KR102304488B1 - 전기 수술 프로브에 의해 전달되는 전력을 제어하는 방법 및 장치 - Google Patents

Abstract

2극 전기 수술 기기로부터 생체 조직으로 전달되는 RF 전력을 제어하는 방법. 상기 방법은, 상기 2극 전기 수술 기기에 인가되는 전압에 대해 최대 전압 한계를 설정하는 단계; 조직의 저항을 계산하는 단계로서, 상기 계산하는 단계는 상기 RF 채널과 연관된 임피던스에 대한 정정을 포함하는, 상기 계산하는 단계; 상기 계산된 조직의 저항과 미리 결정된 전력 소비 타깃으로부터 대상 조직의 전류 한계를 결정하는 단계; 및 상기 결정된 대상 조직의 전류 한계에 기초하여 상기 전류 한계를 동적으로 조절하는 단계에 의해 RF 파형의 프로파일을 제어하는 단계를 포함한다. 이 제어 방법은 상기 프로브의 첨단으로 전달되는 RF 파형을 제어하는 정확도에 대해 증가된 케이블 길이의 영향을 개선할 수 있다.

Description

전기 수술 프로브에 의해 전달되는 전력을 제어하는 방법 및 장치{METHOD AND APPARATUS FOR CONTROLLING POWER DELIVERED BY ELECTROSURGICAL PROBE}

본 발명은 무선주파수 에너지를 사용하여 생체 조직을 치료하는 전기 수술 장치에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 조직을 절단하는 무선주파수(RF) 에너지를 생성할 수 있는 수술 장치에 관한 것이다, 본 발명은 또한 (즉, 혈액 응고를 촉진하여 파괴된 혈관을 봉합하는) 지혈을 위한 마이크로파 주파수 에너지를 전달하는 수술 장치의 일부로 사용될 수 있다.

수술 절제는 사람 또는 동물의 신체 내에서 장기의 일부를 제거하는 수단이다. 이러한 장기는 매우 맥관이 많을 수 있다. 조직이 절단(분할 또는 절개)될 때 소동맥이라 불리는 작은 혈관이 손상되거나 또는 파열된다. 초기 출혈이 있고 나서 응고 캐스케이드가 있는데 여기서 혈액은 혈병으로 변하여 출혈 지점을 막는다. 수술 동안, 환자는 가능한 한 적은 혈액을 손실하는 것이 바람직하므로, 혈액을 자유로이 절단할 수 있는 여러 디바이스들이 개발되었다. 내시경 절차에서도, 출혈이 일어나는 것은 바람직하지 않으므로 가능한 한 신속히 처리하거나 또는 유리한 방식으로 처리하는 것이 바람직한데, 그 이유는 혈액 흐름이 수술자의 시야를 흐리게 할 수 있고, 이 경우 그 절차를 종료시킬 필요가 있고, 대신 다른 방법, 예를 들어, 개방 수술을 사용할 것을 초래할 수 있기 때문이다.

전기 수술 생성기는 개방형 복강경 절차에 사용하기 위해 병원 수술실에 널리 보급되어 있고, 또한 내시경 세트에 점점 더 많이 존재하고 있다. 내시경 절차에서 전기 수술 액세서리는 일반적으로 내시경 내부 내강(lumen)을 통해 삽입된다. 복강경 수술에 등가 액세스 채널을 고려하면, 이러한 내강은 비교적 좁은 보어(bore)이고 더 긴 길이이다. 비만 환자의 경우에 수술 액세서리는 핸들로부터 RF 첨단(tip)까지 300㎜의 길이를 지닐 수 있는 반면, 복강경의 경우에 등가 거리는 2500㎜를 초과할 수 있다.

날카로운 블레이드(blade) 대신에, 무선주파수(RF) 에너지를 사용하여 생체 조직을 절단하는 것이 알려져 있다. RF 에너지를 사용하여 절단하는 방법은, 전기 전류가 (세포와 세포간 전해질의 이온 성분의 도움으로) 조직 매트릭스를 통과할 때, 조직을 통한 전자의 흐름에 대한 임피던스에 의해 열이 생성되는 원리를 사용하여 동작한다. RF 전압이 조직 매트릭스에 인가될 때, 충분한 열이 세포 내에서 생성되어 조직의 수분 성분을 증발시킨다. 그 결과 조직, 즉 RF 블레이드의 절단 극(cut pole)에 인접한 조직을 통한 전체 전류 경로의 최고 전류 밀도를 가지는 (본 명세서에서 RF 블레이드라고 지칭되는) 기기의 RF 방출 구역에 특히 인접한 곳에서 건조가 점점 증가되어 블레이드와의 직접 접촉이 상실된다. 인가된 전압은 이후 이 빈공간(void)에 걸쳐 거의 전체적으로 나타나서 그 결과 이온화되어, 플라스마를 형성하여, 조직에 비해 매우 높은 볼륨 저항률을 가지게 된다. 이러한 분화(differentiation)는 이것이 인가된 에너지를 플라스마에 집중하여 RF 블레이드의 절단 극과 조직 사이에 전기 회로를 완성하기 때문에 중요하다. 플라스마에 충분히 천천히 들어가는 임의의 휘발성 물질은 증발되어서 조직을 절개하는 플라스마로 인식된다.

GB 2 486 343은 RF 에너지와 마이크로파 에너지를 전달하여 생체 조직을 치료하는 전기 수술 장치를 위한 제어 시스템을 개시한다. 프로브로 전달되는 RF 에너지와 마이크로파 에너지의 에너지 전달 프로파일은 프로브로 운반되는 RF 에너지의 샘플링된 전압과 전류 정보, 및 프로브로 운반되거나 프로브로부터 운반되는 마이크로파 에너지에 대한 샘플링된 순방향 및 반사된 전력 정보에 기초하여 설정된다.

본 발명은 GB 2 486 343에 개시된 전기 수술 장치에 개선을 제공한다. 이 개선은 조직을 절단하는데 사용되는 RF 신호의 파형에 관한 것이고, 특히 프로브의 첨단으로 전달되는 RF 파형의 제어 정확도에 대해 증가된 케이블 길이의 영향을 개선할 수 있다.

본 발명에 따르면, 2극 전기 수술 기기(bipolar electrosurgical instrument)로부터 전기 수술 기기의 원위 단부에 있는 생체 조직으로 전달되는 무선주파수(RF) 전력을 제어하는 방법으로서, 상기 방법은, RF 파형을 생성하는 단계; RF 채널을 따라 상기 RF 파형을 상기 전기 수술 기기에 전달하는 단계; 상기 RF 파형의 상기 프로파일을 제어하는 단계로서, 상기 2극 전기 수술 기기에 인가된 전압에 대한 최대 전압 한계를 설정하는 단계; 상기 RF 채널 상의 전류와 전압을 샘플링하는 단계; 및 상기 샘플링된 전류와 전압으로부터 조직의 저항을 계산하는 단계로서, 상기 계산하는 단계는 상기 RF 채널과 연관된 임피던스에 대한 정정을 수행하는 단계를 포함하는, 상기 계산하는 단계를 수행하는 것에 의해 상기 RF 파형의 상기 프로파일을 제어하는 단계; 상기 계산된 조직의 저항과 미리 결정된 전력 소비 타깃(power dissipation target)으로부터 대상 조직(objective tissue)의 전류 한계를 결정하는 단계; 및 상기 결정된 대상 조직의 전류 한계에 기초하여 상기 전류 한계를 동적으로 조절하는 단계를 포함하는 방법이 제공될 수 있다.

상기 RF 파형은 복수의 RF 신호 펄스를 포함할 수 있고; 각 RF 신호 펄스는 상기에서 제시된 바와 같이 제어된 프로파일을 구비할 수 있다. 상기 RF 파형이 펄스화된 경우 상기 미리 결정된 전력 소비 타깃은 상기 본 발명의 제1 측면에서 설명된 바와 같이 최대 전력 한계의 30% 이하일 수 있다. 상기 전류 한계를 조절할 때, 상기 방법은 상기 RF 채널과 연관된 표유 커패시턴스(stray capacitance)와 공급 케이블 커패시턴스를 고려할 수 있다. 이러한 커패시턴스들은 상기 RF 채널과 분로로 연결된 럼프된 요소 커패시턴스(lumped element capacitance)로 정량화되고 취급될 수 있다. 상기 방법은 상기 최대 전류 한계(I_한계)를

로 계산하는 단계를 포함할 수 있고,

여기서 V_out은 샘플링된 전압이고, I_t는 대상 조직의 전류이고, X_c는 RF 채널과 연관된 럼프된 분로 커패시턴스(lumped shunt capacitance)를 나타낸다.

상기 RF 채널은 예를 들어 RF를 내시경 프로브로 전달할 수 있는 3 m 이상의 길이를 지닐 수 있다.

바람직하게는, 상기 RF 파형은 100 ㎑ 내지 5 ㎒ 범위, 보다 바람직하게는 300 ㎑ 내지 600 ㎑ 범위의 주파수를 구비한다.

상기 방법의 단계는, 적절히 프로그래밍된 마이크로프로세서에 의해, 예를 들어 50㎲ 내지 20㎳ 범위, 보다 바람직하게는 100㎲ 내지 2㎳ 범위의 RF 제어 간격을 가지게 실행될 수 있다.

다른 측면에서, 본 발명은, 무선주파수(RF) 에너지로 생체 조직을 치료하는 전기 수술 장치로서, 상기 장치는, RF 파형을 생성하는 무선주파수(RF) 신호 생성기; 원위 단부로부터 상기 RF 파형을 전달하도록 배열된 프로브; RF 채널을 따라 상기 RF 파형을 상기 프로브로 운반하는 공급 구조물; 상기 RF 채널 상의 전류와 전압을 샘플링하고 이로부터 상기 전류와 전압을 나타내는 RF 검출 신호를 생성하는 RF 신호 검출기; 및 상기 RF 신호 검출기와 통신하며 상기 RF 검출 신호를 수신하는 제어기를 포함하고, 상기 제어기는, 상기 2극 전기 수술 기기에 인가되는 전압에 대한 최대 전압 한계를 설정하는 동작; 및 상기 RF 채널과 연관된 임피던스와 상기 RF 검출 신호에 기초하여 조직의 저항을 계산하는 동작; 상기 계산된 조직의 저항과 미리 결정된 전력 소비 타깃으로부터 대상 조직의 전류 한계를 결정하는 동작; 및 상기 결정된 대상 조직의 전류 한계에 기초하여 상기 RF 신호 생성기의 전류 한계를 동적으로 조절하는 동작을 수행하도록 배열된, 전기 수술 장치를 제공할 수 있다.

본 발명은 펄스에 의해 전달되는 평균 전력이 전체로서 미리 결정된 값을 초과하지 않는 것을 보장하기 위해 필요에 따라 단절(truncated)될 수 있는 지속시간을 갖는 제어가능한 치료 부분(treatment portion)을 구비하는 각 펄스를 포함하는 펄스화된 RF 절단 파형 프로파일을 제공하는 상황에서 사용될 수 있다. 복합 펄스에 의해 전달되는 평균 전력(즉, ON 부분과 OFF 부분의 지속시간 동안 전달된 총 에너지를 펄스 지속시간으로 나눈 것)에 대한 한계(limit)는 수술자에 의해 선택될 수 있다. ON 부분은 상이한 목적을 가지는 다수의 서브-부분을 구비할 수 있다. 각 펄스는 이런 방식으로 펄스 폭이 자동적으로 제어될 수 있어서, RF 신호는 치료 동안 프로브 첨단의 상태에 효과적으로 지능적으로 응답할 수 있다.

