Способы разрезания и коагуляции ткани для ультразвуковых хирургических аппаратов

Способы разрезания и коагуляции ткани для ультразвуковых хирургических аппаратов

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Заявление об установлении приоритета

Настоящая заявка притязает на приоритет предварительной патентной заявки США, серийный номер 61/621,876, поданной 9 апреля 2012 г. и включенной в настоящий документ путем отсылки во всей своей полноте.

Область техники

Настоящее описание в целом относится к ультразвуковым хирургическим системам, а более конкретно - к ультразвуковым и электрохирургическим системам, позволяющим хирургам выполнять разрезание и коагуляцию тканей.

ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Ультразвуковые хирургические аппараты находят все более широкое применение в хирургических процедурах благодаря их уникальным рабочим характеристикам. В зависимости от особенностей конфигурации и рабочих характеристики аппарата, он может предоставлять возможность одновременного рассечения ткани и остановки кровотечения благодаря коагуляции, что уменьшает травмирование пациента. Рассекающее действие обычно выполняется с помощью концевого зажима или наконечника-лезвия, расположенного на дистальном конце аппарата и передающего ультразвуковую энергию ткани, находящейся в контакте с концевым зажимом. Ультразвуковые хирургические аппараты такого типа могут быть разработаны для использования в открытых хирургических операциях, при лапароскопии или эндоскопических хирургических процедурах, включая роботизированные процедуры.

Некоторые хирургические аппараты применяют ультразвуковую энергию как для точного рассечения, так и для управляемой коагуляции. Ультразвуковая энергия рассекает и коагулирует с использованием более низких температур, чем температуры, используемые в электрохирургии. Вибрируя с высокой частотой (например, 55000 раз в секунду), ультразвуковое лезвие денатурирует белок в ткани с образованием липкого коагулянта. Давление, приложенное к ткани поверхностью лезвия, сплющивает кровеносные сосуды, позволяя коагулянту создать кровоостанавливающую герметизацию. Точность рассечения и коагуляции зависит от способа, выбранного хирургом, и контролируется регулировкой уровня мощности, кромкой лезвия, протягиванием ткани и давлением на лезвие.

Первоочередной задачей ультразвуковых технологий при их применении в медицинских устройствах, однако, остается герметизация кровеносных сосудов. Работа, проведенная заявителем и его командой, продемонстрировала, что оптимальная герметизация сосуда происходит тогда, когда внутренний мышечный слой сосуда отделяется и перемещается в направлении от адвентициальной оболочки до приложения стандартной ультразвуковой энергии. Производимые в настоящее время попытки достичь такого отделения заключались в повышении зажимающей силы, прилагаемой к сосуду.

Более того, часто пользователь не располагает визуальным изображением разрезаемой ткани. Таким образом, желательным является предоставление некоторой формы обратной связи для того, чтобы в отсутствие визуальной обратной связи пользователь мог узнать, что разрез завершен. Более того, не имея некоторой формы индикатора обратной связи для обозначения того, что разрез завершен, пользователь может продолжать активировать гармонический аппарат, несмотря на то, что разрез уже завершен, что может вызвать повреждение гармонического аппарата и окружающих тканей тепловой энергией, которую генерирует гармонический инструмент, когда между его браншами находится малое количество материала или материал между браншами отсутствует.

Ультразвуковой преобразователь может быть выполнен в виде эквивалентной цепи, первая ветвь которой содержит статическую емкость, и вторая ветвь которой содержит последовательно подключенные индуктивность, сопротивление и емкость, определяющие электромеханические характеристики резонатора. Традиционные ультразвуковые генераторы могут содержать регулируемый индуктор для регулировки статической емкости при резонансной частоте, таким образом, чтобы по существу весь выходной ток генератора протекал в механическую ветвь. Ток в механической ветви вместе с напряжением привода определяют полное сопротивление и фазовую амплитуду. Соответственно, при использовании регулируемого индуктора, выходной ток генератора представляет собой ток в механической ветви, и, таким образом, генератор способен поддерживать выходную мощность привода при резонансной частоте ультразвукового преобразователя. Регулируемый индуктор также преобразовывает фазовую диаграмму полного сопротивления ультразвукового преобразователя для улучшения возможностей частотной синхронизации генератора. Однако, регулируемый индуктор должен соответствовать определенной статической емкости ультразвукового преобразователя. Другой ультразвуковой преобразователь, имеющий другую статическую емкость, требует применения другого регулируемого индуктора.

