專利名稱：電外科發(fā)生器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于與組織治療中使用的電外科器械一起使用的電外科
發(fā)生器(也稱電刀)(electrosurgical generator)。
背景技術(shù)：
申請(qǐng)人的在先美國(guó)專利6416509和6966907描述了電外科發(fā)生器能 夠傳送切割信號(hào)和凝血信號(hào)的混合信號(hào)(blend)，以便同時(shí)進(jìn)行組織的切 割與止血的不同方式。在較新的系列號(hào)為No.10/858406，公開為US2004/ 0260279的美國(guó)專利申請(qǐng)中，電外科發(fā)生器的使用者能夠針對(duì)發(fā)生器所傳 送的切割信號(hào)與凝血信號(hào)之間的比例，手動(dòng)地在各個(gè)預(yù)設(shè)設(shè)置之間進(jìn)行 選擇。

發(fā)明內(nèi)容
通過引用將上述現(xiàn)有專利和專利申請(qǐng)的公開內(nèi)容并入此處。本發(fā)明 試圖提供對(duì)這類電外科發(fā)生器進(jìn)一步的改進(jìn)。
因此，提供了一種用于生成要供應(yīng)給電外科器械的射頻功率的電外 科發(fā)生器，該電外科發(fā)生器包括
(i) 一個(gè)或更多個(gè)RF輸出功率源，
(ii) 輸出級(jí)，其包括至少兩條被設(shè)置用于連接到電外科器械的輸出線，
(iii) 用于測(cè)量與電外科手術(shù)有關(guān)的參數(shù)的裝置，以及
(iv) 控制器，其可操作以控制所述電外科發(fā)生器系統(tǒng)，使得其能夠 向所述輸出線傳送第一RF波形，或向所述輸出線傳送第二RF波形，以 及按組合模式同時(shí)傳送第一RF波形和第二RF波形，配置是這樣的，在 組合模式下，該控制器響應(yīng)于測(cè)出的與外科手術(shù)有關(guān)的參數(shù)自動(dòng)地調(diào)節(jié) 第一 RF波形和第二 RF波形中的至少一個(gè)或兩者的狀態(tài)(aspect)。這樣，與等待使用電外科發(fā)生器的外科醫(yī)生手動(dòng)調(diào)節(jié)電外科器械的 性能不同，該電外科發(fā)生器對(duì)正被測(cè)量的參數(shù)作出反應(yīng)，以自動(dòng)調(diào)節(jié)正 在傳送給組織的電外科信號(hào)。這樣，電外科發(fā)生器響應(yīng)于不同的工作條 件而動(dòng)態(tài)地自我調(diào)節(jié)，根據(jù)需要來選擇不同的電外科信號(hào)以進(jìn)行有效操 作。能夠想象出，可以測(cè)量多個(gè)不同的參數(shù)并且將它們用于調(diào)節(jié)電外科 發(fā)生器。
能夠想象出，所測(cè)量的參數(shù)是在任意兩條輸出線之間測(cè)出的阻抗。 因此，當(dāng)測(cè)出的阻抗比較低(表示與出血組織有關(guān)的相對(duì)流動(dòng)的手術(shù)環(huán) 境)時(shí)，電外科系統(tǒng)可增大電外科器械的凝血效果。相反，當(dāng)測(cè)出的阻 抗比較高(表示相對(duì)較干的手術(shù)環(huán)境)時(shí)，電外科系統(tǒng)可增大電外科器 械的切割效果，從而使切割過程的速度和效率最大化。在有多于兩條輸出 線的情況下，可以測(cè)量任意兩對(duì)輸出線之間的阻抗，甚至可想象出，能夠 在操作電外科發(fā)生器的過程中的不同時(shí)刻測(cè)量不同對(duì)輸出線之間的阻抗。
在一個(gè)便利配置中，所述電外科發(fā)生器包括第一射頻(RF)功率源 和第二射頻功率源，連接第一源是為了傳送第一RF波形，連接第二源是 為了傳送第二RF波形。這樣，就頻率、功率而言，能夠針對(duì)特定的用途 來優(yōu)化每一個(gè)源。利用第一源和第二源，在組合模式下，所述控制器被 設(shè)置成便利地連續(xù)供應(yīng)來自第一源和第二源的RF波形。能夠想像出，所 述控制器可以響應(yīng)于測(cè)出的參數(shù)(如阻抗)方便地增大或減小第一源和 第二源中的任何一個(gè)的功率，或交替地改變?nèi)魏我粋€(gè)源的工作頻率，以 改變電外科器械的切割性能或凝血性能。
另選的是，在組合模式下，所述控制器被設(shè)置成間斷地供應(yīng)來自第 一源和第二源中至少一個(gè)的RF波形。方便的是，所述控制器被設(shè)置成接 通或切斷第一源和/或第二源的連接，以間斷地傳送第一 RF波形和第二 波形。
如上所述，該發(fā)生器能夠提供多個(gè)不同的信號(hào)，包括但并不限于下 述信號(hào)-
i) 來自第一源和第二源的同時(shí)連續(xù)信號(hào)；
ii) 來自第一源的連續(xù)信號(hào)，以及來自第二源的間歇信號(hào)；iii) 來自第二源的連續(xù)信號(hào)，以及來自第一源的間歇信號(hào)；
iv) 來自第一源和第二源的連續(xù)交替式交替信號(hào)；以及
