KR20220007884A - 전기수술 시스템 및 방법 - Google Patents
전기수술 시스템 및 방법 Download PDFInfo
- Publication number
- KR20220007884A KR20220007884A KR1020217040381A KR20217040381A KR20220007884A KR 20220007884 A KR20220007884 A KR 20220007884A KR 1020217040381 A KR1020217040381 A KR 1020217040381A KR 20217040381 A KR20217040381 A KR 20217040381A KR 20220007884 A KR20220007884 A KR 20220007884A
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- impedance
- energy
- electrosurgical
- control circuit
- phase
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 325
- 238000001827 electrotherapy Methods 0.000 claims abstract description 178
- 230000004044 response Effects 0.000 claims abstract description 61
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 claims description 237
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 154
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 140
- 238000001035 drying Methods 0.000 claims description 127
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 83
- 238000012546 transfer Methods 0.000 claims description 51
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 43
- 239000012530 fluid Substances 0.000 claims description 37
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 claims description 37
- 238000007789 sealing Methods 0.000 claims description 36
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims description 36
- 238000002847 impedance measurement Methods 0.000 claims description 29
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 20
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 claims description 10
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 claims description 10
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 10
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 abstract description 34
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 abstract description 30
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 754
- 239000012071 phase Substances 0.000 description 403
- 230000006870 function Effects 0.000 description 49
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 36
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 35
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 31
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 20
- 238000009835 boiling Methods 0.000 description 16
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 15
- 230000008569 process Effects 0.000 description 14
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 13
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 13
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 12
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 12
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 11
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 11
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 11
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 9
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 9
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 8
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 8
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 8
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 8
- 239000000463 material Substances 0.000 description 8
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 7
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 5
- 238000009833 condensation Methods 0.000 description 5
- 238000009258 post-therapy Methods 0.000 description 5
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 5
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 description 4
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 description 4
- 230000005494 condensation Effects 0.000 description 4
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 4
- 230000018044 dehydration Effects 0.000 description 4
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 4
- 238000012886 linear function Methods 0.000 description 4
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 4
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 4
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 4
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 4
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 4
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 4
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 4
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 4
- DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M Ilexoside XXIX Chemical compound C[C@@H]1CC[C@@]2(CC[C@@]3(C(=CC[C@H]4[C@]3(CC[C@@H]5[C@@]4(CC[C@@H](C5(C)C)OS(=O)(=O)[O-])C)C)[C@@H]2[C@]1(C)O)C)C(=O)O[C@H]6[C@@H]([C@H]([C@@H]([C@H](O6)CO)O)O)O.[Na+] DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M 0.000 description 3
- 206010027476 Metastases Diseases 0.000 description 3
- 239000000654 additive Substances 0.000 description 3
- 230000000996 additive effect Effects 0.000 description 3
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 3
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 3
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 3
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 3
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 3
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 3
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 3
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 description 3
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 3
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 3
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 3
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 3
- 230000009401 metastasis Effects 0.000 description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 3
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 3
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 3
- 229910052708 sodium Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000011734 sodium Substances 0.000 description 3
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 3
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 description 3
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 230000005465 channeling Effects 0.000 description 2
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 230000001934 delay Effects 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 238000002224 dissection Methods 0.000 description 2
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 2
- 210000003195 fascia Anatomy 0.000 description 2
- 230000002496 gastric effect Effects 0.000 description 2
- 230000005764 inhibitory process Effects 0.000 description 2
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 description 2
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 2
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 description 2
- 230000001343 mnemonic effect Effects 0.000 description 2
- 230000017074 necrotic cell death Effects 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 2
- 230000000451 tissue damage Effects 0.000 description 2
- 231100000827 tissue damage Toxicity 0.000 description 2
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 2
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 1
- 208000010392 Bone Fractures Diseases 0.000 description 1
- 206010019909 Hernia Diseases 0.000 description 1
- 241000699670 Mus sp. Species 0.000 description 1
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 1
- 238000007486 appendectomy Methods 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 210000000941 bile Anatomy 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 230000009172 bursting Effects 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000002192 cholecystectomy Methods 0.000 description 1
- 230000001112 coagulating effect Effects 0.000 description 1
- 238000012321 colectomy Methods 0.000 description 1
- 230000002860 competitive effect Effects 0.000 description 1
- 230000001010 compromised effect Effects 0.000 description 1
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 1
- 238000009799 cystectomy Methods 0.000 description 1
- 238000003066 decision tree Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 1
- 210000003722 extracellular fluid Anatomy 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 238000009472 formulation Methods 0.000 description 1
- 210000000232 gallbladder Anatomy 0.000 description 1
- 239000003292 glue Substances 0.000 description 1
- 230000002440 hepatic effect Effects 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 1
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 1
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 238000002357 laparoscopic surgery Methods 0.000 description 1
- 239000007791 liquid phase Substances 0.000 description 1
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 1
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 230000005012 migration Effects 0.000 description 1
- 238000013508 migration Methods 0.000 description 1
- 230000000116 mitigating effect Effects 0.000 description 1
- 238000013059 nephrectomy Methods 0.000 description 1
- 210000002747 omentum Anatomy 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
- 230000002980 postoperative effect Effects 0.000 description 1
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 1
- 230000000644 propagated effect Effects 0.000 description 1
- 238000011471 prostatectomy Methods 0.000 description 1
- 230000035484 reaction time Effects 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 230000008439 repair process Effects 0.000 description 1
- 238000002271 resection Methods 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
- 238000005096 rolling process Methods 0.000 description 1
- 230000028327 secretion Effects 0.000 description 1
- 238000007682 sleeve gastrectomy Methods 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 230000008093 supporting effect Effects 0.000 description 1
- 230000008961 swelling Effects 0.000 description 1
- 230000002277 temperature effect Effects 0.000 description 1
- 238000009210 therapy by ultrasound Methods 0.000 description 1
- 230000032258 transport Effects 0.000 description 1
- 230000008733 trauma Effects 0.000 description 1
- 239000012808 vapor phase Substances 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
- 238000003466 welding Methods 0.000 description 1
- 238000009736 wetting Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B18/1233—Generators therefor with circuits for assuring patient safety
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1442—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1442—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps
- A61B18/1445—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps at the distal end of a shaft, e.g. forceps or scissors at the end of a rigid rod
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00115—Electrical control of surgical instruments with audible or visual output
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00132—Setting operation time of a device
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00137—Details of operation mode
- A61B2017/00154—Details of operation mode pulsed
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00137—Details of operation mode
- A61B2017/00154—Details of operation mode pulsed
- A61B2017/00194—Means for setting or varying the repetition rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
- A61B2018/00589—Coagulation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
- A61B2018/00595—Cauterization
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
- A61B2018/0063—Sealing
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
- A61B2018/00648—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control using more than one sensed parameter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
- A61B2018/00654—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control with individual control of each of a plurality of energy emitting elements
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
- A61B2018/00678—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value upper
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00684—Sensing and controlling the application of energy using lookup tables
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00702—Power or energy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00702—Power or energy
- A61B2018/00708—Power or energy switching the power on or off
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00714—Temperature
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/0072—Current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/0075—Phase
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00755—Resistance or impedance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00761—Duration
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00767—Voltage
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00779—Power or energy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00791—Temperature
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00827—Current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00845—Frequency
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00869—Phase
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00875—Resistance or impedance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00886—Duration
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00892—Voltage
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00898—Alarms or notifications created in response to an abnormal condition
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/0091—Handpieces of the surgical instrument or device
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/0091—Handpieces of the surgical instrument or device
- A61B2018/00916—Handpieces of the surgical instrument or device with means for switching or controlling the main function of the instrument or device
- A61B2018/00928—Handpieces of the surgical instrument or device with means for switching or controlling the main function of the instrument or device by sending a signal to an external energy source
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00994—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body combining two or more different kinds of non-mechanical energy or combining one or more non-mechanical energies with ultrasound
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1442—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps
- A61B2018/1452—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps including means for cutting
- A61B2018/1455—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps including means for cutting having a moving blade for cutting tissue grasped by the jaws
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B2018/1467—Probes or electrodes therefor using more than two electrodes on a single probe
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
- A61B90/06—Measuring instruments not otherwise provided for
- A61B2090/064—Measuring instruments not otherwise provided for for measuring force, pressure or mechanical tension
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Power Engineering (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Automation & Control Theory (AREA)
Abstract
장치 및 연관된 방법은 의료 시술 동안에 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호의 전력을 제어하는 것에 관련된다. 전력 - 맞물린 생체 조직을 가로지른 전압차 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 곱 - 은 요법 스케줄에 따라 제어된다. 전기요법 스케줄은 종결 규준이 충족됨에 응답하여 저감되거나 종결될 수 있다. 몇몇 예에서, 종결 규준은, 예를 들어, 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 감소와 같은 전류 특성이다. 몇몇 예에서, 종결 규준은, 예를 들어, 사전결정된 델타 저항 값을 초과하는 생체 조직 저항의 증가와 같은 생체 조직 저항 특성이다.
Description
우선권의 주장
이 출원은 (1) Kester J. Batchelor 등에 대해 “ELECTROSURGICALLY SEALING BIOLOGICAL TISSUE BY CONTROLLING POWER PROVIDED THERETO”라는 표제가 붙여지고 2019년 5월 9일에 출원된 미국 임시 출원 제62/845,647호와, (2) Kester J. Batchelor 등에 대해 “ELECTROSURGICALLY SEALING BIOLOGICAL TISSUE BY CONTROLLING POWER PROVIDED THERETO”라는 표제가 붙여지고 2019년 9월 24일에 출원된 미국 임시 출원 제62/905,318호와, (3) Huisun Wang 등에 대해 “CORRECTING TISSUE RESISTANCE MEASUREMENTS USING TEMPORAL DATA”라는 표제가 붙여지고 2019년 9월 24일에 출원된 미국 임시 출원 제62/905,366호와, (4) Huisun Wang 등에 대해 “PREDICTIVE PHASE CONTROL OF AN ELECTROTHERAPEUTIC PROCEDURE”라는 표제가 붙여지고 2019년 9월 24일에 출원된 미국 임시 출원 제62/905,337호와, (5) Huisun Wang 등에 대해 “PULSED ELECTRICAL POWER PROVIDED TO SEALED TISSUE TO REDUCE TISSUE STICKING”이라는 표제가 붙여지고 2019년 9월 24일에 출원된 미국 임시 출원 제62/905,345호와, (6) Wayne Williams 등에 대해 “IMPEDANCE PHASE DETECTION FOR SHORT CIRCUIT PREDICTION”이라는 표제가 붙여지고 2019년 9월 24일에 출원된 미국 임시 출원 제62/905,360호에 관련되는데, 각각의 전체 내용은 그 전체로서 참조에 의해 본 문서에 포함되고, 각각의 우선권의 이익이 본 문서에서 주장된다.
전기수술(electrosurgery)은 어떤 방식으로 수술 환자의 생체 조직(biological tissue)에서의 변화를 산출하기 위한 전기 신호(electrical signal) - 전기요법 신호(electrotherapeutic signal) - 의 인가(application)이다. 생체 조직을 절개하거나(cut), 응고시키거나(coagulate), 탈수시키거나(desiccate), 방전치료하기(fulgurate) 위해 다양한 전기수술 기법이 사용된다. 이들 전기수술 기법 및 다른 것이 예컨대 복강경 수술(laparoscopic surgery)과 같은 다양한 의료 시술(medical procedure) 동안에 수행될 수 있다. 이들 의료 시술은 맹장절제술(appendectomy), 담낭절제술(cholecystectomy), 결장절제술(colectomy), 방광절제술(cystectomy), 위밴드삽입술(gastric banding), 위우회술(gastric bypass), 탈장 회복(hernia repair), 신장절제술(nephrectomy), 니센 위바닥주름술(Nissen fundoplication), 전립선절제술(prostatectomy), 위소매절제술(sleeve gastrectomy) 및 다른 것을 포함한다. 이들 의료 시술 각각은, 예컨대, 조사 국면(interrogation phase), 가열 국면(heating phase), 건조 국면(drying phase), 소작 국면(cauterizing phase)과 같은 하나 이상의 전기요법 국면을 가질 수 있다.
그러한 의료 시술에서 사용되는 전기요법 신호는 전기수술 제너레이터(electrosurgical generator)에 의해 생성되고, 이후에 전기수술 기기(electrosurgical instrument)(이는 전기수술 제너레이터에 전기적으로 연결될(electrically connected) 수 있음)를 통해 생체 조직에 제공될 수 있다. 전기수술 기기는 전기요법 신호가 제공되는 생체 조직을 기계적으로 및 전기적으로 맞물도록(engage) 구성될 수 있다. 예를 들어, 다양한 타입의 겸자(forceps), 도전성 스패츌러(conductive spatula), 전기 패드(electrical pad) 등을 포함하는 다양한 타입의 그러한 전기수술 기기가 이용될 수 있다.
상이한 의료 시술은 이들 상이한 의료 시술에 특정적인 결과를 달성하기 위하여 상이한 전기요법 신호를 구현할 수 있다. 맞물린 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호의 다양한 전기적 메트릭(electrical metric)이 이들 전기요법 신호를 특징화하는(characterize) 데에 사용될 수 있다. 이들 전기적 메트릭은 극성(단극(monopolar), 양극(bipolar)), AC 및/또는 DC, 주파수, 신호 진폭, 어택(attack) 및 디케이(decay) 프로파일 등을 포함한다. 이들 다양한 전기요법 신호를 생성하는 전기수술 제너레이터는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내에 효과적인 결과를 내는 전기요법 신호를 제공하기 위하여 이들 전기적 메트릭 중 하나 이상을 제어할 수 있다.
장치 및 연관된 방법은 제어된 전력을 생체 조직에 제공하기 위한 시스템에 관련된다. 전기수술 시스템은 열리고 닫히도록 구성된 대향가능한(opposable) 조(jaw) 부재를 갖는 겸자를 포함한다. 겸자는 또한 대향가능한 조 부재로 하여금 열리고 닫히게 하도록 구성된 파지 레버(gripping lever)를 갖는 핸드피스(handpiece)를 갖는다. 대향가능한 조 부재는, 닫힌 경우에, 대향가능한 조 부재 간의 전기적 도통(electrical communication)을 조여진(clamped) 생체 조직을 통해 제공하는 방식으로 이들 간의 생체 조직을 죄도록 구성된다. 전기수술 시스템은 겸자에 전기적으로 커플링가능한(electrically couplable) 전기수술 제너레이터를 또한 포함한다. 전기수술 제너레이터는 전기수술 제너레이터가 겸자에 전기적으로 커플링된 경우에 대향가능한 조 부재와의 전기적 도통이 되는 전기 에너지 소스(electrical-energy source)를 포함한다. 전기 에너지 소스는 전기요법 신호를 생성하도록 구성된다. 전기수술 제너레이터는 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면(electrotherapeutic phase) 동안에 전기요법 신호를 조여진 생체 조직에 제공하게 하도록 구성된 제어 회로를 포함한다. 제공되는 전기요법 신호의 전력은 전기요법 스케줄에 따라 제어된다.
몇몇 예는 제어된 전력을 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 제공하기 위한 전기수술 제너레이터에 관련된다. 전기수술 제너레이터는 전기수술 제너레이터 및 맞물린 생체 조직 간의 전기적 도통을 제공하기 위하여 전기수술 기기를 전기수술 제너레이터에 전기적으로 커플링하도록 구성된 전기적 커넥터(electrical connector)를 포함한다. 전기수술 제너레이터는, 전기적 커넥터에 전기적으로 커플링되고 전기요법 신호를 생성하도록 구성된 전기 에너지 소스를 포함한다. 전기수술 제너레이터는 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면 동안에 전기요법 신호를 맞물린 생체 조직에 제공하게 하도록 구성된 제어 회로를 포함한다. 전기요법 신호의 전력은 전기요법 스케줄에 따라 제어되어 맞물린 생체 조직에 제공된다.
몇몇 예는 제어된 전력을 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 제공하기 위한 방법에 관련된다. 방법은, 전기수술 기기 및 맞물린 생체 조직 간의 전기적 도통을 제공하는 방식으로 생체 조직을, 전기수술 기기를 통해, 맞무는 단계를 포함한다. 방법은, 전기요법 국면 동안에 전기요법 신호를 맞물린 생체 조직에, 전기수술 기기와의 전기적 도통이 되는 전기 에너지 소스를 통해, 제공하는 단계로 진행된다. 방법은 제공되는 전기요법 신호의 전력을 전기요법 스케줄에 따라 제어하는 단계를 또한 포함한다.
도 1은 수술 환자의 생체 조직에 전기요법을 제공하는 전기수술 시스템의 사시도이다.
도 2는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 봉합하기(sealing) 위한 전기수술 시스템의 블록도이다.
도 3a 내지 도 3b는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 봉합하기 위한 방법의 흐름도이다.
도 4는 봉합되고 있는 생체 조직에 제공되는 전력을 제어하는 데에 사용되는 전력 스케줄의 예를 묘사하는 그래프이다.
도 5는 수술 시스템(surgical system)에서 사용될 수 있는 개방 회로(open circuit) 체크 기법의 예를 묘사하는 흐름도표이다.
도 6은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직의 크기에 대응하는 전력 스케줄을 사용하는 생체 조직 봉합 방법의 흐름도이다.
도 7a는 측정된 조직 저항(tissue resistance)을 겸자의 조 온도(jaw temperature)의 함수로서 묘사하는 그래프이다.
도 7b는 전력 인가의 종결 후 시간에 대비하여(vs.) 조 온도를 묘사하는 그래프이다.
도 8은 전력 인가 후 시간에 대비하여 저항 보상(compensation)을 묘사하는 그래프이다.
도 9는 전력 인가 후 시간의 함수로서 조직 저항의 측정을 보상하기 위한 방법의 흐름도를 묘사한다.
도 10a 내지 도 10d는 펄스화된 점착 저감 부분(pulsed sticking reduction portion)을 갖는 전자요법의 전자요법 신호의 전기적 파라미터의 그래프이다.
도 11은 생체 조직 및 전기수술 기기 간의 점착을 저감하기 위한 방법의 흐름도이다.
도 12는 내부에 금속 물체가 있는 생체 조직 및 내부에 금속 물체가 없는 생체 조직의 임피던스 각도(impedance-angle)/시간 관계의 예를 묘사하는 그래프이다.
도 13은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내의 금속 물체의 존재 또는 부재를 판정하기 위한 방법의 흐름도이다.
도 14는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 이중 경계(two-boundary) 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 15는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 개방 회로 체크 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 16은 수술 시스템에서 사용될 수 있는 개방 회로 체크 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 17은 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전력 교정(power correction) 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 18은 이 개시의 다양한 기법을 구현할 수 있는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템(combination ultrasonic energy and electrosurgical energy system)의 예의 단순화된 블록도이다.
도 19는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템에서 사용될 수 있는 저감된 열적 마진(reduced thermal margin) 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 20은 전기수술 시스템에서 사용될 수 있는 열적 마진 제어 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 21은 전기수술 시스템에서 사용될 수 있는 열적 마진 제어 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 22a 내지 도 22d는 에너지 전달 기법(이는, 무엇보다도, 그것의 의사결정 프로세스에서 생체 조직에 전달되는 에너지의 양을 사용할 수 있음)의 예의 흐름 도표이다.
도 23은 전력에서의 변화에 대한 측정된 전기적 파라미터의 값에서의 변화 간의 관계의 예를 묘사하는 그래프이다.
도 24는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전력 교정 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 2는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 봉합하기(sealing) 위한 전기수술 시스템의 블록도이다.
도 3a 내지 도 3b는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 봉합하기 위한 방법의 흐름도이다.
도 4는 봉합되고 있는 생체 조직에 제공되는 전력을 제어하는 데에 사용되는 전력 스케줄의 예를 묘사하는 그래프이다.
도 5는 수술 시스템(surgical system)에서 사용될 수 있는 개방 회로(open circuit) 체크 기법의 예를 묘사하는 흐름도표이다.
도 6은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직의 크기에 대응하는 전력 스케줄을 사용하는 생체 조직 봉합 방법의 흐름도이다.
도 7a는 측정된 조직 저항(tissue resistance)을 겸자의 조 온도(jaw temperature)의 함수로서 묘사하는 그래프이다.
도 7b는 전력 인가의 종결 후 시간에 대비하여(vs.) 조 온도를 묘사하는 그래프이다.
도 8은 전력 인가 후 시간에 대비하여 저항 보상(compensation)을 묘사하는 그래프이다.
도 9는 전력 인가 후 시간의 함수로서 조직 저항의 측정을 보상하기 위한 방법의 흐름도를 묘사한다.
도 10a 내지 도 10d는 펄스화된 점착 저감 부분(pulsed sticking reduction portion)을 갖는 전자요법의 전자요법 신호의 전기적 파라미터의 그래프이다.
도 11은 생체 조직 및 전기수술 기기 간의 점착을 저감하기 위한 방법의 흐름도이다.
도 12는 내부에 금속 물체가 있는 생체 조직 및 내부에 금속 물체가 없는 생체 조직의 임피던스 각도(impedance-angle)/시간 관계의 예를 묘사하는 그래프이다.
도 13은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내의 금속 물체의 존재 또는 부재를 판정하기 위한 방법의 흐름도이다.
도 14는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 이중 경계(two-boundary) 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 15는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 개방 회로 체크 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 16은 수술 시스템에서 사용될 수 있는 개방 회로 체크 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 17은 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전력 교정(power correction) 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 18은 이 개시의 다양한 기법을 구현할 수 있는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템(combination ultrasonic energy and electrosurgical energy system)의 예의 단순화된 블록도이다.
도 19는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템에서 사용될 수 있는 저감된 열적 마진(reduced thermal margin) 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 20은 전기수술 시스템에서 사용될 수 있는 열적 마진 제어 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 21은 전기수술 시스템에서 사용될 수 있는 열적 마진 제어 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
도 22a 내지 도 22d는 에너지 전달 기법(이는, 무엇보다도, 그것의 의사결정 프로세스에서 생체 조직에 전달되는 에너지의 양을 사용할 수 있음)의 예의 흐름 도표이다.
도 23은 전력에서의 변화에 대한 측정된 전기적 파라미터의 값에서의 변화 간의 관계의 예를 묘사하는 그래프이다.
도 24는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전력 교정 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다.
장치 및 연관된 방법은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에의 전기요법 신호의 인가에 관련된다. 이들 전기요법 신호의 다양한 전기적 메트릭의 제어가 아래에서 개시될 것인데 그러한 제어를 수행하는 구체적인 전기수술 기법도 그러할 것이다. 이 명세서는 다음의 표제로 된 부문으로 편성된다: i) 전기요법 신호의 전력 제어 (도 1 내지 도 4); ii) 전기요법 신호의 예측적 국면 제어(predictive phase control) (도 5 내지 도 6); iii) 맞물린 생체 조직의 측정된 전기 저항(electrical resistance)의 교정 (도 7a 내지 도 7b 및 도 9); iv) 초기 임피던스의 수정 (도 9); v) 전기요법 신호의 전력을 펄스화함으로써 전기수술 기기에의 생체 조직의 점착을 저감하는 것 (도 10a 내지 도 10d 및 도 11); vi) 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내의 도전성 이물질(conductive foreign body)의 존재 또는 부재를 판정하는 것 (도 12 및 도 13); vii) 트리거(trigger) 및 이스케이프(escape) 값 간의 대역(band)을 이용한 단락 회로 에러 트래핑(short circuit error trapping) (도 14); viii) 임피던스 한계 종료점 파형(impedance limit endpoint waveform)을 위한 개방 회로 체크 (도 15 및 도 16); ix) 저 정확도 하드웨어 시스템에서의 교번(alternate) 전력 교정 출력 (도 17); x) 저감된 열적 마진 조합 에너지 디바이스 (도 18 및 도 19); xi) 느린 CPU를 가진 시스템에서 열적 마진을 제어하는 단계적(staged) 임피던스 값 (도 20 및 도 21); xii) 소모된 에너지 모니터링 및 개방 회로 평가 (도 22a 내지 도 22d); xiii) 펄스 간의 유지 시간(dwell time); 및 xiv) 모니터링되는 변수의 함수로서의 제어 파라미터의 점증적 조정(incremental adjustment). 오직 설명의 목적으로 이들 별개의 부문에서 기법이 기술된다. 반대로 명시적으로 진술되지 않는 한, 이들 기법 각각은 이 개시에 기술된 다른 기법 중 하나 이상과의 조합으로 사용될 수 있다.
전기요법 신호의 전력 제어 (도 1 내지 도 4)
전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 전기수술적으로 봉합하거나 응고시키는 것은 다양한 의료 시술에서 사용되는 전기수술 기법이다. 맞물린 생체조직은 맞물린 생체 조직을 제어되는 방식으로 가열함으로써 전기수술적으로 봉합될 수 있다. 몇몇 의료 시술에서, 봉합되고 있는 생체 조직은 혈관이다. 혈관의 가열은 혈관 벽에서 발견되는 콜라겐(collagen)으로 하여금 변성되게(denatured) 한다. 이 변성된 콜라겐은 혈관 벽 사이에서 접착제(glue)로서 작용하는 겔상(gel-like) 물질을 형성한다. 냉각(cooling) 동안에 강제로 함께하게 되고 함께 유지되는 경우에, 혈관의 대향하는(opposite) 벽은 이후에 봉합을 형성할 것이다.
