醫(yī)療裝置的制造方法
【專利摘要】本發(fā)明描述了一種醫(yī)療裝置，該醫(yī)療裝置具有柄部、聯(lián)接至柄部的軸、聯(lián)接至軸的端部執(zhí)行器和聯(lián)接至端部執(zhí)行器以向待治療的組織或脈管傳送超聲能量的超聲換能器。提供用于生成施加到超聲換能器的驅(qū)動信號的驅(qū)動電路。在一個實施方案中，所述驅(qū)動電路包括諧振電路和控制器，所述控制器改變被傳遞穿過所述諧振電路的所述驅(qū)動信號的周期，以便控制供應(yīng)至所述超聲換能器的功率。
【專利說明】醫(yī)療裝置
[0001] 本發(fā)明涉及醫(yī)療裝置領(lǐng)域，并且具體地但非唯一地涉及醫(yī)療燒灼和切割裝置。本 發(fā)明還涉及用于驅(qū)動此類醫(yī)療裝置的驅(qū)動電路和方法。
[0002] 許多外科手術(shù)需要切割或結(jié)扎血管或其它內(nèi)部組織，并且許多手術(shù)是通過用于進 行切割或結(jié)扎的手持式燒灼裝置使用微創(chuàng)技術(shù)來進行的。一些現(xiàn)有的手持式燒灼裝置使用 燒灼裝置中的超聲換能器來向待切割或結(jié)扎的組織施加超聲能量。然而，驅(qū)動該超聲換能 器可由于與用于生成超聲能量的超聲換能器相關(guān)聯(lián)的固有不穩(wěn)定性而成問題。
[0003] 本發(fā)明旨在提供一種將允許此類超聲切割或燒灼裝置的安全且可靠地操作的替 代電路設(shè)計。該電路設(shè)計還有利地允許電路的微型化，使得電路可被構(gòu)建到手持式燒灼裝 置中，同時仍能夠提供醫(yī)療手術(shù)所需的功率和控制。
[0004] 根據(jù)一個方面，本發(fā)明提供一種醫(yī)療裝置，該醫(yī)療裝置包括:輸入端，該輸入端用 于接收用于控制醫(yī)療裝置的輸入信號;端部執(zhí)行器;超聲換能器，該超聲換能器聯(lián)接至所述 端部執(zhí)行器;驅(qū)動電路，該驅(qū)動電路聯(lián)接至輸入端并且能夠操作以生成周期性驅(qū)動信號并 將驅(qū)動信號提供至超聲換能器;其中超聲換能器具有諧振特性，并且其中驅(qū)動電路包括與 超聲換能器的諧振特性匹配的諧振電路。
[0005] 在一個實施方案中，可提供第一控制器，該第一控制器用于根據(jù)施加到換能器的 感測負(fù)載電壓和感測負(fù)載電流來改變驅(qū)動信號的周期。第一控制器可被布置成根據(jù)感測負(fù) 載電壓與感測負(fù)載電流之間的相位差來改變驅(qū)動信號的周期?？蛇@樣做，使得感測負(fù)載電 壓與感測負(fù)載電流之間的相位差對應(yīng)于相位需求。還可提供第二控制器，該第二控制器被 布置成改變相位需求，以便改變施加到超聲換能器的功率、電壓或電流。第二控制器可根據(jù) 感測負(fù)載電壓和/或感測負(fù)載電流或根據(jù)測量到的負(fù)載阻抗來改變相位需求。
[0006] 裝置還可包括切換電路，該切換電路從直流電源生成周期性驅(qū)動信號，并且其中 諧振電路能夠接收周期性驅(qū)動信號。
[0007] 在一個實施方案中，裝置可包括控制電路，該控制電路被布置成生成包括相反極 性的周期性驅(qū)動脈沖的數(shù)字驅(qū)動信號，并且其中脈沖的相對定時被選擇成使驅(qū)動信號的三 次諧波含量最小化。
[0008] 在優(yōu)選實施方案中，提供用于減少施加到換能器的驅(qū)動信號的諧波分量的電路。 此電路可包括以下中的一者或多者:i)緩沖電路，該緩沖電路與換能器并聯(lián)連接，以便為驅(qū) 動信號的諧波信號提供低阻抗路徑;和ii)主動反饋電路，該主動反饋電路被布置成生成諧 波補償信號以消除驅(qū)動信號的諧波信號。
[0009 ]裝置優(yōu)選地為電池供電的并且包括用于保持一個或多個電池的電池倉，該一個或 多個電池用于向用以生成驅(qū)動信號的驅(qū)動電路提供功率。
[0010]還可提供控制電路，該控制電路接收驅(qū)動信號的測量結(jié)果并且改變驅(qū)動信號的周 期，從而控制傳送至超聲換能器的功率、電壓和/或電流。該測量結(jié)果可從采樣電路獲得，該 采樣電路以隨驅(qū)動信號的周期和相位而變化的采樣頻率對感測電壓或電流信號進行采樣。 控制電路可被構(gòu)造成能夠改變驅(qū)動信號的周期，使得驅(qū)動信號的頻率圍繞超聲換能器的諧 振頻率變化，優(yōu)選在超聲換能器的諧振頻率的0.1%至1%范圍內(nèi)變化。超聲換能器的諧振 特性可在使用期間隨聯(lián)接至超聲換能器的負(fù)載而變化，并且其中控制電路能夠改變驅(qū)動信 號的周期，以跟蹤超聲換能器的諧振特性的變化。
[0011]根據(jù)另一方面，本發(fā)明還提供一種醫(yī)療裝置，該醫(yī)療裝置包括:輸入端，該輸入端 用于接收用于控制該裝置的操作的輸入;端部執(zhí)行器;超聲換能器，該超聲換能器聯(lián)接至端 部執(zhí)行器;驅(qū)動電路，該驅(qū)動電路能夠操作以生成周期性驅(qū)動信號并將驅(qū)動信號提供至超 聲換能器;和控制電路，該控制電路能夠操作以改變驅(qū)動信號的周期，從而控制提供至超聲 換能器的功率、電壓和電流中的至少一者。
[0012] 控制電路通常包括第一控制器，該第一控制器用于根據(jù)施加到所述超聲換能器的 感測負(fù)載電壓和感測負(fù)載電流來改變驅(qū)動信號的周期。第一控制器可被布置成根據(jù)感測負(fù) 載電壓與感測負(fù)載電流之間的相位差來改變驅(qū)動信號的周期。第一控制器可被布置成改變 驅(qū)動信號的周期，使得感測負(fù)載電壓與感測負(fù)載電流之間的相位差對應(yīng)于相位需求?？刂?電路可包括第二控制器，該第二控制器被布置成改變相位需求，以便改變施加到超聲換能 器的功率、電壓或電流。第二控制器可根據(jù)感測負(fù)載電壓和/或感測負(fù)載電流或根據(jù)測量到 的負(fù)載阻抗來改變相位需求。
[0013] 本發(fā)明還提供一種操作醫(yī)療裝置的方法，該方法包括生成周期性驅(qū)動信號，并將 驅(qū)動信號施加到聯(lián)接至醫(yī)療裝置的端部執(zhí)行器的超聲換能器，并且控制驅(qū)動信號的周期， 以控制施加到超聲換能器的功率、電流和電壓中的至少一者。
[0014] 根據(jù)另一方面，本發(fā)明提供一種燒灼或切割脈管或組織的方法，該方法包括:用醫(yī) 療裝置的端部執(zhí)行器來夾持脈管或組織;使用驅(qū)動電路來向聯(lián)接到端部執(zhí)行器的超聲換能 器施加周期性驅(qū)動信號；以及控制驅(qū)動信號的周期，以控制施加到組織的功率、電流和電壓 中的至少一者，以執(zhí)行燒灼或切割。
[0015] 該方法可使用上述醫(yī)療裝置來進行燒灼或切割。
