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西班牙人vs维戈塞尔塔: 用于控制電外科系統的操作的系統和方法.pdf

摘要
申請專利號:

维戈塞尔塔vs皇家社会 www.vmyqew.com.cn CN201510600348.9

申請日:

20150918

公開號:

CN105434036A

公開日:

20160330

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B18/12 主分類號: A61B18/12
申請人: 柯惠有限合伙公司
發明人: D·W·赫克爾,K·韋格爾,W·D·??四?K·C·布魯克曼
地址: 美國馬薩諸塞
優先權: 62/052,046,62/052,062,14/851,258
專利代理機構: 中國國際貿易促進委員會專利商標事務所 代理人: 金曉
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201510600348.9

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明涉及用于控制電外科系統的操作的系統和方法。在電纜詢問階段期間使用轉移矩陣對包括或者連接至輸出電路的電外科系統進行建模以確定電外科系統中的泄漏電容,其中輸出電路包括電外科設備和電纜。在將泄漏電容分配至或者設定至轉移矩陣中的虛擬電容器之后,可以通過向輸出電路施加實際輸入電壓和測量產生的輸入電流以及將輸入電壓和測量的電流乘以轉移矩陣來確定電外科系統的輸出參數(諸如輸出電壓、輸出電流、輸出阻抗或者輸出電力)。

權利要求書

1.一種操作電外科系統的方法,包括:對于連接至輸出電路的電外科系統執行下列操作,其中輸出電路包括連接至電外科設備的電纜,定義轉移矩陣,所述轉移矩陣電氣地表示所述輸出電路并且包括虛擬電容器;向所述虛擬電容器分配表示所述輸出電路中的所述泄漏電容的電容值;在電外科程序期間執行,(i)由所述電外科系統,向所述電纜施加輸入電壓并且測量所述電纜中的輸入電流;(ii)使用所述轉移矩陣從所述輸入電壓和所述輸入電流來計算所述輸出電路的輸出阻抗,以及(iii)將所述輸出阻抗與阻抗閾值進行比較;以及基于比較結果確定所述電外科系統的操作模式。2.根據權利要求1所述的方法,其中計算所述電纜的所述輸出阻抗包括通過使用所述轉移矩陣從所述輸入電壓和所述輸入電流來計算所述輸出電路的輸出電壓和輸出電流。3.根據權利要求2所述的方法,還包括從所述輸出電壓和輸出電流計算從所述電外科系統經由所述電外科設備傳送至身體器官或者組織的電力。4.根據權利要求1所述的方法,其中將所述電容值分配至所述虛擬電容器包括從選自由RFID標簽和條形碼組成的組的設備讀取所述電容值。5.根據權利要求1所述的方法,其中將所述電容值分配至所述虛擬電容器包括手動地通過所述電外科系統接收用于所述轉移矩陣的所述電容值。6.根據權利要求1所述的方法,其中將所述電容值分配至所述虛擬電容器包括,在線纜詢問階段期間:(i)在系列的電容值之間改變所述虛擬電容器的值并且通過使用所述轉移矩陣為所述輸出電路計算分別地與所述系列的電容值相對應的系列的輸出阻抗;(ii)從所述系列的輸出阻抗導出最大輸出阻抗;(iii)為所述虛擬電容器Cvirtual確定最優電容值,對于所述最優電容值所述輸出阻抗是最大的;以及(iv)將所述最優電容值分配至所述虛擬電容器。7.根據權利要求6所述的方法,包括,當所述電外科設備從所述電纜斷開時:由所述電外科系統,向所述電纜施加輸入電壓并且響應于所施加的輸入電壓,測量所述電纜中的輸入電流;以及對于所述虛擬電容器的每個值,(i)將所述輸入電壓和所述輸入電流乘以所述轉移矩陣以獲得所述輸出電路的輸出電壓和輸出電流;以及(ii)從所述輸出電壓和所述輸出電流計算所述輸出電路的輸出阻抗。8.根據權利要求6所述的方法,包括從所述系列的輸出阻抗選擇最大輸出阻抗。9.根據權利要求6所述的方法,包括從所述系列的輸出阻抗插值最大輸出阻抗。10.根據權利要求6所述的方法,包括根據電容間隔改變所述虛擬電容器的值。11.根據權利要求6所述的方法,包括在電容范圍50pF-600pF內改變所述虛擬電容器的值。12.根據權利要求1所述的方法,其中確定所述電外科系統的操作模式包括確定所述電外科設備是否連接至所述電纜。13.根據權利要求1所述的方法,其中確定所述電外科系統的操作模式包括確定所述電外科設備是否接觸身體器官或者組織。14.根據權利要求1所述的方法,包括基于所述比較結果確定所述輸出電路是處于所述電外科設備不接觸身體器官或者組織的‘斷開電路’狀態,還是處于所述電外科設備接觸所述身體器官或者組織的‘閉合電路’狀態。15.根據權利要求1所述的方法,其中所述電外科系統的所述輸出電路包括下列中的任何一個:(i)連接至所述電外科系統的所述電纜,(ii)所述電外科設備接觸身體器官或者組織,(iii)將所述電纜連接至所述電外科系統的適配器,(iv)將所述電外科設備連接至所述線纜的適配器,以及(v)所述電外科設備由用戶握持,包括它們的任何組合。

說明書

技術領域

本公開涉及電外科系統。更具體地,本公開涉及用于在電外科程序期間控制電外科系統的操作的方法,以及涉及使用該方法的電外科系統。

背景技術

有時使用能量傳送系統治療受損組織??梢雜τ帽玖煊蛞閻撓糜謐櫓瘟頻母髦擲嘈偷鬧瘟菩閱芰?例如,電、超聲波、微波、低溫、熱、激光等等)來治療組織。電外科學是涉及傳送高射頻(“RF”)電能量(例如,在自動雙極電外科系統中1-70瓦特,在單極電外科系統中1-300瓦特)的組織治療技術。電外科治療由電外科設備(例如,電外科鉗)呈現。

電外科系統通常監測電壓和電流以‘遠程地’評估電外科設備處的阻抗。評估電外科設備處的阻抗使電外科系統能夠檢測電外科系統處于電外科設備不接觸所治療部位的‘斷開電路’狀態中還是處于電外科設備接觸所治療部位的‘閉合電路’狀態中。在這兩個狀態之間進行區分使得電外科系統能夠僅在電外科設備接觸所治療部位時輸出(生成)治療性能量。

當外科設備接觸組織時,由電外科系統評估的阻抗相對較低(十分之幾歐姆到幾千歐姆)。當外科設備與所治療組織分離時,由電外科系統測量的阻抗應當理想地為無窮大(或者實際上非常高;例如,十分之幾兆歐姆的數量級)。如果是這種情況,則斷開電路狀態與閉合電路狀態之間的阻抗間隙將非常大,這將使電外科系統能夠容易地并且可靠地區分兩個狀態。然而,在實踐中,電外科系統的周邊(其可以包括例如一個或者多個線纜、一個或者多個適配器、一個或者多個連接器、一個或者多個外科設備等等)包括寄生(泄漏)阻抗,該寄生阻抗不利地影響阻抗間隙(即,它們使間隙變狹窄)。根據電外科系統的周邊的電氣特征,由它不合需要地強加的阻抗可以例如從十分之幾歐姆變化到十分之幾千歐姆。

由電外科系統的周邊強加在電外科系統上的寄生(例如,泄漏)阻抗造成這樣的問題--在電外科程序期間監測阻抗的電外科系統可能將寄生阻抗錯誤地解釋為由組織接觸引起的阻抗(即使在電外科設備不接觸組織的情況下)。因此,電外科系統可能錯誤地繼續向電外科設備傳送治療性能量,或者恢復傳送治療性能量(即使設備(例如,鉗)沒有接觸外科部位)。由外科醫生握持治療設備也可能增加寄生阻抗,這使對由電外科系統評估的阻抗的錯誤解釋的問題加劇。(外科醫生可以在治療之前以及隨后在治療期間握持設備,以及偶爾地她/他可以使設備與所治療組織分離,并且因此由外科醫生引起的寄生阻抗也可能在電外科過程期間改變。)

由于,通常電外科系統用以評估電外科設備處的阻抗(從而評估設備-組織接觸程度)的電壓和電流并不真正地表示電外科設備處的真實阻抗(由于上述寄生/泄漏電容),因此不僅區分斷開電路狀態與閉合電路狀態可能不可靠,而且電外科系統可能向不是治療上最優的組織傳送/輸出治療性/治療能量。