v) 來自第一源和第二源二者的其間帶有空隙的間歇信號(hào)。 在另一個(gè)另選配置中，發(fā)生器包括單個(gè)射頻(RF)功率源，所述控
制器被設(shè)置成在組合模式下，根據(jù)交替信號(hào)在向所述輸出線傳送第一 RF 波形和第二 RF波形之間進(jìn)行交替。
方便的是，第一波形和第二波形的響應(yīng)于測(cè)出參數(shù)而改變的狀態(tài)是 從第一RF波形或第二RF波形的功率、電壓、電流甚至頻率中選擇的。 另選的是，測(cè)出的參數(shù)可包括第一 RF波形和第二 RF波形的相位。
在一個(gè)便利配置中，第一RF波形是設(shè)計(jì)用來進(jìn)行組織的電外科切割 的切割RF波形，而第二 RF波形是設(shè)計(jì)用來進(jìn)行組織的電外科凝血的凝 血RF波形。因此，當(dāng)測(cè)出的阻抗比較低(表示與出血組織有關(guān)的相對(duì)流 動(dòng)的手術(shù)環(huán)境)時(shí)，電外科系統(tǒng)能夠增大施加到組織的凝血信號(hào)的比例。 相反，當(dāng)測(cè)出的阻抗比較高(表示相對(duì)較干的手術(shù)環(huán)境)時(shí)，電外科系 統(tǒng)能夠增大施加到組織的切割信號(hào)的比例，從而使切割過程的速度和效 率最大化。
在優(yōu)選配置中，所述控制器能夠進(jìn)行操作以將形成在輸出連接之間 的射頻峰值輸出電壓至少限制在用于切割的第一預(yù)定閾值和用于凝血的 第二預(yù)定閾值，并且在發(fā)生 器的組合模式下，連續(xù)地在所述第一閾值和 所述第二閾值之間進(jìn)行交替，其中所述第一閾值用于產(chǎn)生第一切割RF波 形，而所述第二閾值用于產(chǎn)生第二凝血RF波形。
無論使用了一個(gè)RF功率源還是兩個(gè)RF功率源，在間斷地供應(yīng)切割 波形和凝血波形的情況下，"第一占空比"都是整個(gè)信號(hào)中的其間向輸出 線供應(yīng)第一切割RF波形的一部分，而"第二占空比"是整個(gè)信號(hào)的其間向 輸出線供應(yīng)第二凝血RF波形的一部分。最方便的是，響應(yīng)于測(cè)出的參數(shù) 而調(diào)節(jié)的狀態(tài)是第一占空比和第二占空比中的一個(gè)或兩者。這樣，當(dāng)測(cè) 出的參數(shù)表示需要更多的凝血效果時(shí)，可以增大整個(gè)信號(hào)中專門用來傳 送凝血信號(hào)的比例。相反，當(dāng)測(cè)出的參數(shù)表示需要更少的凝血效果時(shí)， 可以增大整個(gè)信號(hào)中專門用來傳送切割信號(hào)的比例。應(yīng)該指出的是，第一占空比和第二占空比沒有必要構(gòu)成為100% (即，可能故意在波形的切
割部分和凝血部分之間留有空隙)。
然而，如上所述的電外科發(fā)生器能夠與具有兩個(gè)電極的雙極電外科器 械一起使用(從而，發(fā)生器只有兩條輸出線)，根據(jù)本發(fā)明的發(fā)生器還能
夠與諸如申請(qǐng)人的美國(guó)專利6696907中所描述的具有多于兩個(gè)電極的電外 科器械一起使用。因此，發(fā)生器包括至少三條輸出線，并且還包括選擇裝 置，該選擇裝置用于改變一個(gè)或更多個(gè)源與三條輸出線之間的連接，使得 在組合模式下，在第一對(duì)輸出線之間傳送組合信號(hào)中的第一 RF波形的那 部分，而在第二對(duì)輸出線之間傳送組合信號(hào)的第二 RF波形的那部分。
在第一RF波形是切割波形，第二RF波形是凝血波形的情況下，在 被優(yōu)化用于(optimised for)凝血組織的兩個(gè)電極之間傳送凝血信號(hào)，而 向被優(yōu)化用于切割組織的一個(gè)不同的電極傳送切割信號(hào)。在美國(guó)專利US 6696907以及下面的說明中更詳細(xì)地描述這種優(yōu)化。
但是，第一 RF波形和第二 RF波形不必分別為切割波形和凝血波形。 在一個(gè)可以想象出的配置中，第一 RF波形和第二 RF波形可以都是被設(shè) 計(jì)用于進(jìn)行組織的電外科切割的切割RF波形。由于向不同的電極組提供 第一波形和第二波形，因此可以通過增大或減小供應(yīng)給器械的第一RF信 號(hào)和第二RF信號(hào)的比例來改變由電外科器械產(chǎn)生的RF切割寬度。另選 的是，第一RF波形和第二RF波形可以都是被設(shè)計(jì)用于進(jìn)行組織的電外 科凝血的凝血RF波形。在該配置中，可以通過增大或減小供應(yīng)給器械的 第一 RF信號(hào)和第二 RF信號(hào)的比例來改變由電外科器械產(chǎn)生的RF凝血 損傷寬度。


