ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОЕ УСТРОЙСТВО
ELECTROSURGICAL DEVICE

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к электрохирургическому устройству, в котором энергию микроволновой частоты применяют для обработки биологической ткани. В частности, изобретение относится к схеме усилителя для электрохирургического генератора, способного генерировать мощные импульсы микроволновой частоты для коагуляции или абляции биологической ткани.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Известно применение микроволновых излучающих зондов для лечения различных состояний в легких и других тканях организма. Например, в легких микроволновое излучение может использоваться для лечения астмы и удаления опухолей или очаговых поражений.
В GB 2 486 343 раскрыта система управления для электрохирургического устройства, которая выдает как радиочастотную (РЧ), так и микроволновую энергию для обработки биологической ткани. Профиль подачи энергии как для РЧ энергии, так и для микроволновой энергии, подаваемой в зонд, устанавливается на основании выборочной информации о напряжении и токе РЧ энергии, передаваемой в зонд, и дискретизированной информации о прямой и отраженной мощности для микроволновой энергии, передаваемой в зонд и из зонда.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В наиболее общем смысле данное изобретение обеспечивает устройство, способное генерировать мощные импульсы микроволновой частоты для применения в электрохирургическом устройстве. Указанное устройство можно использовать для обработки, например, коагуляции или абляции биологической ткани.
В соответствии с изобретением обеспечена схема усилителя для электрохирургического генератора, причем схема усилителя содержит: генератор микроволнового сигнала для генерирования микроволнового электромагнитного (ЭМ) излучения; модулятор, выполненный с возможностью возбуждения импульсов микроволнового ЭМ излучения; и модуль усилителя, соединенный с модулятором и выполненный с возможностью усиления мощности импульсов микроволнового ЭМ излучения, поступающего от него, причем модуль усилителя содержит массив усилителей, соединенных параллельно, причем выходные сигналы из массива усилителей суммируются для получения выходного микроволнового сигнала; и конструкцию подачи для передачи выходного микроволнового сигнала на зонд. Модуль усилителя предназначен для обеспечения группы усилителей, которые демонстрируют усиление, превышающее суммарные потери, которые испытывают компоненты, разделяющие входной сигнал, а затем суммирующие выходные сигналы. Например, если усиление каждого усилителя в массиве составляет 10 дБм, целесообразно использовать обычные делители и сумматоры мощности для получения выходного микроволнового сигнала с существенно более высокой мощностью, чем обеспечивается обычными электрохирургическими генераторами.
В изобретении предлагается схема усилителя, которая передает заданную полезную нагрузку энергии в виде последовательности коротких импульсов большой мощности. Целевая ткань получает полезную нагрузку энергии и, следовательно, проявляет требуемый эффект абляции. Например, полезная нагрузка энергии, составляющая 2 кДж, может создать в биологической ткани участок повреждения, составляющий около 3,5 см в диаметре. Однако длительность и величина импульсов могут быть выбраны как для обеспечения относительно короткого общего времени обработки, так и для сведения к минимуму эффектов (например, тепловых потерь), связанных с конструкцией подачи.
Желательно придерживаться более короткой общей продолжительности обработки как для удобства пациента, так и во избежание нежелательных тепловых эффектов, связанных с перфузией ткани. Учитывая целевую полезную нагрузку в 2 кДж, можно рассматривать ее как непрерывный волновой сигнал мощностью 20 Вт в течение 100 с или как последовательность коротких импульсов мощностью 2 кВт, распространяющихся в течение гораздо более короткого периода, например равного или меньше 10 с. Непрерывная передача энергии в течение 100 секунд может привести к дискомфорту пациента и переносу энергии от целевого участка путем перфузии. Эти эффекты уменьшаются за счет использования импульсного метода, предложенного в данном документе. Более того, поскольку человеческое тело проявляет ненулевое время реакции при обнаружении и реагировании на полученную энергию, особенно тепловую энергию, применяя высокие уровни энергии короткими импульсами (например, имея продолжительность, равную или меньшую времени реакции тела), телу может не хватить времени для задействования своих естественных механизмов термокомпенсации. Поскольку эти механизмы (например, усиленный кровоток к поверхности кожи и т. д.) предназначены для передачи тепловой энергии из нагретой зоны, действие в обход их позволяет изобретению обеспечить более точное нацеливание или локализацию передаваемой энергии.
