Медицинское устройство

Медицинское устройство

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Настоящее изобретение относится к области медицинских устройств и, более конкретно, хотя и не исключающе, к медицинским устройствам для прижигания и рассечения. Настоящее изобретение также относится к схемам возбуждения и способам возбуждения подобных медицинских устройств.

Многие хирургические процедуры требуют рассечения или лигирования кровеносных сосудов или иных внутренних тканей. Многие хирургические процедуры проводятся с использованием минимально инвазивных способов, и для рассечения или лигирования хирург применяет ручное устройство для прижигания. Существующие ручные устройства для прижигания требуют настольных силовых и управляющих электронных компонентов, которые соединяются с самим устройством электрическим кабелем. На фиг.10 приведен пример подобного используемого сегодня ручного устройства для прижигания.

Давно известно, что такие существующие устройства неудобны и сложны для работы во время проведения хирургической процедуры из-за значительных размеров силовых и управляющих электронных компонентов и привязки ручного устройства для прижигания кабелем к силовым и управляющим электронным компонентам. Также давно известно, что эти трудности могут быть устранены при переходе к ручному устройству для прижигания с питанием от аккумуляторной батареи, в котором силовые и управляющие электронные компоненты устанавливаются в самом устройстве, например, внутри рукоятки устройства. Однако создание столь миниатюрных электронных компонентов в данном случае является непростой задачей. Мощность, которая должна подводиться к такому устройству при проведении хирургической процедуры, и существующие конструкции электронных схем таких устройств требуют применения крупногабаритных конденсаторов, катушек индуктивности и трансформаторов, а также теплоотводов и вентиляторов. На фиг.11 более подробно показаны различные части силовых и управляющих электронных компонентов, используемых в существующих конструкциях. Хотя размеры измерительных и управляющих электронных компонентов действительно могут быть уменьшены в размерах, габариты других частей электронных схем не могут быть снижены таким путем.

В частности, в существующих конструкциях электронных компонентов используются схемы для обеспечения регулируемого источника питания с выходным напряжением 24 вольта; полевые транзисторы и схемы управления ими; трансформатор для повышения напряжения питания; и схемы управления фильтрацией для удаления гармоник из прямоугольного напряжения, генерируемого переключателями на полевых транзисторах и трансформатором. Принимая во внимание уровни напряжения и мощности, требуемые для питания устройства для прижигания, трансформаторы и выходные фильтры должны быть достаточно крупногабаритными, а для охлаждения переключателей на полевых транзисторах требуются теплоотводы и вентиляторы значительных размеров.

Настоящее изобретение направлено на обеспечение альтернативной конструкции электронных модулей, которая позволит уменьшить габариты электронных модулей настолько, чтобы встроить их внутрь ручного устройства для прижигания, при этом обеспечивая выходную мощность и функции управления, требуемые для выполнения хирургической процедуры.

В настоящем изобретении предложено медицинское устройство, содержащее рабочий инструмент, имеющий по меньшей мере один электрический контакт, схему радиочастотного (РЧ) генератора для генерации РЧ сигнала возбуждения для обеспечения передачи РЧ сигнала возбуждения к по меньшей мере одному электрическому контакту, причем в состав схемы РЧ генератора входит резонансная цепь. В одном варианте осуществления схема радиочастотного генератора содержит схему управления переключением, которая генерирует периодически изменяющийся сигнал, такой как прямоугольный сигнал, из источника постоянного тока, а резонансная цепь выполнена с возможностью приема периодически изменяющегося сигнала от схемы управления переключением. Питание постоянным током предпочтительно обеспечивается одной или более аккумуляторными батареями, которые могут быть установлены в корпусе (таком как рукоятка) описываемого устройства.

В соответствии с другим аспектом в настоящем изобретении предложено медицинское устройство, содержащее: рукоятку для захвата рукой пользователя; соединенный с рукояткой рабочий инструмент, причем рабочий инструмент имеет по меньшей мере один электрический контакт; клеммы аккумулятора для подключения к одной или более аккумуляторным батареям; схему радиочастотного (РЧ) генератора, соединенную с указанными клеммами аккумулятора и выполненную с возможностью выработки РЧ сигнала возбуждения и подачи РЧ сигнала возбуждения на по меньшей мере один электрический контакт указанного рабочего инструмента; где схема радиочастотного генератора содержит: схему управления переключением для выработки периодически изменяющегося сигнала (который может представлять собой прямоугольный широтно-импульсно модулированный сигнал) из разности потенциалов на указанных клеммах аккумулятора; и резонансную схему возбуждения, связанную с указанной схемой управления переключением и выполненную с возможностью фильтрации периодически изменяющегося сигнала, вырабатываемого схемой управления переключением; и причем РЧ сигнал возбуждения получают как выходной сигнал указанной резонансной цепи.

