RU2204958C2 - Method for building output signal of electric surgical instrument and its design - Google Patents
Method for building output signal of electric surgical instrument and its design Download PDFInfo
- Publication number
- RU2204958C2 RU2204958C2 RU99127969/14A RU99127969A RU2204958C2 RU 2204958 C2 RU2204958 C2 RU 2204958C2 RU 99127969/14 A RU99127969/14 A RU 99127969/14A RU 99127969 A RU99127969 A RU 99127969A RU 2204958 C2 RU2204958 C2 RU 2204958C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- output
- frequency
- eca
- output signal
- working cable
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Surgical Instruments (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине, в частности к электрохирургическим аппаратам. The invention relates to medicine, in particular to electrosurgical devices.
Электрохирургический аппарат предназначен для рассечения и коагуляции мягких тканей биологического объекта, а также для остановки кровотечений. The electrosurgical unit is designed to dissect and coagulate the soft tissues of a biological object, as well as to stop bleeding.
Традиционным и наиболее простым способом хирургического вмешательства является скальпельная хирургия. The traditional and easiest way to surgery is scalpel surgery.
Наряду с простотой скальпельная хирургия имеет ряд существенных недостатков. В процессе операции наблюдаются большие кровопотери, которые приводят к необходимости переливания крови. Кроме того, кровоизлияния резко ухудшают обзор операционного поля и удлиняют время операционного вмешательства, что может привести к ошибкам и к послеоперационным осложнениям. Along with simplicity, scalpel surgery has a number of significant drawbacks. During the operation, large blood loss is observed, which leads to the need for a blood transfusion. In addition, hemorrhages sharply worsen the overview of the surgical field and lengthen the time of the surgical intervention, which can lead to errors and postoperative complications.
В настоящее время в хирургии применяются современные методы, направленные на уменьшение кровопотери и отказ от переливания крови в особенности в интраоперационном периоде. В числе интраоперационных методик на первом плане стоит тщательный гемостаз, позволяющий провести операцию не только с минимальной кровопотерей, но и в условиях "сухого" операционного поля, что, улучшая обзор, сокращает время операции и обеспечивает снижение послеоперационных осложнений. Среди множества подходов к осуществлению тщательного гемостаза наиболее удобным и эффективным является применение для хирургических операций высокочастотных электрохирургических аппаратов (ЭХА) [1]. Currently, modern methods are used in surgery aimed at reducing blood loss and refusing blood transfusion, especially in the intraoperative period. Among the intraoperative techniques, careful hemostasis is in the foreground, which allows performing the operation not only with minimal blood loss, but also in the conditions of a “dry” surgical field, which, improving visibility, shortens the time of the operation and reduces postoperative complications. Among the many approaches to the implementation of thorough hemostasis, the most convenient and effective is the use for surgical operations of high-frequency electrosurgical devices (ECA) [1].
Основным преимуществом электрохирургических аппаратов (ЭХА) является коагулирующий эффект мелких сосудов в процессе рассечения и коагуляция при возникновении кровотечений в результате нарушения крупных сосудов. The main advantage of electrosurgical devices (ECA) is the coagulating effect of small vessels in the dissection process and coagulation in the event of bleeding as a result of a violation of large vessels.
На выходе ЭХА формируют выходной сигнал в виде тока высокой частоты (ВЧ) посредством заданной формы выходного напряжения. Мощность выходного сигнала ЭХА задается в зависимости от характера хирургического вмешательства и параметров ткани, активное сопротивление которой изменяется в пределах от 50 до 2000 Ом. Для режима рассечения применяется выходное напряжение ЭХА с низким пик-фактором не более 2-2,5 при среднеквадратическом значении напряжения не более 200 В, а для режима коагуляции - с высоким пик-фактором до 15 при среднеквадратическом значении напряжения не более 100 В и амплитудой импульсов до 1500 В. At the output of the ECA, an output signal is generated in the form of a high-frequency current (HF) by means of a given shape of the output voltage. The power of the ECA output signal is set depending on the nature of the surgery and tissue parameters, the active resistance of which varies from 50 to 2000 Ohms. For the dissection mode, the ECA output voltage with a low peak factor of not more than 2-2.5 is used at a rms voltage value of not more than 200 V, and for coagulation mode, a high peak factor of up to 15 is used with a rms voltage of not more than 100 V and amplitude pulses up to 1500 V.
