技术领域
本公开总体上涉及超声波外科仪器，并且更具体地说，涉及估算 该超声波外科仪器的温度和辨别该超声波外科仪器所啮合的组织的类 型。
背景技术
超声波仪器在许多医疗条件的治疗中被有效使用，如去除组织和 烧灼并密封脉管。利用超声波的切割仪器利用超声波换能器沿切割刀 片的纵轴生成振动。通过沿刀片的长度放置谐振波，在刀片的端部生 成高速纵向机械移动。这些仪器有利的在于：传送至刀片端部的机械 振动在切割有机组织并同时利用通过超声波频率生成的热能来凝结组 织时非常有效。这种仪器特别适于在微创手术过程（如内窥镜或腹腔 镜手术过程）中使用，其中，刀片穿过套针抵达手术部位。
对于每一种切割刀片（例如，长度、材料、尺寸）来说，存在沿 刀片的长度生成谐振的一个或更多个（周期性）驱动信号。谐振导致 刀片尖端的最佳移动，并因此导致手术过程期间的最佳性能。然而， 生成有效的切割刀片驱动信号并不是无足轻重的任务。例如，施加至 切割工具的频率、电流、以及电压必须全部被动态控制，因为这些参 数随着设置在刀片上的可变载荷以及由使用该工具而产生的温度差而 改变。
出于多种理由，检测切割刀片和沿着超声波外科仪器的其它点的 温度是有用的，包括用作用于控制超声波仪器的反馈机制。而且，因 为根据本公开所设想的这类超声波仪器可以在内窥镜或腹腔镜手术中 使用，其中，外科医生的感测超声波仪器的刀片处所发生情况的能力 受限，所以提供温度信息确保外科医生可以采用实现最佳手术结果的 必要过程。
温度测量结果传统上通过设置在外科仪器远端部的刀片附近的 热电偶来量取。然而，热电偶需要单独附接至超声波外科仪器，其可 能存在问题。即使处于附接状态，热电偶也最少需要两条导线（至少 部分地由不同的金属构成）沿该装置的长度从热电偶的热结点通向伏 特计和处理组件。
用于标识组织的当前系统或者依靠高成本扫描机构（包括超声 波、CAT、以及MRI），或者依靠低成本但受限于视野的方法（如通过 腹腔镜的光学成像）。
由此，需要一种超声波外科仪器的温度检测的改进方法，并且还 需要一种组织类型检测的改进方法。
实用新型内容
根据本公开的一个实施例，本实用新型的一个目的是改进超声波 外科装置的温度检测和组织类型检测。
提供了一种超声波外科装置，该超声波外科装置包括：信号发生 器，输出具有一频率的驱动信号；振荡结构，接收该驱动信号并且按 该驱动信号的频率振荡；桥接电路，检测该振荡结构的机械运动，并 且输出表示该机械运动的信号；以及微控制器，接收由该桥接电路输 出的信号，该微控制器确定该振荡结构基于所接收的信号进行振荡的 瞬时频率，比较该瞬时频率与已知频率值，并基于该比较估算振荡结 构的温度。
该超声波外科装置可以包括指示器，该指示器发送振荡结构已经 超出预置温度的信号。该超声波外科装置还包括指示器，该指示器发 送振荡结构已经超出多个预置温度中的至少一个预置温度的信号。在 该超声波外科装置中，在超出第一温度时发出第一信号。在该超声波 外科装置中，在超出第二温度时发出第二信号，第二信号不同于第一 信号。该信号从由以下信号组成的组中选择：可视信号、可听信号、 触觉信号、以及执行禁止信号。
根据本公开的一个方面，该瞬时频率与已知频率的比较是谐振频 率的比较。其中，该已知频率在超声波外科装置的启动例程期间被查 明。或者，该已知频率在每次将该超声波外科装置加电时被查明。或 者，该已知频率在制造期间被设置。
本公开的另一方面致力于提供一种确定超声波外科装置的温度 的方法，该方法包括：生成驱动信号并将该驱动信号提供给振荡结构， 检测该振荡结构的机械运动并且生成表示该机械运动的信号，处理表 示该机械运动的信号以确定该振荡结构是否在谐振，并且如果换能器 在谐振，则将换能器振荡的频率存储在存储器中，以及比较所存储的 频率与已知频率以确定振荡结构的温度。
根据本公开的另一方面，该方法包括：在振荡结构已经超出预置 温度时进行信号发送，并且可以在振荡结构已经超出多个预置温度中 的至少一个预置温度时进行信号发送。在一个示例中，在超出第一温 度时，发出第一信号，而在超出第二温度时，发出第二信号，该第二 信号不同于第一信号。该信号可以包括：可视信号、可听信号、触觉 信号、以及执行禁止信号。
根据本公开的另一方面，该已知频率在超声波外科装置的启动例 程期间被查明。而且，该已知频率可以一次或者在每次将该超声波外 科装置加电时查明。另选的是，该已知频率可以在制造期间设置。
根据本公开的一个实施例，可以实现改进超声波外科装置的温度 检测和组织类型检测的技术效果。
附图说明
在此，参照附图对对象仪器的各种实施例进行描述，其中：
图1是采用框图形式的具有单独的电力、控制、驱动以及匹配组 件的超声波外科系统的组件的图解例示图；
图2是例示图1的超声波外科系统的图；
图2A是例示根据本公开一示例性实施例的超声波外科仪器的图；
图3是根据本公开一示例性实施例的超声波外科仪器的电路框 图；
图4是根据本公开一示例性实施例的用于换能器的基本串联电路 模型的电路图；
图5是根据本公开一示例性实施例的并入了图4的换能器的用于 监测换能器的动生电流的电路图；
图6是根据本公开一示例性实施例的换能器的基本并联电路模型 的电路图；
图7是根据本公开一示例性实施例的并入了图6的换能器的用于 监测换能器的动生电流的电路图；
图8是根据本公开一示例性实施例的并入了图4的换能器的用于 监测换能器的动生电流的电路图；
图9是根据本公开一示例性实施例的并入了图6的换能器的用于 监测换能器的动生电流的电路图；
图10是根据本公开一示例性实施例的、采用框图形式的、图2A 的集成了电力、控制、驱动以及匹配组件的超声波外科系统的组件的 图解例示图；
图11是根据本公开一示例性实施例的、超声波外科仪器的与加热 相关联的频率响应相对于相位的伯德图（Bode plot）；
图12是根据本公开一示例性实施例的、超声波外科仪器的与加热 相关联的频率响应相对于阻抗的伯德图；
图13是根据本公开一示例性实施例的、用于获取超声波外科仪器 的谐振频率的简化启动例程；
图14是根据本公开一示例性实施例的、用于检测超声波外科仪器 的温度作为频率响应的函数的系统的流程图；
图15是根据本公开一示例性实施例的、包括谐振器的超声波外科 仪器的刀片和波导的一部分的放大轮廓图；
图16是描绘根据本公开一示例性实施例的、当在空气中操作时和 当抓住组织时超声波外科仪器的质量“Q”的差异相对于相位的伯德 图；以及
图17是描绘根据本公开一示例性实施例的、当在空气中操作时 和当抓住组织时超声波外科仪器的Q的差异相对于阻抗的伯德图。
具体实施方式
下面，参照附图，对本公开的具体实施例进行描述。在下面的描 述中，未对公知功能或构造进行详细描述，以避免在不必要的细节上 模糊本公开。