下面將參照附圖只以示例的方式更詳細(xì)地描述本發(fā)明，其中 圖1是包括根據(jù)本發(fā)明的電外科發(fā)生器的電外科系統(tǒng)的示意圖2是圖1的電外科發(fā)生器的框圖3是用作圖1中系統(tǒng)的一部分的電外科器械的示意性立體圖； 圖4是圖2的電外科發(fā)生器中使用的開關(guān)電路的示意圖；圖5A和圖5B是圖4中開關(guān)電路的兩個(gè)電子開關(guān)裝置的電路圖； 圖6是能夠在圖2的電外科發(fā)生器中使用的幵關(guān)電路的另選實(shí)施方 式的示意圖7是根據(jù)圖2的電外科發(fā)生器的框圖，該電外科發(fā)生器包含了根
據(jù)圖4的開關(guān)電路；
圖8A和圖8B是示出了用于響應(yīng)于測(cè)出的參數(shù)來自動(dòng)調(diào)節(jié)混合開關(guān)
比例(blend switching ratio)的技術(shù)的圖，圖8A是比例調(diào)節(jié)裝置的電路
圖，而圖8B是示出了圖8A的裝置的操作的波形圖9是根據(jù)本發(fā)明的電外科發(fā)生器系統(tǒng)的另選實(shí)施方式的框圖IO是根據(jù)本發(fā)明的又一個(gè)另選電外科發(fā)生器系統(tǒng)的框圖IIA和圖IIB是自動(dòng)向不同的各個(gè)電極對(duì)饋送切割輸出和凝血輸
出的又一個(gè)另選系統(tǒng)；
圖12A和圖12B是示出了能夠由根據(jù)本發(fā)明的電外科發(fā)生器產(chǎn)生的
不同混合信號(hào)的控制包絡(luò)的圖。
具體實(shí)施例方式
參照?qǐng)Dl，發(fā)生器10具有經(jīng)由連接線14向器械12提供射頻(RF) 輸出的輸出插口 IOS。該發(fā)生器的啟動(dòng)可以通過線14的連接由器械12 或通過腳踏開關(guān)單元16來進(jìn)行，如圖所示，腳踏開關(guān)單元16通過腳踏 開關(guān)連接線18連接到該發(fā)生器的后部。在所示的實(shí)施方式中，腳踏開關(guān) 單元16具有分別用于選擇發(fā)生器的凝血模式和切割模式的兩個(gè)踏板16A 和16B。發(fā)生器前面板上具有分別用于設(shè)置凝血功率電平和切割功率電 平的按鈕20和22，且凝血功率電平和切割功率電平被指示在顯示器24 中。按鈕26被提供作為在凝血模式和切割模式之間進(jìn)行選擇的另選手段。
參照?qǐng)D2，該發(fā)生器包括射頻(RF)功率振蕩器60，該振蕩器具有 用于連接到器械12的一對(duì)輸出線60C。器械12在圖2中被表示為電負(fù) 載64的形式。通過開關(guān)式電源66向振蕩器60供電。在優(yōu)選實(shí)施方式中， RF振蕩器60工作在大約400 kHz下，實(shí)際上從300 kHz向上進(jìn)入HF范 圍內(nèi)的任何功率都是可行的。開關(guān)式電源通常工作在20至50 kHz范圍內(nèi)的頻率下。連接在輸出線60C之間的是電壓閾值檢測(cè)器68，該檢測(cè)器 68具有連接到開關(guān)式電源16的第一輸出端68A和連接到"接通"時(shí)間控制 電路70的第二輸出端68B。連接到(圖1中所示的)操作者控制和顯示 的微處理器控制器72被連接到電源66的控制輸入66A，用于通過電源 電壓變化來調(diào)節(jié)發(fā)生器輸出功率，并且微處理器控制器72被連接到電壓 閾值檢測(cè)器68的閾值設(shè)定輸入端68C，用于設(shè)定峰值RF輸出電壓極限。 而且，其中一條輸出線60C上還連接了電流檢測(cè)電路80，該電路通過線 81向控制器72饋送表示負(fù)載電流的信號(hào)Vj。
在手術(shù)中，在操作可能設(shè)置在把手或腳踏幵關(guān)(參見圖1)上的啟 動(dòng)開關(guān)裝置的外科醫(yī)師需要電外科功率時(shí)，微處理器控制器72使功率施 加到開關(guān)式電源66。根據(jù)發(fā)生器的前面板(參見圖1)上的控制設(shè)定， 通過輸入端68C獨(dú)立于電源電壓來設(shè)置輸出電壓閾值。通常，為干燥或 凝血之目的，將閾值設(shè)定在150伏和200伏之間的干燥閾值。當(dāng)需要切 割輸出或汽化輸出時(shí)，將閾值設(shè)定為從250或300伏到600伏的范圍內(nèi) 的值。這些電壓值是峰值。它們是峰值意味著對(duì)于干燥而言，至少優(yōu)選 地在電壓固定在給定值之前，使低波峰因數(shù)的輸出RF波形給出最大功 率。通常實(shí)現(xiàn)1.5或更低的波峰因數(shù)。當(dāng)需要組合模式輸出時(shí)，通過輸出 端68C設(shè)定的電壓輸出在用于干燥或凝血的值和用于切割或汽化的值之 間持續(xù)地交替，以形成混合信號(hào)。