혈관의 가열은 너무 적지도 않고 너무 많지도 않은 에너지가 혈관에 제공되도록 신중하게 제어된다. 만일 너무 많은 에너지가 거기에 제공되면, 혈관의 탄화(charring) 및/또는 분소(burning)가 일어날 수 있다. 만일 너무 적은 에너지가 거기에 제공되면, 혈관의 봉합 질이 불량할 수 있다. 봉합 질의 하나의 척도는 봉합된 혈관이 파열 없이 견딜 수 있는 압력차(pressure difference)이다. 저질 봉합은 거기에 가해지는 압력이 어떤 값을 초과하는 경우에 오손될(compromised) 수 있다.
에너지가 혈관에 제공되는 속도가 또한 전기수술 시술(electrosurgical procedure)의 빠른 수행을 원활하게 하기 위하여 신중하게 제어될 수 있다. 전기수술 시술의 빠른 수행은 이들 시술의 시간 및 어려움을 저감한다. 그러나, 가열의 속도는 생체 조직 내의 유체(fluid)의 제어되지 않은 비등(boiling)을 야기할 만큼 빨라서는 안 된다. 제어되지 않은 비등은 맞물린 또는 인근의 생체 조직을 파열시키고/거나 봉합의 질을 오손할 수 있다.
맞물린 생체 조직의 가열은 맞물린 생체 조직에 제공되고 이에 의해 소비되는 전기요법 신호의 전력을 제어함으로써 제어될 수 있다. 그러한 전력은 봉합 스케줄에 따라 제어될 수 있다. 예를 들어, 봉합 스케줄은 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는(conducted) 전류 및 맞물린 생체 조직을 가로지르는 전압차(voltage difference)의 곱(product)을 나타낼 수 있다. 그러므로, 봉합 스케줄은 전력 스케줄이다. 몇몇 예에서, 전기요법 신호는 종결 규준(criterion)이 충족됨에 응답하여 종결되거나 저감될 수 있다. 몇몇 예에서, 종결 규준은, 예를 들어, 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 감소와 같은 전류 특성이다. 몇몇 예에서, 종결 규준은, 예를 들어, 맞물린 생체 조직의 전기 저항의 증가와 같은 저항 특성이다. 사전결정된 델타(delta) 저항 값을 초과하는 전기 저항의 그러한 증가는 종결 규준으로서 사용될 수 있는데, 예를 들어, 사전결정된 델타 저항 값은 측정된 저항(또는 임피던스) 및 펄스 내에서 측정되는 저항(또는 임피던스)의 최저 값 간의 차이이다. 몇몇 예에서, 종결 규준은 어떤 조건에 기반하여 사전결정되거나 계산된, 예를 들어, 지속 시간(time duration)과 같은 시간적(temporal) 조건이다.
전기적 임피던스는 복소수이며, 따라서, 실수 성분(저항) 및 허수 성분(리액턴스(reactance))을 포함한다. 이 문헌은 임피던스 또는 저항을 사용하는 기법을 기술한다. 복소수 임피던스 값이 이용가능한 경우에, 그러한 값이 저항 값 대신에 사용될 수 있음이 이해되어야 한다. 역으로, 어떤 복소수 임피던스 값도 이용가능하지 않은 경우에, 달리 진술되지 않는 한 저항 값이 대신 사용될 수 있다.
추가로, 아래의 기법 중 다수는 전기수술 에너지를 생체 조직에 전달하는 것을 기술한다. 반대로 나타내어지지 않는 한, 이들 기법 각각은 전력 제어식(power-controlled) 기법이나 전압 제어식(voltage-controlled) 기법 어느 것이든 사용하여 전기수술 에너지를 전달할 수 있다. 전력 제어식 구현에서, 제어 회로는, 가령, 계획 또는 스케줄에 따라, 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가된 전압 및 전류의 곱을 사용하여 전기수술 에너지의 전달을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 특정한 국면, 가령, 건조 국면 동안에 일정한(constant) 전력 또는 단조적으로 증가하는(monotonically increasing) 전력의 전달을 제어할 수 있다.
이 문헌은, 무엇보다도, 전기요법(이는 치료 또는 다른 계획에 따라 제공될 수 있음)을 제공하기 위한 하나 이상의 기법을 기술한다. 계획은 식이방(recipe), 처방(prescription), 섭생법(regimen), 방법론(methodology), 또는 유사한 것을 포함할 수 있다. 계획은 발생 또는 재발(또는 저해 또는 억제) 타이밍, 주파수, 타입, 상대적 조합(가령, 절개에 대한 응고) 또는 유사한 것을 포함할 수 있는 것과 같은, 스케줄과 같은, 하나 이상의 시간적 양상을 포함할 수 있다. 계획은 펄스 폭(pulse width), 듀티 사이클(duty cycle), 온 지속기간(on duration), 오프 지속기간(off duration), 반복률(repetition rate), 진폭(amplitude), 위상(phase), 또는 유사한 것을 포함할 수 있는 것과 같은, 전기요법 파형 정보를 포함할 수 있다. 계획은 본질상 선험적(a priori)이거나 정적(static)일 필요가 없고, 예컨대, 폐루프(closed-loop), 또는 다른 피드백(feedback) 방식을 포함하여, 전기요법 전달 인스턴스(instance) 동안에 또는 사이에 획득된 진단적(diagnostic), 동작적(operational), 또는 다른 정보에 의해, 수정되거나 좌우될 수 있는 것과 같은, 하나 이상의 동적 양상을 포함할 수 있다. 계획의 하나 이상의 양상은, 예컨대 특정 환자에, 하나 이상의 지정된 특성을 공유하는 이와 같은 환자 중의 하위개체군(sub-population)에, 또는 환자의 개체군에 맞춰질(tailored) 수 있는데, 예컨대 저장된 환자 데이터에 기반하거나, 환자에 의해 또는 간병인에 의해 제공될 수 있는 것과 같은 사용자 입력에 의할 수 있다. 계획은 환자 특성, 진단적 척도, 효능 판정, 또는 디바이스 또는 그것의 환경의 동작적 특성을 사용하여 판정될 수 있는 것과 같은, 하나 이상의 분기 조건(branch condition)을 포함할 수 있는 것과 같은, 하나 이상의 조건부 양상을 포함할 수 있다. 그러한 분기 조건은 자동으로, 디바이스에 의해, 가령, 사용자 입력을 요구하지 않고서 판정될 수 있거나, 계획에 따라 전기요법 디바이스의 동작의 하나 이상의 부분 전에, 그 동안에, 또는 그 후에 제공될 수 있는 것과 같은, 사용자 입력을 수반할 수 있다. 계획은, 예컨대 입력, 출력, 또는 명령어, 동작 파라미터, 또는 측정된 데이터 중 하나 또는 임의의 조합을 수신하거나 제공하기 위해, 다른 디바이스로써 또는 이를 사용하여 통신하는 것을 수반할 수 있다. 계획의 하나 이상의 양상은 컴퓨터 또는 다른 머신 판독가능 매체(예컨대 유형적(tangible) 매체일 수 있음)와 같은 매체 상에 기록되거나 인코딩될 수 있다.
전압 제어식 구현에서, 제어 회로는, 가령, 계획, 섭생법, 또는 스케줄에 따라, 전달되는 전기수술 에너지의 전압을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 특정한 국면, 가령, 건조 국면 동안에 일정한 전압 또는 단조적으로 증가하는 전압의 전달을 제어할 수 있다.
도 1은 수술 환자의 생체 조직에 전기요법을 제공하는 전기수술 시스템의 사시도이다. 도 1에서, 전기수술 시스템(10)은 전기수술 제너레이터(12) 및 겸자(14)(생체 조직(16)을 맞무는 것으로 도시됨)를 포함한다. 전기수술 제너레이터(12)는 맞물린 생체 조직(16)에 겸자(14)를 통해 제공되는 전기요법 신호를 생성하고 있다. 도 1은 생체 조직(14)을 맞물고 이에 전기요법 신호를 전달하는 겸자(14)를 묘사하나, 그러한 목적을 위해 위에서 개시된 것과 같은 다양한 타입의 전기수술 기기가 사용될 수 있다.
다양한 타입의 겸자도 생체 조직(14)에 전기요법 신호를 전달하기 위해 사용될 수 있다. 예를 들어, 겸자(14)는 의료 겸자, 절개 겸자, 또는 전기수술 겸자(가령, 단극 또는 양극 겸자)일 수 있다. 겸자(14)는, 몇몇 예에서, 혈관, 생체 조직, 정맥, 동맥, 또는 다른 해부학적 특징 또는 대상을 조작하거나, 맞물거나, 쥐거나, 절개하거나, 지지거나, 봉합하거나, 달리 이에 영향을 미치기 위해 개복 및/또는 복강경 의료 시술과 같은 의료적으로 관련된 시술을 위해 사용될 수 있다.
도 1에 예시된 바와 같이, 겸자(14)는 핸드 피스(hand piece)(18), 샤프트 조립체(shaft assembly)(20), 칼날 조립체(knife blade assembly)(22) 및 파지 조립체(gripping assembly)(24)를 포함한다. 도 1의 예시된 예와 같은 몇몇 예에서, 겸자(14)는 전기수술 제너레이터(12)(이는 전기요법 신호를 생성하고 생성된 전기요법 신호를 겸자(14)에 제공함)에 전기적으로 연결된다. 겸자(14)는 이후에 전기요법 신호를 파지 조립체(24) 및/또는 원격 패드(remote pad)(이는 소작, 봉합, 또는 다른 그러한 전기수술 기법과 같은 다양한 전기수술 기법을 위해 이용될 수 있음)에 전기적으로 통신한다.
핸드 피스(18)는 핸들(handle)(26), 파지 레버(gripping lever)(28), 칼 트리거(knife trigger)(30), 전기 요법 발동 버튼(electrical therapy actuation button)(32) 및 회전 휠(rotation wheel)(34)을 포함한다. 파지 조립체(24)는 제1 조 부재(jaw member)(36) 및 제2 조 부재(38)를 포함한다. 샤프트 조립체(20)는 근위 말단(proximal end)에서 핸드 피스(18)에, 그리고 원위 말단(distal end)에서 파지 조립체(24)에 연결된다. 샤프트 조립체(20)는 핸드 피스(18)로부터 길이 방향(40)으로 파지 조립체(24)에 원위로 연장된다.
샤프트 조립체(20)는 겸자(14)의 일부분(가령, 파지 조립체(24) 및 샤프트 조립체(20)의 원위 부분)으로 하여금 겸자(14)의 나머지 부분(가령, 핸드 피스(18) 및 샤프트 조립체(20)의 나머지 근위 부분)이 환자 또는 다른 해부구조(anatomy) 바깥에 있으면서 환자 또는 다른 해부구조 내에 삽입될 수 있게 하도록 기능한다. 실질적으로 일직선인 것으로 도 1에 예시되나, 다른 예에서, 샤프트 조립체(20)는 하나 이상의 각도, 굴절(bend) 및/또는 호(arc)를 포함할 수 있다. 샤프트 조립체(20)는 핸드 피스(18)로부터 파지 조립체(24)로 연장되는 원형, 타원형, 또는 다른 횡단면 프로파일(profile), 또는 다른 연신된(elongated) 부재를 가진 실린더(cylinder)일 수 있다. 몇몇 예에서, 샤프트는 굴절가능(bendable), 조향가능(steerable) 또는 달리 편향가능(deflectable)할 수 있다.
도 1의 예와 같은 몇몇 예에서, 샤프트 조립체(20)는 칼날 조립체(22) 및 칼날 조립체(22)를 칼 트리거(30)와 커플링하기 위한 기계적 결합(mechanical linkage)을 둘러싸는 연신된 공동(hollow) 부재(가령, 관상 외측 샤프트(tubular outer shaft))를 포함할 수 있다. 일반적으로, 샤프트 조립체는 길이 방향(40)을 따라서 힘을 전하기에 충분한 경직성(stiffness)을 갖는 임의의 길게 된 부재일 수 있다. 샤프트 조립체(20)는 핸드 피스(18) 및 파지 조립체(24) 간의 전기적 도통을, 이에 의해 전기요법 신호를 통신하기 위하여, 제공하는 도전성 요소(가령, 배선, 도전성 외측 샤프트 및/또는 도전성 내측 샤프트 등)를 또한 포함할 수 있다.
핸드 피스(18)의 파지 레버(28), 칼 트리거(30), 전기 요법 발동 버튼(32) 및 회전 휠(34)은 각각 샤프트 조립체(20)의, 통상적으로 원위 말단에서의, 다양한 발동을 야기하도록 구성된다. 예를 들어, 파지 레버(28)의 발동은 샤프트 조립체(20)의 원위 말단에서의 파지 조립체(24)의 동작을 제어하도록 구성된다. 파지 레버(28)는 (도 1에 예시된) 열린 구성 위치(open configuration position) 및 파지 레버(28)가 근위로 핸들(26)을 향해 옮겨진 닫힌 구성 위치(closed configuration position) 간에 가동적(movable)인 파지 발동기(gripping actuator)이다. 닫힌 구성 위치로의 핸들(26)을 향한 근위로의 파지 레버(28)의 움직임은 파지 조립체(24)로 하여금 열린 구성으로부터 닫힌 구성으로 전이하게(transition) 한다. 원위로의 파지 레버(28)의 움직임(가령, 열린 구성 위치로의 파지 레버(28)의 해제(release))은 파지 조립체(24)로 하여금 닫힌 구성으로부터 열린 구성으로 전이하게 한다.
파지 조립체(24)의 열린 구성 및 닫힌 구성 간의 그러한 전이는 제1 및 제2 조 부재(36 및 38) 중 하나 이상이 (도 1에 예시된) 열린 구성(여기에서 제1 및 제2 조 부재(36 및 38)는 이격됨) 및 닫힌 구성(여기에서 제1 및 제2 조 부재(36 및 38) 간의 간극이 저감되거나 제거됨) 간에 움직이는 것에 의해 실현된다. 다양한 전기수술 기기는 다양한 방식으로 생체 조직(16)을 맞문다. 도 1에 예시된 것과 같은 몇몇 전기수술 기기에서, 제1 및 제2 조 부재(36 및 38)는 서로 대향가능하다. 묘사된 예에서 제1 및 제2 조 부재(36 및 38)는 대향가능한 조 부재(36 및 38) 간의 전기적 도통을 조여진 생체 조직(16)을 통해 제공하는 방식으로 이들 간의 생체 조직(16)을 죄도록 구성된다. 다른 전기수술 기기는 다른 방식으로 생체 조직을 맞물 수 있다.
샤프트 조립체(20) 내의 기계적 결합은 제1 및 제2 조 부재(36 및 38) 중 하나 이상으로 하여금 파지 레버(28)의 발동에 응답하여 열린 구성 및 닫힌 구성 간에 움직이게 하도록 구성될 수 있다. 열린 구성 및 닫힌 구성 간의 파지 조립체의 움직임을 야기하기 위한 하나의 예시적인 메커니즘이 Batchelor 등에 대해 "FORCEPS JAW MECHANISM"이라는 표제가 붙여지고 2017년 1월 10일에 출원된 미국 특허 공개 제2017/0196579호에서 찾아볼 수 있는데, 그것의 내용은 이로써 그 전체로 참조에 의해 포함된다.
칼 트리거(30)의 발동은 샤프트 조립체(20)의 원위 말단에 위치된 칼날 조립체(22)의 동작을 제어하도록 구성된다. 칼날 조립체(22)는 제1 및 제2 조 부재(36 및 38) 간에 조여진 생체 조직 또는 다른 대상(들)을 절개하거나, 척출하거나(excise), 달리 이에 영향을 미치도록 구성된다. 칼 트리거(30)는 (도 1에 예시된) 후퇴된(retracted) 구성 위치 및 칼날 조립체(22)로 하여금 제1 및 제2 조 부재(36 및 38) 간에 조여진 생체 조직(16)을 절개하게 하기 위해 칼 트리거(30)가 근위로 핸들(26)을 향해 옮겨진 전개된(deployed) 또는 연장된 구성 위치 간에 가동적인 칼날 발동기이다. 전개된 구성 위치로의 핸들(26)을 향한 근위로의 칼 트리거(30)의 움직임은 칼날 조립체(22)의 절개 날(cutting blade)로 하여금 생체 조직(16)에 맞물게 하는바, 이로써 생체 조직(16)을 절개한다. 원위로의 칼 트리거(30)의 움직임(가령, 칼 트리거(30)의 해제)은 칼날로 하여금 조여진 생체 조직(16)으로부터 후퇴하게 한다. 예를 들어 샤프트 조립체(20) 내에 있는, 기계적 결합은 칼날로 하여금 맞물린 생체 조직(16)에 맞물고 이로부터 후퇴하게 하도록 구성된다.
회전 휠(34)은 샤프트 조립체(20)의 원위 말단에서의 파지 조립체(24) 및 칼날 조립체(22) 중 하나 이상의 회전 구성을 제어하고/거나 샤프트 조립체(20)의 회전 구성을 제어하도록 구성된다. 회전 휠(34)의 움직임(가령, 회전)은 길이 방향(40)에서 연장되는 축에 대한 샤프트 조립체(20), 칼날 조립체(22) 및 파지 조립체(24) 중 하나 이상의 회전을 야기한다. 그러한 회전 제어는 조여진 생체 조직(16)과의 파지 조립체 및/또는 칼날 조립체의 정렬을 원활하게 할 수 있다.
요법 발동 버튼(32)은 맞물린 생체 조직(16)에의 전기요법 신호의 생성 및/또는 전달을 제어하도록 구성된다. 요법 발동 버튼(32)의 발동은 가령, 전기수술 제너레이터(12)로부터 인출된(drawn) 전기요법 신호로 하여금, 환자 또는 다른 해부구조를 지지거나, 봉합하거나, 달리 이에 전기적으로 영향을 미치기 위해 제1 및 제2 조 부재(36 및 38) 중 하나 이상, 원격 패드(예시되지 않음), 또는 겸자(14)의 다른 부분에 인가되게 한다. 파지 레버, 칼 트리거, 회전 휠 및 요법 발동 버튼을 활용하는 핸드 피스의 하나의 예가 Windgassen 등에 대해 "FORCEPS WITH A ROTATION ASSEMBLY"라는 표제가 붙여지고 2017년 6월 20일에 발행된 미국 특허 제9,681,883호에서 찾아볼 수 있는데, 그것의 내용은 이로써 그 전체로 참조에 의해 포함된다.
도 2는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 봉합하기 위한 전기수술 시스템의 블록도이다. 도 2에서, 전기수술 시스템(10)은 전기수술 제너레이터(12) 및 전기수술 기기(14')를 포함한다. 전기수술 기기(14')는 생체 조직에 맞물고 전기요법 신호를 전달하도록 구성된 임의의 전기수술 기기일 수 있다. 전기수술 제너레이터(12)는 전기수술 기기(14')가 맞물린 생체 조직(16)에 전달하는, 고주파수 (AC) 전기 신호와 같은 전기요법 신호를 생성하도록 구성된다.
몇몇 예에서, 전기수술 기기(14')는 대향가능한 조 부재에 샤프트 조립체를 통해 커플링된 핸드피스를 갖는 겸자, 예컨대 도 1에 묘사된 겸자(14)이다. 다른 예에서, 전기수술 기기(14')는 도전성 스패츌러, 도전성 패드, 또는 다른 전기수술 디바이스이다. 이들 다양한 타입의 전기수술 기기는 생체 조직을 맞무는 다양한 방식(가령, 죄기, 터치하기(touching), 둘러싸기(surrounding), 관통하기(penetrating), 방사하기(radiating) 등)을 갖는다.
전기수술 제너레이터(12)는 기기 인터페이스(42), 전기 에너지 소스(44), 측정 회로(46), 제어 회로(48) 및 사용자 인터페이스(50)를 포함한다. 기기 인터페이스(42)는, 예를 들어, 신호 드라이버(signal driver), 버퍼(buffer), 증폭기, ESD 보호 디바이스 및 전기적 커넥터(52)를 포함할 수 있다. 전기적 커넥터(52)는 전기수술 제너레이터(12) 및 전기수술 기기(14') 간의 전기적 도통을 제공하기 위하여 전기수술 제너레이터(12)에 전기수술 기기(14')를 전기적으로 커플링하도록 구성된다. 그러한 전기적 도통은 이들 간에 동작 전력 및/또는 전기 신호를 송신하는 데에 사용될 수 있다. 이어서, 전기수술 기기(14')는 전기적 커넥터(52) 및 이에 의해 맞물린 생체 조직 간의 전기적 도통을 제공할 수 있다.
전기 에너지 소스(44)는 전기적으로 연결된 전기수술 기기(14')를 통해, 맞물린 생체 조직에 전달될 전기요법 신호를 생성하도록 구성된다. 생성되는 전기요법 신호는 특정 전기수술 시술을 위한 요망되는 결과를 획득하기 위하여 제어될 수 있다. 하나의 예에서, 예를 들어, 전기요법 신호는 맞물린 생체 조직에 수술적으로 영향을 미치기 위하여, 예컨대, 이를 봉합하기 위하여, 맞물린 생체 조직을 저항성으로(resistively) 가열하도록 구성된다. 전기요법 신호의 그러한 제어는 아래에서 추가로 개시될 것이다.
측정 회로(46)는 연결된 전기수술 기기(14')에 의해 맞물린 생체 조직의 하나 이상의 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된다. 전기수술 제너레이터(12)가 전기적 커넥터(52)를 통해 전기수술 기기(14')에 전기적으로 연결된 경우에 측정 회로(46)는 연결된 전기수술 기기(14')와의 전기적 도통이 된다. 측정 회로(46)의 다양한 예는 다양한 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된다. 예를 들어, 측정 회로(46)는 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및/또는 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류를 측정하도록 구성될 수 있다. 몇몇 예에서, 측정 회로(46)는 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류 간의 위상 각도를 측정하도록 구성될 수 있다. 몇몇 예에서, 측정 회로(46)는 맞물린 생체 조직의 DC 및 또는 AC 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된다.
측정된 파라미터, 예컨대 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및/또는 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류는 다른 전기적 메트릭을 판정하는 데에 사용될 수 있다. 예를 들어, 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및/또는 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 측정은 맞물린 생체 조직의 전기 저항을 판정하는 데에 사용될 수 있다. 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의, 또 이들 간의 위상 각도의 측정은 맞물린 생체 조직의 복소수 임피던스를 판정하는 데에 사용될 수 있다. 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의, 또 이들 간의 위상 각도의 측정은 맞물린 생체 조직에 제공하는 피상 전력(apparent power) (VA) 및/또는 실효 전력(real power) (W)를 판정하는 데에 또한 사용될 수 있다.
전기적 파라미터의 그러한 측정은 전기요법 신호를 맞물린 생체 조직에의 전달 동안에 제어하기 위해 사용될 수 있다. 예를 들어, 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차의 측정 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 측정은 맞물린 조직에 제공되는 실효 전력을 판정하고/거나 제어하는 데에 사용될 수 있다. 이 판정된 실효 전력은 이후에 전기요법 스케줄과 비교될 수 있다. 그러한 비교는 에러 신호(error signal)을 생성하는 데에 사용될 수가 있다. 전기적 파라미터의 측정은 전기요법의 국면을 제어하기 위한 국면 제어(phase-control) 규준을 판정하는 데에 또한 사용될 수 있다. 국면 제어 규준은 국면내 제어(intra-phase control)를 위한 규준뿐만 아니라, 국면의 시작 및 종결을 위한 규준을 포함할 수 있다.
제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44) 및/또는 측정 회로(46)의 동작을 제어하도록 구성된다. 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44) 및 측정 회로(46)에 전기적으로 연결된다. 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스로 하여금 전기적으로 연결된 전기수술 기기(14')에 의해 맞물린 생체 조직에 전기요법 신호를 제공하게 한다. 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 생성된 전기요법 신호가 특정 전기수술 시술을 위해 제어되도록 전기요법 스케줄에 따라 전기요법 신호를 생성하게 한다.
다양한 전기요법 스케줄은 다양한 타입의 전기요법을 이루는 데에 사용될 수 있다. 예를 들어, 몇몇 예에서, 맞물린 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호의 실효 전력 (W)은 전력 스케줄에 따라 제어된다. 다른 예에서, 맞물린 생체 조직을 가로질러 전달되는 전기요법 신호의 전압차 (V)는 전압 스케줄에 따라 제어된다. 다른 예에서, 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전기요법 신호의 전류 (A)는 전류 스케줄에 따라 제어된다. 또 다른 예에서, 맞물린 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호의 피상 전력 (VA)은 전압-전류량 스케줄(voltage-amperage schedule)에 따라 제어될 수 있다.
