專(zhuān)利名稱：射頻消融治療儀的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型屬于醫(yī)療電子技術(shù)領(lǐng)域，是一種治療心動(dòng)過(guò)速用的射頻消融治療儀。
心動(dòng)過(guò)速是常見(jiàn)的心臟疾病。射頻治療儀是利用導(dǎo)管手術(shù)，在心臟的病變部位引入射頻電磁能量，通過(guò)消融治療，徹底消除病因。該手術(shù)過(guò)程中功率和阻抗是二個(gè)最基本、最重要的治療參數(shù)。功率的大小和通電的持續(xù)期的乘積就是治療時(shí)所用的射頻能量，功率過(guò)高或過(guò)低都會(huì)影響治療的效果。功率太低，組織溫升太低；達(dá)不到消融(加熱壞死)的目的。功率太高又會(huì)引起凝血，電極頭的炭化。同樣達(dá)不到治療的效果。阻抗的大小可以反映導(dǎo)管與心內(nèi)膜組織接觸是否良好，是否有凝血情況發(fā)生等等，是手術(shù)中最關(guān)心的指標(biāo)之一，如有凝血發(fā)生且繼續(xù)高功率治療可能會(huì)損壞導(dǎo)管，甚至發(fā)生危險(xiǎn)。因此，對(duì)這二個(gè)參數(shù)的實(shí)時(shí)連續(xù)測(cè)量是很重要的。
現(xiàn)有的消融治療儀(包括電刀、電凝電灼器等)不具備功率恒定的功能，或僅設(shè)有輸出功率計(jì)，而治療過(guò)程中心阻抗的改變亦將引起輸出射頻功率的改變，從而使有效能量(熱量)計(jì)測(cè)困難，影響治療效果。而心阻抗往往用低頻的或脈沖的方法來(lái)測(cè)量，由于生物阻抗的頻率依賴性使上述方法測(cè)量不準(zhǔn)，且不夠安全。
本實(shí)用新型的目的在于提供一種治療心動(dòng)過(guò)速的既安全可靠，又能快速準(zhǔn)確監(jiān)測(cè)心肌阻抗，并維持恒定功率輸出的療效更好的射頻消融治療儀。


圖1是現(xiàn)有技術(shù)的原理框圖。
圖2是本實(shí)用新型的原理框圖。
圖3是本實(shí)用新型的實(shí)施方案。
現(xiàn)有的射頻消融儀由射頻功率源1、電壓、電流取樣電路2、阻抗測(cè)量電路3及顯示記錄裝置4個(gè)構(gòu)成，如
圖1所示。本實(shí)用新型在現(xiàn)有技術(shù)基礎(chǔ)上增加了乘法器電路5，功率設(shè)定電路6，比較器電路7，及功率恒定電路8，這幾部分電路可完成對(duì)射頻功率輸出的恒定補(bǔ)償，具體描述如下由電壓電流取樣電路2從射頻功率源1中取出電壓V1和電流i1，由乘法器5進(jìn)行連續(xù)的復(fù)數(shù)相乘p＝υ1、i1的運(yùn)算，得出實(shí)時(shí)的射頻功率值，該功率值以電壓的大小表示，功率設(shè)定電路6按使用者的意愿輸出與設(shè)定功率相應(yīng)的電壓值p0，比較器7對(duì)p及p0作比較，其輸出電壓Δp按負(fù)反饋方式控制功率恒定電路8，如果p＞p0功率源輸出減小，導(dǎo)致i1、υ1減小，直至p＝p0。如果p<p0則輸出功率增加，i1、υ1加大。由于整個(gè)回路有較大增益，在整個(gè)輸出過(guò)程中，由這個(gè)調(diào)整過(guò)程引起的Δp將很小，使輸出功率恒定在所設(shè)定之值。如果心肌阻抗增大，則電流i1必減小，則p減小，使△p<0，電路8將驅(qū)使電路2增大輸出幅度，使υ1、i1增加以彌補(bǔ)阻抗增大引起的功率下降。因此在心肌組織上所承受的功率為所設(shè)定之值p0。
整流濾波電路9，及雙積分電路10構(gòu)成了阻抗測(cè)量電路。由取樣電路2得到的實(shí)時(shí)i1，υ1值由整流濾波電路9變換成相應(yīng)的直流電壓I2，V2，雙積分電路10把I2作為參考信號(hào)，把V2作為輸入，進(jìn)行積分變換，完成了Z＝V2／I2的運(yùn)算過(guò)程，其結(jié)果已被量化并送入阻抗的數(shù)字顯示或記錄裝置進(jìn)行顯示或記錄。