Электрохирургические приспособления, предназначенные для приложения электрической энергии к ткани для обработки и/или разрушения ткани, также находят все более широкое применение в хирургических процедурах. Электрохирургическое приспособление обычно содержит рукоятку, инструмент, имеющий расположенный дистально концевой зажим (например, один или более электродов). Концевой зажим может быть расположен напротив ткани таким образом, чтобы ткани сообщался электрический ток. Электрохирургические приспособления могут быть разработаны для биполярных или монополярных операций. Во время биполярной операции ток сообщается ткани и возвращается от ткани посредством активного и возвратного электродов концевого зажима, соответственно. Во время монополярной операции ток сообщается ткани с помощью активного электрода концевого зажима и возвращается через возвратный электрод (например, заземляющий электрод), расположенный отдельно на теле пациента. Тепло, генерируемое током, протекающим через ткань, может образовывать гемостатическое уплотнение внутри ткани и/или между тканями и, таким образом, может быть полезно, например, для герметизации кровеносных сосудов. Концевой зажим электрохирургического приспособления может содержать режущий элемент, который может двигаться относительно ткани, и электроды, предназначенные для рассечения ткани.

Электрическая энергия, сообщаемая электрохирургическим приспособлением, может передаваться аппарату с помощью генератора, соединенного с рукояткой. Электрическая энергия может иметь вид радиочастотной (РЧ) энергии. РЧ энергия является видом электрической энергии, которая может находиться в диапазоне частот от 300 килогерц (кГц) до 1 мегагерца (MГц). При использовании, электрохирургическое приспособление может передавать низкочастотную РЧ энергию через ткань, что вызывает возбуждение или трение ионов, а, в сущности - резистивный нагрев, таким образом повышая температуру ткани. Поскольку между тканью, подверженной действию электрической энергии, и окружающей тканью образуется четкая граница, хирурги могут действовать с высоким уровнем точности и контроля, не повреждая нецелевую прилегающую ткань. Низкие рабочие температуры радиочастотной энергии способствуют удалению, сокращению и моделированию мягких тканей, одновременно герметизируя кровеносные сосуды. Радиочастотная энергия имеет особенно эффективное воздействие на соединительную ткань, которая состоит в основном из коллагена и сокращается при контакте с теплом.

Желательным является предоставление хирургического аппарата, который будет компенсировать некоторые недостатки аппаратов, используемых в настоящее время. Хирургическая система, описанная в настоящем документе, компенсирует такие недостатки.

ФИГУРЫ

Новые отличительные признаки описанных форм указаны в приложенной формуле изобретения. Однако, с точки зрения конструкции и способов функционирования, описанные формы станут более понятными из представленного ниже описания со ссылками на прилагаемые фигуры, указанные далее.

На ФИГ. 1 представлено перспективное изображение одной формы ультразвукового хирургического аппарата.

На ФИГ. 2 представлено перспективное изображение одной формы узла ультразвукового хирургического аппарата с пространственным разделением деталей.

На ФИГ. 3 представлена схема одной формы прихвата, изображающая силовые расчеты.

На ФИГ. 4 изображено графическое представление волновых форм тока, напряжения, мощности, полного сопротивления и частоты осциллятора обычного типа при высокой мощности и легком нагружении.

На ФИГ. 5 изображено графическое представление волновых форм тока, напряжения, мощности, полного сопротивления и частоты осциллятора обычного типа при высокой мощности и сильном нагружении.