Медицинское устройство может также содержать схему управления (в состав которой могут входить аппаратные и/или программные средства), которая изменяет частоту РЧ сигнала возбуждения. Схема управления может изменять частоту, исходя из результатов измерения РЧ сигнала возбуждения, с целью регулирования по меньшей мере одного из следующих параметров: мощности, напряжения и/или силы тока, выдаваемых на указанный по меньшей мере один электрический контакт рабочего инструмента. В предпочтительном варианте осуществления результаты измерения получают с использованием схемы выборки сигнала, работающей синхронно по отношению к частоте РЧ сигнала возбуждения. Частота, с которой схема выборки сигнала фиксирует контрольный сигнал, может являться целой частью частоты РЧ сигнала возбуждения.

В одном варианте осуществления схема управления изменяет частоту РЧ сигнала возбуждения в окрестности (предпочтительно лишь несколько выше или несколько ниже) резонансной частоты резонансной цепи. Резонансные характеристики резонансной цепи могут изменяться в зависимости от нагрузки, подключенной к по меньшей мере одному электрическому контакту, и схема управления может быть организована таким образом, чтобы изменять частоту РЧ сигнала возбуждения для отслеживания изменений в резонансных характеристиках резонансной цепи.

В соответствии с другим аспектом в настоящем изобретении предложено медицинское устройство, содержащее: рукоятку для захвата рукой пользователя; рабочий инструмент, соединенный с рукояткой и имеющий по меньшей мере один электрический контакт; схему радиочастотного (РЧ) генератора, выполненную с возможностью выработки РЧ сигнала возбуждения и подачи РЧ сигнала возбуждения на по меньшей мере один электрический контакт; и схему управления, выполненную с возможностью изменения частоты РЧ сигнала возбуждения для регулирования по меньшей мере одного из следующих параметров: мощности, напряжения и силы тока, выдаваемых на по меньшей мере один контакт рабочего инструмента.

Схема РЧ генератора может содержать генератор сигнала, вырабатывающий периодически изменяющийся сигнал на требуемой радиочастоте; и частотно-зависимый аттенюатор, который ослабляет периодически изменяющийся сигнал в зависимости от частоты периодически изменяющегося сигнала. Частотно-зависимый аттенюатор может представлять собой аттенюатор без потерь и может содержать резонансную цепь с резонансной частотой, равной или близкой частоте периодически изменяющегося РЧ сигнала.

В настоящем изобретении также предложено медицинское устройство, содержащее: рукоятку для захвата рукой пользователя; рабочий инструмент, соединенный с рукояткой и имеющий по меньшей мере один электрический контакт; схему радиочастотного (РЧ) генератора, выполненную с возможностью выработки РЧ сигнала возбуждения и подачи РЧ сигнала возбуждения на по меньшей мере один электрический контакт; вход для введения контрольного сигнала, который изменяется одновременно с РЧ сигналом возбуждения, приложенным к по меньшей мере одному электрическому контакту; схему выборки сигнала для выборки величины контрольного сигнала, подведенного к указанному входу; схему измерения, выполненную с возможностью измерения величины РЧ сигнала возбуждения с использованием зафиксированных сигналов с выхода схемы выборки сигнала; и схему управления, выполненную с возможностью управления схемой РЧ генератора в зависимости от результатов измерения, полученных схемой измерения, для изменения частоты вырабатываемого РЧ сигнала возбуждения; причем схема выборки сигнала выполнена с возможностью выборки величины контрольного сигнала с частотой выборки, которая изменяется синхронно с частотой РЧ сигнала возбуждения.

В настоящем изобретении также предложен способ использования медицинского устройства, включающий выработку РЧ сигнала и приложение РЧ сигнала к по меньшей мере одному электроду рабочего инструмента медицинского устройства, и управление частотой генерируемого РЧ сигнала для регулирования по меньшей мере одного из следующих параметров: мощности, силы тока и напряжения, приложенных к по меньшей мере одному электроду.

