CN109009210A - 用于超声设备的数字控制的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明题为“用于超声设备的数字控制的系统和方法”。本发明公开了一种超声换能器和发生器组件以及用于控制所述组件的方法。所述方法包括在所述换能器处感测电流信号和电压信号，对所述电压信号进行微分运算，将所述微分后的电压信号乘以本体电容值以确定本体电容电流信号，确定所述电流信号和所述本体电容电流信号之间的差异以确定与所述换能器的机械运动相对应的动生电流信号，基于所确定的动生电流信号和所述本体电容电流信号来确定更新的本体电容值，基于所述动生电流信号来生成换能器信号，并且利用所述换能器信号驱动所述换能器。所述方法还可包括使用带通滤波器对所述电流信号和所述本体电容电流信号之间的差异进行滤波。可使用最小均方自适应滤波器来确定所述更新的本体电容。

Description

用于超声设备的数字控制的系统和方法

背景技术

1.技术领域

本公开一般涉及超声设备，并且更具体地讲，涉及超声设备的数字控 制。

2.背景技术

超声外科器械用于治疗许多医疗状况，诸如组织的去除以及血管的烧 灼和密封。利用超声波的切割器械通过超声换能器生成振动，并且将其沿 着切割刀片的纵向轴线进行传输。通过沿着刀片的长度传输超声波，在刀 片的端部产生高速纵向机械运动。这些外科器械是有利的，因为传递到刀 片端部的机械振动有效地切割有机组织并且同时使用由机械振动产生的热 能凝固组织。这种外科器械非常适用于微创手术，诸如内窥镜或腹腔镜手 术，其中刀片通过套管针到达手术部位。

对于每种切割刀片，存在一个或多个周期性驱动信号，这些信号使得 换能器以谐振频率机械振动，以用于提供沿着刀片长度的超声波。谐振导 致刀片末端的优化运动，并因此在手术过程中获得最佳性能。但是，产生 有效的切割刀片驱动信号并非易事。例如，施加到切割工具上的频率、电 流和电压必须全部受到动态控制，因为这些参数随着工具使用过程中施加 在刀片上的不同负载而变化。

发明内容

本公开的一个方面涉及一种用于控制换能器和发生器组件的方法。该 方法包括在换能器处感测电流信号和电压信号，对电压信号进行微分运 算，将微分后的电压信号乘以本体电容值以确定本体电容电流信号，确定 电流信号和本体电容电流信号之间的差异以确定与换能器的机械运动相对 应的动生电流信号，基于所确定的动生电流信号和本体电容电流信号来确 定更新的本体电容值，基于动生电流信号来生成换能器信号，以及利用换 能器信号驱动换能器。

另一方面，该方法还包括放大电流信号或电压信号，从而增加换能器 信号的幅度。在另一方面，该方法包括确定动生电流信号的相位，并且基 于动生电流信号的相位来改变换能器信号的频率。在另一方面，该方法包 括在将换能器信号提供给换能器之前确定本体电容的初始值。

在又一方面，该方法包括使用最小均方自适应滤波器来确定更新的本 体电容。在另一方面，该方法包括使用归一化最小均方自适应滤波器来确 定更新的本体电容。

在另一方面，使用零延迟中值滤波器对电压信号进行滤波，并使用零 延迟微分器对电压信号进行微分运算。在另一方面，该方法包括对电压信 号进行采样以获得电压数据，并且其中对电压信号进行微分运算包括基于 所采样的电压数据来确定电压信号的变化率。在又一方面，对电压信号进 行滤波，对电压信号进行采样以及确定电压信号的变化率不会导致大于预 定阈值的时间延迟或相位失真。

在另一方面，该方法包括至少部分地基于动生电流信号的相位来确定 换能器信号的频率。在另一方面，该方法包括确定电压信号的均方根电 压，确定电流信号的均方根电流，以及基于均方根电压和均方根电流来确 定平均功率和视在功率。

在另一方面，该方法包括生成测试信号，将测试信号传输到换能器， 感测响应，以及基于感测到的响应确定本体电容的初始值。在另一方面， 该方法包括使用带通滤波器对电流信号和本体电容电流信号之间的差异进 行滤波以获得动生电流信号。在又一方面，该方法包括使用两点差分法对 电压数据进行微分运算，以及使用低通滤波器对微分后的电压数据进行滤 波。

在另一方面，低通滤波器是Hann移动平均滤波器。在另一方面，该方 法包括使用三点中心差分方法来对电压数据进行微分运算。根据权利要求 17所述的方法，还包括使用低通滤波器对所述微分后的电压数据进行滤 波。在另一方面，低通滤波器是Hann移动平均滤波器。

本公开的一个方面涉及一种换能器和发生器组件。换能器和发生器包 括用于感测换能器处的电流信号的电流传感器、用于感测换能器处的电压 信号的电压传感器、耦接到电流传感器和电压传感器的模数转换器 (“ADC”)以及用于对电流信号和电压信号进行采样以获得电流信号数据 和电压信号数据的电压传感器。换能器和发生器还包括硬件处理器，该硬 件处理器被配置为对电压信号数据进行微分运算以获得微分后的电压信号 数据，将微分后的电压信号数据乘以本体电容值以获得本体电容电流信号 数据；确定当前信号数据和本体电容电流信号数据之间的差异以获得与换 能器的机械运动相对应的动生电流信号数据，基于所确定的动生电流信号 和本体电容电流信号数据来更新本体电容值。换能器和发生器还包括换能 器信号发生器电路，该换能器信号发生器电路被配置为基于动生电流信号 数据来生成换能器信号并且将换能器信号提供给换能器。