要明白的是，所公开的实施例仅仅是本公开的示例，其可以按各 种方式具体实施。因此，在此公开的具体结构和功能细节不被解释为 限制性的，而是仅作为针对权利要求书的基础，并且作为用于教导本 领域技术人员实际上在任何恰当详细描述的结构中不同地采用本公开 的表述基础。而且，在此使用的术语和短语不是旨在进行限制；而相 反，提供本公开的可理解描述。
在公开和描述本公开之前，要明白的是，在此使用的术语仅出于 描述特定实施例的目的，而不是旨在进行限制。在本文档中，如在此 使用的术语“一（a）”或“一个（an）”被定义为一个或一个以上。如在 此使用的术语“多个”被定义为两个或两个以上。如在此使用的术语“另 一”被定义为至少一个第二个或更多。如在此使用的术语“包括 （including）”和/或“具有（having）”被定义为包括（comprising）（即， 开放式语言）。如在此使用的术语“耦接”被定义为连接，尽管不必直接 连接而且不必机械地连接。诸如第一和第二、顶和底等的关系术语可 以单独使用以区分一个实体或动作与另一实体或动作，而非必需地需 要或暗示任何实际的这种关系，或者这种实体和动作之间的次序。术 语“包括（comprise）”、“包括（comprising）”、或其任何变形旨在 覆盖非排它性包含，以使得包括列出的部件的处理、方法、物品、或 装置不仅包括那些部件，而是可以包括未明确列出或固有于这种处理、 方法、物品、或装置的其它部件。通过“包括…一”而进行的部件在没 有更多约束的情况下不排除在包括该部件的处理、方法、物品、或装 置中存在另外相同的部件。
如在此使用的，术语“大约”或“近似地”适用于所有数值，无论是 否明确地指示。这些术语通常指本领域技术人员将认为等效于所列举 的值的数字范围（即，具有相同功能或结果）。在许多情况下，这些术 语可以包括被四舍五入成最近有效数的数字。在本文档中，术语“纵向” 应被理解成意指沿与所描述的物体的细长方向相对应的方向。最后， 如在此使用的，术语“远端”和“近端”从用户或外科医生的有利情况考 虑，由此，外科仪器的远端部是在使用时最远离外科医生的部分，而 近端部是通常最接近用户的部分。
应当清楚，在此描述的公开的实施例可以由一个或更多个常规处 理器和唯一地存储的程序指令组成，该程序指令控制所述一个或更多 个处理器以结合特定非处理器电路和其它部件来实现在此描述的超声 波外科仪器的一些、大部分或全部功能。该非处理器电路可以包括但 不限于：信号驱动器、时钟电路、电源电路、以及用户输入和输出部 件。另选的是，一些或全部功能可以通过没有存储程序指令的状态机 实现、在一个或更多个专用集成电路（ASIC）中实现（其中，每个功 能或某些功能的一些组合被实现为定制逻辑）、或者在使得制造方或用 户能够使用可更新定制逻辑的现场可编程门阵列（FPGA）中实现。 当然，还可以使用这三种方法的组合。由此，在此已经描述了针对这 些功能的方法和装置。
如在此使用的术语“程序”、“软件应用”等被定义为被设计用于在 计算机系统上执行的指令序列。“程序”、“计算机程序”或“软件应用” 可以包括被设计用于在计算机系统上执行的子例程、函数、过程、目 标方法、目标实现、可执行应用、小应用程序（applet）、小服务程序 （servlet）、源代码、目标代码、共享库/动态加载库以及/或其它指令 序列。
图1示出了用于将超声波机械移动施加至末端执行器的已知电路 的示意性框图。该电路包括：电源102、控制电路104、驱动器电路106、 匹配电路108、换能器110，并且还包括机头112和波导114，该波导114 被固定至机头112（以图解方式用虚线例示）并且被套管120支承。波 导114在其远端部端接至刀片118。换能器110、波导114、以及刀片118 形成了通常按同一频率谐振的振荡结构。被称为“末端执行器”117的夹 持结构使波导114的刀片部分118暴露并使其能够与组织和其它物质相 接触。一般地，该末端执行器117是枢轴臂，其用以抓住或夹持臂部与 刀片118之间的组织。然而，在某些装置中，末端执行器117不存在。
驱动电路104生成高电压自振荡信号。驱动电路104的高电压输出 被馈送至包含信号平滑组件的匹配电路108，信号平滑组件再生成被馈 送至换能器110的驱动信号（波）。针对换能器110的振荡输入导致换能 器110的机械部分按沿波导114建立谐振的量值和频率来回移动。为了 谐振仪器及其组件的最佳谐振和寿命，施加至换能器110的驱动信号应 当和可以与实际中可实现的正弦波一样平滑。为此，匹配电路108、换 能器110以及波导114被选择为彼此结合地工作，并且相对于彼此全部 频率敏感。
因为需要相对较高的电压（例如，100V或更高）来驱动典型的 压电换能器110，所以一个常用电源是典型地直至15A、120VAC的输 电干线（例如，墙壁插座）。因此，许多已知超声波外科仪器类似于在 图1和2中示出的，并且利用具有要插入到输电干线206中以供电的电缆 204的工作台面盒202。谐振由锁相环路（PLL）保持，该锁相环路在 匹配电路108的输出与驱动电路106之间创建闭合环路。为此，在现有 技术装置中，工作台面盒202总是包含有全部驱动和控制电子装置104、 106以及匹配电路108。电源软线208从盒202向机头112内的换能器110 并由此向波导114递送正弦波形。通过监测并保持施加至换能器的恒定 电流，谐振通常处于改变波导114载荷状态。
图3描绘了根据本公开一个实施例的超声波外科仪器300的框图。 在图3中，超声波外科仪器300包括：微处理器302、时钟330、存储器 326、电源304（例如，电池）、开关306（例如，一个或更多个MOSFET）、 驱动电路308（PLL）、变压器310、信号平滑电路312（还被称为匹配 电路并且例如可以是储能电路）、感测电路314、换能器316、以及波导 320，波导320端接到超声波切割刀片318。如在此使用的，“波导移动 生成装配件”是至少包括换能器316的子装配件，但还可以包括其它组 件，如驱动电路308（PLL）、变压器310、信号平滑电路312、以及/或 感测电路314。
作为依靠如图2描绘的AC电源206的另选例，图3所示实施例采用 仅从电池或电池组得到的电力，该电池或电池组足够小以适合装在机 头112内或者在附接至用户（例如，在腰部）的小盒内。目前发展水平 的电池技术提供了高和宽为几厘米且深度为几毫米的强力电池。
在图3的实施例中，电池304的输出被馈送至处理器302并向其供 电。处理器302接收并输出信号，并且如下所述，根据定制逻辑或者根 据通过处理器302执行的计算机程序来运行。装置300还可以包括主存 储器326，优选为随机存取存储器（RAM），其存储计算机可读指令和 数据。
