CN117297756A - 射频消融测控系统及测控方法 - Google Patents

射频消融测控系统及测控方法 Download PDF

Info

Publication number
CN117297756A
CN117297756A CN202311483966.0A CN202311483966A CN117297756A CN 117297756 A CN117297756 A CN 117297756A CN 202311483966 A CN202311483966 A CN 202311483966A CN 117297756 A CN117297756 A CN 117297756A
Authority
CN
China
Prior art keywords
needle
temperature
radio frequency
sub
frequency ablation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202311483966.0A
Other languages
English (en)
Inventor
江荣华
罗富良
黄乾富
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hygea Medical Technology Co Ltd
Original Assignee
Hygea Medical Technology Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hygea Medical Technology Co Ltd filed Critical Hygea Medical Technology Co Ltd
Priority to CN202311483966.0A priority Critical patent/CN117297756A/zh
Publication of CN117297756A publication Critical patent/CN117297756A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00702—Power or energy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00791—Temperature
    • A61B2018/00797—Temperature measured by multiple temperature sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1425—Needle
    • A61B2018/143—Needle multiple needles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1425—Needle
    • A61B2018/1432—Needle curved
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
    • Y02P—CLIMATE CHANGE MITIGATION TECHNOLOGIES IN THE PRODUCTION OR PROCESSING OF GOODS
    • Y02P90/00—Enabling technologies with a potential contribution to greenhouse gas [GHG] emissions mitigation
    • Y02P90/02—Total factory control, e.g. smart factories, flexible manufacturing systems [FMS] or integrated manufacturing systems [IMS]

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)

Abstract

本发明涉及一种射频消融测控系统及测控方法，涉及射频消融技术领域，用于较为准确地控制射频消融针的温度，避免消融区域边缘位置的温度过低和热场不均匀的现象。本发明的射频消融测控系统，在指定主针为控温元件以调整其工作参数后再次指定子针为控温元件以调整其工作参数，从而能够避免边缘位置的温度过低和热场不均匀而不能完全灭杀该处细胞活性的问题；或者射频消融仪直接指定子针为控温元件以调整其工作参数，也可解决边缘位置的温度过低和热场不均匀而不能完全灭杀该处细胞活性的问题。

