用于超聲和電外科裝置的外科發生器的制作方法

專利名稱：用于超聲和電外科裝置的外科發生器的制作方法
用于超聲和電外科裝置的外科發生器
相關專利申請的交叉引用
本專利申請為2010年10月I日提交的名稱為“SURGICALGENERATOR FOR ULTRAS ONIC AND ELECTROSURGICAL DEVICES”(用于超聲和電外科裝置的外科發生器)的共同未決的美國專利申請序列No. 12/896，360的部分繼續申請,所述美國專利申請序列 No. 12/896，360 要求根據 Title 35, United States Code § 119 (e)(美國法典第 35 篇第 119 條(e))的于 2009 年 10 月 9 日提交的名稱為“A DUAL BIPOLAR ANDULTRASONIC GENERATOR FOR ELECTRO-SURGICAL INSTRUMENTS”(用于電外科器械的雙重雙極性和超聲發生器)的美國臨時專利申請序列No. 61/250，217的優先權，這些專利申請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)名稱為 “DEVICES AND TECHNIQUES FOR CUTTING ANDCOA⑶LATING 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 的美國專利申請序列 No. 12/896，351 ；
(2)名稱為“SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC ANDELECTROSURGICAL 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 的美國專利申請序列No. 12/896，479 ；
(3)名稱為 “SURGICAL GENERATOR FOR ULTRAS ONIC ANDELECTROSURGICAL 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 的美國專利申請序列No. 12/896，345 ；
(4)名稱為“SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC ANDELECTROSURGICAL 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 的美國專利申請序列No. 12/896，384 ；
(5)名稱為“SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC ANDELECTROSURGICAL 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 的美國專利申請序列No. 12/896，467 ；
(6)名稱為 “SURGICAL GENERATOR FOR ULTRAS ONIC ANDELECTROSURGICAL 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 的美國專利申請序列No. 12/896，451 ;和
(7)名稱為“SURGICAL GENERATOR FOR ULTRASONIC ANDELECTROSURGICAL 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 的美國專利申請序列No. 12/896，470。
技術背景
各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(例如超聲刀)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。根據具體的裝置構型和操作參數，超聲外科裝置可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具有超聲換能器的手持件、以及連接至超聲換能器的遠端安裝有端部執行器(如，刀頭)以切割和密封組織的器械。在一些情況下，該器械可永久性地固定至手持件。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至接觸端部執行器的組織以實現切割和密封動作。這一性質的超聲外科裝置可被構造用于開放性外科用途、腹腔鏡檢查的或內窺鏡檢查的手術操作，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可通過與手持件連通的超聲發生器傳輸至端部執行器。通過高頻振動(如每秒55，500次)， 超聲刀使組織中的蛋白變性，以形成粘性凝固物。通過刀片表面施加到組織上的壓力使血管收縮并允許所述凝固物形成止血密封。外科醫生可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至組織的力、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，所述等效電路包括具有靜態電容的第一支路以及具有串聯的電感、電阻和電容(定義諧振器的電機械特性)的第二“動態”支路。已知的超聲發生器可包括調諧電感器，所述調諧電感器用于使諧振頻率下的靜態電容失諧以使得發生器的基本上全部的驅動信號電流均流入動態支路。因此，通過使用調諧電感器，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諧振頻率。調諧電感器還可轉換超聲換能器的相位阻抗圖以改善發生器的頻鎖能力。 然而，調諧電感器必須與可操作諧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電感器。
另外，在一些超聲發生器結構中，發生器的驅動信號顯示具有非對稱諧波失真，所述非對稱諧波失真使阻抗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阻抗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。
用于將電能施加至組織以便處理和/或損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遠端安裝有端部執行器(如，一根或多根電極)的器械。端部執行器可設置為緊靠組織以使得將電流引入到組織內。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返回電極引入組織和從組織返回。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并且通過單獨設置在患者身體上的返回電極(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例如可尤其適用于密封血管。 電外科裝置的端部執行器還可包括可相對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能通過與手持件連通的發生器傳輸至所述器械。電能可為射頻(“RF”)能量形式。RF能量為可位于300kHz至IMHz頻 率范圍內的電能形式。電外科裝置在其工作期間可將低頻RF能量傳輸通過組織，這會引起離子振蕩或摩擦(實際上為阻抗生熱)，由此提高組織的溫度。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，而不破壞非靶向的鄰近組織。低操作溫度的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，在其中器械為一次性的或者可與手持件互換的情況下，超聲和電外科發生器將其能力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耦合，尤其是在其中使用較高電壓和頻率的情況下，可導致患者暴露于非容許水平的泄露電流。
此外，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用于不同發生器的不同用戶界面。在這些常規的超聲和電外科裝置中，一種用戶界面被構造為用于超聲器械而不同的用戶界面可被構造為用于電外科器械。這些用戶界面包括手啟動和 /或腳啟動型用戶界面，例如手啟動型開關和/或腳啟動型開關。當在后續公開內容中設想用于超聲和電外科器械的組合發生器的各種實施例時，也應設想到被構造為與超聲和/或電外科器械發生器一起工作的附加用戶界面。
用于為用戶或其他機器提供反饋的附加用戶界面應設想位于后續公開內容內，以提供指示超聲和/或電外科器械的操作模式或狀態的反饋。提供用于操作組合型超聲和/ 或電外科器械的用戶和/或機器反饋將需要為用戶提供感觀反饋以及為機器提供電/機械 /電-機械反饋。包括可用于組合型超聲和/或電外科器械中的視覺反饋裝置(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)的反饋裝置應設想位于后續公開內容內。發明內容
本發明公開了將驅動信號傳送至外科裝置的發生器的各種實施例。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。可通過多個驅動信號波形樣本的至少一部分的數-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一種將被傳送至超聲外科裝置的第一驅動信號、將被傳送至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至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-模轉換同步，使得對于驅動信號波形樣本的每次數-模轉換，采樣電路均產生相應組的電流和電壓樣本。發生器還可包括至少一個裝置，所述至少一個裝置被程序設計為針對每個驅動信號波形樣本和相應組的電流和電壓樣本將所述電流和電壓樣本存儲在所述至少一個裝置的存儲器中以將所存儲樣本與驅動信號波形樣本相關聯。所述至少一個裝置還可被程序設計為當驅動信號包括第一驅動信號時基于所存儲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靶樣本比`較，所述靶樣本選自定義靶波形的多個靶樣本，所述靶樣本是基于驅動信號波形樣本進行選擇的；確定靶樣本和動態支路電流樣本之間的幅值誤差；以及修改驅動信號波形樣本使得在靶樣本和后續動態支路電流樣本之間確定的幅值誤差減小，所述后續動態支路電流樣本取決于與所修改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至存儲器的裝置，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一個來接收驅動信號的相應組的電流和電壓樣本。對于每個驅動信號波形樣本和相應組的電流和電壓樣本，所述裝置可將所述樣本存儲在其存儲器中以將所存儲樣本與驅動信號波形樣本相關聯。另外，對于每個驅動信號波形樣本和相應組的電流和電壓樣本，所述裝置可在驅動信號包括將被傳送至超聲外科裝置的第一驅動信號時，基于所存儲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靶樣本比較，所述靶樣本選自定義靶波形的多個靶樣本，所述靶樣本是基于驅動信號波形樣本進行選擇的；確定靶樣本和動態支路電流樣本之間的幅值誤差；以及修改驅動信號波形樣本使得靶樣本和后續動態支路電流樣本之間確定的幅值誤差減小，所述后續動態支路電流樣本取決于與所修改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，所述方法用于確定超聲外科裝置的超聲換能器在換能器驅動信號的多個頻率上的動態支路電流。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一個下，過采樣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)算法選擇性地調用存儲在查找表(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至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個樣本與靶波形的相應靶樣本進行比較以確定幅值誤差；以及修改存儲在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靶樣本之間的幅值誤差減小。
根據各種實施例，用于將驅動信號提供至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至第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅動信號。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至第一次線圈。此外，患者側電路可包括第一和第二輸出線路以將驅動信號提供至外科裝置。另外，外科發生器可包括電容器。電容器和第二次線圈可串聯地電連接在第一輸出線路和地之間。
另外，根據各種實施例，用于將驅動信號提供至外科裝置的外科發生器可包括第一變壓器、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至第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅動信號。患者側電路可與發生器電路電隔離并且可電連接至第一次線圈。另外，患者側電路可包括第一和第二輸出線路以將驅動信號提供至外科裝置。電容器和第二次線圈可串聯地電連接在第一輸出線路和地之間。
另外，根據各種實施例，用于將驅動信號提供至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至第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅動信號。患者側電路可與發生器電路電隔離并且可電連接 至次線圈。此外，患者側電路可包括第一和第二輸出線路以將驅動信號提供至外科裝置。電容器可電連接至主線圈和第一輸出線路。
根據各種實施例，用于將驅動信號提供至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、以及第一、第二和第三電容器。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至第一主線圈以在整個第一主線圈上提供驅動信號。患者側電路可與發生器電路電隔離并且可電連接至次線圈。此外，患者側電路可包括第一和第二輸出線路以將驅動信號提供至外科裝置。第一電容器的第一電極可電連接至主線圈。第二電容器的第一電極可電連接至第一輸出線路并且第二電容器的第二電極可電連接至第一電容器的第二電極。第三電容器的第一電極可電連接至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至地。
本發明還公開了外科裝置控制電路的各種實施例。在一個實施例中，控制電路可包括具有至少一個第一開關的第一電路部分。第一電路部分可通過導體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。數據電路元件可通過導體對中的至少一個導體實現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一個第一開關的第一電路部分。第一電路部分可通過導體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。數據電路元件可通過導體對中的至少一個導體實現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一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體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阻抗元件和電感元件中的至少一個。第二電路部分可接收從外科發生器通過導體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一個第一開關的狀態。當通過第二電路部分接收到第二詢問信號時，第二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一個第一開關，并且第二開關網絡可包括至少一個第二開關。第一電路部分可通過導體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。數據電路元件可通過導體對中的至少一個導體與外科發生器進行數據通信。
根據各種實施例，用于將驅動信號提供至外科裝置的外科發生器可包括具有小孔的外科發生器主體。外科發生器還可包括設置在小孔中的插座組件。插座組件可包括插座主體和具有內壁和外壁的凸緣。內壁可由至少一個彎曲部分和至少一個線性部分構成。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磁體和多個承窩。中央凸出部分的外周邊可包括至少一個彎曲部分和至少一個線性部分。
根據各種實施例，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內的磁性相容引腳。電連接器組件可包括電路板和耦接至電路板的多個導電引腳。多個導電引腳中的每一個均可延伸到中央腔體內。電連接器組件還可包括 應變減輕構件和防護罩。
