電極控制裝置、方法和電磁刀手術(shù)系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明提供了一種電極控制裝置、方法和電磁刀手術(shù)系統(tǒng)，所述電極控制裝置包括：信號發(fā)生器，用于產(chǎn)生不同預(yù)設(shè)頻率的信號，輸出預(yù)設(shè)頻率在3.5MHZ?60MHZ范圍內(nèi)的至少一個(gè)高頻信號；頻率調(diào)制模塊，與所述信號發(fā)生器相連，用于使用頻率范圍在100Hz?300KHz的脈沖信號，對所述至少一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行調(diào)制，得到具有預(yù)設(shè)頻率特性的間歇振蕩信號；功率放大模塊，與所述頻率調(diào)制模塊相連，用于放大所述間歇振蕩信號，輸出手術(shù)所需的電磁功率信號；輸出電路模塊，用于將所述電磁功率信號輸出到電極接口以傳輸給電極。該電極控制裝置可以減少手術(shù)中電極與生物體組織的粘連，提高手術(shù)的安全性。
【專利說明】
電極控制裝置、方法和電磁刀手術(shù)系統(tǒng)
技術(shù)領(lǐng)域
[0001]本發(fā)明涉及醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種電極控制裝置、方法和電磁刀手術(shù)系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0002]目前的電極手術(shù)設(shè)備，主要通過電極向手術(shù)區(qū)域的生物體組織傳遞焦耳熱來進(jìn)行切開或凝固止血等手術(shù)。但實(shí)際手術(shù)中金屬電極與生物體組織之間往往會(huì)產(chǎn)生較大的溫差，使得生物體組織與金屬電極產(chǎn)生粘連，手術(shù)安全性低。
[0003]針對手術(shù)中電極與生物體組織粘連的問題，目前一般的電極手術(shù)設(shè)備采用給電極添加鍍層(例如鍍銀)來提高電極的導(dǎo)熱性，減少粘連，但是，在電極添加鍍層后，電極尺寸變大，不利于操作視野，且電極輻射信號的聚焦性會(huì)變差，導(dǎo)致電極不能同時(shí)用于切開等其他操作，不利于手術(shù)操作。另外，還會(huì)導(dǎo)致電極的成本增加。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004]本發(fā)明旨在至少在一定程度上解決相關(guān)技術(shù)中的技術(shù)問題之一。
[0005]為此，本發(fā)明的一個(gè)目的在于提出一種電極控制裝置，該裝置可以減少手術(shù)中電極與生物體組織的粘連，提高手術(shù)的安全性。
[0006]本發(fā)明的另一個(gè)目的在于提出一種電磁刀手術(shù)系統(tǒng)。
[0007]本發(fā)明的另一個(gè)目的在于提出一種電極控制方法。
[0008]為達(dá)到上述目的，本發(fā)明實(shí)施例提出的電極控制裝置，包括:信號發(fā)生器，用于產(chǎn)生不同預(yù)設(shè)頻率的信號，輸出預(yù)設(shè)頻率在3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)的至少一個(gè)高頻信號;頻率調(diào)制模塊，與所述信號發(fā)生器相連，用于使用頻率范圍在100Hz-300KHz的脈沖信號，對所述至少一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行調(diào)制，得到具有預(yù)設(shè)頻率特性的間歇振蕩信號；功率放大模塊，與所述頻率調(diào)制模塊相連，用于放大所述間歇振蕩信號，輸出手術(shù)所需的電磁功率信號;輸出電路模塊，用于將所述電磁功率信號輸出到電極接口以傳輸給電極。
[0009]為達(dá)到上述目的，本發(fā)明實(shí)施例提出的電磁刀手術(shù)系統(tǒng)，包括:本申請任一實(shí)施例中所述的電極控制裝置，至少一個(gè)電極及其對應(yīng)的電纜，所述電極通過對應(yīng)的電纜與所述電極控制裝置相連。
[0010]為達(dá)到上述目的，本發(fā)明實(shí)施例提出的電極控制方法，包括:產(chǎn)生3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)預(yù)設(shè)頻率的至少一個(gè)高頻信號;對所述高頻信號進(jìn)行放大和調(diào)制，得到調(diào)制信號;將所述調(diào)制信號平衡輸出到雙極電極的兩個(gè)電極上，以對生物組織進(jìn)行處理；調(diào)節(jié)所述調(diào)制信號的頻率，使所述電極與生物組織之間產(chǎn)生電弧放電的持續(xù)時(shí)間小于預(yù)設(shè)時(shí)間且單位時(shí)間內(nèi)電弧放電的次數(shù)大于預(yù)設(shè)次數(shù)。
