CN115224966A - 电医疗功率生成器 - Google Patents

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Abstract

电医疗功率生成器。根据本发明的功率生成器（22）是以自振荡方式配置的。它包括两个共射共基电路（31，32），其输出（A1，A2）与并行谐振电路（23）连接，以便以推挽方式激励它。共射共基电路（31，32）的输入晶体管（33，35）交叉耦合，而输出晶体管（34，36）的控制电极与不变的电位连接。功率振荡器（22）是自控的，使得晶体管（33‑36）包括最低切换损耗。

Description

电医疗功率生成器
本发明涉及一种被提供用于对患者执行电外科措施的一个或多个电极的电医疗（electromedical）电源（supply）生成器。
为了避免神经肌肉刺激，在电外科中，通常使用具有大大高于100 kHz的频率的交变电流，交变电流必须配备有相应的功率。通常，功率输出显著高于1瓦并且可以达到数百瓦。为此，需要相应的功率生成器（power generator）。
电外科仪器（instrument）、探针以及诸如此类需要电外科生成器，用于向仪器供应射频交变电流。为此，DE 60 2004 009 293 T2公开了一种电外科系统，其具有生成器，要从该生成器向其提供射频电流的仪器可以连接到该生成器。在实施例中，仪器包括凝固电极以及切割电极，以快速序列交替地向它们供应，以便与其同时操作。为此，在仪器本身中提供了相应的电子转换（changeover）开关。
US 7 896 875 B2和US 2011/0112530分别描述了RF仪器，其外部生成器由电池来供应。US 9 155 585 B2还描述了一种具有外部控制晶体管的电池操作的电医疗生成器。从US 2015/0305798已知一种具有安装的电池和安装的生成器的仪器。
此外，从EP 2 572 668 B1以及从EP 2 572 669 B1已知微波用于医学治疗的用途。相应的仪器包括从仪器中布置的微波放大器供应的纵向柄（shank）的远端处的微波天线。仪器经由线缆与微波信号生成器连接，其信号被引导至微波放大器。在修改的实施例中，微波信号生成器布置在仪器的把手（handle）中。转换开关然后允许外部信号生成器的微波信号和内部信号生成器的微波信号之间的切换。
从US 6 039 734还已知了一种具有安装的生成器的仪器，该仪器包括用于患者的治疗的单极电极并经由治疗人员以电容方式闭合电流电路（current circuit）。操作频率高于5 MHz。最后，从US 2017/238987 A1、US 2017/202607 A1、US 2017/079710 A1、US2016/0270841 A1、US 2014/148803 A1、DE 20 2008 001 365 U1和CA 2 286 835 A1已知另外的现有技术。
当微波生成器通过微波的辐射加热和影响组织时，射频操作的外科仪器以显著较低的频率操作。为这种仪器的操作提供的电流的频率通常在大约100 kHz（some 100 kHz）处。这种仪器利用流过组织的射频电流来操作并且为此总是需要与组织接触的两个电极。仪器用于执行取决于直接流过生物组织的电流的不同措施，例如切割、凝固、融合（fusioning）、消融或诸如此类。通过相应电极的形式和应用，可以具体地影响期望的外科效果。由此，使用不同的RF电压和RF电流，就像不同的调制形式，例如非调制RF（CW-“连续波”）、幅度调制的，例如具有或不具有脉冲宽度调制的脉动的（pulsed）以及诸如此类等等。此外，电流/电压依赖关系可以借助于有益于外科成功的相应生成器输出特性曲线来定义。
然而，为了这种外科仪器的操作，通常需要外部外科生成器，该外部外科生成器必须提供所需的模式并且射频功率从该外部外科生成器经由线缆传输到仪器。模式例如通过电压、电流、功率、调制以及更多来区分。
