Электрохирургический генератор

 

Изобретение относится к электрохирургическим аппаратам и предназначено для рассечения и коагуляции мягких тканей организма. Цель изобретения - снижение травматизма путем предотвращения изли шне глубокой деструкции ткани при коагуляции больших объемов. Генератор содержит источники питания 1 и 2, двухканальный модулятор 3, суммирующий диод 4, усилитель мощности 5 ключевого типа на МОП - транзисторах, задакшщй генера- . тор 6, выходную цепь 7, активный 8 и пассивный 9 электроды. При проведении операции напряжение на выходе усилителя мощности оказывается промодулированным по амапитуде импульсами с коэффициентом модуляцш в зависимости от задаваемой глубины коагуляции путем регулирования выходного напрй ения второго канала модулятора 3. Средняя мощность на выходе устройства задается путем регулирования выходного напряжения первого канала модулятора. 8 ил. lO

СОЮЗ COBETCHHX. СОЦИАЛИСТИЧЕСКИХ

РЕСПУБЛИК (5D 4 А 61 В 17/39, 17/36

3СЕС Р1" Ейй

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

К ABTOPCHOMY СВИЯЕТЕЛЬСТВУ

ГОСУДАРСТ8ЕННЫЙ КОМИТЕТ СССР

flO ДЕЛАМ ИЗОБРЕТЕНИЙ И ОТНРЫТИЙ (21) 4178893/28-14 (22) 07.01.87 (46) 23,07.88. Бюл. № 27 (71) Всесоюзный научно — исследовательский институт медицинского приборостроения (72) С.В.Белов и В.Г.Петров (53) 615.475 (088.8) (56) Патент Cl|IA ¹ 3699967, кл. А 61 В 17/36, 1972, Патент США - 4438766, кл. А 61 В 17/39, 1984. (54) ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИЙ ГЕНЕРАТОР (57) Изобретение относится к электрохирургическим аппаратам и предназначено для рассечения и коагуляции мягких тканей организма. Цель изобретения — снижение травматизма путем . предотвращения излишне глубокой дестSU 3416959 А 1 рукции ткани при коагуляции больших объемов. Генератор содержит источники питания 1 и 2, двухканальный моду.— лятор 3, суммирующий диод 4, усилитель мощности 5 ключевого типа на

МОП вЂ” транзисторах, задаюпп и генера" тор 6, выходную цепь 7, активный 8 и пассивный 9 электроды. При проведении операции напряжение на выходе усилителя мощности оказывается промодулированным по амплитуде импульсами с коэффициентом модуляции в зависимости от задаваемой глубины коагуляции путем регулирования выходного напр®кения второго канала модулятора 3. Средняя мощность на выходе

Ж устройства задается путем регулированнн ннкодного напрнненнн пераого кана- Я ла модулятора. 8 ил.

1410959

Изобретение относится к медицине, а именно к высокочастотным электрохирургическим генераторам с регулируемой выходной мощностью, и предназначено для рассечения и коагуляции мягких тканей организма, а также для остановки кровотечений с помощью токов высокой частоты.

Целью изобретения является сниже- 10 ние травматизма пациента путем предотвращения излишне глубокой деструкции ткани при коагуляции больших объемов ткани.

На фиг. 1 представлена функциональ-15 ная схема устройства; на фиг. 2принципиальная схема источника питания первого канала модулятора; на фиг. 3 — принципиальная схема источника питания второго канала модулято- 20 ра; на фиг. 4 — принципиальная схема модулятора; на фиг. 5 — принципиальная схема усилителя мощности высокой частоты; на фиг. 6 — задающий генератор высокой частоты; на фиг. 7 — 25 диаграмма напряжения питания оконечного каскада усилителя мощности высокой частоты; на фиг. 8 - диаграмма выходного высокочастотного напряжения усилителя мощности высокой часто- 30 ты.

