ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИЙ ГЕНЕРАТОР ЭНЕРГИИ ДЛЯ ЭЛЕКТРОИМПУЛЬСНОГО ОТКРЫТИЯ КЛЕТОЧНЫХ ПОР
ELECTROSURGICAL ENERGY GENERATOR FOR ELECTROPULSE OPENING OF CELLULAR PORES

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Настоящее изобретение относится к электрохирургической системе для доставки электрической или электромагнитной энергии со множеством возможных режимов воздействия, вызывая формирование различных эффектов на биологической ткани в месте обработки. В частности, настоящее изобретение относится к электрохирургическому генератору для выборочной доставки энергии с различными возможными режимами воздействия вдоль общего подводящего кабеля, который может вводится через инструментальный канал хирургического смотрового устройства (например, эндоскопа или бронхоскопа) для обработки биологической ткани минимально инвазивным способом.
ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Электрохирургические генераторы достаточно распространены во всех операционных лечебных учреждениях для использования в открытых и лапароскопических процедурах, а также все больше присущи существующим эндоскопическим комплексам. В эндоскопических процедурах электрохирургические принадлежности, как правило, вводят через просвет внутри эндоскопа. В рассматриваемых в сравнении эквивалентных каналах доступа для лапароскопической хирургии такие просветы имеют сравнительно узкий диаметр канала и большую длину.
Известно использование радиочастотной (РЧ) энергии для разрезания биологических тканей. Способ разрезания с использованием РЧ энергии работает с использованием того принципа, что при прохождении электрического тока через межклеточное вещество ткани (при содействии ионного содержимого клеток и межклеточных электролитов) импеданс потоку электронов в ткани генерирует тепло. Когда к межклеточному веществу ткани прилагают РЧ напряжение, внутри клеток генерируется достаточное количество тепла для испарения воды, содержащейся в ткани. В результате этой нарастающей потери влаги, в частности, в непосредственной близости к области излучения РЧ энергии инструментом (называемом в данном документе РЧ лезвием), которая имеет высокую плотность тока на всем пути прохождения через ткань, ткань в непосредственной близости к режущему электроду РЧ лезвия теряет непосредственный контакт с лезвием. Затем прилагаемое напряжение практически полностью проходит через образовавшуюся пустоту, что приводит к ионизации, образуя плазму, которая имеет очень высокое объемное удельное сопротивление по сравнению с тканью. Такое различие очень важно, так как оно фокусирует прилагаемую энергию в плазме, замыкающей электрическую цепь между режущим электродом РЧ лезвия и тканью. Любое летучее вещество, попадающее в плазму достаточно медленно, испаряется, и поэтому все это воспринимается как разрезание ткани плазмой.
В патенте Великобритании 2 486 343 описана система управления для электрохирургического устройства, которое доставляет РЧ и микроволновую энергию для обработки биологической ткани. Профиль подачи как РЧ энергии, так и микроволновой энергии, доставляемых к зонду, устанавливают на основе информации о выборке напряжения и тока РЧ энергии, передаваемой в зонд, и информации о выборке прямой и отраженной мощности для микроволновой энергии, передаваемой к зонду или от него.
В патенте Великобритании 2 522 533 описана разделительная цепь для электрохирургического генератора, выполненная с возможностью формировать радиочастотную (РЧ) энергию и микроволновую энергию для обработки биологической ткани. Разделительная цепь содержит регулируемый волноводный вентиль в месте соединения между микроволновым каналом и сумматором сигналов, а также может содержать емкостное устройство между заземляющим проводником сумматора сигналов и проводящей входной секцией волноводного вентиля для препятствия связи по РЧ энергии и утечки микроволновой энергии.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В наиболее общем смысле, настоящее изобретение предлагает электрохирургический генератор, способный подавать энергию в волновом сигнале, способном вызывать электроимпульсное открытие клеточных пор (электропорацию) в биологической ткани. Электрохирургический генератор может содержать блок подачи электропорационного волнового сигнала, который интегрирован со средством генерирования микроволновых электромагнитных сигналов и радиочастотных электромагнитных сигналов для обработки. Электрохирургический генератор может быть выполнен с возможностью доставки различных типов энергии по общему подводящему кабелю. Таким образом, один генератор может использоваться в качестве источника энергии при различных типах обработки. Это является преимуществом в отношении минимизации необходимого оборудования в терапевтическом комплексе.
Электропорационный волновой сигнал может содержать один или более импульсов энергии высокого напряжения, выполненных с возможностью открытия пор в мембранах клеток. Изобретение может использоваться в таком сценарии, при котором лечебное средство находится в области обработки, в результате чего открытие пор в мембранах клеток способствует или обеспечивает введение лечебного средства в клетки. Другими словами, изобретение может использоваться в обычных процедурах электроимпульсного открытия клеточных пор (электропорации).
В качестве альтернативы или в дополнение, энергия для электроимпульсного открытия клеточных пор может быть предназначена для обеспечения постоянно открытых пор, таким образом вызывая необратимое разрушение клеточной мембраны, что приводит к гибели клеток. Другими словами, инструмент может использоваться для необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор (от англ. irreversible electroporation, IRE).
