CN110022784B - 具有动态泄漏电流补偿和动态射频调制的电外科设备 - Google Patents

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Abstract

本公开涉及一种包括电外科发生器的电外科设备，该电外科发生器可以耦合到电外科施加器。在本公开的一个方面，电外科发生器的控制器配置为执行动态泄漏电流补偿算法或函数以补偿电外科施加器以及将电外科施加器耦合到电外科发生器的伴随电缆的泄漏电流。在本公开的另一方面，电外科发生器的控制器配置为执行动态射频调制算法或函数，以基于电外科发生器的有源和返回端子上的测量阻抗来动态地控制电外科发生器的输出波形的波峰因数。

Description

具有动态泄漏电流补偿和动态射频调制的电外科设备
优先权
本申请要求于2016年11月17日提交的名称为“电外科设备”的美国临时专利申请号62/423,379的优先权，其内容通过引用整体并入本文。
技术领域
本公开总体涉及电外科和电外科系统和设备，更具体地，涉及具有集成闭环系统的电外科设备。
背景技术
高频电能已经广泛用于外科手术。切割组织并使用电外科能量使体液凝固。
电外科仪器通常包括“单极”装置或“双极”装置。单极装置包括电外科仪器上的有源电极，其具有连接到患者的返回电极。在单极电外科手术中，电外科能量通过仪器上的有源电极流过患者身体再到达返回电极。这种单极装置在需要切割和凝固组织的外科手术中是有效的，并且杂散电流不会对患者造成实质性风险。
双极装置包括手术仪器上的有源电极和返回电极。在双极电外科装置中，电外科能量通过有源电极流到患者的组织，再以短距离通过组织到返回电极。电外科效应基本上局限于设置在手术仪器上的两个电极之间的小面积组织。已经发现双极电外科装置可用于杂散电流可能对患者造成危害的外科手术，或者用于其他程序上的问题需要接近有源电极和返回电极的外科手术中。涉及双极电外科的外科手术通常需要与涉及单极电外科的方法和程序显著不同的方法和程序。
气体等离子体是能够传导电能的电离气体。等离子体用于手术装置中以向患者传导电外科能量。等离子体通过提供相对低电阻的路径来传导能量。电外科能量将通过等离子体去切割、凝固、干燥或电灼患者的血液或组织。在电极和处理的组织之间不需要物理接触。
不包含调节气体源的电外科系统可以使活性电极和患者之间的环境空气电离。由此产生的等离子体将电外科能量传导给患者，尽管与具有可调节的可电离气体流量的系统相比，等离子弧通常看起来在空间上更分散。
已经发现大气压放电冷等离子体施加器用于各种应用，各种应用包括表面消毒、止血和肿瘤消融。在后面例子中，该过程可能相对较慢，产生大量具有蒸发的和烧焦的组织的毒烟雾，并且当使用高功率电外科能量时该过程可能对周围的健康组织造成附带损害。由于等离子束的宽度，精度准确度也可能是个问题。通常，使用简单的手术刀切除所讨论的组织，然后使用冷等离子体施加器进行烧灼、消毒和止血。
在上述电外科和等离子束手术中使用的医疗装置通常包括发生器单元和附接的手持件或施加器。对于给定的发生器单元可以使用各种不同的施加器，其中一些是通用的，而另一些是为特定任务设计的。
发明内容
本公开涉及一种电外科系统，其包括可以耦合到电外科施加器的电外科发生器。在本公开的一个方面，电外科发生器的控制器配置为执行动态泄漏电流补偿算法或函数，以补偿电外科施加器和耦合电外科发生器的相关电缆附件的泄漏电流。在本公开的另一方面，电外科发生器的控制器配置为执行动态射频(RF)调制算法或函数，以基于电外科发生器的有源和返回端子上的测量阻抗来动态地控制电外科发生器的输出波形的波峰因数。
附图说明
根据以下结合附图的详细描述，本公开的上述和其他方面、特征和优点将变得更加明显，其中：
图1是根据本公开的实施例的示例性单极电外科系统的图示；
图2A是根据本公开的实施例的电外科设备的示意图；
图2B是图2A中所示的电外科设备沿线A-A截取的剖视图；
图3A是根据本公开的实施例的电外科设备的放大剖视图；
图3B示出了图3A中所示的沿着线B-B截取的电外科设备的主视图；
图4是图3A中所示的具有刀片延伸的电外科设备的放大剖视图；
图5示出了根据本公开另一实施例的电外科设备；
图6A是根据本公开的实施例的电外科发生器的电气示意图；
图6B示出了根据本公开另一实施例的另一电外科设备；
图7是根据本公开的实施例的分布式元件模型；
图8是根据本公开的实施例的集总元件模型；
图9是根据本公开的实施例的输出负载电路；
图10是根据本公开的实施例的用于执行泄漏补偿的等效负载电路；
图11是根据本公开的实施例的图10中所示的电路的等效电模型；
图12A是根据本公开的实施例的动态泄漏电流补偿算法或函数的流程图；
图12B是根据本公开的实施例的用于基于图12A的动态泄漏电流补偿算法或函数来调整传递到负载的功率的方法的流程图；
图13是根据本公开的实施例的调制功率信号的波形；
图14是根据本公开的实施例的包括20kΩ输出负载的测量的曲线图；
图15是根据本公开的实施例的包括1000Ω输出负载的测量的曲线图；
图16是根据本公开的实施例的动态RF调制算法或函数的流程图；
图17是根据本公开的实施例的处于接地参考的内部J-等离子体操作模式的电外科设备的测量的功率曲线的曲线图；以及
图18是根据本公开的实施例的处于隔离的内部J-等离子体操作模式的电外科设备的测量的功率曲线的曲线图。
应当理解，附图是出于说明本公开的概念的目的，并且不一定是用于说明本公开的唯一可能的配置。
具体实施方式
以下将参考附图描述本公开的优选实施例。在以下描述中，没有详细描述公知的功能或构造，以避免在不必要的细节上模糊本公开。在附图和随后的描述中，术语“近端”，如传统的那样，将指的是装置的端部，例如仪器、装置、施加器、手持件、镊子等，它们更靠近用户，而术语“远端”将指远离用户的端部。在本文中，短语“耦合”定义为意指通过一个或多个中间部件直接连接或间接连接。这样的中间部件可以包括基于硬件和软件的部件。
图1示出了通常表示为10的示例性单极电外科系统，其包括通常表示为12的电外科发生器(ESU)以为电外科设备10产生电力和通常表示为14的等离子体发生器，以产生等离子体流16并将其施加到搁置在导电板或支撑表面22上的患者20上的手术部位或目标区域18。电外科发生器12包括通常表示为24的变压器，该变压器包括耦合到电源(未示出)的初级和次级，以向等离子体发生器14提供高频电能。通常，电外科发生器12包括不参考任何电位的隔离浮动电位。因此，电流在有源电极和返回电极之间流动。如果输出未被隔离，但以“地”为参考，则电流可以流到具有地电位的区域。如果这些区域和患者的接触表面相对较小，则可能发生不希望的燃烧。
等离子体发生器14包括手持件或支架26，其具有至少部分地设置在流体流动壳体29内并且耦合到变压器24的电极28，以从其接收高频电能以至少部分地电离供给到手持件或支架26的流体流动壳体29的惰性气体，以产生或生成等离子体流16。高频电能从变压器24的次级通过有源导体30供给到手持件26中的电极28(统称为有源电极)，以产生等离子流16，以施加到患者20上的手术部位18。此外，限流电容器25与电极28串联设置，以限制输送给患者20的电流量。
到电外科发生器12的返回路径是通过患者20的组织和体液、导体板或支撑构件22以及返回导体32(统称为返回电极)到变压器24的次级，以完成隔离的浮动电位电路。
在另一实施例中，电外科发生器12包括未参考任何电位的隔离非浮动电位。流回电外科发生器12的等离子体电流通过组织和体液以及患者20。从那里，通过组合的外部电容到等离子体发生器手持件26、外科医生和通过位移电流完成返回电流电路。其中，电容由患者20的身体尺寸确定。在授予Konesky的共同拥有的美国专利号7,316,682中描述了这种电外科设备和发生器，其内容通过引用结合于此。
应当理解，变压器24可以设置在等离子体发生器手持件26中，如将在下面的各种实施例中描述的。在这种配置中，可以在发生器12中提供其他变压器，用于向手持件中的变压器提供适当的电压和电流，例如降压变压器、升压变压器或其任何组合。
参考图2A，示出了根据本公开的电外科设备100。通常，设备100包括具有近端103和远端105的壳体102以及具有开口远端106和连接到壳体102的远端105的近端108的管104。壳体102包括右侧壳体110和左侧壳体112，并且还包括用于按钮114和滑动器116的装置。滑动器116的激活将使管104的开口远端106处的刀片118暴露。按钮114的激活将电外科能量施加到刀片118，并且在某些实施例中，使得气流能够流过流管122，如下面将详细描述的。
另外，变压器120设置在壳体的近端103上，用于将射频(RF)能量源耦合到设备100。通过在设备100中提供变压器120(与将变压器定位在电外科发生器中相反)，当变压器远离发生器时，设备100的功率从比所需的更高的电压和更低的电流发展，这导致较低的热化效应。相反，回到发生器中的变压器在较低电压、较高电流下产生施加器功率，具有较大的热化效应。因此，通过在设备100中提供变压器120，可以最小化对手术部位处的组织的附带损害。
图2B中示出了沿设备102的线A-A的剖视图。流动管122设置在壳体102和管104内，流动管122沿设备100的纵向轴线延伸。在流管122的远端124上，刀片118保持在流管122内。流管122的近端126经由管连接器128和柔性管129耦合到气体源。流管122的近端126也经由插头130耦合到RF能量源，插头130耦合到变压器120。流管122由导电材料制成，优选地由不锈钢制成，以在用于等离子体应用或电外科切割时将RF能量传导到刀片118，如下所述。外管104由非导电材料构成，例如Lestran。滑动器116通过保持套环132连接到流管122。印刷电路板(PCB)134设置在壳体102中并且通过按钮114控制来自变压器120的RF能量的施加。
