反饋，以用于提醒用戶已引發通電或斷電序列。可在通電或斷電序列開始時以及在與該序列相關的其他過程開始之前提供這種提醒。在某些實施例中，隔離エ位152可包括器械接ロ電路198，以(例如)提供在外科裝置的控制電路(如包括手持件開關的控制電路)和非隔離エ位154的部件(諸如(例如)，可編程邏輯器件166、處理器174和/或處理器190)之間的通信接ロ。器械接ロ電路198能夠通過通信連接裝置(諸如(例如)基于紅外(IR)的通信連接裝置)與非隔離エ位154的部件交換信息，所述通信連接裝置保持エ位152、154之間適當程度的電隔離。可使用(例如)低壓降穩壓器將功率提供到器械接ロ電路198，所述低壓降穩壓器通過從非隔離エ位154驅動的隔離變壓器供能。在一個實施例中，器械接ロ電路198可包括與信號調節電路202通信的可編程邏輯器件200 (如FPGA)。信號調節電路202可能夠接收得自可編程邏輯器件200的周期信號(如2kHz方波)，以產生具有相同頻率的雙極性詢問信號。可(例如)使用由差動放大器饋送的雙極性電流源來產生詢問信號。詢問信號可被傳送到外科裝置控制電路(如通過使用將發生器102連接到外科裝置的電纜中的導線對)并且可被監測，以確定控制電路的狀態或模式。如下文結合圖16-32所述，例如，控制電路可包括多個開關、電阻器和/或ニ極管，以修改詢問信號的ー個或多個特性(如大小、整流)，使得基于所述ー個或多個特性可獨特地識別控制電路的狀態或模式。在一個實施例中，例如，信號調節電路202可包括ADC，所述ADC用于產生出現在控制電路的整個輸入端上的電壓信號(因詢問信號從中穿過而引起)的樣本。可編程邏輯器件200 (或非隔離エ位154的部件)然后可基于ADC樣本來確定控制電路的狀態或模式。在一個實施例中，器械接ロ電路198可包括第一數據電路接ロ 204，所述第一數據電路接ロ 204使得在可編程邏輯器件200 (或器械接ロ電路198的其他元件)和設置在外科裝置內或換句話講與外科裝置相關的第一數據電路之間能夠進行信息交換。在某些實施例中并且參照圖33E-33G，例如，第一數據電路206可 設置在一體化附接到外科裝置手持件的電纜中或用于接合具有發生器102的專用外科裝置類型或模型的適配器中。在某些實施例中，第一數據電路可包括非易失性存儲裝置，諸如電可擦可編程只讀存儲器(EEPROM)裝置。在某些實施例中并且再次參考圖10，第一數據電路接ロ 204可獨立于可編程邏輯器件200而實現，并且包括適當的電路(如離散邏輯器件、處理器)，以使得在可編程邏輯器件200和第一數據電路之間能夠進行通信。在其他實施例中，第一數據電路接ロ 204與可編程邏輯器件200可為一體的。在某些實施例中，第一數據電路206可儲存屬于與其相關的具體外科裝置的信息。此類信息可包括(例如)型號、序列號、其中已使用外科裝置的多個操作和/或任何其他類型的信息。此信息能夠由器械接ロ電路198(如由可編程邏輯器件200)讀取、傳送到非隔離エ位154的部件(如傳送到可編程邏輯器件166、處理器174和/或處理器190)，以用于通過輸出裝置147提供給用戶和/或用于控制發生器102的功能或操作。另外，能夠通過第一數據電路接ロ 204 (如使用可編程邏輯器件200)將任何類型的信息傳送到第一數據電路206，以用于在其中儲存。此類信息可包括(例如)其中已使用外科裝置的已更新的操作次數以及/或其使用的日期和/或時間。如此前所述，外科器械可從手持件拆卸(如器械124可從手持件116拆卸)，以提高器械的互換性和/或可任意處置性。在這種情況下，已知發生器的能力可限于識別所用的具體器械構型和由此優化控制和診斷方法。然而，從相容性觀點來看，仍然難以將可讀數據電路添加到外科裝置器械來解決上述情況。例如，由于(例如)不同的信號方案、設計復雜性和成本的緣故，所以，設計與不含必要數據讀取功能的發生器保持向后兼容性的外科裝置是不切實際的。下文結合圖16-32所述的器械的實施例，通過使用如下數據電路解決了這些問題，所述數據電路可在現有外科器械中以經濟且設計變更最小的方式實現，以保持外科裝置與當前發生器平臺的兼容性。另外，發生器的實施例102可使得能夠與基于器械的數據電路(諸如下文結合圖16-32和圖33A-33C所述的那些)進行通信。例如，發生器102可能夠與包含在外科裝置的器械(如器械124或134)中的第二數據電路(如圖16的數據電路284)通信。器械接ロ電路198可包括能夠進行該通信的第二數據電路接ロ 210。在一個實施例中，第二數據電路接ロ 210可包括三態數字接ロ，但也可使用其他接ロ。在某些實施例中，第二數據電路通常可為用于發送和/或接收數據的任何電路。在一個實施例中，例如，第二數據電路可儲存屬干與其相關的具體外科裝置的信息。此類信息可包括(例如)型號、序列號、其中已使用外科器械的多個操作和/或任何其他類型的信息。另外或作為另外ー種選擇，能夠通過第二數據電路接ロ 210 (如使用可編程邏輯器件200)將任何類型的信息傳送到第二數據電路，以用于在其中儲存。此類信息可包括(例如)其中已使用器械的已更新的操作次數以及/或其使用的日期和/或時間。在某些實施例中，第二數據電路可發送由一個或多個傳感器(如基于器械的溫度傳感器)采集的數據。在某些實施例中，第二數據電路可從發生器102接收數據并且基于所接收數據向用戶提供指示(如LED指示或其他可見指示)。在某些實施例中，第二數據電路和第二數據電路接ロ 210可能夠使得可實施在可編程邏輯器件200和第二數據電路之間的通信，而無需為此目的提供額外的導線(如將手持件連接到發生器102的電纜的專用導線)。在一個實施例中，例如，可使用實施于現有電纜(諸如用于將詢問信號從信號調節電路202發送到手持件中的控制電路的導線中的一 個)上的單線總線通信方案，將信息傳送到第二數據電路以及從第二數據電路傳送信息。這樣，使可能另外必要的對外科裝置進行的設計變更或修改最小化或減少。此外，如下文結合圖16-32和圖33A-33C更詳細所述，由于可在公用物理通道(具有或沒有頻帶分離)上實施不同類型的通信，第二數據電路的存在對沒有必要數據讀取功能的發生器而言可能“不可見”，從而使外科裝置器械能夠具有向后兼容性。在某些實施例中，隔離エ位152可包括連接到驅動信號輸出端160b的至少ー個阻隔電容器296-1，以阻止DC電流流到患者。單個阻隔電容器可能需要符合(例如)醫療條例或標準。盡管單個電容器設計的失效為相對不常見的，但這種失效可能具有不良后果。在一個實施例中，可提供與阻隔電容器296-1串聯的第二阻隔電容器296-2，其中通過(例如)ADC 298 (用于采樣由漏電流引起的電壓)來監測從阻隔電容器296-1、296-2之間的點漏出的電流。可(例如)通過可編程邏輯器件200接收樣本。基于漏電流的變化(如通過圖10的實施例中的電壓樣本所指出的那樣)，發生器102可確定何時阻隔電容器296-1、296-2中的至少ー個已失效。因此，圖10的實施例與具有單個失效點的單個電容器設計相比可提供有益效果。在某些實施例中，非隔離エ位154可包括用于輸出合適電壓和電流下的DC電的電源211。電源可包括(例如)用于輸出48VDC系統電壓的400W電源。電源211還可包括一個或多個DC/DC電壓轉換器213，所述DC/DC電壓轉換器213用于接收電源的輸出，以產生發生器102的各個部件所需的電壓和電流下的DC輸出。如上文結合控制器196所述，當控制器196檢測到用戶激活“打開/關閉”輸入裝置145以啟用操作或喚醒DC/DC電壓轉換器213吋，DC/DC電壓轉換器213中的一個或多個可從控制器196接收輸入。圖13示出了發生器102的一個實施例的某些功能和結構方面。指示從電源變壓器156的次線圈158輸出的電流和電壓的反饋分別通過ADC 178,180來接收。如圖所示，ADC 178、180可實施為雙通道ADC并且可以高速(如80Msps)采樣反饋信號，以使得能夠進行驅動信號的過采(如大約200x過采)。在通過ADC 178、180處理之前，可在模域中適當調節(如放大、濾波)電流和電壓反饋信號。在可編程邏輯器件166的區塊212內，可將得自ADC 178、180的電流和電壓反饋樣本単獨緩沖，并且隨后復用或交叉成單個數據流。在圖13的實施例中，可編程邏輯器件166包括FPGA。
能夠通過在處理器174的區塊214內實施的并行數據采集端口(PDAP)來接收復用的電流和電壓反饋樣本。PDAP可包括用于實施使復用反饋樣本與存儲器地址相關聯的多種方法中的任何者的組件。在一個實施例中，例如，可將與可編程邏輯器件166輸出的特定LUT樣本相對應的反饋樣本儲存在一個或多個存儲器地址處，所述存儲器地址與LUT樣本的LUT地址相關聯或利用LUT樣本的LUT地址進行索引。在另一個實施例中，可將與可編程邏輯器件166輸出的特定LUT樣本相對應的反饋樣本以及LUT樣本的LUT地址儲存在公用存儲器位置處。在任何情況下，反饋樣本都可被儲存，使得特定組的反饋樣本起源的LUT樣本的地址可隨后被確定。如上文所述，以此方式使LUT樣本地址和反 饋樣本同步的步驟有助于預失真算法的準確計時和穩定性。在處理器174的區塊216處實施的存儲器直接存取(DMA)控制器可將反饋樣本(以及任何LUT樣本地址數據，如果適用)儲存在處理器174的指定存儲器位置218 (如內部RAM)處。處理器174的區塊220可實施預失真算法，所述預失真算法用于動態、持續地預失真或修改儲存在可編程邏輯器件166中的LUT樣本。如上所述，LUT樣本的預失真可補償存在于發生器102的輸出驅動電路中的多種失真源。預失真的LUT樣本，在通過驅動電路進行處理時，將因此產生具有所需波形形狀(如正弦)的驅動信號，以用于最佳地驅動超聲換能器。在預失真算法的區塊222處，確定通過超聲換能器的動態支路的電流。可根據(例如)儲存在存儲器位置218處的電流和電壓反饋樣本(其在適當定標時可表示上述圖9的模型中的Ig和Vg)、超聲換能器靜態電容Ctl的值(測定的或先驗已知的)和驅動頻率的已知值來使用基爾霍夫電流定律確定動態支路電流。可確定與LUT樣本相關的每一組儲存的電流和電壓反饋樣本的動態支路電流樣本。在預失真算法的區塊224處，將在區塊222處確定的每一個動態支路電流樣本都與具有所需電流波形形狀的樣本進行比較，以確定所比較樣本之間的差值或樣本大小誤差。為了該確定過程，可(例如)從波形形狀LUT 226 (包含具有所需電流波形形狀的一個周期的大小樣本)提供具有所需電流波形形狀的樣本。得自LUT 226的用于該比較的具有所需電流波形形狀的特定樣本能夠通過LUT樣本地址指定，所述LUT樣本地址與用于該比較的動態支路電流樣本相關。因此，區塊224的動態支路電流輸入可與區塊224的相關LUT樣本地址輸入同步。儲存在可編程邏輯器件166中的LUT樣本與儲存在波形形狀LUT226中的LUT樣本可因此在數量上相等。在某些實施例中，由儲存在波形形狀LUT 226中的LUT樣本表示的所需電流波形形狀可為基本正弦波。其他波形形狀可為可取的。例如，應當設想到，可使用疊加有一個或多個其他頻率下的其他驅動信號(諸如第三級諧波，其用于驅動至少兩種機械共振以用于橫向或其他模式的有益振動)的基本正弦波來驅動超聲換能器的主縱向運動。可將在區塊224處確定的樣本大小誤差的每一個值連同其相關LUT地址的指示都發送到可編程邏輯器件166的LUT (示于圖13中的區塊228處)。基于樣本大小誤差的值及其相關地址(以及可任選地先前接收的同一 LUT地址的樣本大小誤差的值)，LUT 228 (或可編程邏輯器件166的其他控制區塊)可預失真或修改儲存在該LUT地址處的LUT樣本的值，使得樣本大小誤差減小或最小化。應當理解，在LUT地址的整個范圍內以迭代方式對每一個LUT樣本都進行這種預失真或修改將使得發生器的輸出電流的波形形狀匹配或符合由具有波形形狀LUT 226的樣本表示的所需電流波形形狀。可在處理器174的區塊230處基于儲存在存儲器位置218處的電流和電壓反饋樣本來確定電流和電壓大小測量值、功率測量值和電阻測量值。在確定這些數量之前，可將反饋樣本進行適當定標，并且在某些實施例中通過合適的濾波器232進行處理，以除去得自(例如)數據采集過程和感應諧波成分的噪聲。濾波的電壓和電流樣本因此可基本上表示發生器的驅動輸出信號的基本頻率。在某些實施例中，濾波器232可為在頻域中應用的有限脈沖響應(FIR)濾波器。此類實施例可使用輸出驅動信號電流和電壓信號的快速傅里葉變換(FFT)。在某些實施例中，所得的頻譜可用于提供附加發生器功能。在一個實施例中，例如，第二和/或第三級諧波成分相對于基本頻率成分的比率可用作診斷指示器。在區塊234處，可對表示整數周期的驅動信號的一定樣本大小的電流反饋樣本應用均方根(RMS)計算，以產生表示驅動信號輸出電流的測量值IMS。在區塊236處，可對表示整數周期的驅動信號的一定樣本大小的電壓反饋樣本應 用均方根(RMS)計算，以確定表示驅動信號輸出電壓的測量值·。在區塊238處，可將電流和電壓反饋樣本進行逐點相乘，并且可對表示整數周期的驅動信號的樣本進行平均計算，以確定發生器的真實輸出功率的測量值已。在區塊240處，可以乘積Vmis · Irms來確定發生器的表觀輸出功率的測量值Pa。在區塊242處，可以商V s/I s來確定負載電阻大小的測量值Zm。在某些實施例中，發生器102可使用在區塊234、236、238、240和242處確定的數量I 、Vrms> Pr> Pa和Zm來實施多個控制和/或診斷過程中的任何者。在某些實施例中，能夠通過(例如)與發生器102形成一體的輸出裝置147或通過合適的通信接口(如USB接口)連接到發生器102的輸出裝置147，將這些數量中的任何者傳送給用戶。多種診斷過程可包括(但不限于)，例如手持件完整性、器械完整性、器械附接完整性、器械過載、鄰近器械過載、頻鎖失效、過電壓、過電流、過功率、電壓感測失效、電流感測失效、聽覺指示失效、視覺指示失效、短路、功率遞送失效、阻隔電容器失效。處理器174的區塊244可實施相位控制算法，以用于確定和控制通過發生器102驅動的電負載(如超聲換能器)的電阻相位。如上所述，通過控制驅動信號的頻率以使在所確定電阻相位和電阻相位設定點(如0° )之間的差值最小化或減小，可使諧波失真的影響最小化或減小，并增加相位測量的準確性。相位控制算法接收儲存在存儲器位置218中的電流和電壓反饋樣本作為輸入。在將反饋樣本用于相位控制算法之前，可將反饋樣本進行適當定標，并且在某些實施例中，通過合適的濾波器246 (可與濾波器232相同)進行處理，以除去得自(例如)數據采集過程和感應諧波成分的噪聲。濾波的電壓和電流樣本因此可基本上表示發生器的驅動輸出信號的基本頻率。在相位控制算法的區塊248處，確定通過超聲換能器的動態支路的電流。該確定過程可與上文結合預失真算法的區塊222所述的確定過程相同。對于與LUT樣本相關的每一組儲存的電流和電壓反饋樣本，區塊248的輸出都可因而為動態支路電流樣本。在相位控制算法的區塊250處，基于在區塊248處確定的動態支路電流樣本的同步輸入和相應的電壓反饋樣本來確定電阻相位。在某些實施例中，該電阻相位以在波形的上升沿測定的電阻相位和在波形的下降沿測定的電阻相位的平均值來確定。
在相位控制算法的區塊252處，將在區塊222處確定的電阻相位值與相位設定點254進行比較，以確定所比較值之間的差值或相位誤差。在相位控制算法的區塊256處，基于在區塊252處確定的相位誤差值和在區塊242處確定的電阻值，來確定用于控制驅動信號的頻率的頻率輸出。頻率輸出值能夠通過區塊256進行連續調節并且傳送到DDS控制區塊268 (下文所述)，以便保持在區塊250處確定的在相位設定點(如零相位誤差)下的電阻相位。在某些實施例中，電阻相位可調節至0°相位設定點。這樣，任何諧波失真的中心都將位于電壓波形的波峰附近，從而提高電阻相位測定的準確性。處理器174的區塊258可實施用于調制驅動信號的電流大小的算法，以便根據用戶指定的設定點或根據由發生器102實施的其他方法或算法指定的要求來控制驅動信號電流、電壓和功率。這些數量的控制能夠通過如下方式實現，例如，通過定標LUT 228中的 LUT樣本和/或通過利用DAC 186調整DAC 168 (其為功率放大器162提供輸入)的最大定標輸出電壓。區塊260 (其在某些實施例中可實施為PID控制器)可從存儲器位置218接收輸入電流反饋樣本(其可進行適當定標和濾波)作為輸入。可將電流反饋樣本與通過可控變量(如電流、電壓或功率)指定的“電流需求” Id值進行比較，以確定驅動信號是否正提供所需的電流。在其中驅動信號電流為控制變量的實施例中，電流需求Id能夠由電流設定點262A(ISP)直接指定。例如，可將電流反饋數據(如在區塊234中所測定)的RMS值與用戶指定的RMS電流設定點Isp進行比較，以確定適當的控制器動作。如果(例如)電流反饋數據指示RMS值小于電流設定點Isp，則能夠通過區塊260來調整LUT定標和/或DAC168的最大定標輸出電壓，使得驅動信號電流增加。反之，當電流反饋數據指示RMS值大于電流設定點Isp時，區塊260可調整LUT定標和/或DAC 168的最大定標輸出電壓，以降低驅動信號電流。在其中驅動信號電壓為控制變量的實施例中，可(例如)基于在給定負載電阻值Zm(在區塊242處測定)的情況下，保持期望電壓設定點262B(VSP)所需的電流來間接地指定電流需要Id(如Id = Vsp/Zm)。相似地，在其中驅動信號功率為控制變量的實施例中，可(例如)基于在給定電壓VMS(在區塊236處測定)的情況下，保持期望功率設定點262C(Psp)所需的電流來間接地指定電流需求Id(如Id = Psp/Vrms)。區塊268可實施DDS控制算法，以用于通過調用儲存在LUT 228中的LUT樣本來控制驅動信號。在某些實施例中，DDS控制算法可為數控振蕩器(NCO)算法，所述數控振蕩器(NCO)算法使用點(存儲器位置)跳躍技術產生具有固定時鐘頻率下的波形的樣本。NCO算法可實施相位累加器或頻率-相位轉換器(用作從LUT 228調用LUT樣本的地址指示器)。在一個實施例中，相位累加器可為D步長、模數N的相位累加器，其中D為表示頻率控制值的正整數，并且N為LUT 228中的LUT樣本的數量。D = I的頻率控制值(例如)可使相位累加器按序地指向LUT 228的每個地址，從而導致復制儲存在LUT 228中的波形的波形輸出。當D > I時，相位累加器可跳過LUT 228中的某些地址，從而導致具有較高頻率的波形輸出。因此，能夠通過適當地改變頻率控制值來控制由DDS控制算法產生的波形的頻率。在某些實施例中，可基于在區塊244處實施的相位控制算法的輸出來確定頻率控制值。區塊268的輸出可提供(DAC) 168的輸入，該輸入繼而將相應的模信號提供到功率放大器162的輸入端。
處理器174的區塊270可實施開關模式轉換器控制算法，以用于基于被放大的信號的波形包絡來動態地調制功率放大器162的干線電壓，由此改善功率放大器162的效率。在某些實施例中，能夠通過監測包含在功率放大器162中的一個或多個信號來確定波形包絡的特性。在一個實施例中，例如，能夠通過監測漏電壓(如MOSFEI^fiS)的最小值來確定波形包絡的特性，所述漏電壓是根據放大信號的包絡進行調制的。可(例如)通過連接到漏電壓的電壓最小值檢測器來產生最小電壓信號。能夠通過ADC 176來采樣最小電壓信號，其中在開關模式轉換器控制算法的區塊272處接收輸出最小電壓樣本。基于最小電壓樣本的值，區塊274能夠通過PWM發生器276來控制PWM信號輸出，所述PWM發生器276繼而通過開關模式調節器170來控制提供到功率放大器162的干線電壓。在某些實施例中，只要最小電壓樣本的值小于輸入到區塊262中的最低目標278，就可根據通過最小電壓樣本表征的波形網絡來調制干線電壓。當最小電壓樣本指示包絡功率水平低時，例如，區塊274可引起低干線電壓被提供到功率放大器162，其中僅當最小電壓樣本指示最大包絡功率水平時才提供滿干線電壓。當最小電壓樣本降至最低目標278之下時，區塊274可引起干線電壓保持在適于確保功率放大器162的適當操作的最小值。