На ФИГ. 6 изображено графическое представление волновой формы функции скачка тока и волновых форм напряжения, мощности, полного сопротивления и частоты одной формы ненагруженного осциллятора.

На ФИГ. 7 изображено графическое представление волновой формы функции скачка тока и волновых форм напряжения, мощности, полного сопротивления и частоты одной формы легко нагруженного осциллятора.

На ФИГ. 8 изображено графическое представление волновой формы функции скачка тока и волновых форм напряжения, мощности, полного сопротивления и частоты одной формы сильно нагруженного осциллятора.

На ФИГ. 9 представлена одна форма приводной системы генератора, который генерирует ультразвуковой электрический сигнал для приведения в действие ультразвукового преобразователя.

На ФИГ. 10 представлена одна форма хирургической системы, содержащая ультразвуковой хирургический аппарат и генератор, содержащий модуль сопротивления ткани.

На ФИГ. 11 представлена одна форма приводной системы генератора, содержащего модуль сопротивления ткани.

На ФИГ. 12 представлена одна форма узла прихвата, который может использоваться с хирургической системой.

На ФИГ. 13 представлен схематически график модуля сопротивления ткани, соединенного с лезвием и узлом прихвата, между которыми расположена ткань.

На ФИГ. 14 изображена одна форма способа приведения в действие концевого зажима, соединенного с ультразвуковой приводной системой хирургического аппарата.

На ФИГ. 15A представлена логическая блок-схема одной формы определения изменения состояния ткани и, соответственно, активации выходного индикатора.

На ФИГ. 15B представлена логическая блок-схема, изображающая одну форму работы модуля анализа точки перегиба частоты.

На ФИГ. 15C представлена логическая блок-схема 900, изображающая одну форму работы модуля анализа падения напряжения.

На ФИГ. 16 представлена одна форма хирургической системы, содержащей генератор и различные хирургические аппараты, используемые с ней.

На ФИГ. 16A представлена схема ультразвукового хирургического аппарата, показанного на ФИГ. 16.

На ФИГ. 17 представлена хирургическая система, показанная на ФИГ. 16.

На ФИГ. 18 представлена модель, изображающая ток в механической ветви в одной форме.

На ФИГ. 19 представлен структурный вид архитектуры генератора в одной форме.

На ФИГ. 20 представлена логическая блок-схема алгоритма ткани, который может быть применен в одной форме генератора.

На ФИГ. 21 представлена логическая блок-схема части тканевого алгоритма оценки сигнала, которая является частью тканевого алгоритма, показанного на ФИГ. 20, которая может быть применена в одной форме генератора.

На ФИГ. 22 представлена логическая блок-схема для оценки множеств условий тканевого алгоритма оценки сигнала, показанного на ФИГ. 21, который может быть применен в одной форме генератора.

На ФИГ. 23A приведено графическое представление волновой формы наклона частоты (производной частоты первой степени) в зависимости от времени для одной формы генератора во время обычного разреза ткани.

На ФИГ. 23B приведено графическое представление волновой формы наклона частоты (производной второй степени частоты) в зависимости от времени, показанной пунктиром и наложенной на волновую форму, изображенную на ФИГ. 23A, для одной формы генератора во время обычного разреза ткани.

На ФИГ. 24 представлено графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени одной формы генератора во время обычного разреза, относящееся к графическому представлению, показанному на ФИГ. 23A.

На ФИГ. 25 представлено графическое представление волновой формы мощности привода в зависимости от времени для одной формы генератора во время обычного разреза, относящееся к графическому представлению, показанному на ФИГ. 23A.

На ФИГ. 26 приведено графическое представление волновой формы наклона частоты в зависимости от времени для одной формы генератора во время приработки оборудования.

На ФИГ. 27 представлено графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени для одной формы генератора во время приработки оборудования, относящееся к графическому представлению, показанному на ФИГ. 26.

На ФИГ. 28 представлено графическое представление волновой формы потребления мощности в зависимости от времени для одной формы генератора во время приработки оборудования, относящееся к графическому представлению, показанному на ФИГ. 26.