初次啟動(dòng)發(fā)生器時(shí)，RF振蕩器60的控制輸入端601 (連接到"接通" 時(shí)間控制電路70)的狀態(tài)是"接通"，這樣構(gòu)成振蕩器60的振蕩元件的功 率切換裝置就在每個(gè)振蕩周期中被開啟了最大導(dǎo)電時(shí)段(maximum conduction period)。傳送給負(fù)載64的功率部分取決于從開關(guān)式電源66施 加到RF振蕩器60的電源電壓，部分取決于負(fù)載阻抗64。當(dāng)達(dá)到電壓閾 值時(shí)，設(shè)置針對(duì)干燥輸出的電壓閾值，從而向"接通"時(shí)間控制電路70以 及開關(guān)式電源66發(fā)送觸發(fā)信號(hào)。"接通"時(shí)間控制電路70具有幾乎瞬時(shí) 縮短RF振蕩器切換裝置的"接通"時(shí)間的效果。同時(shí)，開關(guān)式電源被禁能， 使得供應(yīng)給振蕩器60的電壓開始下降。申請(qǐng)人的歐洲專利No.0754437 中詳細(xì)地說明了這種方式的發(fā)生器操作，此處通過引用將該專利的公開
10內(nèi)容并入。
圖3示出了電外科器械12的一種可能設(shè)計(jì)。器械12包括器械柄5，位于該柄的遠(yuǎn)端的是總體表示為8的電極組件。電極組件8包括設(shè)置在兩個(gè)較大的凝血電極3和40之間的中央切割電極2。絕緣層4使切割電極2和第一凝血電極3分離，而絕緣層41使切割電極2和第二凝血電極40分離。切割電極2稍稍突出于這兩個(gè)凝血電極。
當(dāng)使用者想讓器械對(duì)組織進(jìn)行切割時(shí)，發(fā)生器在切割電極2與這兩個(gè)凝血電極3中的一個(gè)或兩個(gè)之間施加切割RF信號(hào)。相反，當(dāng)使用者想讓器械對(duì)組織進(jìn)行凝血時(shí)，發(fā)生器在這兩個(gè)凝血電極3和40之間施加凝血RF信號(hào)。下面將參照?qǐng)D4中所示的開關(guān)電路來詳細(xì)說明混合RF信號(hào)的應(yīng)用。
圖4示出了總體由45表示的開關(guān)電路，該電路包括分別連接到發(fā)生器10的兩條輸出線60C的輸入連接端46和47。開關(guān)電路45具有三個(gè)輸出連接端48， 49以及50。輸出連接端48連接到圖3的裝置中的切割電極2。輸出連接端49和50分別連接到圖3的裝置中的凝血電極3和40。電子開關(guān)裝置51連接在輸出連接端48和49之間。開關(guān)51能夠快速建立并斷開輸出線48和49之間的連接。電容器53連接在輸出連接端49和50之間，該電容器通常具有l(wèi)nF和10nF之間的值。
當(dāng)使用者踩動(dòng)踏板16A或16B來使器械12工作在混合模式時(shí)，發(fā)生器向輸入連接端46和47供應(yīng)RF切割信號(hào)和RF凝血信號(hào)的交替脈沖(alternating burst)。幵關(guān)裝置51與這種交替的RF信號(hào)同步地動(dòng)作，使得在接收到含有切割信號(hào)的那部分信號(hào)時(shí)，該開關(guān)裝置被打開，從而在輸出連接端48與49之間存在開路。因此，分別通過輸出連接端48和50在切割電極2和凝血電極40之間提供了切割RF信號(hào)。相反，如果在輸入連接端46和47之間接收到含有凝血電壓的那部分信號(hào)，則開關(guān)裝置51被關(guān)閉，使得輸出連接端48和49彼此電連通。因此，在混合信號(hào)的凝血部分期間，通過輸出連接端49和50在兩個(gè)凝血電極3和40之間供應(yīng)信號(hào)，且電容器53提供了它們之間的電勢(shì)差。
開關(guān)裝置51可以包括AC光電繼電器(opto-rday)，如圖5A中示出的光耦合FET裝置。另一個(gè)使控制電路與輸出線隔離的開關(guān)裝置是通過隔離驅(qū)動(dòng)器來控制的AC橋和單個(gè)MOSFET開關(guān)的組合，如圖5B所示。
上述描述是建立在控制混合模式信號(hào)的發(fā)生器10以及與之同步地打開和關(guān)閉的開關(guān)裝置51的基礎(chǔ)上的。但是，情況未必總是這樣，開關(guān)裝置可以控制發(fā)生器，以確定切割RF信號(hào)與凝血RF信號(hào)之間的轉(zhuǎn)換。
考慮圖4中所示的開關(guān)電路45。當(dāng)開關(guān)裝置51處于打開狀態(tài)時(shí)，在輸出連接端48和50之間供應(yīng)了切割信號(hào)。當(dāng)開關(guān)裝置51閉合時(shí)，最初在輸出連接端49和50之間供應(yīng)切割信號(hào)，且輸出連接端49與50被電容器53分離開。這會(huì)造成發(fā)生器所傳送的電流迅速增大，以使得發(fā)生器內(nèi)的限流電路開始工作以降低正在傳送的功率，使得信號(hào)迅速轉(zhuǎn)換為通常用于凝血的RF信號(hào)。發(fā)生器中限流電路的效果是開關(guān)裝置51的閉合造成正在傳送的信號(hào)幾乎瞬時(shí)地從切割信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)槟盘?hào)。相反，當(dāng)開關(guān)裝置51又一次打開時(shí)，發(fā)生器不再是限流的，信號(hào)又一次迅速地恢復(fù)為切割RF信號(hào)。這樣，開關(guān)裝置51的打開和閉合使發(fā)生器在其切割模式與凝血模式之間切換，從而產(chǎn)生供應(yīng)給器械12的電極的混合信號(hào)。