盡管在電外科程序期間電外科系統中未知的阻抗是變化的,但是具有使電外科系統能夠可靠操作的方法和系統將是有利的。

發明內容

操作可以連接至輸出電路的電外科系統的方法可以包括定義轉移矩陣,所述輸出電路包括連接至電外科設備的電纜,該轉移矩陣電氣地表示輸出電路并且包括虛擬電容器(Cvirtual)以表示輸出電路中的泄漏電容(Clkg)。方法可以包括將可以表示泄漏電容的電容值分配至或者設定至虛擬電容器??梢蘊崆爸賴縟葜?例如,可以從由RFID標簽和條形碼組成的組中選擇的設備讀取該電容值,并且可以將該電容值自動地設定至Cvirtual或者可以通過從用戶接收輸入手動地設定該電容值。)??梢圓惶崆爸賴縟葜?,在這種情況下,可以通過掃描虛擬電容器的值確定最優電容來確定電容值,該最優電容是最好地表示泄漏電容的虛擬/理論電容。(‘最好地表示泄漏電容的虛擬/理論電容’指的是其值與泄漏電容的值相同或者近似相同的虛擬/理論電容。)

在電外科程序期間,方法還可以包括(i)由電外科系統向電纜(例如,電纜的輸入端)施加輸入電壓(Vin),以及響應于輸入電壓Vin,測量電纜中的輸入電流(Iin);(ii)使用轉移矩陣從輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)計算輸出電路的輸出阻抗(Zout),以及(iii)將輸出阻抗(Zout)與阻抗閾值進行比較。關于電外科系統的電流或者緊接著的操作模式的確定可以基于比較結果。

計算電纜的輸出阻抗(Zout)可以包括通過使用轉移矩陣從輸入電壓(Vin)和從輸入電流(Iin)來計算輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)。為輸出電路計算的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)可以用于計算從電外科系統經由電外科設備傳送至身體器官或者組織的電力(Pout)。

將最優電容值分配至虛擬電容器(Cvirtual)可以包括在線纜詢問階段期間,(i)在系列的電容值之間改變虛擬電容器的值以及通過使用表示輸出電路的轉移矩陣計算與系列的電容值分別地相對應的系列的輸出阻抗;(ii)從系列的輸出阻抗導出最大輸出阻抗(Zmax);(iii)為虛擬電容器確定最優電容值,輸出阻抗對于該最優電容值是最大的;以及(iv)將最優電容值分配至虛擬電容器??梢愿蕕縟菁涓舾謀?掃描)虛擬電容器(Cvirtual)的值,例如可以在電容范圍50pF-600pF內掃描該虛擬電容器的值。(可以使用其它電容范圍。)

將最優電容值分配至虛擬電容器可以包括將電外科設備從電纜斷開,隨后由電外科系統向電纜施加輸入電壓(Vin)并且響應于施加的輸入電壓(Vin)測量電纜中的輸入電流(Iin),以及對于虛擬電容器的每個值,將輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)乘以轉移矩陣以獲得輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout),以及從輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)計算輸出電路的輸出阻抗(Zout)??梢源酉盜械氖涑鱟榪怪醒≡褡畬笫涑鱟榪?Zmax),或者可以從系列的輸出阻抗插值該最大輸出阻抗。

確定電外科系統的操作模式可以包括確定電外科設備連接至電纜還是從電纜斷開,和/或確定電外科設備是否接觸身體器官或者組織,和/或電纜連接至電外科系統還是從電外科系統斷開,和/或基于比較結果確定輸出電路處于電外科設備不接觸身體器官或者組織“斷開電路”狀態還是處于電外科設備接觸身體器官或者組織的“閉合電路”狀態。

根據權利要求1所述的方法,其中電外科系統的輸出電路包括下列中的任何一個:(i)連接至電外科系統的電纜,(ii)電外科設備接觸身體器官或者組織,(iii)將電纜連接至電外科系統的適配器,(iv)將電外科設備連接至線纜的適配器,以及(v)電外科設備由用戶握持,以及包括它們的任何組合。

根據另一個實施例,操作電外科系統(包括信號發生器以及輸出電路,輸出電路包括將電外科設備連接至電外科系統的電纜)的方法可以包括,(i)向電纜施加輸入電壓(Vin)以及響應于輸入電壓Vin,測量電纜中的輸入電流(Iin),(ii)從輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)以及通過使用電氣地表示輸出電路的轉移矩陣計算輸出電路的電氣參數??梢曰詰縉問鬧等范ǖ繽飪葡低車牟僮髂J交蛘叩繽飪葡低辰恢戀牟僮髂J?。

轉移矩陣可以包括虛擬電容器(Cvirtual),并且方法可以包括向虛擬電容器(Cvirtual)分配或者設定表示輸出電路中的泄漏電容(Clkg)的電容值。泄漏電容(Clkg)可以包括下列中的一個或者多個:由于線纜的泄漏電容、由于電外科設備的泄漏電容、由于將線纜連接至電外科系統的連接器的泄漏電容、由于將線纜連接至電外科設備的連接器的泄漏電容,以及由于對象(例如,外科醫生、技術人員等等)接觸電外科設備的泄漏電容。

向虛擬電容器(Cvirtual)分配表示泄漏電容(Clkg)的電容值可以包括向虛擬電容器(Cvirtual)分配或者設定泄漏電容(Clkg)的值。替換地,將表示泄漏電容(Clkg)的電容值分配至虛擬電容器(Cvirtual)可以包括在線纜詢問階段期間,(i)在系列的電容值之間改變轉移矩陣的虛擬電容器(Cvirtual)的值以及通過使用轉移矩陣為輸出電路計算與系列的電容值分別地相對應的系列的輸出阻抗;(ii)從系列的輸出阻抗導出最大輸出阻抗(Zmax);(iii)確定最優電容值,輸出阻抗對于該最優電容值是最大的(Zmax);以及(iv)將最優電容值分配至虛擬電容器(Cvirtual)。

可以從由下列模式組成的組中選擇操作模式:(i)通過/由信號發生器經由電外科設備向所治療部位傳送治療性能量,(ii)在治療性能量傳送至所治療部位時或者同時調節信號發生器的電氣參數,(ii)抑制向所治療部位傳送治療性能量。

電氣參數可能是輸出電路的輸出阻抗(Zout),以及方法可以包括基于輸出阻抗(Zout)的值確定電外科系統的操作模式或者為電外科系統確定操作模式,和/或區分輸出電路的‘斷開電路’狀態(其中電外科設備從所治療部位分離)與輸出電路的‘閉合電路’狀態(其中電外科設備附接至(接觸)所治療的部位)。計算輸出電路的輸出阻抗(Zout)可以包括通過將Vin和Iin乘以轉移矩陣計算輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)。電氣參數可以是經由電外科設備傳送或者要傳送至所治療部位的輸出電力(Pout)。計算輸出電力可以包括通過將Vin和Iin乘以轉移矩陣來計算輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)。方法可以包括控制輸出電力以在治療性能量傳送期間向所治療部位提供最優的治療性能量。

還提供了可以包括治療性能量傳送發生器、用以控制治療性能量發生器的控制器以及輸出電路的電外科系統。輸出電路可以包括例如向所治療部位傳遞治療性能量的電外科設備以及可以將電外科設備電連接至電外科系統的電纜。

控制器可以配置為定義轉移矩陣,該轉移矩陣電氣地表示電外科系統或者輸出電路。轉移矩陣可以包括虛擬電容器(Cvirtual),用于表示電外科系統或者輸出電路中的泄漏電容(Clkg)??刂破骺梢耘渲夢蛐檳獾縟萜?Cvirtual)分配可以表示泄漏電容(Clkg)的電容值以及通過下列方式監測輸出電路的電氣參數:(i)向電纜施加輸入電壓(Vin)以及測量電纜中的輸入電流(Iin),以及(ii)從輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)以及通過使用轉移矩陣來計算輸出電路的電氣參數??刂破骺梢耘渲夢詰縉問鬧等范ǖ繽飪葡低車牟僮髂J交蛘呶繽飪葡低橙范ú僮髂J?。

可以從由下列參數組成的組中選擇電氣參數:輸出電路的輸出電壓、輸出電路的輸出電流、輸出阻抗和傳送至所治療部位的輸出電力??梢源佑上鋁心J階槌傻淖櫓醒≡癲僮髂J劍?i)從信號發生器向所治療部位傳送治療性能量,(ii)當治療性能量傳送至所治療部位時調節信號發生器的電氣參數,以及(iii)抑制向所治療部位傳送治療性能量。

控制器可以配置為接收表示輸出電路中的泄漏電容的電容值(如果提前知道),以及將該值分配或者設定至虛擬電容。如果表示泄漏電容的電容值是未知的,則控制器可以配置為通過在系列的電容值之間改變(“掃描“)轉移矩陣中的虛擬電容器(Cvirtual)的值以及通過使用轉移矩陣為輸出電路計算與系列的電容值分別地相對應的系列的輸出阻抗來對該電容值進行評估。隨后,控制器可以從系列的輸出阻抗導出最大輸出阻抗(Zmax),并且確定(例如,計算)最優電容值,對于該最優電容值輸出阻抗是最大的(Zmax)。隨后,控制器可以將最優電容值分配或者設定至虛擬電容器(Cvirtual)。

