CN104042334A - 用于电弧检测和曳力调节的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本公开涉及用于电弧检测和曳力调节的系统和方法。一种用于将电外科能量提供给电外科器械的电极的电外科发生器包括：配置成将电外科能量提供给所述电外科器械的所述电极的输出级；配置成感测由所述电极提供给组织的电外科能量的电弧放电模式的传感器；以及耦接到所述输出级和所述传感器的控制器，所述控制器配置成基于所感测的电弧放电模式控制输送到所述电极的电外科能量的水平。

Description

用于电弧检测和曳力调节的系统和方法

技术领域

本公开总体上涉及电外科系统和方法，并且更具体地涉及用于电弧检测和曳力调节的系统和方法。

背景技术

电外科器械近年来由外科医生广泛地使用。因此，需要开发一种容易操纵和操作、可靠并且安全的设备。多数电外科器械典型地包括将射频（RF）交流电流施加到靶组织的手持式器械。交流电流经由定位在患者之下的返回电极垫（即，单极系统配置）或可定位成身体接触或紧邻手术部位的返回电极（即，双极系统配置）返回到电外科源。由RF源产生的一个很常见波形产生导致组织的切割或出血的停止或减少的预定电外科效果。

特别地，电外科电灼包括以微小的切割将电火花施加到生物组织，例如人的肉体或内部器官的组织。一般而言，电灼用于脱水、收缩、坏死或焦化组织。因此，该技术主要用于停止出血和渗出。这些操作一般由术语“凝固”包含。其间，电外科切割包括使用施加的电火花切割组织。电外科闭合包括使用压力和电外科生成热将组织胶原熔化成防止从熔融组织出血的熔体。

当在本文中使用时，术语“电外科笔”旨在包括单极电外科器械，其具有附连到有源电极的机头并且用于凝固、切割和/或闭合组织。电外科笔可以由手动开关或脚踏开关操作。有源电极是导电元件，其通常为长形并且可以呈具有尖头或圆形远端的扁平刀片的形式。替代地，有源电极可以包括长窄圆柱形针，所述针是实心的或空心的，具有平坦、圆形、尖头或倾斜远端。典型地，该类型的电极在本领域中称为“刀片”、“环”或“套圈”或“针”或“球”电极。

电外科器械的机头连接到产生操作电外科器械所必需的射频交流电流的合适电外科源，例如电外科发生器。一般而言，当用电外科器械对患者执行操作时，来自电外科发生器的交流电流通过有源电极传导到手术部位处的组织（靶组织）并且然后通过患者传导到返回电极。返回电极典型地放置在患者的身体上的适宜位置并且由传导材料附连到发生器。

在外科程序期间，尤其取决于操作者的技能和正在治疗的组织的类型，操作者以期望速度将电外科器械的电极或刀片移动通过组织。然而常常操作者将电外科器械的电极移动通过组织的速度受到抵抗电外科器械移动通过组织的力限制。该力被称为曳力（drag）。曳力不仅限制操作者更快速地和高效地完成外科程序的能力，而且限制操作者在外科程序期间容易地适应可能具有不同曳力分布的不同组织类型和特性的能力。

发明内容

本公开涉及电外科系统和方法，其为操作者提供能力从而当电外科器械的切割尖端推进通过组织时设置由切割尖端呈现的曳力或曳力分布。

在多方面中，本公开的特征在于一种控制由电外科器械的电极提供给组织的电外科能量的方法。该方法包括将电外科能量输送到电外科器械的电极，感测电极和组织之间的电弧放电模式，以及基于所感测的电弧放电模式控制输送到电极的电外科能量的水平。

控制电外科能量的方法可以包括基于所感测的电弧放电模式确定曳力，并且基于所确定的曳力和预定曳力值控制输送到电极的电外科能量的水平。控制输送到电极的能量的水平可以包括如果所确定的曳力大于预定曳力值则增加输送到电极的电外科能量的功率并且如果所确定的曳力小于预定曳力值则减小输送到电极的电外科能量的功率。控制输送到电极的能量的水平可以包括调节RF波形的占空比以改变曳力。控制电外科能量的方法可以包括从用户接口接收预定曳力值，或从条形码、RFID标签或与电外科器械关联的存储器读取预定曳力值。

可以通过感测输送到电极的电外科能量的电压和电流波形中的至少一个并且检测电压和电流波形中的至少一个的谐波失真而感测电弧放电模式。可以通过关于频率滤波电压和电流波形中的至少一个检测谐波失真。例如，可以通过将快速傅里叶变换（FFT）、离散傅里叶变换（DFT）、Goerzel滤波器或窄带滤波器应用于电压和电流波形中的至少一个检测谐波失真。检测谐波失真可以包括检测电压和电流波形中的至少一个的二次、三次和五次谐波中的至少一个。

可以通过感测输送到电极的电外科能量的电压和电流波形并且计算电压和电流波形之间的归一化差异而感测电弧放电模式。

可以通过感测电外科能量的电压和电流、计算电外科能量的电压和电流之间的相位差、计算预定时间间隔中的平均相位差并且基于平均相位差感测电弧放电模式而感测电弧放电模式。

可以通过感测电外科能量的电压和电流、基于所感测的电压和电流计算阻抗并且基于所计算的阻抗随着时间的变化检测电弧放电模式而感测电弧放电模式。例如，在1ms的时标上开始和停止的感测电弧指示阻抗的快速变化。