圖6示出了開關(guān)電路的另選實(shí)施方式，該開關(guān)電路可以在發(fā)生器IO不是限流發(fā)生器，或不想使用發(fā)生器的限流特征的情況下來使用。圖6的開關(guān)電路與圖4中的幾乎相同，主要區(qū)別在于增設(shè)了與輸入連接端46串聯(lián)的附加電容器52。電容器52的值通常是電容器53的一半，使得在輸出連接端49和50之間傳送的電壓被分成通常用于凝血的水平而不降低發(fā)生器10的功率輸出。這樣，當(dāng)開關(guān)裝置51打開時(shí)，在輸出連接端48和50之間傳送了切割RF信號(hào)，而當(dāng)開關(guān)裝置閉合時(shí)，在輸出連接端49和50之間傳送了凝血RF信號(hào)。
和圖4中的上述配置一樣，圖6的另選開關(guān)電路的開關(guān)裝置51可以如圖5A或圖5B中所示的那樣，從與開關(guān)裝置自身相關(guān)聯(lián)的源，或從發(fā)生器中的控制其他發(fā)生器功能的控制電路來獲得驅(qū)動(dòng)信號(hào)。
圖9示出了另選的發(fā)生器系統(tǒng)，該系統(tǒng)采用了兩個(gè)RF源電路74和74'。源電路74包括RF振蕩器60及其有關(guān)的電源和控制元件。該源電路和參照?qǐng)D2所描述的一樣，并且相同的元件被賦予了與圖2中相同的標(biāo)記。第二源電路74'包括第二RF振蕩器60'，以及第二控制器72'、電源66，、電壓閾值檢測(cè)器68，和接通時(shí)間控制電路70，。圖9將源電路74，表示為這些單元中的每一個(gè)都具有其特有的形式，盡管它們中的某些(例如電源66'和控制器72')可以與源電路74共用也是可行的。電壓閾值檢測(cè)器68被設(shè)置為使得源電路74的輸出連接端60C提供具有切割RF波形的輸出功率信號(hào)，而電壓閾值檢測(cè)器68'被設(shè)置為使得源電路74'的輸出連接端60C'提供具有凝血RF波形的輸出功率信號(hào)。第二振蕩器60'在與振蕩器60不同的頻率下工作。
為源電路74和74'設(shè)置了公共輸出級(jí)73。源電路74的輸出連接端60C被連接到輸出級(jí)73的輸入連接端46和47，而源電路74'的輸出連接端60C'被分別連接到該輸出級(jí)的輸入連接端46'和47'。在輸出級(jí)73中，輸入連接端47和47'都被連接到輸出連接端49，而輸入連接端46被連接到輸出連接端48，輸入連接端46'被連接到輸出連接端50。該配置的結(jié)果是來自源電路74的切割RF信號(hào)在輸出連接端48和49之間傳送，從而被傳送到電外科器械12上的一對(duì)電極。同時(shí)，來自源電路74'的凝血RF信號(hào)在輸出連接端49和50之間傳送，從而被傳送到器械12的一對(duì)不同的電極。因此，電外科器械12能夠借助這兩個(gè)不同的頻率信號(hào)同時(shí)對(duì)組織進(jìn)行切割和凝血。如前所述，優(yōu)點(diǎn)是無論是同時(shí)被施加還是以交替混合信號(hào)的形式被施加，切割信號(hào)和凝血信號(hào)都被傳送給電外科器械的不同對(duì)電極。因此，可以根據(jù)想讓這些電極對(duì)組織進(jìn)行切割還是對(duì)組織進(jìn)行凝血，來優(yōu)化這些電極的設(shè)計(jì)。
參照?qǐng)D10，在又一個(gè)另選發(fā)生器和器械組合中，兩個(gè)RF功率振蕩器60-1和60-2由一個(gè)公共電源66來供電，并且由公共控制器72來控制以在各自的輸出線60C上產(chǎn)生適于切割的RF功率信號(hào)和適于凝血的RF功率信號(hào)。這些信號(hào)可以被饋送到開關(guān)電路63，用于根據(jù)來自例如腳踏開關(guān)的輸入來選擇來自其中一個(gè)振蕩器60-1或另一個(gè)振蕩器60-2的功率信號(hào)，且在輸出連接端80和81上發(fā)送所選擇的功率信號(hào)。在混合模式下，開關(guān)以預(yù)定速率重復(fù)動(dòng)作，從而在連接端80， 81之間產(chǎn)生混合輸出功率信號(hào)。功率振蕩器60-1和60-2工作在不同頻率下，并且通過將輸出連接端80， 81上的功率信號(hào)饋送給調(diào)諧到不同頻率的調(diào)諧電路82-1和82-2，向所需電極饋送各自的切割信號(hào)和凝血信號(hào)。調(diào)諧電路的輸出通過電極線48， 49和50連接到電外科器械的各自電極。這樣，來自振蕩器60-1的切割信號(hào)被饋送到切割電極48和公共電極49，而來自振蕩器60-2的凝血信號(hào)被饋送到凝血電極50和公共電極49。
在圖IO所示的實(shí)施方式中，電外科發(fā)生器和電外科器械之間的連接通常由輸出連接端80和81來提供，但是電路塊在發(fā)生器與器械之間的分配可以改變。
圖IIA和圖IIB示出了另外的實(shí)施方式。與圖9的實(shí)施方式相同，這些實(shí)施方式無需信號(hào)線路開關(guān)或開關(guān)電路。