控制器可以通過下列方式將表示泄漏電容(Clkg)的電容值確定至虛擬電容器(Cvirtual):(i)在系列的電容值之間改變轉移矩陣的虛擬電容器(Cvirtual)的值以及通過使用轉移矩陣為輸出電路計算與系列的電容值分別地相對應的系列的輸出阻抗,(ii)從系列的輸出阻抗導出最大輸出阻抗(Zmax),(iii)為虛擬電容器(Cvirtual)確定最優電容值,對于該最優電容值輸出阻抗是最大的(Zmax)。

當電外科設備從所治療部位分離時(例如,在線纜詢問階段期間),控制器可以使信號發生器向電纜輸出輸入電壓(Vin),并且響應于輸入電壓(Vin)測量電纜中的輸入電流(Iin),以及對于虛擬電容器(Cvirtual)的每個值,控制器可以將輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)乘以轉移矩陣以獲得輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)。隨后,控制器可以針對虛擬電容器的每個值(從而針對具有不同Cvirtual值的每個轉移矩陣)從相關的輸出電壓和輸出電流計算輸出電路的輸出阻抗(Zout)。

附圖說明

在附圖中圖示了各種示例性實施例,意在這些示例不是限制性的。應當理解,為了圖示的簡單和清楚,下面參考的圖中所示的要素并不一定是按比例繪制的。同時,在認為合適的地方,附圖標記可以在圖中重復以指示相似的、對應的或者類似的要素。附圖有:

圖1A示出了圖示自動雙極電外科系統的上下文中的理想情況的曲線;

圖1B示出了圖示自動雙極系統的上下文中的現實情況的曲線;

圖2A示出了根據示例實施例的概念性雙端口網絡;

圖2B示意性地圖示了根據示例實施例表示電外科系統的雙端口網絡;

圖3示出了根據示例實施例的阻抗-電容曲線;

圖4是根據示例實施例的電外科系統以及設置和安裝的框圖;

圖5示出了根據示例實施例的操作電外科系統的方法;

圖6示出了根據另一個示例實施例的操作電外科系統的方法;

圖7示出了根據示例實施例展示由電外科系統使用此處公開的方法的框圖;以及

圖8示意性地圖示了根據示例實施例的方法的利用。

具體實施方式

下列描述提供了示例性實施例的各種細節。然而,該描述并不旨在限制權利要求的范圍,而是解釋本發明的各種原理以及實施本發明的方式。

盡管本發明的實施例不限于這一點,但是利用諸如“處理”、“計算”、“運算”、“確定”、“分析”、“檢查”等等術語的討論可以指代計算機、計算系統或者其它電子計算設備的一個或者多個操作和/或一個或者多個過程,該一個或者多個操作和/或一個或者多個過程操縱表示為計算機的寄存器和/或存儲器內的物理(例如,電子的)量的數據和/或將該數據變換為類似地表示為計算機的寄存器和/或存儲器或者可以存儲指令以執行操作和/或過程的其它信息非暫時性存儲介質內的物理量的其它數據。除非明確地敘述,此處描述的方法實施例不限于特定順序或者序列。另外,可以例如在相同時間點發生或者執行所描述的方法實施例中的一些或者其步驟。

圖1A示出了圖示自動雙極(“ABP”)電外科系統的上下文中的理想情況的曲線100。水平軸指示ABP電外科系統的狀態/條件;例如,系統的輸出電路是閉合的對比斷開的。垂直軸指示要由ABP電外科系統在電外科設備尖端處感測的外部輸出阻抗。(同樣的情況也適用于如下所述的圖1B中的軸。)

當電外科系統執行電外科程序時,執行治療的電外科(治療)設備(例如,鉗)可以在一些時刻接觸所治療的身體器官或者組織,以及在其它時刻,例如為了不向所治療組織/部位提供太多能量(例如為了不使所治療的組織/部位過熱),該電外科設備可以有意地遠離治療部位移動。(有時,治療可以無意地遠離治療部位移動。)

在理想情況下,當治療設備接觸所治療的組織時(例如,當ABP系統的電路(電外科系統的‘輸出電路’或者簡稱‘輸出電路’)通過組織的阻抗閉合時),ABP系統將感測相對小的阻抗(Z1,圖1A),該阻抗近似地為組織的阻抗,以及當治療設備不接觸所治療的組織時(即,當ABP系統的輸出電路斷開時),ABP系統將感測的阻抗理論上應當是無窮大的(Z∞,圖1A),或者在實踐中,至少為幾百兆歐姆的數量級。

如圖1A所示,Z1(‘閉合電路’狀態期間的阻抗)與Z∞(‘斷開電路’狀態期間的阻抗)之間的阻抗間隙ΔZ1(圖1A)非常大,使得可以容易地區分兩個不同的阻抗狀態。由于當遠離身體移動治療設備時,ABP系統應當停止傳送治療性RF能量,因此可靠地區分兩個阻抗狀態(即,Z1對比Z∞)的能力是安全可靠并且高效地操作電外科系統的先決條件。然而,在實踐中,如在下面描述的圖1B中展示的,部分地由于存在于電外科系統的輸出電路中(以及在電外科系統本身中)的寄生電容,阻抗間隙遠非理想的。

圖1B示出了圖示ABP系統的上下文中的示例情況的曲線110。當治療設備(例如,鉗)接觸所治療的組織時,參見設備條件120;

即,當ABP系統的輸出電路通過組織的阻抗閉合時,ABP系統典型地感測相對小的阻抗(下方線150),該阻抗可以例如根據組織的生理性質的變化(例如,當治療組織時)而改變。無論ABP系統的輸出電路是閉合還是斷開,系統/裝置安裝(其典型地包括線纜、一個或者多個懸空引線、一個或者多個適配器等等)都引入降低由ABP系統感測的總阻抗的寄生阻抗。因此,系統條件120(‘閉合電路’)中的阻抗變化還反映該影響。如圖1B所示,‘閉合電路’狀態(120)中的阻抗可以在ΔZ2內變化,該ΔZ2可以在例如十分之幾歐姆到十分之幾千歐姆的范圍內。低通濾波器可以用于從阻抗測量值去除高頻分量以在閉合電路狀態120期間獲得更平滑的阻抗信號或者數據。

當治療設備停止接觸所治療的部位使得ABP系統的輸出電路斷開時(系統條件130),雖然ABP系統在‘斷開電路’狀態130中通常地感測的輸出阻抗高于由ABP系統在‘閉合電路’狀態(120)中通常感測的阻抗,但是由于由周邊裝置安裝強加在系統的輸出電路上的寄生阻抗,該輸出阻抗仍然比期望的輸出阻抗低得多的。低通濾波器可以用于去除高頻分量以在斷開電路狀態130期間獲得更平滑的阻抗信號或者數據。

寄生阻抗至少有時可以與組織阻抗處于相同或者類似的數量級,從而使區分‘閉合電路’狀態與‘斷開電路’狀態很難,并且有時甚至不可能。如圖1B所示,‘斷開電路’狀態(130)中的阻抗變化可以具有可以高達ΔZ3的大小,該ΔZ3可以在十分之幾千歐姆的范圍內。

如圖1B所示,最小‘斷開電路’阻抗(140)與最大‘閉合電路’阻抗(150)之間的‘中間狀態’阻抗間隙ΔZ4比ΔZ1(圖1A)小得多(Z1<<ΔZ1;ΔZ1→∞),并且這可能使ABP系統不能夠可靠地區分兩個阻抗狀態。由于由裝置安裝引起的寄生阻抗,斷開電路阻抗可以類似閉合電路阻抗(例如,具有表征閉合電路阻抗的值),在這種情況下,ABP系統可能錯誤地判定電路是閉合的,而不是斷開的,產生應當繼續或者恢復傳送治療性RF能量的錯誤結論(即使治療性設備不再接觸所治療的部位)。由于阻抗間隙ΔZ4相對較小,因此為了使電外科系統在每當需要時(例如,在閉合電路狀態期間)向所治療的器官或者組織傳送最優電能量,對于適當操作和最優結果來說在整個電外科程序期間精確地并且可靠地計算電外科系統的輸出電路的輸出阻抗是必需的。

本公開公開了用于精確地并且可靠地計算電外科系統的輸出電路的輸出阻抗的方法和系統。簡單地說,電外科系統的輸出電路建模為雙端口電路,以及表示雙端口電路的轉移矩陣用于兩個階段:(1)線纜詢問階段,在該階段期間,確定電外科系統的輸出電路上強加的總寄生電容,以及(2)阻抗監測階段,在該階段期間,將第一階段中確定的總寄生電容的值分配至轉移矩陣,以及轉移矩陣用于計算電外科系統的輸出電路的輸出阻抗。(電外科系統的輸出電路上強加的總寄生電容在此處稱為“泄漏電容”(Clkg)。)