Description

射频消融测控系统及测控方法
本申请是申请号为CN202310395470.1、名称为“射频消融测控系统及测控方法”的分案申请。
技术领域
本发明涉及射频消融技术领域，特别地涉及一种射频消融测控系统及测控方法。
背景技术
目前用于肿瘤微创治疗的射频消融技术应适应症广泛，安全可靠，频率范围一般在200—500KHz之间，射频能量通过射频线缆连接器和手术电极传送至手术电极经皮穿刺或腔镜引导下进入组织的部位并和体外连接的负极板构成回路，形成高频电场，在高频电场的作用下激化手术电极周围组织中的导电粒子和极化分子高速运转形成摩擦热，当组织温度达到60℃以上就会使组织中蛋白质凝固，失去活性不可逆转的坏死，从而达到治疗效果。
消融区域的电流一般以靠近电极的中心点最为密集，此区域也为温度的最高点，电极中心点径向方向上分别从两边(例如左右两边或上下两边)向外延伸时温度逐渐衰减，而如果边缘位置的温度过低则该部位的细胞仍具有活性，就会产生消融遗漏而导致术后复发，而此时如果进一步提高温度，则会导致中心区域的温度过高，而使该部位的组织产生结痂炭化等不利于手术顺利进行的问题。
发明内容
本发明提供一种射频消融测控系统及测控方法，用于较为准确地控制射频消融针的温度，避免消融区域边缘位置的温度过低和热场温度不均匀的现象。
根据本发明的第一个方面，本发明提供一种射频消融测控系统，包括射频消融仪和射频消融针，所述射频消融针包括主针和至少一个子针，所述子针可从所述主针的外周展开或缩回；
所述射频消融仪分别与所述主针和所述子针相连，以接收所述主针和所述子针反馈的信号；
其中，所述射频消融仪构造为指定所述主针为控温元件以调整所述射频消融仪的工作参数后，指定所述子针为控温元件以调整所述射频消融仪工作参数；或者
所述射频消融仪构造为仅指定所述子针为控温元件以调整所述射频消融仪的工作参数。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为指定所述主针为控温元件，并根据所述主针当前时刻的温度T主(ti)与主针的目标温度Ts主调整所述射频消融仪工作参数后，再指定所述子针为控温元件，并根据所述子针当前时刻的温度T子(ti)与子针的目标温度Ts子再次调整所述射频消融仪的工作参数。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为仅指定所述子针为控温元件，并根据所述子针当前时刻的温度T子(ti)与所述子针的目标温度Ts子调整所述射频消融仪的工作参数。
在一个实施方式中，所述射频消融仪的工作参数包括当前时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率P(ti)，所述射频消融仪指定所述主针为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与所述主针的温度满足以下关系式：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；
Te(ti)＝T主(ti)-Ts主；
Te(ti-1)＝T主(ti-1)-Ts主；
Te(ti-2)＝T主(ti-2)-Ts主；
其中，ΔP为需要调整的功率值；
ti为当前时刻所述主针的工作时间，i为大于等于2的自然数；
P(ti-1)为第i-1时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率；
Te(ti-1)为第i-1时刻所述主针的温度；
Te(ti-2)为第i-2时刻所述主针的温度；
Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；
Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；
Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
在一个实施方式中，所述射频消融仪的工作参数包括当前时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率P(ti)，所述射频消融仪指定所述子针为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与所述子针的温度满足以下关系式：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；
Te(ti)＝T子(ti)-Ts子；
Te(ti-1)＝T子(ti-1)-Ts子；
Te(ti-2)＝T子(ti-2)-Ts子；
其中，ΔP为需要调整的功率值；
ti为当前时刻所述子针的工作时间，i为大于等于2的自然数；
P(ti-1)为第i-1时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率；
Te(ti-1)为第i-1时刻所述子针的温度；
Te(ti-2)为第i-2时刻所述子针的温度；
Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；
Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；
Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为通过调整所述射频消融仪的当前输出电压U(ti),
所述射频消融仪的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，Uref为数模转换器的参考电压；
Pmax为所述射频消融仪的最大的输出功率。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为通过调整所述射频消融仪的当前输出电压U(ti),
所述射频消融仪的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，为当前时刻的功率P(ti)对应的射频信号的电压；
Uref为数模转换器的参考电压；
Pmax为所述射频消融仪的最大的输出功率。
根据本发明的第二个方面，本发明提供一种射频消融测控系统，包括射频消融仪和射频消融针，所述射频消融针包括主针和至少一个子针，所述子针可从所述主针的外周展开或缩回；
所述射频消融仪分别与所述主针和所述子针相连，以接收所述主针和所述子针反馈的信号；
所述射频消融仪可指定所述主针和所述主针为控温元件，或者仅指定所述子针为控温元件以调整所述射频消融仪的工作参数；
所述射频消融仪指定所述子针为控温元件时，所述射频消融仪构造为根据所述子针目标温度Ts子控制所述子针的展开直径D，其中，所述子针的展开直径D与所述子针目标温度Ts子满足以下关系式：