В соответствии с другим аспектом в настоящем изобретении предложен способ прижигания сосуда или ткани, включающий: захват сосуда или ткани с помощью рабочего инструмента медицинского устройства; приложение РЧ сигнала к по меньшей мере одному электроду рабочего инструмента, который находится в контакте с сосудом или тканью; и управление частотой РЧ сигнала для регулирования по меньшей мере одного из следующих параметров: мощности, силы тока и напряжения, приложенных к ткани, для проведения прижигания.

Указанные выше способы могут включать применение описанного выше медицинского устройства, однако это не является необходимым условием.

На стадии управления может варьироваться частота РЧ сигнала для регулирования прикладываемой к сосуду или ткани мощности, и способ может дополнительно включать измерение импеданса ткани или сосуда и варьирование требуемой мощности, прикладываемой к сосуду или ткани, в зависимости от результатов измерения импеданса.

Перечисленные и различные иные отличительные особенности и аспекты настоящего изобретения станут очевидны после изучения приведенного ниже подробного описания вариантов осуществления настоящего изобретения в сочетании с сопутствующими фигурами.

На фиг.1 представлено ручное устройство для прижигания, которое имеет аккумуляторные батареи и силовые и управляющие электронные компоненты, установленные в рукоятке устройства.

На фиг.2 представлена принципиальная блок-схема с указанием основных компонентов схемы генерации напряжения РЧ возбуждения и схемы управления, применяемых в одном варианте осуществления настоящего изобретения.

На фиг.3 представлена блок-схема с указанием основных компонентов контроллера, используемого для управления работой схемы генерации напряжения РЧ возбуждения, приведенной на фиг.2.

На фиг.4 представлена временная диаграмма с указанием РЧ сигналов возбуждения, подаваемых на устройство для прижигания, иллюстрирующая способ получения синхронных выборок для измерения параметров сигналов возбуждения.

На фиг.5a представлен график с указанием пределов изменения напряжений и токов, подаваемых на устройство для прижигания, показанное на фиг.1.

На фиг.5b представлен график рассчитанной выходной мощности, полученный по графикам тока и напряжения, показанным на фиг.5a.

На фиг.6 представлен график, иллюстрирующий изменение резонансных характеристик показанной на фиг.2 схемы генерации напряжения РЧ возбуждения при изменении нагрузки.

На фиг.7 представлена логическая схема, иллюстрирующая работу алгоритма управления частотой, применяемого для управления частотой РЧ сигналов возбуждения, подаваемых на устройство для прижигания.

На фиг.8 представлен график, иллюстрирующий один способ изменения управляющими электронными компонентами пределов выходной мощности в ходе выполнения хирургической процедуры.

На фиг.9 представлена принципиальная блок-схема с указанием основных компонентов схемы генерации напряжения РЧ возбуждения и схемы управления, применяемых в другом варианте осуществления настоящего изобретения.

На фиг.10 представлена форма известного из предшествующего уровня техники ручного устройства для прижигания, которое соединяется с силовыми и управляющими электронными компонентами электрическим кабелем.

На фиг.11 представлен вид сверху с указанием различных компонентов существующих электронных модулей, используемых для обеспечения функциональности и управления ручным устройством для прижигания, показанным на фиг.10.

Медицинское устройство

Многие хирургические процедуры требуют рассечения или лигирования кровеносных сосудов или иных сосудистых тканей. При использовании подходов минимально инвазивной хирургии хирург выполняет хирургические процедуры через небольшой разрез на теле пациента. В результате ограничения доступного пространства хирурги нередко сталкиваются с трудностями при остановке кровотечений путем пережимания и/или перетягивании рассеченных кровеносных сосудов. Используя электрохирургические щипцы, хирург может прижечь, коагулировать/высушить и/или просто ослабить или остановить кровотечение путем регулирования используемой для электрохирургической процедуры энергии, подаваемой через бранши электрохирургических щипцов.

