元60，信号发送与驱动单元60的两组高频驱动信号(DRV6UDRV64)和(DRV62、DRV63)无输出，H型全桥驱动单元中的四组开关管(Q81、Q84)和(Q82、Q83)皆处于截至状态。电流、电压采集数据皆为零。输出单元90无能量输入，负载单元100无能量注入。
[0066]正常工作状态时，各单元所处的状态:(I)处理器单元50接收到启动输出的命令后，处理器单元50的脉宽控制端口 PffM将产生频率为F= 1/(TQN+TQFF)的脉宽控制信号，驱动智能电源单元20中的开关管Q21工作。智能电源单元20的输出电压V2q不再为零值。其中，Ton为Q21导通时间，Tqff为Q21截至时间。(2)此时处理器单元50的STA端口将启动信号发送与驱动单元60工作。(3)H型全桥驱动单元在信号发送与驱动单元60的驱动下处于工作状态。其详细的工作过程，在这里不用赘述。(4)输出单元90有高频能量输入，并传送到负载单元100上。(5)电压采集单元30，将智能电源单元20的实际输出电压值反馈回处理器单元50的V端口。电流采集单元40，将智能电源单元20的实际输出电流值反馈回处理器单元50的I端口。
(6)处理器单元50，按P2Q = V*I计算出智能电源单元20的实际输出功率，按R2q = V/I计算出其阻抗等实时输出数据。由于功率放大器单元80和输出单元90中的能量损耗很小，且其中的损耗大小是可预知的，计算出P2Q后就可以得到负载上的实际输出功率。由于输出单元90中的高频隔离变压器的初、次级绕组比例关系是已知的，所以计算出R2Q后，负载的实际阻抗值也可知了。(7)处理器单元50，根据键盘输入单元所提供的设置功率，与实际输出功率P20进行比较，调整占空比D，使实际输出功率P2q与设置功率相等。具体过程如下，当实际输出功率P2Q大于设置功率时，减小占空比D，当实际输出功率P2Q小于设置功率时，增大占空比D，使输出功率P2q恒定于设置功率值。其中，占空比D = Ton/( Ton+Toff)。( 8)处理器单元50，根据实时阻抗R2Q数值，判读负载单元100是否超出预期的阻抗阈值，包括上限阈值和下限阈值，若超过其中阈值之一，则将占空比D变为零或最小，自动停止射频输出或降低输出，若在正常范围内，若无停止命令，则继续射频输出。
[0067]下面根据实验结果对高频电刀、现有射频消融设备和本申请进行对比分析:
[0068]如图5-1、图5-2和图5-3所示，其中APo表示在100%功率设定下，输出功率随负载变化的曲线，BPo表示在50 %功率设定下，输出功率随负载变化的曲线，CPo表示在10 %功率设定下，输出功率随负载变化的曲线。由图可知:
[0069]一、高频电刀类设备不具备恒定输出功率的负载区间，输出功率是伴随负载的变化而波动的，仅适合于对目标组织的切割和凝血作用。二、现有的射频消融设备，具有恒定输出功率的负载区间，但该区域较窄。以图5-2为例，在全功率设定下，其恒功率的负载区间为25 Ω -200 Ω，可满足肝脏肿瘤的射频消融。若要用于肝脏以外的其他目标组织的消融治疗，则必须重新设计相应的硬件电路，以满足与之相适应的恒定功率的负载区间。譬如心脏消融，其典型区域为70Ω-150Ω，甲状腺消融，其典型区域为100Ω-500Ω，胃肠道消融，其典型区域为150 Ω-400 Ω。三、本发明硬件的恒功率的负载区间很宽。以图5-3为例，即便在全功率设定下，其恒功率的负载区间也在10 Ω -800 Ω范围，若在半功率设定下，其恒功率的负载区间为10 Ω-1500 Ω。给予相应的软件模块，就可用于肝脏、心脏、甲状腺、胃肠道等目标组织的射频消融治疗。也可用于对个目标组织的切割和凝血。适应范围广泛，通用性极强。
[0070]如图6-1、图6-2和图6-3所示，其中AV表示在100%功率设定下，高功率振荡单元或功率放大器单元80的直流输入电压值随负载变化的曲线，BV表示在50%功率设定下，高功率振荡单元或功率放大器单元80的直流输入电压值随负载变化的曲线，CV表示在10%功率设定下，高功率振荡单元或功率放大器单元80直流输入电压值随负载变化的曲线。由图可知:
[0071]由图6-1可知，高频电刀的功率放大器单元的直流输入电压V的值是恒定的，无论是设置功率发生变化还是负载发生变化，或二者同时发生变化，直流输入电压V都恒定不变。由图6-2可知，现有射频消融设备的功率放大器单元的直流输入电压V的值也是恒定的，无论是设置功率发生变化还是负载发生变化，或二者同时发生变化，直流输入电压V都恒定不变。由图6-3可知，本发明的功率放大器单元80的直流输入电压V的值可以自动调整的，当设置功率发生变化或负载发生变化，或二者同时发生变化时，直流输入电压V自动调整到与二者相匹配的电压值。由此可见，本发明与高频电刀、现有射频消融设备，在工作原理上有着本质的区别。
[0072]如图7-1、图7-2和图7-3所示，其中AVo表示在100%功率设定下高频电刀的输出电压波形，BVo表示在50%功率设定下高频电刀的输出电压波形，CVo表示在10%功率设定下高频电刀的输出电压波形。由图可见:
[0073]由于功率振荡器的直流输入电压恒定不变，高频电刀是利用功率振荡器的振荡间隙的时间宽度来调整输出功率的大小的，间隙的时间宽度越宽，其输出功率越小，间隙的时间宽度越窄，输出功率越小。无论输出功率、负载如何变化，负载所承受的瞬时峰峰电压是相对稳定不变的，且该峰峰电压值很高。其输出波形为断续的高频波，与现有射频消融设备和本发明的输出波形有着本质的区别。
[0074]如图8-1、图8-2和图8-3所示，其中AVo表示在100%功率设定下射频消融设备的输出电压波形，BVo表示在50%功率设定下射频消融设备的输出电压波形，CVo表示在10%功率设定下射频消融设备的输出电压波形。由图可见:
[0075]现有射频消融设备和本发明的输出波形皆为连续的高频波，但二者实现的过程或方法却有本质的差别。由于功率放大器单元的直流输入电压恒定不变，现有射频消融设备的功率放大管犹如一个与负载相串联的可变电阻Ron。当输出功率、负载发生变化时，通过调整功放管的导通电阻的大小来调节到负载所需的功率值。功放管所承受的能量Pon=1n2*Ron，其中Icrn为流过功放管的电流值。该能量被功放管直接转换成热能而消耗掉了。由于功放管自身损耗较大、温升快，需要采取必要的散热措施，包括散热器、散热风机等，整机的可靠性较差。
[0076]如图9-1、图9-2和图9-3所示，其中AVo表示在100%功率设定下本发明的输出电压波形，BVo表示在50 %功率设定下本发明的输出电压波形，CVo表示在10 %功率设定下本发明的输出电压波形。由图可见:
[0077]由于本发明的功率放大器单元80的直流输入电压V2q的值可以自动调整的，当设置功率发生变化或负载发生变化，或二者同时发生变化时，直流输入电压V2q自动调整到与二者相匹配的电压值。功率放大器单元80的功放管一直工作在开关状态，当功放管导通时，Ron?0，功放管所承受的能量PQN=IQN2*RQN?0。实际电路中，功放管的损耗主要来至于其导通和断开瞬间的开关损耗，该值很小。对于本领域的技术人员应该是了解的，在这里就不赘述。
[0078]综上，本发明、高频电刀和现有射频消融设备，在硬件电路上相比较，其拓扑结构、工作原理、工作过程都有着本质的区别。本发明的优点是显而易见的:(I)整机可靠性高。在本发明的实施事例中，所有能量转换单元都采用了开关模式，且都是成熟、简单的拓扑结构。包括H型全桥驱动单元以及智能电源单元20。其中所有功放管都处于开关工作状态，其转换效率高，自身损耗小，无需风扇等专门的散热措施。整机的体积可以缩小，各部件的防水等级可以做到IP67以上。(2)硬件的输出功率控制简单、及时、精确。只需调整控制智能电源单元20的占空比D，就可以使实际输出功率按预期值恒定输出。(3)实际输出电压、电流的数据采集方式简单、直接、可靠。不需要专门的电流、电压采集线圈，也不需要光耦等非线性的隔离元器件。(4)硬件的额定负载范围宽广。理论上，智能电源单元20的输出功率P2q与负载无关，仅与其占空比D，电感量Lp，脉宽频率F2q和输入电压Viq有关。即P2q = (D*V1)2/(2*Lp*F20)，人体中各组织的阻抗值皆在本发明的额定负载范围内。(5)硬件的通用性强大，只需结合相应的软件模块，就可用于相应的目标组织的消融、切割、凝血，参见图10-1至图10-5，依次为本发明结合相应的软件模块，分别用于甲状腺消融、心脏消融、肝脏消融、胃肠道消融，以及对目