Устройство состоит из источников

1 и 2 питания, выходы которых соединены с входами соответственно первого и второго каналов модулятора 3. Первый и второй каналы модулятора 3 соединены по выходам последовательно, причем выход первого канала модулятора 3 подключен к аноду суммирующего диода 4, а выход второго канала мо- 4о дулятора 3 подключен к катоду суммирующего диода 4. Катод диода 4 соединен также с входом V„ð усилителя

5 мощности, Противофазные выходы задающего генератора 6 подключены к входам возбуждения усилителя 5 мощности. Высокочастотный выход усилителя 5 мощности через выходную цепь 7 подключен к активному 8 и пассивному

9 электродам. Источник 1 питания (фиг,2) состоит из выпрямительного моста на диодах

10, — 13 типа КД206А и фильтрующего конденсатора 14.

Источник 2 питания (фиг.З) выполнен:55 по аналогичной схеме и состоит из выпрямительного моста 15 типа КЦ405В и фильтрующего конденсатора 16. г

Входы источников 1 и 2 питания подключены к вторичным обмоткам силового трансформатора (не показан), подключенного первичной обмоткой к сети переменного тока 220 В 50 Гц.

Источники 1.и 2 предназначены для получения выпрямленных и отфильтрованных напряжений +60В, причем источник 1 отдает в нагрузку ток до 5 А, а источник 2 — до 1 А.

Первый канал двухканального модулятора 3 выполнен на транзисторах

17 — 21 и резисторе 22 - регуляторе выходного напряжения первого канала модулятора. Транзистор 17 типа

КТ630Б вместе с транзисторами 18 — 20 типа КТ827А образуют составной эмиттерный повторитель повышенной мощности с регулируемым напряжением на эмиттере транзистора 20. Транзистор

21 типа КТ816Г с цепочкой резисторов

23 — 25 создают на базах транзисторов 18 и 19 автоматическое смещение, благодаря чему падение напряжения на этих транзисторах выравнивается и первый канал модулятора может отдать в нагрузку ток до 5 А. Резисторы 26 - 28 обеспечивают нормальную работу составного эмиттерного повторителя.

Конденсатор 29 обеспечивает дополнительную фильтрацию выходного напряжения первого канала,.Резистор 30— разрядный. Выходом первого канала является эмиттер транзистора 20, соединенный с анодом суммирующего диода 4.

Второй канал модулятора 3 состоит иэ генератора модулирующих импульсов, выполненного на микросхеме 31 типа

К155ЛАЗ, усилителя мощности импульсов на транзисторе 32 типа КТ361Б, переключающего транзистора 33 типа

КТ825Г, составного эмиттерного повторителя на транзисторах 34 типа

КТ630Б и 35 типа КТ827А и .резистора

36 — регулятора амплитуды выходного напряжения второго канала.

Резисторы 37 — 39 и конденсаторы

40 — 42 определяют временные параметры модулирующих импульсов. Выход генератора импульсов через токоограничительный резистор 43 соединен с базой усилителя на транзисторе 32. .Нагрузкой усилителя служит первичная обмотка трансформатора 44, выполненного на ферритовом сердечнике. Резистор 45 обеспечивает запирание транзистора 32 в паузах между модулирую-:

3 1410 щими импульсами. Вторичная обмотка

I трансформатора 44 через токоограничительный резистор 46 подключена к базовому переходу переключающего транзистора 33. Резисторы 47 — 49 обеспечивают нормальную работу составного эмиттерного повторителя на транзисторах 34 и 35. Конденсатор 50 обеспечивает дополнительную фильтрацию напряжения на эмиттере транзистора 35. Резистор 51 — разрядный.

Второй канал включен по вьходу последовательно с первым путем соединения эмиттера транзистора 20 с нижними по схеме концами резисторов

36 и 51. Таким образом, напряжение на выходе второго канала регулируется не от нуля, а от значения напряжения на эмиттере транзистора 20, т.е. от значения напряжения на выходе первого канала.

Сдвоенный выключатель 52 служит для подключения движков резисторов

36 и 22 к базам транзисторов 34 и 17 25 соответственно.

Модулятор 3 предназначен для получения независимо регулируемых напряжений первого и второго каналов, которые после сложения на суммирующем диоде 4 образуют напряжение питания

V» оконечного каскада усилителя 5 мощности.