[0011]本發(fā)明實(shí)施例提出的電極控制裝置、系統(tǒng)和方法，通過使用更高頻率段的信號，在相同的時(shí)間內(nèi)，增加電極輻射的電磁功率信號對生物體組織的有效作用次數(shù)，單次的作用時(shí)間減少，使生物體組織在電極的作用時(shí)間內(nèi)均勻受熱，不至于燒焦變性，進(jìn)而改善了生物體組織的熱傳導(dǎo)性，避免了電極與生物體組織的溫度差引起的電極與組織的粘連問題;通過在雙極輸出電路中設(shè)置平衡電路，使雙極電極工作時(shí)能量輸出更均衡，輻射的能量在手術(shù)的目標(biāo)位置更集中，切開位置更準(zhǔn)確，減少電極對生物體組織帶來的損傷；另外，通過加入諧振電路降低手術(shù)中的高頻漏電流，提高患者電路隔離度，提升手術(shù)的安全性。
[0012]為讓本發(fā)明的上述和其他目的、特征和優(yōu)點(diǎn)能更明顯易懂，下文特舉較佳實(shí)施例，并配合所附圖式，作詳細(xì)說明如下。
【附圖說明】
[0013]為了更清楚地說明本發(fā)明實(shí)施例或現(xiàn)有技術(shù)中的技術(shù)方案，下面將對實(shí)施例或現(xiàn)有技術(shù)描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發(fā)明的一些實(shí)施例，對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來講，在不付出創(chuàng)造性勞動(dòng)的前提下，還可以根據(jù)這些附圖獲得其他的附圖。
[0014]圖1是本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例的電極控制裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；
[0015]圖2是本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的電極控制裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；
[0016]圖3A是本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的平衡電路的結(jié)構(gòu)示意圖；
[0017]圖3B是本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的平衡電路的結(jié)構(gòu)示意圖；
[0018]圖4A是本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的電極控制裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；
[0019]圖4B是本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的電極控制裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；
[°02°]圖5是本發(fā)明一實(shí)施例的電磁刀手術(shù)系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)不意圖；
[0021 ]圖6是本發(fā)明一實(shí)施例的電極控制方法的流程示意圖。
【具體實(shí)施方式】
[0022]下面將結(jié)合本發(fā)明實(shí)施例中的附圖，對本發(fā)明實(shí)施例中的技術(shù)方案進(jìn)行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實(shí)施例僅僅是本發(fā)明一部分實(shí)施例，而不是全部的實(shí)施例?；诒景l(fā)明中的實(shí)施例，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在沒有做出創(chuàng)造性勞動(dòng)前提下所獲得的所有其他實(shí)施例，都屬于本發(fā)明保護(hù)的范圍。
[0023]下面參考附圖描述根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的電極控制裝置、方法和電磁刀手術(shù)系統(tǒng)。
[0024]圖1是本發(fā)明一實(shí)施例提出的電極控制裝置的結(jié)構(gòu)示意圖，如圖1所示，該電極控制裝置主要包括:信號發(fā)生器10、頻率調(diào)制模塊20、功率放大模塊30和輸出電路模塊40。
[0025]信號發(fā)生器10用于產(chǎn)生不同預(yù)設(shè)頻率的信號，輸出預(yù)設(shè)頻率在3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)的至少一個(gè)高頻信號。信號發(fā)生器10可以產(chǎn)生預(yù)設(shè)頻率的一個(gè)信號，也可以同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)相同和/或不同預(yù)設(shè)頻率的信號。對于不同頻率的信號通過電極輻射到生物體組織上會(huì)產(chǎn)生不同的作用，因此，采用預(yù)設(shè)頻率在3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)的信號進(jìn)行手術(shù)較傳統(tǒng)的高頻電刀技術(shù)相比可以避免對生物體組織造成熱損傷。進(jìn)一步地，預(yù)設(shè)頻率可以是3.5MHz至60MHz范圍內(nèi)的任意頻率。