可以通过感测电极和组织之间的阻抗、如果感测到低电感阻抗则检测电弧放电、如果感测到高电容阻抗则检测缺失电弧放电并且如果感测到电阻阻抗则检测与组织的接触而感测电弧放电模式。

控制由电外科器械的电极提供给组织的电外科能量的方法可以包括基于所感测的阻抗确定曳力，并且基于所确定的曳力和预定曳力值控制输送到电极的电外科能量的水平。确定曳力可以包括如果感测到高电容阻抗则确定曳力的低水平，并且如果主要感测到电阻阻抗则确定曳力的高水平。

控制输送到电极的能量的水平可以包括如果所确定的曳力大于预定曳力设置则增加输送到电极的电外科能量的功率，并且如果所确定的曳力小于预定曳力设置则减小输送到电极的电外科能量的功率。

在另外的方面中，本公开的特征在于一种用于将电外科能量提供给电外科器械的电极的电外科发生器。电外科发生器包括将电外科能量提供给电外科器械的电极的输出级、感测由电极提供给组织的电外科能量的电弧放电模式的传感器，以及耦接到输出级和传感器的控制器。控制器基于所感测的电弧放电模式控制输送到电极的电外科能量的水平。

控制器可以基于所感测的电弧放电模式确定作用于电外科器械的电极的曳力并且基于所确定的曳力和曳力设置控制输送到电极的电外科能量的水平。电外科发生器可以包括用户接口，所述用户接口响应用户选择而将曳力设置提供给控制器。

传感器可以包括电压传感器和电流传感器中的至少一个，并且控制器可以检测从电压传感器和电流传感器中的至少一个相应地输出的电压和电流波形中的至少一个的谐波失真。控制器通过关于频率滤波电压和电流波形中的至少一个检测电压和电流波形中的至少一个的谐波失真。例如，控制器可以通过将Goertzel滤波器、窄带滤波器或快速傅里叶变换（FFT）应用于电压和电流波形中的至少一个而检测电压和电流波形中的至少一个的谐波失真。控制器可以通过感测电压和电流波形中的至少一个的二次、三次和五次谐波中的至少一个而检测电弧放电模式。

传感器可以包括感测电外科能量的电压和电流波形的电压传感器和电流传感器，并且控制器可以计算电压和电流波形之间的归一化差异以感测电弧放电模式。

传感器可以包括感测电外科能量的电压和电流波形的电压传感器和电流传感器，并且控制器可以基于所感测的电压和电流波形计算阻抗，并且基于所计算的阻抗随着时间的变化确定电弧放电模式。

传感器可以感测电极和组织之间的阻抗，并且如果感测到低电感阻抗则控制器可以检测电弧放电，当感测到高电容阻抗时检测缺失电弧放电，并且如果感测到电阻阻抗则检测与组织的接触。

传感器可以包括感测电外科能量的电压波形的电压传感器和感测电外科能量的电流波形的电流传感器，并且控制器可以计算电压和电流波形之间的相位差，计算预定时间间隔中的电压和电流波形之间的平均相位差，并且基于平均相位差确定电弧放电模式。

控制器可以基于所感测的电弧放电模式或所感测的阻抗确定曳力，并且基于所确定的曳力和预定曳力值控制输送到电极的电外科能量的水平。控制器可以计算电压和电流波形之间的相位差，计算预定时间间隔中的电压和电流波形之间的平均相位差，并且基于平均相位差确定电弧放电模式。

通过如果所确定的曳力大于预定曳力值则增加输送到电极的功率并且如果所确定的曳力小于预定曳力值则减小输送到电极的电外科能量的功率，控制器可以控制输送到电极的电外科能量的水平。

在另外的其它方面中，本公开的特征在于一种电外科系统，所述电外科系统包括将电外科能量输送到组织的电外科器械和耦接到电外科器械的电外科发生器。电外科发生器包括生成电外科能量的输出级、感测由电外科器械的电极提供给组织的电外科能量的电弧放电模式的传感器，以及耦接到输出级和传感器的控制器。控制器基于所感测的电弧放电模式控制输送到电极的电外科能量的水平。

下面通过附图的描述和优选实施例的详细描述更清楚地示出这些和其它特征。

附图说明

包含在该说明书中并且构成该说明书的一部分的附图示出本公开的实施例，并且与上面给出的本公开的概述以及下面给出的实施例的详细描述一起用于解释本公开的原理。

图1是根据本公开的实施例的包括电外科发生器、电外科器械和返回垫的电外科系统的透视图；

图2是图1的电外科发生器的前视图；

图3是图1的电外科发生器的示意性方块图；

图4是示出使用图1的电外科器械的电外科程序期间的电弧放电的示图；

图5A是示出图4中所示的电外科程序的曳力、速度和电外科功率之间的关系的图形；

图5B显示示出图4中所示的电外科程序的速度、曳力和输送到组织的电外科能量的电压和电流之间的相位之间的关系的图形；

图6是电外科切割程序期间的电弧放电模式的电压和电流的图形；

图7是根据本公开的实施例的基于所感测的电弧放电模式控制输送到电外科器械的电极的电外科能量的方法的流程图；

图8是根据本公开的实施例的基于所感测的电弧放电模式控制电外科能量以获得用户选择的曳力的方法的流程图；

图9是根据本公开的实施例的基于阻抗检测电弧放电模式的方法的流程图；

图10是根据本公开的实施例的基于所感测的电压和电流波形中的至少一个的谐波失真检测电弧放电模式并且控制作用于电外科器械的曳力的方法的流程图；

图11是根据本公开的实施例的基于阻抗检测电弧放电模式并且基于被检测电弧放电模式控制曳力的方法的流程图；以及

图12是根据本公开的实施例的基于平均相位差感测电弧放电模式的方法的流程图。

具体实施方式

参考附图详细地描述本公开的实施例，其中相似的附图标记识别相似或相同的要素。当在本文中使用时，术语“远”表示描述为远离用户的部分，而术语“近”表示描述为靠近用户的部分。