DE 29 01 153 A1、US 2010/0137854 A1、US 2011/0245826 A1和EP 1 599 146B1公开了用于激励一个或多个谐振电路的具有外部控制开关的生成器。
除了医学应用，例如在电信技术中，使用自振荡生成器，例如从DE 197 80 481D1、DE 197 80 470 T1、DE 197 19 440 C2或DE 197 19 441 C2已知的。这些生成器被配置为用于1至20 GHz的超（ultra）/极（super）高频率范围的压控推挽（push-pull）振荡器。由此，它应该以例如仅4.5 V的非常低的操作电压操作。电路适合于毫瓦范围。与之相对，在电外科的领域中，人们以显著更高的功率和基本上更高的电压操作。由此，存在个体部件的电压过载的危险。
本发明的目的是提供一种生成器电路，其适用于在电外科中使用并且以简单的配置实现高效率。
该目的是利用根据权利要求1的功率生成器来解决的。
根据本发明的功率生成器包括布置在两个共射共基（cascode）电路的输出之间的谐振电路。共射共基电路以反馈（正反馈）方式彼此连接并因此与谐振电路一起形成自振荡生成器。该概念导致简单的生成器配置，其中，共射共基电路的高欧姆输出不损害谐振电路的质量，由此产生良好的频率稳定性和所产生的交变电压的高频谱纯度。两个共射共基电路以推挽方式操作，由此由于交替的正反馈，两个共射共基电路中的切换损耗被最小化。个体晶体管的切换时间点是以理想的方式由并行谐振电路的振荡来限定。通过使切换损耗最小化，该概念特别适合于输出适于在电外科中使用的功率的生成器。
在每个情况中，共射共基电路包括公共发射极或公共漏极电路中的输入晶体管和公共基极或公共栅极电路中的输出晶体管。在公共基极或公共栅极电路中操作的输出晶体管可以在它们的输出电极（集电极或漏极）处支持在谐振电路处出现的高电压，而对于相应的输出晶体管没有危险。同样由于该原因，根据本发明的生成器电路特别适于在电外科中使用。
共射共基电路的输入晶体管的控制电极（基极或栅极）与另一共射共基电路的输入晶体管的输出电极（集电极或漏极）连接。输入晶体管的输出电极与共射共基电路的输出晶体管的电流输入（发射极或源极）连接。输入晶体管的输出电极和输出晶体管的电流输入之间的连接点形成抽头（tap）。在该抽头处，甚至在高操作电压的情况下也仅出现低电压（在0与例如20 V之间），使得输入晶体管在其控制电极（基极或栅极）处不经受高电压。因此，这里也最小化了用于控制电极的保护的技术努力。可以省略用于保护免受过电压的附加部件，诸如二极管或诸如此类。控制电极的电容负载被最小化，由此具有最大陡度（steepness）的切换侧翼（switching flanks）可以变得有效并且进而可以减小切换损耗。
输入晶体管的控制电极可以与该抽头连接，特别是以电容方式。此外，它们可以以电阻方式彼此连接，以便防止电位漂移并加强两个共射共基电路之间的对称切换。
输出晶体管的控制电极优选地与不变电位连接，不变电位例如是地或直接（direct）电压。该直流电压可以从操作电压导出。如果晶体管是正常导通的，例如，如对于GaN晶体管而言其是经常的情况，则控制电极可以直接连接到地。
特别地，这可以通过线性或非线性分压器来实现，线性或非线性分压器可以是例如齐纳二极管或相对于参考电位（地）产生不变电压的另一元件。优选地，输出晶体管的控制电极以电容方式与参考电位（地）连接。
连接到共射共基电路的输出的并行谐振电路包括具有中心抽头的电感器，其优选地经由电抗器与直流电压源连接。例如，直流电压源可以提供100 V、150 V、200 V或更多的直流电压。必须供应给仪器的电极的电压可以由该电感器以变压器方式拾取（pick up）。
调制直流电压是可能的，例如，因为其在最小值和最大值之间交替。相应配置的供应装置可以形成在仪器外部，例如作为固定装置。生成器关于电路简单地配置并且由于其低功率损耗而可以直接布置在仪器内部。可以选择仪器的不同操作模式，例如具有非调制射频或者还具有脉冲或其他调制射频，因为供应装置供应恒定直流电压或者在不同直流电压值之间交替或在平均值周围振荡的直流电压。
对于根据本发明的概念，用于电外科用途的RF功率生成器在高于数百kHz的频率，例如高于500 kHz的频率处也具有极高的效率。可以以最低切换损耗产生高达4 MHz及以上的频率，由此可以实现高频稳定性和良好的频谱纯度。
从图、附图以及相关联的说明书和权利要求书导出本发明的细节。附图示出了：
图1，连接到供应装置的用于电医疗用途的仪器，
图2，采用基本图示的用于根据图1的仪器的电极的供应的功率生成器，
图3，采用详细电路图的根据图2的功率生成器，
图4，图形式的不同操作模式中的根据图3的功率生成器输出的电压，
图5，采用示意性框图示的供应装置和功率生成器。
在图1中，示出了电外科仪器10和供应装置11，它们通过线缆12彼此连接或可以彼此连接。供应装置11被配置成经由线缆12向仪器10供应电功率。仪器10可以是提供用于开放式外科用途的仪器或提供用于腹腔镜或其他用途的仪器10'。为此，图1示出了开放式外科和腹腔镜仪器。
在本实施例中，仪器10用直流电压来操作。供应装置11为仪器10提供直流电压、可开启和关闭的直流电压、脉动（pulsating）直流电压、在平均值周围振荡的直流电压或者还有直接电流。此外，供应装置11可被配置成输出交变电压，然而，该交变电压然后首先在仪器10中被整流以便与其一起操作功率生成器。
仪器10可以是具有把手13的仪器，在该把手13上提供电极14，例如抹刀（spatula）电极、针电极或诸如此类，并且根据需要还提供反电极（counter electrode）15。此外，被提供用于腹腔镜用途的仪器10'包括把手13，长的细长柄16从该把手13延伸开来。例如烧灼钳（cauterization forceps）形式的工具17布置在柄16的远端上，其钳口（jaw）18、19支撑电极14、15。在把手13上，可以提供操作元件20、21用于机械地操作工具17和/或用于电极14、15的电激活。
功率生成器22用于图2中所示的电极14、15的供应。该功率生成器22布置在仪器10、10'内部，因为其是优选的，并且优选地在把手13内部。然而，功率生成器22在其他实施例中基本上也可以布置在其他位置处，例如在线缆12的延伸中、在线缆12的连接器中或者在供应装置11本身内部。在该后一实施例中，线缆12引导不同于其他实施例的射频电压和射频电流。仪器10可被配置为单极仪器。然后，它包括优选地布置在远端上的用于治疗的电极和经由中性导体与仪器连接的广泛的中性电极。它可以被配置为附着在患者上用于电流反馈的粘合（adhesive）电极。在这样的实施例中，生成器也可以布置在中性电极中或中性电极上、中性导体中或上述任何其他位置处。
图2中示意性地示出了功率生成器22，用于其部件的解释。例如由彼此并行连接的电感器24和电容器25组成的谐振电路23是功率生成器22的部分。该谐振电路23是功率生成器22的频率确定部件。电感器24优选地配备有具有中心抽头26，该中心抽头26根据需要经由电抗器27连接到操作电压Vcc。操作电压Vcc可以经由线缆12从供应装置11供应。中心抽头26可以精确地布置在中心，使得所提供的两个电感器半部（halves）具有完全相同的电感。也可以稍微“偏心”地布置中心抽头26，使得两个电感器半部包括（稍微）不同的电感。这可以简化功率生成器22的振荡建立（buildup）。这可以简化脉动模式下的操作。
电感器24可以处于与解耦合电感器28的磁耦合并且可以与其形成变压器（transformer）。电感器24与解耦合电感器28的绕组比是根据电外科治疗过程的要求来定义的并且因此可以大于以及小于一。而且，在零和一之间的电感器24和解耦合电感器28之间的耦合因子可以根据电外科治疗过程的要求来定义。优选地，解耦合电感器与保持在电极14、15之间的组织一起形成没有分支的电流回路（galvanic circuit）。
（并行）谐振电路23连接到两个共射共基电路31、32的输出29、30。第一输入晶体管33和第一输出晶体管34是第一共射共基电路31的部分。第二输入晶体管35和第二输出晶体管36是第二共射共基电路32的部分。晶体管33-36是切换晶体管，优选地是场效应晶体管。然而，基本上，也可以使用双极晶体管、IGBT或其他受控开关。下面的描述在基极、发射极和集电极代替栅极、源极和漏极的前提下相应地适用于场效应晶体管和双极晶体管。所呈现的电路原理适合于增强型或耗尽型的p或n场效应晶体管以及适合于pnp或npn双极晶体管。
第一共射共基电路31包括第一输入E1、中间抽头Z1和第一输出A1。因此，第二共射共基电路32包括第二输入E2、第二中间抽头Z2和输出A2。第一输入E1由第一输入晶体管33的控制电极形成。如果第一输入晶体管33是场效应晶体管或IGBT，则控制电极是栅极。在双极晶体管的情况下，控制电极是其基极。
第二输入晶体管35还包括形成第二输入E2的相应控制电极，例如栅极或基极。
第一输入晶体管33包括与例如地37之类的参考电位连接的源极连接。在使用双极晶体管的情况下，该第一输入晶体管33的发射极与地37连接。这相应地适用于第二输入晶体管35。
输入晶体管33、35分别包括输出电极（漏极或发射极），其形成中间抽头Z1或Z2并分别与输出晶体管34、36的电流输入连接。输出晶体管34、36的电流输入分别是其源极电极（或在使用双极技术的情况下是发射极）。两个输出晶体管34、36的控制电极或者彼此独立或者两者都与不变的电位连接。为此，它们可以与供应高于参考电位37的基本上恒定的电位的恒电压源38连接。在双极晶体管的情况下，输出晶体管34、36的控制电极是它们的栅极电极或基极。如果使用正常导通的晶体管，则参考电位也可以是0 V（地）。
两个输出晶体管34、36的漏极或集电极电极形成两个共射共基电路31、32的输出A1、A2。
输入E1与中间抽头Z2连接。输入E2与中间抽头Z1连接。在这样做时，输入晶体管33、35一起形成触发器（flip-flop）电路，该触发器电路不能单独振荡，而是包括双稳态特性。共栅极电路中的下游输出晶体管34、36同时是用于由输入晶体管33、35形成的触发器电路的负载和时钟脉冲生成器。
至此描述的生成器22如下操作：
为了将功率生成器22投入操作，在中心抽头26处向其供应操作电压Vcc。其具有例如相对于参考电位37（地）的+150 V的量。可以使用其他电压值，例如10 V或其间的每个值。
在功率生成器22的振荡建立之后，在输出A1和A2处应用相对于相移约180°的操作电压Vcc对称的振荡。周期性地流过输出晶体管34、36的电流由此是用于触发器电路的时钟脉冲生成器，该触发器电路由输入晶体管33、35组成，其因此以谐振电路23的振荡的节奏（rhythm）来回切换。换句话说，输入晶体管33、35交替地开启和关闭（它们变成交替地导通或不导通）。施加在中间抽头Z1、Z2上的近似方波电压被输出晶体管34、36放大并且因此保持谐振电路23的振荡，即使它经由解耦合电感器28向电极14、15供应电流。该生成器证明在频率上是稳定的，由此它可以产生高频谱纯度的振荡。
取决于施加到功率生成器22的操作电压Vcc的量和/或取决于电感器24和解耦合电感器28之间的绕组比，将电压施加到电极14、15，适用于凝固、切割、消融、电灼（fulguration）或组织融合或用于其他目的。电压范围由此可以从低于100 V直到数百V变动。可以实现1与100 W之间的中等功率范围中的功率以及100 W直到数百W的较高（upper）功率范围中的功率。晶体管33-36由此由于精确地和同相地切换在独有最小的切换损耗的切换操作中操作。晶体管33-36在无电流和无电压的条件下切换。因此，功率生成器22非常高度的微型化。功率损耗在几瓦或瓦特的破裂（fractures）的范围内。这特别适用于100kHz与5 MHz之间的频率。
由于功率生成器被提供有直流电压，如果功率生成器22被布置在仪器10、10'内部，则是特别有利的。线缆12中存在的电导体经受直流电压。通过电抗器27——按需与未进一步示出的缓冲电容器连接——可以使在线缆12中流动的电流均质（homogenized），使得叠加的起伏（ripple）可以忽略不计。这允许使用非屏蔽或仅轻微屏蔽的线缆，其相应地是灵活的并且因此简化了仪器10的操纵。
图3再次以稍微更详细的形式示出了功率生成器22。为了其描述，已经介绍的参考符号和解释相应地适用。
在本实施例中，恒电压源38由齐纳二极管40形成，其阴极与输出晶体管34、36的控制电极连接并且其阳极与参考电位（地）37连接。电容器41可以与齐纳二极管40并行连接，以便将以交变电压方式施加到齐纳二极管40的阴极的信号与地连接。电阻器42可以向恒电压源38供应电流并将操作电压连接Vcc与晶体管32、34的控制电极（栅极）以及相应的恒电压源38连接。齐纳二极管ZD1和ZD2可以将输出A1和A2与地连接（参考电位37）并且因此保护它们不受过电压。
此外，输入电极E1与中间抽头Z2之间的连接可以借助于耦合电容器42来实现。此外，耦合电容器43可以实现中间抽头Z1与控制电极E2之间的连接。控制电极或控制输入E1、E2可以经由电阻器44以直流方式彼此连接，以便在时间平均（time average）中在控制电极E1、E2处产生相应电位。
还在该功率生成器22中，谐振电路23是频率确定元件。相反，耦合电容器42、43不是确定频率的。它们的尺寸相当大，以致于在没有频率确定谐振电路的情况下，功率生成器22将不操作或仅以非常低的频率操作。
在以上描述中，已经假设了供应装置11连续地向仪器10供应直流电压和直流（direct current）。操作元件20、21可以用作电开关，以便选择性地将功率生成器22与供应装置11连接或将其与之隔离。这样做，可以激活或解激活仪器10、10'。为此，图4示出了从功率生成器22操作的时间中的点t0开始直到功率生成器22关闭的时间中的点t1的电压UHF的时间相关进程。时间中的点t0和t1之间的时间段对应于仪器10、10'的激活。RF电压UHF在该激活期间基本上不衰减地和连续地施加到电极14、15。
然而，将供应装置11配置用于脉动（或以其他方式调制）的直流电压的输出也是可能的。它可以例如在150 V的电压值和10 V的电压值之间改变，如针对供应装置11在左侧在图5中所示。根据图5中的电压进程的上电压值Vo以及下电压值Vu可以以不变的方式定义为例如150 V和10 V，也可以使用其他电压值。而且，上电压值Vo和下电压值Vu可以是可调整的。在本实施例中，供应装置11被配置用于在上电压值Vo和下电压值Vu之间切换交替——获得方波形式。然而，操作电压Vcc也可具有另一时间相关进程，例如锯齿进程、三角电压进程、梯形电压进程或波状（wavy）电压进程（例如正弦形式+直流电压分量）。对于图5中所示的操作电压Vcc的方波形式，获得具有射频电压的窄带调制的图4中所示的RF电压进程。
图5还示出了仪器10、10'和供应装置11之间经由线缆12的协作。这包括供应操作电压Vcc的至少一个芯（core）45以及施加有参考电位37芯46，参考电位37即是地。此外，可以提供一个或多个芯47，其用于在仪器10、10'和供应装置11之间的控制信号的传输。这样做，如下是可能的：在仪器10、10'处调整例如操作电压Vcc的量、其调制（调制形式、调制深度、调制频率等）。
根据本发明的功率生成器22是以自振荡方式配置的。它包括两个共射共基电路31、32，其输出A1、A2与并行谐振电路23连接，以便以推挽方式激励它。共射共基电路31、32的输入晶体管33、35交叉耦合，而输出晶体管34、36的控制电极与不变的电位连接。功率振荡器22是自控的，使得晶体管33-36包括最低切换损耗。
参考符号：
10,10' 仪器
11 供应装置
12 线缆
13 把手
14，15 电极
16 柄
17 工具
18，19 钳口
20，21 操作元件
22 功率生成器
23 谐振电路
24 电感器
25 电容器
26 中心抽头
27 电抗器
Vcc 操作电压
28 解耦合电感器
A1，A2 共射共基电路的输出
31 第一共射共基电路
32 第二共射共基电路
33 第一输入晶体管
34 第一输出晶体管
35 第二输入晶体管
36 第二输出晶体管
G34 第一输出晶体管34的控制电极
G36 第二输出晶体管36的控制电极
VG 直流电压
37 参考电位
38 恒电压源
40 齐纳二极管
41 电容器
42，43 耦合电容器
44 电阻器
45，46 线缆12的芯
47 用于控制信号的线缆12的另外的芯
ZD1、ZD2 齐纳二极管

Claims (15)

1.一种电医疗功率生成器（22），特别用于产生用于生物组织的治疗的射频电压（UHF），
具有谐振电路（23），其包括至少一个电容器（25）和至少一个电感器（24），它们彼此并行连接以便形成并行谐振电路，
具有第一共射共基电路 （31），其包括第一输入晶体管（33）和第一输出晶体管（34），
具有第二共射共基电路（32），其包括第二输入晶体管（35）和第二输出晶体管（36），
其中，两个输出晶体管（34，36）与谐振电路（23）连接并且两个输入晶体管（33，35）彼此连接。
2.根据权利要求1所述的功率生成器，其特征在于，第一共射共基电路（31）包括第一输入（E1）、第一输出（A1）和第一中间抽头（Z1），
其特征在于，第二共射共基电路（32）包括第二输入（E2）、第二输出（A2）和第二中间抽头（Z2），
其中，共射共基电路（31，32）的输出（A1，A2）与并行谐振电路（23）连接，以及
其中，第一中间抽头（Z1）与第二输入（E2）连接并且第二中间抽头（Z2）与第一输入（E1）连接。
3.根据权利要求2所述的功率生成器，其特征在于，输入（E1、E2）以电容方式与中间抽头（Z2、Z1）连接。
4.根据前述权利要求中的任何权利要求所述的功率生成器，其特征在于，两个输出晶体管（34、36）分别包括控制电极（G34、G36），并且其特征在于，控制电极（G34、G36）与直流电压（VG）连接。
5.根据前述权利要求中的任何权利要求所述的功率生成器，其特征在于，输入晶体管（33，35）是场效应晶体管并且在每种情况下包括与参考电位（37）连接的源极。
6.根据权利要求5所述的功率生成器，其特征在于，输入晶体管（33，35）在每种情况下包括与中间抽头（Z1，Z2）连接的漏极。
7.根据权利要求5或6所述的功率生成器，其特征在于，输入晶体管（33，35）在每种情况下包括作为控制电极的栅极，其中，栅极是两个共射共基电路（31，32）的输入（E1，E2）。
8.根据前述权利要求中的任何权利要求所述的功率生成器，其特征在于，输出晶体管（34、36）是场效应晶体管。
9.根据权利要求8所述的功率生成器，其特征在于，输出晶体管（34，36）在每种情况下包括与中间抽头（Z1，Z2）连接的源极。
10.根据前述权利要求中的任何权利要求所述的功率生成器，其特征在于，电感器（24）包括与电源电压源（Vcc）连接的中心抽头（26）。
11.根据前述权利要求中的任何权利要求所述的功率生成器，其特征在于，与解耦合电感器（28）磁耦合地布置电感器（24）。
12.根据权利要求9所述的功率生成器，其特征在于，解耦合电感器（28）与至少一个电极（14，15）连接。
13.一种仪器（10，10'），其中，布置了根据前述权利要求中的任何权利要求的功率生成器。
14.一种布置，具有根据权利要求1-12中的任何一项所述的功率生成器或根据权利要求13所述的仪器（10、10'）以及被配置用于恒定或脉动直流电压（Vcc）的输出的供应装置（11）。
15.根据权利要求14所述的布置，其特征在于，供应装置（11）被配置用于产生在最小值（Vu）和最大值（Vo）之间交替的直流电压（Vcc）。
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