KR20190014497A - 무선 주파수 에너지 및 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 전기 수술 장치 및 이의 사용 방법 - Google Patents

무선 주파수 에너지 및 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 전기 수술 장치 및 이의 사용 방법 Download PDF

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Abstract

생체 조직에서 효율적인 지혈을 수행하도록 구성된 무선 주파수(RF) 에너지 및 마이크로파 에너지 성분을 모두 갖는 전기 수술 파형(500)이 제공된다. 파형은 주로 RF 전자기 에너지의 제1 부분(506)과, 제1 부분에 후속하여 오는 마이크로파 전자기 에너지의 제2 부분(508)을 포함한다. 제2 부분은 복수의 RF 펄스들(510)을 더 포함하며, 제1 부분의 지속 기간(512)이 미리 정해진 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는 제1 부분 동안 결정된 임피던스가 미리 정해진 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 중 어느 한 경우에 제1 부분은 제2 부분으로 이행된다.

Description

무선 주파수 에너지 및 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 전기 수술 장치 및 이의 사용 방법
본 발명은 생체 조직을 응고시키기 위한 전기 수술 장치에 관한 것이다. 특히, 전기 수술 발생기로부터 전기 수술 기구의 원위 단부의 바이폴라 전극 구조체(bipolar electrode configuration)로 전달하기 위한 합성 무선 주파수(radiofrequency: RF) 및 마이크로파 에너지 파형에 관한 것이다. 합성 무선 주파수(RF) 및 마이크로파 에너지 파형은 열 에너지의 효율적인 전달을 통해 생체 조직에서 효과적인 지혈을 촉진하도록 구성된다.
수술적 절제는 사람이나 동물의 몸 내부에서 장기의 부분을 제거하는 수단이다. 이러한 장기는 혈관이 많을 수 있다. 조직이 절단(분할 또는 절개)되면 소동맥(arterioles)이라고 칭해지는 작은 혈관이 손상되거나 파열된다. 초기 출혈에 후속하여 출혈 지점을 막기 위해 혈액이 혈전으로 변하는 응고 단계가 온다. 수술 중에, 가능한 한 환자가 적은 혈액을 잃는 것이 바람직하므로, 혈액이 없는 절단을 제공하기 위해 다양한 디바이스가 개발되었다. 내시경 시술의 경우, 혈액 흐름이 수술자의 시야를 가릴 수 있으므로, 출혈이 발생하여 가능한 한 신속히 또는 적절한 방식으로 처치되지 않는 것은 또한 바람직하지 않으며, 이 시술이 종료될 필요가 있고 대신, 예를 들어 개방 수술과 같은 다른 방법으로 이어질 수 있다.
전기 수술 발생기는 개방 및 복강경 시술에 사용하기 위해, 병원 수술실 전반에 널리 보급되어 있으며, 또한 내시경 제품군에서 점차 증가하고 있다. 내시경 시술에서, 전기 수술 보조기는 통상적으로 내시경 내부의 내강을 통해 삽입된다. 복강경 수술에 대한 동등한 액세스 채널에 대해 고려해 볼 때, 이러한 내강은 비교적 구경이 좁고 길이가 더 길다. 비만 환자의 경우, 수술 보조기는 핸들에서 RF 팁(tip)까지 300mm의 길이를 가질 수 있지만, 복강경의 경우 등가 거리는 2500㎜를 초과할 수 있다.
날카로운 칼날 대신, 무선 주파수(RF) 에너지를 사용하여 생체 조직을 절단하는 것이 알려져 있다. RF 에너지를 사용하여 절단하는 방법은, (세포의 이온 내용물 및 세포 간 전해질에 의해) 전류가 조직 매트릭스를 통과할 때, 조직을 가로지르는 전자의 흐름에 대한 임피던스가 열을 발생시키는 원리를 이용하여 동작한다. RF 전압이 조직 매트릭스에 가해지면, 세포 내에서 충분한 열이 생성되어 조직의 수분 함량을 기화시킨다. 이러한 증가하는 건조의 결과로서, 특히 조직을 통한 전체 전류 경로 중 가장 높은 전류 밀도를 갖는, 기구의 RF 방출 영역에 인접하여, 기구의 절단 폴(cut pole)에 인접한 조직은 칼날과의 직접 접촉을 잃는다. 그 후 인가된 전압은 결과로서 이온화하는 이러한 공극의 거의 전체에 걸쳐 나타나며, 조직에 비해 매우 높은 체적 저항을 갖는 플라즈마를 형성한다. 이러한 차별화는 인가된 에너지를 기구의 절단 폴과 조직 사이의 전기 회로를 완성한 플라즈마에 초점을 맞추기 때문에 중요하다. 플라즈마에 충분히 천천히 진입하는 휘발성 재료는 기화되며, 따라서 조직 해부 플라즈마가 인식된다.
영국 특허 제2 486 343호는 RF 및 마이크로파 에너지 모두를 전달하여 생체 조직을 치료하는 전기 수술 장치에 대한 제어 시스템을 개시한다. 프로브에 전달된 RF 에너지 및 마이크로파 에너지 모두의 에너지 전달 프로파일은 프로브에 전달된 RF 에너지의 샘플링된 전압 및 전류 정보와, 프로브로/프로브로부터 전달된 마이크로파 에너지에 대한 샘플링된 순방향 및 반사된 전력 정보에 기초하여 설정된다.
도 3은 영국 특허 제2 486 343호에 개시된 전기 수술 장치(400)의 개략도를 나타낸다. 장치는 RF 채널 및 마이크로파 채널을 포함한다. RF 채널은 생체 조직을 치료(예를 들어, 절단 또는 건조)하기에 적합한 전력 레벨에서 RF 주파수 전자기 신호를 생성 및 제어하기 위한 구성 요소를 포함한다. 마이크로파 채널은 생체 조직을 치료(예를 들어, 응고 또는 절제)하기에 적합한 전력 레벨에서 마이크로파 주파수 전자기 신호를 생성 및 제어하기 위한 구성 요소를 포함한다.