Подобные эффекты применяются к конструкции для передачи энергии. Например, кабель, по которому проходит непрерывный волновой сигнал мощностью 20 Вт, существенно нагревается в течение периода обработки, составляющего 100 с. Используя импульсную технику, предложенную в данном документе, эти тепловые эффекты могут быть уменьшены за счет подачи энергии импульсами, длительность которых меньше времени тепловой реакции кабеля. Проще говоря, сокращая время, в течение которого мощность фактически передается кабелем, и сокращая общее время обработки, можно уменьшить нежелательные тепловые эффекты или избежать их.
Еще одним преимуществом сокращения времени обработки является то, что это позволяет использовать коаксиальные кабели меньшего диаметра (которые обычно имеют более высокие потери). Это позволяет вводить зонд в более мелкие биологические структуры или полости.
Модуль усилителя может содержать блок делителя мощности, выполненный с возможностью приема импульсов микроволнового ЭМ излучения от модулятора и последующего разделения на входные сигналы для массива усилителей. Аналогично, модуль усилителя может содержать блок сумматора мощности, выполненный с возможностью суммирования выходных сигналов из массива усилителей. Блок делителя мощности и блок сумматора мощности могут быть расположены симметрично. Блок делителя мощности может иметь один каскад «от одного ко многим» или множество многоуровневых каскадов.
Указанная схема может содержать усилитель возбуждения, подключенный между модулятором и модулем усилителя, например, чтобы обеспечить соответствующую мощность микроволнового ЭМ излучения, подаваемого на модуль усилителя.
Входные импульсы остаются синхронизированными по всему модулю усилителя, так что усиленный выходной сигнал суммируется аддитивно. Выходной микроволновый сигнал (то есть суммированный сигнал) может содержать последовательность микроволновых импульсов, мощность каждого из которых равна или выше 400 Вт, и предпочтительно равна или выше 2 кВт. Длительность каждого из микроволновых импульсов может быть равна или меньше 0,1 с, предпочтительно равна или меньше 1 мс. Рабочий цикл выходного микроволнового сигнала может быть равен или меньше 50%, предпочтительно равен или меньше 20%.
Амплитуда (мощность), длительность и рабочий цикл выходного микроволнового сигнала могут быть выбраны, например, на основании целевой полезной нагрузки энергии, для того, чтобы обеспечить, чтобы общее время обработки было меньше порогового значения. Пороговое значение может быть равно или меньше 20 секунд. Таким образом, мощные микроволновые ЭМ импульсы могут подаваться в ткани без существенного нагрева компонентов, составляющих электрохирургическое устройство. Это уменьшает потребность в системах охлаждения, а также может помочь в продлении эффективного времени работы и срока службы устройства.
Массив усилителей может содержать восемь усилителей. Предпочтительно усилители могут содержать транзисторы с высокой подвижностью электронов (high electron mobility transistor; HEMT). Используя такие транзисторы, устройство может эффективно и продуктивно работать на микроволновых частотах с минимальными потерями, и транзисторы могут обеспечивать большой коэффициент усиления, так что для схемы усилителя может потребоваться меньшее количество усилителей. Например, транзисторы могут представлять собой HEMT на основе нитрида галлия. Усиление каждого транзистора может составлять по меньшей мере 10 дБм, а выходная мощность может составлять по меньшей мере 56 дБм или 400 Вт.
Конструкция подачи может содержать коаксиальный кабель, диаметр которой равен или меньше 3 мм, предпочтительно, равен или меньше 2,2 мм.
В некоторых вариантах реализации изобретения схема усилителя может использоваться в электрохирургическом генераторе, который также содержит генератор радиочастотных (РЧ) сигналов для генерирования РЧ ЭМ излучения. В таких вариантах реализации изобретения устройство может содержать РЧ конструкцию подачи для передачи РЧ ЭМ излучения на зонд, который также может быть выполнен с возможностью подачи РЧ ЭМ излучения.