附图说明

主题器械的各种实施方案在本公开中结合附图进行了描述，其中：

图1是根据本公开的一个例示性实施方案的超声外科系统的透视图， 示出了包括超声发生器的超声外科系统的部件；

图2是根据本公开的另一个例示性实施方案的便携式超声外科系统的 透视图，其包括超声发生器和可再充电电池；

图3是根据本公开的一个例示性实施方案的超声外科系统的框图；

图4A是用于确定动生电流的超声换能器电路的电路图，其包括超声换 能器模型；

图4B是根据本公开的例示性实施方案的超声换能器电路的电路图；

图5是示出根据本公开的一个例示性实施方案的用于控制超声外科器 械的系统的框图；

图6是示出根据本公开的一个例示性实施方案的图5的数字动生电流 计算模块的电路框图；

图7是示出根据本公开的一个例示性实施方案的图5的最小均方滤波 器的系统框图；并且

图8是根据本公开的一个例示性实施方案的用于超声外科器械的数字 动生控制的方法的流程图。

具体实施方式

下面结合附图描述了本公开的具体实施方案。在下面的描述中，未详 细描述众所周知的功能或构造。

所公开的实施方案仅仅是本公开的示例，其可以多种形式体现。因 此，特定的结构和功能细节不应理解为限制性的，而仅仅是权利要求书的 基础，并作为具有代表性的基础用于教导本领域技术人员以任何合适的具 体结构多样化地运用本公开。此外，本文所用的术语和短语并非旨在限 制，而是旨在提供对本公开的可理解的描述。

在本公开中使用的术语是为了描述特定实施方案的目的，而非旨在是 限制性的。如在本公开中使用的术语“一个”或“一种”被定义为一个或 多于一个。如在本公开中使用的术语“多个”被定义为两个或多于两个。 如在本公开中使用的术语“另一个”被定义为至少第二或更多。如在本公 开中使用的术语“包括”和/或“具有”被定义为包括(即，开放式语言)。如在本公开中使用的术语“耦接”被定义为连接，但不一定是直接 连接，并且不一定是机械连接。

关系术语诸如第一和第二、顶部和底部等可用于将一个实体或动作与 另一个实体或动作区分开，而不必要求或暗示这些实体或动作之间的任何 实际的这种关系或顺序。术语“包括”、“包含”或其任何其他变体旨在 覆盖非排他性包含，使得包括要素列表的过程、方法、物品或装置不仅包 括这些要素，还可包括未明确列出的其他要素或此类过程、方法、物品或 装置固有的其他要素。由“包含…一个”作为引语的要素在没有更多限制 的情况下不排除在包含该要素的过程、方法、物品或装置中存在另外的相 同元素。

如在本公开中所用，无论是否明确指出，术语“约”或“大约”适用 于所有数值。这些术语通常是指本领域技术人员将认为等同于所述值 (即，具有相同功能或结果)的数字范围。在许多情况下，这些术语可包 括四舍五入到最接近的有效数字的数。在本公开中，术语“纵向”应理解 为意指在与所描述对象的细长方向对应的方向上。如在本公开中所用，术语“远侧”和“近侧”从用户或外科医生的有利位置考虑；因此，外科器 械的远侧部分是在使用时离外科医生最远的部分，并且近侧部分是大致最 靠近用户的部分。

应当理解，本公开的实施方案可包括一个或多个常规处理器和其上存 储有程序指令的存储器，所述程序指令控制所述一个或多个处理器以结合 一些其他电路和元件来实现本公开中描述的超声外科系统的功能的一些、 大部分或全部。其他电路可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元件。另选地，超声外科系统的一些或全部功能 可以由状态机在一个或多个专用集成电路(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，或者在现场可编程门阵列(FPGA) 中使制造商或用户可使用可更新的定制逻辑。在实施方案中，还可使用状 态机、ASIC和FPGA的任何组合。

在本文中使用的术语“程序”、“软件应用程序”等是被设计用于在 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 程序”可包括子例程、函数、过程、对象方法、对象实现、可执行应用程 序、小应用程序、小服务程序、源代码、目标代码、共享库/动态加载库和 /或被设计用于在计算机系统上执行的其他指令序列。