마이크로파 채널은 공급원(402)으로부터의 2개의 브랜치로 신호를 분할하는 전력 분할기(424)(예를 들어, 3dB 전력 분할기)에 선행하는 마이크로파 주파수 공급원(402)을 갖는다. 전력 분할기(424)로부터의 하나의 브랜치는 제어 신호(V10)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 가변 감쇠기(404) 및 제어 신호(V11)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 신호 변조기(408)를 포함하는 전력 제어 모듈, 및 치료를 위해 적합한 전력 레벨에서 프로브(420)로부터 전달을 위한 순방향 마이크로파 EM 방사선을 생성시키기 위한 전력 증폭기(412) 및 구동 증폭기(410)를 포함 증폭기 모듈을 갖는 마이크로파 채널을 형성한다. 증폭기 모듈 이후에, 마이크로파 채널은 제1 포트와 제2 포트 사이의 경로를 따라 공급원으로부터 프로브로 마이크로파 EM 에너지를 전달하도록 접속된 순환기(416), 순환기(416)의 제1 포트에 있는 순방향 커플러(414) 및 순환기(416)의 제3 포트에서 반사 커플러(418)를 포함하는 (마이크로파 신호 검출기의 일부를 형성하는) 마이크로파 신호 커플링 모듈로 계속된다. 반사 커플러를 통과한 후, 제3 포트로부터의 마이크로파 EM 에너지는 전력 덤프 부하(422)에 흡수된다. 또한, 마이크로파 신호 커플링 모듈은 검출을 위해 순방향 커플링된 신호 또는 반사 커플링된 신호 중 어느 하나를 헤테로다인 수신기(heterodyne receiver)에 접속시키기 위한 제어 신호(V12)를 통해 제어기(406)에 의해 동작되는 스위치(415)를 포함한다.
전력 분할기(424)로부터의 다른 브랜치는 측정 채널을 형성한다. 측정 채널은 마이크로파 채널의 증폭 라인-업을 우회하므로, 프로브로부터 저전력 신호를 전달하도록 구성된다. 이 실시예에서, 제어 신호(V13)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 1차 채널 선택 스위치(426)는 마이크로파 채널 또는 측정 채널 중 어느 하나로부터 신호를 선택하도록 동작 가능하다. 고대역 통과 필터(427)는 저주파수 RF 신호로부터 마이크로파 신호 발생기를 보호하기 위해 1차 채널 선택 스위치(426)와 프로브(420) 사이에 접속된다.
측정 채널은 프로브로부터 반사된 전력의 위상 및 크기를 검출하도록 구성된 구성 요소를 포함하며, 이는 예를 들어, 프로브의 원위 단부에 존재하는 생체 조직과 같은 재료에 관한 정보를 산출할 수 있다. 측정 채널은 마이크로파 EM 에너지를 공급원(402)으로부터 제1 포트와 제2 포트 사이의 경로를 따라 프로브에 전달하도록 접속된 순환기(428)를 포함한다. 프로브로부터 반사된 반사 신호는 순환기(428)의 제3 포트로 향한다. 순환기(428)는 정확한 신호를 용이하게 하기 위해 순방향 신호와 반사된 신호 사이의 절연을 제공하는 데 사용된다. 그러나, 순환기는 그 제1 포트와 제3 포트 사이에서 완전한 절연을 제공하지 않으므로, 즉, 순방향 신호의 일부가 제3 포트로 파고 들어 반사된 신호와 간섭할 수 있으므로, (순방향 커플러(430)로부터의) 순방향 신호의 일부를 (주입 커플러(432)를 통해) 제3 포트로부터 나오는 신호로 다시 주입하는 캐리어 소거 회로가 사용된다. 캐리어 소거 회로는 이를 소거하기 위해, 주입된 부분이 제1 포트로부터 제3 포트로 파고 들어오는 임의의 신호와 180° 위상차가 있는 것을 보장하기 위해 위상 조정기(434)를 포함한다. 캐리어 소거 회로는 또한 주입된 부분의 크기가 임의의 돌파 신호와 동일함을 보장하기 위해 신호 감쇠기(436)를 포함한다.
순방향 신호의 임의의 드리프트를 보상하기 위해, 순방향 커플러(438)가 측정 채널 상에 제공된다. 순방향 커플러(438)의 커플링된 출력 및 순환기(428)의 제3 포트로부터의 반사된 신호는, 검출을 위해 커플링된 순방향 신호 또는 반사된 신호를 헤테로다인 수신기 중 어느 하나에 접속시키기 위해 제어 신호(V14)를 통해 제어기(406)에 의해 동작되는 스위치(440)의 각각의 입력 단자에 접속된다.
스위치(440)의 출력(즉, 측정 채널로부터의 출력) 및 스위치(415)의 출력(즉, 마이크로파 채널로부터의 출력)은, 측정 채널이 프로브에 에너지를 공급하고 있을 때 측정 채널의 출력이 헤테로다인 수신기에 접속되고, 마이크로파 채널이 프로브에 에너지를 공급하고 있을 때 마이크로파 채널의 출력이 헤테로다인 수신기에 접속되는 것을 보장하기 위해 1차 채널 선택 스위치와 함께 제어 신호(V15)를 통해 제어기(406)에 의해 동작 가능한 2차 채널 선택 스위치(442)의 각각의 입력 단자에 접속된다.
헤테로다인 수신기는 2차 채널 선택 스위치(442)에 의해 출력된 신호로부터 위상 및 크기 정보를 추출하는 데 사용된다. 하나의 헤테로다인 수신기가 이 시스템에 나타내어져 있지만, 필요하다면 신호가 제어기에 진입하기 전에 공급원 주파수와 혼합하여 2회 내리기 위해 (2개의 국부 발진기 및 혼합기를 포함하는) 더블 헤테로다인 수신기가 사용될 수 있다. 헤테로다인 수신기는 국부 발진기(444), 및 2차 채널 선택 스위치(442)에 의해 출력된 신호를 혼합하여 내리기 위한 혼합기(448)를 포함한다. 국부 발진기 신호의 주파수는, 혼합기(448)로부터의 출력이 제어기(406)에서 수신되기에 적절한 중간 주파수에 있도록 선택된다. 고주파 마이크로파 신호로부터 국부 발진기(444) 및 제어기(406)를 보호하기 위해 대역 통과 필터(446, 450)가 제공된다.
제어기(406)는 헤테로다인 수신기의 출력을 수신하고, 마이크로파 또는 측정 채널 상의 순방향 및/또는 반사된 신호의 위상 및 크기를 나타내는 정보를 이로부터 결정(예를 들어, 추출)한다. 이 정보는 마이크로파 채널 상의 고전력 마이크로파 EM 방사 또는 RF 채널 상의 고전력 RF EM 방사의 전달을 제어하는 데 사용될 수 있다. 사용자는, 위에서 논의된 바와 같이, 사용자 인터페이스(452)를 통해 제어기(406)와 상호 작용할 수 있다.
도 3에 나타낸 RF 채널은 제어 신호(V16)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 게이트 드라이버(456)에 접속된 RF 주파수원(454)을 포함한다. 게이트 드라이버(456)는 하프-브릿지(half-bridge) 구성인 RF 증폭기(458)에 대한 동작 신호를 공급한다. 하프-브릿지 구성의 드레인 전압은 가변 DC 공급기(460)를 통해 제어 가능하다. 출력 변환기(462)는 생성된 RF 신호를 프로브(420)로 전달하기 위한 라인으로 전송한다. 저역 통과, 대역 통과, 밴드 스톱 또는 노치 필터(464)가 고주파 마이크로파 신호로부터 RF 신호 발생기를 보호하기 위해 그 라인 상에 접속된다.