[0026]頻率調(diào)制模塊20用于使用頻率范圍在100Hz-300KHz的脈沖信號，對所述至少一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行調(diào)制，得到具有預(yù)設(shè)頻率特性的高頻信號。具體地，當(dāng)信號發(fā)生器10產(chǎn)生一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的信號時(shí)，頻率調(diào)制模塊20使用頻率范圍在100HZ-300KHZ的脈沖信號對所述預(yù)設(shè)頻率的信號進(jìn)行脈沖調(diào)制，使調(diào)制后的信號具有間歇振蕩特性；當(dāng)信號發(fā)生器10產(chǎn)生兩個(gè)或多個(gè)不同頻率的信號時(shí)，頻率調(diào)制模塊20可以對所述多個(gè)不同頻率的信號進(jìn)行混頻，再通過頻率范圍在100Hz_300KHz的脈沖彳目號對混頻彳目號進(jìn)彳丁調(diào)制，得到間歇震蕩波，從而使得調(diào)制后的信號在保持高頻振蕩特性的同時(shí)具有間歇振蕩特性，例如，脈沖為I時(shí)，存在尚頻振蕩?目號，脈沖為O時(shí)，尚頻振蕩彳目號的幅度為O。可以米用現(xiàn)有的調(diào)制方式對至少兩個(gè)不同頻率的信號進(jìn)行調(diào)制得到混頻信號，此處對具體的調(diào)制方法不做限定。
[0027]在本申請的一個(gè)具體實(shí)施例中，當(dāng)信號發(fā)生器10產(chǎn)生預(yù)設(shè)頻率在3.5MHz?60MHz范圍內(nèi)至少兩個(gè)不同頻率的高頻信號時(shí)，采用13.56MHz與4.2MHz信號進(jìn)行混頻調(diào)制，再進(jìn)行脈沖調(diào)制，最終得到的電磁功率信號的手術(shù)效果更佳。
[0028]功率放大模塊30與所述頻率調(diào)制模塊20相連，用于放大所述間歇振蕩信號，輸出手術(shù)所需的電磁功率信號。具體地，功率放大模塊30可以根據(jù)手術(shù)需要的操作功率對調(diào)制后的信號進(jìn)行放大，控制最終輸出到電極上的電磁波信號功率。
[0029]輸出電路模塊40用于將所述電磁功率信號輸出到電極接口以傳輸給電極，以使所述電極對生物體組織進(jìn)行處理。其中，電極可以是:單極電極、雙極電極或內(nèi)鏡電極。
[0030]本實(shí)施例中，與現(xiàn)有技術(shù)中采用的電磁信號相比，使用更高頻率段的信號，在相同的時(shí)間內(nèi)，增加電極輻射的電磁功率信號對生物體組織的有效作用次數(shù)，單次的作用時(shí)間減少，使生物體組織在電極的作用時(shí)間內(nèi)均勻受熱，不至于燒焦變性，進(jìn)而改善了生物體組織的熱傳導(dǎo)性，避免了電極與生物體組織的溫度差引起的電極與組織的粘連問題，提高了手術(shù)的安全性。
[0031]在本申請的一個(gè)具體實(shí)施例中，如圖2所示，功率放大模塊30包括:采樣保持單元31用于采樣保持所述功率放大模塊的輸出電壓信號、輸出電流信號、所述輸出電壓信號與所述輸出電流信號的相位差信號、輸出反射波功率信號；反饋控制單元32用于對采樣的信號進(jìn)行處理并反饋至所述功率放大模塊，以控制所述功率放大模塊的增益，使得所述功率放大模塊輸出特定組織負(fù)載或組織負(fù)載變化時(shí)所需的功率。其中，反饋控制單元31對采樣信號進(jìn)行的處理可以包括:放大、濾波、整形，以消除噪聲和干擾等，具體可以通過放大器、濾波電路、整形電路實(shí)現(xiàn)?？梢詫χ绷餍盘栠M(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，得到可用于計(jì)算的數(shù)字信號，通過進(jìn)一步的計(jì)算和比較來調(diào)節(jié)功率放大模塊30的增益。在一個(gè)實(shí)施例中，采樣保持單元31用于采樣保持所述功率放大模塊的輸出電壓信號、輸出電流信號、所述輸出電壓信號與所述輸出電流信號的相位差信號、輸出反射波功率信號，具體地，可以利用周期性脈沖信號實(shí)現(xiàn)采樣與保持。當(dāng)功率放大模塊30的輸出信號被周期性脈沖信號調(diào)制時(shí)，在周期性脈沖信號為第一值的情況下，進(jìn)行信號采樣;在周期性脈沖信號為第二值的情況下，進(jìn)行信號保持，保持的信號為前一個(gè)脈沖為第一值時(shí)所采樣的信號。例如，在周期性脈沖信號為I的情況下，進(jìn)行信號采樣;在周期性脈沖信號為O的情況下，進(jìn)行信號保持，保持的信號為前一個(gè)脈沖為I時(shí)所采樣的信號;或者信號為O時(shí)進(jìn)行采樣，信號為I時(shí)進(jìn)行保持。