На фиг.1 представлена форма электрохирургического медицинского устройства 1, выполненного с возможностью осуществления минимально инвазивных медицинских операций в соответствии с одним вариантом осуществления настоящего изобретения. Как показано на фигуре, устройство 1 представляет собой автономное устройство, имеющее удлиненный вал 3 с рукояткой 5, соединенной с проксимальным концом вала 3, и рабочим инструментом 7, соединенным с дистальным концом вала 3. В данном варианте осуществления рабочий инструмент 7 содержит медицинские щипцы 9 и рассекающее лезвие (на фигуре не показано), которыми управляет пользователь путем манипуляции рычагами управления 11 и 13 на рукоятке 5.

При проведении хирургической процедуры вал 3 вводят через троакар для получения доступа к внутренним органам пациента и операционному полю. Хирург корректирует положение щипцов 9 с помощью рукоятки 5 и рычагов управления 11 и 13 до тех пор, пока щипцы 9 не окажутся вокруг требующего прижигания сосуда. Затем на щипцы 9 контролируемым образом подают энергию в форме РЧ напряжения (обнаружено, что частота выше приблизительно 50 кГц не оказывает воздействия на нервную систему человека), обеспечивая требуемое прижигание. Как показано на фиг.1, в данном варианте осуществления в рукоятке 5 размещаются аккумуляторные батареи 15 и управляющие электронные компоненты 17 для выработки и регулирования электрической энергии, требуемой для проведения прижигания. Таким образом, устройство 1 является автономным в том смысле, что оно не требует отдельного блока управления и электрического кабеля для подачи электрической энергии на щипцы 9.

Схема генерации напряжения РЧ возбуждения

На фиг.2 представлена принципиальная блок-схема, иллюстрирующая схему 20 генерации напряжения РЧ возбуждения и схему управления, применяемые в данном варианте осуществления для выработки и регулирования РЧ электрической энергии, подаваемой в щипцы 9. Как будет более подробно описано ниже, в данном варианте осуществления схема 20 генерации напряжения возбуждения представляет собой резонансную цепь, а схема управления обеспечивает управление рабочей частотой сигнала возбуждения таким образом, что она изменяется в окрестности резонансной частоты схемы генерации напряжения возбуждения, что в свою очередь регулирует мощность, подаваемую на щипцы 9. Способ, которым это достигается, станет понятным из приведенного ниже описания.

Как показано на фиг.2, схема 20 генерации напряжения возбуждения содержит описанные выше аккумуляторные батареи 15, которые в данном примере выполнены с возможностью подачи напряжения на шинах 0 В и 24 В. Между шинами 0 В и 24 В включен входной конденсатор (C_in) 21, обеспечивающий низкий импеданс источника напряжения. Пара переключателей на полевых транзисторах 23-1 и 23-2 (которые в данном варианте осуществления оба являются N-канальными для снижения потерь мощности) включены последовательно между шинами 0 В и 24 В. Имеется схема 25 управления затворами полевых транзисторов, которая вырабатывает два сигнала возбуждения - по одному для управления каждым из полевых транзисторов 23. Схема 25 управления затворами полевых транзисторов вырабатывает такие сигналы возбуждения, что верхний полевой транзистор (23-1) оказывается открытым, когда нижний полевой транзистор (23-2) оказывается закрытым, и наоборот. Это приводит к попеременному подключению точки 27 к шине 24 В (при открытом полевом транзисторе 23-1) и шине 0 В (при открытом полевом транзисторе 23-2). На фиг.2 также показаны внутренние паразитные диоды 28-1 и 28-2 соответствующих полевых транзисторов 23, которые оказываются в проводящем состоянии в любой момент, когда полевые транзисторы 23 открыты.

Как показано на фиг.2, точка 27 подключена к резонансной цепи 28 типа конденсатор-индуктивность-индуктивность, образованной конденсатором C_s 29, катушкой индуктивности L_s 31 и катушкой индуктивности L_m 33. Схема 25 управления затворами полевых транзисторов выполнена с возможностью вырабатывать сигналы возбуждения с такой частотой возбуждения (f_d), что переключатели на полевых транзисторах 23 открываются и закрываются с частотой, близкой к резонансной частоте резонансной цепи 28. В результате резонансного характера резонансной цепи 28 прямоугольное напряжение в точке 27 приведет к протеканию через резонансную цепь 28 по существу синусоидального тока на частоте возбуждения (f_d). Как показано на фиг.2, катушка индуктивности L_m 33 представляет собой первичную обмотку трансформатора 35, вторичная обмотка которого образована катушкой индуктивности L_sec 37. Трансформатор 35 повышает напряжение возбуждения (V_d) на катушке индуктивности L_m 33 до напряжения на нагрузке (V_L), которое прикладывается к нагрузке (показанной на фиг.2 как нагрузочное сопротивление R_load 39) и соответствует импедансу браншей щипцов и ткани или сосуда, захваченных в щипцы 9. Как показано на фиг.2, в схеме имеется пара разделительных конденсаторов в сети постоянного тока C_bl 40-1 и 40-2, защищающих нагрузку 39 от попадания на нее постоянного напряжения.

