CN108366819B - 电动外科手术发生器及方法 - Google Patents

Abstract

所公开的技术涉及射频功率发生器以及用于调节输送至电动外科手术器械的切割丝线(即切割电极)的电功率的反馈控制系统。电动外科手术器械使用所输送的能量形成切割弧，用于消融组织块而触及其中的目标组织。器械围绕目标组织形成筐状容器，以从消融的组织块切除目标组织。当器械形成容器时，消融组织的暴露丝线的长度变化。为此，本文中描述的射频功率发生器构造成在器械的展开期间，在一些实施例中基于从电流感测输出与电压感测输出之间的差分相位角得到的输出功率的测量值来改变所输送的总功率，以保持沿暴露丝线长度的均匀功率密度。

Description

电动外科手术发生器及方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2015年8月13日提交的名称为“ELECTROSURGICAL GENERATOR ANDMETHODS(电动外科手术发生器和方法)”的第62/204,807号美国临时申请以及2015年8月13日提交的名称为“ELECTROSURGICAL METHOD AND APPARATUS WITH VARYING STIFFNESSCAPTURE COMPONENTS(具有变化刚度的捕获部件的电动外科手术方法和装置)”的第62/204,836号美国临时申请的权益，两申请通过参考的方式全部纳入本文。

关于联邦资助研究的声明

不适用。

技术领域

本申请总体上涉及电动外科手术发生器，且更具体地涉及用于调节被输送至电动外科手术器械的切割电极的电功率的反馈控制。

背景技术

电动外科手术涉及将高频射频能量施加至外科手术部位，以切割、消融或凝结组织。在一些应用中，电动外科手术器械使用所输送的能量来形成切割弧，用于消融组织块以触及目标组织。一些射频发生器调节射频能量输出，以便在变化的操作条件下维持切割弧。作为一个示例，被输送至切割电极的功率可基于所测得的组织阻抗来调节。

发明内容

所公开的技术涉及射频功率发生器以及用于调节被输送至电动外科手术器械的切割丝线(即切割电极)的电功率的反馈控制系统。电动外科手术器械使用所输送的能量来形成切割弧，用于消融组织块以触及其中的目标组织。器械围绕目标组织形成筐状容器，以从被消融的组织块切下目标组织。当该器械形成容器时，消融组织的暴露丝线的长度变化。为此，本文中描述的射频功率发生器配置成在器械的展开期间改变所输送的总功率，以保持沿暴露丝线的长度的均匀功率密度。

在某些实施例中，所描述的技术包括相位角测量电路，以确定被输送至电动外科手术器械的切割丝线的平均有效功率(也称作“平均有功功率”)，从而有利地允许整个暴露切割丝线上的均匀有效功率密度的输出。当割除组织时，所输送功率的功率因数可能剧烈变化，从而导致错误的功率读数。相位角测量电路和反馈控制使得对该波动的补偿能够在整个切割丝线的暴露长度上保持均匀的有效功率密度。

在某些实施例中，所公开的技术包括阻抗负载鉴频电路，以将输出功率调节成与目标组织的平均组织阻抗相匹配。阻抗负载鉴频电路用作低通滤波器，低通滤波器允许输送至一定阻抗范围内的病人负载的功率是相同的。

在某些实施例中，电动外科手术器械包括手柄部件，手柄部件能可附连地接纳多于一种类型的捕获部件，这些捕获部件构造成不同的捕获尺寸，例如10mm、12mm、15mm、20mm、30mm等。每个捕获部件可用标识件来编码，标识件定义该捕获部件的类型。在捕获部件附连至手柄部件时，手柄部件可询问标识件并将对器械类型的识别结果提供至射频发生器。这允许射频发生器自动为所附连的捕获部件选择所期望的功率图线。

在一个方面，所公开的技术包括一种电动外科手术系统，该系统包括：切除棒，切除棒具有构造成将联接至电极臂的切割电极从收起位置延伸至展开位置的一个或多个可延伸的电极臂，其中，在电极臂的延伸期间，切割电极配置成由射频能量所激励，以切割通过目标组织近侧的组织，用于使电极臂形成围绕目标组织的容器；以及射频发生器，射频发生器操作地联接至切除棒，射频发生器包括：电源电路；电流监测电路，电流监测电路具有与流过切割电极的电流测量值相关联的电流感测输出；电压监测电路，电压监测电路具有与施加至切割电极上的电势测量值相关联的电压感测输出；以及控制器，控制器配置成通过至少部分地基于电流感测输出和电压感测输出而确定的差分相位角来确定射频能量的输出功率，以从多个控制设定中选择用于切除棒的控制设定，每个控制设定与一个或多个不同的棒类型相关联，并且基于所确定的输出功率与所选择的控制设定的比较来调整输出至切割电极的射频能量。

在某些实施例中，控制器配置成调整输出至切割电极的射频能量，使得切割电极在切割通过组织时具有均匀的功率密度。

在某些实施例中，电压监测电路配置成测量射频发生器的输出处的瞬时电压的均方根值。

在某些实施例中，电流监测电路配置成测量射频发生器的输出处的瞬时电流的均方根值。

在某些实施例中，射频发生器包括：功率监测电路，功率监测电路具有与施加至切割电极的射频能量的平均功率的测量值相关联的功率感测输出(例如在射频发生器的输出处)。

在某些实施例中，基于以下公式确定差分相位角θ_z：

其中，P_OUT(t)是平均功率的测量值(例如在射频发生器的输出处或在切割电极处)；

是施加至切割电极的电势的均方根测量值；且

是流过切割电极的电流的均方根测量值。

在某些实施例中，控制器配置成基于以下公式来调整输出至切割电极的射频能量：

其中：V_RMS是电势的均方根测量值(例如在射频发生器的输出处或在切割电极处)；Z是负载阻抗(例如是切割电极和组织的)；且θ_z是所确定的差分相位角。

在某些实施例中，由电极臂形成的容器的最大捕获直径在约10mm至30mm。

在某些实施例中，由电极臂形成的容器的最大捕获直径大于约12mm。

在某些实施例中，射频发生器包括：至切除棒的信号线的接口，其中，信号线联接至容纳在切除棒中的标识元件(例如，电阻、电容、集成电路(IC)数据模块)；以及存储器(例如，查找表)，存储器中储存有切除棒类型的列表，其中，每个切除棒类型具有相关联的控制设定。

在某些实施例中，控制器配置成基于从信号线接收的信号选择用于所附连的切除棒的控制设定。

在某些实施例中，给定的切除棒类型的控制设定包括待输出至相应切除棒类型的切割电极的离散功率曲线。

在某些实施例中，离散功率曲线包括选自以下的成员：用于弧启动的输出电压；用于弧启动的输出时间；软起动输出功率(例如，时间恒定值)；以及功率图线限定(例如，n点曲线，每个点包括时间和功率值)。

另一方面，所公开的技术包括一种方法，该方法包括：用由射频发生器产生的射频能量激励切除棒的切割电极(例如，其中，切除棒构造成例如在人身上从外科手术部位切除皮下目标组织)；将切除棒的电极臂从收起位置延伸至展开位置，其中，电极臂联接至切割电极，该延伸引起切割电极切割通过目标组织近侧的组织，以围绕被捕获的目标组织形成容器；通过电压感测电路(例如直接或间接地联接至射频发生器或切割电极)测量射频发生器的电压输出(例如，瞬时电压)；通过电流感测电路(例如直接或间接地联接至射频发生器或切割电极)测量射频发生器的电流输出(例如，瞬时电流)(例如，其中电压输出和电流输出被同时测量)；以及基于从电压输出和电流输出所得出的差分相位角测量值与关联于切除棒且从多个控制设定中选择的控制设定的比较，由处理器调整由射频发生器产生的射频能量，每个控制设定与一个或多个不同的棒类型相关联。

在某些实施例中，功率输出通过处理器被调整成保持至切割电极的恒定有效功率密度。

在某些实施例中，由射频产生的功率输出由以下公式给出：

其中：V_rms是所输出的交流电压的有效值(例如，直流等效值)；Z是目标组织的阻抗；且θ_z是目标组织的阻抗的相位角。

在某些实施例中，所测得的电流输出是射频发生器的瞬时电流输出，且其中，所测得的电压输出是射频发生器的瞬时电压输出。

在某些实施例中，电压输出和电流输出是同时被测量的。

在某些实施例中，该方法包括通过功率监测电路(例如，直接或间接地联接至射频发生器或切割电极)来测量射频发生器的功率输出(例如，瞬时功率输出)。

在某些实施例中，基于以下公式确定差分相位角θ_z：

其中，P_OUT(t)是平均功率的测量值(例如在射频发生器的输出处或在切割电极处)；

是施加至切割电极的电势的均方根测量值；且

是被输送至切割电极的电流的均方根测量值。

在特定实施例中，该方法包括通过功率感测电路来测量射频发生器的功率输出；以及由处理器基于由电压输出、电流输出和功率输出所得出的差分相位角值来调整射频能量的功率输出。

在某些实施例中，由电极臂形成的容器的最大捕获直径选自：10mm、12mm、15mm、20mm和30mm。

在特某些施例中，由电极臂形成的容器的最大捕获直径大于约12mm。

在某些实施例中，该方法包括：当射频发生器操作地连接至切除棒时，自动识别切除棒的棒尺寸(例如，基于电阻值、电容值或消息)；以及基于相关联的棒尺寸的标识来调整射频能量的输出功率。

在某些实施例中，输出功率可基于由电极臂形成的容器的尺寸来选择。

在另一方面，所公开的技术包括一种电动外科手术系统，该系统包括：射频发生器，射频发生器构造成操作地联接至电动外科手术器械(例如，切除棒)，电动外科手术器械构造成将电动外科手术器械的切割电极从收起位置延伸至展开位置，以捕获和提取目标组织(例如，皮下目标组织)，射频发生器包括：至电动外科手术器械的信号线的接口，其中，信号线联接至容纳在电动外科手术器械中的标识元件(例如，电阻、电容、集成电路(IC)数据模块)；其中储存有多个控制设定的存储器(例如，查找表)，其中，每个控制设定与某种电动外科手术器械类型的控制相关联，每个电动外科手术器械类型与切除棒的尺寸特征(例如，12mm的切除棒、15mm的切除棒、20mm的切除棒和30mm的切除棒)相关联；以及控制器，控制器配置成，基于由信号线接收的信号(例如，电压测量值、电流测量值、电阻测量值、频率测量值或数据消息)从多个控制设定中选择用于所附连的电动外科手术器械的控制设定。

在某些实施例中，每个离散功率曲线包括选自以下的成员：用于弧启动的输出电压；用于弧启动的输出时间；软起动输出功率(例如，时间恒定值)；以及功率图线限定(例如，n点曲线，每个点包括时间和功率值)。