电池304的输出还去往具有通过处理器302控制的占空比的开关 306。通过控制针对开关306的导通时间，处理器302能够支配最终递送 至换能器316的电力的总量。在一个实施例中，开关306是电控制金属 氧化物半导体场效应晶体管（MOSFET），尽管其它开关、场效应晶 体管（FET）以及开关构造同样可适用。而且，本领域技术人员应当 认识到，虽然被描述为是单个的，但开关306可以采用2个或更多个 MOSFET。开关306的输出被馈送至驱动电路308，其例如包含检相 PLL和/或低通滤波器和/或电压控制振荡器。开关306的输出被处理器 302采样以确定输出信号的电压和电流（在图3中分别被称为AD2Vin 和AD3Iin）。这些值在反馈架构中使用，以调节开关306的脉冲宽度调 制。例如，开关306的占空比可以根据来自开关306的希望和实际输出 而从大约20%至大约80%变化。
接收来自开关306的信号的驱动电路308包括振荡电路，该振荡电 路使开关306的输出变成具有单一超声波频率（例如，55kHz）的电信 号（在图3中称为VCO）。如下说明的，该超声波形的平滑形式最终被 馈送至换能器316，以沿波导320生成谐振正弦波。当电流和电压在换 能器316的输入处大致同相时实现谐振。为此，驱动电路308使用PLL 以感测输入至换能器316的电流和电压，并且使电流和电压彼此同步。 该感测在线路328上执行，其中，电流相位与“动生”电压的相位匹配和 /或匹配输入电压相位与“动生”电流的相位。下面结合附图，对测量动 生电压的构思和技术进行详细说明。
在驱动电路308的输出处是能够将低电压信号升高至更高电压的 变压器310。应注意到，在变压器310之前的所有上游切换已经按低（即， 电池驱动）电压执行。这至少部分地归因于驱动电路308有利地使用低 导通电阻MOSFET切换器件的事实。低导通电阻MOSFET开关是有利 的，因为它们产生比传统MOSFET器件更少的热，并且允许更高电流 穿过。因此，切换级（预变压器）可以被特征化为低电压/高电流。
在本公开的一个实施例中，变压器310将电池电压升高至120V RMS。变压器是本领域已知的，并因此这里未进行详细说明。变压器 310的输出类似方波400，其波形因其对某些组件（尤其对换能器316） 有害而不合乎需要。方波还在组件之间产生干扰。本公开的匹配电路 312基本上缩减或消除了这些问题。
有时被称为“储能电路”的波成形电路或匹配电路312使从变压器 310输出的方波平滑，并使该波成为驱动波（例如，正弦波）。在本公 开的一个实施例中，匹配电路312是串联的L-C电路，并且根据基尔霍 夫电路定律的公知原理来控制。然而，在此可以使用任何匹配电路。 从匹配电路312输出的平滑正弦波500接着被馈送至换能器316。当然， 其它驱动信号可以是来自匹配电路312的不是平滑正弦波的输出。
换能器316是将电信号转换成物理移动的机电装置，这种装置的 一个示例由压电晶体堆形成。在广泛意义上，换能器316有时被限定为 将信号从一种形式转换成另一形式的任何装置。在本公开中，该驱动 波（正弦波）被输入至换能器316，其接着将物理移动施加至波导320。 如将示出的，该移动在波导320上建立谐振波，从而在波导320的端部 产生运动。
在换能器316由压电晶体堆形成的示例性实施例中，每一个压电 晶体都被绝缘体与下一个隔离。该压电晶体利用同时施加至所有晶体 的正弦电压改变它们的纵向尺度，以使该堆作为一个单元扩展和收缩。 这些扩展和收缩按由驱动电路308生成的驱动信号的频率进行。换能器 316的移动沿着波导320的长度诱发正弦波，由此纵向移动尖刀片318 和波导320。该刀片318尖端理想上处于“腹点（anti-node）”，因为其 是正弦波的移动点。由此引起波导320的移动在波导320的端部的刀片 318中生成“锯割”移动，提供能够容易割穿许多材料（如组织和骨头） 的切割运动。波导320还在这样受激时生成大量摩擦热，该热在波导320 所切割的组织内传导。该热足够立即烧灼被切割组织内的血管。
如果施加至换能器316并且沿波导320行进的驱动信号不具有用 于超声波外科仪器的谐振频率，则末尾腹点将不出现在波导320的刀片 318处。在这种情况下，波导320的刀片318可以相对于波导320的纵轴 横向移动。虽然刀片318的非谐振运动（off resonant motion）通常是 不希望的，但在某些应用中，这种非谐振运动可能在某些时段中是希 望的，并且用以实现特定手术结果。
本公开在驱动电路308中利用PLL，以通过监测馈送至换能器316 的动生电流与动生电压之间的相位并将修正信号发送回驱动电路308， 来确保波导320的移动保持沿波导320谐振。在某些实施例中，换能器 316可以按不同平面切割，由此创建刀片的扭转或扭绞运动，而非仅锯 割运动。
图2A描绘了其中可以实现本公开的实施例的另一装置，示出了电 池操作手持式超声波外科装置250。针对图1和2所示实施例，超声波外 科仪器250的远端部（即，装置在使用时最远离用户的端部）包括并入 了刀片部分118的末端执行器117。该末端执行器117和刀片118被形成 在包围波导114的套管120的远端部处，但该波导形成在套管120内，并 且连接至刀片118。
用于超声波外科装置250的电力由电池252提供。在图2A描绘的示 例中，电池被形成为超声波外科装置250的集成组件。具体来说，电池 252在连接至该装置的其余部分时形成手柄。在一另选排布结构中，该 电池可以可去除地容纳在该手柄的隔室内。在2008年11月12日提交的、 共同受让的美国申请系列No.12/269,629中详细描述了用于电池及其 到超声波外科仪器250中的并入的多种另选排布结构，而且其通过引用 而完全并入于此。电池本身由一个或更多个可再充电电池单元形成。 例如，该电池可以包括具有大约3.7V/每电池单元的标称电压的串联连 接的四个电池单元，从而产生大约15V的标称电池电压。电池252可以 是所谓的“智能电池”，意指其许多功能（包括怎样向其充电和放电） 通过连接至该电池252外壳内的电池单元的一个或更多个微控制器来 控制，如在Smart Battery Data Specification,Revision1.1,first published December11,1998by the Smart Battery System Implementers Forum(SBS-IF)中所述。
集成换能器和发生器（TAG）组件256容纳发生器和换能器两者。 像电池252一样，TAG256可去除地连接至超声波外科仪器250。由此， 在一些实施例中，仅电池252和TAG256可再使用，而超声波外科装置 250的其余部分（包括套管120、波导114、以及末端执行器117）是一 次性的。参照图2A，TAG256的发生器部分从电池252取得DC能量， 并将其转换成AC（即，正弦曲线形式），并且控制所转换的能量以向 TAG256的超声波换能器部分供电，并且借此驱动形成在套管120内的 波导114，并且最终驱动刀片118，如上参照图3所述，或者如下将参照 图10进行更详细的讨论。