本公开的系统和方法允许操作者尤其取决于操作者的技能和在外科程序期间操作者所遇到的组织的不同类型和特性控制强加于电极电外科器械的曳力。本公开涉及用于检测电弧放电模式或阻抗变化并且基于被检测电弧放电模式或阻抗变化调节电外科发生器的功率使得强加于电外科器械的刀片的曳力可以被控制到用户选择的曳力水平的系统和方法。可以通过感测用于切割组织的电压和/或电流波形并且分析所感测的电压和/或电流波形而检测电弧放电或阻抗模式。电流和/或电压波形分析可以包括计算阻抗或复阻抗并且确定所计算的阻抗中的模式。

替代地，波形分析可以包括使用FFT、DFT、Goertzel滤波器、多相解调技术和/或窄带滤波器检测谐波失真。可以通过监测电压和电流波形的一个或多个频率分量（例如电压和电流波形的二次、三次和/或五次谐波）检测谐波失真。频率分量也可以包括与基本RF频率的谐波关联的边带。

时域技术也可以用于检测电弧放电模式。在一些实施例中，电压和电流波形之间的差异，例如电压和电流波形之间的归一化差异，可以被计算以检测电弧放电模式。在其它实施例中，可以通过感测复阻抗模式检测电弧放电模式。低电感阻抗可以指示电弧放电，高电容阻抗可以指示没有电弧放电，并且电阻组织阻抗可以指示与组织直接接触。

根据本公开的发生器可以执行包括血管闭合程序的单极和/或双极电外科程序。发生器可以包括用于与各种电外科器械（例如，单极器械、返回电极、双极电外科钳、脚踏开关等）接口的多个输出。此外，发生器包括配置成生成专门适合于各种电外科模式（例如，切割、混合、分割等）和程序（例如，单极、双极、血管闭合）的射频能量的电子电路。在实施例中，发生器可以嵌入、集成或以另外方式耦接到电外科器械，提供全合一电外科装置。

图1是根据本公开的电外科系统100的示意图。系统100可以包括具有用于治疗患者的组织的一个或多个电极（例如，电外科切割探针、消融电极等）的一个或多个单极电外科器械2。电外科交流电流由发生器200经由连接到发生器200的有源端子330（图3）的供应线4供应到器械2，允许器械2凝固、消融和/或以另外方式治疗组织。交流电流通过返回电极6经由发生器200的返回端子332（图3）处的返回线8返回到发生器200。系统100可以包括布置在患者上的多个返回电极6以通过最大化与患者的总接触面积最小化组织损伤的机会。另外，发生器200和返回电极6可以配置成用于监测返回电极6和组织之间的接触以保证足够的接触存在于其间从而进一步最小化意外组织损伤的机会。

参考图2，显示发生器200的正面240。发生器200可以是任何合适的类型（例如，电外科、微波等）并且可以包括多个连接器250-262以适应各种类型的电外科器械（例如，电外科钳10等）。连接器250-262可以包括可以读取（例如，扫描、解码等）被编码或以另外方式记录在器械的插头或电缆之上和之内的识别信息的各种检测装置。连接器250-262配置成解码对应于特定器械的操作参数的、在插头上编码的信息，允许发生器200基于连接的器械预设能量输送设置。在实施例中，可以在条形码、电部件（例如，电阻器、电容器等）、RFID芯片、磁体、非临时存储装置（例如，非易失性存储器、EEPROM等）中编码数据，它们然后可以耦接到或集成到插头中。相应检测装置可以包括但不限于条形码读取器、电传感器、RFID读取器、霍尔效应传感器、存储器读取器等，以及配置成解码数据的任何其它合适的解码器。

发生器200包括用于为用户提供各种输出信息（例如，强度设置、治疗完成指示器等）的一个或多个显示屏幕242、244、246。屏幕242、244、246中的每一个与对应的连接器250-262关联。发生器200包括用于控制发生器200的合适的输入控制（例如，按钮、启动器、开关、触摸屏等）。显示屏幕242、244、246可以配置成显示电外科器械（例如，电外科钳等）的相应菜单的触摸屏。用户然后通过简单地触摸相应的菜单选项进行输入。

屏幕242控制单极输出和连接到连接器250和252的装置。屏幕242包括允许操作者为连接到连接器250的单极装置设置期望曳力的部分232。具体地，屏幕242包括允许操作者增加或减小曳力设置的按钮236和238。屏幕242也显示在图2中显示为0.3的当前曳力设置234。连接器250配置成耦接到单极电外科器械（例如，电外科笔）并且连接器252配置成耦接到脚踏开关（未显示）。脚踏开关提供可以复制发生器200的输入的附加输入。屏幕244控制单极和双极输出和连接到连接器256和258的装置。连接器256配置成耦接到其它单极器械。连接器258配置成耦接到双极器械（未显示）。屏幕246控制连接到连接器260和262的血管闭合器。