应当理解，滑动器116可以在线性方向上自由移动，或者可以包括用于增量运动(例如棘轮运动)的机构，以防止设备100的操作者过度延伸刀片118。通过采用用于刀片118的增量运动的机构，操作者将对暴露刀片118的长度具有更大的控制，以避免损伤手术部位处的组织。
图2B中也示出了外管104的远端106的放大视图。这里，刀片118耦合到流管122，流管122通过至少一个密封件136保持在外管104中的适当位置。至少一个密封件136防止气体回流到管104和壳体102中。圆柱形陶瓷插入件138设置在外管104的远端中，以沿着设备100的纵向轴线保持刀片，并在机械切割期间在刀片暴露超出外管104的远端时提供结构支撑。
现在将结合图3A和3B描述设备100的操作方面，其中图3A示出了该设备的放大剖视图，图3B示出了该设备的主视图。
参考图3A，流管122设置在外管104中，圆柱形绝缘体140围绕流管122设置。滑动器116耦合到绝缘体140并用于使刀片118伸展和缩回。在外管104的远端106处，环形或环状密封件136和圆柱形陶瓷插入件138设置在流管122附近。如图3B中可见，大致平面的刀片118耦合到圆柱形流管122的内圆周，使得两个气体通道142、144形成在刀片118的两侧上。当气体从壳体的近端103流过流管122时，气体将从刀片118越过外管104的远端106。
当刀片处于如图3A所示的缩回位置时，设备100适合于产生等离子体。在缩回位置，RF能量经由流管122从电外科发生器(未示出)传导到刀片118的尖端146。然后将惰性气体如氦气或氩气从电外科发生器或外部气源供应到流管。当惰性气体流过保持高电压和高频的刀片118的尖点146时，产生冷等离子体束。
参考图4，刀片118通过滑动器116前进，因此尖端146延伸超过外管104的远端106。在这种状态下，刀片118可用于两种切割模式：机械切割和电外科切割。在机械切割模式中，RF或电外科能量不施加到流管122或刀片118，因此，刀片118处于断电状态。在该模式中，刀片118可以通过机械切割用于切除组织。在移除组织之后，刀片118可以通过滑动器116缩回，并且可以通过按钮114施加电外科能量和气体以产生冷等离子体束，用于手术患者部位的烧灼、消毒和/或止血。
在电外科切割模式中，在通电和惰性气体流的作用下，推动刀片118前进和使用刀片118。这种配置类似于电外科刀的方法，其中电外科能量用于切割。然而，通过添加惰性气体流，所制成的切口几乎没有焦痂，其中沿着切口的侧壁具有非常小的附带损伤。与刀片未通电的情况相比，切割速度相当快，具有较小的机械切割阻力，即机械切割模式。在此过程中止血也受到影响。
参考图5和6A，示出了根据本公开另一实施例的电外科设备200。通常，设备200是施加器210和ESU 223。施加器210包括具有近端203和远端205的壳体202和具有开口远端206和连接到壳体202的远端205的近端208的管204，从而形成手持件或施加器。壳体202包括多个按钮207，例如按钮214、215和219，以及第一滑动器216和第二滑动器221。如上所述，第一滑动器216的激活将使管204的开口远端206处的刀片218暴露。第二滑动器221的激活将设备设置为不同的模式，如下所述。各个按钮214、215、219的激活将电外科能量施加到刀片218以影响不同的电外科模式，并且在某些实施例中，使得能够使气体流过内部流管222，如下面将详细描述的。另外，变压器组件220设置在壳体202的近端203上，用于经由电缆260和连接器262将射频(RF)能量源耦合到施加器210。电缆260包括多个导体，用于向施加器210提供电外科能量，并用于向施加器210和RF源(例如电外科发生器223)传送信号。连接器262包括各种引脚，例如引脚281、282、283、284、286、288和290，用于将连接器262耦合到发生器223上的相应端口225。
从图6A中可以看出，电外科发生器223包括DC电源272、振荡器273、功率放大器274、降压变压器275和升压变压器276。电源272、振荡器273、功率放大器274、降压变压器275和升压变压器276共同形成用于向施加器210供应电力或电外科能量的发电电路270。电外科发生器223还包括控制器277、存储器278和传感器279。应当理解，在一个实施例中，控制器277可配置为现场可编程门阵列(FPGA)。
电源272配置为向功率放大器274供电。功率放大器274配置为接收从电源272提供的供电功率并产生功率信号(即，通过连接器262和电缆260提供给电外科施加器的电外科能量)。振荡器273配置为基于操作模式调制功率放大器274在不同频率下产生的功率信号。电源272和振荡器273均从控制器277接收控制信号。控制器277配置为向电源272提供控制信号以增加或减少提供给功率放大器274的功率，从而增加或减少由电外科施加器210输出的电外科能量的功率。控制器277还配置为向振荡器273提供控制信号，以改变由功率放大器274输出的波形的特性(例如，频率、幅度、占空比、波峰因数等)。控制器277配置为通过激活按钮214、215、219接收一个或多个通信信号以改变电外科手术操作模式(例如，如下所述的J-等离子体或等离子体模式、CUT模式和COAG模式)，如用户所期望的那样。
各个按钮214、215、219的激活将通过发电电路270将电外科能量施加到刀片218，以根据刀片218的位置影响不同的电外科模式。在所示的实施例中，按钮214配置用于激活J-等离子体模式，按钮215配置用于激活COAG(或凝固)模式，按钮219配置用于激活常规的电外科CUT模式。应当理解，J-等离子体模式对应于施加器210产生等离子体束以施加到负载的模式。与传统的电外科手术模式不同，J-等离子体模式采用更高的标称工作阻抗和更高的工作电压，能够在施加器的输出端产生温和的等离子体束，例如，使用比传统电外科操作模式更低的功率(例如，高达40W)和更低的输出电流的施加器210。当刀片218缩回以支持无接触手术以凝固或消融组织时(例如，以等离子体模式)和当刀片218伸展以支持切割手术(用气体)和组织的针点凝固时，可以采用J-等离子体模式来产生等离子体束。与J-等离子体模式相反，在其他模式中，例如COAG和CUT，使用更高的功率(例如，超过40W)。例如，当刀片218缩回并且按下按钮215时，在COAG模式(或电灼模式)中发生更多的功率等离子体产生以用于非接触式应用。在刀片218伸展的情况下，实现第二COAG模式，例如针点模式。当按下按钮214并且刀片218伸出时，可以采用等离子体温和CUT模式。ESU223和/或施加器210可以包括一个或多个按钮，使得能够在单极和双极操作模式之间切换。
应当理解，两个升压变压器220、276(即，用于启用J-等离子体模式的施加器210中的变压器220和用于启用一般电外科模式的施加器223中的变压器276)具有两个不同的功率曲线。也就是说，它们的输出阻抗在不同的负载条件下是匹配的。施加器210中的变压器220将输出比ESU 223中的电外科变压器276更高的电压，但对于组合的组织负载和串联的等离子体束阻抗，变压器220也匹配更高的输出阻抗。回到ESU 223中的电外科变压器276具有较低的输出电压，但是较高的电流能力和其输出阻抗与直接接触组织的电外科刀片218的较低阻抗值相匹配。J-等离子体模式下的输出的示例性值是10千欧输出阻抗，4kV至6kV峰-峰和140mA，其中电外科模式(即，对应于J-等离子体以外的模式，例如CUT、COAG(例如，针点或电灼)和双极模式)下的输出的示例性值是150-250欧姆输出阻抗，300V至6.5kV峰-峰和1.5安培。应当理解，这些示例性值仅用于说明目的，并且在使用中，值可以变化。
在一些实施例中，当处于COAG/CUT模式时，可以将气体提供给施加器210。在刀片218伸出的一个实施例中，可以在发生器上提供模式按钮以使气体能够流动，例如，用气体切割。在另一个实施例中，当刀片218缩回时，可以通过ESU 223中的按钮实现电灼或用气体的电灼。
应当理解，尽管在上述实施例中电极218示出并描述为刀片，但是在其他实施例中，电极218可以根据需要配置成其他形状，例如但不限于线、针或球型电极。
在本公开的另一个实施例中，ESU 223还可以配置用于不包括变压器的电外科施加器。在一个实施例中，移除电外科施加器210的变压器220。例如，参考图6B，根据本公开示出了包括耦合到ESU 223的施加器310的电外科设备300。如图3所示，施加器310不包括变压器组件，例如变压器组件220。应当理解，ESU 223配置为与两个施加器一起使用，所述施加器包括内部变压器(例如，施加器210)和不包括内部变压器的施加器(例如，施加器310)。
在该实施例中，在电外科施加器310不包括内部变压器(即，不包括变压器220)的情况下，新的等离子体模式，本文称为内部J-等离子体模式，由ESU 223的控制器277实现，以使施加器310能够模拟J-等离子体模式，尽管施加器310中没有内部变压器。内部J-等离子体模式设计用于输出RF变压器(例如，变压器276)仅设置在ESU 223内部(而不是在电外科施加器310内)的情况。为了优化不包括内部变压器的电外科施加器310的性能，本公开提供了两种算法或函数。