제어 회로(48)는, 예를 들어, 전기 에너지 소스(44)로 하여금, 맞물린 생체 조직을 가로지른 전압차 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 곱이 전기요법 스케줄에 따라 제어되도록, 맞물린 생체 조직에 에너지를 제공하게 할 수 있다. 제어 회로(48)는 판정된 실효 전력과 전기요법 스케줄과의 비교를 에러 신호를 생성하기 위해 사용할 수 있다. 그러한 에러 신호는, 전기요법 스케줄에 따라 전기요법 신호를 생성하기 위하여, 전기 에너지 소스(44)를 포함하는 폐루프 피드백 시스템에서 사용될 수 있다.
도 2에 예시된 바와 같이, 제어 회로(48)는 프로세서(54) 및 메모리(56)를 포함한다. 제어 회로(48)는 타이머(timer) 및/또는 클록(clock)을 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 타이머 및/또는 클록은 프로세서(54)의 일부이다. 다른 예에서, 타이머 및/또는 클록은 프로세서(54)와는 별개이다. 프로세서(54)는, 하나의 예에서, 전자수술 시스템(10) 내에서의 실행을 위해 기능을 구현하고/거나 명령어를 처리하도록 구성된다. 예를 들면, 프로세서(54)는 프로그램 메모리(56P) 내에 저장된 명령어로부터 수신하고/거나 처리하는 것이 가능할 수 있다. 이후에 프로세서(54)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 사전결정된 전기요법 스케줄에 따라 전기요법 신호를 생성하게 하기 위하여 프로그램 명령어를 실행할 수 있다. 사전결정된 전기요법 스케줄은, 예를 들어, 데이터 메모리(56D)로부터 색출될(retrieved) 수 있다. 프로세서(54)는 측정 회로(46)에 의해 측정된 전기적 파라미터를 색출된 사전결정된 전기요법 스케줄과 비교할 수 있다. 프로세서(54)는 전기 에너지 소스(44) 및/또는 측정 회로(46)에 명령을 발신할 수 있다. 프로세서(54)는 또한 사용자 인터페이스(50)로부터 정보를 수신하거나 발신할 수도 있다.
다양한 예에서, 전기수술 제너레이터(12)는 도 2에 예시된 요소 또는 다양한 다른 요소를 사용하여 실현될 수 있다. 예를 들어, 프로세서(54)는 마이크로프로세서(microprocessor), 제어 회로, 디지털 신호 프로세서(Digital Signal Processor: DSP), 애플리케이션 특정 집적 회로(Application Specific Integrated Circuit: ASIC), 필드 프로그램가능 게이트 어레이(Field-Programmable Gate Array: FPGA), 또는 다른 균등한 이산(discrete) 또는 집적 로직(logic) 회로부 중 임의의 하나 이상을 포함할 수 있다.
메모리(56)는 동작 동안에 전기수술 시스템(10) 내에 정보를 저장하도록 구성될 수 있다. 메모리(56)는, 몇몇 예에서, 컴퓨터 판독가능 저장 매체로서 기술된다. 몇몇 예에서, 컴퓨터 판독가능 저장 매체는 비일시적(non-transitory) 매체를 포함할 수 있다. 용어 "비일시적"은 저장 매체가 반송파(carrier wave) 또는 전파되는 신호(propagated signal) 내에 체현되지 않음을 나타낼 수 있다. 어떤 예에서, 비일시적 저장 매체는, (가령, RAM 또는 캐시(cache) 내에) 시간에 걸쳐, 변화할 수 있는 데이터를 저장할 수 있다. 몇몇 예에서, 메모리(56)는 임시적 메모리(temporary memory)인데, 메모리(56)의 주 목적이 장기 저장(long-term storage)가 아님을 의미한다. 메모리(56)는, 몇몇 예에서, 휘발성 메모리(volatile memory)로서 기술되는데, 전기수술 시스템(10)으로의 전력이 오프(off)로 되는 경우에 메모리(56)가 저장된 내용을 유지하지 않음을 의미한다. 휘발성 메모리의 예는 랜덤 액세스 메모리(Random Access Memory: RAM), 동적 랜덤 액세스 메모리(Dynamic Random Access Memory: DRAM), 정적 랜덤 액세스 메모리(Static Random Access Memory: SRAM), 그리고 휘발성 메모리의 다른 형태를 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 메모리(56)는 프로세서(54)에 의한 실행을 위한 프로그램 명령어를 저장하는 데에 사용된다. 메모리(56)는, 하나의 예에서, 프로그램 실행 동안에, 예를 들어, 데이터 메모리(56D) 내에, 정보를 임시적으로 저장하기 위해, 전기의료 시스템(10) 상에서 가동되는 소프트웨어 또는 애플리케이션(가령, 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 제공하는 전기요법 신호의 전기적 제어를 구현하는 소프트웨어 프로그램)에 의해 사용된다.
몇몇 예에서, 메모리(56)는 하나 이상의 컴퓨터 판독가능 저장 매체를 또한 포함할 수 있다. 메모리(56)는 휘발성 메모리보다 더 많은 양의 정보를 저장하도록 구성될 수 있다. 메모리(56)는 또한 정보의 장기 저장을 위해 구성될 수 있다. 몇몇 예에서, 메모리(56)는 비휘발성(non-volatile) 저장 요소를 포함한다. 그러한 비휘발성 저장 요소의 예는 자기적 하드 디스크(magnetic hard disc), 광학적 디스크(optical disc), 플래시 메모리(flash memory), 또는 전기적 프로그램가능 메모리(Electrically Programmable Memory: EPROM) 또는 전기적 소거가능 및 프로그램가능(Electrically Erasable and Programmable: EEPROM) 메모리의 형태를 포함할 수 있다.
사용자 인터페이스(50)는 전기수술 시스템(10) 및 사용자(가령, 외과의 또는 기술자) 간에 정보를 통신하는 데에 사용될 수 있다. 사용자 인터페이스(50)는 통신 모듈을 포함할 수 있다. 사용자 인터페이스(50)는 다양한 사용자 입력 및 출력 디바이스를 포함할 수 있다. 예를 들어, 사용자 인터페이스는 다양한 디스플레이, 가청 신호 생성기를, 또 스위치, 버튼, 터치 스크린, 마우스, 키보드 등도 포함할 수 있다.
사용자 인터페이스(50)는, 하나의 예에서, 하나 이상의 네트워크, 예컨대 하나 이상의 무선 또는 유선 네트워크 또는 양자 모두를 통해 외부 디바이스와 통신하는 데에 통신 모듈을 활용한다. 통신 모듈은 네트워크 인터페이스 카드, 예컨대 이더넷 카드(Ethernet card), 광학적 송수신기(optical transceiver), 무선 주파수 송수신기(radio frequency transceiver), 또는 정보를 발신하고 수신할 수 있는 임의의 다른 타입의 디바이스를 포함할 수 있다. 그러한 네트워크 인터페이스의 다른 예는 블루투스(Bluetooth), 3G, 4G 및 와이파이(Wi-Fi) 무선 컴퓨팅 디바이스를, 또 범용 직렬 버스(Universal Serial Bus: USB) 디바이스도 포함할 수 있다.
도 3a 내지 도 3b는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 봉합하기 위해 전기요법 신호를 생성하기 위한 방법의 비한정적인 예의 흐름 도표이다. 도 3a 내지 도 3b에 예시된 방법(100)은 도 1 내지 도 2에 묘사된 전기수술 시스템(10)과 같은 전기수술 시스템과 함께 사용될 수 있다. 아래에 기술된 다양한 기법을 사용하여, 전기수술 제너레이터는 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터에서의 변화의 함수로서의 에너지 전달에서의 점증적 변화에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는, 예컨대 조직 수정(tissue modification)을 제공하는 국면 동안에 전력을 제어함으로써, 요법 계획에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어할 수 있다.
예를 들어, 제어 회로는 전류의 함수로서 전력을 점증적으로 수정할 수 있다. 몇몇 예에서, 전류의 함수는 전류의 변화의 함수이다. 전류의 변화는 펄스의 추이(course)에 걸친 전류의 변화일 수 있고, 따라서, 좀 더 전류 값처럼 보일 수 있다. 몇몇 예에서, 전류의 함수는 전류의 순시적인(instantaneous) 측정된 변화의 함수이고, 따라서 좀 더 전류 함수의 기울기처럼 보일 수 있다. 제어 회로는 이들 중 어느 것 - 전류 또는 전류의 순시적 변화 - 에든 기반하여 전력을 수정할 수 있다. 몇몇 예에서, 전류의 순시적인 측정된 변화의 함수는 선형 함수이다. 다른 예에서, 제어 회로는, 예컨대 전압 제어식 기법을 사용하는 경우에, 저항의 함수로서 전력을 점증적으로 수정할 수 있다.
도 4에서 보이는 바와 같이, 몇몇 예에서, 시스템은 사전정의된 전력 커브(curve)를 사용하여 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 사전정의된 전력 커브는 둘 이상의 선형 부분을 포함할 수 있다.
도 3a 및 도 3b 및 도 4는 설명의 목적으로 사용되는 비한정적인 특정 예임에 유의하여야 한다.
몇몇 예에서, 방법은 전력 제어식 기법으로부터 전압 제어식 기법을 사용하는 것으로 절환할(switch) 수 있다. 전압 제어식 기법에서, 전류는 상한이 정해지나(capped) 응답 임피던스에 따라 자유롭게 바뀌도록 허용될 수 있는데, 이는 가변 전력 전달을 가능케 할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 전력 제어식 기법을 사용하여 펄스를 전달할 수 있고 저항이 증가하거나, 비등 조건에 접근하거나, 임계(threshold)에 도달함에 따라, 시스템은 전압 제어식 기법으로 절환할 수 있다. 이 방식으로, 시초에 시스템은 더 빨리 에너지를 전달하기 위해 전력 제어식 기법을 이용할 수 있으나, 비등에 더 가까우면 시스템은 더 반응적일 수 있는 전압 제어식 기법으로 절환할 수 있다. 전압 제어식 기법을 사용하는 몇몇 구현에서, 시스템은 사전정의된 전압 커브를 사용하여 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 사전정의된 전압 커브는 둘 이상의 선형 부분을 포함할 수 있다.
도 3a에서, 방법(100)은 단계(102)에서 시작하는데, 여기에서 (도 1 내지 도 2에 묘사된) 전기수술 시스템(10)은 전력이 온(on)으로 된다. 이후에, 단계(104)에서, 조사 국면이 시작하는데, 여기에서 (도 2에 묘사된) 제어 회로(48)는 (도 2에 묘사된) 전기 에너지 소스(44)로 하여금 조사 신호, 예컨대 조사 펄스를 맞물린 생체 조직에 조사 국면 동안에 제공하게 한다. 제공되는 조사 신호의 전력 (W)은 조사 스케줄에 따라 제어된다. 몇몇 예에서, 맞물린 생체 조직에 조사 국면 동안에 제공되는 전력 레벨은 조직 영향을 거의 또는 전혀 야기하지 않기 위하여 낮을 수 있다. 그러한 낮은 전력 레벨은 맞물린 생체 조직의 전기적 특질의 측정을 획득하는 목적으로 제공될 수 있다. 그러한 측정은 때때로 전기요법전 측정(pre-electrotherapy measurement)을 획득하기 위하여 전기요법이 제공되기 전에 획득된다. 몇몇 예에서, 조사 스케줄은 조사 국면 동안에 일정한 전력을 제공하는 것을 나타낸다. 그러한 스케줄은 일정 전력 스케줄로 칭해질 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로(48)는 사전결정된 지속 시간 후에 조사 국면을 종결한다.
단계(106)에서, 제어기(48)는 (도 2에 묘사된) 측정 회로(46)로 하여금 맞물린 생체 조직의 제1 전기 저항을 조사 국면 동안에 측정하게 한다. 단계(106)가 수행되는 첫번에 이 측정된 전기 저항은 기준 저항(reference resistance)이다. 이후에, 단계(108)에서, 제어 회로(48)는 측정된 전기 저항을 이전에 측정된 최소 저항(만일 있는 경우)과 비교한다. 만일, 단계(108)에서, 측정된 전기 저항이 최소 저항보다 더 낮으면, 방법은 측정된 전기 저항이 새로운 최소 값으로서 기록되는 단계(110)로 나아가고, 이후에 방법은 (건조 또는 탈수 국면의 제1 구간(interval)이 시작되는) 단계(116)로 나아간다. 그러나, 만일, 단계(108)에서, 측정된 전기 저항이 최소 저항보다 더 크면, 방법은 단계(112)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 측정된 전기 저항을 최소 저항 및 사전결정된 저항 델타의 합과 비교한다. 만일, 단계(112)에서, 측정된 전기 저항이 최소 저항 및 사전결정된 저항 델타의 합보다 더 낮으면, 방법은 단계(114)로 나아가는데, 여기서 측정된 전기 저항은 무시된다. 그러나, 만일, 단계(112)에서, 측정된 전기 저항이 최소 저항 및 사전결정된 저항 델타의 합보다 더 크면, 방법은 도 3b에 예시된 단계(146)로 나아간다.
단계(116)에서, 건조 또는 탈수 국면의 제1 구간이 시작되는데, 예컨대 여기서 조직 수정이 발생하되, 여기에서 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 제1 건조 신호, 예컨대 제1 건조 펄스를 맞물린 생체 조직에 건조 국면의 제1 건조 구간 동안에 제공하게 한다. 제공되는 제1 건조 신호의 전력 (W)은 제1 건조 스케줄 또는 계획에 따라, 예컨대 사전정의된 전력 커브(예컨대 선형 경사율(lamp rate)을 가짐)를 사용하여, 제어된다. 몇몇 예에서, 제1 건조 스케줄 또는 계획은 단조적으로 증가하는 전력 스케줄인데, 예컨대 도 4 내의 맨 아래 그래프에 시간 t1 및 t2 사이에 도시된다.
이후에, 단계(118)에서, 제어 회로(48)는 제공되는 전력을 제1 임계 값, 예컨대 제1 사전결정된 최대 전력과 비교한다. 만일, 단계(118)에서, 제공되는 전력이 제1 사전결정된 최대 전력보다 더 크면, 방법은 도 3b에 예시된 단계(130)로 나아가는데, 예컨대 도 4 내의 맨 아래 그래프에 시간 t2 및 t3 사이에 도시되되, 이는 건조 단계의 제2 건조 구간을 묘사한다. 제2 건조 구간을 포함하는 몇몇 예에서, 제어 회로(48)는 블록(130)에서 경사율을 저감할 수 있는데, 예컨대 도 4 내의 맨 아래 그래프에 시간 t2 및 t3 사이에 도시된다. 이 방식으로, 제어 회로(48)는 맞물린 생체 조직의 측정된(가령, 간헐적으로) 제1 전기적 파라미터가 제1 임계 값을 충족시키는 것에 응답하여, 제1 펄스, 예컨대 제1 건조 펄스 동안에 에너지 전달을 수정할 수 있다.
시스템은 제1 전기적 파라미터, 예컨대 전류를, 가령, 간헐적으로, 측정하고, 맞물린 생체 조직의 측정된 전류가 제1 임계 값, 예컨대 사전결정된 값을 만족하는 것에 응답하여, 요법 국면 동안에 에너지 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 몇몇 예에서, 사전결정된 값은 절대적인(absolute) 전류 임계 값이다. 몇몇 예에서, 사전결정된 값은 펄스 카운트(pulse count)에 따라서 변할 수 있는 임계 값이다. 몇몇 예에서, 사전결정된 값은 초기 전류 측정에 대한 전류에서의 변화이다. 몇몇 예에서, 사전결정된 값은 요법 신호의 펄스 동안에 최대 전류 측정에 대한 전류에서의 변화이다.
그러나, 만일, 단계(118)에서, 제공되는 전력이 제1 사전결정된 최대 전력보다 더 낮으면, 방법은 단계(120)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 측정 회로(46)로 하여금 제1 전기적 파라미터, 예컨대 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류 또는 임피던스를 측정하게 한다.
단계(122)에서, 제어 회로(48)는 이 펄스를 위한, 측정된 전류(또는 임피던스), 가령 제1 전기적 파라미터를 이전에 측정된 최대 전류(만일 있는 경우), 가령, 임계 값과 비교한다. 만일, 단계(122)에서, 측정된 전류가 최대 전류보다 더 크면, 방법은 측정된 전류가 새로운 최대 값으로서 기록되는 단계(124)로 나아가고, 이후에 방법은 제1 펄스 동안에 에너지 전달을 수정함으로써 건조 국면의 제1 건조 구간을 계속하기 위하여 단계(116)로 돌아간다. 그러나, 만일, 단계(122)에서, 측정된 전류가 최대 전류보다 더 작으면, 방법은 단계(126)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 측정된 전류를 최대 전류의 사전결정된 분율(fraction)과 비교한다.
만일, 단계(126)에서, 측정된 전류, 가령, 측정된 제1 전류가 사전결정된 전류 임계, 가령 측정된 제2 전류보다 더 크면, 방법은 건조 국면의 제1 건조 구간을 계속하기 위하여 단계(116)로 돌아간다. 몇몇 예에서, 사전결정된 전류 임계는, 예를 들어, 0.9, 0.8, 0.66, 0.5 및 0.4와 같은, 최대 전류의 비율 또는 분율일 수 있다. 다시 말해, 제어 회로(48)는 측정된 제2 전류에 대한 측정된 제1 전류의 비율이 맞물린 생체 조직 내의 액체의 국면 변화가 없었음을 나타내는 사전결정된 인자(factor)를 초과하는 것에 응답하여 건조 신호 또는 펄스를 계속할 수 있다. 다른 예에서, 사전결정된 전류 임계는 비율보다는 차이일 수 있다.
그러나, 만일, 단계(126)에서, 측정된 전류가 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작으면, 방법은 단계(128)로 나아가는데, 여기서 건조 국면의 제1 건조 구간의 제1 건조 펄스는 종결된다. 이후에 방법은 조사 국면(이 뒤에 건조 국면이 반복될 수 있거나 봉합 국면이 시작될 수 있음)을 반복하기 위하여 단계(104)로 돌아간다. 다시 말해, 시스템은 요법 국면이 종료되어야 하는 때를 판정하기 위해 요법 국면 동안에 전류를 모니터링할 수 있다.
몇몇 예에서, 그리고 측정된 전류가 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작은지를 단계(126)에서 판정하는 것과 대조적으로, 제어 회로(48)는 측정된 전류가 펄스의 개시에 이어지는 사전결정된 시간 구간에서 측정된 전류 값의 사전결정된 분율(또는 오프셋(offset))보다 더 작은지를 판정할 수 있다. 임피던스 모니터링 시스템에 있어서, 제어 회로(48)는 측정된 임피던스가 펄스의 개시에 이어지는 사전결정된 시간 구간에서 측정된 저항 값의 사전결정된 분율(또는 오프셋)보다 더 큰지를 판정할 수 있다.
단계(130)에서, 건조 국면의 제2 구간이 시작되는데, 여기에서 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 제2 건조 신호, 예컨대 제2 건조 펄스를 맞물린 생체 조직에 건조 국면의 제2 건조 구간 동안에 제공하게 한다. 건조 국면의 제1 및 제2 건조 구간이 도 3a 및 도 3b에 도시되나, 건조 국면의 제2 건조 구간이 있을 필요는 없음에 유의하여야 한다. 오히려, 몇몇 예에서, 건조 국면은 제1 건조 구간 동안에 종결될 수 있다. 제공되는 제2 건조 신호, 예컨대 제2 건조 펄스의 전력 (W)은 제2 건조 스케줄 또는 계획에 따라, 예컨대 사전정의된 전력 커브를 사용하여, 제어된다. 전력 제어식(또는 전압 제어식 또는 전류 제어식) 기법에서, 시스템은 발동 에너지 레벨의 설정을 제어할 수 있다. 전력(또는 전압 또는 전류) 제약은 제어되는 전류가 넘어서는 안 될, 그렇지 않으면 에러 상태(error state)가 있는, 최고한도(ceiling) 또는 임계를 지칭한다.
다른 예에서, 맞물린 생체 조직을 가로지르는 전압 (V)은 제2 건조 구간 동안에 제어된다. 전압 제어식 기법에서, 시스템은 발동 에너지 레벨의 설정을 제어할 수 있다. 전압 제약은 제어되는 전압이 넘어서는 안 될, 그렇지 않으면 에러 상태가 있는, 최고한도 또는 임계를 지칭한다. 전압 제어식 구현에서, 제어 회로는 요법 신호의 전압을 모니터링할 수 있고 임계 또는 최고한도가 충족되는 경우에, 제어 회로는 전압을 임계에 유지할 수 있다. 몇몇 전압 제어식 구현에서, 전압은 최고한도에 상한이 정해질 수 있다. 다른 전압 제어식 구현에서, 전압은 시변적(time variant)일 수 있다.
묘사된 예에서, 제2 건조 구간은 단조적으로 증가하는 전력 스케줄인 제2 건조 스케줄 또는 계획을 사용한다. 몇몇 예에서, 예를 들어, 제2 건조 스케줄 또는 계획은 선형으로 증가하는 전력 스케줄이다. 이후에, 단계(132)에서, 제어 회로(48)는 제공되는 전력을 제2 사전결정된 최대 전력과 비교한다. 만일, 단계(132)에서, 제공되는 전력이 제2 사전결정된 최대 전력보다 더 크면, 방법은 제어 회로(48)가 전기 에너지 소스(44)로 하여금 제2 사전결정된 최대 전력, 가령, 전력 최대한도와 동일한 전력을 제공하게 하는 단계(134)로 나아가고, 이후에 방법(100)은 단계(136)로 나아간다. 그러나, 만일, 단계(132)에서, 제공되는 전력이 제2 사전결정된 최대 전력보다 더 낮으면, 방법은 단계(136)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 측정 회로(46)로 하여금 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류를 측정하게 한다.
단계(138)에서, 제어 회로(48)는 측정된 전류를 이전에 측정된 최대 전류와 비교한다. 만일, 단계(138)에서, 측정된 전류가 최대 전류보다 더 크면, 방법은 측정된 전류가 새로운 최대 값으로서 기록되는 단계(140)로 나아가고, 이후에 방법은 제2 건조 국면을 계속하기 위하여 단계(130)로 돌아간다. 그러나, 만일, 단계(138)에서, 측정된 전류가 최대 전류보다 더 작으면, 방법은 단계(142)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 측정된 전류를 최대 전류의 사전결정된 분율과 비교한다. 만일, 단계(142)에서, 측정된 전류가 최대 전류의 사전결정된 비율 또는 분율보다 더 크면, 방법은 건조 국면의 제2 건조 구간을 계속하기 위하여 단계(130)로 돌아간다. 다시 말해, 제어 회로(48)는 측정된 제2 전류에 대한 측정된 제1 전류의 비율이 맞물린 생체 조직 내의 액체의 국면 변화를 나타내는 사전결정된 인자를 초과하는 것에 응답하여 건조 신호 또는 펄스를 저감할 수 있다. 다른 예에서, 사전결정된 전류 임계는 차이일 수 있다. 그러나, 만일, 단계(142)에서, 측정된 전류가 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작으면, 방법은 건조 국면의 제2 구간에서 빠져나가고 조사 국면(이 뒤에 건조 국면이 반복될 수 있거나 봉합 국면이 시작될 수 있음)을 반복하기 위하여 단계(104)로 돌아갈 수 있다. 다시 말해, 시스템은 요법 국면이 종료되어야 하는 때를 판정하기 위해 요법 국면 동안에 전류를 모니터링할 수 있다.
단계(146)에서, 봉합 또는 응고 국면이 시작되는데 여기에서 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 맞물린 생체 조직에 봉합 국면 동안에 봉합 신호, 예컨대 봉합 펄스, 가령, 제2 펄스를 제공하게 하는데, 예컨대 도 4 내의 맨 아래 그래프에 시간 t7 및 t8 사이에 도시된다. 제공되는 봉합 신호, 예컨대 봉합 펄스의 전력 (W)은 봉합 스케줄 또는 계획에 따라 제어된다. 몇몇 예에서, 봉합 스케줄 또는 계획은 단조적으로 증가하는 전력 스케줄이다. 이후에, 단계(148)에서, 제어 회로(48)는 제공되는 전력을 제3 사전결정된 최대 전력과 비교한다. 이것은 일정한 전력 도메인(domain)을 마침 갖는, 사전결정된 전력 커브의 예임에 유의하여야 한다. 만일, 단계(148)에서, 제공되는 전력이 제3 사전결정된 최대 전력보다 더 크면, 방법은 제어 회로(48)가 전기 에너지 소스(44)로 하여금 제3 사전결정된 최대 전력과 동일한 전력을 제공하게 하는 단계(150)로 나아가고, 이후에 방법(100)은 맞물린 생체 조직의 제2 파라미터, 예컨대 조직의 저항을, 가령, 간헐적으로, 측정하기 위해 단계(152)로 나아간다. 그러나, 만일, 단계(148)에서, 제공되는 전력이 제3 사전결정된 최대 전력보다 더 낮으면, 방법은 단계(152)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 측정 회로(46)로 하여금 맞물린 생체 조직의 전기 저항을 측정하게 한다.