В настоящее время наиболее распространенным способом формирования выходного сигнала ЭХА является способ, заключающийся в том, что ВЧ сигнал получают с помощью высокочастотного генератора, усиливают усилителем мощности и подают на биологический объект. При этом пик-фактор, величину и форму выходного напряжения, а также величину мощности формируют за счет модуляции напряжения питания усилителя мощности (см. ЭХА типа ЭХВЧ-500-4 МВ2.068.023ПС п/я Г49-54; Surgitron F.F.P.F.:Redefine Your Surgical- США; "Эфа-0201" С.Петербург; "Политом-2" ВНИИМП г. Москва; Combi-HF Surgical Unit "GN 300" фирмы "AESCULAP", Германия и др.). Currently, the most common method of generating an ECA output signal is the method that the RF signal is obtained using a high-frequency generator, amplified by a power amplifier, and fed to a biological object. In this case, the peak factor, the magnitude and shape of the output voltage, as well as the power value are formed by modulating the supply voltage of the power amplifier (see ECA type EHVCh-500-4 MV2.068.023PS sub-box G49-54; Surgitron FFPF: Redefine Your Surgical- USA; "Efa-0201" S. Petersburg; "Polit-2" VNIIMP Moscow; Combi-HF Surgical Unit "GN 300" of the company "AESCULAP", Germany, etc.).
Наиболее полно данный способ формирования выходного сигнала ЭХА, который взят за прототип, раскрывается в электрохирургическом генераторе по а.с. 1410959, кл. А 61 В 17/39, [2]. Most fully, this method of generating the ECA output signal, which is taken as a prototype, is disclosed in the electrosurgical generator according to A.S. 1410959, cl. A 61 B 17/39, [2].
Данный способ заключается в том что, формирование выходного сигнала ЭХА осуществляют с помощью высокочастотного генератора и усиливают усилителем мощности, а уровень и форма выходного напряжения, выходная мощность и пик-фактор задаются с помощью изменения напряжения питания усилителя мощности, которое формируется модулятором напряжения питания. This method consists in the fact that the formation of the ECA output signal is carried out using a high-frequency generator and amplified by a power amplifier, and the level and shape of the output voltage, output power and peak factor are set by changing the supply voltage of the power amplifier, which is formed by the power voltage modulator.
Приведенный способ формирования выходного сигнала ЭХА позволяет осуществлять коагулирующий эффект мелких сосудов в процессе рассечения и коагуляцию при возникновении кровотечений в результате нарушения крупных сосудов. The above method of generating an ECA output signal allows the coagulating effect of small vessels in the dissection process and coagulation when bleeding occurs as a result of a violation of large vessels.
Данный способ имеет множество схемных реализаций. Наиболее типичная схемная реализация, имеющая место также и в прототипе, приведена в виде функциональной схемы на фиг. 1, где генератор высокочастотных импульсов 1 подключен на вход усилителя 2, выход которого через устройство гальванической развязки 3 связан с инструментом 4 через рабочий кабель 5. При этом аппарат снабжен устройством управления 6, выходы которого подключены к узлу сравнения напряжений 7 и узлу сравнения мощности 8, первый из которых связан с датчиком напряжения 9 и модулятором напряжения питания 10, последний также связан с усилителем 2 и узлом сравнения мощности 8, который соединен с выходом вычислителя мощности 11, в свою очередь соединенного с датчиком напряжения 9 и с датчиком тока 12. Кроме того, устройство гальванической развязки 3 соединено с пассивным электродом 13. This method has many circuit implementations. The most typical circuit implementation, which also occurs in the prototype, is shown in the form of a functional diagram in FIG. 1, where the high-
Аппарат работает следующим образом. Генератор высокочастотных импульсов 1 генерирует высокую частоту, которая усиливается в усилителе 2 и поступает на устройство гальванической развязки 3, обычно представляющего собой высокочастотный трансформатор, через один вывод которого высокочастотный сигнал поступает на инструмент 4 посредством рабочего кабеля 5, а через другой вывод поступает на пассивный электрод 13. При этом устройство управления 6 вырабатывает сигналы задания на выходное напряжение и мощность, которые сравниваются в узлах сравнения напряжения 7 и мощности 8 с истинными значениями, поступающими с датчика напряжения 9 и вычислителя мощности 11, последний из которых перемножает сигнал с датчика напряжения 9 с сигналом датчика тока 12. В результате сравнения формируются сигналы управления, поступающие на модулятор напряжения питания 10, который изменяет напряжение питания усилителя 2 в зависимости от сигналов управления, тем самым поддерживая заданные устройством управления 6 величины напряжения и мощности выходного сигнала ЭХА. The device operates as follows. The high-
Однако данный способ имеет ряд существенных недостатков. However, this method has several significant disadvantages.
Из-за несогласованности постоянно меняющейся амплитудно-частотной характеристики цепи: инструмент, парогазовый промежуток и оперируемая ткань с постоянной частотой выходного сигнала ЭХА, повышается полное сопротивление (импеданс) этой цепи, что приводит к удлинению времени воздействия для получения желаемого гемостаза и, в конечном итоге, к расширению зоны некроза. Due to the inconsistency of the constantly changing amplitude-frequency characteristic of the circuit: the instrument, the gas-vapor gap, and the operated tissue with a constant frequency of the ECA output signal, the impedance of this circuit increases, which leads to an extension of the exposure time to obtain the desired hemostasis and, ultimately , to the expansion of the zone of necrosis.