在某些实施例中，标识元件包括选自以下的构件：电阻、电容和集成电路(IC)数据模块。

在某些实施例中，在查找表中储存有多个控制设定。

在某些实施例中，每个控制设定与电动外科手术器械类型相关联，电动外科手术器械类型的特征在于最大捕获直径和/或电极臂尺寸中的一个或两个。

在某些实施例中，电动外科手术器械构造成可释放地附连至射频发生器的接口。

在某些实施例中，电动外科手术器械被构造成用于单一用途。

在某些实施例中，电动外科手术器械被构造成用于多种用途。

在某些实施例中，标识件包括电阻，且接口被配置成将电势施加至信号线以及测量标识元件的阻值。

在另一方面，所公开的技术包括一种控制电动外科手术系统的方法(例如，用于自动选择电动外科手术系统的控制配置)，该方法包括：通过存储器提供电动外科手术器械类型(例如，病灶切除装置)和其对应的控制设定的储存列表，每个电动外科手术器械类型与电动外科手术器械的尺寸特征相关联；通过射频发生器的插座接纳与所附连的电动外科手术器械的连接件，其中，连接件至少包括电源线、接地线、接口线；通过接口线对电动外科手术器械进行询问(例如通过施加电流信号、电压信号、数据信号)，以获取标识件信号，其中，标识件信号与电动外科手术器械类型相关联；基于所获取的标识件信号，由处理器从存储器获取控制设定；以及由处理器将控制设定应用至电动外科手术系统的控制件。

在某些实施例中，询问包括：将电势施加至接口线；以及测量所生成的流过接口线的电流(例如，其中，测量值与容纳于电动外科手术器械的电阻相对应的的所测阻值)。

在某些实施例中，电动外科手术器械类型的特征在于相应的最大捕获直径和电极臂尺寸中的一个或两个。

在另一方面，所公开的技术包括一种电动外科手术系统(例如，具有组织阻抗补偿)，该系统包括：切除棒，切除棒具有一个或多个可延伸的电极臂，电极臂构造成使联接至电极臂的切割电极从收起位置延伸(例如，可滑动地延伸)至展开位置，其中，在电极臂的延伸期间，切割电极构造成由射频能量所激励，以切割通过目标组织近侧的组织，使得电极臂形成围绕目标组织的容器；以及射频发生器，射频发生器操作地联接至切割电极，射频发生器包括：电源电路(例如，电源开关电路)，该电源电路配置成在电极臂的延伸期间将电功率输出至切割电极；以及阻抗鉴频电路，阻抗鉴频电路配置成补偿被切割的组织的不同阻抗，使得切割电极在切割期间保持恒定的功率密度。

在某些实施例中，阻抗鉴频电路通过使被输送至组织的功率标准化而补偿被切割的组织的不同阻抗(例如，从高阻抗组织至低阻抗组织，以及从低阻抗组织至高阻抗组织)。

在某些实施例中，阻抗鉴频电路配置成对于在约50至约1800欧姆的范围内变化的阻抗进行标准化。

在某些实施例中，阻抗鉴频电路包括阻抗匹配网络(例如，低通滤波器)。

在某些实施例中，阻抗匹配网络在约1800欧姆处具有欠阻尼伯德响应。

在某些实施例中，低通滤波器包括巴特沃斯滤波器。

在某些实施例中，低通滤波器包括后置滤波器网络。

在某些实施例中，低通滤波器包括三阶低通滤波器。

在某些实施例中，电源电路包括选自以下的构件：射频斩波电路和储能电路。

在某些实施例中，阻抗鉴频电路包括无源滤波器电路。

在某些实施例中，阻抗鉴频电路包括有源滤波器电路。

在另一方面，在某些实施例中，所公开的技术包括一种方法，该方法包括：用射频能量激励联接至切除棒的可延伸的电极臂的切割电极，切除棒构造成从外科手术部位提取皮下目标组织；将电极臂从收起位置延伸至展开位置，电极臂构造成在从收起位置至展开位置的延伸期间切割通过目标组织近侧的邻近组织，以在展开位置中时形成容器，从而提取目标组织；以及通过阻抗鉴频电路对所输出的射频能量滤波，以在约50至1800欧姆的范围内使被输送至切割电极的功率标准化。

在某些实施例中，滤波在1800欧姆处具有欠阻尼伯德响应。

在某些实施例中，滤波由三阶低通滤波器所生成。

附图说明

图1是根据实施例的示例性功率控制系统的示意图；

图2A至2D示出了根据实施例的驱动板和其中的各种部件；

图3是示例性FPGA控制方案的示意图；

图4是根据实施例的射频发生器架构的示意图；

图5是示例性射频斩波器驱动器的示意图；

图6示出了根据示意性实施例的示例性阻抗鉴频电路；

如图7是一个3D图表，示出了后置滤波器的电压传输对患者电阻和频率的依赖性；

图8是功率在组织阻抗范围上变化的图表；

图9示出了根据示意性实施例的相位角测量电路；

图10和11示出了用于将瞬时电流和电压测量值转换成平均电流和电压测量值的转换电路；

图12、13和14示出了示例性后处理电路，以提供平均电压、电流和功率测量值的差分输出信号；

图15是根据示意性实施例的电动外科手术系统的立体图；

图16是图15所示电动外科手术器械的分解图；

图17示出了示例性电动外科手术装置的探针，探针具有在其展开阶段中的捕获部件，捕获部件具有均匀宽度；

图18示出了图17中的捕获部件的细节图；

图19是根据示意性实施例的具有捕获部件组件的俯视示意图，该捕获部件组件具有带变化的刚度的捕获部件；

图20是图19中的捕获部件组件的捕获部件的孔眼结构的细节图；

图21是根据示意性实施例的图19中的捕获部件组件的另一俯视示意图；

图22是图21中的捕获部件组件的捕获部件的柔性中间区域的截面的细节侧视图；

图23是图21中的捕获部件组件的基部区域的视图；

图24是图21中的捕获部件组件的断路凸片的视图；

图25A和25B是被构造成预组装入图16中的探针中的示例性捕获部件组件的视图；

图26是示例性电动外科手术器械的正视图，示出了处于缩回定向中的捕获部件；

图27是示例性电动外科手术器械的正视图，示出了处于其展开阶段中的捕获部件；

图28A、28B和28C示出了捕获程序的顺序；

图29是图16中所示的电动外科手术器械的示例性手柄部件的部分被切去的局部剖视图；

图30是图17中的示例性电动外科手术器械的局部剖视图，示出了处于捕获部件的最后展开阶段中的部件定向；

图31是图15中的电动外科手术器械的示例性递送部件的前向区域的视图；

图32是图15中的电动外科手术器械的前向区域的侧视图，示出了伪像区域；

图33是十字状类型的前体电极的正视图；

图34是与刀片类型前体组合的图15中的电动外科手术器械的前向区域的局部视图；

图35是图34中的电动外科手术器械的前向区域的视图；

图36是根据示意性实施例的电动外科手术器械的操作方法的框图；以及

图37和38是示出电动外科手术设备的马达电流消耗的图表。

具体实施方式

所公开的技术包括用于电动外科手术器械的射频功率发生器，电动外科手术器械构造成产生均匀的切割弧。在特定实施例中，示例性射频发生器使得能够保持由用于割除直径尺寸直至至少30毫米(例如，12mm、15mm、20mm或30mm)的组织的电动外科手术器械所产生的基本上均匀的切割弧功率密度。至少30mm宽的组织体积的电动外科手术割除是有益的，且在一些实施例中，除了诊断目的之外，对于组织、例如肿瘤或其他无保证组织的切除例如作为疗法是重要的。本文中特别地示出的是沿其伸展长度具有变化的刚度的支柱设计。支柱是位于电动外科手术装置的探针部分内部的指状附加物，支柱在展开过程期间承载切割缆线。当支柱从收起位置伸展至展开位置时，支柱形成筐状容器的一部分。

在一些实施例中，每个支柱形成凹形区域，凹形区域提供较宽的前向区域，其后是较窄的中间区域，以形成类似于细长沙漏的形状。替代地或结合地，支柱具有不同宽度，支柱可由具有不同弹性模量特性(例如，杨氏模量)的两种或更多种材料制成，以沿支柱的延伸长度而改变支柱的刚度。类似地，除了具有不同宽度，支柱的厚度也可沿支柱延伸部的长度变化，以改变支柱的刚度。

本文中描述的是一种用于割除和/或切除至少约30毫米宽的组织体积的电动外科手术棒。本文中举例的支柱具有全宽度的初始区段和较窄的中间区段。支柱的全宽度的初始区段(本文中也被称作为支柱的“前向区段”)形成刚性活动区段，从而使得支柱能够在所要的轨迹处从棒状设备的中心轴线向外展开(例如约45度)。较窄的中间区段对应于跟在全宽度的初始部分之后的延伸区域。随着筐状件闭合，观察到窄区段导致更圆的弯曲部。全宽度初始区段比窄中间区段更为刚性。在一些实施例中，全宽度初始区段是支柱中最刚性的区段。所例示的设计呈现具有最大框状件直径和均匀形状的棒性能。

在所举例的实施例中，全宽度初始区段为约0.550英寸长且约0.120英寸宽。全宽度区段过渡至较窄的中间区段，在一些实施例中，约0.051英寸宽。在所示实施例中，支柱为约4密尔厚(0.004英寸)，其刚度类似于特定的10mm至20mm设备的支柱，它们3密尔厚(0.003英寸)，其中，支柱具有均匀的截面且为约0.080英寸宽。所示支柱由医疗等级17-7PH、条件C的不锈钢制成，且为约4密尔厚(0.004英寸)。

在一些实施例中，通过增加所示支柱的长度同时保持中间区域中支柱的相等刚度，可采用较大直径尺寸的捕获部件。为了相等的支柱刚度，支柱可依据梁理论来定尺寸，其中，根据等式1，刚度线性地与支柱的宽度相关、与支柱厚度的立方相关且与支柱长度的立方相关。

刚度＝f[b,h³,l³]， (等式1)

其中，b是支柱的宽度，h是支柱的厚度，l是支柱的长度。随着割除体积的大小增加，需要更高的输出功率，以在消融期间切过更多的组织。为此，考虑到组织的电特性的变化，更高的功率输出增加了停止或过流/过功率事件的可能性，而这些事件可能导致器械的展开不完整。所公开的技术提供了对输送至切割弧的平均有效功率的测量，允许保持通过切割丝的暴露长度所输送的更均匀的有效功率。此外，所公开的技术还提供了对输出功率的调节，以匹配目标组织的平均阻抗。这些特征减小了局部功率波动发生的可能性，而局部功率波动会使控制失稳、以非期望的方式破坏组织或破坏器械。

所公开的技术包括使用改善的输出感测信号作为改善的功率控制方案的反馈。在一些实施例中，控制系统在棒状切割缆线的整个暴露长度上保持均匀的有效功率密度。更简单地说，功率随着切割缆线长度增加而增加，接着，在筐状件闭合的皱缩期间，功率随着切割缆线长度减小而减小。