其中，AD为所述子针展开方向上的消融区域的直径；
Dt为系数，其数值范围为10-30。
在一个实施方式中，所述主针的目标温度Ts主与所述子针的目标温度Ts子满足以下关系式：
Ts子≤Ts主≤Ts子+20。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为指定所述主针为控温元件，并根据所述主针当前时刻的温度T主(ti)与主针的目标温度Ts主调整所述射频消融仪工作参数后，再指定所述子针为控温元件，并根据所述子针当前时刻的温度T子(ti)与子针的目标温度Ts子再次调整所述射频消融仪的工作参数。
在一个实施方式中，所述射频消融仪指定所述子针为控温元件时，将温度最低的子针优先设置设为控温元件，并根据温度最低的子针的温度来调整当前时刻的功率P(ti)；随后，所述射频消融仪再次寻找并判断当前温度最低的另外的子针，并将其设置为控温元件，以调整当前时刻的功率P(ti)，直至各子针的温度均达到其目标温度Ts子。
在一个实施方式中，所述射频消融仪的工作参数包括当前时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率P(ti)，所述射频消融仪指定所述主针为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与所述主针的温度满足以下关系式：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；
Te(ti)＝T主(ti)-Ts主；
Te(ti-1)＝T主(ti-1)-Ts主；
Te(ti-2)＝T主(ti-2)-Ts主；
其中，ΔP为需要调整的功率值；
ti为当前时刻所述主针的工作时间，i为大于等于2的自然数；
P(ti-1)为第i-1时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率；
Te(ti-1)为第i-1时刻所述主针的温度；
Te(ti-2)为第i-2时刻所述主针的温度；
Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；
Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；
Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
在一个实施方式中，所述射频消融仪的工作参数包括当前时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率P(ti)，所述射频消融仪指定所述子针为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与所述子针的温度满足以下关系式：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；
Te(ti)＝T子(ti)-Ts子；
Te(ti-1)＝T子(ti-1)-Ts子；
Te(ti-2)＝T子(ti-2)-Ts子；
其中，ΔP为需要调整的功率值；
ti为当前时刻所述子针的工作时间，i为大于等于2的自然数；
P(ti-1)为第i-1时刻所述射频消融仪输出至所述射频消融针的功率；
Te(ti-1)为第i-1时刻所述子针的温度；
Te(ti-2)为第i-2时刻所述子针的温度；
Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；
Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；
Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为通过调整所述射频消融仪的当前输出电压U(ti),
所述射频消融仪的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，Uref为数模转换器的参考电压；
Pmax为所述射频消融仪的最大的输出功率。
在一个实施方式中，所述射频消融仪构造为通过调整所述射频消融仪的当前输出电压U(ti),
所述射频消融仪的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，为当前时刻的功率P(ti)对应的射频信号的电压；
Uref为数模转换器的参考电压；
Pmax为所述射频消融仪的最大的输出功率。
根据本发明的第三个方面，本发明提供一种射频消融测控系统的测控方法，包括以下操作步骤：
射频消融仪将射频消融针的主针指定为控温元件以调整所述射频消融仪的工作参数后，再将射频消融针的子针指定控温元件以调整所述射频消融仪工作参数；或者
射频消融仪将射频消融针的子针指定为控温元件以调整所述射频消融仪的工作参数。
与现有技术相比，本发明的优点在于，射频消融仪在指定主针为控温元件以调整其工作参数后再次指定子针为控温元件以调整其工作参数，从而能够避免边缘位置的温度过低(例如低于60℃)和热场不均匀而不能完全灭杀该处细胞活性的问题；或者射频消融仪直接指定子针为控温元件以调整其工作参数，也可解决边缘位置的温度过低(例如低于60℃)和热场不均匀而不能完全灭杀该处细胞活性的问题。
附图说明
在下文中将基于实施例并参考附图来对本发明进行更详细的描述。
图1是本发明的实施例中射频消融仪的各部件连接关系框图；
图2是本发明的实施例中射频消融针的主视图；
图3是本发明的实施例中射频消融针的温度场示意图；
图4是本发明的实施例中消融区域的示意图。
附图标记：
100、射频消融针；
110、主针；
120、子针；
130、手柄；140、主针测温元件；150、子针测温元件；160、绝缘层；170、刻度管；180、消融电极；190、中性电极；
200、射频消融仪；
210、主控单元；220、测控单元；230、开关电源(数模转换器)；240、功率源；250、滤波器；260、电源开关；
具体实施方式
下面将结合附图对本发明作进一步说明。
如图1和图2所示，本发明提供一种射频消融测控系统，包括射频消融仪200和射频消融针100。如图2所示，射频消融针100包括主针110和至少一个子针120，射频消融仪200分别与主针110和子针120相连，以接收主针110和子针120反馈的信号。例如主针110和子针120反馈温度信号时，射频消融仪200可以根据主针110和/或子针120反馈的温度信号判断主针110和/或子针120的当前温度是否达到目标温度，若未达到，则根据主针110和/或子针120的当前温度与目标温度之间的差距，相应地调整射频消融仪200的工作参数，例如增大或减小其功率，从而使主针110和/或子针120的温度相应地发生改变，以期达到其目标温度。
实施例1