Завышение мощности выходного сигнала ЭХА из-за несогласованности, постоянно меняющейся амплитудно-частотной характеристики цепи: рабочий кабель, инструмент, парогазовый промежуток, оперируемая ткань, пассивный электрод и кабель пассивного электрода с постоянной частотой выходного сигнала ЭХА, приводит к увеличению габаритов ЭХА и снижению его надежности. Overestimation of the power of the ECA output signal due to inconsistencies, constantly changing amplitude-frequency characteristics of the circuit: working cable, instrument, gas-vapor gap, operated tissue, passive electrode and passive electrode cable with a constant frequency of the ECA output signal, leads to an increase in ECA dimensions and its reduction reliability.
Сложность схемной реализации данного способа из-за необходимости иметь дополнительный источник питания и мощный модулятор напряжения питания для выходного усилителя с диапазоном изменения напряжения не менее 1/10 приводит к снижению кпд и надежности ЭХА. The complexity of the circuit implementation of this method due to the need to have an additional power source and a powerful modulator of the supply voltage for the output amplifier with a voltage variation range of at least 1/10 leads to a decrease in the efficiency and reliability of the ECA.
Ограничение частоты модуляции из-за необходимости модулирования сильноточной цепи питающего напряжения усилителя приводит к ограничению возможности ЭХА в режиме коагуляции. The limitation of the modulation frequency due to the need to modulate the high-current circuit of the supply voltage of the amplifier leads to a limitation of the possibility of ECA in coagulation mode.
Ограничение частоты выходного сигнала ЭХА (в основном сотни килогерц) из-за частотных ограничений элементной базы (в основном транзисторной) при работе ее на высокой частоте выходного сигнала приводит к дополнительным потерям мощности, т.е. к снижению кпд и надежности ЭХА. The limitation of the frequency of the ECA output signal (mainly hundreds of kilohertz) due to the frequency limitations of the element base (mainly transistor) when it is operated at a high frequency of the output signal leads to additional power losses, i.e. to reduce the efficiency and reliability of ECA.
В основу изобретения поставлена цель - создать способ формирования выходной мощности электрохирургического генератора и конструкцию последнего, который позволил бы уменьшить деструкцию ткани при рассечении и коагуляции, а также повысить его коэффициент полезного действия и упростить схемную реализацию. The basis of the invention is the goal - to create a method for generating the output power of an electrosurgical generator and design of the latter, which would reduce tissue destruction during dissection and coagulation, as well as increase its efficiency and simplify circuit design.
Указанная задача решена созданием способа формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата, включающего его получение с помощью высокочастотного генератора, усиление и последующую подачу на биологический объект, причем генератором формируют управляющие импульсы возбуждения, которые затем трансформируют с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а импульсами возбуждения задают частоту повторения затухающих колебаний. This problem has been solved by creating a method for generating the output signal of an electrosurgical apparatus, including its receipt using a high-frequency generator, amplification and subsequent supply to a biological object, the excitation control pulses being formed by the generator, which are then transformed using its oscillating circuit into its free damped oscillations, while the oscillatory circuit includes a biological object, and the excitation pulses specify the repetition rate of damped oscillations.
При этом по фазе управляющие импульсы возбуждения синхронизируют со свободными затухающими колебаниями. In this case, the control excitation pulses synchronize with the free damped oscillations in phase.
Выходное напряжение свободных затухающих колебаний регулируют длительностью и (или) периодом повторения управляющих импульсов возбуждения. The output voltage of free damped oscillations is regulated by the duration and (or) the repetition period of the control excitation pulses.
Причем максимальную выходную мощность задают ограничением длительности управляющих импульсов возбуждения. Moreover, the maximum output power is set by limiting the duration of the control excitation pulses.
Уровень модуляции выходного напряжения регулируют изменением величины первой амплитуды свободных затухающих колебаний или (и) изменением периода повторения управляющих импульсов возбуждения. The modulation level of the output voltage is controlled by changing the first amplitude of free damped oscillations or (and) changing the repetition period of the control excitation pulses.