图3显示配置成输出电外科能量的图1和2的发生器200的发生器电路300的示意性方块图。发生器电路300包括用户接口305、控制器324、电源327和输出级328。电源327可以是直流电压电源并且连接到交流源（例如，线电压）。电源327将高压直流电提供给输出级328，输出级然后将高压直流电转换成电外科交流电流并且将电外科能量提供给有源端子330。交流电流经由返回端子332返回到输出级328。输出级328配置成在多个模式下操作，在此期间发生器电路300输出具有特定占空比、峰值电压、峰值因数等的相应波形。在其它实施例中，发生器电路300可以基于其它类型的合适电源拓扑。

控制器324包括可操作地连接到存储器326的处理器325（例如，微处理器），所述存储器可以包括临时型存储器（例如，RAM）和/或非临时型存储器（例如，闪存介质、磁盘介质等）。在实施例中，控制器324还可以包括用于执行输送电流和/或电压波形的实时分析的现场可编程门阵列（FPGA），如下所述。处理器325包括可操作地连接到电源327的输出端口和/或输出级328，允许处理器325根据开环和/或闭环控制方案控制发生器电路300的输出。本领域的技术人员将领会处理器325可以由适合于执行本文中所述的计算和/或指令集的任何逻辑处理器（例如，控制电路）代替。

发生器电路300执行闭环反馈控制，其中多个传感器测量各种组织和发生器输出性质（例如，组织阻抗、组织温度、输出功率、电流和/或电压等），并且将反馈提供给控制器324。控制器324然后向电源327和/或输出级328发信号，然后电源和/或输出级相应地调节直流电源和/或输出级。控制器324也接收来自发生器电路300的用户接口305的输入信号。控制器324使用通过用户接口305接收的输入信号调节由发生器电路300输出的功率和/或对其执行其它控制功能。根据本公开，操作者可以经由用户接口305输入期望曳力设置。例如，一些外科医生偏好高曳力以减小意外切割到非期望区域中的可能性。因此，这些外科医生可以经由用户接口305输入提供高曳力水平的期望曳力设置。一般而言，这将减慢切割的速率。

在实施例中，期望曳力设置或缺省曳力设置可以编程到布置在器械2内的存储器中或存储在布置在器械2上的条形码或射频识别（RFID）标签中。期望曳力设置也可以从外科医生的切割速率推断。例如，控制器324可以基于电弧放电模式确定外科医生受到的平均曳力，将期望曳力设置设置成平均曳力，并且调节输出功率或电压以获得期望曳力设置。控制器324可以在由外科医生设置的自动曳力模式期间执行这些功能。

控制器324检索并且使用期望曳力设置以基于电外科器械2和组织之间的所感测的电弧放电模式和/或阻抗模式调节来自输出级328的电外科输出的功率。

根据本公开的发生器电路300包括RF电流传感器380和RF电压传感器370。RF电流传感器380耦接到有源端子330并且提供由输出级328供应的RF电流的测量。RF电压传感器370耦接到有源和返回端子330和332，并且提供由输出级328供应的RF电压的测量。在实施例中，RF电压和电流传感器370和380可以耦接到有源导线331和返回导线333，所述导线分别将有源和返回端子330和332互连到输出级328。

RF电压和电流传感器370和380分别将所感测的RF电压和电流信号提供给模数转换器（ADC）302。模数转换器302采样所感测的RF电压和电流信号并且将所感测的RF电压和电流信号的数字样本提供给控制器324，所述控制器然后响应所感测的RF电压和电流信号的数字样本调节电源327和/或输出级328的输出。发生器电路300的各种部件（即，输出级328以及RF电压和电流传感器370和380）可以布置在印刷电路板（PCB）上。

图4是示出由电外科器械2执行的单极切割程序期间的电弧放电的示图。外科医生经由发生器电路300的用户接口305将电外科器械2设置到期望曳力值并且通过按压启动开关401启动电外科器械2，因此允许交流电流传输到切割尖端或刀片405。外科医生然后通过使切割尖端或刀片405切割靶组织420而开始电外科程序。

有证据表明单极切割的过程通过对刀片405前面的活组织425电弧放电415从而在刀片405与其它活组织425接触之前汽化活组织425而先于器械2的刀片405。换句话说，当刀片接近组织425的边界边缘时电弧415形成，并且一旦组织425被汽化并且边界边缘移动远离刀片使得电弧415熄灭，电弧就熄灭。如果刀片移动比组织去除的最大速率慢，则这导致电弧放电模式，紧接着的是电容状态（“开路”），原因是当范围内的所有组织已被去除时电弧放电熄灭。如果刀片移动比组织去除的最大速率快，则获得电阻状态，原因是刀片405与活组织425接触。

如果刀片405在方向410上的移动速率比发生器200的功率或电压设置慢，则电弧415汽化组织420并且在刀片405移动到足够靠近活组织425以重新建立电弧415之前熄灭。移动刀片405、产生电弧415和熄灭电弧415的重复过程是脉冲模式。该重复过程可以被检测为从电弧415到电容阻抗的变化。

在另一方面，如果刀片405的移动速率比发生器200的功率或电压设置快，则电弧放电可以由于刀片405和组织425之间的恒定接触而减小或者电弧放电可以处于恒定水平。刀片405和组织425之间的接触增加组织作用于刀片405的曳力。根据本公开的实施例，这些电弧放电模式被检测并且用于确定组织作用于刀片405的曳力。施加到组织的交流电流的功率水平然后被调节以获得期望曳力值。