末端执行器通过致动器机构254来操作。沿电池252的方向拉动致 动器254（即，接近地）使得末端执行器117闭合，例如，以在末端执 行器117内捕获组织。在将组织夹紧在末端执行器117中之后，用户按 压扳机258以使电力从电池递送至TAG256并且开始其振荡。TAG256 将其振荡运动传递至容纳在套管120内的波导114直至刀片118，使得刀 片118按超声波外科仪器250的谐振频率或接近该谐振频率的频率来振 动，以便切割、密封或凝结末端执行器117中夹紧的组织。TAG256的 换能器部分与波导114和刀片118组合地一起形成振荡结构。
图4是诸如换能器316或TAG256的换能器部分的模型换能器400 的示意性电路图，其包含压电材料。压电换能器是本领域公知的。压 电材料的质量和刚度在换能器内创建机械谐振结构。由于压电效应， 这些机械特性将本身显示为电气等效特性。换句话说，在电端子处看 到的电谐振频率等于机械谐振频率。如图4所示，换能器316的机械质 量、刚度、以及阻尼可以用全部与另一电容器C1并联的电感器/线圈L、 电容器C2、以及电阻器R的串联构造来表示。电气等效换能器模型400 完全类似于用于晶体的公知模型。
流入电气等效换能器模型400的输入部410的是换能器电流iT。iT的一部分iC流经并联电容器C1，其对于大部分希望频率范围保持大致 静态的电容值。iT的被定义为iM的其余部分仅为（iT-iC），并且是实际 工作电流。该剩余电流iM在此被称为“动生”电流。即，该动生电流是 实际上对移动波导320做功的电流。
如上所述，一些已知设计利用总电流iT调节和同步，但总电流iT包括iC并且不一定是实际使换能器316的波导320运动的电流的实际量 的指示符。例如，当现有技术装置的刀片从软组织移动至更密集材料 （诸如其它组织或骨头）时，电阻R极大地增加。电阻R的这种增加导 致更少的电流iM流经串联构造R-L-C2，而更多的电流iC流经电容部件 C1。在这种情况下，波导320慢下来，劣化了其性能。本领域技术人员 可以理解，调节总电流不是用于保持恒定波导速度（即，按谐振振动） 的有效方法。因此，本公开一个实施例监测并调节流经换能器316的动 生电流iM。通过调节动生电流iM，可以调节波导320的移动距离。
图5是帮助理解怎样获取换能器400的动生电流iM的本实用新型 电路500的示意性电路图。该电路500具有换能器400的所有电路部件， 以及与图4的换能器400并联的附加桥接电容部件CB。然而，CB的值被 选择成使得C1/CB等于给定比率r。对于效率来说，用于CB的选定值应 当相对较低。这限制了从iM转移的电流。可变电源VT施加在电路500 的端子502和504之间，创建了穿过电容部件CB的电流iB、流入换能器 400的电流iT、流经电容器C1的电流iC、以及最终的动生电流iM。由此 得出结论iM=iT-r*iB。这是因为：
i B = C B · ∂ V T ∂ t = C 1 r · ∂ V T ∂ t ]]>并且 i c = C i · ∂ V T ∂ t ]]>
因此，iC=r*iB，并且，将iC代入等式iM=iT-iC，得到
iM=iT-r*iB。
通过仅获知总电流并且测量穿过桥接电容器的电流iB，可以识别 并调节换能器的动生电流iM的变化。接着，驱动器电路308充当电流控 制器，并且通过基于将流经桥接电容器CB的电流与比率r的乘积从流 入换能器400的总电流iT中减去而改变变压器310的输出，来调节动生 电流iM。这种调节保持波导320的切割刀片318部分在多种切割载荷下 的大致恒定速率的移动。在一个实施例中，感测电路314测量动生电压 和/或动生电流。电流和电压测量装置以及用于创建电压表和电流表的 电路构造是本领域公知的。电流和电压的值可以没有限制地通过现在 已知或以后开发出的任何方法来确定。
图6示出了本公开另一实施例，其中，换能器316被示意性地表示 为电阻部件R、电感部件L、以及电容部件C4的并联构造。附加电容部 件C3在输入部502与电阻部件R、电感部件L、以及电容部件C4的并联 构造之间采用串联构造。这种并联表示按操作的“反谐振”模式模型化 换能器的动作，其按稍微不同的频率发生。换能器电压VT施加在换能 器316的输入端子502、504之间。换能器电压VT被分成横跨电容部件 C3的电压VC与横跨电阻部件R、电感部件L、以及电容部件C4的并联 构造的动生电压VM。正是动生电压VM做功并使波导320移动。因此， 在该示例性实施例中，VM才是应当小心地调节的动生电压。
图7示出了本实用新型电流构造700的示例性实施例。该电路构造 1000包括图6的换能器600，并且向其添加了三个附加电容部件C5、C6以及C7。电容部件C5与换能器电路600串联，而电容部件C6和C7彼此 串联并且一起与电容部件C5和换能器电路600的串联组合并联。
该电路类似于惠斯登（Wheatstone）电桥测量仪。惠斯登电桥电 路被用于通过平衡电桥电路的两个腿部来测量未知电气电阻，其一个 腿部包括未知组件。在图10所示的当前电路构造中，等于VT-VC的动 生电压VM是未知的。通过确定并调节该动生电压VM，该构造允许如 下阐述地保持一致的波导移动。
有利的是，电容部件C7被选择成使得其值是电容部件C3的比率 A，其中A小于1。同样地，电容部件C6被选择成使得其值是电容部件 C5的同一比率A。C5/C3的比率也为比率A。
因为C3/C7的比率为A，并且C5/C6的比率也为A，所以该电桥被平 衡。接着，由此得出结论：反馈电压Vfb除以动生电压VM也是比率A。 因此，VM可以简单表示为A*·Vfb。
如果横跨换能器600的电压仍为VT，则输入电压Vin等于VT加横跨 电容部件C5的电压VB。该反馈电压Vfb从位于电容部件C6与C7之间的第 一点与位于换能器与电容部件C5之间的第二点测量。现在，电路300 的上游组件充当电压控制器并且改变电源Vin以保持恒定反馈电压Vfb， 从而产生大致恒定的动生电压，并且保持波导320的切割刀片318部分 在多种切割载荷下的大致恒定速率的移动。此外，本公开不是简单地 调节输入电压Vin，其出于调节动生电压VM的目的而改变输入电压Vin。
图8示出了本公开的另一实施例，其中，换能器400具有如图4所 示的电路构造。图8的构造与图5所示构造相似地工作，并且如上所述。 然而，在这种电路构造800中，将一对变压器804和808用于确定并监测 动生电压VM。在这个实施例中，第一变压器804的初级侧绕组802与桥 接电容器CB采用串联构造。类似的是，第二变压器808的初级侧绕组 806与换能器400采用串联构造。第一变压器804的次级侧绕组814的引 线810和812通过电容器R2耦接。第二变压器808的次级侧绕组820的引 线816和818通过电容器R1耦接。另外，第一变压器804的次级侧绕组814 的第一引线810直接连接至第二变压器808的次级侧绕组820的第一引 线816。