В данном варианте осуществления количество электрической энергии, подаваемой на щипцы 9, регулируется путем изменения частоты сигналов переключения, управляющих включением и выключением полевых транзисторов 23. Успешность такого принципа управления основана на том, что резонансная цепь 28 выполняет функцию частотно-зависимого аттенюатора (без потерь). Чем ближе оказывается частота сигнала возбуждения к резонансной частоте резонансной цепи 28, тем меньше ослабляется сигнал возбуждения. Аналогичным образом, при удалении частоты сигнала возбуждения от резонансной частоты цепи 28 сигнал возбуждения все больше и больше ослабляется, что приводит к уменьшению подаваемой в нагрузку мощности. В данном варианте осуществления частота переключающих сигналов, вырабатываемых схемой 25 управления затворами полевых транзисторов, регулируется контроллером 41, исходя из мощности, которую требуется передать в нагрузку 39, и результатов измерения напряжения на нагрузке (V_L) и тока в нагрузке (i_L), полученных с использованием стандартных схем измерения напряжения 43 и измерения тока 45. Принцип работы контроллера 41 будет более подробно описан ниже.

Контроллер

На фиг.3 представлена блок-схема основных компонентов контроллера 41. В данном варианте осуществления контроллер 41 представляет собой контроллер на основе микропроцессора, поэтому большая часть показанных на фиг.3 компонентов реализована программно. Однако вместо него можно использовать аппаратный контроллер 41. Как показано на фигуре, контроллер 41 включает в себя схему синхронной выборки квадратурного I, Q сигнала 51, на которую поступают сигналы измеренных напряжения и тока от схем измерения 43 и 45 и которая формирует соответствующие выборки сигналов, поступающие далее в модуль 53 расчета мощности и среднеквадратичных величин V_rms и I_rms. Модуль 53 расчета использует сформированные выборки сигналов для расчета среднеквадратичных величин напряжения и тока, приложенных к нагрузке 39 (щипцы 9 с захваченными между ними тканью/сосудом), и по ним рассчитывают мощность, подаваемую в данный момент времени в нагрузку 39. Рассчитанные величины затем передаются в модуль 55 управления частотой и в модуль 57 управления медицинским устройством. Модуль 57 управления медицинским устройством использует полученные значения для определения текущего импеданса нагрузки 39 и на основе данного определенного импеданса и заранее заданного алгоритма определяет установленный уровень мощности (P_set), который должен быть передан модулю 55 управления частотой. Модуль 57 управления медицинским устройством, в свою очередь, управляется сигналами, полученными из модуля 59 ввода данных пользователем, который принимает входные данные от пользователя (например, путем нажатия кнопок или перемещения рычагов управления 11 или 13 на рукоятке 5) и также управляет имеющимися в рукоятке 5 устройствами вывода (световыми индикаторами, дисплеем, динамиком и т.п.) через модуль 61 вывода данных пользователю.

Модуль 55 управления частотой использует величины, полученные из модуля 53 расчета, и установленный уровень мощности (P_set), полученный из модуля 57 управления медицинским устройством, а также предварительно установленные системные пределы (более подробно описанные далее) для определения того, требуется ли повысить или понизить частоту возбуждения. Принятое решение затем передается в модуль 63 генерации прямоугольного сигнала, который, в данном варианте осуществления, увеличивает или уменьшает частоту генерируемого прямоугольного сигнала с шагом 1 кГц в зависимости от поступившего в него решения. Как определят специалисты в данной области, в альтернативном варианте осуществления модуль 55 управления частотой может определять не только необходимость повышения или понижения частоты, но также и величину требуемого изменения частоты. В данном случае модуль 63 генерации прямоугольного сигнала генерирует соответствующий прямоугольный сигнал с требуемым сдвигом по частоте. В данном варианте осуществления прямоугольный сигнал, генерируемый модулем 63 генерации прямоугольного сигнала, подается на схему 25 управления затворами полевых транзисторов, в которой сигнал усиливается и затем подается на полевой транзистор 23-1. Схема 25 управления затворами полевых транзисторов также инвертирует сигнал, подаваемый на полевой транзистор 23-1, и подает инвертированный сигнал на полевой транзистор 23-2.