可以预期电外科器械2可以带有听觉或视觉（即，光）反馈系统（未显示），当作用于切割尖端或刀片405的曳力接近、等于或已超过预定曳力水平时所述反馈系统将向操作者发信号。例如，发生器200和/或电外科器械2可以包括蜂鸣器和/或灯，当所感测的曳力达到某个预定曳力值或属于曳力值的范围内时所述蜂鸣器和/或灯被设置成启动。以该方式，操作者可以将注意力集中于靶组织部位并且当阻止切割尖端405前进的阻力变为大于预定曳力值时例如由蜂鸣器的声音、由灯的闪光或由两者警告。

图5A是示出切割程序期间电外科器械2的曳力、速度和电外科功率之间的关系的图形500。图形500包括指示组织作用于刀片405的曳力的第一轴线510和指示当刀片切割组织时刀片405的速度或移动速率的第二轴线520。图形500显示曳力分布曲线531-534，每个曲线表示按照增加功率水平的顺序布置的恒定功率水平下的曳力和速度之间的关系。

曳力分布曲线531-534中的每一个显示出：对于给定的恒定功率水平，当电外科器械2的速度增加时曳力显著地增加。换句话说，当外科医生用电外科笔以低和中等速度切割组织时，电外科笔移动通过组织具有很小的阻力。当切割的速度增加时，阻力保持较低直到曳力急剧增加的点，如曳力分布曲线531-534所示。

在曳力分布曲线的终点，曳力急剧增加，原因是在刀片405移动到与组织425接触之前电弧阵面未完全汽化组织425。如图5A中所示，增加功率允许更高速度和最小曳力，原因是增加功率增加刀片前面的组织汽化。例如，如果外科医生进行浅切割，则需要少量功率来汽化少量组织，因此对于给定的功率水平减小曳力。如果外科医生增加切割的深度，则需要更多的功率来汽化更大量的组织以保持相同的曳力水平。

根据本公开，基于形成于电外科器械的电极或切割尖端和组织之间的电弧放电模式或电弧的特性和/或基于在电极和组织之间感测的阻抗控制电外科器械的曳力或切割速度。电弧放电模式可以是电弧放电的脉冲模式和电弧放电的缺失。当存在“开路”或在电外科器械2的切割尖端和组织425之间的较高电容阻抗时（例如，当刀片较慢地移动时）或当电外科器械快速地移动并且与组织接触时在电外科器械2的切割尖端和组织之间有电阻阻抗时，发生电弧放电的缺失。

因此刀片405和组织425之间的高电容阻抗指示低曳力，原因是电外科器械2的切割尖端离组织太远以致于不能产生电弧并且电外科能量的功率处于高水平。刀片405和组织425之间的电阻阻抗指示高曳力，原因是电外科器械2的切割尖端与组织425接触并且电外科能量的功率处于低水平。

在一些实施例中，电弧放电模式可以包括三个状态或模式：(1)向组织电弧放电的缺失，(2)向组织电弧放电，以及(3)与组织接触。在其它实施例中，电弧放电模式包括输送到组织的电外科能量的电压和/或电流波形的形状或其它特性。例如，电弧放电期间的谐波失真的形状或其它特性可以有用于预测切割尖端何时可以与组织接触。电弧放电模式可以是在100μs到1ms的标度上的RF波形中的宏观电弧放电模式和/或在2到10μs标度上的RF波形中的微观电弧放电模式。

各种技术可以用于检测电弧放电模式。当电弧在电外科器械的电极和组织之间形成时，流动到组织的电外科能量的电压和/或电流波形可以显著地变化。用于检测电弧放电模式的技术包括检测电压和/或电流波形的这些变化。

图5B显示示出图4中所示的外科程序的速度、曳力和输送到组织的电外科能量的电压和电流之间的相位之间的关系的图形540和545。类似于图5A，图形540显示当恒定电外科功率施加到具有恒定厚度的组织时曳力与速度斜坡（即，恒定加速度）的函数关系。如图所示，当速度达到特定值时，曳力54急剧增加。图形545显示在上面关于图形540所述的相同条件下施加到组织的电外科功率的电压和电流之间的相位差（即，轴线550）与速度（即，轴线520）的函数关系。如图所示，相位差546线性地减小（即，斜坡548）并且然后在大约相同的速度下变为恒定549，在所述速度下曳力541开始增加。

相位差546中的斜坡548可以由从不切割过渡到以最大速度切割导致。因此，可以通过监测电外科功率的电压和电流之间的相位差并且调节输出电外科功率以保持期望相位差和由此带来的期望切割效果而控制电外科功率。在一些实施例中，如果以更高的速度与功率比发生期望切割效果，则电外科功率可以被调制或脉动以降低速度与功率比持续足够的时间以确定相位差并由此确定图形545上的位置。该信息然后可以用于通过调节输出电外科功率保持特定切割效果。

图6是示出用于检测外科程序期间电外科器械2和组织之间的电弧放电模式的一种技术的图形600。图形600包括指示由图3的电压传感器370测量的电外科能量的电压的第一轴线610、指示由图3的电流传感器380测量的电流的第二轴线620，以及指示时间的第三轴线630。在电弧放电期间，电压波形611和电流波形621分别由电压传感器370和电流传感器380测量。通过电压波形611和电流波形621之间的差异显示电弧放电。电流波形621的形状显示电弧期间的电流流动，并且当电压波形611下降时，电弧熄灭，并且然后重新建立。电流波形621显示明显的谐波失真，而电压波形611显示很小的失真。