В соответствии с изобретением предлагается электрохирургический генератор, содержащий: блок подачи электромагнитного сигнала для генерирования радиочастотной (РЧ) или микроволновой энергии; выходной порт, выполненный с возможностью подключения к зонду для доставки РЧ или микроволновой энергии из своего дистального конца; подающую конструкцию для передачи РЧ или микроволновой энергии к выходному порту; и блок подачи электропорационного волнового сигнала, выполненный с возможностью генерирования энергии с электропорационным волновым сигналом, вызывающим обратимое или необратимое электроимпульсное открытие клеточных пор (IRE) в биологических тканях, причем блок подачи электропорационного волнового сигнала соединен с подающей конструкцией для передачи электропорационного волнового сигнала к выходному порту для доставки к зонду, и при этом подающая конструкция содержит общий путь прохождения сигналов для передачи электропорационного волнового сигнала и РЧ или микроволновой энергии к выходному порту. При такой конструкции один и тот же генератор может подавать РЧ энергию и/или микроволновую энергию, например, для разрезания тканей, абляции, гемостаза или других эффектов, а также электропорационный волновой сигнал, вызывающий электропорацию или необратимое электроимпульсное открытие клеточных пор в биологических тканях. Необратимое электроимпульсное открытие клеточных пор может использоваться для лечения рака печени, простаты и поджелудочной железы. Посредством объединения РЧ и/или микроволновой энергии в общем генераторе изобретение позволяет использовать один и тот же зонд одновременно для доставки РЧ энергии и/или микроволновой энергии. Это может обеспечить больше вариантов обработки для практикующего врача во время процедуры обработки. Например, возможность выполнять необратимое электроимпульсное открытие клеточных пор может придать зонду возможный режим обработки ткани, который фокусируется на дистальном наконечнике. Это, в свою очередь, позволяет использовать возможный режим микроволновой абляции для обработки большого объема вокруг дистального наконечника. В комбинации инструментом можно управлять, выбирая тот объем ткани, к которому доставляется энергия.
Блок подачи электромагнитного сигнала может быть выполнен с возможностью подачи как РЧ энергии, так и микроволновой энергии, либо раздельно, либо одновременно. Например, блок подачи электромагнитного сигнала может содержать генератор радиочастотного (РЧ) сигнала для генерирования радиочастотного (РЧ) электромагнитного (ЭМ) излучения, имеющего первую частоту, и генератор микроволнового сигнала для генерирования микроволнового ЭМ излучения, имеющего вторую частоту, более высокую, чем первая частота.
РЧ энергия и микроволновая энергия могут быть раздельно переданы в общий путь прохождения сигнала. Например, подающая конструкция может содержать РЧ канал для подключения к выходному порту генератора радиочастотного сигнала и микроволновой канал для подключения к выходному порту генератора микроволнового сигнала. РЧ канал и микроволновой канал могут содержать физически раздельные пути прохождения сигнала от генератора РЧ сигнала и генератора микроволнового сигнала соответственно. Подающая конструкция может содержать цепь смешения сигналов, имеющую первый вход, подключенный для приема РЧ ЭМ излучения от РЧ канала, второй вход, подключенный для приема микроволнового ЭМ излучения от микроволнового канала, и связанный с первым и вторым входами выход для передачи РЧ ЭМ излучения и микроволнового ЭМ излучения в общий путь прохождения сигнала.
Блок подачи электропорационного волнового сигнала может быть выполнен с возможностью подключения к общему пути прохождения сигнала через РЧ канал. Например, к РЧ каналу может быть подключен переключатель, при этом генератор РЧ сигнала и блок подачи электропорационного волнового сигнала выполнены с возможностью выборочного подключения к РЧ каналу посредством переключателя. Переключатель может быть любым устройством переключения, способным передавать высокочастотную (например, UHF) энергию (соответствующую РЧ энергии, описанной здесь), а также импульсы высокого напряжения (например, до 10 кВ), связанные с электропорационным волновым сигналом. Например, может использоваться высокочастотное герконовое реле.
Подающая конструкция может содержать волноводный вентиль, подключенный для изоляции микроволнового канала от РЧ ЭМ излучения. РЧ канал и микроволновой канал могут быть соединены с волноводным вентилем с использованием коаксиальных соединителей N-типа. Для предотвращения пробоев, вызванных импульсами в электропорационном волновом сигнале, части соединителей N-типа, выступающие в волноводный вентиль, могут быть окружены изоляционным материалом, например, ПТФЭ, имеющим толщину, выбираемую для препятствования пробою.
Электропорационный волновой сигнал может содержать один или более быстро нарастающих импульсов высокого напряжения. Каждый импульс может иметь ширину импульса в диапазоне от 1 нс до 10 мс, предпочтительно, в диапазоне от 1 нс до 100 мкс, хотя изобретение не должно быть ограничено данным диапазоном. Импульсы более короткой длительности (например, равной или меньшей 10 нс) могут быть предпочтительны для обратимого электроимпульсного открытия клеточных пор. Для необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор могут использоваться более длительные импульсы или большее количество импульсов по сравнению с обратимым открытием клеточных пор.
Предпочтительно, время нарастания каждого импульса равно или меньше 90% от длительности импульса, более предпочтительно, равно или меньше 50% от длительности импульса, а наиболее предпочтительно, равно или меньше 10% от длительности импульса. Для более коротких импульсов время нарастания может составлять порядка 100 пс.
Каждый импульс может иметь амплитуду в диапазоне от 10 В до 10 кВ, предпочтительно, в диапазоне от 1 кВ до 10 кВ. Каждый импульс может быть положительным импульсом относительно нулевого потенциала земли, или последовательностью чередующихся положительных и отрицательных импульсов относительно нулевого потенциала.
Электропорационный волновой сигнал может представлять собой один единственный импульс или множество импульсов, например, периодическую последовательность импульсов. Этот волновой сигнал может иметь коэффициент заполнения, равный или меньший 50%, например, в диапазоне от 0,5% до 50%.
В одном примере для необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор могут использоваться импульсы с ширинами порядка 200 мс, доставляемые сериями от 10 до 100 импульсов. В одном примере электропорационный волновой сигнал может содержать 10 × 300 мкс импульсов амплитудой 1,5 кВ, доставляемых три раза с интервалом около 1 минуты между доставками. Такой волновой сигнал может вызывать апоптоз или гибель клеток в гепатоклеточной карциноме.
Электропорационный волновой сигнал может доставляться во время периода обработки, выбираемого в зависимости от желаемого эффекта. Например, период обработки может быть коротким, например, менее 1 секунды, или несколько секунд, или около 1 минуты. В качестве альтернативы, период обработки может быть продолжительнее, например, до одного часа.