经过第一变压器804的初级侧绕组802的电流iB在第一变压器804 的次级侧绕组814中感应电流。类似的是，包括经过换能器400的电容 部件C1的iC和换能器400的动生电流iM的电流合并，并经过第二变压器 808的初级侧绕组806以接地822。初级侧绕组806中的电流在次级侧绕 组820上感应电流。如在变压器804、808上的点（“·”）注解的，次级 侧绕组814和820分别相对于初级侧绕组802、806彼此反向，并且感应 横跨电阻器R1和R2的电压Vfb。通过选择R1和R2的值以使得R1/R2的比 率等于值CB/C1的比率，反馈电压Vfb将一直成比例于动生电流iM。现 在，电路300（参见图3）的上游组件充当电压控制器，并且改变输入 电力（Vin和IT）以保持恒定的反馈电压Vfb，从而产生大致恒定的动生 电流iM，并且保持波导320的切割刀片部分在多种切割载荷下的大致恒 定速率的移动。此外，本实施例不是简单地调节输入电压Vin，其出于 调节动生电流iM的目的而改变输入电流IT。
图9示出了本公开的另一实施例，其中，换能器600根据图6所示 电路构造模型化。在图9的构造900中，将变压器910用于确定并监测换 能器600的动生电压VM。在这个实施例中，变压器910的初级侧绕组906 与电感部件L2和电容部件C1采用串联电路构造。电压Vin横跨由变压器 910的初级侧绕组906、电感部件L2以及电容部件C1形成的电路的输入 引线902和904施加。穿过初级侧绕组906的电流在变压器910的次级侧 绕组908中感生对应电流。变压器901的次级侧绕组908与换能器600和 桥接电容器CB的组合采用并联构造。形成该组合的两个组件为串联构 造。
在这个实施例中，次级侧绕组908在点912处分接。通过在使得次 级侧绕组908的第一部分具有“m”匝而次级侧绕组1208的第二部分具 有“n”匝（其中，n小于m）的点处分接次级侧绕组908，次级侧绕组908 上的感应电压的可选百分比部分呈现为从点912至地914。
此外，该电路类似于惠斯登电桥测量仪。一个腿部是第一次级侧 绕组“m”，第二腿部是第二次级侧绕组“n”，第三腿部是换能器600， 而第四腿部是电容器CB。在图9所示的当前电路构造中，电压VM未知。 通过确定并调节动生电压VM，保持一致的波导移动。
通过选择桥接电容器CB的值以使其小于换能器电容C3的百分比 与匝数“n”小于匝数“m”的百分比相同（即，m/n=C3/CB），反馈电压 Vfb的值将反映动生电压VM。本公开可以通过监测反馈电压Vfb的变化 来确定动生电压VM是否在改变。
通过利用等效电路换能器模型600，其模型化并联谐振（或“反谐 振”）换能器，该换能器可以按并联谐振操作模式驱动，其中，运动成 比例于电压。这种操作模式的优点是：与恒定电流模式电源相比，所 需恒定电压模式电源设计更简单且操作更安全。而且，因为换能器在 空载时具有更高的阻抗（而不是像在串联谐振操作模式下，当空载时 具有更低的阻抗），所以其自然地趋于在空载时汲取更少电力。然而， 并联谐振操作模式更难于保持，因为谐振带宽比串联谐振模式的谐振 带宽更窄，并且其具有稍微不同的固有谐振频率，因此，该装置的机 械组件必须被特别地设置成按串联谐振操作模式或者并联谐振操作模 式来操作。
现在，电路300的上游组件充当电压控制器，并且改变电源Vin以 保持恒定的反馈电压Vfb，从而产生大致恒定的动生电压VM，并且保 持波导320的切割刀片318部分在多种切割载荷下的大致恒定速率的移 动。此外，本公开不是简单地调节输入电压Vin，其出于调节动生电压 VM的目的而改变输入电压Vin。
图10描绘了控制系统1000，其当在如图2A所示的无线缆 （untethered）超声波外科装置250中采用时特别有用，然而，其也可 以在如图1和2所示的更多传统有线缆装置中采用。如图10所示，除了 换能器1018以外，TAG256（图2A）还包括：直接数字频率合成器 （“DDS”）1002集成电路、TAG微控制器1004、放大器/滤波器电路 1006、以及动生电桥1008。TAG微控制器1004包括：主处理器1010、 控制律加速器1012（“CLA”）、脉冲宽度调制器1014（“PWM”）、以 及模数转换器1016（“ADC”）。TAG微控制器1004控制施加至超声波 换能器1018的高电压AC信号的频率，以使超声波换能器1018按其谐振 频率振动。TAG微控制器1004利用锁相环路1020（PLL）控制高电压 AC信号的频率，该锁相环路1020（PLL）通过DDS1002、主处理器 1010、CLA1012以及PWM1014实现。
在正常操作期间，PLL1020基于运动反馈信号Vfb的相位来调节 驱动信号的频率。为调节驱动信号的频率，主处理器1010执行PID控 制算法，以基于运动反馈信号Vfb的相位来确定频率数据。主处理器 1010将该频率数据发送至DDS1002，其生成具有根据该频率数据限定 的频率的时钟信号。PWM1014接收该时钟信号，并且生成具有与通 过DDS1002生成的时钟信号的频率为预定且固定关系的频率的驱动 信号。如相关领域技术人员应当明白的，在谐振时，该驱动信号与运 动反馈信号Vfb同相。
放大器/滤波器电路1006组合该驱动信号与来自电池252的调节 电流，以生成具有等于驱动信号的频率的频率的高电压AC信号。接着， 将该高电压AC信号施加至超声波换能器1018。运动电桥1008测量超声 波换能器1018的机械运动，并且提供表示超声波换能器的机械运动的 运动反馈信号Vfb。ADC1016采样运动反馈信号，并且CLA针对所采 样的运动反馈信号执行离散傅立叶变换（DFT），以获取针对驱动信号 的运动反馈信号的相位信息。利用运动反馈Vfb，PLL1020基于运动反 馈信号的相位来调节驱动信号的频率，以实现并保持超声波换能器的 谐振。
TAG微控制器1004包括外部时钟输入部1022，其使得DDS1002 能够将其生成的时钟信号输入到微控制器1004。TAG微控制器1004还 包括内部时钟1024和开关1026，该开关在外部时钟输入部1022与内部 时钟1024之间切换系统时钟。如图10所示，该系统时钟驱动主处理器 1010、CLA1012、以及ADC1016。在启动期间，内部时钟1024生成 系统时钟信号。在DDS1002开始生成时钟信号之后，TAG微控制器将 系统时钟从内部时钟1024切换成由DDS1002生成并馈送至外部时钟 输入部1022的时钟信号。