Схема усилителя может составлять часть электрохирургической системы, которая содержит зонд, подсоединяемый на дистальном конце конструкции подачи. Зонд может быть введен через инструментальный канал хирургического устройства для осмотра, такого как эндоскоп или бронхоскоп. Таким образом, устройство может использоваться для эндоскопических процедур. Термин «хирургическое устройство для осмотра» может применяться в данном документе для обозначения любого хирургического устройства, снабженного трубкой для введения, которая представляет собой жесткий или гибкий (например, управляемый) канал, который вводится в тело пациента во время инвазивной процедуры. Трубка для введения может содержать инструментальный канал и оптический канал (например, для передачи света для освещения и/или получения изображений места обработки на дистальном конце трубки для введения. Инструментальный канал может иметь диаметр, подходящий для приема инвазивных хирургических инструментов Диаметр инструментального канала может составлять 5 мм или менее.
В данном описании термин «микроволновый» может использоваться в широком смысле для обозначения диапазона частот от 400 МГц до 100 ГГц, но предпочтительно диапазона от 1 ГГц до 60 ГГц. Были рассмотрены конкретные частоты: 915 МГц, 2,45 ГГц, 3,3 ГГц, 5,8 ГГц, 10 ГГц, 14,5 ГГц и 24 ГГц. Устройство может передавать энергию на более чем одной из этих микроволновых частот. В отличие от этого, термины «радиочастотный» или «РЧ» используются в данном описании для указания диапазона частот, который по меньшей мере на три порядка ниже, например вплоть до 300 МГц, предпочтительно от 10 кГц до 1 МГц.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ
Варианты реализации данного изобретения подробно описаны ниже со ссылкой на прилагаемые графические материалы, в которых:
на фиг. 1 проиллюстрирована общая принципиальная схема системы известного электрохирургического устройства;
на фиг. 2 проиллюстрирована принципиальная схема, показывающая схему микроволнового усилителя, которая является вариантом реализации данного изобретения;
на фиг. 3 проиллюстрирована принципиальная схема системы модуля усилителя, который является вариантом реализации данного изобретения.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ; ДАЛЬНЕЙШИЕ ВАРИАНТЫ И ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫЕ ВАРИАНТЫ
Уровень техники
На фиг.1 проиллюстрирована принципиальная схема электрохирургического устройства 400, такого как устройство, раскрытое в GB 2 486 343, которое полезно для понимания данного изобретения. Устройство содержит РЧ канал и микроволновый канал. РЧ канал содержит компоненты для генерирования и контроля электромагнитного сигнала РЧ частоты на уровне мощности, подходящем для обработки (например, разрезания или высушивания) биологической ткани. Микроволновый канал содержит компоненты для генерирования и контроля электромагнитного сигнала микроволновой частоты на уровне мощности, подходящем для обработки (например, коагуляции или абляции) биологической ткани.
10
11
12
Микроволновый канал имеет источник 402 микроволновой частоты, за которым следует делитель 424 мощности (например, делитель мощности на 3 дБ), который разделяет сигнал от источника 402 на две ветви. Одна ветвь от делителя 424 мощности образует микроволновый канал, который имеет модуль управления мощностью, содержащий переменный аттенюатор 404, управляемый контроллером 406 через управляющий сигнал V, и модулятор 408 сигнала, управляемый контроллером 406 через управляющий сигнал V, а также модуль усилителя, содержащий усилитель 410 возбуждения и усилитель 412 мощности для генерирования излучения ЭМ частоты в прямом направлении для передачи от зонда 420 на уровне мощности, подходящем для обработки. За модулем усилителя в микроволновом канале расположен модуль подачи микроволнового сигнала (который является частью детектора микроволнового сигнала), содержащий циркулятор 416, подсоединенный для подачи ЭМ энергии микроволновой частоты от источника на зонд по пути между его первым и вторым портами, прямой ответвитель 414 на первом порту циркулятора 416 и направленный ответвитель 418 падающий волны на третьем порту циркулятора 416. После прохождения через ответвитель отраженной волны ЭМ энергия микроволновой частоты из третьего порта поглощается потребляющим устройством 422 аварийного отключения питания. Модуль подачи микроволновых сигналов также содержит переключатель 415, управляемый контроллером 406 через управляющий сигнал V, для подключения либо прямого сигнала, либо отраженного сигнала, поданного на гетеродинный приемник, для обнаружения.
13
Другая ветвь от делителя 424 мощности образует измерительный канал. Измерительный канал обходит схему усилителя в микроволновом канале и, следовательно, выполнен с возможностью подачи сигнала малой мощности от зонда. Переключатель 426 для выбора первичного канала, управляемый контроллером 406 через управляющий сигнал V, служит для выбора сигнала из микроволнового канала или измерительного канала для подачи на зонд. Фильтр 427 верхнего диапазона частот подсоединен между переключателем 426 для выбора основного канала и зондом 420 для защиты генератора микроволновых сигналов от низкочастотных РЧ сигналов.