根據各種實施例，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一個彎曲部分和至少一個線性部分。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性地耦接至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一個彎曲部分和至少一個線性部分。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。
根據各種實施例，可使用方法(如，結合外科器械)來實現多個外科目的。例如， 用于控制通過第一和第二電極提供至組織的電功率的方法可包括通過第一和第二電極將驅動信號提供至組織以及基于感測的組織阻抗并根據第一功率曲線來通過驅動信號調制提供至組織的功率。第一功率曲線可為多個可能感測的組織阻抗中的每一個定義第一相應功率。所述方法還可包括通過第一和第二電極監測提供至組織的總能量。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阻抗是否已達到第一阻抗閾值。所述方法還可包括如果組織的阻抗不能達到第一阻抗閾值，則基于感測的組織阻抗并根據第二功率曲線來通過驅動信號調制提供至組織的功率。第二功率曲線可為多個可能感測的組織阻抗中的每一個定義第二相應功率。
根據各種實施例，用于控制通過第一和第二電極提供至組織的電功率的方法可包括通過第一和第二電極將驅動信號提供至組織以及確定將被提供至組織的功率。所述確定過程可包括接收感測的組織阻抗的指示；根據功率曲線來確定用于感測的組織阻抗的第一相應功率；以及通過倍增器來倍增相應功率。功率曲線可為多個可能感測的組織阻抗中的每一個定義相應功率。所述方法還可包括調制驅動信號以將確定功率提供至組織以及如果組織的阻抗不能達到第一阻抗閾值，則隨提供至組織的總能量變化來增加倍增器。
根據各種實施 例，用于控制通過第一和第二電極提供至組織的電功率的方法可包括通過第一和第二電極將驅動信號提供至組織以及確定將被提供至組織的功率。所述確定過程可包括接收感測的組織阻抗的指示；根據功率曲線確定用于感測的組織阻抗的第一相應功率；以及通過第一倍增器來倍增相應功率以找到確定功率。功率曲線可為多個可能感測的組織阻抗中的每一個定義相應功率。所述方法還可包括調制驅動信號以將確定功率提供至組織以及通過第一和第二電極監測提供至組織的總能量。另外，所述方法可包括當總能量達到第一能量閾值時，確定組織的阻抗是否已達到第一阻抗閾值；以及如果組織的阻抗未達到第一阻抗閾值，則將第一倍增器增加第一數量。
根據各種實施例，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。
根據各種實施例，用于控制通過外科裝置提供至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至組織的功率成比例。所述方法還可包括周期性地接收組織阻抗的指示以及將第一復合功率曲線應用至組織，其中將第一復合功率曲線應用至組織包括。將第一復合功率曲線應用至組織可包括將第一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一個，根據組織阻抗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至組織。將第二復合功率曲線應用至組織可包括將至少一個第二復合功率曲線脈沖調制到驅動信號上；以及對于至少一個第二復合功率曲線脈沖中的每一個，根據組織阻抗的第 二函數來確定脈沖功率和脈沖寬度。根據各種實施例，提供了用于為外科裝置產生驅動信號的發生器。所述發生器包 括用于產生第一驅動信號以驅動超聲裝置的超聲發生器模塊、用于產生第二驅動信號以驅 動電外科裝置的電外科/射頻(RF)發生器模塊、以及連接至超聲發生器模塊和電外科/RF 發生器模塊中的每一個的腳踏開關。腳踏開關被構造為當超聲裝置連接至超聲發生器模塊 時工作在第一模式，并且腳踏開關被構造為當電外科裝置連接至電外科/RF發生器模塊時 工作在第二模式。根據各種實施例，提供了發生器，所述發生器包括用戶界面以根據超聲裝置和電 外科裝置中任一者的操作并根據預定算法來提供反饋。


各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結合附圖參照以下具體實施方式
最深刻地理解所描述的實施例，其 中圖1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一個實 施例；圖2不出了可用于橫切和/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1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為一個實施例中的發生器結構的結構視圖；圖11A-11C為一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1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1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1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1的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的 另一個實施例；
圖39示出了能夠通過圖1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1的發生器實施的用于提供漏電流的有源降噪的電路的另一個實施例；
圖41示出了一個實施例中的插座組件和連接器組件接口；
圖42為一個實施例中的插座組件的分解側視圖43為一個實施例中的連接器組件的分解側視圖44為圖41所示的插座組件的透視圖45為一個實施例中的插座組件的分解透視圖46為一個實施例中的插座組件的前正視圖47為一個實施例中的插座組件的側正視圖48為一個實施例中的承窩的放大視圖49為一個實施例中的連接器組件的透視圖50為一個實施例中的連接器組件的分解透視圖51為一個實施例中的連接器組件主體的側正視圖52為一個實施例中的連接器組件主體的遠端的透視圖53為一個實施例中的連接器組件主體的近端的透視圖54示出了一個實施例中的鐵質引腳；
圖55不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面板的透視圖64示出了一個實施例中的發生器的后面板；
圖65和圖66示出了一個實施例中的發生器的后面板的不同部分；
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計溫度的對比圖，估計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；
例；
例；
實施例;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的一個實施圖71示出了顯示可結合圖70的工藝流程使用的實例功率曲線的圖表的一個實施圖72示出了顯示可結合圖70的工藝流程使用的實例同形功率曲線的圖表的一個
圖73A示出了能夠通過圖1的發生器的數字裝置進行的作用于新組織切口的例程的一個實施例；
圖73B示出了能夠通過圖1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1的發生器的數字裝置進行的將一個或多個功率曲線提供到組織切口的例程的一個實施例；
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的一個實施例；
圖75示出了描述通過圖1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1的發生器實施的圖75的算法的一個實施例的工藝流程;
圖77示出了用于產生第一復合負載曲線脈沖的工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1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一個實施例。
具體實施方式
在詳細說明外科裝置和發生器的各種實施例之前，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施或執行。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/或實例中的任何一個或多個結合。
各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、吻合和/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模-數采樣(如，大約 200x過采樣，這取決于頻率)以及數字信號處理，從而與已知發生器結構相比提供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擬如下系統的存在，所述系統可利用任何頻率下的靜態電容(如，圖9中的Ctl)的任何值進行調諧或諧振。因此，可通過使靜態電容的效果失諧來實現動態支路電流的控制，且無需使用調諧電感器。另外，除去調諧電感器可不降低發生器的頻鎖能力，因為可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模-數采樣以及數字信號處理也可允許樣本的精確數字濾波。例如，發生器的實施例可使用在基礎驅動信號頻率和第二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引起的噪聲。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，由此能夠相對基礎驅動信號頻率來進行更精確的阻抗相位測定以及改善發生器保持諧振頻率鎖定的能力。可通過如下方式進一步地提高阻抗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阻抗相位調節至0°。
發生器的各種實施例也可使用發生器驅動信號電流和電壓的高速模-數采樣以及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，例如，控制當組織阻抗變化時遞送至組織的功率量和控制功率的遞送以保持組織阻抗增加的恒定速率。
發生器的各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必需的增加輸出功率。可通過寬帶功率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。
各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，單總線裝置，例如I_wire 協議EEPROM)，所述器械使用現有多導體發生器/手持件電纜附接至手持件。這樣，發生器能夠從附接至手持件的器械取出和處理器械專用數據。這可允許發生器提供較好的控制以及改善的診斷和誤差檢測。另外，發生器具有將數據寫入所述器械的能力，所述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，頻帶的使用允許具有總線裝置的器械與現有發生器的向后兼容性。
發生器的所公開實施例提供漏電流的有源降噪，所述漏電流是由發生器的非隔離和患者隔離電路之間的非預期電容耦合引起的。除了降低患者風險之外，減少漏電流也可降低電磁發射。
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，本文根據臨床醫生緊握手持件的情況也可使用諸如“頂部”和“底部”之類的空間術語。 然而，外科裝置的使用方向和位置多種多樣，這些術語并非旨在限制和絕對化。
圖1示出了外科系統100的一個實施例，所述外科系統100包括可被構造為與外科裝置結合使用的發生器102。根據各種實施例，發生器102可被構造為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1 的實施例中，發生器102示為與外科裝置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，從而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，多導體電纜)與發生器102電氣連通。換能器114可包括適于將驅動信號的電能轉換成機械振動的壓電陶瓷元件或者其他元件或部件。當通過發生器102啟動時,超聲換能器114可引起縱向振動。振動可通過裝置104的器械部分124(如，通過嵌入在外套管內的波導)傳送至器械部分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 可包括可通過波導(未示出)連接至超聲換能器114的刀片151。當通過換能器114驅動時，刀片151可振動并且當開始接觸組織時可切割和/或凝固組織，如本文所述。根據各種實施例，并且如圖3所示，端部執行器126還可包括可被構造為與端部執行器126的刀片 151協同作用的夾持臂155。結合刀片151，夾持臂155可包括一組夾具140。夾持臂155可樞轉地連接至器械部分124的軸153的遠端。夾持臂155可包括可由TEFLON 或其他合適的低摩擦材料形成的夾持臂組織墊163。墊163可被安裝用于與刀片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呈基本上平行關系或者相接觸。通過這種構造，將被夾持的組織切口可被緊抓在組織墊163和刀片151之間。組織墊163可設置有鋸齒狀構型(包括多個軸向間隔開的、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。夾持臂155可從圖3中所示的打開位置以任何方式轉變成閉合位置(其中夾持臂155接觸或靠近刀片151)。例如,手持件116可包括夾具閉合扳機138。當通過臨床醫生致動時，夾具閉合扳機138可以任何合適的方式來樞轉夾持臂155。
可啟動發生器102以將驅動信號按任何合適的方式提供至換能器114。例如，發生器102可包括通過腳踏開關電纜122 (圖8)連接至發生器102的腳踏開關120。臨床醫生可通過壓下腳踏開關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的一些實施例可使用設置在手持件116上的一個或多個開關，所述一個或多個開關在啟動時可引起發生器102啟動換能器114。在一個實施例中，例如，所述一個或多個開關可包括一對觸發按鈕136a、136b (例如)以確定裝置 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至換能器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將用戶可選性驅動信號提供至換能器114，從而使其產生低于最大值的超聲能量輸出。 除此之外或作為另外一種選擇，裝置104可包括第二開關以(例如)指示用于操作端部執行器126的夾具140的夾具閉合扳機138的位置。另外，在一些實施例中，可基于夾具閉合扳機138的位置來啟動超聲發生器102 (如，當臨床醫生壓下夾具閉合扳機138以閉合夾具 140時，可施加超聲能量)。
除此之外或作為另外一種選擇，所述一個或多個開關可包括觸發按鈕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分類提供脈沖。在某些實施例中，脈沖的功率電平可為(例如)與觸發按鈕136a、b相關的功率電平(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可被構造為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和用于產生最大或低于最大的功率電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或4或3或2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/或用戶功率電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可包括兩位觸發按鈕136b和用于產生最大功率電平下的連續輸出的觸發按鈕136a。在第一閉合位置，觸發按鈕136b可產生低于最大的功率電平下的連續輸出，并且在第二閉合位置，觸發按鈕136b可產生脈沖輸出(如，最大或低于最大的功率電平下的脈沖輸出，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之間的組織切口的阻抗。發生器102可將信號(如，非治療信號)提供至電極159、157。可(例如)通過監測信號的電流、電壓等來獲得組織切口的阻抗。