[0032]本實(shí)施例中，采樣保持功能是為了保證周期性脈沖信號(即脈沖調(diào)制信號)為第二值時(shí)，也能反饋與脈沖信號為第一值時(shí)所采樣的同樣幅度的信號，以保證反饋控制的穩(wěn)定性。否則，在第二值信號期間，反饋信號會(huì)自動(dòng)控制以增大功率輸出。
[0033]由于反饋控制是電路技術(shù)中常見的概念，因此反饋控制單元32可采用現(xiàn)有的或未來可能出現(xiàn)的反饋控制電路來實(shí)現(xiàn)，本申請對此不作贅述。本實(shí)施例通過采樣保持單元和反饋控制單元來調(diào)整功率放大模塊30的增益，以實(shí)現(xiàn)功率的平穩(wěn)輸出，提升手術(shù)的安全性。
[0034]輸出電路模塊40包括:依次連接的隔離變壓器41、輸出電路42和隔直流電路43，其中，如圖2所示，輸出電路42和隔直流電路43通過相應(yīng)的電極接口50與電極60相連，且與電極60的個(gè)數(shù)一一對應(yīng)。隔直流電路43可以通過電容實(shí)現(xiàn)。
[0035]進(jìn)一步地，當(dāng)電極60為雙極電極時(shí)，所述輸出電路42內(nèi)設(shè)置平衡電路，用于將所述調(diào)制信號均衡地輸出到所述雙極電極的兩個(gè)電極上;所述平衡電路包括:在所述輸出電路42的正負(fù)回路上設(shè)置的至少一對相同且對稱設(shè)置的元件;所述元件包括:電容、電感和傳輸線變壓器中的至少一種。例如，平衡電路的結(jié)構(gòu)可參見圖3A和圖3B所示，元件均對稱設(shè)置在回路上。本實(shí)施例采用平衡電路，可以使雙極電極工作時(shí)能量輸出更均衡，輻射的能量在手術(shù)的目標(biāo)位置更集中，切開位置更準(zhǔn)確，減少電極對生物體組織帶來的損傷，提升手術(shù)的安全性。
[0036]手術(shù)設(shè)備相關(guān)安全標(biāo)準(zhǔn)規(guī)定手術(shù)設(shè)備的高頻漏電流應(yīng)小于固定值，例如，單機(jī)工作模式下應(yīng)小于10mA，以免對人體造成危害，本發(fā)明實(shí)施例的電極控制裝置輸出高頻電磁功率信號，較現(xiàn)有技術(shù)中使用工作頻率為370KHz的信號，會(huì)產(chǎn)生更大的漏電流。
[0037]如圖4A所示，本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例中，電極控制裝置還可以包括:諧振電路70，所述諧振電路70的一端連接至所述輸出電路42的輸出端，另一端接地(由于電極控制裝置的外殼會(huì)接地，因此，此處可以理解為在輸出電路與電極控制裝置外殼之間接入諧振電路)，諧振電路70的阻抗可調(diào)，通過調(diào)節(jié)諧振電路70的阻抗，可以使諧振電路70與電極控制裝置之間的浮游電容及離散電容在所述預(yù)設(shè)頻率上構(gòu)成并聯(lián)諧振回路。
[0038]其中，浮游電容及離散電容是在上述預(yù)設(shè)頻率時(shí)電極控制裝置輸出電路、輸出電纜和大地間形成的浮游電容及離散電容，是造成患者與輸出電路隔離度降低，高頻漏電流增加的主要原因，可以通過實(shí)驗(yàn)測得。電纜用于連接所述電極接口50和所述電極60。圖4A中僅以一個(gè)輸出電路為例說明諧振電路的連接關(guān)系，在實(shí)際應(yīng)用中，每個(gè)輸出電路均可以連接一諧振電路，以抑制漏電流。諧振電路70可以由至少一個(gè)電阻、至少一個(gè)電容、至少一個(gè)電感通過串聯(lián)和/或并聯(lián)的方式構(gòu)成，其中，電阻、電容、電感均可以是可調(diào)的。例如，諧振電路70的結(jié)構(gòu)可參見圖4B所示，Z表示由浮游電容和離散電容導(dǎo)致的接地阻抗。諧振電路的結(jié)構(gòu)還可以是電感和電容串聯(lián)，其結(jié)構(gòu)可以多種變化，此處不再一一列舉。
[0039]本實(shí)施例中，在輸出電路與控制設(shè)備的外殼接地端之間接入諧振電路，該諧振電路與看不見的浮游電容及離散電容在工作頻率(即上述預(yù)設(shè)頻率)上構(gòu)成并聯(lián)諧振回路，并在工作頻率上保持諧振，使手術(shù)設(shè)備的隔離輸出電路和大地之間形成很大的阻抗(理論上無窮大)，從而減小了由于浮游電容及離散電容導(dǎo)致的高頻漏電流，提高了患者和輸出電路的隔離度，解決了高頻漏電流較大的問題。
[0040]基于同一構(gòu)思，本發(fā)明還提出一種電磁刀手術(shù)系統(tǒng)。
[0041 ]圖5是本發(fā)明一實(shí)施例的電磁刀手術(shù)系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)不意圖。如圖5所不，該電磁刀手術(shù)系統(tǒng)包括:如權(quán)利要求1-6所述的電極控制裝置100，至少一個(gè)電極200及其對應(yīng)的電纜300，所述電極200通過對應(yīng)的電纜300與所述電極控制裝置100相連。
[0042]其中，對應(yīng)一個(gè)或多個(gè)電極，電極控制裝置可以有一個(gè)或多個(gè)電極接口，通過對應(yīng)的電纜與相應(yīng)的電極連接，以實(shí)現(xiàn)不同的手術(shù)需求。