단계(154)에서, 제어 회로(48)는 측정된 전기 저항을 제2 임계 값, 예컨대 계산된 종결 저항 값과 비교한다. 몇몇 예에서, 계산된 종결 저항 값 저항은 단계(106)에서 측정된 기준 저항, 가령, 제1 저항에 기반하여 계산된다. 예를 들어, 종결 저항 값은 사전결정된 인자 곱하기 측정된 기준 저항일 수 있다. 몇몇 예에서, 종결 저항 값은 측정된 기준 저항 아니면 해당 국면 또는 이전의 국면 동안에 측정된 저항의 최소 값 및 사전결정된 저항 델타의 합일 수 있다. 몇몇 예에서, 타겟(target) 저항은 사전결정된 델타 저항인데, 여기서 사전결정된 델타 저항은 요법 신호의 펄스 동안에 최소 저항 측정에 대한 저항의 변화이다.
만일, 단계(154)에서, 측정된 전기 저항이 계산된 종결 저항보다 더 작으면, 방법은 봉합 국면을 계속하기 위하여 단계(146)로 돌아간다. 그러나, 만일, 단계(154)에서, 측정된 전기 저항이 계산된 종결 저항보다 더 크면, 봉합 국면은 종결되고, 방법은 종료한다. 다시 말해, 가령, 간헐적으로, 측정된 임피던스가, 예를 들어, 사전결정된 델타 임피던스 값만큼 변화함으로써, 제2 임계 값을 충족시키는 것에 응답하여, 방법은, 예컨대 이 요법 국면, 예컨대 봉합 국면 동안에 에너지 전달을 저감하거나 종결함으로써, 제2 펄스의 에너지 전달을 수정할 수 있다.
몇몇 비한정적인 예에서, 도 3a 및 도 3b에 도시된 방법은, 제어 회로가 제1 요법 국면, 예컨대 건조 국면에서 제1 전기적 파라미터, 예컨대 전류를 모니터링하고, 제1 전기적 파라미터에 기반하여 제1 펄스를 저감하거나 종결하고, 제2 요법 국면, 예컨대 봉합 국면에서 제2 전기적 파라미터, 예컨대 임피던스를 모니터링하고, 제2 전기적 파라미터에 기반하여 제2 펄스를 저감하거나 종결할 수 있도록, 시스템에 의해 구현될 수 있다.
도 4는 봉합되고 있는 생체 조직에 제공되는 전력을 제어하는 데에 사용되는 전기요법 스케줄 또는 계획의 비한정적 예를 묘사하는 그래프이다. 도 4에서, 그래프(200)는 수평 축(202), 수직 축(204A 내지 204C) 및 함수 관계(206A 내지 206C)를 갖는다. 수평 축(202)은 시간 (초)을 나타낸다. 수평 축은 시간 t0 내지 t8을 갖는데, 이는 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직을 치료하기(treating) 위해 전기요법 신호를 생성하기 위한 방법(100)에 관한 논의에서 개시된 조사, 건조 및 봉합 국면 간의 전이 시간을 뜻한다. 이들 국면 - 조사, 제1 건조 및 봉합 국면 은 그래프(200)의 다양한 위치에 또한 표기된다. 도 4의 그래프는 오직 설명의 목적으로 의도됨에 유의하여야 한다. 도 4의 그래프는 응답의 예를 묘사하며 상이한 조직은 상이하게 반응할 수 있다.
수직 축(204A)은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 제공되는 전력 (W)을 나타낸다. 함수 관계(206A)는 도 3a 내지 도 3b에 예시된 방법(100)의 비한정적인 예에 기반하여 생성된 전기요법 신호에 대응하는 전력/시간 관계의 비한정적인 예를 나타낸다. 수직 축(204B)은 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류를 나타낸다. 함수 관계(206B)는 방법(100)을 통해 생성된 전기요법 신호가 제공되는 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류에 관한 전류/시간 관계를 나타낸다. 수직 축(204C)은 맞물린 생체 조직의 전기 저항을 나타낸다. 함수 관계(206C)는 방법(100)을 통해 생성된 전기요법 신호가 제공되는 맞물린 생체 조직의 전기 저항에 대응하는 전기 저항/시간 관계를 나타낸다.
몇몇 예에서, 함수 관계(206A)는 조사 국면, 건조 국면 및 봉합 국면을 포함하는 사전정의된 전력 커브일 수 있다. 도 4에 도시된 구체적인 비한정적인 예에서, 건조 국면은 제1 및 제2 건조 구간을 묘사한다. 시간 t0부터 t1까지, 전력/시간 관계(206A)는 조사 국면을 나타낸다. 몇몇 예에서, 조사 국면의 지속기간은 맞물린 생체 조직의 기준 측정(reference measurement)을 획득하는 데에 필요한 만큼 짧다. 예를 들어, 조사 국면의 지속기간은 1.0, 0.5, 0.25, 또는 0.1초보다 더 작을 수 있다. 그래프(200)에 나타내어진 바와 같이, 조사 국면은 전력 P1 (W)을 갖는 일정 전력 스케줄 또는 계획이다. 시간 t0부터 t1까지, 전류/시간 관계(206B)는 조사 급속 전류 상승, 이어서 전류 정체기(plateau), 이후에 이에 이어지는, 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류의 약간의 감소를 나타낸다. 전력은 이 조사 국면 내내 일정하도록 제어되기 때문에, 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가되는 전압은 전류/시간 관계에 (가산적 의미(additive sense)가 아니라 승산적 의미(multiplicative sense)에서) 역으로 관련된다. 맞물린 생체 조직의 저항은 조직 내의 유체의 온도가 증가함에 따라 초기에 감소할 수 있다. 이것은 조사 국면이 수행되는 첫번이기 때문에, 측정된 전기 저항은 이전에 측정된 최소 저항보다 더 작지 않고, 따라서 방법은 제1 건조 국면으로 나아간다.
시간 t1부터 t2까지, 전력/시간 관계(206A)는 건조 국면의 제1 구간을 나타낸다. 그래프(200)에 나타내어진 바와 같이, 건조 국면의 제1 건조 구간은 전력 P1부터 P2 (W)까지 단조적으로 증가하는 전력 스케줄 또는 계획이다. 시간 t1부터 t2까지, 전류/시간 관계(206B)는 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류가 건조 국면의 제1 구간 내내 증가함을 나타낸다. 전력은 건조 스케줄 또는 계획에 따라 건조 국면의 이 제1 구간 내내 제어되기 때문에, 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가되는 전압 및 전류/시간 관계의 곱은 전력/시간 관계(206A)를 유발하여야 한다. 묘사되지 않으나, 몇몇 예에서, 전기 저항/시간 관계(206CC)는 맞물린 생체 조직의 전기 저항이 조직이 따뜻해짐에 따라 초기에 감소할 수 있으나, 조직이 건조 국면의 제1 구간 동안에 건조되기 시작함에 따라 이후에 증가할 수 있음을 나타낼 수 있다. 그러한 증가하는 전기 저항은 맞물린 생체 조직의 건조를 나타낼 수 있다. 전류는 전력/시간 관계(206A)가 사전결정된 임계로 뛰어오르기 전에 이전에 측정된 최대 전류의 분율 아래로 감소하지 않기 때문에, 방법은 건조 국면의 제2 구간으로 나아간다. 만일 건조 구간의 이 제1 구간 동안에 전류가 이전에 측정된 최대 전류의 분율 아래로 떨어졌다면, 건조 국면의 차후의 제2 구간은 필요하지 않을 것이다(가령, 그것은 바이패스될(bypassed) 수가 있음).
시간 t2부터 t3까지, 전력/시간 관계(206A)는 건조 국면의 제2 구간을 나타낸다. 그래프(200)에 나타내어진 바와 같이, 건조 국면의 제2 구간은 전력 P2부터 P3 (W)까지 단조적으로 증가하는 전력 스케줄 또는 계획이다. 도 3a 및 도 3b에 관해서 위에서 기술된 기법을 사용하여, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터에서의 변화의 함수로서의 에너지 전달에서의 점증적 변화에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 전류의 함수로서 전력을 점증적으로 수정할 수 있다. 몇몇 예에서, 전류의 함수는 전류의 순시적인 측정된 변화의 함수이다. 몇몇 예에서, 전류의 순시적인 측정된 변화의 함수는 선형 함수이다. 다른 예에서, 제어 회로는 저항의 함수로서 전력을 점증적으로 수정할 수 있다.
시간 t2부터 t3까지, 전류/시간 관계(206B)는 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류가 건조 국면의 제2 구간의 시작에서 증가하나, 피크에 달하고 이후에 제2 건조 국면의 종료에서 감소함을 나타낸다. 건조 국면의 제2 구간이 필요하지 않을 수 있음에 유의하여야 한다. 몇몇 예에서, 전력은 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가되는 전압 및 전류/시간 관계의 곱이 특정한 전력/시간 관계(206A)를 유발할 수 있도록 건조 국면의 이 제2 구간 내내 제어될 수 있다.
몇몇 예에서, 건조 국면의 제2 구간은 단조적으로 증가하고 있으나, 건조 국면의 제1 구간의 것보다 더 느린 증가율(rate of increase)로 그러하다. 다른 예에서, 건조 국면의 제2 구간은 제공되는 전력이 사전결정된 최대 레벨과 동일할 때까지 선형으로 증가하고 있는데, 이 시간 후에는 제공되는 전력이 일정하게 유지된다. 전류의 감소 ΔI1, 가령, (도 3a 내의 블록(126)에서와 같은) 전류의 측정된 변화는 측정된 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작은 전류를 초래하기 때문에, 방법은 조사 단계로 돌아가는데, 이는 시간 t3에 도시된다. 다시 말해, 전류의 변화 ΔI1는 방법으로 하여금 시간 t3에서 조사 국면에 진입하게 한다. 도 4에 도시된 비한정적인 예에서, 방법으로 하여금 조사 국면에 진입하게 하는 전류의 변화 ΔI1는 시간 t2 후임에 유의하여야 한다. 그러나, 다른 예에서, 방법으로 하여금 조사 국면에 진입하게 하는 전류의 변화 ΔI1는 건조 국면의 제1 구간 동안에 시간 t1 후일 수 있고, 건조 국면의 제2 구간은 필요하지 않을 수 있다. 그러나, 만일 대신에 전류의 감소 ΔI1가 측정된 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작았다면, 방법은 건조 국면에 남아 있었을 것이다.
도 4에 보이는 바와 같이, 몇몇 예에서, 사전정의된 전력 커브(206A)는, 예컨대 시간 t1 및 t2 사이에, 그리고 t2 및 t3 사이에 도시된, 둘 이상의 선형 부분을 포함할 수 있다.
시간 t3부터 t4까지, 전력/시간 관계(206A)는 다시 조사 국면을 묘사한다. 그래프(200)에 나타내어진 바와 같이, 조사 국면은 전력 P1 (W)의 일정 전력 스케줄이다. 전력은 이 조사 국면 내내 일정하도록 제어되기 때문에, 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가되는 전압은 전류/시간 관계에 (가산적 의미가 아니라 승산적 의미에서) 역으로 관련된다. 전기 저항/시간 관계(206C)는 맞물린 생체 조직의 전기 저항이 조사 국면의 이 수행 내내 감소하고 있음을 나타낸다. 전기 저항을 감소시키는 것은 조직 내의 유체의 응축(condensing) 또는 조직 내에의 유체의 이송(migration)의 결과일 수 있다. 측정된 전기 저항이 기준 저항 및 사전결정된 델타 저항의 합보다 더 크지 않기 때문에, 방법은 제1 건조 국면으로 다시 나아간다.
시간 t4부터 t5까지, 전력/시간 관계(206A)는 건조 국면의 다른 제1 구간을 나타낸다. 시간 t4부터 t5까지의 전력/시간 관계는 시간 t1부터 t2까지의 전력/시간 관계(206A)와 유사하고, 간결함의 목적으로 다시 상세히 기술되지 않을 것이다.
시간 t5부터 t6까지, 전력/시간 관계(206A)는 건조 국면의 다른 제2 구간을 나타낸다. 시간 t5부터 t6까지의 전력/시간 관계는 시간 t2부터 t3까지의 전력/시간 관계(206A)와 유사하고, 간결함의 목적으로 다시 상세히 기술되지 않을 것이다. 전력은 건조 국면의 이 제2 구간 내내 일정하게 제어되기 때문에, 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가되는 전압 및 전류/시간 관계의 곱은 전력/시간 관계(206A)를 유발하여야 한다. 전류의 감소 ΔI2, 가령, (도 3b 내의 블록(142)에서와 같은) 전류의 측정된 변화는 측정된 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작기 때문에, 방법은 조사 단계로 돌아간다.
시간 t6부터 t7까지, 전력/시간 관계(206A)는 다른 조사 국면을 나타낸다. 시간 t6부터 t7까지의 전력/시간 관계는 시간 t3부터 t4까지의 전력/시간 관계(206A)와 유사하고, 간결함의 목적으로 다시 상세히 기술되지 않을 것이다. 측정된 전기 저항이 이제 기준 저항 및 사전결정된 델타 저항의 합보다 더 크기 때문에, 방법은 봉합 국면으로 나아간다.
시간 t7부터 t8까지, 전력/시간 관계(206A)는 봉합 국면을 나타낸다. 그래프(200)에 나타내어진 바와 같이, 봉합 국면은 전력 P1부터 전력 P3 (W)까지 단조적으로 증가하는 전력 스케줄 또는 계획이다. 시간 t7부터 t8까지, 전류/시간 관계(206B)는 봉합 국면 내내 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 증가하는 전류를 나타낸다. 전기 저항/시간 관계(206C)는 맞물린 생체 조직의 전기 저항이 봉합 국면의 이 수행에서 증가하고 있음을 나타낸다. 증가하는 전기 저항은 맞물린 생체 조직의 건조 및 따라서 봉합의 결과일 수 있다. 측정된 전기 저항이 이제 사전결정된 종결 저항보다 더 크기 때문에, 봉합 국면은 종결되고, 방법은 종료한다.
전기요법 신호의 예측적 국면 제어 (도 5 내지 도 6)
전기수술 시술은 하나 이상의 전기요법 국면을 가질 수 있다. 예를 들어, 전기수술 조직-봉합 기법은 조사 국면, 건조 국면 및/또는 봉합 국면을 가질 수 있다. 이들 전기요법 국면 각각 동안에, 예를 들어, 조사 신호, 가열 신호, 건조 신호, 소작 신호 등과 같은 대응하는 전기요법 신호가 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 제공될 수 있다. 맞물린 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호는 수행되고 있는 기법에, 그리고/또는 특정 조직에 맞춰질 수 있다. 그러므로, 각각의 전기수술 신호는 상이한 시술에 대해, 상이한 조직 타입 및 수량에 대해, 그리고 상이한 전기요법 국면에 대해 상이할 수 있다. 상이한 전기요법 신호에서의 이들 차이는 상이한 전기요법 스케줄 및/또는 상이한 국면 제어 규준을 사용하여 획득될 수 있다. 상이한 전기요법 스케줄 간의 차이는 제어되는 전기적 파라미터에서의 차이 및/또는 국면 제어 규준에서의 차이로부터 일어날 수 있다. 위에서 기술된 바와 같이, 제어되는 전기적 파라미터에서의 차이는 전기요법 신호의 피상 전력 (VA), 실효 전력 (W), 전압 (V) 및/또는 전류 (A)를 포함한다. 국면 제어 규준은 국면내 제어를 위한 규준뿐만 아니라, 국면의 시작 및 종결을 위한 규준을 포함할 수 있다. 그러한 국면 제어 규준은 동시적(contemporaneous) 위상 제어 규준 및 예측적(predictive) 위상 제어 규준을 포함한다.
동시적 위상 제어는 국면을 제어하기 위해 실시간 측정을 사용함으로써 수행된다. 예측적 위상 제어는 장래의 위상 제어 규준을 생성하기 위해 기준 시간(reference time)에서 취해진 기준 측정을 사용함으로써 수행된다. 예를 들어, 건조 국면 전에 또는 그 동안에 취해진 조직 저항 측정은 건조 국면을 계속하기 위한 지속 시간을 생성하는 데에 사용될 수 있다. 몇몇 예에서, 조직 저항 측정은 복수의 사전결정된 전기요법 스케줄 중 하나를 선택하는 데에 사용될 수 있다. 복수의 사전결정된 전기요법 스케줄 중 선택된 것은 차후의 전기요법 국면에서 사용될 수 있다.
조직 저항의 기준 측정은, 예를 들어, 혈관 크기를 나타낼 수 있다. 상이한 크기의 혈관은 상이한 전기요법 스케줄 또는 계획, 그리고/또는 상이한 위상 제어 규준을 사용하여 가열될 수 있다. 혈관 크기에 대해 맞춤화된(customized) 적당한 전기요법 스케줄 또는 계획은 인근의 조직에의 더 적은 외상(trauma) 및 더 안전한 봉합으로 이어질 수 있다. 맞물린 혈관의 적절한 봉합을 보장하기 위해, 전기요법 스케줄은 봉합될 혈관의 크기에 따라 맞춰질 수 있다. 혈관 크기는 맞물린 혈관의 측정된 기준 저항에 기반하여 추정될 수 있다. 이후에 혈관 봉합은 맞물린 혈관의 측정된 기준 저항에 기반하여 판정된 전기요법 스케줄에 따라 진행될 수 있다.
무엇보다도, 검출된 조직의 크기에 기반하여 에너지를 예측하고 전달하기 위한 기법이 도 6에 관해서 아래에서 기술된다. 전기수술 제너레이터, 예컨대 도 2의 전기수술 제너레이터가 전기수술 디바이스를 통해 생체 조직에 에너지의 초기 인가를 전달한 후에, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)와, 측정 회로, 예컨대 도 2의 측정 회로(46)는 어떤 시점(point in time)에서 조직 임피던스를 측정하거나 계산할 수 있다. 제어 회로는 이후에, 예컨대 전기수술 디바이스의 조 사이에서, 전기수술 디바이스와의 접촉이 된 조직의 타입, 가령 작은 혈관 또는 큰 혈관을 판정하고, 검출된 조직의 타입을 위한 에너지를 이후에 전달할 수 있다.
도 6은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 혈관(biological vessel)의 크기에 대응하는 전력 스케줄을 사용하는 생체 혈관 봉합 방법의 흐름도이다. 도 6의 방법은 3개의 요법 국면을 사용한다: 국면 1은 조사 국면이고, 국면 2는 탈수 또는 건조 국면이고, 국면 3은 혈관 접합(vessel welding) 국면이다. 국면 1에서, 전기수술 시스템, 예컨대 도 1의 전기수술 시스템(10)은, 예컨대 조사 스케줄에 따라, 에러 체크를 수행하고 조사 신호를 생성하여 맞물린 조직에 전달할 수 있다. 전압 제어식인 것으로서 도 6에 기술되나, 제어 회로는 전력 제어식 기법이든 또는 전압 제어식 기법이든 사용하여 에너지를 전달할 수 있다. 전압 제어식 기법에서, 전류는 상한이 정해지나 응답 임피던스에 따라 자유롭게 바뀌도록 허용될 수 있는데, 이는 가변 전력 전달을 가능케 할 수 있다.
이 개시의 기법을 사용하여, 방법은 국면, 예컨대 국면 2를, 제어 회로가 국면을 종결하기 위해 그것이 어떤 규준을 사용할 것인지를 판정하였음 없이, 시작할 수 있다. 예를 들어, 아래에서 더 상세히 기술되는 바와 같이, 방법은 국면 2를 시작하고 제어 회로와, 측정 회로는 조직의 임피던스 측정을 판정할 수 있다. 응답하여, 제어 회로는 시간 측정에 기반하여 또는 반복적 임피던스 측정에 기반하여 국면 2를 종결할 것인지를 판정할 수 있다. 이 방식으로, 제어 회로는 어떻게 그것이 국면 2를 종결할 것인지에 대한 2개의 구별되는 규준을 가지며, 2개의 규준 중 어느 것을 사용할 것인지를 이미 선택하였음 없이 국면 2에 진입한다.
블록(1900)에서, 국면 1이 시작하고, 블록(1901)에서, 제어 회로 및 측정 회로는 시간 T0에서 초기 임피던스 값 R0를 측정하고/거나 계산할 수 있다. 블록(1902)에서, 제어 회로는 국면 2를 위한 전압 경사율 또는 기울기를 설정할 수 있다. 전압 설정은 일정한 전압, 증가하는 전압, 또는 감소하는 전압일 수 있다. 역시, 전력 제어식 구현에 있어서, 제어 회로는 국면 2를 위한 전력 경사율 또는 기울기를 설정할 수 있다. 전력은 일정한 전력, 증가하는 전력, 또는 감소하는 전력일 수 있다. 국면 1의 출력은 초기 임피던스 값 R0이다.
블록(1904)에서, 국면 2가 시작한다. 블록(1906)에서, 설정된 시간 기간(period of time) 후에, 제어 회로 및 측정 회로는 기준 임피던스 R1을 측정하거나 계산할 수 있다. 조직의 임피던스는 초기 임피던스 R0로부터 임피던스 R1으로 변화하였을 수 있다. 임피던스 R1은 국면 2가 (시간적 규준에 기반하여, 예컨대 타이머 만료에 의해, 종결되는) 개루프(open loop) 국면일 것인지 또는 (예를 들어, 임피던스 규준에 기반하여 종결되는) 폐루프 국면일 것인지를 판정하기 위해 측정된다. 더 건조한 조직에 대해, 국면 2를 개루프로서 시행하는 것이 바람직할 수 있는 반면 더 습한 조직에 대해, 국면 2를 폐루프로서 시행하는 것이 바람직할 수 있다.
블록(1908)에서, 제어 회로는 임피던스 R1이 임계 임피던스 값 Ra보다 더 크거나 같은지를 판정할 수 있다. 몇몇 예에서, 임피던스 Ra는 절대 임피던스일 수 있다. 다른 예에서, 임피던스 Ra는 델타 값, 예컨대 초기의 측정된 임피던스 R0로부터의 사전결정된 상승일 수 있다. 몇몇 예에서, 임피던스 Ra는 약 90 옴(ohms)일 수 있다.
몇몇 예에서, 측정된 임피던스 R1을 임계 임피던스 Ra와 비교하는 것에 더하여 또는 그 대신에, 제어 회로는 어떤 다른 측정된 파라미터를 임계 파라미터와 비교할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 측정된 위상 각도를 임계 위상 각도와 비교할 수 있다. 사용될 수 있는 다른 파라미터의 예는 시간 기간에 걸쳐 전달되는 에너지, 전류 인출, 조직 온도 및 유사한 것을 포함하나, 이에 한정되지 않는다.
만일 제어 회로가 임피던스 R1이 임피던스 Ra 이상임을 판정하면(블록(1908)의 "예" 분기), 제어 회로는 블록(1910)에서 개루프로서 국면 2를 시행하고 시간 T2에서 타이머가 만료될 때까지 계속해서 전력을 전달할 수 있다. 블록(1912)에서, 국면 2는 시간적 규준에 기반하여, 예컨대 시간 구간에 의해, 종료한다.
그러나, 만일 제어 회로가 임피던스 R1이 임피던스 Ra 이상이 아님을 판정하면(블록(1908)의 "아니오" 분기), 제어 회로는 블록(1914)에서 시작하는 폐루프로서 국면 2를 시행할 수 있다. 블록(1916)에서, 제어 회로는 설정된 시간 구간에서 임피던스 R2N을 측정할 수 있다. 블록(1918)에서, 제어 회로는 현재의 임피던스 측정 R2N이 임피던스 임계 값 R2X보다 더 크거나 같은지를 판정할 수 있다.
만일 제어 회로가 임피던스 R2N이 임피던스 R2X 이상이 아님을 판정하면(블록(1918)의 "아니오" 분기), 방법은 전력을 인가하는 것을 계속하고 블록(1914)으로 돌아갈 수 있다. 방법은 블록(1916)에서 시간 구간에서의 임피던스 측정을 반복하고 블록(1918)에서 새로운 임피던스 측정이 임계보다 더 크거나 같은지를 판정할 수 있다. 이 방식으로, 방법은 전력을 인가하는 것 및 임피던스 측정을 임계 임피던스 값과 반복적으로 비교하는 것을 계속할 수 있다.
만일 제어 회로가 임피던스 R2N(또는, 만일 필요하다면, 차후의 임피던스 측정 중 임의의 것)이 임피던스 R2X 이상임을 판정하면(블록(1918)의 "예" 분기), 제어 회로는 (개루프 프로세스에 대해 위에서 기술된 시간 규준과 대조적으로) 임피던스 규준에 기반하여 블록(1920)에서 국면 2를 종결할 수 있다.
제어 회로가 국면 2를 종결한 후에, 시간 또는 임피던스 측정에 기반하여 국면 2가 종결되는지에 상관없이, 제어 회로는 블록(1922)에서 임피던스 측정 R3를 계산하고 저장할 수 있다. 다음으로, 블록(1924)에서, 제어 회로는 현재의 임피던스 측정 R3가 임피던스 임계 값 RX보다 더 작거나 같은지를 판정할 수 있다.
만일 제어 회로가 임피던스 R3가 임피던스 RX 이상임을 판정하면(블록(1924)의 "예" 분기), 조직은 작은 혈관이고 방법은 블록(1926)에서 국면 3을 시작할 수 있다. 블록(1928)에서, 제어 회로는 국면 3을 개루프로서 시행하고 시간 T3에서 타이머가 만료될 때까지 계속해서 전력을 전달할 수 있다. 블록(1930)에서, 국면 3은 시간 구간에 기반하여 종료한다.