На базе выше указанного способа разработан электрохирургический аппарат, включающий генератор высокочастотных импульсов, подключенный на вход усилителя, выход которого через устройство гальванической развязки связан с инструментом через рабочий кабель, при этом аппарат снабжен устройством управления с узлом сравнения, а также пассивным электродом, между генератором и усилителем введен регулятор длительности импульсов, а устройство гальванической развязки выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью, на один из выходов которого последовательно подключены рабочий кабель и инструмент, а на другой - экранирующая оплетка рабочего кабеля и пассивный электрод, при этом последние вместе с дросселем образуют колебательный контур при соединении с биологическим объектом в рабочем состоянии, кроме того, аппарат снабжен датчиком амплитуды, выход которого подключен на высокочастотный генератор и на узел сравнения, который в свою очередь связан с регулятором длительности импульсов, имеющим также связь с устройством управления. Based on the above method, an electrosurgical apparatus was developed, including a high-frequency pulse generator, connected to an amplifier input, the output of which is connected to the instrument through a galvanic isolation device via a working cable, while the apparatus is equipped with a control device with a comparison unit, as well as a passive electrode, between the generator and a pulse duration regulator is introduced by the amplifier, and the galvanic isolation device is made in the form of a reactor with transformer coupling, to one of the outputs of which a working cable and a tool are connected in series, and a shielding braid of the working cable and a passive electrode are connected to the other, while the latter together with the inductor form an oscillating circuit when connected to a biological object in working condition, in addition, the apparatus is equipped with an amplitude sensor, the output of which is connected to a high-frequency generator and to the comparison node, which in turn is connected to a pulse duration controller, which also has a connection with the control device.
В отличие от известного, в созданном способе формирования выходного сигнала ЭХА, согласно изобретению, генератором формируют управляющие импульсы возбуждения, которые осуществляют накачку энергией заданной величины выходного колебательного контура, при этом запасенная энергия в последнем в форме высокочастотных затухающих колебаний (на его собственной частоте) рассеивается в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани). Тем самым управляющие импульсы возбуждения трансформируются с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а следовательно, и все элементы ЭХА, обеспечивающие подвод выходного сигнала к последнему, что обуславливает строгое согласование частоты затухающих колебаний с изменяющимися параметрами всех элементов выходных цепей, в том числе и биологического объекта, так как последние являются частью колебательного контура. Благодаря автоматической подстройке частоты выходного сигнала ЭХА на минимальное полное (импеданс) сопротивление цепи: инструмент, парогазовый промежуток и оперируемая ткань (биологический объект) происходит сужение зоны воздействия высокочастотного выходного сигнала на оперируемую ткань, что приводит к уменьшению зоны некроза. Причем строгое согласование всех выходных цепей ЭХА с частотой выходного сигнала позволяет с одной стороны уменьшить время воздействия для получения желаемого гемостаза и, следовательно, к уменьшению зоны некроза, а, с другой стороны, уменьшить мощность выходного сигнала при тех же результатах воздействия, что позволяет повысить кпд ЭХА. При этом частота повторения затухающих колебаний задается частотой повторения управляющих импульсов возбуждения, что обеспечивает оптимальное время свободных колебаний в выходном сигнале ЭХА. In contrast to the known method, in the created method of generating an ECA output signal, according to the invention, the drive generates control excitation pulses that pump energy of a given value of the output oscillating circuit, while the stored energy in the latter in the form of high-frequency damped oscillations (at its natural frequency) is dissipated mainly on a biological object (operated tissue). Thus, the control excitation pulses are transformed with the help of the oscillatory circuit into its free damped oscillations, while the biological object is included in the oscillatory circuit, and therefore, all ECA elements supply the output signal to the latter, which leads to strict matching of the frequency of the damped oscillations with changing parameters all elements of the output circuits, including the biological object, since the latter are part of the oscillatory circuit. Due to the automatic adjustment of the frequency of the ECA output signal to the minimum impedance of the circuit: instrument, gas-vapor gap, and the operated tissue (biological object), the area of exposure of the high-frequency output signal to the operated tissue is narrowed, which leads to a decrease in the necrosis zone. Moreover, the strict coordination of all the output circuits of the ECA with the frequency of the output signal allows, on the one hand, to reduce the exposure time to obtain the desired hemostasis and, consequently, to reduce the necrosis zone, and, on the other hand, to reduce the output signal power with the same effects, which allows to increase Echo Efficiency. In this case, the repetition frequency of damped oscillations is determined by the repetition frequency of the control excitation pulses, which ensures the optimal time of free oscillations in the ECA output signal.
По фазе управляющие импульсы возбуждения синхронизируют со свободными затухающими колебаниями для обеспечения минимума энергии накачки при неполном затухании свободных колебаний (подкачка затраченной энергии колебательного контура). In phase, the control excitation pulses are synchronized with free damped oscillations to ensure a minimum of pump energy with incomplete damping of free oscillations (pumping of the expended energy of the oscillatory circuit).
Выходное напряжение свободных затухающих колебаний регулируют длительностью и (или) периодом повторения управляющих импульсов возбуждения, что упрощает схемную реализацию и повышает кпд из-за отсутствия затрат энергии на регулирование. The output voltage of free damped oscillations is controlled by the duration and (or) the repetition period of the control excitation pulses, which simplifies the circuit implementation and increases the efficiency due to the lack of energy consumption for regulation.