圖3為本實(shí)用新型的實(shí)施方案之一為了實(shí)現(xiàn)隔離(浮地)輸出V、I的測(cè)量均經(jīng)過(guò)磁隔離?；ジ衅鱐1從射頻源輸出電纜上以磁耦合方式取得電流信號(hào)i1，由R1與T2取得電壓信號(hào)υ1，由A1(例MC1496等電路)R2、R3構(gòu)成四象限乘法器，運(yùn)算放大器A2將乘法器的差分輸出變換成單端電壓輸出p，該值即代表了υ1、i1。由于R14至Rn和波段開(kāi)關(guān)K構(gòu)成功率設(shè)定電路，其所選的電壓值p0，與p一起送入由A3組成的比較器進(jìn)行比較，輸出經(jīng)R6至，Tr1、Tr2、Tr3及D1組成的功率恒定控制電路放大而變換成相應(yīng)的射頻功率放大級(jí)RF的供電電源，達(dá)到最終控制輸出射頻功率的目的。
D2，D3，C1，C2，R13，R12完成了將射頻信號(hào)整流濾波為直流信號(hào)的過(guò)程，雙積分電路A4可由單片集成電路LM14433擔(dān)任，I2作為VREF輸入，V2作為VΧ端輸入，其四位二進(jìn)制輸出DΖ即為相應(yīng)的阻抗值，通過(guò)精心選擇兩個(gè)輸入端的幅度關(guān)系，可對(duì)顯示值進(jìn)行校正，使其與實(shí)際阻抗一致。在25歐姆至999歐姆之間有良好的線性。顯示驅(qū)動(dòng)電路A5，A6可由集成電路CD4511及CD1413等擔(dān)任，并同時(shí)驅(qū)動(dòng)三位8段LED數(shù)碼管作阻抗的數(shù)值顯示。
本實(shí)用新型的突出特點(diǎn)是由于進(jìn)行了上述的改進(jìn)措施，使本治療儀在心動(dòng)過(guò)速的射頻消融治療時(shí)具有高的安全性。并且由于上述改進(jìn)中的功率的有效控制和阻抗的實(shí)時(shí)準(zhǔn)確測(cè)量，反映了對(duì)治療的進(jìn)程的有效監(jiān)控，使消融治療更為有效，且使用更為方便。
權(quán)利要求1.一種治療心動(dòng)過(guò)速用的射頻消融治療儀，由射頻功率源1，電流電壓變換電路2阻抗測(cè)量電路3及顯示記錄裝置4構(gòu)成，其特征在于上述治療儀中增加了功率補(bǔ)償電路，該補(bǔ)償電路由乘法器5，功率設(shè)定電路6，比較器電路，功率恒定電路8組成，上述的阻抗測(cè)量電路采用雙積分電路10實(shí)現(xiàn)，由雙積分電路對(duì)經(jīng)過(guò)整流濾波電路9的輸出電壓、電流直接做除法運(yùn)算，求得阻抗值。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的射頻消融治療儀，其特征在于上述的乘法器采用模擬電路乘法器，該乘法器可由通用模擬乘法器如MC1496等實(shí)現(xiàn)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1和2所述的射頻消融治療儀，其特征在于治療儀的輸出回路與功率補(bǔ)償電路及阻抗測(cè)量電路采用全浮地方式，即射頻功率源的輸出與其他電路只有磁耦合而無(wú)電的連接。
專(zhuān)利摘要目前治療心動(dòng)過(guò)速的射頻治療儀僅設(shè)有功率源與功率計(jì)下的且往往用低頻或脈沖的方法進(jìn)行生物阻抗測(cè)量，本實(shí)用新型增加了功率補(bǔ)償電路，以保證對(duì)不同的病人、不同的病變部位，即不同的生物阻抗值時(shí)有一恒定的功率輸出，同時(shí)采用雙積分電路直接用電壓電流相除進(jìn)行心阻抗測(cè)量，使得本治療儀既穩(wěn)定準(zhǔn)確，又安全可靠。
文檔編號(hào)A61N5/00GK2161271SQ9322532
公開(kāi)日1994年4月13日 申請(qǐng)日期1993年3月15日 優(yōu)先權(quán)日1993年3月15日
發(fā)明者方祖祥, 余建國(guó) 申請(qǐng)人:復(fù)旦大學(xué)