На ФИГ. 29 представлено графическое представление волновой формы изменения частоты в зависимости от времени для нескольких комбинаций генератора и аппарата во время приработки оборудования.

На ФИГ. 30 представлено графическое представление волновых форм нормализованного полного сопротивления, тока, частоты, мощности, энергии и температуры для одной формы генератора, соединенного с ультразвуковым аппаратом, для выполнения 10 последовательных разрезов на иссеченной ткани свиного тонкого кишечника с наиболее высокой возможной скоростью при постоянно включенном генераторе.

На ФИГ. 31A представлено графическое представление волновых форм полного сопротивления и тока в зависимости от времени для одной формы генератора во время выполнения последовательных разрезов ткани в течение некоторого промежутка времени.

На ФИГ. 31B дано графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени для одной формы генератора во время выполнения последовательных разрезов ткани в течение некоторого промежутка времени.

На ФИГ. 31C дано графическое представление волновых форм мощности, энергии и температуры в зависимости от времени для одной формы генератора во время выполнения последовательных разрезов ткани в течение некоторого промежутка времени.

На ФИГ. 32 дано комбинированное графическое представление волновой формы частоты, взвешенного наклона частоты, рассчитанного с помощью экспоненциально-взвешенного скользящего среднего со значением альфа 0,1 и волновой формы температуры в зависимости от времени для одной формы генератора.

На ФИГ. 33 дано графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени, представленной на ФИГ. 32.

На ФИГ. 34 дано графическое представление волновой формы взвешенного наклона частоты в зависимости от времени, представленной на ФИГ. 32.

На ФИГ. 35 дано графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени для одной формы генератора при выполнении десяти разрезов ткани тонкого кишечника и графическое представление сигнала изменения температуры в зависимости от времени.

На ФИГ. 36 дано графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени, показанной на ФИГ. 35, для одной формы генератора при выполнении десяти разрезов ткани тонкого кишечника с активацией промежуточной ткани.

На ФИГ. 37 дано графическое представление волновой формы наклона частоты в зависимости от времени для одной формы генератора при выполнении десяти разрезов ткани тонкого кишечника.

На ФИГ. 38 дано графическое представление волновой формы мощности в зависимости от времени, которая представляет собой мощность, потребленную одной формой генератора при выполнении десяти разрезов ткани тонкого кишечника.

На ФИГ. 39 дано графическое представление волновой формы тока в зависимости от времени для одной формы генератора при выполнении десяти разрезов ткани тонкого кишечника.

На ФИГ. 40 дано графическое представление параметра «перекрестно-обратного порога наклона частоты» в связи с волновой формой наклона частоты в зависимости от времени для одной формы генератора.

На ФИГ. 41 дано комбинированное графическое представление импульсного применения одной формы ультразвукового хирургического аппарата на иссеченной сонной артерии, изображающее волновые формы нормализованной мощности, тока, энергии и частоты в зависимости от времени.

На ФИГ. 42A представлено графическое представление волновых форм полного сопротивления и тока в зависимости от времени для одной формы генератора во время выполнения последовательных разрезов ткани в течение некоторого промежутка времени.

На ФИГ. 42B дано графическое представление волновой формы частоты в зависимости от времени для одной формы генератора во время выполнения последовательных разрезов ткани в течение некоторого промежутка времени.

На ФИГ. 42C дано графическое представление волновых форм мощности, энергии и температуры в зависимости от времени для одной формы генератора во время выполнения последовательных разрезов ткани в течение некоторого промежутка времени.

На ФИГ. 43 дано графическое представление рассчитанной волновой формы наклона частоты для импульсного применения, показанного на ФИГ. 41 и ФИГ. 50A-C в грубом приближении.

На ФИГ. 44 дано графическое представление крупным планом рассчитанной волновой формы наклона частоты для импульсного применения, показанного на ФИГ. 43.

На ФИГ. 45 дано графическое представление волновых форм других данных, таких как полное сопротивление, мощность, энергия и температура.