Причем максимальную выходную мощность задают ограничением длительности управляющих импульсов возбуждения, т.е. ограничением энергии накачки колебательного контура, что также упрощает схемную реализацию и повышает кпд ЭХА. Moreover, the maximum output power is set by limiting the duration of the control excitation pulses, i.e. limiting the pump energy of the oscillatory circuit, which also simplifies the circuit implementation and increases the efficiency of the ECA.
Уровень модуляции выходного напряжения регулируют изменением величины первой амплитуды свободных затухающих колебаний или (и) изменением периода повторения управляющих импульсов возбуждения, что в свою очередь не требует энергетических затрат и, следовательно, повышает кпд аппарата. The modulation level of the output voltage is controlled by changing the first amplitude of free damped oscillations or (and) changing the repetition period of the control excitation pulses, which in turn does not require energy costs and, therefore, increases the efficiency of the apparatus.
На фиг.1 представлена функциональная схема ЭХА прототипа; на фиг.2 - функциональная схема предлагаемого ЭХА; на фиг.3 - диаграмма напряжений выходного сигнала ЭХА в режиме рассечения; на фиг.4 - диаграмма напряжений выходного сигнала ЭХА в режиме коагуляции; на фиг.5 - регулировочная характеристика по длительности управляющих импульсов возбуждения; на фиг.6 - регулировочная характеристика по длительности периода повторения управляющих импульсов возбуждения; на фиг.7 - ВАХ выходного сигнала ЭХА. Figure 1 presents the functional diagram of the ECA of the prototype; figure 2 is a functional diagram of the proposed ECA; figure 3 is a voltage diagram of the output signal ECA in the dissection mode; figure 4 is a voltage diagram of the output signal ECA in coagulation mode; figure 5 is an adjustment characteristic for the duration of the control excitation pulses; figure 6 - adjusting characteristic for the duration of the repetition period of the control excitation pulses; Fig.7 - IV characteristics of the output signal ECA.
Электрохирургический аппарат для реализации заявленного способа состоит из генератора высокочастотных импульсов 1 (фиг.2), подключенный на вход усилителя 2, выход которого через устройство гальванической развязки 3 связан с инструментом 4 через рабочий кабель 5, при этом аппарат снабжен устройством управления 6 с узлом сравнения 7, а также пассивным электродом 8, между генератором 1 и усилителем 2 введен регулятор длительности импульсов 9, а устройство гальванической развязки 3 выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью 10, на один из выходов 11 которого последовательно подключены рабочий кабель 5 и инструмент 4, а на другой 12 - экранирующая оплетка рабочего кабеля 5 и пассивный электрод 8, при этом последние вместе с дросселем 10 образуют колебательный контур при соединении с биологическим объектом в рабочем состоянии, кроме того, аппарат снабжен датчиком амплитуды 13, выход которого подключен на высокочастотный генератор 1 и на узел сравнения 7, который в свою очередь связан с регулятором длительности импульсов 9, имеющим также связь с устройством управления 6. An electrosurgical apparatus for implementing the claimed method consists of a high-frequency pulse generator 1 (Fig. 2) connected to the input of an
Генератор высокочастотных импульсов 1 предназначен для формирования импульсов возбуждения и синхронизации со свободными затухающими колебаниями посредством датчика амплитуды 13. The generator of high-
Усилитель 2 служит для усиления импульсов возбуждения, поступающих с регулятора длительности импульсов 9 и накачки энергией дросселя 10 устройства гальванической развязки 3 однополярными импульсами с переходом в закрытое состояние (выход с высоким импедансом). The
Устройство гальванической развязки 3 предназначено для гальванической развязки выходных цепей ЭХА с его внутренней схемой, дроссель 10 которого служит реактивным устройством (индуктивность) для накопления энергии во время действия управляющего импульса возбуждения и одним из элементов выходного колебательного контура. The
Инструмент 4 служит для концентрации и подвода выходного сигнала ЭХА к биологическому объекту (оперируемой ткани).
