CN104812323B - 电外科设备 - Google Patents

Abstract

一种具有馈送结构的电外科设备包括：射频(RF)信道(306)，用于将来自RF信号发生器(300)的RF电磁(EM)辐射传输给探针；以及微波信道(304)，用于将来自微波信号发生器(302)的EM辐射传输给探针，其中，该RF信道(306)和该微波信道(304)包括物理上分离的信号通路，其中，该馈送结构包括组合电路(308)，该组合电路具有：连接至在RF信道(306)上的信号通路的输入端；连接至在微波信道(304)上的信号通路的另一个输入端；以及连接至共用信号通路的输出端，用于将RF EM辐射和EM辐射分别或者同时传输给探针，并且其中，该微波信道(304)包括波导隔离器(312)，该波导隔离器被连接为使位于微波信道(304)上的信号通路与RF EM辐射相隔离。

Description

电外科设备

技术领域

本发明涉及一种电外科设备(electrosurgical apparatus)，其中，射频能量和微波频率能量用于处理生物组织。具体地，本发明涉及能够生成用于切割组织的射频(RF)能量以及用于止血的微波频率能量(即，通过促进血液凝固来密封破裂的血管)的外科设备。

背景技术

外科切除是一种从人类或动物的身体内去除器官部分的装置。这种器官会具有大量的血管。在切割(分割或横切)组织时，使被称为小动脉的小血管损坏或破裂。在最初的出血之后是凝血级联(coagulation cascade)，其中，在试图堵塞出血点时，血液转化成凝块。在手术期间，期望地是使患者尽可能较少地失血，因此，在试图提供无血切割时，研制了各种装置。对于内窥镜术，还不期望地的是，发生出血并且未尽快地或者通过有利的方式处理，这是因为血流可以使操作人员的视力模糊，这会造成需要停止该处理，并且使用另一种方法来代替，例如，开放手术。

众所周知的是使用射频(RF)能量来切割生物组织来代替锋利的刀片。使用RF能量切割的方法使用以下原理来操作：在电流穿过组织基质(借助于细胞的离子含量)时，对电子在组织之上的流动的阻抗生成热量。在将纯正弦波应用于组织基质中时，在细胞内生成足够的热量来蒸发组织的水含量。因此，细胞的内部压力大幅上升，而不能受到细胞膜的控制，这造成细胞破裂。在大范围内发生这种情况时可以看出组织被横切。

在以上原理很好地应用于瘠瘦组织中时，在脂肪组织中却不太有效，这是因为具有更少的离子成分来帮助电子通过。这表示在脂肪气化的潜伏热远远大于水的潜伏热时，蒸发细胞的含量所需要的能量大得多。

通过将不太有效的波形应用于组织中而使RF凝固起作用，据此，将细胞内含物加热到大约65℃而非汽化。这通过脱水来使组织变干并且还在血管壁以及构成细胞壁的胶原质内使蛋白质变性。使蛋白质变性起到对凝血级联的刺激作用，因此增强了凝血效应。同时，在壁部内的胶原质变性并且从杆状分子变成线圈，这促使血管收缩并且减小尺寸来为凝块提供锚固点并且堵塞更小的区域。

然而，由于电效应减少，故在具有脂肪组织时RF凝固不太有效。因此，可能非常难以密封肥胖的出血者。组织具有变黑的烧伤外观，没有干净的白色边缘。

实际上，RF装置可使用波形进行操作，具有在切割与凝固输出之间的媒介波峰因素。

GB 2 486 343公开了一种用于电外科设备的控制系统，其中，基于传输给探针的RF能量的采样电压和电流信息以及针对传输给探针并且从探针中传输的微波能量的所采样的正向和反射的功率信息来设置传输给探针的RF能量和微波能量的能量传输剖面(profile)。

图1示出了在GB 2 486 343中提出的电外科设备400的示意图。该设备包括RF信道和微波信道。RF信道包含用于以适合于处理(例如，切割或脱水)生物组织的功率电平来生成和控制RF频率电磁信号的部件。微波信道包含用于以适合于处理(例如，凝结或切除)生物组织的功率电平来生成和控制微波频率电磁信号的部件。

微波信道具有微波频率源402，随后有功率分配器424(例如，3dB的功率分配器)，该功率分配器将源402的信号分成两个分支。来自功率分配器424的一个分支形成微波信道，该微波信道具有：功率控制模块，包括由控制器406通过控制信号V₁₀控制的可变衰减器404以及由控制器406通过控制信号V₁₁控制的信号调制器408；以及放大器模块，包括驱动放大器410和功率放大器412，用于生成正向微波EM辐射，用于通过适合于处理的功率电平从探针420中传输。在放大器模块之后，微波信道接下来具有微波信号耦合模块(形成微波信号检测器的一部分)，该微波信号耦合模块包括：循环器416，该循环器连接为沿着其第一端口与第二端口之间的路径将微波EM能量从源极传输给探针；处于循环器416的第一端口处的正向耦合器414；以及处于循环器416的第三端口处的反射耦合器418。在穿过反射耦合器之后，在功率突降负载422中吸收来自第三端口的微波EM能量。微波信号耦合模块还包括开关415，控制器406通过控制信号V₁₂操作该开关，用于将正向耦合信号或反射耦合信号连接至用于检测的外差式接收机(heterodyne receiver)。

来自功率分配器424的另一个分支形成测量信道。测量信道旁路位于微波信道上的放大用的线路(line-up)，因此，被布置为传输探针的低功率信号。在这个实施方式中，由控制器406通过控制信号V₁₃控制的主信道选择开关426可操作，以从微波信道或测量信道中选择信号，以传输给探针。高带通滤波器427连接在主信道选择开关426与探针420之间，以保护微波信号发生器远离低频RF信号。