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。根據各種實施例，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(如圖所示)(如，對于內窺鏡應用)。在各種實施例中，軸165可包括一個或多個接合點。端部執行器132可包括具有第一夾具構件167和第二夾具構件169的夾具144。第一夾具構件167和第二夾具構件 169可連接至U形夾171，所述U形夾171又可連接至軸165。平移構件173可在軸165內從端部執行器132延伸至手持件130。在手持件130處，軸165可直接或間接地連接至夾具閉合扳機142 (圖4)。
端部執行器132的夾具構件167、169可包括相應的電極177、179。電極177、179 可通過電導線187a、187b (圖5)連接至發生器102，所述電導線187a、187b從端部執行器 132穿過軸165和手持件130并最終延伸至發生器102 (如通過多導體電纜128)。發生器 102可將驅動信號提供至電極177、179以對存在于夾具構件167、169內的組織產生治療效果。電極177、179可包括有源電極和返回電極，其中所述有源電極和所述返回電極可抵靠或鄰近將被處理的組織進行設置，使得電流可從有源電極通過組織流至返回電極。如圖4 所示，端部執行器132顯示具有處于打開位置的夾具構件167、169。往復式刀片175示于夾具構件167、169之間。
圖5、6和7示出了圖4中所示的端部執行器132的一個實施例。為了閉合端部執行器132的夾具144，臨床醫生可使夾具閉合扳機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夾具144打開和閉合。例如，夾具閉合扳機142的移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的遠端部分可連接至往復式構件197，使得平移構件173的遠端和近端運動引起往復式構件的相應遠端和近端運動。往復式構件197可具有肩部191a、191b，而夾具構件167、169可具有相應的凸輪表面 189a、189b。當往復式構件197從圖6中所示的位置向遠端平移至圖7中所示的位置時，肩部191a、191b可接觸凸輪表面189a、189b，從而使得夾具構件167、169轉變成閉合位置。另外，在各種實施例中，刀片175可設置在往復式構件197的遠端。隨著往復式構件延伸到圖 7中所示的完全遠端位置，刀片175可在該過程中推過存在于夾具構件167、169之間的任何組織，從而切割該組織。
使用時，臨床醫生 可設置端部執行器132并且(例如)通過沿所述箭頭183樞轉夾具閉合扳機142來閉合圍繞將被作用的組織切口的夾具144。一旦組織切口固定在夾具 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， 所述一個或多個開關181可通過臨床醫生致動以使得發生器102開始提供RF能量。另外， 在一些實施例中，可基于夾具閉合扳機142的位置來提供RF能量。例如，當完全壓下扳機 142 (表明夾具144被閉合)時，可提供RF能量。另外，根據各種實施例，可在夾具144閉合期間推進刀片175或者可在夾具144閉合之后(如，在RF能量已施加至組織之后)由臨床醫生獨立地推進刀片175。
圖8為圖1的外科系統100的示意圖。在各種實施例中，發生器102可包括若干單獨的功能性元件，例如模塊和/或區塊。不同的功能性元件或模塊可被構造為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，例如超聲裝置104。 電外科/RF發生器模塊110可驅動電外科裝置106。例如,相應模塊108、110可產生用于驅動外科裝置104、106的相應驅動信號。在各種實施例中，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中的一個或多個可提供為電連接至發生器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。可將驅動信號提供至超聲裝置104，并且具體地講提供至可 (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可被構造為產生特定電壓、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可產生具有足夠輸出功率的驅動信號以便使用射頻(RF)能量執行雙極電外科手術。在雙極電外科手術應用中。驅動信號可提供至(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可通過將足以處理組織(如，凝固、燒灼、組織吻合等)的電能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1)。輸入裝置145可包括產生適于程控發生器102的操作的信號的任何合適裝置。操作時，用戶可使用輸入裝置145來程控或者說是控制發生器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，被包括在發生器內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)。在各種實施例中，輸入裝置145包括按鈕、開關、指輪、鍵盤、 小鍵盤、觸摸屏監視器、指點器中的一個或多個，所述輸入裝置遠程連接至通用或專用計算機。在其他實施例中，輸入裝置145可包括合適的用戶界面，例如顯示在(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，用戶可設定或程控發生器的多種操作參數， 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(f)、和/或周期(T)。
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1)。輸出裝置147包括用于為用戶提供感觀反饋的一個或多個裝置。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/或區塊可通過實例進行描述，但是可以理解，更多或更少數量的模塊和/或區塊可被使用，并仍在實施例的范圍內。此外，雖然各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/或區塊可通過一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，所述硬件部件例如處理器、數字信號處理器(DSP)、可編程邏輯裝置(PLD)、專用集成電路(ASIC)、電路、寄存器，所述軟件部件例如程序、子程序、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、硬件或它們的任意組合的一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，例如軟件、程序、數據、驅動器、應用程序接口(API)等。所述固件可存儲在非易失性存儲器(NVM)(例如位屏蔽只讀存儲器(ROM)或閃速存儲器)中。在多種具體實施中，將固件存儲在ROM中可保護閃速存儲器。NVM可包括其它類型的存儲器，包括 (例如)可編程ROM(PROM)、可擦除可編程ROM(EPROM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)或電池支持的隨機存取存儲器(RAM)(例如動態RAM(DRAM)、雙數據率DRAM(DDRAM)和/或同步 DRAM (SDRAM))ο
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，驅動信號可將電能(如，RF能量)提供至切割、凝固和/或干燥模式中的端部執行器132。可測量裝置106和/或組織的電特性并用于控制發生器102的可操作方面和 /或為用戶提供反饋。在各種實施例中，如先前的討論，硬件部件可實施為03 、？0)351(、 電路和/或寄存器。在一個實施例中，處理器可被構造為存儲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(例如，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示出了根據一個實施例的超聲換能器(例如超聲換能器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(定義諧振器的電機械特性)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-1m流過電容支路。可通過適當控制 18和Vg來實現超聲換能器的電機械特性的控制。如上所述，已知的發生器結構可包括調諧電感器Lt (在圖9中以虛線顯示)，該調諧電感器Lt用于使并聯諧振電路中諧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，調諧電感器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電感器Lt。此外，由于調諧電感器Lt匹配單一諧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則動態支路電流的精確控制將失效。
發生器102的各種實施例可不依賴于調諧電感器Lt來監測動態支路電流Im。相反，發生器102可使用專用超聲外科裝置104的功率應用中的靜態電容CO的測量值(以及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擬如下系統，所述系統可利用任何頻率且并非為單一諧振頻率(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諧振。
圖10為發生器102的一個實施例的簡化框圖，所述發生器102用于驗證上述非電感調諧(除了其他有益效果之外)。圖11A-11C示出了根據一個實施例的圖10的發生器 102的結構。參照圖10，發生器102可包括通過功率變壓器156與非隔離工位154通信的患者隔離工位152。功率變壓器156的次線圈158包括在隔離工位152中并且可包括分接頭模式(如，中心分接頭或非中心分接頭模式)以限定驅動信號輸出端160a、160b、160c，以將驅動信號輸出至不同的外科裝置，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)輸出至超聲外科裝置 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)輸出至電外科裝置106，其中輸出端160b對應于功率變壓器156的中心分接頭。非隔離工位154可包括功率放大器162，所述功率放大器162具有連接至功率變壓器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)推挽式放大器。非隔離工位154還可包括用于將數字輸出提供至數-模轉換器(DAC) 168的可編程邏輯器件166，所述數-模轉換器(DAC) 168繼而將相應的模擬信號提供至功率放大器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)場可編程門陣列(FPGA)。可編程邏輯器件166通過DAC168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、波形幅值)中的任何一個。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。
可通過開關模式調節器170將功率提供至功率放大器162的功率導軌。 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。非隔離工位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)得自馬薩諸塞州諾伍德市 (Norwood, MA)的 AnalogDevices 的 DSP 處理器(例如 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可通過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)使得提供至功率放大器162的導軌電壓跟蹤放大信號的波形包絡。相對于固定導軌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的導軌電壓，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/或幅值。在一個實施例中，例如，可編程邏輯器件166可通過調用存儲于動態更新查找表(LUT)(例如可嵌入在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(例如超聲換能器114) 可由其諧振頻率下的純正弦式電流驅動。由于其他頻率可激發寄生諧振，因此使動態支路電流的總失真最小化或降低可相應地使不利的諧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，功率變壓器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(例如通過處理器174實施的誤差控制算法)內，從而通過動態和持續地(如實時地)適當預失真或修改存儲于LUT中的波形樣本來補償失真。在一個實施例中，施加至LUT樣本的預失真的數量或程度可取決于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，從而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。
非隔離工位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連接到功率變壓器156的輸出端以相應地對通過發生器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可被構造為以高速(如， 80Msps)采樣，以允許驅動信號的過采樣。在一個實施例中，例如，ADC 178,180的采樣速率可允許驅動信號的大約200x(取決于驅動頻率)過采樣。在某些實施例中，可通過單個ADC 來執行ADC 178,180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。在發生器102的實施例中使用高速采樣可允許(除了別的以外)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可由可編程邏輯器件166接收和處理(如，FIFO緩沖、復用)并且存儲在數據存儲器中以用于由(例如)處理器174后續提取。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，這可需要各個存儲的電壓和電流反饋數據對基于相應LUT樣本進行索引或者說是與相應LUT樣本相關聯，所述相應LUT樣本是在采集電壓和電流反饋數據對時由可編程邏輯器件166輸出的。以此方式使LUT樣本與電壓和電流反饋數據同步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/或幅值 (如，電流幅值)。在一個實施例中，例如，可使用電壓和電流反饋數據來確定阻抗相位。然后可控制驅動信號的頻率以使所確定阻抗相位與阻抗相位設定點(如，0° )之間的差值最小化或減小，由此使諧波失真的影響最小化或減小并相應地增加阻抗相位測量準確性。可在處理器174中實施相位阻抗和頻率控制信號的`測定，例如，其中將頻率控制信號作為輸入提供至由可編程邏輯器件166實施的DDS控制算法。
在另一個實施例中，例如，可監測電流反饋數據以便保持電流幅值設定點下的驅動信號的電流幅值。可直接指定或者根據指定的電壓幅值和功率設定點來間接地確定電流幅值設定點。在某些實施例中，可通過處理器174中的控制算法(例如，比例積分微分 (PID)控制算法)來實現電流幅值的控制。通過控制算法控制的可適當控制驅動信號的電流幅值的變量可包括(例如)存儲在可編程邏輯器件166中的LUT波形樣本的定標和/或借助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。