Рабочий кабель 5 предназначен для соединения выходного сигнала ЭХА с инструментом 4 и пассивным электродом 8, а также служит реактивным устройством (емкость) для накопления энергии во время действия управляющего импульса возбуждения и одним из элементов выходного колебательного контура. The
Устройство управления 6 служит для формирования сигналов задания на величину напряжения выходного сигнала ЭХА и его мощность. The
Узел сравнения 7 предназначен для сравнения сигналов задания на величину напряжения выходного сигнала ЭХА с его реальным значением, поступающим с датчика амплитуды 13 и формирования сигнала управления на регулятор длительности импульсов 9. The
Пассивный электрод 8 служит для отвода высокочастотного выходного сигнала ЭХА от биологического объекта (оперируемой ткани) и для снижения плотности тока при этом. The
Регулятор длительности импульсов 9 предназначен для изменения длительности управляющих импульсов возбуждения при регулировании выходного напряжения ЭХА и регулирования ограничения длительности импульсов при изменении задания на выходную мощность. The
Датчик амплитуды 13 служит для преобразования величины первой амплитуды выходного сигнала ЭХА в сигнал синхронизации высокочастотного генератора 1 и сигнал обратной связи контура регулирования выходного напряжения ЭХА. The
Способ формирования выходного сигнала ЭХА заключается в том, что генератором 1 формируют управляющие импульсы возбуждения, которые осуществляют накачку энергией заданной величины выходного колебательного контура в виде магнитной энергии дросселя 10 и электрического заряда емкости рабочего кабеля 5, при этом запасенная энергия в последних в форме высокочастотных затухающих колебаний (на его собственной частоте) рассеивается в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани). Тем самым управляющие импульсы возбуждения трансформируются с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а следовательно, и все элементы ЭХА, обеспечивающие подвод выходного сигнала к последнему: дроссель 10, рабочий кабель 5, инструмент 4, биологический объект (оперируемая ткань) и пассивный электрод, что обуславливает строгое согласование частоты затухающих колебаний с изменяющимися параметрами всех элементов выходных цепей, в том числе и биологического объекта. Кроме того, в качестве пассивного электрода 8 может применяться экранирующая оплетка рабочего кабеля 5. The method of generating the ECA output signal consists in generating excitation control pulses by the
Предельное значение выходной мощности ЭХА определяется накопленной энергией за период между управляющими импульсами возбуждения. Выходная мощность имеет прямую квадратичную зависимость от длительности управляющего импульса возбуждения и обратную зависимость от периода их повторения, что позволяет осуществлять регулировку выходной мощности в широких пределах. The limiting value of the ECA output power is determined by the accumulated energy for the period between the control excitation pulses. The output power has a direct quadratic dependence on the duration of the control excitation pulse and an inverse dependence on the period of their repetition, which makes it possible to adjust the output power over a wide range.
Зависимость выходной мощности электрохирургического аппарата от параметров элементов колебательного контура и управляющих сигналов определяется зависимостью:
где U - напряжение питания;
ti - длительность управляющего импульса возбуждения;
L - индукция дросселя;
Тр - период повторения дополнительного сигнала.The dependence of the output power of the electrosurgical apparatus on the parameters of the elements of the oscillatory circuit and control signals is determined by the dependence:
where U is the supply voltage;
t i is the duration of the control excitation pulse;
L is the induction of the inductor;
T p - the repetition period of the additional signal.
На фиг. 3 приведена диаграмма напряжений выходного сигнала ЭХА в режиме рассечения. Во время действия управляющего импульса ti1 происходит накачка энергией колебательного контура. В промежутке между импульсами осуществляется свободное затухающее колебание с рассеиванием запасенной энергии в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани).In FIG. Figure 3 shows the voltage diagram of the output signal of the ECA in the dissection mode. During the action of the control pulse t i1 , the energy is pumped by the energy of the oscillatory circuit. In the interval between pulses, a free damped oscillation is carried out with the dispersion of the stored energy mainly on a biological object (operated tissue).
Первая серия импульсов показана при поддержании первой амплитуды напряжения U1 (до 700 В). При изменении нагрузки меняется длительность импульса ti1 таким образом, чтобы амплитуда U1 была постоянной и равной заданной устройством управления 6 величине.The first series of pulses is shown while maintaining the first voltage amplitude U 1 (up to 700 V). When the load changes, the pulse duration t i1 changes so that the amplitude U 1 is constant and equal to the value set by the
При увеличении нагрузки длительность управляющего импульса возбуждения увеличивается и достигает величины ограничения, заданной устройством управления ti2= tiогр, определяющей заданную выходную мощность. В дальнейшем при увеличении нагрузки длительность импульса не меняется, напряжение падает и поддерживается постоянная выходная мощность, что видно на второй серии сигналов (фиг.3).When the load increases, the duration of the control excitation pulse increases and reaches the limit value set by the control device t i2 = t iogr , which determines the given output power. In the future, when the load increases, the pulse duration does not change, the voltage drops and a constant output power is maintained, which can be seen in the second series of signals (Fig. 3).
В режиме коагуляции (фиг. 4) напряжение выходного сигнала ЭХА имеет значения регулируемой первой амплитуды до 1500 В. Переход от поддержания заданного напряжения к поддержанию заданной мощности происходит аналогично режиму рассечения. In the coagulation mode (Fig. 4), the voltage of the ECA output signal has an adjustable first amplitude of up to 1500 V. The transition from maintaining a given voltage to maintaining a given power occurs similarly to the dissection mode.