在图4-9中描述并示出的每一个电路构造中，电路组件劣化可以 不利地影响整个电路的性能。直接影响组件性能的一个因素是热。为 此，图3中描绘的电路包括感测变压器310的温度的感测电路314。该温 度感测是有利的，因为变压器310可能按其在使用该装置期间的最大温 度或非常接近于该最大温度的温度下运行。额外的热将导致铁心材料 （例如，铁氧体）破坏并且可能出现永久性损坏。如果达到了预定最 大温度，则电路300例如可以缩减变压器310中的驱动电力、向用户发 送信号、完全断开电源、脉冲化电力、或者结合其它适当的响应。
返回参照图1，在一个实施例中，处理器302以通信方式耦接至末 端执行器117，其被用于与刀片118物理接触地放置材料。末端执行器 117具有夹紧力值范围，并且处理器302（图3）基于所接收的夹紧力值 来改变动生电压VM。因为与设置运动速率相结合的高力值可以导致高 刀片温度，所以温度传感器322可以以通信方式耦接至处理器302，其 中，处理器302可操作以从温度传感器322接收并解释指示刀片318的当 前温度的信号，并且基于所接收的温度来确定刀片移动的目标频率。
根据本公开一实施例，PLL（308或1020）能够确定换能器316、 1018的频率。换能器316、1018的已知谐振频率（并以此，波导和刀片 的谐振频率）在任何特定时间都可以被用于除了仅调谐和保持该装置 的谐振操作的其它目的。一个这样的目的是用于检测刀片118的温度。
图11和12是根据本公开任一实施例的超声波外科仪器的波德图。 如上所述，在使用超声波外科仪器期间，产生热。谐波系统的谐振频 率取决于多种因子，包括材料密度、材料体积（bulk）或杨氏模量、 声音的速度、组件的直径以及其它因子。这些因子中的许多因子都是 温度相关的，并且可以在系统变热时显著改变。这些改变的因子的复 合结果可通过监测该系统在其加热时（例如，在使用超声波外科仪器 期间）的谐振频率而观察到。
图11描绘了对于振荡结构（即，换能器1018、波导114、以及刀 片118）的谐振频率通过产生热而造成的频率响应。在室温下，例如23 °C，该系统的一个希望谐振频率可以大约为55.5kHz。这在图11的标 绘图上标注在零交叉点处，指示相对于驱动信号相移为0°。如可以在 图11的标绘图中看出，当系统的温度增加时，如在操作期间所希望的， 该谐振频率移位。具体来说，如图11所示，当谐振频率从55.5kHz到 55.2kHz下降大约300Hz时，观察到温度从23°C增加至200°C。在图 12的标绘图中可观察到相似的频率移位，其中，监测该系统的阻抗Z 的幅度。而且，最小的阻抗幅度Z（其指示该系统在按谐振操作）从 大约55.5kHz移位至大约55.2kHz。
通过监测针对相位或阻抗幅度所标绘的系统谐振频率的变化，可 以估算该系统的温度。例如，如图11所示，该系统的300Hz的频移表 示从大约23°C至大约200°C的温度变化。由此，通过在室温下观察该 系统的谐振频率，并接着跟踪该系统在使用时的谐振频率，可以估算 振荡结构的温度。因而，这可以不需要任何专门用于温度感测的单独 部件，而仅仅通过监测使用期间的系统反馈来实现。如上所述，参照 图4-9，该谐振频率可以通过监测表示动生电压的Vfb来确定，并且可 以与驱动信号相比较，以查明相位和频率信息。然而，还可以监测阻 抗，如图12中标绘的，以在不脱离本公开的范围的情况下导出谐振频 率信息。
在本公开的一个实施例中，超声波外科仪器250在制造期间测试 其室温谐振频率，并且将该值存储在可通过微处理器或微控制器访问 的存储器中。一旦该超声波外科仪器投入使用，即，换能器被激励并 且开始振荡，就周期性地（例如，每5ms）测量该超声波外科仪器250 的谐振频率。基于瞬时谐振频率，可以执行计算来确定该振荡结构（即， 换能器1018、波导114、以及刀片118）的温度。
另选的是，因为大多数超声波外科仪器250采用一个或更多个可 替换组件，所以该超声波外科仪器250的启动例程的一部分可以包括简 短激励，以在被医生装配时确定其谐振频率。例如，在图2A所示装置 中，TAG256和电池252都是可再使用的，而超声波外科仪器250的其 余部分（包括套管120、波导114、以及刀片118）是一次性组件。由此， 在这种装置中，在将该一次性部分连接至系统（特别是TAG256）之 前，测量该系统的谐振频率不是切实可行的。因此，用于确定所装配 装置的谐振频率的测试可以在其首次使用超声波外科仪器250之前采 取。该测试可以是用户发起的，或者可以在装配该装置时自动地运行， 以作为在允许使用之前外科仪器的测试例程的一部分。通过该测试确 定的谐振频率应当存储在超声波外科仪器250的存储器中。所存储的室 温谐振频率可以在每次装配该超声波外科仪器时设置，由此，在每次 将TAG256与超声波外科仪器250的新的一次性部分对接时，执行该例 程，并且新的谐振频率盖写已经存储在存储器中的任何现有谐振频率 数据。
另选的是，虽然很可能招致准确度方面的某些损失，但在TAG 256首次与电池252和一次性部分装配以形成超声波外科仪器250时，可 以将谐振频率存储在TAG256中的存储器中。然后，该一次确定的谐 振频率可以用作所有未来谐振频率比较的基础，以确定已经连接到 TAG256的超声波外科仪器250的温度。
图13是描绘用于确定诸如图2A所描绘的超声波外科仪器的室温 谐振频率的启动例程的、可存储在超声波外科装置的存储器中的计算 机程序的简化流程图。一旦TAG256连接至超声波外科仪器250的其余 部分，并且连接至电池252，就在步骤S101使能启动例程。作为该启动 例程的一部分，在S103开始谐振频率测试。在S105，驱动换能器达预 定时段。换能器被驱动的预定时段应当足以在S107确定在装配时超声 波外科仪器250在室温下的谐振频率。如果确定了谐振频率，则在S109， 将该频率存储在存储器中，并且在S111结束该谐振频率测试，接着使 得该超声波外科仪器250能够用于操作。如果未实现谐振，则在步骤 S113，该例程可以检查以确定在实现谐振方面已经采取了多少次尝试， 例如，可以准许五次尝试。如果已经进行了五次以上的尝试但仍未实 现谐振，则在S115发送错误信号。如果可用尝试的数量未超出最大值， 则该例程循环回至步骤S105，并且再次尝试实现谐振，直到实现谐振 并且将频率值存储在存储器中，或者超出可用尝试的数量并且生成错 误。
图14是描绘用于确定系统（换能器、波导、以及刀片）的温度的、 可存储在超声波外科装置的存储器中的计算机程序的简化流程图。本 领域技术人员应当认识到，可以使用该过程而不管：怎样确定初始室 温谐振频率，其是在制造TAG256期间被写入到存储器中、在TAG256 首次使用时确定的、还是在每次将TAG256连接至超声波外科装置250 的其余部分时重新确定的。