[0043]本實(shí)施例的電磁刀手術(shù)系統(tǒng)，通過使用更高頻率段的信號，在相同的時(shí)間內(nèi)，增加電極輻射的電磁功率信號對生物體組織的有效作用次數(shù)，單次的作用時(shí)間減少，使生物體組織在電極的作用時(shí)間內(nèi)均勻受熱，不至于燒焦變性，進(jìn)而改善了生物體組織的熱傳導(dǎo)性，避免了電極與生物體組織的溫度差引起的電極與組織的粘連問題;通過在雙極輸出電路中設(shè)置平衡電路，使雙極電極工作時(shí)能量輸出更均衡，輻射的能量在手術(shù)的目標(biāo)位置更集中，切開位置更準(zhǔn)確，減少電極對生物體組織帶來的損傷;另外，通過加入諧振電路降低手術(shù)中的尚頻漏電流，提尚患者電路隔尚度，提升手術(shù)的安全性。
[0044]基于同一構(gòu)思，本發(fā)明還提出一種電極控制方法。
[0045]圖6是本發(fā)明一實(shí)施例的電極控制方法的流程示意圖。如圖6所示，該方法包括:
[0046]步驟1，產(chǎn)生3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)預(yù)設(shè)頻率的至少一個(gè)高頻信號；
[0047]步驟2，對所述高頻信號進(jìn)行放大和調(diào)制，得到調(diào)制信號；
[0048]步驟3，將所述調(diào)制信號平衡輸出到雙極電極的兩個(gè)電極上，以對生物組織進(jìn)行處理；
[0049]步驟4，調(diào)節(jié)所述調(diào)制信號的頻率，使所述電極與生物組織之間產(chǎn)生電弧放電的持續(xù)時(shí)間小于預(yù)設(shè)時(shí)間且單位時(shí)間內(nèi)電弧放電的次數(shù)大于預(yù)設(shè)次數(shù)。
[0050]本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例中，所述至少一個(gè)高頻信號的頻率為13.56MHz。
[0051 ]具體地，本發(fā)明技術(shù)采用3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)的至少一個(gè)高頻信號，通過在電極前端聚焦產(chǎn)生足夠強(qiáng)度的交變電磁場，誘導(dǎo)電極附近被電磁場輻射的生物組織中產(chǎn)生誘導(dǎo)電磁場，通過電極前端的電磁場和組織中的誘導(dǎo)電磁場在近場范圍內(nèi)的相互作用，產(chǎn)生電弧放電效應(yīng)，并且控制所述相互作用在單位時(shí)間內(nèi)的重復(fù)次數(shù)大于第一預(yù)設(shè)值，且每次作用的持續(xù)時(shí)間小于第二預(yù)設(shè)值，從而利用雙極型電極進(jìn)行對生物組織的切開手術(shù)。其中，第一預(yù)設(shè)值和第二預(yù)設(shè)值可以由實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)測得。
[0052]進(jìn)一步地，可以對3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)的至少一個(gè)高頻信號進(jìn)行放大，并通過具有平衡電路的輸出電路及滿足一定阻抗特點(diǎn)的輸出電纜，將電磁場能量高效傳送到雙極型電極的電極兩端。在輸出信號周期的正半周期里，將電磁場能量聚焦在其中一個(gè)電極前端，該電極前端與被處理生物組織保持盡可能近的距離，從而使所述電極前端集聚的電磁場能量向被處理的生物組織釋放，形成電弧放電，使得被放電的生物組織的局部點(diǎn)被汽化，由于電弧放電具有在同一點(diǎn)不重復(fù)放電的特點(diǎn)，通過減小電極與組織之間電弧放電的持續(xù)時(shí)間，同時(shí)增加在單位時(shí)間內(nèi)電弧放電的次數(shù)(例如，本發(fā)明控制電弧放電持續(xù)時(shí)間約為18.4納秒、放電頻率為13.56MHz)，以控制對生物組織放電的面積范圍，使得在生物組織的局部點(diǎn)形成高能量的集中放電，能夠使生物組織的局部點(diǎn)被汽化切割，同時(shí)減小電弧放電對其他組織的影響。另一個(gè)電極作為大地等效端與被處理的生物組織保持接觸，形成等效大地。同樣，在工作信號周期的負(fù)半周期里，其中兩個(gè)電極作用機(jī)理正好相反，從而使兩個(gè)電極交替對被處理生物組織放電，實(shí)現(xiàn)被處理生物組織從兩端向中心的切割效果。
[0053]本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例中，所述對所述高頻信號進(jìn)行放大和調(diào)制包括:使用頻率范圍在100Hz-300KHz的脈沖信號，對所述至少一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行調(diào)制，得到具有預(yù)設(shè)頻率特性的間歇振蕩信號。通過對預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行脈沖調(diào)制，可以控制輸出信號的持續(xù)作用時(shí)間和作用的間隔時(shí)間。