Измерительный канал содержит компоненты, предназначенные для определения фазы и величины мощности, отраженной от зонда, которые могут давать информацию о материале, например, биологической ткани, присутствующей на дистальном конце зонда. Измерительный канал содержит циркулятор 428, подсоединенный для подачи ЭМ энергии микроволновой частоты от источника 402 на зонд по пути между его первым и вторым портами. Отраженный сигнал, возвращаемый из зонда, направляется в третий порт циркулятора 428. Циркулятор 428 используется для обеспечения изоляции между прямым сигналом и отраженным сигналом, чтобы облегчить точное измерение. Однако, поскольку циркулятор не обеспечивает полную изоляцию между его первым и третьим портами, то есть часть направленного сигнала может проходить к третьему порту и мешать отраженному сигналу, можно использовать схему подавления несущей, которая вводит часть прямого сигнала (от направленного ответвителя 430 падающей волны) обратно в сигнал, выходящий из третьего порта (через ответвитель 432 для ввода). Схема подавления несущей содержит регулятор 434 фазы, чтобы обеспечить пребывание введенной части в противофазе на 180° с любым сигналом, который проходит в третий порт из первого порта, и подавить его. Схема подавления несущей также содержит аттенюатор 436 сигнала, обеспечивающий то, чтобы величина введенной части была такой же, как у любого прошедшего сигнала.
14
Чтобы компенсировать любое отклонение в прямом сигнале, в измерительном канале предусмотрен направленный ответвитель 438 падающей волны. Соединенный выход направленного ответвителя 438 падающей волны и отраженный сигнал от третьего порта циркулятора 428 подключены к соответствующей входной клемме переключателя 440, который управляется контроллером 406 через управляющий сигнал V для подключения либо поданного прямого сигнала, либо отраженного сигнала на гетеродинный приемник для обнаружения.
15
Выход переключателя 440 (т. е. выход из измерительного канала) и выход переключателя 415 (т. е. выход из микроволнового канала) подключены к соответствующей входной клемме переключателя 442 для выбора вторичного канала, который управляется контроллером 406 через управляющий сигнал V в сочетании с переключателем для выбора первичного канала, чтобы гарантировать, что выход измерительного канала подключен к гетеродинному приемнику, когда измерительный канал подает энергию на зонд, и что выход микроволнового канала подключен к гетеродинному приемнику, когда микроволновый канал подает энергию на зонд.
Гетеродинный приемник используют для извлечения информации о фазе и амплитуде из сигнала, выводимого переключателем 442 для выбора вторичного канала. В этой системе проиллюстрирован один гетеродинный приемник, но можно использовать и двойной гетеродинный приемник (содержащий два гетеродина и микшера) для микширования при необходимости частоты источника с понижением в два раза, прежде чем сигнал поступит в контроллер. Гетеродинный приемник содержит гетеродин 444 и микшер 448 для микширования сигнала, выводимого переключателем 442 для выбора вторичного канала. Частоту сигнала гетеродина выбирают таким образом, чтобы выходной сигнал из микшера 448 находился на промежуточной частоте, подходящей для его приема контроллером 406. Полосовые фильтры 446, 450 предусмотрены для защиты гетеродина 444 и контроллера 406 от высокочастотных микроволновых сигналов.
Контроллер 406 принимает выходной сигнал гетеродинного приемника и определяет (например, извлекает) из него информацию, указывающую фазу и амплитуду прямого и/или отраженного сигналов в микроволновом или измерительном канале. Эту информацию можно использовать для управления подачей мощного ЭМ излучения микроволновой частоты по микроволновому каналу или мощного РЧ ЭМ излучения по РЧ каналу. Пользователь может взаимодействовать с контроллером 406 через пользовательский интерфейс 452, как описано выше.
16
РЧ канал, проиллюстрированный на фиг.1, содержит источник 454 РЧ частоты, соединенный с генератором 456 стробирующих импульсов, которым управляет контроллер 406 через управляющий сигнал V. Генератор 456 стробирующих импульсов подает рабочий сигнал на РЧ усилитель 458, который представляет собой полумостовое устройство. Напряжение стока полумостового устройства управляется посредством переменного источника 460 постоянного тока. Выходной трансформатор 462 передает сгенерированный РЧ сигнал на схему для передачи на зонд 420. Низкочастотный, полосовой, режекторный или запирающий фильтр 464 подключен к этой схеме для защиты генератора РЧ сигналов от высокочастотных микроволновых сигналов.