在图14中，在步骤S201中，拉动超声波外科仪器250的扳机258。 接下来，在步骤S203采取谐振检查。本领域技术人员应当明白，可能 希望在步骤S201与S203之间插入延迟以允许超声波外科装置250有机 会实现谐振。如果实现谐振，则在步骤S205将谐振下的频率值写入该 装置中的存储器。接下来，在步骤S207对瞬时谐振频率与室温谐振频 率进行比较。在步骤S209，如果频移或响应小于预定量Y，则在步骤 S211，该例程查看是否仍压下扳机。如果该扳机不再被压下，则在步 骤S213结束该例程。然而，如果该传感器仍被压下，则在步骤S215检 测新的瞬时谐振频率。步骤S215中的检测步骤可以跟随一设置延迟。 接着，在步骤S205中，将最近检测的谐振频率写入至存储器。在一些 实施例中，仅一个瞬时谐振频率值保持在存储器中，以与室温谐振频 率相比较。在其它实施例中，可以将多个谐振频率的记录日志存储在 存储器中。如果故障或者需要分析装置使用的其它事件发生，则该历 史性记录可以帮助回顾该装置的历史性使用。
在步骤209，如果频移大于预定量，例如，300Hz，则可以向用 户发送信号，以指示超声波外科装置250被估算超过特定温度，例如200 °C。对用户的警告可以是可听音调、诸如该装置上的LED的光指示器、 或者由用户在超声波外科仪器250的手柄中感受到的触觉响应。
可选的是，在步骤S223，该超声波外科仪器可以基于实现该温度 而自动地切断，或者互锁S225可以防止激励该超声波外科仪器达一时 段（Y sec），例如15秒钟，以允许该超声波外科装置250（具体来说， 刀片118）冷却，在该时段之后，扳机258可以在步骤S201被重新拉动。
类似的是，在步骤S203，如果谐振尚未实现，则在步骤S219触发 延迟X（例如，5ms），此后，在步骤S221进行查询，以确定是否自初 始扳机258拉动起并且实现谐振已经经过了太多时间。如果已经经过了 太多时间，则在步骤S223可以将该装置关掉并且发送错误信号。
本领域技术人员应当认识到，除了具有生成高温信号的单个频移 以外，存储器还可以存储一系列频移，并且可以生成针对用户的渐进 温度信号。例如，如果该频移是100Hz，则该装置可以生成绿色可视 信号，以指示温度增加不大，大概仅到70°C。类似的是，可以将黄色 可视信号用于指示200Hz的谐振频率偏移，指示大概130°C的温度。
另选的是，可以采用经验公式并且将其存储在超声波外科装置的 存储器中，以将感测的频率响应转换成估算温度。由此，当检测瞬时 谐振频率时，该公式（其可以包括用于温度比较函数的室温谐振频率 和/或加权频率响应）被利用以估算等效于频率响应的温度变化。这可 以被再次关联至可视、可听或其它信号发送装置。在这种情况下，可 以经由显示器或者例如液晶显示器（LCD）来向用户呈现所估算的温 度值。
示例性公式是： T Est = T Room + ( F Room - F Inst . ) · 180 C 300 Hz , ]]>其中T是温度，F 是频率，而Room表示在启动时测量的值，并且Inst.是瞬时测量值。由 此，如上所述，通过利用刀片的瞬时频率并计算估算温度，超声波外 科仪器可以通过发生器中的微控制器来控制以警告外科医生尖端变暖 或热。
图15描绘了图1、2以及2A中所示超声波外科仪器的刀片118和波 导114的远端部的放大视图。在刀片118内埋入的是超声波谐振器150。 该超声波谐振器150可以由上述类型的压电晶体形成，然而，不是采取 电能并将其转换成机械运动，而是该谐振器150（例如，加速度计）采 用所施加的机械力并将其转换成经由引线152发送至微处理器302或微 控制器1004的电信号，以供分析。
在一个实施例中，超声波谐振器150放置在超声波外科仪器250的 刀片118中。该超声波谐振器150的大小使得其具有相对于超声波外科 仪器256（例如，TAG256、波导114、以及刀片118）的谐振频率远远 移开的谐振频率。例如，如果超声波外科仪器250具有室温谐振频率 55.5kHz，则超声波谐振器150可以具有室温谐振频率101.7kHz或大约 100kHz。然而，该谐振器150的谐振频率甚至可以相对于超声波外科 仪器250的谐振频率进一步远离，其例如可以是800kHz或者超声波外 科仪器250的操作范围之外的其它频率。
在操作中，刀片118的机械运动在超声波谐振器150上施加机械 力。该机械运动被谐振器150转换成电信号。机械力越大，所生成的电 信号越大。作为取决于所施加的力的电信号的结果，最大的电信号将 在超声波外科仪器250的腹点处生成，其中，谐波振荡的幅度最大。如 上所述，刀片118最有效地位于腹点处，以使机械运动的最大幅度可以 被施加在组织上。由此，虽然谐振器150可以位于沿着波导114和刀片 118的任何位置处，但更有效的是，将它们靠近腹点放置，或者至少远 离很少有或没有移动的节点。
当刀片118在使用期间变热时，谐振器150也变热。谐振器150的 这种发热对所生成的电信号有影响。随着刀片118变热，其谐振频率移 位，因此谐振器150的谐振频率也移位，并且由谐振器150生成并且发 送至微处理器302或微控制器1004的电信号（例如，频率和电压）的分 量也随其移位。因为谐振器150与超声波外科装置250的其它组件合理 地隔开，所以谐振频率变化以及由谐振器生成的电信号变化的主要原 因是因刀片118变热而造成的温度增加。
针对上面参照图11-14描述的监测谐振频率，谐振器150的谐振频 率可以在制造期间存储在超声波外科仪器250的存储器中。类似的是， 在启动期间，当超声波外科装置250在室温下实现谐振时由谐振器150 生成的电信号（例如，频率和电压）的特性可以被确定并存储在存储 器中。接着，由谐振器150在室温谐振下所生成的电信号可以与在超声 波外科装置250的谐振频率在使用期间因其变热而移位时谐振器150生 成的电信号相比较。通过比较室温电信号值与在操作期间感测的值， 谐振器150在任何时间点的温度可以通过使用经验公式、利用查寻表 （如在此参照图14关于检测整个振荡结构的温度所述）、或者通过本领 域技术人员已知的其它方式来确定。
通过沿波导114和刀片118放置多个谐振器150，可以通过比较由 每一个谐振器150生成的信号来确定超声波外科仪器250的哪些组件变 热，和它们变热到什么程度。这样，超声波外科仪器250（并且具体来 说，微处理器302或1004）可以辨别，虽然例如由于与在室温谐振时所 生成的电信号相比仅位于刀片118中的谐振器150所生成的电信号改变 了，所以整个超声波系统（例如，TAG256、波导114、以及刀片118） 具有300Hz的频移，但只有刀片118经历了显著加热。由此，多个谐振 器150允许查明沿振荡结构的温度梯度。另选的是，如果刀片118和波 导118两者上的谐振器150示出电信号变化，则超声波外科仪器250可以 确定即使不是整个振荡结构也有大部分振荡结构经历了加热。