[0016] 該控制步驟可改變驅(qū)動信號的周期，以控制施加到組織或脈管的超聲信號的功 率，并且該方法還可包括獲得由換能器和組織或脈管引起的驅(qū)動電路上的負(fù)載的阻抗的測 量結(jié)果，并且根據(jù)所獲得的阻抗測量結(jié)果來改變待施加到組織或脈管的期望功率。
[0017] 根據(jù)另一方面，本發(fā)明提供一種用于具有超聲換能器的醫(yī)療裝置的電子設(shè)備，該 電子設(shè)備包括:驅(qū)動電路，該驅(qū)動電路能夠操作以生成用于供應(yīng)至超聲換能器的周期性驅(qū) 動信號;感測電路，該感測電路用于感測供應(yīng)至超聲換能器的負(fù)載電壓和/或負(fù)載電流;控 制電路，該控制電路能夠操作以根據(jù)由感測電路感測到的負(fù)載電壓和/或負(fù)載電流來改變 供應(yīng)至超聲換能器的功率、電壓和電流中的至少一者。
[0018] 控制電路可被布置成根據(jù)感測負(fù)載電壓與感測負(fù)載電流之間的相位差來改變驅(qū) 動信號的周期?？刂齐娐房杀徊贾贸筛淖凃?qū)動信號的周期，使得感測負(fù)載電壓與感測負(fù)載 電流之間的相位差對應(yīng)于相位需求?？商峁┑诙刂齐娐?，該第二控制電路被布置成改變 相位需求，以便改變施加到超聲換能器的功率、電壓或電流。該第二控制電路可被布置成根 據(jù)感測負(fù)載電壓和/或感測負(fù)載電流來改變相位需求。
[0019] 通常，超聲換能器具有諧振特性，并且驅(qū)動電路包括與超聲換能器的諧振特性匹 配的諧振電路;并且電路還包括從直流電源生成周期性驅(qū)動信號的切換電路，并且其中諧 振電路能夠接收周期性驅(qū)動信號。
[0020] 通過參照附圖描述的實施方案的下述詳細(xì)說明，本發(fā)明的這些和各種其它特征結(jié) 構(gòu)和方面將變得顯而易見，其中：
[0021] 圖1示出手持式燒灼裝置，在該裝置的柄部部分中安裝有電池和驅(qū)動和控制電路；
[0022] 圖2為示出在本發(fā)明的一個實施方案中使用的燒灼裝置的主要部件的部分方框部 分示意圖；
[0023] 圖3為示出圖2所示燒灼裝置的主要電部件的框圖；
[0024] 圖4為示出由形成圖3所示電部件的一部分的橋信號發(fā)生器生成的波形形式的定 時圖；
[0025]圖5為示意性地示出形成圖2所示微處理器的一部分的處理模塊的框圖；
[0026]圖6為示出測量信號的相位隨由橋信號發(fā)生器生成的波形的周期而變化的方式并 示出相位曲線根據(jù)被燒灼裝置夾持的負(fù)載而變化的曲線圖；
[0027]圖7為示出由圖5所示微處理器進行的處理的流程圖；
[0028] 圖8為示出可添加至圖2所示電路的緩沖電路的形式的框圖；以及
[0029] 圖9為示出可使用微處理器內(nèi)的反饋電路和控制器來主動地消除驅(qū)動信號的諧波 的方式的框圖。
[0030] 醫(yī)療裝置
[0031] 許多外科手術(shù)需要對血管或其它脈管組織進行切割或結(jié)扎。借助微創(chuàng)外科手術(shù)， 外科醫(yī)生通過患者體內(nèi)的小切口執(zhí)行外科操作。由于空間有限，因此外科醫(yī)生通常難以通 過夾緊和/或捆扎橫切的血管來控制流血。通過利用超聲外科鉗子，外科醫(yī)生可通過下述方 式來燒灼、凝聚/脫水，和/或僅減少出血:控制由聯(lián)接到外科鉗子的鉗口構(gòu)件中的一者或兩 者的一個或多個超聲換能器施加到組織/脈管的超聲能量。
[0032] 圖1示出根據(jù)本發(fā)明的一個實施方案的被設(shè)計用于微創(chuàng)醫(yī)療手術(shù)的超聲外科醫(yī)療 裝置1的形式。如圖所示，裝置1是具有細(xì)長軸3的自備式裝置，該細(xì)長軸具有連接到軸3的近 側(cè)端部的柄部5和連接到軸3的遠側(cè)端部的端部執(zhí)行器7。在本實施方案中，端部執(zhí)行器7包 括醫(yī)療鉗子9,該醫(yī)療鉗子通過用戶操縱柄部5的控制桿11和13來控制。
[0033] 在外科手術(shù)期間，軸3穿過套管針插入以進入患者體內(nèi)和手術(shù)部位。外科醫(yī)生將使 用柄部5以及控制桿11和13來操縱鉗子9,直至鉗子9位于待切割或燒灼的脈管周圍。電能隨 后經(jīng)由軸3內(nèi)的波導(dǎo)(未示出）以受控方式施加到安裝在柄部5內(nèi)并聯(lián)接至鉗子9的超聲換能 器8,以便使用超聲能量來進行所期望的切割/燒灼。如圖1所示，在本實施方案中，柄部5還 容納用于生成和控制進行燒灼所需的電能的電池15和控制電子器件17。以這種方式，就裝 置無需單獨的控制盒和電源線來向鉗子9提供電能的意義而言，裝置1是自備式的。然而，如 果需要，可提供此類單獨的控制盒。
[0034] 系統(tǒng)電路
[0035] 圖2為示出在本實施方案中用來生成和控制供應(yīng)至超聲換能器8的電能的燒灼/切 割裝置1的主要電路的示意性框圖。如下文將更詳細(xì)地解釋，在本實施方案中，電路被設(shè)計 成控制生成且施加到超聲換能器8以便控制供應(yīng)至其的功率量的電驅(qū)動波形的周期。根據(jù) 以下說明，實現(xiàn)這點的方式將變得顯而易見。
[0036] 如圖2所示，燒灼/切割裝置1包括用戶界面21 -通過用戶界面21來向用戶提供信 息(例如指示正向超聲換能器8施加能量)并且用戶通過用戶界面21來控制燒灼/切割裝置1 的操作。如圖所示，用戶界面21聯(lián)接至微處理器23,該微處理器通過生成由其輸出到柵極驅(qū) 動電路25的控制信號來控制燒灼/切割手術(shù)。響應(yīng)于來自微處理器的控制信號，柵極驅(qū)動電 路25生成柵控信號，該柵控信號致使橋信號發(fā)生器27生成期望的驅(qū)動波形，該驅(qū)動波形通 過驅(qū)動電路29施加到超聲換能器8。電壓感測電路31和電流感測電路33生成施加到超聲換 能器8的電流和電壓的量度，電壓感測電路31和電流感測電路33將該量度反饋至微處理器 23以用于控制目的。圖2還示出提供用于對圖2所示的電路進行供電的功率的電池15。在本 實施方案中，電池15被布置成提供OV軌和14V軌。
[0037]圖3更詳細(xì)地示出在本實施方案中使用的柵極驅(qū)動電路25、橋信號發(fā)生器27、驅(qū)動 電路29、電壓感測電路31和電流感測電路33的部件。圖3還示出壓電超聲換能器8和由待治 療的組織/脈管形成的負(fù)載(???)的電等效電路35。