На ФИГ. 46 дано графическое представление изменения суммарного наклона взвешенной частоты в зависимости от уровня мощности для различных типов ультразвуковых хирургических аппаратов.

На ФИГ. 47 дано графическое представление волновых форм резонансной частоты, усредненной резонансной частоты и наклона частоты в зависимости от времени для одной формы генератора.

На ФИГ. 48 представлен крупный план волновых форм резонансной частоты и усредненной резонансной частоты в зависимости от времени, представленных на ФИГ. 47.

На ФИГ. 49 представлен крупный план волновых форм резонансной частоты и тока времени для одной формы генератора.

На ФИГ. 50 дано графическое представление волновых форм нормализованной комбинированной мощности, полного сопротивления, тока, энергии, частоты и температуры для одной формы генератора, соединенного с ультразвуковым аппаратом.

На ФИГ. 51A и 51B даны графические представления резонансной частоты и наклона частоты соответственно, отображенные одной формой ультразвукового хирургического аппарата во время разреза ультразвуком.

На ФИГ. 52A и 52B даны графические представления резонансной частоты и наклона частоты соответственно, отображенные одной формой ультразвукового хирургического аппарата во время другого разреза ткани ультразвуком.

На ФИГ. 53 представлена логическая блок-схема одной формы тканевого алгоритма, реализующего исходное условие отсечки частоты, которое может быть реализовано в одной форме генератора для анализа исходной резонансной частоты ультразвукового лезвия.

На ФИГ. 54A и 54B даны графические представления частоты лезвия, продемонстрированные в различных примерных активациях ультразвукового оборудования.

На ФИГ. 55 дано графическое представление изменения резонансной частоты и ультразвукового полного сопротивления в зависимости от времени для одной формы, включая множественные разрезы, выполняемые с помощью ультразвукового лезвия.

На ФИГ. 56 представлена логическая блок-схема тканевого алгоритма, который может быть реализован в одной форме генератора и/или аппарата для реализации исходного состояния отсечки частоты в сочетании с другими условиями.

На ФИГ. 57 представлена логическая блок-схема части тканевого алгоритма оценки сигнала, которая является частью тканевого алгоритма, показанного на ФИГ. 20, анализирующего исходное условие отсечки частоты.

На ФИГ. 58 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма мониторинга нагрузки, который может быть реализован в одной форме генератора.

На ФИГ. 59 представлена логическая блок-схема для оценки наборов условий для тканевого алгоритма оценки сигнала, показанного на ФИГ. 57, который может быть применен в одной форме генератора.

На ФИГ. 60 представлена логическая блок-схема для реализации одной формы логического устройства множества нефильтрованных условий, показанного на ФИГ. 59, которое может быть реализовано в одной форме генератора.

На ФИГ. 61 даны графические представления наклона частоты и производной частоты второй степени, иллюстрирующие пару событий нагружения.

На ФИГ. 62 даны графические представления наклона частоты, производной частоты второй степени и дельта качения, демонстрирующие событие нагружения.

На ФИГ. 63 даны графические представления другой формы наклона частоты, производной частоты второй степени и дельта качения, демонстрирующие другое событие нагружения.

На ФИГ. 64 представлена логическая блок-схема для реализации одной формы алгоритма, использующего множество условий, содержащий триггер события нагружения, который может быть использован в одной форме генератора.

На ФИГ. 65 представлена логическая блок-схема для реализации одной формы логического устройства для определения существования условия нагружения в хирургическом аппарате.

На ФИГ. 66 представлена логическая блок-схема одной формы части тканевого алгоритма оценки сигнала, которая является частью тканевого алгоритма, показанного на ФИГ. 20, анализирующая множество условий, применяющих событие нагружения, чтобы запустить триггеры множества ответных реакций.

На ФИГ. 67 представлена логическая блок-схема для оценки множеств условий для тканевого алгоритма оценки сигнала, показанного на ФИГ. 66, который может быть применен в одной форме генератора.