非隔離工位154還可包括用于提供(除了別的以外)用戶接口(UI)功能的處理器190。在一個實施例中，處理器190可包括(例如)得自加利福尼亞州圣荷西市(San Jose,California)的 Atmel 公司的具有 ARM 926EJ-S 核的 Atmel AT91SAM9263 處理器。處理器190支持的Π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)接口線)、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，通過串行外圍接口(SPI)總線)通信。盡管處理器190可主要支持Π功能，但在某些實施例中其也可與處理器174配合來實現降低危險。例如，處理器190可被程控以監測用戶輸入和/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)哪些控制和/或診斷方法被處理器174實施。對于處理器190，發生器102的操作狀態可指示(例如)用戶接口的哪些元素(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轉變。處理器174可充當此關系中的母機并且確定何時將發生操作狀態間的轉變。處理器190可知道操作狀態間的有效轉變并且可確定某個轉變是否適當。例如，當處理器174指示處理器190轉變到特定狀態時，處理器190可驗證所請求轉變的有效性。如果狀態間的所請求轉變經處理器190確定為無效，則處理器190可使發生器102進入失效模式。非隔離工位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Megal688位控制器)，所述處理器被構造為監測通過一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對觸摸數據的米集。 在某些實施例中，當發生器102處于“功率關”狀態時，控制器196可繼續接收操作功率(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處于功率關狀態時，如果檢測到用戶啟動“打開/關閉”輸入裝置145，則控制器196可喚醒電源(如，允許操作電源211的一個或多個DC/DC電壓轉換器213)。控制器196可因此引發用于將發生器102轉變成“功率開”狀態的序列。反之，當發生器102處于功率開狀態時，如果檢測到啟動“打開/關閉”輸入裝置145，則控制器196可引發用于將發生器102轉變成功率關狀態的序列。在某些實施例中，例如，控制器196可將“打開/關閉”輸入裝置145的啟動報告給處理器190，所述處理器190繼而實施用于將發生器102轉變成功率關狀態的必要處理序列。在此類實施例中，控制器196可不具有獨立能力以用于在發生器102的功率開狀態已確立之后從發生器102移除功率。在某些實施例中，控制器196可使得發生器102提供聽覺或其他感觀反饋以提醒用戶已引發功率開或功率關序列。可在功率開或功率關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，隔離工位152可包括器械接口電路198以(例如)提供外科裝置的控制電路(如，包括手持件開關的控制電路)和非隔離工位154的部件(例如，可編程邏輯器件166、處理器174和/或處理器190)之間的通信接口。器械接口電路198可通過通信連接(例如，基于紅外(IR)的通信連接)與非隔離工位154的部件交換信息，所述通信連接保持工位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至器械接口電路198，所述低壓降穩壓器通過從非隔離工位154驅動的隔離變壓器供能。在一個實施例中，器械接口電路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可被構造為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)使用由不同差分放大器饋送的雙極性電流源來產生詢問信號。詢問信號可被傳送至外科裝置控制電路(如，通過使用將發生器102連接至外科裝置的電纜中的導體對)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/或二極管以修改詢問信號的一個或多個特性(如，幅值、整流)，使得基于所述一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 (或非隔離工位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，器械接口電路198可包括第一數據電路接口 204，所述第一數據電路接口 204允許可編程邏輯器件200 (或器械接口電路198的其他元件)和設置在外科裝置內或者說是與外科裝置相關的第一數據電路之間的信息交換。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至外科裝置手持件的電纜中或者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，例如電可擦可編程只讀存儲器(EEPROM)裝置。在某些實施例中并且重新參考圖10，第一數據電路接口 204可與可編程邏輯器件200獨立地實現并且包括適當的電路(如，離散邏輯器件、處理器)以允許可編程邏輯器件200和第一數據電路之間的通信。在其他實施例中，第一數據電路接口 204可與可編程邏輯器件200形成一體。在某些實施例中，第一數據電路206可存儲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。此信息可由器械接口電路198(如，由可編程邏輯器件200)讀取、傳送至非隔離工位154的部件(如，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，可通過第一數據電路接口 204(如，使用可編程邏輯器件200)將任何類型的信息傳送至第一數據電路206以存儲于其中。此類信息可包括(例如)其中已使用外科裝置的操作的更新數以及/或者其使用的日期和/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/或可處理性。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，將可讀數據電路添加至外科裝置器械以解決上述情況為成問題的。例如，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由于(例如)不同的信號方案、設計復雜性和成本而為不實際的。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具有最小設計變化的方式實現從而保持外科裝置與當前發生器平臺的兼容性。另外，發生器102的實施例可允許與基于器械的數據電路(例如，下文結合圖16-32和圖33A-33C所述的那些)通信。例如，發生器102可被構造為與包括在外科裝置的器械(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。器械接口電路198可包括允許該通信的第二數據電路接口 210。在一個實施例中，第二數據電路接口 210可包括三態數字接口，但也可使用其他接口。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，第二數據電路可存儲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、其中已使用外科器械的多個操作、和/或任何其他類型的信息。除此之外或作為另外一種選擇，可通過第二數據電路接口 210 (如，使用可編程邏輯器件200)將任何類型的信息傳送至第二數據電路以存儲于其中。此類信息可包括(例如)其中已使用器械的操作的更新數以及/或者其使用的日期和/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為用戶提供指示(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口 210可被構造為使得可實現可編程邏輯器件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體(如，將手持件連接至發生器102的電纜的專用導體)。在一個實施例中，例如，可使用實施于現有電纜(例如，用于將詢問信號從信號調節電路202發送至手持件中的控制電路的導體中的一個)上的I總線通信方案來將信息傳送至第二數據電路以及從第二數據電路傳送信息。這樣，使得可另外必須對外科裝置進行的設計變化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(存在或不存在頻帶分離)上實現不同類型的通信，所存在的第二數據電路可對不具有必要數據讀取功能的發生器“不可見”，由此允許外科裝置器械的向后兼容性。在某些實施例中，隔離工位152可包括連接至驅動信號輸出端160b的至少一個阻隔電容器296-1以阻止DC電流流至患者。單個阻隔電容器可需要遵從(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(用于采樣由漏電流產生的電壓)來監測來自阻隔電容器296-1、296-2之間的點的電流。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指出)，發生器102可確定何時阻隔電容器296-1、296-2中的至少一個已失效。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O在某些實施例中，非隔 離工位154可包括用于輸出合適電壓和電流下的DC功率的電源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檢測到用戶啟動“打開/關閉”輸入裝置145以允許操作或喚醒DC/DC電壓轉換器213時，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。指示從功率變壓器156的次線圈158輸出的電流和電壓的反饋分別通過ADC178、180來接收。如圖所示，ADC178、180可實施為2通道ADC并且可以高速(如，80Msps)采樣反饋信號從而允許驅動信號的過采樣(如，大約200x過采樣)。在通過ADC 178、180處理之前，可在模擬域中適當調節(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單獨緩沖并且隨后復用或交叉存取成單個數據流。在圖13的實施例中，可編程邏輯器件166包括FPGA。可通過在處理器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一個的組件。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存儲在一個或多個存儲地址，所述存儲地址與LUT樣本的LUT地址相關聯或者是利用LUT樣本的LUT地址索引的。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地址存儲在公用存儲位置。在任何情況下，反饋樣本可被存儲為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處實施的直接存儲存取(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)存儲在處理器174的指定存儲位置218 (如，內部 RAM)。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存儲在可編程邏輯器件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，從而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)存儲在存儲位置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(測定的或先前已知的)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樣本相關的各組存儲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處確定的各個動態支路電流樣本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幅值誤差。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幅值樣本)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可通過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。存儲在可編程邏輯器件166中的LUT樣本與存儲在波形形狀LUT 226中的LUT樣本可因此在數量上相等。在某些實施例中，由存儲在波形形狀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(例如，第三級諧波，其驅動至少兩種機械諧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處確定的樣本幅值誤差的各個值及其相關LUT地址的指示發送至可編程邏輯器件166的LUT(示于圖13中的區塊228處)。基于樣本幅值誤差的值及其相關地址(以及可任選地先前接收的同一 LUT地址的樣本幅值誤差的值)，LUT 228 (或可編程邏輯器件166的其他控制區塊)可預失真或修改存儲在該LUT地址處的LUT樣本的值以使得樣本幅值誤差減小或最小化。應當理解，在LUT地址的整個范圍上以迭代方式對各個LUT樣本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處基于存儲在存儲位置218處的電流和電壓反饋樣本來確定電流和電壓幅值測量值、功率測量值和阻抗測量值。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VMS。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一個。在某些實施例中，可通過(例如)與發生器102形成一體的輸出裝置147或者通過合適的通信接口(如，USB接口)連接至發生器102的輸出裝置147將這些數量中的任何一個傳送給用戶。各種診斷過程可包括(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確定和控制通過發生器102驅動的電負載(如，超聲換能器)的阻抗相位。如上所述，通過控制驅動信號的頻率以使所確定阻抗相位和阻抗相位設定點(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。相位控制算法接收存儲在存儲位置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樣本相關的各組存儲電流和電壓反饋樣本，區塊248的輸出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阻抗相位。在某些實施例中，該阻抗相位以在波形的上升沿測定的阻抗相位和在波形的下降沿測定的阻抗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處確定的阻抗值，來確定用于控制驅動信號的頻率的頻率輸出。頻率輸出值可通過區塊256進行連續調節并且傳送至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)下的阻抗相位。在某些實施例中，阻抗相位可調節至0°相位設定點。這樣，任何諧波失真的中心將位于電壓波形的波峰附近，由此增加阻抗相位測定的準確性。處理器174的區塊258可實施用于調制驅動信號的電流幅值的算法，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。這些數量的控制可通過如下方式實現，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^可由電流設定點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，則可通過區塊260來調整LUT定標和/或DAC 168的最大定標輸出電壓以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)基于在給定負載阻抗值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Vniis (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存儲在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(存儲位置)跳過技術產生具有固定時鐘頻率下的波形的樣本。NCO算法可實現相位累加器或頻率-相位轉換器(用作從LUT 228調用LUT樣本的地址指針)。在一個實施例中，相位累加器可為D步長、模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)可使相位累加器連續地指向LUT 228的各個地址，從而導致復制存儲在LUT 228中的波形的波形輸出。當D > I時，相位累加器可跳過LUT228中的某些地址，從而導致具有較高頻率的波形輸出。因此，可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,該輸入又將相應的模擬信號提供至功率放大器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的導軌電壓，由此改善功率放大器162的效率。在某些實施例中，可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，可通過監測漏電壓(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)通過耦接至漏電壓的電壓最小值檢測器來產生最小電壓信號。可通過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可通過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來控制提供至功率放大器162的導軌電壓。