在本实施例1中，射频消融仪200构造为指定主针110为控温元件以调整射频消融仪200的工作参数，并指定子针120为控温元件以调整射频消融仪200工作参数。
具体地，射频消融仪200构造为首先指定主针110为控温元件，并根据主针110当前时刻的温度T主(ti)与主针110的目标温度Ts主调整射频消融仪200工作参数后，再指定子针120为控温元件，并根据子针120当前时刻的温度T子(ti)与子针的目标温度Ts子再次调整射频消融仪200的工作参数。
其中，射频消融仪200指定主针110为控温元件时，射频消融仪200虽然接收主针110和子针120反馈的温度信号，但射频消融仪200仅判断主针110当前时刻的温度T主(ti)是否达到其目标温度Ts主，而不判断子针120的温度与其目标温度之间的关系；反之，射频消融仪200指定子针120为控温元件时，射频消融仪200虽然仍然接收主针110和子针120反馈的温度信号，但射频消融仪200仅判断子针120当前时刻的温度T子(ti)是否达到其目标温度Ts子，而不再关注主针110的温度与其目标温度之间的关系。
也就是说，在本实施例1中，射频消融仪200通过更换控温元件的方式进行工作。射频消融仪200更换控温元件的原因在于，在治疗时，主针110形成的消融区域(例如图3所示的半径大约为4cm的圆)呈现从主针110所在的位置向外逐渐衰减的能量场，这是因为用于接收射频消融仪200的射频能量的电极位于主针110上，而主针110所在的位置即为消融区域的中心位置，因此越靠近电极的位置(例如中心位置)则能量最为密集，相应地，此区域即为温度最高的位置；以中心位置径向方向上分别从两边(例如左右两边或上下两边)向外每延伸1cm则温度会衰减10℃左右(如图3所示，在半径大约为4cm的圆的中心点处的温度最高，大约为95℃左右，而在最边缘区域的温度最低，大约低于55℃左右)。也就是说，主针110所在的中心位置处，能量和温度最大；越远离主针110，则能量和温度越小，此种现象就会造成主针110所在的位置(中心位置)的温度过高(例如高于90℃)，而消融区域的边缘位置的温度则还未达到目标温度的现象。而如果边缘位置的温度过低(例如温度低于60℃)，则可能该处的细胞仍然具有活性，就会产生消融遗漏，从而导致使手术不彻底，因此此时一般会继续加大向主针110输入的能量，这又反过来会造成主针110所在的位置(中心位置)的温度过高，会产生结痂炭化，从而不利于手术的正常进行。
因此基于上述问题，本发明通过更换控温元件，使得主针110当前时刻的温度T主(ti)已经达到其目标温度Ts主时，将子针120设定为控温元件，从而控制子针120的温度。由于子针120位于主针110的周向，因此子针120相对于主针110形成的消融区域而言，位于远离中心位置的边缘位置，因此通过控制向子针120输入的能量，来调整子针120的温度能够达到其目标温度，由此可保证上述边缘位置的温度能够达到目标温度，从而使边缘位置的温度达到能够完全灭杀该处细胞活性的温度，从而避免产生消融遗漏而使手术不彻底的现象。另一方面，由于在向子针120输入能量时，其能量场会叠加至主针110所在的中心位置的能量场上，从而使得主针110的温度进一步增加，此时可通过将主针110的Ts主设定为小于其极限温度(例如小于90℃)，和/或通过将子针110的Ts子设定为小于其极限温度(例如小于85℃)，以避免主针110所在的位置(中心位置)的温度过高的问题。
射频消融仪200的工作参数包括当前时刻射频消融仪200输出至射频消融针100的功率P(ti)，该功率P(ti)会影响射频消融仪200的主针110和子针120的温度。一般来说，该功率P(ti)越大，则主针110和子针120的温度更大，该功率P(ti)越小，则主针110和子针120的温度更小，该功率P(ti)减小至0时，主针110和子针120的温度可以暂时维持当前温度。
射频消融仪200指定主针110为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与主针110的温度满足以下关系式(1)：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；(1-1)
Te(ti)＝T主(ti)-Ts主；(1-3)
Te(ti-1)＝T主(ti-1)-Ts主；(1-4)
Te(ti-2)＝T主(ti-2)-Ts主；(1-5)
其中，ΔP为需要调整的功率值，ti为当前时刻主针110的工作时间，i为大于等于2的自然数；P(ti-1)为第i-1时刻射频消融仪200输出至射频消融针100的功率；Te(ti-1)为第i-1时刻主针110的温度；Te(ti-2)为第i-2时刻主针110的温度；Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
也就是说，射频消融仪200根据主针110当前时刻(即第i时刻)的温度与其目标温度Ts主之间的关系、第i时刻的上一时刻(即第i-1时刻)的温度与其目标温度Ts主之间的关系以及第i-1时刻的上一时刻(即第i-2时刻)的温度与其目标温度Ts主之间的关系，来确定当前需要调整到的功率P(ti)。即射频消融仪200通过增量式PID控制算法，将温度监测值(当前时刻的温度)与设定的目标温度进行比对，基于比对结果来调整功率P(ti)(例如，对功率P(ti)进行增加或降低)，以使温度能够达到目标温度。通过上述控制方法，使控制的温度能够实现逐步达到预设的目标温度的目的，避免温度控制过度振荡的问题。
因此，射频消融仪200当前时刻的功率P(ti)与前两次的温度数值相关，因为温度数值跟随时间变化，因此当前时刻的功率P(ti)根据最近两次的温度数值进行迭代计算，以避免引入更多无关的温度数据，并且能够降低一定的计算量。
进一步地，如上所述，当主针110的温度达到目标温度值，则射频消融仪200会停止或降低功率输出；为了避免消融区域的边缘位置的温度还未达到目标温度，则射频消融仪200将指定子针120为控温元件。
射频消融仪200将指定子针120为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与子针120的当前温度T子(ti)与子针120的目标温度Ts子满足以下关系式：
其中，ΔP为需要调整的功率值，ti为当前时刻子针120的工作时间，i为大于等于2的自然数；P(ti-1)为第i-1时刻射频消融仪200输出至射频消融针100的功率；Te(ti-1)为第i-1时刻子针120的温度；Te(ti-2)为第i-2时刻子针120的温度；Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
即射频消融仪200可以按照上文所述调整主针110的控制方法来调整其输出至子针120的功率。当子针120的温度达到其目标温度时，开始控温计时，以到达预期的消融范围。
