CN107397585A - 用于控制由电外科探针递送的功率的方法和设备 - Google Patents

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Abstract

一种控制从双极电外科器械递送到生物组织中的RF功率的方法。所述方法包括通过以下方式来控制RF波形的轮廓：对施加在所述双极电外科器械上的电压设定最大电压限值；计算组织阻力，所述计算步骤包括校正与RF信道相关联的阻抗；从所计算的组织阻力和预定功率耗散目标确定目标组织电流限值；以及基于所确定的目标组织电流限值动态地调节所述电流限值。这种控制方法可以改善增加的缆线长度对递送至所述探针尖端的所述RF波形的控制的准确度的影响。

Description

用于控制由电外科探针递送的功率的方法和设备
本申请是国际申请日为2014年4月14日、国际申请号为“PCT/GB2014/051164”的国际申请的进入中国国家阶段申请(其进入国家阶段日为2015年12月25日、申请号为201480036440.0、发明名称为“用于控制由电外科探针递送的功率的方法和设备”)的分案申请。
技术领域
本发明涉及其中射频能量被用于处理生物组织的电外科设备。具体而言，本发明涉及能够产生用于切割组织的射频(RF)能量的外科设备，它可以用作还递送微波频率能量用于止血(即，通过促进血液凝结来封闭受损血管)的外科设备的一部分。
发明背景
外科切除是一种从人或者动物体内去除器官的部分的手段。这类器官可能具有大量血管。当组织被切除(切开或者切断)时，称为小动脉的细小血管发生损坏或者破裂。初次出血之后是凝血级联，其中血液被转化为凝块以试图堵塞出血点。在操作期间，对于患者而言尽可能少地失血是希望的，所以已开发各种装置以试图提供无血切割。对于内窥镜手术，也不希望失血发生并且无法尽可能快地，或者以方便的方式处理，因为血流可能会遮挡操作者的视线，这可能导致所述程序需要被终止并且替代地使用另一种方法，例如开放式手术。
用于开放式和腹腔镜手术中的电外科发生器在医院手术室中都是普遍存在的，并且还越来越多地出现在内窥镜检查套件中。在内窥镜手术中，电外科附件通常通过管腔插入到内窥镜中。被认为抵靠着用于腹腔镜手术的等效进入通道的这种管腔具有比较窄的孔以及更长的长度。在肥胖患者的情况下，所述外科附件可以具有从手柄至RF尖端的300mm的长度，而所述等效距离在腹腔镜手术的情况下可以超过2500mm。
代替锋利的刀片，已知可使用射频(RF)能量来切割生物组织。使用RF能量进行切割的方法使用以下原理来操作：由于电流穿过组织基质(借助于细胞和细胞间电解质的离子含量)，对穿过组织的电子流的阻抗产生热量。当RF电压被施加至所述组织基质时，在所述细胞内产生充足的热量以蒸发所述组织的水分。这种不断增加的脱水的结果是，特别邻近器械(本文称为RF刀片)的RF发射区域的组织具有贯穿组织的整个电流路径的最高电流密度，邻近所述RF刀片的切割极的组织不再与所述刀片直接接触。所述施加电压之后几乎全部出现在因此电离的这个空隙上，从而形成等离子体，所述等离子体具有与组织相比较非常高的体积电阻率。这种差别是很重要的，因为它将施加能量集中于等离子体，所述等离子体完成了RF刀片的切割极与所述组织之间的电路。足够缓慢地进入所述等离子体的任意挥发性材料被蒸发，并且因此感知到组织解剖等离子体。
GB 2 486 343公开了一种用于递送RF和微波能量两者以处理生物组织的电外科设备的控制系统。递送至探针的RF能量和微波能量两者的能量递送分布是基于以下各项设定：输送至所述探针的RF能量的抽样电压和电流信息，以及输送至所述探针和从所述探针输送的微波能量的抽样正向功率和反射功率信息。
发明概述
本发明提供了对GB 2 486 343中所公开的所述电外科设备的一种增强。所述增强涉及用于组织切割的RF信号的波形，并且具体而言可以改善增加的缆线长度对递送至探针尖端的RF波形的控制的精确度的影响。
根据本发明，可以提供一种控制从双极电外科器械的远端处递送的射频(RF)功率的方法，所述方法包括：产生RF波形；沿RF信道将所述RF波形递送至所述电外科器械；通过以下方式来控制所述RF波形的轮廓：对施加在所述双极电外科器械上的电压设定最大电压限值，对所述RF信道上的电流和电压抽样，并且从所抽样的电流和电压计算阻力，所述计算步骤包括校正与所述RF信道相关联的阻抗；从所计算的阻力和预定功率耗散目标确定目标电流限值；以及基于所确定的目标电流限值动态地调节所述电流限值。
根据本发明，可以提供一种控制在双极电外科器械的远端处从电外科器械递送到生物组织中的射频(RF)功率的方法，所述方法包括：产生RF波形；沿RF信道将所述RF波形递送至所述电外科器械；通过以下方式来控制所述RF波形的轮廓：对施加在所述双极电外科器械上的电压设定最大电压限值；对所述RF信道上的电流和电压抽样；并且从所抽样的电流和电压计算组织阻力，计算步骤包括校正与所述RF信道相关联的阻抗；从所计算的组织阻力和预定功率耗散目标确定目标组织电流限值；以及基于所确定的目标组织电流限值动态地调节所述电流限值。
所述RF波形可以包括多个RF信号脉冲；每个RF信号脉冲可以具有根据上文所述进行控制的轮廓。在所述RF波形受脉冲作用的情况下，所述预定功率耗散目标如上文在本发明的第一方面中所论述可以是所述最大功率限值的30％或者更少。在调节所述电流限值时，所述方法可以考虑与所述RF信道相关联的杂散电容和供电缆线电容。这类电容可以被量化并且被视作以分路方式连接至所述RF信道的集中元件电容。所述方法因此可以包括将最大电流限值Ilimit计算为
其中Vout是抽样电压，It是目标组织电流，并且Xc表示与所述RF信道相关联的集中分路电容。
所述RF信道可以具有3m或更长的长度，例如以便能够将RF递送至内窥镜探针。
优选地，所述RF波形具有100kHz至5MHz，更优选地是300kHz至600kHz范围内的频率。
以上控制方法的步骤可以通过适当编程的微处理器来执行，所述适当编程的微处理器例如具有50μs至20ms范围、更优选地是100μs至2ms范围内的RF控制间隔。
在另一方面，本发明可以提供用于使用射频(RF)能量处理生物组织的电外科设备，所述设备包括：射频(RF)信号发生器，其用于产生RF波形；探针，其被布置成从其远端递送所述RF波形；馈电结构，其用于沿RF信道将所述RF波形输送至所述探针；RF信号检测器，其用于对所述RF信道上的电流和电压进行抽样并且因此产生指示所述电流和电压的RF检测信号；以及控制器，其与所述RF信号检测器通信以接收所述RF检测信号，其中所述控制器被布置成：对施加在所述双极电外科器械上的电压设定最大电压限值；并且基于所述RF检测信号计算组织阻力以及与所述RF信道相关联的阻抗；从所计算的组织阻力和预定功率耗散目标确定目标组织电流限值；以及基于所确定的目标组织电流限值动态地调节所述RF信号检测器的所述电流限值。
本发明可以在以下背景下使用：提供一种脉冲式RF切割波形轮廓，其中每个脉冲具有可控制处理部分，所述可控制处理部分的持续时间可根据需要缩短以确保脉冲递送的平均功率整体上不会超过预定值。由复合脉冲递送的平均功率(即，接通(ON)和断开(OFF)部分的持续时间内递送的总能量除以脉冲持续时间)的限值可以由操作者来选择。所述接通部分可以具有多个子部分，所述多个子部分具有不同的用途。以此方式可以自动地控制每个脉冲的脉冲宽度，以使得RF信号有效地对处理期间探针尖端处的条件智能地做出响应。
因此，本发明可以应用于用于生物组织的切除的电外科设备，所述设备包括：用于产生具有第一频率的RF波形的射频(RF)信号发生器；被布置来从其远端递送RF波形的探针；用于沿着RF信道将RF波形输送至探针的馈电结构；用于对所述RF信道上的电流和电压抽样并且因此产生指示所述电流和电压的RF检测信号的RF信号检测器；以及与所述RF信号检测器通信以接收所述RF检测信号的控制器，其中所述RF信号发生器被布置来将所述RF波形作为多个RF信号脉冲递送，所述多个RF信号脉冲各自具有预定的功率限值以及脉冲持续时间，其中所述控制器被布置来：基于所述RF检测信号来监测所述多个RF信号脉冲的每一个的脉冲持续时间期间在生物组织中的能量，并且控制所述多个RF信号脉冲的每一个的轮廓，以保持由所述RF信号脉冲在其对应的脉冲持续时间内递送至所述生物组织的平均功率低于目标值。积聚平均功率的目标值优选地基本上低于RF信号脉冲的预定功率限值，例如小于其50％、优选地在其15％-50％的范围内、更优选地在其20％-30％的范围内。这种能量递送设置提供两个主要优点。首先，它允许使用可用于起始切割动作的高峰值功率，而不需不希望地增加递送到所述生物组织中的总能量。其次，它允许脉冲波形动态地适应处理条件，以确保能量被有效地递送，而不会在探针尖端引起电弧放电或其他不想要的伪像。