图1显示了示出超声外科系统100的图，该超声外科系统通常包括超 声发生器102以及用于经由端部执行器117向组织施加超声能量的超声外 科器械150。超声外科器械150包括换能器110、固定手持件112、可移动 手持件113、声学耦合到换能器110的波导114(波导114由虚线示出)、 旋转致动器116以及容纳波导114的套管120。波导114连接到波导114的 远侧部分处的解剖器探头118。换能器110、波导114和解剖器探头118形 成通常被配置为以相同频率谐振的振荡结构。被称为“端部执行器”117的 夹持机构暴露并使得波导114的解剖器探头118能够与组织接触。在实施 方案中，端部执行器117是枢转臂，该枢转臂用于沿箭头“A”夹紧或夹持 枢转臂与解剖器探头118之间的组织。端部执行器117沿箭头“A”的夹持 和抓握运动受到可移动手持件113沿箭头“B”的移动的影响。在另外的实 施方案中，端部执行器117可经由沿箭头“D”旋转的旋转致动器116沿箭 头“B”旋转或扭转。在其他实施方案中，端部执行器117不存在。此外， 超声外科器械150的近侧部分能够沿箭头“E”旋转，从而允许在使用超声 外科器械150期间当电源线107扭转或旋转时换能器110保持与电源线104 接触。

如图1所示，超声外科器械150经由电源线107拴系到超声发生器 102。因为驱动压电换能器110需要相对高的电压(例如，100V或更高)， 所以一个常用电源是通常高达15A、120VAC的电力干线(例如，墙壁插 座)。如图1所示，具有要插入电力干线106的电线104的超声发生器102 经由电源线107连接到超声外科器械150。

换能器110是将电信号转换为物理或机械运动的机电设备。这种机电 设备的一个示例是压电晶体叠堆。在本公开中，驱动信号或驱动波(例 如，正弦波)被输入到换能器110，然后换能器赋予波导114机械运动。如 将要显示的那样，该机械运动在波导114上形成谐振波，导致在波导114 的端部处的运动。

在换能器110由压电晶体叠堆形成的实施方案中，每个压电晶体通过 绝缘体与相邻的压电晶体分开。当对所有压电晶体施加正弦电压时，压电 晶体改变其纵向尺寸，使得叠堆作为一个单元膨胀和收缩。这些扩展和收 缩处于由驱动电路308产生的驱动信号的频率下。换能器110的机械运动 沿着波导114的长度感应出正弦波，从而纵向移动解剖器探头118。解剖器 探头118的末端在理想情况下位于“波腹”，因为它是正弦波的移动点。 波导114的所产生的运动在波导114的末端处的解剖器探头118中产生 “锯切”运动，从而提供能够切穿许多材料诸如组织和骨的切割运动。

在某些实施方案中，换能器110可另外在不同平面中移动，从而形成 解剖器探头118的转动或扭转运动，而不是仅锯切运动。波导114还生成 在解剖器探头118接触的组织内传导的摩擦热。这种摩擦热足以烧灼待切 割组织内的血管。

如果施加到换能器110并且沿着波导114行进的驱动信号不处于超声 外科器械150的谐振频率下，则最后的波腹可能不出现在波导114的解剖 器探头118的末端处。在这种情况下，解剖器探头118可横向于波导114 的纵向轴线移动。尽管解剖器探头118的非谐振运动通常不是期望的，但 在某些应用中，这种非谐振运动可能在某些时间段被期望用以实现某些手 术结果。谐振由数字信号处理器(例如，图3所示的数字信号处理器)维 持，其在超声发生器102的输出端和换能器110的输入端之间形成闭环。 通过监测和调节施加到换能器110的电流和电压来维持换能器110的谐 振。

超声发生器102产生高电压自激振荡信号。超声发生器102包含信号 平滑部件，其进而产生馈送到换能器110的驱动信号。输入到换能器110 的驱动信号使得换能器110的机械部分以实现沿波导114谐振的幅度和频 率来回移动。为实现谐振仪器及其部件的最佳谐振和长寿命，施加到换能 器110的驱动信号应是与实际上可实现的一样平滑的正弦波。为此，超声 发生器102、换能器110和波导114被选择为彼此协同工作。

图2是根据本公开的其他实施方案的电池供电的手持式超声外科设备 250的透视图。与图1所示的实施方案一样，超声外科器械250的远侧部分 包括结合解剖器探头118的端部执行器117。端部执行器117和解剖器探头 118设置在包围波导114的套管120的远侧部分处。波导114连接到解剖器 探头118，使得声波从波导114传播到解剖器探头118。

超声外科设备250的电力由电池252提供。在图2所示的示例中，电 池252形成为超声外科设备250的一体式部件。当连接到超声外科器械250 的其余部分时，电池252形成手柄。在另一种布置中，电池252可以可移 除地容纳在手柄的隔室内。电池252及其并入到超声外科器械250中的各 种替代布置在授予Matthew A.Palmer、提交于2008年11月12日的标题 为“Cordless hand-held ultrasonic cautery cutting device”的共同 转让的美国专利申请8,403,949中进行了描述，该专利申请以引用方式并 入本文。

电池252由一个或多个可再充电电池(未示出)形成。例如，电池组 可包括四个电池，每个电池具有大约3.7V/电池的标称电压并且串联连接， 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 “，其中包括如何充电和放电的许多功能由连接到电池组252外壳内的电 池的一个或多个微控制器控制，如智能电池数据规范修订版1.1中所述， 该规范由智能电池系统实施者论坛(SBS-IF)于1998年12月11日首次发 布。