圖33A-33C示出了根據多種實施例的外科裝置的控制電路。如上文結合圖10所述，控制電路可修改由發生器102發送的詢問信號的特性。詢問信號的特性(可獨特地指示控制電路的狀態或模式)能夠通過發生器102進行識別并用于控制其操作方面。控制電路可包含在超聲外科裝置中(如超聲外科裝置104的手持件116中)或電外科裝置中(如電外科裝置106的手持件130中)。參見圖33A的實施例，控制電路300-1可連接到發生器102，以從信號調節電路202 (如從發生器端子HS和SR(圖10)通過電纜112或電纜128的導線對)接收詢問信號(如2kHz的雙極性詢問信號)。控制電路300-1可包括第一支路，所述第一支路包括串聯的二極管Dl和D2以及與D2并聯的開關SWl。控制電路300-1還可包括第二支路，所述第二支路包括串聯的二極管D3、D4和D5、與D4并聯的開關SW2以及與D5并聯的電阻器Rl。在某些實施例中并且如圖所示，D5可為齊納二極管。控制電路300-1可另外包括數據存儲元件302，所述數據存儲元件302與第二支路的一個或多個部件(如D5、R1) —起限定數據電路304。在某些實施例中，數據存儲元件302以及可能地數據電路304的其他部件可包含在外科裝置的器械(如器械124、器械134)中，其中控制電路300-1的其他部件(如SW1、Sff2, Dl、D2、D3、D4)包含在手持件(如手持件116、手持件130)中。在某些實施例中，數據存儲元件302可為單線總線裝置(如單線協議EEPR0M)或其他單線協議或局域互連網絡(LIN)協議裝置。在一個實施例中，例如，數據存儲元件302可包括得自Maxim IntegratedProducts, Inc. (Sunnyvale, CA)的 Maxim DS28EC20 l-ffire EEPR0Mo 數據存儲兀件 302為可包含在數據電路304中的電路元件的一個實例。數據電路304可另外或作為另外一種選擇包括能夠發送或接收數據的一個或多個其他電路元件或部件。這些電路元件或部件可能夠(例如)發送由一個或多個傳感器(基于器械的溫度傳感器)采集的數據和/或從發生器102接收數據，并且基于所接收數據向用戶提供指示(如LED指示或其他可見指示)。
在操作期間，可將得自信號調節電路202的詢問信號(如2kHz的雙極性詢問信號)施加在控制電路300-1的整個兩個支路上。這樣，能夠通過SWl和SW2的狀態獨特地確定在整個支路上顯現的電壓。例如，當SWl打開時，在用于詢問信號的負值的整個控制電路300-1上的電壓降將為在整個Dl和D2上的正向電壓降之和。當SWl關閉時，用于詢問信號的負值的電壓降將僅由Dl的正向電壓降確定。因此，例如，如果對于Dl和D2中的每一個都具有O. 7伏的正向電壓降，則SWl的打開和關閉狀態可分別對應于I. 4伏和O. 7伏的電壓降。同樣，在用于詢問信號的正值的整個控制電路300-1上的電壓降能夠由SW2的狀態獨特地確定。例如，當SW2打開時，在整個控制電路300-1上的電壓降將為在整個D3和D4上的正向電壓降(如I. 4伏)與D5的擊穿電壓(如3. 3伏)之和。當SW2關閉時，在整個控制電路300-1上的電壓降將為在整個D3上的正向電壓降與D5的擊穿電壓之和。因此，發生器102可基于顯現在控制電路300-1的整個輸入端上的詢問信號電壓(如通過信號調節電路202的ADC測定)來識別SWl和SW2的狀態或模式。在某些實施例中，發生器102可能夠通過第二數據電路接口 210 (圖10)和電纜112或電纜128的導線對來與數據電路304并且具體地講與數據存儲元件302通信。用于與數據電路304通信的通信協議的頻帶可以高于詢問信號的頻帶。在某些實施例中，例如，
用于數據存儲元件302的通信協議的頻率可為(例如)200kHz或顯著更高的頻率，而用于確定SWl和SW2的不同狀態的詢問信號的頻率可為(例如)2kHz。二極管D5可將提供到數據存儲元件302的電壓限制到合適的工作范圍(如3. 3-5V)。如上文結合圖10所述，數據電路304并且具體地講數據存儲元件302可儲存涉及與其相關的具體外科器械的信息。此類信息能夠由發生器102檢索并且包括(例如)型號、序列號、其中已使用外科器械的多個操作和/或任何其他類型的信息。另外，可將任何類型的信息從發生器102傳送到數據電路304，以用于儲存在數據存儲元件302中。此類信息可包括(例如)其中已使用器械的已更新的操作次數以及/或其使用的日期和/或時間。如上所述，數據電路304可另外或作為另外一種選擇包括除數據存儲元件302之外的用于發送或接收數據的部件或元件。這些部件或元件可能夠(例如)發送由一個或多個傳感器(如基于器械的溫度傳感器)采集的數據和/或從發生器102接收數據，并且基于所接收數據向用戶提供指示(如LED指示或其他可見指示)。控制電路的實施例可包括額外的開關。參照圖33B的實施例，例如，控制電路300-2(共計三個開關)可包括具有第一開關SWl和第二開關SW2的第一支路，其中SWl和SW2狀態的每一種組合都對應于在整個控制電路300-2上的唯一電壓降，以用于詢問信號的負值。例如，SWl的打開和關閉狀態分別添加或移除D2和D3的正向電壓降，并且SW2的打開和關閉狀態分別添加或移除D4的正向電壓降。在圖33C的實施例中，控制電路300-3的第一支路包括三個開關(共計四個開關)，其中齊納二極管D2的擊穿電壓用于辨別操作Sffl導致的電壓降變化和操作SW2和SW3導致的電壓變化。圖14和圖15示出了根據多種實施例的外科裝置的控制電路。如上文結合圖10所述，控制電路可修改由發生器102發送的詢問信號的特性。詢問信號的特性(可獨特地指示控制電路的狀態或模式)能夠通過發生器102進行識別并用于控制其操作方面。圖14的控制電路280可包含在超聲外科裝置中(如超聲外科裝置104的手持件116中)，并且圖15的控制電路282可包含在電外科裝置中(如電外科裝置106的手持件130中)。參見圖14，控制電路280可連接到發生器102，以從信號調節電路202 (如從發生器端子HS和SR(圖10)通過電纜112的導線對)接收詢問信號(如2kHz的雙極性詢問信號)。控制電路280可包括第一開關SWl和第二開關SW2，第一開關SWl與第一二極管Dl串聯，以限定第一支路，第二開關SW2與第二二極管D2串聯，以限定第二支路。第一支路和第二支路可為并聯的，使得D2的正向導電方向與Dl的正向導電方向相反。詢問信號可施加在整個兩個支路上。當SWl和SW2均打開時，控制電路280可限定開路。當SWl閉合并且SW2打開時，詢問信號可沿第一方向發生半波整流(如詢問信號的正半波被阻隔)。當Sffl打開并且SW2閉合時，詢問信號可沿第二方向發生半波整流(如詢問信號的負半波被阻隔)。當SWl和SW2均閉合時，可能不進行整流。因此，基于對應于SWl和SW2的不同狀態的詢問信號的不同特性，發生器102可根據顯現在控制電路280的整個輸入端上的電壓信號(如通過信號調節電路202的ADC測定)來識別控制電路280的狀態或模式。在某些實施例中并且如圖14所示，電纜112可包括數據電路206。數據電路206可包括(例如)非易失性存儲裝置，例如EEPROM裝置。發生器102能夠通過第一數據電路接口 204與數據電路206交換信息，如上文結合圖10所述。此類信息可專用于與電纜112形成一體或能夠結合電纜112使用的外科裝置，并且可包括(例如)型號、序列號、其中已使用外科裝置的多個操作和/或任何其他類型的信息。信息也可從發生器102傳送到數據電路206，以用于在其中儲存，如上文結合圖10所述。在某些實施例中并且參照圖33E-33G， 數據電路206可設置在用于接合具有發生器102的專用外科裝置類型或模型的適配器中。參見圖15，控制電路282可連接到發生器102，以從信號調節電路202 (如從發生器端子HS和SR(圖10)通過電纜128的導線對)接收詢問信號(如2kHz的雙極性詢問信號)。控制電路282可包括串聯的電阻器R2、R3和R4，其中開關SWl和SW2分別連接在整個R2和R4上。詢問信號可施加在整個串聯電阻器的至少一個上，以在控制電路282上產生電壓降。例如，當SWl和SW2均打開時，能夠通過R2、R3和R4來確定電壓降。當SWl閉合并且SW2打開時，能夠通過R3和R4來確定電壓降。當SWl打開并且SW2閉合時，能夠通過R2和R3來確定電壓降。當SWl和SW2均閉合時，能夠通過R3來確定電壓降。因此，發生器102可基于在整個控制電路282上的電壓降(如通過信號調節電路202的ADC測定)來識別控制電路282的狀態或模式。圖16示出了超聲外科裝置(例如超聲外科裝置104)的控制電路280-1的一個實施例。控制電路280-1，除了包括圖14的控制電路280的部件之外，還可包括具有數據存儲元件286的數據電路284。在某些實施例中，數據存儲元件286以及可能地數據電路284的其他部件可包含在超聲外科裝置的器械(如器械124)中，其中控制電路280-1的其他部件OnSWl、SW2、Dl、D2、D3、D4、Cl)包含在手持件(如手持件116)中。在某些實施例中，數據存儲元件286可為單線總線裝置(如單線協議EEPR0M)或其他單線協議或局域互連網絡(LIN)協議裝置。在一個實施例中，例如，數據存儲元件286可包括得自Maxim IntegratedProducts, Inc. (Sunnyvale, CA)的 Maxim DS28EC20 l_Wire EEPR0M。在某些實施例中，發生器102可能夠通過第二數據電路接口 210 (圖10)和電纜112的導線對來與數據電路284并且具體地講與數據存儲元件286通信。具體地講，用于與數據電路284通信的通信協議的頻帶可高于詢問信號的頻帶。在某些實施例中，例如，用于數據存儲元件286的通信協議的頻率可為(例如)200kHz或顯著更高的頻率，而用于確定SWl和SW2的不同狀態的詢問信號的頻率可為(例如)2kHz。因此，數據電路284的電容器Cl的值可被選擇為使得數據存儲元件286對相對低頻的詢問信號被“隱藏”，同時允許發生器102在較高頻率的通信協議下與數據存儲元件286通信。串聯的二極管D3可保護數據存儲元件286以防經受詢問信號的負向周期，并且并聯的齊納二極管D4可將提供到數據存儲元件286的電壓限制到合適的工作范圍(如3. 3-5V)。當處于正向導電模式時，D4也可使詢問信號的負向周期夾接到大地。如上文結合圖10所述，數據電路284并且具體地講數據存儲元件286可儲存涉及與其相關的具體外科器械的信息。此類信息能夠由發生器102檢索并且包括(例如)型號、序列號、其中已使用外科器械的多個操作和/或任何其他類型的信息。另外，可將任何類型的信息從發生器102傳送到數據電路284，以用于儲存在數據存儲元件286中。此類信息可包括(例如)其中已使用器械的已更新的操作次數以及/或其使用的日期和/或時間。此外，由于發生器102和外科裝置之間的不同類型的通信可為頻帶分離的，因此所存在的數據存儲元件286對沒有必要數據讀取功能的發生器而言可能“不可見”，從而使得外科裝置能夠具有向后兼容性。在某些實施例中并且如圖17所示，數據電路284-1可包括感應器LI，以將數據存儲元件286與SWl和SW2的狀態隔離開。添加LI可另外使得在電外科裝置中能夠使用數據電路284-1。圖18 (例如)示出了結合圖15的控制電路282和圖17的數據電路284-1的控制電路282-1的一個實施例。在某些實施例中，數據電路可包括一個或多個開關，以修改通過數據電路接收的詢問信號的一個或多個特性(如大小、整流)，使得基于所述一個或多個特性可獨特地識別一個或多個開關的狀態或模式。圖19 (例如)示出了控制電路282-2的一個實施例，其中數據電路284-2包括與D4并聯的開關SW3。可從發生器102 (如從圖10的信號調節電路202)以如下頻率發送詢問信號，所述頻率足以使詢問信號通過Cl被數據電路284-2接收，但通過LI與控制電路282-2的其他部分阻隔開。這樣，可使用第一詢問信號(如25kHz下的雙極性詢問信號)的一個或多個特性來識別SW3的狀態，并且可使用較低頻率下的第二詢問信號(如2kHz下的雙極性詢問信號)的一個或多個特性來識別SWl和SW2的狀態。盡管所添加的SW3是結合電外科裝置中的控制電路282-2示出的，但應當理解，SW3可添加到超聲外科裝置的控制電路，諸如(例如)，圖17的控制電路280-2。另外應當理解，除SW3之外，還可將開關添加到數據電路。如圖20和圖21所示，例如，數據電路284-3和284-4的實施例可分別包括第二開關SW4。在圖20中，可選擇齊納二極管D5和D6的電壓值，使得它們的電壓值為足夠不同，以允許在存在噪聲的情況下可靠地分辨詢問信號。D5和D6的電壓值之和可等于或小于D4的電壓值。在某些實施例中，根據D5和D6的電壓值，可以從圖20所示的數據電路284-3的實施例中移除D4。在某些情況下，開關(如SW1-SW4)可阻礙發生器102與數據存儲元件286通信的能力。在一個實施例中，如果開關的狀態使其妨礙發生器102與數據存儲元件286之間的通信，則通過說明錯誤來解決該問題。在另一個實施例中，僅當發生器102確定開關狀態不 會妨礙通信時，發生器102才可允許與數據存儲元件286通信。由于開關的狀態在某種程度上可能無法預測，因此發生器102可重復性地進行這種測定。在某些實施例中，添加LI可防止由數據電路外部的開關(如SWl和SW2)引起的干擾。對于包含在數據電路內的開關(如SW3和SW4)，能夠通過添加電容值顯著小于Cl的電容器C2 (如C2 << Cl)來實現利用頻帶分離的開關隔離。包括C2的數據電路284-5、284-6、284-7的實施例分別示于圖22-24 中。
在圖16-24的實施例的任何者中，根據D4的頻率響應特性，可能期望或有必要添加與D4并聯且指向同一方向的快速二極管。圖25示出了控制電路280-5的一個實施，其中使用大小調制的通信協議(如大小調制的Ι-Wire .協議，大小調制的LIN協議)實施發生器102和數據存儲元件之間的通信。高頻載波(如8MHz或更高)上的通信協議的大小調制顯著增加低頻詢問信號(如2kHz的詢問信號)和用于圖16-24的實施例中的通信協議的本征“基帶”頻率之間的頻帶分離。控制電路280-5可類似于圖16的控制電路280-1，其中數據電路288包括附加的電容器C3和電阻器R5，所述電容器C3和電阻器R5與D3相結合來解調由數據存儲元件286接收的幅度調制的通信協議。如在圖16的實施例中，D3可保護數據存儲元件286以防經受詢問信號的負向周期，D4可將提供到數據存儲元件286的電壓限制到合適的工作范圍(如3. 3-5V)并且當處于正向導電模式時，可將詢問信號的負向周期夾接到大地。增加的頻率分離可允許Cl稍小于圖16-24的實施例。另外，載波信號的較高頻率也可改善與數據存儲元件的通信的噪聲抗擾度，因為該頻率還遠離能夠由用于同一手術室環境中的其他外科裝置產生的電噪聲的頻率范圍。在某些實施例中，載波的相對較高頻率與D4的頻率響應特性相結合可能期望或有必要添加與D4并聯且指向同一方向的快速二極管。通過添加感應器LI來阻止對通過數據電路288外部的開關(如SWl和SW2)引起的數據存儲元件286通信的干擾，可將數據電路288用于電外科器械的控制電路中，如圖26的數據電路288-1的實施例所示。除C2和R3以及較可能需要使用的D7之外，圖25和圖26中的實施例類似于圖16-24的“基帶”實施例。例如，可將開關添加到圖19-21的數據電路的方式可直接適用于圖25和圖26的實施例(包括從圖20的調制載波等效形式中除去D4的可能性)。實施于圖22-24中的數據電路的調制載波等效形式可僅需要添加與C2串聯的適當大小的感應器L2，以便將附加開關(如SW3、SW4)的詢問頻率與如下中間頻帶隔離，所述中間頻帶位于載波頻率和數據電路外部的開關的較低詢問頻率之間。一個這種數據電路282-7的實施例示于圖27中。在圖27的實施例中，可解決通過SWl和SW2的狀態引起的對發生器與數據存儲元件286通信的能力的干擾，如上文結合圖19-24的實施例所述。例如，如果開關狀態將阻止通信，則發生器102可說明錯誤，或僅當發生器102確定開關狀態將不引起干擾時，發生器102才可允許通信。在某些實施例中，數據電路可不包括存儲信息的數據存儲元件286 (如EEPROM裝置)。圖28-32示出了下述控制電路的實施例，所述控制電路使用電阻和/或感應元件來修改詢問信號的一個或多個特性(如大小、相位)，使得可基于所述一個或多個特性來唯一地識別控制電路的狀態或模式。在圖28中，例如，數據電路290可包括識別電阻器R1，其中選擇Cl的值，使得Rl對用于確定SWl和SW2的狀態的第一低頻詢問信號(如2kHz的詢問信號)被“隱藏”。通過在控制電路280-6輸入端測量得自位于顯著較高頻帶內的第二詢問信號的電壓和/或電流(如大小，相位)，發生器102可利用Cl來測量Rl的值，以便確定多個識別電阻器中的哪一個包含在器械中。發生器102可使用這種信息來識別器械或器械的具體特性，以使得可最優化控制和診斷方法。能夠通過如下方式解決由SWl和SW2的狀態引起的對發生器測量Rl的能力的任何干擾如果開關狀態將阻止測量，則說明錯誤，或將第二頻率較高的詢問信號的電壓保持在Dl和D2的開啟電壓之下。也能夠通過如下方式來解決這種干擾添加與開關電路串聯的感應器(圖29中的LI)，以阻截第二頻率較高的詢問信號，同時通過第一頻率較低的詢問信號。以此方式添加感應器也可使得能夠使用電外科器械的控制電路中的數據電路290，如圖30的數據電路290-2的實施例中所示。在某些實施例中，可使用允許多個頻率下的詢問的多個電容器Cl來對于給定的信噪比或給定組的部件公差而在較多數量的不同Rl值之間進行區分。在一個此類實施例中，感應器可設置為與除最低值的Cl之外的全部元件串聯，以產生用于不同詢問頻率的特定通帶，如圖31中的數據電路290-3的實施例所示。在基于圖14的控制電路280的控制電路的實施例中，可在無需頻帶分離的情況下來測量識別電阻器。圖32示出了一個此類實施例，其中Rl被選擇為具有相對較高的值。圖33D-33I示出了可用于在發生器102和外科裝置的手持件之間建立電氣連通的多導線的電纜和適配器的實施例。具體地講，電纜可將發生器驅動信號發送到外科裝置，并且使得在發生器102和外科裝置的控制電路之間能夠進行基于控制的通信。在某些實施例中，電纜可與外科裝置一體地形成，或可能夠被外科裝置的合適連接器組件可拆除地接合。電纜112-1、112-2和112-3(分別為圖33E-33G)可能夠與超聲外科裝置(如超聲外科裝置104)結合使用，并且電纜128-1(圖33D)可能夠與電外科裝置(如電外科裝置106)結合使用。電纜中的一個或多個可能夠與發生器102直接連接，諸如(例如)，電纜112-1。在此類實施例中，電纜可包括數據電路(如數據電路206)，所述數據電路用于儲存涉及與其相關的具體外科裝置的信息(如型號、序列號、其中已使用外科裝置的多個操作和/或任何其他類型的信息)。在某些實施例中，電纜中的一個或多個能夠通過適配器連接到發生器102。例如，電纜112-2和112-3能夠通過第一適配器292 (圖331)連接到發生器102，并且電纜128-1能夠通過第二適配器294(圖33H)連接到發生器102。在此類實施例中，數據電路(如數據電路206)可設置在電纜(如電纜112-2和112-3)中或適配器(如第二適配器294)中。在多種實施例中，發生器102可與外科裝置104、106電隔離，以便防止患者體內的不利和可能有害的電流。例如，如果發生器102和外科裝置104、106不是電隔離的，則通過驅動信號提供到裝置104、106的電壓能夠潛在地改變由裝置104、106作用的患者組織的電勢，并由此導致患者體內的不利電流。應當理解，當使用并非旨在使任何電流通過組織的超聲外科裝置104時，這種問題更為嚴重。因此，漏電流的有源降噪的描述的其余是參照超聲外科裝置104進行描述的。然而，應當理解，本文所述的系統和方法也可適用于電外科裝置106。根據多種實施例，可使用隔離變壓器(諸如隔離變壓器156)，以在發生器102和外科裝置104之間提供電隔離。例如，變壓器156可在上述非隔離工位154和隔離工位152之間提供隔離。隔離工位154可與外科裝置104通信。驅動信號能夠通過發生器102 (如發生器模塊108)提供到隔離變壓器156的主線圈164，并且從隔離變壓器的次線圈158提供到外科裝置104。然而考慮到實際變壓器的非理想因素，這種裝置可能不提供完全電隔離。例如，實際變壓器可在主線圈和次線圈之間具有雜散電容。雜散電容可防止完全電隔離，并且允許存在于主線圈上的電勢影響次線圈上的電勢。這可導致患者體內的漏電流。、
