用于生物组织治疗的高频发生器,调节高频发生器输出电压的方法,以及相应的高频发生器使用方法

摘要

本发明涉及一种用于生物组织治疗的高频发生器。根据本发明的高频发生器，包括发生器部分，其根据电压控制信号设定高频电压，供给高频治疗电流，这样可以提供电能给生物组织；测量仪器，其用于检测高频治疗电流和高频电压以产生相应的电流信号和相应的电压信号；转换装置，电流信号和电压信号供给到转换装置，其配置使得由电流信号和电压信号形成与高频治疗电流的实际部件对应的真实电流信号；调节装置，其比较真实电流信号与可预置的目标值，并基于该比较产生电压控制信号。根据本发明，因此，确定治疗电流的实际部件，并调节发生器，使得所述的实际部件接近预先设定的目标值。因此，利用现代数字处理电路，可以实时产生具有可预置的实际部件的高频治疗电流。由此可以减少偏差。

说明书

本发明涉及一种用于生物组织治疗的高频发生器，调节高频发生器输出电压的方法，以及相应的高频发生器使用方法。

在高频手术中已知的问题是切割和/或凝结过程的再现性和质量一致性。据了解，这些过程的质量实质上取决于所使用的高频电压，以及有效电极和组织间的电弧强度。然而，在非接触式凝结过程中，这些变量受，特别是，从组织到所使用的仪器的距离，的影响。因此，希望提供一种凝结设备，以及相应的，不论所说的距离而产生稳定弧的，方法。

另一个问题在于提高电外科设备的着火性能。这适用于，尤其是，产生惰性气体等离子体的电外科仪器。因此，最好能确保等离子体在特别限制中(例如0毫米至30毫米)可信赖的着火，不管距离。此外，为了安全起见，一般来讲最好对电流进行限制。

根据EP0495140B1，已知检测由带有合适的实际电流传感器的HF(高频)电刀产生的治疗实际电流。电流控制装置处理这个变量，并限制最大电流水平。在另一个典型方案中，如果测得的电流达到或超过预先设定的最大电流水平，电流控制装置切断变高频发生器的电源。通过确定电流的实际部件，保证不会增加和考虑不必要的泄漏电流，泄露电路可能导致装置不合需要的关闭。

根据DE2504280，已知为了电外科仪器的高频发生器，具有调节高频发生器功率的控制装置。这种调节是基于检测高频治疗电流产生的电弧。为此，控制设备具有合适的传感器。

由WO00/12019已知，用于生成等离子体电弧以治疗生物组织的高频装置。在这里，发生器的功率是由控制设备限定，优选适当配置的调节电路。WO00/12019的调节电路精度不高且十分复杂。

从这个现有技术出发，本发明的目的是提供一种改进的生物组织治疗高频发生器。尤其是，提供的高频发生器具有改善着火性能及改善治疗结果的再现性。此外，还提供相应的方法和相应的用途。

这些目标可以通过高频发生器得到，用于治疗，例如，切割或凝结生物组织，包括：

-发生器部分(10)，其根据电压控制信号(U_target)设定的高频电压提供高频治疗电流(I_actual)，这样可以提供电能的生物组织；

-测量装置，其检测产生相应的电流信号(i(t))和相应的电压信号(u(t))的高频治疗电流和高频电压；

-转换装置，电流信号和电压信号供给到转换装置，其装配使得由电流信号(i(t))和电压信号(u(t))形成与高频治疗电流(I_actual)的实际部件对应的真实电流信号；

-调节装置，比较真实电流信号与可预置的目标值(I_target)，并基于该比较产生电压控制信号(U_target)；

使高频治疗电流的实际部件根据目标值可调。

因此，本发明提供，实际的高频治疗电流实际部件的计算，以及就此为基础的电压控制信号的调整，使得能够调节并保持每个可能的目标值。这开辟了许多应用的可能性。首先，预定的凝结或切割方式，其可能预定能够精确保持的特定频率或者特定功率水平。另外，对于非接触式凝结过程，着火程序显得更尤为可靠。通过相应仪器进行着火和治疗，不受组织与仪器电极间距离的影响。