测量信道包括被布置为检测从探针中反射的功率的相位和大小的部件，这可以产生关于材料的信息，例如，存在于探针的远端的生物组织。测量信道包括循环器428，该循环器被连接为沿着其第一端口与第二端口之间的路径将微波EM能量从源402中传输给探针。将从探针中返回的反射信号引入循环器428的第三端口内。循环器428用于在正向信号与反射信号之间提供隔离以促进精确测量。然而，在循环器不在其第一端口与第三端口之间提供完全的隔离时，即，在一些正向信号可以突破到第三端口中并且干扰反射信号时使用载波抵消电路，该载波抵消电路(通过注入耦合器432)将(来自正向耦合器430的)一部分正向信号注入回从第三端口输出的信号中。载波抵消电路包括相位调节器434以确保注入部分是180°异相，以便抵消从第一端口突破到第三端口内的任何信号。载波抵消电路还包括信号衰减器436以确保注入部分的大小与任何突破信号相同。

为了针对正向信号中的任何偏差进行补偿，在测量信道上设置正向耦合器438。正向耦合器438的耦合输出以及来自循环器428的第三端口的反射信号连接至开关440的各个输入端，由控制器406通过控制信号V₁₄操作该开关，以将耦合的正向信号或反射信号连接至用于检测的外差接收机。

开关440的输出(即，测量信道的输出)和开关415的输出(即，微波信道的输出)连接至辅助信道选择开关442的各个输入端，由控制器406通过控制信号V₁₅可操作该开关以及主信道选择开关，以确保在测量信道将能量应用于探针中时，测量信道的输出连接至外差接收机，并且在微波信道将能量应用于探针中时，微波信道的输出连接至外差接收机。

外差接收机用于从由辅助信道选择开关442输出的信号提取相位和大小信息。在这个系统中示出了单个外差接收机，但是如果有必要的话，则可以使用双外差接收机(包含两个本机振荡器和混合器)，用于在信号进入控制器之前向下混合源频率两次。外差接收机包括本机振荡器444和混合器448，用于向下混合由辅助信道选择开关442输出的信号。选择本机振荡器信号的频率，以便混合器448的输出具有适合于在控制器406内接收的中频。设置带通滤波器446、450以保护本机振荡器444和控制器406远离高频微波信号。

控制器406接收外差接收机的输出并且从其确定(例如，提取)表示位于微波或测量信道上的正向和/或反射的信号的相位和大小的信息。这个信息可以用于控制在微波信道上的高功率微波EM辐射或者在RF信道上的高功率RF EM辐射的传输。如上所述，用户可以经由用户接口452与控制器406相互作用。

在图1中示出的RF信道包括RF频率源454，该RF频率源连接至由控制器406通过控制信号V₁₆控制的栅极驱动器456。栅极驱动器456将操作信号提供给RF放大器458，该放大器是半桥布置。通过可变DC电源460可控制半桥布置的漏极电压。输出变压器462将所生成的RF信号传输至线路，用于传递至探针420。在该线路上连接低通、带通、带阻或陷波滤波器464以保护RF信号发生器远离高频微波信号。

在RF信道上连接电流变压器466以测量传输给组织负载的电流。分压器468(可以由输出变压器分接)被用于测量电压。来自分压器468和电流变压器466的输出信号(即，表示电压和电流的电压输出)在由各个缓冲放大器470、472和电压钳位齐纳二极管474、476、478、480(在图1中示出为信号B和C)调节之后直接连接至控制器406。

为了获得相位信息，电压和电流信号(B和C)还连接至相位比较器482(例如，EXOR门)，由RC电路484集成其输出电压以产生与在电压与电流波形之间的相位差成比例的电压输出(在图1中示出为A)。这个电压输出(信号A)直接连接至控制器406。

微波/测量信道和RF信道连接至信号组合器114，该信号组合器沿着电缆组件116将这两种类型的信号分别或者同时传输至探针420，将该信号从该探针传输(例如，辐射)到患者的生物组织内。

发明内容

本发明提供了对GB 2 486 343中公开的电外科设备的改进。该改进涉及用于使探针与用于为该设备供电的市电能量相隔离的部件。

从根本上，本发明提出了在微波信道与信号组合器之间的接合点处使用波导隔离器。该波导隔离器被配置为执行三个功能：(i)允许通过非常高的微波功率(例如，大于10W)；(ii)阻止RF功率通过；以及(iii)提供高耐压性(high withstanding voltage)(例如，大于10kV)。

本发明可以提供一种电容结构，该电容结构位于可以减小隔离屏障两端的电容耦合的波导上或者与该波导相邻。可以通过使波导隔离器(尤其是波导隔离器的外部导体)与额外的电容部件(例如，同轴隔离器)串联提供减小的电容耦合。为了在操作期间保持减小的电容耦合，额外的电容部件可以具有高的击穿电压，例如，500V以上。因此，波导隔离器和额外的电容部件(例如，同轴隔离器)可以相结合地用作低频阻塞滤波器，以防止RF信道的RF EM辐射进入微波信道内。

可替代地，在优选的实施方式中，电容结构可以是在波导隔离器本身内的DC隔离器屏障的组成部分。例如，通过减小电容或者增大形成在波导隔离器的外部导体内的隔离间隙的电容性电抗，例如，通过增大存在于该间隙内的绝缘材料的厚度，可以实现减小的电容耦合。在这种布置中，波导隔离器可以包括扼流圈(choke)以尽可能减少微波功率在该间隙中泄漏。

如上所述使用波导隔离器的优点在于提供了高耐电压，并且防止了在波导隔离器的导电部件之间的不期望的电容耦合。在没有减小电容耦合时，存在由电容耦合造成的患者或用户与形成电流路径的一部分的波导隔离器相接触的风险，尤其在波导隔离器的外部导体内。这种风险会影响到该设备满足针对医疗设备所需要的(例如，由国际电工委员会(IEC)标准60601-2设定的)电气安全标准的能力。