전류 변환기(466)는 조직 부하로 전달되는 전류를 측정하기 위해, RF 채널 상에 접속된다. 전압을 측정하기 위해 (출력 변환기로부터 탭핑 오프(tapping off)될 수 있는) 전위 분배기(468)가 사용된다. 전위 분배기(468) 및 전류 변환기(466)로부터의 출력 신호(즉, 전압 및 전류를 나타내는 전압 출력)가 각각의 버퍼 증폭기(470, 472) 및 전압 클램핑 제너 다이오드(voltage clamping Zener diode)(474, 476, 478, 480)(도 3에서 신호 B 및 C로 나타냄)에 의한 조건화 후에 제어기(406)에 직접 접속된다.
위상 정보를 도출하기 위해, 전압 및 전류 신호(B 및 C)가 또한 전압과 전류 파형 사이의 위상차에 비례하는 전압 출력(도 3에 A로 나타낸 바와 같음)을 생성하기 위해 그 출력 전압이 RC 회로(484)에 의해 적분되는 위상 비교기(482)(예를 들어, EXOR 게이트)에 접속된다. 이 전압 출력(신호 A)은 제어기(406)에 직접 접속된다.
마이크로파/측정 채널 및 RF 채널은 신호 결합기(114)에 접속되며, 이는 환자의 생체 조직으로 이로부터 전달(예를 들어, 방사)되는 프로브(420)로 케이블 조립체(116)를 따라 별개로 또는 동시에 양쪽 유형의 신호를 전달한다.
도파관 절연기(미도시)는 마이크로파 채널과 신호 결합기 사이의 접합부에 제공될 수 있다. 도파관 절연기는, (i) 매우 높은 마이크로파 전력(예를 들어, 10W 초과)의 통과를 허용하고; (ii) RF 전력의 통과를 차단하고; (iii) 높은 내전압(예를 들어, 10kV 초과)을 제공하는 3개의 기능을 수행하도록 구성될 수 있다. (DC 차단으로도 알려진) 용량성 구조체가 또한 도파관 절연기에(예를 들어, 내부에) 또는 이에 인접하게 제공될 수 있다. 용량성 구조체의 목적은 절연 장벽을 통한 용량성 커플링을 감소시키는 것이다.
가장 일반적으로, 본 발명은 생체 조직에서 효율적인 지혈을 수행하도록 구성된 무선 주파수(RF) 에너지 및 마이크로파 에너지 성분 모두를 갖는 파형을 제공한다. 특히, 예를 들어, 사용 중인 디바이스의 전력 전달 성능의 제한으로 인해, 또는 예를 들어, 건조 또는 탄화(charring)와 같은 생체 조직에 대한 바람직하지 않은 열 손상을 피하기 위해, 최대 이용 가능 전력이 제한되는 상황에서, 지혈이 단시간 프레임에서 발생할 수 있도록(예를 들어, 10초 이하, 바람직하게는 3초 이하), 파형이 에너지를 신속하게 전달하도록 구성된다.
따라서, 본 발명의 일 양태에 따르면, 전기 수술 장치가 제공되며, 전기 수술 장치는, 무선 주파수(RF) 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 생성하도록 구성된 전기 수술 발생기; RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 생체 조직으로 전달하기 위한 원위 팁 조립체(distal tip assembly)를 갖는 전기 수술 기구; 및 RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 전기 수술 발생기로부터 바이폴라 전기 수술 기구(bipolar electrosurgical instrument)로 전달하도록 접속된 공급 케이블을 포함하고, 전기 수술 발생기는 전달된 RF 전자기 에너지와 연관된 전압 및 전류를 검출하도록 구성되고, 발생기는, 검출된 전압 및 전류로부터 임피던스를 결정하고; 생체 조직에서 지혈을 촉진하기 위한 합성 파형으로 RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 전달하도록 동작 가능하고, 합성 파형은, 주로 RF 전자기 에너지를 포함하는 제1 부분, 및 제1 부분에 후속하는 제2 부분으로서, 주로 마이크로파 전자기 에너지를 포함하는, 상기 제2 부분을 포함하고, 제2 부분은 복수의 RF 펄스를 더 포함하고, 제1 부분은, 제1 부분의 지속 기간이 미리 정해진 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는 제1 부분 동안 발생기에 의해 결정된 임피던스가 미리 정해진 임피던스 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 중 어느 한 경우에, 제2 부분으로 이행된다.
이러한 구성에서, 합성 파형은 전도에 의한 에너지 전달을 수용하는 상태의 조직일 때 RF 신호를 사용하여 열 에너지를 전달한다. 이 때, 에너지 전달은, RF 에너지가 더 이상 효과적으로 전달되지 못하는 것을 의미하는 방식으로 조직이 상태를 변경(예를 들어, 건조됨)시킬 때까지, 또는 특정 양의 열 에너지가 전달될 때까지 계속된다. 이 시점에서, 지혈 치료가 마이크로파 에너지를 사용하여 계속되며, 이는 조직 표면에서의 탄화(charring)의 위험 없이 조직으로 더 깊이 직접적인 가열 효과를 전달할 수 있다.
미리 정해진 지속 기간 임계값은 1초 이하일 수 있다. 실제로, 미리 정해진 지속 기간 임계값은 제1 부분에서 RF 전자기 에너지에 의해 전달된 예측된 에너지에 기초하여 설정될 수 있다. 예를 들어, 제1 부분에 7줄(Joule)의 에너지를 전달하는 것이 바람직할 수 있다. RF 전자기 에너지의 전압 및 전류는, 예측된 에너지 이하의 에너지가 미리 정해진 지속 기간 임계값으로 전달되는 것을 보장하도록 제어될 수 있다.
전기 수술 발생기는 제1 부분의 시작에서 전달된 RF 전자기 에너지와 연관된 검출된 전압 및 전류로부터 초기 임피던스를 결정하도록 구성될 수 있으며, 미리 정해진 임피던스 임계값은 초기 임피던스의 사전 설정된 비율이다. 이는, 미리 정해진 임피던스 임계값에 대해 절대값을 설정할 필요가 없음을 의미한다. 이제 조직이 건조되어 비도전성이 되므로, 임피던스가 상승한다. 이러한 상승을 모니터링함으로써, 건조가, 예를 들어, 탄화(charring)로 인한 영구적인 조직 손상의 높아진 위험이 존재하는 레벨에 도달하기 전에, 제2 부분으로의 이행이 발생할 수 있다. 사전 설정 비율은 1.25 이상일 수 있으며, 즉, 결정된 임피던스가 초기 임피던스보다 25% 더 클 때 이행이 발생한다.