現代行業標準(諸如國際電工技術委員會(IEC)60601-1標準)將可容許的患者漏電流限制為10 μ A或更小。能夠通過在隔離變壓器的次線圈和大地(如地球地)之間提供漏電電容器來無源地減少漏電流。漏電電容器可用于穩定通過隔離變壓器的雜散電容從非隔離側連接的患者側電勢的變化并由此減少漏電流。然而，當發生器102提供的驅動信號的電壓、電流、功率和/或頻率增加時，漏電流也可增加。在多種實施例中，感應的漏電流可增加至超出無源漏電電容器將其保持在10 μ A和/或其他漏電流標準之下的容量。因此，多種實施例涉及用于漏電流的有源降噪的系統和方法。圖34示出了用于漏電流的有源降噪的電路800的一個實施例。可作為發生器102的一部分或結合發生器102來實施電路800。該電路可包括具有主線圈804和次線圈806的隔離變壓器802。可在整個主線圈804上提供驅動信號816，由此在整個次線圈806上產生隔離的驅動信號。除了隔離的驅動信號，隔離變壓器802的雜散電容808還可將驅動信號相對于大地818的電勢的 一些分量連接到患者側的次線圈806。漏電電容器810和有源降噪電路812可按如圖所示進行提供，并且連接在次線圈806和大地818之間。有源降噪電路812可產生反相驅動信號814，所述反相驅動信號814可與驅動信號816具有約180°的相位差。有源降噪電路812可電連接到漏電電容器810，以將漏電電容器驅動到如下電勢，所述電勢相對于大地818而言與驅動信號816具有約180°的相位差。因此，患者側次線圈806上的電荷能夠通過漏電電容器810而非通過患者而到達大地818，從而減少漏電流。根據多種實施例，漏電電容器810可被設計為滿足足夠的行業、政府和/或設計的穩健性標準。例如，漏電電容器810可為符合IEC 60384-14標準的Y型電容器，并且/或可包括多個串聯的物理電容器。圖35示出了能夠通過發生器102實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路820的一個實施例。電路820可包括發生器電路824和患者側電路822。發生器電路824可產生和/或調制驅動信號，如本文所述。例如，在一些實施例中，發生器電路824可以類似于上述非隔離工位154的方式工作。另外，例如，患者側電路822可以類似于上述隔離工位152的方式工作。能夠通過隔離變壓器826在發生器電路824和患者側電路822之間提供電隔離。隔離變壓器826的主線圈828可連接到發生器電路824。例如，發生器電路824可在整個主線圈828上產生驅動信號。可根據任何合適的方法在整個主線圈828上產生驅動信號。例如，根據多種實施例，主線圈828可包括可保持為DC電壓(如48伏)的中心分接頭829。發生器電路824可包括分別連接到主線圈828的其他端部的輸出級825、827。輸出級825、827可使得與驅動信號相對應的電流流入主線圈828。例如，當輸出級827將其輸出電壓降到低于中心分接頭電壓由此使得輸出級827從整個主線圈828吸收電流時，可實施驅動信號的正性部分。可在次線圈830中感應相應的電流。同樣，當輸出級827將其輸出電壓降到低于中心分接頭電壓由此使得輸出級825從整個主線圈828吸收相反電流時，可實施驅動信號的負性部分。這可在次線圈830中感應相應的、相反的電流。患者側電路822可對所分離的驅動信號進行多種信號調節和/或其他處理，所述驅動信號能夠通過輸出線路821、823提供到裝置104。有源降噪變壓器832可具有主線圈834和次線圈836。主線圈834可電連接到隔離變壓器826的主線圈828，使得在整個線圈834上提供驅動信號。例如，主線圈834可包括兩個線圈843、845。第一線圈845的第一端835和第二線圈843的第一端839可電連接到線圈828的中心分接頭829。第一線圈845的第二端841可電連接到輸出級827，而第二線圈843的第二端837可電連接到輸出級825。降噪變壓器832的次線圈836可連接到大地818和降噪電容器840的第一電極。降噪電容器840的另一個電極可連接到輸出線路823。也可在整個次線圈836上并聯地電連接任選的負載電阻器838。根據多種實施例，有源降噪變壓器的次線圈836可卷繞和/或用線連接到其他部件840、838、818，使得其極性與主線圈834的極性相反。例如，可在整個次線圈836上感應 反相驅動信號。相對于大地818而言，反相驅動信號與在有源降噪變壓器832的整個主線 圈834上提供的驅動信號可具有180°的相位差。與負載電阻器838相結合,次線圈836可在降噪電容器840處提供反相驅動信號。因此，因驅動信號而引起出現在患者側電路822處的泄漏電勢的電荷可被吸引到降噪電容器840。這樣，電容器840、次線圈836和負載電阻器838可將潛在漏電流擴散到大地818，從而使患者漏電流最小化。根據多種實施例，可選擇組件832、838、840的參數，以使漏電流降噪最大化，并且在多種實施例中減少電磁發射。例如，有源降噪變壓器832能夠由材料并且根據如下結構制成，所述結構允許其匹配隔離變壓器826的頻率、溫度、濕度和其他特性。可選擇有源變壓器832的其他參數(如匝數、匝數比等)，以在使輸出感應電流、電磁(EM)發射最小化與因所施加的外部電壓產生的漏電流之間實現平衡。例如，電路820可能夠滿足IEC 60601或其他合適的行業或政府標準。可類似地選擇負載電阻器838的值。另外，可選擇降噪電容器840的參數(如電容等)，以盡可能地匹配產生感應漏電流的雜散電容的特性。圖36示出了能夠通過發生器102實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路842的替代實施例。電路842可類似于電路820，然而，有源降噪變壓器832的次線圈836可電連接到輸出線路823。降噪電容器823可串聯地連接在次線圈836和大地818之間。電路842可以類似于電路820的方式工作。根據多種實施例，(如當有源降噪變壓器832為升壓變壓器時)，可使總工作電壓(例如，如IEC 60601-1中所限定的)最小化。圖37示出了能夠通過發生器102實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路844的替代實施例。電路844可省去有源降噪變壓器832并且將其替換為隔離變壓器826的第二次線圈846。第二次線圈846可連接到輸出線路823。降噪電容器840可串聯地連接在第二次線圈846和大地之間。第二次線圈可卷繞和/或用線連接成具有與主線圈828和次線圈830相反的極性。因此，當在整個主線圈828上存在驅動信號時，則如上文所述，可在整個次線圈846上存在反相驅動信號。因此，電路844可以類似于上文參照電路820和842所述的方式來消除漏電流。省去有源降噪變壓器832 (如電路844所示)可降低部件數量、成本和復雜度。圖38示出了能夠通過發生器102實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路848的另一個實施例。電路848可能夠消除因電容連接(如上文所述)以及其他外部效應(諸如(例如)頻率特異性效應(如得自電源的60Hz或其他頻率噪聲)、路徑效應、負載效應等)在患者側電路822中產生的外部電流。取代電連接到大地818，降噪電容器840可連接到校正控制電路851，如電路848中所示。電路851可包括數字信號處理器(DSP)850或其他處理器。DSP 850可接收輸入858 (如通過模-數字轉換器)。輸入858可為往往指示可引起附加漏電流的外部效應的值。這種輸入的實例可為(例如)電源參數、負載數據(例如電阻)、或描述從電路848到裝置104的路徑的其他值等。基于輸入858，DSP 85可產生降噪電勢，所述降噪電勢在提供給降噪電容器840時可消除因外部效應產生的患者側電流。降噪電勢可以數字形式提供給數字-模轉換器852，所述數字-模轉換器852可將降噪電勢的模形式提供給降噪電容器840。因此，在整個降噪電容器840上的電壓降可取決于整個第二次線圈846上存在的反相驅動信號以及由電路851的建立的降噪電勢。示出的電路848省去了有源降噪變壓器832并且具有電路844構型中的電容器840和第二次線圈846。然而，應當理解，校正控制電路851可用于本文所述的構型(如820、842、844等)中的任何者中。例如，在電路820、842、844中的任何者中，校正控制電路851可被替換成大地818。圖39示出了能夠通過發生器102實施的用于提供漏電流的降噪的電路860的實施例。根據電路860，降噪電容器840可連接在隔離變壓器826的主線圈828和輸出線路823(如公用輸出線路)之間。這樣，反相驅動信號可出現在整個降噪電容器840上，由此產 生與上述那些類似的漏電流降噪效果。圖40示出了能夠通過發生器102實施的用于提供漏電流的降噪的電路862的另一個實施例。電路862可類似于電路860，不同的是降噪電容器可連接在輸出線路823 (如公用輸出線路)和兩個附加電容器864、866之間。電容器864可連接在降噪電容器840和隔離變壓器826的主線圈828之間。電容器866可連接在降噪電容器840和大地818之間。電容器864、866的組合可提供到大地的射頻(RF)路徑，由此可提高發生器102的RF性能(如通過減少電磁發射)。外科發生器(諸如示意性地示于圖10中的發生器102)(例如)可電連接到多種外科器械。外科器械可包括(例如)基于RF的器械和基于超聲的裝置兩者。圖41示出了根據本發明的一個非限制性實施例的插座組件和連接器組件接口 900。在一個實施例中，接口 900包括插座組件902和連接器組件920。連接器組件920可電連接到電纜921的遠端，所述電纜921最終連接到(例如)手持式外科器械。圖59示出了根據一個非限制性實施例的外科發生器1050。外科發生器1050可包括外科發生器主體1052，所述外科發生器主體1052通常包括發生器的外殼。外科主體1052可限定用于接收插座組件(諸如圖59所示的插座組件1058)的孔口 1054。現在參見圖41和圖59，插座組件902可包括密封件906，所述密封件906通常阻止液體通過孔口 1054進入外科發生器1050中。在一個實施例中，密封件906為環氧樹脂密封件。圖42為根據一個非限制性實施例的插座組件902的分解側視圖。插座組件902可包括多個部件，諸如磁體212。插座組件902還可包括可排列成大致圓形構造或任何其他合適構造的多個承窩908。圖48為根據一個非限制性實施例的承窩908的放大視圖。在一個實施例中，承窩908為分叉的并且插座組件902包括九個分叉承窩908，而在其他實施例中可使用更多或更少的承窩。承窩908中的每一個都可限定用于接收導電引腳的內腔910，如下文更詳細所述。在一些實施例中，多種承窩908將以不同高度安裝在插座組件902內，使得當連接器組件插入到插座組件中時首先接觸某些承窩而后接觸其他承窩。圖43為根據一個非限制性實施例的連接器組件920的分解側視圖。連接器組件920可包括(例如)連接器組件主體922，所述連接器組件主體922包括插入部分924，所述插入部分924的尺寸被設計為由插座組件902接收，如在下文更詳細所述。連接器組件920可包括多個其他部件，諸如鐵質引腳926、電路板928和多個導電引腳930。如圖54所示，鐵質引腳926可為圓柱形的。例如，在其他實施例中，鐵質引腳926可為其他形狀，諸如矩形。鐵質引腳926可為鋼、鐵、或任何其他的磁性相容材料(被吸引到磁場或可被磁化)。鐵質引腳926也可具有肩部927或其他類型的橫向延伸特征。現在參見圖55，導電引腳930可附連到電路板928或從電路板928延伸。電路板928還可包括裝置識別電路，諸如圖33E-33G所示的電路。因此，在多種實施例中，電路板928可帶有EEPROM、電阻器、或任何其他電子部件。在一些實施例中，電路板928的部分可進行灌封或換句話講封裝，以改善外科裝置的無菌性和有助于耐水性。
再次參見圖43，連接器組件920還可包括應變減輕構件932。如圖56所示，應變減輕構件932通常接納電纜負載，以防止該負載施加到電路板928和/或承窩908。在一些實施例中，應變減輕構件932可包括有助于組裝的對準凹口 934。再次參見圖43，連接器組件920還可包括連接到連接器組件主體922的防護罩936。圖57示出了根據一個非限制性實施例的防護罩936。防護罩936通常可用作相關電纜的彎曲減輕件并且可有助于密封連接器組件920。在一些實施例中，防護罩936可按扣到連接器組件主體922上。對于高壓釜應用，防護罩936可為包覆成型部件。在其他實施例中，可使用其他附接技術，諸如粘合劑或旋轉焊接。圖44為圖41所示的插座組件902的透視圖。圖45為插座組件902的分解透視圖。圖46為插座組件902的前正視圖。圖47為插座組件902的側正視圖。參見圖44-47，插座組件902可包括凸緣950。凸緣950可具有內壁952和外壁954。凸緣表面956跨過內壁952和外壁954。內壁952可包括至少一個彎曲部分和至少一個線性部分。凸緣950的內壁952限定具有獨特幾何形狀的腔體960。在一個實施例中，腔體960由約270度的圓和兩個線性部分限定，所述兩個線性部分相切于所述圓并且相交以形成 角。在一個實施例中，Θ角為約90度。在一個實施例中，具有外周邊964的中央凸出部分962設置在腔體960中。中央凸出部分962可具有限定凹槽968的中央表面966。磁體912(圖42)可設置為緊鄰凹槽968。如圖所示，承窩908可設置為穿過由中央凸出部分962的中央表面966限定的孔口 972。在使用圓形排列的承窩908的實施例中，磁體912可設置在由承窩限定的圓的內部。插座主體904還可限定后凹槽976 (圖47)。后凹槽976的尺寸可被設計為接納密封件906。凸緣表面966可傾斜成β角(圖47)。如圖61所不,夕卜科發生器1050的主體1052的表面也可傾斜成β角。圖49為連接器組件920的透視圖，圖50為連接器組件920的分解透視圖。圖51為連接器組件主體922的側正視圖，圖52和圖53分別示出連接器組件主體922的近端和遠端的透視圖。現在參見圖49-53，連接器組件主體922可具有凸緣980。凸緣980可包括至少一個彎曲部分和至少一個線性部分。適配器組件1002和1004可包括由連接器組件主體922 (圖50)包含的基本上類似的部件。例如，適配器組件1002和1004可各自容納具有裝置識別電路的電路板。適配器組件1002和1004也可各自容納鐵質引腳和磁體中的一者，以有助于與外科發生器的連接。凸緣980的外壁982通常可被相似地成型為插座組件902(圖46)的內壁952。凸緣980的內壁984可被相似地成型為中央凸出部分962的外周邊964。連接器組件主體922還可具有包括多個孔口 990的壁988。孔口 990的尺寸可被設計為接納導電引腳930和鐵質引腳926。在一個實施例中，鐵質引腳926的肩部927的尺寸被設定為使得其不能穿過孔口 990。在一些實施例中，鐵質引腳926可以能夠相對于壁988平移。當組裝時，鐵質引腳926的肩部927可設置在壁988和電路板928中間。鐵質引腳926可被設置為使得其在連接器組件920插入到插座組件902中時遇到磁體912的磁場。在一些實施例中，當鐵質引腳926平移到壁988并且碰撞磁體912時，將通過可聽的咔嗒聲指示適當的連接。應當理解，可在鐵質引腳926和磁體912中間設置多種部件，諸如(例如)墊圈，以減小接合部件的偶然磨損。另外，在一些實施例中，磁體912可連接到連接器組件920，并且鐵質引腳926可連接到插座組件902。圖58示出了根據多種非限制性實施例的兩個適配器組件1002和1004。適配器組件1002和1004允許具有多種幾何形狀的連接器組件電連接到外科發生器的插座組件。適配器組件1002能夠適應具有連接器組件1006的外科器械，并 且適配器組件1004能夠適應具有連接器組件1008的外科器械。在一個實施例中，連接器組件1006通過電纜1060與基于RF的外科裝置相聯，并且連接器組件1008通過電纜1062與基于超聲的裝置相聯。應當理解，適配器組件的其他實施例也可適應具有與圖58所示的那些不同的連接器組件的外科器械。圖59示出了根據一個非限制性實施例的插入到外科發生器1050的插座組件1058中之后的適配器組件1002。圖60示出了插入到接適配器組件1002中之后并由此電連接到外科發生器1050的連接器組件1006。類似地，圖61示出了根據一個非限制性實施例的插入到外科發生器1050的插座組件1058中之后的適配器組件1004。圖62示出了插入到適配器組件1004中之后的連接器組件1008。因此，盡管連接器組件1006和1008各自具有不同的幾何形狀，但兩者均可與外科發生器1050結合使用。參見圖58-62，在一個實施例中，適配器組件1002具有包括凸緣1012的遠端部分1010。凸緣1012能夠插入到外科器械1050的插座組件1058中并且可類似于(例如)圖52所示的凸緣980。可將任何數量的導電引腳或其他連接部件設置在遠端部分中，以接合插座組件1058。在一個實施例中，適配器組件1002還具有限定腔體1016的近端部分1014。腔體1016可能夠接納特定的連接器組件，諸如連接器組件1006。應當理解，近端部分1014可基于將與其結合使用的連接器組件的類型進行適當地構造。在一個實施例中，適配器組件1006具有包括凸緣1022的遠端部分1020。凸緣1022能夠插入到外科器械1050的插座組件1058中并且可類似于(例如)圖52所示的凸緣980。適配器組件1004還具有限定腔體1026的近端部分1024。在圖示實施例中，中央部分1028設置在腔體1026中并且能夠接納連接器組件1008。圖63示出了根據一個非限制性實施例的發生器1102的后片1100的透視圖。發生器1102可(例如)類似于圖10所示的發生器102。后片1100可包括多種輸入和/或輸出端口 1104。后片1110還可包括電子紙顯示裝置1106。電子紙顯示裝置1106可基于電泳，其中將電磁場施加到導電材料，使得導電材料具有遷移性。將具有導電性的微粒分布在薄型柔性基底之間，并且微粒(或調色劑粒子)的位置因電磁場的極性的改變而改變，由此顯示數據。實現電子紙的技術方法可使用任何合適的技術來實施，諸如液晶、有機電致發光(EL)、反射膜反射型顯示、電泳、扭轉球或機械反射型顯示。一般來講，電泳為如下現象，其中當粒子懸浮于介質(即，分散介質)中時，粒子為帶電荷的，并且當將電場施加到帶電粒子時，所述粒子通過分散基質移動到具有相反電荷的電極。與電子紙顯示裝置有關的其他論述可見于名稱為 ELECTRONIC PAPER DISPLAY DEVICE, MANUFACTURING METHODAND DRIVING METHOD THEREOF(電子紙顯示裝置、其制備方法和驅動方法)的美國專利號7，751，115，該專利全文以引用方式并入。圖64示出了圖63所示的后片1110。圖65和圖66提供了后片1110的放大視圖。參見圖64-66，電子紙顯示裝置1106可顯示多個信息，諸如序列號、部件號、專利號、警告標記、端口標識符、指示、供應商信息、服務信息、制造商信息、操作信息或任何其他類型的信息。在一個實施例中，能夠通過將計算裝置連接到發生器1102的通信端口(如USB端口)來改變或更新顯示在電子紙顯示裝置1106上的信息。如圖66所示，在一些實施例中，后片1100可包括交互部分1108。在一個實施例中，交互部分1108允許用戶使用輸入裝置(諸如按鈕1110)將信息輸入到發生器1102。交互部分1108還可顯示同時顯示在發生器1102的前面板(未示出)上的信息。在使用超聲外科裝置(諸如超聲外科裝置104)的外科手術中，端部執行器126將超聲能量發送到接觸端部執行器126的組織，以實現切割和密封動作。以此方式施加超聲能量可引起組織的局部加熱。可能需要監測和控制這種加熱，以使不期望的組織損害最小化和/或優化切割和密封動作的有效性。超聲加熱的直接測量需要端部執行器126中或附近的溫度感測裝置。盡管基于傳感器的超聲加熱測量在技術上是可行的，但設計復雜性和其他考慮因素可使得直接測量不切實際。發生器102的多種實施例能夠通過對施加超聲能量引起的溫度或加熱產生估計值來解決該問題。具體地講，發生器102的一個實施例可實施人工神經網絡，以基于多個輸入變量1218來估計超聲加熱。人工神經網絡為基于所經受的已知輸入和輸出模式來學習輸入和輸出之間的復雜、非線性關系(該過程通常稱為“訓練”)的數學模型。人工神經網絡可包括連接在一起以執行數據處理任務的簡單處理單元或節點的網絡。人工神經網絡的結構可在一定程度上類似于大腦中的生物神經網絡的結構。當為人工神經網絡提供輸入數據模式時，其產生輸出模式。對于特定的處理任務，能夠通過提供大量的訓練數據來訓練人工神經網絡。這樣，人工神經網絡能夠通過改變節點間的通信“強度”來改變其結構，以基于訓練數據來改善其性能。圖67示出了人工神經網絡1200的一個實施例，所述人工神經網絡1200用于產生從使用超聲外科裝置(諸如超聲外科裝置104)施加超聲能量導致的估計溫度Test。在某些實施例中，可在發生器102的處理器174和/或可編程邏輯器件166中實施神經網絡。神經網絡1200可包括輸入層1202、限定隱藏層1206的一個或多個節點1204和限定輸出層1210的一個或多個節點1208。為清晰起見，僅示出一個隱藏層1206。在某些實施例中，神 經網絡1200可包括一個或多個級聯排列的附加隱藏層，其中每一個附加隱藏層中的節點1204的數量都可等于或不同于隱藏層1206中的節點1204的數量。層1202、1210中的每一個節點1204、1208都可包括一個或多個權值w 1212、偏值b 1214和轉換函數f 1216。在圖67中，對這些值和函數使用不同的下標旨在示出這些值和函數中的每一個都可不同于其他值和函數。輸入層1202包括一個或多個輸入變量P 1218，其中隱藏層1206的每一個節點1204都接收輸入變量P 1218中的至少一個作為輸入。如圖67所示，例如，每一個節點1204都可接收輸入變量pl218中的全部。在其他實施例中，輸入變量P 1218中的小于全部的量可被節點1204接收。將特定節點1204接收的每一個輸入變量P 1218都通過相應的權值W 1212進行加權，然后加上任何其他以類似方式加權的輸入變量P 1218和偏值b 1214。然后將節點1204的轉換函數f 1216應用到所得之和，以產生節點的輸出。在圖67中，例如，節點1204-1的輸出可以Kn1)給出，其中Ii1 = (W1,