本发明有效地增大了隔离部件的电容性电抗，因此阻止了电容耦合。

根据本发明，可以提供一种用于切除生物组织的电外科设备，所述设备包括：射频(RF)信号发生器，用于生成具有第一频率的RF电磁(EM)辐射；微波信号发生器，用于生成具有高于第一频率的第二频率的微波EM辐射；探针，被布置为从探针的远端分别或者同时传输RF EM辐射和微波EM辐射；以及馈送结构，用于将RF EM辐射和微波EM辐射传送至探针，馈送结构包括用于将探针连接至RF信号发生器的RF信道以及用于将探针连接至微波信号发生器的微波信道，其中，RF信道和微波信道包括分别与RF信号发生器和微波信号发生器物理上分离的信号通路，其中，馈送结构包括组合电路，该组合电路具有：第一输入端，连接至位于RF信道上的分离的信号通路；第二输入端，连接至位于微波信道上的分离的信号通路；以及输出端，连接至共用信号通路，用于沿着单个信道将RF EM辐射和微波EM辐射分别或者同时地传输给探针，并且其中，微波信道包括波导隔离器，波导隔离器被连接为将位于微波信道上的分离的信号通路与RF EM辐射相隔离。

波导隔离器可以包括：导电输入部；导电输出部，与输入部相配合以在由输入部和输出部围起的体积内限定波导腔；以及DC隔离屏障，被布置在输入部与输出部之间。波导腔可以是圆柱形。位于共用信号通路上的输出端包括信号导体以及接地导体，并且馈送结构可以包括在位于共用信号通路上的输出端的接地导体与波导隔离器的导电输入部之间的电容结构，电容结构被布置为阻止RF EM能量的耦合并且阻止微波EM能量的泄漏。

如上所述，在优选的实施方式中，可以通过所述DC隔离屏障以及形成在所述波导隔离器的输入部上的微波扼流圈(microwave choke)来设置所述电容结构。在限定圆柱体的所述波导隔离器的内部部分和外部部分处，所述微波扼流圈可以包括从所述波导隔离器的内部部分的远端轴向延伸的环形通道。该通道可以填充有空气或任何合适的电介质。扼流圈的轴向长度可以是在通道的材料(例如，空气)和几何结构内的微波EM能量的四分之一波长(或其奇数倍)。

该DC隔离屏障可以包括被安装在波导隔离器的内部部分与外部部分之间的刚性绝缘间隔元件。间隔件部件可以由绝缘塑料(例如，)构成。在圆柱形波导中，间隔件部件可以是被安装在波导隔离器的输入部或输出部中的一个的远端上的环形套筒。套筒的外表面可以与输入部和输出部的外表面齐平。

在套筒与内部部分和/或外部部分之间的重叠的轴向长度优选地是在套筒的材料以及包含该材料的结构内的微波频率的奇数个四分之一波长(通常是四分之一波长)。绝缘层的厚度(绝缘层是绝缘套筒时的径向厚度)可以被选择为尽可能地薄，以尽可能减小微波泄漏，或者尽可能地厚，以将电容减小为以RF EM能量的频率提供所需要的隔离的电平。这两个要求冲突并且可能无法满足。实际上，因此，套筒可以包括：(i)满足微波泄漏要求的薄绝缘层，但是要求额外的电容中断与外部导体串联以便减小电容(例如，下面讨论的同轴隔离器)，或(ii)满足RF REM能量隔离要求的厚绝缘层，但是要求额外的微波部件来实现所需要的低微波泄漏(例如，上面讨论的微波扼流圈)。

该DC隔离屏障可以包括额外的部件。例如，该DC隔离屏障可以包括在与该刚性绝缘间隔件部件的接合点处被安装在输入部的内表面的一部分上的绝缘膜。绝缘膜可以延伸远离刚性绝缘间隔元件一预定距离，例如，以增大表面击穿电压。

波导隔离器允许组合电路电浮置，这提高了安全性。电容结构用于增大组合电路的电容性电抗，以降低RF信号通过波导隔离器经由电容耦合逃离微波信道的风险。

在另一个实施方式中，电容结构可以包括与波导隔离器串联的额外电容。额外电容可以是同轴隔离器。会需要额外电容具有高击穿电压以处理在系统内可见的峰值电压。额外电容的击穿电压可以是1kV以上，优选地是2kV以上。

将上面提及的适配的波导隔离器或者串联连接的波导隔离器以及作为高通滤波器的同轴隔离器，可以克服使用单个高频电容器设置所需要的隔离的三个缺点。首先，整个组合电路期望地浮置，即，没有接地的直接路径或电源。因此，微波信道的信号以及接地平面需要电容性地进入组合电路内。波导隔离器可以提供这种性能。其次，期望的是防止RF信号通过在波导隔离器两端的电容耦合而泄漏到患者或用户身上。上面描述的适配的DC隔离屏障或者同轴隔离器可以提供增大接合点的电容性电抗所需要的电容，因此，通过第一频率阻止电容耦合。由于可以提供作为比普通电容器的典型电压击穿更高的高电压脉冲(例如，5kV以上)的RF信号，所以同轴隔离器优选地为普通电容器。第三，与用于具有在本文中公开的优选微波频率(例如，5.8GHz以上)的普通电容器相比，串联设置的插入损耗远远更低，这可以帮助防止电路使某些频率共振。

本发明可以是与上面参照在GB 2 486 343中提出的电外科设备400描述的任何或所有部件(单独地或在任何组合中)相结合。例如，RF信道和微波信道可以分别包括上述RF信道和微波信道的任何或所有的部件。

位于RF信道上的分离的信号通路可以与微波EM辐射相隔离。因此，RF信道可以包括隔离器，例如，低通、带通、带阻或陷波滤波器，该隔离器连接在RF信道上的分离的信号通路与组合电路之间。低通、带通、带阻或陷波滤波器可以与组合电路相集成。例如，在一个实施方式中，组合电路可以包括T形开口的微带双工器电路，具有与其集成地形成的低通、带通、带阻或陷波滤波器，以防止微波EM辐射从第一输入端漏出。带阻滤波器可以包括形成在第一输入端与双工器电路的T字形接头之间的微带线上的多个短截线(stub)(例如，两条、三条或四条短截线)。