出于双极电外科解剖的目的，由RF信号发生器产生的基础波形可以是在100kHz与5MHz之间的射频下大于260Vrms的正弦波形。
控制器可以包括数字微处理器(例如，微控制器)，其被编程来输出用于所述RF信号发生器的RF控制信号，其中每个RF信号脉冲的切割起始部分和/或切割持续部分的轮廓是基于所述RF控制信号的状态来控制。此处“轮廓”可以意指所述RF信号脉冲的相关部分的形状，例如，持续时间、振幅以及波形中的任一个或多个。实际上，这种控制可以通过对递送至探针的电压和电流设定限值来实现。优选地，控制器被布置来控制所述多个RF信号脉冲的每一个的接通部分的持续时间，以保持由所述RF信号脉冲在其对应的脉冲持续时间内递送至所述生物组织的平均功率低于目标值。
控制器可以被布置来使所述多个RF信号脉冲的每一个包括：切割起始部分，在此期间，控制器对对应的RF信号脉冲设定切割起始电压限值，以及切割持续时间，在此期间，控制器对对应的RF信号脉冲设定切割持续电压限值，其中所述切割持续电压限值小于所述切割起始电压限值，并且所述切割持续部分紧接所述切割起始部分。优选地，所述切割起始部分在每个RF信号脉冲中是均匀的，即，具有固定的持续时间(例如，20ms或更短)。因此，所述脉冲在其持续时间范围内的平均功率可以仅通过控制所述切割持续部分的轮廓来确定。实际上，这可以通过指定恒定的持续电压限值并且改变所述切割持续部分的持续时间来完成。功率电平取决于RF信道上递送的电流和电压。在一个实施方案中，电压限值在切割起始部分和切割持续部分的每一个内都不变化；功率电平通过针对所述RF信道的负载端处的给定阻抗调节电流来控制。因此，控制器可以被布置来控制所述切割持续部分的持续时间，以使得由所述RF信号脉冲在其对应的脉冲持续时间内递送至所述生物组织的平均功率达到目标值。
在一个实施方案中，RF控制信号是用于脉冲宽度调制器(PWM)集成电路(IC)的需求信号。所述PWM IC控制RF信号发生器的输入信号(例如，RF逆变器的DC输入)，并且因此影响由所述RF信号发生器产生的RF波形。
RF控制信号的状态可以由控制回路确定，所述控制回路在每个RF信号脉冲的整个脉冲持续时间内重复运行。控制回路运行的越快，信号就能够越快地适应处理条件。控制回路周期可以是10ms或更短，优选地为100μs或更短。所述切割起始部分的固定持续时间可以对应于控制回路周期的预定数值。控制回路可以用于自适应地对递送至探针的电压和电流设定限值。
每个脉冲持续时间可以包括未递送功率的断开部分，所述断开部分介于其对应的脉冲的切割持续部分与下一个脉冲的切割起始部分之间。所述多个RF信号脉冲的每一个的脉冲持续时间优选地是恒定的，这意味着所述断开部分的持续时间可以与所述切割持续部分的持续时间互补的方式变化。优选地，控制回路被布置来确保所述断开部分可以具有最小的持续时间。每个脉冲持续时间还可以包括所述切割起始部分之前的短暂的信息采集部分(例如，以检测所述探针的远端处的负载的阻抗)。在采集部分期间，控制器可以被布置来在不存在任意组织阻抗数据下设定将防止超出预定功率、电压以及电流限值的电流或电压限值，例如，电压限值Vlimit可以被设定为Plimit/Ilimit，其中Plimit和Ilimit分别是来自与设备构造相关联的三参数负载曲线的功率和电流限值。在优选的实施方案中，来自所述采集部分的电压限值被设定为与所述切割起始电压限值相同，并且电流限值被设定为无负载缆线的值，或者功率限值边界与三参数负载曲线的电压限值边界之间的交叉部分的值。如下文所解释的，设定所述电流限值可以包括确定目标电流，并且通过考虑与所述RF信道相关联的集中分路电容计算所述发生器处的电流限值的值。在这种情况下，所述目标电流可以被计算为It＝PpkVini，其中Ppk是脉间功率限值，并且Vini是切割起始电压限值。在不存在组织阻抗数据下控制电压限值以确保不会超过功率限值几乎一定会导致非切割数据采集部分，而在不存在组织阻抗数据下控制电流限值以确保不会超过功率限值主要倾向于在组织阻抗较低并且基于宏观的平均功率限制更有可能导致早期脉冲长度终止时导致非切割数据采集部分。在利用轻微组织接触进行切割的更普遍的情况下，电流限值控制范例因此对切割的阻力可能更小。
因此，实际上，控制器可以被布置来在监测的积聚能量超过预定阈值的情况下停止所述切割持续部分(即，将递送的功率切换为零)。所述积聚的能量可以通过获取每个控制回路周期内所述RF信道上的电压和电流的一个或多个测量来确定，以确定那个控制回路周期期间递送的能量的量。N测量(即，数据采集点)上的积聚能量可以被表达为其中Vn是第n个数据采集点的测量电压，In是第n个数据采集点的测量电流，并且τ是每个数据采集点之间的持续时间(此处假定是恒定的)。例如，可以每10-20μs进行测量。积聚能量的预定阈值可以被编程到所述装置中，并且可以通过概念性静态脉冲轮廓与待递送的平均功率关联。例如，已知的是，RF切割可以通过在平均功率为30W的情况下具有71％的占空比的脉冲信号来令人满意地执行。对于140ms的脉冲持续时间，这等同于每脉冲4.2J的能量射束(energy shot)，这可以被用作预定阈值或目标。如果所述积聚的能量超过所述阈值，所述RF控制信号的状态可以使所述RF信号脉冲切换至断开部分直到下一个脉冲开始为止。然而，如果所述断开部分具有最小的持续时间，所述控制回路可以被布置来在所述接通部分持续时间(即，所述切割起始部分和切割持续部分的总持续时间)超过阈值的情况下终止所述切割持续部分，甚至是在所述积聚的能量少于目标的情况下。
如上文所提及的，每个RF信号脉冲的预定功率限值可为平均功率的目标值的三倍以上。例如，预定功率限值可以是100W，而复合脉冲平均功率的目标值可以是35W或更小，优选地为30W或更小。所述切割起始电压限值可以被设定高于所述切割持续电压限值，以鼓励峰值功率在所述脉冲的所述切割起始部分期间递送到所述组织中。所述切割起始电压限值可以是300Vrms或者更多。所述切割持续电压限值可以是290Vrms或者更少。
所述设备还可以包括微波信号检测器，其用于分别对所述微波信道上的正向功率和反射功率抽样并且因此产生指示由所述探针递送的所述微波功率的微波检测信号，其中所述控制器与所述微波信号检测器通信以接收所述微波检测信号，并且被布置来对微波信号发生器输出微波控制信号，其中由所述微波发生器递送的所述微波频率能量的轮廓基于所述微波控制信号的状态是可控制的。所述控制器在确定所述微波控制信号的状态时可以适于考虑探针与微波信号发生器之间的衰减。实际上，这意味着递送可以控制到组织中的微波频率能量的功率。在一个实施方案中，所述设备被布置来将平均功率为8W的微波能量递送到生物组织中。
所述探针可以包括用于将RF EM能量施加至生物组织的电外科切除器械，所述器械包括：器械尖端，其包括由第一介电材料制成的平面主体，所述平面主体将其第一表面上的第一导电元件与其第二表面上的第二导电元件分离，所述第二表面在相反方向上面向所述第一表面；同轴馈电缆线，其包括内导体、与所述内导体同轴的外导体以及将所述内导体与所述外导体分离的第二介电材料，所述同轴馈电缆线连接至所述馈电结构以用于将所述RF波形输送至所述器械尖端；以及保护壳，其包括安装来覆盖所述器械尖端的下侧的第三片介电材料，其中所述内导体电连接至所述第一导电元件，并且所述外导体电连接至第二切割元件以使得所述器械尖端能够接收所述RF波形，其中所述第一导电元件和所述第二导电元件被布置来充当有源电极和返回电极，以从所述平面主体的远端部分或侧面部分将所述RF波形传导至组织，并且其中所述保护壳具有背离所述平面主体的平滑波状的凸起下表面。