I · Pi+Wlj2 · P2+...+W1, j · P」)+V輸出層1210的特定節點1208可接收得自隱藏層1206的節點1204中的一個或多個的輸出(如每一個節點1208都接收得自圖67中的相應節點1204-1、1204-2、…、1204-i的輸出f\( · )、f2( ·)、…、fj ·))，其中將每一個接收的輸出都通過相應權值w 1212進行加權，并且隨后加上任何其他以類似方式加權的所接收輸入和偏值b 1214。然后將節點1208的轉換函數f 1216應用到所得之和，以產生節點的輸出，該節點的輸出對應于神經網絡1200的輸出(如圖67的實施例中的估計溫度Test)。盡管圖67中的神經網絡1200的實施例在輸出層1210中包括僅一個節點1208，但在其他實施例中神經網絡1200可包括不止一個輸出，在這種情況下輸出層1210可包括多個節點1208。
在某些實施例中，節點1204、1208的轉換函數f 1216可為非線性傳遞函數。在一個實施例中，例如，轉換函數f 1216中的一個或多個可為S形函數。在其他實施例中，轉換函數f 1216可包括正切S形函數、雙曲正切S形函數、對數S形函數、線性傳遞函數、飽和線性傳遞函數、徑向基傳遞函數或一些其他類型的傳遞函數。特定節點1204、1208的轉換函數f 1216可與另一個節點1204、1208的轉換函數f 1216相同或不同。在某些實施例中，通過隱藏層1206的節點1204所接收的輸入變量P 1218可表示(例如)已知或據信對溫度或加熱(因施加超聲能量產生)有影響的信號和/或其他數量或狀態。這種變量可包括(例如)如下中的一個或多個通過發生器102輸出的驅動電壓、通過發生器102輸出的驅動電流、發生器輸出102的驅動頻率、通過發生器102輸出的驅動功率、通過發生器102輸出的驅動能量、超聲換能器114的電阻和施加超聲能量的持續時間。另外，輸入變量P 1218中的一個或多個可與發生器102的輸出無關，并且可包括(例如)端部執行器126的特征(如刀頭尺寸、幾何形狀和/或材料)和超聲能量目標向的組織的具體類型。可訓練神經網絡1200(如通過改變或更改權值w 1212、偏值bl214和轉換函數f1216)，使得其輸出(如圖67的實施例中的估計溫度Test)適當地逼近對于已知值的輸入變量P 1218測量的相關性輸出。能夠通過(例如)如下方式完成訓練提供已知組的輸入變量P1218，將神經網絡1200的輸入與對應于已知組的輸入變量P 1218的測量輸出進行比較，并且修改權值w 1212、偏值b 1214和/或轉換函數Π216，直到神經網絡1200的輸出和相應測量輸出之間的誤差低于預定誤差水平。例如，可訓練神經網絡1200，直到均方誤差低于預定誤差閾值。在某些實施例中，能夠通過神經網絡1200來實施訓練過程的某些方面(如通過網絡1200后向傳播誤差以適應性地調整權值w 1212和/或偏值b 1214)。圖68示出了對于神經網絡1200的一個實施例的具體實施而言的在估計溫度值Test和測量溫度值Tm之間的比較。用于產生圖68中的Test的神經網絡1200包括六個輸入變量P 1218 :驅動電壓、驅動電流、驅動頻率、驅動功率、超聲換能器的電阻和施加超聲能量的持續時間。隱藏層1206包括25個節點，并且輸出層1210包括單個節點1208。基于對頸動脈血管施加13次超聲能量來產生訓練數據。在改變輸入變量P 1218值的250個樣本范圍內基于IR測量方法來測定實際溫度CU，其中基于相應的輸入變量P 1218的值通過神經網絡1200產生估計溫度Test。基于從訓練數據排除的運行來產生圖68所示的數據。在110-190 ° 的區域內，估計溫度Test經證實相當精確地逼近測量溫度Tm。據信，出現在某些區域(諸如110 ° 后的區域)中的估計溫度Test的不一致性能夠通過實施對這些區域具有特異性的附加神經網絡來最小化或減小。另外，可偏移神經網絡1200的經訓練輸出的數據的不一致性可被識別和編程為特殊情況，以進一步改善性能。在某些實施例中，當估計溫度超過用戶定義的溫度閾值Tth時，發生器102可能夠控制超聲能量的施加，使得估計溫度Test保持為等于或低于溫度閾值Tth。例如，在其中驅動電流為神經網絡1200的輸入變量P 1218的實施例中，驅動電流可作為控制變量進行處理和調節，以使Test和Tth之間的差值最小化或減小。可使用反饋控制算法(如PID控制算法)來實施這種實施例，其中Tth輸入到控制算法作為設定點，Test輸入到算法作為處理變量反饋，并且驅動電流對應于算法的可控輸出。在其中驅動電流用作控制變量的情況下，驅動電流值的適當改變應體現在用于訓練神經網絡1200的輸入變量P 1218組中。具體地講，如果訓練數據反映出恒定驅動電流值，則可降低作為控制變量的驅動電流的有效性，因為神經網絡1200可因驅動電流明顯對溫度不具有影響而減小與其相關的權值w 1212。應 當理解，可使用除驅動電流之外的輸入變量P 1218(如驅動電壓)來使Test和Tth之間的差值最小化或減小。根據多種實施例，發生器102可根據一個或多個功率曲線來將功率提供到組織切口。功率曲線可限定遞送到組織的電功率和組織電阻之間的關系。例如，當組織電阻在凝固期間改變(如增加)時，通過發生器102提供的功率也可根據所應用的功率曲線而改變(如降低)。不同的功率曲線可尤其適用于或不適用于不同類型和/或尺寸的組織切口。強力功率曲線(如，需要高功率水平的功率曲線)可適用于大組織切口。當將力度更強的功率曲線應用到較小的組織切口(諸如小血管)時，可導致外部灼熱。外部灼熱可降低外部的凝固/焊接質量并且還可抑制組織內部的完全凝固。類似地，當將不太強力的功率曲線應用到較大組織切口(如較大股)時，可能不能實現止血。圖69示出了顯示實例功率曲線1306、1308、1310的圖表1300的一個實施例。圖表1300包括電阻軸1302，所述電阻軸1302示出了從左向右遞增的潛在組織電阻。功率軸1304示出了從下向上遞增的功率。功率曲線1306、1308、1310中的每一個都可限定沿功率軸1304的一組功率水平，所述功率水平對應于沿電阻軸1302的多個潛在感測的組織電阻。通常，功率曲線可呈現不同的形狀，并且示于圖69中。功率曲線1306顯示具有階梯式形狀，而功率曲線1308、1310顯示具有彎曲形狀。應當理解，多種實施例所使用的功率曲線可呈現任何可用的連續或非連續形狀。功率曲線的功率遞送速率或強度能夠由其在圖表1300上的位置來指示。例如，對于給定組織電阻遞送較高功率的功率曲線可視為力度較強。因此，在兩個功率曲線之間，設置在沿功率軸1304的最上方的曲線可為力度較強。應當理解，一些功率曲線可交疊。可根據任何合適的方法來比較兩個功率曲線的強度。例如，如果第一功率曲線具有與在潛在組織電阻的范圍的至少一半相對應的較高遞送功率，則第一功率曲線在給定的潛在組織電阻范圍內可視為比第二功率曲線的力度更強。另外，例如，在給定的潛在組織電阻范圍內，如果第一曲線下方在該范圍內的面積大于第二曲線下方在該范圍內的面積，則第一功率曲線可視為比第二功率曲線的力度更強。換句話講，當功率曲線以離散形式進行表示時，如果第一功率曲線在給定組的潛在組織電阻上的功率值的總和大于第二功率曲線在所述組的潛在組織電阻上的功率值的總和，則第一功率曲線在所述組的潛在組織電阻上可視為比第二功率曲線的力度更強。根據多種實施例，本文所述的功率曲線移變算法可與任何種類的外科裝置(如超聲裝置104、電外科裝置106)結合使用。在使用超聲裝置104的實施例中，可利用電極157、159來獲取組織電阻讀數。對于電外科裝置，諸如106，可利用第一電極177和第二電極179來獲取組織電阻讀數。在一些實施例中，電外科裝置104可包括設置在電極177、179中的一個或兩個與組織切口之間的正溫度系數(PTC)材料。PTC材料在其達到閾值或觸發溫度(此時，PTC材料的電阻可增加)之前可具有保持相對較低和相對恒定的電阻分布。使用時，PTC材料可設置為接觸組織，同時施加功率。PTC材料的觸發溫度可被選擇為使得其對應于指示焊接或 凝固完成的組織溫度。因此，當焊接或凝固過程完成時，PTC材料的電阻可增加，從而使得實際提供到組織的電功率相應地降低。 應當理解，在凝固或焊接過程期間，組織電阻通常可增加。在一些實施例中，組織電阻可顯示電阻的突然增加，從而指示凝固成功。這種增加可因組織中的生理變化、PTC材料達到其觸發閾值等而產生，并且可發生在凝固過程中的任何點處。形成電阻突然增加可能需要的能量可與所作用的組織的熱量有關。任何給定組織切口的熱量又都可與切口中的組織的類型和數量有關。多種實施例可利用組織電阻的這種突然增加來為給定組織切口選擇合適的功率曲線。例如，發生器102可選擇并且相繼地應用力度較強的功率曲線，直到組織電阻達到指示已產生突然增加的電阻閾值。例如，達到電阻閾值的步驟可指示已利用當前應用的功率曲線適當地進行凝固。電阻閾值可為組織電阻值、組織電阻的變化速率和/或電阻和變化速率的組合。例如，當觀察到特定電阻值和/或變化速率時，可達到電阻閾值。根據多種實施例，不同的功率曲線可具有不同的電阻閾值，如本文所述。圖70示出了用于將一個或多個功率曲線應用到組織切口的工藝流程1330的一個實施例。可使用任何合適數量的功率曲線。可按強度順序相繼地應用功率曲線，直到功率曲線中的一個將組織驅動到電阻閾值。在1332處，發生器102可應用第一功率曲線。根據多種實施例，第一功率曲線可被選擇為以相對低的速率來遞送功率。例如，第一功率曲線可被選擇為在具有最小和最易受損的預期組織切口的情況下避免組織灼熱。可將第一功率曲線以任何合適的方式應用到組織。例如，發生器102可產生實施第一功率曲線的驅動信號。能夠通過調制驅動信號的功率來實施功率曲線。可以任何合適的方式來調制驅動信號的功率。例如，可調制信號的電壓和/或電流。另外，在多種實施例中，驅動信號可為脈動的。例如，發生器102能夠通過改變驅動信號的脈沖寬度、占空比等來調制平均功率。驅動信號可提供到電外科裝置106的第一電極177和第二電極179。另夕卜，在一些實施例中，可將實施第一功率曲線的驅動信號提供到上述超聲裝置104的超聲發生器114。當應用第一功率曲線時，發生器102可監測提供到組織的總能量。可在一個或多個能量閾值下，將組織電阻與電阻閾值進行比較。可存在任何合適數量的能量閾值，所述能量閾值可根據任何合適的方法進行選擇。例如，能量閾值可被選擇為對應于不同組織類型達到電阻閾值的已知點。在1334處，發生器102可確定遞送到組織的總能量是否已達到或超過第一能量閾值。如果總能量仍未達到第一能量閾值，則發生器102可繼續在1332處應用第一功率曲線。如果總能量已達到第一能量閾值，則發生器102可確定是否已達到電阻閾值(1336)。如上文所述，電阻閾值可為預定的電阻變化(如增加)速率、預定電阻、或這兩者的組合。如果達到電阻閾值，則發生器102可繼續在1332處應用第一功率曲線。例如，在第一功率曲線中達到電阻閾值的步驟可表明第一功率曲線的強度足以形成合適的凝固或焊接。如果在1336處未達到電阻閾值，則發生器102可在1338處遞增至下一個力度最強的功率曲線，并且在1332處將該功率曲線用作當前功率曲線。當在1334處達到下一個能量閾值時，發生器102可再次確定在1336處是否已達到電阻閾值。如果未達到，發生器102可再次在1338處遞增至下一個力度最強的功率曲線，并且在1332處遞送該功率曲線。 工藝流程1330可持續進行直到終止。例如，當在1336處達到電阻閾值時，可終止工藝流程1330。達到電阻閾值時，發生器102可應用當時的功率曲線，直到完成凝固或焊接。另外，例如，當用盡所有可用功率曲線時，工藝流程1330可終止。可使用任何合適數量的功率曲線。如果力度最強的功率曲線不能將組織驅動到電阻閾值，則發生器102可繼續應用力度最強的功率曲線，直到以其他方式(如通過臨床醫生或在達到最終能量閾值時)終止該處理。根據多種實施例，工藝流程1330可持續進行，直到出現終止閾值。終止閾值可指示已完成凝固和/或焊接。例如，終止閾值可取決于組織電阻、組織溫度、組織電容、組織電感、實耗時間等中的一個或多個。這些可能是單一終止閾值，或在多種實施例中，不同的功率曲線可具有不同的終止閾值。根據多種實施例，不同的功率曲線可使用不同的電阻閾值。例如，如果第一功率曲線已不能將組織驅動到第一組織電阻閾值，則工藝流程1330可從第一功率曲線過渡為第二功率曲線，并且如果第二功率曲線已不能將組織驅動到第二電阻閾值，則工藝流程1330可隨后從第二功率曲線改變為第三功率曲線。圖71示出了顯示可結合工藝流程1330使用的實例功率曲線1382、1384、1386、1388的圖表1380的一個實施例。盡管示出了四條功率曲線1382、1384、1386、1388，但應當理解,可使用任何合適數量的功率曲線。功率曲線1382可表示力度最不強的功率曲線，并且可首先應用。如果在第一能量閾值下未達到電阻閾值，則發生器102可提供第二功率曲線1384。可根據需要(例如)以上述方式使用其他功率曲線1386、1388。如圖71所示，功率曲線1382、1384、1386、1388具有不同的形狀。然而，應當理解，通過工藝流程1330實施的一組功率曲線中的一些或全部均可具有相同的形狀。圖72示出了顯示可結合圖70的工藝流程使用的實例通用形狀功率曲線1392、1394、1396、1398的圖表的一個實施例。根據多種實施例，通用形狀功率曲線(諸如1392、1394、1396、1398)可為彼此的常數倍數。因此，發生器102能夠通過將不同倍數應用到單個功率曲線來實施通用形狀功率曲線1392、1394、1396、1398。例如，能夠通過曲線1392乘以第一常數倍增器來實施曲線1394。能夠通過曲線1392乘以第二常數倍增器來產生曲線1396。同樣，能夠通過曲線1392乘以第三常數倍增器來產生曲線1398。因此，在多種實施例中，發生器102可在1338處通過改變常數倍增器而遞增至下一個力度最強的功率曲線。根 據多種實施例，能夠通過發生器102的數字裝置(如處理器、數字信號處理器、現場可編程門陣列(FPGA)等)來實施工藝流程1330。這種數字裝置的實例包括(例如)處理器174、可編程邏輯器件166、處理器190等。圖73A-73C示出了如下工藝流程，所述工藝流程描述能夠通過發生器102的數字裝置執行，以通常實施上述工藝流程1330的程序。圖73A示出了用于準備發生器102以作用于新組織切口的程序1340的一個實施例。可在1342處開始新組織切口的啟用或啟動。在1344處，數字裝置可指向第一功率曲線。如上文所述，第一功率曲線可為以工藝流程1330的一部分實施的力度最不強的功率曲線。指向第一功率曲線的步驟可包括指向指示第一功率曲線的確定性公式、指向表示第一功率曲線的查找表、指向第一功率曲線倍增器等。在1346處，數字裝置可使電阻閾值標志復位。如下文所述，設置電阻閾值標志的步驟可指示已達到電阻閾值。因此，重置標志的步驟可指示仍未達到電阻閾值，如在工藝流程1330的開始處可為適當的。在1348處，數字裝置可繼續進行到下一個例程1350。圖73B示出了能夠通過數字裝置進行的監測組織電阻的例程1350的一個實施例。在1352處，可測量負載或組織電阻。可根據任何合適的方法和使用任何合適的硬件來測量組織電阻。例如，根據多種實施例，可使用提供到組織的電流和電壓并根據歐姆定律來計算組織電阻。在1354處，數字裝置可計算電阻變化速率。同樣可根據任何合適的方式來計算電阻變化速率。例如，數字裝置可保持組織電阻的先前值，并且通過將當前組織電阻值與先前值進行比較來計算變化速率。另外，應當理解，例程1350假定電阻閾值為變化速率。在電阻閾值為數值的實施例中，可省去1354。如果組織電阻的變化速率(或電阻本身)大于閾值(1356)，則可設置電阻閾值標志。數字裝置可在1360處繼續進行到下一個例程。圖73C示出了能夠通過數字裝置執行的用于將一個或多個功率曲線提供到組織切口的例程1362的一個實施例。在1364處，可將功率遞送到組織，例如，如上文參照圖70的1334所述。數字裝置能夠通過如下方式指導功率曲線的遞送，例如，通過應用功率曲線以找到用于每一個感測的組織電阻的對應功率、將對應功率調制到提供到第一電極A20和第二電極A22、換能器114等的驅動信號上。在1366處，數字裝置可計算遞送到組織的總累積能量。例如，數字裝置可監測功率曲線遞送的總時間和在每一個時間遞送的功率。可從這些值計算出總能量。在1368處，數字裝置可確定總能量是否大于或等于下一個能量閾值，例如，這類似于上文參照圖70的1334所述的方式。如果未達到下一個能量閾值，則可在1378和1364處繼續應用當前功率曲線。如果在1368處達到下一個能量閾值，則在1370處，數字裝置可確定是否設置電阻閾值標志。電阻閾值標志的狀態可指示是否已達到電阻閾值。例如，如果已達到電阻閾值，則可能已通過例程1350設置電阻閾值標志。如果未設置電阻標志(如未達到電阻閾值)，則數字裝置可在1372處確定是否仍需實施任何力度更強的功率曲線。如果需要，則數字裝置可在1374處使例程1362指向下一個力度更強的功率曲線。例程1362可根據1364處的新功率曲線繼續(1378)遞送功率。如果所有可用的功率曲線均已得到應用，則數字裝置可在1376處使針對組織操作的其余的累積能量的計算和檢查失效。如果已在1370處設置電阻標志(如已達到電阻閾值)，則數字裝置可在1376處使針對組織操作的其余的累積能量的計算和檢查失效。應當理解，在一些實施例中，累積能量計算可繼續進行，而1370、1372、1374和1376可中斷。例如，當累積能量達到預定值時，發生器102和/或數字裝置可實施自動關閉。圖74示出了用于將一個或多個功率曲線應用到組織切口的工藝流程1400的一個實施例。例如，能夠通過發生器102 (如發生器102的數字裝置)來實施工藝流程1400。在1402處，發生器102可將功率曲線遞送到組織。能夠通過將倍增器應用到第一功率曲線來獲得功率曲線。在1404處，發生器102可確定是否已達到電阻閾值。如果仍未達到電阻閾值，則發生器102可隨總施加能量的變化來增加倍增器。這可具有增加所施加功率曲線的強度的作用。應當理解，可周期性或連續地增加倍增器。例如，發生器102可以預定的周期性間隔來檢查電阻閾值(1404)并增加倍增器(1406)。在多種實施例中，發生器102可連續地檢查電阻閾值(1404)并增加倍增器(1406)。