然而，在优选的实施方式中，组合电路与波导隔离器相集成。位于RF信道上的分离的信号通路可以在RF连接器处终止，该连接器连接到波导隔离器内，据此，RF信号直接传输给波导隔离器的输出端口。因此，共用信号通路可以延伸远离波导隔离器的输出端口。因此，连接至共用信号通路的输出端可以包括安装在波导隔离器的输出部分上的输出探针，输出探针具有延伸到波导隔离器内的耦合导体，以从其耦合微波EM能量。第一输入端可以包括安装在波导隔离器上的RF连接器，所述RF连接器具有延伸到波导腔内的信号导体，以与输出探针的耦合导体电接触。信号导体可以是绝缘导电线或导电杆。信号导体可以与耦合导体接触并且与其尖端具有预定的距离。该距离是可调的，例如，通过改变相对于波导隔离器连接的RF的位置。优选地，信号导体的位置被对准接近在微波隔离器内的微波EM能量的等电势，因此，具有RF连接器，不影响微波EM能量的性能。

将组合电路与适配的波导隔离器相集成提供了单个部件，该单个部件提供了所需要的发生器至患者的隔离，同时避免了不需要的RF耦合和微波泄漏。此外，这个单个部件不需要在RF信道上的单独的多短截线(低通)拒波滤波器。而且，部件的集成性能表示该装置的插入损耗远远更低(没有微带板，具有更少的互连装置，具有更少的微波路由电缆，没有同轴隔离器)。与多部件解决方案相比，集成的波导隔离器还在物理上更小并且更容易制造。

该设备可以包括控制器，该控制器可操作为选择用于所述RF EM辐射和所述微波EM辐射的能量传输特征(energy delivery profile)。在本文中，能量传输特征可以表示在针对RF能量的电压/电流和时间以及针对微波能量的功率电平以及时间方面的波形的形状。控制能量传输特征可以允许实现一系列治疗应用。

该设备可以包括RF信号检测器，用于在RF信道上对电流和电压进行采样并且从其生成表示在电流与电压之间的相位差的RF检测信号。所述控制器可以与所述RF信号检测器相通信以接收RF检测信号，并且基于RF检测信号选择用于RF EM辐射的能量传输特征。

同样，该设备可以包括微波信号检测器，用于为在微波信道上的正向和反射功率采样并且从其生成表示由探针传输的微波功率的大小和/或相位的微波检测信号，其中，控制器与微波信号检测器通信以接收微波检测信号，并且被设置为基于微波检测信号为微波EM辐射选择能量传输特征。

因此，该系统可以被配置为在电外科设备的输出端上提供安全控制。例如，该设备能够选择能量传输特征来用于组织切割，在30W的功率电平时，可以包括传输具有400V峰值幅度的连续波(CW)RF EM能量。控制器是可调的(例如，手动可调的)，以改变峰值幅度和功率电平。由于监控RF和微波EM辐射，所以可以精确地确定传输至组织的能量。在另一个实例中，该设备能够选择用于凝固的能量传输特征，在25W的功率电平时，可以包括传输连续波(CW)微波EM能量。而且，控制器是可调的(例如，手动可调的)，以改变功率电平。

更一般而言，为了在脱水的环境中实现组织切割，可以需要传输具有幅度400V的峰值电压以及40W的功率设定的500kHz连续波正弦波形，然而，为了在湿润的环境中实现组织切割，可以需要传输具有4000V的峰值电压、200W的峰值功率以及10％的占空比的500kHz能量的一个或多个突变脉冲(burst)，这可以以接通时间是10ms并且断开时间是90ms的形式设定。这种脉冲能量传输特征可以确保将能量传递给组织，而不造成周围流体不期望地被加热。为了在脱水组织中进行有效的组织凝固，CW微波功率可以通过30W的RMS功率电平传输到组织内。为了在湿润的环境中进行凝固，微波功率可以是脉冲式，例如，具有30％占空比的100W的峰值功率。

产生期望的治疗组织影响的其他波形可以包括在与上述格式相似的CW和脉冲格式中传输的RF和微波能量的组合。可以同时传输RF和微波能量，其中，微波能量调节RF能量。例如，可以通过10W CW 5.8GHz的微波信号，调节400V峰值500kHz CW RF特征，以在切除过程中产生一定程度的组织凝固，以便在去除器官或器官的一部分时减少出血。

所有的波形参数可以是通过控制器可调的，例如，经由用户接口。

控制系统可以包括专用测量信道，用于通过低功率电平(例如，10mW或更低)传输能量(优选地，微波能量)。因此，该系统可以使不传输治疗效果的信道的测量信号是可用的，即，使用不涉及传输治疗组织效果的信道，基于低功率测量可以控制到组织内的波形或能量传输。测量信道可以使用与微波信道相同的源极。该系统可以抠门西欧美国切换以便通过测量信道(在“测量模式”中)或者通过微波信道(在“治疗模式”中)传输微波能量。可替代地，微波信道可以在低功率模式(用于测量)和高功率模式(用于治疗)之间进行切换。在这种布置中不需要单独的测量信道。

该系统可以被配置为提供用于同时切割和凝固组织(例如，混合或融合模式)的能量或者可以单独地操作，据此，在手动用户控制下(例如，基于脚踏开关)或者基于RF和/或微波信道的经测量的相位和/或大小信息自动地将RF和微波能量传输给探针。该系统可以用于执行组织切除和切割。在同时输送微波和RF能量的实例中，返回各个发生器中的RF和微波能量中的一个或两个可以在高功率或低功率时使用，以控制能量传输特征。在这个实例中，可以期望的是在能量传输格式是脉冲式时的断开时间进行测量。