Усилитель 5 мощности (фиг.5) состоит из предварительного двухкаскадного усилителя на транзисторах 53 и

54 типа KT 36 1В и 55 и 56 типа КТ

921Б, включенных по схеме двухтактного усиления с нагрузкой в виде первичной обмотки трансформатора 57. Входы 40 предварительного усилителя соединены с противофазными .выходами задающего генератора 6. Резисторы 58 и 59 вместе с конденсаторами 60 и 61 образуют входную дифференцирующую цепочку.

Резисторы 62 — 64 задают рабочий режим первого каскада предварительного усилителя, а резисторы 65 — 67— рабочий режим второго каскада предварительного усилителя. Резисторы 6869 — режимные в цепях базы транзисто ров 55 и 56. Конденсатор 70 — фильтрующий в цепи питания предварительного усилителя, Вторичные обмотки трансформатора

57, выполненного на ферритовом сердеч. 5 нике, через режимные резисторы 71

74 подключены между затворами и истоками транзисторов 75 — 78 типа КП904А

959

4. оконечного усилителя мощности, выполненного по ключевой схеме. Резисторы

79 — 82 симметрируют входное сопротивление полевых транзисторов 75 — 78.

Нагрузкой оконечного каскада является первичная обмотка трансформатора

83, выполненного на ферритовом сердечнике. Вторичная обмотка трансформатора 83 через выходную цепь 7 подключена к активному электроду 8 и пассивному электроду 9. K входу U оконечного усилителя мощности подключен катод суммирующего диода 4, Усилитель 5 мощности предназначен для пблучения высокочастотного напряжения U »„, промодулированного по амплитуде в соответствии с законом изменения напряжения питания оконечного каскада усилителя мощности Б„...

Задающий генератор б высокой частоты (фиг.б) состоит из кварцевого генератора частоты 1?60 кГц, выполненного на микросхеме 84 типа К155ЛАЗ.

Кварц 85 стабилизирует частоту колебаний 1760 кГц. Резисторы 86 — 88 и конденсатор 89 обеспечивают нормальную работу генератора на микросхеме

84. Для получения хорошей скважности напряжения возбуждения и получекия противофазного напряжения возбуждения к выходу кварцевого генератора подключен делитель 90 частоты на 4, выполненный на двух 3 — триггерах микросхемы типа К155ТМ2.

К противофазным выходам делителя

90 подключены входы предварительного усилителя 5 мощности.

Задающий генератор 6 предназначен для получения двух противофазных напряжений частотой 440 кГц для возбуждения усилителя 5 мощности.

Выходная цепь 7 представляет со- бой, например, повышающий выходной трансформатор и разделительные емкости, обеспечивающие согласование выхода усилителя 5 мощности с нагрузкой и электрическую развязку активного 8 и пассивного 9 электродов от цепей устройства.

Питание микросхем 31 модулятора

3, 84 и делителя 90 генератора 6 осуществляется от источника стабилизированного напряжения +5 В (не показан).

Питание предварительного усилителя 5 мощности осуществляется от источника нестабилизированного напряжения +20 В (не показан).

5 14109

Перед началом работы с устройством движки резисторов 36 и 22 установливают в нижнее по схеме положение.

Пассивный электрод 9 накладывают на тело пациента как можно ближе к зоне хирургического вмешательства, Поверхность пассивного электрода 9 должна плотно прилегать к коже пациен-10 та.

При включении устройства в сеть на входы первого и второго каналов модулятора 3 поступают напряжения

+60 В и начинают работать задающий генератор 6 и генератор мбдулирующих импульсов второго канала модулятора.

3. Противофазные сигналы возбуждения частотой 440 кГц с выхода задающего генератора 6 поступают на входы усили- g теля 5 мощности, Сигнал возбуждения усиливается двухтактным усилителем на транзисторах 53 — 56 и выделяется на вторичных обмотках трансформатора

57. Лмплитуда напряжения возбуждения на затворах транзисторов 75 — 78 составляет 20 — 25 В, что достаточно для насыщения этих транзисторов и работы оконечного усилителя мощности в ключевом режиме. Питание оконечного каскада усилителя мощности осуществляется модулированным напряжениям

U, снимаемым с катода суммирующего диода 4.