따라서, 본 발명은, 생체 조직을 절제하는 전기 수술 장치로서, 상기 장치는, 제1 주파수를 구비하는 RF 파형을 생성하는 무선주파수(RF) 신호 생성기; 원위 단부로부터 상기 RF 파형을 전달하도록 배열된 프로브; 상기 RF 파형을 RF 채널을 따라 상기 프로브에 운반하는 공급 구조물; 상기 RF 채널 상의 전류와 전압을 샘플링하고 이로부터 전류와 전압을 나타내는 RF 검출 신호를 생성하는 RF 신호 검출기; 및 상기 RF 신호 검출기와 통신하며 상기 RF 검출 신호를 수신하는 제어기를 포함하고, 상기 RF 신호 생성기는 복수의 RF 신호 펄스로서 상기 RF 파형을 전달하도록 배열되고, 상기 복수의 RF 신호 펄스 각각은 미리 결정된 전력 한계와 펄스 지속시간을 구비하고, 상기 제어기는, 상기 RF 검출 신호에 기초하여, 상기 복수의 RF 신호 펄스 각각의 상기 펄스 지속시간 동안 상기 생체 조직에 누적된 에너지를 모니터링하고, 상기 복수의 RF 신호 펄스 각각의 프로파일을 제어하여 각 펄스 지속시간 동안 이 RF 신호 펄스에 의해 상기 생체 조직으로 전달되는 평균 전력을 타깃 값 미만으로 유지하도록 배열된, 상기 전기 수술 장치에 적용될 수 있다. 상기 평균 전력에 대한 타깃 값은 바람직하게는 상기 RF 신호 펄스에 대한 미리 결정된 전력 한계보다 상당히 더 낮은 것이 바람직한데, 예를 들어 50% 미만이고, 바람직하게는 15 내지 50% 범위이고, 보다 바람직하게는 20 내지 30% 범위이다. 에너지를 전달하는 이러한 배열은 2개의 주요 장점을 제공한다. 첫째, 이 배열에 의해 상기 생체 조직으로 전달되는 총 에너지를 원치 않게 증가시킴이 없이 절단 동작을 개시하는데 유용한 높은 피크 전력이 사용될 수 있다. 둘째, 이 배열에 의해 상기 프로브 첨단에서 아크 또는 다른 원치 않는 결함을 야기함이 없이 펄스화된 파형을 상기 치료 상태에 동적으로 적응시켜 에너지를 효율적으로 전달하는 것을 보장할 수 있게 한다.

2극 전기 수술 절개를 위하여, 상기 RF 신호 생성기에 의해 생성된 기본 파형은 100 ㎑ 내지 5 ㎒의 무선 주파수에서 260 Vrms를 초과하는 사인 파형(sine waveform)일 수 있다.

상기 제어기는 상기 RF 신호 생성기를 위한 RF 제어 신호를 출력하도록 프로그래밍된 디지털 마이크로프로세서(예를 들어, 마이크로제어기)를 포함할 수 있고, 여기서 각 RF 신호 펄스의 절단된 개시 부분(cut initiation portion) 및/또는 절단된 유지 부분의 프로파일은 상기 RF 제어 신호의 상태에 기초하여 제어된다. 본 명세서에서 "프로파일"은 상기 RF 신호 펄스의 관련 부분의 형상, 예를 들어, 지속시간, 진폭, 및 파형 중 임의의 하나 이상을 의미할 수 있다. 실제, 이 제어는 상기 프로브로 전달되는 전압과 전류에 대한 한계를 설정하는 것에 의해 달성될 수 있다. 바람직하게는, 상기 제어기는 상기 복수의 RF 신호 펄스 각각의 ON 부분의 지속시간을 제어하여 각 펄스 지속시간 동안 RF 신호 펄스에 의해 상기 생체 조직으로 전달되는 평균 전력을 타깃 값 미만으로 유지하도록 배열된다.

상기 제어기는, 상기 복수의 RF 신호 펄스 각각이, 상기 제어기가 상기 각 RF 신호 펄스에 대해 절단된 개시 전압 한계를 설정하는 기간인 절단된 개시 부분과, 상기 제어기가 상기 각 RF 신호 펄스에 대해 절단된 유지 전압 한계(cut sustain voltage limit)를 설정하는 기간인 절단된 유지 부분을 포함하도록 배열될 수 있고, 여기서 상기 절단된 유지 전압 한계는 상기 절단된 개시 전압 한계 미만이고, 상기 절단된 유지 부분은 상기 절단된 개시 부분에 후속된다. 바람직하게는, 상기 절단된 개시 부분은 각 RF 신호 펄스에서 균일하며, 즉 고정된 지속시간(예를 들어, 20㎳ 이하)을 구비한다. 따라서, 그 지속시간 동안 펄스의 평균 전력은 상기 절단된 유지 부분의 프로파일을 제어하는 것에 의해서만 결정될 수 있다. 실제, 이것은 상수 유지 전압 한계를 할당(assigning)하고 상기 절단된 유지 부분의 지속시간을 변경하는 것에 의해 수행될 수 있다. 상기 전력 레벨은 상기 RF 채널에서 전달되는 전류와 전압에 의존한다. 일 실시예에서, 상기 전압 한계는 상기 절단된 개시 부분과 상기 절단된 유지 부분의 각각에서 변화되지 않고; 상기 전력 레벨은 상기 RF 채널의 부하 단부에서 주어진 임피던스에 대해 전류를 조절하는 것에 의해 제어된다. 따라서, 상기 제어기는 상기 절단된 유지 부분의 지속시간을 제어하여 각 펄스 지속시간 동안 RF 신호 펄스에 의해 상기 생체 조직으로 전달되는 평균 전력이 타깃 값을 충족하도록 배열될 수 있다.

일 실시예에서, 상기 RF 제어 신호는 펄스 폭 변조기(pulse width modulator: PWM) 집적 회로(integrated circuit: IC)에 대한 요구 신호이다. 상기 PWM IC는 상기 RF 신호 생성기에 대한 입력 신호(예를 들어, RF 인버터에 대한 DC 입력)를 제어하여, 상기 RF 신호 생성기에 의해 생성되는 상기 RF 파형에 영향을 준다.

상기 RF 제어 신호의 상태는 각 RF 신호 펄스의 펄스 지속시간에 걸쳐 반복적으로 실행되는 제어 루프에 의해 결정될 수 있다. 상기 제어 루프가 더 빨리 실행되면 될수록, 상기 신호는 상기 치료 상태에 더 빨리 적응할 수 있다. 상기 제어 루프 기간은 10㎳ 이하, 바람직하게는 100㎲ 이하일 수 있다. 상기 절단된 개시 부분의 고정된 지속시간은 결정된 개수의 제어 루프 기간에 대응할 수 있다. 상기 제어 루프는 상기 프로브로 전달되는 전압과 전류에 대한 한계 값을 적응적으로 설정하는 기능을 할 수 있다.

각 펄스 지속시간은 전력이 전달되지 않는 OFF 부분을 포함할 수 있고, 여기서 상기 OFF 부분은 각 펄스의 절단된 유지 부분과 그 다음 펄스의 절단된 개시 부분 사이에 있다. 상기 복수의 RF 신호 펄스 각각에 대한 펄스 지속시간은 바람직하게는 상수이고, 이것은 OFF 부분의 지속시간이 상기 절단된 유지 부분의 지속시간과 상보적인 방식으로 변경될 수 있다는 것을 의미한다. 바람직하게는, 상기 제어 루프는 상기 OFF 부분이 최소 지속시간을 가질 수 있다는 것을 보장하도록 배열된다. 각 펄스 지속시간은 상기 절단된 개시 부분 전에 (예를 들어, 상기 프로브의 원위 단부에서 부하의 임피던스를 검출하기 위해) 짧은 정보 취득 부분을 더 포함할 수 있다. 상기 취득 부분 동안 상기 제어기는 임의의 조직 임피던스 데이터가 없을 때 상기 미리 결정된 전력, 전압 및 전류 한계가 초과되는 것을 방지할 수 있는 전류 또는 전압 한계를 설정하도록 배열될 수 있고, 예를 들어 전압 한계(V_한계)는 P_한계/I_한계로 설정될 수 있고, 여기서 P_한계 및 I_한계는 각각 장치 구성과 연관된 3개 파라미터 부하 곡선으로부터 전력과 전류의 한계이다. 바람직한 실시예에서, 상기 취득 부분으로부터 전압 한계는 상기 절단된 개시 전압 한계와 동일하도록 설정되고, 상기 전류 한계는 3개 파라미터 부하 곡선의 전력 한계 경계와 전압 한계 경계 사이의 교차점에 대한 값 또는 부하 없는 케이블에 대한 값으로 설정된다. 아래에 설명된 바와 같이, 상기 전류 한계를 설정하는 것은 타깃 전류를 결정하는 것과, 상기 RF 채널과 연관된 럼프된 분로 커패시턴스(lumped shunt capacitance)를 고려하는 것에 의해 상기 생성기에서 상기 전류 한계에 대한 값으로부터 연산하는 것을 포함할 수 있다. 이 경우에, 상기 타깃 전류는 I_t = P_pk/I_ini로 계산될 수 있고, 여기서 P_pk는 펄스 내부 전력 한계이고, I_ini는 절단된 초기화 전압 한계이다. 조직 임피던스 데이터가 없을 때 상기 전력 한계를 초과하지 않는 것을 보장하기 위해 전압 한계를 제어하는 것은 비-절단 데이터 취득 부분을 초래하는 것이 거의 확실한 반면, 조직 임피던스 데이터가 없을 때 전력 한계를 초과하지 않는 것을 보장하기 위해 전류 한계를 제어하는 것은 주로 상기 조직 임피던스가 낮을 때 비-절단 데이터 취득 부분을 초래하는 경향이 있고 매크로스코픽 평균 전력 한계에 기초하여 초기 펄스의 길이를 종료할 수 있을 것 같다. 그리하여 상기 전류 한계 제어 패러다임은 가벼운 조직 접촉으로 절단하는 보다 일반적인 시나리오에서 절단을 덜 방해할 수 있을 것 같다.