На ФИГ. 68 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма мониторинга нагрузки, который может быть реализован в одной форме генератора, как показано на ФИГ. 67.

На ФИГ. 69 представлена логическая блок-схема для реализации одной формы логического устройства множества нефильтрованных условий, показанного на ФИГ. 67, которое может быть реализовано одной формой генератора.

На ФИГ. 70 представлен график, иллюстрирующий мощность или эпюру смещения для одного примера реализации алгоритма, представленного на ФИГ. 71.

На ФИГ. 71 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма для последовательного приведения в действие ультразвукового хирургического аппарата на двух уровнях мощности.

На ФИГ. 72 представлен график, изображающий давления разрыва, испытываемое хирургическим аппаратом, который работает согласно алгоритму, показанному на ФИГ. 71, путем приведения в действие аппарата на одном уровне мощности.

На ФИГ. 73 представлен график, изображающий времена рассечений для пробных процедур, указанных на ФИГ. 72.

На ФИГ. 74 представлен график, изображающий схему управляющего сигнала в соответствии с одной формой алгоритма, показанного на ФИГ. 71.

На ФИГ. 75 представлена логическая блок-схема другой формы алгоритма, представленного на ФИГ. 71, изображающая паузу между деактивацией аппарата и его последующей активацией.

На ФИГ. 76 представлен график, изображающий схему управляющего сигнала в соответствии с одной формой алгоритма, показанного на ФИГ. 75.

На ФИГ. 77 представлена логическая блок-схема другой формы алгоритма, показанного на ФИГ. 71, реализующая третий управляющий сигнал.

На ФИГ. 78 представлен график, изображающий давления разрыва, испытываемые хирургическим аппаратом, который работает согласно алгоритму, показанному на ФИГ. 71, в сравнении с хирургическим аппаратом, который работает по алгоритму, показанному на ФИГ. 77.

На ФИГ. 79 представлен график, изображающий давления разрыва, испытываемые хирургическим аппаратом, аналогичным аппарату, который работает согласно алгоритму, показанному на ФИГ. 71, в сравнении с хирургическим аппаратом, который работает по алгоритму, показанному на ФИГ. 78.

На ФИГ. 80 представлен график, изображающий времена рассечений для пробных процедур, указанных на ФИГ. 79.

На ФИГ. 81 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма, изображающая исходный период зажимания.

На ФИГ. 82 представлена логическая блок-схема другой формы алгоритма, изображающая исходный период зажимания.

На ФИГ. 83 представлен график, изображающий схему управляющего сигнала в соответствии с алгоритмом, показанным на ФИГ. 82.

На ФИГ. 84 представлена диаграмма, изображающая примерную нейронную сеть.

На ФИГ. 85 представлен график примерного участка функции активации для скрытых нейронов и/или выходного нейрона (выходных нейронов) нейронной сети.

На ФИГ. 86 представлена диаграмма, изображающая примерную функцию активации для скрытых нейронов и/или выходного нейрона (выходных нейронов) нейронной сети.

На ФИГ. 87 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма тренировки нейронной сети, такой как нейронная сеть, представленная на ФИГ. 86, использующего обратное распространение ошибки обучения.

На ФИГ. 88 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма определения множества условий для ультразвукового аппарата, использующего модель со многими переменными.

На ФИГ. 89 представлена логическая блок-схема одной формы алгоритма, использующего модель со многими переменными такую как, например, нейронная сеть, описанная в этом документе.

На ФИГ. 90 представлен график, изображающий схему управляющего сигнала одной реализации алгоритма, показанного на ФИГ. 89.

На ФИГ. 91 представлен график, изображающий схему управляющего сигнала другой реализации алгоритма, показанного на ФИГ. 89.

На ФИГ. 92 представлена логическая блок-схема, изображающая одну форму алгоритма применения модели со многими переменными для мониторинга множества условий, содержащего множественные условия.

