RU2777944C2

RU2777944C2 - Electrosurgical energy generator for electropulse opening of cellular pores

Info

Publication number: RU2777944C2
Application number: RU2020123242A
Authority: RU
Inventors: Кристофер Пол ХЭНКОК; Малкольм УАЙТ; Джон Бишоп; Илан Вин ДЭВИС; Кристофер ДАФФ; Джордж ХОДЖКИНС
Original assignee: Крео Медикал Лимитед
Priority date: 2018-03-29
Filing date: 2019-03-08
Publication date: 2022-08-12

Abstract

FIELD: medical equipment.

SUBSTANCE: invention relates to medical equipment, namely to an electrosurgical energy generator for electropulse opening of cellular pores. The electrosurgical generator contains a unit for electromagnetic signal supply, an output port, a supplying structure, and a unit for electroporation wave signal supply. The unit for electromagnetic signal supply is designed to generate radio frequency and/or microwave energy. The output port is designed to be connected to a coaxial transmission line for transmitting RF and/or microwave energy to a probe for delivering radio frequency and/or microwave energy from its distal end. The supplying structure is designed to transmit radio frequency and/or microwave energy to the output port. The unit for electroporation wave signal supply is designed to generate energy with an electroporation wave signal to cause reversible or irreversible electropulse opening of cellular pores in biological tissues. The unit for electroporation wave signal supply contains a DC power supply source, a pulse generator. The DC power supply source is independent of the unit for electromagnetic signal supply for generating radio frequency and/or microwave energy. The pulse generator is connected to the DC power supply source and is made with the possibility of issuing one or more pulses of DC electricity in the form of an electroporation wave signal. The unit for electroporation wave signal supply is connected to the supplying structure for transmitting the electroporation wave signal to the output port for delivering to the probe. The supplying structure contains a common signal path for transmitting the electroporation wave signal and radio frequency and/or microwave energy to the output port.

EFFECT: electrosurgical energy generator is provided for electropulse opening of cellular pores with multiple possible modes of energy supply to an instrument, using a common supplying structure.

14 cl, 8 dwg

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИFIELD OF TECHNOLOGY

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.The present invention relates to an electrosurgical system for the delivery of electrical or electromagnetic energy with a variety of possible exposure modes, causing the formation of various effects on biological tissue at the site of treatment. In particular, the present invention relates to an electrosurgical generator for selective energy delivery with various possible exposure modes along a common supply cable, which can be inserted through the instrumental channel of a surgical viewing device (for example, an endoscope or bronchoscope) to treat biological tissue in a minimally invasive way.

ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯBACKGROUND OF THE INVENTION

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.Electrosurgical generators are quite common in all operating theaters for use in open and laparoscopic procedures, and are also increasingly inherent in existing endoscopic complexes. In endoscopic procedures, electrosurgical accessories are typically inserted through a lumen within the endoscope. In the equivalent access channels for laparoscopic surgery considered in comparison, such gaps have a relatively narrow channel diameter and a large length.

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.It is known to use radio frequency (RF) energy to cut biological tissues. The RF energy cutting method works on the principle that when an electrical current is passed through the tissue intercellular substance (assisted by the ionic content of the cells and intercellular electrolytes), the impedance to the electron flow in the tissue generates heat. When an RF voltage is applied to the tissue intercellular substance, sufficient heat is generated inside the cells to evaporate the water contained in the tissue. As a result of this progressive loss of moisture, particularly in the immediate vicinity of the RF energy emitting area of the instrument (referred to herein as the RF blade), which has a high current density throughout the path through the tissue, tissue in the immediate vicinity of the cutting electrode of the RF blade loses direct contact with the blade. The applied voltage then passes almost completely through the resulting void, which leads to ionization, forming a plasma that has a very high volume resistivity compared to tissue. This distinction is very important because it focuses the applied energy into the plasma, which completes the electrical circuit between the cutting electrode of the RF blade and the tissue. Any volatile substance that enters the plasma slowly enough evaporates, and therefore all this is perceived as cutting the tissue with plasma.

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.GB 2,486,343 describes a control system for an electrosurgical device that delivers RF and microwave energy to treat biological tissue. The delivery profile of both the RF energy and the microwave energy delivered to the probe is established based on the voltage and current sampling information of the RF energy transmitted to the probe and the forward and reflected power sampling information for the microwave energy transmitted to or from the probe.

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.GB 2,522,533 describes an isolation circuit for an electrosurgical generator capable of generating radio frequency (RF) energy and microwave energy to treat biological tissue. The separation circuit contains an adjustable waveguide valve at the junction between the microwave channel and the signal combiner, and may also contain a capacitive device between the ground conductor of the signal combiner and the conductive input section of the waveguide valve to prevent RF communication and leakage of microwave energy.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION

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.In the most general sense, the present invention provides an electrosurgical generator capable of delivering energy in a waveform capable of causing electropulse opening of cell pores (electroporation) in biological tissue. The electrosurgical generator may comprise an electroporation wave signal delivery unit that is integrated with means for generating microwave electromagnetic signals and radio frequency electromagnetic signals for processing. The electrosurgical generator may be configured to deliver various types of energy over a common supply cable. Thus, one generator can be used as a power source for various types of processing. This is an advantage in terms of minimizing the required equipment in the therapeutic complex.

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).The electroporation waveform may comprise one or more high voltage energy pulses configured to open pores in cell membranes. The invention can be used in such a scenario where the beneficial agent is in the treatment area, whereby opening pores in the cell membranes facilitates or allows the introduction of the beneficial agent into the cells. In other words, the invention can be used in conventional procedures for electropulse opening of cell pores (electroporation).