如例如图3所示，集成换能器和发生器(TAG)256包括超声发生电路 322和换能器110两者(示于图3中)。类似于电池252，TAG 256可以可 移除地连接到超声外科器械250。因此，在一些实施方案中，电池252和 TAG 256是可重复使用的，并且包括套管120、波导114和端部执行器117 的超声外科设备250的其余部分是一次性的。如图3所示，TAG 256的超声发生电路322从电池252获取直流电(“DC”)，将其转换成交流电 (“AC”)，并控制AC驱动TAG256的换能器110以生成声波，该声波通 过在套管120内形成的波导114传播到解剖器探头118，如下文参考图3更 详细地描述的那样。

在一些实施方案中，端部执行器117由致动器机构254操作。将致动 器机构254拉向电池252(即，朝近侧)会使得端部执行器117关闭，例如 以夹持端部执行器117中的组织。在将组织夹持在端部执行器117中之 后，用户按压触发器258以使得电力从电池252传送到TAG 256，以使传感 器110振动。TAG 256将由换能器110生成的声波传送到波导114，声波沿着该波导传播到解剖器探头118，使得解剖器探头118以换能器110的谐振 频率或接近该谐振频率振动，以便切割、密封或凝固被端部执行器117夹 持的组织。TAG 256的换能器110与波导114和解剖器探头118一起形成振 荡结构。

图3是根据本公开的一些实施方案的超声外科系统300的框图。在实 施方案中，超声外科系统300被配置用于无线超声外科设备，例如图2所 示的超声外科设备250。可在有线超声波外科设备中采用类似的系统，如图 1所示。超声外科系统300的部件涉及如本文所述的数字动生电流控制的各 方面。

如图3所示，超声外科系统300包括电池252、TAG 256和解剖器探头 118。电池252包括电池单元312、功率转换器314和数模转换器 (“DAC”)316。TAG 256包括超声发生电路322、带通滤波器 (“BPF”)324(诸如LC BPF)、换能器110、换能器电压和电流 (“TVC”)测量电路328、数字信号处理器(“DSP”)340和时钟合成器 343。DSP 340继而包括模数转换器330(“ADC”)、离散傅立叶变换 (“DFT”)模块335、速度比例积分(“PI”)控制器342、频率PI控制器341、数字信号处理(“DSP”)时钟344、脉宽调制(“PWM”)电路或 模块A 345a，以及PWM电路或模块B 345b。

作为依赖于电源106的替代方案，如图1所示，图2所示的实施方案 采用从包含电池单元312(或一组电池)的电池252获得的电力，所述电池 单元足够小以装配在手持件内或装配在附接到用户穿戴的物品如腰带的小 盒子内。

在图3的实施方案中，电池252的输出被馈送到TAG 256并且为其供 电。电池单元312向功率转换器314输出功率，所述电力转换器可包括变 压器或开关电路，其将来自电池单元312的低电压信号提高至更高电压。 在本公开的一个实施方案中，功率转换器314被配置为升压转换器以将来 自电池单元312的电压提高至高电压如120V RMS。变压器和开关电路在本 领域中是已知的，因此在此不再详细说明。

超声发生电路322包括开关电路(未示出)，其基于由功率转换器 314输出的功率信号以及由PWM模块A 345a和PWM模块B 345b输出的PWM 信号生成超声驱动信号。具体地讲，PWM模块A 345a和PWM模块B 345b向 开关电路提供PWM信号，所述开关电路切换功率转换器314所提供的功率 以生成AC驱动信号，该AC驱动信号最终被递送到换能器110。在一些实施 方案中，在从超声发生电路322向换能器110输出驱动信号之前，驱动信 号被传递通过LC BPF 324，其调节从超声发生电路322输出的驱动信号， 使得驱动信号是平滑的正弦波。驱动信号引起换能器110的机械运动，该 机械运动被传递到解剖器探头118。

LC BPF 324的配置可以取决于DSP 340，并且更具体地讲取决于超声 发生电路322。例如，在超声发生电路322是线性放大器的情况下，因为来 自超声发生电路322的输出与正弦输入成正比，所以LC BPF 324可能不是 必需的。另选地，如果超声发生电路322是准谐振转换器，则LC BPF 324 可被配置为宽带BPF。并且，作为另一种选择，如果超声发生电路322产生 方波，则LC BPF 324可被配置为窄带BPF。

根据本公开的系统和方法利用TAG 256中的DSP 340以确保通过将动 生电流的相位(i_M)保持为约等于零，使波导114的运动保持在沿着波导114 的谐振处或附近。

在换能器110的动生电流(i_M)与换能器110所接收的驱动信号的电压 同相时实现解剖器探头118的谐振。为实现这一点，TAG 256使用TVC测量 电路328感测动生电流(i_M)和驱动信号的电压。ADC 330对动生电流和驱动 信号电压进行采样，并且DFT 335确定动生电流和驱动信号之间的相位以 及驱动信号的幅值或速度。频率PI控制器341、时钟合成器343、DSP时钟 344、PWM A模块345a和PWM B模块345b基于所确定的相位一起操作，以 使驱动信号的相位与动生电流i_M的相位匹配。测量动生电流的概念和技术 将在下文详细阐述。