该探针的远端可以包括双极发射结构，该双极发射结构包括与第二导体在空间上隔开的第一导体，第一导体和第二导体被布置为用作：有源以及返回电极，分别用于通过传导来传输RF EM辐射；以及天线或变压器，用于促进微波EM能量的辐射。因此，该系统可以被布置为给RF能量提供局部返回路径。例如，RF能量可以通过传导来穿过分离导体的组织，或者可以在导体附近生成等离子体，以提供局部返回路径。RF组织切割可以由分离第一导体和第二导体的固定介电材料产生，其中，介电材料的厚度较小，即，小于1mm，并且介电常数较高，即，大于空气的介电常数。

本发明可以尤其适用于胃肠(GI)手术，例如，移除直肠上的息肉，即，用于内窥镜黏膜下的切除。本发明还可以适用于精密内窥镜手术，即精密内窥镜切除，并且可以用于耳、鼻、喉手术以及肝脏切除术中。

第一频率可以是在10kHz到300MHz的范围内的稳定的固定频率，并且第二频率可以是在300MHz到100GHz的范围内的稳定的固定频率，第一频率应足够高以防止能量造成神经刺激，并且应足够低以防止能量对组织结构造成组织热烫或不必要的热裕度或损害。第一频率的优选的标称频率包括下列各项中的任一个或多个：100kHz、250kHz、500kHz、1MHz、5MHz。第二频率的优选的标称频率包括915MHz、2.45GHz、5.8GHz、14.5GHz、24GHz。优选地，第二频率至少是比第一频率更高的数量级(即，至少10倍)。

另一方面，本发明可以表示为一种用于切除生物组织的电外科设备的隔离电路，所述隔离电路包括：组合电路，具有：第一输入端，能够连接为从RF信道接收具有第一频率的射频(RF)电磁(EM)辐射；第二输入端，能够连接为从微波信道接收具有高于第一频率的第二频率的微波EM辐射；以及输出端，与第一输入端和第二输入端相通信，用于将RF EM辐射和微波EM辐射传送至共用信号通路，以及波导隔离器，被连接为将微波信道与RF EM辐射相隔离，其中，波导隔离器包括：导电输入部；导电输出部，与输入部配合以在由输入部和输出部围起的体积内限定波导腔；以及DC隔离屏障，被布置在输入部与输出部之间，其中，来自组合电路的输出端包括信号导体以及接地导体，并且其中，隔离电路包括在来自组合电路的输出端的接地导体与波导隔离器的导电输入部之间的电容结构，电容结构被布置为阻止RF EM能量的耦合以及微波EM能量的泄漏。上述组合电路、波导隔离器以及电容结构的特征还可以适用于本发明的这个方面。

附图说明

下面，参照附图详细讨论本发明的实例，在附图中：

图1为其中可以被用在本发明中并且上面已论述过的电外科设备的总体示意性系统图；

图2为在作为本发明的实施方式的电外科设备内的隔离电路的示意图；

图3为与本发明相比仅具有一个波导隔离器的隔离电路的示意图；

图4为与图3相比根据本发明的隔离电路的示意图；

图5为适用于本发明中的波导隔离器的横截面侧视图；

图6为在图5中所示的波导隔离器的端视图；

图7为适用于本发明中的同轴隔离器的横截面侧视图；

图8为在图7中所示的同轴隔离器中的部件的横截面侧视图；

图9为在作为本发明的另一个实施方式的电外科设备内的隔离电路的示意图；

图10为用于图9的隔离电路内的适配的波导隔离器的横截面侧视图。

具体实施方式

图2为用于作为本发明的实施方式的电外科设备的隔离电路200的示意图。隔离电路200形成馈送结构(feed structure)的一部分，该馈送结构用于将来自RF信号发生器218的RF EM辐射以及来自微波信号发生器220的微波辐射传送给探针。在这个实施方式中，探针(未示出)可连接至设置在外壳226内的输出端口228。馈送结构包括：RF信道，具有用于传输RF EM辐射的RF信号通路212、214；以及微波信道，具有用于传输微波EM辐射的微波信号通路210。用于RF EM辐射和微波辐射的信号通路彼此在物理上分开。RF信号发生器通过电压变压器216连接至RF信号通路212、214。变压器216的次级线圈(即，位于该布置的探针侧上)浮置(floating)，因此，在患者与RF信号发生器218之间没有直流路径。这表示RF信号通路212、214的信号导体212和接地导体214浮置。

组合电路206具有：第一输入端203，用于连接至RF信号通路212、214；以及第二输入端205，用于连接至微波信号通路210。组合电路206将这些通路与输出207相结合，该输出连接至共用信号通路208。可以包括软电缆(例如，其同轴电缆)的共用信号通路208将RF EM辐射和微波EM辐射传输给探针。在这个实施方式中，组合电路206包括形成在低损耗微波介电基板上(例如，由罗杰斯公司制造的一种合适类型的基板)T形微带接合点。形成在与T形微带接合点相反的基板的侧边上的微带接合电的接地平面连接至RF信号通路212、214的接地导体214。因此，它是浮置的。T形微带接合点提供连接至RF信号通路的信号导体212的第一输入端203。

带阻滤波器222以在位于第一输入端203与具有微波微带线的接合223之间的微带线上并联的三个短截线224的形式被设置在T形微带接合点上。最接近接合点的短截线与其相隔由微带传输的微波EM辐射的四分之一波长的奇数倍。后续的短截线彼此分开一半的波长。使用不止一个短截线增大了防止微波EM辐射逃逸到RF通路212、214内的滤波器的影响。

隔离电路200包括串联在位于微波信号发生器220与第二输入端205之间的微波信号通路210上的波导隔离器202和同轴隔离器204。波导隔离器202和同轴隔离器204被有效地用作高通滤波器的电容器。它们允许来自微波信号发生器220的微波EM辐射传递到组合电路206中，但是阻止RF EM辐射从组合电路206的第二输入端205逃回微波信号发生器220内。

在这个实施方式中，微波信道还包括接地短截线221，该接地短截线具有等于由微带传输的微波EM辐射的四分之一波长的奇数倍的长度，以使确实通过波导隔离器和同轴隔离器逃逸出的任何剩余的RF EM辐射短路，同时将微波传输损耗保持为最小值。