[0038] 如圖3所示，柵極驅(qū)動電路25包括兩個FET柵極驅(qū)動器37 - FET柵極驅(qū)動器37-1和 FET柵極驅(qū)動器37-2。來自微處理器23的第一組控制信號(CTRL1)供應(yīng)至FET柵極驅(qū)動器37-1，并且來自微處理器23的第二組控制信號（CTRL 2)供應(yīng)至FET柵極驅(qū)動器37-2 AET柵極驅(qū) 動器37-1生成兩個驅(qū)動信號一一個用于驅(qū)動橋信號發(fā)生器27的兩個FET 41-1和41-2中的 每一者。響應(yīng)于來自微處理器23的信號，F(xiàn)ET柵極驅(qū)動器37-1生成驅(qū)動信號，該驅(qū)動信號致 使上部FET(41-1)在下部FET(41-2)關(guān)斷時接通，反之亦然。這致使節(jié)點A交替地連接至14V 軌（當(dāng)FET 41-1接通時）和OV軌（當(dāng)FET 41-2接通時）。相似地，響應(yīng)于來自微處理器23的信 號，F(xiàn)ET柵極驅(qū)動器37-2生成兩個驅(qū)動信號一一個用于驅(qū)動橋信號發(fā)生器27的兩個FET 41-3和41-4中的每一者。FET柵極驅(qū)動器37-2生成驅(qū)動信號，該驅(qū)動信號致使上部FET(41-3)在 下部FET(41-4)關(guān)斷時接通，反之亦然。這致使節(jié)點B交替地連接至14V軌（當(dāng)FET 41-3接通 時)和OV軌（當(dāng)FET41-4接通時）。因此，由微處理器23輸出的兩組控制信號(CTRLdPCTRL2)控 制生成并施加在節(jié)點A與節(jié)點B之間的數(shù)字波形。每組控制信號(CTRLjPCTRL 2)由一對信號 線構(gòu)成，一個用于指示高側(cè)FET何時接通，并且另一個用于指示低側(cè)FET何時接通。因此，微 處理器23通過軟件或通過專用硬件功能可確保不會發(fā)生當(dāng)高側(cè)FET和低側(cè)FET同時接通時 的不期望的狀況。實際上，這需要在高側(cè)FET和低側(cè)FET關(guān)斷時留下空載時間以確保甚至當(dāng) 允許可變切換延遲時，也不會存在這兩個FET可同時接通的可能性。在本實施方案中，使用 了約IOOns的空載時間。
[0039]如圖3所示，節(jié)點A和節(jié)點B連接至驅(qū)動電路29,因此由橋信號發(fā)生器27生成的數(shù)字 電壓施加到驅(qū)動電路29。該施加的電壓將致使電流在驅(qū)動電路29中流動。在節(jié)點A與節(jié)點B 之間施加的電壓（Vab)的數(shù)字波形被設(shè)計成具有基本頻率（fd)和非常小的三次諧波分量 (3fd);并且示出于圖4中。如圖所示，電壓Vab具有第一脈沖39-1和第二脈沖39-2。第一脈沖 由FET 41-1和41-2根據(jù)來自微處理器23的第一組控制信號(CTRL1)而生成。第二脈沖由FET 41-3和41-4根據(jù)來自微處理器23的第二組控制信號(CTRL2)而生成。脈沖以周期At周期性 地產(chǎn)生。脈沖39彼此間隔開，并且與周期的開始和結(jié)束間隔開時間周期，該時間周期被選擇 成使波形的3次諧波含量最小化。本發(fā)明人已發(fā)現(xiàn)，使3次諧波分量最小化對于壓電超聲換 能器8的穩(wěn)定驅(qū)動很重要。
[0040] 如圖3所示，驅(qū)動電路29包括由電容器Cs 45、電感器Ls 47和電感器1^ 49形成的電 容器-電感器-電感器諧振電路43。微處理器23被布置成生成用于柵極驅(qū)動電路25的控制信 號，使得跨節(jié)點A和節(jié)點B施加的數(shù)字電壓的基本頻率(f d=l/At)為約諧振電路43的諧振 頻率，諧振電路43的諧振頻率在本實施方案中為約50kHz。由于諧振電路43的諧振特性，并 且具體地結(jié)合壓電超聲換能器35的諧振特性，跨節(jié)點A和節(jié)點A施加的數(shù)字電壓將致使處于 基本頻率(fd)下的基本上正弦電流在諧振電路43內(nèi)流動。這是因為驅(qū)動電壓(Vab)具有最小 3次諧波含量，并且將通過諧振電路43使更高次諧波含量進行顯著衰減。
[0041] 如圖3所示，電感器1^ 49為變壓器51的初級，其次級由電感器Lsec53形成。變壓器 51將電感器1^ 49兩端的驅(qū)動電壓(Vd)上轉(zhuǎn)換為施加到超聲換能器8的負(fù)載電壓(Vu通常為 約120伏）。超聲換能器8的電特性隨鉗子的鉗口和被鉗子9夾持的任何組織或脈管的阻抗而 變化;并且圖3通過電感器L t 57、并聯(lián)電容器Ctl 59和Ct2 61以及電阻R孅來模型化超聲換能 器8以及鉗子的鉗口和被鉗子9夾持的任何組織或脈管的阻抗。
[0042] 驅(qū)動電路29的電感器Ls和電容器Cs被設(shè)計成具有與超聲換能器8的電感器Lt和電 容器CtJ^LC乘積匹配的LC乘積。匹配串聯(lián)LC網(wǎng)絡(luò)的LC乘積確保網(wǎng)絡(luò)的諧振頻率得以保持。
[0043] 相似地，電感器Lsec的磁抗被選擇成使得在諧振下電感器Lsec的磁抗與超聲換能 器8的電容器Ct2的容抗匹配。
[0044] 例如，如果換能器8被限定成使得電容器Ct2具有約3.3nF的電容，則電感器Lsec應(yīng) 具有約3mH的電感(在約50kHz的諧振頻率下）。以這種方式設(shè)計驅(qū)動電路29提供就至被鉗子 9夾持的組織/脈管的能量傳送而言最佳的驅(qū)動效率。實現(xiàn)效率改善，因為在匕中并因此在 FET橋27中流動的電流減少，因為變壓器磁化電流消除在Ct2中流動的電流。
[0045] 此外，由于此電流消除，在Cs中流動的電流與在Rload中流動的電流成比例，從而 允許通過測量在(^中流動的電流來確定負(fù)載電流。
[0046] 然而，并不總是希望向待治療的組織/脈管施加全功率。因此，在本實施方案中，通 過改變跨節(jié)點A和節(jié)點B施加的數(shù)字波形的周期（△ t)來控制供應(yīng)至脈管/組織的超聲能量 的量，使得驅(qū)動頻率(fd)移動遠離驅(qū)動電路/超聲換能器8的諧振頻率。這起作用，因為超聲 換能器8充當(dāng)頻率相依(無損)衰減器。
[0047] 驅(qū)動信號越靠近超聲換能器8的諧振頻率，超聲換能器8將向組織傳遞越多的超聲 能量。
[0048] 相似地，當(dāng)驅(qū)動信號的頻率移動遠離超聲換能器8的諧振頻率時，超聲換能器8向 組織傳遞越來越少的超聲能量。
[0049]除此之外或相反，可改變脈沖39中的每一者的持續(xù)時間以控制傳送至組織/脈管 的超聲能量的量。