高频发生器可以包括基于电流信号和电压信号检测真实功率并限制这些预先设定值的功率限制装置。因此，功率限制的发生取决于由限制条件决定的真实功率。考虑的因素包括，尤其是，电极之间的和/或电极与组织之间的距离，所用的仪器，电极尺寸，等。

高频发生器可以包括将治疗电流的实际部件限制为预先设定值的电流限制装置。因此，优选地，功率限制的执行是基于电流的调整。

高频发生器可以包括输入和存储实际电阻部分和/或附加的仪器和负载的无功电抗部分的数据输入和/或存储设备，其中数据输入设备和/或存储设备与转换装置相连接，其中，当计算高频治疗电流的实际部件时转换装置装配为包括无功电抗部分。

因此，当计算高频治疗电流的实际部件时，需要考虑电外科装置的类型，尤其是具体的实际电阻部分和/或无功电抗部分。如果存储实际电阻部分和无功电抗部分，是有利的。此外，应该考虑与各自仪器配合使用的电缆和线以及电缆的长度。能够存储在数据存储设备和/或存储设备中的物理变量的类型有：电阻(R)，电感(L)和电容(C)。

转换设备可以包括形成实际电流信号的电脑装置，利用下列方式之一：

Hilbert变换；

离散傅立叶变换(DFT)；

快速傅立叶变换(FFT)；

从(N)的样本值，平均功率的形成：

$P=\frac{1}{N}\underset{k=1}{\overset{N}{\Sigma }}u\left(k\right)·i\left(k\right)$

并且，电压和电流有效值的形成：

$u_{\mathrm{eff}}=\frac{1}{N}\sqrt{\underset{k=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left(u\left(k\right)\right)}^2}$

$i_{\mathrm{eff}}=\frac{1}{N}\sqrt{\underset{k=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left(i\left(k\right)\right)}^2}$

并且，功率因数：

所以，实际电流信号为：

因此，计算设备能够以有利的方式计算出实际电流信号。现代数字信号处理器的配置，使相应值的计算，尤其是实际电流信号，可以实时进行。因此，可以进行复杂的信号处理操作，而不会导致高频治疗电流的调节延误。希尔伯特变换和快速傅立叶变换，以及所说的平均功率的形成，适合于以兼具实用和容错的方式计算高频治疗电流的实际部件。如果，尤其是，利用有效值来计算实际电流，可以保证节省计算资源的实施。该方法需要相对较少的操作，以确定实际部件。因此，合适的调节环路能够经常运行，达到更加精确的结果，治疗电流更快速的调节。

这个问题的处理也可以通过调节在高频电压下应用高频电流以治疗生物组织的高频发生器的输出电压的方法解决。该方法包括以下步骤：

检测高频治疗电流和高频电压，并产生相应的电流信号和相应的电压信号；

从电流信号和电压信号形成高频治疗电流的实际部件，并产生相应的实际电流信号；

比较实际电流信号与可预置的目标值，并基于比较产生电压控制信号；

调节输出电压，使得高频治疗电流的实际部件对应目标值。

本方法对根据本发明的装置具有相似优势。

利用下列方式之一可以计算出实际电流信号的方法：

Hilbert变换；

离散傅立叶变换(DFT)；

快速傅立叶变换(FFT)；

通过真实值(见上文)的测定形成平均功率。

该方法尤其适用于计算应用等离子气体的治疗电流。

这个问题也可以通过使用所述的高频发生器解决。

进一步的有益体现通过子权利要求(subclaims)公开。

本发明现在将参考一些典型实施方式结合附图进行描述，其中：

图1显示根据本发明的电外科装置的基本组成部分；

图2显示的是电外科装置的调节系统示意图；

图3显示的是从电流信号和电压信号确定真实功率和无功功率的第一种方法(希尔伯特操作)；

图4显示的是从电流信号和电压信号确定真实功率和无功功率的第二种方法(希尔伯特操作)；

图5的是从电流信号和电压信号确定真实功率和无功功率的第三种方法(FFT)。

在后面的说明书中，同样的参考标记，用于类似物和类似操作部分。

图1显示了电外科仪器的基本组成。这些包括用于激活和选择切割和/或凝结方式的操作单元5，施加高频治疗电流I_actual的电外科仪器20，产生高频电流的高频发生器10，从产生I_actual的高频治疗电流产生电流信号和电压信号的测量装置50，，以及控制高频发生器10的控制装置30。