隨總施加能量的變化來增加倍增器的步驟可以任何合適的方式來實現。例如，發生器102可應用確定性公式，所述確定性公式接受總 接收能量作為輸入，并且提供相應的倍增器值作為輸出。另外，例如，發生器102可儲存查找表，所述查找表包括用于總施加能量的潛在值和相應倍增器值的表。根據多種實施例，發生器102可將脈動驅動信號提供到組織(如通過外科裝置104、106中的一者)。根據多種實施例，當達到電阻閾值時，倍增器可保持恒定。發生器102可繼續施加功率，例如，直到達到終止閾值。終止閾值可為常數或可取決于倍增器的最終值。在使用脈動驅動信號的一些實施例中，發生器102可將一個或多個復合負載曲線施加到驅動信號，并最終施加到組織。與本文所述的其他功率曲線相似的復合負載曲線可隨所測量組織特性(如電阻)的變化來限定有待遞送到組織的電功率水平。復合負載曲線可(另外)根據所測量的組織特性來限定脈沖特性，諸如脈沖寬度。圖75示出了描述通過發生器102選擇和施加復合負載曲線的框圖1450的一個實施例。應當理解，可利用任何合適類型的發生器或外科裝置來實施框圖1450。根據多種實施例，可使用電外科裝置(諸如上文參照圖4-7所述的裝置106)來實施框圖1450。另外，在多種實施例中，可使用超聲外科裝置(諸如上文參照圖2-3所述的外科裝置104)來實施框圖1450。在一些實施例中，框圖1450可與具有切割以及凝固能力的外科裝置結合使用。例如，RF外科裝置(諸如裝置106)可包括用于在凝固之前或期間切斷組織的刀刃，諸如刀片 175。重新參見圖75，能夠通過(例如)發生器102的數字裝置來執行算法1452，以選擇和應用復合負載曲線1456、1458、1460、1462。算法1452可接收得自時鐘1454的時間輸入，并且還可接收得自傳感器1468的回路輸入1472。回路輸入1472可表示可用于算法1452中以選擇和/或施加復合負載曲線的組織性質或特性。這種特性的實例可包括(例如)電流、電壓、溫度、反射性、施加到組織的力、共振頻率、共振頻率的變化速率等。傳感器1468可為專用傳感器(如溫度計、壓力傳感器等)或可為軟件實施的傳感器，所述軟件實施的傳感器基于其他系統值來獲得組織特性(如基于驅動信號來觀察和/或計算電壓、電流、組織溫度等)。算法1452可(例如)基于回路輸入1472和/或得自時鐘1454的時間輸入來選擇復合負載曲線1456、1458、1460、1462中的一者進行應用。盡管示出了四條復合負載曲線，但應當理解，可使用任何合適數量的復合負載曲線。算法1452可以任何合適的方式應用所選復合負載曲線。例如，算法1452可使用所選復合負載曲線來基于組織電阻(如當前測定的組織電阻可為回路輸入的一部分或可獲得回路輸入)計算功率水平和一個或多個脈沖特性、或超聲裝置104的共振頻率特性。可根據復合負載曲線并基于組織電阻確定的脈沖特性的實例可包括脈沖寬度、斜坡時間和休止時間。在設置點1464處，可將獲得的功率和脈沖特性應用到驅動信號。在多種實施例中，可實施反饋回路1474，以允許更精確地調制驅動信號。在設置點1464的輸出端處，可將驅動信號提供到放大器1466,所述放大器1466可提供合適的放大率。可將放大的驅動信號提供到負載1470(如通過傳感器1468)。負載1470可包括組織、外科裝置104、106和/或將發生器102與外科裝置104、106電連接的任何電纜(如電纜112、128)。圖76示出了如下工藝流程，所述工藝流程示出了如通過發生器102 (如通過發生器102的數字裝置)實施的算法1452的一個實施例。可在1476處激活算法1452。應當理解，可以任何合適的方式激活算法1452。例如，能夠由臨床醫生在啟用外科裝置104、106時(如通過拉引或換句話講致動鉗口閉合扳機138、142、開關、手柄等)激活算法1452。根據多種實施例，算法1452可包括多個區域1478、1480、1482、1484。每一個區域都可表示組織切口的切割和凝固的不同階段。例如，在第一區域1478中，發生器102可進行初始組織條件(如電阻)的分析。在第二區域1480中，發生器102可將能量施加到組織，以便將組織準備用于切割。在第三或切割區域1482中，發生器102可繼續施加能量同時外科裝置104、106切割組織(如對于電外科裝置106，能夠通過推進刀片A18來進行切割)。在弟四或完成區域1484中，發生器102可施加切割后能量，以完成凝固。現在參見第一區域1478，發生器102可測量任何合適的組織條件，包括(例如)電流、電壓、溫度、反射性、施加到組織的力等。在多種實施例中，可根據任何合適的方式來測量組織的初始電阻。例如，發生器102可調制驅動信號，以向組織提供已知電壓或電流。電阻可得自已知電壓和測量電流，反之亦然。應當理解，作為另外一種選擇或除此之外，可以任何其他合適的方式來測量組織電阻。根據算法1452，發生器102可從第一區域1478進行到第二區域1480。在多種實施例中，臨床醫生可(例如)通過關閉發生器102和/或外科裝置104、106而在第一區域1478中結束算法1452。如果臨床醫生終止算法1542，則另外可在1486處終止RF (和/或超聲)遞送。在第二區域1480中，發生器102可開始通過驅動信號將能量施加到組織，以將組織準備用于切割。可根據復合負載曲線1456、1458、1460、1462來施加能量，如下文所述。根據第二區域1480施加能量可包括根據復合負載曲線1456、1458、1460、1462中的一些或全部將脈沖調制到驅動信號上。在多種實施例中，可按照強度順序來相繼地應用復合負載曲線1456、1458、1460、1462(如以適應夾持在器械鉗口中的多種類型的組織體積)。可首先應用第一復合負載曲線1456。發生器102能夠通過將一個或多個第一復合負載曲線脈沖調制到驅動信號上來應用第一復合負載曲線1456。每一個第一復合負載曲線脈沖都可具有根據第一復合負載曲線確定的并且考慮所測量組織電阻的功率和脈沖特性。用于第一脈沖的所測量電阻可為在第一區域1478處測量的電阻。在多種實施例中，發生器102可使用第一復合負載曲線脈沖中的全部或一部分來進行組織電阻或共振頻率的附加測量。可使用該附加測量來確定后續脈沖的功率和其他脈沖特性。 圖77示出了用于產生第一復合負載曲線脈沖的工藝流程1488的一個實施例。能夠通過發生器102(如通過發生器102的數字裝置)來執行工藝流程1488，例如，作為算法1452的一部分。在1490處，發生器102可計算脈沖寬度(Tpw)。可考慮最近的測量組織電阻(Z)并且根據第一復合負載曲線1456來確定脈沖寬度。在1492處，發生器102可在斜坡時間(tramp)內將驅動信號的功率斜坡上升到高達脈沖功率(PLimit)，由此將脈沖施加到組織。可再次考慮最近的測量組織電阻(Z)并且根據第一復合負載曲線1456來確定脈沖功率。斜坡時間可根據考慮組織電阻的復合負載曲線來確定或可為恒定的(如對于所有的第一復合負載曲線脈沖而言為恒定的、對于所有脈沖而言為恒定的等)。發生器102可以任何合適的方式(包括，例如調制通過驅動信號提供的電流和/或電壓)將脈沖功率施加到驅動信號。根據多種實施例，驅動信號可為交流電(A/C)信號，并且因此脈沖本身可包括多個周期的驅動信號。在1494處，可針對脈沖寬度將驅動信號保持在脈沖功率。在脈沖結束時，在1496處，驅動信號可在下降時間(Tfall)內傾斜下降。下降時間可根據考慮組織電阻的第一復合負載曲線來確定或可為恒定的(如對于所有的第一復合負載曲線脈沖而言為恒定的、對于所有脈沖而言為恒定的等)。應當理解，根據實施例，斜坡時間和下降時間可視為或可不視為脈沖寬度的一部分。在1498處，發生器102可暫停休止時間(U。與斜坡時間和下降時間相似，休止時間可根據考慮組織電阻的第一復合負載曲線來確定或可為恒定的(如對于所有的第一復合負載曲線脈沖而言為恒定的、對于所有脈沖而言為恒定的等)。在休止時間完成時，只要是應用了第一復合負載曲線1456，發生器102就可重復工藝流程1488。根據多種實施例，發生器102可將第一復合負載曲線1456應用預定的時間量。因此，可重復工藝流程1488，直到預定的時間量已流逝(如基于從時鐘1454接收的時間輸入來確定)。另外，在多種實施例中，可將第一復合負載曲線應用預定的脈沖數。由于所應用脈沖寬度根據所測組織電阻而改變，因此第一復合負載曲線的所應用總時間也可隨所測組織電阻而改變。根據多種實施例，第一復合負載曲線1456(以及其他復合負載曲線1458、1460、1462)可規定當組織電阻增加時降低脈沖寬度的步驟。因此，較高的初始電阻可導致在第一復合負載曲線中花費較少的時間。在完成第一復合負載曲線1456時，發生器102可在第二區域1480的整個施加過 程中相繼地應用其余強化負載曲線1458、1460、1462。可以類似于上述負載曲線1456的方式來應用每一條負載曲線1458、1460、1462。例如，可產生根據當前負載曲線的脈沖，直到該負載曲線完成(如預定的時間量或預定的脈沖數終止)。對于每一條復合負載曲線1456、1458、1460、1462而言，預定的脈沖數都可為相同的或可為不同的。根據多種實施例，可以類似于工藝流程1488的方式產生根據負載曲線1458、1460、1462的脈沖，不同的是可根據當前復合負載曲線獲得脈沖功率、脈沖寬度以及一些實施例中的斜坡時間、下降時間和休止時間。可在發生多個事件時終止第二區域1480。例如，如果總RF施加時間已超過超時時間，則發生器102可在1486處通過終止RF(和/或超聲)遞送來結束組織工作。另外，多個事件可使發生器102從第二區域1480過渡到第三區域1482。例如，當組織電阻(Z)超過閾值組織電阻(Ztem)并且RF能量已遞送至少超過最少時間(Tstart)時，發生器102可過渡到第三區域1482。閾值組織電阻可為指示組織切口得以充分準備以便通過刀片175進行切割的電阻和/或電阻變化速率。
根據多種實施例，如果在第二區域1480完成之前，最終負載曲線1462在第二區域1480中結束，則可繼續應用最終功率曲線1462，例如，直到達到組織電阻閾值、達到最大第二區域時間和/或達到超時時間。另外，應當理解，對于一些組織切口而言，第二區域1480可在執行所有可用的強化負載曲線1456、1458、1460、1462之前來完成。在第三區域1482處，發生器102可繼續將脈沖調制到驅動信號上。一般來講，可根據任何合適的方式(包括例如上文參照工藝流程1488所述的方式)將第三區域脈沖調制到驅動信號上。第三區域脈沖的功率和脈沖特性可根據任何合適的方式來確定，并且在多種實施例中，可基于在第二區域1480完成時執行的復合負載曲線(當前負載曲線)來確定。根據多種實施例，可使用當前負載曲線來確定第三區域脈沖的脈沖功率，但無論復合負載曲線如何，脈沖特性(如脈沖寬度、斜坡時間、下降時間、休止時間等)都可以為常數。在一些實施例中，第三區域1482可使用第三區域特異性復合負載曲線，所述第三區域特異性復合負載曲線可為用于第二區域1480中的負載曲線1456、1458、1460、1462中的一條、或可 為不同的復合負載曲線(未示出)。發生器102可繼續執行第三區域1482，直到接收到組織切割完成的指示。在使用具有刀片(諸如175)的外科工具的實施例中，當刀片175到達其最遠端位置時(如圖6所示)，可接收到所述指示。這可使指示刀片175已到達其推進端的閘刀限位傳感器(未示出)脫扣。在接收到組織切割完成的指示時，發生器102可繼續進行到第四區域1484。另外應當理解，在一些實施例中，(例如)如果已達到超時時間，則發生器102可從第三區域1482直接過渡到1486處的RF (和/或超聲)終止端。在第四區域1484中，發生器102可提供如下能量分布，所述能量分布被設計為完成目前切口組織的凝固。例如，根據多種實施例，發生器102可提供預定的脈沖數。可以類似于上文參照工藝流程1488所述的方式來提供脈沖。可根據任何合適的方式來確定脈沖的功率和脈沖特性。例如，可基于當前復合負載區域、第三區域特異性負載曲線、或第四區域特異性復合負載曲線來確定第四區域脈沖的功率和脈沖特性。在一些實施例中，可基于當前復合負載曲線來確定的電功率，而脈沖特性可為第四區域特異性的。另外，根據多種實施例，可獨立于當前復合負載曲線來確定第四區域脈沖的功率和脈沖特性。圖78示出了脈沖計時圖1474的一個實施例，所述脈沖計時圖1474示出了算法1452通過發生器102 (如通過發生器102的數字裝置)的實例應用。第一區域脈沖1502示為位于第一區域1478中。如本文所述，第一區域脈沖1502可用于測量初始組織電阻。在第一區域脈沖(1509)完成時，第二區域1480可開始于所施加的第二區域脈沖1504。可根據各個復合負載曲線1456、1458、1460、1462來施加第二區域脈沖1504，例如，如本文所述。在實例圖表1474中，第二區域1480在1510處結束，此時組織達到閾值電阻(ZteJ。然后如上文所述，利用所施加的第三區域脈沖1506來實施第三區域1482，直到在1512處接收到閘刀限位信號。此時，第四區域1484可以施加的第四區域脈沖1508開始，如上文所述，直到在1514處完成循環。根據多種實施例，發生器102可實施結合算法1452的用戶界面。例如，用戶界面可指示算法的當前區域。可在視覺上和/或在聽覺上來實施用戶界面。例如，發生器102可包括用于產生可聽音或其他聽覺指示的揚聲器。至少一個聽覺指示可對應第二區域1480。第三區域1482和第四區域1484也可具有區域特異性聽覺指示。根據多種實施例，第一區域1478也可具有區域特異性聽覺指示。根據多種實施例，聽覺指示可包括通過發生器102產生的脈沖音。聲音的頻率和/或聲音的音調本身可指示當前區域。除聽覺指示之外或取代聽覺指示，發生器102也可提供當前區域的視覺指示(如在輸出裝置147上)。應當理解，臨床醫生可利用所述用戶界面來適當地使用發生器102和相關外科裝置104、106。例如，第二區域1480的指示可讓臨床醫生知道組織處理已開始。第三區域1482的指示可讓臨床醫生知道組織已準備用于切割操作。第四區域1484的指示可讓臨床醫生知道切割操作完成。指示和/或最終指示的停止可表明總切割/凝固操作完成。圖79不出了根據實例負載曲線1520的驅動信號電壓、電流和功率的圖形表不。在圖表1520中，驅動信號電壓由線條1522表不,驅動信號電流由線條1524表不,并且驅動信號功率由線條1526表示。脈沖寬度未示于圖79中。在多種實施例中，由圖表1520指出的電壓1522、電流1524和功率1526的值可表示單個脈沖內的潛在值。因此，能夠通過添加如下曲線(未示出)將負載曲線1520表示為復合負載曲線，所述曲線指示隨組織電阻或另一 個組織條件變化的脈沖寬度。如針對負載曲線1520所示，最大電壓1522為100伏均方根(RMS)電壓，最大電流為3安RMS電流，并且最大功率為135瓦RMS功率。圖79-84示出了多種實例復合負載曲線1530、1532、1534、1536、1538、1540的圖形表示。復合負載曲線1530、1532、1534、1536、1538、1540中的每一條都可指示基于所測量組織電阻的脈沖功率和脈沖寬度。復合負載曲線1530、1532、1534、1536可單獨地或作為連續較強力復合負載曲線的模式的一部分來進行實施，如上文參照算法1452所述。圖80示出了第一實例復合負載曲線1530的圖形表示。復合負載曲線1530的最大RMS脈沖功率可以為45瓦，最大脈沖寬度可以為O. 35秒。在圖80中，通過1542指示出隨組織電阻變化的功率，同時通過1544指示出隨組織電阻變化的脈沖寬度。下表I示出了對于組織電阻為O Ω至475Ω而言的復合負載曲線1530的值。表IVIP
負載，Lim，Lim,Lim,PW,
歐姆RMSRMSW秒
0-24851.4 450.35
25-49851.4450.35
50-74851.4450.3
75-99851.4450.3
100-124851.4450.25 125-149851.4450.25
150-174851.4450.2
175-199851.4450.2
200-224851.4440.15
225-249851.4400.15
250-274851.4360.1
275-299850.31240.1
300-324850.28220.1
325-349850.26200.1
350-374850.25190.1
375-399850.22180.1
400-424850.21170.1
425-449850.2160.1
450-475850.19150.1
475+850.15140.1在多種實施例中，復合負載曲線1530可適用于較小的外科裝置和/或較小的組織切口。圖81示出了第二實例復合負載曲線1532的圖形表示。復合負載曲線1532的最大RMS脈沖功率可以為45瓦，最大脈沖寬度可以為O. 5秒。在圖81中，通過1546指示出隨組織電阻變化的功率，同時通過1548指示出隨組織電阻變化的脈沖寬度。下表2示出了對于組織電阻為O Ω至475 Ω而言的復合負載曲線1532的值。表2負載， V I PPW5 Lim, Lim, Lim,
歐姆 RMS RMS W秒
0-24 85 3 450.5
25-49 85 2 450.5
50-74 85 1.4 450.5
75-99 85 1.1 450.5
100-124 85 0.9 450.5
125-149 85 0.7 450.5
150-174 85 0.55 450.5
175-199 85 0.48 450.5
200-224 85 0.42 320.5
225-249 85 0.38 280.5
250-274 85 0.33 260.3
275-299 85 0.31 240.3
300-324 85 0.28 220.25
325-349 85 0.26 200.25
350-374 85 0.25 190.25
375-399 85 0.22 180.25
400-424 85 0.21 170.25
425-449 85 0.2 160.25
450-475 85 0.19 150.25
475+ 85 0.15 140.25復合負載曲線1532可作用于小的單個血管組織切口，并且根據多種實施例可為應用于區域二 1480中的第一復合功率曲線。圖82示出了第三實例復合負載曲線1534的圖形表示。復合負載曲線1534的最大RMS脈沖功率可以為60瓦,最大脈沖寬度可以為2秒。在圖82中，通過1550指示出隨組織電阻變化的功率，同時通過1552指示出隨組織電阻變化的脈沖寬度。下表3示出了對于組織電阻為O Ω至475 Ω而言的復合負載曲線1534的值。表3、負載，VI PPW,
Lim,Lim, Lim,
歐姆RMSRMS W秒
0-24853602
25-49853602
50-741003602
75-991003602
100-1241003602
125-1491003602
150-1741003550.5
175-1991003500.5
200-224850.42320.3
225-249850.38280.3
250-274850.33260.3
275-299850.31240.3
300-324850.28220.25
325-349850.26200.25
350-374850.25190.25
375-399850.22180.25
400-424850.21170.25
425-449850.2160.25
450-475850.19150.25
475+850.15140.25復合負載曲線1534因其通常較高的功率而比先前曲線1532的力度更強。復合負載曲線1534另外與先前曲線1532相比可初始具有較高的脈沖寬度，但復合負載曲線1534的脈沖寬度可在僅150Ω。處開始下降。根據多種實施例，復合負載曲線1536可用于算法1542中，作為在復合負載曲線1532之后相繼實施的負載曲線。圖83示出了第四實例復合負載曲線1536的圖形表示。復合負載曲線1536的最大RMS脈沖功率可以為90瓦，最大脈沖寬度可以為2秒。在圖83中，通過1554指示出隨組織電阻變化的功率，同時通過1556指示出隨組織電阻變化的脈沖寬度。下表4示出了對于組織電阻為O Ω至475Ω而言的復合負載曲線1536的值。
表4
VP
負載，Lim，I Lim,PW,
Lim,
歐姆RMSRMS W秒