圖2A示出了根據本發明的概念性雙端口網絡200。雙端口網絡200可以電氣地表示電外科系統。網絡200可以包括電路(206)。電路206可以包括電路元件,該電路元件可以包括由網絡200表示的電外科系統的(或者電外科系統的輸出電路的)串聯阻抗和并聯阻抗。阻抗中的一些可以表示電外科系統的固有(例如,內部)阻抗。其它阻抗(例如,非固有阻抗)可以表示一個或者多個周邊設備的阻抗,該一個或者多個周邊設備可以是或者包括一個或者多個線纜、一個或者多個連接器、一個或者多個適配器和一個或者多個電外科/治療性設備(例如,鉗)。周邊設備可以連接至電外科系統(例如在電外科程序期間),并且因此該周邊設備是或者構成電外科系統的輸出電路。雙端口網絡200的阻抗中的一些或者雙端口網絡200中包括的阻抗中的一些可以表示不期望地泄漏電流的寄生電容或者由該寄生電容引起。網絡200可以表示類似于例如自動雙極(ABP)型電外科系統的雙端口電路,或者其可以表示由自動雙極型電外科系統使用以區分電外科系統的各種狀態或者條件(例如系統的斷開電路狀態和閉合電路狀態)的雙端口電路。

可以定義或者形成轉移矩陣A(202)以表示雙端口網絡200。例如,可以基于或者從上面提到的固有阻抗和非固有阻抗,來定義或者形成轉移矩陣202。(即,轉移矩陣A可以描述為[A]=f(Zsrc_Int,Zlkg_int,Zsrc_Ext,Cvirtual),其中Zsrc_Int、Zlkg_Int和Zsrc_Ext是上面提到的內部和外部阻抗,以及還在下面對Cvirtual進行討論。)可以定義轉移矩陣A,使得其包括虛擬(例如,軟件實現的)電容器,Cvirtual,該電容器的電容值可以表示網絡200中的總寄生/泄漏電容值,Clkg,或者該電容值可以被“掃描”以確定網絡的寄生/泄漏電容值,Clkg。一旦定義或者形成轉移矩陣A,則如在式(1)和(2)處示出的來使用轉移矩陣A(202),其中系數A11定義為A11=Vin/Vout(對于Iout=0),系數A12定義為A12=Vin/Iout(對于Vout=0),系數A21定義為A21=Iin/Vout(對于Iout=0),以及系數A22定義為A22=Iin/Iout(對于Vout=0)。(在圖2A中示出了Vin、Iin、Vout和Iout。)

Vin=A11*Vout+A12*(Iout)(1)

Iin=A21*Vout+A22*(Iout)(2)

或者以不同的方式列出-

V i n I i n = [ A ] * [ V o u t I o u t ] - - - ( 3 ) ]]>

可以使用式(4)計算網絡200的輸出阻抗(Zout)。

Zout=Vout/Iout(4)

可以通過對轉移矩陣A求逆以及使生成的轉移矩陣B與Vin和Iin相乘求得Vout和Iout,如式(5)處所示:

V o u t I o u t = [ B ] * [ V i n I i n ] - - - ( 5 ) ]]>

其中B=A-1(A-1是轉移矩陣A的逆)。

假定轉移矩陣B包括或者考慮到存在于雙端口網絡200中的所有寄生/泄漏電容,Clkg;即,假定Cvirtual=Clkg(假定預先知道Clkg),則對于任何實際輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)可以直接并且容易地計算雙端口網絡的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout),由于當Cvirtual=Clkg時,轉移矩陣A,及因此轉移矩陣B真正地表示網絡200的電路。在此程度上,可以向網絡200提供實際輸入電壓(Vin),以及可以響應于電壓Vin,測量對應的輸入電流(Iin)。(Iin是Clkg的函數,Clkg是網絡200的電路中的實際泄漏電容。)隨后,可以從Vout和Iout計算網絡的輸出阻抗(Zout)。

據稱,可以通過使用電壓計和電流計測量Vout和Iout。然而,在電外科環境中使用這種儀表將需要另外的布線,并且這可能是有問題的,例如,因為這些線纜可能需要被處理(例如,來回移動)并且它們可能增加它們自己的泄漏電容。使用此處公開的輸出阻抗計算方法使這種儀表和布線變得不必要。

可以提前知道線纜(其包括在電外科系統的輸出電路中)的寄生/泄漏電容對總寄生/泄漏電容Clkg的‘貢獻’。例如,可以從條形碼或者RFID標簽讀取并且可以將讀取的值輸入/添加到轉移矩陣B;即,分配至Cvirtual。由于通??梢栽詮娓袼得鞅碇姓業獎曜枷呃碌拿康ノ懷ざ鵲牡縟?,因此該信息以及知道線纜的長度使得能夠確定線纜對總寄生電容Clkg的貢獻。然而,可能有線纜的寄生電容未知的情況,并且即使當已知該寄生電容時,網絡200(例如,電外科系統)的其它部分的‘貢獻’也可能是未知的。

為了得到Clkg的值,可以將系列的理論(例如,虛擬,軟件實現的)電容值分配至/設定至Cvirtual,例如一次一個電容值,以及可以通過使用式(5)為每個理論/軟件電容值計算對應的輸出阻抗,Zout。隨后,可以在所計算的輸出阻抗組或者系列中搜索或者從中選擇或者導出最大輸出阻抗,Zmax。產生Zmax的總寄生電容Clkg的值可以設定至/分配至軟件實現的虛擬電容器,Cvirtual。下面詳細描述確定/得到Zmax和Clkg的方式。

通過示例的方式,Cvirtual的值可以設定至第一電容值C1(例如,C1=50pF),以及可以將電容值50pF考慮在內以計算矩陣B(1)(其是與第一電容值(C1)相對應(將第一電容值考慮在內)的矩陣B)。隨后,可以向電路施加詢問輸入電壓Vin(Vin,圖2A),以及可以針對Vin(從而針對C1)測量輸入電流Iin(1)(Iin,圖2A)。隨后,已知矩陣B(1)和相關的電壓-電流對{Vin,Iin(1)},可以通過使用式(5)計算Vout(1)和Iout(1)。隨后,可以通過將電壓Vout(1)除以電流Iout(1)(即,Zout(1)=Vout(1)/Iout(1))以計算對應輸出阻抗Zout(1)。隨后,Cvirtual的值可以設定至第二電容值C2(例如,C2=60pF),以及這次可以將電容值60pF考慮在內以計算矩陣B(2)(其是與C2相對應的矩陣B)。隨后,可以向電路施加相同的詢問輸入電壓(Vin,圖2A),以及可以測量電流Iin(2),該電流Iin(2)是針對C2測量的電流Iin。隨后,已知矩陣B(2)和相關的電壓-電流對{Vin,Iin(2)},可以通過使用式(5)計算Vout(2)和Iout(2)。隨后,可以通過將電壓Vout除以電流Iout(2)(即,Zout(2)=Vout(2)/Iout(2))以計算對應的電路輸出阻抗Zout(2)??梢愿菀蠡蛘咝枰嗤討馗椿蛘叩磯啻?,從而獲得系列的輸出阻抗,可以從該輸出阻抗或者基于該輸出阻抗確定最大輸出阻抗,Zmax。隨后,可以確定產生最大輸出阻抗Zmax或者與最大輸出阻抗Zmax相對應的電容Cvirtual。

可以設計轉移矩陣A(以及,因此矩陣B),使得在掃描Cvirtual的電容值(例如在50pF-600pF的范圍中)期間,當Cvirtual的值與網絡200的總寄生電容Clkg的值匹配時(即,當Cvirtual=Clkg時)出現最大輸出阻抗Zmax。由于當Zout具有最高值時,如在轉移矩陣中體現的系統的模型最接近正確,因此當Zout=Zmax時,出現Cvirtual=Clkg。為了使所測量的輸入電流Iin(其是實際電流)反映或者表示由泄漏電容泄漏的電流而不影響該電流的任何電氣負載,針對斷開電路條件計算每個輸出阻抗Zout。針對插入到模型(例如,轉移矩陣)中的任何特定虛擬阻抗(-1/jwCvirtual)計算的輸出阻抗Zout越高,特定虛擬阻抗越接近實際線纜的阻抗,并且,因此虛擬電容的值越接近泄漏電容的值。

圖2B示意性地圖示了根據示例實施例的雙端口網絡204。雙端口網絡204可以電氣地表示(例如,建模)電外科系統。復阻抗Zsrc_Int和Zlkg_Int可以表示電外科系統(例如,圖4的系統400)內部的固有寄生(泄漏)復阻抗。復阻抗Zsrc_Ext和Zlkg_Ext可以表示周邊系統的(由周邊系統引起的或者與周邊系統相關聯的)非固有寄生復阻抗,該周邊系統在此稱為“輸出電路”,其可以連接至電外科系統(例如,輸出電路420)。(術語‘輸出電路’可以指代或者包括電連接至或者可以電連接至(例如,插入到)電外科系統的任何設備、裝置或者系統,電外科系統經由/通過該‘輸出電路’在阻抗監測階段期間傳送或者可以傳送‘詢問’信號或者在電外科程序期間向所治療部位傳送治療性能量。)雙端口網絡204可以作為兩個子網絡進行分析:子網絡210和子網絡220。例如如下面描述的,可以同樣地分析每個子網絡。結合圖2B,除非以其它方式具體地陳述,輸出電壓和輸出電流是所討論子網絡的輸出處的電壓和電流。例如,可以被認為是子網絡220/針對子網絡220的輸入電壓的電壓是針對子網絡210的輸出電壓。