Регулирование и поддержание выходного напряжения осуществляется изменением выходной мощности. В свою очередь регулирование мощности и поддержание заданного значения выходной мощности осуществляется за счет изменения длительности управляющего импульса возбуждения, регулировочная характеристика которого приведена на фиг 5. Regulation and maintenance of the output voltage is carried out by changing the output power. In turn, the regulation of power and maintaining a given value of the output power is carried out by changing the duration of the control excitation pulse, the adjustment characteristic of which is shown in Fig. 5.
Регулирование и поддержание заданных значений выходного сигнала ЭХА допускается осуществлять с помощью изменения периода повторения управляющих импульсов возбуждения (фиг.6), однако при этом происходит резкое изменение пик-фактора выходного напряжения. Поэтому изменение периода повторения допускается только при переходе из режима рассечения в режим коагуляции для увеличения пик-фактора. The regulation and maintenance of the set values of the output signal of the ECA is allowed to be carried out by changing the repetition period of the control excitation pulses (Fig.6), however, there is a sharp change in the peak factor of the output voltage. Therefore, a change in the repetition period is allowed only when switching from a dissection mode to a coagulation mode to increase the peak factor.
Таким образом регулирование и поддержание заданных значений параметров выходного сигнала ЭХА осуществляется в широких пределах (ВАХ на фиг.7) без дополнительных потерь энергии - с помощью изменения длительности управляющих импульсов возбуждения. Диапазон регулирования выходного напряжения и мощности достигает величины 1:100. Thus, the regulation and maintenance of the set values of the parameters of the output ECA signal is carried out over a wide range (CVC in Fig. 7) without additional energy loss - by changing the duration of the control excitation pulses. The range of regulation of the output voltage and power reaches a value of 1: 100.
На базе предлагаемого способа формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата и его конструкции был создан макет аппарата "ЭХА МИНИ 01", который прошел испытания на группах животных (крысы, собаки) в лаборатории экспериментальной хирургии НИЦ СПбГМУ им. акад. И.П. Павлова. Анализ полученных результатов выявил ряд преимуществ макетного образца перед используемыми в практике отечественными и зарубежными аппаратами. Based on the proposed method for generating the output signal of the electrosurgical apparatus and its design, a model of the ECA MINI 01 apparatus was created, which was tested on groups of animals (rats, dogs) in the experimental surgery laboratory of the Research Center of St. Petersburg State Medical University named after Acad. I.P. Pavlova. The analysis of the results revealed a number of advantages of the prototype over the domestic and foreign devices used in practice.
При применении макета аппарата уменьшение импеданса в области диссекции и коагуляции тканей было минимальным, что не изменяло рН в этой зоне и свидетельствовало о малой травматизации тканей. Это же подтверждается результатами хронических экспериментов и изучением морфологических изменений в области операции. При резекции паренхиматозного органа (печень) надежный гемостаз достигался за меньший промежуток времени и даже в "мокром" поле. When using the model of the apparatus, the decrease in impedance in the area of tissue dissection and coagulation was minimal, which did not change the pH in this zone and testified to minor tissue trauma. The same is confirmed by the results of chronic experiments and the study of morphological changes in the area of the operation. When a parenchymal organ (liver) was resected, reliable hemostasis was achieved in a shorter period of time and even in a “wet” field.
Макет аппарата "ЭХА МИНИ 01" более удобен в работе благодаря малым размерам и небольшому весу. Аппарат создавал значительно меньше электромагнитных помех на другую медицинскую аппаратуру по сравнению с другими аппаратами, применяемыми в практике. The breadboard model of the EHA MINI 01 device is more convenient in work thanks to the small sizes and small weight. The device created significantly less electromagnetic interference to other medical equipment compared to other devices used in practice.
Источники информации
1. Долецкий С.Я., Драбкин Р.Л., Ленюшкин А.И. Высокочастотная электрохирургия - М.: Медицина, 1980 г.Sources of information
1. Doletsky S.Ya., Drabkin R.L., Lenyushkin A.I. High-frequency electrosurgery - M .: Medicine, 1980
2. Электрохирургический генератор. А. с. 1410959, кл. А 61 В 17/39, 17/36, 1987 г, - прототип. 2. Electrosurgical generator. A. s. 1410959, cl. A 61 B 17/39, 17/36, 1987, is a prototype.