看作一个整体，在时间点t，高频发生器10通过电外科仪器20的操作，在实际电压U_actual下提供治疗电流I_actual。从这个值，测量仪器50决定当前功率S下典型的电流信号i(t)和电压信号u(t)。控制装置30处理电外科仪器20的使用者通过操作单元5输入的电流信号i(t)和电压信号u(t)以及操作信号IN。基于这些信号，控制装置30决定相应的控制信号D(t)，利用其调整高频发生器10。这些控制信号D(t)包括电压控制信号U_target。为了适当控制高频发生器10，控制装置30包括装配来执行处理电流信号i(t)和电压信号u(t)的各种操作的处理器，以及使得结果和/或设置和/或其他数据能够短时或者永久存储的相应存储装置。因此，控制装置30配置，尤其是为了实施下面所述的校准器31和相应的调节回路。

图2以原理图的形式显示，用于控制高频发生器10的调节回路。高频发生器10操作另外经由第一根线连接的单极电外科仪器20。电外科仪器20包括应用高频治疗电流I_actual的第一电极21。经由线连接到高频发生器10的第二电极22位于被处理的组织1的直接对立面。这是创建与被处理的组织或者病人身体大面积接触的中性电极。

在调节系统的操作中，真实电流I_target的目标值是由操作单元5预先设定的。校准器31由真实电流I_target的目标值I_target和真实电流I_real用比较器或错误放大器34决定电压控制信号U_target。高频发生器10应用相应的电压到电极21，22。这产生治疗电流I_actual。测量装置50检测电流信号i(t)和电压信号u(t)，并用真实电流计算单元33决定真实电流I_real。如前所述，在所述的错误放大器34中的真实电流I_real，与治疗电流的目标值I_target相比较，并转换为相应的电压控制信号U_target。这个电压控制信号U_target供给给如前所述的高频发生器10。因此，调节回路形成，其连续不断地决定来自高频治疗电流I_actual的真实电流，并调节电压控制信号使得真实电流I_real和真实电流目标值I_target之间的不同尽可能小。

本发明实质部分在于，以精确和容错的方法，确定真实电流I_real，或更普遍的表述为，先前所述的系统中真实功率P和无功功率Q之间的比例。为此，四种不同的方法描述如下。

真实电流I_real的计算最初涉及使真实电流I_real和表观电流I_apparent相关的功率因数在上面的典型实施方案中，表观电流I_apparent相当于治疗电流I_actual。因此：

(公式1)

根据功率三角形，真实功率P，无功功率Q和表观功率S之间存在下面的关系：

$S=\sqrt{P^2+Q^2}$(公式2)

在第一个典型实施方案中，为了计算真实功率P和无功功率Q，使用希尔伯特变换(见图3)。已知的希尔伯特变换引起时间信号移位90°的非频变和振幅相中和。然而，就信号的进一步处理而言，重要的是作为FIR滤波器的数字希尔伯特操作器，具有产出时间throughput time，这是FIR的结构特点。因此，重要的是通常要将按时间顺序关联起来的电流值和电压值一起处理。在第一个典型实施方案中，无功功率平均值Q_m是由希尔伯特操作的时间相依电流信号i(t)与延迟电压信号随后相乘确定的。无功功率Q的平均值，也就是无功功率平均值Q_m，可以通过平均至少一个电压或电流波形周期内的平均值得到。真实功率的计算P_m是由电流信号i(t)与电压信号u(t)直接相乘，其中，这里还，在至少一个周期内求平均值。