阻抗Zload可以表示在電外科程序期間所治療的部位(例如,組織)的阻抗。阻抗Zlkg_Ext可以表示網絡204或者子網絡220的總寄生(泄漏)電容Clkg,該總寄生電容泄漏電流I3。理想地,當Clkg=0pF并且電外科設備不接觸組織時,Iin=0。然而,因為由于泄漏電容(即,Xc=(-1/jwc))的阻抗有時可能類似阻抗Zload(組織的阻抗),例如其可以具有與阻抗Zload相同數量級的值,因此存在通過泄漏電容泄漏的一些非零電流(I3>0Amp),并且因為Iin=I2+I3=I3,僅知道電流Iin的值可能不足以決定性地確定系統輸出阻抗的正確值,并且因此,并且可能不足以在網絡204或者網絡220的‘斷開電路’狀態與‘閉合電路’狀態之間進行區分。

假定已知雙端口網絡的輸出電壓V2和輸出電流I2,則可以使用式(6)和(7)計算輸入電壓V1和輸入電流I1,其中A11和A22是無量綱系數,A12是阻抗以及A21是導納??梢允褂蒙廈娼岷鮮?1)和(2)規定的定義計算四個系數。

V1=A11V2+A12(-I2)(6)

I1=A21V2+A22(-I2)(7)

可以使用式(8)計算總阻抗Ztotal(也稱為Zout280):

Z t o t a l = Z s r c + Z l k g · Z L o a d Z l k g + Z L o a d - - - ( 8 ) ]]>

可以使用式(9)計算電路220的輸入處的電壓Vin:

V i n = I i n · ( Z l k g · Z s r c + Z l k g · Z L o a d + Z s r c · Z L o a d ) Z l k g + Z L o a d - - - ( 9 ) ]]>

相應地,可以使用式(10)計算電流I1(I1=Iin):

I 1 = V i n · ( Z l k g + Z L o a d ) Z l k g · Z s r c + Z l k g · Z L o a d + Z s r c · Z L o a d - - - ( 10 ) ]]>

下面可以使用式(11)計算Zload上的輸出電壓(Vout)(Vout=V2),以及下面可以使用式(12)計算通過Zload的電流(Iout)(Iout=I2)。

V o u t = V i n · Z l k g + Z L o a d Z l k g · Z s r c + Z l k g · Z L o a d + Z s r c · Z L o a d - - - ( 11 ) ]]>

I o u t = V i n · Z l k g Z l k g · Z s r c + Z l k g · Z L o a d + Z s r c · Z L o a d - - - ( 12 ) ]]>

使用上面的式子和系數定義,以及假定Zload無窮大(由于當電外科系統處于斷開電路狀態中時執行在線纜詢問階段期間執行的電路分析(下面對其進行更詳細地描述)),則產生的矩陣系數A11、A12、A21和A22是:

A 11 = Z s r c Z l k g + 1 - - - ( 13 ) ]]>

A12=Zsrc(14)

A 21 = 1 Z l k g - - - ( 15 ) ]]>

A22=1(16)

因此,對應的轉移矩陣Aint將為如下(17)所示。

A int = Z s r c Z l k g + 1 Z s r c 1 Z l k g 1 - - - ( 17 ) ]]>

矩陣Aint的系數A11和A21是對應泄漏阻抗Zlkg的值的函數。(‘Aint’中的‘int’意味著‘內部’,其意味著“在電外科系統本身中”。)這使得能夠在將寄生電容的影響考慮在內的情況下計算電路的輸出電壓和輸出電流。

根據傳輸矩陣理論,A*[out]=[in]。(輸入參數[in]等于輸出參數[out]乘以矩陣A。)為了計算電路輸出[out],對矩陣Aint求逆,Aint-1=B,使得B*[in]=[out]。這使得能夠從輸入電壓和輸入電流計算電路的輸出電壓和輸出電流,假定已知轉移矩陣B。

上面對矩陣Aint求逆產生下面的矩陣Bint(Bint=Aint-1)(18)。

B int = 1 - Z s r c - 1 Z l k g Z l k g + Z s r c Z l k g - - - ( 18 ) ]]>

負載處的輸出電壓Vout和輸出電流Iout是輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)乘以矩陣B的函數,如式(19)所示。

Bmatrix*V/Iin=V/Iout(19)

因此,可以通過將矩陣B乘以Vin和Iin計算輸出電壓Vout和輸出電流Iout,如式(20)所示。

O u t : = 1 - Z s r c - 1 Z l k g Z l k g + Z s r c Z l k g · V i I i - - - ( 20 ) ]]>

為了得到(并且稍后使用)整個電路(例如,整個網絡204)的單個矩陣B(Ball),該單個矩陣B將結合(考慮)子網絡210和子網絡220兩者的阻抗(例如,寄生電容)影響,與電路210相對應的矩陣Bint將乘以與電路220相對應的矩陣Bext;即,可以得到總矩陣Ball,使得Ball=Bext*Bint。為了完成這個,必須得到矩陣Bext和Bint。如下式(21)所示,除了‘B’變為‘Bint’、‘Zsrc’變為‘ZsrcInt’和‘Zlkg’變為‘ZlkgInt’以外,矩陣Bint與式(20)中的矩陣B相同。

B int : = 1 - Z s r c I n t - 1 Z l k g I n t Z l k g I n t + Z s r c I n t Z l k g I n t - - - ( 21 ) ]]>

可以在校準電外科系統期間確定矩陣Bint的內部源阻抗(‘ZsrcInt’)和內部泄漏阻抗(‘ZlkgInt’)(該內部源阻抗和內部泄漏阻抗被稱為“內部線纜補償”),并且由于這些值在電外科程序期間以及從一個電外科程序到另一個電外科程序沒有顯著地變化,因此它們可以硬編碼到電外科系統的軟件中。(內部線纜補償的電氣參數通常取決于電外科系統內部的印刷電路板布局和線纜布局,并且根據電外科發生器的類型確定它們。)

如下式(22)處所示,除了‘Bint’變為‘Bext’、‘Zsrc’變為‘ZsrcExt’以及‘Zlkg’變為‘ZlkgExt’以外,矩陣Bext與式(20)中的矩陣B相同。

B e x t : = 1 - Z s r c E x t - 1 Z l k g E x t Z l k g E x t + Z s r c E x t Z l k g E x t - - - ( 22 ) ]]>

因此,與電路204相對應的總矩陣B(Ball)如下(式23)所示:

B = B e x t . B int = B 11 B 12 B 21 B 22 - - - ( 23 ) ]]>

其中,

B 11 = Z s r c E x t Z l k g I n t + 1 ]]>

B 12 = - ( Z s r c I n t + Z s r c E x t ( Z l k g I n t + Z s r c I n t Z l k g I n t ) ]]>

B 21 = - ( 1 Z l k g E x t + Z l k g E x t + Z s r c E x t Z l k g I n t Z l k g E x t ]]>

以及,

B 22 = Z s r c I n t Z l k g E x t + ( Z l k g I n t + Z s r c I n t ) ( Z l k g E x t + Z s r c E x t ) Z l k g I n t Z l k g E x t ]]>

如上所示,矩陣B(上述式(23))包括四個變量:(1)ZsrcInt、(2)ZlkgInt、(3)ZsrcExt和(4)ZlkgExt。(為了表示‘斷開電路’狀態,矩陣B中的Zload為無窮大。)根據所使用的電外科系統和周邊裝置,矩陣B的變量ZsrcInt、ZlkgInt和ZsrcExt相對恒定(并且已知)。變量ZlkgExt表示添加到轉移矩陣以表示輸出電路(例如,輸出電路220)的泄漏電容的虛擬電容器(例如,Cvirtual250,圖2B),該輸出電路連接至或者可以連接至電外科系統。

如果已知(無論提前知道還是在操縱Cvirtual的值之后知道)電外科系統204或者輸出電路220的(總)泄漏電容的值,則該值可以添加到轉移矩陣(諸如轉移矩陣B)。即,可以將已知的泄漏電容值分配至或者設定至虛擬電容器Cvirtual(在250處示出),并且可以例如在阻抗監測階段期間使用泄漏電容值分配至/設定至Cvirtual250的轉移矩陣,以計算雙端口網絡204或者雙端口網絡220的輸出電氣參數,諸如輸出電壓Vout、輸出電流Iout、輸出阻抗(280)和傳送至所治療的部位(例如,身體器官、身體組織等等)的輸出電力(Pout)。然而,如果電外科系統204或者輸出電路220的寄生電容是未知的,則可以通過在線纜詢問階段期間掃描Cvirtual的值并且針對Cvirtual的每個值,施加電壓V1(或者Vin)并且測量輸入電流I1(或者Iin)以確定或者計算Cvirtual的最優電容值來確定/得到該寄生電容,該最優電容值表示、等于或者類似寄生電容的實際值。在下面更詳細地描述了用于確定虛擬電容器Cvirtual的最優電容值的方法和過程。