[0050]在本實施方案中，微處理器23基于如下來控制功率傳送:待傳送至電路35(其模型 化超聲換能器8和被鉗子9夾持的組織/脈管）的期望頻率以及從電壓感測電路31和電流感 測電路33獲得的負(fù)載電壓(Vl)和負(fù)載電流(k)的測量結(jié)果。如圖3所示，在本實施方案中，電 流感測電路33是通過鄰近電感器47(或電感器49)放置另外的電感器線匝67并感測從所聯(lián) 接的電感器67獲得的電壓而形成的。這產(chǎn)生與流動穿過變壓器的初級側(cè)的電流相關(guān)成V = Ldi/dt的電壓;并且電壓可例如通過下述方式被轉(zhuǎn)換成負(fù)載電流（k)的合適量度:進行積 分和縮放以慮及電感器67的電感并且慮及電感器47與電感器67之間的線匝數(shù)的比率和電 感器49與電感器53之間的線匝數(shù)的比率。使用這種獲得穿過負(fù)載的電流的量度的方法的優(yōu) 點之一在于測量結(jié)果對循環(huán)穿過變壓器電路的次級側(cè)上的L se。和Ct2的電流不敏感。這是有 利的，因為相比于穿過負(fù)載(RMfe)的電流，此循環(huán)電流可能相當(dāng)大，但不促成至組織的超聲 能量傳送。如圖所示，從電流傳感器33獲得的信號被傳遞到微處理器23。
[0051] 圖3還示出電壓感測電路31通過電阻式分壓器電路(但也可使用電容式分壓電路） 來感測負(fù)載電壓(I)。從電壓感測電路31獲得的感測電壓被傳遞至微處理器23。盡管圖3未 示出，但來自電流感測電路33的輸出和來自電壓感測電路31的輸出通常將在被輸入至微處 理器23之前被傳遞穿過運算放大器電路，以提供直流偏置并使信號電平降低至適于輸入到 微處理器23的值。
[0052] 微處理器
[0053]圖5為示出在本實施方案中使用的微處理器23的主要部件的框圖。如圖所示，微處 理器23包括同步I、Q采樣電路81，該采樣電路從感測電路31和33接收感測電壓和電流信號 并且獲得對應(yīng)樣品，該樣品被傳遞至測量電壓和電流處理模塊83。測量電壓和電流處理模 塊83使用所接收到的樣品來計算施加到超聲換能器8和被鉗子9夾持的組織/脈管的RMS電 壓和流動穿過超聲換能器8和被鉗子9夾持的組織/脈管的電流的阻抗;并且從其計算當(dāng)前 供應(yīng)至超聲換能器8和被鉗子9夾持的組織/脈管的功率。
[0054]所確定的值然后被傳遞至功率控制器85以供進一步處理。
[0055]測量電壓和電流處理模塊83還處理所接收到的I樣品和Q樣品以計算負(fù)載電壓 (I)與負(fù)載電流(k)之間的相位差。在諧振下，該相位差應(yīng)為約零。
[0056]所測量的相位差還被傳遞至功率控制器85并且還被傳遞至鎖相回路(PLL)控制器 87〇
[0057]功率控制器85使用所接收到的阻抗值和所傳送的功率值來根據(jù)預(yù)定算法和從醫(yī) 療裝置控制模塊89接收到的功率設(shè)定點來確定設(shè)定點相位值(相位需求），該相位值被傳遞 至PLL控制器87。醫(yī)療裝置控制模塊89繼而由從用戶輸入模塊91接收到的信號來控制，用戶 輸入模塊91從用戶（例如，按下按鈕或啟動柄部5上的控制杠桿11或13)接收輸入并且還通 過用戶輸出模塊93來控制柄部5上的輸出裝置(燈、顯示器、揚聲器等）JLL控制器87使用所 接收到的相位需求和最新測量的相位差，并確定新的波形周期（A tfi)，PLL控制器87將新的 波形周期（A t新)輸出至控制信號發(fā)生器95，以嘗試將測量的相位朝向相位需求推進?？刂?信號發(fā)生器95改變控制信號CTRLjPCTRL 2，以便將波形周期改變成與新的周期Δ t新相匹配。 如本領(lǐng)域的技術(shù)人員將理解，CTRL控制信號將包括具有對應(yīng)于△ t新的周期的周期性脈沖。 兩個控制信號的脈沖的相對定時被設(shè)定成使由橋信號發(fā)生器27生成的波形的3階諧波最小 化。在本實施方案中，控制信號CTRL 1輸出至FET柵極驅(qū)動器37-1(示于圖2中），F(xiàn)ET柵極驅(qū)動 器37-1放大該控制信號，然后將其施加到FET 41-1JET柵極驅(qū)動器37-1還使所放大的控制 信號反相，然后將其施加到FET 41-2。相似地，控制信號CTRL2輸出至FET柵極驅(qū)動器37-2 (示于圖2中），F(xiàn)ET柵極驅(qū)動器37-2放大該控制信號，然后將其施加到FET 41-3 AET柵極驅(qū) 動器37-2還使所放大的控制信號反相，然后將其施加到FET 41-4,從而生成具有新的周期 (At新)的期望的波形。
[0058] I和Q信號采樣
[0059]負(fù)載電壓和負(fù)載電流兩者均將為基本上正弦波形，但它們可根據(jù)由換能器8和被 鉗子9夾持的脈管/組織表示的負(fù)載的阻抗而不同相。
[0060] 負(fù)載電流和負(fù)載電壓將處于對應(yīng)于當(dāng)前限定波形周期（Atif)的相同驅(qū)動頻率 (fd)下。
[0061] 正常地，當(dāng)對信號進行采樣時，采樣電路相對于正被采樣的信號的頻率以異步方 式操作。然而，當(dāng)微處理器23知道切換信號的頻率和相位時，同步采樣電路81可在驅(qū)動周期 期間的預(yù)定時間點出對測量電壓/電流信號進行采樣。
[0062] 在本實施方案中，同步采樣電路81每周期八次對測量信號進行過采樣，以獲得四 個I樣品和四個Q樣品。
[0063] 過采樣允許減少由諧波失真所引起的錯誤并因此允許更精確地確定測量電流值 和電壓值。
[0064] 然而，過采樣并不是必要的且實際上欠采樣(每周期一次或不到一次采樣）因采樣 操作的同步性質(zhì)而可行。同步采樣電路81獲得這些樣品的定時在本實施方案中由控制信號 CTRLi 和 CTRL2 控制。
[0065]因此，當(dāng)這些控制信號的周期被改變時，同步采樣電路81的采樣周期也改變(而其 相對相位保持相同）。
[0066] 以這種方式，當(dāng)驅(qū)動波形的周期被改變時，采樣電路81連續(xù)地改變其對感測電壓 和電流信號進行采樣的定時，使得樣品總是在驅(qū)動波形的周期內(nèi)的相同時間點處獲取。因 此，采樣電路81正在進行"同步"采樣操作，而不是更常規(guī)的采樣操作，即只以由固定采樣鐘 限定的固定采樣速率來對輸入信號進行采樣。當(dāng)然，也可使用此類常規(guī)的采樣操作。
[0067] 測量結(jié)果
[0068]由同步采樣電路51獲得的樣品被傳遞至測量電壓和電流處理模塊83,測量電壓和 電流處理模塊83可從負(fù)載電流和負(fù)載電壓的僅一個"Γ樣品和一個"Q"樣品來確定測量信 號的幅值和相位。
[0069]然而，在本實施方案中，為實現(xiàn)一些平均，處理模塊83對連續(xù)的樣品進行平均化以 提供平均的"Γ值和"Q"值;然后使用平均的I和Q值來確定測量信號的幅值和相位。
[0070] 如上所述，在本文實施方案中獲得每周期八個樣品并且這些樣品被用于根據(jù)下列 公式來計算電壓和電流兩者的同相(I)分量和正交相位(Q)分量。
[0071]
[0072]
[0073]
[0074]
[0075]
[0076] 其中vdPik分別表示第k個電壓和電流樣品;并且功率(總的)為傳送至包括諧波含 量的負(fù)載的總功率。出于計算效率的目的，可以預(yù)先計算正弦和余弦結(jié)果并將其存儲在查 找表中。