通过评估直角功率三角形的关系(表观功率S是斜边，真实功率P是邻边和Q是角的对边)，功率因数可以通过以下两种计算方法(见公式1)：

(公式3)

(公式4)

因此描述的控制系统30可以使用希尔伯特变换以及利用公式1和3，或利用公式1和4计算出真实电流I_real。

可以提供使用希尔伯特变换计算真实功率P和无功功率Q的第二种方法(见图4)。在这种情况下，电压信号u(t)转化并乘以延迟电流信号i(t)。无功功率平均值Q_m是由这种方式中的值求平均而得到的。真实功率P_m通过电流信号i(t)乘以电压信号u(t)并随后求平均值得到。

使用无功功率平均值Q_m和真实功率P_m，可由上述公式确定功率因数cos从而可以建立真实电流I_real和表观电流I_apparent之间的关系。

如图5所示的决定真实功率P的第三种方法。首先，电流信号和电压信号经由分立元件或快速傅里叶变换(DFT，FFT)。为了减少所需的计算量，优选选择FFT。由于FFT的结果，得到复数值的矢量，包括电路信号i(t)的实际部件和虚部。

共轭乘法之后，给出功率，如下分为实际部件(P)和无功部分(Q)：

(公式5)

通过真实功率P的矢量值求和，以及无功功率Q的单独求和，可以得到真实功率平均值P_m以及无功功率Q_m。功率因数可通过公式3和4如上所述确定。

根据本发明，有两个方法确定表观电流I_apparent。可以从FFT复合结果的绝对值得到表观电流I_apparent值：

$I_{\mathrm{apparent}}=\underset{\mathrm{all}:\mathrm{frequency}:\mathrm{portions}}{\Sigma }|i_r+j·i_i|=\underset{\mathrm{all}:\mathrm{frequency}:\mathrm{portions}}{\Sigma }\sqrt{i_r^2+i_i^2}$(公式6)

另外，能够进行一段时间内电流真实值的瞬间值的求和。

在第四个方法，真实功率P(原文为current，但是根据上下文此处应为power)可以根据电流的有效值i_eff和电压的有效值u_eff确定。由于正弦电流和电压的形式，真实功率P是用功率因数如下定义的：

(公式7)

如果真实功率P被真实功率平均值P_m代替，然后可以根据真实功率平均值以及电流和电压有效值的变化i(t)，u(t)，可以确定功率因数因此，然后功率因数可以如下应用：

(formula 8)

真实功率平均值P_m的计算，可以从N样本值如下执行：

$P=\frac{1}{N}\underset{k=1}{\overset{N}{\Sigma }}u\left(k\right)·i\left(k\right)$(公式9)

电压的有效值u_eff是通过N样本值，从定义它的方程定义得到：

$u_{\mathrm{eff}}=\frac{1}{N}\sqrt{\underset{k=1}{\overset{N}{\Sigma }}{\left(u\left(k\right)\right)}^2}$(公式10)

在相似方法中，电流的有效值i_eff可以得到：

(公式11)

利用功率因数从而获得，电流实际部件来自于：

(公式12)

最后一个方法的特点是，尤其是，实际上需要执行相对较少的操作以确定真实电流I_real。但是，使用现代数字信号处理电路，方法1至3也可以实施。

参考标记

1            组织

5            操作部件

10           高频发生器

20           电外科设备

21           第一电极

22           第二电极

30           控制装置

31           稳压器

33           实际电流计算单元

34           误差放大器

50           测量装置

S(t)         表观功率

D(t)         控制信号

I_actual      处理电流

I_target      真实电流的目标值

I_apparent    表观电流

I_real        真实电流

U_actual      实际电压

U_target      电压控制信号

IN           操作信号

S            表观功率

Q            无功功率

Q_m           无功功率的平均值

P            真实功率

P_m           真实功率的平均值

i(t)        电流信号

i_eff        电流有效值

u(t)        电压信号

u_eff        电压实际值

功率因数