射频消融仪200将指定子针120为控温元件时，将温度最低的一些子针120(可以是1个或者多个)优先设置设为控温元件，即根据温度最低的子针120的温度来调整当前时刻的功率P(ti)，以期待该子针120的温度能够达到其目标温度Ts子；随后，再次寻找并判断当前温度最低的另外的子针120(可以是1个或者多个)，并将其设置为控温元件，以调整当前时刻的功率P(ti)，重复上述过程，即可使各子针120的温度均可达到其目标温度Ts子。
根据主针110及子针120的温度获得输出至射频消融针100的功率后，可以通过调整射频消融仪200的当前输出电压U(ti)的方式，来使其输出的功率达到当前时刻的功率P(ti)。
具体地，射频消融仪200的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，Uref为数模转换器的参考电压，一般为1-5V；Pmax为射频消融仪200的最大的输出功率，一般为150-500W。
上述关系式(1-3)还可以写成下列关系式(1-4)的形式：
上述关系式(1-4)中，
其中，Dfactor为功率和数模转换值的系数，AD为数模转换器的满幅值，其与数模转换器的位数(一般为10～24bit)相关，AD取值为1024-16777216。因此，可通过调制数模转换器获得当前输出电压U(ti)，最终获得本次需要设置的功率，即当前时刻的功率P(ti)。
此外，还可根据射频消融仪200检测的实时组织阻抗R，调整本次需要设置的功率对应的射频信号的电压Up(ti)。
具体地，射频消融仪200的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，为当前时刻的功率P(ti)对应的射频信号的电压；Uref为数模转换器的参考电压，一般为1-5V；Pmax为射频消融仪200的最大的输出功率，一般为150-500W。
因此，上述关系式(1-5)可以写成下列关系式(1-6)的形式：
其中，Dfactor为功率和数模转换值的系数，AD为数模转换器的满幅值，其与数模转换器的位数(一般为10～24bit)相关，AD取值为1024-16777216。因此，可通过调制数模转换器获得当前输出电压U(ti)，最终获得本次需要设置的功率，即当前时刻的功率P(ti)。
当子针120的温度达到目标温度时，射频消融仪200保持输出当前功率P(ti)一定时间(例如5～20min)，以达到热沉积效应，巩固治疗效果。
射频消融仪200指定子针120为控温元件时，射频消融仪200还构造为根据子针120目标温度Ts子控制子针120的展开直径D，其中，子针120的展开直径D与子针120目标温度Ts子满足以下关系式：
其中，AD为子针120展开方向上的消融区域的直径；Dt为系数，其数值范围为10-30。
如图4所示，子针120展开方向上所形成的消融区域的形态为直径AD的圆(热场分布在三维空间上呈现扁球体的形态)。子针120所在平面的上部消融高度为AH1，子针120所在平面的下部消融高度为AH2。其中，上部消融高度AH1为随功率P和时间t变化的量，其范围可以是0-20mm；下部消融高度AH2为随功率P和时间t变化的量，其范围可以是0-10mm。
主针110的目标温度Ts主与子针120的目标温度Ts子满足以下关系式：
Ts子≤Ts主≤Ts子+20。
子针120目标温度Ts子可以是54～100℃，Dt为系数(消融直径和温控时间系数)，其中，温控时间一般为5-10min，即上文所述的射频消融仪200保持输出当前功率P(ti)一定时间。
在另一些实施方式中，可根据需要消融的指定区域的大小来确定射频消融针100的子针120的展出直径D。如图4所示，子针展开的直径为D,消融范围可随当前时刻射频消融仪200输出至射频消融针100的功率P(ti)和时间t的变化而变化。
热场的总体形态分布如下：子针120的展开方向上消融形态为直径AD的圆形，子针120所在平面上部的消融高度为AH1,子针120所在平面的下部消融高度为AH2。
在设置不同功率P和时间t下，消融直径AD满足以下定义式：
AD＝D+2×SW；
其中，SW为子针120向外延伸的消融范围的系数，其为随功率P(ti)和时间t的变化量，取值范围为0-10mm。
功率P一般设为50-200W和时间t为5-20min。消融后形成一个扁球体。总
子针120所在平面上部的消融高度为AH1为功率P(ti)和时间t变化的量，取值范围为0-20mm。
子针120所在平面上部的消融高度为AH2为功率P(ti)和时间t变化的量，取值范围为0-20mm。
实施例2
本实施例2与上述实施例1不同的是，射频消融仪200构造为仅指定子针120为控温元件以调整射频消融仪200的工作参数。换言之，射频消融仪200可以不关注主针110的温度与其目标温度之间的关系，而仅判断子针120的温度与其目标温度之间的关系。因为根据上述分析，消融区域的中心位置的温度最高，因此只要子针120的温度能够达到预期目标，则位于中心位置的主针110的温度一般也能达到预期目标。
具体地，射频消融仪200构造为仅指定子针120为控温元件，并根据子针120当前时刻的温度T子(ti)与子针120的目标温度Ts子调整射频消融仪200的工作参数。
射频消融仪200的工作参数包括当前时刻射频消融仪200输出至射频消融针100的功率P(ti)，射频消融仪200指定子针120为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与子针120的当前温度T子(ti)与子针120的目标温度Ts子满足以下关系式：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；(2-1)
Te(ti)＝T子(ti)-Ts子；
Te(ti-1)＝T子(ti-1)-Ts子；
Te(ti-2)＝T子(ti-2)-Ts子；
其中，ti为当前时刻子针120的工作时间，i为大于等于2的自然数；P(ti-1)为第i-1时刻射频消融仪200输出至射频消融针100的功率；Te(ti-1)为第i-1时刻子针120的温度；Te(ti-2)为第i-2时刻子针120的温度；Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
也就是说，射频消融仪200根据子针120当前时刻(即第i时刻)的温度与其目标温度Ts子之间的关系、第i时刻的上一时刻(即第i-1时刻)的温度与其目标温度Ts子之间的关系以及第i-1时刻的上一时刻(即第i-2时刻)的温度与其目标温度Ts子之间的关系，来确定当前需要调整到的功率P(ti)。即射频消融仪200通过增量式PID控制算法，将温度监测值(当前时刻的温度)与设定的目标温度进行比对，基于比对结果来调整功率P(ti)(例如，对功率P(ti)进行增加或降低)，以使温度能够达到目标温度。通过上述控制方法，使控制的温度能够实现逐步达到预设的目标温度的目的，避免温度控制过度振荡的问题。