圖3示出了根據示例實施例的示例阻抗-電容曲線300。曲線300的水平(X)軸指示分配至/設定至虛擬電容器Cvirtual的虛擬電容值,諸如圖2B的虛擬電容250。垂直(Y)軸指示當外部電路(例如,圖2B的外部電路)斷開時(即,當電外科系統處于‘斷開電路’狀態時),類似于圖2B的Zout280的輸出阻抗的相應值。(將要在系統的斷開電路狀態中對Cvirtual的值進行掃描以確保對于任何給定輸入電壓(Vin),由Vin產生的輸入電流反映泄漏電容Clkg或者Zlkg_Ext或者是泄漏電容Clkg或者Zlkg_Ext的函數,并且不受外來阻抗(例如,Zload;例如,組織的阻抗等等)的影響。)

可以在系列的電容值之間改變(掃描)虛擬電容器的值,并且可以針對每個電容值從相關輸出電壓和輸出電流來計算輸出阻抗280,該輸出電壓和輸出電流依次通過將輸入電壓和電流乘以轉移矩陣來計算,該轉移矩陣用相關電容值進行更新(例如,式(19)可以用于針對虛擬電容Cvirtual的每個值計算輸出電壓和電流)。參照示例曲線310,Clkg=5pF可以產生大約2KΩ的輸出阻抗,Clkg=135pF可以產生大約5KΩ的輸出阻抗,Clkg=200pF可以產生大約20KΩ的輸出阻抗,Clkg=215pF可以產生大約35KΩ的輸出阻抗等等。

曲線310可以與阻抗值擬合,并且可以使用任何合適的數學或者數字信號處理(“DSP”)方法從曲線310導出最大輸出阻抗Zmax。通過示例的方式,在圖3中,Zmax為大約35KΩ,以及產生Zmax的虛擬電容器的電容值(‘最優電容值’)為大約215pF。Zmax示出為頂點320。頂點320非常顯著,這使其很容易辨別,從而易于檢測/識別。

當外部電路(例如,圖2B的外部電路220斷開時(即,當斷開Zload時)將對虛擬電容器的值執行掃描。因此,曲線310表示外部電路的各種斷開電路條件(即,外部電路中的各種電流漏泄)。為了在阻抗監測階段期間確保轉移矩陣真正地表示網絡204(圖2B),產生最大輸出阻抗(例如,根據曲線310,為35KΩ)的轉移矩陣中的虛擬電容器的電容值(例如,示例曲線310中為215pF)可以在阻抗監測階段期間作為最優電容值分配至/設定至Cvirtual。

表征圖2B的電路204的電氣性質(例如,阻抗)可以從一個電外科系統到另一個電外科系統變化以及從一個電外科系統的外周到另一個電外科系統的外周變化(例如,根據一個或者多個所使用的線纜的類型和/或治療性設備的類型等等)。甚至在電外科治療期間,表征電路204的電氣性質也可以改變,例如,由于由外科醫生對一個或者多個系統的線纜和治療性設備的操縱。電路204的電氣性質的變化可以改變產生的Z-C曲線的形狀。例如,電路200的電氣性質的變化可以使曲線更低(即,具有更低的阻抗值)或者更高(即,具有更高的阻抗值),或者其可以使曲線頂點320沿一個方向或者另一個方向移動,并且,因此改變阻抗監測階段期間使用的最優電容值。然而,無論產生的Z-C曲線如何,其頂點都可以保持相對較高并且顯著。(圖2B的電路204中的阻尼電阻越小(即,電路損耗越小),電路的Q因子較高并且因此,峰值寬度(例如,峰值寬度330)越窄,其使得曲線頂點顯著。)由于組織的阻抗主要是電阻,因此即使有影響也對電容軸上的曲線頂點的位置僅有很小的影響,從而對產生最大輸出阻抗(Zmax)的虛擬電容的值有很小的影響。

通過重復此處描述的線纜詢問過程,例如,在一段時間一次(例如,每幾分鐘一次),或者基于預定義標準(例如,感測的超過閾值的瞬時輸出阻抗;例如,10KΩ),可以計算或者擬合新圖表/曲線以適應圖2B的電路204的任何部分的/中的電氣性質的變化,并且可以從該新圖表/曲線中選擇對應的虛擬電容。例如,當用不同類型或者模型的線纜代替連接至電外科系統的線纜時,和/或當用不同類型的治療性設備代替連接至線纜的該類型的治療性設備時,可以根據新線纜和治療性設備的電氣參數(例如,使用它們的指南或者規格說明表中的相關信息等等)更新轉移矩陣B的元素(參見,例如,上述式(23))。隨后,可以通過使用更新的轉移矩陣發起新的線纜詢問過程以得到適合與新線纜和/或治療性設備一起使用的新電容值。隨后,如此處描述的,帶有/包括新電容值的轉移矩陣可以用于在阻抗詢問階段期間監測電外科系統的輸出電氣參數(例如,輸出電壓、輸出電流、輸出阻抗、輸出電力)。

圖4是根據示例實施例的用于治療身體器官或者組織的系統400的框圖。系統400可以包括電外科系統410和可連接至電外科系統410的輸出電路420。

電外科單元410可以包括信號發生器430(例如,RF信號發生器),用于(除了別的以外)在阻抗監測/詢問階段期間生成例如小于1瓦特的低能量阻抗詢問信號(例如在80kHz的頻率下)。信號發生器430還可以在線纜詢問階段期間生成類似的低能量信號。信號發生器430還可以生成電外科系統410可以在電外科程序期間經由、通過或者使用輸出電路420向對象406的身體器官或者組織(例如,電外科部位404)傳送的高能量(例如,1-70瓦特)RF治療性信號。電外科系統410還可以包括電壓監測電路(“VMC”)440、電流監測電路("CMC")450、阻抗-電容(Z-C)表460和存儲器470。

電外科系統410的輸出電路420可以包括治療性電外科設備402,電外科系統410可以在(電外科系統410或者輸出電路420的)閉合電路狀態中或者期間,經由/通過該電外科設備將來自RF信號發生器430的RF治療性能量傳送至對象406的身體器官或者組織404,在閉合電路狀態中,治療性設備402經由身體器官/組織404閉合輸出電路420的輸出‘端口’408。輸出電路420還可以包括線纜系統,用于將治療性設備402連接至電外科系統410。線纜系統可以包括至少線纜412、連接器或者適配器414(線纜412可以經由連接器或適配器414連接至電外科系統410)以及連接器或者適配器416(線纜412可以經由連接器或者適配器416連接至電外科設備402)。電外科設備402可以是或者包括雙極儀器/工具(包括兩個電極齒(418、422)),用于執行各種外科操作,例如凝結、消融、切割和/或其它操作。

電外科設備402可以有時(例如,偶爾地,有意地,無意地)接觸身體器官或者組織404,在這種情況下,電外科系統410可以通過電極齒418和422(其構成或者形成輸出電路420的輸出端口408)(在424處)感測輸出阻抗Zout,該輸出阻抗是或者表示組織的阻抗(426)或者近似組織的阻抗,其可以相對較低(例如,幾歐姆到幾千歐姆)。電外科設備402接觸身體器官或者組織404的系統狀態在此稱為電外科系統410或者電外科系統410的輸出電路420的‘閉合電路’狀態,該系統狀態產生如可以例如由電外科系統410在424處感測的相對較低的輸出阻抗Zout。

電外科設備402可以在其它時間不接觸身體器官或者組織404,在這種情況下,電外科系統410將在理論上(在424處)感測輸出阻抗Zout,該輸出阻抗為無限高(428)。電外科設備402不接觸身體器官或者組織404的系統狀態在此稱為電外科系統410或者電外科系統410的輸出電路420的‘斷開電路’狀態,該系統狀態應當理論上產生如可以例如由電外科系統410在424處感測的相對非常高的輸出阻抗Zout。然而,在實踐中,由于寄生(泄漏)電容,電外科系統410可以在424處感測的輸出阻抗Zout是或者可以是組織阻抗的數量級,該寄生電容由于例如線纜412、連接器/適配器414和416和/或由電外科設備402和/或由另外的電路元件引起(例如,由外科醫生緊握電外科設備)。

控制器480可以接收(例如,從用戶;例如,對系統進行操作的外科醫生)輸入信號或者消息482,該輸入信號或者消息指示控制器480在線纜詢問階段期間以線纜詢問模式或者在阻抗監測階段期間以阻抗詢問模式或者在治療性RF能量傳送階段期間以RF治療性能量傳送模式來操作電外科系統410。(控制器480可以以RF治療性能量傳送模式使RF發生器430生成RF治療性能量,并且它可以使電外科系統410向器官/組織404傳送RF治療性能量。)替換地或者另外地,控制器480可以基于它可以從VMC440或者CMC450或者從兩個監測電路接收的信號或者消息確定應當何時激活、停止、恢復等等每個操作模式。