第一算法或函数称为动态泄漏电流补偿，并且在计算耦合到ESU 223的仪器(例如电外科施加器310)处的输出电流和电压时使用。本公开的动态泄漏电流补偿算法或函数使内部J等离子体模式能够以非常高的RMS电压工作，并且最大程度地模仿由包括变压器(例如变压器220)的电外科施加器210使用的J-等离子体模式的性能。如下面将更详细描述的，当用于具有高达20kΩ的平坦功率曲线的低功率RF电外科应用时，本公开的动态泄漏电流补偿算法或函数是有利的。这样的功率曲线将允许用户以非常低的功率(例如，低至10W)工作以对患者组织造成最小的附带损害，同时，它将在不同的组织上提供改善的性能而没有电极拖曳和粘性。
第二算法或函数称为动态RF调制，并且用于在电外科施加器310处于内部J-等离子体模式时，基于测量的组织阻抗动态地控制输出波形的波峰因数(通过调整调制频率)。本发明的动态RF调制算法或函数提供非常高的峰值电压(即，高波峰因数)，以在无负载(即，空闲)工作时帮助施加器310的远端206处的等离子体点火，但是同时在用电外科施加器的刀片(例如，刀片218)切割组织时提供低得多的波峰因数，因此有助于改善新的内部J-等离子体模式的性能。
应当理解，动态泄漏电流补偿算法或函数以及动态RF调制算法或函数都可以在电外科发生器的处理器、控制器或FPGA中实现，例如ESU 223的控制器277。控制器277配置为通过向电源272发送一个或多个控制信号来调整提供给功率放大器274的功率(并且因此还调节由施加器310施加到负载的电外科能量的功率)来实现动态泄漏电流补偿算法。控制器277配置为通过向振荡器273发送一个或多个控制信号以调整功率放大器274输出的功率信号的调制频率(并且因此还调节由施加器310施加到负载的电外科能量的调制频率和波峰因数)来实现动态RF调制算法。如下面将描述的，在一些实施例中，控制器277配置为同时执行每个算法或函数。
应当理解，本公开的每个算法或函数可以由控制器277以硬件、软件、固件或其任何组合来执行。在一些实施例中，每个算法或函数可以在存储在存储器设备(例如，存储器设备)上的软件或固件中实现，并且可由合适的指令执行系统(例如，处理设备，例如控制器277)执行。在一些实施例中，控制器277的各种模块(例如，对应于动态泄漏电流补偿算法或函数的第一模块，对应于动态RF调制算法或函数的第二模块等)可以使用例如离散逻辑电路、专用集成电路(ASIC)、可编程门阵列(PGA)、现场可编程门阵列(FPGA)或其任何组合，以硬件实现。
在一个实施例中，ESU 223包括用于感测ESU 223的端子(即，有源和返回端子)以及在单极应用中连接到患者的中性电极或返回垫的一个或多个电参数的传感器。例如，再次参见图6A，ESU 223可以包括传感器279，其配置为感测ESU 223的有源和返回端子的一个或多个电参数(例如，电压、电流等)。ESU 223的有源端子对应于耦合到连接器262的引脚283的变压器276的输出。ESU 223的返回端子对应于端口291。ESU 223的有源端子提供从升压变压器276输出到电外科施加器(例如施加器310)的功率信号(即，电外科能量)。ESU 223的返回端子为电外科施加器310输出的并施加到负载的功率信号提供返回路径。
如图6A所示，传感器279耦合到控制器277。传感器279还经由端口291耦合到返回垫292(ESU 223的返回端子)并且耦合到变压器276的输出(ESU 223的有源端子)。传感器279配置为在ESU 223的有源和返回端子处对功率信号进行采样以感测电压和电流数据。传感器279配置为将感测或测量的电参数传输到控制器277。此外，在一个实施例中，传感器279可以包括一个或多个模数转换器，以将任何感测的模拟数据转换为可由控制器277读取的数字数据。在一些实施例中，传感器279可包括至少一个电流传感器以感测电流，并且包括至少一个电势变压器可感测电压。应当理解，用于感测ESU 223的有源和返回端子处的电参数的其他传感器也认为是在本公开的范围内。
RF参数
下面示出的表1包括用于实现动态泄漏电流补偿和动态RF模块算法或函数的输出推挽发生器的RF参数。应当理解，推挽发生器是驱动输出变压器275、276的功率放大器级274。
Figure BDA0002063436750000091
表1：内部J-等离子体操作模式-RF参数
应当理解，表1中所示的结果和下面描述的结果已经在ESU(例如ESU 223)上进行，使用电外科施加器，例如电外科施加器310，其以内部J-等离子体模式(即，施加器310不包括变压器的情况)操作。
RF泄漏补偿模型
当ESU 223以高输出电压(例如，高于400Vrm)或高输出电流(例如，高于1Arm)工作时，在输送输出功率时，应考虑耦合到ESU 223的电外科施加器310的附属电缆260的阻抗特性。要考虑的阻抗特性包括电缆260中的导线的串联电阻和电感，对地和中性电极292的并联杂散电容。在J-等离子体模式的情况下(例如，使用包括内部变压器的电外科施加器，例如变压器组件220)，有高输出电压(高达900Vrms)以及高达20kΩ的输出阻抗。此外，工作RF频率的附属阻抗值接近或甚至低于输出负载，即，在336kHz的2.4米长电缆的测量阻抗在6300Ω和7200Ω之间(此测量是在地面参考模式下附件无负载)。
由于附件的阻抗取决于电缆260的长度和由其制成的材料，可以假设电路的属性在其整个长度和材料上分布。附件可以表示为分布元件模型，其中δx是附件长度的一小部分。例如，参考图7，根据本公开示出了ESU附件的分布式元件模型350，例如电缆260。
图7中所示的分布式模型350用于高频，其中波长与附件电缆260的尺寸相当。在电外科工作频率(200kHz至2MHz)的情况下，电缆长度与波长相比太短，根据本发明，该分布元件模型350可以简化为如图8所示的集总元件电路400。应当理解，图8中的ZLEADS和ZLEAKAGE表示附件(例如电缆260)的集总阻抗。假设ZLEADS是串联部件并且ZLEAKAGE是并行部件。应当理解，在一些实施例中，ZLEAKAGE还包括施加器310的等效并联阻抗。
应当理解，图8中所示的集总元件模型400可用于通过增加输出负载阻抗(即组织阻抗)来导出简化的ESU输出电路。应当理解，在电外科应用中，ZLOAD是组织阻抗。在J-等离子体模式中，ZLOAD是等离子体束和组织阻抗的组合阻抗。例如，参考图9，根据本公开示出了输出负载电路500。图9包括u ESU、i ESU、ZLEAKAGE、ZLEADS和ZLOAD，其中u ESU是ESU223的有源和返回端子的输出电压，i ESU是通过ESU223的有源端子输出的输出电流，ZLEAKAGE是泄漏阻抗，单位为欧姆，等效于ESU 223有源和返回端子的并联阻抗，ZLEADS是输出引线(例如，附件，例如电缆260)的等效串联阻抗，ZLOAD是患者阻抗(即输出负载)。
基于输出负载电路500，导出以下等式：
Figure BDA0002063436750000101
i LOAD＝i ESU-i LEAKAGE (2)
u LEADS＝i ESU×ZLEADS (3)
u LOAD＝u ESU-u LEADS (4)
应当理解，本发明的动态泄漏电流补偿算法或函数(由FPGA或控制器277执行)可通过做出某些假设来实现进一步的简化。在一个实施例中，假设两种类型的补偿(即，泄漏和引线)对彼此具有小的或可忽略的影响。换句话说，当存在高电流和低输出阻抗时，泄漏校正将是可忽略的。在整个ESU 223的工作范围内，假设泄漏补偿占主导地位或引线补偿占主导地位。通过这个假设，等式1(如上所示)修改为：
Figure BDA0002063436750000102
以上等式5的修改使得用于本公开的动态泄漏电流补偿算法或函数的逻辑更直接。
参考图10，根据本公开示出了等效负载电路600，其中电路600用于在执行泄漏补偿时测量负载电流。
内部J-等离子体模式需要非常高的工作电压(例如，高达900VRMS)并且高达20kΩ的平坦的功率曲线。然而，在400VRMS以上，等效负载电路600的电气模型随着输出电压的增加而变得越来越不准确。随着输出电压增加，泄漏电流也由于电路600的电气模型中未包括的其他泄漏损耗而增加。当在较高阻抗下工作时，这可能会降低内部J-等离子体模式的性能，并可能使功率曲线的平坦性恶化。
为了在较高电压下工作时补偿电路600模型的上述不精确性，提供了一种新模型。参考图11，示出了根据本公开的电路700。电路700是图10中所示的ESU输出负载电路600的等效电气模型。在电路700中，用受控电流源(i LKG)代替泄漏阻抗(ZLEAKAGE)，该受控电流源是ESU输出电压(u ESU)并且感测(例如，通过传感器279)的ESU阻抗(ZESU)的函数。
假设泄漏阻抗(ZLEAKAGE)随着泄漏电流的增加而随着输出电压的增加而减小。还假设当在较高输出负载下工作时，泄漏电流将对输出功率产生更大的影响。这可以用图11的电路700中的受控电流源代替泄漏阻抗，这取决于输出电压和阻抗。电流控制源的等式由下式给出：
Figure BDA0002063436750000111
其中ZLEAKAGE是ZESU的函数。如果ZESU正在增加，ZLEAKAGE正在减少。
应当理解，函数ZLEAKAGE＝f(ZESU)是通过近似导出的。实验上，可以使用内部J-等电离子体模式仪器测量泄漏阻抗，以获得一组输出负载(例如，20kΩ、15kΩ、10kΩ、5kΩ等)。假设泄漏阻抗(ZLEAKAGE)与输出负载平行，则推导出以下等式：
Figure BDA0002063436750000112
以及泄漏阻抗为
Figure BDA0002063436750000113
基于上面所示的等式(2)和(6)，输出电流通过以下方式导出：
动态泄漏补偿
Figure BDA0002063436750000114