图1是根据一种实施例的示例性功率控制系统的示意图。所公开的技术包括反馈控制系统，反馈控制系统的作用是调节输送至切除设备探针的切割电极的功率。由于设备的目标是移除组织样本以用于病理学分析，故而由探针捕获的组织不能被射频消融的移除作用所破坏。该需求决定了最优输出功率等级：用于切割的功率过大会毁坏样本，所输送的功率过小导致组织捕获不完整或样本尺寸小。由于切割电极的暴露长度根据展开时间而改变，故而输送至切割电极的总功率必须改变以沿电极丝的长度保持功率密度。

虽然期望的是将恒定功率密度输送至切割电极，但存在改变最优功率输送函数P(t)的其他因素。首先，为了保持最小切割机械阻力(电极阻力)，必须在切割电极周围存在等离子体。该等离子体使热量围绕切割电极集中，使得电极丝周围的局部温度足够高，以使邻近的组织蒸发，因而减小了切割的机械阻力。机械阻力的减小倾向于产生更类似于球形的样本且还倾向于增加样本尺寸。存在等离子体的另一益处在于，所切断的血管更可能被烧灼，因而减小了术后肿胀。第二，探针的支柱被电容耦合至周围组织。该寄生电容导致至切割电极的功率通过泄漏至周围组织而损耗。第三且最后地，在捕获循环结束时当各支柱皱缩在一起时，所输送的功率必须足够大，以克服当电极周界减小至最小值(但非零值)时留下的间隙。为了完全取下组织样本，功率必须足够大，以使留下的间隙的平面内的所有组织蒸发。由于需要启动等离子体(或弧)、与支柱电容相关联的泄漏以及组织分离功率，必须修改功率输送函数以解决这些因素。

在操作的弧启动阶段期间，在短时间内(例如，小于500ms)，控制器输出比用于切割以便围绕电极形成等离子体的理想功率等级高得多的功率等级。在该阶段期间，邻近电极的细胞内和细胞外流体将热量累积至蒸发点。该蒸气离子化且形成导电等离子体。随着等离子体围绕电极形成，其有助于射频发生器的电气阻抗(例如，附加电阻和电容)。等离子体具有通常被称作负阻抗的电气特性，但该术语是一种误称。这是因为，等离子体的导电性取决于等离子体内的离子密度，故而电流的增加导致热量的增加，这进而产生了更多粒子，从而导致电弧上的压降。特别是在无弧状态与有弧状态之间的过渡期间，该非线性特性使得对功率输送的控制变得复杂。为了在该过渡期间稳定控制系统，控制器采用“软起动”状态。软起动算法同时执行两个功能。1)使从弧启动至切割阶段所输送的功率指数衰减，以及2)使PID控制器的增益渐进增加，使得增益逐渐增加，以减小在切割阶段期间的功率输送误差。

随着控制器过渡至切割状态，功率输出逐渐地接近设计用于使用中的特定探针的曲线。如前所述，为了保持组织样本的完整性，期望的是，在整个捕获循环中，保持沿电极丝的长度基本上恒定的功率密度。然而，同样如前所述，探针支柱电容有助于使功率泄漏至周围组织，且在捕获循环结束时所输送的功率必须还从理想的切割等级提升，以完全分离组织样本。仅从所暴露的电极长度的功能出发，功率输送功能可基于在先收集的经验数据来估计。此后，功能可能或可能不根据性能权衡而改动，以便获得期望的功率输出(即、功率图线或功率曲线)302。为了辅助对给定的探针尺寸和几何形状的最优功率图线的设计，所公开的技术可采用插值方法，其中，使用者输入一些阶段和部段中关于期望的功率输送函数的信息，接着，从列表中选择期望的数学插值类型。随着信息的区域被使用者改变，系统修改所提出的呈曲线图形式的功率输出图线。于是，使用者可迭代地“改动”数据，直至功率图线得到优化。可由使用者设定的功率输出规格如下：弧启动期间射频发生器程序电压、弧启动阶段的持续时间、呈时间常数形式(例如，类似于半衰期)的软起动规格、4点功率图线定义(例如，时间和功率)、以及插值方法的类型(例如，分段线性插值、样条插值、三次埃尔米特插值或拉格朗日插值)。

功率控制软件、射频发生器以及数据采集板共同形成反馈控制系统，该反馈控制系统的作用是，调节输送至切割电极(例如，手柄12)的总功率。特别地，在特定实施例中，软件运行1KHz的PID类型控制器300。反馈回路的主传感器是模拟倍增器324，模拟倍增器324位于射频发生器上。射频发生器包含两个变压器320、322，两个变压器320、322连接来对输送至切割电极的输出电压和输出电流进行采样。瞬时功率是电流信号和电压信号的乘积。然而，瞬时功率是时变函数(由于反射)，其值可为正(输送)和负(反射)。在特定实施例中，期望的是控制输送的平均功率，使得模拟倍增器的输出被低通滤波器(LPF)332低通滤波。该信号(P感测)330由数据采集板上的A/D转换器342采样并被馈送入PID控制器中，从而将输出功率与所编制的功率图线302相比较。PID控制器300的输出310用于设定射频发生器的输出电平。然而，由于PID控制器的输出参考功率，且射频发生器的控制信号(DC-DC-CMD)设定发生器输出电压，故而可使用平方根功能线性化电路308，以避免控制系统中的非线性。该非线性是由于以下事实：输出功率与输出电压的平方成正比，且与负载阻抗成反比。

线性化电路308增加了控制系统的稳定性，从而产生更大的精度。最后，通过附加有阻抗匹配网络336，射频发生器的输出功率对负载阻抗的变化不敏感。

控制包括PID(比例积分微分)控制器300，PID控制器300调节被输送至电动外科手术器械12的功率。在一些实施例中，PID控制器300将期望的功率输出参考值302与所输送功率的传感器测量值(例如，344)比较。在一些实施例中，期望的功率输出302是前向反馈分量的一部分，前向反馈分量对于每种类型(例如，捕获尺寸)的设备(例如，器械12)是特定且定制的。在一些实施例中，期望的功率输出302储存在存储器303中，且在一些实施例中包括用于功率控制的不同阶段(例如，弧启动阶段期间、初始切割阶段期间、中间切割阶段期间以及最终切割阶段期间)的功率输出等级。

在一些实施例中，期望的功率输出302(本文中被替代地称作控制设定值、功率图线和功率曲线)存储在功率输出库303中(例如，在查找表中)，功率输出库根据探针类型索引。在一些实施例中，期望的功率输出根据捕获器械的尺寸来索引。在一些实施例中，探针类型根据容纳在每个探针内的编码标识件301确定，用于器械的自动标识。

每个棒状件关联有标识件301，标识件301向控制器限定棒状件的类型。这能以多种方式实现，最简单的方式是将分立的电阻添加至由控制器监测的信号线上的每个探针尺寸。标识件301可替代地或附加地包括电容和/或集成电路(IC)数据模块。控制器逻辑将被调节的功率输出曲线分配至每种棒状件类型。每个棒状件捕获不同直径的组织，且最大开口处的暴露缆线长度不同。对每个探针来优化诸如功率曲线之类的控制设定。在一些实施例中，使用对每种探针类型进行优化的功率曲线可能对于在整个捕获期间保持均匀或基本上均匀的功率密度是有用的。在实施例中，离散的功率曲线302可包括用于弧启动的一个或多个输出电压、用于弧启动的输出时间、软起动输出功率(例如，时间恒定值)以及功率图线定义，它们被替代地简单称作功率图线定义、或功率曲线(例如，n点曲线，且每个点包括时间和功率值)。

在一种实施例中，储存在存储器303中的多个功率图线定义或功率曲线302中的一个或多个对于第一时间间隔具有正斜率(即增加的期望功率值)、对于第一时间间隔之后的第二时间间隔具有基本上为零的斜率(即基本上恒定的功率值)，且对于第二时间间隔之后的第三时间间隔具有负斜率(即减小的功率值)。在其他实施例中，一个或多个这种功率曲线的负斜率部分可被省略，且功率可保持在相对恒定的等级，直至发生器关闭。在一些实施例中，每个独特的棒状件类型可具有对应的独特功率曲线(例如，独特的功率值和/或独特的功率曲线形状和/或每个功率控制阶段的持续时间)，而在其他实施例中，一个或多个不同的棒状件类型可共享相同的功率曲线(例如，相同的功率值和/或相同的功率曲线形状和/或每个功率控制阶段的持续时间)。

构造成由射频发生器所接纳的手柄12的连接件可包括电源线、接地线和接口线305。在操作中，控制件可询问器械，以通过接口线305获得标识件信号，该标识件信号与器械类型相关联。在一种实施例中，标识件301包括电阻，且询问包括将电势施加至接口线并测量所导致的通过接口线的电流，以测量电阻的阻值。

图2A提供了根据本申请的实施例的驱动板的顶层框图。如图2B中所示，射频电压电流变送器202接收来自射频输出回路的感测信号并产生与RMS(均方根)电压和电流成比例的电压。变送器202具有三个输入HV_V、HV_I+和HV_I-。HV_V的范围从0至12V，且是射频发生器的被整流的交流输出，在特定实施例中，该输出以40:1降压。HV_I+和HV_I-连接至具有压降的电流互感器，在特定实施例中，该压降为200:1。变送器回路202产生两个输出V_OUT和Ι_OUT。V_OUT是与RMS射频电压成比例的电压，其范围与ADC(模数转换器)的输入范围相匹配。类似地，I_OUT是与RMS射频电流成比例的电流，其范围与ADC的输入范围相匹配。

在图2A、2C和2D中示出控制块204。控制块负责控制射频输出并监测听筒(handset)。图2D中所示的控制块与图2A和2C中所示的稍有不同，图2D中的控制块示出了附加细节。

在某些实施例中，控制块中的FPGA执行若干顶层任务。这些任务可包括射频控制、产生马达状态信号以及产生高压电流和电压错误。

图3是示例性FPGA(现场可编程门阵列)控制方案的示意图。在步骤1302(上电复位)中，所有寄存器等被清除且FPGA被复位至已知状态。该状态立刻转至等待复位状态1304。在等待复位状态1304期间，FPGA等待听筒复位。FPGA通过等待对MOTOR_REV_STALL断言(asserted)而检测听筒。当MOTOR_REV_STALL发生时，FPGA转至主状态1306。

在主状态1306期间，FPGA等待对ENABLE信号断言。这标示了射频序列的开始。当检测到ENABLE信号时，FPGA转至启动状态1308。

在启动状态308中，FPGA通过请求一段时间、比如250ms的固定电压(例如，设定至2.7V的VPROG)来引燃射频弧。在该时间段(例如，250ms)之后，FPGA转至功率控制状态1310。如果ENABLE变为低电平，则FPGA返回等待复位状态1304。

在功率控制状态1310中，在第二时间段(例如，800ms)内，FPGA使用PI(比例积分)控制环来控制发生器的输出功率。射频输出功率通过将IOUT与VOUT相乘来计算。目标功率等级可使用附连至HI_PWR_SELECT引脚的跳线器来选择。射频功率通过改变VPROG来控制，VPROG调整射频电压。在第二时间段(例如，800ms)之后，FPGA转至电压控制状态1312。当保持功率控制状态1310时，电压控制状态1312中的设定点被设定为射频输出电压。如果ENABLE变为低电平，则FPGA返回等待复位状态1304。