在線纜412和電外科設備402連接至系統410之后,控制器480可以執行線纜詢問過程以得到適合于特定線纜和治療性設備402(例如,表示或者等于或者類似于由特定線纜和治療性設備402所引起的泄漏電容)的最優電容值。

控制器480可以在線纜詢問階段期間或者針對線纜詢問階段在輸出電路420斷開時(例如,在治療性設備402與器官/組織404分離時)定義輸出電路420的轉移矩陣,并且將轉移矩陣存儲在例如存儲器470中。轉移矩陣可以包括虛擬電容器,以及控制器480可以改變虛擬電容器的值以改變輸出電路420的輸出阻抗Zout以識別最大輸出阻抗(Zmax)。即,在線纜詢問過程期間,控制器480可以(虛擬地)掃描虛擬電容器Cvirtual的值以及對于每個選擇的Cvirtual的值,控制器480可以通過使用轉移矩陣針對該值計算輸出阻抗Zout??刂破?80可以隨后用虛擬電容的值更新矩陣信息,該矩陣信息可以存儲在例如存儲器470中。

在線纜詢問階段期間,控制器480可以將其為虛擬電容選擇的電容值以及控制器480分別地為這些電容值計算的輸出阻抗存儲在例如Z-C表460中。在控制器480選擇/用完并且存儲要選擇/使用的所有虛擬電容值之后,控制器480可以將具有最大值的輸出阻抗識別為最大輸出阻抗Zmax,并且確定控制器480可以在阻抗詢問階段期間使用的關聯(即,相關最優)虛擬電容。(控制器480可以從所存儲的輸出阻抗選擇Zmax或者其可以從所存儲的輸出阻抗插值Zmax。)

控制器480可以配置為在阻抗詢問階段期間通過使用最優電容值/在使用最優電容值時來監測輸出電路420的瞬時輸出電氣參數(例如,電壓、電流、阻抗、傳送至所治療部位的電力)。(‘最優電容值’是分配至虛擬電容的電容值,其產生最大輸出阻抗Zmax。)使用最優電容值使控制器480能夠精確地并且可靠地確定例如輸出電路的瞬時輸出阻抗和/或輸出電力,該最優電容值可以從一個線纜詢問到另一個線纜詢問而變化。使用最優電容值還增強控制器480區分電外科系統410或者輸出電路420的閉合電路狀態(其中控制器480接通(490)信號發生器430)與斷開電路狀態(其中控制器480切斷(490)信號發生器430)的能力??刂破?80還可以使用輸出電力來控制(490)信號發生器430,例如,使得在治療期間傳送至所治療部位的治療性能量在整個治療性程序中最優。

在阻抗詢問階段期間,控制器480可以通過在終端432與434之間輸出或者施加詢問電壓Vin(以及通過VMC440測量該電壓)并且同時由CMC450測量產生的詢問電流Iin(452)以計算系統的瞬時輸出阻抗Zout,該瞬時輸出阻抗例如由線纜(例如,412)、線纜連接器(例如,414、416)、線纜適配器、治療性設備(402)以及身體器官/組織404(如果治療性設備402接觸身體器官/組織404)產生。隨后,控制器480可以將電壓Vin和所測量電流Iin乘以轉移矩陣(其中最優電容值設定至虛擬電容器)以獲得電外科設備的電極齒408處的對應輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)??刂破?80可以計算輸出阻抗Zout(Zout=Vo/Io)以及基于輸出阻抗Zout的值確定電外科系統410的下一個操作模式?!閻緙?08處的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout),控制器480還可以確定實際傳送至所治療部位的治療性能量。已知傳送至所治療部位的實際治療性能量,控制器480可以控制(490)信號發生器430的操作(例如,其可以控制發生器的電氣參數)以在RF治療性傳送階段期間在任何給定時間處向所治療部位傳送最優量的治療性能量。

信號發生器430可以可控制地向所治療部位傳送治療性RF能量。當信號發生器430沒有在傳送治療性RF能量時,其有時可以例如遵照IEC安全規程傳送相對較小的平均詢問電流452(例如,微安培數量級)以詢問或者感測組織阻抗的存在和大小。

圖5示出了根據示例實施例的操作電外科系統(例如,系統400或者系統410,圖4)的方法。假定電外科系統連接至或者包括信號發生器(例如,信號發生器430,圖4)以及輸出電路(例如,輸出電路420,圖4),該輸出電路包括將電外科設備(例如,信號發生器402,圖4)連接至電外科系統的電纜(例如,線纜412,圖4)。在步驟510處,向電纜施加或者提供輸入電壓(Vin),并且同時響應于Vin,測量電纜中的輸入電流(Iin)。

在步驟520處,從輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)以及通過使用電氣地表示輸出電路的轉移矩陣來計算輸出電路的電氣參數??梢源佑墑涑齙繆?、輸出電流、輸出阻抗和傳送至所治療部位的輸出電力組成的組中選擇輸出電路的電氣參數。假如電氣參數是輸出電路的輸出阻抗,則方法可以包括基于輸出阻抗的值確定電外科系統的操作模式或者為電外科系統確定操作模式,和/或基于輸出阻抗的值區分輸出電路的‘斷開電路’狀態(其中電外科設備從所治療部位分離或者移除)與輸出電路的‘閉合電路’狀態(其中電外科設備接觸所治療的部位)??梢砸源舜γ枋齙姆絞餃范ㄊ涑齙緶返氖涑鱟榪溝鬧?。

假如電氣參數是經由輸出電路傳送至所治療部位的輸出電力,則方法可以包括通過將Vin和Iin乘以轉移矩陣來計算輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iin)。方法還可以包括控制輸出電力以向所治療部位提供最優的治療性能量。

在步驟530處,基于電氣參數的值確定電外科系統的操作模式或者為電外科系統確定操作模式??梢源佑上鋁心J階槌傻淖櫓醒≡癲僮髂J劍?i)由信號發生器(例如,信號發生器430,圖4)經由電外科設備向所治療部位傳送治療性能量,(ii)當治療性能量傳送至所治療部位時調節信號發生器的電氣參數,(iii)抑制向所治療部位傳送治療性能量,(iv)線纜詢問模式以及(v)阻抗監測方式。

圖6示出了根據示例實施例的操作電外科系統的方法。通常,方法包括在線纜詢問階段期間實現或者使用的步驟,在該線纜詢問階段期間,可以選擇表示電外科系統中的泄漏電容的電容值以在表示電外科系統或者其部分(包括系統的寄生電容)的轉移矩陣中使用。方法還可以包括阻抗監測階段期間實現或者使用的步驟,在該阻抗監測階段期間,電外科系統可以使用所選擇的表示電外科系統中的泄漏電容的電容值以監測電外科系統的瞬時輸出阻抗。步驟610和620(包括的)涉及線纜詢問階段。步驟630至660涉及阻抗詢問/監測階段。

假定電外科系統包括或者連接至輸出電路,所述輸出電路包括連接至電外科設備的電纜。

在步驟610處,定義轉移矩陣,轉移矩陣電氣地表示輸出電路并且包括虛擬電容器(Cvirtual)以表示輸出電路中的泄漏電容(Clkg),以及在步驟620處,將表示泄漏電容(Clkg)的電容值分配至虛擬電容器(Cvirtual)。此處描述了電容值分配至或者設定至虛擬電容器(Cvirtual)所選擇的方式。例如,可以自動地(例如,通過從與線纜相關聯的外部設備讀取該電容值;例如,從RFID標簽或者條形碼,或者通過掃描如此處描述的虛擬電容的電容值)或者手動地獲得電容值。

可以在電外科程序期間(例如,在阻抗監測階段期間)執行步驟630至660。在步驟630處,由電外科系統向電纜施加或者提供輸入電壓(Vin),并且測量電纜中的輸入電流(Iin)。在步驟640處,從輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)并且通過使用轉移矩陣來計算輸出電路的輸出阻抗(Zout),以及,在步驟650處,將輸出阻抗(Zout)與阻抗閾值進行比較。將系統的輸出阻抗與閾值進行比較可以包括基于阻抗比較結果確定輸出電路處于‘斷開電路’狀態(其中電外科設備不接觸身體器官或者組織)還是處于‘閉合電路’狀態(其中電外科設備接觸身體器官或者組織)。

在步驟660處,基于比較結果確定電外科系統的操作模式。確定電外科系統的操作模式可以包括例如確定電外科設備是否連接至電纜或者電外科設備是否接觸所治療部位。(如此處例示的,可以確定或者使用其它或者另外的操作模式。)

可以以此處描述的方式得到電纜的輸出阻抗(Zout),例如可以通過使用轉移矩陣從輸入電壓(Vin)和輸入電流(Iin)計算輸出電路的輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)來得到該輸出阻抗等等。輸出電壓(Vout)和輸出電流(Iout)可以另外地或者替換地用于計算從電外科系統經由電外科設備傳送至所治療部位的電力(Pout)。