RF 전자기 에너지는 제1 부분에서 연속파 신호로서 전달될 수 있다. 그러나, 이것은 필수적이지는 않다. RF 에너지는 예를 들어, WO2014/181078호에 설명된 바와 같이, 일련의 펄스로 전달될 수 있다.
연속파 신호가 RF 전자기 에너지에 사용되는 경우, 신호는 90V 내지 120V 범위의 RMS 전압을 가질 수 있다. 이는, 돌발적인 열 손상의 위험을 감소시키는 방식으로 임피던스의 증가에 따라 가열이 점차 감소하는 것을 보장할 수 있다.
바람직하게는, 발생기는 제1 부분에서 RF 에너지만을 출력하도록 구성되며, 즉, 마이크로파 전자기 에너지가 제1 부분에 전달되지 않는다.
제2 부분에서, 마이크로파 에너지는 예를 들어, 사전 설정된(바람직하게는, 사용자 선택 가능한) 전력 레벨을 갖는 연속파로서 전달될 수 있다. 복수의 RF 펄스는 마이크로파 전자기 에너지와 동시에 공급될 수 있으며, 즉, RF 전자기 에너지와 마이크로파 전자기 에너지 각 RF 펄스의 지속 기간 동안 동시에 공급될 수 있다. 대안적으로, 마이크로파 전자기 에너지의 전달은 각각의 RF 펄스 동안 정지될 수 있다. 복수의 RF 펄스 각각은 생체 조직에 무시할 수 있는 열 효과를 갖도록 구성될 수 있다. 예를 들어, RF 펄스와 연관된 전압 및 전류 및/또는 지속 기간은, 열 효과를 방지하지만 임피던스 측정이 획득될 수 있게 하는 방식으로 제한될 수 있다.
복수의 RF 펄스는 규칙적으로, 예를 들어, 주기적인 방식으로 공급될 수 있다.
발생기는 제2 부분 동안 전달된 복수의 RF 펄스 각각과 연관된, 검출된 전압 및 전류로부터 임피던스 값을 결정하도록 구성될 수 있다. 이렇게 결정된 임피던스 값은 전기 수술 기구에 의해 전달되는 열 에너지의 양을 계산하는 데 사용될 수 있다.
상기 발생기는, 전기 수술 기구에 의해 전달된 열 에너지의 양이 미리 정해진 열 에너지 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는 합성 파형의 지속 기간이 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 중 어느 한 경우에, 제2 부분을 종료시키도록 동작 가능하다. 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값은, 열 확산 효과가 치료 영역을 둘러싸는 조직에서의 원하지 않는 손상을 유발하는 것을 방지하도록 설정될 수 있다. 이러한 손상의 위험은 치료될 환자의 신체의 영역에 따를 수 있다. 따라서, 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값은 치료의 유형에 따라 변할 수 있다. 일례에서, 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값은 10초 이하일 수 있다. 다른 예에서, 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값은 3초 이하일 수 있다.
대안적으로 또는 추가적으로, 발생기는, 검출된 전압 및 전류로부터 결정된 임피던스가 미리 정해진 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 제2 부분을 종료시키도록 동작 가능할 수 있다. 즉, 복수의 RF 펄스로부터 도출된 정보가 예를 들어, 조직의 탄화 또는 기구에 붙는 것을 방지하기 위해 제2 부분을 짧게 절단시키는 데 사용될 수 있다.
발생기는, 검출된 전압 및 전류로부터 결정된 임피던스; 마이크로파 전자기 에너지에 대해 선택된 전력; 전기 수술 기구로부터 전달되는 에너지의 양; 원위 단부 조립체에서의 조직의 상태를 나타내는 정보 중 임의의 하나 이상을 나타내도록 구성된 디스플레이를 포함할 수 있다. 조직의 상태를 나타내는 정보는 결정된 임피던스 값으로부터 도출될 수 있으며, 예를 들어, 치료 중인 조직에 출혈이 있는지 여부를 나타내는 단순한 그래픽 표시기일 수 있다.
전기 수술 기구는 RF 및 마이크로파 에너지를 전달하기에 적절한 디바이스일 수 있다. 예를 들어, 전기 수술 기구는 바이폴라 에너지 전달 구성을 가질 수 있으며, 여기서 원위 팁 조립체는 유전체 재료에 의해 분리된 제1 전극 및 제2 전극을 포함한다. 제1 및 제2 도전성 요소가, 원위 단부 조립체에 인접하게 위치된 생체 조직을 통해 RF 전자기 에너지를 전달하는 활성 및 회귀 전극으로서, 및 마이크로파 전자기 에너지를 생체 조직으로 방사하는 근거리 안테나로서 기능하도록 구성될 수 있다.
공급 케이블은 유전체 재료에 의해 외부 도전체로부터 분리된 내부 도전체를 갖는 동축 케이블일 수 있다. 내부 도전체는 제1 전극에 전기적으로 접속되거나 제1 전극의 일부를 형성할 수 있다. 외부 도전체는 제2 전극에 전기적으로 접속되거나 제2 전극의 일부를 형성할 수 있다.
본 발명의 장치는 수술 스코핑 디바이스(surgical scoping device), 예를 들어, 내시경, 위 내시경, 복강경 등을 포함하거나 이와 함께 사용될 수 있다. 스코핑 디바이스는 환자의 신체 외부에 위치하는 하우징, 및 하우징으로부터 연장되고 환자의 신체 내로 삽입되어 치료 부위에 도달하는 기구 코드(instrument cord)를 가질 수 있다. 기구 코드는 통과하는 기구 채널을 가질 수 있으며, 전기 수술 기구 및 공급 케이블은 RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 치료 부위에 전달하기 위해 기구 채널 내에 맞추도록 치수가 정해질 수 있다.
본 발명은 스코핑 디바이스 환경에서 사용될 때, 특히 기구 채널의 원위 단부에서 마이크로파 전자기 에너지의 최대 가용 전력이 케이블을 따른 손실로 인해 제한되는 경우에 특히 유리할 수 있다. 마이크로파 전자기 에너지의 최대 가용 전력이 40W 이하인 경우, 본 발명의 합성 파형은 마이크로파 에너지만을 사용하는 경우보다 더욱 신속하고 효율적인 지혈을 가능하게 할 수 있다.
위에서 기재된 발생기는 본 발명의 독립적인 양태일 수 있다.
본 발명의 다른 양태에서, RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 전기 수술 발생기로부터, RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 생체 조직으로 전달하기 위한 원위 팁 조립체를 갖는 전기 수술 기구로 전달하는 방법이 제공되며, 본 방법은, 생체 조직에서 지혈을 촉진하기 위한 합성 파형으로 RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 전달하도록 발생기를 동작시키는 단계를 포함하고, 합성 파형은, 주로 RF 전자기 에너지를 포함하는 제1 부분, 및 제1 부분에 후속하는 제2 부분으로서, 주로 마이크로파 전자기 에너지를 포함하는, 상기 제2 부분을 포함하고, 제2 부분은 복수의 RF 펄스를 더 포함하고, 제1 부분은, 제1 부분의 지속 기간이 미리 정해진 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는 제1 부분 동안 발생기에 의해 결정된 임피던스가 미리 정해진 임피던스 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 중 어느 한 경우에, 제2 부분으로 이행된다.