Схема генератора импульсов может быть регулируемой для адаптации или изменения электропорационного волнового сигнала в соответствии с желаемой обработкой. Таким образом, любой параметр из коэффициента заполнения, ширины импульса и амплитуды импульса может регулируемо изменяться.
Блок подачи электропорационного волнового сигнала может содержать источник электропитания постоянного тока, например, выполненный с возможностью работы в качестве источника высокого напряжения, и генератор импульсов, подключенный к источнику электропитания постоянного тока и выполненный с возможностью выдачи одного или более импульсов электроэнергии постоянного тока в качестве электропорационного волнового сигнала. Источник электропитания постоянного тока может быть независимым от других источников электропитания для генератора.
Блок подачи электропорационного волнового сигнала содержит модуль импульсных сигналов, подключенный к генератору импульсов и выполненный с возможностью передачи одного или более импульсных триггерных сигналов в генератор импульсов, при этом генератор импульсов выполнен с возможностью выдачи импульса электроэнергии постоянного тока при получении импульсного триггерного сигнала. В одном примере импульсный триггерный сигнал используется для активации управляющей цепи генератора импульсов, например, чтобы вызвать подачу управляющего сигнала в генератор импульсов для передачи электропитания от источника электропитания постоянного тока.
Длительность каждого импульса (например, ширина импульса) электроэнергии постоянного тока может быть установлена импульсным триггерным сигналом. Модуль импульсных сигналов может быть управляемым для обеспечения возможности настройки длительности каждого импульса электроэнергии постоянного тока, например, под управлением микропроцессора. Импульсные триггерные сигналы могут получаться из сигнала синхронизации микропроцессора. Длительность каждого импульса электроэнергии постоянного тока может находится в диапазоне от 1 нс до 10 мс.
Источник электропитания постоянного тока может содержать регулируемый источник напряжения и преобразователь постоянного тока в постоянный ток, выполненный с возможностью повышения напряжения регулируемого источника напряжения. Например, регулируемый источник напряжения может иметь выходное напряжение, регулируемое в диапазоне от 1,2 В до 5 В. Преобразователь постоянного тока в постоянный ток может преобразовать его в сигнал, имеющий максимальную амплитуду напряжения, которая на один, два или три порядка выше, например, в диапазоне от 10 В до 10 кВ, предпочтительно, большую или равную 400 В. Амплитудой каждого импульса электроэнергии постоянного тока можно управлять посредством настройки выходного напряжения регулируемого источника напряжения.
Генератор импульсов может содержать двухтактную схему, например, образованную из пары мощных полевых транзисторов со структурой металл-оксид-полупроводник (MOSFET-транзисторов), подключенных для отбора электропитания от источника электропитания постоянного тока.
Генератор может быть подключен к зонду, например, посредством коаксиальной линии передачи, проходящей от выходного порта. Зонд может содержать электрохирургический инструмент, подходящий для введения через инструментальный канал в хирургическом смотровом устройстве. Электрохирургический инструмент может иметь узел дистального конца, выполненный с возможностью выдачи любой из описанных здесь РЧ, микроволновой и электропорационной энергии. В одном примере узел дистального конца может содержать коаксиальную конструкцию, в которой внутренний проводник выступает за дистальный конец наружного проводника и обнажен на дистальном конце зонда. В данной конфигурации узел дистального конца образован биполярной конструкцией доставки энергии для доставки РЧ энергии и микроволновой антенной для излучения микроволновой энергии. Кроме того, электропорационный волновой сигнал может устанавливать временное электрическое поле между обнаженными наиболее дистальными концами внутреннего проводника и наружного проводника. Обнаженные проводники могут быть отделены друг от друга расстоянием в диапазоне от 1 до 3 мм. Таким образом, прилагаемое поле имеет амплитуду в предпочтительном диапазоне от 300 В/мм до 10 кВ/мм.
В данном описании термин «микроволновый» может использоваться в широком смысле для указания диапазона частот от 400 МГц до 100 ГГц, но, предпочтительно, диапазона от 400 МГц до 60 ГГц. Были рассмотрены определенные частоты: 433 МГц, 915 МГц, 2,45 ГГц, 3,3 ГГц, 5,8 ГГц, 10 ГГц, 14,5 ГГц и 24 ГГц. Устройство может доставлять энергию на более чем одной из этих микроволновых частот. Термин «радиочастотный» или «РЧ» может использоваться для указания частоты в диапазоне от 300 кГц до 400 МГц.
В данном документе термин «внутренний» означает радиально ближайший к центру (например, оси) инструментального канала. В данном документе термин «наружный» означает радиально удаленный от центра (оси) инструментального канала.
В данном документе термин «проводящий» используется для обозначения электрической проводимости, если в контексте не определено иное.
В данном документе термины «проксимальный» и «дистальный» означают концы передающей энергию конструкции, находящиеся дальше от и ближе к обрабатываемой области соответственно. Таким образом, при применении проксимальный конец является более близким к генератору для снабжения микроволновой энергией, в то время как дистальный конец является более близким к обрабатываемой области, например, пациенту.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ
Варианты осуществления изобретения подробно обсуждаются ниже со ссылкой на прилагаемые графические материалы, на которых:
на Фиг. 1 представлено схематическое изображение известного типа электрохирургического генератора, в котором может применяться данное изобретение;
на Фиг. 2 представлено схематическое изображение разделительной цепи, которая может использоваться в электрохирургическом генераторе по Фиг. 1;
на Фиг. 3 представлено схематическое изображение электрохирургического генератора, имеющего блок подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения;
на Фиг. 4 представлено схематическое изображение, иллюстрирующее электрохирургическую систему, которая использует электрохирургический генератор по Фиг. 3 с инструментом, который вводится через хирургическое смотровое устройство;
на Фиг. 5 представлено схематическое изображение в поперечном разрезе узла дистального конца электрохирургического инструмента, подходящего для использования с настоящим изобретением;
на Фиг. 6 представлена схема контроллера импульсов, подходящего для использования в блоке подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения;
на Фиг. 7 представлена схема регулируемого источника высокого напряжения, подходящего для использования в блоке подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения; и
на Фиг. 8 представлена схема генератора импульсов, подходящего для использования в блоке подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения.