FPGA使用PI控制环来控制发生器的输出电压。当离开功率控制状态1310时，目标电压是射频输出电压。射频电压通过改变VPROG来控制，VPROG调整射频电压。如果ENABLE变为低电平，则FPGA转至暂停状态1314。

在暂停状态1314中，FPGA等待听筒复位(对MOTOR_REV_STALL断言)或重新开始捕获(ENABLE Hi)，在听筒复位的情形中，FPGA转至主状态1306。如果这发生了，则FPGA转至重启状态1316。

在重启状态1316中，FPGA通过请求一段时间、比如250ms的设定电压(设定至2.7V的VPROG)而引燃射频弧。在该时间段(例如，250ms)之后，FPGA转至电压控制状态1312。

电压和功率控制两者都通过非常类似的控制环来操纵。每次通过该控制环发生以下事件：从设定点减去反馈测量值、将结果乘以控制常数、将结果加至电流环输出、以及将VOUT设定为等于控制环输出。

在电压控制状态1312中，设定点和反馈测量值都以Vrms为单位，且输出以伏特为单位。在功率控制状态1310中，设定点和反馈测量值都以瓦特为单位。

在一些实施例中，FPGA仅执行过流和/或过功率安全关闭特征和/或向斩波电路提供门驱动信号。

图4是根据实施例的射频发生器架构的示意图。以下提供对同步直流－直流功率转换器400、射频斩波器驱动器402、后置滤波器阻抗鉴频器404和射频电压、电流以及平均功率监测电路406的描述。

同步直流－直流功率转换器

同步直流－直流功率转换器4400的主要功能在于在“数字控制器”所产生的被称作“DC-DC-CMD”的信号命令下产生直流电压。该信号产生被称作“DC-DC-IN”的输出直流电压，该电压被施加至射频斩波器4402的变压器初级。由此，同步直流－直流输出电压调制负载处的最终输出射频电压幅值。

在某些实施例中，直流电压增益为从+10至+15(例如+14.1或+12)，这意味着，来自数字控制器的直流模拟命令电压(0VDC至+5VDC)将产生0VDC至+60VDC之间的同步直流－直流输出电压(上直流电压取决于来自图4中所示的交流－直流转换器外部施加的直流电压)。如所述的，该电压被施加至射频斩波器变压器中心抽头初级。

使用高压半桥驱动集成电路(IC)(例如线性技术公司(Linear Technology)的LTC3703)来施加用于产生变化的直流电压输出的脉冲宽度调制方案。在特定实施例中，该IC具有内置关机位，内置关机位完全关闭直流－直流转换过程，并且导致输出处的高状态阻抗。图4中示出了直流－直流控制电压和关机位。如前所述，在特定实施例中，LT半桥驱动IC被同步至170KHz的逻辑电平信号，以消除射频斩波器与直流－直流转换器之间的任何拍频阶段。

在某些实施例中，类似的子系统功能使用还被称为全桥开关的H开关(H-Switch)拓扑结构。在其他实施例中，使用半桥拓扑结构且半桥拓扑结构由固定频率TCXO震荡器以来自“射频斩波器驱动器的”震荡器的同步锁定的170KHz驱动。在某些实施例中，同步直流－直流功率转换器4400包含有由电阻所设定的直流电流限制和熔断输入，以防止在过量的转换器负载下对转换器的破坏。

射频斩波器驱动器

图5是示例性射频斩波器驱动器5000的示意图。在某些实施例中，如

图5中所示的，射频斩波器驱动器是推挽式拓扑结构。一般地，两个互补的数字电压电平信号交替地开关MOSFET(金属氧化物半导体场效应晶体管)Q1和Q2。该开关动作交替地从“可变的直流－直流转换器输出电压”向变压器T1施加次级绕组的+VDC电势(注意图5中VDC的极性)。绕组的初级与次级匝数比为1:6，因此交流的+VDC以放大倍数6(例如，乘以±6x)放大次级上或“至后置滤波器”侧上的VDC幅度交流方波。在交流脉冲驱动信号阶段－1和阶段－2之间，射频斩波器逻辑驱动器提供所需的停滞时间(例如，200纳秒)，以确保两个MOSFET不同时打开而使T1的环形芯部饱和。

后置滤波器阻抗鉴频器

参考回图1，后处理滤波器阻抗鉴频器电路被示出为336(在图4中也被示出为4404)。阻抗负载鉴频器电路336使得在消融通过不同阻抗的组织时被输送至切割丝的功率标准化，从而使功率保持相同。该标准化对输出功率进行调节，以使其匹配至目标组织的平均组织阻抗。

在一些实施例中，阻抗鉴频器336被用于向射频功率发生器334的PWM(脉冲宽度调制)输出318提供两个分离但相关的功能，包括低通滤波和阻抗负载鉴频。低通滤波器使得输出中所得到的与方波相关联的高阶奇次谐波最小化，以从由PWM发生器电路336所产生的输入方波产生至器械12的正弦波输出。

图6示出了根据示意性实施例的示例性阻抗鉴频电路6000。如图6中所示，该阶段向来自射频斩波器变压器的次级的340KHz方波提供了两个分离但相关的功能，即低通滤波和阻抗负载鉴频。低通滤波器仅使所得到的与射频340KHz方波相关联的高阶奇次谐波、即输出中的3f、5f、7f等最小化。

病人负载鉴频功能是所选择的低通滤波器类型的结果。在该情形中，选择巴特沃斯低通滤波器，其带有R39处的1800欧姆下的欠阻尼伯德响应。根据多个实验室的实验，这种模拟的患者电阻被估计为50到1800欧姆。如在图6中示出为C18，更高的病人电阻模型的相移表明组织电容大约在300皮法(pF)左右±20％。

如果我们对图6中所示的输出电路来推导简单的拉普拉斯传递函数模型，我们可假设源是电压源且输出电压在病人模拟电阻R39上，则我们具有以下传递函数：

H:＝0.4·10²⁴R39(0.300274·10¹⁶s R39+0.4·10²⁴R39+0.10002000001026+0.5480001605 10¹¹s2 R39+321.s3 R39+0.1070000000 10¹³s2+0.4000005350 1020s)

(等式2)

从等式2中观察到三阶低通函数。如图7中所示，一种3D图显示出了后置滤波器的电压传输对患者电阻和频率的依赖性。

图6中还示出射频输出滤波器，包括电感L16、L17和电容C16。将理解到，在一些实施例中，电容C16可包括一个或多个聚丙烯电容，以获得相对较高的功率等级。

图7示出了在较高的病人电阻下，峰值函数相对于在约500欧姆和以下的患者电阻是显着的。当消融通过高阻抗组织(例如，脂肪组织)且突然遇到低阻抗组织(例如，骨骼或结缔组织)时，所期望的是该动态以使其效应最小化。例如，没有鉴频器电路，则如果射频发生器在消融通过高阻抗组织(例如，值为约1800欧姆)时输出100瓦，且接着遇到较小阻抗的组织(例如，值为约50欧姆)，随后功率则从100W增加至3600W。功率密度的该剧烈增加具有破坏探针的风险。这与在探针上低电阻的触点(通常在环状线材上的一些相对较小的区域)处功率密度的显著增加一起几乎确保了线材/探针组件的毁坏。

通过使用阻抗鉴频器，输送至病人负载的功率在所期望的阻抗范围之间(例如，在约50欧姆至约1800欧姆之间)的范围上保持大约相同。图8示出了功率在组织阻抗范围上变化的图表。如所示的，所输送的功率中的变化保持在所期望的阻抗范围上一致。

此外，后置滤波器网络拓扑结构可设计成将所述输送的射频病人功率减小至小于较高病人阻抗下的功率。功率下降因素可通过实验确定。应指出的是，例如由于强烈的阻抗鉴频而造成的过多功率减少可能导致低阻抗组织等离子体引燃的损失，这可能导致弧在消融通过组织时不那么有效。

射频平均电压、电流和功率监测和相位角测量

如上所述，在一些实施例中，当前的控制器采用实际功率的相位角测量值，用以调整输出功率，以使得对于切割弧能够有均匀的有效功率密度。相位角测量值使得能够计算差分的相位角，该相位角在等式3中示出为“角Z”。

差分相位角是两个波形、即所输送电流的正弦波形以及所述输送电压的正弦波形之间的相对相位或延时的量度。该相位角减小了能量在一个方向上的净传递。

当消融通过组织时，已观察到，所输送功率的功率因数(即用于做功的有效功率与所存储的视在功率之比)可能由于各种组织的不同阻抗而大幅变化，从而导致错误的功率读数和控制。差分相位角(角Z)提供了电流波形与电压波形之间的相对相位偏置，该相位偏置可用来将输送至切割弧的平均有效功率保持至期望的功率等级。如等式4中所示，差分相位角(角Z)可用θ表示，且在某些实施例中，差分相位角可由相位角测量值确定，相位角测量值由均方根电流测量值

和均方根电压测量值

得出。

再次参考图1，在一些实施例中，均方根电流测量值(326)和均方根电压测量值(328)经由变压器320和322测量并被转换成均方根值，变压器320和322在输出端口340处连接至器械。使用电压互感器(V_感测)以及电流互感器(I_感测)的输出326’、328’来测量对应于所输送的平均功率(P_感测)的功率反馈测量值344。测量值326’和328’经由倍增器324结合，如v(t)×i(t)，且经由低通滤波器332而被滤波，以产生平均功率输出330。在一些实施例中，采用单极2.5KHz的低通滤波器。在一些实施例中，通过模数转换器(ADC)342捕获平均功率输出330。PID控制器300将所捕获的所测平均功率(P_感测)344与期望的功率图线302比较，并相应地设定射频发生器的输出等级。换言之，对于所识别的被附连的棒状件12，控制器300从所储存的多个控制设定中选择储存在存储器303中的控制设定(例如，功率曲线)302，每个控制设定与不同类型的棒状件相关联，并且控制器300将所测输出功率344与控制设定302比较，以相应调整所输送的射频能量。

如图1中所示，PID控制器300的输出310被平方根函数线性化电路308接收。在该控制拓扑结构中，由于PID控制器的输出310涉及功率，而射频发生器的控制信号(DC-DC-CMD)被设定为电压，故而可能导致非线性。该非线性是由于：输出功率与输出电压的平方成正比，而与负载阻抗成反比。如等式3中所示，线性化电路308防止导致非线性输出。

示出为312的输出作为数字信号通过数模转换器(DAC)314被转换成模拟命令(V_PROG)316，且例如在射频斩波器电路中通过PWM发生器334被转换成PWM信号。PWM发生器334的输出318由后置滤波器/阻抗匹配网络336滤波，以向电动外科手术设备12提供正弦波形式的高频电流和电压输出340。