[0077] 當(dāng)然，應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，可能需要對數(shù)據(jù)進行一些預(yù)處理以將實際測量I樣品和Q樣品 轉(zhuǎn)換成負(fù)載電壓或負(fù)載電流的I樣品和Q樣品，例如，可對樣品值進行縮放、積分或微分以將 所采樣的值轉(zhuǎn)換成負(fù)載電壓(I)和負(fù)載電流(k)的真樣品。在需要積分或微分情況下，這可 僅通過交換I樣品和Q樣品的次序來實現(xiàn)一因為對正弦信號進行積分/微分僅涉及90度相 移。
[0078] 然后可從以下確定RMS負(fù)載電壓、RMS負(fù)載電流和傳送功率(P概)：
[0079]
[0080]
[0081]
[0082]
[0083]
[0084]
[0085] -般來講，沒有必要計算RMS電壓和電流(此將需要計算平方根），而是許多控制功 能使用Vrms 2和Irms2來操作。也可直接從上文所示的單個樣品來計算傳送功率。(應(yīng)注意，視在 功率不等于傳送功率，除非阻抗為純實。）
[0086] 可從以下來確定由超聲換能器8和被鉗子9夾持的脈管/組織表示的負(fù)載的阻抗：
[0087]
[0088]
[0089]
[0090] 并且可從以下來確定負(fù)載電壓與負(fù)載電流之間的相位差：
[0091]
[0092] 計算效率高、逼近atan2的函數(shù)可使用查找表和定點算術(shù)中的內(nèi)插，或使用類似于 算法的"C0RDIC"來進行。
[0093] 極限值
[0094] 如同任何系統(tǒng)一樣，存在可對可傳送至超聲換能器8的功率、電流和電壓設(shè)置的某 些極限值?，F(xiàn)在將描述本實施方案中使用的極限值以及如何控制它們。
[0095]在本實施方案中，驅(qū)動電路29被設(shè)計成根據(jù)下述要求將超聲能量傳送至組織中：
[0096] 1)供應(yīng)有額定14V直流電源
[0097] 2)大約50kHz下的基本上正弦輸出波形
[0098] 3)90W的功率有限輸出
[0099] 4)限于1.4Arms的電流和限于130Vrms的電壓
[0100] 5)大于系統(tǒng)限定相位極限值的測量相位
[0101] 功率控制器85保持限定這些極限值的數(shù)據(jù)并且使用這些數(shù)據(jù)來控制關(guān)于假定最 新測量功率、負(fù)載阻抗和測量相位是提高還是減少相位需求的決定。在本實施方案中，所使 用的相位極限值取決于測量負(fù)載阻抗。具體地，功率控制器85保持使負(fù)載阻抗與相位極限 值相關(guān)的查找表(未示出）；并且此表中的值限制相位，使得當(dāng)測量負(fù)載阻抗為低(指示鉗子 9的鉗口打開并且不夾持組織或脈管)時，傳送功率減少(優(yōu)選地減少到零）。
[0102] 相位特性和相位控制
[0103] 如上所述，通過改變驅(qū)動波形(Vab)的周期（Δ t)來控制供應(yīng)至鉗子9的超聲能量的 量。這是通過利用超聲換能器8的阻抗隨驅(qū)動波形的周期（△ t)迅速變化的事實而實現(xiàn)的。 因此，通過改變驅(qū)動波形(Vab)的周期，穿過超聲換能器8的電流的幅值改變并且這可用于調(diào) 節(jié)傳送至負(fù)載的超聲能量。最大超聲能量傳送將在驅(qū)動波形(Vab)的周期對應(yīng)于超聲換能器 8的諧振頻率的倒數(shù)時實現(xiàn)。此外，因為驅(qū)動電路29的諧振頻率被設(shè)計成與超聲換能器8的 諧振頻率相匹配，所以當(dāng)以此周期操作時，測量相位將為大約零。
[0104] 然而，如本領(lǐng)域的技術(shù)人員將理解，諧振電路43和超聲換能器8聯(lián)接至其阻抗將在 外科手術(shù)期間變化的負(fù)載。事實上，醫(yī)療裝置控制模塊89使用該變化來確定組織或脈管是 否已被燒灼、凝聚/脫水。負(fù)載的變化阻抗改變超聲換能器8并且因此流動穿過諧振電路43 的電流的頻率特性。這示于圖6中，圖6為示出負(fù)載電流與負(fù)載電壓之間的測量相位差針對 負(fù)載阻抗的固定值隨驅(qū)動波形(Vab)的周期(頻率)而變化的方式的相位曲線101。隨著負(fù)載 的阻抗增大或減小，相位曲線101將改變形狀，其中凈效應(yīng)為零度相位點將沿周期軸線上下 (如由箭頭103所示左右)移動。因此，PLL控制器87必須足夠快地操作以跟蹤相位曲線101的 變化。在本實施方案中，相位測量結(jié)果每隔驅(qū)動信號的幾個周期更新一次，因而相位測量結(jié) 果更新速率為大約l〇〇ys，這快到足以跟蹤相位曲線101的大多數(shù)變化。
[0105]然而，可發(fā)生PLL控制器87無法跟蹤的相位曲線101的突然變化。這可帶來問題，因 為，如圖6所示，相位曲線101具有就在其中相位開始再次隨著縮短的周期（At)而上升的零 交叉之后的最小值。在本實施方案中，微處理器23保持對測量相位(相位挪釀)的限制，該限 制大于圖6所示的最小值并且確保相位始終保持高于此硬限制。以這種方式，微處理器23可 確保相位不會超過可導(dǎo)致超聲換能器8的不穩(wěn)定操作的最小點。如果測量相位達到相位極 限值，則功率控制器85將相位需求重置為其中PLL控制器87將使測量相位保持遠離最小值 的值。例如，功率控制器85可將相位需求改變?yōu)槠渲写嬖趯ο辔恍枨蟮暮罄^變化的已知且 穩(wěn)定的響應(yīng)以控制所施加功率的40度。一旦以這種方式重置，功率控制器85則可開始再次 減少相位需求，使得PLL控制器87隨后可減小波形周期（At)，以便使相位差朝向其中將應(yīng) 用最大功率傳送的零度減小。當(dāng)然，如果功率控制器85已將相位需求信號設(shè)定為高于零的 值，則PLL控制器87將改變波形周期，直至測量相位與相位需求相匹配。
[0106]圖7為示出在本實施方案中由微處理器23進行的處理的流程圖。如圖所示，在步驟 si中的過程開始時，微處理器23通過設(shè)定來自功率控制器85的初始相位需求和從PLL控制 器87輸出的初始波形周期以系統(tǒng)限定最大波形周期（△ t影：)來接通驅(qū)動信號。如果微處理 器23在步驟s3中未接收到掉電信號，則處理進行至其中測量電壓和電流處理模塊83從同步 采樣電路81獲得電壓和電流樣品的步驟s5。在步驟s6中，測量電壓和電流處理模塊83計算 RMS負(fù)載電壓、RMS負(fù)載電流、傳送功率、負(fù)載阻抗和負(fù)載電壓與負(fù)載電流之間的相位差。將 測量值傳遞至功率控制器85并且還將測量相位傳遞至PLL控制器87。功率控制器85在步驟 s7中比較所接收到的相位量度與限定相位極限值，并且如果測量相位大于相位極限值，則 處理進行至其中功率控制器85將所接收到的電壓、電流和功率值與所施加的電壓、電流和 功率的限定極限值進行比較的步驟S9。電壓和電流極限值為預(yù)先限定的靜態(tài)極限值。