Для включения тока на выходе устройства нажимают сдвоенный выключатель 52. При этом с регулятора выходного напряжения первого канала модулятора 3 - резистора 22 напряжение подается на базу транзистора 17 и с

его эмиттерной нагрузки (резистор

28) на базу транзистора 20. Таким образом, на эмиттере транзистора 20, т,е. на выходе 1 ; ro канала, напряжения соответствует напряжению, снимаемому с движка регулятора резисто" . ра 22, Одновременно, с нажатием педали переключателя 52 напряжение с регулятора 36 подается на базу транзистора

34 и с его эмиттерной нагрузки на базу транзистора 35, Таким образом, на эмиттере транзистора 35 напряжение будет соответствовать напряжению, снимаемому с движка регулятора резистора 36. С генератора модулирующих 55 импульсов (с вывода 8 микросхемы 31) импульсы длительностью 10 мкс, периодом повторения 1000.мкс поступают на

59 усилитель тока на транзисторе 32 и с вторичной обмотки трансформатора 44 на переключающий транзистор 33. На время действия модулирующего импульса транзистор 33 входит в насыщение и напряжение с эмиттера транзистора 35 оказьгвается приложенным между катодом и анодом суммирующего диода 4. Таким образом, диод 4 на время действия модулирующего импульса запирается и питание усилителя 5 мощности осуществляется только напряжением с эмиттера транзистора 35, т.е. с выхода второго канала. В паузе между модулирующими импульсами транзистор 33 закрыт, диод 4 открывается прямо приложенным напряжением с эмиттера транзистора

20 т.е. с выхода первого канала, и питание усилителя 5 мощности осуществляется только с выхода первого канала. При этом получают форму напряжения питания оконечного каскада усилителя 5 мощности в общем виде, представленную на фиг. 7, Ум„„ соответствует выходному напряжению второго канала модулятора 3 и регулируется резистором 36 в диапазоне от значения напряжения на выходе первого канала до значения напряжения на выходе первого канала плюс 60 В, У„ „ соответмин ствует выходному напряжению первого канала и регулируется резистором 22 в диапазоне от 0 до 60 В. Таким образом, напряжение U„„, оказывается про-. модулированным по амплитуде импульсами с коэффициентом модуляции в зависимости от взаимного положения движков резисторов 36 и 22.

Напряжение Б„ модулирует выходной высокочастотный ток устройства и на выходе форма имеет в общем случае вид, представленный на фиг.8.

Амплитуда выходного тока в радиоимпульсах, определяющая глубину пробоя клеточных мембран ткани, а следовательно, и глубину коагуляции, задается резистором 36, регулирующим выходное напряжение второго канала модулятора 3.

Амплитуда выходного тока в паузах между радиоимпульсами, определяющая среднюю мощность на выходе устройства, задается резистором 22, регулирующим выходное напряжение первого канала модулятора 3. Поскольку скважность радиоимпульсов велика, то их мощность при коэффициенте модуляции менее 907. составляет менее 37 от

1410959 средней выходной мощности устройства, т.е. мощностью радиоимпульсов можно пренебречь. Таким образом, средняя выходная мощность устройства регулируется только резистором 22, а глуби5 на коагуляции и деструкции ткани регулируется только резистором 36.

Предлагаемое устройство позволяет получить коэффициент модуляции выход-10 ного тока в пределах 0 — 100%. Так, например, при регулировании выходного тока только резистором 22 (движок резистора 36 находится в нижнем по схеме положении), выходная средняя мощность устройства изменяется от 0 до максимального значения, при этом коэффициент модуляции равен нулю.

Такой режим соответствует режиму резания, применяемому при электрохи- 20 рургических воздействиях.

При регулировке выходного тока только резистором 36 (движок резистора 22 находится в нижнем по схеме положении) коэффициент модуляции вы- 25

:ходного тока равен 100%, т.е. форма тока аналогична форме выходного тока известного устройства, что соответствует режиму коагуляции. Изменяя положение движков резисторов 36 и 22, можно изменять коэффициент модуляции выходного тока в пределах 0 — 100%, осуществляя тем самым плавный переход от режима резания к резанию с гемо- стазом и к коагуляции, что бывает необходимо при проведении точно дози- 35 рованных электрохирургических воздействий, Таким образом, предлагаемое устройство позволяет независимо регули- 4 ровать коэффициент модуляции выходного тока и среднюю выходную мощность при сохранении всех преимуществ известного устройства (высокий коэффициент полезного воздействия, хороший тепловой режим), что обусловлено при45 менением в усилителе мощности ключевого генератора на MOII — транзисторах и задающего генератора с фиксированной амплитудой напряжения возбуждения °