由TVC测量电路328测量的动生电流(i_M)被反馈给DSP 340。DSP 340 计算由TVC测量电路328测量的动生电流的相位，并基于动生电流的相位 调整驱动信号的频率，以实现并维持超声换能器110的谐振。具体地讲， TVC测量电路328将作为模拟信号的所测量的动生电流和驱动信号电压传送 到ADC 330，所述TVC测量电路将模拟信号转换为离散的有限值序列。ADC 330对所测量的动生电流和驱动信号电压进行采样，并且DFT模块335对所 采样的动生电流和驱动信号电压执行离散傅里叶变换以获得参考驱动信号 的采样动生电流的相位信息339，以及所采样的驱动信号电压的幅度或速度 信息337。

速度PI控制器342使用来自DFT模块335的速度信息337改变从DAC 316输出的电压信号的幅度，从而增加或减小传送到换能器110的驱动信号 的幅度。DFT模块335还控制频率PI控制器341。频率PI控制器341基于 相位信息339改变由时钟合成器343生成的时钟信号的频率。然后时钟合 成器343将时钟信号提供给DSP 340的DSP时钟344。PWM模块A 345a和 PWM模块B 345b基于DSP时钟344的频率生成PMW信号，例如方波。因 此，通过改变DSP时钟344的频率，可改变由PWM模块A 345a和PWM模块 B 345b生成的PWM信号的接通时间和关断时间。由PWM模块A 345a和PWM 模块B 345b生成的PWM信号被用于驱动包括开关电路的超声发生电路 322。开关电路基于来自超声发生器102的功率输出和由DSP 340生成的 PWM信号来生成换能器信号或驱动信号。

图4B是表示换能器110的机械特性的换能器模型450的电路的示意 图。在实施方案中，换能器110包含压电元件叠堆。压电叠堆的机械谐振 频率是用于压电叠堆的元件中的压电材料的质量和刚度的函数。由于压电 效应，这些机械特性表现为电等效特性。因此，换能器110的机械质量、 刚度和阻尼可以由具有电容器C_B的换能器模型450表示，这在本文中被称 为本体电容，其与串联RLC电路(在本文中被称为串联R-L-C₂电路)并联 布置，并具有电阻器R、电感器L和电容器C₂。

换能器电流i_T流入换能器模型450的输入端402。换能器电流i_T的一 部分流过本体电容器C_B，这对于大部分预期的频率范围保持基本上静态的 电容值。换能器电流i_T的其余部分，即换能器电流i_T与本体电容器电流i_B之间的差异，被定义为动生电流i_M，其被转换成机械运动。因此，动生电 流i_M是实际执行移动波导114的工作的电流。

一些超声波控制系统调节换能器电流i_T。然而，这些系统可能不会考 虑本体电容器电流i_B；因此，换能器电流i_T不一定是引起换能器110和波 导114的机械运动的实际电流量的指标。例如，当解剖器探头118从软组 织移动到更致密的材料(诸如骨)时，电阻R大大增加。电阻R的增加导 致流过串联RLC₂电路的电流i_M减小，并使得更多的电流i_B流过本体电容器 C_B。结果，超声控制系统可能不能使换能器110在换能器的谐振频率下谐 振，从而导致波导114的次优操作。

为了更精确地控制动生电流i_M以便使换能器110以其谐振频率谐振， 电容元件C₁可以与图4A的电路400中所示的换能器模型450并联放置。电 容元件C₁的值被选择成使得C_B/C₁等于给定的比率r。为了提高效率，电容 元件C₁的所选值相对较低。这限制了从动生电流i_M转向的电流。当电压v_T被施加在电路400的端子402和404上时，电流i_B流过电容元件C₁，换能 器电流i_T流入换能器110，电流i_B流过本体电容C_B，并且动生电流i_M流过 串联R-L-C₂电路。其遵循i_M＝i_T-r*i_C。这是因为：

因此，i_B＝r*i_C，并且代入等式i_M＝i_T-i_B中的i_C，得到

i_M＝i_T-r*i_C。 (2)

通过了解换能器电流i_T并测量通过电容元件C₁的电流i₁，可监测和调 节换能器的动生电流i_M的变化。本公开的超声控制系统消除了对于电容元 件C₁的需要。在本公开的一些实施方案中，估计本体电容C_B并基于本体电 容C_B的估计值来确定动生电流i_M，如下所述。通过以这种方式确定动生电 流i_M，超声控制系统可以使换能器110以换能器110的谐振频率或接近该 谐振频率进行谐振，并从而更精确地调节波导114的移动。

在实施方案中，为了利用本体电容C_B由压电谐振系统的感测电压v_T和 感测电流i_T确定谐振支脚动生电流i_M，可使用本体电容C_B与电压v_T之间的 以下关系：

感测电压v_T的导数可通过以下方式计算：(1)使用简单的两点差分法， 然后使用低通滤波器对结果进行滤波，(2)使用三点中心差分法，不进行进 一步滤波，或者(3)使用三点中心差分法，然后使用低通滤波器对结果进行 滤波以获得最佳高频抑制。在任何情况下，目标是通过滤波来进行一些计 算，但不会增加显著的时间延迟或相位失真，从而允许基于动生电流对自 谐振实现进行计算。