Claims (6)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99127969/14A RU2204958C2 (en) | 1999-12-30 | 1999-12-30 | Method for building output signal of electric surgical instrument and its design |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99127969/14A RU2204958C2 (en) | 1999-12-30 | 1999-12-30 | Method for building output signal of electric surgical instrument and its design |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU99127969A RU99127969A (en) | 2001-11-10 |
| RU2204958C2 true RU2204958C2 (en) | 2003-05-27 |
Family
ID=20228940
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU99127969/14A RU2204958C2 (en) | 1999-12-30 | 1999-12-30 | Method for building output signal of electric surgical instrument and its design |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2204958C2 (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2265423C2 (en) * | 2003-08-07 | 2005-12-10 | Дальневосточный государственный медицинский университет | Radiosurgical method for treating the cases of uveal melanoblastoma |
| RU2285490C2 (en) * | 2004-08-11 | 2006-10-20 | Институт общей физики им.А.М.Прохорова Российской академии наук (ИОФРАН) | Method and device for forming output signal for making electric-surgical influence onto biological tissues |
| RU2304934C2 (en) * | 2003-06-06 | 2007-08-27 | Телеа Электроник Инджиниринг Срл | Electron coagulative scalpel |
| RU2354327C1 (en) * | 2007-11-23 | 2009-05-10 | Закрытое акционерное общество "Сибирский научно-исследовательский и испытательный центр медицинской техники" | Electric system for oncosurgery |
| RU2389444C1 (en) * | 2008-11-12 | 2010-05-20 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Новые Энергетические Технологии" | Plasma electrosurgical exposure apparatus |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU1410959A1 (en) * | 1987-01-07 | 1988-07-23 | Всесоюзный Научно-Исследовательский Институт Медицинского Приборостроения | Electrosurgical generator |
-
1999
- 1999-12-30 RU RU99127969/14A patent/RU2204958C2/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU1410959A1 (en) * | 1987-01-07 | 1988-07-23 | Всесоюзный Научно-Исследовательский Институт Медицинского Приборостроения | Electrosurgical generator |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ДОЛЕЦКИЙ С.Я. и др. Высокочастотная электрохирургия. - М.: Медицина, 1980, с.41-58. * |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2304934C2 (en) * | 2003-06-06 | 2007-08-27 | Телеа Электроник Инджиниринг Срл | Electron coagulative scalpel |
| RU2265423C2 (en) * | 2003-08-07 | 2005-12-10 | Дальневосточный государственный медицинский университет | Radiosurgical method for treating the cases of uveal melanoblastoma |
| RU2285490C2 (en) * | 2004-08-11 | 2006-10-20 | Институт общей физики им.А.М.Прохорова Российской академии наук (ИОФРАН) | Method and device for forming output signal for making electric-surgical influence onto biological tissues |
| RU2354327C1 (en) * | 2007-11-23 | 2009-05-10 | Закрытое акционерное общество "Сибирский научно-исследовательский и испытательный центр медицинской техники" | Electric system for oncosurgery |
| RU2389444C1 (en) * | 2008-11-12 | 2010-05-20 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Новые Энергетические Технологии" | Plasma electrosurgical exposure apparatus |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US11033292B2 (en) | Medical device | |
| DE3788099T2 (en) | METHOD AND DEVICE FOR FRAGMENTING FOR SURGICAL PURPOSES. | |
| US8760226B2 (en) | Class resonant-H electrosurgical generators | |
| CN106994041B (en) | Dual Output Electrosurgical Generators and Electrosurgical Systems | |
| US4038984A (en) | Method and apparatus for high frequency electric surgery | |
| US20030097083A1 (en) | Resonant converter tuning for maintaining substantially constant phaco handpiece power under increased load | |
| JP2003199763A (en) | Electrosurgical apparatus using constant voltage | |
| US20050096680A1 (en) | Repetitive progressive axial displacement pattern for phacoemulsifier needle tip | |
| CN114681014B (en) | Ultrasonic surgical device control system | |
| JP2001506527A (en) | System and method for tuning and controlling an ultrasonic handpiece | |
| CN218075144U (en) | Ultrasonic scalpel system capable of automatically tracking resonant frequency | |
| RU2204958C2 (en) | Method for building output signal of electric surgical instrument and its design | |
| JP5497762B2 (en) | High frequency generator for electrosurgical unit | |
| JP2003503148A (en) | Power support device for ultrasonic vibration dental handpiece | |
| EA003377B1 (en) | Device for coagulation of tissues | |
| JPH08299356A (en) | Electric surgical operation device | |
| CN218473047U (en) | Thrombolysis system circuit and ultrasonic thrombolysis system | |
| CN105832410B (en) | Electrode control device, method and electromagnetic knife operation system | |
| DE10046592A1 (en) | Process and device for high frequency surgery divides signal from generator into active and pause portions | |
| CN114371646A (en) | High-frequency voltage amplitude and frequency automatic adjusting system and method | |
| JPH04231037A (en) | Surgical apparatus | |
| CN120853865A (en) | Method for improving ultrasonic bone cutting efficiency based on periodic impact vibration | |
| JP2821175B2 (en) | Ultrasound therapy equipment | |
| KR20240081072A (en) | High-speed resonant frequency tracking method of piezoelectric transducer based on curve fitting in ultrasound system and tracking system applying this method | |
| KR20220069452A (en) | Ultrasound operating equipment with Improved hemostatic function |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20031231 |