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內的最低目標278，則可根據通過最小電壓樣本表征的波形網絡來調制導軌電壓。當最小電壓樣本指示低包絡功率電平時，例如，區塊274可使得將低導軌電壓提供至功率放大器162，其中僅當最小電壓樣本指示最大包絡功率電平時才提供滿導軌電壓。當最小電壓樣本降至最低目標278之下時，區塊274可使得導軌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示出了根據各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)可通過發生器102進行識別并用于控制其操作方面。控制電路可包括在超聲外科裝置中(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可連接至發生器102以從信號調節電路202 (如，從發生器終端HS和SR(圖10)通過電纜112或電纜128的導體對)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) —起來定義數據電路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的其他部件可包括在外科裝置的器械(如，器械124、器械134)中，且控制電路300-1的其他部件(如，SW1、SW2、D1、D2、D3、D4)包括在手持件(如，手持件116、手持件130)中。在某些實施例中，數據存儲元件302可為單總線裝置(如，單線協議EEPR0M)或者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可包括得自加利福尼亞州森尼韋爾市(Sunnyvale, CA)的 Maxim Integrated Products 公司的 MaximDS28EC201-Wire ㊣EEPR0M。數據存儲元件302為可包括在數據電路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被構造為(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為用戶提供指示(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)施加至控制電路300-1的整個兩個支路上。這樣，可通過SWl和SW2的狀態獨特地確定整個支路上顯現的電壓。例如，當SWl打開時，用于詢問信號的負值的整個控制電路300-1上的電壓降將為整個Dl和D2上的正向電壓降的和。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中的每一個均具有
0.7伏的正向電壓降，則SWl的打開和關閉狀態可分別對應于1. 4伏和O. 7伏的電壓降。同樣，用于詢問信號的正值的整個控制電路300-1上的電壓降可由SW2的狀態獨特地確定。例如，當SW2打開時，整個控制電路300-1上的電壓降將為整個D3和D4上的正向電壓降(如，
1.4伏)與D5的擊穿電壓(如，3. 3伏)的和。當SW2關閉時，整個控制電路300-1上的電壓降將為整個D3上的正向電壓降與D5的擊穿電壓的和。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可被構造為通過第二數據電路接口 210(圖10)和電纜112或電纜128的導體對來與數據電路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可將提供至數據存儲元件302的電壓限制于合適的工作范圍(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可存儲涉及與其相關的具體外科器械的信息。此類信息可由發生器102取出并且包括(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傳送至數據電路304以存儲于數據存儲元件302中。此類信息可包括(例如)其中已使用器械的操作的更新數以及/或者其使用的日期和/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。這些部件或元件可被構造為(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為用戶提供指示(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狀態的多種組合對應于整個控制電路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除去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除去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的擊穿電壓用于將操作SWl導致的電壓降變化與操作SW2和SW3導致的電壓變化區分開。圖14和15示出了根據各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)可通過發生器102進行識別并用于控制其操作方面。圖14的控制電路280可包括在超聲外科裝置中(如，超聲外科裝置104的手持件116中)，并且圖15的控制電路282可包括在電外科裝置中(如，電外科裝置106的手持件130中)。參見圖14，控制電路280可連接至發生器102以從信號調節電路202 (如，從發生器終端HS和SR(圖10)通過電纜112的導體對)接收詢問信號(如，2kHz的雙極性詢問信號)。控制電路280可包括與第一二極管Dl串聯以定義第一支路的第一開關SWl和與第二二極管D2串聯以定義第二支路的第二開關SW2。第一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。詢問信號可施加至整個兩個支路上。當SWl和SW2均打開時，控制電路280可定義開路。當SWl閉合并且SW2打開時，詢問信號可沿第一方向進行半波整流(如，詢問信號的正半波被阻隔)。當SWl打開并且SW2閉合時，詢問信號可沿第二方向進行半波整流(如，詢問信號的負半波被阻隔)。當SWl和SW2均閉合時，可不發生整流。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可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形成一體或者被構造為結合電纜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傳送至數據電路206以存儲于其中 ，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可連接至發生器102以從信號調節電路202 (如，從發生器終端HS和SR(圖10)通過電纜128的導體對)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分別連接到R2和R4上。詢問信號可施加至串聯電阻器的至少一個上以在整個控制電路282上產生電壓降。例如，當SWl和SW2均打開時，可通過R2、R3和R4來確定電壓降。當SWl閉合并且SW2打開時，可通過R3和R4來確定電壓降。當SWl打開并且SW2閉合時，可通過R2和R3來確定電壓降。當SWl和SW2均閉合時，可通過R3來確定電壓降。因此，發生器102可基于整個控制電路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的其他部件可包括在超聲外科裝置的器械(如，器械124)中，且控制電路280-1的其他部件(如，SW1、SW2、D1、D2、D3、D4、C1)包括在手持件(如，手持件116)中。在某些實施例中，數據存儲元件286可為單總線裝置(如，單線協議EEPR0M)或者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可包括得自加利福尼亞州森尼韋爾市(Sunnyvale, CA)的 Maxim Integrated Products 公司的 Maxim DS28EC201 - Wire⑧ EEPROMo在某些實施例中，發生器102可被構造為通過第二數據電路接口 210(圖10)和電纜112的導體對來與數據電路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“不可見”，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可將提供至數據存儲兀件286的電壓限制于合適的工作范圍(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至地。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可存儲涉及與其相關的具體外科器械的信息。此類信息可由發生器102取出并且包括(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傳送至數據電路284以存儲于數據存儲元件286中。此類信息可包括(例如)其中已使用器械的操作的更新數以及/或者其使用的日期和/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可對不具有必要數據讀取功能的發生器“不可見”，由此允許外科裝置的向后兼容性。 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可另外允許在電外科裝置中使用數據電路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，幅值、整流)，以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，但是應當理解，SW3可添加至超聲外科裝置的控制電路，例如，圖17的控制電路280-2。另外，應當理解，可將除SW3之外的開關添加至數據電路。如圖20和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的電壓值以使它們的電壓值為足夠不同的，從而允許在存在噪聲的情況下可靠地分辨詢問信號。D5和D6的電壓值的和可等于或小于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，則通過聲明錯誤來解決該問題。在另一個實施例中，僅當發生器102確定開關狀態將不妨礙通信時，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。對于包括在數據電路內的開關(如，SW3和SW4)，可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的一個實施例，其中使用幅值調制的通信協議(如，幅值調制的Ι-Wire 協議，幅值調制的LlN協議)實現發生器102和數據存儲元件之間的通信。高頻載波(如，8MHz或更高)上的通信協議的幅值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可將提供至數據存儲元件286的電壓限制于合適的工作范圍(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至地。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，因為該頻率還遠離可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期望或需要添加與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，可將開關添加至圖19-21的數據電路的方式可直接適用于圖25和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串聯的適當大小的電感器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可聲明錯誤，或者僅當發生器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/或電感元件來修改詢問信號的一個或多個特性(如，幅值、相位)以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Rl，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)“不可見”。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，幅值、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括在器械中。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。可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聲明錯誤，或者將第二較高頻率的詢問信號的電壓保持在Dl和D2的開啟電壓之下。也可通過如下方式來解決這種干擾添加與開關電路串聯的電感器(圖29中的LI)以阻截第二較高頻率的詢問信號同時通過第一、較低頻率的詢問信號。以此方式添加電感器也可允許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，電感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體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至外科裝置并且允許發生器102和外科裝置的控制電路之間的基于控制的通信。在某些實施例中，電纜可與外科裝置一體地形成或者可被構造為被外科裝置的合適連接器可拆除地接合。電纜112-1、112-2和112-3(分別為圖33E-33G)可被構造為與超聲外科裝置(如，超聲外科裝置104)結合使用，并且電纜128-1(圖33D)可被構造為與電外科裝置(如，電外科裝置106)結合使用。電纜中的一個或多個可被構造為與發生器102直接連接，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)，所述數據電路用于存儲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可通過適配器連接至發生器102。例如，電纜112-2和112-3可通過第一適配器292 (圖331)連接至發生器102，并且電纜128-1可通過第二適配器294(圖33H)連接至發生器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。在各種實施例中，發生器102可與外科裝置104、106電隔離以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并非為電隔離的，則通過驅動信號提供至裝置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，當使用不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部分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。 根據各種實施例，可使用隔離變壓器(例如隔離變壓器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可提供上述的非隔離工位154和隔離工位152之間的隔離。隔離工位154可與外科裝置104通信。驅動信號可通過發生器102 (如，發生器模塊108)提供至隔離變壓器156的主線圈164并且從隔離變壓器的次線圈158提供至外科裝置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。雜散電容可妨礙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。現代工業標準(例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或更低。可通過在隔離變壓器的次線圈和地(如，大地)之間提供泄漏電容器來無源地減少漏電流。泄漏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耦合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。在各種實施例中，感應的漏電流可增加至超出無源泄漏電容器將其保持在10 μ A和/或其他漏電流標準之下的能力。因此，各種實施例均涉及用于有源降噪漏電流的系統和方法。圖34示出了用于有源降噪漏電流的電路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可將驅動信號相對地818的電勢的一些分量耦合至患者側上的次線圈806。