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).Alternatively, or in addition, the energy to open the cell pores electrically can be designed to keep the pores permanently open, thereby causing irreversible disruption of the cell membrane, resulting in cell death. In other words, the tool can be used for irreversible electropulse opening of cell pores (from the English. 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.In accordance with the invention, an electrosurgical generator is provided, comprising: an electromagnetic signal delivery unit for generating radio frequency (RF) or microwave energy; an output port configured to connect to a probe to deliver RF or microwave energy from its distal end; a supply structure for transmitting RF or microwave energy to the output port; and an electroporation wave signal delivery unit configured to generate energy with the electroporation wave signal causing reversible or irreversible electrical pulse opening of cell pores (IRE) in biological tissues, the electroporation wave signal delivery unit being connected to the delivery structure for transmitting the electroporation wave signal to the output port for delivery to the probe, and wherein the supply structure contains a common signal path for transmitting the electroporation wave signal and RF or microwave energy to the output port. With this design, the same generator can supply RF energy and/or microwave energy, for example, for tissue cutting, ablation, hemostasis, or other effects, as well as an electroporation wave signal that causes electroporation or irreversible electrical impulse opening of cellular pores in biological tissues. Irreversible electropulse opening of cell pores can be used to treat cancers of the liver, prostate and pancreas. By combining RF and/or microwave energy in a common generator, the invention allows the same probe to be used simultaneously to deliver RF energy and/or microwave energy. This may provide more treatment options for the practitioner during the treatment procedure. For example, the ability to perform irreversible electric pulse opening of cell pores can give the probe a possible tissue processing mode that focuses on the distal tip. This, in turn, allows the use of a possible mode of microwave ablation to treat a large volume around the distal tip. In combination, the instrument can be controlled by selecting the volume of tissue to which the energy is delivered.

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. The electromagnetic signal supply unit may be configured to supply both RF energy and microwave energy, either separately or simultaneously. For example, the electromagnetic signal supply unit may comprise a radio frequency (RF) signal generator for generating radio frequency (RF) electromagnetic (EM) radiation having a first frequency and a microwave signal generator for generating microwave EM radiation having a second frequency higher than the first frequency. .

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.RF energy and microwave energy can be separately transferred to a common signal path. For example, the supply structure may include an RF channel for connection to an output port of an RF signal generator and a microwave channel for connection to an output port of a microwave signal generator. The RF channel and the microwave channel may comprise physically separate signal paths from the RF signal generator and the microwave signal generator, respectively. The supply structure may include a signal mixing circuit having a first input connected to receive RF EM radiation from an RF channel, a second input connected to receive microwave EM radiation from a microwave channel, and an output connected to the first and second inputs for transmitting RF EM radiation and microwave EM radiation into the common signal path.

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.The electroporation wave signal delivery unit may be configured to be connected to a common signal path through the RF channel. For example, a switch may be connected to the RF channel, wherein the RF signal generator and the electroporation wave signal supply unit are configured to be selectively connected to the RF channel via the switch. The switch may be any switching device capable of transmitting high frequency (eg, UHF) energy (corresponding to the RF energy described herein) as well as high voltage pulses (eg, up to 10 kV) associated with an electroporation waveform. For example, a high frequency reed relay may be used.

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.The supply structure may include a waveguide valve connected to isolate the microwave channel from RF EM radiation. The RF channel and the microwave channel can be connected to the waveguide valve using N-type coaxial connectors. To prevent breakdowns caused by pulses in the electroporation waveform, portions of the N-type connectors protruding into the waveguide gate may be surrounded by an insulating material, such as PTFE, having a thickness chosen to prevent breakdown.

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.The electroporation waveform may comprise one or more rapidly rising high voltage pulses. Each pulse may have a pulse width in the range of 1 ns to 10 ms, preferably in the range of 1 ns to 100 µs, although the invention is not to be limited to this range. Shorter duration pulses (eg, equal to or less than 10 ns) may be preferred for reversible electropulse opening of cellular pores. For irreversible electropulse opening of cell pores, longer pulses or more pulses can be used compared to reversible opening of cell pores.

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. Preferably, the rise time of each pulse is equal to or less than 90% of the pulse duration, more preferably, equal to or less than 50% of the pulse duration, and most preferably, equal to or less than 10% of the pulse duration. For shorter pulses, the rise time can be on the order of 100 ps.

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.Each pulse may have an amplitude in the range of 10 V to 10 kV, preferably in the range of 1 kV to 10 kV. Each pulse can be a positive pulse relative to ground potential, or a sequence of alternating positive and negative pulses relative to ground potential.

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%.The electroporation waveform may be a single pulse or multiple pulses, such as a periodic train of pulses. This waveform may have a duty cycle equal to or less than 50%, for example in the range of 0.5% to 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.In one example, pulses with widths of the order of 200 ms delivered in series of 10 to 100 pulses can be used to permanently open cell pores. In one example, the electroporation waveform may comprise 10 x 300 μs of 1.5 kV pulses delivered three times with about 1 minute between deliveries. Such a waveform can induce apoptosis or cell death in hepatocellular carcinoma.

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.The electroporation waveform may be delivered during a treatment period selected depending on the desired effect. For example, the processing period may be short, such as less than 1 second, or a few seconds, or about 1 minute. Alternatively, the treatment period may be longer, for example up to one hour.

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.The pulse generator circuitry can be adjustable to adapt or change the electroporation waveform according to the desired processing. Thus, any of the duty cycle, pulse width, and pulse amplitude can be varied in a controlled manner.

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. The electroporation wave signal supply unit may comprise a DC power supply, for example, configured to operate as a high voltage source, and a pulse generator connected to the DC power supply and configured to output one or more DC electrical power pulses as an electroporative waveform. signal. The DC power supply may be independent of other power supplies for the generator.