Трансформатор 466 тока подключен к РЧ каналу для измерения тока, подаваемого в место нагрузки на ткань. Делитель 468 потенциала (который может быть разветвлен от выходного трансформатора) используют для измерения напряжения. Выходные сигналы от делителя 468 потенциала и трансформатора 466 тока (т. е. выходные значения напряжения, указывающие напряжение и ток) подключаются непосредственно к контроллеру 406 после согласования с помощью соответствующих буферных усилителей 470, 472 и опорных диодов 474, 476, 478, 480 для стабилизации напряжения (показаны как сигналы B и C на фиг. 1).
Для получения информации о фазе сигналы напряжения и тока (B и C) также подключаются к фазовому компаратору 482 (например, затвору EXOR), выходное напряжение которого интегрируется RC-цепью 484 для получения выхода напряжения (показан как A на фиг. 1), который пропорционален разности фаз между сигналами напряжения и тока. Этот выход напряжения (сигнал А) подключен непосредственно к контроллеру 406.
Микроволновый/измерительный канал и РЧ канал соединены с сумматором 114 сигналов, который передает оба типа сигнала по отдельности или одновременно по кабельному узлу 116 на зонд 420, из которого он подается (например, излучается) в биологическую ткань пациента.
Данное изобретение относится к адаптациям или усовершенствованиям микроволнового канала в устройстве, рассмотренном выше.
На фиг. 2 проиллюстрирована принципиальная схема системы схемы 100 микроволнового усилителя в соответствии с вариантом реализации данного изобретения. Схема 100 усилителя может использоваться в качестве автономного генератора, например, в обстоятельствах, в которых требуется только микроволновая энергия. В альтернативном варианте схема 100 усилителя может быть включена в генератор описанного выше типа. Схема 100 усилителя выполнена с возможностью выработки мощных импульсов электромагнитной (ЭМ) энергии на микроволновой частоте для подачи посредством электрохирургического инструмента.
Схема 100 усилителя содержит источник 102 микроволновой частоты для генерирования ЭМ излучения на микроволновой частоте, за которым расположен модулятор 104 сигнала, которым можно управлять с помощью внешнего контроллера через сигнал источника (не показан). Модулятор 104 модулирует непрерывный волновой выход микроволнового источника 102 в последовательность микроволновых импульсов, которые затем передаются на аттенюатор 106. Аттенюатор 106 может быть переменным аттенюатором, который также управляется контроллером посредством управляющего сигнала.
Микроволновый источник 102 может выводить сигнал с частотой от 5,2 ГГц до 5,9 ГГц, предпочтительно 5,8 ГГц, например, с мощностью 15 дБм или 32 мВт. После прохождения через модулятор 104 и аттенюатор 106 этот микроволновый сигнал появляется в виде последовательности импульсов заданной длины, такой как 100 мкс, с рабочим циклом по меньшей мере 10%, например, 20% или вплоть до 50%. Аттенюатор 106 может уменьшать мощность микроволновых импульсов до 10 дБм или 10 мВт, например, на основании обратной связи для управляемой выходной мощности на самом инструменте. В некоторых вариантах реализации изобретения аттенюатор 106 может отсутствовать.
Микроволновые импульсы подвержены ряду шагов усиления, чтобы увеличить мощность для обеспечения эффективной обработки биологической ткани. Усилитель 108 возбуждения и усилитель 110 мощности используют для увеличения мощности микроволнового импульса до уровня, который подходит в качестве входного сигнала для модуля 200 усилителя (также упоминаемого в данном документе как схема усилителя или модуль усилителя высокой мощности), который описан более подробно ниже со ссылкой на фиг. 3. В предпочтительных вариантах реализации изобретения входная мощность, подаваемая в схему 200 усилителя, может составлять около 56,5 дБм или 450 Вт. Усилитель 108 возбуждения и усилитель 110 мощности могут быть выбраны таким образом, чтобы выходная мощность достигала этого уровня. Например, усиление усилителя 108 возбуждения может составлять около 30 дБм, а усиление усилителя мощности может составлять 16,5 дБм. В альтернативном варианте мощность энергии микроволновой частоты, подаваемой в схему 200 усилителя, может быть ниже, так что, по существу, все усиление микроволнового сигнала малой мощности является результирующим сигналом модуля 200 усилителя.