泄漏電容器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可電連接至泄漏電容器810以將泄漏電容器驅動至如下電勢，所述電勢相對地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上的電荷可通過泄漏電容器810而非通過患者而到達地818，由此減少漏電流。根據各種實施例，泄漏電容器810可被設計為滿足足夠的工業、政府和/或設計標準以用于穩健性。例如，泄漏電容器810可為符合IEC 60384-14標準的Y型電容器并且/或者可包括多個串聯的物理電容器。圖35示出了可通過發生器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。可通過隔離變壓器826提供發生器電路824和患者側電路822之間的電隔離。隔離變壓器826的主線圈828可連接至發生器電路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，根據各種實施例，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可包括分別連接至主線圈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將其輸出電壓拉至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，可實現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將其輸出電壓拉至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，可實現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，所述驅動信號可通過輸出線路821、823提供至裝置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可電連接至隔離變壓器826的主線圈828，以使得將驅動信號提供到整個線圈834上。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可電連接至線圈828的中心分接頭829。第一線圈845的第二端841可電連接至輸出級827，而第二線圈843的第二端837可電連接至輸出級825。降噪變壓器832的次線圈836可連接至地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至輸出線路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。根據各種實施例，有源降噪變壓器的次線圈836可卷繞和/或接線至其他部件840、838、818，以使其極性與主線圈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。相對于地818而言，反相驅動信號可與提供于有源降噪變壓器832的整個主線圈834上的驅動信號具有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的泄漏電勢的電荷可被吸引至降噪電容器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 吸收至地818，由此使患者漏電流最小化。根據各種實施例，可選擇組件832、838、840的參數以使漏電流降噪最大化并且在各種實施例中減少電磁發射。例如，有源降噪變壓器832可由材料并且根據如下結構制成，所述結構使其匹配隔離變壓器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、膽比等)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可被構造為滿足IEC60601或者其他合適的工業或政府標準。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示出了可通過發生器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可電連接至輸出線路823。降噪電容器823可串聯地連接在次線圈836和地818之間。電路842可以類似于電路820的方式工作。根據各種實施例，(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中所定義的)最小化。圖37示出了可通過發生器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可除去有源降噪變壓器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可連接至輸出線路823。降噪電容器840可串聯地連接在第二次線圈846和地之間。第二次線圈可卷繞和/或接線成具有與主線圈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所述的方式來降噪漏電流。除去有源降噪變壓器832 (如電路844所示)可降低部件數量、成本和復雜度。圖38示出了可通過發生器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可被構造為降噪因電容耦合(如上文所述)以及其他外部效應(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。取代電連接至地818，降噪電容器840可連接至校正控制電路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(例如阻抗)、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時可降噪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-模轉換器852，所述數-模轉換器852可將降噪電勢的模擬形式提供給降噪電容器840。因此，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除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)中的任何一個內。例如，可將電路820、842、844中的任何一個內的地818替換成校正控制電路851。圖39示出了可通過發生器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示出了可通過發生器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和地818之間。電容器864、866的組合可提供到達地的射頻(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(例如，示意性地示于圖10中的發生器102)(例如)可電連接至多種外科器械。外科器械可包括(例如)基于RF的器械和基于超聲的裝置二者。圖41示出了根據本發明的一個非限制性實施例的插座和連接器接口 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可電連接至電纜921的遠端，所述電纜921最終連接至(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(例如，圖59中所示的插座組件1058)的小孔1054。現在參見圖41和59，插座組件902可包括密封件906，所述密封件906通常阻止液體通過小孔1054進入外科發生器1050。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，例如磁體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中的每一個均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，各個承窩908將以不同高度安裝在插座組件902內，以使得當連接器組件插入到插座組件內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)連接器主體922，所述連接器主體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，例如鐵質引腳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。在其他實施例中，鐵質引腳926可為其他形狀，例如矩形。鐵質引腳926可為鋼、鐵、或任何其他的磁性相容材料(被吸引至磁場或者可被磁化)。鐵質引腳926也可具有肩927或其他類型的橫向延伸特征。現在參見圖55，導電引腳930可附接至電路板928或從電路板928延伸。電路板928還可包括裝置識別電路，例如圖33E-33G中所示的電路。因此，在各種實施例中，電路板928可帶有EEPR0M、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者說是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至電路板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還可包括連接至連接器主體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，例如粘合劑或旋轉焊接。圖44為圖41中所示的插座組件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度 。在一個實施例中，角度 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內。中央凸出部分962可具有限定凹陷部968的中央表面966。磁體912 (圖42)可設置為緊鄰凹陷部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限定的小孔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 可限定后凹陷部976 (圖47)。后凹陷部976的尺寸可被設計為接納密封件906。凸緣表面966可傾斜角度β (圖47)。如圖61所示，外科發生器1050的主體1052的表面也可傾斜角度β。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為連接器主體922的側正視圖，圖52和53分別示出連接器主體922的近端和遠端的透視圖。現在參見圖49-53，連接器主體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可包括與連接器主體922 (圖50)包括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通常可被成型為類似于插座組件902 (圖46)的內壁952。凸緣980的內壁984可被成型為類似于中央凸出部分962的外周邊964。連接器主體922還可具有包括多個小孔990的壁988。小孔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927的尺寸形成為使得其不能穿過小孔990。在一些實施例中，鐵質引腳926可能夠相對壁988平移。當組裝時，鐵質引腳926的肩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內時遭遇磁體912的磁場。在一些實施例中，當鐵質引腳926平移至壁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(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可連接至連接器組件920并且鐵質引腳926可連接至插座組件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至外科發生器的插座組件。適配器組件1002被構造為適應具有連接器組件1006的外科器械，并且適配器組件1004被構造為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內之后的適配器組件1002。圖60示出了插入到接適配器組件1002內之后并由此電連接至外科發生器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內之后的適配器組件1004。圖62示出了插入到適配器組件1004內之后的連接器組件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被構造為插入到外科器械1050的插座組件1058內并且可類似于(例如)圖52中所示的凸緣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可被構造為接納特定的連接器組件，例如連接器組件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被構造為插入到外科器械1050的插座組件1058內并且可類似于(例如)圖52中所示的凸緣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中并且被構造為接納連接器組件1008。圖63示出了根據一個非限制性實施例的發生器1102的后面板1100的透視圖。發生器1102可(例如)類似于圖10所示的發生器102。后面板1100可包括多種輸入和/或輸出端口 1104。后面板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，其中將電磁場施加至導電材料以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，例如液晶、有機電致發光(EL)、反射膜反射型顯不、電泳、扭轉向列球、或機械反射型顯不。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，并且當將電場施加至帶電粒子時，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 DISPLAYDEVIC E,MANUFACTURING METHODAND DRIVING METH0DTHERE0F (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所示的后面板1110。圖65和66提供了后面板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，例如序列號、部件號、專利號、報警標記、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，可通過將計算裝置連接至發生器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，后面板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(例如按鈕1110)將信息輸入至發生器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(例如超聲外科裝置104)的外科手術中，端部執行器126將超聲能量發送至接觸端部執行器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的各種實施例可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樣本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樣本時，其產生輸出樣本。對于特定的處理任務，可通過提供大量的訓練數據來訓練人工神經網絡。這樣，人工神經網絡可通過改變節點間的連接“強度”來改變其結構，從而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(例如超聲外科裝置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、定義隱藏層1206的一個或多個節點1204、和定義輸出層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，其中每個附加隱藏層中的節點1204的數量可等于或不同于隱藏層1206中的節點1204的數量。層1202、1210中的各個節點1204、1208均可包括一個或多個權值wl212、偏值bl214、和轉換函數Π216。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pl218，且隱藏層1206的每一個節點1204均接收輸入變量pl218中的至少一個作為輸入。如圖67所示，例如，每一個節點1204均可接收輸入變量pl218中的全部。在其他實施例中，輸入變量P1218中的并非全部可被節點1204接收。將特定節點1204接收的每一個輸入變量pl218通過相應的權值wl212進行加權，然后加上任何其他以類似方式加權的輸入變量P1218和bl214。然后將節點1204的轉換函數Π216應用至所得加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 = (wul .Pfwu2 ·ρ2+…+W1,」·ρ」)+blt)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均接收得自圖67中的相應節點1204-1、1204-2.....