圖7示出了根據示例實施例展示由電外科系統使用此處公開的方法的框圖。最初,線纜和治療性設備連接至電外科系統,并且可以使用默認線纜補償參數。(術語‘線纜補償參數’指的是表示電外科系統或者其部分的轉移矩陣;例如,連接至電外科系統的輸出電路。)

在塊或者條件710(“啟動”)處,電外科系統檢查線纜是否連接至電外科系統,以及如果線纜連接至電外科系統,則檢查連接是否完整。由于在該階段,傳送治療性能量的發生器被關閉(切斷),因此期望在此處公開的線纜詢問階段期間由電外科系統計算的輸出阻抗Zout應當大于第一預定阻抗閾值(Zmin),例如Zout應當大于例如Zmin=800歐姆。(可以使用其它閾值。)如果Zout低于閾值(Zout<Zmin),則電外科系統可以等待預定時間周期(712),以及如果電外科系統反復計算的Zout在比預定時間周期長的周期內保持低于Zmin,則電外科系統可以向操作者指示該條件(‘Zout太低’)并且中斷操作,因為該條件可以指示例如故障線纜。然而,如果在預定時間周期期間Zout>Zmin,則電外科系統可以假定線纜連接至電外科系統并且相應地取消‘Zout太低’的指示,并且可以繼續到塊或者條件720(“驗證線纜”)。

在塊或者條件720處,電外科系統可以例如基于Zout檢查電外科系統是否處于‘斷開電路’狀態,即,線纜(以及可能地電外科設備)是否準備使用。如果Zout低于第二阻抗閾值Zopen(例如,Zopen=10KΩ??梢允褂悶淥兄?,則可以假定線纜或者電外科設備或者兩者可能有問題。因此,電外科系統可以等待預定時間周期(在722處),以及如果在比指定時間周期長的周期內Zout<Zopen,則電外科系統可以例如向操作者指示該條件(‘未檢測到線纜’)并且中斷操作,因為可能沒有線纜連接至電外科系統或者線纜斷開(例如無意地)或者不是所有的線纜線都正確地連接。然而,如果,Zout>Zopen,則電外科系統可以取消‘未檢測到線纜’的指示,并且繼續到塊730(“線纜詢問”)以發起線纜詢問階段。

在塊或者條件730處,電外科系統繼續監測系統的輸出阻抗以確定是否可以向治療部位傳送治療性能量。電外科系統可以通過電外科系統使用第三阻抗閾值Zstart(例如,Zstart=2.2KΩ??梢允褂悶淥兄?;例如,2.5KΩ)以確定電外科系統何時可以向所治療的部位傳送治療性能量。如果滿足條件Zout<Zstart,則電外科系統可以繼續前進(732)到塊或者條件塊740(“等待開始”),其中可以激活延遲計時器。如果不間斷地滿足條件Zout<Zstart一定時間周期(其可以在0秒與2.5秒之間),該時間周期可以由塊740設定,則這意味著電外科設備并非無意中接觸到所治療的部位,而相反地系統操作員準備開始或者恢復治療。因此,可以至少暫時地終止(電流)線纜詢問期,以及可以通過電外科設備生成和傳送(744)治療性能量?;瘓浠八?即,如果在指定時間周期內Zout不低于Zstart),則可以恢復線纜詢問條件(742)。

在塊或者條件750處(“激活階段”),電外科系統向所治療部位傳送治療性能量??梢砸韻鋁腥齜絞街械囊桓鐾順隹?50:(1)電外科系統的操作者可以決定中斷(770)電外科程序,或者(2)在指示超時(752)后,或者(3)當Zout大于第三阻抗閾值時,Zstop(754)(例如,Zstop=3.5KΩ)。(可以使用其它閾值。)如果達到超時,則這意味著電外科設備應當從所治療部位移除以不使所治療組織/器官過熱。如果Zout>Zstop,則這意味著電外科系統將停止傳送治療性能量傳送,并且開始新的線纜詢問期。在情況(2)和(3)兩者中,電外科系統在塊760中等待(“等待斷開電路”)操作者將電外科設備遠離所治療部位移動,即,電外科系統繼續監測輸出阻抗并且等到Zout>Zopen為止。隨后,電外科系統可以再訪問塊730并且重復如上所述的過程。

圖8示意性地圖示了根據示例實施例的方法的利用。關于時間線810按時間順序示出了電外科系統中發生的各種事件。圖表820圖示了信號發生器(例如,信號發生器430,圖4)的狀態,該信號發生器有時生成高能量治療性信號以及在其它時間生成較低能量治療性信號。

參照時間線810,電外科系統的操作周期812可以包括線纜詢問周期814以獲得表示電外科系統或者電外科系統的部分的泄漏電容的電容值,以及包括周期816,在周期816期間,通過使用線纜詢問結果的結果來監測(詢問)電外科系統的瞬時輸出阻抗;即,通過使用電氣地表示電外科系統或者電外科系統的部分并且包括表示電外科系統或其部分中的、或者電外科系統或者其部分的泄漏電容的電容值的轉移矩陣。

在線纜詢問周期814期間,在時間t1處,向轉移矩陣中的虛擬電容器分配電容值C1(例如,C1=50pF),并且針對C1計算對應的輸出阻抗Zout(1)。在時間t2處,將電容值C2(例如,C1=60pF)分配至虛擬電容器,并且針對C2計算對應輸出阻抗Zout(2)等等(針對C3至時間t61處的C61)。由系列的阻抗Zout(1)-Zout(61)導出最大輸出阻抗Zmax,并且可以確定最優電容值,該最優電容值是產生Zmax的電容值。最優電容值可以隨后分配至或者設定至虛擬電容器Cvirtual,并且電外科系統的輸出阻抗(或者任何其它輸出電氣參數)的詢問可以開始。

在時間t61與t62之間發起第一詢問周期840。根據圖8的示例,在時間t62處,可以確定由電外科系統控制的治療性設備接觸器官或者組織。(可以確定在該示例中所監測的輸出阻抗的值是否低于‘開始阻抗’Zstart閾值,該閾值可以是例如2.2KΩ。)因此,信號發生器可以在時間t62處開始向組織傳送治療性能量(850)。在時間t63處,確定治療性設備不接觸器官或者組織。(可以確定在該示例中所監測的瞬時輸出阻抗的值是否大于‘停止阻抗’Zstop閾值,該閾值可以是例如3.5KΩ。)因此,信號發生器在時間t63處停止向組織傳送治療性能量(860)。

在時間t64處,再次檢測組織接觸(通過監測瞬時輸出阻抗)。(確定所監測的瞬時輸出阻抗的值是否再次低于開始阻抗閾值Zstart。)因此,信號發生器在時間t64處重新開始向組織傳送治療性能量(870)。

在時間t65處,確定瞬時輸出阻抗指示電外科系統的輸出阻抗處于斷開狀態,在該條件中,另一個線纜詢問過程880可以開始例如為虛擬電容器尋找更合適的電容值。(‘更合適’意味著能夠適應電外科系統或者其部分的電氣性質(例如,泄漏阻抗)的變化。)

在周期816期間,系列的詢問周期可以用于監測電外科系統的瞬時輸出阻抗??梢栽諦藕歐⑸韃淮橢瘟菩閱芰康鬧芷諂詡渲蔥興彩筆涑鱟榪溝難?。即,可以以脈沖方式(例如,以脈沖串方式)向器官或者組織傳送治療性能量,以及可以在這種脈沖/脈沖串中間執行瞬時輸出阻抗的詢問。

根據上下文,此處使用冠詞“一”指代冠詞的語法對象的一個或者超過一個(即,至少一個)。通過示例的方式,根據上下文,“要素”可以意指一個要素或者超過一個要素。此處使用的術語“包括”意指短語“包括但不限于”,并且“包括”與“包括但不限于”可交換地使用。除非上下文以其它方式清楚地指示,此處使用的術語“或者”和“和”意指術語“和/或”,并且與術語“和/或”可交換地使用。此處使用的術語“諸如”意指短語“諸如但不限于”并且與該短語可交換地使用。

本發明的實施例可以包括對指令進行編碼、包括指令或者存儲指令(例如,當由處理器或者控制器執行時實施此處公開的方法的計算機可執行指令)的計算機或者處理器非暫時性存儲介質(諸如,例如存儲器、磁盤驅動器或者USB閃速存儲器)。從而在描述了本發明的示例性實施例之后,將對本領域技術人員明顯的是,所公開的實施例的修改將在本發明的范圍內。替換實施例可以相應地包括更多???、更少??楹?或功能等效的???。本公開與各種類型的電外科系統(例如,自動雙極型電外科系統、單極型電外科系統等等)、各種類型的線纜(例如,自動雙極線纜,等等)以及各種類型的電外科設備有關。從而,此處的公開不將下列權利要求的范圍限制到任何特定電外科系統或者電外科設備。

關 鍵 詞:
用于 控制 外科 系統 操作 方法
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