在一另选实施例中，谐振器150通过分离的信号发生器驱动。由 此，例如，将101.7kHz的驱动信号施加至一个或更多个谐振器150并 且监测每一个谐振器的返回信号，以监测谐振器150在谐振下的振荡。 随着超声波外科仪器250的单个组件变热，每一个谐振器150的谐振频 率将改变，而与该特定谐振器150的温度无关。可以将每一个单个谐振 器150的频移与原始101.7kHz相比较，以按和上面图13和14中有关检 测总体系统的温度相同的方式来确定每一个谐振器的温度。按这种方 式，可以向用户提供附加信息，以使在仅单个组件（例如，刀片118） 达到高温时向外科医生发送信号，或者就整个系统（例如，TAG256、 波导114以及刀片118）是否变热向外科医生发送信号。
关于上面参照图13和14所述的实现，可以向用户提供各种指示 器，包括可视和可听的指示器，以及防止超声波外科仪器250使用达预 定时间、或者直到该组件或系统的感测温度已经返回至可接受水平为 止的互锁。
另选的是，谐振器150可以是从刀片118延伸的简单金属突出部 （未示出）。每一个金属突出部具有不同于刀片118的其余部分的特定 谐振频率。该突出部的谐振频率将取决于本领域技术人员已知的质量、 长度、材料以及其它因子。利用傅里叶变换（如上所述的DFT或者快 速傅里叶变换），可以按考虑刀片的谐振频率的方式来确保集中在谐振 器150的已知峰值（即，它们的谐振频率）。通过集中在谐振器150的谐 振频率处或其周围的变化，谐振器150的温度变化可以几乎按如上所述 的相同方式来确定。
图16和17是另外的伯德图，其描绘超声波外科仪器250的质量或 Q，并且比较仅在空气中时和在接触组织时谐振操作的Q。Q是对系统 的谐振质量的度量。高质量谐振（高Q）具有峰值化形状，而低质量 谐振（低Q）具有更小的总体响应和较不峰值化的标绘图。
如可以在图16和17两者中看出，诸如超声波外科仪器250的谐振 结构的Q在仅在空气中操作时或者在与组织接触时极大地改变。事实 上，该Q将根据与组织有关的多种因子改变。例如，与干组织相比， 针对湿组织的Q将不同；诸如骨头的坚硬结构创建与诸如血管和结缔 组织的软结构不同的Q。即使施加至刀片的夹持压力也可以影响Q，从 而在夹持压力较高时产生较低的Q。类似的是，Q不是仅通过在末端执 行器117处接触组织而受影响，而是沿谐振结构（例如，换能器、波导 以及刀片）装置的长度的任何组织接触都可以改变Q。而且，节点处 的接触与腹点处的接触具有不同的影响。
Q可以利用下面的公式来计算：其中，fr是谐振频率， Δf是带宽，ωr=2πfr是角谐振频率，而Δω是角带宽。更一般地并且在 无功分量规范（尤其是电感器）的情况中，使用Q的频率相关定义， 其如下： Qω = ω · Max . EnergyStored PowerLoss . ]]>
由此，Q可以通过测量谐振频率并且比较标绘图与一半能量最大 值下的带宽而从该标绘图导出。Q本质上描述标绘图的“峰值性”。还 可以被认为是与多少能量被存储在波导中相比耗散了多少能量。在空 气中，超声波波导因几乎没有能量被耗散到空气中并且其全部被存储 在波导中而具有非常高的Q。当波导接触组织时，能量耗散到组织中， 并且显著降低Q值，这意味着对于类似谐振频率来说所观察到的带宽 更宽。如果波导接触金属或水，则Q根据波导将能量耗散到金属或水 中的程度而不同。能量耗散越多，Q越低。
在本公开的一个实施例中，多种Q值经验性地导出并存储在超声 波外科仪器250的存储器中。在超声波外科仪器250被激励时，可以采 取对Q的周期性测量值，并且将其与存储在存储器中的值相比较。通 过比较所测量值与存储值，可以在任何时间向用户提供有关末端执行 器117中的材料的类型的信号。这例如可以用于警告用户，末端执行器 117内存在骨头，或者向所关注的组织施加了太多的夹持压力，或者刀 片118或波导114与金属接触，例如，来自另一外科仪器或者患者体内 的植入物，或者可能是热的波导与沿其长度某处的组织接触。而且， 该Q值可以向外科医生指示，刀片118正在接触末端执行器（其十分坚 硬）的其它部分，并且这种连续接触可以破坏超声波外科仪器250。
在另一实施例中，超声波外科仪器250可以导出末端执行器117内 抓住的特定组织的Q值，并且调节电力和驱动信号参数以实现更好的 组织效应。这可以通过考虑图17中的标绘图的Q值来实现，其中，阻 抗针对谐振频率来标绘，其指示施加至刀片118的载荷。
在另一实施例中，超声波外科仪器250可以监测Q值以确定其何 时改变，并且基于这样的变化改变施加的能量（例如，停止施加能量） 并且随其改变刀片118的运动。这例如可以用于其中存在具有不同特性 的多层组织的情况，例如，在诸如肠切开术的肠内手术中，其中，希 望切割第一层组织而不切割第二层组织。在这种情况下，在初始抓住 末端执行器117并且施加超声波能量之后，可以确定第一Q值，并接着 可以监测Q值直到检测到针对该组织的Q值的变化为止。在某些情况 下，该变化必须大于预置量或百分比，或者在其它情况下，任何变化 可以导致停止该过程以防止末端执行器处理底层组织。不管怎样，基 于Q值的希望改变，施加至超声波外科装置的能量被改变（例如，被 停止）以防止进一步切割或处理组织。
尽管在此详细描述了监测Q值，但监测和调节超声波外科仪器的 操作不限于Q值。相反的是，还可以监测包含与和刀片接触的材料有 关的信息的信号的其它特征，并且在如在此所述关于Q值检测到该特 征的变化和阈值时，按如在此描述的类似方式调节施加至刀片的能量。
在这里描述的所有实施例中，有关超声波外科仪器250的收集数 据（例如，谐振频率数据）、进行的计算（例如，温度或Q值）、以及 其它参数可以本地存储在例如容纳在TAG256内的、诸如EEPROM或 其它数据存储装置的存储器内。该数据还可以从存储器下载，以使稍 后在有关使用超声波外科仪器250的TAG256或其它部件时出现问题 的情况下可以对其进行分析。
而且，尽管在此的几个实施例参照图2A中描绘的超声波外科仪器 250进行了具体描述，但在此，这些构思和控制特征在其它超声波外科 系统（包括但不限于图1、2以及3中所示并且详细地描述为超声波外科 仪器300的那些）中同样可用。
尽管本公开的具体实施例已经进行了公开，但本领域普通技术人 员应当明白，在不脱离本公开的精神和范围的情况下，可以对这些具 体实施例进行改变。因此，本公开的范围不是要受限于这些具体实施 例。并且所附权利要求书旨在覆盖本公开的范围内的任何和所有这种 应用、修改、以及实施例。
根据前述并且参照各种附图，本领域技术人员应当清楚，在不脱 离本公开的范围的情况下，还可以对本公开进行某些修改。虽然本公 开的几个实施例已经在附图中示出和/或在此进行了讨论，但其不是旨 在将本公开受限于此，因为本公开在范围上旨在和本领域所允许并且 本说明书同样被读取的范围一样宽。因此，上面的描述不应被视为限 制性的，而仅仅被视为特定实施例的例证。本领域技术人员将设想于 此所附权利要求书的范围和精神内的其它修改例。