1204-1的輸出( ·)、f2 ( · ).....fi ( ·))，其中將每一個接收的輸出通過相應權值W1212
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bl214。然后將節點1208的轉換函數Π216應用至所得加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Π216中的一個或多個可為S形函數。在其他實施例中，轉換函數Π216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Π216可與另一個節點1204、1208的轉換函數Π216相同或不同。在某些實施例中，通過隱藏層1206的節點1204接收的輸入變量pl218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的阻抗、和施加超聲能量的持續時間。另外，輸入變量P1218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)和超聲能量靶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Π216)以使其輸出(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P1218測量的相關性輸出。可通過(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pl218的測量輸出進行比較，并且修改權值W1212、偏值bl214、和/或轉換函數f 1216直至神經網絡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直至均方誤差低于預定誤差閾值。在某些實施例中，可通過神經網絡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《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P1218 :驅動電壓、驅動電流、驅動頻率、驅動功率、超聲換能器的阻抗、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P1218值的250個樣本范圍上基于IR測量方法來測定實際溫度(Tm)，其中基于相應的輸入變量pl218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° F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(例如，110° F后的區域)中的估計溫度Test的不一致性可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程序設計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可被構造為控制超聲能量的施加以使得估計溫度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P1218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輸入至控制算法作為設定點，Test輸入至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P1218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W1212。應當理解，可使用除驅動電流之外的輸入變量Pl218(如，驅動電壓)來使Test和Tth之間的差值最小化或減小。根據各種實施例，發生器102可根據一個或多個功率曲線來將功率提供至組織切口。功率曲線可定義遞送至組織的功率和組織阻抗之間的關系。例如，當組織阻抗在凝固期間改變(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，需要高功率電平的功率曲線)可適用于大組織切口。當將更強力的功率曲線應用至較小的組織切口(例如，小血管)時，可導致外部灼熱。外部灼熱可降低外部的凝固/吻合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至較大組織切口(如，較大股)時，可不能實現止血。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包括阻抗軸1302，所述阻抗軸1302示出了從左向右遞增的可能組織阻抗。功率軸1304示出了從下向上遞增的功率。功率曲線1306、1308、1310中的每一個均可定義沿功率軸1304的一組功率電平，所述功率電平對應于沿阻抗軸1302的多個可能感測的組織阻抗。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，各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可由其在圖表1300上的位置來指示。例如，對于給定組織阻抗遞送較高功率的功率曲線可視為較強力的。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較強力的。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，如果第一功率曲線在可能組織阻抗的范圍的至少一半上具有相應較高的遞送功率，則可視為第一功率曲線在給定的可能組織阻抗范圍上比第二功率曲線更強力。另外，例如，在給定的可能組織阻抗范圍上，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，則可視為第一功率曲線比第二功率曲線更強力。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可能組織阻抗上的功率值的總和大于第二功率曲線在所述組的可能組織阻抗上的功率值的總和，則可視為第一功率曲線在所述組的可能組織阻抗上比第二功率曲線更強力。根據各種實施例，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來獲取組織阻抗讀數。對于電外科裝置，例如106，可利用第一和第二電極177、179來獲取組織阻抗讀數。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(在該點，PTC材料的阻抗可增加)之前可具有保持相對較低和相對恒定的阻抗分布。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吻合或凝固完成的組織溫度。因此，當吻合或凝固過程完成時，PTC材料的阻抗可增加，由此使得實際提供至組織的功率相應地降低。應當理解，在凝固或吻合過程期間，組織阻抗通常可增加。在一些實施例中，組織阻抗可顯示出指示成功凝固的突然阻抗增加。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。形成突然阻抗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可又與切口內組織的類型和數量有關。各種實施例可利用組織阻抗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較強力的功率曲線直至組織阻抗達到指示已產生突然增加的阻抗閾值。例如，達到阻抗閾值可指示已利用當前應用的功率曲線適當地形成凝固。阻抗閾值可為組織阻抗值、組織阻抗的變化速率、和/或阻抗和變化速率的組合。例如，當觀察到特定阻抗值和/或變化速率時可達到阻抗閾值。根據各種實施例，不同的功率曲線可具有不同的阻抗閾值，如本文所述。圖70示出了用于將一個或多個功率曲線應用至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至功率曲線中的一個將組織驅動至阻抗閾值。在1332處，發生器102可應用第一功率曲線。根據各種實施例，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至組織。例如，發生器102可產生實施第一功率曲線的驅動信號。可通過調制驅動信號的功率來實現功率曲線。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，在各種實施例中，驅動信號可為脈動的。例如，發生器102可通過改變驅動信號的脈沖寬度、占空比等來調制平均功率。驅動信號可提供至電外科裝置106的第一和第二電極177、179。另外，在一些實施例中，可將實施第一功率曲線的驅動信號提供至上述超聲裝置104的超聲發生器114。當應用第一功率曲線時，發生器102可監測提供至組織的總能量。可在一個或多個能量閾值下將組織阻抗與阻抗閾值進行比較。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阻抗閾值的已知點。在1334處，發生器102可確定遞送至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可確定是否已達到阻抗閾值(1336)。如上文所述，阻抗閾值可為預定的阻抗變化(如，增加)速率、預定阻抗、或這兩者的組合。如果達到阻抗閾值，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阻抗閾值可表明第一功率曲線的強度足以形成合適的凝固或吻合。如果在1336處未達到阻抗閾值，則發生器102可在1338處遞增至下一個最強力的功率曲線并且在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處是否已達到阻抗閾值。如果未達到，發生器102可再次在1338處遞增至下一個最強力的功率曲線并且在1332處遞送該功率曲線。工藝流程1330可持續進行直至終止。例如，當在1336處達到阻抗閾值時可終止工藝流程1330。達到阻抗閾值時，發生器102可應用該當前功率曲線直至完成凝固或吻合。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。如果最強力的功率曲線不能將組織驅動至阻抗閾值，則發生器102可繼續應用最強力的功率曲線直至以其他方式(如，通過臨床醫生或者在達到最終能量閾值時)終止該工藝。根據各種實施例，工藝流程1330可持續進行直至出現終止閾值。終止閾值可指示已完成凝固和/或吻合。例如，終止閾值可取決于組織阻抗、組織溫度、組織電容、組織電感、實耗時間等中的一個或多個。可存在單一終止閾值或者在各種實施例中，不同的功率曲線可具有不同的終止閾值。根據各種實施例，不同的功率曲線可使用不同的阻抗閾值。例如，如果第一功率曲線已不能將組織驅動至第一組織阻抗閾值，則工藝流程1330可從第一功率曲線轉變為第二功率曲線，并且如果第二功率曲線已不能將組織驅動至第二阻抗閾值，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可表示最不強力的功率曲線并且可首先進行應用。如果在第一能量閾值下未達到阻抗閾值，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同形功率曲線1392、1394、1396、1398的圖表的一個實施例。根據各種實施例，同形功率曲線，例如1392、1394、1396、1398，可為彼此的常數倍數。因此，發生器102可通過將不同倍數應用至單個功率曲線來實現同形功率曲線1392、1394、1396、1398。例如，可通過曲線1392乘以第一常數倍增器來實現曲線1394。可通過曲線1392乘以第二常數倍增器來產生曲線1396。同樣，可通過曲線1392乘以第三常數倍增器來產生曲線1398。因此，在各種實施例中，發生器102可在1338處通過改變常數倍增器而遞增至下一個最強力的功率曲線。根據各種實施例，可通過發生器102的數字裝置(如，處理器、數字信號處理器、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，所述工藝流程描述可通過發生器102的數字裝置執行的用以通常實施上述工藝流程1330的例程。圖73A示出了用于準備發生器102以作用于新組織切口的例程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的一部分實施的最不強力的功率曲線。指向第一功率曲線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，數字裝置可使阻抗閾值標志復位。如下文所述，設置阻抗閾值標志可指示已達到阻抗閾值。因此，重置標志可指示仍未達到阻抗閾值，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示出了可通過數字裝置執行的用以監測組織阻抗的例程1350的一個實施例。在1352處，可測量負載或組織阻抗。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阻抗。例如，根據各種實施例，可使用提供至組織的電流和電壓并根據歐姆定律來計算組織阻抗。在1354處，數字裝`置可計算阻抗變化速率。同樣可根據任何合適的方式來計算阻抗變化速率。例如，數字裝置可保持組織阻抗的先前值并且通過將當前組織阻抗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假定阻抗閾值為變化速率。在阻抗閾值為數值的實施例中，可省去1354。如果組織阻抗的變化速率(或阻抗本身)大于閾值(1356)，則可設置阻抗閾值標志。數字裝置可在1360處繼續進行到下一個例程。圖73C示出了可通過數字裝置執行的用于將一個或多個功率曲線提供至組織切口的例程1362的一個實施例。在1364處，可將功率遞送至組織，例如，如上文參照圖70的1334所述。數字裝置可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各個感測的組織阻抗的相應功率、將相應功率調制到提供至第一和第二電極A20、A22、換能器114等的驅動信號上。在1366處，數字裝置可計算遞送至組織的總累積能量。例如，數字裝置可監測功率曲線遞送的總時間和在各個時間遞送的功率。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阻抗閾值標志。阻抗閾值標志的狀態可指示是否已達到阻抗閾值。例如，如果已達到阻抗閾值，則可已通過例程1350設置阻抗閾值標志。如果未設置阻抗標志(如，未達到阻抗閾值)，則數字裝置可在1372處確定是否仍需實施任何更強力的功率曲線。如果需要，則數字裝置可在1374處使例程1362指向下一個、更強力的功率曲線。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部分的累積能量的計算和檢查失效。如果已在1370處設置阻抗標志(如，已達到阻抗閾值)，則數字裝置可在1376處使針對組織操作的其余部分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/或數字裝置可實現自動關閉。圖74示出了用于將一個或多個功率曲線應用至組織切口的工藝流程1400的一個實施例。例如，可通過發生器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可將功率曲線遞送至組織。可通過將倍增器應用至第一功率曲線來獲得功率曲線。在1404處，發生器102可確定是否已達到阻抗閾值。如果仍未達到阻抗閾值，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阻抗閾值(1404)并增加倍增器(1406)。在各種實施例中，發生器102可連續地檢查阻抗閾值(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可存儲查找表，所述查找表包括總施加能量的可能值和相應倍增器值的表。根據各種實施例，發生器102可將脈動驅動信號提供至組織(如，通過外科裝置104、106中的一者)。根據各種實施例，當達到阻抗閾值時，倍增器 可保持恒定。發生器102可繼續施加功率，例如，直至達到終止閾值。終止閾值可為常數或者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至驅動信號，并最終施加至組織。復合負載曲線，與本文所述的其他功率曲線相似，可隨所測量組織特性(如，阻抗)的變化來定義將被遞送至組織的功率電平。復合負載曲線可(另外)根據所測量的組織特性來定義脈沖特性，例如脈沖寬度。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。根據各種實施例，可使用電外科裝置(例如上文參照圖4-7所述的裝置106)來實施框圖1450。另外，在各種實施例中，可使用超聲外科裝置(例如上文參照圖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(例如裝置106)可包括用于在凝固之前或期間切斷組織的刀刃，例如刀片 175。重新參見圖75，可通過(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、施加至組織的力、諧振頻率、諧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)或者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。盡管示出了四個復合負載曲線，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阻抗(如，當前測定的組織阻抗可為回路輸入的一部分或可得自回路輸入)計算功率電平和一個或多個脈沖特性、或者超聲裝置104的諧振頻率特性。可根據復合負載曲線并基于組織阻抗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至驅動信號。在各種實施例中，可實施反饋回路1474以允許驅動信號的更精確調制。在設置點1464的輸出端處，可將驅動信號提供至放大器1466，所述放大器1466可提供合適的放大。可將放大的驅動信號提供至負載1470(如，通過傳感器1468)。負載1470可包括組織、外科裝置104、106、和/或電連接發生器102與外科裝置104、106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處啟動算法1452。應當理解，可以任何合適的方式啟動算法1452。例如，可由臨床醫生在啟動外科裝置104、106時(如，通過拉引或者說是致動夾具閉合扳機138、142、開關、手柄等)啟動算法1452。