따라서, 실제로, 상기 제어기는 상기 절단된 유지 부분을 정지(stop)시키도록 배열될 수 있다(즉, 모니터링된 누적된 에너지가 미리 결정된 임계값을 초과하는 경우 전달되는 전력을 0으로 스위칭하도록 배열될 수 있다). 상기 누적된 에너지는 각 제어 루프 기간에서 RF 채널 상의 전압과 전류의 하나 이상의 측정값을 획득하여 이 제어 루프 기간 동안 전달되는 에너지의 양을 결정하는 것에 의해 결정될 수 있다. N개의 측정(즉, 데이터 취득 지점)에 걸쳐 누적된 에너지는

로 표현될 수 있고, 여기서 V_n은 n번째 데이터 취득 지점의 측정된 전압이고, I_n은 n번째 데이터 취득 지점의 측정된 전류이고, τ는 각 데이터 취득 지점 간 지속시간이다(여기서 이 지속시간은 상수인 것으로 고려된다). 측정은 예를 들어 매 10 내지 20㎲마다 취해질 수 있다. 누적된 에너지에 대해 미리 결정된 임계값은 디바이스에 프로그래밍될 수 있고, 개념상 정적 펄스 프로파일에 의해 전달될 평균 전력과 연관될 수 있다. 예를 들어, RF 절단은 30 W의 평균 전력을 갖고 71%의 듀티 사이클을 가지는 펄스화된 신호에 의해 만족스럽게 수행될 수 있는 것으로 알려져 있다. 140㎳의 펄스 지속시간에 대해, 이것은 펄스당 4.2 J의 에너지 샷(energy shot)과 등가이고, 이것은 미리 결정된 임계값 또는 타깃으로 사용될 수 있다. 누적된 에너지가 임계값을 초과하는 경우, RF 제어 신호의 상태에 의해 RF 신호 펄스는 그 다음 펄스의 시작 때까지 OFF 부분으로 스위칭할 수 있다. 그러나, OFF 부분이 최소 지속시간을 구비하는 경우, 제어 루프는 ON 부분 지속시간(즉, 절단된 개시 부분과 절단된 유지 부분의 총 지속시간)이 임계값을 초과하는 경우, 심지어 누적된 에너지가 타깃 미만인 경우에도 절단된 유지 부분을 종료하도록 배열될 수 있다.

전술한 바와 같이, 각 RF 신호 펄스에 대한 미리 결정된 전력 한계는 평균 전력에 대한 타깃 값의 3배를 더 초과할 수 있다. 예를 들어, 미리 결정된 전력 한계는 100 W일 수 있는 반면, 복합 펄스 평균 전력에 대한 타깃 값은 35 W 이하일 수 있고, 바람직하게는 30 W 이하일 수 있다. 절단된 개시 전압 한계는 펄스의 절단된 개시 부분 동안 조직으로 전달될 피크 전력을 촉진하기 위해 절단된 유지 전압 한계를 초과하게 설정될 수 있다. 절단된 개시 전압 한계는 300 Vrms 이상일 수 있다. 절단된 유지 전압 한계는 290 Vrms 이하일 수 있다.

상기 장치는 상기 마이크로파 채널에서 순방향 및 반사된 전력을 샘플링하고 이로부터 상기 프로브에 의해 전달되는 마이크로파 전력을 나타내는 마이크로파 검출 신호를 각각 생성하는 마이크로파 신호 검출기를 더 포함할 수 있고, 여기서 상기 제어기는 마이크로파 신호 검출기와 통신하며 상기 마이크로파 검출 신호를 수신하고, 상기 마이크로파 신호 생성기를 위한 마이크로파 제어 신호를 출력하도록 배열되고, 상기 마이크로파 생성기에 의해 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 프로파일은 상기 마이크로파 제어 신호의 상태에 기초하여 제어가능하다. 상기 제어기는 상기 마이크로파 제어 신호에 대한 상태를 결정할 때 상기 프로브와 상기 마이크로파 신호 생성기 사이에 감쇠를 고려하도록 적응될 수 있다. 실제로, 이것은 조직으로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 전력이 제어될 수 있다는 것을 의미한다. 일 실시예에서, 상기 장치는 마이크로파 에너지의 8 W의 평균 전력을 생체 조직으로 전달하도록 배열된다.

상기 프로브는 생체 조직에 상기 RF EM 에너지를 인가하는 전기 수술 절제 기기를 포함할 수 있고, 상기 기기는, 제1 표면 상의 제1 전도성 요소를 제2 표면 상의 제2 전도성 요소로부터 분리하는 제1 유전체 물질로 만들어진 평면 몸체(planar body)를 포함하고, 상기 제2 표면은 상기 제1 표면과 반대 방향을 향하는, 기기 첨단; 내부 전도체, 상기 내부 전도체와 동축인 외부 반도체, 및 상기 내부 전도체와 외부 전도체를 분리하는 제2 유전체 물질을 포함하는 동축 공급 케이블로서, 상기 동축 공급 케이블은 상기 RF 파형을 상기 기기 첨단으로 운반하기 위해 상기 공급 구조물에 연결된, 상기 동축 공급 케이블; 및 상기 기기 첨단의 밑면을 커버하도록 장착된 유전체 물질의 제3 부재(piece)를 포함하는 보호 외피(protective hull)를 포함하고, 여기서 상기 내부 전도체는 상기 제1 전도성 요소에 전기적으로 연결되고, 상기 외부 전도체는 상기 기기 첨단이 상기 RF 파형을 수신하도록 상기 제2 절단 요소에 전기적으로 연결되고, 상기 제1 및 제2 전도성 요소는 상기 RF 파형을 상기 평면 몸체의 원위 또는 측면 부분에 있는 조직으로 전도하는 능동 전극과 리턴 전극으로 동작하도록 배열되고, 상기 보호 외피는 상기 평면 몸체로부터 멀어지는 방향으로 평활하게 윤곽 형성된 볼록한 밑면을 구비한다.

상기 제1 및 제2 전도성 요소는 RF 에너지에 대한 국부 리턴 경로, 즉 상기 제1 및 제2 전도성 요소와 상기 조직 사이에 운반될 RF 에너지에 대해 낮은 임피던스 루트(route)를 제공하도록 배열될 수 있다. 상기 제1 및 제2 전도성 요소는 상기 제1 유전체 물질의 대향하는 표면에 형성된 금속화 층일 수 있다. 상기 제1 및 제2 전도성 요소는 상기 기기 첨단이 상기 생체 조직과 접촉하는 접촉 구역에 국부적 전계를 설정하도록 배열될 수 있다. 상기 국부적 전계는 극히 높을 수 있어서, 손실 있는 전도성 매체에 걸쳐 존재할 때 마이크로플라스마(즉, 고온 열 플라스마)가 예를 들어 생체 조직과 접촉이 이루어지는 평면 몸체의 원위 또는 측면 부분에 형성될 수 있다. 상기 마이크로플라스마는 효율적인 절단을 달성하는 측면에서 바람직할 수 있다. 상기 제1 및 제2 전도성 요소는 높은 용융점, 예를 들어 1500℃ 이상을 가지는 전도성 물질, 예를 들어 티타늄, 텅스텐 등으로 만들어진 원위 측 부분에 있는 그리고 이 원위 측 부분에 인접한 부분, 예를 들어 도금된 구역을 포함할 수 있다. 이러한 물질을 사용하면 마이크로플라스마의 고온으로 인해 상기 제1 및 제2 전도성 요소가 부식되는 것을 방지할 수 있다. 상기 제1 및 제2 전도성 요소는 더 높은 용융점 전도체에 증착되거나 또는 도금된 더 낮은 용융점(예를 들어, 은, 금 등)을 가지는 전도성 물질로 만들어진 연결 부분을 더 포함할 수 있다. 상기 연결 부분은 예를 들어 솔더링 등에 의해 동축 케이블의 내부 전도체와 외부 전도체의 연결을 촉진할 수 있다. 일 배열에서, 티타늄 텅스텐(TiW) 시드(seed) 층이 상부에 증착된 은(Ag) 또는 금(Au) 층과 함께 사용될 수 있다. 더 낮은 용융점 물질은 동축 케이블 내부 전도체와 외부 전도체가 그 측면을 따라 부착되는 것이 아니라 기기의 근위 단부에서만 부착되는 구역, 즉 마이크로플라스마가 생성될 수 있는 구역에서만 더 높은 용융점 물질 상에 증착될 수 있다.

금속화 층은 생체적합 물질, 예를 들어, 은, 티타늄 및 금 중 어느 것으로 형성될 수 있다. 아래 표 1은 이 디바이스에 고려되는 물질에 대한 용융점과 비등점을 제시한다:

물질	용융점 (℃)	비등점 (℃)
텅스텐(W)	3422	5555
티타늄(Ti)	1668	3287
은(Ag)	961.78	2162
금(Au)	1064.18	2856

표 1: 기기 첨단에 사용하기에 적합한 전도성 물질에 대한 용융점과 비등점

전도체와 조직 사이에 우수한 직접 접촉이 있는 평면 구조물의 임의의 에지(edge)에서 절단이 일어날 수 있다. 전도체들 사이에 간격이 작은 경우에 전도체들 사이의 접촉이 동시적으로 더 우수할 것 같다. 이 조직은 더 빨리 건조되는 경향이 있으므로 플라스마는 조직과 더 불량한 접촉을 하는 전도체에서 더 잘 형성될 수 있을 것 같다. 플라스마가 하나의 전도체에 형성되면 국부 임피던스의 극적 증가에 의해 야기되는 히스테리시스 효과가 있는데, 이는 RF 파형의 하나의 연속적인 인가 내에서 플라스마의 위치가 앞뒤로 스위칭되는 것을 회피하는 경향이 있다.

상기 보호 외피의 밑면은 상기 평면 몸체의 측면과 만나도록 그 주변(perimeter)에서 평활하게 테이퍼질 수 있다. 상기 보호 외피의 두께는 또한 상기 기기 첨단의 원위 단부 쪽으로 가면서 감소될 수 있다. 따라서, 상기 보호 외피의 외부 부분은 볼록한 프로파일을 구비할 수 있다. 상기 밑면은 내부에 형성된, 길이방향으로 연장되는 리세스된 채널(recessed channel)을 구비할 수 있다. 테이퍼진 에지 프로파일과 리세스된 채널에 의해 상기 보호 외피의 밑면은 한 쌍의 리지(ridge)를 포함할 수 있다. 이 형상은 상기 기기가 창자 벽으로 들어가서 창자를 천공시킬 리스크를 감소시키거나 또는 간문맥 또는 췌장관이 손상되는 것을 방지할 수 있다. 상기 외피의 특정 크기(예를 들어, 길이, 폭, 두께 등)를 적응시켜 수술될 신체의 의도된 사용과 의도된 영역에 맞출 수 있다.

상기 보호 외피는 창자(또는 다른 생체 조직) 등의 벽에 들러붙지 않는 세라믹 또는 생체적합 플라스틱과 같은 생체적합 비-전도성 물질로 형성될 수 있다. 대안적으로, 상기 외피는 또한 금속성 물질, 예를 들어 티타늄, 강철로 형성되거나, 또는 다중-층 구조물일 수 있다. 이 외피는 상기 제1 또는 제2 전도성 요소 중 어느 것이 상기 제1 유전체 물질의 밑면에 있던지 간에 이에 부착(예를 들어 접합)될 수 있다. 그러나, 일 배열에서, 상기 보호 외피는 상기 제1 유전체 물질과 동일한 물질로 형성될 수 있다. 상기 보호 외피와 제1 유전체 물질은 하나의 부품으로 단일 몸체로 형성될 수 있다. 이런 배열에서 하나 이상의 평면 슬롯이 단일 몸체에 형성되어 (예를 들어 절단되어) 제1 및/또는 제2 전도성 물질을 형성하는 전도성 물질이 삽입될 수 있다.

상기 기기 첨단은 상기 평면 몸체의 측면 에지들 사이 원위 단부에서 굴곡될 수 있다. 상기 곡선은 상기 평면 몸체의 평면에서 포물선을 나타낼 수 있다. 상기 보호 외피의 원위 단부는 유사한 방식으로 굴곡될 수 있다. 이 형상으로 인해 상기 기기 첨단은 상기 생체 조직에 날카로운 코너를 나타내지 않는다. 이 형상으로 인해 디바이스의 장축과 동일한 방향이거나 이 장축에 수직인 방향으로 절단할 수 있는 것에 더하여 이 장축에 대각선 방향으로도 절단이 수행될 수 있다.