그러나, 만일 제어 회로가 임피던스 R3가 임피던스 RX 이상이 아님을 판정하면(블록(1924)의 "아니오" 분기), 조직은 큰 혈관이고 방법은 블록(1932)에서 국면 3을 시작할 수 있고 제어 회로는 국면 3을 폐루프로서 시행할 수 있다. 블록(1934)에서, 제어 회로는 설정된 시간 구간에서 임피던스 R3N을 측정할 수 있다. 블록(1936)에서, 제어 회로는 현재의 임피던스 측정 R3N이 임피던스 임계 값 R3X보다 더 크거나 같은지를 판정할 수 있다.
만일 제어 회로가 임피던스 R3N이 임피던스 R3X 이상이 아님을 판정하면(블록(1936)의 "아니오" 분기), 블록(1938)에서 제어 회로는 최대 시간 한도에 도달되었는지를 판정할 수 있다. 만일 제어 회로가 최대 시간 한도에 도달되었음을 판정하면(블록(1938)의 "예" 분기), 제어 회로는 블록(1940)에서 국면 3을 종결할 수 있다. 몇몇 예에서, 시간 한도는 국면 1의 시작으로부터의 경과된 시간일 수 있다.
그러나, 만일 제어 회로가 최대 시간 한도에 도달되지 않았음을 판정하면(블록(1938)의 "아니오" 분기), 제어 회로는 전력을 인가하는 것을 계속하고 블록(1934)으로 돌아갈 수 있다. 방법은 블록(1934)에서 시간 구간에서의 임피던스 측정을 반복하고 블록(1936)에서 새로운 임피던스 측정이 임계 임피던스 값 R3X보다 더 크거나 같은지를 판정할 수 있다. 이 방식으로, 방법은 전력을 인가하는 것 및 임피던스 측정을 임계 임피던스 값 R3X와 반복적으로 비교하는 것을 계속할 수 있다.
만일 제어 회로가 임피던스 R3N이 임피던스 R3X보다 더 큼을 판정하면(블록(1936)의 "예" 분기), 블록(1942)에서 제어 회로는 (국면의 개루프 프로세스에 대해 위에서 기술된 시간 규준과 대조적으로) 임피던스 측정에 기반하여 국면 3을 종결할 수 있다.
맞물린 생체 조직의 측정된 전기 저항의 교정 (도 7a 내지 도 7b 및 도 9)
위에서 기술된 다양한 전기적 측정은 전기요법 스케줄의 판정에서, 그리고/또는 국면 제어 규준의 판정에서 사용될 수 있다. 따라서, 정확한 측정은 요법 목적에 성공할 전기요법 신호의 생성을 원활하게 한다. 전기수술 기기의, 그리고 이에 의해 맞물린 생체 조직의 온도는 맞물린 생체 조직의 전기적 측정에 영향을 미친다. 그러한 온도/측정 관계는 전기요법 스케줄 및/또는 국면 제어 규준을 판정하는 데에서 그러한 전기적 측정을 사용하는 데에 불확실성 및/또는 복잡화를 도입할 수 있다. 예를 들어, 맞물린 조직 및/또는 전기수술 기기가 상이한 온도에 있는 경우에 취해지는 맞물린 조직의 두 전기적 측정의 비교는 복잡하게 될 수 있다.
몇몇 예는 맞물린 조직의 전기적 측정을 전기수술 기기의, 그리고/또는 생체 조직의 온도를 감안하기 위하여 교정한다. 생체 조직의 측정된 전기 저항은, 예를 들어, 전기수술 기기의 실제 온도 측정에 기반하여 교정될 수 있다. 몇몇 예에서 전기수술 기기는 생체 조직을 맞무는 원위 말단과의 열적 도통(thermal communication)이 되는 온도 센서가 구비될 수 있다. 다른 예에서, 생체 조직의 측정된 전기 저항은 다양한 간접적 측정에 기반하여 전기수술 기기 및/또는 조직의 예측된 온도에 기반하여 또한 교정될 수 있다. 예를 들어, 측정된 조직 저항은 기준 시간 및 측정 시간(이들 사이에서 전력이 생체 조직에 전달되었음) 간의 시간 구간에 기반하여 교정될 수 있다. 몇몇 예에서, 측정된 조직 저항은 전기적 측정 전에 맞물린 조직에 제공되는 에너지의 계산에 기반하여 교정될 수 있다.
도 7a는 측정된 조직 저항(tissue resistance)을 겸자의 조 온도(jaw temperature)의 함수로서 묘사하는 그래프이다. 도 7a에서, 그래프(400)는 수평 축(402), 수직 축(404) 및 전기 저항/온도 관계(406)를 포함한다. 수평 축(402)은 겸자의 조 온도(jaw temperature)를 나타낸다. 수직 축(404)은 도 1에 묘사된 겸자(14)와 같은 겸자의 대향가능한 조 부재 간에 조여진 조직의 측정된 전기 저항을 나타낸다. 전기 저항/온도 관계(406)는 다양한 온도로 가열된 대향가능한 조 부재에 의해 조여진 특정 생체 조직의 측정을 묘사한다. 전기 저항/온도 관계(406)는 단조적으로 감소하는 함수를 묘사하는데, 여기에서 측정된 전기 저항은 조 온도가 증가함에 따라 감소한다. 측정된 전기 저항에서의 그러한 변동은 조직 온도, 조직-액체 상(tissue-liquid phase), 조-조직 계면(jaw-tissue interface), 조 온도 등에 대한 전기 저항 의존성을 포함하는 많은 인자로부터 일어날 수 있다.
측정된 조직 저항에서의 그러한 변동은 전기요법 스케줄 및/또는 국면 제어 규준을 판정하기 위해 그러한 측정된 전기 저항을 사용하는 데에 불확실성 및/또는 복잡화를 도입할 수 있다. 전기 저항 의존성 중 일부는, 그것이 생체 조직에 대한 요법 효과를 나타내지 않는다는 점에서, 바람직하지 않다. 따라서, 이들 바람직하지 않은 의존성의 보상(compensation)은 그러한 전기 저항 측정의 품질을 개선할 수 있다. 생체 조직의 전기적 측정을 보상하는 다양한 방법이 전기요법 치료의 요법 효과를 더 양호하게 나타내는 측정을 제공하기 위하여 수행될 수 있다.
도 7b는 전력 인가의 종결 후 시간에 대비하여 조 온도를 묘사하는 그래프이다. 도 7b에서, 그래프(410)는 수평 축(412), 수직 축(414) 및 온도-시간 관계(416)를 포함한다. 수평 축(412)은 전기요법 신호의 인가가 생체 조직에 제공된 후의 시간을 나타낸다. 이 요법후 시간(post-therapy time) 동안에, 어떤 전력도 생체 조직에 전달되지 않는다. 수직 축(414)은 조직에 전기요법 신호를 제공하는 데에 사용된 겸자의 대향가능한 조 부재의 측정된 온도를 나타낸다. 온도-시간 관계(416)는 다양한 요법후 시간에서의 조 온도의 측정을 묘사한다. 온도-시간 관계(416)는 실온(room temperature)에 점근적으로(asymptotically) 접근하는 시간의 단조 감소 함수이다. 그러한 온도-시간 관계는 감쇠율(rate of decay)을 나타내는 시간 상수(time constant)에 의해 특징화될 수 있다.
그래프(400 및 410)에 묘사된 관계는 전력 인가 및 전력 인가후 지속 시간의 함수로서 조 온도를 모델링하는 데에서 사용될 수 있다. 예를 들어, 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직에 의해 소비된 전력은 전기수술 기기의 맞무는 부분(가령, 도 1에 묘사된 대향가능한 조 부재(36 및 38))의 온도뿐만 아니라, 그 생체 조직의 온도를 예측하는 데에 사용될 수 있다. 그러한 조 온도-전력 인가 관계는 경험적으로(가령, 기기를 특징화함으로써)뿐만 아니라 이론적으로(가령, 대향가능한 조 부재의 맞물림 내의 조직 부피를 사용하여) 판정될 수 있다. 몇몇 예에서, 맞물린 조 부재의 위치는, 예를 들어, 조 부재의 맞물림 내의 조직 부피를 판정하는 데에서 사용될 수 있다. 몇몇 예에서, 이론적 및 경험적 특징화의 조합이 조 온도 및 전력 인가 간의 관계를 모델링하는 데에 사용될 수 있다. 조 온도-요법후 시간은 유사하게 경험적으로 및/또는 이론적으로 특징화될 수 있다.
나아가, 바람직하지 않은 전기 저항 의존성은, 그것이 생체 조직에 대한 요법 효과를 나타내지 않는다는 점에서, 경험적으로 및/또는 이론적으로 특징화될 수 있다. 이후에 이들 다양한 특징화 또는 모델은 측정된 저항 값에 기반하여, 보상되는 저항 값을 판정하기 위해 조합될 수 있다. 예를 들어, 생체 조직에의 전기요법 신호의 인가 동안에 취해진 조직 저항의 측정은 계산된 조 온도를 보상을 위한 전기요법 스케줄에 기반하여 사용할 수 있다. 생체 조직에의 전기요법 신호의 인가 후에, 조직 저항의 측정은 요법후 지속 시간을 사용하여 보상될 수 있다.
도 8은 전력 인가 후 시간에 대비하여 전기 저항 보상을 묘사하는 그래프이다. 도 8에서, 그래프(420)는 수평 축(422), 수직 축(424) 및 델타 저항/시간 관계(426)를 포함한다. 수평 축(422)은 전기요법 신호의 인가가 생체 조직에 제공된 후의 시간을 나타낸다. 이 요법후 시간 동안에, 어떤 전력도 생체 조직에 전달되지 않는다. 수직 축(424)은 측정된 조직 저항을 보상하는 데에 필요한 델타 저항을 나타낸다. 몇몇 예에서, 가산적 델타 저항 교정책을 사용하는 것 대신에, 승산적 인자가 사용될 수 있다. 델타 저항/시간 관계(426)는 다양한 요법후 시간에서 조 온도를 보상하는 데에 필요한 델타 저항 교정 인자를 묘사한다. 델타 저항/시간 관계(426)는 0에 점근적으로 접근하는 시간의 단조 감소 함수이다.
하나의 예에서, 측정된 조직 저항은 전기수술 기기가 사전결정된 임계보다 더 뜨거운 경우에 보상되나, 전기수술 기기가 사전결정된 임계보다 더 차가운 경우에는 그렇지 않다. 도 8은 이들 두 보상 방침(가령, 뜨거운 기기 방침 및 차가운 기기 방침)의 한계를 정하는(delimiting) 동작 구역(428 및 430)을 묘사한다. 동작 구역(428)은 생체 조직에의 전기요법 신호의 인가 직후의 시간부터 생체 조직에의 전기요법 신호의 인가 후의 사전결정된 시간까지 걸쳐 있다. 이 뜨거운 기기 방침 동안에, 조직 저항의 측정은 사전결정된 델타 저항 값을 측정된 조직 저항 값에 가산함으로써 보상된다. 도 8에 묘사된 예에서, 뜨거운 기기로부터 차가운 기기 방침으로의 전이의 한계를 정하는 시간은 대략 요법후 30초이다. 차가운 기기 방침에서 조직 저항의 측정의 어떤 보상도 수행되지 않는다.
초기 임피던스의 수정 (도 9)
전기수술 제너레이터의 제어 회로, 예컨대 도 2의 전기수술 제너레이터(12)의 제어 회로(48)는 전기수술 디바이스에, 예컨대 도 1의 겸자(14)의 조 사이에, 맞물린 생체 조직에 전기요법 신호를 생성 및 전달하는 데에 예측적 알고리즘을 사용할 수 있다. 예측적 알고리즘은 여러 국면을 포함할 수 있다. 예를 들어, 국면 1은 초기에 혈관 임피던스 및 다양한 에너지 전달 파라미터를 액세스하는 데에 저전력 에너지를 사용할 수 있다. 국면 1에서 판정된 초기 임피던스에 기반하여, 시스템은 봉합될 혈관의 크기를 판정하고, 혈관 조직을 건조시키기 위해 국면 2에서의 파라미터를 설정하고, 혈관을 봉합하기 위해 국면 3에서의 적절한 에너지 레벨 및 지속기간을 제공할 수 있다.
그러나, 혈관 크기를 정확히 예측하는 것은 난제일 수 있다. 예를 들어, 초기 혈관 임피던스(이는 혈관 크기를 판정하는 데에 사용될 수 있음)는 전기수술 디바이스의 조 온도에 의해 영향을 받을 수 있다. 조는 만일 사용자가 제1 혈관을 봉합한 바로 후에 제2 혈관을 봉합하려고 하는 경우 높은 온도를 가질 수 있다. 높은 온도는 초기 혈관 임피던스 측정에 영향을 미칠 수 있다.
본 발명자는 초기 임피던스 측정의 온도 영향을 저감하고 혈관 크기 예측을 개선할 필요성을 인식하였다. 아래에서 더 상세히 기술되는 바와 같이, 본 발명자는 몇몇 예에서, 조의 온도가 조에 커플링된 온도 센서를 사용하여 판정될 수 있고 측정된 임피던스가 이후에 조 온도를 기반으로 교정 인자를 사용하여 수정될 수 있음을 인식하였다. 다른 예에서, 본 발명자는 측정된 임피던스는 이전의 활성화로부터의 경과된 시간 또는 이전의 활성화의 전기적 특성(들) 중 하나 또는 양자 모두를 기반으로 교정 인자를 사용하여 수정될 수 있음을 인식하였다. 수정된 임피던스 값을 사용하여, 전기수술 시스템은 혈관의 크기를 더 정확히 예측할 수 있는데, 이는 전기수술 제너레이터를 위한 설정을 판정하기 위해 사용될 수 있다.
도 9는 전력 인가 후 조직 임피던스의 측정을 보상할 수 있는 생체 조직 봉합 방법의 흐름 도표이다. 블록(2000)에서, 제어 회로 및 측정 회로, 예컨대 제어 회로(48) 및 측정 회로(46)(양자 모두 도 2의 것)는, 국면 1에서, 도 1의 겸자(14)와 같은 전기수술 디바이스에 맞물린 생체 조직의 초기 임피던스 R0를 측정할 수 있다. 블록(2002)에서, 제어 회로 및 측정 회로는, 국면 1에서, 조에 커플링된 온도 센서를 사용하여 전기수술 디바이스의 조의 온도를 측정할 수 있다.
블록(2004)에서, 측정된 임피던스 및 측정된 조 온도를 사용하여, 제어 회로는 저장된 데이터 로그 또는 세트, 예컨대 룩업 테이블(look-up table)을 질의하고, 조의 온도를 감안하기 위해 초기 임피던스 R0의 수정인 조정되거나 정확한 임피던스를 판정하거나 선택할 수 있다.
블록(2006)에서, 제어 회로는 판정된 조정된 임피던스를 사용하여 혈관 크기를 판정할 수 있다. 예를 들어, 알고리즘 또는 다른 저장된 데이터 세트를 사용하여, 제어 회로는 조정된 임피던스를 사용하여 혈관 크기를 판정할 수 있다.
이후에, 블록(2008)에서, 제어 회로는 전기수술 제너레이터가 생성하고 혈관의 생체 조직에 전달할 전기수술 신호를 정의하는 다양한 전기적 파라미터를 판정하는 데에 판정된 혈관 크기를 사용할 수 있다. 몇몇 예에서, 혈관 크기는 작은 혈관 아니면 큰 혈관이라고 판정될 수 있고 그런 2개의 혈관 크기에 대응하는 2개의 전기수술 신호 설정이 있을 수 있다. 다른 예에서, 혈관 크기의 연속(continuum) 및 그런 혈관 크기에 대응하는 전기수술 설정이 있을 수 있다.
블록(2010)에서, 제어 회로는 봉합을 수행하기 위해 판정된 신호 설정을 사용하여 혈관으로의 전기수술 신호의 전달을 제어할 수 있고 방법은 블록(2012)에서 종료할 수 있다.
블록(2014)에서 도시된 바와 같이, 조 온도를 사용하는 것 대신에, 몇몇 예는 마지막 활성화 이래로 경과된 시간을 저장할 수 있다. 경과된 시간이 더 길수록, 조는 더 많이 냉각되었다. 이 방식으로, 마지막 활성화 이래로 경과된 시간은 조 온도를 위한 대용(proxy)으로서 사용될 수 있다.
블록(2004)에서, 제어 회로는 조정된 임피던스를 판정하기 위해 마지막 활성화로부터의 경과된 시간 및 측정된 초기 임피던스 R0를 사용할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 경과된 시간을 시간 T, 가령, 20초와 비교할 수 있고, 만일 경과된 시간이 T 이상이면, 제어 회로는 초기 임피던스를 조정된 임피던스로서 사용할 수 있다. 그러나, 만일 경과된 시간이 T 이상이 아니면, 제어 회로는 조정된 임피던스를 판정하기 위해 보상 값을 초기 임피던스 R0에 가산할 수 있다. 예로서, 보상 값은 약 80 내지 90 옴 사이일 수 있다. 보상 값 및 시간 T는 조의 설계에 의존할 수 있음에 유의하여야 한다.
몇몇 예에서, 조정된 임피던스를 판정하기 위해 보상 값을 가산하는 것보다, 제어 회로는 저장된 데이터 로그 또는 세트, 예컨대 룩업 테이블을 질의하고, 이전의 활성화 이래로 경과된 시간을 감안하기 위해 초기 임피던스 R0의 수정인 조정된 임피던스를 판정하거나 선택할 수 있다.
제어 회로가 조정된 임피던스를 판정한 후에, 방법은, 혈관 크기, 신호 설정을 판정하고 혈관 봉합을 수행하기 위해, 위에서 기술된 바와 같이, 블록(2006) 및 그 너머로 진행할 수 있다.
블록(2014)에서, 몇몇 예에서, 마지막 활성화 이래로 경과된 시간에 추가하여 이전의 활성화로부터의 하나 이상의 전기적 특성이 사용될 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 이전의 활성화가 조 상에 다량의 열을 생성하였는지를 판정하기 위해 이전의 활성화로부터의 전류 또는 에너지의 양을 사용할 수 있다. 만일 활성화가 우발적이었거나 신속히 종결되었다면, 조직에 에너지 또는 전류가 거의 전달되지 않았을 것이고 조는 상당히 가열되지는 않을 것이다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 이전의 활성화의 전력 커브를 통합함으로써 이전의 활성화로부터의 에너지의 양을 판정할 수 있다. 다른 예에서, 제어 회로는 인가 시간 및 전달된 평균 전력을 저장된 데이터 세트로부터 색출함 및 그 시간 및 전달된 평균 전력을 승산함으로써 이전의 활성화로부터의 에너지의 양을 판정할 수 있다. 이전의 활성화로부터의 에너지 또는 전류 정보와 조합된 경과 시간 정보는 초기 임피던스 R0 측정의 정확성을 개선할 수 있고 혈관 크기를 판정하는 시스템의 능력을 증가시킬 수 있다. 경과된 시간, 온도, 그리고 전기적 특성, 예컨대 에너지 및 전류는, 더 일반적으로 "봉합 파라미터"로 지칭될 수 있다.
경과된 시간 및 전기적 특성 양자 모두를 사용하는 몇몇 예에서, 제어 회로는 만일 전기적 특성, 예컨대 에너지 또는 전류가 임계 값 아래인 경우 초기 임피던스 R0를 조정된 임피던스로서 사용할 수 있다. 만일 전기적 특성이 임계 값 아래가 아니면, 이후에 방법은 경과된 시간을 조정된 임피던스를 판정하는 데에 사용할 수 있다.
만일 경과된 시간이 임계보다 더 큰 경우(이는 조가 충분히 냉각되었음을 나타낼 것임), 제어 회로는 초기 임피던스 R0를 조정된 임피던스로서 사용할 수 있다. 그러나, 만일 경과된 시간이 임계보다 더 크지 않은 경우, 제어 회로는 조정된 임피던스를 판정하기 위해 약 80 내지 90 옴 사이의 보상 값을 초기 임피던스 R0에 가산할 수 있다.
몇몇 예에서, 조정된 임피던스를 판정하기 위해 보상 값을 가산하는 것보다, 제어 회로는 저장된 데이터 로그 또는 세트, 예컨대 룩업 테이블을 질의하고, 이전의 활성화로부터의 에너지 또는 전류와 같은 전기적 특성 및 이전의 활성화 이래로 경과된 시간을 감안하기 위해 초기 임피던스 R0의 수정인 조정된 임피던스를 판정하거나 선택할 수 있다.
제어 회로가 조정된 임피던스를 판정한 후에, 방법은, 혈관 크기, 신호 설정을 판정하고 혈관 봉합을 수행하기 위해, 위에서 기술된 바와 같이, 블록(2006) 및 그 너머로 진행할 수 있다.
위에서 기술된 예에서, 만일 제어 시스템이 경과된 시간(그리고, 에너지 또는 전류와 같은 전기적 특성(만일 사용된 경우))을 확정적으로 판정할 수가 없었다면, 제어 회로는 큰 혈관과 대응하는 조정된 임피던스를 판정할 수 있다. 큰 혈관 설정으로 디폴팅하는(defaulting) 것은 혈관 봉합의 안전성을 향상시킬 수 있다.
위에서 기술된 기법을 사용함으로써, 제어 회로는 전기수술 디바이스에 맞물린 생체 조직에 전기요법 신호를 전달하고, 맞물린 생체 조직의 임피던스를 측정하고, 전기수술 디바이스 봉합 파라미터를 측정하고, 조정된 임피던스를 전기수술 디바이스 봉합 파라미터 및 측정된 임피던스 간의 관계에 기반하여 판정할 수 있다.
전기요법 신호의 전력을 펄스화함으로써 전기수술 기기에의 생체 조직의 점착을 저감하는 것 (도 10a 내지 도 10d 및 도 11)
도 10a 내지 도 10d는 펄스화된 점착 저감 부분을 갖는 전자요법의 전자요법 신호의 전기적 파라미터의 그래프이다. 도 10a에서, 그래프(500)는 수평 축(502), 수직 축(504) 및 전압/시간 관계(506)를 포함한다. 수평 축(502)은 시간을 나타낸다. 수직 축(504)은 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직에 제공되는 전기요법 신호의 전압을 나타낸다. 전압/시간 관계(506)는 수평 축(502)에 의해 나타내어진 시간에서 취해진 전압차의 측정을 묘사한다. 전압차는 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직을 가로질러 인가된다. 그래프(500)에 도시된 바와 같이, 전압/시간 관계는 4개의 국면(508A 내지 508D)을 갖는다. 제1 국면(580A)은 조사 국면인데, 이 동안에, 조직 저항의 초기 측정을 획득하기 위하여, 맞물린 조직에 그다지 크지 않은 전압이 제공된다.
건조 국면인 제2 국면(508B)이 조사 국면(508A)에 이어진다. 건조 국면(508B) 동안에, 맞물린 조직을 가로질러 제공되는 전압차는 단조적으로 증가하고 있다. 묘사된 예에서, 맞물린 조직을 가로질러 제공되는 전압차는 선형으로 증가하고 있다. 몇몇 예에서, 건조 국면(508B)은 최종 기울기보다 더 큰 초기 기울기를 가질 것이다. 몇몇 예에서, 건조 국면 동안 맞물린 조직을 가로질러 인가되는 전압차를 제어하는 것 대신에, 다른 전기적 파라미터가 제어된다. 예를 들어, 몇몇 예에서, 맞물린 조직에 의해 도전되는 전류 또는 이에 제공되는 전력(실효 또는 피상)이 제어된다.
제어되는 파라미터 각각은 다른 제어되는 파라미터에 비해 다양한 장점 및 단점을 제공한다. 예를 들어, 맞물린 조직을 가로지른 전압차를 제어하는 것은 이를 가로질러 제공되는 전압차만의 측정을 요구한다. 그러나, 조직이 가열됨에 따라, 조직 저항은 일반적으로 증가함으로써, 저감된 전류가 이를 통해 흐르게 한다. 그러므로 가열율(rate of heating)은 조직에 제공되는 전력이 증가된 조직 저항에 응답하여 감소함에 따라 느려진다.
맞물린 조직에 의해 도전되는 전류를 제어하는 것은 이에 의해 도전되는 전류만의 측정을 요구하는데, 이는, 예를 들어, 작은 직렬 저항기(series resistor)를 통해서 전압을 측정함으로써 쉽게 수행될 수 있다. 위에서 개시된 바와 같이, 조직의 가열은 일반적으로 조직 저항의 증가를 야기함으로써, 이를 가로지른 증가된 전압차를 야기한다. 그러므로 가열율은 조직에 제공되는 전력이 증가된 조직 저항에 응답하여 증가함에 따라 가속화된다.