본 방법은 위에서 논의된 발생기에 의해 수행되는 임의의 동작을 포함할 수 있다.
본 명세서에서, "마이크로파"는 400㎒ 내지 100㎓, 바람직하게는 1㎓ 내지 60㎓의 주파수 범위를 나타내기 위해 광범위하게 사용될 수 있다. 고려된 특정 주파수는 915㎒, 2.45㎓, 3.3㎓, 5.8㎓, 10㎓, 14.5㎓ 및 24㎓이다. 대조적으로, 이 사양은 "무선 주파수" 또는 "RF"를 사용하여 주파수 범위가 최소 3자리 더 낮은 것을 나타낸다. 최대 300㎒, 바람직하게는 10kHz 내지 1㎒이다.
본 발명은 영국 특허 제2 486 343호에 개시된 전기 수술 장치(400)를 참조하여 위에서 기재된 임의의 또는 모든 구성 요소(개별적으로 또는 임의의 조합으로)와 결합될 수 있다. 예를 들어, RF 채널 및 마이크로파 채널은 위에서 각각 기재된 RF 채널 및 마이크로파 채널의 임의의 또는 모든 구성 요소를 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예가 첨부 도면을 참조하여 이하에서 설명된다:
도 1은 본 발명의 일 실시예에서 사용하기 위한 전기 수술 시스템을 나타내는 개략도;
도 2는 본 발명에서 사용하기에 적합한 전기 수술 기구를 통한 단면도;
도 3은 본 발명이 사용될 수 있는 전기 수술 장치의 전체적인 개략 시스템도; 및
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 합성 응고 파형의 개략도.
상세한 설명; 추가 옵션 및 참조
도 1은 RF 에너지 및 마이크로파 에너지를 전기 수술 기구의 원위 단부에 공급할 수 있는 완전한 전기 수술 시스템(100)의 개략도이다. 시스템(100)은 무선 주파수(RF) 및 마이크로파 에너지를 제어 가능하게 공급하기 위한 발생기(102)를 포함한다. 발생기(102)는 도 3을 참조하여 위에서 논의된 전기 수술 장치(400)에 나타낸 바와 같을 수 있다. 발생기(102)는 기구로 전달될 적절한 신호를 결정하기 위해 기구로부터 다시 수신된 반사 신호를 모니터링하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 발생기는 최적의 전달 전력 레벨을 결정하기 위해 기구의 원위 단부에서 보이는 임피던스를 계산하도록 구성될 수 있다. 이에 대해서는 아래에서 더욱 상세히 설명한다.
발생기(102)는 인터페이스 케이블(104)에 의해 인터페이스 접합부(106)에 접속된다. 인터페이스 접합부(106)는 또한 필수적일 필요는 없지만, 주사기와 같은 유체 전달 디바이스(108)로부터 유체 공급(107)을 수용하도록 접속될 수 있다. 필요한 경우, 인터페이스 접합부(106)는 예를 들어, 하나 이상의 제어 와이어 또는 푸시 로드(미도시)의 길이 방향(전후) 이동을 제어하기 위하여, 트리거(110)를 슬라이딩시킴으로서 동작 가능한 기구 제어 메커니즘을 수용할 수 있다. 복수의 제어 와이어가 있는 경우, 인터페이스 접합부 상에 복수의 슬라이딩 트리거가 있어 전체 제어를 제공할 수 있다. 인터페이스 접합부(106)의 기능은 발생기(102), 유체 전달 디바이스(108) 및 기구 제어 메커니즘으로부터의 입력을, 인터페이스 접합부(106)의 원위 단부로부터 연장되는 단일 가요성 샤프트(112)로 결합시키는 것이다.
가요성 샤프트(112)는 내시경, 위 내시경, 복강경 등과 같은 수술 스코핑 디바이스(114)의 기구(작업) 채널의 전체 길이에 걸쳐 삽입될 수 있다.
수술 스코핑 디바이스(114)는 다수의 입력 포트 및 기구 코드(120)가 이로부터 연장되는 출력 포트를 갖는 본체(116)를 포함한다. 기구 코드(120)는 복수의 내강(lumen)을 둘러싸는 외부 재킷을 포함한다. 복수의 내강은 본체(116)로부터 기구 코드(120)의 원위 단부로 다양한 것을 전달한다. 복수의 내강 중 하나는 위에서 논의된 기구 채널이다. 다른 내강은 예를 들어, 원위 단부에서 조명을 제공하거나 원위 단부로부터 이미지를 수집하기 위해 광 방사를 전달하기 위한 채널을 포함할 수 있다. 본체(116)는 원위 단부를 보기 위한 아이 피스(122)를 포함할 수 있다. 원위 단부에서 조명을 제공하기 위해, 광원(124)(예를 들어, LED 등)은 조명 입력 포트(126)에 의해 본체(116)에 접속될 수 있다.
가요성 샤프트(112)는 수술 스코핑 디바이스(114)의 기구 채널을 통과하여 기관지경 튜브의 원위 단부에서 (예를 들어, 환자 내부로) 돌출하도록 형상화된 원위 조립체(118)(도 1에서 스케일대로 도시되지 않음)를 갖는다. 원위 단부 조립체는 무선 주파수 및/또는 마이크로파 에너지를 생체 조직으로 전달하기 위한 활성 팁(tip)을 포함한다.
원위 조립체(118)의 구조는 2.0㎜ 이하, 예를 들어 1.9㎜ 미만(더욱 바람직하게는 1.5㎜ 미만)의 최대 외경을 갖도록 구성될 수 있고, 가요성 샤프트의 길이는 1.2m 이상이 될 수 있다.
본체(116)는 무선 주파수 및 마이크로파 에너지를 발생기(102)로부터 원위 조립체(118)로 전달할 수 있는 동축 케이블(예를 들어, 통상의 동축 케이블)을 포함하는 가요성 샤프트에 접속하기 위한 전력 입력 포트(128)를 포함한다. 1.19㎜(0.047"), 1.35㎜(0.053"), 1.40㎜(0.055"), 1.60㎜(0.063"), 1.78㎜(0.070")의 외경을 갖고 ENB 디바이스의 기구 채널을 물리적으로 핏팅 다운(fitting down)할 수 있는 동축 케이블이 이용 가능하다. 맞춤형-크기의 동축 케이블(즉, 주문 제작)도 사용될 수 있다.