第一导电元件和第二导电元件可以被布置来提供用于RF能量的局部返回路径，即，用于在第一导电元件和第二导电元件与组织之间传输RF能量的低阻抗途径。第一导电元件和第二导电元件可以是形成在所述第一介电材料的相对表面上的金属化层。第一导电元件和第二导电元件可以被布置来在器械尖端与生物组织进行接触的接触区域处建立局部电场。局部电场可能是极高的，这在有损耗的导电介质上存在时可能会导致在所述平面主体的远端部分或侧面部分，例如与所述生物组织接触之处形成微等离子体(即，热的热等离子体)。微等离子体在实现有效切割方面可能是所希望的。第一导电元件和第二导电元件可以包括多个部分如远端部分和侧面部分之处和附近的镀覆区域，所述多个部分由具有高熔点(例如，1500℃或更高)的导电材料(如钛、钨等)制成。使用这类材料可以防止所述微等离子体的高温侵蚀第一导电元件和第二导电元件。第一导电元件和第二导电元件还可以包括由具有更低熔点的，沉积或镀覆在更高熔点导体上的导电材料(例如，银、金等)制成的连接部分。所述连接部分可以例如通过焊接等来促进所述同轴缆线的内导体和外导体的连接。在一个布置中，钛钨(TiW)晶种层可以与沉积在顶部上的银(Ag)或金(Au)的层一起使用。更低熔点材料可以仅在同轴缆线内导体和外导体所附接的区域中(即，仅在所述器械的近端处)，并且不沿着其将产生微等离子体的侧面沉积在更高熔点材料上。
金属化层可以由生物相容性材料(例如，银、钛以及金的任一种)形成。下表1给出了考虑用于这种装置的材料的熔点和沸点：
材料 熔点(℃) 沸点(℃)
钨(W) 3422 5555
钛(Ti) 1668 3287
银(Ag) 961.78 2162
金(Au) 1064.18 2856
表1：适合用于器械尖端的导电材料的熔点和沸点
切割可以发生在导体与组织两者之间存在的良好的、直接的接触的平面结构的任意边缘处。在导体之间的分隔较小的情况下，更有可能出现导体之间的同时的良好的接触。所述等离子体更有可能形成在与组织接触较差的所述导体处，因为这种组织容易更快地脱水。一旦等离子体已经形成在一个导体上，局部阻抗的大幅增加会导致滞后效应，所述滞后效应倾向于避免在RF波形的一个连续应用内来回切换所述等离子体的位置。
所述保护壳的下表面可以在其周边平滑地渐缩以与所述平面主体的侧面交会。所述保护壳的厚度还可以朝向所述器械尖端的远端降低。因此，所述保护壳的外部部分可以具有凸起轮廓。所述下表面可以具有在其中形成的纵向延伸的凹陷通道。所述渐缩边缘轮廓和凹陷通道可以使得保护壳的下表面包括一对脊部。这种形状可以降低所述器械插入肠壁而导致肠穿孔的风险，或者可以保护门静脉或胰管不受损害。所述壳的具体尺寸(例如，长度、宽度、厚度等)可以被调节来适应预期的用途，以及在上面操作的人体的预期区域。
所述保护壳可以由如陶瓷或生物相容性塑料的生物相容性非导电材料形成，所述生物相容性非导电材料并不粘连在肠(或其他生物组织)的壁等上。可选地，所述壳还可以由例如钛、钢的金属材料形成，或者可以是多层结构。它可以被附接(例如，粘合)至第一导电元件或第二导电元件中位于所述第一介电材料的下侧上的所述。然而，在一个实施方案中，所述保护壳可以由与所述第一介电材料相同的材料形成。所述保护壳和第一介电材料可以一体形成为单块主体。在这种布置中，一个或多个扁平狭槽可以被形成(例如，切割)在单块主体中，以允许待插入的导电材料形成第一导电材料和/或第二导电材料。
所述器械尖端在其远端处可以在所述平面主体的侧边缘之间弯曲。所述弯曲可以在所述平面主体的平面中描述为抛物线。所述保护壳的远端可以类似的方式弯曲。这种形状防止所述器械尖端向生物组织呈现尖锐拐角。这种形状还可以使得切割能够在所述装置的长轴的对角线方向上执行，在相同的方向或者在垂直于所述长轴的方向上进行切割除外。
所述器械可以包括用于将流体(例如，盐水)递送至所述器械尖端的流体进给导管。所述流体进给导管可以包括贯穿所述保护壳用于将流体递送至所述处理部位的通道。所述通道可以包括定位在所述保护壳的凹陷通道中的出口。所述流体(液体或气体)可以通过形成在所述同轴馈电缆线内的相应的通道输送至所述器械(保护壳)。所述流体进给导管还可以被用来将其他材料递送至所述处理部位，例如，气体或固体(例如，粉末)。在一个布置中，流体(盐水等)的注入被用来使所述处理部位处的生物组织鼓起。这在以下情况下是特别有用的：所述器械被用来处理肠壁或食管壁，或者在肿瘤或其他异常位于邻近位置时用于保护门静脉或胰管，以便保护这些结构并且形成流体的缓冲。以此方式鼓起所述组织可以帮助降低肠穿孔的风险、对食管壁的损害或胰管泄露或者对门静脉的损害等。
能够在递送RF和/或微波能量时使用相同的器械递送流体是有利的，因为在单独的器械被引入到所述区域或在处理期间引入的情况下可能会发生收缩(例如，归因于延迟所致的流体渗出)。使用相同的处理结构引入流体的能力使得在一旦收缩发生时就使水平位置到顶(top up)。此外，使用单个器械来执行脱水或解剖以及引入流体还减少了用以执行整个息肉去除手术所花的时间，降低了对病人引起伤害的风险并且也降低了感染的风险。更普遍地，注入流体可以用于冲洗处理区域，例如，以去除废物或者所去除的组织以便在处理时提供更好的可见性。如上所提及的，这在内窥镜手术中可能是特别有用的。
所述流体进给导管可以包括在平面主体下方安装在所述保护壳的凹陷通道中的针(例如，皮下注射针)。所述保护壳可以包括用于接收流体进给导管的引导通道。所述针可以具有小于0.6mm例如0.4mm的外径。所述针可以在以下两者之间的纵向方向上移动：展开位置，所述针在所述展开位置时突出越过器械尖端的远端；缩回位置：所述针在所述缩回位置时从器械尖端的远端边缘例如平面主体下方缩回或定位在平面主体附近。所述针可以对所述针的近端或侧面处的流体流开放或者可以使用一个或多个控制线来移动。例如，针的近端可以对所述同轴馈电缆线内形成的通道开放。所述针可以被安装在保护壳中形成的通孔中。所述针可以形成与通孔配合的可滑动干扰，其中当所述针处于展开位置时它堵住所述通孔，以形成经过所述针具有最小阻力的流体路径。这种布置可以防止器械尖端的其他部分泄露。所述通孔可以通过安装或形成在保护壳的下侧(例如，在所述凹陷通道中)的管道或类似的密配合的支承表面来形成。
所述器械可以包括用于输送同轴缆线的套筒、流体进给导管(如果存在)以及连接至所述器械尖端主体的控制线(如果存在)。所述器械尖端主体和保护壳可以固定(例如，粘合)到所述套筒的远端上。所述套筒可以包括协助将转矩从其近端传递至所述器械尖端的纵向编织物。在一个布置中，编织缆线可以由材料制成，并且可以包括金属编织物附接在或附接至其内壁的塑料外罩。这种类型的套筒可以提供有用的转矩稳定性，借此施加至附接至所述套筒的外罩的近端部分的手柄的扭转力被准确地转化为器械在所述套筒的远端处的旋转运动。优选地，所述近端与所述远端之间的转化(translation)是一比一的(1:1)，即，所述近端处的20°的扭转应该引起所述器械尖端的20°的旋转。
所述针相对于保护壳通过一个或多个控制线可滑动地移动，这可以经由所述器械的近端处的适合的滑动致动器而致动。优选地，所述针相对于将流体输送至递送针的流体供应通道可前后滑动。流体供应通道可以是所述套筒的整体部分，或者可以是静态地安装在所述套筒中的管道。前后移动所述针，同时通过相对于所述套筒不能移动的导管将流体输送至所述针的能力使得可缩回针能够被提供在比流体递送管道必须沿着所述套筒的长度滑动的装置更小直径的套筒内。
所述套筒可以包括多腔管道。所述管腔可以通过将挤出分隔元件插入单腔管道内来形成。所述挤出分隔元件可以包括用于引导同轴缆线的U-形通道，以及用于携带流体进给导管和控制线的一个或多个通孔。
所述套筒的直径优选地小于2.8mm，以使得所述套筒能够向下配合内窥镜的器械通道。用于向所述套筒施加转矩的手柄可以定位在所述套筒的近端处，靠近内窥镜控制。
所述器械可以包括所述套筒的远端处的顶盖元件，所述顶盖元件覆盖所述同轴缆线与第一导电元件和第二导电元件之间的电接头。所述顶盖元件可以由热收缩材料或灌封胶形成。以此方式保护所述接头可以防止在使用过程中电接头处发生电弧放电。具体而言，所述顶盖元件被布置来密封远端电连接使其与所述器械尖端处的流体隔离。流体进入同轴缆线连接至平行板平面传输线之处的接合是不希望的，因为所述微波能量可能被吸收，这将导致加热并且能量不能以有效的方式沿着刀片的边缘递送，或者装置会因更低的击穿电压而击穿或跳火。所述灌封胶可以包括胶组合，例如可以使用低粘度和高粘度UV固化的，医学上批准的胶如4304或者4305，低粘度粘附剂可用于填充间隙，并且低粘度可用于将粘附剂吸入极细的潜在流体路径中。
所述器械尖端还可以被布置来接收微波频率能量。所述同轴缆线可以被布置来与所述RF信号分别地或者与所述RF信号同时输送微波信号。所述第一导电元件和所述第二导电元件可以被布置在所述第一介电元件上以充当近场天线，从而对应于所接收的微波信号辐射微波频率能量。