그러나, 맞물린 조직에 제공되는 실효 전력을 제어하는 것은 맞물린 조직을 가로지른 전압차 및 맞물린 조직에 의해 도전되는 전류 양자 모두의 측정을 요구한다. 조직이 가열되고, 조직 저항이 변화함에 따라, 맞물린 조직을 가로질러 인가되는 전압 및 맞물린 조직에 의해 도전되는 전류 양자 모두는 전기요법 스케줄에 따라 전력을 유지하기 위하여 조정된다. 가열율은 맞물린 조직에 제공되는 전력에 비례하며, 따라서, 예를 들어, 실효 전력 (W) 또는 전류 (I)와 같이, 제어된다.
봉합 국면인 제3 국면(508C)이 건조 국면(508B)에 이어진다. 봉합 국면(508C) 동안에, 맞물린 조직을 가로질러 제공되는 전압차는 일정하다. 몇몇 예에서, 봉합 국면(508C)은 일정하지 않을 수 있다. 몇몇 예에서, 봉합 국면 동안 맞물린 조직을 가로질러 인가되는 전압차를 제어하는 것 대신에, 다른 전기적 파라미터가 제어된다.
점착 저감 국면인 제4 국면(508D)이 봉합 국면(508C)에 이어진다. 점착 저감 국면 동안에, 전압은 전압 최대치 및 전압 최소치 사이에서 펄스화된다. 그러한 펄스화는 맞물린 조직을 교번적으로 가열하고 이의 냉각을 허용한다. 점착 저감 계획은 교번하는 전력 최소치 및 최대치를 가질 수 있는데, 전력 최소치 각각은, 액체로 하여금 조여진 생체 조직 내에 존재할 수 있게 하기 위하여, 조여진 생체 조직의 온도가 액체/기체 상 변화(phase-change) 임계 아래로 떨어질 수 있게 하도록 구성된 사전결정된 임계 아래에 있다. 몇몇 예에서, 점착 저감 계획의 전력 최소치 각각은 제1 사전결정된 지속 시간 동안 유지된다. 몇몇 예에서, 제1 사전결정된 지속 시간은 5 밀리초(milli-seconds)보다 더 크거나 같다. 몇몇 예에서, 제1 사전결정된 지속 시간은 10 밀리초보다 더 크거나 같다. 몇몇 예에서, 제1 사전결정된 지속 시간은 50 밀리초보다 더 크거나 같다.
펄스화된 파형의 냉각 부분 동안에, 맞물린 조직 밖으로 이전에 내몰린(driven) 액체는 맞물린 조직으로 돌아갈 수 있다. 묘사된 예에서, 각각의 사이클(cycle)이 그것에 선행하는 사이클과 동일하다는 점에서, 펄스화된 파형은 주기적이다. 몇몇 예에서, 펄스화된 파형은 주기적이지 않다. 예를 들어, 각각의 펄스 최대치는 선행하는 펄스 최대치보다 더 작을 수 있다.
점착 저감 국면(508D)은 다양한 방식으로 개시될 수 있다. 점착 저감 국면은 맞물린 조직의 적절한 봉합이 완료된 후에 시작된다. 몇몇 예에서, 점착 저감 국면(508D)을 개시하거나 시작하는 데에 예측적 국면 제어가 사용될 수 있다. 예를 들어, 조사 국면(508A), 건조 국면(508B) 또는 봉합 국면(508C) 동안에 기준 시간에서 조직 저항이 측정될 수 있다. 봉합 국면의 지속 시간은 기준 시간에서 측정된 조직 저항에 기반하여 예측될 수 있다. 점착 저감 국면(508D)은 봉합 국면의 예측된 지속 시간이 경과한 것에 응답하여 시작될 수 있다. 몇몇 예에서, 점착 저감 국면 동안에 조직 요법이 계속될 수 있다.
도 10b에서, 그래프(510)는 수평 축(512), 수직 축(514) 및 조직 저항/시간 관계(516)를 포함한다. 수평 축(512)은 시간을 나타낸다. 수직 축(514)은 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직의 전기 저항을 나타낸다. 조직 저항/시간 관계(516)는 수평 축(512)에 의해 나타내어진 시간에서 취해진 조직 저항의 측정을 묘사한다. 그래프(510)에 도시된 바와 같이, 조직 저항은 조사 국면(508A) 동안에 낮고, 건조 국면(508B) 동안에 증가하고, 봉합 국면(508C) 내내 높은 채로 있다. 점착 저감 국면(508D) 동안에, 조직 저항은 낮은 값과 높은 값 사이에서 교번한다. 펄스화된 파형의 최소치 동안에 획득된 조직 저항의 낮은 측정은 액체가 맞물린 조직으로 돌아가는 것을 나타낸다.
도 10c에서, 그래프(520)는 수평 축(522), 수직 축(524) 및 전류/시간 관계(526)를 포함한다. 수평 축(522)은 시간을 나타낸다. 수직 축(524)은 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직에 의해 도전되는 전류를 나타낸다. 전류/시간 관계(526)는 수평 축(522)에 의해 나타내어진 시간에서 취해진 전류의 측정을 묘사한다. 그래프(520)에 도시된 바와 같이, 전류는 건조 국면(508B)의 시작에서 증가하나, 이후에 조직 저항이 증가함에 따라 건조 국면(508B)의 종료에서는 감소한다. 이후에 전류는 봉합 국면(508C) 내내 낮은 채로 있다. 점착 저감 국면(508D) 동안에, 전류는 봉합 국면(508C) 동안에 획득된 전류 값보다 더 큰 최대치를 갖고서 실질적으로 주기적이다.
도 10d에서, 그래프(530)는 수평 축(532), 수직 축(534) 및 전력/시간 관계(516)를 포함한다. 수평 축(512)은 시간을 나타낸다. 수직 축(514)은 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직의 실효 전력을 나타낸다. 전력/시간 관계(516)는 수평 축(532)에 의해 나타내어진 시간에서 취해진 맞물린 조직에 제공되는 전력의 측정을 묘사한다. 그래프(530)에 도시된 바와 같이, 전력은 건조 국면(508B)의 시작에서 증가하나, 이후에 조직 저항이 증가함에 따라 건조 국면(508B)의 종료에서는 감소한다. 점착 저감 국면(508D) 동안에, 전력은 봉합 국면(508C) 동안에 획득된 전력 값보다 더 큰 최대치를 갖고서 실질적으로 주기적이다. 전력은 최대치의 시작에서 피크를 갖는다. 전력의 이들 피크는 맞물린 조직으로부터 액체가 내몰리기 전에 발생하는, 전류 내의 피크에 대응한다.
도 11은 생체 조직 및 전기수술 기기 간의 점착을 저감하기 위한 방법의 흐름도이다. 도 11에서, 방법(540)은 단계(542)에서 시작하는데, 여기에서 생체 조직은 전기수술 기기에 의해 맞물린다. 이후에, 단계(544)에서, (도 2에 묘사된) 제어 회로(48)는 (도 2에 묘사된) 전기 에너지 소스(44)로 하여금 조사 국면 동안에 조사 신호를 맞물린 생체 조직에 제공하게 한다. 이후에, 단계(546)에서, 제어 회로(48)는 (도 2에 묘사된) 측정 회로(46)로 하여금 기준 조직 저항 RREF를 측정하게 한다. 이후에 단계(548)에서, 측정된 기준 저항 RREF에 기반하여 요법 지속 시간 TTHERAPY가 판정된다.
단계(550)에서, 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 전기요법 국면 동안에 전기요법 신호를 맞물린 생체 조직에 제공하게 한다. 이후에, 단계(552)에서, 경과된 요법 시간 TELAPSED가 단계(548)에서 판정된 요법 지속 시간 TTHERAPY와 비교된다. 만일, 단계(552)에서, 경과된 요법 시간 TELAPSED가 판정된 요법 지속 시간 TTHERAPY보다 더 작으면, 방법은 단계(550)로 돌아가는데, 여기서 전기요법 신호가 맞물린 생체 조직에 제공된다. 그러나, 만일, 단계(552)에서, 경과된 요법 시간 TELAPSED가 판정된 요법 지속 시간 TTHERAPY보다 더 크면, 방법(540)은 단계(554)로 나아가는데, 여기서 제어 회로(48)는 전기 에너지 소스(44)로 하여금 펄스화된 점착 저감 신호를 맞물린 생체 조직에 점착 저감 국면 동안에 제공하게 한다. 점착 저감 국면 후에, 방법은 종료한다. 펄스화된 점착 저감 신호는 점착 저감 스케줄에 따라 정해질 수 있다. 점착 저감 스케줄은 점착을 저감하도록, 그리고 몇몇 예에서 추가적인 조직 요법을 동시에 제공하도록 구성될 수 있다.
전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내의 도전성 이물질의 존재 또는 부재를 판정하는 것 (도 12 및 도 13)
다양한 수술 시술에서, 인공 디바이스가 환자 내에 이식된다. 예를 들어, 부러진 뼈에는 나사(screw), 볼트(bolt), 심(shim) 및 다른 기계적 부재가 박힐 수 있다. 수술 동안에 치료된 조직의 요망되는 배열을 유지하는 데에 스테이플(staple)이 사용될 수 있다. 다양한 목적으로 환자 내에 심박조율기(pacemaker) 및 다른 전자 디바이스가 이식될 수 있다. 이들 인공 디바이스 중 다수는 전기적으로 도전성인 요소이거나 이를 포함한다. 전기적 도전성 물체는, 혹시 하나라도 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직 내에서 발견된다면, 전기수술 시술을 방해할 수 있다.
맞물린 조직에 전기요법 신호를 제공하기 전에 맞물린 조직 내의 도전성 이물질의 존재 또는 부재와 같은, 전기수술 기기의 환경적 조건을 판정하는 것은 바람직하지 않은 조직 수정을 방지할 수 있다. 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내의 도전성 이물질의 존재 또는 부재는 맞물린 생체 조직의 임피던스 측정의 각도에 기반하여 판정될 수 있다. 따라서, 전기요법 국면 전 조직 임피던스의 각도의 조사가 그러한 바람직하지 않은 조직 수정을 방지할 수 있다.
도 12는 내부에 금속 물체가 있는 생체 조직 및 내부에 금속 물체가 없는 생체 조직의 임피던스 각도(impedance-angle)/시간 관계의 예를 묘사하는 그래프이다. 도 12에서, 그래프(600)는 수평 축(602), 수직 축(604) 및 임피던스 각도/시간 관계(606A 내지 606B)를 포함한다. 수평 축(602)은 시간을 나타낸다. 수직 축(604)은 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직의 임피던스 각도를 나타낸다. 임피던스 각도/시간 관계(606A 내지 606B)는 수평 축(602)에 의해 나타내어진 시간에 전기요법 국면 동안에 취해진 임피던스 각도의 측정을 묘사한다. 생체 조직의 임피던스 각도는 조직 임피던스의 저항성 성분(resistive component)에 대한 조직 임피던스의 리액턴스 성분(reactive component)의 비율을 나타낸다. 예를 들어, -90°의 임피던스 각도는 순전히 용량성(capacitive)인 조직 임피던스를 나타내고, +90°의 임피던스 각도는 순전히 유도성(inductive)인 조직 임피던스를 나타내고, 0°의 임피던스 각도는 순전히 저항성인 조직 임피던스를 나타낸다. 몇몇 예에서, 측정된 기준 임피던스 각도는 측정 회로에 의해 측정된 바와 같은 맞물린 생체 조직을 가로지른 전압 및 맞물린 생체 조직에 의해 도전되는 전류 간의 각도 차이(angular difference)와 실질적으로 같다.
임피던스 각도/시간 관계(606A)는 어떤 도전성 이물질도 존재하지 않는 조직에 대응한다. 임피던스 각도/시간 관계(606B)는 도전성 이물질이 존재하는 조직에 대응한다. 그래프(600)에 도시된 바와 같이, 임피던스 각도/시간 관계(606A 및 606B) 양자 모두는 임피던스 각도가 전기요법 국면의 초기 또는 과도(transient) 부분 동안에 변화하고, 이후에 전기요법 국면의 최종 또는 정상 상태(steady-state) 부분 동안에 실질적으로 일정한 채로 있음을 나타낸다. 그러나, 임피던스 각도/시간 관계(606A 및 606B)의 임피던스 각도의 정상 상태 값은 서로 상이하다. 임피던스 각도/시간 관계(606A)는 임피던스 각도/시간 관계(606B)에 의해 나타내어진 임피던스 각도 θB의 정상 상태 값보다 더 작은 임피던스 각도 θA의 정상 상태 값을 나타낸다.
임피던스 각도 θA 및 θB에서의 그러한 차이는 전기수술 기기에 의해 맞물린 조직 내의 도전성 이물질의 존재 또는 부재를 판정하는 데에 사용될 수 있다. 예를 들어, 임피던스 각도의 사전결정된 임계 값 θTHRESH가 생체 조직의 측정된 임피던스 각도와 비교될 수 있다. 만일, 임피던스 각도/시간 관계(606A)에서와 같이, 측정된 정상 상태 임피던스 각도가 사전결정된 각도 임계 θTHRESH보다 더 작으면, 도전성 이물질의 부재가 판정될 수 있다. 그러나, 만일, 임피던스 각도/시간 관계(606B)에서와 같이, 측정된 정상 상태 임피던스 각도가 사전결정된 각도 임계 θTHRESH보다 더 크면, 도전성 이물질의 존재가 판정될 수 있다. 응답하여, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는 맞물린 생체 조직 내의 도전성 이물질의 존재를 나타내는 에러 통지(error notification)를 생성하고 요법 신호의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 그러나, 만일 사전결정된 임계보다 더 큰 정상 상태 임피던스 각도 없이 유사한 임피던스가 식별되면, 제어 회로는 요법 신호의 전달을 계속해서 허용할 수 있다. 비등이 검출될 때까지 에너지가 인가되고 증가될 수 있다. 이 상태에서 저항이 낮으므로, 비등이 시작할 때까지 전류는 그것의 전형적인 값의 높은 편에 있을 것이다.
몇몇 예에서, 맞물린 생체 조직의 임피던스 또는 저항이 조사 국면 동안에 측정된다. 만일 맞물린 생체 조직의 측정된 임피던스 또는 저항의 크기가 사전결정된 저항 값보다 더 작으면, 임피던스의 위상 각도가 판정되고 사전결정된 임계 θTHRESH와 비교될 것이다.
몇몇 예에서, 만일, 임피던스 각도/시간 관계(606A)에서와 같이, 측정된 정상 상태 임피던스 각도가 사전결정된 각도 임계 θTHRESH보다 더 작으면, 개방 회로가 판정될 수 있다. 응답하여, 제어 회로는 개방 회로를 나타내는 에러 통지를 생성할 수 있고 요법 신호의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다.
몇몇 예에서, 측정된 기준 임피던스 각도가 제1 각도, 가령, 각도 θA보다 더 크고 제2 각도, 가령, 각도 θB보다 더 작은 경우, 제어 회로는 요법 신호의 전력 레벨을 저감할 수 있다. 몇몇 예에서, 제1 각도는 약 70도일 수 있는데, 이는 디바이스 의존적일 수 있다.
이 방식으로, 시스템은 측정된 기준 임피던스 각도를 사전결정된 각도 임계 θTHRESH와 비교하고 각도 임계와의 측정된 기준 임피던스 각도의 비교에 기반하여 기기의 환경적 조건을 나타내는 응답을 생성할 수 있다. 응답은 전력에서의 저감을 포함하고/거나 환경적 조건을 나타내는 신호를 산출할 수 있다. 응답은, 예컨대 조건을 사용자에게 나타내기 위해, 통지 신호를 포함할 수 있다.
도 13은 전기수술 기기에 의해 맞물린 생체 조직 내의 금속 물체의 존재 또는 부재를 판정하기 위한 방법의 흐름도이다. 도 13에서, 방법(620)은 단계(622)에서 시작하는데, 여기에서 생체 조직은 전기수술 기기에 의해 맞물린다. 이후에, 단계(624)에서, (도 2에 묘사된) 제어 회로(48)는 (도 2에 묘사된) 전기 에너지 소스(44)로 하여금 전기요법 국면 동안에 전기요법 신호를 맞물린 생체 조직에 제공하게 한다. 이후에, 단계(626)에서, 경과된 요법 시간 T가 사전결정된 시간 임계 TMEASURE와 비교되는데 이 시간에서 정상 상태 조직 임피던스에 도달되었다. 만일, 단계(626)에서, 경과된 요법 시간 T가 시간 임계 TMEASURE보다 더 작으면, 방법(620)은 단계(624)로 돌아가는데 여기서 전기요법 스케줄은 계속된다.
그러나, 만일, 단계(626)에서, 경과된 요법 시간 T가 시간 임계 TMEASURE보다 더 크면, 방법(620)은 단계(628)로 나아가는데 여기서 제어 회로(48)는 (도 2에 묘사된) 측정 회로(46)로 하여금 맞물린 생체 조직의 임피던스 각도 θMEAS를 측정하게 한다. 이후에, 단계(630)에서, 맞물린 생체 조직의 임피던스 각도 θMEAS는 사전결정된 기준 각도 θREF와 비교된다. 만일, 단계(630)에서, 측정된 임피던스 각도 θMEAS가 사전결정된 기준 각도 θREF보다 더 크면, 제어 회로는 에러 통지를 생성할 수 있고 방법(620)은 단계(632)로 나아가는데 여기서 요법은 종결된다. 예를 들어, 제어 회로는 맞물린 생체 조직 내의 도전성 이물질의 존재를 나타내는 에러 통지를 생성할 수 있다.
몇몇 예에서, 도전성 이물질이 전기수술 기기에 의해 맞물린 것인지를 판정하는 데에 기준 각도의 사전결정된 범위(가령, θMIN<θMEAS<θMAX)가 사용될 수 있다. 그러나, 만일, 단계(630)에서, 측정된 임피던스 각도 θMEAS가 사전결정된 기준 각도 θREF보다 더 작으면, 방법(620)은 단계(634)로 나아가는데 여기서 요법은 계속된다.
도전성 이물질의 존재 및 부재를 가르는 경계를 정의하는 사전결정된 임피던스 각도는 특정한 전기수술 기기, 특정한 전기수술 신호의 전기적 파라미터, 생체 조직의 타입 등에 따라서 달라질 수 있다. 예를 들어, 전기수술 신호의 주파수는 존재/부재 임계를 정의하는 임피던스 각도에 관련될 수 있다.
트리거 및 이스케이프 값 간의 대역을 이용한 단락 회로 에러 트래핑 (도 14)
위에서 기술된 바와 같이, 전기수술 제너레이터, 가령, 도 2의 전기수술 제너레이터(12)는 전기요법 신호를 통한 전기 에너지의 인가를 통해 혈관을 응고시키거나 봉합하거나 다른 식으로 조직을 수정할 수 있다. 그러한 에너지 인가에 있어서의 문제 중 하나는 만일 전기수술 기기에 커플링되거나 이와 통합된 전극이 단락되게 되면, 전기 에너지는 단락된 영역을 둘러싼 조직보다는 주로 단락된 영역을 관통한다는 것이다. 그러한 경우에, 조직은 전기 에너지의 인가에 의해 대체로 영향을 받지 않는다.
하나의 접근법에서, 대향하는 전극이 서로 접촉하는 것 및 에너지가 조직을 거쳐서가 아니라 접촉점을 거치게 우회되는 것을 방지하기 위해 절연된 스탠드오프(insulated standoff)가 사용될 수 있다. 그러나, 전기수술 기기에 의해 쥐어진 경우 에너지의 유사한 바람직하지 않은 채널링(channeling)을 초래할 수 있는 전기적으로 도전성인 요소가 수술에서 발견될 수 있다. 그러한 요소의 예는 다른 수술 도구, 금속 클립 및 스테이플을 포함한다.
몇몇 시스템에서, 전기수술 제너레이터는 특정의 (낮은) 전기적 임피던스(집합적으로 임피던스로 지칭됨)에 대해 모니터링할 수 있고 에너지의 그러한 바람직하지 않은 채널링이 현재 일어나고 있음을 사용자, 가령 외과의 또는 기술자에게 통보할 수 있다. 만일 전기수술 제너레이터가 그러한 낮은 전기적 임피던스가 존재함을 판정하는 경우, 예를 들어, 전기수술 제너레이터는 타이머를 시작하고 가청 및/또는 시각적 통지를 통해 사용자에게 그 이슈를 알릴 수 있다.
전기수술 제너레이터는 유사한 낮은 임피던스의 다른 발생이 "진정한 단락 회로" 발생을 잘못 시그널링하지(signaling) 않게 하기 위해 낮은 임피던스의 발생의 임의의 통지 전에 지연을 포함할 수 있다. 낮은 임피던스의 다른 발생은, 예를 들어, 수술 부위에 부가된 염분, 대단히 전기적으로 도전성인 분비물(예컨대 담낭즙) 또는 얇은 촉촉한 조직, 예컨대 신장(kidney)을 둘러싼 복부 장막(abdominal omentum)으로 인해, 특히 큰 전기적 표면 접촉 면적 전극과 함께 사용되는 경우에, 생길 수 있다.
그러한 환경과 조우되는(encountered) 경우에, 에너지의 연장된 인가는 그것의 전기적 임피던스를, 유체를 내몰거나 상 변화를 통해서 유체를 기체로 변환함으로써, 상승시킬 수 있다. 이는 통상적으로 설정된 시간 기간 내에 달성되거나, 예를 들어, 사용자는 전기수술 기기의 첨단부(tip)를 건조시키고/거나 대안적인 영역에서 조직을 쥐도록 권고된다. 그러므로, 원인이 이물체가 아니고 조직에서 도출된(tissue derived) 경우에 초기의 단락 조건 동안에 에너지를 인가하기를 계속함으로써 의도된 수정된 조직을 얻는 것이 더 낫다.
조직에서 도출된 초기 단락 회로 조건 동안의 에너지의 인가 동안에, 임피던스에서의 요동(fluctuation)이 일어날 수 있는데 여기에서 임피던스는 단락 회로 트리거 값을 초과하나 인가되는 전력에 의해 낮은 임피던스 환경이 극복될 수 없는 상황에 여전히 있도록 충분히 증가한다. 이 상황에서, 대략 3초와 같은, 상당히 빠른 단락 회로 에러를 대신해서, 최대 활성화 시간 에러가 충족되거나 어떤 조직 효과(tissue effect)도 없음과 같은 다른 시간에 도달될 때까지 에너지가 인가될 수 있다. 그러나, 이는 시술을 연장할 수 있는데, 이는 사용자를 불만스럽게 하고 부정적인 사용자 경험을 창출할 수 있다. 필터를 이 상황에 적용하는 것은 낮은 임피던스 환경에서 내몰린다는 더 긍정적인 지시자(indicator)가 더 가치가 있다는 정도밖에 할 수 없다.
본 발명자는 낮은 임피던스 환경 단락이 극복되었는지 또는 환경적 임피던스에서의 작은 증가(감소가 이어짐)가 달성되었는지의 개선된 지표(indication)를 갖는 시스템을 제공하는 것의 바람직함을 인식하였다. 이러한 개선은 몇몇 시스템, 예컨대 임피던스 피드백을 측정하고 이에 의거하여 작동하는 능력이 덜 정확한 시스템에서 특히 바람직할 수 있다. 예를 들어, 시스템은 그것이 낮은 임피던스 상황 동안에 인가된 낮은 전압으로 인해 정확한 임피던스 판독을 취득할 수 없다는 결과로서 부정확성을 겪을 수 있는데, 이는 디바이스 조 사이의 재료에 의해 생성된 인덕턴스(inductance)뿐만 아니라 시스템의 내재적인 유도성 특질에 의해 야기된 위상 각도 천이(shift)를 검출하는 데에서 더 큰 어려움을 초래할 수 있다.
본 발명자는 낮은 임피던스 환경 단락이 극복되었는지 또는 임피던스에서의 작은 증가(감소가 이어짐)가 달성되었는지의 개선된 지표를 제공하는 데에 이중 경계 임계(two-boundary threshold)가 사용될 수 있음을 인식하였다. 아래에서 더 상세히 기술되는 바와 같이, 시스템은 2개의 임피던스 값에 대해 모니터링할 수 있다: 트리거 값 및 이스케이프 값. 시스템은 단락 회로를 트리거하기 위해 제1 임피던스 값("트리거" 값)을 사용할 수 있고 시스템은 에러 클록 타이밍 루틴(error clock timing routine)에서 빠져나가기 위해 제1 임피던스 값보다 더 큰 제2 임피던스 값("이스케이프" 값)을 사용할 수 있다.
본 발명자는 임상의가 유체를 국부적으로 비등시키고 있을 수 있는데, 이는 임피던스를 갖는 거품(bubble)을 생성할 수 있음을 인식하였다. 이 지점에서, 임피던스 판독을 반드시 단락 회로 조건 밖으로는 아니지만 제1 임피던스 값 위로 떠밀 수 있는 임피던스에서의 명백한 증가가 있다. 본 발명자는 제2 임피던스 값이, 그것은 시스템이 대기 시간 동안에 조직을 건조시키고 있음을 보장하기 때문에, 중요할 수 있음을 인식하였다. 이 개시의 이중 경계 임계 기법을 사용함으로써, 단락 회로 조건이 사용자에게 신속히 통신될 수 있는바, 이로써 시술이 다른 기법을 사용하는 것보다 더 신속히 계속될 수 있게 한다.