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.The electroporation wave signal supply unit comprises a pulse signal module connected to the pulse generator and configured to transmit one or more pulse trigger signals to the pulse generator, wherein the pulse generator is configured to output a DC electric power pulse upon receipt of the pulse trigger signal. In one example, a pulsed trigger signal is used to activate the control circuit of the pulse generator, for example, to cause a control signal to be applied to the pulse generator to transfer power from a DC power supply.

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.The duration of each pulse (eg, pulse width) of DC electricity can be set by a pulse trigger signal. The pulse signal module may be controllable to allow the duration of each pulse of DC electrical power to be adjusted, for example under the control of a microprocessor. Pulse trigger signals can be derived from the microprocessor's clock signal. The duration of each pulse of DC electricity can range from 1 ns to 10 ms.

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.The DC power supply may comprise a regulated voltage source and a DC/DC converter configured to increase the voltage of the regulated voltage source. For example, a regulated voltage source may have an output voltage regulated between 1.2 V and 5 V. A DC/DC converter may convert this to a signal having a maximum voltage amplitude that is one, two, or three orders of magnitude higher, for example , in the range of 10 V to 10 kV, preferably greater than or equal to 400 V. The amplitude of each pulse of DC electricity can be controlled by adjusting the output voltage of the regulated voltage source.

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.The pulse generator may comprise a push-pull circuit, for example, formed from a pair of high-power metal-oxide-semiconductor field-effect transistors (MOSFETs) connected to draw power from a DC power supply.

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.The generator can be connected to the probe, for example, via a coaxial transmission line from the output port. The probe may comprise an electrosurgical instrument suitable for insertion through an instrument channel in a surgical viewing device. An electrosurgical instrument may have a distal end assembly capable of delivering any of the RF, microwave, and electroporation energy described herein. In one example, the distal end assembly may comprise a coaxial design in which the inner conductor extends beyond the distal end of the outer conductor and is exposed at the distal end of the probe. In this configuration, the distal end assembly is formed by a bipolar energy delivery structure for delivering RF energy and a microwave antenna for emitting microwave energy. In addition, the electroporation waveform may establish a temporary electric field between the exposed most distal ends of the inner conductor and the outer conductor. The exposed conductors can be separated from each other by a distance in the range of 1 to 3 mm. Thus, the applied field has an amplitude in the preferred range of 300 V/mm to 10 kV/mm.

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.In this description, the term "microwave" can be used in a broad sense to indicate the frequency range from 400 MHz to 100 GHz, but preferably the range from 400 MHz to 60 GHz. Certain frequencies were considered: 433 MHz, 915 MHz, 2.45 GHz, 3.3 GHz, 5.8 GHz, 10 GHz, 14.5 GHz and 24 GHz. The device can deliver power at more than one of these microwave frequencies. The term "radio frequency" or "RF" may be used to indicate a frequency in the range of 300 kHz to 400 MHz.

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.In this document, the term "inner" means radially closest to the center (eg, axis) of the tool channel. In this document, the term "outer" means radially removed from the center (axis) of the tool channel.

В данном документе термин «проводящий» используется для обозначения электрической проводимости, если в контексте не определено иное.In this document, the term "conductive" is used to mean electrical conductivity, unless otherwise specified in the context.

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.As used herein, the terms "proximal" and "distal" refer to the ends of the energy-transmitting structure further from and closer to the treated area, respectively. Thus, in use, the proximal end is closer to the microwave energy generator, while the distal end is closer to the treated area, eg the patient.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВBRIEF DESCRIPTION OF GRAPHICS

Варианты осуществления изобретения подробно обсуждаются ниже со ссылкой на прилагаемые графические материалы, на которых:Embodiments of the invention are discussed in detail below with reference to the accompanying drawings, in which:

на Фиг. 1 представлено схематическое изображение известного типа электрохирургического генератора, в котором может применяться данное изобретение;in FIG. 1 is a schematic representation of a known type of electrosurgical generator in which the present invention may be applied;

на Фиг. 2 представлено схематическое изображение разделительной цепи, которая может использоваться в электрохирургическом генераторе по Фиг. 1;in FIG. 2 is a schematic representation of an isolating circuit that may be used in the electrosurgical generator of FIG. one;

на Фиг. 3 представлено схематическое изображение электрохирургического генератора, имеющего блок подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения;in FIG. 3 is a schematic representation of an electrosurgical generator having an electroporation waveform delivery unit, which is an embodiment of the invention;

на Фиг. 4 представлено схематическое изображение, иллюстрирующее электрохирургическую систему, которая использует электрохирургический генератор по Фиг. 3 с инструментом, который вводится через хирургическое смотровое устройство;in FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an electrosurgical system that uses the electrosurgical generator of FIG. 3 with an instrument that is inserted through a surgical viewing device;

на Фиг. 5 представлено схематическое изображение в поперечном разрезе узла дистального конца электрохирургического инструмента, подходящего для использования с настоящим изобретением;in FIG. 5 is a schematic cross-sectional view of the distal end assembly of an electrosurgical instrument suitable for use with the present invention;

на Фиг. 6 представлена схема контроллера импульсов, подходящего для использования в блоке подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения;in FIG. 6 is a diagram of a pulse controller suitable for use in an electroporation waveform delivery unit, which is an embodiment of the invention;

на Фиг. 7 представлена схема регулируемого источника высокого напряжения, подходящего для использования в блоке подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения; иin FIG. 7 is a diagram of a regulated high voltage source suitable for use in an electroporation waveform delivery unit, which is an embodiment of the invention; and

на Фиг. 8 представлена схема генератора импульсов, подходящего для использования в блоке подачи электропорационного волнового сигнала, который является вариантом осуществления изобретения.in FIG. 8 is a diagram of a pulse generator suitable for use in an electroporation waveform delivery unit, which is an embodiment of the invention.

Подробное описание; дополнительные опции и параметрыDetailed description; additional options and parameters

ПредпосылкиPrerequisites

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.On FIG. 1 is a schematic representation of an electrosurgical device 400, such as that described in GB 2,486,343, useful in understanding the invention. The device contains an RF channel and a microwave channel. The RF channel contains components for generating and driving a radio frequency (RF) electromagnetic signal at a power level suitable for processing (eg, cutting or draining) biological tissues. The microwave channel contains components for generating and controlling a microwave frequency electromagnetic signal at a power level suitable for processing (eg, coagulation or ablation) of biological tissues.

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 V₁₀, и модулятор 408 сигнала, управляемый контроллером 406 посредством сигнала управления V₁₁, 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 V₁₂ для подсоединения либо сигнала ответвителя прямого сигнала, либо сигнала ответвителя отраженного сигнала к гетеродинному приемнику для обнаружения.The microwave channel has a microwave frequency source 402 followed by a power divider 424 (eg, a 3 dB power divider) that splits the signal from source 402 into two legs. One arm from the power divider 424 forms a microwave channel that has a power control module containing an adjustable attenuator 404 controlled by the controller 406 via a control signal V ₁₀ and a signal modulator 408 controlled by the controller 406 via a control signal V ₁₁ , and an amplifier module containing an amplifier 410 a control signal and a power amplifier 412 for generating direct microwave EM radiation for delivery from probe 420 at a suitable power level for processing. After the amplifier module, the microwave channel continues with a microwave signal connection module (which forms part of the microwave signal detector) containing a circulator 416 connected to deliver microwave EM energy from the source to the probe along the path between its first and second ports, a direct signal coupler 414 on the first port of the circulator 416 and an echo coupler 418 on the third port of the circulator 416. After passing through the echo coupler, the microwave EM energy from the third port is absorbed in the failover load 422. The microwave signal connection module also includes a switch 415 controlled by the controller 406 via a control signal V ₁₂ to connect either the direct coupler signal or the reflected signal coupler signal to the heterodyne receiver for detection.

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 V₁₃, 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.The other arm from the power divider 424 forms the measurement channel. The measurement path bypasses the gain line on the microwave path and is therefore capable of delivering a low power signal from the probe. The primary channel selection switch 426, controlled by the controller 406 via the control signal V ₁₃ , operates to select either a signal from the microwave channel or from the measurement channel for delivery to the probe. Connected between the primary channel select switch 426 and probe 420 is a high pass filter 427 to protect the microwave signal generator from low frequency RF signals.

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.The measurement channel includes components configured to detect the phase and magnitude of electrical energy reflected from the probe, which can provide information about the material, such as biological tissues, present at the distal end of the probe. The measurement path includes a circulator 428 connected to deliver microwave EM energy from source 402 to the probe along a path between its first and second ports. The reflected signal returning from the probe is directed to the third port of the circulator 428. The circulator 428 is used to provide isolation between the direct signal and the reflected signal to aid in accurate measurement. However, since the circulator does not provide complete isolation between its first and third ports, i.e. some of the direct signal may break through to the third port and interfere with the reflected signal, a carrier cancellation circuit can be used that introduces part of the direct signal (from coupler 430 direct signal) back to the signal coming out of the third port (via coupler 432 feed). The carrier cancellation circuit contains a phase adjuster 434 to ensure that the input portion is 180° out of phase with respect to any signal breaking through to the third port from the first port to cancel it. The carrier cancellation circuit also contains a signal attenuator 436 to ensure that the magnitude of the injected portion is the same as any breakout signal.

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 V₁₄ для подсоединения либо спаренного прямого сигнала, либо отраженного сигнала к гетеродинному приемнику для обнаружения. To compensate for any drift in the direct signal, a direct coupler 438 is provided on the measurement path. The paired output of the direct and reflected signal coupler 438 from the third port of the circulator 428 is connected to the corresponding input terminal of the switch 440, which is actuated by the controller 406 via a control signal V ₁₄ to connect either the paired direct signal or the reflected signal to the heterodyne receiver for detection.

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 V₁₅ 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.The output of the switch 440 (i.e., the output from the measurement channel) and the output of the switch 415 (i.e., the output from the microwave channel) are connected to the corresponding input terminal of the secondary channel selection switch 442, which is actuated by the controller 406 through the control signal V ₁₅ together with a primary channel selection switch to ensure that the output of the measurement channel is connected to the heterodyne receiver when the measurement channel supplies power to the probe, and that the output of the microwave channel is connected to the heterodyne receiver when the microwave channel supplies energy to the probe.

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.The heterodyne receiver is used to extract phase and magnitude information from the signal output by the secondary channel selection switch 442 . A single LO receiver is illustrated in this system, however, if desired, a dual LO receiver (comprising two local oscillators and a mixer) can be used to downmix the source frequency twice before the signal goes to the controller. The heterodyne receiver includes a local oscillator 444 and a mixer 448 for mixing the signal output by the secondary channel selection switch 442. The frequency of the local oscillator signal is adjusted so that the output from the mixer 448 is at an intermediate frequency suitable for the controller 406 to receive. Bandpass filters 446, 450 are provided to protect the local oscillator 444 and the controller 406 from high frequency microwave signals.

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.The controller 406 receives the output signals of the heterodyne receiver and determines (eg, extracts) from them information indicative of the phase and magnitude of the direct and/or reflected signals on the microwave or measurement channel. This information can be used to control the delivery of high power microwave EM radiation on the microwave channel or RF EM radiation on the RF channel. The user may interact with the controller 406 via the user interface 452 as described above.

РЧ канал, представленный на Фиг. 1, содержит радиочастотный (РЧ) источник 454, соединенный с драйвером 456 затвора, который управляется контроллером 406 посредством сигнала управления V₁₆. 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.The RF channel shown in Fig. 1 comprises a radio frequency (RF) source 454 coupled to a gate driver 456 which is controlled by a controller 406 via a control signal V ₁₆ . The gate driver 456 provides a control signal to the RF amplifier 458, which has a half-bridge design. The leakage voltage of the half-bridge structure is controlled by a regulated DC power supply 460. An output transformer 462 transfers the generated RF signal to a line for delivery to probe 420. A low pass, bandpass, notch, or notch filter 464 is connected to this line to protect the RF signal generator from high frequency microwave signals.

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).A current transformer 466 is connected to the RF path to measure the amount of current delivered to the tissue materials. A potential divider 468 (which may be a tap of the output transformer) is used to measure the voltage. The output signals from the potential divider 468 and the current transformer 466 (i.e. voltage output signals indicating voltage and current) are connected directly to the controller 406 after matching with the appropriate buffer amplifier 470, 472 and clamping the voltage with zener diodes 474, 476, 478, 480 (illustrated as signals B and C in Fig. 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.To extract phase information, the voltage and current signals (V and C) are also connected to a phase comparator 482 (e.g., XOR gate) whose output voltage is integrated by an RC loop 484 to produce an output voltage (illustrated as A in FIG. 1) , which is proportional to the phase difference between the voltage and current waveforms. The output voltage (signal A) is connected directly to the 406 controller.

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.The microwave measurement channel and the RF channel are connected to a signal adder 114, which transmits both types of signals separately or simultaneously through a cable assembly 116 to a probe 420, from which it is delivered (eg, emitted) to the patient's biological tissues.

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.A waveguide valve (not illustrated) may be provided at the junction between the microwave channel and the signal combiner. A waveguide gate can be designed to perform three functions: (i) allowing the passage of very high power microwave energy (eg, above 10 W); (ii) blocking the passage of RF energy; and (iii) providing stable voltage (eg, above 10 kV). A capacitive device (also known as a DC breaker) may also be provided on (eg, inside) or adjacent to the waveguide valve. The purpose of the capacitive device is to reduce the capacitive coupling through the isolation barrier.

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.On FIG. 2 is a schematic representation of a separation circuit as described in GB 2,522,533, which is also useful in understanding the invention. The separation circuit forms part of the supply structure for transmitting RF EM radiation from the RF signal generator 218 and microwave radiation from the microwave signal generator 220 to the probe. A probe (not illustrated) is configured to connect to an output port 228 provided in the housing 226. An insulating sleeve 229 is provided at the output port 228 of the housing to prevent the current path from connecting to the grounded housing shroud with antistatic elements connected to the output port 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.The feeding structure includes an RF channel having an RF signal path 212, 214 for transmitting RF EM radiation, and a microwave channel having a microwave signal path 210 for transmitting microwave EM radiation. The signal paths for RF EM radiation and microwave radiation are physically separated from each other. The RF signal generator is connected to the RF signal path 212, 214 via a voltage transformer 216 . The secondary winding of the transformer 216 (ie, from the side of the probe structure) is galvanically isolated, so that there is no direct current path between the patient and the RF signal generator 218. This means that both the signal conductor 212 and the ground conductor 214 of the RF signal path 212, 214 are galvanically isolated.

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.The isolation circuit includes a waveguide valve 600 whose isolation gap is configured to provide the required level of DC isolation while also having a capacitive reactance low enough at the microwave frequency to prevent leakage of microwave energy in the gap. The gap may be 0.6 mm or more, such as 0.75 mm. The RF energy is not able to communicate between the two ends of the valve because the diameter of the tube creates a very large inductive reactance in series with each of the RF probes.

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. The separation circuit has a signal mixing circuit integrated with the waveguide valve 600. The signal conductor 212 and the ground conductor 214 carrying the RF signal are connected to a coaxial RF connector 602 (RF feeder) which injects the RF signal into the waveguide valve 600 from which it is transmitted to the outside. through the output port 232 towards the probe.

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.Isolation gap 603 is configured to prevent RF signal feedback from input port 230. Microwave energy is protected from coupling to RF connector 602 by precise placement of the internal conductive rod within the waveguide valve.

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.A tuner is built into the waveguide valve 600 to reduce the reflection loss of the tuning components. The tuner contains three loops 231, which can be inserted in an adjustable manner, for example, screwed into the resonator housing.

Дополнительно, РЧ канал имеет регулируемое реактивное сопротивление 217, которое способно работать под управлением сигнала управления C₁ 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.Additionally, the RF link has an adjustable reactance 217 that is capable of being driven by control signal C ₁ to adapt (eg, compensate) for changes in capacitance due to varying cable lengths used with the generator. Adjustable capacitance 217 may include one or more switchable or electronically adjustable capacitors or chokes connected in parallel or in series with the RF channel.

Улучшенные возможности обработкиImproved Processing Capabilities

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. The present invention provides an electroporation waveform delivery unit that can be integrated with the electrosurgical generator described above. In this document, the term "electroporation waveform" is used to refer to one or more very short high voltage energy pulses.

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. For example, each pulse may have a duration (ie, pulse width) in the range of 1 ns to 10 ms, preferably in the range of 100 ns to 1 ms. The waveform preferably contains a plurality of pulses. The duty cycle of the pulse train formed by this plurality of pulses may be less than or equal to 50%. In one example, the pulses may be delivered at a frequency of 50 Hz.

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.Each pulse may have a peak voltage (i.e., maximum pulse amplitude) in the range of 10 V to 10 kV, preferably in the range of 100 V to 10 kV, even more preferably in the range of 400 V to 10 kV.

Электропорационный волновой сигнал может быть предназначен вызывать обратимое или необратимое электроимпульсное открытие клеточных пор (IRE) в биологических тканях в области обработки. The electroporation waveform can be designed to cause reversible or irreversible electrical pulse opening of cell pores (IRE) in biological tissues in the treated area.

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.As described below, the electroporation wave signal delivery unit may be configured to deliver the electroporation wave signal through the same signal path as microwave energy and RF energy. Therefore, the invention can provide a generator capable of selectively delivering any of microwave energy, RF energy, and electroporation-inducing energy to a single tool. As such, the invention may contribute to a multimodal electrosurgical system in which a single generator unit can supply power for a wide range of treatment types. For example, it is known that microwave energy and RF energy can be used for tissue resection or alternatively for ablation and hemostasis. In addition, it is also known that RF and/or microwaves can be used to deliver gas through the instrument to the treatment area to excite a thermal or non-thermal plasma for tissue sterilization or other treatment. The present invention can enhance such possible processing modes by providing an electroporation effect. Other functionalities can also be integrated into the system, such as cryoablation techniques, ultrasonic cutting, etc.

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.On FIG. 3 is a schematic representation of an electroporation waveform delivery unit 250, which is an embodiment of the invention. As illustrated in FIG. 3, the electroporation waveform output unit 250 is built into the electrosurgical generator of the type described above with respect to FIG. 1 and 2. Common with FIG. The components 1 and 2 are given the same reference numerals and are not described again.

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.The electroporation waveform delivery unit 250 includes a controller 252 that is operated, for example, via a user interface 264, to control electroporation waveform parameters such as pulse width, pulse amplitude, and duty cycle (e.g., pulse rate in a multi-pulse train). The controller 252 contains a module 254 pulse signals, which is used to send pulsed trigger signals to the generator 256 pulses. In one example, the pulse generator 256 may be implemented as a push-pull switching circuit. The pulse generator 256 may itself be powered for operation from a dedicated power supply 258 that is independent of the controller power supply. This design may be necessary where the power requirements for driving a push-pull circuit are higher than those for the controller. For example, the power supply 258 may operate at 25V and the controller's power supply may operate at 5V.

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).A high voltage source 262 is connected to the pulse generator 256. High voltage source 262 may include a DC/DC converter that boosts the output voltage from voltage source 260. The voltage source 260 is connected to and controlled by the controller 252, for example, to set the output voltage. For example, the voltage source 260 may be a regulated voltage source, wherein the output voltage is regulated in the range of 1.2 V to 5 V. The voltage source 260 and the power supply 258 are DC power sources, for example, converted (rectified) from a mains supply. power supply (not illustrated).

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.Pulse generator 256 outputs an electroporative wave signal to transmission line 242, which is connected to the RF path described above via switch 240. Switch 240 can be selected to be capable of transmitting DC voltages up to 10 kV and also suitable for transmitting RF energy. For example, a high frequency reed relay may be used. A single-pole, dual throw, SPDT switch may be more advantageous as this component, as it provides low insertion loss when switching between the RF signal and the high voltage pulse or pulses of the electroporation wave signal.

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.With such a switch, an electroporative wave signal is introduced into the valve on the RF channel. The gate may be designed to protect the electroporation wave signal delivery unit 250 from microwave energy and the microwave channel from high voltage pulses of the electroporation wave signal.

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.).To prevent flashover occurring in the valve due to high voltage pulses, the conductors that protrude into the valve resonator may be surrounded by an insulating sleeve (eg made of PTFE or the like).

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.The waveguide gate 600 illustrated in FIG. 2 can be designed primarily to combine a 5.8 GHz microwave (MW) signal and a 400 kHz RF signal, while also isolating the output line from ground through the microwave link and allowing the RF link to be independently grounded.

Последующее описание рассматривает поведение вентиля для трех типов электропорационного волнового сигнала:The following description considers gate behavior for three types of electroporation waveform:

(i) импульс 300 нс с амплитудой 1 кВ и временем нарастания 30 нс(i) 300 ns pulse with 1 kV amplitude and 30 ns rise time

(ii) импульс 10 нс при 10 кВ(ii) 10 ns pulse at 10 kV

(iii) импульс 1 нс при 10 кВ(iii) 1 ns pulse at 10 kV

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.The physical structure of the gate is such that signals in the range from 1 to 100 MHz are transmitted completely. For a 300 ns square wave, the frequency spectrum will have a main lobe with a leading zero at 1/300 GHz, or 3.3 MHz. The main lobe and two subsequent side lobes of the frequency spectrum will pass through the 400 kHz side of the multiplexer up to 10 MHz. A rise time of 35 ns would, as expected, correspond to a spectral bandwidth of 10 MHz, so such a waveform would pass through the gate almost unhindered.

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).For a 10 ns pulse, the first null is at 100 MHz, so a bandwidth of 300 MHz may be needed to achieve a rise time of about 1 ns. For a 1 ns pulse, the first zero is at 1 GHz, so 3 GHz probably needs to be skipped (to get about 0.1 ns rise time).

Передача через РЧ порт описанного выше вентиля была протестирована с использованием векторного анализатора цепей с частотой от 50 МГц до 1 ГГц.Transmission through the RF port of the valve described above has been tested using a VNA from 50 MHz to 1 GHz.

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. Transmission on 50 MHz was more or less than 100%, i.e. 0 dB It gradually dropped to 3 dB at about 250 or 350 MHz, but then rose again to about 0 dB at 1 GHz. Based on this test, the gate is capable of efficiently transmitting an electroporation wave signal with a spectral bandwidth of up to 1.5 GHz.

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. On FIG. 4 is a schematic representation of a complete electrosurgical system 100 capable of delivering the RF energy, microwave energy, or electroporation waveform described above to the distal end of an invasive electrosurgical instrument. System 100 includes a generator 102 for controlled delivery of RF energy, microwave energy, and an electroporation waveform suitable for electropulse opening of cell pores or irreversible electropulse opening of cell pores.

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.The generator 102 is connected to the interface node 106 via an interface cable 104. Optionally, the interface node 106 may include a tool control mechanism that operates by moving the trigger 110, for example, to control the longitudinal (back and forth) movement of one or more control wires. or pushers (not illustrated). If there are multiple control wires, the interface node can have multiple biasable triggers to provide full control. The function of the interface node 106 is to combine the inputs from the generator 102 and the tool control into a single flexible shaft 112 that extends from the distal end of the interface node 106.

Гибкий вал 112 вводится по всей длине инструментального (рабочего) канала хирургического смотрового устройства 114, например, эндоскопа, бронхоскопа, гастроскопа или т. п.The flexible shaft 112 is inserted along the entire length of the instrumental (working) channel of a surgical viewing device 114, such as an endoscope, bronchoscope, gastroscope, or the like.

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.The surgical viewing device 114 includes a housing 116 having multiple input ports and an output port from which the instrument shaft 120 extends. The barrel 120 of the tool includes an outer shell that surrounds a plurality of gaps. Through this set of gaps, various objects are brought from the body 116 to the distal end of the barrel 120 of the tool. One of the many gaps is the instrumental channel. Other lumens may include a channel for transmitting optical radiation, for example, to provide illumination at the distal end or to collect images from the distal end. Housing 116 may include an eyepiece 122 for viewing the distal end. To provide illumination at the distal end, a light source 124 (e.g., an LED or the like) may be connected to housing 116 via illumination input port 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. The flexible shaft 112 has a distal assembly 118 (not illustrated to scale in FIG. 1) shaped to allow it to pass through the instrument channel of the surgical viewing device 114 and protrude outward (eg, inside the patient) at its distal end. The distal assembly contains an active tip for delivering microwave energy to biological tissue as described herein.

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. The design of the distal assembly 118 described below can be configured with a maximum outer diameter equal to or less than 2.0 mm, such as less than 1.9 mm (and more preferably less than 1.5 mm), and the length of the flexible shaft can be equal to or less than greater than 1.2 m.

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).The housing 116 includes a power input port 128 for connection to a flexible shaft that contains a coaxial cable (eg, conventional coaxial cable) capable of transmitting microwave energy from the generator 102 to the distal node 118, together with a power transmission medium (eg, a twisted pair cable). ) serving to transfer energy for the electropulse opening of cell pores. Coaxial cables that are physically able to fit into the instrument channel of the surgical viewing device are available in the following outer diameters: 1.19 mm (0.047 in.), 1.35 mm (0.053 in.), 1.40 mm (0.055 in.), 1.60 mm (0.063 in.), 1.78 mm (0.070 in.). Custom-sized coaxial cables (such as custom-made) can also be used.

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).As described above, it is desirable to be able to control the position of at least the distal end of the tool barrel 120. Housing 116 may include a control actuator 130 that is mechanically connected to the distal end of tool barrel 120 by one or more control wires (not illustrated) that extend through tool barrel 120. The control wires can run inside the instrument channel or inside their own dedicated channels. The control actuator 130 may be a lever or a rotary knob, or any other known device for manipulating a catheter. Manipulation of the instrument shaft 120 may be performed using software, such as using a virtual 3D map assembled from computed tomography (CT) images.

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).On FIG. 5 depicts one example of a distal assembly 118 that can be used in the electrosurgical system described above and is capable of delivering energy in any of the available modes (eg, microwaves, RF, or electroporation).

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. The distal assembly 118 includes a coaxial transmission line formed from an inner conductor 134 that is separated from the outer conductor 132 by an insulating dielectric material 136. At the most distal end of the coaxial transmission line, a power delivery structure is formed. The energy delivery structure includes a length of inner conductor that extends beyond the distal end of the outer conductor. In this example, the protruding length of the inner conductor is surrounded by a rigid dielectric cap 140, such as ceramic or other low loss material. The cap 140 may have a rounded end, such as a dome or the like, so that the tool does not have a point in the tissue.

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.On the power delivery structure, the inner conductor and the outer conductor act as active and return electrodes to radiate RF energy and electroporation waveform and form an antenna structure for radiating microwave energy.

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.The emitting tip may have an impedance selected in accordance with the biological tissue. An impedance transformer 138 between the coaxial transmission line may be provided to ensure efficient power transfer to the radiating tip. The impedance transformer 138 may be a quarter-wave section of the transmission line formed using a dielectric material having a dielectric constant different from the dielectric material 136 .

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.On FIG. 6 is a circuit diagram illustrating a particular embodiment of a pulse signal module 254 for use in the controller of the electroporation waveform delivery unit described above. The pulse signal module 254 is configured to provide a pair of control pulses LS, HS for the high and low sides of the push-pull circuit to generate high voltage pulses, as described below. In this embodiment, the pulse signal module 254 operates to set the pulse width with respect to the clock signal "Clk" received from the controller 252, i. e. from the microprocessor that controls the operation of the generator. The pulse signal module 254 includes a two-threshold comparator circuit configured to receive a pair of threshold voltages "Vth(H)" and "Vth(L)" that are reference points with respect to the clock signal. The first threshold voltage Vth(H) is set to receive a higher breakpoint from the synchronization signal than the second threshold voltage Vth(L). The double threshold comparator circuit extracts short pulses from the rising and falling edges of the clock signal. These pulses are additionally filtered by a DC voltage comparator-divider to generate a pair of control pulses LS, HS. The first threshold voltage Vth(H) and the second threshold voltage Vth(L) may be adjustable, for example in a controller, to set the pulse width.

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.On FIG. 7 is an electrical diagram illustrating an example of a high voltage source 262. The high voltage source 262 includes a DC/DC converter configured to receive a DC input signal "Vin" from a separate DC power supply (illustrated) controlled by the controller. The DC input signal voltage can be adjusted by the controller. The DC/DC converter upconverts the DC input signal to produce a high voltage signal at both "-Vout", "+Vout" output pins. The voltage at the output terminals is measured by extracting the voltage D1, typically in a ratio of 1000:1(i.e. D1 is one 1000th of the voltage between -Vout and +Vout). The measured voltage can be displayed on the generator. The DC input signal is adjustable to provide the desired high voltage setting. For example, Vin may be adjustable from 1.2 to 5 V. The DC/DC converter may be configured to output a signal having a voltage of 1 kV or more, for example up to 10 kV.

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.On FIG. 8 is an electrical diagram illustrating a pulse generator 256 for use in embodiments of the invention. The pulse generator 256 includes a driving circuit 270 in which the control pulses LS, HS from the pulse signal module 254 are used to supply a driving voltage (in this example, from a 25 V power supply) to the gates of a pair of high-power MOSFET transistors, which are implemented as a push-pull circuit 272 to enable fast switching of the high voltage signal between -Vout and +Vout.

Claims

1. Electrosurgical energy generator for electropulse opening of cell pores, containing:

an electromagnetic signal supply unit for generating radio frequency (RF) and/or microwave energy;

an output port configured to be connected to a coaxial transmission line for transmitting RF and/or microwave energy to the probe for delivering RF and/or microwave energy from its distal end;

a supply structure for transmitting RF and/or microwave energy to the output port, and

an electroporation wave signal delivery unit configured to generate energy with the electroporation wave signal to cause reversible or irreversible electrical pulse opening of cell pores (IRE) in biological tissues,

in this case, the block for supplying an electroporation wave signal contains:

a DC power supply that is independent of the electromagnetic signal supply unit for generating radio frequency (RF) and/or microwave energy; and

a pulse generator connected to a DC power supply and configured to output one or more DC electrical power pulses in the form of an electroporative wave signal,

wherein the electroporation wave signal supply unit is connected to the supply structure for transmitting the electroporation wave signal to the output port for delivery to the probe, and

wherein the supply structure comprises a common signal path for transmitting the electroporation wave signal and RF and/or microwave energy to the output port.

2. Electrosurgical generator according to claim. 1, in which the electromagnetic signal supply unit contains:

a radio frequency (RF) signal generator for generating radio frequency (RF) electromagnetic (EM) radiation having a first frequency;

a microwave signal generator for generating microwave EM radiation having a second frequency greater than the first frequency,

at the same time, the supply structure contains an RF channel for connecting the output port to the RF signal generator and a microwave channel for connecting the output port to the microwave signal generator, while the RF channel and the microwave channel contain physically separate signal paths from the RF signal generator and the microwave signal generator, respectively,

wherein the supply structure contains a signal mixing circuit having a first input connected to receive RF EM radiation from an RF channel, a second input connected to receive microwave EM radiation from a microwave channel, and an output connected to the first and second inputs for transmitting RF EM radiation, and microwave EM radiation into the common signal path.

3. An electrosurgical generator according to claim 2, wherein the electroporation wave signal delivery unit is configured to be connected to a common signal path through the RF channel.

4. An electrosurgical generator according to claim 3, comprising a switch connected to the RF channel, wherein the RF signal generator and the electroporation wave signal supply unit are selectively connected to the RF channel by means of the switch.

5. Electrosurgical generator according to any one of paragraphs. 2-4 containing a waveguide isolator connected to isolate the microwave channel from RF EM radiation.

6. An electrosurgical generator according to any of the preceding claims, comprising a pulse signal module connected to the pulse generator and configured to transmit one or more pulse trigger signals to the pulse generator, while the pulse generator is configured to output a pulse of DC electricity after receiving a pulse trigger signal.

7. An electrosurgical generator according to claim 6, wherein the duration of each pulse of DC electrical power is set by a pulsed trigger signal.

8. The electrosurgical generator of claim 7, wherein the pulse signal module is controllable to allow adjustment of the duration of each pulse of DC electrical power.

9. An electrosurgical generator according to claim 7 or 8, wherein the duration of each pulse of direct current electricity is in the range of 1 ns to 10 ms.

10. An electrosurgical generator according to any one of the preceding claims, wherein the DC power supply comprises:

adjustable voltage source and

a DC/DC converter for upconverting a regulated voltage source,

wherein the amplitude of each DC electric power pulse is controlled by an adjustable voltage source.

11. An electrosurgical generator according to any one of the preceding claims, wherein the pulse generator comprises a push-pull circuit.

12. An electrosurgical generator according to claim 10 or 11, wherein the maximum amplitude of each pulse of direct current electricity is in the range of 10 V to 10 kV.

13. An electrosurgical generator according to claim 12, wherein the maximum amplitude of each pulse of direct current electricity is equal to or greater than 400 V.

14. An electrosurgical generator according to any one of the preceding claims, wherein the electroporation waveform comprises a plurality of pulses with a duty cycle equal to or less than 50%.