Подробное описание; дополнительные опции и параметры
Предпосылки
На Фиг. 1 представлено схематическое изображение электрохирургического устройства 400, например, описанного в патенте Великобритании 2 486 343, полезного для понимания изобретения. Устройство содержит РЧ канал и микроволновой канал. РЧ канал содержит компоненты для генерирования и управления электромагнитным сигналом радиочастоты (РЧ) с уровнем мощности, подходящим для обработки (например, разрезания или осушения) биологических тканей. Микроволновой канал содержит компоненты для генерирования и управления электромагнитным сигналом микроволновой частоты с уровнем мощности, подходящим для обработки (например, коагуляции или абляции) биологических тканей.
10
11
12
Микроволновой канал имеет источник 402 микроволновой частоты, за которым следует делитель 424 мощности (например, делитель мощности 3 дБ), который разделяет сигнал от источника 402 на два плеча. Одно плечо от делителя 424 мощности образует микроволновой канал, который имеет модуль управления мощностью, содержащий регулируемый аттенюатор 404, управляемый контроллером 406 посредством сигнала управления V, и модулятор 408 сигнала, управляемый контроллером 406 посредством сигнала управления V, и модуль усилителей, содержащий усилитель 410 управляющего сигнала и усилитель 412 мощности для генерирования прямого микроволнового ЭМ излучения для доставки из зонда 420 с подходящим для обработки уровнем мощности. После модуля усилителей микроволновой канал продолжается модулем подсоединения микроволнового сигнала (который образует часть детектора микроволнового сигнала), содержащим циркулятор 416, подключенный для доставки микроволновой ЭМ энергии от источника к зонду вдоль пути между его первым и вторым портами, ответвитель 414 прямого сигнала на первом порту циркулятора 416 и ответвитель 418 отраженного сигнала на третьем порту циркулятора 416. После прохождения через ответвитель отраженного сигнала микроволновая ЭМ энергия от третьего порта поглощается в нагрузке 422 аварийного отключения питания. Модуль подсоединения микроволнового сигнала также содержит переключатель 415, управляемый контроллером 406 посредством сигнала управления V для подсоединения либо сигнала ответвителя прямого сигнала, либо сигнала ответвителя отраженного сигнала к гетеродинному приемнику для обнаружения.
13
Другое плечо от делителя 424 мощности образует канал измерения. Канал измерения обходит усиливающую линию на микроволновом канале и, следовательно, выполнен с возможностью доставки сигнала малой мощности из зонда. Переключатель 426 выбора первичного канала, управляемый контроллером 406 посредством сигнала управления V, работает для выбора сигнала либо от микроволнового канала, либо от канала измерения, для доставки к зонду. Между переключателем 426 выбора первичного канала и зондом 420 подключен полосовой фильтр 427 высоких частот для защиты генератора микроволновых сигналов от РЧ сигналов низкой частоты.
Канал измерения содержит компоненты, выполненные с возможностью обнаружения фазы и магнитуды отраженной от зонда электроэнергии, которые могут давать информацию о материале, например, биологических тканях, присутствующих на дистальном конце зонда. Канал измерения содержит циркулятор 428, подключенный для доставки микроволновой ЭМ энергии от источника 402 к зонду вдоль пути между его первым и вторым портами. Отраженный сигнал, возвращающийся от зонда, направляется к третьему порту циркулятора 428. Циркулятор 428 используется для обеспечения изоляции между прямым сигналом и отраженным сигналом для способствования точному измерению. Тем не менее, так как циркулятор не обеспечивает полной изоляции между его первым и третьим портами, т. е. некоторая часть прямого сигнала может прорываться к третьему порту и создавать помехи отраженному сигналу, может использоваться цепь погашения несущей, которая вводит часть прямого сигнала (от ответвителя 430 прямого сигнала) обратно в сигнал, выходящий из третьего порта (посредством ответвителя 432 подпитки). Цепь погашения несущей содержит регулятор 434 фазы для обеспечения того, что вводимая часть смещена по фазе на 180° по сравнению с любым прорывающимся к третьему порту от первого порта сигналом для его гашения. Цепь погашения несущей также содержит аттенюатор 436 сигнала для обеспечения того, что магнитуда вводимой части является такой же, как у любого прорывающегося сигнала.
14
Для компенсации какого-либо дрейфа в прямом сигнале на канале измерения предусмотрен ответвитель 438 прямого сигнала. Спаренный выход ответвителя 438 прямого сигнала и отраженного сигнала от третьего порта циркулятора 428 соединен с соответствующим входным выводом переключателя 440, который приводится в действие контроллером 406 посредством сигнала управления V для подсоединения либо спаренного прямого сигнала, либо отраженного сигнала к гетеродинному приемнику для обнаружения.
15
Выход переключателя 440 (т. е. выход из канала измерения) и выход переключателя 415 (т. е. выход из микроволнового канала) соединены с соответствующим входным выводом переключателя 442 выбора вторичного канала, который приводится в действие контроллером 406 посредством сигнала управления V совместно с переключателем выбора первичного канала для обеспечения того, что выход канала измерения соединен с гетеродинным приемником, когда канал измерения поставляет энергию к зонду, и того, что выход микроволнового канала соединен с гетеродинным приемником, когда микроволновой канал поставляет энергию к зонду.