参考图12A，动态泄漏电流补偿算法或函数示为根据本公开的方法800。应当理解，在一个实施例中，动态泄漏电流补偿算法或函数可以由控制器277执行，以控制由电源272输出的功率，从而控制提供给患者或负载的电外科能量的功率。此外，应当理解，在一个实施例中，控制器277在控制器277内的系统时钟的每个正边缘上并行地执行方法800的步骤。
在步骤802和810中，传感器279同时对ESU223的有源端子和返回端子处的电压数据和当前数据进行采样，其中采样的电压和电流数据与通过发电电路270提供给施加器310的电外科能量相关联。例如，传感器279可以对ESU223的有源和返回端子处的输出电压以及ESU223的有源端子处的升压变压器276的输出电流进行采样。应当理解，在一个实施例中，传感器279包括并行模数转换器，以用于将电压和电流的模拟样本转换为数字数据，然后提供其中的电压和电流数据给控制器277。然后，在步骤804，控制器277使用电压数据计算用于电压数据的移动平均RMS，并且在步骤812中使用电流数据计算用于电流数据的移动平均RMS。应当理解，在一个实施例中，步骤804和812中的移动平均RMS计算的输出可以包括由传感器279采样的最后4096个采样点的RMS值。
然后，在步骤806中，控制器277通过将电压数据的移动平均RMS乘以电压缩放系数来缩放电压数据的移动平均RMS(在步骤804中计算的)，在步骤808中，在ESU223端子上获得RMS电压(u ESU)。在步骤814，控制器277通过将电流数据的移动平均RMS乘以电流缩放系数来缩放电流数据的移动平均RMS(在步骤812中计算的)，在步骤816，获得变压器276输出的RMS电流，并从ESU223(i ESU)的有源端子流向负载(即患者的组织)。应当理解，电压和电流系数可以存储在ESU223的存储器中，例如存储器278。在一个实施例中，电压系数是6.25mA/LSB(其中LSB表示采样的电流数据的最低有效位)，并且电流系数是9.1V/LSB(其中LSB表示采样的电压数据的最低有效位)。在一个实施例中，基于ESU223的硬件部件(例如，传感器279的部件)确定电压和电流系数。
在步骤818中，控制器277将ESU223的有效和返回端子上的RMS电压(u ESU)除以由变压器276输出的RMS电流。在步骤820，步骤818的输出给出ESU223的有源和返回端子上的阻抗(ZESU)。
在一个实施例中，ESU223的存储器278可以包括第一查找表(LUT)，其包括作为ESU223的端子上的阻抗(ZESU)的函数的测量的泄漏阻抗(ZLEAKAGE)的近似值。第一LUT包括对应于ESU223的端子上的阻抗值的泄漏阻抗值(ZESU)。应当理解，第一LUT中测量的泄漏阻抗可以是测量值或者可选地使用上面的等式(8)计算的值。例如，在一个实施例中，通过测量ESU223的端子上的阻抗(ZESU)来确定第一LUT中的值，而施加器310用于在变化的已知负载条件下(即，已知的负载阻抗ZLOAD)提供电外科能量。利用测量的ZESU和已知的ZLOAD，计算泄漏阻抗(ZLEAKAGE)并将其存储在第一LUT中。对于变化的负载阻抗(ZLOAD)重复这一过程，直到第一LUT填充有泄漏阻抗(ZLEAKAGE)值，该值对应于ESU223端子上测得的阻抗(ZESU)的不同值。通过使用第一LUT表，控制器277上的计算应变减小，并且泄漏阻抗(ZLEAKAGE)可以立即由控制器277确定。
在其他实施例中，控制器277配置成通过使用近似于泄漏阻抗(ZLEAKAGE)的等式作为ESU的端子上的阻抗(ZESU)的函数来动态地确定泄漏阻抗(ZLEAKAGE)而不使用第一LUT。
在该实施例中，在步骤822，控制器277在第一LUT中的ESU 223的端子上查找计算的阻抗(ZESU)，以找到对应于ESU 223的有效和返回端子上计算的阻抗(ZESU)的电外科施加器310的泄漏阻抗(ZLEAKAGE)。如上所述，电外科施加器310的泄漏阻抗(ZLEAKAGE)是电外科施加器310和用于将电外科施加器310耦合到ESU 223的任何附件(例如，电缆260)的等效泄漏阻抗。以这种方式，在步骤824中，控制器227动态地导出处于内部J-等离子体模式的电外科施加器310的泄漏阻抗(ZLEAKAGE)。
在步骤826中，控制器277将ESU223的有源和返回端子上的RMS电压(u ESU)除以泄漏阻抗(ZLEAKAGE)。在步骤828中，步骤826的输出给出电外科施加器310的泄漏电流(i LEAKAGE)。如上所述，电外科施加器310的泄漏电流(i LEAKAGE)是电外科施加器310和用于将电外科施加器310耦合到ESU223的任何附件(例如，电缆260)的泄漏电流(i LEAKAGE)。
在步骤830，控制器277从存储器278检索输出引线ZLEADS的阻抗。应当理解，在一个实施例中，ZLEADS是使用预定长度的电缆260凭经验确定的。然后，在步骤832，控制器277使用从变压器276输出的并从ESU223的有源端子流向负载的RMS电流(i ESU)，以计算输出引线的电压(u LEADS)。应当理解，输出引线的电压(u LEADS)是电缆260长度上的等效电压，并且在步骤832中使用如上所示的等式(3)计算。
在步骤834中，控制器277使用来自步骤808的有源和返回端子上的电压(u ESU)以及来自步骤832的输出引线的电压(u LEADS)以计算当前施加到负载的电压(u LOAD)。此外，控制器277使用来自步骤828的电外科施加器310的泄漏电流(i LEAKAGE)和来自步骤816的从ESU223的有源端子流向负载的RMS电流(i ESU)以计算当前施加到负载的输出电流(i LOAD)。应该理解，当前施加到负载的电压(u LOAD)可以由控制器277使用等式(4)计算，并且当前施加到负载的输出电流(i LOAD)可以由控制器277使用等式(9)计算，如上所示。
然后，在步骤838，控制器277使用当前施加到负载的电压(u LOAD)和当前施加到负载的输出电流(i LOAD)来计算施加器310当前施加到负载的输出功率。此外，在步骤840，控制器277将当前施加到负载的电压(u LOAD)除以当前施加到负载的输出电流(i LOAD)，以在步骤842中计算负载的阻抗(ZLOAD)。在步骤840中计算的负载阻抗(ZLOAD)可以由控制器277存储在ESU 223的存储器278中以用作诊断数据，以检查患者或负载计算阻抗(ZLOAD)与ESU 223检测到的阻抗(ZESU)的差异程度。
应当理解，方法800的动态泄漏电流补偿算法或函数可以由ESU 223的控制器277连续地执行，以动态地调节传递给患者或负载的功率，以补偿在方法800的步骤838中计算的泄漏电流。
例如，参考图12B，根据本公开示出了用于基于方法800的动态泄漏电流补偿算法或函数来调整当前施加到患者或负载的电外科能量的功率水平的方法850的流程图。在步骤852中，控制器277基于泄漏电流(i LEAKAGE)确定施加器310当前施加到患者或负载的电外科能量的功率水平。应当理解，控制器277以上面关于方法800的步骤838描述的方式确定当前施加到负载的电外科能量的功率水平。在步骤854中，控制器277确定当前施加到负载的电外科能量的功率水平是否与预定功率水平匹配，其中预定功率电平是希望在特定过程中使用的目标或设定点功率电平(可由用户使用ESU223选择)。预定功率电平可以存储在存储器278中。
如果在步骤854中，控制器277确定当前施加到负载的电外科能量的功率水平与预定功率水平匹配(或者在预定功率水平的预定范围内)，则方法850返回到步骤852。或者，如果在步骤854中，控制器277确定当前施加到负载的电外科能量的功率水平与预定功率水平不匹配(即，由于电外科施加器310的泄漏电流(i LEAKAGE)，当前提供的功率低于预定功率水平)，则控制器277配置为在步骤856中基于所确定的施加到负载的电外科能量的功率水平来调整由电源272输出并且提供给发电电路270的功率放大器274的功率信号的功率水平。应当理解，控制器277通过向电源272发送控制信号来调节电源272输出的电源信号的功率水平，以根据需要增大或减小电源272输出的电源信号的功率水平，以匹配预定的功率水平。当控制器277使电源272增加输出的功率信号的功率水平时，施加到患者或负载的电外科能量的功率水平也增加(反之亦然)。在步骤856之后，控制器277再次执行方法850。通过这种方式，施加器310施加到负载的电外科能量的功率水平由控制器277基于输送到负载的实际功率连续且动态地调整(如步骤838/852中所确定的)，以补偿电外科施加器310的泄漏电流(i LEAKAGE)并保持特定过程所需的预定功率水平。
在一个实施例中，方法800、850由控制器277周期性地以400us的时间间隔(例如，2.44kHz频率)执行。
动态RF调制
ESU223的控制器277还可以配置为执行本公开的动态RF调制算法或函数，以控制ESU223中的RF推挽式驱动器或振荡器273，以向具有所需波峰因数的负载或患者提供功率信号或电外科能量。动态RF调制算法或函数配置为使控制器277能够控制电外科施加器(例如施加器310)的RF输出的若干参数。参数包括：
·频率(1/周期)
·推挽脉冲之间的停滞时间*
·在一个调制周期中RF脉冲的数量(脉冲的数量)
·每个调制周期时间的关闭时间(关闭时间)
应当理解，振荡器273中的停滞时间是在功率放大器274的两个支路的相应驱动脉冲之间引入的时间，以防止重叠。
对于内部J-等离子体模式，每个上面列出的参数如上表1所示。应当理解，操作频率、停滞时间和RF脉冲数量是固定的。与一个调制周期中的每个频率、停滞时间和RF脉冲数相关联的值均存储在ESU 223的存储器278中。然而，控制器277可以使用动态RF调制算法或函数来基于来自方法800中所示的动态泄漏电流补偿算法的步骤820或函数的ESU阻抗(ZESU)来动态地改变每个调制周期之间的关闭时间。换句话说，调制周期之间的关闭时间是ZESU的函数。