0-24853902
25-49853902
50-741003902
75-991003902
100-1241003802
125-1491003652
150-1741003550.5
175-1991003500.5
200-224850.42320.3
225-249850.38280.3
250-274850.33260.3
275-299850.31240.3
300-324850.28220.25
325-349850.26200.25
350-374850.25190.25
375-399850.22180.25
400-424850.21170.25
425-449850.2160.25
450-475850.19150.25
475+850.15140.25復合負載曲線1536可又比先前曲線1534的力度更強，并且因此可在算法1452中在曲線1534之后進行實施。另外，根據多種實施例，復合負載曲線1536可適用于較大的組 織束。圖84示出了第五實例復合負載曲線1538的圖形表示。復合負載曲線1538的最大RMS脈沖功率可以為135瓦，最大脈沖寬度可以為2秒。在圖84中，通過1558指示出隨組織電阻變化的功率，同時通過1560指示出隨組織電阻變化的脈沖寬度。下表5示出了對于組織電阻為O Ω至475Ω而言的復合負載曲線1538的值。表5
VIP
負載，Lim,Lim,Lim,PW,
歐姆RMSRMSW秒
0-248531352
25-498531352
50-7410031352
75-9910031002
100-1241003802
125-1491003652
150-1741003550.5
175-1991003500.5
200-224850.42320.3
225-249850.38280.3
250-274850.33260.3
275-299850.31240.3
300-324850.28220.25
325-349850.26200.25
350-374850.25190.25
375-399850.22180.25
400-424850.21170.25
425-449850.2160.25
450-475850.19150.25
475+85 0.15 14 0.25可在算法1452中在先前曲線1536之后相繼地使用復合負載曲線1538。 圖85示出了第六實例復合負載曲線1540的圖形表示。復合負載曲線1540的最大RMS脈沖功率可以為90瓦，最大脈沖寬度可以為2秒。在圖85中，通過1562指示出隨組織電阻變化的功率，同時通過1564指示出隨組織電阻變化的脈沖寬度。下表6示出了對于組織電阻為O Ω至475Ω而言的復合負載曲線1540的值。表6
VIP
負載，Lim，Lim,Lim,PW,
歐姆RMSRMSW秒
0-24853902
25-49853902
50-741003902
75-991003902
100-1241003802
125-1491003652
150-1741003550.5
175-1991003500.5
200-224850.42320.3
225-249850.38280.3
250-274850.33260.3
275-299850.31240.3
300-324850.28220.25
325-349850.26200.25
350-374850.25190.25
375-399850.22180.25
400-424850.21170.25
425-449850.2160.25
450-475850.19150.25
475+85 0.15 14 0.25復合功率曲線1540不如先前功率曲線1538的力度強。根據多種實施例，可在算法1452中在曲線1538之后相繼地實施復合功率曲線1540。另外，在一些實施例中，復合功率曲線1540可在算法1452中實施為第三或第四區域特異性復合功率曲線。如上文所述，用于算法1452中的各個復合功率曲線可各自針對預定的脈沖數進行實施。下表7示出了對于在算法1452中相繼地使用功率曲線1532、1534、1536、1540的實例實施例而言每個復合功率曲線的脈沖數。
表7
復合負載曲線脈沖數
15324
15342
15362
15388
1540n/a最后的復合功率曲線1540顯示不具有相應的脈沖數。例如,可實施復合功率曲線1540直到臨床醫生終止操作、直到達到超時時間、直到達到閾值組織電阻等。根據多種實施例，發生器102可以如下方式將功率提供到組織切口，所述方式產生其他組織參數的所需值。圖86示出了描述應用算法1572以用于保持恒定的組織電阻變化速率的框圖1570的一個實施例。能夠通過發生器102 (如通過發生器102的數字裝置)來實施算法1572。例如，發生器102可利用算法1572來調制驅動信號。傳感器1574可感測組織條件，諸如組織電阻和/或組織電阻的變化速率。傳感器1574可為硬件傳感器，或在多種實施例中可為軟件實施的傳感器。例如，傳感器1574可基于所測量的驅動信號電流和電壓來計算組織電阻。能夠通過發生器102將驅動信號提供到電纜/工具/負載1576，所述電纜/工具/負載1576可為組織、外科裝置104、106和將發生器102電連接到裝置104、106的電纜112、128的電氣組合。發生器102通過實施算法1572，可監測組織或負載的電阻，包括(例如)電阻的變化速率。發生器102可調制通過驅動信號提供的電壓、電流和/或功率中的一者或多者，以保持預定常數值下的組織電阻變化速率。另外，根據多種實施例，發生器102可將組織電阻變化速率保持為高于最小的電阻變化速率。應當理解，可結合本文所述的多種其他算法來實施算法1572。例如，根據多種實施例，發生器102可將組織電阻相繼地調制為不同的、強度遞增的速率，這類似于本文參照本文圖70所述的方法1330。例如，可保持第一電阻變化速率，直到遞送到組織的總能量超過預定的能量閾值。在能量閾值下，如果組織條件仍未達到預定水平(如預定的組織電阻)，則發生器102可利用驅動信號將組織驅動到第二較高的電阻變化速率。另外，在多種實施例中，可以類似于上文參照復合負載曲線所述的方式來使用組織電阻變化速率。例如，取代使用多個復合負載曲線，圖75的算法1452可能需要應用多個組織電阻變化速率。可將每一個組織電阻變化速率都保持預定的時間量和/或預定的脈沖數。所述速率可為按照數值順序而相繼施加的(如速率可相繼地增加)。然而，在一些實施例中，組織電阻變化的驅動速率可達到峰值并且隨后降低。雖然本文已結合某些公開的實施例對所述裝置的多種實施例作了描述，但也可以實施這些實施例的許多修改形式和變型形式。例如，可以采用不同類型的端部執行器。另夕卜，凡是公開了用于某些元件的材料的，均可使用其它材料。上述具體實施方式
和下述權利要求旨在涵蓋所有這樣的修改形式和變型形式。
以引用方式全文或部分地并入本文的任何專利、公布或其它公開材料都僅在所并入的材料不與本發明所述的現有定義、陳述或其它公開材料相沖突的范圍內并入本文。同樣地并且在必要的程度下，本文明確闡述的公開內容取代了以引用方式并入本文的任何沖突材料。如果任何材料或其部分據述以引用方式并入本文，但與本文所述的現有定義、陳述或其它公開材料相沖突，那么僅在所并入的材料和現有公開材料之間不產生 沖突的程度下才將其并入本文。
權利要求
1.ー種將驅動信號傳送到外科裝置的發生器，所述發生器包括 功率放大器，所述功率放大器用于接收時變驅動信號波形，所述驅動信號波形通過多個驅動信號波形樣本的至少一部分的數字-摸轉換產生，所述功率放大器的輸出用于產生驅動信號，所述驅動信號包括第一驅動信號和第二驅動信號之一，所述第一驅動信號有待傳送到超聲外科裝置，所述第二驅動信號有待傳送到電外科裝置； 采樣電路，在將所述驅動信號傳送到所述外科裝置時，所述采樣電路用于產生所述驅動信號的電流和電壓的樣本，所述樣本的產生與所述驅動信號波形樣本的所述數字-模轉換同步，使得對于驅動信號波形樣本的每一次數字-摸轉換而言，所述采樣電路均產生對應組的電流和電壓樣本； 至少ー個裝置，對于每一個驅動信號波形樣本和對應組的電流和電壓樣本，所述至少ー個裝置都被編程為 將所述電流和電壓樣本儲存在所述至少ー個裝置的存儲器中，以使所述儲存的樣本和所述驅動信號波形樣本相關聯； 當所述驅動信號包括所述第一驅動信號時 根據所述儲存的電流和電壓樣本，確定所述超聲外科裝置的動態支路電流樣本； 將所述動態支路電流樣本與目標樣本進行比較，所述目標樣本選自限定目標波形的多個目標樣本，并且根據所述驅動信號波形樣本加以選擇； 確定所述目標樣本和所述動態支路電流樣本之間的大小誤差；以及修改所述驅動信號波形樣本，使得在所述目標樣本和后續動態支路電流樣本之間確定的大小誤差減小，所述后續動態支路電流樣本取決于與所述修改的驅動信號波形樣本相關的電流和電壓樣本。
2.根據權利要求I所述的發生器，包括電源變壓器，所述電源變壓器用于根據所述功率放大器輸出來產生所述驅動信號，所述第一驅動信號有待通過第一電源變壓器輸出端傳送到所述超聲外科裝置，所述第二驅動信號有待通過第二電源變壓器輸出端傳送到所述電外科裝置。
3.根據權利要求I所述的發生器，其中所述多個驅動信號波形樣本儲存在查找表(LUT)中，并且其中所述至少ー個裝置被編程為從所述LUT中選擇性地調用所述多個驅動信號波形樣本的所述至少一部分，所述多個驅動信號波形樣本的所述至少一部分用于產生所述驅動信號波形。
4.根據權利要求3所述的發生器，其中所述至少ー個裝置被編程為實施直接數字合成(DDS)算法，以選擇性地調用所述多個驅動信號波形樣本的所述至少一部分，所述多個驅動信號波形樣本的所述至少一部分用于產生所述驅動信號波形。
5.根據權利要求3所述的發生器，其中所述至少ー個裝置被編程為 當所述驅動信號包括所述第一驅動信號時 根據多個動態支路電流樣本和對應于所述多個動態支路電流樣本的多個電壓樣本，確定所述超聲外科器械的電阻相位；以及 控制所述驅動信號波形的頻率，以將所述電阻相位調節到O度電阻相位設定點。
6.根據權利要求3所述的發生器，其中所述至少ー個裝置被編程為 根據驅動信號電流設定點、驅動信號電壓設定點和驅動信號功率設定點中的至少ー個來控制所述驅動信號電流的大小，其中所述驅動信號電流的所述大小通過下述方式中的至少ー種來控制 控制儲存在所述LUT中的所述驅動信號波形樣本的定標；以及 控制數字-模轉換器(DAC)的最大定標輸出電壓，所述數字-模轉換器(DAC)用于執行所述多個驅動信號波形樣本的所述至少一部分的所述數字-模轉換。
7.根據權利要求I所述的發生器，其中所述至少ー個裝置被編程為 根據由所述功率放大器接收的所述時變驅動信號波形的信號包絡，控制所述功率放大器的干線電壓。
8.根據權利要求I所述的發生器，其中所述至少ー個裝置被編程為 確定下述值中的至少ー個所述驅動信號的均方根(RMS)電流、所述驅動信號的RMS電壓、所述驅動信號的真實功率、所述驅動信號的表觀功率和由所述驅動信號驅動的負載的電阻大小。
9.根據權利要求I所述的發生器，其中所述至少ー個裝置被編程為 將濾波器應用到所述電流和電壓樣本，以降低所述樣本的諧波失真成分。
10.根據權利要求I所述的發生器，其中所述采樣電路包括第一摸-數字轉換器(ADC)和第二ADC，所述第一摸-數字轉換器(ADC)和所述第二ADC分別產生所述驅動信號的電流和電壓樣本。
11.根據權利要求I所述的發生器，其中所述采樣電路包括第一摸-數字轉換器(ADC)和雙路復用器，所述雙路復用器連接到所述第一 ADC的輸入端。
12.根據權利要求I所述的發生器，其中所述采樣電路能夠以200x過采。
13.根據權利要求I所述的發生器，其中所述至少ー個裝置包括邏輯電路，所述邏輯電路與第一處理器通信，其中所述第一處理器包括數字信號處理器。
14.根據權利要求13所述的發生器，其中所述邏輯電路包括現場可編程門陣列(FPGA)。
15.根據權利要求13所述的發生器，其中所述至少ー個裝置包括第二處理器，所述第ニ處理器與所述邏輯電路和所述第一處理器通信，并且被編程為通過至少一個輸入裝置接收用戶輸入以及通過至少一個輸出裝置提供用戶反饋。
16.根據權利要求I所述的發生器，其中所述發生器包括器械接ロ電路，以使得所述發生器和所述外科裝置的控制電路能夠通過導線對進行通信。
17.根據權利要求16所述的發生器，其中所述器械接ロ使得在所述發生器和所述外科裝置的控制電路之間能夠使用多個通信通道進行通信。
18.根據權利要求17所述的發生器，其中所述器械接ロ使得在所述發生器和所述外科裝置的控制電路之間能夠使用頻帶分離的通信通道進行通信。
19.根據權利要求18所述的發生器，其中所述器械接ロ電路使用以第一頻帶發送的詢問信號與所述控制電路的第一部分進行通信，并且其中所述器械接ロ電路能夠通過以第二頻帶發送的通信協議與所述控制電路的第二部分進行通信。
20.根據權利要求19所述的發生器，其中所述通信協議為單線通信協議。
21.根據權利要求2所述的發生器，其中所述第二電源變壓器輸出端具有第一阻隔電容器，所述第一阻隔電容器與第二阻隔電容器串聯，并且其中所述至少ー個裝置被編程為監測所述第一電容器和所述第二電容器之間的電壓，以確定所述第一電容器和所述第二電容器之ー何時失效。
22.一種用于確定超聲外科裝置的超聲換能器中的在換能器驅動信號的多個頻率上的動態支路電流的方法，所述方法包括 在所述換能器驅動信號的多個頻率中的每ー個下 過采所述換能器驅動信號的電流和電壓； 通過處理器接收所述電流和電壓樣本； 根據所述電流和電壓樣本、所述超聲換能器的靜態電容和所述換能器驅動信號的所述頻率，由所述處理器確定所述動態支路電流。
23.ー種用于控制外科裝置的超聲換能器中的動態支路電流的波形形狀的方法，所述方法包括 通過使用直接數字合成(DDS)算法選擇性地調用儲存在查找表(LUT)中的驅動信號波形樣本，產生換能器驅動信號； 當所述換能器驅動信號被傳送到所述外科裝置時，產生所述換能器驅動信號的電流和電壓樣本； 根據所述電流和電壓樣本、所述超聲換能器的靜態電容和所述換能器驅動信號的頻率，確定所述動態支路電流的樣本； 將所述動態支路電流的每ー個樣本與目標波形的相應目標樣本進行比較，以確定大小誤差；以及 修改儲存在所述LUT中的所述驅動信號波形樣本，使得所述動態支路電流的后續樣本和相應目標樣本之間的大小誤差減小。
24.根據權利要求23所述的方法，其中所述目標波形包括正弦波形。
25.根據權利要求23所述的方法，其中所述目標波形包括至少兩個疊加波形。
26.根據權利要求25所述的方法，其中所述目標波形包括正弦波形，所述正弦波形與所述正弦波形的η級諧波疊加，其中η為正整數。
27.ー種將驅動信號傳送到外科裝置的發生器，所述發生器包括 存儲器； 連接到所述存儲器的裝置，所述裝置針對用于合成所述驅動信號的多個驅動信號波形樣本中的每ー個來接收所述驅動信號的對應組的電流和電壓樣本，并且對于每ー個驅動信號波形樣本和對應組的電流和電壓樣本而言，所述裝置都用干 將所述樣本儲存在所述裝置的存儲器中，以使所述儲存的樣本和所述驅動信號波形樣本相關聯； 當所述驅動信號包括有待傳送到超聲外科裝置的第一驅動信號吋 根據所述儲存的樣本，確定所述超聲外科裝置的動態支路電流樣本； 將所述動態支路電流樣本與目標樣本進行比較，所述目標樣本選自限定目標波形的多個目標樣本，并且根據所述驅動信號波形樣本加以選擇； 確定所述目標樣本和所述動態支路電流樣本之間的大小誤差；以及修改所述驅動信號波形樣本，使得在所述目標樣本和后續動態支路電流樣本之間確定的大小誤差減小，所述后續動態支路電流樣本取決于與所述修改的驅動信號波形樣本相關的電流和電壓樣本。
28.一種用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器，所述發生器包括 第一變壓器，所述第一變壓器具有第一主線圈和第一次線圈； 第二變壓器，所述第二變壓器具有第二主線圈和第二次線圈； 發生器電路，所述發生器電路用于產生所述驅動信號，其中所述發生器電路被電連接到所述第一主線圈，以在所述第一主線圈上提供所述驅動信號； 患者側電路，所述患者側電路與所述發生器電路電隔離，其中所述患者側電路被電連接到所述第一次線圈，并且其中所述患者側電路包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將所述驅動信號提供到所述外科裝置；和 電容器，其中所述電容器和所述第二次線圈在所述第一輸出線路和大地之間被串聯電連接。
29.根據權利要求28所述的外科發生器，其中所述電容器具有第一電極和第二電極，所述第一電極被電連接到所述第一輸出線路，所述第二電極被電連接到所述第二次線圈。
30.根據權利要求29所述的外科發生器，其中所述第二次線圈具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述電容器的所述第二電極，該第二電極被電連接到大地。
31.根據權利要求30所述的外科發生器，其中所述負載電阻器具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述第二次線圈的所述第一電極，該第二電極被電連接到所述第二次線圈的所述第二電極。
32.根據權利要求28所述的外科發生器，其中所述第二次線圈具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述第一輸出線路，該第二電極被電連接到所述電容器。
33.根據權利要求28所述的外科發生器，其中所述電容器具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述第二次線圈的所述第二電極，該第二電極被電連接到大地。
34.根據權利要求28所述的外科發生器，還包括 校正電路，所述校正電路串聯地設置在所述電容器和大地之間；和 校正控制電路，其中所述校正電路被編程為 接收輸入，所述輸入描述所述驅動信號的電流、所述驅動信號的電壓和負載條件中的至少ー個，所述負載條件描述由所述驅動信號所作用的組織的特性； 計算校正信號；以及 將所述校正信號提供到所述校正電路。
35.根據權利要求34所述的外科發生器，其中所述校正控制電路包括 至少ー個處理器； 至少ー個模-數字轉換器，所述至少ー個模-數字轉換器將所述輸入轉換成數字信號；和 至少ー個數字-模轉換器，所述至少ー個數字-模轉換器將所述校正信號轉換成模信號。
36.根據權利要求28所述的外科發生器，其中所述電容器為Y型電容器。
37.根據權利要求28所述的外科發生器，還包括負載電阻器，所述負載電阻器與所述第二次線圈并聯電連接，其中所述第二次線圈相對于第二主線圈的極性與所述第一次線圈的極性相反。
38.一種用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器，所述發生器包括 第一變壓器，所述第一變壓器具有主線圈、第一次線圈和第二次線圈，其中所述第一次線圈相對于所述主線圈的極性與所述第二次線圈的所述極性相反； 發生器電路，所述發生器電路用于產生所述驅動信號，其中所述發生器電路被電連接到所述第一主線圈，以在所述第一主線圈上提供所述驅動信號； 患者側電路，所述患者側電路與所述發生器電路電隔離，其中所述患者側電路被電連接到所述第一次線圈，并且其中所述患者側電路包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將所述驅動信號提供到所述外科裝置；和 電容器，其中所述電容器和第二次線圈在所述第一輸出線路和大地之間被串聯電連接。
39.根據權利要求38所述的外科發生器，其中所述電容器具有第一電極和第二電極，所述第一電極被電連接到所述第一輸出線路，所述第二電極被電連接到所述第二次線圈。
40.根據權利要求39所述的外科發生器，其中所述第二次線圈具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述電容器的所述第二電極，該第二電極被電連接到大地。
41.根據權利要求40所述的外科發生器，還包括負載電阻器，所述負載電阻器與所述第二次線圈并聯電連接，其中所述負載電阻器具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述第二次線圈的所述第一電極，該第二電極被電連接到所述第二次線圈的所述第ニ電極。