Гетеродинный приемник используется для извлечения информации о фазе и магнитуде из сигнала, выводимого переключателем 442 выбора вторичного канала. В данной системе проиллюстрирован один гетеродинный приемник, однако, при необходимости, может использоваться двойной гетеродинный приемник (содержащий два локальных осциллятора и смесителя) для сведения частоты источника дважды перед тем, как сигнал поступает в контроллер. Гетеродинный приемник содержит локальный осциллятор 444 и смеситель 448 для сведения сигнала, выводимого переключателем 442 выбора вторичного канала. Частота сигнала локального осциллятора подбирается так, что выход из смесителя 448 находится на промежуточной частоте, пригодной для ее приема контроллером 406. Предусмотрены полосовые фильтры 446, 450 для защиты локального осциллятора 444 и контроллера 406 от микроволновых сигналов высокой частоты.
Контроллер 406 принимает выходные сигналы гетеродинного приемника и определяет (например, извлекает) из них информацию, указывающую на фазу и магнитуду прямого и/или отраженного сигналов на микроволновом канале или канале измерения. Эта информация может использоваться для управления доставкой микроволнового ЭМ излучения высокой мощности на микроволновом канале или РЧ ЭМ излучения на РЧ канале. Пользователь может взаимодействовать с контроллером 406 посредством пользовательского интерфейса 452, как описано выше.
16
РЧ канал, представленный на Фиг. 1, содержит радиочастотный (РЧ) источник 454, соединенный с драйвером 456 затвора, который управляется контроллером 406 посредством сигнала управления V. Драйвер 456 затвора подает сигнал управления для РЧ усилителя 458, который имеет конструкцию полумоста. Напряжение утечки конструкции полумоста управляется посредством регулируемого источника 460 электропитания постоянного тока. Выходной трансформатор 462 передает сгенерированный РЧ сигнал в линию для доставки к зонду 420. Низкочастотный, полосовой, режекторный или узкополосный фильтр 464 соединен с этой линией для защиты генератора РЧ сигналов от микроволновых сигналов высокой частоты.
Трансформатор 466 тока соединен с РЧ каналом для измерения силы тока, доставляемого к материалам тканей. Делитель 468 потенциала (который может представлять собой ответвление выходного трансформатора) используется для измерения напряжения. Выходные сигналы от делителя 468 потенциала и трансформатора 466 тока (т. е. выходные сигналы напряжения, указывающие на напряжение и силу тока) подсоединены напрямую к контроллеру 406 после согласования соответствующим буферным усилителем 470, 472 и фиксации напряжения стабилитронами 474, 476, 478, 480 (проиллюстрированы как сигналы В и С на Фиг. 1).
Для извлечения информация о фазе сигналы напряжения и тока (В и С) также подключаются к фазовому компаратору 482 (например, логическому элементу исключающее ИЛИ), чье выходное напряжение интегрируется RC-контуром 484 для получения выходного напряжения (проиллюстрированного как А на Фиг. 1), которое пропорционально разнице фаз между волновыми сигналами напряжения и тока. Выходное напряжение (сигнал А) подключается напрямую к контроллеру 406.
Микроволновой канал измерения и РЧ канал соединены с сумматором 114 сигналов, который передает оба типа сигналов отдельно или одновременно по кабельному узлу 116 к зонду 420, из которого он доставляется (например, излучается) в биологические ткани пациента.
Волноводный вентиль (не проиллюстрирован) может быть предусмотрен на месте соединении между микроволновым каналом и сумматором сигналов. Волноводный вентиль может быть предназначен для выполнения трех функций: (i) разрешение прохождения микроволновой энергии очень высокой мощности (например, выше 10 Вт); (ii) блокирование прохождения РЧ энергии; и (iii) обеспечение устойчивого напряжения (например, выше 10 кВ). Может быть также предусмотрено емкостное устройство (также известное как размыкатель постоянного тока) на (например, внутри) или рядом с волноводным вентилем. Назначением емкостного устройства является снижение емкостной связи через изоляционный барьер.
На Фиг. 2 представлено схематическое изображение разделительной цепи, как описано в патенте Великобритании 2 522 533, которая также полезна для понимания изобретения. Разделительная цепь образует часть подающей конструкции для передачи РЧ ЭМ излучения от генератора 218 РЧ сигнала и микроволнового излучения от генератора 220 микроволнового сигнала к зонду. Зонд (не проиллюстрирован) выполнен с возможностью подключения к выходному порту 228, имеющемуся в корпусе 226. На выходном порту 228 корпуса предусмотрена изолирующая втулка 229 для предотвращения пути прохождения тока от соединения с заземленным кожухом корпуса с антистатическими элементами, соединенными с выходным портом 228.
Подающая конструкция содержит РЧ канал, имеющий путь 212, 214 прохождения РЧ сигнала для передачи РЧ ЭМ излучения, и микроволновой канал, имеющий путь 210 прохождения микроволнового сигнала для передачи микроволнового ЭМ излучения. Пути прохождения сигналов для РЧ ЭМ излучения и микроволнового излучения отделены друг от друга на физическом уровне. Генератор РЧ сигнала соединен с путем 212, 214 прохождения РЧ сигнала посредством трансформатора 216 напряжения. Вторичная обмотка трансформатора 216 (т. е. со стороны конструкции зонда) гальванически развязана, так что нет прямого пути прохождения тока между пациентом и генератором 218 РЧ сигнала. Это означает, что как проводник 212 сигнала, так и заземляющий проводник 214 пути 212, 214 прохождения РЧ сигнала гальванически развязаны.
Разделительная цепь содержит волноводный вентиль 600, чей изоляционный зазор выполнен с возможностью обеспечения необходимого уровня изоляции постоянного тока, при этом также имеет емкостную реактивность, достаточно низкую на частоте микроволновой энергии для предотвращения утечки микроволновой энергии в зазоре. Зазор может составлять 0,6 мм или более, например, 0,75 мм. РЧ энергия не способна установить связь между двумя концами вентиля, так как диаметр трубки создает очень большое индуктивное сопротивление, включенное последовательно с каждым из зондов на радиочастоте.