На фиг. 2 проиллюстрирован усилитель 108 возбуждения и усилитель 110 мощности, но любая другая комбинация компонентов также может быть использована для увеличения мощности до уровня, который подходит в качестве сигнала, входящего в схему 200 усилителя. Например, в некоторых вариантах реализации изобретения генератор 100 может содержать четыре последовательно соединенных предварительных усилителя.
После прохождения через модуль 200 усилителя мощность микроволновых импульсов предпочтительно составляет около 63,5 дБм или 2,2 кВт. Выход схемы 200 усилителя соединен с циркулятором 112, подключенным для подачи микроволновой энергии в коаксиальный кабель (не показан) для передачи микроволновых импульсов на электрохирургический инструмент или зонд для обработки ткани. Циркулятор 112 приводит к потерям ввода, составляющим около 0,5 дБм, так что мощность микроволновой энергии, подаваемой на инструмент, составляет около 63 дБм или 2 кВт.
Принципиальная схема модуля 200 усилителя, который подходит для использования в генераторе 100, проиллюстрирована на фиг. 3. На общем уровне схема 200 усилителя содержит ряд делителей 202, 204, 206 мощности, которые подают микроволновую энергию на ряд усилителей 208A-208n, выходные сигналы которых суммируются для создания одного мощного импульсного микроволнового сигнала, который подается на электрохирургический инструмент через коаксиальный кабель.
Микроволновые импульсы от усилителя 110 мощности разделяются на два сигнала первым делителем 202 мощности. Например, первый делитель 202 мощности и каждый делитель мощности, используемый в схеме 200 усилителя, может быть делителем мощности Уилкинсона, который делит входной сигнал на два равных выходных сигнала.
Каждый выходной сигнал от первого делителя 202 мощности используется в качестве входного сигнала для следующего делителя мощности в первом ранге делителей 204 мощности, который в этом варианте реализации изобретения содержит два дополнительных делителя мощности. Выходные сигналы каждого делителя мощности в первом ранге 204 могут обеспечивать вход для каждого делителя мощности в дополнительном ранге делителей мощности. Количество необходимых делителей мощности и рангов делителей мощности зависит от количества выбранных усилителей 208A-208n. В некоторых вариантах реализации изобретения делители мощности могут разделять входной сигнал на более чем два выходных сигнала, например, по меньшей мере один из делителей мощности может быть четырехканальным делителем мощности.
Окончательный ранг делителей 206 мощности обеспечивает входные сигналы для множества усилителей 208A-208n. Например, в предпочтительном варианте реализации изобретения может быть восемь усилителей 208A-208n, хотя количество усилителей 208A-208n можно выбирать в зависимости от мощности, требуемой для электрохирургического инструмента.
Каждый усилитель 208 может содержать транзистор с высокой подвижностью электронов на основе нитрида галлия (GaN), такой как транзистор CGHV9350, изготовленный Cree (RTM). На предпочтительной микроволновой частоте в диапазоне от 5,2 ГГц до 5,9 ГГц каждый усилитель 208 может обеспечивать усиление, составляющее около 10 дБм. Однако может быть рассмотрен любой подходящий усилитель или транзистор, который обеспечивает необходимое усиление.
Затем выходные сигналы каждого усилителя 208A-208n суммируются через последовательность рангов сумматоров 210, 212, 214 мощности. Например, ранги сумматоров мощности могут расположены зеркально описанным выше делителям мощности. Каждый сумматор мощности в рангах 210, 212 и 214 может быть сумматором мощности Уилкинсона и предпочтительно может быть двухканальным сумматором мощности, хотя также могут использоваться четырехканальные сумматоры мощности. Путем суммирования выходных сигналов каждого усилителя 208A-208n последовательность мощных микроволновых импульсов вырабатывается схемой 200 усилителя. Эти мощные импульсы поступают на электрохирургический инструмент или зонд, например, через коаксиальный кабель, для обработки биологической ткани.