参考图13，根据本公开示出了示例性调制功率信号1150。功率放大器274输出的功率信号由振荡器273调制。图13的信号1150是功率放大器274输出的示例性调制功率信号。调制功率信号1150具有导通时间或振荡周期1152，其中信号被调制，如图13所示。调制功率信号1150还包括关闭时间1154，其中信号是无效的(即，未被调制)。导通时间1152和关闭时间1154的总和包括用于调制信号1150的调制周期或周期。
随着ESU 223的有源和返回端子上的阻抗(ZESU)的增加，关闭时间增加，反之亦然。从下面的等式(10)和(11)可以看出，如果关闭时间增加，则调制频率(即，导通时间1152加上关闭时间1154的频率)和占空比减小。此外，提供给负载的功率信号或电外科能量的波峰因数(VPEAK/VRMS)将增加，如果ESU 223的闭环系统保持输出RMS功率或电压，则将提供更高的峰值电压。应当理解，通过执行上述泄漏电流补偿算法或函数，RMS功率保持相对恒定。此外，如果输出阻抗相对较低(高达2000Ω)，则动态RF调制算法或函数将使控制器277设置较低的关闭时间，这将增加占空比。以这种方式，切割组织的效果将变得更强，同时炭化更少。下面提供了调制频率和占空比的等式：
Figure BDA0002063436750000151
Figure BDA0002063436750000152
在一个实施例中，存储器278包括第二LUT，其包括作为ZESU的不同值的函数并且对应于ZESU的不同值的关闭时间值。包括关闭时间值的第二LUT由控制器277在动态RF调制算法或函数中使用，以基于确定的ZESU确定期望的关闭时间(即，如在方法800的步骤820中确定的)。应当理解，期望的关闭时间是与正在执行的过程的期望波峰因数相关联的关闭时间，如下所述。
然后，控制器277使用关闭时间来基于所确定的ZESU确定期望的调制频率。然后，控制器277向振荡器273发送控制信号，以使功率放大器274输出的功率信号具有基于所确定的ZESU的所需调制频率。以这种方式，当ZESU变化时(由于负载ZLOAD的阻抗在不同负载条件下变化)，调整调制频率，因此还调整施加到负载的功率信号或电外科能量的波峰因数。
选择包括关闭时间的第二LUT中的值，使得对于低负载阻抗(ZLOAD)，波峰因数也低以支持施加器310的接触/切断操作模式，并且对于高负载阻抗(ZLOAD)，波峰因数也高以支持非接触操作模式。在一个实施例中，第二LUT分成三个部分，如下所述。
在第二LUT的第一部分中，第二LUT包括ZESU和对应的关闭时间值，其与施加器310用于接触过程(例如，切割组织)的加载条件相关联。第一部分中的ZESU值等于或低于第一阈值(例如，等于或低于1.6kΩZESU值，其与高达2kΩZLOAD的负载阻抗相关联)。在第二LUT的第一部分中，选择ZESU的相应关闭时间值，同时ZESU等于或低于第一阈值，使得当基于第二LUT的第一部分中的关闭时间确定调制频率时，对于功率放大器274输出的电外科能量，实现了用于接触过程的最佳波峰因数(例如，2.0-2.3)。在一个实施例中，选择第二LUT的第一部分中的关闭时间值，使得当使用第二LUT时，功率放大器274输出的电外科能量的波峰因数在第一预定值或第一范围(例如，2.0-2.3)内保持相对恒定。
在第二LUT的第二部分中，第二LUT包括ZESU和相应的关闭时间值，其与加载条件相关联，其中施加器310在非接触式过程中使用(例如，在等离子体模式中以凝固组织)。第二部分中的ZESU值等于或高于第二阈值(例如，等于或高于3.5kΩZESU值，其与高达4.5kΩZLOAD的负载阻抗相关联)。应当理解，第二阈值高于第一阈值。在第二LUT的第二部分中，选择ZESU的相应关闭时间值，同时ZESU等于或高于第二阈值，使得当基于第二LUT的第二部分中的关闭时间确定调制频率时，对于功率放大器274输出的电外科能量，实现了用于无接触过程的最佳波峰因数(例如，5.0-6.0)。在一个实施例中，选择第二LUT的第二部分中的关闭时间值，使得当使用第二LUT时，功率放大器274输出的电外科能量的波峰因数在第二预定值或第二范围(例如，5.0-6.0)内保持相对恒定。
LUT的第三部分包括ZESU和对应的关闭时间值，用于ZESU的值高于第一预定阈值并低于第二预定阈值(例如，ZESU值高于1.6kΩ且低于3.5kΩ)。在ZESU值高于第一预定阈值且低于第二预定阈值的该过渡范围内，选择关闭时间值，使得当ZESU在过渡范围内增加时，当使用第二LUT时，功率放大器274输出的电外科能量的波峰因数也以相对成比例的方式增加。在一个实施例中，选择关闭时间值，使得随着ZESU增加，波峰因数以相对线性的方式增加。通过选择关闭时间值，使得随着ZESU增加，波峰因数逐渐增加，由施加器310输出的等离子体束中的不稳定性或不期望的振荡在整个过渡范围内减小。
通过使用第二LUT表，控制器277上的计算应变减小，并且关闭时间可以由控制器277立即确定。在其他实施例中，控制器277配置成通过使用近似于关闭时间的等式作为ESU的端子上的阻抗(ZESU)的函数来动态地确定关闭时间而不使用第二LUT。
在一个实施例中，LUT中的关闭时间值均包括表示26至57kHz的调制频率限制或31至68％的占空比限制的最小值和最大值。以这种方式，调制频率在26到57kHz之间，占空比在31到68％之间变化。
参考图14和15，根据本公开示出了曲线图900和1000。曲线图900示出了在20kΩ输出负载下由耦合到ESU 223的施加器310传递到负载的电外科能量的测量，其中波形具有主要的凝固效应(例如，31％的占空比)。曲线图1000示出了在输出负载变为1000Ω之后进行的测量。曲线图1000上的测量表明波形具有主要的切割效果(例如，68％的占空比)。应当理解，曲线图900和1000示出了调制频率、关闭时间、占空比和波峰因数如何基于不同的负载条件(即，变化的负载阻抗ZLOAD和变化的ESU阻抗ZESU)使用本公开的动态RF调制算法或函数进行自我调整。
参考图16，动态RF调制算法或函数如根据本公开的方法1100所示。应当理解，在一个实施例中，动态RF调制算法或函数可以由控制器277以200ms的预定时间间隔周期性地执行。
在步骤1102中，ESU 223的有源和返回端子上的阻抗(ZESU)由控制器277计算。应当理解，可以如方法800的步骤820中所述计算ZESU。在步骤1104中，控制器277基于在步骤1102中计算的ZESU确定与施加器310提供给负载的电外科能量相关联的功率信号的关闭时间。在一个实施例中，控制器277使用在步骤1102中计算的ZESU在包括关闭时间的第二LUT中查找相应关闭时间以基于ZESU确定关闭时间，该关闭时间是基于ZESU的不同值。由于关闭时间(在步骤1104中计算)、ZESU(在步骤1102中计算)现在由控制器277所知，并且功率信号的周期和脉冲数(因为它们是固定的)被预先确定并存储在存储器278中，在步骤1106，控制器277使用等式(10)(如上所示)来计算调制频率。
在步骤1106中确定调制频率之后，在步骤1108中，控制器277调节由功率放大器274输出的信号的调制频率(并因此还调整由施加器310施加到负载的电外科能量或功率信号的调制频率)以具有所确定的调制频率。控制器277配置为通过向振荡器273发送控制信号来调整功率放大器274输出的功率信号的调制频率，以便以计算的调制频率调制功率放大器274输出的功率信号。在步骤1108之后，重复方法1100。应当理解，方法1100中示出的动态RF调制算法或函数可以由控制器277连续地执行，以基于计算的ZESU动态地调整功率信号的调制频率。通过基于ZESU动态调整功率信号的调制频率，还可以动态调整波峰因数。
应当理解，通过基于所计算的ZESU动态调整关闭时间，方法1100中所示的动态RF调制算法或函数，当由控制器277执行时，使得ESU 223的发电电路270能够将调制的功率信号提供给具有调制频率的电外科施加器310，当ZESU变化时，其优化电外科施加器310输出的功率信号或电外科能量的波峰因数。这导致由电外科施加器310输出的功率信号具有用于低负载阻抗(ZLOAD)的低波峰因数(和低VPEAK)(以支持电外科施加器310的接触或切割模式)，以及用于高负载阻抗(ZLOAD)的高波峰因数(和高VPEAK)以支持等离子体点火(用于电外科施加器310的非接触或等离子体模式)。选择LUT中的关闭时间值，使得当控制器227执行本公开的动态RF调制算法或函数时，由电外科施加器310输出的功率信号的波峰因数由控制器227自动调节，使得单一操作模式可用于在变化的负载阻抗(ZLOAD)下支持切割模式和非接触或等离子体模式。
在一个实施例中，本公开的动态泄漏电流补偿和动态RF调制算法或函数可以由ESU223的控制器277同时执行。算法或函数都可以并行执行，因为它们的输入参数不依赖于算法或函数本身。对于算法或函数，输入参数是ZESU(在方法800和1100的步骤820和1102中计算)。使用动态泄漏电流补偿算法或函数调整传递给患者的功率信号的功率水平，并使用动态RF调制算法或函数调整调制频率(以及因此波峰因数)将不会影响ZESU。由控制器277并行执行的两种算法或函数都导致输出到负载或患者的调整和适当的输出功率以及基于ESU223的有源和返回端子上的阻抗(ZESU)的动态波峰因数。此外，由控制器277并行执行的两种算法或函数使得ESU223和施加器310能够以实现期望的电外科效果所需的最小量的功率工作。通过使用所需的最小功率，组织损伤大大减少。