Разделительная цепь имеет цепь смешения сигналов, интегрированную с волноводным вентилем 600. Проводник 212 сигнала и заземляющий проводник 214, несущие РЧ сигнал, подключены к коаксиальному РЧ соединителю 602 (РЧ питателю), который вводит РЧ сигнал в волноводный вентиль 600, из которого он передается наружу через выходной порт 232 по направлению к зонду.
Изоляционный зазор 603 выполнен с возможностью предотвращения обратной связи РЧ сигнала с входным портом 230. Микроволновая энергия защищена от связи с РЧ соединителем 602 посредством точного размещения внутреннего проводящего стержня внутри волноводного вентиля.
В волноводный вентиль 600 встроен блок настройки для снижения потерь на отражение компонентов регулировки. Блок настройки содержит три шлейфа 231, которые могут регулируемо вводится, например, ввинчиваться, в корпус резонатора.
1
Дополнительно, РЧ канал имеет регулируемое реактивное сопротивление 217, которое способно работать под управлением сигнала управления C для адаптации (например, компенсации) изменений емкостного сопротивления, возникающих из-за различной длины кабеля, используемого с генератором. Регулируемое емкостное сопротивление 217 может содержать один или более переключаемых или электронно настраиваемых конденсаторов или дросселей, подключенных параллельно или последовательно с РЧ каналом.
Улучшенные возможности обработки
Настоящее изобретение предлагает блок подачи электропорационного волнового сигнала, который может быть интегрирован с электрохирургическим генератором, описанным выше. В данном документе термин «электропорационный волновой сигнал» используется для обозначения одного или более очень коротких энергетических импульсов высокого напряжения.
Например, каждый импульс может иметь длительность (т.е. ширину импульса) в диапазоне от 1 нс до 10 мс, предпочтительно, в диапазоне от 100 нс до 1 мс. Волновой сигнал предпочтительно содержит множество импульсов. Коэффициент заполнения импульсной последовательности, образованной этим множеством импульсов, может быть меньше или равен 50%. В одном примере импульсы могут доставляться с частотой 50 Гц.
Каждый импульс может иметь пиковое напряжение (т. е. максимальную амплитуду импульса) в диапазоне от 10 В до 10 кВ, предпочтительно, в диапазоне от 100 В до 10 кВ, еще более предпочтительно, в диапазоне от 400 В до 10 кВ.
Электропорационный волновой сигнал может быть предназначен вызывать обратимое или необратимое электроимпульсное открытие клеточных пор (IRE) в биологических тканях в области обработки.
Как описано ниже, блок подачи электропорационного волнового сигнала может быть выполнен с возможностью доставки электропорационного волнового сигнала через тот же путь прохождения сигнала, что и микроволновая энергия и РЧ энергия. Следовательно, изобретение может предоставить генератор, способный выборочно доставлять любую из микроволновой энергии, РЧ энергии и вызывающей электропорацию энергии к одному инструменту. По сути, изобретение может способствовать созданию мультимодальной электрохирургической системы, в которой один генераторный блок может подавать энергию для широкого ряда типов обработки. Например, известно, что микроволновая энергия и РЧ энергия могут использоваться для резекции тканей или же абляции и гемостаза. Кроме того, известно также, что для доставки газа через инструмент к области обработки может использоваться РЧ и/или микроволны для возбуждения термической или нетермической плазмы для стерилизации ткани или для другой обработки. Настоящее изобретение может усиливать такие возможные режимы обработки посредством обеспечения электропорационного эффекта. Другие функциональные возможности также могут быть интегрированы в систему, например, методы криоабляции, ультразвуковое резание и т. п.
На Фиг. 3 представлено схематическое изображение блока 250 подачи электропорационного волнового сигнала, являющегося вариантом осуществления изобретения. Как проиллюстрировано на Фиг. 3, блок 250 подачи электропорационного волнового сигнала встроен в электрохирургический генератор описанного выше типа в отношении Фиг. 1 и 2. Общие с Фиг. 1 и 2 компоненты снабжены одними и теми же ссылочными позициями и не описаны повторно.
Блок 250 подачи электропорационного волнового сигнала содержит контроллер 252, который эксплуатируется, к примеру, посредством пользовательского интерфейса 264 для управления параметрами электропорационного волнового сигнала, в частности, шириной импульса, амплитудой импульса и коэффициентом заполнения (например, частотой импульсов в многоимпульсной последовательности). Контроллер 252 содержит модуль 254 импульсных сигналов, который служит для отправки импульсных триггерных сигналов к генератору 256 импульсов. В одном примере генератор 256 импульсов может быть выполнен в виде двухтактной схемы переключения. Генератор 256 импульсов может сам получать электроэнергию для работы от выделенного источника 258 электропитания, который независим от источника электропитания котроллера. Такая конструкция может быть необходима там, где требования к электропитанию для управления двухтактной схемой выше, чем требования для контроллера. Например, источник 258 электропитания может работать на 25 В, а источник электропитания контроллера может работать на 5 В.
К генератору 256 импульсов подключен источник 262 высокого напряжения. Источник 262 высокого напряжения может содержать преобразователь постоянного тока в постоянный ток, который повышает выходное напряжение от источника 260 напряжения. Источник 260 напряжения подключен к и управляется контроллером 252, например, для установки выходного напряжения. Например, источник 260 напряжения может представлять собой регулируемый источник напряжения, при этом выходное напряжение регулируется в диапазоне от 1,2 В до 5 В. Источник 260 напряжения и источник 258 электропитания являются источниками электропитания постоянного тока, например, преобразованного (выпрямленного) из сетевого источника электропитания (не проиллюстрирован).
Генератор 256 импульсов выдает электропорационный волновой сигнал в линию 242 передачи, которая соединена с описанным выше РЧ каналом посредством переключателя 240. Может быть выбран переключатель 240, способный обеспечивать передачу постоянного напряжения до 10 кВ, а также подходящий для передачи РЧ энергии. Например, может использоваться высокочастотное герконовое реле. В качестве этого компонента может быть более выгодным однополюсный переключатель на два направления (от англ. single-pole, dual throw, SPDT), так как он обеспечивает низкие вносимые потери при переключении между РЧ сигналом и импульсом или импульсами высокого напряжения электропорационного волнового сигнала.