这种布置可以利用所述器械通过所述RF信号和微波信号不同地“观察”的能力。对于所述RF信号，所述器械尖端可以被模型化为平行板电容器。由所述第一导电元件与第二导电元件之间的RF信号建立的电场基本上可以通过使第一导电层和第二导电层的边缘从所述平面主体的侧边缘缩回来内含于所述平面主体(第一介电材料)。为了执行RF切割，希望所述电场延伸到所述平面主体之外。在本发明中，这可能通过使所述第一导电层和第二导电层的边缘一直延伸至所述平面主体在标示为RF切割部分的区域中的侧边缘来实现。所述平行板电容器(或平面传输线)的两个板之间建立的且通过与刀片的一个或多个边缘进行接触而耦合到所述生物组织的所述RF场可以产生受控的微等离子体并且所述微等离子体可以实现或增强所述组织切割过程。
同时，对于所述微波信号，所述器械尖端可以被模型化为平行板传输线，其中平面主体表示将两个导电板分开的介电材料。所述微波频率EM能量的辐射模式在这种情况下取决于平面主体的总形状和微波馈电结构。在这种特定情况下，近端处同轴馈电线(中心导体)与导电上层之间的间隙在确保来自来源的微波能量在阻抗方面与所述组织呈现的负载阻抗匹配中起到重要作用。平面传输线布置的总长度在将同轴传输线的(或来自其的)阻抗(或者能量递送)与(或匹配到)生物组织匹配方面也很重要，即，所述结构可以形成四分之一波阻抗变压器或者二分之一波长谐振器。使用已知的模拟工具，这可以被模型化来控制所述微波频率EM能量辐射哪个边缘。例如，所述器械尖端可以被配置来抑制所述微波频率能量辐射平面主体的远端边缘。
在此处，射频(RF)可以意指100kHz至5MHz范围内的稳定不变的频率，并且微波频率可以意指300MHz至100GHz范围内的稳定不变的频率。所述RF能量的频率应该高到足以防止能量导致神经刺激，并且低到足以防止能量导致组织灭活(tissue blanching)或不必要热余量或对组织结构的损害。用于所述RF能量的优选的频率包括100kHz至1MHz范围内的标定频率。用于微波能量的优选的标定频率包括915MHz、2.45GHz、5.8GHz、14.5GHz、24GHz。
附图简述
下文将参照附图论述本发明的实例，在附图中：
图1是为本发明的一个实施方案的电外科设备的示意图；
图2是示出本发明的一个实施方案中使用的RF信号脉冲的轮廓的示意图；
图3是示出可以从本发明的控制方法的实现方式得出的理想的三参数负载曲线的图；
图4是在本发明的应用中可以用作探针的电外科器械的部分透明的透视图；
图5是图4的器械的前视图；
图6是图4的器械的顶视图；
图7是图4的器械的侧视图；
图8是示出为本发明的一个实施方案的用于准确地控制探针尖端处递送的功率的控制方法的流程图；以及
图9是示出在图8的控制方法中如何计算电流现值的流程图。
详述；其他选项和偏好
早期电外科系统要求外科医生根据使用说明书、训练和经验来确定用于每个外科附件(例如，探针)的最佳设定。这种远非最佳的布置利用不断出现的设计来改进，所述设计允许基于附接的附件类型以及待实施的处理程序来由发生器预先选择默认初始处理设定。预先选择可能是从发生器上的用户界面菜单进行外科附件的手动选择，，或者通过外科附件与电外科发生器之间的通信而自动识别附件的结果。即使在这种设计中，外科医生可能被要求修改发生器设定以实现针对给定患者、外科医生技术以及手术程序而言的最佳的设定。实际上，在不存在每个发生器设定的影响的证据的下，以及由于缺乏关于如何有效地操纵设定菜单的知识，这些新型发生器主要根据默认的但对程序的全部或部分而言可能是次最佳的设定使用。
本发明的实施方案提供发生器输出的自动适应以在不需要操作者干预的情况下适应检测的手术条件，因此使临床医生能够专注于患者治疗的其他迫切方面。
出现了这种装置的内窥镜应用特有的问题，部分归因于限制尺寸的约束以及因此RF刀片的热质量。这对于所述刀片必须经过的内窥镜管腔来说是典型的，所述管腔是约2.8mm的直径。这限制了RF刀片中暴露于组织但并不有助于解剖性能的未掩蔽部分(maskoff parts)的设计范围。这些约束与腹腔镜环境中的类似的RF解剖装置是不同的，在所述腹腔镜环境中，基准是针对5mm直径端口管腔。
在内窥镜手术中，临床医生通常诊断消化道的内壁上的病症，并且这些程序的子集包括这些壁的不均匀层内的解剖。这类手术统称为内窥镜粘膜切除术(EMR)。
所述EMR应用的其他具体区别是，在程序的第一部分中，所述刀片可以被用来与组织的浅表层接触来进行解剖，刚刚超出还未侵入肠道腔的外层的肿瘤的边缘；并且在程序的第二部分中，相同的刀片被要求在所述肿瘤下方解剖并且实现与肌肉层分离。在程序的这个第二部分中，大部分RF刀片可以与皮瓣组织紧密接触。为了方便分离组织层，正解剖的样本皮瓣可以被扩大并且通过用如盐水、透明质酸或者琥珀酰明胶注射液进行注射来方便地鼓起。术语内窥镜粘膜解剖术(ESD)是用于借助于注射流体得到加强的EMR手术程序的发展的术语，并且在范围上不同于EMR，因为它允许整体解剖2cm以及更大直径的粘膜组织样本。
从手术操作者的视角来看，希望的是，RF切割器械提供最低限度被中断的切割性能，这在程序的第一部分中是可能的，因为组织与器械尖端之间仅存在有限的接触。然而，在程序的第二部分中，皮瓣不能容易地与器械尖端分离，并且结果是器械尖端的活动部分与组织之间的较大的接触区域，但是出于解剖目的希望仅样本在器械尖端的外周处具有接触。此外，在有注射流体汇集在样本皮瓣下方的情况下，需要所述刀片能够在浸入流体的同时实现切割。这些流体可以是电导性的，这会影响等离子体产生的效率，并且所述流体将更易导热，这倾向于以热方式使所述RF器械尖端的等离子体切割边缘急冷。在后者情况下，所述RF波形必须递送更多的功率以起始并持续所述切割等离子体。
接近程序结束时，临床医生通常进行至几乎已经完成将肿瘤样本从管腔壁分离的程度。在这个阶段，可能的是，所述样本的血液供应将已经被阻止，并且这往往会降低其余组织的欧姆导电性，因为血液在RF频率下是导电的。此外，在注射用于鼓起所述样本及其边缘的流体是非极性性质的情况下，所述结果可以是：解剖的最终部分处与所述RF刀片电接触的组织具有更高的阻抗，这使得将热量集中在所述RF刀片的一个部分周围变得更加困难。在不具有这种集中的情况下，刀片上局部组织中的流体将更难以进行局部脱水并且，因此产生用于起始切割等离子体的条件变得更加困难。为了在将变为切割等离子体的体积中产生相同水平的热量(V2/R)，必须增加施加电压以抵消电路阻抗的增加。
为了解决这一问题，所述波形通过周期性地使电压振幅的短持续时间增加来进一步优化。所述短持续时间的基本原理是这最小化外科附件的绝缘层中或者所述绝缘体两端形成的任意焦痂上的平均电介电加热；但是从对等离子体产生的影响的角度来看，它可能几乎与连续地更高电压振幅的波形一样有效。对此原因是，违反直觉地，如展开用于组织的RF切割的等离子体体积具有比组织高得多的阻抗。因此随着等离子体产生，未形成等离子体部分的组织部分上出现下降的电压下降。由所述RF切割刀片施加的电压主要地存在于等离子体上，并且人们可以期望由外科附件递送至组织的电流下降与被递送功率相同的量。实际上，如果施加的电压下降至正好需要保持局部功率密度从而维持等离子体的程度，施加至组织和等离子体的聚集体介质的功率电平通常可能会下降。上述这种影响可以通过使处理区域处存在少量导电流体来增强。所述器械因此可以被调节来将一滴或多滴导电流体(例如，盐水)递送至所述器械的远端。在所述器械包括可缩回针的情况下，可以从处于其可缩回位置的所述针递送导电流体，由此所述导电流体将流向所述探针的远端处的处理区域。
如上所提及，组织可以粘附至器械尖端，并且具体而言粘附在将器械尖端结构的两个电极分开的绝缘体两端上。随着这个组织因施加的RF电压而进行欧姆加热，烃类分离并且炭残留物是与正处理的患者组织分路的不断增加的导电阻抗，并且因此增加的功率量被要求保持切割性能。这可能会变成失控过程，在因金属化的丧失以及刀片绝缘体的温度偏移所致的刀片过早失效时达到顶点。这个过程可以通过周期性地中断施加的RF波形来最小化。刀片的等离子体边缘在RF波形的断开部分期间随着液体重新建立物理接触而快速地急冷，并且这往往会自我清理且降低所述器械的平均温度，从而延长所述器械的使用寿命。
因此，除了希望具有瞬时较高的功率电平和瞬时较高的电压电平之外，所述波形优选地还具有周期性OFF周期中断。