Особенно предпочтительный вариант реализации модуля 200 усилителя будет далее описан со ссылкой на фиг. 3, при условии, что входная микроволновая мощность составляет 56,5 дБм или 450 Вт. Предпочтительный вариант реализации изобретения включает восемь усилителей 208A-208n, усиление каждого из которых составляет около 10 дБм. Каждый описанный в данном документе делитель мощности разделяет входной сигнал на два выходных сигнала, мощность каждого из которых на 3 дБм ниже мощности входного сигнала, и, как предполагается, приводит к дополнительным потерям ввода, составляющим около 0,5 дБм.
Первый делитель 202 мощности принимает входной микроволновый сигнал, мощность которого составляет 56,5 дБм, и разделяет сигнал между двумя ветвями, микроволновая мощность каждой из которых составляет 53 дБм. Первый ранг делителей 204 мощности содержит два делителя мощности, так что выход первого ранга делителей 204 мощности представляет собой четыре сигнала, микроволновая энергия каждого из которых составляет 49,5 дБм. Конечный ранг 206 содержит четыре делителя мощности, выход которых представляет собой восемь сигналов, микроволновая энергия каждого из которых составляет 46 дБм. Каждый из этих восьми сигналов подается в качестве входного сигнала в соответствующий усилитель 208A-208n, который усиливает принятый микроволновый сигнал до мощности 56 дБм или около 400 Вт. Таким образом, общая выходная мощность восьми усилителей 208A-208n составляет около 3,2 кВт.
Затем выходные сигналы восьми усилителей 208A-208n суммируются посредством последовательности сумматоров мощности. Каждый сумматор мощности, описанный в данном документе, суммирует два входных сигнала в один выходной сигнал, мощность которого на 3 дБм выше мощности входного сигнала, до потерь ввода, составляющих около 0,5 дБм.
Выходные сигналы восьми усилителей 208A-208n отправляются в первый ранг сумматоров 210 мощности, который содержит четыре сумматора мощности. Выход первого ранга 210 представляет собой четыре сигнала, микроволновая энергия каждого из которых составляет 58,5 дБм. Эти четыре сигнала предоставляются в качестве входных сигналов для второго ранга сумматоров 212 мощности, содержащего два сумматора мощности, в результате чего микроволновая энергия двух сигналов составляет 61 дБм. Конечный сумматор 214 мощности выдает один выходной сигнал схемы 200 усилителя, микроволновая энергия которого составляет около 63,5 дБм или 2,2 кВт.
Обеспечивая каскад усилителей, усиление которых превышает потери на ответвителе, как описано выше, можно получить микроволновый сигнал в виде последовательности мощных коротких импульсов ЭМ энергии.
Таким образом, за счет обеспечения модуля 200 усилителя в электрохирургическом устройстве электрохирургическая обработка может выполняться за значительно меньший промежуток времени, чем в случае известных генераторов. Например, около 2 кДж энергии необходимо подать в биологическую ткань для эффективного осуществления абляции. В случае импульсной энергии микроволновой частоты, действующей при мощности 2 кВт, при длительности каждого импульса энергии, составляющей 100 мкс, и работе устройства с 50%-м рабочим циклом, биологическая ткань может быть удалена приблизительно за 2 секунды. Если рабочий цикл уменьшается до 20%, абляция занимает около 5 секунд; и при 10%-м рабочем цикле абляция может занять около 10 секунд.
Как правило, сокращение времени обработки может свести к минимуму нежелательные эффекты нагрева, вызванные потерями энергии, например по длине кабеля, по которому проходит микроволновый сигнал к месту обработки. Посредством подачи необходимой энергии короткими импульсами данное изобретение может дополнительно уменьшить нагрев коаксиального кабеля, поскольку тепловая реакция кабеля не может проявляться при величине мощности в пределах временного интервала длительности импульса. Следовательно, в случае заданного количества энергии, передаваемой по кабелю, могут быть меньшие теплопотери, если эта энергия передается в виде последовательности коротких импульсов большой мощности, чем в случаях, когда она передается в виде непрерывного сигнала меньшей мощности.
В результате применения технологии подачи энергии, представленной в данном документе, коаксиальные кабели меньшего диаметра могут использоваться для передачи заданной полезной нагрузки энергии, что позволяет делать ввод в полости тела меньшего диаметра при электрохирургии.
Импульсный характер сигнала также может помочь избежать проблем с перфузией и других естественных механизмов, которые возникают в результате реакции организма пациента на нагрев, вызванный абляцией или иной обработкой.