위에서 기술된 도 2는 이 개시의 이중 경계 임계 기법의 다양한 양상을 구현하는 데에 사용될 수 있는 수술 시스템의 예를 묘사한다. 도 1에 도시된 바와 같이, 도 1의 수술 시스템은 겸자(14)와 같은 전기수술 디바이스를 포함할 수 있다. 겸자(14)는 2개의 조, 가령, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)를 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 2개의 조 중 하나는 가동적일 수 있고, 다른 조는 정지식(stationary)일 수 있다. 다른 예에서, 두 조 모두 가동적일 수 있다.
이 개시의 이중 경계 임계 기법은 조를 포함하는 전기수술 디바이스에 한정되지 않음에 유의하여야 한다. 오히려, 이중 경계 임계 기법은 스패츌러 및 스네어(snare)와 같은 디바이스를 사용하여 구현될 수 있다.
전기수술 디바이스, 가령, 겸자(14)는, 전기요법 신호를 생체 조직, 가령, 도 1의 조직(16)에 전달하도록 크기를 갖게 되고/거나, 형상화되고/거나, 달리 구성된 둘 이상의 전극을 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 전극은 조, 가령, 도 1에서와 같이, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)와 일체형(integral)일 수 있다. 다른 예에서, 전극은 조에 커플링될 수 있다.
출력 회로(예컨대 도 2의 전력 소스(44)를 포함함)는 전기수술 에너지를 환자에의 전달을 위한 출력 단자(output terminal), 가령, 도 2의 기기 인터페이스(42)에 생성 및 전달하도록 구성될 수 있다. 출력 단자는 전기수술 디바이스, 예컨대 도 1의 겸자(14)에 커플링되고, 전기수술 에너지, 가령, 고주파수, 예컨대 RF 에너지를 생체 조직에 전기요법 신호를 통해 전달하도록 구성될 수 있다.
수술 시스템의 제어 회로, 가령, 도 1의 수술 시스템의 제어 회로(48)는 출력 회로에 커플링될 수 있고 제어 회로는 이중 경계 임계 기법의 다양한 양상을 수행하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 사용자, 예컨대 외과의 또는 임상의는 환자의 생체 조직, 예컨대 전기수술 디바이스의 2개의 조 사이에 위치된 조직으로의 전기수술 에너지의 계속적인(ongoing) 전달을 개시할 수 있다. 몇몇 예에서, 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는 전기수술 디바이스, 가령, 도 1의 겸자(14)의 2개의 전극과의 도전성 도통(conductive communication)으로 조직의 제1 임피던스 값을 측정하도록 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)를 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 조직은 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치될 수 있다.
프로세서는 조직의 제1 측정된 임피던스 값을 제1 임계 값, 가령, 트리거 값과 비교할 수 있다. 예시의 목적을 위한 비한정적인 예에서, 트리거 값은 약 5옴일 수 있다. 제1 측정된 임피던스 값이 제1 임계 값 이하인 경우에, 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는 단락 회로 타이머(예컨대 프로세서에 포함됨)를 개시할 수 있다. 예시의 목적을 위한 비한정적인 예에서, 타이머의 시간 한도는 약 3000 밀리초(ms) 내지 약 6000 ms일 수 있다.
프로세서는 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치된 조직의 제2 임피던스 값을 측정하도록 측정 회로를 제어할 수 있다. 이후에, 프로세서는 조직의 제2 측정된 임피던스 값을 제2 임계 값, 가령, 이스케이프 값과 비교할 수 있는데, 여기서 제2 임계 값(이스케이프 값)은 제1 임계 값(트리거 값)보다 더 크다. 예시의 목적을 위한 비한정적인 예에서, 이스케이프 값은 약 10옴일 수 있다.
트리거 및 이스케이프 값은 전형적인 값을 나타내나 절대적이지는 않으며 많은 인자, 예컨대, 여러 인자 중에서도, 디바이스 내의 임피던스, 노출된 접촉 면적, 피드백으로부터 임피던스 값을 측정하는 프로세서의 능력 및 부착된 디바이스의 케이블 길이에 의존할 수 있다. 트리거 및 이스케이프 값은 다양한 시스템을 위해 튜닝되거나(tuned) 조정될 수 있다. 추가로, 타이머 한도의 값은 튜닝되거나 조정될 수 있고 짧은 에러가 나타내어질 것인지 또는 더 긴 기간의 전력 인가(대기)가 우선인지 보기 위해 대기하려는 외과의 인식 및 의사(willingness)에 대한 제조자의 이해에 의존할 수 있다.
제2 측정된 임피던스 값이 제2 임계 값보다 더 작고 타이머가 시간 한도를 충족시키지 않은 경우에, 수술 시스템은 전기수술 에너지의 전달을 계속할 수 있다. 그러나, 제2 측정된 임피던스 값이 제2 임계 값보다 더 작고 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에, 제어 회로는 전기수술 에너지의 전달을 저감하거나 종결하도록 출력 회로를 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 습한 환경을 극복하기 위해 에너지의 전달을 계속하기 위해 짧은 시간 기간 동안 전력 또는 전류 한도 또는 양자 모두를 증가시킬 수 있다. 몇몇 예에서, 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에, 수술 시스템은 사용자에게 지표를 생성할 수 있다. 예를 들어, 사용자 인터페이스, 가령, 도 2의 수술 시스템의 사용자 인터페이스(50)는 전기수술 에너지의 전달이 저감되거나 종결되었음을 나타내기 위해 사용자에게 가청 지표 및 시각적 지표 중 하나 또는 양자 모두를 생성할 수 있다.
에너지의 전달은 조사 국면 동안에 일어날 수 있는데 여기에서 전달되는 에너지의 양은 낮지만 0은 아니다. 예를 들어, 조사 국면 동안에, 전달되는 에너지는 조직에 영향을 끼치기에는 충분하지 않다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 제1 임계 값(트리거 값), 제2 임계 값(이스케이프 값) 및 시간 한도 중 적어도 하나를 전기수술 디바이스의 적어도 하나의 특성에 기반하여 조정하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 전류 밀도는 시스템이 생체 조직에 전달하는 에너지의 양에 영향을 미칠 수 있는, 전달되는 전기요법 신호의 전력의 양에 영향을 미칠 수 있다. 예로서, 전기수술 디바이스의 전극의 표면 면적은 전류 밀도에 영향을 미칠 수 있다. 예를 들어, 큰 접촉 면적 및 저전력 전기수술 제너레이터를 갖는 전기수술 디바이스에 있어서, 조직 내의 액체를 신속히 연소시키기에 불충분한 전류가 있을 수 있다. 따라서, 시스템이 조직에의 에너지의 전달을 저감하거나 종결하기 전에 더 긴 시간 기간을 기다리는 것이 바람직할 수 있다. 그런 목적으로, 제어 회로는 전극(들)의 표면 면적을 사용하여 제1 임계 값(트리거 값), 제2 임계 값(이스케이프 값) 및 시간 한도 중 적어도 하나를 조정할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 메모리 디바이스에 저장된 전기수술 디바이스의 다양한 하나 이상의 파라미터를 색출할 수 있는데, 하나 이상의 파라미터는 전기수술 디바이스와 연관된 전극(들)의 표면 면적을 포함할 수 있다.
추가로, 전기수술 디바이스의 조 힘(jaw force)이 전류 밀도에 영향을 미칠 수 있다. 예를 들어, 더 강한 조 힘은 전극과 접촉하는 조직의 양을 증가시킬 수 있는데, 이는 조직의 비등점에 영향을 미칠 수 있다. 따라서, 제어 회로는 더 큰 조 힘을 가진 전기수술 디바이스에 대해 제1 임계 값(트리거 값), 제2 임계 값(이스케이프 값) 및 시간 한도 중 적어도 하나를 조정할 수 있다. 전기수술 디바이스, 예컨대 도 1의 겸자(14)는 조 힘을 감지하도록 구성된 조 힘 센서를 포함할 수 있는데, 여기서 조 힘 센서는 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)와의 통신이 된다.
전기수술 디바이스의 특성에 더하여, 제1 임계 값(트리거 값), 제2 임계 값(이스케이프 값) 및 시간 한도 중 적어도 하나는 시술 의존적(procedure dependent)일 수 있다. 예를 들어, 몇몇 시술 및/또는 조직은 다른 것보다 더 습식일 수 있다. 예로서, 간장 시술(hepatic procedure)은 간으로부터의 상당한 피를 수반할 수 있다. 몇몇 시술에서, 임상의는 조직을 청소하기 위해 상당한 유체를 들여올 수 있다. 따라서, 시스템이 조직에의 에너지의 전달을 종결하기 전에 더 긴 시간 기간을 기다리는 것이 몇몇 시술 동안에 바람직할 수 있다. 그런 목적으로, 몇몇 예에서, 제어 회로는 만일 필요하다면, 과도한 유체를 연소시키기 위해 전기수술 제너레이터에 추가적인 시간을 허용하기 위해 제1 임계 값(트리거 값), 제2 임계 값(이스케이프 값) 및 시간 한도 중 적어도 하나를 조정할 수 있다.
대안적으로, 또는 추가로, 전기수술 디바이스의 특성(들)이 임계 값 또는 시간 한도를 조정하는 데에 사용될 수 있다. 예를 들어, 전기수술 제너레이터의 출력 전류는 전달되는 전기요법 신호의 전력의 양에 영향을 미칠 수 있는데, 이는 시스템이 생체 조직에 전달하는 에너지의 양에 영향을 미칠 수 있다. 몇몇 예에서, 출력 전류에 기반하여, 예를 들어, 제어 회로는 만일 필요하다면, 과도한 유체를 연소시키기 위해 전기수술 제너레이터에 추가적인 시간을 허용하기 위해 제1 임계 값(트리거 값), 제2 임계 값(이스케이프 값) 및 시간 한도 중 적어도 하나를 조정할 수 있다.
몇몇 예에서, 이 개시의 이중 경계 임계 기법은 시술의 시작에서 초기 조직 조사 국면 동안에 사용될 수 있다. 다른 예에서, 기법은 시술을 거치는 도중에서, 예컨대 가열 또는 건조 국면 동안에, 사용될 수 있다.
설명의 목적으로, 이스케이프 값이 있는, 그리고 이스케이프 값이 없는 시스템의 비한정적인 예가 이제 기술될 것이다. 초기에, 임상의는 활성화 버튼을 누를 수 있고 에너지가 전기수술 디바이스에, 가령, 조에 전달되도록 시도된다. 그러나, 전기수술 디바이스 위를 적시는 염분 및 피의 대단히 도전성인 특질로 인해, 전기수술 제너레이터는 임피던스가 4옴임을 식별하고 단락 회로 타이머가 시작된다.
이스케이프 값이 없는 시스템에 있어서, 전기수술 제너레이터는 에너지를 제공할 수 있고, 단락 회로 타이머를 통해서, 1000ms의 인가된 에너지 시간에서, 가령, 디바이스 조에, 거품이 생성되는데, 이는 임피던스를 6옴으로 증가시킨다. 거품은 과도적이나, 임피던스가 이제 5옴 임계를 넘으므로, 단락 회로 타이머가 재설정되고 전기수술 제너레이터는 다시 그것의 3000ms 카운트다운(countdown)을 시작한다.
과도적인 거품은 몇 번 나타날 수 있으나, 그것은, 궁극적으로 다른 경보(alarm), 예컨대 연장된 활성화 시간 경보가, 예컨대 약 12000ms 내지 약 30000ms 사이에서, 트리거될 때까지, 매번 단락 회로 타이머를 재설정하여, 거듭 조로부터 내떨어질(knocked away) 수 있다. 임상의는 이 경험에 의해 불만스럽게 되고, 둘러싼 염분 중 일부를 추출하거나 상이하게 조직을 쥐어 양호한 봉합을 달성하여야 함을 깨달을 수 있다.
이스케이프 값이 없는 시스템에 있어서, 위에서 기술된 바와 같이, 전기수술 제너레이터는 에너지를 제공할 수 있고, 단락 회로 타이머를 통해서, 1000ms의 인가된 에너지 시간에서, 가령, 디바이스 조에, 거품이 생성되는데, 이는 임피던스를 6옴으로 증가시킬 수 있다. 그러나, 단락 회로 루프를 빠져나가기 위해 이스케이프 값, 가령, 10옴이 필요하기 때문에, 단락 회로 타이머가 계속된다. 임피던스를 6옴으로 역시 증가시킬 수 있는 다른 거품이 생성되는데, 이는 임피던스가 이스케이프 값 또는 상위 경계 요구사항을 충족시키지 않았기 때문에 단락 회로 타이머에 의해 역시 무시된다. 3000ms에서 단락 회로 경보가 임상의에게 제시되고 임상의는 유체가 제거되어야 하거나 아니면 조직이 상이한 방식으로 쥐어져야 함을 이제 인지한다. 이 반응은 10옴의 상위 경계 "이스케이프" 값으로 인해 매우 더 신속한바, 시술이 더 신속히 계속될 수 있도록 한다.
위에서 기술된 이중 경계 임계 기법은 단락 회로 트리거를 활용하는 다른 시스템 내에 또한 포함될 수 있다. 예를 들어, 만일 트리거 값이 충족되면, 시스템은, 단락 회로 타이머 또는 이스케이프 값이 먼저 충족될 것인지를 보기를 기다리는 동안에, 해당 시점에서의 위상 각도를 판정하고 해석하기 위해 피드백을 또한 조사할 수 있다. 만일 위상 각도가 특정한 임계를 넘으면, 시스템은 낮은 임피던스와 커플링된 위상 각도의 주파수가 금속 물체가 전기수술 디바이스에 의해 무심코 (또는 다른 식으로) 쥐어짐을 나타낸다고 판정할 수 있다. 시스템은 상위 이스케이프 값이 충족되거나 단락 회로 타이머, 가령, 3000ms가 충족될 때까지 위상 각도를 모니터링하는 것을 계속할 수 있다.
도 14는 위에서 기술된 이중 경계 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 블록(1000)에서, 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는, 단락 회로 플래그가 설정된 것인지를 판정할 수 있다. 만일 단락 회로 플래그가 설정되지 않은 경우(블록(1000)의 "아니오" 분기), 판단 블록(1002)에서, 프로세서는 측정된 임피던스를 제1 임피던스 임계, 가령 5옴 임계와 비교할 수 있다.
만일 프로세서가 임피던스가 제1 임계보다 더 작음을 판정하면(블록(1002)의 "예" 분기), 프로세서는 블록(1004)에서 단락 회로 타이머를 재설정하고 단락 회로 플래그를 설정하며 블록(1006)에서 봉합이 재개될 수 있다. 만일 프로세서가 임피던스가 제1 임계보다 더 작지 않음을 판정하면(블록(1002)의 "아니오" 분기), 프로세서는 블록(1008)에서 단락 회로 타이머를 재설정하고 단락 회로 플래그를 제거하며 블록(1006)에서 봉합이 재개될 수 있다.
그러나, 만일 단락 회로 플래그가 설정된 경우(블록(1000)의 "예" 분기), 판단 블록(1010)에서, 프로세서는 측정된 임피던스를 제2 임피던스 임계, 가령 7옴 임계와 비교할 수 있다. 만일 프로세서가 임피던스가 제2 임계보다 더 작지 않음을 판정하면(블록(1010)의 "아니오" 분기), 프로세서는 블록(1008)에서 단락 회로 타이머를 재설정하고 단락 회로 플래그를 재설정하며 블록(1006)에서 봉합이 재개될 수 있다. 만일 프로세서가 임피던스가 제2 임계보다 더 작음을 판정하면(블록(1010)의 "예" 분기), 블록(1012)에서 프로세서는 단락 회로 타이머를 타이머 한도, 가령, 3000ms와 비교할 수 있다.
만일 프로세서가 단락 회로 타이머가 타이머 한도보다 더 큼을 판정하면(블록(1012)의 "예" 분기), 블록(1014)에서 사용자에게 통지하기 위해, 프로세서는 단락 회로 경보, 가령, 가청 및/또는 시각적 통지를 생성할 수 있다. 만일 프로세서가 단락 회로 타이머가 타이머 한도보다 더 크지 않음을 판정하면(블록(1012)의 "아니오" 분기), 블록(1006)에서 봉합이 재개될 수 있다.
이 방식으로, 만일 적어도, 단락 회로 타이머에 의해 정의된 것의 지속기간, 가령 3000ms 동안 일관적으로 임피던스가 제1 임피던스 임계, 가령 5옴보다 더 작은 경우, 단락 회로 경보가 생성될 수 있고 전기요법 신호가 저감되거나 종결될 것이다. 제1 및 제2 임피던스 임계, 가령 5옴 및 7옴 사이에 히스테리시스(hysteresis)가 있을 수 있어서, 임피던스가 제1 임계, 가령 5옴 아래로 떨어지는 경우에 타이머(가령, 3000ms 타이머 한도를 가짐)가 시작되고, 측정된 임피던스가 제2 임계, 가령 7옴을 넘어가는 경우에 재설정될 것이다.
임피던스 한도 종료점 파형을 위한 개방 회로 체크 (도 15 및 도 16)
RF 혈관 봉합 디바이스는 흔히, 예컨대 조직이 적절히 영향을 받음을 나타내기 위해, 고정된 최대 임피던스 값을 사용하거나, 아니면 조직이 적당히 영향을 받은 때를 검출하기 위해 임피던스 델타를 사용한다. 임피던스는 활성화 동안에 디바이스 조가 개방되었는지를 식별하는 데에 또한 사용될 수 있다. 예를 들어, 시스템은 조가 개방됨을 뜻하는 "개방 회로"를 식별하기 위해 설정점(set point)을 넘는 임피던스를 검출하려고 시도할 수 있다.
그러나, 몇몇 경우에, 활성화 동안에 조를 개방하는 것은 제너레이터가 양호한 봉합을 시그널링하나, 실제로는, 사용자가 디바이스 조를 방금 개방한 "오긍정"(false positive)을 초래할 수 있다. 예를 들어, 시스템이, 가령, 350옴이라는, "양호한 봉합" 종료점, 그리고, 가령, 2000옴이라는, "개방 회로" 에러 값에 대해 모니터링하면, 시스템은 활성화 동안에 이 오긍정 방식으로 반응할 수 있다. 사용자는 조직에의 에너지의 인가를 제어하고 시스템은 종료점 및 개방 회로 양자 모두에 대해 모니터링할 수 있다. 정확한 활성화에서, 에너지 인가는 초기에 임피던스를, 가령, 30옴으로부터 15옴으로, 낮출 수 있고, 이후에, 에너지가 조직을 건조시킴에 따라 조직의 임피던스를 상승시킬 수 있다. 에너지 상승은 350옴의 종료점 값을 충족시킬 수 있고 제너레이터는 전력을 인가하는 것을 중단하고 봉합이 완료됨을 나타내는 신호를 사용자에게 발신할 수 있다.
다른 예에서, 사용자는 조직에의 에너지의 인가를 제어하고 에너지 인가는 초기에 조직의 임피던스를, 가령 30옴으로부터 15옴으로, 낮출 수 있고, 이후에 임피던스는 상승하기 시작한다. 이 상승 기간 동안에, 사용자는 조를 느리게 (또는 빨리) 개방한다. 임피던스 값은, 요구되는 350옴 경계(이 시간에 시스템은 전력을 오프로 하고 양호한 봉합을 보고함)를 우선 거쳐가서, 빨리 증가할 수 있다. 에너지가 오프로 되고 (계속되는 에너지 인가는 만일 350옴보다 큰 조직 상황이 창출된 경우 "조에 대한 점착 조직"(sticky tissue to jaw) 상황을 창출할 수 있으며) 임피던스는 2000옴의 "개방 회로" 에러 값에 도달하지 않을 것이기 때문에, 시스템은 그릇되게(erroneously) 양호한 봉합을 보고한다.
본 발명자는 사용자가 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 계속적인 전달을 개시하는 경우에 타이머를 개시하는 것으로 시작하는 개방 회로 체크를 포함할 필요성을 인식하였다. 타이머가 타이머 한도에 도달하는(또는 "타임 아웃하는"(time out)) 경우에, 시스템은 임피던스 값을 판정하고 임피던스 값이 개방 회로를 나타내는지 판정할 수 있다. 만일 임피던스 값이 개방 회로를 나타내는 경우, 시스템은 에너지의 전달을 저감하거나 종결할 수 있고, 그렇지 않은 경우, 시스템은 임피던스가 종료점 값을 충족시킬 때까지 에너지의 계속되는 인가를 허용할 수 있다.
제안된 타이머 기법을 사용하여, 전기수술 제너레이터, 가령, 도 2의 전기수술 제너레이터는 시스템에, 그리고 전기수술 디바이스와의 접촉이 된, 예컨대 도 1의 겸자(14)의 조 사이의, 생체 조직에 에너지를 인가할 수 있다. 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는 제어 회로가 조직이 최종 임피던스 종료점 값 또는 임피던스 델타 값으로 내몰릴 준비가 됨을 판정한 경우에 타이머, 가령, 50 내지 100ms를 설정할 수 있다.
타이머가 "타임 아웃하는" 경우에, 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)는 임피던스 값을 측정한다. 프로세서는 측정된 임피던스가 개방 회로를 나타내고 에너지 전달이 저감되거나 종결되어야 하는지, 또는 측정된 임피던스가 개방 회로 값 아래이고 에너지 전달은 임피던스가 요구되는 종료점 값을 충족시킬 때까지 계속될 수 있는지를 판정할 수 있다. 이들 기법을 사용함으로써, 최소의 시간 기간이 있는데 여기에서는 종료점 값도 개방 회로 값도 달성될 수 없으나 이 기간의 종료에서 측정된 임피던스에 따라서, 프로세서는 "개방 회로" 에러를 플래그하고(flag) 에너지의 전달을 저감 또는 종결하거나 완전한 봉합 사이클 종료점 임피던스 값까지 에너지를 전달하는 것을 계속할지를 판단할 수 있다.
개방 회로 체크 기법을 사용하여 일어날 수 있는 몇 개의 가능한 시나리오가 이제 기술될 것이다. 제1 시나리오에서, 사용자는 에너지를 조직에, 가령, 전기수술 디바이스의 조 사이에 인가하고, 조직의 임피던스는 감소하고 이후에 증가한다. 프로세서는 조직이 적합하게 영향을 받음을 인식할 수 있고 이후에 타이머를 시작할 수 있다. 시간 한도, 가령, 50ms 후에, 임피던스는 "개방 회로" 값, 가령, 2000옴의 절대 값 또는 임피던스 델타 값 아래이며, 또한 타겟 조직 종료점 값(또는 임피던스 델타 값) 아래이다. 따라서, 프로세서는 타겟 종료점 값이 달성될 때까지 전력의 인가를 제어하기를 계속한다. 프로세서는 전력의 인가를 종결하고 양호한 봉합이 달성되었음을 사용자에게 나타낸다.
몇몇 예에서, 임피던스의 변화율은 트리거하는 변수(triggering variable)일 수 있다. 예를 들어, 만일 임피던스 변화율이 사전설정된 값을 초과하는 경우, 제너레이터는 개방 회로를 보고하고 이후에 에너지 출력을 수정할(또는 종결하거나 상당히 저감할) 수 있다.
제2 시나리오에서, 사용자는 에너지를 조직에, 가령, 전기수술 디바이스의 조 사이에 인가하고, 조직의 임피던스는 감소하고 이후에 증가한다. 프로세서는 조직이 적합하게 영향을 받음을 인식할 수 있고 타이머를 시작할 수 있다. 시간 한도, 가령, 50ms 후에, 임피던스는 "개방 회로" 값, 가령, 2000옴의 절대 값 또는 임피던스 델타 값 아래이나, 조직은 조직 종료점 값, 가령 350옴에 있거나 이보다 더 크다. 프로세서는 전력의 인가를 종결하고 양호한 봉합이 달성되었음을 사용자에게 나타낸다.
제3 시나리오에서, 사용자는 에너지를 조직에, 가령, 전기수술 디바이스의 조 사이에 인가하고, 조직의 임피던스는 감소하고 이후에 증가한다.
프로세서는 조직이 적합하게 영향을 받음을 인식할 수 있고 이후에 타이머를 시작할 수 있다. 사용자는, 가령 디바이스 조를 개방함으로써, 조급히 조직을 해제하고, 임피던스는 종료점 값을 거쳐서, 이후에 개방 회로 값, 가령, 2000옴의 절대 값 또는 임피던스 델타 값을 거쳐서, 급속히 증가한다. 예를 들어, 50ms 이후에, 프로세서는 임피던스가 개방 회로 값을 초과함을 판정하고, 전력의 인가를 종결하고, 불완전한 봉합 "개방 회로" 에러 메시지를 사용자에게 나타낼 수 있다.