补偿泄漏电流(在方法800的步骤828中计算的(i LEAKAGE)以维持高输出RMS电压的能力使得可以实现闭环操作模式，该模式尽可能接近地模拟原始J-等离子体模式(其中变压器220包括在电外科施加器310中)。利用本公开的动态泄漏电流补偿算法或函数，可以实现高达20kΩ的非常平坦的功率曲线。这确保了在低功率设置下的高RMS电压，这简化了电外科施加器310的等离子体点火并且保持了由电外科施加器310产生的等离子体束。另一方面，电外科范围(50Ω至2000Ω)的输出功率非常准确，这将非常精确地保持患者组织上的电外科效果。ESU223内部的闭环控制还提供了快速探索不同RF配置的机会：例如不同的频率调制、最大输出RMS电流、电压以及评估新的等离子体特性和性能。
动态泄漏电流补偿算法或函数也可用于低功率切割模式应用(例如，高达50瓦)，平坦的功率曲线高达20kΩ。这使得用户能够使用电外科施加器310以非常低的功率操作和进行精确的组织切割，所述电外科施加器310耦合到ESU223，ESU223实现本公开的动态泄漏电流补偿算法或函数。其原因在于ESU223即使在10瓦设置下也保持开路处的高RMS电压，这在开始时简化了切割过程并且将使刀片218在患者组织上的拖曳最小化。
通过将本公开的动态RF调制算法或函数引入到内部J-等离子体操作模式，由耦合到实现本公开的动态RF调制算法或函数的ESU223的电外科施加器310产生的等离子体的物理等离子体特性得到显著改善。动态RF调制算法或函数基于ZESU动态地改变由ESU223提供的RF信号的波峰因数为电外科施加器310(并因此改变提供给负载的功率信号)。随着输出阻抗ZESU的增加，动态RF调制算法或函数增加波峰因数，反之亦然。该性能在等离子体点燃之前增强了电离的可见性。换句话说，这改善了等离子体的电外科施加器310的瞄准能力。由于峰值因数或峰值电压在无负载条件下保持较高，动态RF调制算法或函数增加了等离子体束可被点燃的距离，同时保持相同的输出功率和RMS电压。
本公开的动态RF调制算法或函数的另一方面是当使用较低输出阻抗ZESU(例如，电外科范围100Ω至3000Ω)工作时，使用动态RF调制算法或函数的ESU 223降低RF的波峰因数并显著改善组织上的切割效果。
在包括ESU 223和电外科施加器310的一个系统中，闭环与动态泄漏电流补偿和动态RF调制算法或函数的组合给出了内部J-等离子体模式的独特性能特征，即，创造混合模式的独特能力，该混合模式可以用相对简单且划算的无变压器附件(例如移除变压器220的电外科施加器310)切割、凝固和维持等离子体束。
示例性结果
参考图17和18，根据本公开示出了曲线图1200和1300。
曲线图1200示出了当施加器310处于接地参考内部J-等离子体操作模式中时耦合到ESU 223的电外科施加器310的输出负载的测量功率曲线，其中在控制器277中启用的本公开的两种算法或函数。曲线图1200的功率曲线显示相对较高的平坦的功率曲线，高达20kΩ。当在地面参考模式下工作时，泄漏电流取决于电外科施加器310在空间中的位置以及操作者的操作(例如，从手持件或脚踏开关激活RF会使泄漏电流略微不同)。然而，如曲线图1200所示，利用所应用的算法或函数(即，动态泄漏电流补偿和动态RF调制算法函数)，功率曲线甚至在40W时仍然是平坦的。
曲线图1300示出了当电外科施加器310处于隔离的内部J-等离子体操作模式时测量的功率曲线，其中在控制器277中启用本公开的两种算法或函数。由于隔离模式下的泄漏电流较低，动态泄漏电流补偿算法或函数中使用的泄漏电阻抗LUT也不同。该模式使用阻抗LUT进行调整，用于隔离附件。曲线图1300中所示的测量功率曲线表明，动态泄漏电流补偿算法或函数可以应用于任何需要在高达20kΩ的低功率平坦曲线的隔离操作模式。与图17中所示的接地参考操作模式相比，该功率曲线甚至更准确。
应当理解，使用本发明的动态泄漏电流补偿和动态RF调制算法或函数，使用处于内部J-等离子体操作模式下的ESU 223和电外科施加器310获取曲线图1200和1300中所示的测量功率曲线。使用通过300欧姆电阻器连接到中性电极292的金属板进行测量，以模拟典型的组织阻抗。当金属板位于50mm外时测量拖缆。应当理解，拖缆是当施加器指向远离任何物体时看到的微弱放电束，这可以用于提高指向精度。下面，表格包括曲线图1200的等离子体束测量的相关等离子体束特性。
Figure BDA0002063436750000201
表2：接地参考内部J-等离子体操作模式中的等离子束测量。
应当理解，所示出和描述的各种特征是可互换的，即，在一个实施例中示出的特征可以结合到另一个实施例中。虽然已经参考本发明的某些优选实施例示出和描述了本公开，但是本领域技术人员将理解，在不脱离由所附权利要求限定的本公开的精神和范围的情况下，可以在其中进行形式和细节上的各种改变。此外，尽管前述文本阐述了许多实施例的详细描述，但应该理解，本发明的法律范围由本专利结尾处所陈述的权利要求的文字限定。详细描述应解释为仅是示例性的，并未描述每个可能的实施例，因为描述每个可能的实施例即使不是不可能也是不切实际的。可以使用当前技术或在本专利申请日之后开发的技术来实现许多替代实施例，这仍然落入权利要求的范围内。还应当理解，除非本专利中使用“如本文所用，术语‘______’在此定义为......”的句子或在类似的句子中明确定义了术语，否则除了其明示或普通含义之外，无意明确或暗示限制该术语的含义，并且该术语不应解释为基于本专利的任何部分中的任何陈述而限制的范围(而不是权利要求的语言)。就本专利结尾处的任何术语在本专利中以与单个含义一致的方式引用来说，仅为了清楚起见而不使读者感到困惑，并且，并不意味着这种权利要求术语通过暗示或其他方式限制于该单一含义。最后，除非通过叙述单词“装置”和没有任何结构叙述的功能来定义权利要求要素，否则任何权利要求要素的范围不应基于35U.S.C§112，第六段的应用来解释。

Claims (19)

1.一种电外科发生器，包括：
发电电路，其配置为输出电外科能量，所述发电电路包括电源和振荡器，所述电源配置为向功率放大器供电，所述功率放大器产生电外科能量，所述振荡器配置为调制功率放大器在不同频率下产生的电外科能量；
有源端子，其配置为经由电缆耦合到电外科施加器，所述有源端子配置为向电外科施加器提供电外科能量，所述电外科施加器向负载提供电外科能量；
返回端子，其配置为提供施加到负载的电外科能量的返回路径；
传感器，其耦合到有源端子和返回端子，传感器配置为在有源端子和返回端子处对电外科能量进行采样以获得电压数据和电流数据；
存储器，其包括查找表，所述查找表包括对应于有源端子和返回端子之间的阻抗值的泄漏阻抗值；以及
控制器，其配置为控制发电电路，其中控制器：
基于由有源端子和返回端子之间采样的电压数据和电流数据而确定泄漏阻抗；
确定与电外科施加器和电缆相关的泄漏电流，所述泄漏电流基于从查找表检索的泄漏阻抗，所检索的泄漏阻抗对应于基于在有源端子和返回端子处采样的电压数据和电流数据而确定的阻抗；
确定由电外科施加器输送到负载的电外科能量的功率水平，所述功率水平基于泄漏电流，以及
响应于确定所述功率水平与预定功率水平不匹配，通过向电源提供第一控制信号以增加或减少提供给功率放大器的功率，从而调节由发电电路输出的电外科能量的功率水平以匹配预定功率水平。
2.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中，控制器配置为基于采样的电压数据确定有源端子和返回端子上的均方根(RMS)电压，并基于采样的电流数据确定有源端子处的电外科能量的输出RMS电流。
3.根据权利要求2所述的电外科发生器，其中，控制器配置成通过计算采样的电压数据的移动平均RMS并通过电压缩放系数缩放采样电压的移动平均RMS来确定RMS电压，以及控制器配置为通过计算采样的电流数据的移动平均RMS并通过电流系数缩放采样的电流数据的移动平均RMS来确定RMS电流。
4.根据权利要求2所述的电外科发生器，其中，控制器配置为基于RMS电压和RMS电流确定有源端子和返回端子之间的阻抗。
5.根据权利要求4所述的电外科发生器，其中，控制器配置为通过将RMS电压除以泄漏阻抗来确定泄漏电流，泄漏阻抗是电外科施加器和电缆的等效并联阻抗。
6.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中，查找表中的泄漏阻抗值根据以下等式计算：
Figure FDA0004079276690000021
其中ZESU代表有源端子和返回端子之间的阻抗，ZLEAKAGE代表泄漏阻抗，以及ZLOAD代表负载的阻抗。
7.根据权利要求4所述的电外科发生器，其中，控制器还配置为：
基于有源端子和返回端子之间的阻抗，计算由电外科施加器传递到负载的电外科能量的调制频率，并且当有源端子和返回端子之间的阻抗发生变化时，不断更新计算出的调制频率，以动态控制电外科能量的波峰因数，以及
通过向振荡器提供第二控制信号来调制功率放大器输出的电外科能量，从而调节由发电电路输出的电外科能量以具有计算出的调制频率。
8.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中，控制器配置为基于电缆的等效串联阻抗确定电缆长度上的电压。
9.根据权利要求8所述的电外科发生器，其中，基于电缆长度上的电压进一步确定输送到负载的电外科能量的功率水平。
10.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中，控制器配置为周期性地执行确定和调节，以动态地调节输送到负载的电外科能量的功率水平，以补偿所确定的泄漏电流。
11.一种电外科发生器，包括：