然而， 如上所述，相位極限值取決于測量負(fù)載阻抗;并且功率極限值取決于醫(yī)療手術(shù)并且由醫(yī)療 裝置控制模塊89提供的功率設(shè)定點(Pi旋)限定。如果功率控制器85在步驟s7處確定測量相 位小于(或等于）當(dāng)前相位極限值，則功率控制器85在步驟SlO中將相位需求重置為上述穩(wěn) 定值并且處理回到步驟S3。如果測量值中的每一者均低于對應(yīng)極限值，則在步驟sll中，功 率控制器85減少傳遞至PLL控制器87的相位需求。在處理開始時，將波形周期（△ t)設(shè)定為 限定最大值(在本實施方案中為20.2ysec)，該限定最大值對于本實施方案中使用的電路應(yīng) 對應(yīng)于大約90度的負(fù)載電壓與負(fù)載電流之間的相位差。因此，不管負(fù)載如何，初始波形周期 均應(yīng)在圖6所示相位曲線101上的零交叉點的左手側(cè)上。通過減少相位需求，波形周期（△ t) 將更接近于對應(yīng)于超聲換能器8的諧振頻率的相位曲線101上的零交叉點。因此，所施加的 電流將增加并且更多超聲能量將傳送至負(fù)載。處理然后回到步驟s3并且上述過程反復(fù)地重 復(fù)。
[0107] 因此，施加到負(fù)載的電流和功率應(yīng)增加，直至達到極限值中的一者。如果功率控制 器85在步驟s9中確定已達到電壓、電流或功率極限值，則處理進行至步驟sl3,在該步驟中， 功率控制器85增加發(fā)送至PLL控制器87的相位需求，這將相應(yīng)地增加波形周期（△ t)。這將 致使波形周期移動遠離超聲換能器8的諧振頻率，并且因此傳送至負(fù)載的電流和功率將減 少。處理隨后如前所述回到步驟S3。
[0108] 因此，通過從零交叉點的左手側(cè)開始并且使波形周期（△ t)緩慢地朝向和遠離相 位曲線101中的零交叉點移動，可將施加到負(fù)載的電流和功率水平控制在限定極限值內(nèi)，盡 管負(fù)載的阻抗變化，并且超聲換能器8的諧振特性隨著組織/脈管被切割/燒灼而變化。
[0109] 醫(yī)療裝置控制模塊
[0110]如上所述，醫(yī)療裝置控制模塊89控制切割/燒灼裝置1的大體操作。它通過用戶輸 入模塊91來接收用戶輸入。這些輸入可指定鉗子9的鉗口現(xiàn)在夾持脈管或組織且用戶希望 開始切割/燒灼。作為回應(yīng)，在本實施方案中，醫(yī)療裝置控制模塊89啟動切割/燒灼控制程 序。
[0111] 首先，醫(yī)療裝置控制模塊89向功率控制器85發(fā)送啟動信號并且獲得由測量電壓和 電流處理模塊83確定的負(fù)載阻抗測量結(jié)果。醫(yī)療裝置控制模塊89隨后檢查所獲得的負(fù)載阻 抗以確保負(fù)載不是開路或短路。如果它不是，則醫(yī)療裝置控制模塊89開始改變功率設(shè)定點 以執(zhí)行所期望的切割/燒灼。
[0112] 修改和替代
[0113] 上面描述了醫(yī)療燒灼裝置。本領(lǐng)域的技術(shù)人員將會知道，可進行多種修改，并且現(xiàn) 在對這些修改中的一些進行描述。其它修改對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員將顯而易見。
[0114] 在上述實施方案中，由橋信號發(fā)生器生成的驅(qū)動電壓被設(shè)計成具有最小3階諧波 含量。除了或代替使用驅(qū)動電壓波形的此類設(shè)計，還可提供緩沖電路以對3次諧波進行緩沖 或衰減，使得其不施加到超聲換能器8。圖8為示出可將此類緩沖電路121添加到圖3所示電 路的方式的電路圖。如圖所示，緩沖電路121包括串聯(lián)連接在換能器8的端子兩端的電感器-電容器-電阻器組合。電感器Ls-和電容器C snub的值被選擇成使得緩沖電路121具有處于諧 振電路43的諧振頻率的3次諧波(3f。)下的最小阻抗。因此，緩沖電路121有效地為驅(qū)動信號 的3階諧波提供低阻抗路徑，從而減少施加到超聲換能器8的3階諧波。如本領(lǐng)域的技術(shù)人員 將理解，緩沖電路121包括電感器-電容器-電阻器組合不是必須的，類似的緩沖功能可使用 僅電容器-電阻器組合來實現(xiàn)。
[0115] 除此之外或另選地，可提供主動諧波消除電路，該主動諧波消除電路動態(tài)地添加 諧波信號以消除驅(qū)動信號中的對應(yīng)諧波?？商峁┐祟愔鲃又C波消除電路的方式示于圖9中。 如圖所示，從電壓感測電路31獲得的電壓被饋送回到微處理器23并且將包括驅(qū)動信號的期 望的基本頻率和如前所述在端子A和B處施加的驅(qū)動信號(Vab)的任何不需要的更高次諧波 (在驅(qū)動波形已被設(shè)計成使3階諧波最小化的情況下主要為3次諧波）。在本實施方案中，驅(qū) 動信號可僅為具有當(dāng)前指定的周期（A t)而不是圖4所示的更復(fù)雜的波形的周期性方波信 號。如圖9所示，該反饋信號被傳遞至組合器133的負(fù)輸入端，在那里反饋信號被從參考信號 (Vref)中減去，該參考信號已被傳遞穿過延遲濾波器131，該延遲濾波器用于延遲參考信號 以穩(wěn)定反饋回路。參考信號(Vref)是由微處理器23(例如由控制信號發(fā)生器95)生成并且通 常其為具有與當(dāng)前針對驅(qū)動信號(Vab)設(shè)定的相同的周期（△ t)和相同的相位的正弦信號。 從組合器133輸出的錯誤信號（e)輸入至控制器135(諸如PID控制器），控制器135被布置成 生成并輸出控制信號，該控制信號由放大器137(優(yōu)選為線性放大器)放大，然后施加到手動 聯(lián)接至次級電感器線圈53的電感器線圈139(Lh)。因此，施加到超聲換能器8的信號包括驅(qū) 動信號和來自電感器139的諧波補償信號。因此，借助輸出尋求使錯誤信號（e)減少到零的 控制信號的控制器135,控制信號的含量將跟蹤并基本上消除驅(qū)動信號的諧波含量，使得僅 具有周期（A t)的基本分量將施加到超聲換能器8。
[0116] 在上述實施方案中，描述了各種操作頻率、電流、電壓等。如本領(lǐng)域的技術(shù)人員將 了解，確切電流、電壓、頻率、電容器值、電感器值等均可根據(jù)應(yīng)用來加以改變并且上文所述 的任何值不應(yīng)被視為以任何方式限制。
[0117] 然而，概括來講，上述電路已被設(shè)計成向醫(yī)療裝置提供驅(qū)動信號，其中傳送功率期 望為至少IOW并且優(yōu)選地在IOW與200W之間；傳送電壓期望為至少20VRMS并且優(yōu)選地在30VRMS 與120Vrms之間；傳送電流被設(shè)計為至少0.5Arms并且優(yōu)選地在IArms與2Arms之間；并且驅(qū)動頻 率期望為至少20kHz并且優(yōu)選地在30kHz與80kHz之間。