当消融脂肪组织时，所观察到的是，所传输功率的功率因数可从高导电性介质中的接近一降至0.30，且具有由简单的

乘积得到的错误读数。这些所输送功率的读数将总是被读取得高于实际输送的射频功率(高达2:1)。

必须知道相位角，以确定所输送的实际射频功率。在一些实施例中，相位角和实际射频功率信息的使用可能使得能够进行控制，该控制保持棒状切割缆线的整个暴露长度上的均匀的有效功率密度。

图9示出了根据示意性实施例的相位角测量电路。特别地，图9示出了实施为射频输出电压和电流感测互感器(320、322)的相位角测量电路。互感器被构造成获取病人负载端口处基于时间的实时射频电压和电流波形。观察到所使用的磁性元件在磁性和相位两方面都在电压波形与电流波形之间产生出色的信号完整性。

从图9中可见，射频电压感测和电流感测等式由等式5和6提供。

在一些实施例中，在模拟倍增器IC 324(图1)中提供了

和

的表达式，且具有偏置调整以确定P_感测。在等式7中提供了倍增器的输出(示出为倍增器(t))。

在一些实施例中，来自等式7的倍增器的结果随后通过低通滤波器(例如322)被滤波，以确定功率输出的平均值P_感测。如等式8中所示，输出乘以增益五(5)，以产生最终的时间平均功率表达式最终倍增器(t)。

等式8中的V_OFFSET代表了直流误差值，该误差值可通过校准而为零。为此，如等式9中所示，用于V_OFFSET的术语可被调整至接近零，从而允许等式8被简化。

因此，最终结果是缩小至1/60的平均有效功率(以瓦特为单位)。该计算结果与电流和电压的RMS值一起被传送至数字控制器300。在一些实施例中，电流和电压的RMS值(RVSENSE(t)和RFISENSE(t))在Σ－Δ(Sigma-Delta)均方根转换器IC的期间确定，该Σ－Δ均方根转换器IC例如为型号LTC1968CMS8。可通过使用等式10中所示的表达式借助数字控制器内的这些输入来计算差分相位角。

因此，可如等式11中所示的那样计算差分相位角θ。

在特定实施例中，必须知道相位角，这是因为，当使用者消融脂肪组织时，功率因数可从高导电性介质中的接近一降至0.30，且具有由简单的乘积得到的错误的病人功率读数。这些所输送功率的读数将总是被读取得高于实际输送的射频功率(高达2:1)。

图10和11示出了示例性转换器电路350和351，用以将V_out(t)和I_out(t)分别转换成RMS值

和

电路350和351采用Σ－ΔRMS转换器IC，例如(线性技术公司的)型号LTC1968CMS8。

图12和13示出了示例性后处理电路353、355，用以对于电路353和355的输出

和

提供差分输出。来自电路353和355的输出由模数转换器转换并被输入基于FPGA的控制器中。差分输出将电路353和355的输出信号格式化，以适合于模数转换器的输入范围。图14示出了用于平均功率输出P_OUT(t)的示例性差分输出。在一些实施例中，使用16位的ADC来采样信号。表1中提供了用于电压和电流测量的信号特征的细节。

表1

所公开的技术还可用于其他示例性电动外科手术发生器中，例如，美国专利6,740,079和美国专利6,923,804中所公开的那些，这些专利中每一个的内容通过参考全部纳入本文。

图15示出了示例性电动外科手术系统10，电动外科手术系统10具有手持捕获器械12，手持捕获器械12可采用本文中所例示的支柱20(参见图19)。在一些实施例中，如图16中所示，捕获器械12(也被称作“棒状件”)包括可重复使用的手柄部件14，手柄部件14与一次性单次使用的递送部件16(也被称作“探针”)可附连地配合。在一些实施例中，如描述了均匀宽度的支柱20A的图17和18中所示，支柱20沿递送部件16的长度延伸，以从递送部件16的前向末端起致动。如图19中所示，本文中所例示的支柱20包括全宽度初始区段352，全宽度初始区段352形成支柱的刚性前向区段且之后为较窄的中间区段354。

如图19中所示，在一些实施例中，前向区段352和中间区段354经由基部356连接，以形成单个连续结构。在一些实施例中，前向区域352过渡至较窄的中间区域354，以形成凹形区段360和360’。凹形区段360、360’位于支柱20的每侧上，使得支柱有点类似细长的沙漏。在图19和21中提供了支柱20的示例性尺寸，支柱20可组装到递送部件16中，以提供30mm的最大直径捕获宽度。

在一些实施例中，每个支柱20在其前向末端处包括一个或多个孔眼，在图20中示出为362A、362B。在一些实施例中，一个或多个电动外科手术用丝线(也被称作“切割缆线250”)被用来延伸通过每个支柱上的前向孔眼362A并接着在邻近的支柱的第二孔眼362B处打结。由此，例如图26和27中所示，当切割缆线250被激励时，切割缆线250和支柱20形成切割弧面。在一些实施例中，第一孔眼362A允许切割缆线250穿过其中(参见图26和27)，以允许切割面在展开过程期间扩展和收缩。在一些实施例中，第一孔眼362A和第二孔眼具有不同尺寸。在其他实施例中，孔眼362A和362B具有相同尺寸。

在一些实施例中，切割缆线250由五(5)根小直径线缆组成，用于借助单极电动外科手术切割电流来切割组织。在一些实施例中，切割缆线250被构造成皱缩而闭合切割/捕获元件的远端，以制作外接的切口和对目标组织的捕获。

参见图26，揭示了被示出为250－254的切割缆线的初始定向，其中，切割缆线250－254被拉过前向区域34的表面276。如所示的，切割缆线250－254被拉过每个相应支柱20(示出为支柱280－284)上的第二孔眼362B，并在相邻的支柱上的第一孔眼362A处打结。就此而言，缆线250延伸通过支柱280中的第二孔眼，并在支柱281的第一孔眼处打结。类似地，切割缆线251延伸通过支柱281中的第二孔眼，并在支柱282的第一孔眼处打结；切割缆线252延伸通过支柱282中的第二孔眼，并在支柱283的第一孔眼处打结；切割缆线253延伸通过支柱283中的第二孔眼，并在支柱284的第一孔眼处打结；以及切割缆线254延伸通过支柱284中的第二孔眼，并在支柱280的第一孔眼处打结。

图28A、28B和28C中示出了支柱20和切割缆线250的示例性展开顺序。如图28A中所示，在展开过程开始之后，支柱20(即捕获部件)以具有轴向分量和径向扩展分量的轨迹(即第一延伸量)、例如以约45度的轨迹向前延伸。在一些实施例中，支柱20从探针(即细长轴)沿第一区域延伸，第一区域对应于支柱20的更刚性的均匀宽度的前向区域352。区段352的更刚性的区域允许支柱20沿所期望的轨迹均匀且一致地延伸。

随后，如图28B和28C中所示，所述的一个或多个捕获部件以及一个或多个切割缆线通过切割缆线相对于捕获部件在收缩区域处收缩(例如，阻塞)而沿第二刚性区域向内延伸，第二刚性区域对应于支柱20的凹形区域354。如图28B中所示，捕获部件和切割电极可仍沿具有径向扩展分量的方向延伸。如图28C中所示，捕获部件和切割电极沿限定装置的最大直径捕获尺寸的椭圆路径的位置向前行进，且具有轴向分量和径向收缩分量(即第二延伸量)。第二刚性区域提供了(相对于第一刚性区域)刚性的减小，该刚性的减小被观察到产生棒状件性能，且具有至今所观察到的最大可能的筐状直径和最均匀的形状。

具有第一轴向分量和径向扩展分量的第一延伸量可由可以相同的行进速率来延伸一个或多个电动外科手术用丝线的多个捕获部件所生成。具有第二轴向分量和径向收缩分量的第二延伸量可由i)可以第一行进速率延伸的多个捕获部件，以及可以第二行进速率延伸的一个或多个电动外科手术用丝线所生成，第一行进速率大于第二行进速率。在一些实施例中，支柱20的窄区段具有与用于被验证的工作(例如10mm至20mm设备)设计的标准宽度支柱类似或相同的刚性，这些标准宽度支柱至今已用于接近50000次活组织检查。

在一些实施例中，支柱20形成为其间形成有折叠线362的单个结构(图19)。例如图25A中所示，折叠线允许支柱20形成可被集成入探针部件16中的预组装件。

为了向电动外科手术设备供电，在一些实施例中，该设备被电气联接至高频功率发生器，高频功率发生器可与本文中所描述的射频发生器相同或类似。

图38示出了本文中例示的电动外科手术设备的马达电流消耗。在测试期间，所观察到的是，对于所期望的大部分捕获(约95％)，马达电流维持在电流限制的50％(约130mA)以下。图37示出了具有替代的捕获部件设计的电动外科手术设备的马达电流消耗，该设计导致更高的马达电流消耗。

操作

图36是根据示意性实施例的电动外科手术器械的操作方法400的框图。方法400包括：提供电动外科手术器械，该电动外科手术器械具有一个或多个电动外科手术用丝线(例如，钨合金丝)和多个捕获部件(例如，细长不锈钢叶片)，这些捕获部件在其前缘处联接至电动外科手术用丝线，以限定切割平面。特别地，该方法包括：提供电动外科手术器械，该电动外科手术器械具有捕获部件，捕获部件沿其延伸部的长度具有不同刚度(步骤402)。

该方法400包括用高频电能、例如通过功率发生器来激励一个或多个电动外科手术用丝线。更特别地，联接至捕获部件的前缘以形成切割平面的一个或多个电动外科手术用丝线通过功率发生器由高频电能激励(步骤404)。在一些实施例中，功率发生器产生比100KHz更高、例如约340KHz的电波形。闭合的反馈控制环对至电动外科手术用丝线的功率输出进行调节，以保持沿丝均匀功率密度。在一些实施方式中，功率发生器产生第一波形，以启动电切割弧，且接着将对电气输出的控制过渡至所限定的切割功率等级。

方法400包括通过在装置的细长轴的前向末端处或附近向前延伸而使多个捕获部件和电动外科手术用丝线中的每个延伸，以形成椭圆路径。捕获部件和电动外科手术用丝线的组合的椭圆路径形成球状容器，以围绕组织体积，用于割除(步骤406)。

示例性电动外科手术系统

图15示出了具有捕获器械的示例性电动外科手术系统10。在一些实施例中，系统10包括捕获器械12，捕获器械12包括可重复使用的部件14(有时被称作“手柄”)和一次性递送部件16(有时被称作“探针”)，一次性递送部件16可移除地安装在可重复使用的部件14的聚合物壳体18内。在一些实施例中，手柄14和递送部件16被集成为单个一次性单元。

在一些实施例中，递送部件16包括细长套管组件22，细长套管组件22沿器械轴线24延伸且关于器械轴线24对称地设置。在一些实施例中，套管组件22的近侧部分延伸通过可转动的外部制有螺纹的连接件26。连接件26进而螺纹接合在壳体18内。在一些实施例中，套管组件22还延伸通过可转动的抽吸歧管28，抽吸歧管28是排放系统的部件。在一些实施例中，歧管28通过套圈或轴环30在套管组件22上被保留在位，套圈或轴环30安装在管状套管部件32的外部或向外的表面上。在一些实施例中，套管组件22的前向区域34延伸至远端或远侧末端36。