根據各種實施例，算法1452可包括多個區域1478、1480、1482、1484。各個區域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，阻抗)的分析。在第二區域1480中，發生器102可將能量施加至組織以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，可通過推進刀片A18來進行切割)。在第四或完成區域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、施加至組織的力等。在各種實施例中，可根據任何合適的方式來測量組織的初始阻抗。例如，發生器102可調制驅動信號以便為組織提供已知電壓或電流。阻抗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阻抗。根據算法1452，發生器102可從第一區域1478進行到第二區域1480。在各種實施例中，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至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。在各種實施例中，可按照強度順序來相繼地應用復合負載曲線1456、1458、1460、1462(如，以適應夾持在器械夾具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可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。各個第一復合負載曲線脈沖均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阻抗的功率和脈沖特性。用于第一脈沖的所測量阻抗可為在第一區域1478測量的阻抗。在各種實施例中，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阻抗或諧振頻率的附加測量。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。可通過發生器102 (如，通過發生器102的數字裝置)來執行工藝流程1488，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阻抗(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升至高達脈沖功率(Pumit),由此將脈沖施加至組織。可再次考慮最近的測量組織阻抗(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阻抗的復合負載曲線來確定或者可為恒定的(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)將脈沖功率施加至驅動信號。根據各種實施例，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)內斜降。下降時間可根據考慮組織阻抗的第一復合負載曲線來確定或者可為恒定的(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阻抗的第一復合負載曲線來確定或者可為恒定的(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等)。在休止時間完成時，發生器102可重復工藝流程1488，前提條件是應用第一復合負載曲線1456。根據各種實施例,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直至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，在各種實施例中，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阻抗而改變，因此第一復合負載曲線的所應用總時間也可隨所測組織阻抗而改變。根據各種實施例，第一復合負載曲線1456(以及其他復合負載曲線1458、1460、1462)可規定當組織阻抗增加時降低脈沖寬度。因此，較高的初始阻抗可導致在第一復合負載曲線花費較少的時間。在完成第一復合負載曲線1456之后，發生器102可在第二區域1480的施加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的方式來應用各個負載曲線1458、1460、1462。例如，可產生根據當前負載曲線的脈沖直至該負載曲線完成(如，預定的時間量或預定的脈沖數終止)。對于各個復合負載曲線1456、1458、1460、1462而言，預定的脈沖數可為相同的或者可為不同的。根據各種實施例，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，多個事件可使得發生器102從第二區域1480轉變到第三區域1482。例如，當組織阻抗(Z)超過閾值組織阻抗(Ztenil)并且RF能量已遞送至少超過最少時間(Tstart)時，發生器102可轉變到第三區域1482。閾值組織阻抗可為指示組織切口得以充分準備以便通過刀片175進行切割的阻抗和/或阻抗變化速率。根據各種實施例，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，直至達到組織阻抗閾值、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。可根據任何合適的方式來確定并且在各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)來確定第三區域脈沖的功率和脈沖特性。根據各種實施例，可使用當前負載曲線來確定第三區域脈沖的脈沖功率，而脈沖特性(如，脈沖寬度、斜坡時間、下降時間、休止時間等)可不管復合負載曲線均為常數。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中的一個、或者可為不同的復合負載曲線(未不出)。發生器102可繼續執行第三區域1482直至接收到組織切割完成的指示。在使用具有刀片(例如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已到達其推進端的刀限位傳感器(未示出)跳變。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直接轉變到I486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，根據各種實施例，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功率，而脈沖特性可為第四區域特異性的。另外，根據各種實施例，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示出了脈沖時序圖1474的一個實施例，所述脈沖時序圖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阻抗。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，此時組織達到閾值阻抗(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，直至在1512處接收到刀限位信號。在該點，第四區域1484可以施加的第四區域脈沖1508開始，如上文所述，直至在1514處完成循環。根據各種實施例，發生器102可實現結合算法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/或在聽覺上來實現用戶界面。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。第三和第四區域1482、1484也可具有區域特異性聽覺指示。根據各種實施例，第一區域1478也可具有區域特異性聽覺指示。根據各種實施例，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。在各種實施例中，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可能值。因此，可通過添加如下曲線(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阻抗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中的每一個均可指示基于所測量組織阻抗的脈沖功率和脈沖寬度。復合負載曲線1530、1532、1534、1536可單獨地或者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可具有45瓦的最大RMS脈沖功率和O. 35秒的最大脈沖寬度。在圖80中，通過1542指示出隨組織阻抗變化的功率，同時通過1544指示出隨組織阻抗變化的脈沖寬度。下表I示出了對于0Ω至475Ω的組織阻抗而言的復合負載曲線1530的值。表I
權利要求
1.一種為外科裝置產生驅動信號的發生器，所述發生器包括 超聲發生器模塊，所述超聲發生器模塊用于產生第一驅動信號以驅動超聲裝置； 電外科/射頻(RF)發生器模塊，所述電外科/射頻(RF)發生器模塊用于產生第二驅動信號以驅動電外科裝置；以及 腳踏開關，所述腳踏開關連接至所述超聲發生器模塊和所述電外科/RF發生器模塊中的每一個，其中所述腳踏開關能夠在所述超聲裝置連接至所述超聲發生器模塊時以第一模式操作并且所述腳踏開關能夠在所述電外科裝置連接至所述電外科/RF發生器模塊時以第二模式操作。
2.根據權利要求1所述的發生器，其中所述腳踏開關包括至少兩個踏板，即第一踏板和第二踏板，其中所述第一踏板和第二踏板中的每一個均引起所述超聲發生器模塊或所述電外科/RF發生器模塊以預定方式啟動。
3.根據權利要求2所述的發生器，其中所述第一踏板位于所述第二踏板的左側。
4.根據權利要求2所述的發生器，其中當所述超聲裝置連接至所述超聲發生器時，所述腳踏開關的第一踏板的啟動引起所述超聲發生器輸出對應于第一超聲功率電平的驅動信號并且所述腳踏開關的第二踏板的啟動引起所述超聲發生器輸出對應于第二超聲功率電平的驅動信號。
5.根據權利要求4所述的發生器，其中所述第一超聲功率電平對應于最小超聲功率電平并且第二超聲功率電平對應于最大超聲功率電平。
6.根據權利要求2所述的發生器，其中當所述電外科裝置連接至所述電外科/RF發生器模塊時，所述腳踏開關的第一踏板的啟動引起所述電外科/RF發生器模塊根據預定算法輸出對應于所述電外科裝置的驅動信號，并且所述踏板開關的第二踏板的啟動被忽略以使得所述第二踏板停用。
7.根據權利要求6所述的發生器，其中當所述腳踏開關的第二踏板處于功率電平控制的所述停用模式時，則所述電外科/RF發生器的輸出驅動信號在所述第二踏板時被啟動時不存在變化。
8.根據權利要求7所述的發生器，其中當所述腳踏開關的第二踏板處于功率電平控制的所述停用模式時，所述第二踏板開關能夠接收除功率電平控制之外的至少一個輸入。
9.根據權利要求8所述的發生器，其中除功率電平控制之外的所述至少一個輸入為清除故障。
10.一種為外科裝置產生驅動信號的發生器，所述發生器包括 超聲發生器模塊，所述超聲發生器模塊用于產生第一驅動信號以驅動超聲裝置； 電外科/射頻(RF)發生器模塊，所述電外科/射頻(RF)發生器模塊用于產生第二驅動信號以驅動電外科裝置；以及 用戶界面，所述用戶界面根據所述超聲裝置和所述電外科裝置中任一者的操作并根據預定算法來提供反饋。
11.根據權利要求10所述的發生器，其中所述用戶界面包括反饋裝置。
12.根據權利要求10所述的發生器，其中所述反饋裝置包括視覺反饋裝置，所述視覺反饋裝置包括液晶顯示(IXD)屏和發光二極管(LED)指示器中的任一者。
13.根據權利要求11所述的發生器，其中所述反饋裝置包括觸覺反饋裝置，所述觸覺反饋裝置包括觸覺致動器。
14.根據權利要求11所述的發生器，其中所述反饋裝置包括聽覺反饋裝置，所述聽覺反饋裝置包括揚聲器和蜂鳴器中的任一者。
15.根據權利要求14所述的發生器，其中在所述發生器的操作期間，所述聽覺反饋裝置發出區域特異性聽覺指示，其中發出對應于功率遞送區域以及功率遞送區域之間的轉變的聲音。
16.根據權利要求15所述的發生器，其中在功率遞送周期開始時發出第一聲音。
17.根據權利要求16所述的發生器，其中當所述發生器進入第一功率遞送區域并且轉變成所述第二功率遞送區域時發出所述第一聲音。
18.根據權利要求15所述的發生器，其中當達到預定的阻抗閾值和能量條件閾值中的任一者時發出第二聲音。
19.根據權利要求18所述的發生器，其中當所述發生器進入第三功率遞送區域時發出所述第二聲音。
20.根據權利要求19所述的發生器，其中所述第二聲音被鎖存以使得在從所述第三功率遞送區域轉變到所述第二功率遞送區域的過程中發出所述第二聲音。
21.根據權利要求15所述的發生器，其中當所述功率遞送周期完成時發出第三聲音。
22.根據權利要求21所述的發生器，其中當達到預定的阻抗閾值和能量條件閾值以及所述電外科裝置的端部執行器部分的所需位置中的任一者時完成所述功率遞送周期。
23.一種為外科裝置產生驅動信號的發生器，所述發生器包括 電外科/射頻(RF)發生器模塊，所述電外科/射頻(RF)發生器模塊于產生驅動信號以驅動電外科裝置；以及 用戶界面，所述用戶界面根據所述超聲裝置和所述電外科裝置中任一者的操作并根據預定算法來提供反饋。
24.根據權利要求23所述的發生器，其中所述用戶界面包括聽覺反饋裝置。
25.根據權利要求24所述的發生器，其中在所述電外科/RF發生器模塊的操作期間，所述聽覺反饋裝置基于功率啟動以及不同功率啟動之間的轉變來發出可聽聲音。
26.根據權利要求25所述的發生器，其中所述聽覺反饋裝置發出 第一啟動聲音； 第二啟動聲音；和 周期完成聲首。
27.根據權利要求26所述的發生器,其中所述第一啟動聲音和第二啟動聲音為重復聲音并且所述周期完成聲音為單個聲音和聲音序列中的任一者。
28.根據權利要求26所述的發生器，其中所述第二啟動聲音是基于阻抗發出的。
29.根據權利要求28所述的發生器，其中所述電外科/RF發生器模塊基于阻抗從所述第一啟動聲音轉變至所述第二啟動聲音。
30.根據權利要求28所述的發生器，其中所述電外科/RF發生器模塊基于阻抗從所述第二啟動聲音恢復至所述第一啟動聲音。
31.根據權利要求26所述的發生器，其中所述電外科裝置包括具有鉗口部分的端部執行器并且其中所述阻抗與所述鉗口部分的打開相關。
32.根據權利要求31所述的發生器，其中所述電外科/RF發生器模塊基于與所述鉗口部分的打開相關的阻抗從所述第二啟動聲音恢復至所述第一啟動聲音。
全文摘要
本發明公開了用于為外科裝置產生驅動信號的發生器。所述發生器包括用于產生第一驅動信號以驅動超聲裝置的超聲發生器模塊、用于產生第二驅動信號以驅動電外科裝置的電外科/射頻(RF)發生器模塊、以及連接至所述超聲發生器模塊和所述電外科/RF發生器模塊中的每一個的腳踏開關。所述腳踏開關被構造為當所述超聲裝置連接至所述超聲發生器模塊時工作在第一模式，并且所述腳踏開關被構造為當所述電外科裝置連接至電外科/RF發生器模塊時工作在第二模式。所述發生器還包括用戶界面，所述用戶界面根據所述超聲裝置和所述電外科裝置中任一者的所述操作并根據預定算法來提供反饋。
文檔編號A61B18/12GK103027748SQ201210385000
公開日2013年4月10日 申請日期2012年10月8日 優先權日2011年10月3日
發明者J·L·奧爾德里奇, R·A·凱梅爾利格, M·E·特貝, C·A·帕帕, D·W·普賴斯, E·T·威納, J·D·梅瑟利, D·C·耶茨, M·A·戴維森, S·B·基林格, G·M·蒙森, R·J·萊爾德, M·C·米勒 申請人:伊西康內外科公司