因此，控制器324可以配置成当控制器324检测到电流波形621中的谐波失真或谐波失真的特定形状或其它特性时检测到电弧放电。替代地，控制器324可以配置成当控制器324检测到电压波形611中的谐波失真或谐波失真的特定形状或其它特性时检测到电弧放电。电压和电流波形中的谐波失真的量取决于戴维南（Thevenin）输出阻抗与电弧事件的负载电阻的比较。如果输出阻抗比负载小，则电压将是相对无谐波的，而电流将失真。在另一方面，如果输出阻抗比负载阻抗大，则电流将是相对无谐波的，而电压将失真（例如，当电流上升时电压将下降）。

可以使用可以在控制器324中实现的FFT或DFT频率分解技术（例如，使用多个单频DFT算法）、Goertzel滤波器或一个或多个带通滤波器、解调滤波器检测电压和电流波形的谐波失真。例如，一个或多个单频DFT算法或一个或多个窄带带通滤波器可以配置成用于与指示组织作用于刀片405的曳力的水平的特定电弧放电模式或特性关联的一个或多个谐波频率。这些滤波器可以监测电外科能量的电压和电流波形的二次、三次和/或五次谐波。在一些实施例中，可以使用多相解调技术检测特定谐波，所述多相解调技术使用一种类型的抽取数字滤波器。多相解调技术可以用于产生系列带通滤波器。根据多相解调技术，感兴趣的一个或多个频率被解调为基带（直流频率）并且在感兴趣的一个或多个频率下感测幅度。

时域技术可以用于检测电弧放电模式。例如，控制器324可以确定电外科能量的电压和电流波形之间的归一化差异。如果归一化差异超过预定值，则检测到电弧放电。否则，未检测到电弧放电。在实施例中，控制器324可以包含FPGA，所述FPGA执行电压和电流波形的实时分析以允许实时控制输送到组织的电外科能量的功率和/或波形。

可以基于从电压传感器370所感测的电压和电流传感器380所感测的电流计算的阻抗检测电弧放电模式。电弧放电或阻抗模式将包括在电弧期间的低阻抗和当电弧熄灭时的高阻抗。

可以基于使用所感测的电压和电流波形计算的阻抗和它们之间的相移检测上述的电弧放电模式。阻抗将包括在电弧放电期间的低电感阻抗、当未电弧放电时的高电容阻抗，以及在与组织接触时的主要电阻阻抗。

可以基于电极处的电压和电流波形之间的时间平均相移的测量检测上述的电弧放电模式。平均相移从电极与组织电阻接触时的小值单调地增加到电弧放电发生持续被测量时间的较大部分时的逐渐增高值，增加到稳定电弧放电逐渐由电容耦合代替时（当电极-组织分离或间隙变大到足以熄灭电弧放电）的更加高值。

在另外的其它实施例中，可以通过分析电压和电流波形的相位特性检测上述的电弧放电。例如，电压和电流波形之间的相位的变化可以指示电弧放电模式的状态之间的过渡。当电压施加到电外科器械的电极并且在电极和组织之间没有电弧放电时，电压和电流波形基本上异相，原因是电极和组织显得像电容器。当电弧形成于电极和组织之间时，并且当电极正以很慢速度通过组织时，电压和电流波形之间的平均相位继续显现为电容性。当电极通过组织的速度增加时，在供应功率保持恒定的情况下，电压和电流波形之间的平均相位与速度成大致线性关系地减小。

当在供应功率下电极速度超过最大切割速率时，电极保持与组织接触并且电压和电流波形之间的相位差近似为零，对应于纯电阻电路。即使电极和组织之间的接触是纯电阻的，由于通向电极和来自患者的导线，被测量相位也将常常包括电感部件。这可以导致电压和电流波形之间的被测量相位通过零并且略微变为负。

电压和电流之间的相位的变化可以由控制器324使用上述的一些技术检测。例如，控制器324可以包括零交叉检测器，其中从电压波形的零交叉的时间减去电流波形的零交叉之间的时间以获得时间延迟。然后，基于RF频率将时间延迟转换成相移。也可以通过使用FFT、DFT或Goertzel，通过检测特定频率下的每个波形的相位并且然后从电流相位结果减去电压相位结果而检测电压和电流波形之间的相移。也可以通过将所感测的电压和电流波形馈送到适当的逻辑门（例如，AND门）、使来自逻辑门的输出相关并且平均来自逻辑门的相关输出而确定相位。这些计算可以在控制器324的FPGA中被执行。

在一些实施例中，控制器324可以保持给定的功率设置并且改变电外科能量的峰值电压或峰值因数以获得期望曳力。在其它实施例中，当生成的电外科能量具有连续波形（例如，在切割模式下）时，RMS电压可以被调节以获得期望曳力。在另外的其它实施例中，控制器324可以基于被检测电弧放电或阻抗模式控制由输出级328生成的电外科能量的波形的形状以获得期望曳力。

控制器324可以通过控制输出级328生成电外科能量的波形形状或其它特性控制曳力或切割速度以获得期望曳力或切割速度。例如，如果外科医生设置具有最小凝固的最大切割速度（或设置最小曳力），则控制器324可以生成具有100%占空比的切割波形。如果外科医生减小切割速度（或增加曳力），则控制器324可以生成具有小于100%占空比的切割波形（例如，针对混合模式为50%，针对调制凝固波形的电压的V模式为25%，并且针对电灼模式为4.7%）。具有小于100%占空比的切割波形增加峰值因数，这提供更多的凝固，但是更小的切割能力。对于相同功率，较低占空比模式也增加峰值电压。功率和占空比两者可以一起被调节以保持峰值电压一致，同时减小切割能力。如果峰值电压不保持恒定，则当占空比减小时电弧距离将增加。当感测到组织接触（即，感测到电阻阻抗）时控制器324可以启动具有高功率或100%占空比的切割波形，并且然后在初始切割开始之后切换到较低功率或小于100%的占空比以增加曳力。