在实施方案中，可通过实施由以下差分方程给出的整数Hann移动平均 滤波器，简单地对数据进行低通滤波，同时利用样本延迟的单个抽头来保 存相位信息：

v_filt_n:＝1/4(v_n+2v_n1+v_n2)。

值n1和n2分别表示输入时间系列样本序列的一个和两个样本的延迟抽 头。用于实现这一点的C伪代码是：

v_filtn＝(vn+vn1<<1+vn2)>>2。

两点差分法可以由以下差分方程给出：

dv_n:＝1/T_S(v_filt_n-v_filt_n1)。

这相当于输入样本的时间序列中x的两个连续样本之间的差异，其由样本 频率缩放或者样本之间的周期中的一个样本缩放。

导数可另选地使用三点中心差分法来计算，其可包括或不包括一些低 通滤波。差分方程可由下式给出：

dv_n:＝1/2T_S(v_n-v_n2)。

超声外科器械的本体电容C_B可以在校准时测量，然后可根据本文所述 的示例方法来更新本体电容C_B。另选地，本体电容C_B可使用各种方法由 TAG 256周期性地或连续地测量。

现在参照图5，示出了用于数字动生电流控制的控制电路500的框 图。电源502、白噪声发生器510和开关或功率放大器512包括在控制电路 500内。电源502可以是电力干线206(例如，根据图1的实施方案)或电 池252(例如，根据图2的无线实施方案)。控制电路500中还包括DSP 340，该DSP 340包括电流传感器514、电压传感器516、自适应滤波器模 块518(其在图7中更详细地示出)、数字动生电流计算(“DMCC”)模块 520(其在图6中更详细地示出)和反馈回路控制器550。开关或功率放大 器512可包括在超声生成电路322中(例如，根据图3的实施方案)，并 且电流传感器514和电压传感器516两者可包括在TVC测量电路328中 (例如，根据图3的实施方案)。

如图5所示，白噪声发生器510用于确定换能器110的本体电容C_B的 初始值，并且可包括在电源502内。可以设想，白噪声发生器510生成输 入信号，该输入信号被馈送通过电路450，然后确定本体电容C_B的初始 值。在一些实施方案中，确定本体电容C_B的初始值在超声外科器械250的 校准期间完成。本体电容C_B的初始值可以在制造时确定为标称值。如图5 所示，超声发生器102向开关或功率放大器512提供电力。功率放大器512 的输出由电压传感器516和电流传感器514采样，以分别确定施加在换能 器110上的电压和流过换能器110的电流。如图3所示，电压传感器516 和电流传感器514可位于TVC测量电路328中。

开关或功率放大器512的输出被馈送到DMCC模块520，该DMCC模块 继而将动生电流i_M和电流i_B输出到自适应滤波器模块518。在实施方案 中，自适应滤波器模块518是利用最小均方算法(LMS)或归一化LMS算法来 确定和更新本体电容值C_B的自适应滤波器。如下文参照图7进一步详细描 述，自适应滤波器模块518基于动生电流i_M确定本体电容C_B的更新值。本 体电容C_B的更新值然后被反馈回DMCC模块520。反馈回路控制器550还接 收动生电流i_M，并且在一些实施方案中被实现为维持换能器110的谐振的 锁相环。

图6是DMCC模块520的示意性电路图。零延迟中值滤波器621、 622、零延迟微分器623、电流计算器模块625和LC带通滤波器(BPF)324 包括在DMCC模块520内。电压传感器516和电流传感器514分别将换能器 110上的测量电压和通过换能器110的测量电流提供到DMCC模块520。所 测量的换能器110上的电压通过零延迟中值滤波器622，该滤波器去除所测 量的电压中的噪声。零延迟中值滤波器622可以是Hann移动平均滤波器。 一旦过滤，测量的电压就通过零延迟微分器623，该零延迟微分器确定测量 电压的变化率(dV/dt)。电流计算器模块625利用换能器110上的测量电压 的变化率来确定通过本体电容C_B的电流i_B。零延迟微分器623可使用两点 差分算法或三点差分算法确定变换器110上的测量电压的变化率。

通过换能器110的测量电流通过零延迟中值滤波器621，该零延迟中 值滤波器去除测量电流中的噪声并生成换能器电流i_T。一旦过滤，通过本 体电容C_B的电流i_B就从电流i_T中扣除，得到动生电流i_M，如上文参照图4A 所述。LC BPF 324任选地用于衰减特定频率的动生电流i_M。

在另一个实施方案中，动生电流i_M可通过基于从超声发生器102输出 的电流和电压的均方根(rms)值使用平均或实际功率P_avg和视在功率P_rms来确 定。对于换能器110，谐振处的平均功率P_avg等于视在功率P_rms。通过对换 能器110上的电压V和通过传感器110的电流I采样n个样本，通过下式 得到时间系列样本序列v_n与长度N的i_n之间的相关系数xr：

其等于实际功率与视在功率的比率，或者：

谐振处或附近的动生电流i_M是换能器模型450的实际支脚或RLC部分 中的电流。动生电流i_M可如下通过以相关系数xr缩放rms电流来确定：

现在参照图7，其中更详细地描述了自适应滤波器模块518。如图7所 示，自适应滤波器模块518被示出为LMS滤波器。LMS滤波器可以是有限脉 冲响应(“FIR”)滤波器，其包括耦合到输入信号x_k的一系列时间延迟单 元702a-702n和一系列加权单元704a-704n，这是动生电流i_M。在操作期 间，第一加权单元704a将输入信号x_k乘以权重向量的第一权重值w_0k。 权重向量是更新的本体电容C'_B。时间延迟单元702b-702n使输入信号 x_k移位，并且对应的加权单元704b-704n将延迟的输入信号x_k乘以权重向 量的对应权重值w_1k,…,w_Lk。时间延迟和加权输入信号x_k的结果由加法 器706加在一起以获得输出信号y_k。