在一些实施例中，抽吸或真空歧管28例如借助位于前向区域34处的四个吸入端口(在38处示出了其中两个)而与套管组件22呈真空输送和流体接收关系。在一些实施例中，绝热套筒4218(图29)定位在套管部件32上，以保护病人组织免受热破坏。在一些实施例中，通过柔性透明的聚合物管40，真空被输送至抽吸歧管28且从抽吸歧管28接收该温度升高的流体。在一些实施例中，管40从歧管28处的排放出口延伸而与连接件42和连接件44压配连接，据此与柔性管46或大直径软管联接。在一些实施例中，软管46延伸至流体捕获和过滤组件48，流体捕获和过滤组件48通过柔性软管50与抽吸泵组件52的抽吸输入30真空连通。泵组件52可由54处所示的开关装置或通过使用由缆线58联接至泵组件52的脚踏开关56而被致动运行。

在一些实施例中，定位在壳体18的前向部分处的是：例如，三个按钮开关62－64，这些按钮开关62－64分别起到装备/卸除开关、激励/定位开关以及开始组织捕获开关的功能。在一些实施例中，就在开关62－64上方、在壳体18的每侧上是基于发光二极管(LED)的指示灯或提示灯的线性阵列66(例如，提供开始/复位提示、组织捕获完成提示、开始组织捕获提示、激励/定位提示以及装备/卸除提示)。

在一些实施例中，通过多引线缆线68向器械12提供激励和电气控制，多引线缆线68与组合的控制组件和电动外科手术发生器70连接，且包含在控制台72内。在一些实施例中，控制组件与包含在器械12内且主要在可重复使用的部件14内的控制组件配对部分相结合地实现功能。在一些实施例中，缆线68与控制台72的连接包括多引线连接件74，多引线连接件74联接至控制台连接件76。在一些实施例中，器械12的电动外科手术活动的电极组件以单极方式实现。因而，在这些实施例中，常规的相对较大的分散返回电极组件80抵靠病人的皮肤表面定位。在一些实施例中，组件80构造为具有两个电极部件82和84，这两个电极部件82和84通过缆线86和连接件88连接至控制台连接件90。在一些实施例中，电源在启动/关闭开关92的致动时被供应至控制台72的电路。在一些实施例中，当开关92处于“开”定向时，位于开关上方的绿色可见的指示器LED 94被激励。在一些实施例中，缆线68和连接件74与控制台连接件76的适当连接由位于连接件76上方的点亮的绿色LED 96来指示。在一些实施例中，通过将电流引导至壳体18内的编码电阻而执行该连接测试。在一些实施例中，大致在98处表示的三踏板脚踏开关15通过缆线100联接至控制台72的后面板。开关98的三个踏板98a、98b和98c模仿按钮开关62－64且相对于按钮开关62－64提供替代的开关功能。

在一些实施例中，在控制台72处也提供了对应于壳体18的LED阵列67处视觉提示的视觉提示。就此而言，开始/复位开关102与LED指示器104操作地相关联，在开始/复位开关102致动时，LED指示器104点亮成绿色。在一些实施例中，激励/定位模式视觉提示LED106代表了末端36处前体电极组件的激励。在套管组件末端36的电动外科手术行进而与目标组织体积相邻地面对期间，该LED提供黄色输出。应指出的是，前体组件的电动外科手术实施方式代表了一种方法。然而，在一些实施例中，可设置电绝缘的前体刀片以及套管针组件。

在一些实施例中，作为下一个视觉提示，通过LED 108提供了绿色的装备/捕获模式视觉提示，以表示器械12的组织捕获特征的装备与否。在一些实施例中，一旦装备/卸除开关62或98a被按下，就不再可能致动激励/定位开关63或98b。然而，在一些实施例中，执行医师可通过再次按下装备/卸除开关而返回到定位模式。在一些实施例中，为了进入捕获模式，执行医师按下脚踏开关98c或捕获开关64。在一些实施例中，通过LED 110提供了黄色捕获模式视觉提示，以表示组织捕获或回收程序的开始和执行，而在该捕获完成时，通过绿色LED 112提供绿色的捕获完成视觉提示。在一些实施例中，暂停模式状态通过绿色LED 114的激励来表示。一般地，在一些实施例中，在程序期间通过释放捕获开关64或脚踏开关98c而进入暂停模式。在这些实施例中，当处于暂停模式中时，器械12的活动的捕获电极不被激励且其捕获部件的展开中断。然而，在一些实施例中，由抽吸泵组件52所执行的排空功能继续实现。在一些实施例中，为了重新进入捕获模式，执行医师再次按下脚踏开关98c或捕获开关64。在所选开关的该重新致动时，捕获模式事实上从其所停留的定向继续进行。系统的该暂停操作模式可被执行医师在捕获操作模式期间用来允许例如排空基于弧的切割部件所遇到的流体。这些流体例如可能是局部麻醉剂、血液等的累积物。

在一些实施例中，借助与在泵组件52与器械12之间延伸的导管附连的真空致动开关(未示出)实现对真空系统是否运行的确认、至少确认真空泵组件52是活动的。例如，除非致动该开关，否则可由控制组件70在逻辑上阻碍程序的开始。在一些实施例中，除了移除烟雾和如上所述的这些流体之外，包括泵组件52和限定有延伸至吸入端口38的转移通道的导管的排空系统还起到移除由于电动外科手术切割弧遇到组织细胞流体而产生的蒸汽的作用。对(作为温度升高的流体的组分的)蒸汽的该移除特别地用于保护围绕切割区域的健康组织免受热创伤。在一些实施例中，在返回电极80的连接件88联接至控制台连接件90且开关92处于“电源开”的状态中时，病人电路安全监测器(PCSM)执行自测。在一些实施例中，在开始/复位开关102的后续致动时，执行对于两个电极部件82和84的故障测试。在一些实施例中，在故障测试失败的情况下，则视觉和听觉跳动警示提示被重新启动，在邻近连接件90而定位的红色LED 122处提供视觉提示。

手持器械的递送部件

参考图16，手持器械12的递送部件16被示出为在其插入可重复使用的部件14的壳体18内之前的定向。在该图中，可见到套管组件22从圆柱形支承壳体130向前延伸。在一些实施例中，支承壳体130的前向区域支承可转动的连接件26。就此而言，可观察到，连接件26构造有外螺纹132，外螺纹132被固附，用来随着抓握表面134转动，抓握表面134形成有间隔的凹陷部，以便于其手动转动。在一些实施例中，在支承壳体130的后端处定位有直立分度销136，在一次性部件16的安装期间，直立分度销136可滑动地被接纳在沿细长接纳腔体140的内部延伸且向上设置的细长槽138内。在一些实施例中，壳体18的接纳腔体140的前端形成有对齐衬套128。在一些实施例中，对齐衬套128构造有内螺纹142。在一些实施例中，当一次性部件16安装有可重复使用的部件14时，腔体140内对齐衬套128的内螺纹142与连接件26的外螺纹132螺纹接合。

在一些实施例中，在支承壳体130上相对定位的分度销136是两个间隔开的电触点146和148，电触点146和148定向成使得在支承壳体插入接纳腔体140内时与设置在壳体18内的对应电端子进行滑动接触。在一些实施例中，触点146和148选择性地接收电动外科手术切割电流，该电流分别施加至末端36处的前体电极组件和与初始地保留在套管组件22内的捕获部件相关联的电动外科手术切割和皱缩缆线。在一些实施例中，那些皱缩缆线从套管部件32内的捕获部件延伸至具有引导凸片或凸耳的缆线终止部件，引导凸片或凸耳中的一个在150处被示出为可滑动地安装在平行于轴线24布置的细长稳定器槽152内。在一些实施例中，在支承壳体130的相对侧处设置对应的引导凸耳和槽的组合。在一些实施例中，位于槽的前方、如152处的是两个细长驱动槽，这两个细长驱动槽中的一个在156处被示出，其类似地平行于轴线24布置。在一些实施例中，驱动组件驱动构件的向外延伸的凸耳或引导凸片从这些槽延伸，且在160和162处可见。在一些实施例中，这些凸耳或凸片160和162支承设置在后方的被驱动表面，用于将向前运动施加至驱动组件部件。在一些实施例中，该向前运动起到从套管部件32展开所提到的捕获部件的作用。在一些实施例中，当支承壳体130安装在壳体18的接纳腔体140内时，这些凸片160和162穿过分别在164和166处示出的相对设置凹口，该凹口在壳体18的前向部分处作为对齐衬套128的一部分。类似地，在一些实施例中，凹口168向前位于壳体18内，以允许电端子146和148的通过。在一些实施例中，对齐衬套128构造成形成细长槽138和凹口168的前向部分。

在一些实施例中，用于将一次性部件16安装在可重复使用的部件14内的程序涉及在接纳腔体140内滑动支承壳体130以及转动连接件26的抓握表面134，以提供螺纹132与螺纹142的接合。在一些实施例中，在完成组装时，排空组件的柔性透明管42可附连至向外依靠的排空出口170且与抽吸歧管28流体和抽吸或真空地连通。最后，在一些实施例中，看到凸片172延伸通过驱动槽156的前向部分。该凸片可为在驱动组件上方的部件，用以提供主动阻碍或止挡，从而限制具有凸耳160和162的驱动构件部件所允许的向前行进范围。其根据预先选择的捕获部件最大有效直径范围来定位。在一些实施例中，当执行止挡功能时，捕获完成信号源自在电动马达停转时所见到的电流尖脉冲。该信号被传送至控制组件70。

捕获器械的手柄

参考图29，显示了剖视图，该剖视图示出在一些实施例中可重复使用的部件14的马达驱动特征部与一次性部件16的支承壳体130的操作的关联。在该图中，看到马达组件180位于马达安装腔室182内。在一些实施例中，在该腔室182中，马达组件180被允许一定程度的自对齐运动，但其转动运动为转矩止挡部件184所约束。在一些实施例中，组件180包含马达部件186，马达部件186以驱动关系与行星齿轮组件188联接。在一些实施例中，行星齿轮组件188的驱动输出以驱动关系与不锈钢柔性波纹管状联接件190相连接，联接件190延伸通过流体密封件192，流体密封件192位于密封腔室194内，密封腔室194由相对设置且间隔开的隔板196和198限定。在一些实施例中，密封件192不约束联接件190且允许所提到的马达组件180相对于其至细长螺纹平移部件200的后端的联接自对齐。在一些实施例中，平移部件200的前端延伸成与推力轴承202接合。在一些实施例中，轴承202提供针对由马达组件180施加的所有驱动力的支承且被安装和固定在推力轴承腔室204内。在一些实施例中，平移部件200与总体在206处表示的转移组件螺纹接合，转移组件包括滚珠丝杠或螺母部件208和大致Y形轭部210，轭部210构造成延伸至对齐用于驱动而与凸片或凸耳160和162自由抵靠接合的位置(图16)。在一些实施例中，在捕获程序期间，平移部件200沿合适方向被驱动转动，以使转移组件206向前运动。在一些实施例中，该运动进而促使驱动部件向前直至捕获部件皱缩活动完成且马达部件186进入停转状态。在一些实施例中，控制系统70在该时刻中断电动外科手术切割电流并使马达186的方向驱动感测反向，以引起转移组件206返回至在该图中大致示出的“原来(home)”位置。在一些实施例中，该图还揭示出，位于支承壳体130上的两个电触点146和148将与由聚合物接触夹212所支承的对应触点(未示出)接触。