Сигналы возбуждения и измерение сигналов

На фиг.4 представлен график сигналов с указанием сигналов переключения полевых транзисторов 23; синусоидального сигнала, соответствующего измеренному току или напряжению на нагрузке 39; и временные диаграммы выборки сигналов напряжения на нагрузке и тока в нагрузке при работе схемы 51 синхронной выборки сигнала. В частности, на фиг.4 показан сигнал переключения (обозначенный PWM1H), поступающий на верхний полевой транзистор 23-1, и сигнал переключения (обозначенный PWM1L), поступающий на нижний полевой транзистор 23-2. Хотя для простоты это опущено на фигуре, между сигналами PWM1H и PWM1L имеется некоторое мертвое время во избежание одновременного открытия обоих полевых транзисторов 23. На фиг.4 также показаны измеренные напряжение/ток нагрузки (обозначенные OUTPUT). И напряжение на нагрузке, и ток в нагрузке будут иметь синусоидальную форму, хотя они могут быть сдвинуты по фазе в зависимости от импеданса нагрузки 39. Как показано на фигуре, напряжение на нагрузке и ток в нагрузке имеют ту же частоту возбуждения (f_d), что и сигналы переключения полевых транзисторов 23 (PWM1H и PWM1L). Обычно при выборке значений для синусоидального сигнала необходимо определять величину сигнала с частотой, по меньшей мере вдвое превышающей частоту анализируемого сигнала, т.е. производить по меньшей мере две выборки за период. Однако поскольку контроллеру 41 известна частота сигналов переключения, схема 51 синхронной выборки сигнала может производить выборку измеряемого сигнала напряжения/тока с меньшей частотой. В данном варианте осуществления схема 51 синхронной выборки сигнала производит выборку измеряемого сигнала один раз за период, но при разной фазе в соседних периодах. На фиг.4 это показано как выборка «I» и выборка «Q». Моменты времени, в которые схема 51 синхронной выборки сигнала производит указанные выборки, в данном варианте осуществления определяются двумя сигналами управления PWM2 и PWM3, которые имеют неподвижную фазу относительно сигналов переключения (PWM1H и PWM1L) и сдвинуты по фазе относительно друг друга (предпочтительно на четверть периода, поскольку это облегчает дальнейшие вычисления). Как показано на фигуре, схема 51 синхронной выборки сигнала производит выборку сигнала «I» по каждому переднему фронту сигнала PWM2, и схема 51 синхронной выборки сигнала производит выборку сигнала «Q» по каждому переднему фронту сигнала PWM3. Схема 51 синхронной выборки сигнала генерирует сигналы управления PWM2 и PWM3 из прямоугольного выходного сигнала, получаемого с генератора 63 прямоугольного сигнала (который имеет ту же частоту, что сигналы переключения PWM1H и PWM1L). Поэтому при изменении частоты сигналов переключения частота сигналов управления выборкой PWM2 и PWM3 также изменяется (при этом их относительные фазы не изменяются). Таким образом, схема 51 выборки сигнала непрерывно изменяет моменты выборки измеряемых сигналов напряжения и тока при изменении частоты сигнала возбуждения так, что выборки сигнала всегда производятся в один и тот же момент времени относительно периода сигнала возбуждения. Поэтому схема 51 выборки сигнала осуществляет «синхронную» выборку сигнала в отличие от более привычного режима работы, когда выборка входного сигнала производится просто на фиксированной частоте, задаваемой генератором фиксированной тактовой частоты.