[0054]本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例中，在產(chǎn)生兩個(gè)所述高頻信號時(shí)，所述方法還包括:對所述兩個(gè)高頻信號進(jìn)行混頻，并根據(jù)要對所述生物組織進(jìn)行的處理確定主頻工作信號;控制施加在組織上的所述主頻工作信號電壓幅度的高壓區(qū)持續(xù)時(shí)間小于第一預(yù)設(shè)時(shí)間，其中，所述高壓區(qū)是信號幅度超過預(yù)設(shè)電壓值的區(qū)域;根據(jù)所述主頻工作信號的峰值電壓幅度，將所述高壓區(qū)產(chǎn)生的熱量與所述高壓區(qū)的傳輸間歇時(shí)間的比例控制在預(yù)設(shè)范圍內(nèi)。
[0055]舉例而言，在對生物組織進(jìn)行凝固止血時(shí)，可以采用雙高頻混頻技術(shù)，通過控制施加在生物組織上的主頻工作信號的電壓幅度的高壓區(qū)持續(xù)時(shí)間，以及控制主頻工作信號電壓幅度和信號傳輸?shù)拈g歇時(shí)間，使熱量均勻傳輸?shù)酱痰纳锝M織體積范圍，減少因局部組織過熱造成組織粘連和組織碳化。具體地，調(diào)制后的主頻工作信號在100Hz-300KHz的脈沖信號的正半周期里，通過放大器、輸出電路和輸出電纜電路將電磁場能量傳輸?shù)诫p極電極的兩個(gè)電極的前端，當(dāng)兩個(gè)電極接觸生物組織時(shí)，在生物組織內(nèi)部產(chǎn)生高頻電磁場，并在兩個(gè)電極間產(chǎn)生交變流動(dòng)的高頻電流，該電磁場和高頻電流在生物組織中產(chǎn)生焦耳熱，導(dǎo)致組織蛋白質(zhì)變性，達(dá)到凝血的效果。
[0056]為了改善因局部組織過熱使組織細(xì)胞過度破裂，導(dǎo)致電極與組織接觸面發(fā)生粘連的問題，以及因局部組織過熱使組織過度碳化，阻礙組織中的熱能傳導(dǎo)，影響組織凝血效果的問題，本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例采用周期為16-285納秒(ns)的主頻工作信號，將施加在組織上的高壓區(qū)的持續(xù)時(shí)間控制在18.4納秒左右，來抑制組織細(xì)胞瞬間大量破裂。同時(shí)，通過控制傳送到組織上的熱量與高壓區(qū)的傳輸間歇時(shí)間的比例，具體可根據(jù)信號峰值電壓的幅度，在3.3微秒(ys)-lO毫秒(ms)范圍內(nèi)調(diào)整間歇信號的周期和占空比，本發(fā)明實(shí)施例的間歇信號周期為10毫秒，其間歇占空比從15%到75%可變，可以將熱能均勻的傳輸?shù)较Ｍ痰慕M織體積范圍內(nèi)，能夠解決組織局部過熱導(dǎo)致組織碳化，又因碳化阻礙熱傳導(dǎo)，使得一定體積范圍內(nèi)組織不能達(dá)到熱變性，影響組織凝血效果的臨床難題。
[0057]本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例中，采樣保持功率放大模塊的輸出電壓信號、輸出電流信號、所述輸出電壓信號與所述輸出電流信號的相位差信號、輸出反射波功率信號;對采樣的信號進(jìn)行處理，并將處理后的信號轉(zhuǎn)換成直流信號;對直流形式的輸出電壓信號、輸出電流信號和相位差信號進(jìn)行乘法計(jì)算，得到有效功率;根據(jù)所述有效功率、預(yù)設(shè)輸入功率和預(yù)設(shè)比較值計(jì)算得到增益控制值;輸出所述增益控制值至所述功率放大模塊的增益控制端，使得所述功率放大模塊輸出特定組織負(fù)載或組織負(fù)載變化時(shí)所需的功率。本實(shí)施例通過功率反饋控制增益，將電磁能量高效傳輸至組織，避免生物組織的等效負(fù)載阻抗變化導(dǎo)致輸出不穩(wěn)定而影響組織汽化切割效果。此外，通過功率反饋控制增益還可以避免因組織負(fù)載變化導(dǎo)致輸出電壓過大或輸出電流過大，本發(fā)明還可以通過在特定阻抗時(shí)和雙極電極工作模式下對輸出電壓、輸出電流和輸出功率的限制，來控制生物組織等效負(fù)載阻抗失配時(shí)的輸出電壓、輸出電流和輸出功率不超過預(yù)設(shè)幅度，從而減小因組織過熱導(dǎo)致的組織碳化和組織粘連程度。
[0058]由于伴隨著功率輸出，生物組織的阻抗會(huì)發(fā)生變化，使得電極控制裝置中放大電路預(yù)設(shè)的最佳阻抗負(fù)載值失去匹配狀態(tài)，導(dǎo)致輸出電壓過高、電流減小(負(fù)載阻抗值變大)，這種情況會(huì)導(dǎo)致生物組織表面細(xì)胞被破壞，發(fā)生粘連，或者導(dǎo)致輸出電流過大、電壓減小(負(fù)載阻抗值變小)，這種情況會(huì)導(dǎo)致流過電流的生物組織內(nèi)過熱發(fā)生碳化。此外由于生物組織的阻抗中容性或感性阻抗的存在，使得輸出電壓和電流產(chǎn)生相位差，通常的電流反饋控制增益技術(shù)會(huì)在生物組織的阻抗失配時(shí)導(dǎo)致電壓過大或電流過大現(xiàn)象更加嚴(yán)重。本發(fā)明實(shí)施例的功率反饋控制增益，通過反饋有效功率，保證阻抗失配時(shí)所需電磁能量有效傳輸?shù)缴锝M織的同時(shí)，抑制了由于生物組織負(fù)載阻抗值的變化，造成輸出電壓過大或輸出電流過大的現(xiàn)象，此外，通過將輸出電壓或輸出電流與預(yù)設(shè)值進(jìn)行比較，在特定阻抗時(shí)和雙極電極工作模式下對輸出電壓、輸出電流和輸出功率的限制，來控制生物組織負(fù)載阻抗失配時(shí)輸出電壓、輸出電流和輸出功率不超過預(yù)設(shè)幅度，從而減小了因局部組織過熱導(dǎo)致的組織碳化和組織粘連的現(xiàn)象。