波导隔离器202包括：输入端口230，被设置为将来自微波信号发生器220的微波EM辐射耦合到波导隔离器202的波导腔内；以及输出端口232，被设置为将微波EM辐射从波导腔耦合到同轴隔离器204中。因此，波导隔离器202导致引入到同轴隔离器204内(因此，引入组合电路206内)的微波信号通路210的信号和接地导体浮置。

在外壳的输出端口228处设置绝缘套筒229，以阻断用于将外壳的接地套管与连接至输出端口228的浮置部件相连接的电流路径。例如，输出端口228可以包括N型螺纹或快拆连接器，以允许不同的探针连接至外壳。

波导隔离器202能够低损耗地将微波EM辐射传输到组合电路206内并且传输给探针，同时提供充足等级的患者保护。在图5和图6中示出了波导隔离器202本身的实例。该实例包括通过将第一部分240和适配的第二部分242叠缩(telescoping)在一起形成的圆柱形波导布置。各个部分具有用于将微波EM辐射耦合到波导内或者从波导耦合出来的连接器248。例如，各个连接器248可以包括N型插头(Type N receptacle plug)，电场型探针从该插头延伸至波导腔内，以将微波能量耦合至腔或者耦合来自腔的微波能量。

这些部分的内表面通过一层介电材料246(在这个实施方式中为例如由聚酰亚胺制成的绝缘膜)彼此分开。外表面通过刚性绝缘环244(例如，由塑料制成)分开。因此，波导隔离器202在信号传输路径(即，在内部导体之间)上并且在接地(即，外部)导体之间设置串联电容器。

优选的是圆柱形波导以便满足由国际电工委员会(IEC)标准60601-1设定的爬电距离(creepage distance)和空气间隙的严格要求。在本发明中，功率和电压电平可以要求爬电距离至少为21mm并且空气间隙至少为12mm。如下确定了波导的几何图形的其他方面。

在端壁(其是接地的)与电场探针的中心之间的距离优选地具有微波辐射的频率的四分之一波长，即，用于将短路状态(非电场)转换成开路(最大电场)。在这两个电场探针的中心之间的距离优选地具有微波辐射的频率的一半波长的倍数，从而阻抗将是相同的。

通过圆柱形波导的信号传播(示出了最低插入损耗)的主要模式是TE₁₁模式。由以下等式给出了使信号能够传播所需的波导的距离D：

其中，c是在真空中的光速，f是操作频率，μ_r是用于磁负载材料的相对渗透率(磁负载因数)，ε_r是电磁负载材料的相对电容率(介电负载因数)，并且系数1.8412来自支持主要的TE₁₁传播模式的圆柱形波导的贝塞尔函数的解决方案以及以操作频率用于最低插入损耗的截止频率的计算。

例如，如果不装载结构(如被优选地用于实现最低插入损耗)，那么用于以5.8GHz的传播的主要模式的直径D大于30.3mm。可以选择所使用的实际直径，以考虑或排除可以以更大的直径传播的模式。在一个实施方式中，直径是40.3mm。

圆柱形波导理想地用于实现上述更高的保护等级。然而，需要确保在隔离接地(外部导体)两端没有过多的电容，这会增大在RF信号路径与隔离接地之间耦合的RF能量的量，从而增大了患者电击和烧伤的可能性。这在图3中所示的比较隔离器电路布置中进行了说明。

在图3中，RF源300和微波源302(例如，功率放大器)连接为分别将RF能量和微波能量传输给馈送结构。与图2类似，馈送结构包括用于RF能量的RF信道306以及用于微波能量的微波信道304。RF信道306和微波信道304包括与它们相应的源极的在物理上分开的通路。在组合电路308处使通路接合。RF信道306包括电压变压器310，该电压变压器使组合电路308与RF源300相隔离。微波信道304包括波导隔离器312，该波导隔离器使组合电路308与微波源302相隔离。因此，分别位于变压器310和波导隔离器的组合电路侧上的RF信道306和微波信道304上的内部导体和外部导体浮置，在图3中由虚线方框314表示。

本发明的电外科设备优选地能够生成具有150W以上功率的RF信号。根据IEC60601，150W的RF功率发生器可以允许最不利地连接在RF输出与接地之间的200Ω电阻器内具有1％(即，1.5Wrms)的最大传输功率。在图3中所示的比较实例中，200Ω的电阻器在隔离的接地(输出侧与发生器侧)之间并且在隔离的RF输出(输出侧)与隔离的接地(发生器侧)之间连接。使用示波器测量这些电阻器内消耗的功率。在RF输出与隔离的接地(发生器侧)之间连接的200Ω电阻器内消耗的功率是4.7Wrms，这大于规定的IEC 60601最小值。

在一个实施方式中，本发明提供了一种与波导隔离器成直线连接的同轴隔离器，即，串联在波导隔离器与组合电路之间。同轴隔离器由同轴线的长度构成，在外部导体内具有串联电容器。在图7和图8中示出了一种合适的同轴隔离器500的任何实例。同轴隔离器500包括：输入同轴连接器502，其可以是N型公连接器；以及输出同轴连接器504，其可以是N型母连接器，该输入同轴连接器与该输出同轴连接器被布置为彼此相对并且其间具有空间。

如在图8中更详细地示出，输入连接器502的内部导体503和输出连接器504的内部导体505均具有安装在其自由端上的导电套筒507、509。输入连接器502的导电套筒507限定第一协作部分(这里是凹槽)。输出连接器504的导电套筒509限定与第一协作部分配对的第二协作部分(这里是凸起)。第一协作部分和第二协作部分通过(例如，聚酰亚胺胶带的)绝缘层511彼此分离。绝缘层可以具有0.3mm以上的厚度。

同样，输入连接器502的外部导体513和输出连接器504的外部导体515均具有安装在其自由端上的导电套筒517、519。导电套筒517、519彼此配对。导电套筒517、519通过(例如，聚酰亚胺胶带的)绝缘层518以及(例如，的)刚性绝缘间隔元件510彼此分离。