在一个应用中，本发明可以与电外科发生器一起使用，所述电外科发生器被布置来递送具有以下特征的自适应RF切割波形。
首先，所述波形实质上规则地受到脉冲作用。在这个实施方案中，每个脉冲的周期是140ms，但是本发明不需要被限制于此。每个脉冲的最大ON时间被限制为100ms。这保证了每个脉冲的最小断开部分(在这个实施方案中具有40ms的持续时间)，其中待急冷的且在电压限值阻抗之下的器械尖端将粘附至所述刀片的碎片中的消耗降低至针对未中断的波形的70％。
第二，每个脉冲具有远大于脉冲的平均功率的峰值功率限值。在这个实施方案中，平均功率电平被限制为30W，但临床医生可以选择有用地将其调节为处在20W与35W之间。然而，RF信号发生器可能能够产生具有高达100W的循环平均功率电平的RF波形。因此，为了满足所述脉冲的平均功率电平限制，每140ms脉冲的接通部分在以下情况下可以缩减：每脉冲递送的能量被计算为超过允许的平均功率电平乘以脉冲周期(例如，30W×0.14s＝4.2J)。
第三，脉冲的每个接通部分的前沿具有较高的切割起始电压限值，接着是较低的切割持续电压限值，所述较低的切割持续电压限值被维持到所述脉冲的接通部分结束为止。在这个实施方案中，这个切割起始电压限值从所述脉冲的接通部分的前沿被设定为高达20ms，并且具有305Vrms的振幅。切割持续电压限值具有290Vrms的振幅。
图2中示出了以上特征，图2是示出由RF信号发生器递送的RF能量的电压在单个RF信号脉冲内如何变化的示意图。每个脉冲的持续时间(周期)T是相同的，例如，在这个实例中为140ms。由RF信号发生器递送的RF能量的电压如下文所述通过来自根据本发明的微处理器控制器的控制信号来控制。控制信号控制三个参数，以便限制或以其他方式控制每个RF信号脉冲的轮廓。所述三个参数是(i)经过生物组织的电流的限值，(ii)器械尖端的多个极上施加的电压的限值，以及(iii)递送至组织的功率。
使用这些参数的基本原理如下。首先，在低组织阻抗下，上限电流限制经由探针和馈电结构而穿过组织的路径中的任一个串联元件中的局部消耗或电流密度。第二，在高阻抗下，上限电压防止探针的绝缘体的过应力，同时是足够高的以保持RF切割的所需强度。第三，在中等组织阻抗下，上限功率限制递送至所述组织的能量的宏观速率，如用于确保可以满足切割所需要的温度。图3中描绘了示出这些限制之间的平衡的理想的负载曲线。
在这三个参数中，低组织阻抗条件下的电流以及高组织阻抗条件下的电压可以在RF合成级输出时在所述发生器处容易地测量，并且被用来调节波形振幅。由于对附件缆线的寄生阻抗的测量会产生影响，在组织阻抗的整个范围内直接推导功率更具有挑战性。
为了提供中等组织阻抗下所需要的功率限值控制，本发明使用RF合成电路输出时的电流和电压测量值，以及已知的RF合成频率，以及与杂散电容和馈电结构(即，同轴缆线)电容相关联的已知的集中分路电容，以动态地计算组织阻力。根据这些消息，发生器输出时的电流限值还可以被动态地调节为提供组织阻力中所需要的消耗所需要的电流限值。具有组织电流和阻力的持久计算的一个优势是：所述控制器还能够在给定的时间周期内维持实际的能量递送的计算，但发生器输出功率存在任意短暂变化。
当施加的切割波形的包络受脉冲作用时，功率控制的速率与所述脉冲的标记(ON)时间相比较需要更短，以便控制大部分标记时间。微处理器控制器因此运行控制回路例程以设定所述控制信号的状态。脉冲持续时间T可以被设定为控制回路例程周期的倍数。例如，控制回路例程周期可以是10ms，但是优选地为100μs或更短。
控制回路例程用于在以下两者之间动态地调节电流限值：最小值，其在组织未连接至探针的情况下与期望电流(即Vlimit/Xc)对应；最大值，其与针对低组织阻抗设定的限值对应。
在实际的实施方案中，可以为400kHz源的RF信号发生器通过馈电结构耦合至所述探针(RF切割器械)，所述馈电结构可以被视作是短电长度(即，物理长度/波长＜＜0.01)的传输线的组合，并且因此集中等效电路以足够的准确性逼近分布式串联电感和分路电容元件的组合。
在同轴馈电缆线长度介于发生器仪表板与3.8m的探针之间的示例系统实施方案中，集中分路电容阻抗Xc被测量为-j800Ω或者约500pF。实际上，这可以包括分路中的杂散电容加上外科附件缆线的可预测的集中分路电容。
在这个实施方案中，所述同轴缆线具有50Ω的特征阻抗，这允许在1.2μH或约j3Ω下估计集中串联电感器的上限值。这种忽略的集中串联元件对递送至组织的功率的计算的影响仅在低组织阻抗下是显著的。低组织阻抗仅是切割波形施加开始时的瞬时条件，或者是如果持续存在将不包括RF切割的组织条件，并且因此这并不是与切割波形特别相关的条件。此外，在这种低组织阻抗下，所述功率控制限制将被固定的输出电流限制控制取代。
如在图8中所示，在每个RF信号脉冲周期的开始时，控制回路例程可以被设定来在起始所述切割动作之前输出数据采集的第一状态。所述第一状态对应于短信息采集部分tacq以检测所述探针的远端处的负载的阻抗。在这个部分期间，在不存在任意有效的组织阻抗数据下，用于RF合成级的输出的初始电流限值是对应于组织未连接至探针情况下的期望电流的电流限值。所述第一状态对应于所述脉冲的数据采集部分，其中所述切割起始电压限值Vlimit被设定为高，例如305Vrms，并且所述电流限值Vlimit被设定为Vlimit/Xc，其中Xc是所述馈电缆线的阻抗。这是确保不管组织阻抗如何负载曲线边界都不被超过的保守设定。在可选的(优选的)方法中，电流限值Vlimit被设定为对应于所述发生器处期望电流的值，其中负载曲线电压限制边界与功率限制边界相交。在这种情况下，目标电流可以被计算为It＝PpkVlimit，其中Ppk是脉冲间功率限值并且Vlimit是设定电压限值。电流限值Ilimit可以被计算为其中Vlimit是设定电压限值，It是所述目标电流，并且Xc表示与所述RF信道相关联的集中分路电容。
在所述RF能量被递送至所述探针时，所述控制回路例程被布置来从RF信号检测器(例如，从多个数据采集点)获取检测的电压以及电流信息。周期性地，例如每10ms，所获取的信息可以使用上文提及的集中元件分路电容的值来用于计算所述器械尖端处的阻力的值，例如使用以下公式：
所计算的组织阻力进而被用来计算所需组织电流，例如使用以下公式：
并且因此为了动态地更新电流限值，在所述脉冲的接通部分的其余部分(即，切割起始部分和切割持续部分)内将所述器械尖端处的电流限制于所需范围。所述电流限值可以使用以下公式来设定：
以此方式更新所述电流限值的结果将是在负载曲线中定义的组织阻抗的范围内将递送功率限制于Pset。图9更详细地示出了这种控制回路的子程序。
在这个实例中，在数据采集部分之后，所述控制器被布置来输出第二状态，这对应于所述脉冲的切割起始部分。在这个实施方案中，所述切割起始部分具有与所述数据采集部分相同的设定电压限值Vini，即，305 Vrms。所述控制回路例程可以被编程来维持针对预定时间长度tini的切割起始电压限值，所述时间长度可以对应于所述控制回路例程周期的倍数。
当所述微处理器控制器确定预定时间长度tini已经耗尽时，所述控制回路例程被布置来输出用于保持所述切割动作的第三状态。所述第三状态对应于所述脉冲的切割持续电压限值Vsus，所述切割持续电压限值被设定为比切割起始电压限值更低的值，例如低于Vini的5％-10％，例如290 Vrms。
所述控制回路例程可以监测由每个脉冲递送的积聚能量。所述积聚能量通过使用RF信号检测器在每个控制回路例程周期中获取的电压和电流信息来确定，以便计算在所述控制回路周期期间递送的能量的量。N测量(即，数据采集点)上的积聚能量可以被表达为其中Vn是第n个数据采集点的测量电压，In是第n个数据采集点的测量电流，并且τ是每个数据采集点之间的持续时间。
使用这些信息，每个脉冲的切割持续部分的持续时间tsus可以被自动控制以确保由所述脉冲递送的能量整体上不超过预定阈值。如果控制回路例程确定积聚能量达到或者超过所述预定阈值，所述控制回路例程被布置来输出用于切断所述切割动作的第四状态。所述第四状态因此对应于所述脉冲的断开部分。有效的是，所述控制回路动态地控制每个脉冲的占空比以确保在多个脉冲上对能量递送的一致限制。所述断开部分的持续时间tOFF因此随切割持续部分的持续时间tsus的变化而变化，以便维持恒定的总脉冲周期T。
所述控制回路可以被布置来将每个脉冲的接通部分(即，所述切割起始部分和切割持续部分)的持续时间限制于最大值。这确保所述断开部分始终为至少某一持续时间，例如，40ms。