Формируемые схемой 51 синхронной выборки сигнала выборки затем поступают в модуль 53 расчета мощности и среднеквадратичных величин напряжения V_rms и тока I_rms, который может определить амплитуду и фазу измеряемого сигнала всего по одной выборке «I» и одной выборке «Q» сигнала тока в нагрузке и напряжения на нагрузке. Однако в данном варианте осуществления для достижения некоторого усреднения модуль 53 расчета производит усреднение последовательных выборок «I» для получения средней величины сигнала «I» и последовательных выборок сигнала «Q» для получения средней величины сигнала «Q»; и затем использует усредненные величины сигналов I и Q для определения амплитуды и фазы измеряемого сигнала (стандартным образом). Как определят специалисты в данной области, при частоте возбуждения приблизительно 400 кГц и одной выборке за период схема 51 синхронной выборки сигнала должна обеспечивать частоту выборки 400 кГц, и модуль 53 расчета будет выдавать меру текущего напряжения и меру текущего тока каждые 0,01 мс. Принцип работы схемы 51 синхронной выборки сигнала дает преимущество по отношению к существующим продуктам, в которых измерения не могут проводиться с той же частотой, и где доступна только информация об амплитуде измеряемого сигнала (информация о фазе теряется).

Пределы

Как и для любой системы, имеются некоторые ограничения, которые могут накладываться на величины мощности, напряжения и тока, подаваемых на щипцы 9. Ниже описаны используемые в данном варианте осуществления пределы и способы их регулирования.

В данном варианте осуществления схема 20 генерации напряжения РЧ возбуждения выполнена с возможностью обеспечивать подачу на ткань ограниченного по мощности синусоидального сигнала со следующими требованиями:

1) питание осуществляется от источника постоянного тока с номинальным напряжением 24 В;

2) по существу синусоидный выходной сигнал с частотой приблизительно 400 кГц;

3) уровень выходной мощности ограничен величиной 45 Вт;

4) среднеквадратичные уровни выходного тока и напряжения ограничены величинами 1,4 A_rms и 85 B_rms соответственно.

Последние два требования представлены графически на фиг.5a и 5b. В частности, на фиг.5a показаны идеализированные графики напряжения и тока для сопротивления нагрузки от 1 Ом до 10 кОм в логарифмическом масштабе; а на фиг.5b показана мощность, передаваемая в нагрузку 39 при сопротивлении нагрузки от 1 Ом до 10 кОм.

Модуль 55 управления частотой хранит в памяти данные, определяющие указанные пределы, и использует их для управления принятием решения о повышении или понижении частоты возбуждения.

Резонансная характеристика и управление частотой

Как указано выше, количество электрической энергии, подаваемой на щипцы 9, регулируется путем изменения частоты сигналов переключения, управляющих включением и выключением полевых транзисторов 23. Это достигается путем использования того факта, что импеданс резонансной цепи 28 стремительно изменяется при изменении частоты. Поэтому, изменяя частоту сигналов переключения, можно регулировать амплитуду тока, протекающего через резонансную цепь 28 и тем самым через нагрузку 39, регулируя таким образом уровень выходной мощности.

Как определят специалисты в данной области, резонансная цепь 28 связана с нагрузкой 39, импеданс которой изменяется в ходе проведения хирургической процедуры. Модуль 57 управления медицинским устройством действительно использует это изменение для определения того, завершено ли прижигание, коагулирование или высушивание ткани или сосуда. Изменяющийся импеданс нагрузки 39 приводит к изменению частотной характеристики схемы 20 генерации напряжения РЧ возбуждения и тем самым тока, протекающего через резонансную цепь 28. Это отражено на фиг.6, где приведен график 65, показывающий изменение тока через резонансную цепь 28 при изменении частоты возбуждения для фиксированного импеданса нагрузки. При увеличении импеданса нагрузки 39 резонансная характеристика 65 изменит форму (высота максимума может возрасти или уменьшиться) и сместится влево, а при уменьшении импеданса нагрузки резонансная характеристика изменит форму и сместится вправо. Поэтому модуль 55 управления частотой должен работать достаточно быстро для отслеживания изменения резонансной характеристики 65. Это требование легко удовлетворяется в данном варианте осуществления, где новые результаты измерения мощности, напряжения и тока поступают каждые 0,01 мс. В обычных условиях для отслеживания изменений достаточно проводить измерения с частотой всего раз в 0,1 с. Однако возможны резкие изменения резонансной характеристики 65, которые не может отследить модуль 55 управления частотой. В этом случае модуль 55 управления частотой устанавливает рабочую частоту равной заранее заданному значению, которое гарантированно находится на одном из крыльев резонансной характеристики.