Благодаря введению модулятора в цепь питания усилителя мощности и выполнению его двухканальным с индивидуальными источниками питания каналов появляется возможность полу- 55 чить на выходе модулятора напряжение, промодулированное по амплитуде периодически следующими прямоугольными импульсами с большой скважностью, причем, поскольку оба канала модулятора имеют независимую регулировку и каждый из них питается от отдельного источника т1итания, можно независимо регулировать максимальный и минимальный уровни напряжения питания усилителя мощности и тем самым изменять коэффициент модуляции выходного высокочастотного тока устройства, Коэффициент модуляции выходного высокочастотного тока определяет соотношение между амплитудой высокочастотного тока в радиоимпульсе и амплитудой высокочастотного тока в паузах между радиоимпульсами. При большой скважности радиоимпульсов и коэффициенте модуляции больше 10% мощность радиоимпульсов не оказывает значительного влияния на средний уровень выходной мощности, поэтому мощностью радиоимпульсов можно пренебречь.

С помощью одного канала модулятора регулируется амплитуда выходного высокочастотного тока устройства в паузах между радиоимпульса ж, а напряжение с выхода второго канала модулятора, складываясь на суммирующем диоде с выходным напряжением первого канала, определяет амплитуду выходного тока устройства в радиоим;тульсе„ причем второй канал модулятора подключается к суммирующему диоду только на время модулирующего импульса.

Это в свою очередь обуславливает возможность как изменения срецнего уровня выходной мощности устройства в большом диапазоне при фиксированной амплитуде тока в радиоимпульсах, так и изменения в большом диапазоне амплитуды тока в радиоимпульсах при фиксированном урсвне средней выходной мощности устройства, что необходимо в ряде случаев при практическом использовании устройства, В частности, при использовании устройства для осуществления высокочастотной электрокоагуляции тканей раздельная регулировка указанных параметров обуславливает возможность регулирования в широком диапазоне режимов электрохирургического воздействия при резании или коагуляции, обуславливая тем самым безопасность процесса коагуляции в различных практических ситуациях за счет раздельного регулирования глубины коагуляцни и уровня сред1410959 ней мощности, обеспечивающего обработ" ку необходимого объема ткани.

При проведении коагуляции энергия радиоимпульсов обеспечивает лишь электрический пробой клеточных мембран ткани на глубину, определяемую амплитудой радиоимпульсов, и гомоге- . низацию структуры ткани, а основной нагрев ткани с целью ее коагуляции ip осуществляется высокочастотным током в паузе между радиоимпульсами.

Формула изобретения

Электрохирургический генератор, jg содержащий задающий генератор высокой частоты, усилитель мощности высо" кой частоты ключевого типа на МОПтранзисторах, выходную цепь, модулятор, источник напряжения питания око" gp нечного каскада усилителя мощности и электроды, соединенные с выходом усилителя мощности высокой частоты через выходную цепь, о т л и ч а ю— шийся тем, что, с целью сниже« ния травматизма .путем предотвращения излишне глубокой деструкции ткани при коагуляцнк больших объемов, он снабжен вторым источником напряжения, а модулятор выполнен двухканальным с независимой регулировкой выходного напряжения каждого канала и включен в цепь питания усилителя мощности, причем входы каналов модулятора подключены каждый к своему источнику напряжения, а выходы через суммирующий диод — к усилителю мощности, входы возбуждения которого соединены с выхЬдами задающего генератора.

1410959

1410959

1410959 / акс

"иихф фиа 7

Составитель А.Рыжих

Техред М.Дидык.

Редактор Н.Лазаренко

Корректор Г.Решетник

Заказ 3505/5

Тираж 655 Подписное

В11ИИПИ Государственного комитета СССР по делам изобретений и открытий

113035, Москва, Ж-35, Раушская наб., д. 4/5

Производственно-полиграфическое предприятие, г. Ужгород, ул. Проектная, 4