并未参考图1描述其中可以实现本发明的RF合成器级的操作原理。
用于功率转换级的主要能量源是固定DC电源电压1，所述电源电压1可以表现为商品电源(commodity mains)至DC电压转换模式电源。这通过DC对DC电压转换器2级联，所述DC对DC电压转换器2能够响应于输入至DC对DC转换器2的脉冲宽度调制信号3而连续地调节其输出电压。
DC对DC转换器2的可变DC输出电压之后通过400kHz的RF逆变器4进行功率逆变以形成50％占空比、方形的、400kHz的波形，所述波形与来自先前DC对DC转换器级2的DC电压输出的直接关系发生变化。晶体管的桥布置在最小化从半个循环至下个循环的波形不对称性方面尤其有利，并且进而产生近零偶数阶谐波。
因此，这个方形的、400kHz的波形包括n阶傅里叶分量，所述n阶傅里叶分量包括400kHz的主要正弦波，以及振幅随着谐波阶数的倒数降低的奇次谐波。(即1、1/3、1/5、1/7…)。
400kHz波形响应于需要的步数变化的输出包络的瞬时响应通过最小化DC对DC转换器2的输出中的能量库存储来优化。为了有助于达到此目的，DC对DC转换器2的晶体管开关与RF逆变器4的开关同步，并且在尽可能接近RF逆变器4频率的频率下操作。应注意，在一般意义上，RF逆变器4上的开关损耗限制小于DC对DC转换器2的那些，因为前者仅在一个占空比下操作，从而允许所述开关损耗最小化。在这个实施方案中，DC对DC转换器级在与400kHz RF逆变器4同步的200kHz下操作。
RF逆变器4的输出中的谐波含量通过谐波滤波器5来进一步减少，所述谐波滤波器5通过串联带通LC滤波器和分路LC陷波滤波器的组合来实现。这个组合允许针对RF刀片6的极上呈现的低阻抗和高阻抗，以及还有中间阻抗的谐波含量减少。
用于电外科系统的国际公认的医疗装置标准的要求是患者必须经受至电路的最小低阻抗连接，而不是直接地旨在连接至所述患者的那些。通过举例，双极系统上可用于治疗患者的功率的不超过1％应该通过至局部地电位的连接来消耗。隔离变压器7级因此是普遍存在的，并且在这个实施方案中还操作为“变速箱”以使RF等离子体产生所需的较高电压(大约300Vrms)与更适宜的较低合成电压(针对从RF逆变器4输出的基本傅里叶分量大约为110Vrms)相匹配。
所述设备标准的其他必要条件是至所述患者的连接应该通过电容器来耦合。这些防止净余DC电荷响应于AC波形的施加而流过所述患者组织。如果负载相对于极性变为非线性，可能会出现这种情况。已知所述等离子体和电弧负载会导致施加电流的部分整流。隔离变压器7的输出和对RF电压传感器8的变压器的输入经由串联电容器而耦合至发生器RF输出。
在分路中从附件缆线9的一个极流至另一个极的RF电流，加上通过RF刀片6离开到达所述组织的电流由RF电流传感器11感测。
来自RF电流传感器11和RF电压传感器8的信号如下在重复电路中进行处理。在第一步骤中，使用与由模拟器件公司公布类似的运算放大器布置以最小畸变在有源整流器12a、12b中对AC RF信号进行整流。精密电阻器被用来确保半周期对半周期匹配被实现。可能获得对这个应用而言理想的电阻器对电阻器具有0.05％匹配的电阻器组。
之后在低通滤波器13a、13b中过滤全波整流信号以去除RF分量，这使得两个信号分别表示RF电压和RF电流的振幅的包络。由于馈送到RF缆线9中的RF电流和RF电压中存在低谐波畸变，这些平均信号电平表示均方根(rms)和峰值两者，假定换算因数恰当(Vpk×2/π＝V平均值，并且Vpk/√2＝Vrms)。
低通滤波器(13a，13b)的信号输出被馈送至(i)微控制器单元(MCU)14的模数转换器(ADC)14a、14b的输入；以及(ii)用于DC对DC转换器2的PWM控制器16的第一级误差放大器15a、15b。
鉴于附件缆线9的反应阻抗Xc的先验知识，以及与馈送至附件缆线9的RF电流和电压的rms值成比例的动态更新的信号，算法和数学处理单元14c能够动态地计算在给定的施加RF电压下从RF刀片6连接流过组织的rms电流。所述负载阻抗通过MCU 14的算法和数学处理单元14c来计算，这允许基于附接外科附件的公布的负载曲线(参见图3)来推导出RF刀片6处的所需电流。
实现所需RF刀片6电流所需的附件缆线9的输入电流被动态地计算并且被加载到用于电流限值14d的数模转换器(DAC)信道中。在处理期间，用于电压限值14e的DAC信道被静态地设定为由所选择的附件负载曲线允许的上限值。可能有利的是，在瞬时条件下如在脉冲的前沿处，或响应于检测的异常组织条件而使DAC信道的电压限值14e逐渐地上升。这些并不形成本文描述的控制回路设计的一部分。
第一级误差放大器15a、15b将RF电流和RF电压的平均输出与通过DAC信道14d、14e设定的限值进行比较，并且这些放大器的输出通过二极管17a、17b以二极管-或(diodeORed)连在一起。因此，PWM控制器16呈现具有复合需求信号18，所述复合需求信号18仅在RF电流和RF电压电平两者都低于由MCU DAC 14d、14e设定的限制电平的情况下增加。
一些控制器IC被定向来响应于增加的输入(需求)信号而提供更大的调制深度；而其他的控制器IC响应于增加的输入(输出强度)信号而提供更小的调制深度。在这个实施方案中，PWM控制器16具有其连接至内部误差放大器16b的负输入的内部电压参考16a，以使得增加的复合需求信号18增加施加至DC对DC转换器2的输入3的调制深度。
因此总之，DC对DC转换器2的输出仅在RF电流和RF电压电平两者都低于由MCU DAC设定的限制电平时增加。通常，一个参数是RF组织阻抗变化的专一控制，仅在公布的负载曲线上的恒定功率边界和恒定电压边界存在交叉点的情况例外。
现在参考图4至图7描述在本发明的一个实施方案中可以用作探针的电外科器械100的实例。所述器械包括在其远端连接了器械尖端104的套筒102。套筒102由其中封装了轴向延伸的编织物(例如，含金属)的柔性聚合性材料(例如，)制成。这种布置形成转矩稳定系统。所述编织物可能不是一直延伸至所述套筒的远端，因此沿着所述编织物的末端与所述器械尖端的近端边缘之间的纵向轴线引入安全距离(例如，如所测量的不少于1mm)，以便避免微波能量的使用期间电容性电导所致的对所述编织物进行加热的任意风险。不具有编织物的套筒可以延伸经过这个安全距离间隙。这种布置还防止平面传输线的两个板或同轴传输线中的两个导体短路或者连接在一起。所述编织物结构使得施加至所述套筒的近端的转矩能够被准确地转化为器械尖端104的旋转运动。为了方便，套筒102在附图中被示出为透明的，以便允许示出其内部部件。在实际实施方案中，所述套筒可以是不透明的。
器械尖端104包括在其上表面和下表面上具有金属化层105、107的介电块106。金属化层对应于本发明的第一导电元件和第二导电元件。金属化层通过介电块106的厚度分离，以便形成与GB 2 472 972中所公开类似的双极放射状刮刀结构。
金属化层可以由高熔点的导体(例如，W或Ti)形成。在这种布置中，低熔点导体可以被沉积在以下区域周围：同轴缆线连接至平行板平面传输线，以促进将同轴布置焊接至平面传输线。低熔点导体可以是银(Ag)或金(Au)。
如在图5中最清楚可见，介电块的远端以弯曲的例如抛物线的形状形成。这种形状是优选的，以使得所述器械不在其外边缘处呈现尖锐拐角，并且允许在多个行进方向上使用。这种尖锐拐角在所述器械用于具有柔弱组织结构如肠壁非常薄的胃肠道的环境中时可能是不希望的。
套筒102界定携带柔性同轴馈电缆线108的管腔和流体递送结构。在这种布置中，所述流体递送结构包括由柔性馈电缆线108和可缩回针110周围的管腔内的空间形成的通道。套筒102携带用于伸出和缩回针110的控制线112。
同轴馈电缆线108的内导体114从同轴馈电缆线108的远端突出，并且电连接至(例如，使用焊接剂)金属化上层105(第一导电元件)。同轴缆线116的外导体通过编织物终端118电耦合至金属化下层107(第二导电元件)。编织物终端118包括电连接至外导体的管状部分，以及装配在介电块106下方并且电连接至金属化下层107的远端延伸板部分109。