Поскольку импеданс резонансной цепи 28 резко возрастает как выше, так и ниже резонанса, схема 20 генерации напряжения РЧ возбуждения может работать либо выше, либо ниже резонансной частоты. В данном варианте осуществления модуль 55 управления частотой регулирует работу схемы 20 генерации напряжения возбуждения таким образом, что она работает на частоте, несколько превышающей резонансную частоту, поскольку это должно привести к меньшим потерям мощности при переключении полевых транзисторов 23.

На фиг.7 показан алгоритм работы, реализуемый в данном варианте осуществления модулем 53 расчета и модулем 55 управления частотой. Как показано на фигуре, в начале процесса, на стадии s1, модуль 55 управления включает РЧ сигнал возбуждения на максимально возможной в соответствии с настройками системы частоте путем подачи сигнала инициализации модулю 63 генерации прямоугольного сигнала. Если на стадии s3 модуль 55 управления не получил сигнала отключения мощности от модуля 57 управления медицинским устройством, алгоритм переходит к стадии s5, на которой модуль 53 расчета получает выборки сигналов напряжения и тока из схемы 51 синхронной выборки сигнала. На стадии s7 модуль 53 расчета вычисляет квадрат напряжения и квадрат тока, а также подаваемую в нагрузку мощность, умножая величину измеренного напряжения на величину измеренного тока. Рассчитанные значения затем передаются в модуль 55 управления частотой, который на стадии s9 сравнивает полученные значения с заданными пределами для приложенных напряжения, тока и мощности. Пределы по напряжению и току являются статическими пределами, которые устанавливаются заранее. Однако предел по мощности зависит от медицинской процедуры и определяется установленным уровнем мощности (P_set), получаемым из модуля 57 управления медицинским устройством. Если каждая из измеренных величин находится ниже установленного для нее предельного значения, то на стадии s11 модуль 55 управления частотой принимает решение о снижении частоты возбуждения, и в генератор 63 прямоугольного сигнала поступает команда понижения частоты. В начале работы алгоритма частота возбуждения устанавливается равной установленному максимальному значению (в данном варианте осуществления 500 кГц), которое всегда окажется выше частоты резонансного максимума на характеристике 65 при любом импедансе нагрузки. Поэтому, независимо от характеристик нагрузки 39, начальная рабочая частота всегда должна попадать в правую часть резонансной кривой, показанной на фиг.6. При понижении частоты возбуждения частота возбуждения будет постепенно приближаться к резонансной частоте резонансной цепи 28. В результате поступающий в нагрузку 39 ток увеличивается, и уровень подаваемой в нее мощности возрастает. Затем алгоритм возвращается к стадии s3, и описанная выше процедура повторяется.

Поэтому подаваемые в нагрузку 39 ток и мощность должны возрастать до достижения одного из предельных значений. На этом этапе модуль 55 управления определит, на стадии s9, что достигнут установленный предел, и перейдет к стадии s13, на которой модуль 55 управления принимает решение о повышении частоты сигнала возбуждения и выдает модулю 63 генерации прямоугольного сигнала команду повышения частоты. В результате этого произойдет отклонение частоты возбуждения от резонансной частоты цепи 28 и снижение поступающих в нагрузку 39 тока и мощности. Затем алгоритм возвращается к стадии s3, как указано ранее.

Таким образом, начиная работу с одной стороны резонансного максимума и медленно двигая частоту возбуждения в направлении к резонансному максимуму и от него, можно регулировать подаваемые в нагрузку 39 ток и мощность в рамках установленных пределов даже при изменяющемся импедансе нагрузки и изменяющейся резонансной характеристике 65 резонансной цепи 28 в процессе прижигания ткани/сосуда.

Как определят специалисты в данной области, также возможно начинать работу с левой стороны резонансного максимума и повышать частоту возбуждения для увеличения уровня подводимой мощности, и понижать частоту возбуждения для снижения уровня подводимой мощности.

Модуль управления медицинским устройством

Как указано выше, модуль 57 управления медицинским устройством осуществляет общее управление работой устройства для прижигания 1. Он получает вводимые пользователем данные через модуль 59 ввода данных пользователем. Эти данные могут указывать