기구 코드(120)의 적어도 원위 단부의 위치를 제어하는 것이 바람직할 수 있다. 본체(116)는 기구 코드(120)를 통해 연장될 수 있는 하나 이상의 제어 와이어(미도시)에 의해 기구 코드(120)의 원위 단부에 기계적으로 커플링되는 제어 액츄에이터(130)를 포함할 수 있다. 제어 와이어는 기구 채널 내에서 또는 자신의 전용 채널 내에서 이동할 수 있다. 제어 액츄에이터(130)는 레버 또는 회전 가능한 노브(knob), 또는 임의의 다른 공지된 카테터 조작 디바이스일 수 있다. 기구 코드(120)의 조작은 예를 들어, 컴퓨터 단층 촬영(CT) 이미지에서 조립된 가상 3차원 맵을 사용하여 소프트웨어 지원될 수 있다.
도 2는 원위 조립체(118)에서 RF 에너지 및 마이크로파 에너지를 생체 조직으로 전달하는 데 사용될 수 있는 전기 수술 기구(200)의 원위 단부의 단면도이다. 전기 수술 기구(200)는 무선 주파수(RF) 및 마이크로파 에너지를 전달하기 위해 그 근위 단부에서 전기 수술 발생기(미도시)에 접속된 동축 케이블(202)을 포함한다. 동축 케이블(202)은 제1 유전체 재료(210)에 의해 외부 도전체(208)로부터 분리된 내부 도전체(206)를 포함한다. 동축 케이블(202)은 마이크로파 에너지에 대해 낮은 손실이 바람직하다. 원위 단부로부터 반사된 마이크로파 에너지의 역 전파를 억제하여 디바이스를 따라 역방향 가열을 제한하기 위해 초크(choke)(미도시)가 동축 케이블 상에 제공될 수 있다.
동축 케이블(202)은 방사 팁 섹션(204)을 갖는 그 원위 단부에서 종단된다. 이 실시예에서, 방사 팁 섹션(204)은, 외부 도전체(208)의 원위 단부(209) 앞에 연장되는 내부 도전체(206)의 원위 도전성 섹션(212)을 포함한다. 원위 도전성 섹션(212)은 제1 유전체 재료(210)와 동일하거나 상이할 수 있는 제2 유전체 재료로 형성된 유전체 팁(214)에 의해 그 원위 단부에서 둘러싸여 있다. 유전체 팁(214)의 길이는 원위 도전성 섹션(212)의 길이보다 더 짧다.
동축 케이블(202) 및 방사 팁 섹션(204)은 그 최외측 표면 위에 형성된 생체에 적합한 외부 시스(sheath)(미도시)를 가질 수 있다. 외부 시스(218)는 생체에 적합한 재료로 형성될 수 있다.
유전체 팁(214)은 임의의 적절한 원위 형태, 예를 들어, 돔 형태, 원통 형태, 원뿔 형태 등 중 임의의 것을 가질 수 있다. 작은 채널을 통해 안테나가 이동함에 따라 안테나의 이동성을 증가시키기 때문에 부드러운 돔 형태가 바람직할 수 있다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에서 위에서 논의된 것과 같은 전기 수술 기구로부터 전달하기 위한 합성 응고(지혈) 파형(500)의 개략도이다. 도 4에서, 파형(500)은 x-축을 따른 시간 및 y-축을 따른 신호 강도를 갖는 그래프로서 도시된다. 파형(500)은 이하에 기술된 스키마에 따라 개별적으로 또는 동시에 공급되는 RF 신호(502) 및 마이크로파 신호(504)를 포함한다.
본 발명의 합성 파형(500)은, RF 에너지(502)가 단독으로 또는 생체 조직에 대해 무시할 수 있는 효과를 갖는 레벨의 마이크로파 에너지(504)와 함께 전달되는 제1 부분(506)을 포함한다. 기구의 단부에서의 임피던스는 예를 들어, 도 3을 참조하여 위에서 논의된 검출 설정을 사용하여 전달된 RF 에너지와 연관된 전압 및 전류를 검출함으로써 모니터링된다.
제1 부분(506)에 후속하여, 합성 파형(500)은, 마이크로파 에너지(504)가 생체 조직으로 전달되는 제2 부분(508)을 포함한다. 제2 부분 동안, 동시에 발생하는 RF 에너지의 복수의 짧은 펄스(510)가 주기적인 방식으로 전달된다. 각각의 펄스(510)의 지속 기간은 임피던스 측정이 획득될 수 있도록 구성된다. 임피던스 측정은 제2 부분(508)에 대한 지속 기간을 결정하기 위해, 즉, 파형(500)을 종단할 때를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 측정된 임피던스는 발생기 상의 디스플레이(미도시)를 업데이트하는 데 사용될 수 있다. 디스플레이는 임피던스에 대한 값을 나타낼 수 있거나, 예를 들어, 조직이 출혈하고 있는지 여부에 대한 직접적인 표시를 제공하기 위해, 기구의 원위 단부에서의 조직 상태의 그래픽적인 표현을 나타낼 수 있다. 다른 예에서, 임피던스 측정은 예를 들어, 전달된 전력에 대한 알려진 정보를 사용하여 조직으로 전달되는 에너지의 양의 계산을 업데이트하는 데 사용될 수 있다. 전달된 에너지는 또한 수술자에게 표시될 수 있다. 디스플레이는 주기적으로, 예를 들어 1초 간격으로 업데이트될 수 있다.
제1 부분(506)의 지속 시간(512)이 미리 정해진 임계값에 도달하거나 초과할 경우 또는 제1 부분(506) 동안 획득된 검출된 임피던스가 미리 정해진 임계값에 도달하거나 초과할 경우 중 어느 것이든 먼저 발생될 때, 제1 부분(506)과 제2 부분(508) 사이의 이행이 발생된다. 지속 기간에 대한 미리 정해진 임계값은 1초 이하일 수 있으며, 조직 임피던스에 대한 미리 정해진 임계값은 초기 측정된 임피던스의 특정 비율로 설정될 수 있다. 예를 들어, 미리 정해진 임계값은 초기 임피던스 값보다 25 % 더 높게 설정될 수 있다.
제1 부분(506)의 목적은, 조직에 탄화를 유발하지 않고 가능한 신속하게 에너지가 전달될 수 있게 하는 것이다. 이 부분의 RF 에너지(502)는, 조직 임피던스가 상승함에 따라 가열이 차츰 감소되게 하는 레벨로 설정된 RMS 전압을 갖는 연속파 신호일 수 있다. 예를 들어, RF 에너지의 RMS 전압은 90V 내지 120V 범위에서 설정될 수 있다. 제2 부분(508)은 조직 탄화의 위험 없이 조직 가열(지혈) 효과를 유지하기 위해 제1 부분(506) 후에 전환되도록 구성된다. 제1 부분 동안 조직의 일부 국부적인 건조가 있었다고 해도, 기구에 의해 방출된 마이크로파 필드는, 응고 성능이 교착되지 않도록 이러한 건조된(및 그에 따라 비도전성의) 조직을 통해 전파될 수 있다.