상기 기기는 유체(예를 들어, 염수)를 상기 기기 첨단으로 전달하는 유체 공급 도관을 포함할 수 있다. 상기 유체 공급 도관은 유체를 상기 치료 사이트(treatment site)로 전달하는 보호 외피를 통과하는 통로를 포함할 수 있다. 상기 통로는 상기 보호 외피의 리세스된 채널에 위치된 출구를 포함할 수 있다. 상기 유체(액체 또는 가스)는 상기 동축 공급 케이블 내에 형성된 대응하는 통로를 통해 상기 기기(보호 외피)로 운반될 수 있다. 상기 유체 공급 도관은 또한 상기 치료 사이트로, 다른 물질, 예를 들어 가스 또는 고체(예를 들어, 분말)를 전달하는데 사용될 수 있다. 일 배열에서, 유체(염수 등) 주입을 사용하여 상기 치료 사이트에서 생체 조직을 풍만(plump up)시킨다. 이것은, 기기를 사용하여 창자의 벽 또는 식도의 벽을 치료하거나 또는 간문맥 또는 췌장관을 보호하는 경우 종양 또는 다른 이상이 부근에 위치된 때 이 구조물을 보호하고 유체의 쿠션을 생성하는데 특히 유리할 수 있다. 이런 방식으로 조직을 풍만시키면 창자를 천공하거나 식도의 벽을 손상시키거나 또는 췌장관으로부터 누설되거나 또는 간문맥 등에 손상을 주는 리스크를 감소시키는 것을 도와줄 수 있다.

동일한 기기를 사용하여 별개의 기기를 구역으로 도입하는 경우 또는 치료 동안 가스 방출(예를 들어, 지연으로 야기되는 유체 침출로 인해)이 일어날 수 있으므로 유체를 RF 및/또는 마이크로파 에너지로 전달하는 것이 유리하다. 동일한 치료 구조물을 사용하여 유체를 도입하면 가스 방출이 일어나자마자 레벨을 충전할(topped up) 수 있다. 나아가, 단일 기기를 사용하여 유체를 도입하면서 건조 또는 절개를 수행하면 전체적인 폴립(polyp) 제거 절차를 수행하는데 드는 시간을 감소시켜, 환자에게 해를 야기하는 리스크를 감소시키고 또한 감염 리스크를 감소시킬 수 있다. 보다 일반적으로, 유체 주입을 사용하여 치료 구역을 플러싱(flush)할 수 있는데, 예를 들어 노폐물 또는 제거된 조직을 제거하여 치료시의 가시성을 더 우수하게 할 수 있다. 전술한 바와 같이, 이것은 내시경 절차에서 특히 유리할 수 있다.

유체 공급 도관은 보호 외피의 리세스된 채널 내 평면 몸체 아래에 장착된 니들(needle)(예를 들어, 피하주사 니들)을 포함할 수 있다. 상기 보호 외피는 유체 공급 도관을 수용하는 가이드 통로를 포함할 수 있다. 상기 니들은 0.6㎜ 미만의 외부 직경, 예를 들어 0.4㎜의 외부 직경을 구비할 수 있다. 상기 니들은 기기 첨단의 원위 단부를 넘어 돌출하는 전개된 위치와, 기기 첨단의 원위 에지로부터, 예를 들어, 평면 몸체 아래로 후퇴되거나 또는 평면 몸체 부근에 위치하는 인입된 위치 사이에서 길이방향으로 이동할 수 있다. 상기 니들은 개방되어 니들의 근위 단부 또는 측면에서 유체 흐름을 야기하고 하나 이상의 제어 와이어를 사용하여 이동될 수 있다. 예를 들어, 니들의 근위 단부는 동축 공급 케이블 내에 형성된 통로로 개방될 수 있다. 상기 니들은 보호 외피에 형성된 관통홀에 장착될 수 있다. 상기 니들은 관통홀과 슬라이딩가능하게 억지 끼워맞춰(interference fit) 형성될 수 있고, 여기서 니들은 관통홀에 플러깅되어 니들이 전개된 위치에 있을 때 니들을 통해 최소 저항의 유체 경로를 형성할 수 있다. 이 배열은 기기 첨단의 다른 부품으로부터 누설을 방지할 수 있다. 상기 관통홀은 예를 들어 리세스된 채널에서 보호 외피의 밑면에 장착되거나 또는 형성된 튜브 또는 유사한 밀착 끼워맞춤 베어링(close-fit bearing) 표면으로 형성될 수 있다.

상기 기기는 상기 동축 케이블, 유체 공급 도관(만약 존재하는 경우), 및 제어 와이어(들)(만약 존재하는 경우)를 상기 기기 첨단 몸체로 운반하는 슬리브(sleeve)를 포함할 수 있다. 상기 기기 첨단 몸체와 보호 외피는 상기 슬리브의 원위 단부에 고정(예를 들어 접합)될 수 있다. 상기 슬리브는 근위 단부로부터 상기 기기 첨단으로 토크를 전달하는 것을 도와주는 길이방향 브레이드(braid)를 포함할 수 있다. 일 배열에서, 상기 브레이드된 케이블은 페박스(Pebax)(등록상표) 물질로 만들어질 수 있고, 내부 벽에 부착된 금속 브레이드를 갖는 플라스틱 외부 재킷을 포함할 수 있다. 이런 유형의 슬리브는, 상기 슬리브의 외부 재킷의 근위 부분에 부착된 핸들에 인가된 비틀림 힘을 상기 슬리브의 원위 단부에서 기기의 회전 운동으로 정확히 변환하는데 유리한 토크 안정성을 제공할 수 있다. 바람직하게는, 상기 근위 단부와 상기 원위 단부 사이에 변환은 일대일(1:1)이고, 즉 상기 근위 단부가 20°비틀어지면 기기 첨단이 20°회전된다.

상기 니들은 기기의 근위 단부에서 적절한 슬라이드 작동체를 통해 작동될 수 있는 하나 이상의 제어 와이어를 통해 보호 외피에 대해 슬라이딩가능하게 이동할 수 있다. 바람직하게는, 상기 니들은 상기 유체를 전달할 니들로 운반하는 유체 공급 통로에 대하여 앞뒤로 슬라이딩가능하다. 상기 유체 공급 통로는 상기 슬리브의 일체형 부품이거나, 또는 상기 슬리브에 정적으로 장착된 튜브일 수 있다. 상기 슬리브에 대해 이동하지 않는 도관을 통해 유체를 니들로 운반하면서 상기 니들을 앞뒤로 이동시키는 능력에 의해 인입가능한 니들(retractable needle)은 유체 전달 튜브가 상기 슬리브의 길이를 따라 슬라이드하여야 하는 디바이스보다 더 작은 직경의 슬리브 내에 제공될 수 있다.

상기 슬리브는 다중 내강 튜브를 포함할 수 있다. 상기 내강은 압출된 세퍼레이터 요소를 단일 내강 튜브 내에 삽입하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상기 압출된 세퍼레이터 요소는 상기 동축 케이블을 가이드하는 U-형상의 채널과, 상기 유체 공급 도관과 제어 와이어(들)를 운반하는 하나 이상의 관통홀을 포함할 수 있다.

상기 슬리브의 직경은 바람직하게는 내시경의 기기 채널 아래에서 끼워지도록 2.8㎜ 미만이다. 토크를 상기 슬리브에 인가하는 핸들은 내시경 제어부 부근 슬리브의 근위 단부에 위치될 수 있다.

상기 기기는 상기 슬리브의 원위 단부에 캡 요소를 포함할 수 있고, 상기 캡 요소는 상기 동축 케이블과 상기 제1 및 제2 전도성 요소 사이에 전기적 조인트(joint)를 커버한다. 상기 캡 요소는 열 수축 물질 또는 팟팅 접착제(potting adhesive)로 형성될 수 있다. 상기 조인트를 이런 방식으로 보호하면 사용 동안 전기적 조인트에서 아크가 일어나는 것을 방지할 수 있다. 특히, 상기 캡 요소는 기기 첨단에서 유체로부터 원위 전기적 연결부를 밀봉하도록 배열된다. 동축 케이블이 병렬 판 평면 전송 라인에 연결된 정션부(junction)에 유체를 유입하는 것은 바람직하지 않은데, 그 이유는 마이크로파 에너지가 흡수되어, 가열을 초래하고 상기 에너지가 효율적인 방식으로 블레이드의 에지를 따라 전달되지 않거나, 또는 디바이스가 더 낮은 항복 전압(breakdown voltage)으로 인해 항복되거나 플래쉬오버(flashover)될 수 있기 때문이다. 팟팅 접착제는 글루(glue)의 조합을 포함할 수 있고, 예를 들어 낮은 점성과 높은 점성의 UV 경화성 의료적으로 승인된 글루, 예를 들어, 록타이트(Loctite)(등록상표) 4304 또는 록타이트(Loctite)(등록상표) 4305와 같은 글루가 사용될 수 있고, 낮은 점성의 접착제는 갭을 충전하는데 유리하고, 낮은 점성은 매우 정밀한 잠재적인 유체 경로에 접착제를 집어넣는데 유리할 수 있다.

상기 기기 첨단은 또한 마이크로파 주파수 에너지를 수신하도록 배열될 수 있다. 상기 동축 케이블은 마이크로파 신호를 RF 신호와 동시에 또는 이와는 별개로 운반하도록 배열될 수 있다. 상기 제1 및 제2 전도성 요소는 제1 유전체 요소 상에 배열되어 상기 수신된 마이크로파 신호에 대응하는 마이크로파 주파수 에너지를 복사하는 근거리 안테나로 동작할 수 있다.

이 배열은 상기 기기가 상기 RF 신호와 마이크로파 신호에 의해 상이하게 "보이는" 능력을 이용할 수 있다. 상기 RF 신호에 대해, 상기 기기 첨단은 병렬 판 커패시터로 모델링될 수 있다. 상기 제1 및 제2 전도성 요소들 사이에 RF 신호에 의해 설정된 전계는 상기 평면 몸체의 측면 에지로부터 제1 및 제2 전도성 층의 에지를 후퇴시키는 것에 의해 평면 몸체(제1 유전체 물질)에 실질적으로 포함될 수 있다. RF 절단을 수행하기 위해, 전계가 상기 평면 몸체 외부에 연장되는 것이 바람직하다. 본 발명에서 이를 위해 상기 제1 및 제2 전도성 층의 에지를 RF 절단 부분으로 지시된 구역에서 평면 몸체의 측면 에지에까지 연장하는 것이 가능하다. 병렬 판 커패시터(또는 평면 전송 라인)의 2개의 판들 사이에 설정되고, 블레이드의 하나 이상의 에지와 접촉하는 것을 통해 생체 조직에 결합되는 RF 전계는, 제어된 마이크로플라스마를 형성할 수 있고, 상기 마이크로플라스마는 조직 절단 공정을 수행하거나 개선시킬 수 있다.