输出信号y_k(其为动生电流的加权值i_Mk)由减法器708从期望的响应 信号d_k(其为换能器电流i_T)中扣除，以获得误差信号e_k，其为本体电容 电流i_Bk。因此，用于计算权重向量或本体电容更新的LMS更新方程由下式 给出：

其中μ由设计人员选择，并如下界定：

其中λ_max是动生电流的自相关矩阵的最大特征值i_Mk。

自适应滤波器模块518还可被配置为使用归一化的最小均方滤波器 (“NLMS”)。NLMS滤波器被示意性地类似于图7的LMS滤波器进行配 置；然而，用于确定本体电容C_B的值的计算不同于上面的公式3-5。例 如，动生电流i_Mk和本体电容电流i_Bk可用于以下NLMS更新方程中以计算权 重向量或本体电容更新：

在本文所述的实施方案中，收集的数据、所进行的计算以及与超声外 科器械250相关的其他参数可以本地存储在存储器352内，该存储器可以 是例如容纳在TAG 256内的EEPROM或其他数据存储设备。该数据还可以从 存储器352下载，使得在关于超声外科器械250的TAG 256或其他元件的 使用引起担忧的情况下可以在稍后分析该数据。

此外，虽然参考图2所示的超声外科器械250具体描述了本文中的若 干实施方案，这些概念和控制特征同样可用于其他超声外科系统，包括但 不限于图1和图2所示并且在本文中详细描述为超声外科器械250的那 些。

图8是示出根据本公开的用于超声设备的数字动生电流控制的示例性 方法800的流程图。方法800可以至少部分地通过执行存储在存储器352 (图3)中的指令的处理器321来实现。方法800的步骤可以不同于图8所 示顺序的顺序执行，而不脱离本公开的范围。此外，图8的方法800中示 出的一些步骤可以相对于彼此同时执行，而不是相对于彼此顺序地执行。

在步骤805处，从电源诸如电池252(图2)生成电力信号。接下来， 在步骤810处，功率信号经由超声驱动信号生成电路被输出到换能器，诸 如换能器110。在步骤815处，TVC测量电路328感测换能器110上的电压 信号和通过换能器110的电流信号。如本文所用，感测电压信号和电流信 号包括对电压和电流信号进行测量和/或采样。例如，电压传感器516可对 换能器110上的电压信号进行测量并周期性地采样，而电流传感器514可 对通过换能器110的电流信号进行测量并周期性地采样。

接下来，在步骤820处，通过零延迟中值滤波器(诸如，零延迟中值 滤波器622)对在传感器110上所感测的电压信号进行滤波，所述零延迟中 值滤波器去除所测量的电压信号中的噪声。接下来，在步骤825处，所感 测的电流信号也经由零延迟中值滤波器(诸如，零延迟中值滤波器621)进 行滤波。在步骤830处，例如通过零延迟微分器623对经感测和滤波的电 压信号进行微分运算。接下来，在步骤835处，将微分后的电压信号乘以 本体电容值C_B，如等式(1)所示，以确定通过本体电容C_B的电流i_B。

接下来，在步骤840处，确定感测到的电流信号i_T与本体电容电流信 号i_B之间的差异，所述感测到的电流信号i_T由零延迟中值滤波器进行滤 波。如上文参照图4B所述，该差异是动生电流信号i_M，如方程(2)所示。 任选地，在步骤845处，动生电流信号i_M可通过带通滤波器。

接下来，任选地在步骤850处，使用自适应滤波器诸如最小均方滤波 器或归一化最小均方滤波器，根据本文的方程(5)和/或(8)，基于动生电流 信号i_M和通过本体电容C_B的电流i_B来生成更新的本体电容值C_B'。然后使 用更新的本体电容值C_B'确定动生电流信号i_M，继而使用该动生电流信号作 为反馈以维持换能器110的谐振，如本文所述。

接下来，在步骤855处，动生电流信号i_M被反馈到控制器，例如频率 PI控制器341。在步骤860处，PWM模块345a、345b生产PWM信号，使用 该PWM信号操作超声发生器102。然后，方法800返回到步骤810，在该步 骤中，超声发生器102生成并输出换能器信号以驱动换能器110。可以设 想，方法800重复步骤810-860以基于更新的本体电容值C_B'调节换能器信号，从而以数字方式控制换能器110的动生电流，以维持换能器110在超 声外科器械250内的谐振处或附近振动。

包含了此类设备的设备、系统以及其使用方法的具体实施方案已在本 文中进行了描述。然而，这些具体实施方案仅仅是本公开的示例，其可能 以多种形式体现。因此，本文所公开的特定的结构和功能细节不应理解为 限制性的，而仅仅是权力要求书的基础，并作为具有代表性的基础用于允 许本领域技术人员以任何合适的具体结构运用本公开。尽管已公开了本公 开的具体实施方案，但本领域的普通技术人员应当理解，可以在不脱离本公开的实质和范围的情况下对具体实施方案进行改变。因此，本公开的范 围不限于特定实施方案，并且所附权利要求书旨在涵盖在本公开的范围内 的任何和所有这样的应用、修改和实施方案。