На ФИГ. 93 представлен вид сбоку одной формы конфигурации ультразвукового хирургического аппарата, содержащей поворотный электрический разъем, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 94 представлен вид сбоку конфигурации ультразвукового хирургического аппарата, показанной на ФИГ. 93, изображающий узел рукоятки и рукоятку до введения рукоятки в узел рукоятки в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 95 показано поперечное сечение узла рукоятки ультразвукового хирургического аппарата, содержащего поворотный электрический разъем, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 96 представлено перспективное изображение соединительного модуля ультразвукового хирургического аппарата, соединенного с гибкой электроникой и рукояткой в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 97 представлено изображение с пространственным разделением деталей соединительного модуля, показанного на ФИГ. 96 в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 98 представлено перспективное изображение расположения внутреннего и внешнего колец и соответствующих им связей соединительного модуля в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 99 представлено перспективное изображение первого и второго кольцевых проводников, размещенных в корпусе соединительного модуля, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 100 представлено перспективное изображение дистальной стороны поворотной муфты, имеющей внутренний и внешний кольцевые проводники и соответствующие им связи, размещенные внутри имеющих выемки частей поворотной муфты, в соответствии с различными формами, описанными в настоящем документе.

На ФИГ. 101 представлено перспективное изображение соединительного модуля, соединенного с дистальным концом рукоятки, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 102 показан вид с проксимального конца, изображающий внутренний и внешний кольцевой проводники и соответствующие им связи, размещенные в поворотной муфте, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 103 представлено перспективное изображение дистальной стороны поворотной муфты, имеющей внутренний и внешний кольцевые проводники и соответствующие им связи, размещенные внутри имеющих выемки частей поворотной муфты, в соответствии с различными формами, описанными в настоящем документе.

На ФИГ. 104 представлен вид слева узла рукоятки ультразвукового аппарата в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 105 показан другой вид слева узла рукоятки ультразвукового аппарата, показанного на ФИГ. 104, со снятой левой рукояткой, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 106 показан вид сбоку узла переключателя для ультразвукового хирургического аппарата в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 107 показан вид спереди узла переключателя, изображенного на ФИГ. 106, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 108 показан вид снизу узла переключателя, изображенного на ФИГ. 106 и 107, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 109 представлен вид сверху узла переключателя, показанного на ФИГ. 106-109, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 109A показан вид слева части другого узла рукоятки ультразвукового аппарата в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 110 представлен вид слева другого узла рукоятки ультразвукового аппарата в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 111 представлен вид справа узла рукоятки ультразвукового аппарата, показанной на ФИГ. 110, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 112 показан вид в перспективе части другого узла рукоятки ультразвукового аппарата в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 113 представлено перспективное изображение другого второго расположения переключателя в соответствии с различными формами, показанными в настоящем документе.

На ФИГ. 114 представлен вид сзади второго расположения переключателя, показанного на ФИГ. 113, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 115 представлено перспективное изображение сзади другого второго расположения переключателя в соответствии с различными формами, описанными в настоящем документе.

На ФИГ. 116 представлен вид сверху части второго расположения переключателя и узла рукоятки в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 117 представлено схематическое изображение узла переключателя, который может быть применен в различных узлах рукоятки ультразвуковых аппаратов, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 118 представлено другое схематическое изображение узла переключателя, показанного на ФИГ. 117, в приведенном в действие положении, когда активирован центральный переключатель, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 119 представлено другое схематическое изображение узла переключателя, показанного на ФИГ. 117 и 118, в другом приведенном в действие положении, когда активирован правый переключатель, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 120 представлено другое схематическое изображение узла переключателя, показанного на ФИГ.117 и 119, в другом приведенном в действие положении, когда активирован левый переключатель, в соответствии с различными формами, описанными в этом документе.

На ФИГ. 121 представлена блок-схема системы, изображающая генератор, соединенный с медицинским аппаратом и электрической цепью.

На ФИГ. 122 представлена блок-схема электрической цепи внутри аппарата.

На ФИГ. 123 представлена циклограмма импульсов тока в кадре передачи данных серийного протокола на выходе генератора.