參照?qǐng)D11，設(shè)置了兩個(gè)調(diào)諧為到不同頻率的調(diào)諧電路82-1和82-2(與圖10—樣)。各個(gè)調(diào)諧電路都具有串聯(lián)諧振電感器-電容器對(duì)84，以及并聯(lián)諧振電感器-電容器對(duì)86，后者是一方面連接到輸出連接端46和47，另一方面連接到輸出連接端46'和47'的變壓器。與圖IO的實(shí)施方式一樣，各個(gè)調(diào)諧電路都有兩個(gè)輸入端，其中一個(gè)輸入端連接到發(fā)生器輸出連接端80，另一個(gè)輸入端連接到發(fā)生器輸出連接端81。在這個(gè)實(shí)施方式中，發(fā)生器具有這樣的輸出級(jí)，該輸出級(jí)包括被設(shè)置成兩個(gè)相反動(dòng)作的推挽式RF開關(guān)對(duì)90A， 90B以及91A， 91B。通常，這些開關(guān)包括功率MOSFET。如圖所示，各個(gè)開關(guān)90A、 90B、 91A和91B被連接到接收RF驅(qū)動(dòng)信號(hào)的驅(qū)動(dòng)器輸入端92、 93，該RF驅(qū)動(dòng)信號(hào)為了在輸出連接端80和81上產(chǎn)生具有切割波形的輸出而具有某個(gè)RF頻率，而為了在輸出連接端80和81上產(chǎn)生凝血輸出而具有一個(gè)不同的RF頻率，這些頻率分別是第一調(diào)諧電路82-l的諧振組合84、 86的諧振頻率，以及另一個(gè)調(diào)諧電路82-2的相應(yīng)諧振組合的諧振頻率。如上所述，可以根據(jù)例如腳踏開關(guān)控制來驅(qū)動(dòng)發(fā)生器輸出級(jí)的RF開關(guān)90A、 90B、 91A和91B以產(chǎn)生切割輸出或凝血輸出。此外，還可以產(chǎn)生混合輸出，其中，RF頻率持續(xù)地在調(diào)諧輸出電路的兩個(gè)諧振頻率之間交替。
圖11B的實(shí)施方式是圖IIA的實(shí)施方式的變型，其中，發(fā)生器輸出級(jí)具有單個(gè)推挽式RF幵關(guān)對(duì)90A， 90B，并且其中，各個(gè)調(diào)諧電路都具
14有連接到開關(guān)90A，卯B之間的交點(diǎn)的一個(gè)輸入端，以及連接到地的另一個(gè)輸入端。
圖12A示出了第一混合信號(hào)的電壓控制包絡(luò)，其包括切割信號(hào)包絡(luò)30和凝血信號(hào)包絡(luò)31的持續(xù)交替組合。切割信號(hào)30的包絡(luò)限定了第一電壓閾值32，該閾值限制了切割信號(hào)的電壓，而凝血信號(hào)的包絡(luò)31限定了 (較低的)電壓閾值33，該閾值限制了凝血信號(hào)的電壓。切割信號(hào)以50%的占空比來供應(yīng)，凝血信號(hào)也以50%的占空比來供應(yīng)，表示這種合成的混合信號(hào)的剩余部分。該輸出信號(hào)產(chǎn)生了同時(shí)對(duì)組織進(jìn)行切割和凝血的組織效果。
圖12B示出了另選混合輸出信號(hào)的電壓控制包絡(luò)，依然是在切割信號(hào)包絡(luò)30與凝血信號(hào)包絡(luò)31之間持續(xù)交替；切割信號(hào)包絡(luò)30和凝血信號(hào)包絡(luò)31分別限定了電壓閾值32和33。但是，在這種情況下，在合成的輸出信號(hào)中，切割信號(hào)是以90%的占空比來供應(yīng)的，而凝血信號(hào)僅以10%的占空比來供應(yīng)。該輸出信號(hào)將比圖12的信號(hào)更有效率地對(duì)組織進(jìn)行切割，但是對(duì)正在處理的組織的凝血效果比圖12A的要差。如前所述，切割信號(hào)和凝血信號(hào)的占空比并不必一共是100%，可以故意在整個(gè)信號(hào)的切割部分和凝血部分起作用的時(shí)段之間留有間隙。
控制器72測(cè)量輸出線60C (如圖2的兩條輸出線的實(shí)施方式)之間的阻抗，或三條輸出線48、 49和50中的任意兩條(如圖4、 5、 7、 9、10和11的三條輸出線的實(shí)施方式中)之間的阻抗?？刂破?2利用測(cè)出的阻抗來改變正供應(yīng)給輸出線的切割信號(hào)與凝血信號(hào)的比例。例如，如果測(cè)出的阻抗低于閾值(表明相對(duì)較濕的手術(shù)區(qū)，其說明有血或其他流體的存在)，那么控制器可以供應(yīng)圖12A的波形，信號(hào)中凝血比例為50%。相反，如果測(cè)出的阻抗高于閾值(表明相對(duì)較干的手術(shù)區(qū))，那么控制器可以供應(yīng)圖12B的波形，信號(hào)中切割比例為90%。這將提供最有效率并且最有益的切割速度，而手術(shù)區(qū)仍然比較干，但是一旦遇到出血，凝血比例就會(huì)增大。