42.根據權利要求38所述的外科發生器，其中所述第二次線圈具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述第一輸出線路，該第二電極被電連接到所述電容器。
43.根據權利要求38所述的外科發生器，其中所述電容器具有第一電極和第二電極，該第一電極被電連接到所述第二次線圈的所述第二電極，該第二電極被電連接到大地。
44.根據權利要求38所述的外科發生器，還包括 校正控制電路，所述校正控制電路串聯地設置在所述電容器和大地之間；和 校正控制電路，其中所述校正電路被編程為 接收輸入，所述輸入描述所述驅動信號的電流、所述驅動信號的電壓和負載條件中的至少ー個，所述負載條件描述由所述驅動信號所作用的組織的特性； 計算校正信號；以及 將所述校正信號提供到所述校正電路。
45.根據權利要求44所述的外科發生器，其中所述校正控制電路包括 至少ー個處理器； 至少ー個模-數字轉換器，所述至少ー個模-數字轉換器將所述輸入轉換成數字信號；和 至少ー個數字-模轉換器，所述至少ー個數字-模轉換器將所述校正信號轉換成模信號。
46.根據權利要求38所述的外科發生器，其中所述電容器為Y型電容器。
47.一種用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器，所述發生器包括 第一變壓器，所述第一變壓器具有主線圈和次線圈； 發生器電路，所述發生器電路用于產生所述驅動信號，其中所述發生器電路被電連接到所述第一主線圈，以在所述第一主線圈上提供所述驅動信號； 患者側電路，所述患者側電路與所述發生器電路電隔離，其中所述患者側電路被電連接到所述次線圈，并且其中所述患者側電路包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將所述驅動信號提供到所述外科裝置； 電容器，其中所述電容器被電連接到所述主線圈并且被電連接到所述第一輸出線路。
48.根據權利要求47所述的外科發生器，其中所述電容器為Y型電容器。
49.一種用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器，所述發生器包括 第一變壓器，所述第一變壓器具有主線圈和次線圈； 發生器電路，所述發生器電路用于產生所述驅動信號，其中所述發生器電路被電連接到所述第一主線圈，以在所述第一主線圈上提供所述驅動信號； 患者側電路，所述患者側電路與所述發生器電路電隔離，其中所述患者側電路被電連接到所述次線圈，并且其中所述患者側電路包括第一輸出線路和第二輸出線路，以將所述驅動信號提供到所述外科裝置； 第一電容器，其中所述第一電容器的第一電極被電連接到所述主線圈； 第二電容器，其中所述第二電容器的第一電極被電連接到所述第一輸出線路，并且所述第二電容器的第二電極被電連接到所述第一電容器的第二電極； 第三電容器，其中所述第三電容器的第一電極被電連接到所述第一電容器的所述第二電極以及所述第二電容器的所述第二電極，并且其中所述第三電容器的第二電極被電連接到大地。
50.根據權利要求49所述的外科發生器，其中所述第二電容器為Y型電容器。
51.ー種外科裝置的控制電路，所述控制電路包括 第一電路部分，所述第一電路部分包括至少ー個第一開關，所述第一電路部分通過導線對與外科發生器通信；和 第二電路部分，所述第二電路部分包括數據電路元件，所述數據電路元件設置在所述外科裝置的器械中，并且用于發送或接收數據，所述數據電路元件通過所述導線對中的至少一條導線實施與所述外科發生器的數據通信。
52.根據權利要求51所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括單線總線裝置，所述單線總線裝置通過所述導線對中的單條導線實施與所述外科發生器的數據通信。
53.根據權利要求51所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括數據存儲器件，所述數據存儲器件用于儲存有待所述外科發生器檢索的數據。
54.根據權利要求53所述的控制電路，其中由所述數據存儲器件儲存的所述數據的至少一部分通過所述外科發生器發送到所述數據存儲器件。
55.根據權利要求53所述的控制電路，其中所述數據存儲器件包括電可擦可編程只讀存儲器(EEPROM)。
56.根據權利要求51所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括數據輸入裝置。
57.根據權利要求56所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括指示器，以根據所述數據電路元件從所述外科發生器接收的數據提供用戶指示。
58.根據權利要求51所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括數據輸出裝置。
59.根據權利要求58所述的控制電路，其中所述數據電路元件與設置在所述器械中的傳感器通信，并且其中所述數據電路元件將傳感器數據發送到所述外科發生器。
60.根據權利要求51所述的控制電路，其中所述外科發生器與所述第一電路部分和所述第二電路部分之間的通信為頻帶分離的。
61.根據權利要求60所述的控制電路，其中所述第一電路部分接收從所述外科發生器以第一頻帶發送的第一詢問信號，并且其中所述第一詢問信號與所述第二電路部分隔離。
62.根據權利要求61所述的控制電路，其中所述數據電路元件利用以第二頻帶發送的通信協議與所述外科發生器通信。
63.根據權利要求61所述的控制電路，其中當通過所述第一電路部分接收到所述第一詢問信號時，所述第一詢問信號的特性表征所述至少ー個第一開關的狀態。
64.根據權利要求63所述的控制電路，其中所述第一詢問信號的所述特性包括電壓、電流、大小和相位中的至少ー個。
65.根據權利要求61所述的控制電路，其中所述第一詢問信號包括雙極性電流信號。
66.根據權利要求61所述的控制電路，其中所述第一詢問信號的頻率為約2kHz。
67.根據權利要求60所述的控制電路，其中所述第二電路部分包括感應元件，以將所述至少ー個第一開關與所述數據電路元件隔離。
68.根據權利要求61所述的控制電路，其中所述第二電路部分包括至少ー個第二開關。
69.根據權利要求68所述的控制電路，其中所述第二電路部分接收從所述外科發生器以第三頻帶發送的第二詢問信號。
70.根據權利要求69所述的控制電路，其中當通過所述第二電路部分接收到所述第二詢問信號時，所述第二詢問信號的特性表征所述至少ー個第二開關的狀態。
71.根據權利要求69所述的控制電路，其中所述至少ー個第二開關與所述數據電路元件和與所述第一電路部分頻帶分離，使得所述第二詢問信號與所述數據電路元件和所述第ー電路部分隔離。
72.ー種外科裝置的控制電路，所述控制電路包括 第一電路部分，所述第一電路部分包括至少ー個第一開關，所述第一電路部分通過導線對與外科發生器通信；和 第二電路部分，所述第二電路部分包括數據電路元件，所述數據電路元件設置在所述外科裝置的器械中，并且用于發送或接收數據，所述數據電路元件通過所述導線對中的至少一條導線實施與所述外科發生器的數據通信； 其中所述第一電路部分接收從所述外科發生器以第一頻帶發送的第一詢問信號；并且 其中所述數據電路元件利用以第二頻帶發送的大小調制的通信協議與所述外科發生器通信，其中所述第二頻帶高于所述第一頻帶。
73.根據權利要求72所述的控制電路，其中所述第一詢問信號包括頻率為約2kHz的雙極性電流信號，并且其中所述大小調制的通信協議的載波頻率為至少8MHz。
74.根據權利要求72所述的控制電路，其中所述第二電路部分包括解調電路，以解調所述大小調制的通信協議。
75.根據權利要求72所述的控制電路，其中所述第二電路部分包括感應元件，以將所述至少ー個第一開關與所述數據電路元件隔離。
76.根據權利要求72所述的控制電路，其中所述第二電路部分包括至少ー個第二開關。
77.根據權利要求76所述的控制電路，其中所述第二電路部分接收從所述外科發生器以第三頻帶發送的第二詢問信號，其中當通過所述第二電路部分接收到所述第二詢問信號時，所述第二詢問信號的特性表征所述至少ー個第二開關的狀態。
78.根據權利要求77所述的控制電路，其中所述至少ー個第二開關與所述數據電路元件和與所述第一電路部分頻帶分離，使得所述第二詢問信號與所述數據電路元件和所述第ー電路部分隔離。
79.ー種外科裝置的控制電路，所述控制電路包括 第一電路部分，所述第一電路部分包括至少ー個第一開關，其中所述第一電路部分通過導線對接收從外科發生器發送的第一詢問信號；和 第二電路部分，所述第二電路部分包括設置在所述裝置的器械中的電阻元件和感應元件中的至少ー個，其中所述第二電路部分通過所述導線對接收從所述外科發生器發送的第ニ詢問信號； 其中所述第二電路部分與所述第一電路部分頻帶分離； 其中當通過所述第一電路部分接收到所述第一詢問信號時，所述第一詢問信號的特性表征所述至少ー個第一開關的狀態；并且 其中當通過所述第二電路部分接收到所述第二詢問信號時，所述第二詢問信號的特性獨特地識別所述裝置的所述器械。
80.ー種外科裝置的控制電路，所述控制電路包括 第一電路部分，所述第一電路部分包括第一開關網絡和第二開關網絡，所述第一開關網絡包括至少ー個第一開關，所述第二開關網絡包括至少ー個第二開關，所述第一電路部分通過導線對與外科發生器通信；和 第二電路部分，所述第二電路部分包括數據電路元件，所述數據電路元件設置在所述外科裝置的器械中，以發送或接收數據，所述數據電路元件通過所述導線對中的至少一條導線與所述外科發生器進行數據通信。
81.根據權利要求80所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括單線總線裝置，所述單線總線裝置通過所述導線對中的單條導線與所述外科發生器進行數據通信。
82.根據權利要求80所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括數據存儲器件，所述數據存儲器件用于儲存能夠由所述外科發生器檢索的數據。
83.根據權利要求82所述的控制電路，其中由所述數據存儲器件儲存的所述數據的至少一部分通過所述外科發生器發送到所述數據存儲器件。
84.根據權利要求82所述的控制電路，其中所述數據存儲器件包括電可擦可編程只讀存儲器(EEPROM)。
85.根據權利要求80所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括數據輸入裝置。
86.根據權利要求85所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括指示器，以根據所述數據電路元件從所述外科發生器接收的數據提供用戶指示。
87.根據權利要求80所述的控制電路，其中所述數據電路元件包括數據輸出裝置。
88.根據權利要求87所述的控制電路，其中所述數據電路元件與設置在所述器械中的傳感器通信，所述數據電路元件將傳感器數據發送到所述外科發生器。
89.根據權利要求80所述的控制電路，其中所述第一開關網絡包括多個串聯的第一ニ極管，其中每ー個第一開關都與所述第一ニ極管中的至少ー個并聯連接，其中所述第二開關網絡包括多個串聯的第二ニ極管，并且其中每ー個第二開關都與所述第二ニ極管中的至少ー個并聯連接。
90.根據權利要求89所述的控制電路，其中所述第一電路部分接收從所述外科發生器發送的雙極性電流信號，其中通過所述第一開關網絡接收所述雙極性電流信號的第一極性，以在所述第一電路部分上產生第一電壓，并且其中通過所述第二開關網絡接收所述雙極性電流信號的第二極性，以在所述第一電路部分上產生第二電壓。
91.根據權利要求90所述的控制電路，其中所述雙極性電流信號的頻率為約2kHz。
92.根據權利要求90所述的控制電路，其中能夠通過所述外科發生器測量所述第一電壓，以確定所述至少ー個第一開關的狀態，并且其中能夠通過所述外科發生器測量所述第ニ電壓，以確定所述至少ー個第二開關的狀態。
93.一種用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器，包括 外科發生器主體，所述外科發生器主體具有孔ロ ；和 插座組件，所述插座組件設置在所述孔ロ中，所述插座組件包括 插座主體； 凸緣，所述凸緣具有內壁和外壁，所述內壁由至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分構成，所述內壁限定腔體；和 中央凸出部分，所述中央凸出部分設置在所述腔體中，所述中央凸出部分包括 多個承窩； 磁體； 外周邊，所述外周邊具有至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分。
94.根據權利要求93所述的外科發生器，其中所述外周邊的所述至少ー個彎曲部分平行于所述內壁的所述至少ー個彎曲部分。
95.根據權利要求94所述的外科發生器，其中所述外周邊的所述至少一個線性部分平行于所述內壁的所述至少一個線性部分。
96.根據權利要求93所述的外科發生器，其中所述中央凸出部分限定中央凹槽，其中所述磁體被設置成靠近所述中央凹槽。
97.根據權利要求93所述的外科發生器，其中所述凸緣具有凸緣表面，并且所述中央凸出部分具有中央表面，其中所述凸緣表面相對于所述中央表面傾斜。
98.根據權利要求97所述的外科發生器，其中所述外科發生器主體具有傾斜表面，其中所述孔ロ被設置在所述傾斜表面上，并且其中所述傾斜表面大致平行于所述凸緣外表面。
99.一種外科器械,包括 電連接器組件，所述電連接器組件包括 凸緣，所述凸緣限定中央腔體； 磁性相容引腳，所述磁性相容引腳延伸到所述中央腔體中； 電路板；多個導電引腳，所述多個導電引腳連接到所述電路板，所述多個導電引腳中的每ー個都延伸到所述中央腔體中； 應變減輕構件；和 防護罩。
100.根據權利要求99所述的外科器械，其中所述凸緣包括至少ー個彎曲部分和至少一個線性部分。
101.根據權利要求99所述的外科器械，其中所述電連接器組件包括壁，所述壁限定孔ロ以接納所述磁性相容引腳和所述多個導電引腳。
102.根據權利要求101所述的外科器械，其中所述磁性相容引腳具有肩部，其中所述肩部被設置在所述壁和所述電路板中間。
103.根據權利要求99所述的外科器械，包括外科器械識別電路。
104.根據權利要求103所述的外科器械，其中所述外科器械識別電路包括EEPROM和電阻器中的至少ー者。
105.—種外科器械系統,包括 外科發生器，所述外科發生器包括插座組件，所述插座組件具有至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分； 外科器械，所述外科器械包括連接器組件； 適配器組件，所述適配器組件操作地連接到所述插座組件和所述連接器組件，所述適配器組件包括 遠端部分，所述遠端部分接觸所述插座組件，所述遠端部分包括凸緣，所述凸緣具有至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分； 近端部分，所述近端部分接觸所述連接器組件，所述近端部分限定腔體，所述腔體的尺寸被設計為接納所述連接器組件的至少一部分； 電路板。
106.根據權利要求105所述的外科器械系統，包括連接到所述電路板的外科器械識別電路。
107.根據權利要求106所述的外科器械系統，其中所述外科器械識別電路包括EEPROM和電阻器中的至少ー者。
108.根據權利要求105所述的外科器械系統，其中所述插座組件包括凸緣，該凸緣具有內壁和外壁，所述內壁由所述至少ー個彎曲部分和所述至少一個線性部分構成，所述內壁限定腔體。
109.根據權利要求108所述的外科器械系統，其中所述插座組件包括設置在所述腔體中的中央凸出部分，所述中央凸出部分包括 多個承窩，所述多個承窩排列成大致圓形構造； 磁體，所述磁體設置在所述大致圓形構造的內部； 外周邊，所述外周邊具有至少ー個彎曲部分和至少ー個線性部分。
110.根據權利要求109所述的外科器械系統，其中所述適配器組件具有鐵質引腳，所述鐵質引腳延伸到由所述遠端凸緣限定的中央腔體中。
111.根據權利要求110所述的外科器械系統，其中所述鐵質引腳為圓柱形的，并且具有肩部。
112.根據權利要求110所述的外科器械系統，其中所述適配器組件具有多個導電引腳，所述多個導電引腳被連接到所述電路板，并且延伸到由所述遠端凸緣限定的所述中央腔體中。
113.ー種用于控制通過第一電極和第二電極提供到組織的電功率的方法，所述方法包括 通過所述第一電極和所述第二電極將驅動信號提供到所述組織； 根據所感測組織電阻，根據第一功率曲線，調制通過所述驅動信號提供到所述組織的功率，其中所述第一功率曲線為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第一對應功率； 通過所述第一電極和所述第二電極來監測提供到所述組織的總能量； 當所述總能量達到第一能量閾值時，確定所述組織的電阻是否已達到第一電阻閾值；以及 如果所述組織的所述電阻不能達到所述第一電阻閾值，則根據所述感測的組織電阻，根據第二功率曲線，調制通過所述驅動信號提供到所述組織的所述功率，其中所述第二功率曲線為所述多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第二對應功率。
114.根據權利要求113所述的方法，其中對于所述多個潛在感測的組織電阻中的至少一半而言，所述第一對應功率小于所述第二對應功率。
115.根據權利要求113所述的方法，其中所述多個潛在感測的組織電阻上的所述第一對應功率之和小于所述多個潛在感測的組織電阻上的所述第二對應功率之和。
116.根據權利要求113所述的方法，還包括 在根據所述第二功率曲線調制通過所述驅動信號提供到第二組織的所述功率期間，當所述總能量達到第二能量閾值時，確定所述感測的組織電阻是否已達到所述第一電阻閾值；以及 如果所述感測的組織電阻不能達到所述第一電阻閾值，則根據第三功率曲線，調制通過所述驅動信號提供到所述組織的所述功率，其中所述第三功率曲線為所述多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第三對應功率。
117.根據權利要求116所述的方法，其中對于所述多個潛在感測的組織電阻中的至少一半而言，所述第二對應功率小于所述第三對應功率。
118.根據權利要求113所述的方法，還包括 在根據所述第二功率曲線調制通過所述驅動信號提供到第二組織的所述功率期間，當所述總能量達到第二能量閾值時，確定所述感測的組織電阻是否已達到第二電阻閾值；以及 如果所述感測的組織電阻不能達到第二電阻閾值，則根據第三功率曲線，調制通過所述驅動信號提供到所述組織的所述功率，其中所述第三功率曲線為所述多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第三對應功率。
119.根據權利要求113所述的方法，其中所述第一電阻閾值為預定的組織電阻。
120.根據權利要求113所述的方法，其中所述第一電阻閾值為預定的組織電阻變化速率。
121.根據權利要求113所述的方法，其中所述第一電阻閾值取決于預定的組織電阻和預定的組織電阻變化速率兩者。
122.根據權利要求113所述的方法，其中調制通過所述驅動信號提供到所述組織的所述功率的步驟包括選自下述動作中的至少ー個調制所述驅動信號的電流水平；調制所述驅動信號的電壓水平；以及調制所述驅動信號的占空比。
123.根據權利要求113所述的方法，其中對于所述多個潛在感測的組織電阻中的每ー個而言，所述第二對應功率都等于所述第一對應功率乘以常數。
124.根據權利要求113所述的方法，還包括在達到終止閾值時終止對所述組織提供能量。
125.根據權利要求124所述的方法，其中所述終止閾值取決于功率曲線。
126.—種外科系統,所述外科系統包括 發生器，所述發生器包括至少ー個處理器和操作地相聯的存儲器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述外科系統進行以下操作 通過第一電極和第二電極將驅動信號提供到所述組織； 根據感測的組織電阻，根據第一功率曲線，調制通過所述驅動信號提供到所述組織的功率，其中所述第一功率曲線為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第一對應功率； 通過所述第一電極和所述第二電極來監測提供到所述組織的總能量； 當所述總能量達到第一能量閾值時，確定所述組織的電阻是否已達到第一電阻閾值；以及 如果所述組織的所述電阻不能達到所述第一電阻閾值，則根據所述感測的組織電阻，根據第二功率曲線，調制通過所述驅動信號提供到所述組織的所述功率，其中所述第二功率曲線為所述多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定第二對應功率。