Таким переключателем электропорационный волновой сигнал вводят в вентиль на РЧ канале. Вентиль может быть предназначен для защиты блока 250 подачи электропорационного волнового сигнала от микроволновой энергии и микроволнового канала от импульсов высокого напряжения электропорационного волнового сигнала.
Для предотвращения пробоя, возникающего в вентиле вследствие импульсов высокого напряжения, проводники, которые выступают в резонатор вентиля, могут быть окружены изоляционной втулкой (например, сделанной из ПТФЭ или т. п.).
Волноводный вентиль 600, проиллюстрированный на Фиг. 2, может быть разработан в первую очередь для объединения микроволнового (СВЧ) сигнала с частотой 5,8 ГГц и РЧ сигнала с частотой 400 кГц, также изолируя выходную линию от заземления через микроволновой канал и позволяя независимо заземлять РЧ канал.
Последующее описание рассматривает поведение вентиля для трех типов электропорационного волнового сигнала:
(i) импульс 300 нс с амплитудой 1 кВ и временем нарастания 30 нс
(ii) импульс 10 нс при 10 кВ
(iii) импульс 1 нс при 10 кВ
Физическая структура вентиля такова, что сигналы в диапазоне от 1 до 100 МГц передаются полностью. Для прямоугольного импульса 300 нс частотный спектр будет иметь главный лепесток с первым нулем на 1/300 ГГц, или 3,3 МГц. Главный лепесток и два последующих боковых лепестка частотного спектра будут проходить через сторону 400 кГц мультиплексора до 10 МГц. Время нарастания 35 нс ожидаемо соответствовало бы ширине спектральной полосы в 10 МГц, поэтому такой волновой сигнал будет проходить через вентиль практически беспрепятственно.
Для импульса 10 нс первый ноль находится на частоте 100 МГц, поэтому может быть необходима ширина спектральной полосы в 300 МГц для получения времени нарастания около 1 нс. Для импульса 1 нс первый ноль находится на частоте 1 ГГц, поэтому, вероятно, необходимо пропускать 3 ГГц (для получения времени нарастания примерно 0,1 нс).
Передача через РЧ порт описанного выше вентиля была протестирована с использованием векторного анализатора цепей с частотой от 50 МГц до 1 ГГц.
Передача на 50 МГц составила более или менее 100%, т.е. 0 дБ. Она постепенно падала до 3 дБ на примерно 250 или 350 МГц, но затем снова возрастала до примерно 0 дБ на 1 ГГц. Исходя из этого теста, вентиль работоспособен для эффективной передачи электропорационного волнового сигнала с шириной спектральной полосы до 1,5 ГГц.
На Фиг. 4 представлено схематическое изображение полной электрохирургической системы 100, способной подавать описанные выше РЧ энергию, микроволновую энергию или электропорационный волновой сигнал к дистальному концу инвазивного электрохирургического инструмента. Система 100 содержит генератор 102 для контролируемой подачи РЧ энергии, микроволновой энергии и электропорационного волнового сигнала, подходящего для электроимпульсного открытия клеточных пор или необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор.
Генератор 102 соединен с интерфейсным узлом 106 посредством интерфейсного кабеля 104. При необходимости, интерфейсный узел 106 может содержать в себе механизм управления инструментом, который работает посредством перемещения пускового устройства 110, например, для управления продольным (назад и вперед) перемещением одного или более управляющих проводов или толкателей (не проиллюстрированы). Если имеется множество управляющих проводов, на интерфейсном узле могут быть множественные смещаемые пусковые устройства для обеспечения полного контроля. Функцией интерфейсного узла 106 является объединение входов от генератора 102 и механизма управления инструментом в один гибкий вал 112, который проходит от дистального конца интерфейсного узла 106.
Гибкий вал 112 вводится по всей длине инструментального (рабочего) канала хирургического смотрового устройства 114, например, эндоскопа, бронхоскопа, гастроскопа или т. п.
Хирургическое смотровое устройство 114 содержит корпус 116, имеющий несколько входных портов и выходной порт, из которого выдвигается ствол 120 инструмента. Ствол 120 инструмента содержит внешнюю оболочку, которая окружает множество просветов. Через это множество просветов подводят различные предметы от корпуса 116 к дистальному концу ствола 120 инструмента. Одним из множества просветов является инструментальный канал. Другие просветы могут включать канал для передачи оптического излучения, например, для обеспечения освещения на дистальном конце или для сбора изображений с дистального конца. Корпус 116 может включать в себя окуляр 122 для обзора дистального конца. Чтобы обеспечить освещение на дистальном конце, с корпусом 116 может быть соединен источник 124 света (например, светодиод или тому подобный) с помощью осветительного входного порта 126.
Гибкий вал 112 имеет дистальный узел 118 (не проиллюстрирован в масштабе на Фиг. 1), форма которого позволяет ему проходить через инструментальный канал хирургического смотрового устройства 114 и выступать наружу (например, внутри пациента) на его дистальном конце. Дистальный узел содержит активный наконечник для доставки микроволновой энергии в биологическую ткань, как описано в данном документе.
Описанная ниже конструкция дистального узла 118 может быть выполнена с максимальным наружным диаметром, равным или меньшим 2,0 мм, например, менее 1,9 мм (и, более предпочтительно, менее 1,5 мм), а длина гибкого вала может быть равной или большей 1,2 м.