在这种布置中，介电材料成型件120被附接至介电块106的下表面。它可以固定至金属化下层107。介电材料成型件120的下侧具有特别适合用于在胃肠道中执行的手术的构型。在纵向方向上，介电材料成型件120包括朝向介电块106逐渐渐缩(例如，以弯曲的方式)的远端部分。所述器械的这个部分最接近在使用中被处理的组织，例如，肠壁、食管壁、门静脉或者胰管。通过以这种方式呈现弯曲表面，可以避免肠壁或食管壁的不期望的穿孔或者对门静脉或胰管的损害。
如在图5中最清楚可见，介电材料成型件120的下表面具有纵向延伸的凹陷通道122。所述凹陷通道界定可缩回针110的进入路径。所述通道的凹陷性质意指所述进入路径的两侧各有一个介电材料成型件的纵向延伸脊部124。
介电主体106和介电材料成型件120可以一体形成，即，作为单块主体。所述单块主体可以具有在其中形成(例如，切割)用于接收导电材料以形成金属化下层(第二导电元件)的扁平狭槽。所述狭槽以及因此金属化下层的厚度可以是0.1mm或者更大，但是优选地不超过0.2mm。
所述器械的总体尺寸可以是以下这样的，使得所述器械适合于通过内窥镜的器械通道插入。因此，所述套筒的外径可以是2.8mm或者更小，例如2.7mm。
上文的详述涉及从所述探针递送RF波形递送。所述电外科设备还被布置来以与GB2 486 343中所述的相同的方式递送微波频率能量。所述微波能量使用连续波轮廓来递送，并且在所述探针的远端(即，所述器械尖端)处递送的优选的平均功率电平在5.8GHz下是8W。

Claims (10)

1.一种控制从双极电外科器械的远端处递送的射频(RF)功率的方法，所述方法包括：
产生RF波形；
沿RF信道将所述RF波形递送至所述电外科器械；
通过以下方式来控制所述RF波形的轮廓：
对施加在所述双极电外科器械上的电压设定最大电压限值；
对所述RF信道上的电流和电压抽样；并且
从所抽样的电流和电压计算阻力，所述计算步骤包括校正与所述RF信道相关联的阻抗；
从所计算的阻力和预定功率耗散目标确定目标电流限值；以及
基于所确定的目标电流限值动态地调节所述电流限值。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述RF波形包括多个RF信号脉冲。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其包括将所述最大电流限值Ilimit计算为
<mrow> <msub> <mi>I</mi> <mrow> <mi>lim</mi> <mi>i</mi> <mi>t</mi> </mrow> </msub> <mo>=</mo> <msqrt> <mrow> <msup> <mrow> <mo>(</mo> <msub> <mi>V</mi> <mrow> <mi>o</mi> <mi>u</mi> <mi>t</mi> </mrow> </msub> <mo>/</mo> <msub> <mi>X</mi> <mi>c</mi> </msub> <mo>)</mo> </mrow> <mn>2</mn> </msup> <mo>+</mo> <msup> <msub> <mi>I</mi> <mi>t</mi> </msub> <mn>2</mn> </msup> </mrow> </msqrt> </mrow>
其中Vout是所述抽样电压，It是所述目标电流，并且
Xc表示与所述RF信道相关联的集中分路电容。
4.根据任一项前述权利要求所述的方法，其中所述RF信道具有3m或更长的长度。
5.根据任一项前述权利要求所述的方法，其中所述RF波形具有100kHz至5MHz范围内的频率。
6.根据权利要求5所述的方法，其中所述RF波形具有300kHz至600kHz范围内的频率。
7.根据任一项前述权利要求所述的方法，其中所述步骤通过微处理器来执行，所述微处理器具有50μs至20ms范围内的RF控制间隔。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述RF控制间隔是在100μs至2ms范围内。
9.用于使用射频(RF)能量处理生物组织的电外科设备，所述设备包括：
射频(RF)信号发生器，其用于产生RF波形；
探针，其被布置成从其远端递送所述RF波形；
馈电结构，其用于沿RF信道将所述RF波形输送至所述探针；
RF信号检测器，其用于对所述RF信道上的电流和电压进行抽样并且因此产生指示所述电流和电压的RF检测信号；以及
控制器，其与所述RF信号检测器通信以接收所述RF检测信号，
其中所述控制器被布置成：
对施加在所述双极电外科器械上的电压设定最大电压限值；并且
基于所述RF检测信号计算组织阻力以及与所述RF信道相关联的阻抗；
从所计算的组织阻力和预定功率耗散目标确定目标组织电流限值；以及
基于所确定的目标组织电流限值动态地调节所述RF信号检测器的所述电流限值。
10.根据权利要求9所述的电外科设备，其中所述RF波形包括多个RF信号脉冲。
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Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10448986B2 (en) 2013-09-27 2019-10-22 Covidien Lp Electrosurgical medical device with power modulation
US11446078B2 (en) 2015-07-20 2022-09-20 Megadyne Medical Products, Inc. Electrosurgical wave generator
GB2552921A (en) 2016-04-04 2018-02-21 Creo Medical Ltd Electrosurgical probe for delivering RF and microwave energy
US10869712B2 (en) 2016-05-02 2020-12-22 Covidien Lp System and method for high frequency leakage reduction through selective harmonic elimination in electrosurgical generators
GB2552452A (en) * 2016-05-23 2018-01-31 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus and method for promoting haemostasis in biological tissue
GB2551339B (en) * 2016-06-13 2021-12-08 Creo Medical Ltd Electrosurgical device with integrated microwave source
US10376305B2 (en) * 2016-08-05 2019-08-13 Ethicon Llc Methods and systems for advanced harmonic energy
KR101910643B1 (ko) 2017-02-10 2018-10-23 부산대학교 산학협력단 다중 인터페이싱 기반 수술 중 신경모니터링 시스템
GB2565575A (en) * 2017-08-17 2019-02-20 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus for delivering RF and/or microwave energy into biological tissue
EP3714824A4 (en) * 2017-10-27 2021-09-29 Neowing Medical Co., Ltd. LOW TEMPERATURE PLASMA INCISION SCALPEL SURGICAL DEVICE, SYSTEM AND METHOD
CN107736932A (zh) * 2017-10-27 2018-02-27 上海诺英医疗器械有限公司 一种低温等离子剥离刀手术系统及方法
CN107736935A (zh) * 2017-10-27 2018-02-27 上海诺英医疗器械有限公司 一种低温等离子切开刀手术系统及方法
WO2019080078A1 (zh) * 2017-10-27 2019-05-02 上海诺英医疗器械有限公司 一种低温等离子圈套刀手术设备、系统及方法