На ФИГ. 124 представлена циклограмма импульсов напряжения в кадре передачи данных серийного протокола на выходе электрической цепи.

На ФИГ. 125A представлена часть циклограммы серийного протокола передачи данных.

На ФИГ. 125B представлена часть циклограммы серийного протокола передачи данных.

На ФИГ. 125C представлена часть циклограммы серийного протокола передачи данных.

На ФИГ. 125D представлена часть циклограммы серийного протокола передачи данных.

На ФИГ. 126 изображена одна примерная циклограмма серийного протокола передачи данных.

На ФИГ. 127 изображена одна примерная циклограмма серийного протокола передачи данных.

На ФИГ. 128 изображены примерные циклограммы серийного протокола передачи данных.

Описание

Заявителю настоящей заявки также принадлежат нижеуказанные заявки на патенты, поданные в тот же день и полностью включенные в настоящий документ путем ссылки:

- заявка на патент США, озаглавленная «УСТРОЙСТВА И СПОСОБЫ РАЗРЕЗАНИЯ И КОАГУЛЯЦИИ ТКАНИ», досье патентного поверенного № END7126USNP/120116;

- заявка на патент США, озаглавленная «УЗЛЫ ПЕРЕКЛЮЧАТЕЛЕЙ ДЛЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ», досье патентного поверенного № END7126USNP1/120116-1;

- заявка на патент США, озаглавленная «ПОВОРОТНЫЙ ЭЛЕКТРИЧЕСКИЙ РАЗЪЕМ ДЛЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ», досье патентного поверенного № END7126USNP2/120116-2; и

- заявка на патент США, озаглавленная «СЕРИЙНЫЙ ПРОТОКОЛ ПЕРЕДАЧИ ДАННЫХ ДЛЯ МЕДИЦИНСКОГО УСТРОЙСТВА», досье патентного поверенного № END7126USNP3/120116-3.

Перед подробным описанием различных форм ультразвуковых хирургических аппаратов следует отметить, что иллюстративные формы не ограничены в применении или использовании деталями конструкции и расположением частей, показанными в прилагаемых чертежах и описании. Приведенные в качестве примера формы могут быть осуществлены или включены в другие формы, вариации и модификации и могут практически применяться или осуществляться различными способами. Кроме того, если не указано иное, термины и выражения, использованные в данном документе, были выбраны с целью описания примерных форм изобретения для удобства читателя и не предназначены для ограничения области применения таких форм.

Кроме того, следует понимать, что любая или несколько из следующих описанных форм, выражений форм, примеров могут быть объединены с любой или несколькими другими описанными ниже формами, выражениями форм и примерами.

Различные формы направлены на улучшенные ультразвуковые хирургические аппараты, выполненные с возможностью выполнения рассечения, разрезания и/или коагуляции ткани во время хирургических процедур. В одной форме ультразвуковой хирургический аппарат выполнен с возможностью использования в открытых хирургических процедурах, но имеет применение в других видах хирургии, таких как лапароскопия, эндоскопия и хирургические роботизированные процедуры. Разнообразию применения способствует избирательное использование ультразвуковой энергии.

Различные формы описываются в сочетании с ультразвуковым хирургическим аппаратом, описанным в настоящем документе. Такое описание предоставляется в иллюстративных целях, а не с целью ограничения и не предназначено для ограничения объема и области применения таких описаний. Например, любая из описанных форм может быть использована в сочетании с множеством ультразвуковых хирургических аппаратов, включая аппараты, описанные в патентах США №5,938,633; 5,935,144; 5,944,737; 5,322,055; 5,630,420; и 5,449,370.

Как становится очевидно из последующего описания, предполагается, что формы хирургического аппарата, описанного в этом документе, могут быть использованы в сочетании с блоком осциллятора хирургической системы, в результате чего ультразвуковая энергия блока осциллятора обеспечивает желаемое ультразвуковое приведение в действие этого хирургического аппарата. Также предполаг