技術(shù)人員應(yīng)該理解，圖12A和圖12B中的兩種配置不是對(duì)于切割信號(hào)和凝血信號(hào)的有效性的改變的唯一可能。實(shí)際上，可以使用很大范圍的預(yù)設(shè)設(shè)置或者甚至可以使用切割信號(hào)和凝血信號(hào)的連續(xù)調(diào)節(jié)。效果是:外科醫(yī)師在遇到手術(shù)條件變化(如，出血量增加)時(shí)不需要手動(dòng)調(diào)節(jié)發(fā)生器的設(shè)置。發(fā)生器通過測(cè)量負(fù)載阻抗或其他手術(shù)參數(shù)來感測(cè)手術(shù)條件的變化，并且自動(dòng)調(diào)節(jié)輸出。
控制器72利用以下配置自動(dòng)執(zhí)行這樣的調(diào)節(jié)，該配置中，表明呈現(xiàn)
給發(fā)生器輸出終端62的負(fù)載阻抗的信號(hào)被施加到具有可變標(biāo)間比率的脈沖發(fā)生器。參照?qǐng)D8A和圖8B并結(jié)合圖2，通過在除法級(jí)(division stage)55中將由信號(hào)Vv表示的設(shè)定輸出電壓除以從電流檢測(cè)電路80 (圖2)饋送給控制器72的表示電流的信號(hào)Vp在控制器72中產(chǎn)生表示阻抗的信號(hào)Vz。在比較器56中將該取決于阻抗的信號(hào)與三角波發(fā)生器的輸出進(jìn)行比較，如圖8B所示，然后將其供應(yīng)給圖6的開關(guān)裝置51，來控制混合輸出的切割信號(hào)與凝血信號(hào)之間的切換。這樣，根據(jù)手術(shù)現(xiàn)場(chǎng)測(cè)出的阻抗的升高和降低，可以持續(xù)地調(diào)節(jié)切割信號(hào)與凝血信號(hào)的比例。這樣就得到了如下電外科器械該器械能夠瞬時(shí)對(duì)手術(shù)環(huán)境的變化作出反應(yīng)，無論如何都比外科醫(yī)師或手術(shù)助手通過手動(dòng)按下按鈕或使用腳踏板或其他輸入機(jī)構(gòu)來調(diào)節(jié)發(fā)生器的設(shè)置可能需要的反應(yīng)要快得多。
返回參照?qǐng)D3，交替地向電極2和3或3和40供應(yīng)的混合信號(hào)不必是切割信號(hào)和凝血信號(hào)的混合信號(hào)。能夠想象出的是，混合信號(hào)的兩個(gè)組成部分可以都是切割RF信號(hào)。供應(yīng)在電極3和40之間的切割信號(hào)會(huì)產(chǎn)生比供應(yīng)在電極2和3，或2和40之間的切割信號(hào)寬得多的RF切割。因此，通過改變(供應(yīng)在電極2和3之間的)第一RF信號(hào)相比(供應(yīng)在電極3和40之間的)第二RF信號(hào)的量，可以響應(yīng)于測(cè)出的參數(shù)來改變RF切割的寬度。
類似地，能夠想象出的是，混合信號(hào)的兩個(gè)組成部分可以都是凝血RF信號(hào)。供應(yīng)在電極3和40之間的凝血信號(hào)會(huì)產(chǎn)生比供應(yīng)在電極2和3，或2和40之間的凝血信號(hào)寬得多的RF損傷。因此，通過改變(供應(yīng)在電極2和3之間的)第一RF信號(hào)相比(供應(yīng)在電極3和40之間的)第二RF信號(hào)的量，可以響應(yīng)于測(cè)出的參數(shù)來改變RF損傷的寬度。
權(quán)利要求
1、一種用于生成要供應(yīng)給電外科器械的射頻功率的電外科發(fā)生器，該電外科發(fā)生器包括(i)一個(gè)或更多個(gè)射頻輸出功率源，(ii)輸出級(jí)，其包括至少兩條被設(shè)置用于連接到電外科器械的輸出線，(iii)用于測(cè)量與電外科手術(shù)有關(guān)的參數(shù)的裝置，以及(iv)控制器，其可操作以控制發(fā)生器系統(tǒng)，使得其能夠向所述輸出線傳送第一射頻波形，或向所述輸出線傳送第二RF波形，以及按組合模式同時(shí)傳送第一射頻波形和第二射頻波形，配置是這樣的，在組合模式下，該控制器響應(yīng)于測(cè)出的與外科手術(shù)有關(guān)的參數(shù)自動(dòng)地調(diào)節(jié)第一射頻波形和第二射頻波形中的至少一個(gè)或兩者的狀態(tài)。
2、 根據(jù)權(quán)利要求l所述的電外科發(fā)生器，其中，所述測(cè)出的參數(shù)是 在所述多條輸出線中的兩條之間測(cè)出的阻抗。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1或權(quán)利要求2所述的電外科發(fā)生器，該電外科發(fā) 生器包括第一射頻功率源和第二射頻功率源，連接第一射頻功率源是為 了傳送第一射頻波形，連接第二射頻功率源是為了傳送第二射頻波形。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的電外科發(fā)生器，其中，在所述組合模式下， 所述控制器被設(shè)置成連續(xù)地供應(yīng)來自第一射頻功率源和第二射頻功率源 的射頻波形。