한편, 상기 마이크로파 신호에 대해, 상기 기기 첨단은 2개의 전도성 판들을 분리하는 유전체 물질을 나타내는 평면 몸체를 갖는 병렬 판 전송 라인으로 모델링될 수 있다. 상기 마이크로파 주파수 EM 에너지의 복사선 패턴은 이 경우에 상기 평면 몸체와 상기 마이크로파 공급 구조물의 전체적인 형상에 의존한다. 이 특정 예에서, 상기 동축 공급 라인(중심 전도체)과 상기 상부 전도성 층 사이에 근위 단부의 갭은 상기 소스로부터 마이크로파 에너지가 임피던스 측면에서 상기 조직에 의해 제공되는 부하 임피던스와 매칭(matched)되는 것을 보장하는 점에서 중요한 역할을 한다. 상기 평면 전송 라인 배열의 전체적인 길이는 또한 생체 조직과(또는 생체 조직으로) 동축 전송 라인의 (또는 이 라인으로부터) 임피던스 매칭(또는 에너지 전달) 측면에서 중요하며, 즉 구조물은 1/4 파장 임피던스 변압기 또는 1/2 파장 공진기를 형성할 수 있다. 알려진 시뮬레이션 도구를 사용하여, 이것은 마이크로파 주파수 EM 에너지를 복사하는 에지가 어느 것인지를 제어하도록 모델링될 수 있다. 예를 들어, 기기 첨단은 마이크로파 주파수 에너지가 평면 몸체의 원위 에지로부터 복사되는 것을 금지하도록 구성될 수 있다.

본 명세서에서, 무선주파수(RF)는 100 ㎑ 내지 5 ㎒ 범위의 안정적인 고정된 주파수를 의미할 수 있고 마이크로파 주파수는 300 ㎒ 내지 100 ㎓ 범위의 안정적인 고정된 주파수를 의미할 수 있다. RF 에너지는 에너지가 신경 자극을 야기하는 것을 방지할 만큼 충분히 높고 에너지가 조직을 희게 하거나 불필요한 열적 마진을 제공하거나 또는 조직 구조물에 손상을 야기하는 것을 방지할 만큼 충분히 낮은 주파수를 구비하여야 한다. RF 에너지를 위한 바람직한 주파수는 100 ㎑ 내지 1 ㎒ 범위의 스팟 주파수를 포함한다. 마이크로파 에너지를 위한 바람직한 스팟 주파수는 915 ㎒, 2.45 ㎓, 5.8 ㎓, 14.5 ㎓, 24 ㎓를 포함한다.

본 발명의 예는 첨부 도면을 참조하여 아래에서 상세히 설명된다.
도 1은 본 발명의 일 실시예인 전기 수술 장치의 개략도;
도 2는 본 발명의 일 실시예에 사용되는 RF 신호 펄스의 프로파일을 도시하는 개략적인 그래프;
도 3은 본 발명의 제어 방법의 구현으로부터 초래될 수 있는 이상적인 3개의 파라미터 부하 곡선을 도시하는 그래프;
도 4는 본 발명의 적용시에 프로브로 사용될 수 있는 전기 수술 기기의 부분 투명 사시도;
도 5는 도 4의 기기의 정면도;
도 6은 도 4의 기기의 평면도;
도 7은 도 4의 기기의 측면도;
도 8은 본 발명의 일 실시예인 프로브 첨단에서 전달되는 전력을 정확히 제어하는 제어 방법을 도시하는 흐름도; 및
도 9는 도 8의 제어 방법에서 전류 한계를 계산하는 방법을 도시하는 흐름도.

선행 전기 수술 시스템은 외과 의사에 사용, 훈련 및 경험 지침서로부터 각 수술 액세서리(예를 들어, 프로브)에 대한 최적의 설정을 결정할 것을 요구한다. 최적의 배열이 아닌 이것은 부착된 액세서리 유형과 수행될 치료 절차에 기초하여 생성기에 디폴트 초기 치료 설정을 미리-선택하게 하는 설계 구현을 증가시키는 것에 의해 개선되었다. 미리-선택하는 것은 생성기에 있는 사용자 인터페이스 메뉴로부터 수술 액세서리를 수동으로 선택하거나, 또는 수술 액세서리와 전기 수술 생성기 사이에 통신을 하는 것에 의해 액세서리를 자동으로 인식하는 것에 의해 이루어질 수 있다. 심지어 이러한 설계에서도, 외과 의사는 주어진 환자, 외과 의사의 기술, 및 수술 절차에 대해 최적의 설정을 달성하기 위해 생성기 설정을 변경할 것을 요구받을 수 있다. 실제로, 각 생성기 설정의 효과의 흔적이 없고, 설정 메뉴를 효율적으로 네비게이션하는 방식에 대한 지식이 없는 경우, 더 새로운 생성기는 주로 디폴트 상태, 즉 절차의 일부 또는 전부에 대해 잠재적으로 최적이 아닌 설정 상태로 사용된다.

본 발명의 실시예는 수술자 개입을 요구함이 없이 검출된 수술 상태에 맞는 생성기 출력을 자동으로 적응시켜, 진료 의사가 환자를 치료할 때 다른 압박 측면에 집중하지 않게 한다.

이러한 디바이스의 내시경 응용에 특정 문제는 부분적으로 RF 블레이드의 제한된 사이즈와 그로 인한 열량의 제약으로 발생한다. 블레이드가 통과하여야 하는 내시경 내강은 2.8㎜ 정도의 직경인 것이 일반적이다. 이것은 조직에 노출되지만 절개 수행에 추가되지 않는 RF 블레이드의 일부를 마스크오프하는 설계 범위를 제한한다. 이 제약은 복강경 환경에서 표준이 5㎜ 직경의 포트 내강을 위한 유사한 RF 절개 디바이스와는 별개이다.

내시경 절차에서 진료 의사는 일반적으로 소화관의 내부 벽에 대한 병리를 해결하고, 이들 절차의 서브셋은 이들 벽의 이종 층 내에 절개를 수반한다. 이러한 절차는 집합적으로 EMR(Endoscopic Mucosal Resection)로 알려져 있다.

EMR 응용의 추가적인 특정 구별은 절차의 제1 부분에서 블레이드를 사용하여 소화 내강의 외부 층에 침입하지 않은 종양의 마진을 바로 넘어 조직과 피상적 접촉으로 절개할 수 있고; 절차의 제2 부분에서 동일한 블레이드를 요구하여 종양 아래를 절개하고 근육 층으로부터 분리를 달성할 수 있다는 것이다. 절차의 이 제2 부분에서, RF 블레이드의 상당한 부분은 플랩 조직과 밀접히 접촉할 수 있다. 조직 스트라타(strata)를 용이하게 분리하기 위해, 절제되는 시료 플랩은 염수, 히알루론산 또는 숙시닐레이트 젤라틴(succinylated gelatine) 용액과 같은 것을 주입하여 팽창되고(distended) 편리하게 확장(tumesced)될 수 있다. ESD(Endoscopic Submucosal Dissection)라는 용어는 주입된 유체에 의해 증가된 EMR 절차를 발현하는데 사용되는 용어이고, 이것은 2 cm 이상의 직경의 점막 조직(mucosal tissue) 시료를 일괄적으로 절개할 수 있게 하므로 EMR와는 범위 내에서 별개이다.

수술자의 관점에서 보면, RF 절단 기기는 최소로 인터럽트되는 절단을 수행하는 것이 바람직한데, 이는 절차의 제1 부분에서 조직과 기기 첨단 사이에 제한된 접촉만이 있기 때문에 가능하다. 그러나, 절차의 제2 부분 동안 시료 플랩은 기기 첨단으로부터 용이하게 분리될 수 없고 그 결과 절개 목적을 위하여 기기 첨단의 주변에만 접촉하는 것이 요구됨에도 불구하고 기기 첨단의 능동 부분과 조직 사이에 큰 접촉 영역이 있게 된다. 나아가 시료 플랩 아래에 주입된 유체에 풀링이 있는 경우 블레이드는 유체에 침지된 동안 절단을 달성할 수 있는 것이 요구된다. 이 유체는 전기적으로 전도성일 수 있어서 플라스마 생성 효율에 영향을 미치고, 보다 열적으로 전도성일 수 있어서 RF 기기 첨단의 플라스마 절단 에지를 열적으로 퀀칭(quench)하는 경향이 있다. 이 후자의 경우에 RF 파형은 훨씬 많은 전력을 전달하여 절단 플라스마를 개시하고 유지하여야 한다.

절차의 단부 쪽으로, 진료 의사는 일반적으로 내강 벽으로부터 거의 완전히 분리된 종양 시료를 가지는 지점으로 전진시킨다. 이 스테이지에서 시료에의 혈액 공급은 스템(stemmed)으로 이루어지고 이것은 혈액이 RF 주파수에서 전기적으로 전도성이므로 나머지 조직의 옴 전도율을 감소시키는 경향이 있다. 나아가 유체가 주입되어 시료를 확장시키고 그 마진이 비-극성 특성인 경우, 그 결과 절개의 마지막 부분에서 RF 블레이드와 전기적으로 접촉하는 조직은 훨씬 더 높은 임피던스를 가져서, RF 블레이드의 하나의 부분 주위에 열이 집중되는 것을 더 곤란하게 할 수 있다. 이러한 집중이 없다면, 블레이드에 국부화된 조직 내 유체가 국부적으로 건조하는 것이 더 곤란하여, 절단 플라스마를 개시하는 조건을 형성하기 더 곤란하다. 절단 플라스마가 될 수 있는 레벨과 동일한 레벨로 볼륨에서의 (V²/R) 가열을 형성하기 위해, 인가된 전압은 회로 임피던스의 증가를 상쇄하도록 증가되어야 한다.

이 문제를 해결하기 위해 파형은 전압 진폭이 짧은 지속시간 동안 주기적으로 증가하는 것에 의해 더 최적화된다. 지속시간이 짧은 이유는 이것이 수술 액세서리의 절연 층에서 또는 상기 절연층에 걸쳐 형성된 임의의 가피(eschar)에서 평균 유전체 가열을 최소화하는 것이지만; 플라스마 생성에 영향을 미치는 관점에서 보면, 이것은 연속적으로 더 높은 전압 진폭의 파형만큼 거의 효과적일 수 있다. 그 이유는, 직관에 반대되게, 조직을 RF 절단하기 위해 전개된 것과 같은 플라스마 볼륨이 조직보다 훨씬 더 높은 임피던스를 가지는 것 때문이다. 그리하여 플라스마가 생성될 때, 플라스마의 일부를 형성하지 않는 조직 부분에 걸쳐 드롭(dropped)된 전압이 떨어진다. RF 절단 블레이드에 의해 인가되는 전압은 주로 플라스마에 걸쳐 인가되고, 동일한 양의 전달 전력에 대해 수술 액세서리에 의해 조직으로 전달되는 전류가 떨어지는 것을 기대할 수 있다. 사실 인가된 전압이 플라스마를 유지하는 국부 전력 밀도를 유지하는데 바로 요구되는 것으로 드롭되면, 조직과 플라스마의 총 매체에 인가되는 전력 레벨이 종종 떨어질 수 있다. 전술한 이러한 효과는 치료 구역에서 소량의 전도성 유체의 존재에 의해 개선될 수 있다. 그리하여 기기는 전도성 유체(예를 들어, 염수)의 하나 이상의 액적을 원위 단부로 전달하도록 적응될 수 있다. 기기가 인입가능한 니들을 포함하는 경우, 전도성 유체는 인입가능한 위치에서 니들로부터 전달될 수 있어서, 프로브의 원위 단부에서 치료 구역 쪽으로 흐를 수 있다.