[0059]需要說明的是，在本發(fā)明的描述中，術(shù)語“第一”、“第二”等僅用于描述目的，而不能理解為指示或暗示相對重要性。此外，在本發(fā)明的描述中，除非另有說明，“多個(gè)”的含義是兩個(gè)或兩個(gè)以上。
[0060]流程圖中或在此以其他方式描述的任何過程或方法描述可以被理解為，表示包括一個(gè)或更多個(gè)用于實(shí)現(xiàn)特定邏輯功能或過程的步驟的可執(zhí)行指令的代碼的模塊、片段或部分，并且本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方式的范圍包括另外的實(shí)現(xiàn)，其中可以不按所示出或討論的順序，包括根據(jù)所涉及的功能按基本同時(shí)的方式或按相反的順序，來執(zhí)行功能，這應(yīng)被本發(fā)明的實(shí)施例所屬技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員所理解。
[0061]應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明的各部分可以用硬件、軟件、固件或它們的組合來實(shí)現(xiàn)。在上述實(shí)施方式中，多個(gè)步驟或方法可以用存儲在存儲器中且由合適的指令執(zhí)行系統(tǒng)執(zhí)行的軟件或固件來實(shí)現(xiàn)。例如，如果用硬件來實(shí)現(xiàn)，和在另一實(shí)施方式中一樣，可用本領(lǐng)域公知的下列技術(shù)中的任一項(xiàng)或他們的組合來實(shí)現(xiàn):具有用于對數(shù)據(jù)信號實(shí)現(xiàn)邏輯功能的邏輯門電路的離散邏輯電路，具有合適的組合邏輯門電路的專用集成電路，可編程門陣列(PGA)、現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)、中央處理器(CPU)與程序存儲芯片的組合等。
[0062]本技術(shù)領(lǐng)域的普通技術(shù)人員可以理解實(shí)現(xiàn)上述實(shí)施例方法攜帶的全部或部分步驟是可以通過程序來指令相關(guān)的硬件完成，所述的程序可以存儲于一種計(jì)算機(jī)可讀存儲介質(zhì)中，該程序在執(zhí)行時(shí)，包括方法實(shí)施例的步驟之一或其組合。
[0063]在本說明書的描述中，參考術(shù)語“一個(gè)實(shí)施例”、“一些實(shí)施例”、“示例”、“具體示例”、或“一些示例”等的描述意指結(jié)合該實(shí)施例或示例描述的具體特征、結(jié)構(gòu)、材料或者特點(diǎn)包含于本發(fā)明的至少一個(gè)實(shí)施例或示例中。在本說明書中，對上述術(shù)語的示意性表述不一定指的是相同的實(shí)施例或示例。而且，描述的具體特征、結(jié)構(gòu)、材料或者特點(diǎn)可以在任何的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例或示例中以合適的方式結(jié)合。
[0064]盡管上面已經(jīng)示出和描述了本發(fā)明的實(shí)施例，可以理解的是，上述實(shí)施例是示例性的，不能理解為對本發(fā)明的限制，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員在本發(fā)明的范圍內(nèi)可以對上述實(shí)施例進(jìn)行變化、修改、替換和變型。
【主權(quán)項(xiàng)】
1.一種電極控制裝置，其特征在于，包括: 信號發(fā)生器，用于產(chǎn)生不同預(yù)設(shè)頻率的信號，輸出預(yù)設(shè)頻率在3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)的至少一個(gè)高頻信號； 頻率調(diào)制模塊，與所述信號發(fā)生器相連，用于使用頻率范圍在100Hz-300KHz的脈沖信號，對所述至少一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行調(diào)制，得到具有預(yù)設(shè)頻率特性的間歇振蕩信號； 功率放大模塊，與所述頻率調(diào)制模塊相連，用于放大所述間歇振蕩信號，輸出手術(shù)所需的電磁功率信號； 輸出電路模塊，用于將所述電磁功率信號輸出到電極接口以傳輸給電極。2.如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，所述信號發(fā)生器具體用于產(chǎn)生預(yù)設(shè)頻率在.3.5MHz?60MHz范圍內(nèi)的一個(gè)高頻信號或兩個(gè)不同頻率的高頻信號。