기구와의 경계 부근에서만 가열된 조직으로부터 도출될 수 있는 열 확산 효과와는 구분되는 직접 조직 가열의 더 큰 깊이를 달성할 수 있으므로, RF 에너지 인가 후에 마이크로파 주파수 에너지를 사용하는 것이 유리하다.
마이크로파 에너지의 주파수는 원하는 깊이의 가열을 제공하도록 선택된다. 일반적으로, 마이크로파 주파수가 낮을수록, 생체 조직의 직접 가열 깊이가 커진다. 따라서, 치료될 조직의 아래에 위치하는 근육층을 손상시킬 우려가 없는 위치에서 치료가 수행되어야 한다면, 원하는 영역으로의 에너지 전달을 제한하기 위해 (5.8㎓ 이상과 같은) 마이크로파 주파수를 선택하는 것이 바람직하다.
유사한 이유로, 바이폴라 전극 구성을 갖는 기구로부터 RF 에너지를 전달하는 것이 바람직하며, 즉, 여기서 RF 에너지에 대한 경로는 기기 팁 주위의 영역에 국한된다. 이는 모노폴라 기구와 연관된 제한을 피할 수 있으며, 여기서 조직과 접촉하는 모노폴라 전극 팁과 관련 환자 회귀 패드(return pad) 사이의 전기 경로가 최소의 전기 저항의 경로를 따를 것이며, 이는 차례로 조직과 기구의 접촉점으로부터의 (알려지지 않은) 거리에서 상당한 가열을 유발할 수 있다. 실제로 최소 저항의 경로는, 통상적으로 원격 열 손상의 위험과 범위를 증가시킬 수 있는 혈관의 내용물을 통한다.
기구가 수술 스코핑 디바이스의 기구 채널 아래로 삽입될 때 특히 관련이 있는 마이크로파 에너지에 대한 주파수를 선택할 때의 추가적인 제약은 에너지 전달 케이블에서 마이크로파 주파수가 높을수록 부분적 손실이 커진다는 것이다. 케이블에서의 손실은 내강 내 가열을 유발하며, 이는 케이블의 길이를 따라 원하지 않는 부수적인 손상을 방지하기 위해 제한되거나 제거되어야 한다. 내강 내 가열을 제거하는 것은 순환 냉각제를 필요로 할 수 있으며, 이는 이미 제한된 작업 환경에서 보다 복잡한 전달 구조를 필요로 한다. 케이블 손실을 제한하는 것은 필연적으로 기구의 원위 단부에서 사용할 수 있는 전력이 더 적다는 것을 의미한다. 이는 열 에너지의 전체의 필요한 양을 전달하기 위해 더 많은 시간이 필요하다는 것을 의미할 수 있으며, 이는 치료 기간이 길어질수록 주위 근육 조직에 손상을 유발하고, 혈액의 흐름이 국부적인 치료 부위로부터 열 에너지를 멀리 가져가는 역할을 하는 관류 냉각을 유발할 수 있는 열 확산 효과가 더 커지기 때문에 바람직하지 않을 수 있다.
파형(500)은 위에서 개략적으로 나타낸 인자들 사이의 균형을 나타낸다. 제1 부분(506)은 (탄화 또는 다른 원하지 않는 열 손상을 유발하지 않고) 생체 조직이 생체 조직이 RF 에너지를 가장 잘 받아들일 수 있는 시점에서 RF 에너지를 전달하는 한편, 제2 부분(508)은 원하는 지속 기간 내에서 전체 열 에너지량을 전달하기 위하여 제1 부분(506)에서 RF 에너지에 의해 개시되는 지혈 효과를 지속할 수 있다.
열 확산으로 인한 조직 손상 영역을 제어하기 위해서, 파형(500)의 지속 기간(514)을 10초 이하로 하는 것이 바람직하다. 그러나, 수용 가능한 실제 지속 기간은 치료 영역의 위치에 따라 변할 수 있다. 예를 들어, 하부 위장관에서의 치료는 주위 근육 조직에 대한 손상을 피하기 위하여, 예를 들어, 3초 이하의 보다 짧은 전체 치료 시간을 가질 필요가 있을 수 있다. 한편, 응고될 출혈이 위장관의 벽에 밀접하게 커플링되지 않은 조직에 있는 경우, 예를 들어, 유경성 용종(pedunculated polyp)의 경우, 응고 파형(500)은 원하지 않는 손상을 유발하지 않고 반복적으로 인가될 수 있다. 제2 부분(508) 동안, 마이크로파 에너지는 사전 설정된(예를 들어, 사용자 정의된) 전력 레벨을 갖는 연속파 신호로서 공급될 수 있다.

Claims (28)

  1. 전기 수술 장치로서,
    무선 주파수(radiofrequency: RF) 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 생성하도록 구성된 전기 수술 발생기;
    상기 RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 생체 조직으로 전달하기 위한 원위 팁 조립체(distal tip assembly)를 갖는 전기 수술 기구; 및
    상기 RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 상기 전기 수술 발생기로부터 바이폴라 전기 수술 기구(bipolar electrosurgical instrument)로 전달하도록 접속된 공급 케이블을 포함하되,
    상기 전기 수술 발생기는 전달된 RF 전자기 에너지와 연관된 전압 및 전류를 검출하도록 구성되고,
    상기 발생기는,
    검출된 전압 및 전류로부터 임피던스를 결정하고;
    생체 조직에서 지혈을 촉진하기 위한 합성 파형으로 상기 RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 전달하도록 동작 가능하고, 상기 합성 파형은,
    주로 상기 RF 전자기 에너지를 포함하는 제1 부분, 및
    상기 제1 부분에 후속하는 제2 부분으로서, 주로 상기 마이크로파 전자기 에너지를 포함하는, 상기 제2 부분을 포함하고,
    상기 제2 부분은 복수의 RF 펄스를 더 포함하고,
    상기 제1 부분은,
    상기 제1 부분의 지속 기간이 미리 정해진 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는
    상기 제1 부분 동안 상기 발생기에 의해 결정된 임피던스가 미리 정해진 임피던스 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 중 어느 한 경우에, 상기 제2 부분으로 이행되는, 전기 수술 장치.
  2. 제1항에 있어서, 상기 미리 정해진 지속 기간 임계값은 1초 이하인, 전기 수술 장치.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 전기 수술 발생기는 상기 제1 부분의 시작에서 전달된 상기 RF 전자기 에너지와 연관된 검출된 전압 및 전류로부터 초기 임피던스를 결정하도록 구성되고, 상기 미리 정해진 임피던스 임계값은 상기 초기 임피던스의 사전 설정된 비율인, 전기 수술 장치.
  4. 제3항에 있어서, 상기 사전 설정된 비율은 1.25 이상인, 전기 수술 장치.
  5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 RF 전자기 에너지는 상기 제1 부분에서 연속파 신호로서 전달되는, 전기 수술 장치.
  6. 제5항에 있어서, RF 전자기 에너지의 상기 연속파 신호는 90V 내지 120V 범위의 RMS 전압을 갖는, 전기 수술 장치.
  7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 마이크로파 전자기 에너지는 상기 제1 부분에서 전달되지 않는, 전기 수술 장치.
  8. 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 마이크로파 에너지는 상기 제2 부분에서 연속파로서 전달되는, 전기 수술 장치.
  9. 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 발생기는 상기 제2 부분 동안 전달된 상기 복수의 RF 펄스 각각과 연관된, 검출된 전압 및 전류로부터 임피던스 값을 결정하도록 구성되는, 전기 수술 장치.
  10. 제9항에 있어서, 상기 결정된 임피던스 값은 상기 전기 수술 기구에 의해 전달된 열 에너지의 양을 계산하는 데 사용되는, 전기 수술 장치.
  11. 제1항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 RF 펄스는 상기 마이크로파 전자기 에너지와 동시에 공급되는, 전기 수술 장치.
  12. 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 RF 펄스는 주기적 방식으로 공급되는, 전기 수술 장치.
  13. 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 RF 펄스의 각각은 상기 생체 조직에 대해 무시할 수 있는 열 효과를 갖도록 구성되는, 전기 수술 장치.
  14. 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 발생기는,
    상기 전기 수술 기구에 의해 전달된 열 에너지의 양이 미리 정해진 열 에너지 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는
    상기 합성 파형의 지속 기간이 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우
    중 어느 한 경우에, 상기 제2 부분을 종료시키도록 동작 가능한, 전기 수술 장치.
  15. 제14항에 있어서, 상기 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값은 10초 이하인, 전기 수술 장치.
  16. 제14항에 있어서, 상기 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값은 3초 이하인, 전기 수술 장치.
  17. 제1항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 발생기는, 상기 복수의 RF 펄스 중 하나와 연관된 상기 검출된 전압 및 전류로부터 결정된 임피던스가 미리 정해진 임계값을 충족시키거나 초과할 경우 상기 제2 부분을 종료시키도록 동작 가능한, 전기 수술 장치.
  18. 제1항 내지 제17항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 발생기는,
    상기 검출된 전압 및 전류로부터 결정된 상기 임피던스;
    상기 마이크로파 전자기 에너지에 대해 선택된 전력;
    상기 전기 수술 기구로부터 전달되는 에너지의 양;
    상기 원위 단부 조립체에서의 조직의 상태를 나타내는 정보
    중 임의의 하나 이상을 나타내도록 구성된 디스플레이를 포함하는, 전기 수술 장치.
  19. 제1항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기 수술 기구는 바이폴라 에너지 전달 구성을 가지며, 이에 의해 상기 원위 팁 조립체는 유전체 재료에 의해 분리된 제1 전극 및 제2 전극을 포함하는, 전기 수술 장치.
  20. 제19항에 있어서, 제1 도전성 요소 및 제2 도전성 요소는,
    상기 원위 단부 조립체에 인접하게 위치된 생체 조직을 통해 RF 전자기 에너지를 전달하는 활성 및 회귀 전극으로서, 그리고
    상기 마이크로파 전자기 에너지를 생체 조직으로 방사하는 근거리 안테나로서
    기능하도록 구성되는, 전기 수술 장치.
  21. 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 치료 부위에 도달하기 위해 환자의 신체 내로 삽입하기 위한 기구 코드(instrument cord)를 갖는 수술 스코핑 디바이스(surgical scoping device)를 포함하고, 상기 기구 코드는 통과하는 기구 채널을 가지며, 상기 전기 수술 기구 및 상기 공급 케이블은 상기 RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 상기 치료 부위에 전달하기 위해 상기 기구 채널 내에 맞추도록 치수가 정해지는, 전기 수술 장치.
  22. 제21항에 있어서, 상기 기구 채널의 원위 단부에서의 마이크로파 전자기 에너지의 최대 가용 전력은 40W 이하인, 전기 수술 장치.
  23. RF 전자기 에너지 및 마이크로파 전자기 에너지를 전기 수술 발생기로부터, 상기 RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 생체 조직으로 전달하기 위한 원위 팁 조립체를 갖는 전기 수술 기구로 전달하는 방법으로서, 생체 조직에서 지혈을 촉진하기 위한 합성 파형으로 상기 RF 전자기 에너지 및 상기 마이크로파 전자기 에너지를 전달하도록 상기 발생기를 동작시키는 단계를 포함하되, 상기 합성 파형은,
    주로 상기 RF 전자기 에너지를 포함하는 제1 부분, 및
    상기 제1 부분에 후속하는 제2 부분으로서, 주로 상기 마이크로파 전자기 에너지를 포함하는, 상기 제2 부분을 포함하고,
    상기 제2 부분은 복수의 RF 펄스를 더 포함하고,
    상기 제1 부분은,
    상기 제1 부분의 지속 기간이 미리 정해진 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는
    상기 제1 부분 동안 상기 발생기에 의해 결정된 임피던스가 미리 정해진 임피던스 임계값을 충족시키거나 초과할 경우
    중 어느 한 경우에, 상기 제2 부분으로 이행되는, 방법.
  24. 제23항에 있어서, 상기 RF 전자기 에너지의 검출된 전압 및 전류로부터 상기 임피던스를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
  25. 제24항에 있어서, 상기 제1 부분의 시작에서 전달되는 상기 RF 전자기 에너지와 연관된 상기 검출된 전압 및 전류로부터 초기 임피던스를 결정하는 단계를 포함하고, 상기 미리 정해진 임피던스 임계값은 상기 초기 임피던스의 사전 설정된 비율인, 방법.
  26. 제23항 내지 제25항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제2 부분 동안 전달된 상기 복수의 RF 펄스 각각과 연관된, 검출된 전압 및 전류로부터 임피던스 값을 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
  27. 제26항에 있어서, 결정된 임피던스 값에 기초하여 상기 전기 수술 기구에 의해 전달되는 열 에너지의 양을 계산하는 단계를 포함하는, 방법.
  28. 제23항 내지 제27항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 전기 수술 기구에 의해 전달된 열 에너지의 양이 미리 정해진 열 에너지 임계값을 충족시키거나 초과할 경우, 또는
    상기 합성 파형의 지속 기간이 미리 정해진 전체 지속 기간 임계값을 충족시키거나 초과할 경우
    중 어느 한 경우에, 상기 제2 부분을 종료시키는 단계를 포함하는, 방법.
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