전술한 바와 같이 조직은 기기 첨단에 부착될 수 있고 특히 기기 첨단 구조물의 2개의 전기적 극을 분리하는 절연층을 통해 부착될 수 있다. 이 조직은 인가된 RF 전압으로부터 옴 저항으로 가열되므로 치료되는 환자 조직과 분로에서 탄화수소가 해리되어 탄소 잔류물이 점점 더 증가하는 전도성 저항을 이루어서 절단 성능을 유지하는데 증가하는 양의 전력이 요구된다. 이것은 금속화 손실과 블레이드 절연층의 온도 폭주로 인해 조기 블레이드 고장을 초래하는 런어웨이 공정(runaway process)이 될 수 있다. 이 공정은 인가된 RF 파형을 주기적으로 인터럽트하는 것에 의해 최소화될 수 있다. 블레이드의 플라스마 에지는 액체가 물리적인 접촉을 재수립할 때 RF 파형의 OFF 부분 동안 신속히 퀀칭되고, 이것은 자가 클리닝이 되는 경향이 있고 기기의 평균 온도를 감소시켜, 기기의 사용 수명을 연장시킨다.

따라서, 과도적으로 더 높은 전력 레벨과 과도적으로 더 높은 전압 레벨을 가지는 요구에 더하여, 파형은 바람직하게는 또한 주기적인 OFF 기간 인터럽션을 구비한다.

하나의 응용에서, 본 발명은 다음 특성을 갖는 적응적 RF 절단 파형을 전달하도록 배열된 전기 수술 생성기에서 사용될 수 있다.

첫째, 파형은 규칙적으로 펄스화된 특성이다. 이 실시예에서 각 펄스 기간은 140㎳이지만, 본 발명은 이것으로 제한되는 것이 아니다. 각 펄스의 최대 ON 시간은 100㎳로 제한된다. 이것은 (이 실시예에서 40㎳의 지속시간을 가지는) 각 펄스에 대한 최소 OFF 부분을 보장하여, 전압 한계 임피던스 하에서 퀀칭되는 기기 첨단이 블레이드에 부착된 파편에서 소비를 인터럽트되지 않은 파형에 대해서보다 70%로 감소시킨다.

둘째, 각 펄스는 펄스에 대한 평균 전력보다 훨씬 더 큰 피크 전력 한계를 구비한다. 이 실시예에서 평균 전력 레벨은 30 W로 제한되지만, 진료 의사는 20 W 내지 35 W로 유리하게 조절하도록 선택할 수 있다. 그러나, RF 신호 생성기는 최대 100 W의 사이클 평균 전력 레벨을 갖는 RF 파형을 생성할 수 있다. 따라서, 이 펄스에 대한 평균 전력 레벨 한계를 충족하기 위해, 각 140㎳ 펄스의 ON 부분은 펄스당 전달되는 에너지를 연산하여 허용된 평균 전력 레벨에 펄스 기간을 곱한 것(예를 들어, 30 W × 0.14 s = 4.2 J)을 초과하는 경우 삭감될 수 있다.

셋째, 펄스의 각 ON 부분의 선두 에지는 더 높은 절단된 개시 전압 한계 다음에, 이 펄스의 ON 부분의 단부에 유지되는 더 낮은 절단된 유지 전압 한계를 구비한다. 이 실시예에서 이 절단된 개시 전압 한계는 펄스의 ON 부분의 선두 에지로부터 최대 20ms 동안 설정되고, 305 Vrms의 진폭을 구비한다. 절단된 유지 전압 한계는 290 Vrms의 진폭을 구비한다.

상기 특성은 RF 신호 생성기에 의해 전달되는 RF 에너지의 전압이 개별 RF 신호 펄스 내에서 변하는 방식을 도시하는 개략 그래프인 도 2에 도시된다. 각 펄스의 지속시간(기간)(Τ)은 동일하고, 이 예에서 예를 들어 140㎳이다. RF 신호 생성기에 의해 전달되는 RF 에너지의 전압은 후술되는 바와 같이 본 발명에 따라 마이크로프로세서 제어기로부터 제어 신호를 통해 제어된다. 제어 신호는 각 RF 신호 펄스의 프로파일을 제한하거나 제어하기 위해 3개의 파라미터를 제어한다. 3개의 파라미터는 (i) 생체 조직을 통과하는 전류의 한계, (ii) 기기 첨단의 극을 통해 인가되는 전압의 한계, 및 (iii) 조직으로 전달되는 전력이다.

이들 파라미터를 사용하는 이유는 다음과 같다. 첫째, 낮은 조직 임피던스에서, 천장 전류는 프로브와 공급 구조물을 통해 조직을 통과하는 경로에서 임의의 하나의 직렬 요소에서 국부 소비 또는 전류 밀도를 제한한다. 둘째, 높은 임피던스에서 천장 전압은 원하는 RF 절단 세기를 유지할 만큼 충분히 높으면서 프로브의 절연층의 과응력을 방지한다. 셋째, 적절한 조직 임피던스에서, 천장 전력은 요구되는 온도가 절단에 충족될 수 있는 것을 보장하기 위해 조직으로 매크로스코픽적인 에너지 전달 율을 제한한다. 이 한계들 사이에 밸런스를 도시하는 이상적인 부하 곡선이 도 3에 도시된다.

이들 3개 파라미터 중에서, 낮은 조직 임피던스 상태 하에서 전류와, 높은 조직 임피던스 상태에서 전압은 용이하게 RF 합성 스테이지의 출력에서 생성기에서 측정되고, 파형 진폭을 조절하는데 사용될 수 있다. 전력은 액세서리 케이블의 기생 임피던스의 측정에 대한 영향으로 인해 조직 임피던스의 범위에 걸쳐 직접 유도하는 데 더 많은 문제가 된다.

적절한 조직 임피던스에서 요구되는 전력 한계 제어를 제공하기 위해, 본 발명은 RF 합성 회로의 출력에서 전류와 전압의 측정값과, 알려진 RF 합성 주파수와, 표유 커패시턴스와 공급 구조물(즉, 동축 케이블) 커패시턴스와 연관된 알려진 럼프된 분로 커패시턴스를 사용하여 조직의 저항을 동적으로 연산한다. 이 정보로부터 생성기의 출력에서 전류 한계는 또한 조직의 저항에서 요구되는 소비를 제공하는데 요구되는 것으로 동적으로 조절될 수 있다. 조직 전류와 저항을 지속적으로 연산하는 장점은 제어기가 또한 생성기 출력 전력에 임의의 시간적 변동이 있음에도 불구하고 주어진 시간 기간에 걸쳐 실제 에너지 전달량을 연산할 수 있다는 것이다.

인가된 절단 파형의 엔벨롭이 펄스화될 때, 전력 제어 율은 마크 시간의 대부분을 제어하기 위하여 펄스의 마크 (ON) 시간에 비해 짧을 필요가 있다. 마이크로프로세서 제어기는 제어 루프 루틴을 실행하여 제어 신호의 상태를 설정한다. 펄스 지속시간(Τ)은 제어 루프 루틴 기간의 배수로 설정될 수 있다. 예를 들어, 제어 루프 루틴 기간은 10㎳일 수 있으나, 바람직하게는 100㎲ 이하이다.

제어 루프 루틴은 프로브에 조직을 연결함이 없이 예상된 전류(즉, V_한계/X_c)에 대응하는 최소 값과, 낮은 조직 임피던스에 설정된 한계에 대응하는 최대 값 사이에 전류 한계를 동적으로 조절하는 기능을 한다.

실제 실시예에서, 400 ㎑ 소스일 수 있는 RF 신호 생성기는, 짧은 전기적 길이(즉, 물리적인 길이/파장 << 0.01)의 전송 라인의 조합으로 취급될 수 있는 공급 구조물에 의해 프로브(RF 절단 기기)에 결합되고, 이에 따라 럼프된 등가 회로는 분배된 직렬 인덕턴스와 분로 커패시턴스 요소의 조합에 충분한 정밀도로 근사한다.

생성기 근막(fascia)과 3.8 m의 프로브 사이의 동축 공급 케이블 길이를 갖는 예시적인 시스템 실시예에서, 럼프된 분로 용량성 임피던스(X_c)는 -j800 Ω 또는 약 500 pF로 측정된다. 실제로 이것은 분로 내 표유 커패시턴스에 수술 액세서리 케이블의 예측가능한 럼프된 분로 커패시턴스를 더한 것으로 구성될 수 있다.

이 실시예에서 동축 케이블은 50 Ω의 특성 임피던스를 구비하여 1.2 μH 또는 약 j3 Ω에서 럼프된 직렬 인덕터에 대한 천장 값을 예측할 수 있게 한다. 조직으로 전달되는 전력을 계산하는데 이 무시된 럼프된 직렬 요소의 영향은 낮은 조직 임피던스에서만 상당하다. 낮은 조직 임피던스는 절단된 파형 인가의 시작시에만 과도 상태이거나 또는 유지 상태인 경우 RF 절단을 수반하지 않는 조직 상태이고, 그리하여 이것은 특히 절단 파형에 속하는 상태가 아니다. 나아가, 이러한 낮은 조직 임피던스에서, 전력 제어 한계는 고정된 출력 전류 한계 제어에 의해 무시될 수 있다.

도 8에 도시된 바와 같이, 각 RF 신호 펄스 기간의 시작시에, 제어 루프 루틴은 절단 동작을 개시하기 전에 데이터 취득을 위한 제1 상태를 출력하도록 설정될 수 있다. 제1 상태는 프로브의 원위 단부에 부하의 임피던스를 검출하는 짧은 정보 취득 부분(t_acq)에 대응한다. 이 부분 동안, 임의의 유효 조직 임피던스 데이터가 없으면 RF 합성 스테이지의 출력에 대한 초기 전류 한계는 프로브에 조직을 연결함이 없이 예상된 전류에 대응하는 것이다. 제1 상태는 펄스의 데이터 취득 부분에 대응하고, 여기서 절단된 개시 전압 한계(V_한계)가 높은 전압으로, 예를 들어 305 Vrms로 설정되고, 전류 한계(I_한계)는 V_한계/X_c로 설정되고, 여기서 X_c는 공급 케이블의 임피던스이다. 이것은 조직 임피던스에 상관없이, 부하 곡선 경계가 초과되지 않는 것을 보장하는 보존 설정이다. 대안적인 (바람직한) 접근법에서, 전류 한계(I_한계)는 부하 곡선 전압 한계 경계가 이 전력 한계 경계와 교차하는 경우 생성기에서 예상된 전류에 대응하는 값으로 설정된다. 이 경우에, 타깃 전류는 I_t = P_pk V_한계로 계산될 수 있고, 여기서 P_pk는 펄스 내부 전력 한계이고, V_한계는 설정 전압 한계이다. 전류 한계(I_한계)는

로 계산될 수 있고, 여기서 V_한계는 설정 전압 한계이고, I_t는 타깃 전류이고, X_c는 RF 채널과 연관된 럼프된 분로 커패시턴스를 나타낸다.

RF 에너지가 프로브로 전달될 때, 제어 루프 루틴은 RF 신호 검출기로부터 검출된 전압과 전류의 정보를 (예를 들어, 복수의 데이터 취득 지점으로부터) 취득하도록 배열된다. 주기적으로, 예를 들어 매 10㎳마다, 취득된 정보를 사용하여 예를 들어 다음 수식을 사용하여 전술한 럼프된 요소 분로 커패시턴스에 대한 값을 사용하여 기기 첨단에서 저항 값을 계산할 수 있다:

.