图29还揭示了套管组件22的末端36的一些细节。在一些实施例中，如在214处大致表示的，末端包含四个平直且大致L形的前体电极部件，布置成十字形或关于器械轴线24对称。将看到，前体组件214的电极部件在前向上与截头圆锥形陶瓷(氧化铝)保护末端部件216隔开。末端部件216起到提供抵抗弧或弧隔绝末端部分的作用，从而防止其被击穿。对于前体组件的该电动外科手术实施例，电极部件的几何形状以及它们的间隔被选择成用于避免与捕获部件的前缘电弧放电的目的。

参考图30，与在218处象征性指示的目标组织的完全捕获相关地揭示了展开驱动部件的定向。支承壳体130的剖视图显示出支承壳体130由两个相同的模制件222构成。在一些实施例中，这些成对的模制件通过连接件26被粘合地且在前方保持在一起，连接件26还支承套管部件32。在一些实施例中，部件32延伸通过形成在歧管28内的排空腔室224。在一些实施例中，与腔室224的真空连通由部件32中的端口或开口226提供。

在一些实施例中，支承管230的向内部分从由成对的模制部件所限定的后向隔板228处的粘合附连部起延伸。在一些实施例中，管230由塑料轴环232锚固在隔板228的后侧且向前延伸至前向区域34。在一些实施例中，前体电极管240绝缘地延伸通过支承管230内部，前体电极管240与前体组件214物理且电气地接触。在一些实施例中，管240的后末端沿轴线24延伸成与成对的模制部件在腔体242处接合。在一些实施例中，前体电极管240从支承管230向后延伸的该部分构造有导电表面，导电表面接收通过弹性偏置的端子部件144的前体电极电流。

在一些实施例中，五个编织的不锈钢缆线从其与捕获部件220的连接部延伸至聚合物缆线终端部件244，聚合物缆线终端部件244可滑动地安装在支承管230上，且可在其上平行于器械轴线24运动。在一些实施例中，编织的皱缩缆线中的两个在图中的250和252处形式地显示出。然而，这些缆线中的全部五个都延伸至缆线终端部件244且与缆线终端部件244连接。在一些实施例中，部件244形成有五个纵向设置且径向隔开的通道，这些通道的每一个中延伸有缆线250－254中的一个(参见图26和27)。在图中，看到缆线252延伸通过通道256。在一些实施例中，所有五个缆线都通过两个不锈钢轴环保持或固定至终端部件244。就此而言，在258处示出了前向不锈钢轴环或套圈，而在260处示出了后向不锈钢轴环或套圈。在一些实施例中，轴环260还起到将电动外科手术切割功率或电流同时施加至全部五个皱缩缆线的功能，且相应地，轴环260首先被镀镍且接着被镀金，使得电动外科手术切割电流可通过焊接接头262被施加至轴环260。在一些实施例中，接头262将轴环260与多线股且高度柔性的绝缘铜缆线264连接。在一些实施例中，缆线264进而被焊合(或焊接)至前向电端子组件146。在一些实施例中，终端部件244被稳定用于通过两个向外延伸的引导凸片或凸耳可滑动地运动，两个凸片或凸耳中的一个已在148处结合图16和29中的槽152被描述。在一些实施例中，借助该布置，随着五个缆线被电动外科手术切割电流所电激活，五个缆线进而被向前拉紧，进而将终端部件从244’处以虚线示出的其初始位置可滑动地向前牵拉到支承管230上。

在一些实施例中，驱动从驱动管266被施加至捕获部件220的五个有点细长的叶片，如参考图29所描述的，驱动管266由其向外设置的驱动凸耳或凸片160和162驱动。在一些实施例中，这些凸耳延伸通过槽，在图29中的156处示出了这些槽中的一个。与这些凸片相关联的驱动构件在图30中270处被显示为其捕获完成定向。在一些实施例中，构件270附连至驱动管266，驱动管266可滑动地安装在支承管230上。在一些实施例中，随着驱动构件270从其初始位置(未示出)被向前驱动，五个皱缩缆线250－254经由五个通道穿过驱动构件270。一个这种通道在图中的272处在形式地有关缆线252。在一些实施例中，这些缆线还在捕获止挡部件274上滑动，捕获止挡部件274安装至壳体130的成对部件。在一些实施例中，止挡件274与之前描述的凸耳172相结合地被固定在位(图16)。如该图中所表示的，在完成皱缩捕获时，驱动构件270将具有可抵接地接触的止挡构件274。

参考图31，示出了前向区域34、表面276和捕获部件缆线251和252的放大图。在一些实施例中，在正常使用中，251和252处的缆线将具有以实线所示的定向，该定向与如图30中所见终端部件244的虚线位置244’相对应。然而，在运输和/或操纵的过程中，244’处的终端部件可稍向前滑动，且因而在其使用之前应返回至其初始定向。在一些实施例中，如图31中在251’和252’处所示，如果允许向前滑动，则缆线已被认为向前“松弛”。在一些实施例中，在关于图15结合脚踏板98a、开关63和LED 106所描述的激励/定位模式期间，前体组件214将处于高电压弧产生状态，且251’和252’处的缆线将基本上接地。

回到图30，随着五个缆线250－254在被电激活时被向前拉，终端部件244在一些实施例中将遇到缆线止挡件296，缆线止挡件296所处位置被选择为建立开口的最大有效“直径范围”以及由捕获部件220所产生的容纳结构或笼状件的总长度。就此而言，该有效直径范围可在从约10mm至约50mm的范围内。术语“有效”用于与由被激活时的缆线所限定的轮廓一样大的直径范围有关。

在一些实施例中，一般地，缆线止挡轴环296被定位成，当捕获部件220获得中间位置时，使得终端部件244的滑动被阻碍，该中间位置大致代表其纵向展开的约一半，在该位置处，实现所指出的最大有效直径范围。在图28B中示意性表示且进一步在图27中表示了该最大有效直径范围，在图27中，可观察到模拟五角形。在一些实施例中，通过推导缆线上的皱缩应力逐渐增加至一般由缆线止挡件296处的阻碍部所建立的更高值，可改善器械12的捕获性能，使得其用途可能延伸至非常致密组织的复原。在一些实施例中，该逐步的缆线加载随着终端部件244接近止挡件296而发生，且参见图30，该逐步的缆线加载通过定位成与缆线止挡轴环296抵靠且呈现为压缩弹簧298的弹性部件定位而实施。借助该布置，椭圆形压缩弹簧起到调节施加至缆线的张力范围的作用，使得在皱缩活动开始时，叶片末端区域进一步逐渐向内朝向轴线24指向。在Philip E.Eggers的名称为“Electrosurgical Methodand Apparatus With Dense Tissue Recovery Capacity(具有致密组织恢复能力的电动外科手术方法和装置)”的美国专利申请第10/630,336号、现为2005年10月18日授权的美国专利第6,955,653号中提供了对弹簧298和捕获部件220的性能的更详细的描述，该文献的内容通过参考全部纳入本文。在一些实施例中，马达组件180的激励一直持续到驱动构件270可抵靠地接合捕获止挡部件274(图30)。在一些实施例中，在该时刻，产生了所得到的感应尖脉冲，该感应尖脉冲关闭对缆线250－254的电动外科手术激活，且导致马达组件180使轭部210(图29)反向且返回至其“原来”位置。在一些实施例中，捕获部件220将以攻击皱缩角被操纵，直至所提到的马达组件180的去激励，以呈现在图30和28C中象征性地表示的轮廓。

在一些实施例中，采用用于相对于目标组织体积定位取样器械的外科手术用尖锐机械末端。然而，系统可在10处采用机械的外科手术用尖锐前体组件来避免电弧放电现象，这些机械末端应不仅尖锐而且电绝缘。可采用特别由氧化锆形成的陶瓷刀片(例如，由弗吉尼亚州斯汤顿的专用刀片有限公司(Specialty Blades,Inc)所营销的那些)。

参见图34，器械前向区域34以图31的方式被复制且具有相同的附图标记。然而，对于该图的布置，如图31中所示的氧化铝末端部件216已被移除，因而，刀片3332的基部3336相对于捕获部件引线和缆线进一步轴向向内定位。

参见图35，末端区域34以图32的方式表示，同样移除了氧化铝末端部件216和电动外科手术用丝线前体组件214。示出了外科手术刀片3332相对于目标组织体积218的相对定向。可见到，活组织检查或切除的样本3330呈现相同的外周热伪像3304，没有病理时刻(pathology moment)且没有与前体组件相关联的伪像区域。

优选地，在一些实施例中，如3338和3339处那样的刀片边缘将等于或接近巴德－帕克锐度金标准。一般地，D值在一些实施例中将在约3mm至约10mm的范围中，且优选地在约5mm至约7mm的范围中。该基部宽度还适用于套管针类型的末端。此外，所包括的角度

将在约30°至约70°的范围内，且优选地在约40°至约55°的范围内。

可用于本文中描述的捕获设备的电动外科手术系统和部件的示例包括以下美国专利和专利申请中所描述的那些，这些文献的内容都通过参考全部纳入本文：Eggers等人的名称为“Apparatus for retrieving a tissue volume with improved positioningprecursor assembly(具有改善的定位前体组件的用于获取组织体积的装置)”的美国专利7,569,053；Eggers等人的名称为“Electrical apparatus and system with improvedtissue capture component(具有改善的组织捕获部件的电动装置和系统)”的美国专利第7,494,473号；Eggers、Philip的名称为“Electrosurgical method and apparatus withdense tissue recovery capacity(具有致密组织恢复能力的电动外科手术方法和装置)”的美国专利第6,955,653号；Eggers等人的名称为“Minimally invasive instrumentationfor recovering tissue(用于恢复组织的微创器械)”的美国专利第6,923,809号；Eggers等人的名称为“Electrosurgery with infiltration anesthesia(具有浸润麻醉的电动外科手术)”的美国专利第7,004,174号；Eggers等人的名称为“Electrosurgery withinfiltration anesthesia(具有浸润麻醉的电动外科手术)”的美国专利申请2005/0267455；以及Eggers、Philip的名称为“Electrosurgical accessing of tissue withcontrolled collateral thermal phenomena(具有受控并发热现象的组织的电动外科手术接近)”的美国专利7,828,707。