此外，在本实施例2中，可以使用上述实施例1中当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)的关系式(1-3)或关系式(1-5)来获得本次需要设置的功率，即当前时刻的功率P(ti)，本发明对此不在赘述。
可以理解地，在本实施例2中，可以使用上述实施例1中的(1-7)的关系式来获得子针120的展开直径，本发明对此不在赘述。
在上述实施例1和实施例2的基础上，如图1所示，射频消融仪200包括主控单元210、测控单元220、开关电源(数模转换器)230、功率源240、滤波器250和电源开关260，图1中箭头表示信号的流向。
其中，主控单元210可基于设定的或测控单元220根据反馈的温度计算调谐的参数产生射频能量。测控单元220用于检测射频消融电极与功率源开关状态，并获取子针120或主针110反馈的测温值，主控单元210根据对应设定温度值所产生模拟电压来控制功率源240的输出大小。开关电源(数模转换器)230用于将输入的交流电源变为直流电源。功率源240用于产生所述射频能量，例如可产生470KHz的射频能量。
其中，测控单元220与射频消融针100之间通信连接。更具体地，测控单元220分别与主针110上的消融电极180(其可作为正极，随主针110伸入体内目标位置)和中性电极190(其可视为负极，与主针110上的消融电极180形成电流回路，其可贴在人体表皮上)以及子针120上的消融电极180(其可作为正极，随子针120伸入体内目标位置)和中性电极190(其可视为负极，与子针120上的消融电极180形成电流回路，其可贴在人体表皮上)相连，以控制其通断。此外，测控单元220还分别与主针110上的测温元件和子针120上的测温元件相连，以分别获取主针110和子针120的温度数据。其中，主针110上的测温元件可设置在主针110上的消融电极180中，子针120上的测温元件可设置在子针120上的消融电极180中。
测控单元220与主控单元210之间通信连接，以将其获取的温度信号反馈给主控单元210，主控单元210根据判断和计算确定本次需要设置的功率，并将该功率信号传达给测控单元220。
主控单元210还分别与开关电源(数模转换器)230和功率源240相连，开关电源(数模转换器)230则与功率源240相连，主控单元210可通过调制开关电源(数模转换器)230获得当前输出电压，并最终获得本次需要设置的功率。
此外，电源开关260与滤波器250相连，滤波器250用于输入交流电源的电网电压波动的过滤。通过滤波器250可滤掉净化输入交流电源的电网电压波动，使其稳定可靠。滤波器250与开关电源(数模转换器)230相连。
测控单元220具有多个开关器件和N个继电器，以控制射频能量与电极输出开关。主控单元210通过其反馈的温度值和预设的目标温度值产生相应模拟电压值从而控制功率源240输出的功率的大小。即主控单元210根据测控单元220获得的温度值可控制功率源240输出大小以，并实时监控射频消融针100的主针110所在的消融区域中心位置和子针120所在的消融区域的边缘位置的温度值，以决定消融区域时长。
测控单元220监测射频消融针100工作时中性电极190的回流阻抗大小决定其是断开还是连通，以免烫伤皮肤，确保手术安全性。
在上述实施例1和实施例2的基础上，如图2所示，射频消融针100还包括手柄130。其中，主针110和子针120均与手柄130相连，子针120可从主针110的外周展开或缩回。子针120展开时，从主针110针尖与针管之间的缝隙中伸出并展开，反之，子针120从该缝隙中收回。其中，射频消融针100可采用现有的包括主针和子针的结构形式，例如中国专利CN115444551A所公开射频消融电极针，其全文通过引用并入本文。
其中，主针110和子针120上可设置测温元件(例如热电偶等)，以测量主针110和子针120的温度并向射频消融仪200的测控单元220反馈温度信号。如图2所示，主针110上的主针测温元件140可设置在主针110的根部位置，子针120上的子针测温元件150可设置在子针120的尖端位置。
其中，子针120的数量可以是1个或多个，多个子针120可以环绕在主针110的周向上，因此子针120展开时可呈伞状或其他形状。当子针120为多个时，可在每个子针120上均设置测温元件，或者可仅在一部分子针120上设置测温元件(例如图2所示，设置了测温元件的子针120和未设置测温元件的子针120间隔设置等方式)。
需要说明的是，由于设置有测温元件的子针120能够向射频消融仪200反馈温度信号，因此可以被射频消融仪200指定为控温元件；未设置测温元件的子针120则无法被设置为控温元件。
此外，主针110的针管上还可涂敷有绝缘层160，使其针管部分绝缘。针管构造为刻度管170的形式，从而可指示主针110插入目标位置的深度。
主针110的针尖可采用三棱针尖的结构形式，其具有导电性。主针110的针尖与刻度管170中的中心管相连。刻度管170移动时，其与中心管之间产生缝隙，子针120可从该缝隙中伸出并展开。
刻度管170的末端导电部与高频线相连，高频线与PCB转接板连接，PCB转接板通过射频连接器与射频消融仪200的测控单元220连接。主针测温元件140置于中心管内腔连通主针110的针尖内腔顶端，主针测温元件140的末端分别与PCB转接板和射频连接器连接，由此可与射频消融仪200测控单元220连通。子针测温元件150置于子针120内腔的顶端，其末端分别与PCB转接板和射频连接器互相连接，由此可与射频消融仪200测控单元220连通。
主针110的针尖可采用防粘材料制成，使得其与组织不粘连，以保证其导电性能稳定，防止中心温度过高产生结痂炭化。
实施例3
在上述实施例1和实施例2的基础上，本发明还提供一种射频消融测控系统的测控方法，包括以下操作步骤：
射频消融仪200将射频消融针100的主针110指定为控温元件以调整射频消融仪200的工作参数后，再将射频消融针100的子针120指定控温元件以调整所述射频消融200工作参数。
或者，射频消融仪200将射频消融针100的子针120指定为控温元件以调整射频消融仪200的工作参数。
射频消融仪200的工作参数的具体调整过程请参见上述实施例1和实施例2，本发明对此不再赘述。
本发明所述的测控方法，应用于射频消融测控系统的实验或测试阶段。
虽然已经参考优选实施例对本发明进行了描述，但在不脱离本发明的范围的情况下，可以对其进行各种改进并且可以用等效物替换其中的部件。尤其是，只要不存在结构冲突，各个实施例中所提到的各项技术特征均可以任意方式组合起来。本发明并不局限于文中公开的特定实施例，而是包括落入权利要求的范围内的所有技术方案。