[0118] 在上述實施方案中，諧振電路43由電容器-電感器-電感器元件形成。如本領(lǐng)域的 技術(shù)人員將了解，也可使用具有呈各種串聯(lián)和并聯(lián)構(gòu)型的多個電容器和電感器的其它諧振 電路設(shè)計或更簡單的LC諧振電路。
[0119] 此外，在一些應(yīng)用中，不需要變壓器來遞升驅(qū)動電壓，因為FET可傳送所需的驅(qū)動 電壓。
[0120] 圖1示出了一種方式，其中電池和控制電子器件可安裝到醫(yī)療裝置的柄部中。本領(lǐng) 域的技術(shù)人員將會知道，柄部的形狀因數(shù)可采取多種不同的設(shè)計。實際上，裝置為電池供電 的并不是必須的，但這對于一些應(yīng)用無需使用電源線等而為優(yōu)選的。
[0121] 在上述實施方案中，描述了用于對被鉗子夾持的脈管或組織進行切割/燒灼的示 例性控制算法。如本領(lǐng)域的技術(shù)人員將了解，可使用各種不同的程序并且讀者參考描述此 類切割/燒灼的操作的文獻以獲取更多細(xì)節(jié)。
[0122] 在上述實施方案中，使用了四個??Τ開關(guān)來將由電池提供的直流電壓轉(zhuǎn)換成期望 頻率下的交變信號。如本領(lǐng)域的技術(shù)人員將了解，沒有必要使用四個開關(guān)一也可以使用兩 個開關(guān)(使用半橋電路）。另外，盡管使用了 FET開關(guān)，但也可以使用其它切換裝置，諸如雙極 性晶體管開關(guān)。然而，MOSFET是優(yōu)選的，因為其在上述頻率和電流水平下操作時低損耗的優(yōu) 越性能。
[0123] 在上述實施方案中，I和Q采樣電路81每周期八次對感測電壓/電流信號進行采樣。 本領(lǐng)域的技術(shù)人員將會知道，這并不是必須的。由于采樣的同步性質(zhì)，如果需要可每周期多 于一次或每η個周期一次來獲取樣品。
[0124] 上述實施方案中使用的采樣速率被選擇成使測量結(jié)果提供給功率控制器85、PLL 控制器87和醫(yī)療裝置控制模塊89的速率最大化，因為這允許在切割/燒灼過程期間更好地 控制所施加的功率。
[0125] 在上述實施方案中，提供了 14V直流電源。在其它實施方案中，可提供更低（或更 高）的直流電壓源。在這種情況下，可提供更大(或更?。┑淖儔浩骶€匝比以使負(fù)載電壓升高 至期望的電平，或者可使用更低的操作電壓。
[0126] 在上述實施方案中，醫(yī)療裝置被布置成向超聲換能器傳送期望的功率。在另選的 實施方案中，裝置可被布置成向超聲換能器傳送期望的電流或電壓電平。
[0127] 在上述實施方案中，電池示出為整合到醫(yī)療裝置。在另選的實施方案中，可將電池 包裝以夾在外科醫(yī)生的束帶上，或只是放置在Mayo架上。在本實施方案中，相對較小的兩個 導(dǎo)體電纜將電池組連接到醫(yī)療裝置。
[0128] 在上述實施方案中，提供了基于微處理器的控制電路。這因可使用適當(dāng)?shù)挠嬎銠C 軟件來將微處理器編程以執(zhí)行上述控制動作的簡易性而為優(yōu)選的。此類軟件可提供在諸如 ⑶-ROM等有形載體上。另選地，代替上述基于微處理器的電路，可使用硬件控制電路。
【主權(quán)項】
1. 一種醫(yī)療裝置，包括： 輸入端，所述輸入端用于接收用于控制所述醫(yī)療裝置的輸入信號； 端部執(zhí)行器； 超聲換能器，所述超聲換能器聯(lián)接至所述端部執(zhí)行器； 驅(qū)動電路，所述驅(qū)動電路聯(lián)接至所述輸入端并且能夠操作以生成周期性驅(qū)動信號并將 所述驅(qū)動信號提供至所述超聲換能器； 其中所述超聲換能器具有諧振特性，并且其中所述驅(qū)動電路包括與所述超聲換能器的 所述諧振特性匹配的諧振電路。2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，包括第一控制器，所述第一控制器用于根據(jù)施加到所述 換能器的感測負(fù)載電壓和感測負(fù)載電流來改變所述驅(qū)動信號的周期。3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的裝置，其中所述第一控制器被布置成根據(jù)所述感測負(fù)載電壓 與所述感測負(fù)載電流之間的相位差來改變所述驅(qū)動信號的周期。4. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的裝置，其中所述第一控制器被布置成改變所述驅(qū)動信號的周 期，使得所述感測負(fù)載電壓與所述感測負(fù)載電流之間的所述相位差對應(yīng)于相位需求。5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的裝置，包括第二控制器，所述第二控制器被布置成改變所述相 位需求，以便改變施加到所述超聲換能器的功率、電壓或電流。6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的裝置，其中所述第二控制器被布置成根據(jù)所述感測負(fù)載電壓 和/或所述感測負(fù)載電流或根據(jù)測量到的負(fù)載阻抗來改變所述相位需求。7. 根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項所述的裝置，包括從直流電源生成周期性驅(qū)動信號的切 換電路，并且其中所述諧振電路被構(gòu)造成能夠接收所述周期性驅(qū)動信號。8. 根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項所述的裝置，包括被布置成生成包括相反極性的周期性 驅(qū)動脈沖的數(shù)字驅(qū)動信號的控制電路，并且其中所述脈沖的相對定時被選擇成使所述驅(qū)動 信號的三次諧波含量最小化。9. 根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一項所述的裝置，還包括用于減少所述驅(qū)動信號的施加到所 述換能器的諧波分量的電路。10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的裝置，其中所述電路包括以下中的一者或多者：i)緩沖電路， 所述緩沖電路與所述換能器并聯(lián)連接，以便為所述驅(qū)動信號的諧波信號提供低阻抗路徑； 和ii)主動反饋電路，所述主動反饋電路被布置成生成諧波補償信號以消除所述驅(qū)動信號 的諧波信號。11. 根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一項所述的裝置，包括用于保持一個或多個電池的電池 倉，所述一個或多個電池用于向用以生成所述驅(qū)動信號的所述驅(qū)動電路提供功率。12. 權(quán)利要求要求1至11中任一項所述的裝置，包括控制電路，所述控制電路能夠操作 以接收所述驅(qū)動信號的測量結(jié)果，并且其能夠操作以改變所述驅(qū)動信號的周期，從而控制 傳送至所述超聲換能器的功率、電壓和/或電流。13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的裝置，其中所述測量結(jié)果是從采樣電路獲得的，所述采樣電 路以隨所述驅(qū)動信號的周期和相位而變化的采樣頻率來對感測電壓或電流信號進行采樣。14. 根據(jù)權(quán)利要求12或13中任一項所述的裝置，其中所述控制電路被構(gòu)造成能夠改變 所述驅(qū)動信號的周期，使得所述驅(qū)動信號的頻率圍繞所述超聲換能器的諧振頻率變化，優(yōu) 選在所述超聲換能器的諧振頻率的〇. 1 %至1 %內(nèi)變化。15. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的裝置，其中所述超聲換能器的諧振特性在使用期間隨聯(lián)接 至所述超聲換能器的負(fù)載而變化，并且其中所述控制電路被構(gòu)造成能夠改變所述驅(qū)動信號 的周期，以跟蹤所述超聲換能器的諧振特性的變化。16. -種醫(yī)療裝置，包括： 輸入端，所述輸入端用于接收用于控制所述裝置的操作的輸入； 端部執(zhí)行器； 超聲換能器，所述超聲換能器聯(lián)接至所述端部執(zhí)行器； 驅(qū)動電路，所述驅(qū)動電路能夠操作以生成周期性驅(qū)動信號并將所述驅(qū)動信號提供至所 述超聲換能器;和 控制電路，所述控制電路能夠操作以改變所述驅(qū)動信號的周期，從而控制提供至所述 超聲換能器的功率、電壓和電流中的至少一者。17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的裝置，其中所述控制電路包括第一控制器，所述第一控制器 用于根據(jù)施加到所述超聲換能器的感測負(fù)載電壓和感測負(fù)載電流來改變所述驅(qū)動信號的 周期。18. 根據(jù)權(quán)利要求17所述的裝置，其中所述第一控制器被布置成根據(jù)所述感測負(fù)載電 壓與所述感測負(fù)載電流之間的相位差來改變所述驅(qū)動信號的周期。19. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的裝置，其中所述第一控制器被布置成改變所述驅(qū)動信號的 周期，使得所述感測負(fù)載電壓與所述感測負(fù)載電流之間的所述相位差對應(yīng)于相位需求。20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的裝置，其中所述控制電路包括第二控制器，所述第二控制器 被布置成改變所述相位需求，以便改變施加到所述超聲換能器的功率、電壓或電流。21. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的裝置，其中所述第二控制器被布置成根據(jù)所述感測負(fù)載電 壓和/或所述感測負(fù)載電流或根據(jù)測量到的負(fù)載阻抗來改變所述相位需求。22. -種操作醫(yī)療裝置的方法，包括生成周期性驅(qū)動信號，并將所述驅(qū)動信號施加到聯(lián) 接至所述醫(yī)療裝置的端部執(zhí)行器的超聲換能器，并且控制所述驅(qū)動信號的周期，以控制施 加到所述超聲換能器的功率、電流和電壓中的至少一者。23. -種燒灼或切割脈管或組織的方法，所述方法包括： 用醫(yī)療裝置的端部執(zhí)行器來夾持所述脈管或組織； 使用驅(qū)動電路來向聯(lián)接至所述端部執(zhí)行器的超聲換能器施加周期性驅(qū)動信號；以及 控制所述驅(qū)動信號的周期，以控制施加到所述組織的功率、電流和電壓中的至少一者， 以執(zhí)行所述燒灼或所述切割。24. 根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，所述方法使用根據(jù)權(quán)利要求1至21中任一項所述的醫(yī) 療裝置。25. 根據(jù)權(quán)利要求23或24所述的方法，其中所述控制步驟改變所述驅(qū)動信號的周期，以 控制施加到所述組織或脈管的所述超聲信號的功率，并且所述方法還包括獲得由所述換能 器和所述組織或脈管引起的所述驅(qū)動電路上的負(fù)載的阻抗的測量結(jié)果，并且根據(jù)所獲得的 阻抗測量結(jié)果來改變待施加到所述組織或脈管的期望功率。26. -種在具有超聲換能器的醫(yī)療裝置中使用的電子設(shè)備，所述電子設(shè)備包括： 驅(qū)動電路，所述驅(qū)動電路能夠操作以生成用于供應(yīng)至所述超聲換能器的周期性驅(qū)動信 號； 感測電路，所述感測電路用于感測供應(yīng)至所述超聲換能器的負(fù)載電壓和/或負(fù)載電流； 控制電路，所述控制電路能夠操作以根據(jù)由所述感測電路感測到的所述負(fù)載電壓和/ 或負(fù)載電流來改變所述驅(qū)動信號的周期，以控制供應(yīng)至所述超聲換能器的功率、電壓和電 流中的至少一者。27. 根據(jù)權(quán)利要求26所述的設(shè)備，其中所述控制電路被布置成根據(jù)所述感測負(fù)載電壓 與所述感測負(fù)載電流之間的相位差來改變所述驅(qū)動信號的周期。28. 根據(jù)權(quán)利要求27所述的設(shè)備，其中所述控制電路被布置成改變所述驅(qū)動信號的周 期，使得所述感測負(fù)載電壓與所述感測負(fù)載電流之間的所述相位差對應(yīng)于相位需求。29. 根據(jù)權(quán)利要求28所述的設(shè)備，包括第二控制電路，所述第二控制電路被布置成改變 所述相位需求，以便改變施加到所述超聲換能器的功率、電壓或電流。30. 根據(jù)權(quán)利要求29所述的設(shè)備，其中所述第二控制電路被布置成根據(jù)所述感測負(fù)載 電壓和/或所述感測負(fù)載電流來改變所述相位需求。31. 根據(jù)權(quán)利要求26至30中任一項所述的設(shè)備，其中所述超聲換能器具有諧振特性，并 且所述驅(qū)動電路包括與所述超聲換能器的諧振特性匹配的諧振電路;并且所述設(shè)備還包括 從直流電源生成周期性驅(qū)動信號的切換電路，并且其中所述諧振電路被構(gòu)造成能夠接收所 述周期性驅(qū)動信號。32. -種基本上如上文結(jié)合附圖所述或如附圖所示的醫(yī)療裝置或控制電路。33. -種操作基本上如上文結(jié)合附圖所述或如附圖所示的醫(yī)療裝置的方法。
【文檔編號】A61B17/32GK105979890SQ201480075552
【公開日】2016年9月28日
【申請日】2014年12月8日
【發(fā)明人】A·E·格林, P·C·羅伯茨, M·D·圖克威爾, P·R·博罕姆
【申請人】伊西康內(nèi)外科有限責(zé)任公司