计算设备

在一些实施例中，控制台72可包括计算设备，计算设备具有处理器、存储器、储存设备、连接至存储器和多个高速扩展端口的高速接口以及连接至低速扩展端口和储存设备的低速接口。处理器、存储器、储存设备、高速接口、高速扩展端口以及低速接口中的每个使用各种总线相互连接，且可安装在共同的母板上或以其他合适的方式安装。处理器可处理用于在计算设备内执行的指令，这些指令包括储存在存储器中或储存设备中以在诸如联接至高速接口的显示器之类的外部输入/输出设备上显示GUI(图形用户界面)的图形信息的指令。在其他实施方式中，可与多个存储器和存储器类型一起合适地使用多个处理器和/或多个总线。此外，可连接多个计算设备，且每个设备提供必要操作的部分(例如，作为服务器组合、成组的刀片服务器或多处理器系统)。

存储器将信息储存在计算设备内。在一些实施方式中，存储器是一个易失存储单元或多个易失存储单元。在一些实施方式中，存储器是一个非易失存储单元或多个非易失存储单元。存储器还可为另一种形式的计算机可读介质，比如磁盘或光盘。

储存设备能够为计算设备提供大容量的储存。在一些实施方式中，储存设备可以是或者包含有计算机可读介质，比如软盘设备、硬盘设备、光盘设备、磁带设备、闪存存储器或其他类似的固态存储设备或设备阵列，包括呈储存区域网络或其他配置形式的设备。指令可储存在信息载体中。当指令被一个或多个处理设备(例如，处理器)执行时，执行如上所述的一种或多种方法。这些指令也可被一个或多个储存设备储存，比如计算机可读介质或机器可读介质(例如，存储器、储存设备或处理器的存储器)。

高速接口管理计算设备的带宽密集的操作，而低速接口管理带宽密集度较低的操作。该功能分配仅作为示例。在某些实施方式中，高速接口(例如，通过图形处理器或加速器)联接至存储器、显示器，且联接至高速扩展端口，高速扩展端口可接收各种扩展卡(未示出)。在实施方式中，低速接口联接至储存设备和低速扩展端口。低速扩展端口可包括各种通信端口(例如，USB(通用串行总线)、

(蓝牙)、以太网、无线以太网)，低速扩展端口可联接至诸如键盘、定点设备、扫描仪之类的一个或多个输入/输出设备，或例如通过网络适配器联接至诸如交换机或路由器之类的网络设备。

本文中描述的系统和技术的各种实施方式可以数字电子电路、集成电路、专门设计的ASIC(特定应用集成电路)、计算机硬件、固件、软件和/或其组合实现。这些各种实施方式可包括一个或多个计算机程序中的实施方式，这些实施方式可在可编程系统上执行和/或编译，包括至少一个可编译处理器、至少一个输入设备和至少一个输出设备，可编译处理器可为专用或通用的，且联接成从储存系统接收数据和指令以及将数据和指令传输至储存系统。

这些计算机程序(也被称作程序、软件、软件应用或代码)包括用于可编程处理器的机器指令，且可以高度程序化和/或面向对象的编程语言实施，和/或以汇编/机器语言实现。当在本文中使用时，术语机器可读介质和计算机可读介质是指用于将机器指令和/或数据提供至可编程处理器的任何计算机程序产品、装置和/或设备(例如，磁盘、光盘、存储器、可编程逻辑设备(PLD))，包括接收机器指令作为机器可读信号的机器可读介质。术语机器可读信号是指用于将机器指令和/或数据提供至可编程处理器的任何信号。

为了提供与使用者的互动，本文中所描述的系统和技术可在计算机上实施，这种计算机具有用于向使用者显示信息的显示设备(例如，CRT(阴极射线管)或LCD(液晶显示)显示器)和键盘和定点设备(例如，鼠标或轨迹球)，使用者可由键盘和定点设备向计算机提供输入。还可使用其他种类的设备来提供与使用者的互动；例如，提供至使用者的反馈可呈任何感知形式(例如，视觉反馈、听觉反馈或触觉反馈)；而来自使用者的输入可以任何形式被接收，包括声音、语音或触觉输入。

本文中描述的系统和技术可在计算系统中实施，该计算系统包括后端部件(例如，数据服务器)，或包括中间设备部件(例如，应用服务器)，或包括前端部件(例如，具有图形用户界面或网页浏览器的客户端计算机，使用者通过其可与本文中所描述的系统和技术互动)，或者是这些后端、中间设备或前端部件的任何组合。系统的部件可通过任何数字数据通信形式或介质(例如，通信网络)相互连接。通信网络的示例包括局域网(LAN)、广域网(WAN)和因特网。

计算系统可包括客户端和服务器。客户端和服务器一般彼此远离且通常通过通信网络互动。客户端和服务器的关系由在各计算机上运行且彼此具有客户端－服务器关系的计算机程序而导致。

虽然已经参考特定优选实施例具体示出并描述了本发明，但是本领域技术人员应当理解，可对本文的形式和细节进行各种变化，而不脱离如所附权利要求所限定的本发明的精神和范围。

虽然已经参考特定优选实施例具体示出并描述了本发明，但是本领域技术人员应当理解，可对本文的形式和细节进行各种变化，而不脱离如所附权利要求所限定的本申请的精神和范围。

所设想的是，本文中描述的方法、系统和过程涵盖使用本文中所描述的实施例所开发出的变化和改动。

在整篇说明书中，当系统和组件被描述为具有、包括或包含特定部件时，或当过程和方法被描述为具有、包括或包含特定步骤时，所设想的是，此外，还存在本实施例的系统和组分，这些系统和组分主要包含或包含所记载的部件，且存在本实施例的过程和方法，这些过程和方法主要包含或包含所记载的过程步骤。

本文中例如在背景技术部分(或他处)对任何公开物的提及不是承认该公开物作为相对于本文中所要求的任何权利要求的现有技术。背景技术部分为了清楚而呈现，而不意在作为对相对于任何权利要求的现有技术的描述。

本文中使用标题来辅助读者，而不意在对所描述主题的解释进行限制。

Claims (13)

1.一种电动外科手术系统，包括：

切除棒，所述切除棒具有一个或多个可延伸电极臂，所述电极臂构造成使联接至所述电极臂的切割电极从收起位置延伸至展开位置，其中，在所述电极臂延伸期间，所述切割电极配置成由射频能量所激励，以切割通过目标组织近侧的组织，用于使所述电极臂形成围绕所述目标组织的容器；以及

射频发生器，所述射频发生器具有操作地联接至所述切除棒的输出，所述射频发生器包括：

电源电路；

电流监测电路，所述电流监测电路具有与流过所述切割电极的电流的测量值相关联的电流感测输出；

电压监测电路，所述电压监测电路具有与施加至所述切割电极的电势的测量值相关联的电压感测输出；以及

控制器，所述控制器配置成，通过至少部分地基于所述电流感测输出和所述电压感测输出确定差分相位角，来确定所述射频能量的输出功率，以从多个控制设定中选择用于所述切除棒的控制设定，每个所述控制设定与一个或多个棒类型相关联，并且基于所确定的输出功率与所选择的控制设定的比较，来调整输出至所述切割电极的所述射频能量，从而使得在切割过程中输出功率保持恒定。

2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述控制器配置成调整输出至所述切割电极的射频能量，使得所述切割电极在切割通过所述组织时具有均匀的功率密度。

3.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射频发生器包括：

功率监测电路，所述功率监测电路具有与施加至所述切割电极的射频能量的平均功率的测量值相关联的功率感测输出。

4.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，由所述电极臂形成的所述容器所具有的最大捕获直径在10mm至30mm。

5.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述射频发生器包括：

至所述切除棒的信号线的接口，其中，所述信号线联接至被容纳在所述切除棒中的标识元件；以及

存储器，所述存储器中储存有切除棒类型列表，其中，每个切除棒类型具有相关联的控制设定。

6.一种电动外科手术系统，包括：

射频发生器，所述射频发生器构造成操作地联接至电动外科手术器械，所述电动外科手术器械构造成将所述电动外科手术器械的切割电极从收起位置延伸至展开位置，以捕获和提取目标组织，所述射频发生器包括：

至所述电动外科手术器械的信号线的接口，其中，所述信号线联接至容纳在所述电动外科手术器械中的标识元件；

其中储存有多个控制设定的存储器，其中，每个控制设定与电动外科手术器械的类型的控制相关联，每个电动外科手术器械类型与切除棒的尺寸特征相关联；以及

控制器，所述控制器配置成，基于经由所述信号线所接收的信号，从所述多个控制设定中选择用于所附连的电动外科手术器械的控制设定，并且基于所确定的输出功率与所选择的控制设定的比较，来调整输出至所述切割电极的射频能量，从而使得在切割过程中输出功率保持恒定。

7.根据权利要求6所述的系统，其特征在于，每个控制设定与电动外科手术器械类型相关联，所述电动外科手术器械类型的特征在于最大捕获直径和电极臂尺寸中的一个或两个。

8.根据权利要求6所述的系统，其特征在于，所述标识元件包括电阻，且所述接口配置成将电势施加至所述信号线并测量所述标识元件的阻值。

9.一种电动外科手术系统的控制方法，所述方法包括：

通过存储器提供电动外科手术器械类型和其对应的控制设定的储存列表，每个电动外科手术器械类型与所述电动外科手术器械的尺寸特征相关联；

通过射频发生器的插座接收至所附连的电动外科手术器械的连接件，其中，所述连接件至少包括电源线、接地线、接口线；

通过所述接口线对所述电动外科手术器械进行询问，以获取标识件信号，其中，所述标识件信号与所述电动外科手术器械的类型相关联；

基于所获取的标识件信号，由处理器从所述存储器获取控制设定；

由所述处理器将所述控制设定应用到所述电动外科手术系统的控制件；以及

基于所确定的输出功率与所选择的控制设定的比较，来调整输出至切割电极的射频能量，从而使得在切割过程中输出功率保持恒定。

10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，所述电动外科手术器械类型的特征在于相应的最大捕获直径和电极臂尺寸中的一个或两个。

11.一种电动外科手术系统，包括：

切除棒，所述切除棒具有一个或多个可延伸电极臂，所述电极臂构造成将联接至所述电极臂的切割电极从收起位置延伸至展开位置，其中，在所述电极臂延伸的期间，所述切割电极配置成由射频能量所激励，以切割通过目标组织近侧的组织，用于使所述电极臂形成围绕所述目标组织的容器；以及

射频发生器，所述射频发生器操作地联接至所述切割电极，所述射频发生器包括：

电源电路，所述电源电路配置成在所述电极臂的延伸期间将电功率输出至所述切割电极，以及

阻抗鉴频电路，所述阻抗鉴频电路配置成补偿被切割的组织的不同阻抗，使得所述切割电极在切割期间保持恒定的功率密度。

12.根据权利要求11所述的系统，其特征在于，所述阻抗鉴频电路通过对被输送至组织的功率进行标准化而补偿被切割的组织的不同阻抗。

13.根据权利要求11所述的系统，其特征在于，所述阻抗鉴频电路包括阻抗匹配网络，所述阻抗匹配网络包括低通滤波器。

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