계산된 조직의 저항을 사용하여 예를 들어 다음 수식을 사용하여 원하는 조직 전류를 계산하고:

그리고, 펄스의 ON 부분의 나머지 부분에 걸쳐, 즉 절단된 개시 부분과 절단된 유지 부분에 걸쳐 기기 첨단의 전류를 원하는 범위로 제한하도록 전류 한계를 동적으로 업데이트할 수 있다. 전류 한계는 다음 수식을 사용하여 설정될 수 있다:

.

전류 한계를 이런 방식으로 업데이트한 결과, 부하 곡선에 한정된 조직 임피던스의 범위에 걸쳐 전달되는 전력을 P_설정으로 제한할 수 있다. 도 9는 보다 상세히 제어 루프의 이 서브-루틴을 도시한다.

이 예에서, 데이터 취득 부분 후에, 제어기는 펄스의 절단된 개시 부분에 대응하는 제2 상태를 출력하도록 배열된다. 이 실시예에서, 절단된 개시 부분은 데이터 취득 부분과 동일한 설정 전압 한계(V_ini), 즉 305 Vrms를 구비한다. 제어 루프 루틴은 제어 루프 루틴 기간의 배수에 대응할 수 있는 미리 결정된 시간 길이(t_ini) 동안 절단된 개시 전압 한계를 유지하도록 프로그래밍될 수 있다.

마이크로프로세서 제어기가 미리 결정된 시간 길이(t_ini)가 경과한 것으로 결정하면, 제어 루프 루틴은 절단 동작을 유지하는 제3 상태를 출력하도록 배열된다. 제3 상태는, 절단된 개시 전압 한계보다 더 낮은 값으로 설정된, 예를 들어, V_ini, 예를 들어, 290 Vrms보다 5 내지 10% 더 낮은 값으로 설정된, 펄스에 대해 절단된 유지 전압 한계(V_sus)에 대응한다.

제어 루프 루틴은 각 펄스에 의해 전달되는 누적된 에너지를 모니터링할 수 있다. 누적된 에너지는 각 제어 루프 루틴 기간에서 획득된 RF 신호 검출기로부터 전압과 전류의 정보를 사용하여 제어 루프 기간 동안 전달되는 에너지의 양을 계산하는 것에 의해 결정된다. N개의 측정(즉, 데이터 취득 지점)에 걸쳐 누적된 에너지는

로 표현될 수 있고, 여기서 V_n은 n번째 데이터 취득 지점의 측정된 전압이고, I_n은 n번째 데이터 취득 지점의 측정된 전류이고, τ는 각 데이터 취득 지점 간 지속시간이다.

이 정보를 사용하여, 각 펄스의 절단된 유지 부분의 지속시간(t_sus)은 펄스에 의해 전달되는 에너지가 전체로서 미리 결정된 임계값을 초과하지 않는 것을 보장하도록 자동적으로 제어될 수 있다. 제어 루프 루틴이 누적된 에너지가 미리 결정된 임계값에 도달하거나 이를 초과하는 것으로 결정된 경우, 제어 루프 루틴은 절단 동작을 스위치오프하는 제4 상태를 출력하도록 배열된다. 제4 상태는 펄스의 OFF 부분에 대응한다. 효과적으로, 제어 루프는 복수의 펄스에 걸친 에너지 전달에 대한 일관된 한계를 보장하기 위해 각 펄스의 듀티 사이클을 동적으로 제어한다. OFF 부분의 지속시간(t_OFF)은 절단된 유지 부분의 지속시간(t_sus)의 변화에 따라 변하며 일정한 총 펄스 기간(Τ)을 유지할 수 있다.

제어 루프는 각 펄스의 ON 부분(즉, 절단된 개시 부분과 절단된 유지 부분)의 지속시간을 최대 값으로 제한하도록 배열될 수 있다. 이것은 OFF 부분이 항상 적어도 특정 지속시간, 예를 들어 40㎳인 것을 보장한다.

본 발명이 구현될 수 있는 RF 합성기 스테이지의 동작 원리가 도 1을 참조하여 이제 설명된다.

전력 변환 스테이지를 위한 제1차 에너지 소스는 DC 전압 스위치 모드 전력 공급원에 대한 상용 메인 전력(commodity mains)에 의해 구현될 수 있는 고정된 DC 공급 전압(1)이다. 이것은 DC - DC 컨버터(2)에 입력되는 펄스 폭 변조 신호(3)에 응답하여 연속적으로 출력 전압을 조절할 수 있는 DC - DC 전압 컨버터(2)에 의해 캐스케이드된다.

DC - DC 컨버터(2)의 가변 DC 출력 전압은 400㎑ RF 인버터(4)에 의해 전력-반전되어, 선행하는 DC - DC 컨버터 스테이지(2)로부터 출력된 DC 전압에 직접 비례하여 변하는 50% 듀티 사이클, 구형파, 400㎑ 파형을 생성한다. 트랜지스터의 브리지 배열은 특히 1/2 사이클로부터 그 다음 사이클로 파형 비대칭을 최소화하는데 유리하고, 이어서 거의 0차 또는 짝수 차 고조파를 생성한다.

이 구형파에 따라, 400㎑ 파형은 400㎑에서 제1차 사인파와 고조파 차수의 역수(즉 1, 1/3, 1/5, 1/7 ...)로 감소하는 진폭을 가지는 홀수 고조파를 포함하는 n차 퓨리에 성분으로 구성된다.

요구시 단계 변화(step change)에 응답하여 400㎑ 파형의 출력 엔벨롭의 과도 응답이 DC - DC 컨버터(2)의 출력에서 에너지 저장소 저장을 최소화하는 것에 의해 최적화된다. 이 목적을 지원하기 위해, DC - DC 컨버터(2)의 트랜지스터 스위칭은 RF 인버터(4)의 것에 동기화되고, 가능한 한 RF 인버터(4) 주파수에 근접하게 동작된다. 일반적인 용어로 RF 인버터(4)에 대한 스위칭 손실 제약은 이것이 하나의 듀티 사이클에서만 동작하므로 DC - DC 컨버터(2)에 대한 것보다 더 작아서, 스위칭 손실이 최소화될 수 있는 것으로 이해된다. 이 실시예에서, DC - DC 컨버터 스테이지는 400㎑ RF 인버터(4)에 동기적으로 200㎑에서 동작된다.

RF 인버터(4)의 출력에서 고조파 성분은 직렬 대역 통과 LC 필터와 분로 LC 트랩 필터의 조합으로 구현되는 고조파 필터(5)에 의해 더 감소된다. 이 조합으로 고조파 성분은 RF 블레이드(6)의 극에 걸쳐 제시되는 낮은 임피던스와 높은 임피던스에 대해 그리고 또한 중간 임피던스에 대해 감소될 수 있다.

환자에게 직접 연결되도록 의도된 것이 아니라 환자가 회로에 최소 낮은 임피던스 연결을 받아야 하는 것이 전기 수술 시스템에 대한 국제적으로 인식되는 의료 디바이스 표준의 요구조건이다. 예로서, 2극 시스템에서 환자를 치료하는데 이용가능한 전력의 1% 이하는 국부 접지 전위에 연결되는 것에 의해 소비되어야 한다. 그리하여 절연 변압기(7) 스테이지는 유비쿼터스이고, 이 실시예에서 또한 RF 플라스마 생성에 요구되는 더 높은 전압(약 300 Vrms)을 보다 편리한 더 낮은 합성 전압(RF 인버터(4)로부터 출력된 기본 퓨리에 성분에 대해 약 110 Vrms)에 매칭시키는 '기어박스'로 동작한다.

디바이스 표준의 추가적인 전제 조건은 환자에의 연결이 커패시터를 통해 결합되어야 한다는 것이다. 이들은 순 DC 전하가 AC 파형의 인가에 응답하여 환자 조직을 통해 흐르는 것을 방지한다. 이러한 상황은 부하가 극성과 비선형이 되는 경우 발생할 수 있다. 플라스마와 아크 부하는 인가된 전류를 부분적으로 정류하는 것으로 알려져 있다. 절연 변압기(7)의 출력과 RF 전압 센서(8) 변압기에의 입력은 직렬 커패시터를 통해 생성기 RF 출력에 결합된다.

액세서리 케이블(9)의 극으로부터 극으로 분로로 흐르는 RF 전류에 RF 블레이드(6)를 통해 조직으로 흐르는 전류를 더한 것은 RF 전류 센서(11)에 의해 센싱된다.

RF 전류 센서(11)와 RF 전압 센서(8)로부터 나오는 신호는 다음과 같이 이중 회로에서 처리된다. 제1 단계에서 AC RF 신호는 병합된 아날로그 디바이스에 의해 발행된 것과 유사한 연산 증폭기 배열을 사용하여 최소 왜곡으로 능동 정류기(12a, 12b)에서 정류된다. 정밀 저항기를 사용하여 반-사이클마다 매칭이 달성되는 것이 보장된다. 이 응용에서 이상적인 저항기마다 0.05% 매칭을 가지는 저항기 팩을 획득하는 것이 가능하다.

전파(full wave) 정류된 신호는 저역 통과 필터(13a, 13b)에서 필터링되어 RF 성분을 제거하여, RF 전압과 RF 전류의 진폭의 엔벨롭을 각각 나타내는 2개의 신호를 생성한다. RF 케이블(9)로 공급되는 RF 전류와 RF 전압에서 고조파 왜곡이 낮은 것으로 인해, 이들 평균 신호 레벨은 적절한 스케일링 인수(Vpk × 2/π = V_{평 균} 및 Vpk/√2 = Vrms)를 취하면 rms(Root Mean Square)와 피크 값을 나타낸다.

저역 통과 필터(13a, 13b)의 신호 출력은 (i) 마이크로-제어기 유닛(Micro-Controller Unit: MCU)(14)의 아날로그 - 디지털 컨버터(ADC)(14a, 14b) 입력; 및 (ii) DC - DC 컨버터(2)의 PWM 제어기(16)에 대한 제1 스테이지 에러 증폭기(15a, 15b)에 공급된다.

액세서리 케이블(9)의 반응 임피던스(X_c)와, 액세서리 케이블(9)에 공급되는 RF 전류와 전압의 rms 값에 비례하는 동적으로 업데이트된 신호를 사전에 알고 있다면, 알고리즘 및 수식(Math) 처리 유닛(14c)은 주어진 인가된 RF 전압에서 RF 블레이드(6)와 연결된 곳으로부터 조직을 통해 흐르는 rms 전류를 동적으로 계산할 수 있다. 부하 임피던스는 MCU(14)의 알고리즘 및 수식 처리 유닛(14c)에 의해 연산되고, 이것에 의해 부착된 수술 액세서리(도 3 참조)에 대해 발행된 부하 곡선에 기초하여 RF 블레이드(6)에서 요구되는 전류를 유추할 수 있다.

원하는 RF 블레이드(6) 전류를 달성하는데 요구되는 입력 전류 액세서리 케이블(9)은 동적으로 연산되고, 전류 한계(14d)에 대한 디지털 - 아날로그 컨버터(DAC) 채널에 로딩된다. 치료 동안 전압 한계(14e)에 대한 DAC 채널은 선택된 액세서리 부하 곡선에 의해 허용된 천장 값에 정적으로 설정된다. 예를 들어, 펄스의 선두 에지에서 또는 검출된 이상 조직 상태에 응답하여 과도 상태 하에서 전압 한계(14e)에 대한 DAC 채널을 점차적으로 램프업(ramp up)하는 것이 유리할 수 있다. 이들은 본 명세서에 설명된 제어 루프 설계의 일부를 형성하지 않는다.