在图4中示出了同轴隔离器的效应，其示出了作为本发明的实施方式的隔离电路，该隔离电路具有连接在波导隔离器312与组合电路308之间的同轴隔离器316。该隔离电路的其他部件与在图3中的部件相对应并且具有相同的参考标号。针对这种布置，连接在RF输出与隔离的接地(发生器侧)之间的200Ω电阻器内消耗的功率是1.47Wrms，这满足IEC60601的要求。

因此，在RF源通电时，提供了用于改善的患者保护性的同轴隔离器。集成了波导隔离器和同轴隔离器可以帮助尽可能地减少微波传输损耗。

图9为示出了用于电外科设备的隔离电路的另一个实施方式的示意图。与图2的实施方式一样的特征具有相同的参考数字并且不再进行描述。在这个实施方式中，隔离电路包括波导隔离器600，其隔离间隙被配置为提供必要等级的DC隔离，同时还具有电容性电抗，该电容性电抗在RF能量的频率时足够高以防止RF能量在隔离间隙两端耦合，并且在微波能量的频率时足够低以防止微波能量在该间隙处泄漏。参照图10详细地说明了该间隙的配置。这个配置表示不需要在图2的实施方式中所使用的同轴隔离器。

另外，在这个实施方式中，将组合电路与波导隔离器600相集成。承载RF信号的接地导体214和信号导体212连接至同轴RF连接器602，该连接器将RF信号引入波导隔离器600内，自此将它从输出端口232朝向探针传输。隔离间隙603被布置为防止RF信号耦合回输入端口230中。如下面的说明，通过将内部导电杆小心地放入波导隔离器内来防止微波能量耦合至RF连接器602内。不需要单独的组合电路来在波导隔离器内组合RF和微波能量，这减少了隔离电路所需要的部件的数量并且能够允许其用作更加紧凑的单元。

图10示出了在图9的隔离电路内使用的适配的波导隔离器600的横截面侧视图。与图5类似，波导隔离器600具有由两个配对的部分构成的圆柱体。在这个实施方式中，输入部604是具有用于收纳输出部606的开口的凹形元件，该输出部具有配合的凸形部件。输入端口230和输出端口232通过与图5相同的方式分别安装在输入部604和输出部606上。

使输入部604和输出部606相隔离的DC间隙包括多个构件。所有的构件围绕圆柱体的轴具有旋转对称性。第一构件是主绝缘环608，例如，由刚性材料(例如，塑料)构成，其包围输出部分606的凸形部件，并且使输入部604和输出部606的外表面相分离(并且电气隔离)。

绝缘环608的轴向长度比输出部606的凸形部件短，以便凸形部件的长度延伸超过绝缘环608的远端。凸形部件的这个部分与输入部604的凹形部件的远端重叠。DC间隙的第二构件是辅助绝缘环612(其可以与主绝缘环608形成为一片)，该辅助绝缘环在凸形部件与凹形部件的远端之间提供径向绝缘。

DC间隙的第三构件是绝缘膜610(例如，一层或多层胶带)，由于轴向长度超过输出部606的远端，故该绝缘膜覆盖了输入部604的内表面。该绝缘膜可以使输入部与在输出部606的远端的任何边缘场(fringing field)相隔离。

DC间隙的第四构件是充气式微波扼流圈614，该微波扼流圈是在输入部604的远端内的环形窄通道。该微波扼流圈614的存在降低了在微波能量的频率时的电容式电抗，这防止了微波能量在DC间隙处泄漏(例如，辐射)。

通过扩大在输入部与输出部之间的‘平均’间隙，在这个实施方式中的DC间隙配置的更大复杂度增大了RF能量的频率时的电容式电抗。同时，微波扼流圈614的存在利用共振效应来确保在微波能量的频率时的电容式电抗足够低，以避免微波能量从间隙泄漏。

在这个实施方式中，波导隔离器还被用作组合电路。RF连接器602具有突出到波导隔离器中的内部导电杆616，这里，在与内部导体618的端部隔开的点处，内部导电杆与同轴输出探针(输出端口232)的内部导体618相接触。而且，选择内部导电杆的位置以与在波导隔离器内的微波能量的等势大体上平行，以便不耦合任何显著的微波功率。这个位置可以由已知的模拟技术决定并且可以进行允许调整插入点的径向位置的微调，或者利用合适的调谐螺钉来微调。

Claims (26)

1.一种用于切除生物组织的电外科设备，所述设备包括：

射频信号发生器，用于生成具有第一频率的射频电磁辐射；

微波信号发生器，用于生成具有高于所述第一频率的第二频率的微波电磁辐射；

探针，被布置为从所述探针的远端单独或者同时传输所述射频电磁辐射和所述微波电磁辐射；以及

馈送结构，用于将所述射频电磁辐射和所述微波电磁辐射传送至所述探针，所述馈送结构包括用于将所述探针连接至所述射频信号发生器的射频信道以及用于将所述探针连接至所述微波信号发生器的微波信道，

其中，所述射频信道和所述微波信道包括分别与所述射频信号发生器和所述微波信号发生器物理上分离的信号通路，

其中，所述馈送结构包括组合电路，所述组合电路具有：第一输入端，连接至位于所述射频信道上的分离的信号通路；第二输入端，连接至位于所述微波信道上的分离的信号通路；以及输出端，连接至共用信号通路，用于沿着单个信道将所述射频电磁辐射和所述微波电磁辐射单独或者同时传输给所述探针，并且

其中，所述微波信道包括波导隔离器，所述波导隔离器被连接为将位于所述微波信道上的分离的信号通路与所述射频电磁辐射相隔离。

2.根据权利要求1所述的电外科设备，

其中，所述波导隔离器包括：导电输入部；导电输出部，与所述导电输入部相配合以在由所述导电输入部和所述导电输出部围起的体积内限定波导腔；以及DC隔离屏障，被布置在所述导电输入部与所述导电输出部之间，