图7是根据本公开的实施例的基于所感测的电弧放电模式控制输送到电外科器械的电极的电外科能量的方法700的流程图。在步骤701中开始之后，在步骤702中将电外科能量输送到电外科器械的电极。在步骤704中，感测在电极和组织之间形成的电弧的电弧放电模式。如上所述，可以以各种方式感测电弧放电模式。在步骤706中，基于所感测的电弧放电模式控制输送到电极的电外科能量的水平。然后，在步骤707中，方法结束。

图8是根据本公开的实施例的基于所感测的电弧放电模式控制电外科能量以获得用户选择的预定曳力的方法800的流程图。在步骤801中开始之后，在步骤802中从用户接口接收预定曳力设置。在步骤804中，将电外科能量输送到电外科器械的电极。在步骤806中，感测电极和组织之间的电弧放电模式。在步骤808中，基于所感测的电弧放电模式确定曳力。

接着，在步骤810中，确定所确定的曳力是否小于预定曳力设置。如果是，则输送到电极的电外科能量的功率被减小，或替代地，在步骤812中输出RF波形的占空比被减小并且方法800返回到步骤806。如果确定所确定的曳力不小于预定曳力设置，则在步骤814中确定曳力是否大于预定曳力设置。如果确定曳力大于预定曳力设置，则输送到电极的电外科能量的功率被增加，或替代地，在步骤816中输出RF波形的占空比被增加并且方法800返回到步骤806。如果未确定曳力大于预定曳力设置，则方法800返回到步骤806以继续感测电极和组织之间的电弧放电模式。

图9是根据本公开的实施例的基于阻抗检测电弧放电模式的方法900的流程图。在步骤901中开始之后，电外科能量的电压和电流例如由图3的电压和电流传感器370、380感测902。在步骤904中，阻抗随着时间的变化例如由控制器324基于所感测的电压和电流计算。然后，在步骤907结束之前，在步骤906中电弧放电模式例如由控制器324基于所计算的阻抗随着时间的变化检测。

图10是根据本公开的实施例的基于从所感测的电压和电流波形中的至少一个的谐波失真的分析确定的曳力控制输送到电外科器械的电极的功率的方法1000的流程图。在步骤1001中开始之后，在步骤1002中感测输送到电外科器械的电极的电外科能量的电压和电流波形中的至少一个。在步骤1004中，关于频率滤波电压和电流波形中的至少一个以检测谐波失真。在步骤1006中，基于被检测谐波失真确定曳力。

接着，在步骤1008中，确定所确定的曳力是否小于例如由外科医生经由用户接口提供的预定曳力设置。如果是，则在步骤1010中增加输送到电极的电外科能量的功率水平并且方法1000返回到步骤1002。否则，在步骤1012中，确定所确定的曳力是否大于预定曳力设置。如果确定所确定的曳力大于预定曳力设置，则在步骤1014中减小输送到电极的电外科能量的功率水平并且方法1000返回到步骤1002。如果在步骤1012中未确定所确定的曳力大于预定曳力设置，则方法1000返回到步骤1002。

图11是根据本公开的实施例的基于从电外科器械的电极和组织之间的所感测的阻抗确定的电弧放电模式控制曳力的方法的流程图。在步骤1101中开始之后，在步骤1102中感测电极和组织之间的阻抗。如果在步骤1103中确定所感测的阻抗是高电容阻抗，则在步骤1104中检测电弧放电的缺失。如果在步骤1105中确定所感测的阻抗是低电感阻抗，则在步骤1106中检测电弧放电。如果在步骤1107中确定所感测的阻抗是电阻阻抗，不同于电容或电感，则在步骤1108中检测与组织的接触。当感测到低电阻阻抗（例如，对于许多类型的组织为100-700欧姆）时可以首先检测与组织的接触。然后，在步骤1109中，分析通过步骤1102-1108获得的电弧放电模式信息并且基于电弧放电模式信息确定曳力水平。

接着，在步骤1110中，确定所确定的曳力是否小于预定曳力设置。预定曳力设置可以在手持机中预设，它可以基于外科医生使用自动地确定，或者它可以由外科医生经由手持机上的用户接口设置。如果确定所确定的曳力水平小于预定曳力设置，则在步骤1112中减小输送到电极的电外科能量的功率并且方法1100返回到步骤1102。换句话说，如果阻抗高，则电极不与组织接触，因此产生低曳力状态。功率可以降低或电压可以增加以增加可以建立电弧的距离，因此增加凝固。另外，RF波形可以改变以保持平均功率恒定，但是具有高电压（即，电灼模式）。否则，在步骤1114中，确定曳力水平是否大于预定曳力设置。

如果确定曳力大于预定曳力设置，则在步骤1116中增加输送到电极的电外科能量的功率并且方法1100返回到步骤1102。换句话说，如果阻抗为电阻阻抗，则刀片与组织接触，这是高曳力状态。因此，功率增加以汽化更多的组织。RF波形可以变为切割模式以降低电压并且增加切割能量。如果未确定曳力大于预定曳力设置，则方法1100返回到步骤1102以感测电极和组织之间的电弧放电模式。

如果所感测的阻抗长时间保持高并且没有电弧，则用户或许已从组织拉回电外科器械2。在该情况下，电外科发生器将进入低功率状态，具有刚够阻抗感测的功率。然后，当电极再次与组织接触时，控制器将快速地增加功率并且然后调节以便获得期望曳力。