127.根據權利要求126所述的外科裝置，其中所述外科系統還包括與所述發生器通信的外科裝置，其中所述外科裝置包括所述第一電極和所述第二電極。
128.—種用于控制通過第一電極和第二電極提供到組織的電功率的方法，所述方法包括 通過所述第一電極和所述第二電極將驅動信號提供到所述組織； 確定有待提供到所述組織的功率，其中所述確定步驟包括 接收感測的組織電阻的指示； 根據功率曲線確定用于所述感測的組織電阻的第一對應功率，其中所述功率曲線為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定對應功率； 通過倍增器來倍增所述對應功率； 調制所述驅動信號，以將所述確定的功率提供到所述組織； 如果所述組織的所述電阻不能達到第一電阻閾值，則隨著提供到所述組織的所述總能量來増加所述倍增器。
129.根據權利要求128所述的方法，還包括如果所述組織的所述電阻達到所述第一電阻閾值，則將所述倍增器保持在其當前值。
130.根據權利要求126所述的方法，還包括利用所述倍增器在其當前值下繼續施加能量，直到達到終止閾值。
131.根據權利要求130所述的方法，其中所述終止閾值至少部分地取決于所述倍增器的所述當前值。
132.根據權利要求128所述的方法，其中調制所述驅動信號以將所述確定的功率提供到所述組織的步驟包括選自下述動作中的至少ー個調制所述驅動信號的電流水平；調制所述驅動信號的電壓水平；以及調制所述驅動信號的占空比。
133.根據權利要求128所述的方法，其中所述第一電阻閾值為預定的組織電阻。
134.根據權利要求128所述的方法，其中所述第一電阻閾值為預定的組織電阻變化速率。
135.根據權利要求128所述的方法，其中所述第一電阻閾值取決于預定的組織電阻和預定的組織電阻變化速率兩者。
136.—種外科系統,所述外科系統包括 發生器，所述發生器包括至少ー個處理器和操作地相聯的存儲器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述外科系統進行以下操作 通過第一電極和第二電極將驅動信號提供到所述組織； 確定有待提供到所述組織的功率，其中所述確定步驟包括 接收感測的組織電阻的指示； 根據功率曲線確定用于所述感測的組織電阻的第一對應功率，其中所述功率曲線為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定對應功率； 通過倍增器來倍增所述對應功率； 調制所述驅動信號，以將所述確定的功率提供到所述組織； 如果所述組織的所述電阻不能達到第一電阻閾值，則隨著提供到所述組織的所述總能量來増加所述倍增器。
137.根據權利要求136所述的外科裝置，其中所述外科系統還包括與所述發生器通信的外科裝置，其中所述外科裝置包括所述第一電極和所述第二電極。
138.—種用于控制通過第一電極和第二電極提供到組織的電功率的方法，所述方法包括 通過所述第一電極和所述第二電極將驅動信號提供到所述組織； 確定有待提供到所述組織的功率，其中所述確定步驟包括 接收感測的組織電阻的指示； 根據功率曲線確定用于所述感測的組織電阻的第一對應功率，其中所述功率曲線為多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定對應功率； 通過第一倍増器來倍増所述對應功率，以找到確定的功率； 調制所述驅動信號，以將所述確定的功率提供到所述組織； 通過所述第一電極和所述第二電極來監測提供到所述組織的總能量； 當所述總能量達到第一能量閾值時，確定所述組織的所述電阻是否已達到第一電阻閾值；以及如果所述組織的所述電阻未達到所述第一電阻閾值，則將所述第一倍增器增加第一量。
139.根據權利要求138所述的方法，還包括 當所述總能量達到第二能量閾值時，確定所述組織的所述電阻是否已達到第二電阻閾值；以及 如果所述組織的所述電阻未達到所述第二電阻閾值，則將所述第一倍增器增加第二量。
140.根據權利要求138所述的方法，其中所述第一電阻閾值為預定的組織電阻。
141.根據權利要求138所述的方法，其中所述第一電阻閾值為預定的組織電阻變化速率。
142.根據權利要求138所述的方法，其中所述第一電阻閾值取決于預定的組織電阻和預定的組織電阻變化速率兩者。
143.根據權利要求138所述的方法，其中調制通過所述驅動信號提供到所述組織的功率的步驟包括選自下述動作中的至少ー個 調制所述驅動信號的電流水平；調制所述驅動信號的電壓水平；以及調制所述驅動信號的占空比。
144.一種外科系統,所述外科系統包括 發生器，所述發生器包括至少ー個處理器和操作地相聯的存儲器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述外科裝置進行以下操作 通過第一電極和第二電極將驅動信號提供到組織； 確定有待提供到所述組織的功率，其中所述確定步驟包括 接收感測的組織電阻的指示； 根據功率曲線確定用于所述感測的組織電阻的第一對應功率，其中所述功率曲線為所述多個潛在感測的組織電阻中的每ー個都限定對應功率； 通過第一倍增器來倍增所述對應功率； 調制所述驅動信號，以將所述確定的功率提供到所述組織； 通過所述第一電極和所述第二電極來監測提供到所述組織的總能量； 當所述總能量達到第一能量閾值時，確定所述組織的所述電阻是否已達到第一電阻閾值；以及 如果所述組織的所述電阻未達到所述第一電阻閾值，則將所述第一倍增器增加第一量。
145.根據權利要求144所述的外科系統，其中所述外科系統還包括與所述發生器通信的外科裝置，其中所述外科裝置包括所述第一電極和所述第二電極。
146.ー種用于控制通過外科裝置提供到組織的電功率的方法，所述方法包括 將驅動信號提供到外科裝置； 接收所述組織的電阻的指示； 計算所述組織的所述電阻的增加速率； 調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于預定常數。
147.根據權利要求146所述的方法，還包括調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為等于所述預定常數。
148.根據權利要求146所述的方法，還包括 確定在第一時間通過所述外科裝置提供到所述組織的總能量； 如果所述總能量超過第一能量閾值，則確定所述組織的所述電阻是否已達到第一電阻閾值； 如果所述組織仍未達到所述第一電阻閾值，則調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第二預定常數，其中所述第二預定常數大于所述第一預定常數。
149.根據權利要求148所述的方法，還包括 確定在第二時間通過所述外科裝置提供到所述組織的總能量； 如果所述第二總能量超過第二能量閾值，則確定所述組織的所述電阻是否已達到第二電阻閾值； 如果所述組織仍未達到所述第二電阻閾值，則調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第三預定常數，其中所述第三預定常數大于所述第一預定常數。
150.根據權利要求146所述的方法，還包括 調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于預定常數且長達第一預定時間段；以及 在所述第一預定時間段結束時，調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第二預定常數。
151.根據權利要求150所述的方法，其中所述第二預定常數大于所述第一預定常數。
152.根據權利要求150所述的方法，還包括 在所述第一預定時間段結束時，調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第二預定常數且長達第二預定時間段；以及 在所述第二預定時間段結束時，調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第三預定常數。
153.根據權利要求152所述的方法，其中所述第三預定常數大于所述第二預定常數。
154.根據權利要求152所述的方法，其中所述第三預定常數小于所述第二預定常數。
155.根據權利要求146所述的方法，其中提供所述驅動信號的步驟包括將所述驅動信號提供到第一電極和第二電極，其中所述組織與所述第一電極和所述第二電極電氣連通。
156.—種外科系統,所述外科系統包括 發生器，所述發生器包括至少ー個處理器和操作地相聯的存儲器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 將驅動信號提供到外科裝置； 接收所述組織的電阻的指示； 計算所述組織的所述電阻的增加速率； 調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于預定常數。
157.根據權利要求156所述的系統，其中所述存儲器還具有指令，當所述指令由所述至少ー個處理器執行時，所述指令使所述發生器調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為等于所述預定常數。
158.根據權利要求156所述的系統，其中所述存儲器還具有指令，當所述指令由所述至少ー個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 確定在第一時間通過所述外科裝置提供到所述組織的總能量； 如果所述總能量超過第一能量閾值，則確定所述組織的所述電阻是否已達到第一電阻閾值； 如果所述組織仍未達到所述第一電阻閾值，則調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第二預定常數，其中所述第二預定常數大于所述第一預定常數。
159.根據權利要求158所述的系統，其中所述存儲器還具有指令，當所述指令由所述至少ー個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 確定在第二時間通過所述外科裝置提供到所述組織的總能量； 如果所述第二總能量超過第二能量閾值，則確定所述組織的所述電阻是否已達到第二電阻閾值； 如果所述組織仍未達到所述第二電阻閾值，則調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第三預定常數，其中所述第三預定常數大于所述第一預定常數。
160.根據權利要求156所述的系統，其中所述存儲器還具有指令，當所述指令由所述至少ー個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于預定常數且長達第一預定時間段；以及 在所述第一預定時間段結束時，調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第二預定常數。
161.根據權利要求160所述的系統，其中所述第二預定常數大于所述第一預定常數。
162.根據權利要求160所述的系統，其中所述存儲器還具有指令，當所述指令由所述至少ー個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 在所述第一預定時間段結束時，調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第二預定常數且長達第二預定時間段；以及 在所述第二預定時間段結束時，調制所述驅動信號，以將所述電阻的所述增加速率保持為大于或等于第三預定常數。
163.根據權利要求162所述的系統，其中所述第三預定常數大于所述第二預定常數。
164.根據權利要求162所述的系統，其中所述第三預定常數小于所述第二預定常數。
165.根據權利要求156所述的系統，其中提供所述驅動信號的步驟包括將所述驅動信號提供到第一電極和第二電極，其中所述組織與所述第一電極和所述第二電極電氣連通。
166.ー種用于控制通過外科裝置提供到組織的電功率的方法 提供驅動信號，其中所述驅動信號的功率與通過所述外科裝置提供到所述組織的功率成比例；周期性地接收所述組織的電阻的指示； 將第一復合功率曲線應用到所述組織，其中將所述第一復合功率曲線應用到所述組織的步驟包括 調制所述驅動信號上的第一預定數量的第一復合功率曲線脈沖；以及 對于所述第一復合功率曲線脈沖中的每ー個，都根據所述組織的所述電阻的第一函數來確定脈沖功率和脈沖寬度； 將第二復合功率曲線應用到所述組織，其中將所述第二復合功率曲線應用到所述組織的步驟包括 調制所述驅動信號上的至少ー個第二復合功率曲線脈沖；以及 對于所述至少ー個第二復合功率曲線脈沖中的每ー個，都根據所述組織的所述電阻的第二函數來確定脈沖功率和脈沖寬度。
167.根據權利要求166所述的方法，還包括 如果所述組織的所述電阻上升到高于所述預定電阻閾值，則中斷所述第二復合功率曲線的所述應用。
168.根據權利要求167所述的方法，還包括 如果所述組織的所述電阻上升到高于所述預定電阻閾值，則調制所述驅動信號上的至少ー個切ロ區域功率曲線脈沖；以及 根據所述組織的所述電阻的所述第二函數來確定用于所述至少ー個切ロ區域脈沖的脈沖功率。
169.根據權利要求168所述的方法，其中用于所述至少ー個切ロ區域脈沖的脈沖寬度為恒定的。
170.根據權利要求168所述的方法，還包括 接收切ロ完成的指不; 在接收到所述切ロ完成的所述指示時，調制所述驅動信號上的預定數量的完成脈沖。
171.根據權利要求168所述的方法，還包括根據所述組織的所述電阻的所述第二函數來確定所述預定數量的完成脈沖的功率。
172.根據權利要求166所述的方法，還包括當所述驅動信號的總時間超過超時時間時終止所述驅動信號。
173.根據權利要求166所述的方法，其中確定第一復合功率曲線脈沖的脈沖功率和脈沖寬度的步驟包括訪問查找表，所述查找表包括所述組織的所述電阻的潛在值以及脈沖功率和脈沖寬度的對應值的指示。
174.根據權利要求166所述的方法，其中調制所述驅動信號上的所述至少ー個第二復合功率曲線脈沖的步驟包括調制所述驅動信號上的第二預定數量的第二復合功率曲線脈沖，并且其中所述方法還包括 將第三復合功率曲線應用到所述組織，其中將所述第三復合功率曲線應用到所述組織的步驟包括調制所述驅動信號上的至少ー個第三復合功率曲線脈沖，其中所述至少ー個第三復合功率曲線脈沖中的每ー個都具有根據所述組織的所述電阻的第三函數選擇的脈沖功率和脈沖寬度。
175.根據權利要求166所述的方法，其中提供所述驅動信號的步驟包括將所述驅動信號提供到與諧波端部執行器機械連通的諧波換能器。
176.根據權利要求166所述的方法，其中提供所述驅動信號的步驟包括將所述驅動信號提供到與所述組織電氣連通的第一電極和第二電極。
177.一種用于將驅動信號提供到外科裝置的外科發生器，所述發生器包括至少ー個處理器和操作地相聯的存儲器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 產生驅動信號，其中所述驅動信號的功率與通過所述外科裝置提供到組織的功率成比例； 周期性地接收所述組織的電阻的指示； 將第一復合功率曲線應用到所述組織，其中將所述第一復合功率曲線應用到所述組織的步驟包括 調制所述驅動信號上的第一預定數量的第一復合功率曲線脈沖；以及 對于所述第一復合功率曲線脈沖中的每ー個，都根據所述組織的所述電阻的第一函數來確定脈沖功率和脈沖寬度； 將第二復合功率曲線應用到所述組織，其中將所述第二復合功率曲線應用到所述組織的步驟包括 調制所述驅動信號上的至少ー個第二復合功率曲線脈沖；以及 對于所述至少ー個第二復合功率曲線脈沖中的每ー個，都根據所述組織的所述電阻的第二函數來確定脈沖功率和脈沖寬度。
178.根據權利要求177所述的外科發生器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 如果所述組織的所述電阻上升到高于所述預定電阻閾值，則中斷所述第二復合功率曲線的所述應用。
179.根據權利要求178所述的外科發生器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 如果所述組織的所述電阻上升到高于所述預定電阻閾值，則調制所述驅動信號上的至少ー個切ロ區域功率曲線脈沖；以及 根據所述組織的所述電阻的所述第二函數來確定用于所述至少ー個切ロ區域脈沖的脈沖功率。
180.根據權利要求179所述的外科發生器，其中用于所述至少ー個切ロ區域脈沖的脈沖寬度為恒定的。
181.根據權利要求179所述的外科發生器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 接收切ロ完成的指不; 在接收到所述切ロ完成的所述指示時，調制所述驅動信號上的預定數量的完成脈沖。
182.根據權利要求179所述的外科發生器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器根據所述組織的所述電阻的所述第二函數來確定所述預定數量的完成脈沖的功率。
183.根據權利要求177所述的外科發生器，其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器在所述驅動信號的總時間超過超時時間時終止所述驅動信號。
184.根據權利要求177所述的外科發生器，其中確定第一復合功率曲線脈沖的脈沖功率和脈沖寬度的步驟包括訪問查找表，所述查找表包括所述組織的所述電阻的潛在值以及脈沖功率和脈沖寬度的對應值的指示。
185.根據權利要求177所述的外科發生器，其中調制所述驅動信號上的所述至少ー個第二復合功率曲線脈沖的步驟包括調制所述驅動信號上的第二預定數量的第二復合功率曲線脈沖，并且其中所述存儲器具有指令，當所述指令由所述至少一個處理器執行時，所述指令使所述發生器進行以下操作 將第三復合功率曲線應用到所述組織，其中將所述第三復合功率曲線應用到所述組織的步驟包括調制所述驅動信號上的至少ー個第三復合功率曲線脈沖，其中所述至少ー個第 三復合功率曲線脈沖中的每ー個都具有根據所述組織的所述電阻的第三函數選擇的脈沖功率和脈沖寬度。
186.根據權利要求177所述的外科發生器，其中提供所述驅動信號的步驟包括將所述驅動信號提供到與諧波端部執行器機械連通的諧波換能器。
187.根據權利要求177所述的外科發生器，其中提供所述驅動信號的步驟包括將所述驅動信號提供到與所述組織電氣連通的第一電極和第二電極。
全文摘要
本發明公開了一種外科發生器(102)，所述外科發生器可產生特定電壓、電流和頻率(如55，500周期/秒(Hz))的驅動信號。可將所述驅動信號提供到超聲外科裝置(104)，并且具體地講提供到換能器。在一個實施例中，所述發生器可能夠產生特定電壓、電流和/或頻率輸出信號的驅動信號，所述輸出信號可在高分辨率、精確性和再現性的情況下階躍。另外，所述外科發生器可產生驅動信號，所述驅動信號具有足以使用射頻(RF)能量進行雙極電外科手術的輸出功率。可將所述驅動信號提供到(例如)所述電外科裝置(106)的電極。因此，所述發生器能夠通過以下方法而被構造用于治療目的將電信號施加到超聲換能器、或將足以用于處理所述組織(如切割、凝固、燒灼、組織焊接等)的電功率施加到所述組織。
文檔編號A61B18/14GK102665585SQ201080056086
公開日2012年9月12日 申請日期2010年10月7日 優先權日2009年10月9日
發明者A·C·沃格勒, D·C·耶茨, D·J·艾博特, D·W·普賴斯, E·T·韋納, F·B·斯圖恩, G·M·莫, J·A·布羅茨, J·D·梅瑟利, J·E·海因, J·L·奧爾德里奇, J·P·威利, J·R·喬達諾, M·A·戴維森, M·C·米勒, M·E·特比, R·L·科克, S·B·基林格, W·E·克萊姆 申請人:伊西康內外科公司