其中，位于所述共用信号通路上的输出端包括信号导体以及接地导体，并且

其中，所述馈送结构包括在位于所述共用信号通路上的输出端的接地导体与所述波导隔离器的所述导电输入部之间的电容结构，所述电容结构被布置为阻止射频电磁能量的耦合以及微波电磁能量的泄漏。

3.根据权利要求2所述的电外科设备，其中，通过所述DC隔离屏障以及形成在所述波导隔离器的所述导电输入部上的微波扼流圈来设置所述电容结构。

4.根据权利要求3所述的电外科设备，其中，所述波导隔离器的内部部分和外部部分限定圆柱体，并且其中，所述微波扼流圈包括从所述波导隔离器的内部部分的远端轴向延伸的环形通道。

5.根据权利要求2到4中任一项所述的电外科设备，其中，所述DC隔离屏障包括被安装在所述波导隔离器的内部部分与外部部分之间的刚性绝缘间隔元件。

6.根据权利要求5所述的电外科设备，其中，所述DC隔离屏障包括绝缘膜，所述绝缘膜在与所述刚性绝缘间隔元件的接合点处被安装在所述导电输入部的内表面的一部分上。

7.根据权利要求6所述的电外科设备，其中，所述绝缘膜延伸远离所述刚性绝缘间隔元件一预定距离。

8.根据权利要求2所述的电外科设备，其中，所述电容结构包括与所述波导隔离器串联连接的同轴隔离器。

9.根据权利要求8所述的电外科设备，其中，所述同轴隔离器具有500V以上的击穿电压。

10.根据权利要求8或9所述的电外科设备，其中，所述同轴隔离器包括：输入同轴连接器；输出同轴连接器，被布置为与所述输入同轴连接器相对并且间隔开，其中，所述输入同轴连接器和所述输出同轴连接器的内部导体与所述输入同轴连接器和所述输出同轴连接器的外部导体彼此绝缘。

11.根据权利要求2所述的电外科设备，其中，所述组合电路与所述波导隔离器相集成。

12.根据权利要求11所述的电外科设备，其中，连接至所述共用信号通路的所述输出端包括被安装在所述波导隔离器的所述导电输出部上的输出探针，所述输出探针具有延伸至所述波导隔离器中的耦合导体以耦合来自所述波导隔离器的所述微波电磁能量，并且其中，所述第一输入端包括安装在所述波导隔离器上的射频连接器，所述射频连接器具有延伸至所述波导腔中以与所述输出探针的所述耦合导体电接触的信号导体。

13.根据权利要求12所述的电外科设备，其中，所述射频连接器的所述信号导体与所述耦合导体电接触的位置是可调节的。

14.根据权利要求1所述的电外科设备，其中，所述组合电路包括微带双工器电路。

15.根据权利要求14所述的电外科设备，其中，所述射频信道包括连接在位于所述射频信道上的分离的信号通路与所述组合电路之间的低通滤波器、带通滤波器、带阻滤波器或陷波滤波器，用于阻断所述微波电磁辐射进入位于所述射频信道上的分离的信号通路。

16.根据权利要求15所述的电外科设备，其中，所述低通滤波器、所述带通滤波器、所述带阻滤波器或所述陷波滤波器与所述微带双工器电路相集成。

17.根据权利要求1所述的电外科设备，其中，所述组合电路的所述第一输入端和所述第二输入端以及所述输出端相对于所述射频信号发生器和所述微波信号发生器电浮置。

18.根据权利要求1所述的电外科设备，包括电压变压器，所述电压变压器具有连接为从所述射频信号发生器接收射频能量的初级线圈以及用于将射频信号传输至所述射频信道的次级线圈，其中，所述电压变压器被布置为输出具有5kV以上的峰值电压的射频脉冲。

19.根据权利要求中1所述的电外科设备，其中，所述微波信道包括在所述微波信号发生器与所述波导隔离器之间相互并联连接的短截线，所述短截线具有等于所述微波电磁辐射的四分之一波长的奇数倍的电长度。

20.根据权利要求1所述的电外科设备，其中，所述组合电路位于外壳中，并且所述探针能够连接至形成在所述外壳中的输出端口。

21.根据权利要求20所述的电外科设备，在所述外壳的所述输出端口处具有绝缘套管以将所述外壳与所述组合电路相隔离。

22.根据权利要求1所述的电外科设备，包括控制器，所述控制器能够操作为选择用于所述射频电磁辐射和所述微波电磁辐射的能量传输特征。

23.根据权利要求22所述的电外科设备，包括射频信号检测器，用于对所述射频信道上的电流和电压进行采样并且从所述射频信号检测器生成表示在所述电流与所述电压之间的相位差的射频检测信号，其中，所述控制器与所述射频信号检测器相通信以接收所述射频检测信号并且被布置为基于所述射频检测信号选择用于所述射频电磁辐射的所述能量传输特征。

24.根据权利要求22或23所述的电外科设备，包括微波信号检测器，用于对所述微波信道上的正向功率和反射功率进行采样并且从所述微波信号检测器生成表示由所述探针传输的微波功率的大小和/或相位的微波检测信号，其中，所述控制器与所述微波信号检测器相通信以接收所述微波检测信号并且被设置为基于所述微波检测信号选择用于所述微波电磁辐射的能量传输特征。

25.根据权利要求1所述的电外科设备，其中，所述探针的所述远端包括双极发射结构，所述双极发射结构包括与第二导体空间上分离的第一导体，所述第一导体和所述第二导体被布置为用作：

有源电极以及返回电极，分别用于通过传导来传送所述射频电磁辐射；以及

天线或阻抗变压器，用于通过辐射来传送所述微波电磁辐射。

26.根据权利要求1所述的电外科设备，其中，所述第一频率是在10kHz到300MHz的范围内的稳定的固定频率，并且所述第二频率是在300MHz到100GHz的范围内的稳定的固定频率，所述第二频率至少是比所述第一频率更高的数量级。