Claims (10)

1.一种射频消融测控系统，其特征在于，包括射频消融仪(200)和射频消融针(100)，所述射频消融针(100)包括主针(110)和多个子针(120)，所述子针(120)可从所述主针(110)的外周展开或缩回；
所述射频消融仪(200)分别与所述主针(110)和所述子针(120)相连，以接收所述主针(110)和所述子针(120)反馈的信号；
其中，所述射频消融仪(200)构造为仅指定所述子针(120)为控温元件以调整所述射频消融仪(200)的工作参数。
2.根据权利要求1所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)根据所述子针(120)当前时刻的温度T子(ti)与所述子针(120)的目标温度Ts子调整所述射频消融仪(200)的工作参数。
3.根据权利要求2所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)的工作参数包括当前时刻所述射频消融仪(200)输出至所述射频消融针(100)的功率P(ti)，所述射频消融仪(200)指定所述子针(120)为控温元件时，当前时刻的功率P(ti)与所述子针(120)的温度满足以下关系式：
P(ti)＝P(ti-1)+ΔP；
ΔP＝Kp[Te(ti)-Te(ti-1)]+KjTe(ti)+Kd[Te(ti)-2Te(ti-1)+Te(ti-2)]；
Te(ti)＝T子(ti)-Ts子；
Te(ti-1)＝T子(ti-1)-Ts子；
Te(ti-2)＝T子(ti-2)-Ts子；
其中，ΔP为需要调整的功率值；
ti为当前时刻所述子针(120)的工作时间，i为大于等于2的自然数；
P(ti-1)为第i-1时刻所述射频消融仪(200)输出至所述射频消融针(100)的功率；
Te(ti-1)为第i-1时刻所述子针(120)的温度；
Te(ti-2)为第i-2时刻所述子针(120)的温度；
Kp为温度调整的比例因子，其数值范围为0.4～1；
Kj为积分时间，其数值范围为0.4～1；
Kd为微分时间，其数值范围为0.5～1。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)构造为通过调整所述射频消融仪(200)的当前输出电压U(ti),来使其输出的功率达到当前时刻的功率P(ti)；
所述射频消融仪(200)的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，Uref为数模转换器的参考电压；
Pmax为所述射频消融仪(200)的最大的输出功率。
5.根据权利要求1-3中任一项所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)构造为通过调整所述射频消融仪(200)的当前输出电压U(ti),来使其输出的功率达到当前时刻的功率P(ti)；
所述射频消融仪(200)的当前输出电压U(ti)与当前时刻的功率P(ti)满足以下关系式：
其中，为当前时刻的功率P(ti)对应的射频信号的电压；
Uref为数模转换器的参考电压；
Pmax为所述射频消融仪(200)的最大的输出功率。
6.根据权利要求1-3中任一项所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)构造为先将温度最低的子针(120)设置设为控温元件，并根据其温度来调整当前时刻的功率P(ti)；
当该子针(120)的温度达到其目标温度Ts子后，再次寻找并判断当前温度最低的另外的子针(120)，并将其设置为控温元件，以调整当前时刻的功率P(ti)；
重复上述过程，以使各子针(120)的温度均可达到其目标温度Ts子。
7.根据权利要求6所述的射频消融测控系统，其特征在于，当子针(120)的温度均达到其目标温度Ts子时，射频消融仪(200)保持输出当前功率P(ti)5min～20min。
8.根据权利要求1-3中任一项所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)构造为根据子针(120)的目标温度Ts子控制子针(120)的展开直径D，其中，子针(120)的展开直径D与子针(120)目标温度Ts子满足以下关系式：
其中，AD为子针(120)的展开方向上的消融区域的直径；
Dt为系数，其数值范围为10-30。
9.根据权利要求1-3中任一项所述的射频消融测控系统，其特征在于，所述射频消融仪(200)还包括设置在所述子针(120)上的测温元件，所述测温元件用于测量所述子针(120)的温度并向所述射频消融仪(200)的测控单元(220)反馈温度信号，所述测控单元(220)将其获取的温度信号反馈给所述射频消融仪(200)的主控单元(210)，所述主控单元(210)根据判断和计算确定本次需要设置的功率，并将功率信号传达给测控单元(220)。
10.一种射频消融测控系统的测控方法，其特征在于，包括以下操作步骤：
射频消融仪(200)将射频消融针(100)的子针(120)指定为控温元件以调整所述射频消融仪(200)的工作参数；
其中，指定所述子针(120)为控温元件时，先将温度最低的子针(120)设置设为控温元件，并根据其温度来调整当前时刻的功率P(ti)；
当该子针(120)的温度达到其目标温度Ts子后，再次寻找并判断当前温度最低的另外的子针(120)，并将其设置为控温元件，以调整当前时刻的功率P(ti)；
重复上述过程，以使各子针(120)的温度均可达到其目标温度Ts子。
CN202311483966.0A 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法 Pending CN117297756A (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202311483966.0A CN117297756A (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202310395470.1A CN116549099B (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法
CN202311483966.0A CN117297756A (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310395470.1A Division CN116549099B (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN117297756A true CN117297756A (zh) 2023-12-29