Корпус 116 содержит порт 128 подвода мощности для соединения с гибким валом, который содержит коаксиальный кабель (например, обычный коаксиальный кабель), способный передавать микроволновую энергию от генератора 102 к дистальному узлу 118, вместе со средством передачи энергии (например, кабелем в виде витой пары) служащий для передачи энергии для электроимпульсного открытия клеточных пор. Коаксиальные кабели, которые физически способны уместиться в инструментальном канале хирургического смотрового устройства, доступны со следующими наружными диаметрами: 1,19 мм (0,047 дюйма), 1,35 мм (0,053 дюйма), 1,40 мм (0,055 дюйма), 1,60 мм (0,063 дюйма), 1,78 мм (0,070 дюйма). Также могут использоваться коаксиальные кабели индивидуального размера (например, изготовленные на заказ).
Как описано выше, желательно иметь возможность контролировать положение по меньшей мере дистального конца ствола 120 инструмента. Корпус 116 может содержать исполнительный механизм 130 управления, который механически соединен с дистальным концом ствола 120 инструмента одним или более управляющими проводами (не проиллюстрированы), которые проходят через ствол 120 инструмента. Управляющие провода могут проходить внутри инструментального канала или внутри своих собственных выделенных каналов. Исполнительный механизм 130 управления может представлять собой рычаг или вращающуюся ручку, или любое другое известное устройство для манипулирования катетером. Манипулирование стволом 120 инструмента может осуществляться с помощью программного обеспечения, например, с использованием виртуальной трехмерной карты, собранной из изображений компьютерной томографии (КТ).
На Фиг. 5 изображен один пример дистального узла 118, который может использоваться в описанной выше электрохирургической системе и который способен доставлять энергию в любом из доступных возможных режимов (например, микроволны, РЧ или электропорация).
Дистальный узел 118 содержит коаксиальную линию передачи, образованную из внутреннего проводника 134, который отделен от наружного проводника 132 изолирующим диэлектрическим материалом 136. На самом дистальном конце коаксиальной линии передачи образована конструкция доставки энергии. Конструкция доставки энергии содержит отрезок внутреннего проводника, который выходит за дистальный конец наружного проводника. В данном примере выступающий отрезок внутреннего проводника окружен жестким диэлектрическим колпачком 140, например, выполненным из керамического или другого материала с низкими потерями. Колпачок 140 может иметь скругленный конец, например, в форме купола или т. п., чтобы инструмент не имел острия в ткани.
На конструкции доставки энергии внутренний проводник и наружный проводник действуют в качестве активного и обратного электродов для излучения РЧ энергии и электропорационного волнового сигнала и формирования антенной конструкции для излучения микроволновой энергии.
Излучающий наконечник может иметь импеданс, выбираемый в соответствии с биологической тканью. Для обеспечения эффективной передачи энергии в излучающий наконечник может быть предусмотрен трансформатор 138 импеданса между коаксиальной линией передачи. Трансформатор 138 импеданса может представлять собой четвертьволновой отрезок линии передачи, образованный с использованием диэлектрического материала, имеющего отличающуюся от диэлектрического материала 136 диэлектрическую проницаемость.
На Фиг. 6 представлена электрическая схема, иллюстрирующая конкретный вариант осуществления модуля 254 импульсных сигналов для использования в контроллере описанного выше блока подачи электропорационного волнового сигнала. Модуль 254 импульсных сигналов выполнен с возможностью выдачи пары управляющих импульсов LS, HS для высокой и низкой сторон двухтактной схемы для генерирования импульсов высокого напряжения, как описано ниже. В данном варианте осуществления модуль 254 импульсных сигналов работает для установки длительности импульса по отношению к сигналу синхронизации «Clk», полученному от контроллера 252, т.е. от микропроцессора, который управляет работой генератора. Модуль 254 импульсных сигналов содержит цепь двухпорогового компаратора, выполненную с возможностью приема пары пороговых напряжений «Vth(H)» и «Vth(L)», которые представляют собой контрольные точки по отношению к сигналу синхронизации. Первое пороговое напряжение Vth(H) установлено принимающим более высокую контрольную точку из сигнала синхронизации, чем второе пороговое напряжение Vth(L). Цепь двухпорогового компаратора извлекает короткие импульсы из нарастающего и спадающего фронта сигнала синхронизации. Эти импульсы дополнительно отфильтровываются на компараторе-делителе постоянного напряжения для генерирования пары управляющих импульсов LS, HS. Первое пороговое напряжение Vth(H) и второе пороговое напряжение Vth(L) могут быть регулируемыми, например, в контроллере, для установки длительности импульса.
На Фиг. 7 представлена электрическая схема, иллюстрирующая пример источника 262 высокого напряжения. Источник 262 высокого напряжения содержит преобразователь постоянного тока в постоянный ток, выполненный с возможностью приема входного сигнала постоянного тока «Vin» из отдельного источника электропитания постоянного тока (на проиллюстрирован) под управлением контроллера. Напряжение входного сигнала постоянного тока может регулироваться контроллером. Преобразователь постоянного тока в постоянный ток преобразует с повышением входной сигнал постоянного тока для создания сигнала высокого напряжения на обоих выходных выводах «-Vout», «+Vout». Напряжение на выходных выводах измеряют посредством извлечения напряжения D1, как правило, в соотношении 1000:1(т. е. D1 составляет одну 1000-ую от напряжения между -Vout и +Vout). Измеренное напряжение может отображаться на генераторе. Входной сигнал постоянного тока является регулируемым для обеспечения установки требуемого высокого напряжения. Например, Vin может регулироваться в диапазоне от 1,2 до 5 В. Преобразователь постоянного тока в постоянный ток может быть выполнен с возможностью выдачи сигнала, имеющего напряжение 1 кВ или более, например, до 10 кВ.
На Фиг. 8 представлена электрическая схема, иллюстрирующая генератор 256 импульсов для использования в вариантах осуществления изобретения. Генератор 256 импульсов содержит задающую схему 270, в которой управляющие импульсы LS, HS из модуля 254 импульсных сигналов используются для подачи задающего напряжения (в данном примере – от источника электропитания 25 В) на затворы пары мощных MOSFET-транзисторов, которые выполнены в виде двухтактной схемы 272 для обеспечения быстрого переключения сигнала высокого напряжения между -Vout и +Vout.