图12是根据本公开的实施例的基于电外科能量的所感测的电压和电流之间的相位差感测电弧放电模式的方法1200的流程图。在步骤1201中开始之后，电外科能量的电压和电流例如由图3的电压和电流传感器370、380感测1202。在步骤1204中，所感测的电压和电流之间的相位差例如由控制器324基于所感测的电压和电流计算。接着，在步骤1206中，计算预定时间间隔中的平均相位差。然后，在步骤1209结束之前，在步骤1208中电弧放电模式例如由控制器324基于预定时间间隔的所计算的平均相位差估计。

应当理解上述的图7-12的方法或过程的任何或所有步骤可以在软件、硬件（例如，FPGA）或软件和硬件的组合中实现。在一些实施例中，上述的图7-12的方法或过程的任何或所有步骤可以作为存储在存储器326中的程序指令被执行或由图3中所示的发生器电路300的处理器325执行。在其它实施例中，包括分析和/或感测电压和/或电流波形的图7-12的方法或过程的任何或所有步骤可以由FPGA执行。

尽管已特别地参考本公开的优选实施例显示和描述本公开，但是本领域的技术人员将理解可以在其中进行形式和细节上的前述和其它变化而不脱离本公开的精神和范围。所以，以上描述不应当被理解为限制，而是仅仅是优选实施例的举例说明。本领域的技术人员将预见在本公开的范围和精神内的其它修改。

例如，控制电外科能量的方法可以包括检测电弧并且中止RF输送以停止电弧，与双极或结扎束模式中一样，或者促进电弧，与凝固模式中一样。

Claims (14)

1.一种用于将电外科能量提供给电外科器械的电极的电外科发生器，所述电外科发生器包括：

输出级，所述输出级配置成将电外科能量提供给所述电外科器械的所述电极；

传感器，所述传感器配置成感测由所述电极提供给组织的电外科能量的电弧放电模式；以及

控制器，所述控制器耦接到所述输出级和所述传感器，所述控制器配置成基于所感测的电弧放电模式控制输送到所述电极的电外科能量的水平。

2.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中所述控制器还配置成基于所感测的电弧放电模式确定作用于所述电外科器械的所述电极的曳力并且基于所确定的曳力和曳力设置控制输送到所述电极的电外科能量的水平。

3.根据权利要求2所述的电外科发生器，其还包括用户接口，所述用户接口配置成响应用户选择而将所述曳力设置提供给所述控制器。

4.根据权利要求2所述的电外科发生器，其中所述控制器配置成通过在所确定的曳力大于所述曳力设置的情况下增加输送到所述电极的功率并且在所确定的曳力小于所述曳力设置的情况下减小输送到所述电极的功率而控制输送到所述电极的电外科能量的水平。

5.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中所述传感器包括电压传感器和电流传感器中的至少一个，并且

其中所述控制器配置成检测从所述电压传感器和电流传感器中的所述至少一个相应地输出的电压和电流波形中的至少一个的谐波失真。

6.根据权利要求5所述的电外科发生器，其中所述控制器配置成通过关于频率滤波所述电压和电流波形中的所述至少一个而检测所述电压和电流波形中的所述至少一个的谐波失真。

7.根据权利要求5所述的电外科发生器，其中所述控制器配置成通过将Goertzel滤波器、窄带滤波器或快速傅里叶变换（FFT）应用于所述电压和电流波形中的所述至少一个而检测所述电压和电流波形中的所述至少一个的谐波失真。

8.根据权利要求5所述的电外科发生器，其中所述控制器配置成通过感测所述电压和电流波形中的所述至少一个的二次、三次和五次谐波中的至少一个而检测电弧放电模式。

9.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中所述传感器包括感测电外科能量的所述电压和电流波形的电压传感器和电流传感器，并且

其中所述控制器配置成计算所述电压和电流波形之间的归一化差异以感测电弧放电模式。

10.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中所述传感器包括感测电外科能量的所述电压和电流波形的电压传感器和电流传感器，并且

其中所述控制器配置成基于所感测的电压和电流计算阻抗，并且基于所计算的阻抗随着时间的变化确定电弧放电模式。

11.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中所述传感器包括感测电外科能量的电压波形的电压传感器和感测电外科能量的电流波形的电流传感器，并且

其中所述控制器配置成计算所述电压和电流波形之间的相位差，计算预定时间间隔中的平均相位差，并且基于所述平均相位差确定电弧放电模式。

12.根据权利要求1所述的电外科发生器，其中所述传感器配置成感测所述电极和组织之间的阻抗，并且

其中所述控制器配置成：

如果感测到低电感阻抗则检测电弧放电；

当感测到高电容阻抗时检测电弧放电的缺失；并且

如果感测到电阻阻抗则检测与组织的接触。

13.根据权利要求12所述的电外科发生器，其中所述控制器还配置成：

基于感测的电弧放电模式或所感测的阻抗确定曳力；并且

基于所确定的曳力和预定曳力值控制输送到所述电极的电外科能量的水平。

14.一种电外科系统，其包括：

配置成将电外科能量输送到组织的电外科器械；

耦接到所述电外科器械的电外科发生器，所述电外科发生器包括：

输出级，所述输出级配置成生成电外科能量；

传感器，所述传感器配置成感测由所述电外科器械的电极提供给组织的电外科能量的电弧放电模式；以及

控制器，所述控制器耦接到所述输出级和所述传感器，所述控制器配置成基于所感测的电弧放电模式控制输送到所述电极的电外科能量的水平。