Family

ID=87502792

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202311483966.0A Pending CN117297756A (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法
CN202310395470.1A Active CN116549099B (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310395470.1A Active CN116549099B (zh) 2023-04-13 2023-04-13 射频消融测控系统及测控方法

Country Status (1)

Country Link
CN (2) CN117297756A (zh)

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003024506A2 (en) * 2001-09-14 2003-03-27 Arthrocare Corporation Methods and apparatus for treating intervertebral discs
US8444562B2 (en) * 2004-10-06 2013-05-21 Guided Therapy Systems, Llc System and method for treating muscle, tendon, ligament and cartilage tissue
CN109481013B (zh) * 2018-12-19 2021-05-28 南京康友医疗科技有限公司 一种具有热场监控功能的微波消融装置
CN109498155B (zh) * 2019-01-10 2022-09-30 上海美杰医疗科技有限公司 消融治疗术中快速规划系统及方法
CN114052894A (zh) * 2021-11-18 2022-02-18 上海睿速创生医疗科技有限公司 一种多极射频消融针
CN115444551B (zh) * 2022-11-11 2023-03-17 海杰亚（北京）医疗器械有限公司 射频消融电极针

Also Published As

Publication number Publication date
CN116549099B (zh) 2023-11-10
CN116549099A (zh) 2023-08-08

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1862137B1 (en) System for controlling tissue heating rate prior to cellular vaporization
EP2105102B1 (en) Electrosurgical apparatus with predictive RF source control
AU686625B2 (en) Bipolar electrosurgical trocar
US9375254B2 (en) Seal and separate algorithm
US7131445B2 (en) Electrosurgical method and apparatus
US9358063B2 (en) Ablation performance indicator for electrosurgical devices
US8226639B2 (en) System and method for output control of electrosurgical generator
EP2347727B1 (en) System for monitoring ablation size
JP2972349B2 (ja) 神経外科的電気外科用装置のための制御システム
US8568404B2 (en) Bipolar electrode probe for ablation monitoring
WO2004056277A1 (en) Electrosurgical method and apparatus
WO2008053532A1 (fr) Dispositif source d'alimentation électrique haute fréquence pour cautère
JP2014530657A (ja) 過電流状態を緩和するための外科手術用ジェネレータおよび関連方法
EP2854682B1 (en) Systems for treating tissue of a passageway within a body
EP3998032A1 (en) Radio frequency thermal ablation system and control method therefor
CN110478030B (zh) 用于在水性环境中产生等离子体的装置和方法
CN116549099B (zh) 射频消融测控系统及测控方法
Hellwig et al. Application of new electrosurgical devices and probes in endoscopic neurosurgery
CN208864480U (zh) 射频等离子手术电极
JP6910143B2 (ja) 高周波外科用装置及びその種の高周波外科用装置の運転方法
JPH10118093A (ja) 高周波電流治療装置

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination