本專利屬于醫(yī)療器械技術領域，具體涉及一種通用型有源手術器械功率發(fā)生器及其控制方法。

背景技術：

目前的有源手術器械大多用于組織的切割、閉合或者消融，實現(xiàn)上均需要通過一個功率發(fā)生器將工頻電源轉(zhuǎn)換成高頻電功率后施加于某一種終端器械，轉(zhuǎn)換成機械功率、電磁波功率、或者熱功率作用于人體，從而實現(xiàn)對人體組織的切割、閉合以及消融。終端器械包括高頻電刀、各種射頻消融針和電極、有源閉合鉗、超聲刀、超聲吸引器等等。這些終端器械針對手術中某些具體應用設計，工作機理和性能各異。如盡管都有切割和閉合功能，但電刀更便于切割，有源閉合鉗便于血管閉合，超聲刀則介乎二者之間，它們的工作頻率、呈現(xiàn)的負載特性、以及所需的控制方式均不相同。比如高頻電刀和一些消融電極，它們的功率發(fā)生器需要在指定頻率上精確反饋負載的幅度和相位并控制有效功率；而超聲刀和超聲吸引器則需要實時跟蹤負載的相位并使之趨近指定值。因此廠家一般根據(jù)終端器械的負載特性，包括中心頻率和阻抗特性等，設計不同的專用發(fā)生器。醫(yī)生則根據(jù)手術情況選擇器械。很多手術需要多種有源器械，也就需要更換多種功率發(fā)生器。

以上的機理決定了目前有源手術器械功率發(fā)生器的以下缺點：

1.硬件臃腫僵硬，價格昂貴。功率發(fā)生器針對專用負載的特性在硬件上做了很多針對性的固化設計，如窄帶濾波器、寄生參數(shù)補償、阻抗匹配等。這些設計不但需要配備更多硬件，同時要求對負載的這些特性有充分了解。通常這種了解是通過一定的標定測試過程獲得，加重了設計和生產(chǎn)的成本。

2.發(fā)生器針對專一的中心頻率，不能適用不同種類的器械。在設計時將終端器械專用中心頻率以外的頻率信號視為噪聲，一般用硬件濾波器加以濾除以實現(xiàn)較可靠的反饋和閉環(huán)控制。因此專門針對某種特定終端器械設計的發(fā)生器僅用于該種器械，不能適用于多種器械。在設計上由功率放大器輸出的信號，一般需要經(jīng)過無源濾波器針對負載中心頻率進行窄帶濾波，在獲得近似理想正弦波后施加于負載。負載的中心頻率一旦改變則不可能驅(qū)動。

3.功率發(fā)生器針對專一的負載寄生參數(shù)，不能適用特性變化范圍大的負載設備。例如超聲刀類器械終端中的主動元件pzt陶瓷片所包含的寄生電容對控制效果有重要影響，能否精確補償決定最終控制質(zhì)量。目前大多數(shù)超聲功率發(fā)生器僅在功率放大器輸出端用硬件電路網(wǎng)絡針對它們平均的寄生參數(shù)值進行近似補償，在加工工藝引起寄生參數(shù)變化的情況下會降低控制效果，并導致次品率升高。

4.功率發(fā)生器不能實時識別終端設備的傳遞函數(shù)從而在線計算所需的控制參數(shù)，而需要離線測試終端設備，手工調(diào)節(jié)控制參數(shù)。對于生產(chǎn)工藝造成的傳遞函數(shù)參數(shù)分布較廣的終端設備難以達到目標控制效果。

以上問題限制了有源手術器械的應用，降低了手術效率，并影響了手術的治療效果。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明提供了一種通用型有源手術器械功率發(fā)生器及其控制方法，用于控制一臺功率發(fā)生器而適用于高頻電刀、射頻消融電極、有源閉合鉗、超聲刀、和超聲吸引器幾種不同的終端器械，同時解決它們在使用中硬件電路復雜、終端器械頻率帶寬太窄、以及反饋信號不精確技術問題。

為實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供如下技術方案：

一種通用型有源手術器械功率發(fā)生器，包括處理器，對系統(tǒng)時鐘進行配置并且對功率發(fā)生器其它部分的工作進行控制。dds時鐘電路，與處理器和信號產(chǎn)生電路相連，在處理器控制下產(chǎn)生相位和頻率連續(xù)可調(diào)的時鐘信號供給信號產(chǎn)生電路。終端器械標識識別電路，讀取終端器械中的識別號，判斷終端器械類型和工作頻段。信號產(chǎn)生電路，和dds時鐘電路和處理器相連，根據(jù)處理器指令產(chǎn)生指定相位和頻率的信號供給功率放大器。功率放大器，與處理器和信號產(chǎn)生電路相連，根據(jù)信號產(chǎn)生電路產(chǎn)生的弱信號保持相位和頻率，并產(chǎn)生電壓幅度可控的功率信號接儀器輸出端，以驅(qū)動多種外接終端器械。電壓和電流反饋電路，直接連儀器輸出端而不經(jīng)過任何限頻濾波器，在包括30khz到500khz頻段的寬頻域上感知外接終端器械的電壓電流波形并進行模數(shù)轉(zhuǎn)換后供給處理器計算產(chǎn)生信號的相位，以及電壓電流的rms值，其模數(shù)轉(zhuǎn)換的采樣頻率由處理器根據(jù)終端器械頻率配置為同步過采樣或者欠采樣，采樣頻率不超過終端器械工作頻率。處理器根據(jù)計算得到的信號相位和rms值實時調(diào)節(jié)dds時鐘電路以控制信號的相位和頻率，在較寬頻帶上實現(xiàn)對多種不同的終端器械的控制。

一種通用型有源手術器械功率發(fā)生器的控制方法，包括：

一，在該通用型有源手術器械功率發(fā)生器所適用的終端手術器械中放置標識，如rfid和識別電阻，通過終端手術器械所帶的標識確定終端手術器械所工作的頻率范圍，所述終端器械包括高頻電刀、射頻消融電極、有源閉合鉗、超聲刀、和超聲吸引器；

二，在終端手術器械所工作的頻率范圍內(nèi)控制功率并以覆蓋工作頻率的寬帶信號驅(qū)動終端手術器械；

三，在驅(qū)動終端手術器械的同時接收作用于終端器械上的電流和電壓信號，將所述終端器械上的電流和電壓信號做傅立葉變換，提取終端手術器械工作的頻率范圍上電壓和電流信號的幅度和相位；

四，采用固定負載標定有源手術器械的功率發(fā)生器的電壓和電流的幅度和相位關系并在有源手術器械的功率發(fā)生器上儲存該關系；

五，根據(jù)以上信息在有源手術器械的功率發(fā)生器接終端器械時計算出終端器械的負載特性，所述負載特性包括諧振頻率、寄生電容、寄生電阻、寄生電感、工作的頻率范圍上的復阻抗特性和傳遞函數(shù)；

六，根據(jù)終端器械的傳遞函數(shù)計算使得閉環(huán)反饋控制器穩(wěn)定并能達到所需時域響應的pid參數(shù)；

七，根據(jù)計算出的終端器械的負載特性控制功率發(fā)生器的輸出頻率和輸出電壓從而抵消寄生電容、寄生電阻、和寄生電感上的功率，并用以上pid參數(shù)控制終端器械的有效輸出功率按指定時間關系趨近目標功率；

八，對于帶指定標識的終端器械根據(jù)終端手術器械工作的頻率范圍上電壓和電流信號的幅度和相位實時計算并調(diào)節(jié)所需的功率發(fā)生器輸出頻率，將終端器械上的電壓和電流相位差鎖定到指定值。

優(yōu)選地，還包括：

根據(jù)終端器械的復阻抗特性判斷人體組織的手術狀態(tài)，如是否牢靠閉合，是否消融徹底等，用于設置目標功率和終端器械的工作時間。

經(jīng)由上述的技術方案可知，與現(xiàn)有技術相比，本發(fā)明公開提供了一種通用型有源手術器械功率發(fā)生器及其控制方法，在所述通用型有源手術器械功率發(fā)生器中不包括窄帶濾波器，從而簡化了硬件電路，降低了成本。所述控制方法中用寬帶信號而不是固定頻率的窄帶信號驅(qū)動功率發(fā)生器，同時從寬帶反饋信號中用頻譜分析算法提取各個頻率成分的幅度和相位，根據(jù)寬頻響應識別終端手術器械在寬頻帶上的負載參數(shù)，及由此實現(xiàn)控制器，得以根據(jù)實際終端手術器械的具體情況優(yōu)化控制效果，而不是企圖用一種固定參數(shù)控制器適應性能參數(shù)有差異的終端手術器械，最終使得同一臺功率發(fā)生器可以驅(qū)動多種終端手術器械，提高有源手術器械的效用，提高手術效率和手術的治療效果。

附圖說明

圖1是傳統(tǒng)射頻消融功率發(fā)生器的示意

圖2是通用型有源手術器械功率發(fā)生器示意

圖3通用型有源手術器械功率發(fā)生器控制射頻消融電極功能塊示意

圖4利用總時鐘產(chǎn)生同步的驅(qū)動信號的原理圖

圖5是同步低頻采樣射頻消融信號相位重組產(chǎn)生等價信號示意圖

圖6是通用型有源手術器械功率發(fā)生器控制超聲刀方法功能塊示意

圖7是超聲刀用pzt陶瓷器件負載特性示意圖

具體實施方式

下面結(jié)合本發(fā)明的附圖對本發(fā)明實施例中的技術方案進行詳細描述，顯然所描述的實施例僅僅是本發(fā)明一部分實施例，而不是全部的實施例。基于本發(fā)明終端實施例，本領域普通技術人員在沒有做出創(chuàng)造性勞動前提下所獲得的所有其他實施例，都屬于本發(fā)明保護的范圍。

圖1是供對比的傳統(tǒng)射頻功率發(fā)生器示意，該功率發(fā)生器及控制方法如下：

由信號產(chǎn)生電路3產(chǎn)生固定頻率的信號發(fā)送到功率放大器4，在功率放大器4的輸出端進一步用窄帶濾波器，例如電感和電容組成的濾波網(wǎng)絡對功率放大器4輸出的功率信號進行濾波，以獲得近似正弦波的單一頻率信號，將該信號施加于終端器械射頻消融電極6以及其作用的人體組織；

由電壓和電流反饋電路5采集作用于終端器械射頻消融電極6上的電壓和電流，為提高采集信號的信噪比用繼續(xù)窄帶帶通濾波器對采集的電壓和電流信號進行濾波，以獲得單一頻率上的電壓和電流波形，用處理器1計算電壓和電流的幅度和相位差，因此推算出終端器械和人體組織的復阻抗，以及通過終端器械射頻消融電極作用于人體的有效功率；

調(diào)節(jié)功率放大器4的電壓以控制以上得到的有效功率使其達到目標值，離線調(diào)節(jié)工作較好的pid控制參數(shù)用于所有情況，或者針對推算到的單一頻率上的復阻抗選擇pid參數(shù)，構(gòu)成功率控制閉環(huán)。

圖2是通用型有源手術器械功率發(fā)生器示意。如圖2所示，該通用型有源手術器械功率發(fā)生器包括：處理器1，用于對系統(tǒng)時鐘進行配置并且對功率發(fā)生器9其它部分的工作進行控制。dds時鐘電路8，與處理器1和信號產(chǎn)生電路3相連，用于在處理器1控制下產(chǎn)生相位和頻率精密可調(diào)的時鐘信號供給信號產(chǎn)生電路3。終端器械識別電路23，讀取終端器械中的識別號，判斷終端器械類型和工作頻段。信號產(chǎn)生電路3，和dds時鐘電路8和處理器1相連，用于根據(jù)處理器1指令產(chǎn)生指定相位和頻率的信號供給功率放大器4。功率放大器4與處理器1和信號產(chǎn)生電路3相連，用于根據(jù)信號產(chǎn)生電路3產(chǎn)生的弱信號保持相位和頻率，并產(chǎn)生電壓幅度可控的功率信號接儀器輸出端，以驅(qū)動多種外接終端器械10。電壓和電流反饋電路5，直接連儀器輸出端而不經(jīng)過任何限頻濾波器，用于在寬頻域上感知外接終端器械10的電壓電流波形并進行模數(shù)轉(zhuǎn)換后供給處理器1計算產(chǎn)生信號的相位，以及電壓電流的rms值，其模數(shù)轉(zhuǎn)換的采樣頻率由處理器1根據(jù)終端器械10頻率配置為同步過采樣或者欠采樣，采樣頻率不超過終端器械10的工作頻率。處理器1根據(jù)計算得到的信號相位和rms值實時調(diào)節(jié)dds時鐘電路8以控制信號的相位和頻率，在包括30khz到500khz頻段上實現(xiàn)對多種不同的終端器械的控制。

一種通用型有源手術器械功率發(fā)生器的控制方法，包括：

一，在該通用型有源手術器械功率發(fā)生器9所適用的終端器械10中放置標識，如rfid或識別電阻，通過終端手術器械所帶的標識確定終端手術器械所工作的頻率范圍，所述終端器械10包括高頻電刀、射頻消融電極、有源閉合鉗、超聲刀、和超聲吸引器；

二，在終端器械10所工作的頻率范圍內(nèi)控制功率并以覆蓋工作頻率的寬帶信號驅(qū)動終端手術器械；

三，在驅(qū)動終端器械10的同時接收作用于終端器械10上的電流和電壓信號，將所述終端器械10上的電流和電壓信號做傅立葉變換，提取終端手術器械10工作的頻率范圍上電壓和電流信號的幅度和相位；

四，采用固定負載13標定有源手術器械的功率發(fā)生器9的電壓和電流的幅度和相位關系并在有源手術器械的功率發(fā)生器9上儲存該關系；

五，根據(jù)以上信息在有源手術器械的功率發(fā)生器9接終端器械10時計算出終端器械10的負載特性，所述負載特性包括諧振頻率、寄生電容、寄生電阻、寄生電感、工作的頻率范圍上的復阻抗特性和傳遞函數(shù)；

六，根據(jù)終端器械的傳遞函數(shù)計算使得閉環(huán)反饋控制器穩(wěn)定并能達到所需時域響應的pid參數(shù)；

七，根據(jù)計算出的終端器械的負載特性控制功率發(fā)生器的輸出頻率和輸出電壓從而抵消寄生電容、寄生電阻、和寄生電感上的功率，并用以上pid參數(shù)控制終端器械的有效輸出功率按指定時間關系趨近目標功率；

八，對于帶指定標識的終端器械根據(jù)終端手術器械工作的頻率范圍上電壓和電流信號的幅度和相位實時計算并調(diào)節(jié)所需的功率發(fā)生器輸出頻率，將終端器械上的電壓和電流相位差鎖定到指定值。

優(yōu)選地，還包括：

根據(jù)終端器械的復阻抗特性判斷人體組織的手術狀態(tài)，如是否牢靠閉合，是否消融徹底等，用于設置目標功率和終端器械的工作時間。

具體地，當終端器械為射頻消融電極時，控制該通用型有源手術器械功率發(fā)生器驅(qū)動射頻消融電極的方法如下：

一、在生產(chǎn)中將通用型有源手術器械功率發(fā)生器9接某一固定阻值的標定負載15，用覆蓋射頻消融電極工作頻段但具有主頻的寬帶信號，例如主頻為460khz的方波，驅(qū)動通用型有源手術器械功率發(fā)生器9中的功率放大器4，使之產(chǎn)生相同主頻的寬帶功率信號施加于標定負載15，獲取并保存其在工作頻段上的電壓幅度19和相位20和電流的幅度21和相位22；

二，在終端器械射頻消融電極8接到通用型有源手術器械功率發(fā)生器9后，讀取終端器械射頻消融電極8內(nèi)安置的標識，該標識可以為一定阻值的電阻，或者是rfid，使得通用型有源手術器械功率發(fā)生器9能識別是哪種終端器械并判斷出其工作頻段；

三，確認終端器械為射頻消融器械后，可以設定dds時鐘電路8的輸出頻率為14.7456mhz的時鐘15，再由圖4的分頻方法產(chǎn)生帶死區(qū)19的互補方波驅(qū)動信號16和17，驅(qū)動功率放大器4產(chǎn)生主頻460.8khz的寬帶信號，例如主頻為460.8khz的近似方波，施加于射頻消融電極12以及其工作的人體組織；

通過隔離電路以同步欠采樣方式采集射頻消融電極14上的電流和電壓的波形；圖5是在7個周期的射頻消融信號中將以上460.8khz射頻信號通過同步低頻采樣轉(zhuǎn)換為同相位低頻等價信號的過程，每隔7個總時鐘周期產(chǎn)生一個采樣脈沖，因此每7個射頻消融信號周期采滿32個不同相位的點。

原460.8khz的射頻消融正弦信號24被該2106.5khz的信號23采樣后產(chǎn)生根據(jù)相位位置重組產(chǎn)生的低頻信號，每個周期的32個點對應于原射頻信號的相位序列0，7，14，21，28，3，10，17，24，31，6，13，20，27，2，9，16，23，30，5，12，19，26，1，8，15，22，29，4，11，18，25。將這32個點重組后得到的32個點對應于原射頻信號一個周期中用過采樣得到的32個點，重組的信號在幅度和相位上完全等同于原來的射頻信號。這里由于數(shù)字圓整這些頻率似乎不能整除，但實際上由于這些信號均由14.7456mhz的總時鐘整數(shù)分配而來，結(jié)果低頻信號頻率和采樣頻率之間也是整數(shù)倍關系。

由主控制器1對同步欠采樣得到的電流和電壓的信號作離散傅立葉變換，獲得它們在工作頻段上電壓rms和相位、及電流rms和相位；

四，根據(jù)以上信息結(jié)合標定負載13上采集和存儲的各頻率上的電壓幅度和相位，和電流的幅度和相位計算出終端器械射頻消融電極14的寄生電容，寄生電阻，寄生電感、以及工作的頻率范圍上射頻消融電極14所連接的人體組織的復阻抗和傳遞函數(shù)；

五，根據(jù)射頻消融電極14所連接的人體組織的復阻抗和傳遞函數(shù)計算使得閉環(huán)反饋控制器穩(wěn)定并能達到所需時域響應的pid參數(shù)；

根據(jù)計算出的射頻消融電極14及所連接的人體組織的負載特性控制功率發(fā)生器的輸出頻率和輸出電壓從而抵消寄生電容、寄生電阻、和寄生電感上的功率，并用以上pid參數(shù)控制射頻消融電極14及所連接的人體組織的有效輸出功率按指定時間關系趨近目標功率；

根據(jù)射頻消融電極14所連接的人體組織的復阻抗進一步估算人體組織被消融的程度，從而判斷應該施加的有效功率以及消融時間。

具體地，當終端器械為基于pzt驅(qū)動元件的超聲手術器械時，控制該通用型有源手術器械功率發(fā)生器驅(qū)動超聲手術器械的方法如下：

圖6是通用型有源手術器械功率發(fā)生器控制超聲刀方法流程示意，圖7是超聲刀用pzt陶瓷器件負載特性示意，控制器需要實時跟蹤pzt器件的負載特性，將控制點保持在共振點31，以確保效率最大。控制該通用型有源手術器械功率發(fā)生器跟蹤驅(qū)動pzt器件的方法如下：

一、如圖6將通用型有源手術器械功率發(fā)生器9接某一固定阻值的標定負載13，用覆蓋超聲刀工作頻段但具有主頻的寬帶信號，例如主頻為55khz的方波，驅(qū)動通用型有源手術器械功率發(fā)生器9中的功率放大器4，使之產(chǎn)生相同主頻的寬帶功率信號施加于標定負載13，獲取并保存其在工作頻段上的電壓幅度和相位，以及電流的幅度和相位；

二、在超聲刀40接到通用型有源手術器械功率發(fā)生器9后，讀取終端器械超聲刀40內(nèi)安置的標識，該標識可以為一定阻值的電阻，或者是rfid，使得通用型有源手術器械功率發(fā)生器9能識別是超聲刀并判斷出其工作頻段，例如50khz到60khz；

三、確定終端器械為超聲刀后，處理器1控制dds時鐘電路以類似圖4的分頻方法產(chǎn)生頻率可變的驅(qū)動信號，對pzt器件如圖7的頻率特性進行掃頻跟蹤，定位到共振點31，同時用覆蓋以上工作頻段但具有主頻的寬帶信號，例如主頻為55khz的方波，驅(qū)動通用型有源手術器械功率發(fā)生器9中的功率放大器4，使之產(chǎn)生相同主頻的寬帶功率信號施加于超聲刀40；

四、通過隔離電路采集超聲刀40上的電流和電壓的波形，利用圖5的欠采樣機理用較低的頻率采樣重組恢復波形，然后由主控制器1對電流和電壓的信號作離散傅立葉變換，獲得它們在工作頻段上電壓幅度和相位，以及電流的幅度和相位，再根據(jù)相位差按圖7的特性曲線動態(tài)調(diào)整頻率，繼續(xù)鎖定到工作點31。

五、根據(jù)超聲刀40及所連接的人體組織的復阻抗和傳遞函數(shù)計算使得閉環(huán)反饋控制器穩(wěn)定并能達到所需時域響應的pid參數(shù)；

六、根據(jù)計算出pid參數(shù)控制超聲刀40及所連接的人體組織的有效輸出功率按指定時間關系趨近目標功率。