发电电路，其配置为输出电外科能量，所述发电电路包括电源和振荡器，所述电源配置为向功率放大器供电，所述功率放大器产生电外科能量，所述振荡器配置为调制功率放大器在不同频率下产生的电外科能量；
有源端子，其配置为经由电缆耦合到电外科施加器，所述有源端子配置为向电外科施加器提供电外科能量，所述电外科施加器向负载提供电外科能量；
返回端子，其配置为提供施加到负载的电外科能量的返回路径；
传感器，其耦合到有源端子和返回端子，传感器配置为在有源端子和返回端子处对电外科能量进行采样以获得电压数据和电流数据；以及
控制器，其配置为控制发电电路，其中控制器：
确定在有源端子和返回端子之间的阻抗，所述阻抗基于采样的电压数据和电流数据，
计算由发电电路输出的电外科能量的调制频率，所述调制频率基于有源端子和返回端子处的阻抗，其中当有源端子和返回端子之间的阻抗发生变化时，不断更新计算出的调制频率，以动态控制电外科能量的波峰因数，以及
通过向振荡器提供第一控制信号来调制功率放大器输出的电外科能量，从而调节由发电电路输出的电外科能量以匹配计算出的调制频率。
12.根据权利要求11所述的电外科发生器，其中，控制器配置为基于采样的电压数据确定有源端子和返回端子上的均方根(RMS)电压，并基于采样的电流数据确定有源端子处的电外科能量的输出RMS电流。
13.根据权利要求12所述的电外科发生器，其中，控制器配置成通过计算采样的电压数据的移动平均RMS并通过电压缩放系数缩放采样电压的移动平均RMS来确定RMS电压，以及控制器配置为通过计算采样的电流数据的移动平均RMS并通过电流系数缩放采样的电流数据的移动平均RMS来确定RMS电流。
14.根据权利要求13所述的电外科发生器，其中，控制器配置为通过将确定的RMS电压除以确定的RMS电流来确定有源端子和返回端子之间的阻抗。
15.根据权利要求11所述的电外科发生器，其中，基于发电电路输出的电外科能量的关闭时间确定调制频率。
16.根据权利要求15所述的电外科发生器，还包括包含查找表的存储器，查找表包括有源端子和返回端子之间的阻抗的调制频率值，其中控制器配置为通过检索与在有源端子和返回端子之间确定的阻抗相对应的关闭时间值来确定关闭时间。
17.根据权利要求15所述的电外科发生器，其中，调制频率由控制器根据以下等
Figure FDA0004079276690000031
式确定：
其中，上述等式中的周期和脉冲数量对应于电外科能量的调制周期，并且是存储在电外科发生器的存储器中的预定值。
18.根据权利要求11所述的电外科发生器，其中，控制器配置为周期性地进行确定、计算和调整，以动态调整发电电路输出的电外科能量的调制频率。
19.根据权利要求11所述的电外科发生器，其中，控制器还配置为：
确定与电外科施加器和电缆相关联的泄漏电流，所述泄漏电流基于有源端子和返回端子之间的泄漏阻抗，以及基于确定的泄漏电流，确定由电外科施加器输送到负载的电外科能量的功率水平，以及
如果确定输送到负载的电外科能量的功率水平与预定功率水平不匹配，则通过向电源提供第二控制信号以增加或减少提供给功率放大器的功率，从而调节由发电电路输出的电外科能量以匹配预定功率水平。
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Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10918433B2 (en) 2016-09-27 2021-02-16 Apyx Medical Corporation Devices, systems and methods for enhancing physiological effectiveness of medical cold plasma discharges
US11806062B2 (en) * 2018-09-07 2023-11-07 Cilag Gmbh International Surgical modular energy system with a segmented backplane
EP3662854A1 (de) 2018-12-05 2020-06-10 Erbe Elektromedizin GmbH Plasmabehandlungseinrichtung
KR102481599B1 (ko) 2020-01-17 2022-12-27 (주)펨토사이언스 교체 가능한 핸드 피스를 가지는 플라즈마 장치
CN111938803B (zh) * 2020-08-20 2024-01-12 上海方润医疗科技股份有限公司 低温等离子消融功率控制装置及系统
WO2023277488A1 (ko) * 2021-06-29 2023-01-05 (주)더스탠다드 비가역적 전기천공 시스템 및 그것의 펄스 인가 방법
KR102343921B1 (ko) * 2021-06-29 2021-12-27 (주)더스탠다드 과전류를 차단하는 비가역적 전기천공 시스템

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5152762A (en) * 1990-11-16 1992-10-06 Birtcher Medical Systems, Inc. Current leakage control for electrosurgical generator
WO1994024949A1 (en) * 1993-04-30 1994-11-10 Medical Scientific, Inc. Impedance feedback electrosurgical system
JP2000041993A (ja) * 1998-07-30 2000-02-15 Olympus Optical Co Ltd 電気外科手術装置
CN103222891A (zh) * 2012-01-27 2013-07-31 科维蒂恩有限合伙公司 用于相位预测的阻抗损耗模型校准和补偿的系统和方法
CN104284634A (zh) * 2012-06-18 2015-01-14 爱尔伯电子医疗设备公司 高频外科手术设备
CN104337569A (zh) * 2013-07-29 2015-02-11 柯惠有限合伙公司 用于通过电外科电缆测量组织阻抗的系统和方法

Family Cites Families (41)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3683923A (en) 1970-09-25 1972-08-15 Valleylab Inc Electrosurgery safety circuit
US3946738A (en) 1974-10-24 1976-03-30 Newton David W Leakage current cancelling circuit for use with electrosurgical instrument
US4094320A (en) 1976-09-09 1978-06-13 Valleylab, Inc. Electrosurgical safety circuit and method of using same
US4200105A (en) 1978-05-26 1980-04-29 Dentsply Research & Development Corp. Electrosurgical safety circuit
US4437464A (en) 1981-11-09 1984-03-20 C.R. Bard, Inc. Electrosurgical generator safety apparatus
US4662369A (en) 1986-04-04 1987-05-05 Castle Company Electrosurgical apparatus having a safety circuit
US4903696A (en) * 1988-10-06 1990-02-27 Everest Medical Corporation Electrosurgical generator
US5688269A (en) 1991-07-10 1997-11-18 Electroscope, Inc. Electrosurgical apparatus for laparoscopic and like procedures
US5312401A (en) 1991-07-10 1994-05-17 Electroscope, Inc. Electrosurgical apparatus for laparoscopic and like procedures
US5432459A (en) 1992-03-17 1995-07-11 Conmed Corporation Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads with unconnected reference conductor
US5436566A (en) 1992-03-17 1995-07-25 Conmed Corporation Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads
US5372596A (en) 1993-07-27 1994-12-13 Valleylab Inc. Apparatus for leakage control and method for its use