5、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的電外科發(fā)生器，其中，在所述組合模式下， 所述控制器被設(shè)置成間斷地供應(yīng)來自第一射頻功率源和第二射頻功率源 中至少一個(gè)的射頻波形。
6、 根據(jù)權(quán)利要求5所述的電外科發(fā)生器，其中，在所述組合模式下， 所述控制器被設(shè)置成接通或切斷第一射頻功率源的連接，以間斷地傳送
7、 根據(jù);又利要求5或權(quán)利要求6所述的電外科發(fā)生器，其中，在所 述組合模式下，所述控制器被設(shè)置成接通或切斷第二射頻功率源的連接，以間斷地傳送第二射頻波形。
8、 根據(jù)權(quán)利要求1或權(quán)利要求2所述的電外科發(fā)生器，該電外科發(fā) 生器包括單個(gè)射頻功率源，所述控制器被設(shè)置成在所述組合模式下，根 據(jù)交替信號(hào)在向所述輸出線傳送第一射頻波形和第二射頻波形之間進(jìn)行 交替。
9、 根據(jù)以上權(quán)利要求中任意一項(xiàng)所述的電外科發(fā)生器，其中，響應(yīng) 于測(cè)出的參數(shù)而被調(diào)整的所述狀態(tài)是從第一射頻波形或第二射頻波形的 功率、電壓或者電流中選擇的。
10、 根據(jù)以上權(quán)利要求中任意一項(xiàng)所述的電外科發(fā)生器，其中，第 一射頻波形是設(shè)計(jì)用來進(jìn)行組織的電外科切割的切割射頻波形，而第二 射頻波形是設(shè)計(jì)用來進(jìn)行組織的電外科凝血的凝血射頻波形。
11、 根據(jù)權(quán)利要求10所述的電外科發(fā)生器，其中，所述控制器能夠 進(jìn)行操作以將形成在輸出連接之間的射頻峰值輸出電壓限制為至少針對(duì) 切割的第一預(yù)定閾值和針對(duì)凝血的第二預(yù)定閾值，而在所述電外科發(fā)生 器的所述組合模式下，持續(xù)地在所述第一預(yù)定閾值和所述第二預(yù)定閾值 之間進(jìn)行交替，其中第一預(yù)定閾值用于產(chǎn)生第一切割射頻波形，第二預(yù) 定閾值用于產(chǎn)生第二凝血射頻波形。
12、 根據(jù)權(quán)利要求10或權(quán)利要求11所述的電外科發(fā)生器，其中， 第一占空比是整個(gè)信號(hào)中的其間向所述輸出線供應(yīng)第一切割射頻波形的 那部分，而第二占空比是整個(gè)信號(hào)中的其間向所述輸出線供應(yīng)第二凝血 射頻波形的那部分。
13、 根據(jù)權(quán)利要求12所述的電外科發(fā)生器，其中，響應(yīng)于測(cè)出的參 數(shù)而被調(diào)節(jié)的所述狀態(tài)是第一 占空比和第二占空比中的一個(gè)或兩者。
14、 根據(jù)以上權(quán)利要求中任意一項(xiàng)所述的電外科發(fā)生器，該電外科 發(fā)生器包括至少三條輸出線，并且還包括選擇裝置，該選擇裝置用于改 變所述一個(gè)或更多 個(gè)射頻輸出功率源與三條輸出線之間的連接，使得在 所述組合模式下，在第一對(duì)輸出線之間傳送組合信號(hào)中的第一射頻波形 的那部分，而在第二對(duì)輸出線之間傳送該組合信號(hào)的第二射頻波形的那 部分。
15、 根據(jù)從屬于權(quán)利要求1至9中任意一項(xiàng)的權(quán)利要求14所述的電 外科發(fā)生器，其中，第一射頻波形和第二射頻波形都是被設(shè)計(jì)用于進(jìn)行 組織的電外科切割的切割射頻波形。
16、 根據(jù)從屬于權(quán)利要求1至9中任意一項(xiàng)的權(quán)利要求14所述的電 外科發(fā)生器，其中，第一射頻波形和第二射頻波形都是被設(shè)計(jì)用于進(jìn)行 組織的電外科凝血的凝血射頻波形。
全文摘要
一種電外科發(fā)生器包括一個(gè)或更多個(gè)射頻(RF)源(60)以及輸出級(jí)，該輸出級(jí)包括至少兩條用于連接到電外科器械的輸出線(60C，48，49，50)。該發(fā)生器包括用于測(cè)量與電外科手術(shù)有關(guān)的參數(shù)(如，在多條輸出線中的兩條之間測(cè)出的阻抗)的裝置?？刂破?72)控制該發(fā)生器，使得該發(fā)生器向輸出線傳送第一RF波形(如，切割信號(hào))或第二RF波形(如，凝血信號(hào))，并且，在組合模式下同時(shí)傳送第一波形和第二波形。所述控制器(72)響應(yīng)于與測(cè)出的與外科手術(shù)有關(guān)的參數(shù)自動(dòng)調(diào)節(jié)組合模式下一個(gè)波形或兩個(gè)波形的至少一個(gè)狀態(tài)。
文檔編號(hào)A61B18/12GK101677834SQ200880016060
公開日2010年3月24日 申請(qǐng)日期2008年5月20日 優(yōu)先權(quán)日2007年5月24日
發(fā)明者理查德·詹姆斯·柯蒂斯, 邁克爾·大衛(wèi)·牛頓 申請(qǐng)人:佳樂醫(yī)療設(shè)備有限公司