제1 스테이지 에러 증폭기(15a, 15b)는 평균 출력 RF 전류와 RF 전압을 DAC 채널(14d, 14e)에 의해 설정된 한계 값과 비교하고, 이 증폭기의 출력은 다이오드(17a, 17b)에 의해 함께 다이오드 OR연산된다. 따라서 PWM 제어기(16)는 복합 요구 신호(18)와 함께 제시되는데 이 복합 요구 신호는 RF 전류와 RF 전압 레벨이 MCU DAC(14d, 14e)에 의해 설정된 한계 레벨 미만일 때에만 증가된다.

일부 제어기(IC)는 증가하는 입력 (요구) 신호에 응답하여 더 큰 변조 깊이를 제공하도록 배향되는 반면; 다른 제어기는 증가하는 입력 (출력 세기) 신호에 응답하여 더 적은 변조 깊이를 제공한다. 이 실시예에서, PWM 제어기(16)는 내부 에러 증폭기(16b)의 음의 입력에 링크된 내부 전압 레퍼런스(16a)를 구비하여서, 복합 요구 신호(18)가 증가할 때 DC - DC 컨버터(2)의 입력(3)에 인가되는 변조 깊이를 증가시키게 한다.

그리하여 요약하면 DC - DC 컨버터(2)의 출력은 RF 전류와 RF 전압 레벨이 MCU DAC에 의해 설정된 한계 레벨 미만일 때에만 증가한다. 일반적으로 하나의 파라미터는 RF 조직 임피던스의 함수로 배타적으로 제어되고, 그 예외는 발행된 부하 곡선에 대해 상수 전력 경계와 상수 전압 경계의 교차점이다.

본 발명의 일 실시예에서 프로브로 사용될 수 있는 전기 수술 기기(100)의 일례가 도 4 내지 도 7을 참조하여 이제 설명된다. 기기는 원위 단부에 연결된 기기 첨단(104)을 구비하는 슬리브(102)를 포함한다. 슬리브(102)는 내부에 캡슐화된 축방향으로-연장되는 브레이드(예를 들어, 금속으로 된 것)를 구비하는 가요성 폴리머 물질(예를 들어, 페박스(Pebax)(등록상표))로 만들어진다. 이 배열은 토크 안정적인 시스템을 형성한다. 이 브레이드는 슬리브의 원위 단부까지 곧바로 연장되지 않아서, (예를 들어, 브레이드의 단부와 기기 첨단의 근위 에지 사이 길이방향 축을 따라 측정했을 때 1㎜ 이상의) 안전한 거리를 도입하여, 마이크로파 에너지를 사용하는 동안 용량성 컨덕턴스의 결과 브레이드가 가열될 리스크를 회피할 수 있게 한다. 브레이드 없는 슬리브는 이 안전한 거리 갭에 걸쳐 연장될 수 있다. 이 배열은 또한 평면 전송 라인의 2개의 판 또는 동축 전송 라인에 있는 2개의 전도체가 단락되거나 또는 서로 연결되는 것을 방지한다. 이 브레이드 구조물로 인해 슬리브의 근위 단부에 인가된 토크를 기기 첨단(104)의 회전 이동으로 정확히 변환할 수 있다. 편의상, 슬리브(102)는 내부 성분을 도시하기 위하여 도면에 투명한 것으로 도시되었다. 실제 실시예에서, 슬리브는 불투명할 수 있다.

기기 첨단(104)은 상부 표면과 하부 표면에 금속화 층(105, 107)을 구비하는 유전체 블록(106)을 포함한다. 금속화 층은 본 발명의 제1 및 제2 전도성 요소에 대응한다. 금속화 층은 유전체 블록(106)의 두께만큼 분리되어 GB 2 472 972에 개시된 것과 유사한 2극 복사 스패튤라(spatula) 구조물을 형성한다.

금속화 층은 높은 용융점 전도체, 예를 들어, W 또는 Ti로 형성될 수 있다. 이러한 배열에서, 동축 케이블이 병렬 판 평면 전송 라인에 연결되는 구역 주위에 더 낮은 용융점 전도체가 증착되어 동축 배열을 평면 전송 라인에 솔더링하는 것을 촉진시킬 수 있다. 더 낮은 용융점 전도체는 은(Ag) 또는 금(Au)일 수 있다.

도 5에 가장 잘 도시된 바와 같이, 유전체 블록의 원위 단부는 굴곡된 형상, 예를 들어, 포물선 형상으로 형성된다. 이 형상은 기기가 외부 에지에 날카로운 코너를 제시하지 않고, 다수의 진행 방향에서 사용할 수 있는 것이 바람직하다. 이 날카로운 코너는 기기가 정교한 조직 구조물, 예를 들어 창자 벽이 매우 얇은 위장관을 갖는 환경에서 사용될 때에는 바람직하지 않을 수 있다.

슬리브(102)는 가요성 동축 공급 케이블(108)과 유체 전달 구조물을 운반하는 내강을 한정한다. 이런 배열에서, 유체 전달 구조물은 가요성 공급 케이블(108)과 인입가능한 니들(110) 주위 내강 공간에 형성된 통로를 포함한다. 슬리브(102)는 니들(110)을 전개하고 인입하는 제어 와이어(112)를 구비한다.

동축 공급 케이블(108)의 내부 전도체(114)는 동축 공급 케이블(108)의 원위 단부로부터 돌출하고 (예를 들어, 솔더를 사용하여) 상부 금속화 층(105)(제1 전도성 요소)에 전기적으로 접합된다. 동축 케이블(116)의 외부 전도체는 브레이드 종단부(118)에 의해 하부 금속화 층(107)(제2 전도성 요소)에 전기적으로 결합된다. 브레이드 종단부(118)는 외부 전도체에 전기적으로 접합된 관형 부품과, 유전체 블록(106) 아래에 끼워지고 하부 금속화 층(107)에 전기적으로 연결된 원위 방향으로 연장되는 판 부품(109)을 포함한다.

이런 배열에서, 유전체 물질(120)의 형상 부재는 유전체 블록(106)의 하부 표면에 부착된다. 이 부재는 하부 금속화 층(107)에 고정될 수 있다. 유전체 물질(120)의 형상 부재의 밑면은 특히 위장관에 수행된 절차에 사용하기에 적합한 구성을 구비한다. 길이방향으로, 유전체 물질(120)의 형상 부재는 유전체 블록(106) 쪽으로 (예를 들어, 굴곡된 방식으로) 점차적으로 테이퍼진 원위 부품을 포함한다. 기기의 이 부분은 사용시 치료되는 조직, 예를 들어, 창자 벽, 식도의 벽, 간문맥 또는 췌장관에 가장 가까이 접근한다. 이런 방식으로 굴곡된 표면을 제시하는 것에 의해, 창자 벽 또는 식도의 벽이 원치 않게 천공되거나 또는 간문맥 또는 췌장관이 손상되는 일이 회피될 수 있다.

도 5에서 가장 잘 볼 수 있는 바와 같이, 유전체 물질(120)의 형상 부재의 밑면은 길이방향으로 연장되는 리세스된 채널(122)을 구비한다. 리세스된 채널은 인입가능한 니들(110)을 위한 액세스 경로를 한정한다. 채널의 리세스된 특성은 액세스 경로가 유전체 물질의 형상 부재의 길이방향으로 연장되는 리지(124)에 의해 하나의 양 측면들에 인접해 있는 것을 의미한다.

유전체 몸체(106)와 유전체(120)의 형상 부재는 하나의 부품으로, 즉 단일 몸체로 형성될 수 있다. 단일 몸체는 전도성 물질을 수용하여 하부 금속화 층(제2 전도성 요소)을 형성하도록 형성된 (예를 들어 절단된)평면 슬롯을 내부에 구비할 수 있다. 슬롯과 그리하여 하부 금속화 층의 두께는 0.1㎜ 이상일 수 있으나, 바람직하게는 0.2㎜ 이하이다.

기기의 전체적인 사이즈는 내시경의 기기 채널을 통해 삽입하기에 적절하도록 이루어질 수 있다. 따라서, 슬리브의 외부 직경은 2.8㎜ 이하, 예를 들어 2.7㎜일 수 있다.

전술한 설명은 프로브로부터 RF 파형을 전달하는 것에 관한 것이다. 이 전기 수술 장치는 또한 GB 2 486 343에 개시된 바와 동일한 방식으로 마이크로파 주파수 에너지를 전달하도록 배열된다. 마이크로파 에너지는 연속파 프로파일을 사용하여 전달되고, 프로브의 원위 단부(즉, 기기 첨단)에서 전달되는 바람직한 평균 전력 레벨은 5.8 ㎓에서 8 W이다.

Claims (9)

1. 무선주파수(RF) 에너지로 생체 조직을 치료하는 전기 수술 장치로서, 상기 장치는,
   RF 파형을 생성하는 무선주파수(RF) 신호 생성기;
   원위 단부로부터 상기 RF 파형을 전달하도록 배열된 2극 전기 수술 기기;
   RF 채널을 따라 상기 RF 파형을 상기 2극 전기 수술 기기로 운반하는 공급 구조물;
   상기 RF 채널 상의 전류와 전압을 샘플링하고 이로부터 상기 전류와 전압을 나타내는 RF 검출 신호를 생성하는 RF 신호 검출기; 및
   상기 RF 신호 검출기와 통신하며 상기 RF 검출 신호를 수신하는 제어기를 포함하되,
   상기 제어기는,
   상기 2극 전기 수술 기기에 인가되는 전압에 대해 최대 전압 한계를 설정하는 동작;
   상기 RF 채널과 연관된 임피던스와 상기 RF 검출 신호에 기초하여 조직의 저항을 계산하는 동작;
   계산된 상기 조직의 저항과 미리 결정된 전력 소비 타깃으로부터 대상 조직의 전류 한계를 결정하는 동작; 및
   결정된 상기 대상 조직의 전류 한계에 기초하여 상기 RF 신호 생성기의 전류 한계를 동적으로 조절하는 동작을 수행하도록 배열된, 전기 수술 장치.
2. 제1항에 있어서, 상기 RF 파형은 복수의 RF 신호 펄스를 포함하는, 전기 수술 장치.
3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 전류 한계(I_한계)는 하기 식으로 계산되고,
   

   

   
   식 중, V_out은 상기 샘플링된 전압이고, I_t는 상기 대상 조직의 전류 한계이고, X_c는 상기 RF 채널과 연관된 럼프된 분로 커패시턴스(lumped shunt capacitance)를 나타내는, 전기 수술 장치.
4. 제1항에 있어서, 상기 RF 채널은 3 m 이상의 길이를 지니는, 전기 수술 장치.
5. 제1항에 있어서, 상기 RF 파형은 100 ㎑ 내지 5 ㎒ 범위의 주파수를 가지는, 전기 수술 장치.
6. 제5항에 있어서, 상기 RF 파형은 300 ㎑ 내지 600 ㎑ 범위의 주파수를 가지는, 전기 수술 장치.
7. 제1항에 있어서, 상기 제어기는 50㎲ 내지 20㎳ 범위의 RF 제어 간격을 가지는 마이크로프로세서를 포함하는, 전기 수술 장치.
8. 제7항에 있어서, 상기 RF 제어 간격은 100㎲ 내지 2㎳ 범위인, 전기 수술 장치.
9. 삭제

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