CN107693111A (zh) * 2017-10-27 2018-02-16 上海诺英医疗器械有限公司 一种低温等离子切开刀手术设备
EP3714825A4 (en) * 2017-10-27 2021-09-29 Neowing Medical Co., Ltd. SURGICAL DEVICE, SYSTEM AND METHOD WITH LOW TEMPERATURE PLASMA SCRAPER BLADE
CN107693113A (zh) * 2017-10-27 2018-02-16 上海诺英医疗器械有限公司 一种低温等离子圈套刀手术系统及方法
CN113811255A (zh) * 2019-05-09 2021-12-17 捷锐士阿希迈公司(以奥林巴斯美国外科技术名义) 电外科系统和方法
DE102020108614A1 (de) * 2020-03-27 2021-09-30 Olympus Winter & Ibe Gmbh Elektrochirurgie-Generator, Elektrochirurgiesystem und Verfahren zum Betreiben eines Elektrochirurgie-Generators
GB2597751A (en) * 2020-08-03 2022-02-09 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus, and methods for cutting and coagulation

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2164473A (en) * 1984-09-10 1986-03-19 Bard Inc C R Electrosurgical generator power supply
WO1999017672A1 (en) * 1997-10-06 1999-04-15 Somnus Medical Technologies, Inc. Electro-surgical instrument with a graphical user interface
EP1707144A1 (en) * 2005-03-31 2006-10-04 Sherwood Services AG Method and system for compensating for external impedance of energy carrying component when controlling electrosurgical generator
US20100087894A1 (en) * 2008-10-03 2010-04-08 Kabaya Akinori High-frequency treatment apparatus and high-frequency treatment method
EP2281521A1 (en) * 2009-08-03 2011-02-09 Tyco Healthcare Group, LP Power level transitioning in a surgical instrument
EP2469699A2 (en) * 2010-12-23 2012-06-27 Daniel Friedrichs Electrosurgical generator controller for regulation of electrosurgical generator output power

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6210403B1 (en) * 1993-10-07 2001-04-03 Sherwood Services Ag Automatic control for energy from an electrosurgical generator
US5514129A (en) * 1993-12-03 1996-05-07 Valleylab Inc. Automatic bipolar control for an electrosurgical generator
US7300435B2 (en) * 2003-11-21 2007-11-27 Sherwood Services Ag Automatic control system for an electrosurgical generator
US20080103495A1 (en) * 2006-10-31 2008-05-01 Takashi Mihori High frequency cauterization power supply apparatus
EP2335631B1 (en) * 2008-03-31 2017-09-20 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical system with a memory module
WO2010038827A1 (ja) * 2008-10-03 2010-04-08 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 電気手術装置、電気手術装置の制御方法、高周波処置装置、及び、高周波処置方法
GB201021032D0 (en) 2010-12-10 2011-01-26 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus
US9037447B2 (en) * 2012-01-27 2015-05-19 Covidien Lp Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation
US9480523B2 (en) * 2012-01-27 2016-11-01 Covidien Lp Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2164473A (en) * 1984-09-10 1986-03-19 Bard Inc C R Electrosurgical generator power supply
WO1999017672A1 (en) * 1997-10-06 1999-04-15 Somnus Medical Technologies, Inc. Electro-surgical instrument with a graphical user interface
EP1707144A1 (en) * 2005-03-31 2006-10-04 Sherwood Services AG Method and system for compensating for external impedance of energy carrying component when controlling electrosurgical generator
US20100087894A1 (en) * 2008-10-03 2010-04-08 Kabaya Akinori High-frequency treatment apparatus and high-frequency treatment method
EP2281521A1 (en) * 2009-08-03 2011-02-09 Tyco Healthcare Group, LP Power level transitioning in a surgical instrument
EP2469699A2 (en) * 2010-12-23 2012-06-27 Daniel Friedrichs Electrosurgical generator controller for regulation of electrosurgical generator output power

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