根据前述内容并且参照各个附图，本领域的技术人员将会理解，还可 以在不脱离本公开范围的情况下对本公开做出某些修改。尽管在附图中已 经示出并且/或者在本文中已经描述本公开的若干实施方案，但本公开不旨 在限于此，因为本公开旨在与本领域所允许的范围那样宽泛，并且旨在同 样宽泛地阅读说明书。因此，以上说明不应理解为限制性的，而是仅作为 具体实施方案的例示。本领域的技术人员能够设想在本文所附权利要求书的范围和实质内的其他修改。

Claims (20)

1.一种用于控制换能器和发生器组件的方法，包括：

在换能器处感测电流信号和电压信号；

对所述电压信号进行微分运算；

将微分后的电压信号乘以本体电容值以确定本体电容电流信号；

确定所述电流信号和所述本体电容电流信号之间的差异以确定与所述换能器的机械运动相对应的动生电流信号；

基于所确定的动生电流信号和所述本体电容电流信号来确定更新的本体电容值；

基于所述动生电流信号来生成换能器信号；以及

利用所述换能器信号驱动所述换能器。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括：

确定所述动生电流信号的相位；以及

基于所述动生电流信号的所述相位来改变所述换能器信号的频率。

3.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在将所述换能器信号提供给所述换能器之前确定本体电容的初始值。

4.根据权利要求3所述的方法，还包括：

生成测试信号；

将所述测试信号传输到所述换能器；

感测响应；以及

基于所感测到的响应来确定所述本体电容的所述初始值。

5.根据权利要求1所述的方法，还包括：

使用最小均方自适应滤波器来确定更新的本体电容。

6.根据权利要求1所述的方法，还包括：

使用归一化最小均方自适应滤波器来确定更新的本体电容。

7.根据权利要求1所述的方法，还包括：

使用零延迟中值滤波器来对所述电压信号进行滤波；以及

使用零延迟微分器对经滤波的电压信号进行微分运算。

8.根据权利要求7所述的方法，还包括对所述电压信号进行采样以获得电压数据，

其中对所述电压信号进行微分运算包括确定经滤波的电压信号的变化率。

9.根据权利要求8所述的方法，其中对所述电压信号进行滤波，对所述电压信号进行采样以及确定所述电压信号的所述变化率，使得所述滤波、采样以及确定所述变化率的结果不存在大于预定阈值的时间延迟或相位失真。

10.根据权利要求8所述的方法，还包括：

使用两点差分法对所述电压数据进行微分运算；以及

使用低通滤波器对微分后的电压数据进行滤波。

11.根据权利要求10所述的方法，其中所述低通滤波器是Hann移动平均滤波器。

12.根据权利要求8所述的方法，还包括使用三点中心差分法对所述电压数据进行微分运算。

13.根据权利要求12所述的方法，还包括使用低通滤波器对微分后的电压数据进行滤波。

14.根据权利要求13所述的方法，其中所述低通滤波器是Hann移动平均滤波器。

15.根据权利要求1所述的方法，还包括：

至少部分地基于所述动生电流信号的相位来确定所述换能器信号的频率。

16.根据权利要求1所述的方法，还包括：

确定所述电压信号的均方根电压；

确定所述电流信号的均方根电流；以及

基于所述均方根电压和所述均方根电流来确定平均功率和视在功率。

17.根据权利要求1所述的方法，还包括：

使用带通滤波器对所述电流信号和所述本体电容电流信号之间的差异进行滤波以获得所述动生电流信号。

18.一种换能器和发生器组件，包括：

电流传感器，所述电流传感器用于感测所述换能器处的电流信号；

电压传感器，所述电压传感器用于感测所述换能器处的电压信号；

模数转换器(“ADC”)，所述模数转换器耦接到所述电流传感器和所述电压传感器，以用于对所述电流信号和所述电压信号进行采样以获得电流信号数据和电压信号数据；

硬件处理器，所述硬件处理器被配置为：

对所述电压信号数据进行微分运算，以获得微分后的电压信号数据；

将所述微分后的电压信号数据乘以本体电容值以获得本体电容电流信号数据；

确定所述电流信号数据和所述本体电容电流信号数据之间的差异，以获得与所述换能器的机械运动相对应的动生电流信号数据；以及

基于所述动生电流信号数据和所述本体电容电流信号数据来更新所述本体电容值，以及

换能器信号发生器电路，所述换能器信号发生器电路被配置为基于所述动生电流信号数据生成换能器信号并且将所述换能器信号提供给所述换能器。

19.根据权利要求18所述的换能器组件，其中所述硬件处理器被进一步配置为：

确定所述动生电流信号的相位；以及

基于所述动生电流信号的所述相位来改变所述换能器信号的频率。

20.根据权利要求18所述的换能器组件，其中所述硬件处理器被进一步配置为：

使用零延迟中值滤波器对所述电压信号进行滤波；以及

使用零延迟微分器对所述电压信号进行微分运算。