3.如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，功率放大模塊還包括: 采樣保持單元，用于采樣保持所述功率放大模塊的輸出電壓信號、輸出電流信號、所述輸出電壓信號與所述輸出電流信號的相位差信號、輸出反射波功率信號； 反饋控制單元，用于對采樣的信號進(jìn)行處理并反饋至所述功率放大模塊，以控制所述功率放大模塊的增益，使得所述功率放大模塊輸出特定組織負(fù)載或組織負(fù)載變化時(shí)所需的功率； 所述輸出電路模塊包括:依次連接的隔離變壓器、輸出電路和隔直流電路，其中，所述輸出電路和隔直流電路與所述電極的個(gè)數(shù)一一對應(yīng)。4.如權(quán)利要求3所述的裝置，其特征在于，所述電極為雙極電極，所述輸出電路內(nèi)設(shè)置平衡電路，用于將所述調(diào)制信號均衡地輸出到雙極電極的兩個(gè)電極上； 所述平衡電路包括:在所述輸出電路的正負(fù)回路上設(shè)置的至少一對相同且對稱設(shè)置的元件;所述元件包括:電容、電感和傳輸線變壓器中的至少一種。5.如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，還包括: 諧振電路，所述諧振電路的一端連接至所述輸出電路的輸出端，另一端接地，所述諧振電路的阻抗可調(diào)，所述諧振電路與所述電極控制裝置輸出電路的浮游電容及離散電容在所述預(yù)設(shè)頻率上構(gòu)成并聯(lián)諧振回路； 其中，所述浮游電容及離散電容是在所述預(yù)設(shè)頻率時(shí)所述電極控制裝置輸出電路、輸出電纜和大地間形成的浮游電容及離散電容，所述電纜用于連接所述電極接口和所述電極。6.—種電磁刀手術(shù)系統(tǒng)，其特征在于，包括:如權(quán)利要求1-5任一項(xiàng)所述的電極控制裝置，至少一個(gè)電極及其對應(yīng)的電纜，所述電極通過對應(yīng)的電纜與所述電極控制裝置相連。7.—種電極控制方法，其特征在于，包括: 產(chǎn)生3.5MHZ-60MHZ范圍內(nèi)預(yù)設(shè)頻率的至少一個(gè)高頻信號； 對所述高頻信號進(jìn)行放大和調(diào)制，得到調(diào)制信號； 將所述調(diào)制信號平衡輸出到雙極電極的兩個(gè)電極上，以對生物組織進(jìn)行處理； 調(diào)節(jié)所述調(diào)制信號的頻率，使所述電極與生物組織之間產(chǎn)生電弧放電的持續(xù)時(shí)間小于預(yù)設(shè)時(shí)間且單位時(shí)間內(nèi)電弧放電的次數(shù)大于預(yù)設(shè)次數(shù)。8.如權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，所述對所述高頻信號進(jìn)行放大和調(diào)制，包括: 使用頻率范圍在100Hz-300KHz的脈沖信號，對所述至少一個(gè)預(yù)設(shè)頻率的高頻信號進(jìn)行調(diào)制，得到具有預(yù)設(shè)頻率特性的間歇振蕩信號。9.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，在產(chǎn)生兩個(gè)所述高頻信號時(shí)，所述方法還包括: 對所述兩個(gè)高頻信號進(jìn)行混頻，并根據(jù)要對所述生物組織進(jìn)行的處理確定主頻工作信號； 控制施加在組織上的所述主頻工作信號電壓幅度的高壓區(qū)持續(xù)時(shí)間小于第一預(yù)設(shè)時(shí)間，其中，所述高壓區(qū)是信號幅度超過預(yù)設(shè)電壓值的區(qū)域； 根據(jù)所述主頻工作信號的峰值電壓幅度，將所述高壓區(qū)產(chǎn)生的熱量與所述高壓區(qū)的傳輸間歇時(shí)間的比例控制在預(yù)設(shè)范圍內(nèi)。10.如權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，還包括: 采樣保持功率放大模塊的輸出電壓信號、輸出電流信號、所述輸出電壓信號與所述輸出電流信號的相位差信號、輸出反射波功率信號； 對采樣的信號進(jìn)行處理，并將處理后的信號轉(zhuǎn)換成直流信號； 對直流形式的輸出電壓信號、輸出電流信號和相位差信號進(jìn)行乘法計(jì)算，得到有效功率； 根據(jù)所述有效功率、預(yù)設(shè)輸入功率和預(yù)設(shè)比較值計(jì)算得到增益控制值； 輸出所述增益控制值至所述功率放大模塊的增益控制端，使得所述功率放大模塊輸出特定組織負(fù)載或組織負(fù)載變化時(shí)所需的功率。11.如權(quán)利要求7-10任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，所述至少一個(gè)高頻信號的頻率為.13.56MHz.
【文檔編號】A61B18/12GK105832410SQ201610045932
【公開日】2016年8月10日
【申請日】2016年1月25日
【發(fā)明人】趙偉
【申請人】安進(jìn)醫(yī)療科技（北京）有限公司