US5769841A (en) 1995-06-13 1998-06-23 Electroscope, Inc. Electrosurgical apparatus for laparoscopic and like procedures
US6203516B1 (en) * 1996-08-29 2001-03-20 Bausch & Lomb Surgical, Inc. Phacoemulsification device and method for using dual loop frequency and power control
US5895386A (en) 1996-12-20 1999-04-20 Electroscope, Inc. Bipolar coagulation apparatus and method for arthroscopy
DE19734369B4 (de) 1997-02-17 2004-10-28 Hüttinger Medizintechnik GmbH & Co. KG Vorrichtung zur Verringerung oder Vermeidung hochfrequenter Ableitströme bei Elektrochirurgiegeräten
US5936536A (en) 1997-04-08 1999-08-10 Medicor Corporation Electrical insulation testing device and method for electrosurgical instruments
US6484056B2 (en) 1997-05-14 2002-11-19 Pacesetter, Inc. System and method of generating a high efficiency biphasic defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD)
US7137980B2 (en) 1998-10-23 2006-11-21 Sherwood Services Ag Method and system for controlling output of RF medical generator
DE10044189A1 (de) 2000-08-08 2002-03-07 Erbe Elektromedizin Hochfrequenzgenerator und Verfahren zur Begrenzung der Ausgangswirkleistung des Hochfrequenz-Generators in der HF-Chirurgie
US6584345B2 (en) 2001-03-13 2003-06-24 Biosense, Inc. Apparatus and method for measuring a plurality of electrical signals from the body of a patient
EP1529495B1 (en) 2002-06-18 2016-10-05 Olympus Corporation Resectoscope
US7316682B2 (en) 2002-12-17 2008-01-08 Aaron Medical Industries, Inc. Electrosurgical device to generate a plasma stream
US8882766B2 (en) 2006-01-24 2014-11-11 Covidien Ag Method and system for controlling delivery of energy to divide tissue
US7799020B2 (en) * 2006-10-02 2010-09-21 Conmed Corporation Near-instantaneous responsive closed loop control electrosurgical generator and method
US8100898B2 (en) 2007-08-01 2012-01-24 Tyco Healthcare Group Lp System and method for return electrode monitoring
AU2008324750B2 (en) 2007-11-05 2014-01-16 Impedimed Limited Impedance determination
US8100897B2 (en) * 2008-03-27 2012-01-24 Bovie Medical Corporation Laparoscopic electrosurgical electrical leakage detection
US8979834B2 (en) 2008-03-27 2015-03-17 Bovie Medical Corporation Laparoscopic electrosurgical electrical leakage detection
JP5334490B2 (ja) 2008-08-06 2013-11-06 株式会社トクヤマ シリコン製造装置
US8311639B2 (en) * 2009-07-08 2012-11-13 Nevro Corporation Systems and methods for adjusting electrical therapy based on impedance changes
CN102223849B (zh) 2008-11-20 2014-07-09 史蒂夫·利夫内 扫描套管
GB201021032D0 (en) 2010-12-10 2011-01-26 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus
US10842563B2 (en) * 2013-03-15 2020-11-24 Covidien Lp System and method for power control of electrosurgical resonant inverters
US10729484B2 (en) * 2013-07-16 2020-08-04 Covidien Lp Electrosurgical generator with continuously and arbitrarily variable crest factor
GB2521228A (en) * 2013-12-16 2015-06-17 Ethicon Endo Surgery Inc Medical device
US9901386B2 (en) 2014-01-13 2018-02-27 Covidien Lp Systems and methods for multifrequency cable compensation
EP3179944A4 (en) * 2014-08-12 2018-04-04 Invuity, Inc. Illuminated electrosurgical system and method of use
US10188448B2 (en) * 2014-11-21 2019-01-29 Covidien Lp Electrosurgical system for multi-frequency interrogation of parasitic parameters of an electrosurgical instrument
US11090106B2 (en) * 2015-04-23 2021-08-17 Covidien Lp Control systems for electrosurgical generator
US10179022B2 (en) * 2015-12-30 2019-01-15 Ethicon Llc Jaw position impedance limiter for electrosurgical instrument

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5152762A (en) * 1990-11-16 1992-10-06 Birtcher Medical Systems, Inc. Current leakage control for electrosurgical generator
WO1994024949A1 (en) * 1993-04-30 1994-11-10 Medical Scientific, Inc. Impedance feedback electrosurgical system
JP2000041993A (ja) * 1998-07-30 2000-02-15 Olympus Optical Co Ltd 電気外科手術装置
CN103222891A (zh) * 2012-01-27 2013-07-31 科维蒂恩有限合伙公司 用于相位预测的阻抗损耗模型校准和补偿的系统和方法
CN104284634A (zh) * 2012-06-18 2015-01-14 爱尔伯电子医疗设备公司 高频外科手术设备
CN104337569A (zh) * 2013-07-29 2015-02-11 柯惠有限合伙公司 用于通过电外科电缆测量组织阻抗的系统和方法

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