타이머의 지속기간은 개방 회로 및 양호한 봉합을 정확히 식별하는 것의 성공에 중요할 수 있다. 만일 지속기간이 너무 길면, 소량의 조직이 개방 회로 값보다 더 큰 임피던스 값에 급속히 도달할 수 있는데, 예컨대 사용자가 골반강(pelvic cavity)의 내벽 상의 얇은 근막(fascia) 물질에 영향을 주려고 시도하고 있는 경우이다. 그러한 조직은 전형적으로 초기에 매우 전기적으로 도전성이나, 유체 함유물(fluid content)은 급속히 비등할 수 있고, 가령, 디바이스 조 내의, 그러한 얇은 물질의 일부분의 임피던스는 급속히 상승하는 임피던스로 이어진다. 예를 들어, 만일 타이머 지속기간이 200ms인 경우, 골반강의 내벽 상의 얇은 근막 물질의 양호한 봉합 또는 조직 수정은, 적절한 양호한 봉합 어조(tone)보다는, 에러 메시지로 이어질 것이다.
만일 타이머가 너무 짧으면, 오긍정이 가능하다. 예를 들어, 만일 타이머가 10ms로 설정되면, 다음의 시나리오가 일어날 수 있다. 사용자는 조직에 에너지를 인가하고 임피던스는 감소하고 이후에 증가한다. 임피던스가 증가함에 따라, 프로세서는 조직이 종료점으로 내몰릴 준비가 됨을 판정하고 타이머를 시작한다. 만일 조가 느리게 개방된 경우, 조의 임피던스 경사율은 10ms 내에 개방 회로 값을 충족시키지 않고 따라서 제어 회로는 에너지를 인가하는 것을 계속한다. 예를 들어, 임피던스가 2000옴의 개방 회로 값을 향해 계속됨에 따라, 임피던스 값은 350옴 종료점 값을 거쳐가고 전력을 인가하는 것을 중단하는데, 결국에는 부정확하게 양호한 봉합 톤을 준다.
타이머의 값, 종료점 임피던스 및 개방 회로 임피던스는 다음과 같은 다수의 인자(단독으로 또는 조합으로)에 의존할 수 있다: 1) 그 시간에 조직에 인가되고 있는 전력의 양(그리고 설정된 전력이거나 아니면 전력을 고려하고 이에 따라 타이머 및 또는 임피던스 값을 조정하는 전력일 수 있음); 2) 타겟 조직(이전 전력 피드백(prior power feedback)은 조 사이의 조직의 타입의 지표를 제공하고 공산이 있거나 기대되는 임피던스 경사율을 예측하고 이에 따라 타이머 및 또는 임피던스 값을 조정할 수 있음); 및 3) 전극의 표면 면적 및 또는 전극 조가 그것의 완전히 닫힌 위치에서 인가하는 힘.
아래에서 더 상세히 기술되는 개방 회로 체크 기법을 사용하여, 전기수술 시스템, 가령, 도 2에서의 시스템(10)은 조직이 (봉합의) 종료점 값으로 내몰릴 준비가 된 경우에 타이머, 가령, 50ms 내지 100ms를 설정할 수 있다. 타이머가 한도에 도달하고 "타임 아웃하는" 경우에, 시스템은 임피던스(또는 임피던스의 시간에 대한 변화율)를 측정하고 그 값이 개방 회로 조건을 나타내는지 또는 임피던스가 양호한 봉합을 나타내는 종료점 값을 충족시킬 때까지 에너지의 계속된 인가를 허용할 것인지를 판정할 수 있다. 이 방식으로, 종료점 값도 개방 회로 값도 달성될 수 없는 최소의 시간 기간이 있다. 그러나, 타이머의 종료에서 판정된 임피던스에 따라서, 시스템은 완전한 봉합 사이클 종료점 값까지 계속할 것인지 또는 개방 회로가 존재함을 나타낼 것인지를 판정할 수 있다.
도 15는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전술된 개방 회로 체크 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 도 1에 도시된 바와 같이, 도 1의 수술 시스템은 겸자(14)와 같은 전기수술 디바이스를 포함할 수 있다. 겸자(14)는 2개의 조, 가령, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)를 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 2개의 조 중 하나는 가동적일 수 있고, 다른 조는 정지식일 수 있다. 다른 예에서, 두 조 모두 가동적일 수 있다.
이 개시의 개방 회로 체크 기법은 조를 포함하는 전기수술 디바이스에 한정되지 않음에 유의하여야 한다. 오히려, 개방 회로 기법은 스패츌러 및 스네어와 같은 디바이스를 사용하여 구현될 수 있다.
전기수술 디바이스, 가령, 겸자(14)는, 전기요법 신호를 생체 조직, 가령, 도 1의 조직(16)에 전달하도록 크기를 갖게 되고/거나, 형상화되고/거나, 달리 구성된 둘 이상의 전극을 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 전극은 조, 가령, 도 1에서와 같이, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)와 일체형(integral)일 수 있다. 다른 예에서, 전극은 조에 커플링될 수 있다.
출력 회로(예컨대 도 2의 전력 소스(44)를 포함함)는 전기수술 에너지를 환자에의 전달을 위한 출력 단자, 가령, 도 2의 기기 인터페이스(42)에 생성 및 전달하도록 구성될 수 있다. 출력 단자는 전기수술 디바이스, 예컨대 도 1의 겸자(14)에 커플링되고, 전기수술 에너지, 가령, 고주파수, 예컨대 RF 에너지를 생체 조직에 전기요법 신호를 통해 전달하도록 구성될 수 있다. 수술 시스템의 제어 회로, 가령, 도 1의 수술 시스템의 제어 회로(48)는 출력 회로에 커플링될 수 있고 제어 회로는 개방 회로 체크 기법의 다양한 양상을 수행하도록 구성될 수 있다.
이제 도 15를 참조하면, 블록(1100)에서, 제어 회로는 사용자, 예컨대 외과의 또는 임상의가 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치된 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 계속적인 전달을 개시하는 경우에 타이머를 개시할 수 있다. 몇몇 예에서, 타이머는 프로세서 내에, 예컨대 도 2의 프로세서(54) 내에 포함될 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로가 조직이 최종 임피던스 종료점 값(또는 임피던스 델타 값)으로 내몰릴 준비가 됨을 판정한 경우에 제어 회로는 타이머를 설정할 수 있다. 몇몇 예에서, 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는 전기수술 디바이스, 가령, 도 1의 겸자(14)의 2개의 전극 사이에 위치된 조직의 임피던스 값을 측정하도록 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)를 제어할 수 있다.
블록(1102)에서, 프로세서는 타이머가 타이머 한도, 가령, 50ms 내지 100ms보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 타이머가 시간 한도를 초과하지 않았으면(블록(1102)의 "아니오" 분기), 블록(1104)에서 시스템은 전기수술 에너지의 전달을 계속할 수 있다. 만일 타이머가 시간 한도를 충족시켰으면(블록(1102)의 "예" 분기), 블록(1106)에서 프로세서는 측정된 임피던스의 표현을 제1 임계 값(종료점 값), 가령, 250 내지 350옴과 비교할 수 있다. 제1 임계 값은 메모리 내에, 예컨대 도 2에서의 메모리(56) 내에 저장될 수 있다.
블록(1108)에서, 만일 프로세서가 측정된 임피던스의 표현이 제1 임계 값(종료점 값)보다 더 작음을 판정하면(블록(1108)의 "예" 분기), 프로세서는 전기수술 에너지의 전달을 계속할 수 있다. 만일 프로세서가 측정된 임피던스의 표현이 제1 임계 값보다 더 작지 않음을 판정하면(블록(1108)의 "아니오" 분기), 블록(1110)에서, 프로세서는 측정된 임피던스의 표현을 제2 임계 값(개방 회로 값), 가령, 2000옴과 비교할 수 있다. 제2 임계 값은 메모리 내에, 예컨대 도 2에서의 메모리(56) 내에 저장될 수 있다.
만일 프로세서가 측정된 임피던스의 표현이 제2 임계 값보다 더 작음을 판정하면(블록(1110)의 "예" 분기), 블록(1112)에서 프로세서는 전기수술 에너지의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 그러므로, 측정된 임피던스가 제1 임계 값(종료점 값)보다 더 크고 제2 임계 값(개방 회로 값)보다 더 작은데, 이는 양호한 봉합이 달성되었음을 나타낸다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 양호한 봉합을 나타내기 위해 사용자에게 통지를 생성할 수 있다.
만일 프로세서가 측정된 임피던스의 표현이 제2 임계 값보다 더 작지 않음을 판정하면(블록(1110)의 "아니오" 분기), 블록(1114)에서 프로세서는 전기수술 에너지의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 여기서, 측정된 임피던스는 제1 임계 값(종료점 값)보다 더 크고 또한 제2 임계 값(개방 회로 값)과 같거나 더 큰데, 이는 개방 회로가 있음을 나타낸다. 몇몇 예에서, 수술 시스템은 개방 회로를 나타내기 위해 사용자에게 지표를 생성할 수 있다. 예를 들어, 사용자 인터페이스, 가령, 도 2의 수술 시스템의 사용자 인터페이스(50)는 전기수술 에너지의 전달이 저감되거나 종결되었고 개방 회로가 검출되었음을 나타내기 위해 사용자에게 가청 지표 및 시각적 지표 중 하나 또는 양자 모두를 생성할 수 있다.
위에서 나타내어진 바와 같이, 몇몇 예에서 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는 조직의 임피던스 값을 측정하도록 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)를 제어할 수 있고 프로세서는 측정된 임피던스의 표현이 임계 값을 초과하는지를 판정할 수 있다. 몇몇 예에서, 임피던스의 표현은 임피던스의 값, 예컨대 임피던스의 절대 값을 포함한다. 다른 예에서, 임피던스의 표현은 임피던스의 값에서의 시간에 대한 변화(또는 "델타"), 예컨대 시간에 대한 임피던스의 1차 도함수(first derivative)를 포함한다.
도 5는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전술된 개방 회로 체크 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 방법(300)에서, 블록(302)에서, 제어 회로는 국면 3의 시작에서 타이머를 개시할 수 있다. 블록(304)에서, 제어 회로는 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치된 생체 조직에 전기수술 에너지를 인가할 수 있다. 블록(306)에서, 제어 회로는 종료점이 충족되는지를 판정할 수 있다. 만일 제어 회로가 종료점이 충족되지 않았음을 판정하면(블록(306)의 "아니오" 분기), 제어 회로는 블록(304)으로 돌아가고 생체 조직에 전기수술 에너지를 인가하기를 계속할 수 있다. 그러나, 만일 제어 회로가 종료점이 충족되었음을 판정하면(블록(306)의 "예" 분기), 방법은 블록(308)으로 진행한다.
블록(308)에서, 제어 회로는 경과된 시간이 타이머 한도보다 더 작거나 같은지를 판정할 수 있다. 만일 제어 회로가 경과된 시간이 타이머 한도 이하임을 판정하면(블록(308)의 "예" 분기), 블록(310)에서 제어 회로는 전기수술 에너지의 전달을 저감하고 개방 회로를 나타낼 수 있다. 만일 제어 회로가 경과된 시간이 타이머 한도 이하가 아님을 판정하면(블록(308)의 "아니오" 분기), 블록(312)에서 제어 회로는 전기수술 에너지의 전달을 저감하고 양호한 봉합이 존재함을 나타낼 수 있다.
도 16은 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전술된 개방 회로 체크 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 도 16에서 제어 회로는 생체 조직의 시간에 대한 임피던스의 변화율, 가령, 초당 40킬로옴(kiloohms)을 임계 값과 비교할 수 있다는 점을 제외하고 도 16은 도 15와 유사하다.
이제 도 16를 참조하면, 블록(1200)에서, 제어 회로는 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치된 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시할 수 있다. 몇몇 예에서, 타이머는 프로세서 내에, 예컨대 도 2의 프로세서(54) 내에 포함될 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로가 조직이 최종 임피던스 종료점 값(또는 임피던스 델타 값)으로 내몰릴 준비가 됨을 판정한 경우에 제어 회로는 타이머를 설정할 수 있다. 몇몇 예에서, 프로세서, 가령, 도 2의 제어 회로(48)의 프로세서(54)는 전기수술 디바이스, 가령, 도 1의 겸자(14)의 2개의 전극 사이에 위치된 조직의 임피던스 값을 측정하도록 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)를 제어할 수 있다.
블록(1202)에서, 프로세서는 타이머가 타이머 한도, 가령, 50ms 내지 100ms보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 타이머가 시간 한도를 초과하지 않았으면(블록(1202)의 "아니오" 분기), 블록(1204)에서 시스템은 전기수술 에너지의 전달을 계속할 수 있다. 만일 타이머가 시간 한도를 충족시켰으면(블록(1202)의 "예" 분기), 블록(1206)에서 프로세서는 측정된 임피던스의 시간에 대한 변화율을 제1 임계 값(종료점 값)과 비교할 수 있다. 제1 임계 값은 메모리 내에, 예컨대 도 2에서의 메모리(56) 내에 저장될 수 있다. 비율의 비한정적인 예는 50ms의 시간 기간에 걸쳐 2000옴이거나, 40000ohms/s일 수 있다.
블록(1208)에서, 만일 프로세서가 측정된 임피던스의 변화율이 제1 임계 값(종료점 값)보다 더 작음을 판정하면(블록(1208)의 "예" 분기), 블록(1204)에서 프로세서는 전기수술 에너지의 전달을 계속할 수 있다. 만일 프로세서가 측정된 임피던스의 변화율이 제1 임계 값보다 더 작지 않음을 판정하면(블록(1208)의 "아니오" 분기), 블록(1210)에서 프로세서는 측정된 임피던스의 변화율을 제2 임계 값(개방 회로 값)과 비교할 수 있다. 제2 임계 값은 메모리 내에, 예컨대 도 2에서의 메모리(56) 내에 저장될 수 있다.
만일 프로세서가 측정된 임피던스의 변화율이 제2 임계 값보다 더 작음을 판정하면(블록(1210)의 "예" 분기), 블록(1212)에서 프로세서는 전기수술 에너지의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 여기서, 변화율은 제1 임계 값(종료점 값)보다 더 크고 제2 임계 값(개방 회로 값)보다 더 작은데, 이는 양호한 봉합이 달성되었음을 나타낸다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 양호한 봉합을 나타내기 위해 사용자에게 통지를 생성할 수 있다.
만일 프로세서가 측정된 임피던스의 변화율이 제2 임계 값보다 더 작지 않음을 판정하면(블록(1210)의 "아니오" 분기), 블록(1214)에서 프로세서는 전기수술 에너지의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 여기서, 변화율은 제1 임계 값(종료점 값)보다 더 크고 또한 제2 임계 값(개방 회로 값)과 같거나 더 큰데, 이는 개방 회로가 있음을 나타낸다. 몇몇 예에서, 수술 시스템은 개방 회로를 나타내기 위해 사용자에게 지표를 생성할 수 있다. 예를 들어, 사용자 인터페이스, 가령, 도 2의 수술 시스템의 사용자 인터페이스(50)는 전기수술 에너지의 전달이 종결되었고 개방 회로가 검출되었음을 나타내기 위해 사용자에게 가청 지표 및 시각적 지표 중 하나 또는 양자 모두를 생성할 수 있다.
위에서 기술된 개방 회로 체크 기법을 사용함으로써, 시스템은 더 적은 그릇된 양호한 봉합 지표를 제공할 수 있다.
저 정확도 하드웨어 시스템에서의 교번 전력 교정 출력 (도 17)
전기수술 제너레이터는 제너레이터로 하여금 훨씬 더 정확하고 그것이 수정하기를 의도하는 조직으로부터의 피드백에 대해 반응적일 수 있게 하는 새로운 "최첨단"(state of the art) 하드웨어와 함께 끊임없이 진화하고 있다. 하드웨어 아키텍처에서의 개선은 그것의 덜 진전된 또는 역사적 대응물에 비해 많은 혜택을 제공할 수 있는데, 예컨대 더 높은 CPU 속도를 제공하는 것으로서, 이는 데이터를 수집하고, 분석하고, 이에 반응하는 데에서 더 빠른 응답을, 또 위상 각도 계산을 가능케 하는 새로운 기능도 가능하게 할 수 있는데, 예를 들어, 이는 전력 전달, 임피던스 등과 같은, 피드백 기반의 도출된 데이터의 더 정확한 지표를 제공할 수 있다.
병원에 이미 배치된 기존의 하드웨어로써 새로운 "최첨단" 하드웨어의 성능을 얻으려는(새로운 자본 설비로 업데이트하여야 하는 것보다 이 더 오래된 배치된 자본 설비로써 사용자에게 동일한 성능을 제공하는 것) 요망이 흔히 있다. 그러한 성능 개선은 환자를 위한 최선의 가능한 조직 수정 성능을 보장하기 위해 몇몇 전기수술 응용에서 중요할 수 있다.
예를 들어, 적절한 전력 전달은 혈관 봉합에서 최적의 조직 성능을 제공하는 데에서 중요할 수 있다. 너무 신속히 전달되는 너무 많은 에너지는 조직 내의 증기 포켓(steam pocket)으로부터의 조직 손상을 초래할 수 있다. 에너지의 느린 인가는 시술 시간을 상당히 연장하고 환자가 마취 하에 있는 더 긴 기간을 초래할 수 있는데, 이는 수술 결과의 저감된 혜택 및 환자 회복 이슈의 더 높은 위험을 초래할 수 있다. 경쟁 관점에서, 결과적인 정확한 조직 효과의 높은 레벨의 신뢰도를 가진 신속한 조직 수정이 시장 수용가능한(market acceptable) 디바이스를 갖는 것의 중추일 수 있다.
많은 더 오래된 전기수술 시스템은 RF 출력의 위상 각도를 정확히 측정하는 능력을 갖지 않을 수 있다. 봉합 프로세스 동안에, 조 사이에 쥐어진 조직의 변형 및 출력 회로 내의 내재적 인덕턴스 및 커패시턴스(capacitance)와의 그것의 상호작용은 RF 파형 내의 위상 각도 변화를 야기할 수 있다. 만일 이 위상 각도가 고려되지 않는 경우 전력 및 부하 저항의 계산은 부정확할 수 있고 따라서 이 파라미터를 측정하는 것은 시스템의 정확도를 증가시킬 수 있다.
전압("E")가 전류("I")에 앞서는 경우에(연상기호 "ELI"로써 유용하게 기억됨), 부하는 유도성이라고 간주된다. 전류("I")가 전압("E")에 앞서는 경우에(연상기호 "ICE"로써 유용하게 기억됨), 부하는 용량성이라고 간주된다. "ELI" 시나리오에서든 또는 "ICE" 시나리오에서든, 위상 각도 오프셋의 결과는 전기수술 제너레이터가 전류 및 전압의 피크의 오정렬(misalignment)로 인해 그것이 제공하고 있다고 여기는 피상 전력 전달에 비한 실제 전력 전달에서의 저감이다.
인가되는 전압의 정확도는 이슈를 더 심해지게 할 수 있다. 더 오래된 시스템의 전압 인가의 정확도는 전압이 감소함에 따라 어려워질 수 있는데, 특히
단극 출력을 위해 의도된 고율(high rate)을 제어하기 위해 전압이 생성되되(가령, 4000V 또는 더 높음), 이는 수십 볼트 이하만큼 낮아질 수 있는 양극 출력에 이후에 인가되는 경우이다. 이는 하드웨어 제조자가 어떤 임피던스 및 전압 범위(이 안에서 디바이스가 전형적으로, 기대되는 위상 천이와 함께, 작동하도록 요구됨) 내의 정확도를 위해 튜닝된 "튜닝된 하드웨어"를 창출하는 것을 초래할 수 있다. 임피던스의 더 낮은 범위에서, 계산된 전력 전달의 정확도는 전압 레벨이 그렇게 낮은 것으로 인해 매우 어렵게 될 수 있다.
예로서, 특정 전력, 가령 100W를 공급하기 위해, 시스템은 전력 요구사항을 충족시키기 위해 전압(V)에서 전류(I)를 공급한다. 임피던스는 요구되는 전력을 전달하기 위해 전압 및 전류의 짜임(makeup)을 판정한다. 예를 들어, 만일 임피던스가 5옴이면, 전기수술 제너레이터는 22.22V에서 4.5A 출력을 제공할 수 있다.
다른 예로서, 만일 동일한 시스템이 5옴의 임피던스 내에 30W(31.25W)를 전달하려고 시도하면, 전기수술 제너레이터는 대략적으로 2.5A 출력을 12.5V에서 제공할 수 있다. 몇몇 경우에 4000V만큼이나 제공하도록 설정된 시스템 상에서 이 12.5V 출력을 고려하자. 더 오래된 전기수술 시스템이 덜 정확하게 되는 전형적인 임피던스 범위는 약 0 내지 50옴이다. 그러한 임피던스 범위에 대해, 더 오래된 전기수술 시스템은 전기수술 제너레이터의 전력 출력이 충분히 정확하지 않기 때문에 양호한 봉합을 제공하기 위해 조직 내의 유체를 연소시키기 위해 충분한 전류를 인가하려고 애쓸 수 있다.
본 발명자는 전래의(legacy) 전기수술 시스템에서의 전력 제어를 개선할 필요성을 인식하였다. 이 필요성을 해결하기 위해, 본 발명자는 더 낮은 임피던스 값에서 전력 교정을 적용하는 것이 전래의 전기수술 시스템에서의 전력 제어를 개선하고 그것의 정확도 부족을 극복할 수 있음을 인식하였다.
도 1에 도시된 바와 같이, 도 1의 수술 시스템은 겸자(14)와 같은 전기수술 디바이스를 포함할 수 있다. 겸자(14)는 2개의 조, 가령, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)를 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 2개의 조 중 하나는 가동적일 수 있고, 다른 조는 정지식일 수 있다. 다른 예에서, 두 조 모두 가동적일 수 있다.
이 개시의 전력 교정 기법은 조를 포함하는 전기수술 디바이스에 한정되지 않음에 유의하여야 한다. 오히려, 전력 교정 기법은 스패츌러 및 스네어와 같은 디바이스를 사용하여 구현될 수 있다.
전기수술 디바이스, 가령, 겸자(14)는, 전기요법 신호를 생체 조직, 가령, 도 1의 조직(16)에 전달하도록 크기를 갖게 되고/거나, 형상화되고/거나, 달리 구성된 둘 이상의 전극을 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 전극은 조, 가령, 도 1에서와 같이, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)와 일체형일 수 있다. 다른 예에서, 전극은 조에 커플링될 수 있다.
출력 회로(예컨대 도 2의 전력 소스(44)를 포함함)는 전기수술 에너지를 환자에의 전달을 위한 출력 단자, 가령, 도 2의 기기 인터페이스(42)에 생성 및 전달하도록 구성될 수 있다. 출력 단자는 전기수술 디바이스, 예컨대 도 1의 겸자(14)에 커플링되고, 전기수술 에너지, 가령, 고주파수, 예컨대 RF 에너지를 생체 조직에 전기요법 신호를 통해 전달하도록 구성될 수 있다. 수술 시스템의 제어 회로, 가령, 도 1의 수술 시스템의 제어 회로(48)는 출력 회로에 커플링될 수 있고 제어 회로는 전력 교정 기법의 다양한 양상을 수행하도록 구성될 수 있다.
도 17은 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전력 교정 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 블록(1300)에서, 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)는 전기수술 디바이스, 가령, 도 1의 겸자(14)의 2개의 전극 사이에 위치된 조직의 임피던스의 표현을 측정한다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 출력의 일부분 동안에, 예컨대 출력의 마지막 50ms 동안에, 중심화 경향(central tendency), 예컨대 평균값(mean), 중간값(median), 최빈값(mode), 또는 다른 중심화 경향을 측정하고, 이들 값을, 예컨대 도 2의 메모리(56) 내에, 저장할 수 있다.
블록(1302)에서, 제어 회로는 임피던스의 측정된 표현을 메모리, 예컨대 도 2의 메모리(56) 내에 저장된 제1 임계, 가령, 약 50옴과 비교할 수 있다. 제1 임계, 가령, 50옴은 임피던스 값(이 아래에서 전기수술 시스템에 대해 전력 교정이 필요함)에 기반할 수 있다. 제1 임계는 전기수술 시스템에 기반하여 조정될 수 있다.
만일 임피던스가 제1 임계보다 더 작지 않으면(블록(1302)의 "아니오" 분기), 임피던스는 충분히 높아서, 블록(1304)에 도시된 바와 같이, 제어 회로는 전기수술 제너레이터의 전력 제어에 전력 교정을 적용할 필요가 없다. 전기수술 시스템은 정규(normal) 동작을 통해 전력을 인가할 수 있다.
그러나, 만일 임피던스가 제1 임계보다 더 작으면(블록(1302)의 "예" 분기), 제어 회로는 전기수술 제너레이터의 전력 제어에 전력 교정을 적용할 수 있다. 예를 들어, 블록(1306)에 도시된 바와 같이, 제어 회로는 측정된 임피던스가 임피던스의 제1 범위, 가령, 0 내지 100옴 내에 있는지를 판정할 수 있다. 만일 측정된 임피던스가 임피던스의 제1 범위 내에 있으면(블록(1306)의 "예" 분기), 블록(1308)에서 제어 회로는 임피던스의 제1 범위와 연관된 제1 전력 교정을 선택하고 선택된 제1 전력 교정을 적용할 수 있다.
만일 측정된 임피던스가 임피던스의 제1 범위 내에 있지 않으면(블록(1306)의 "아니오" 분기), 블록(1310)에서 제어 회로는 임피던스의 제2 범위, 가령, 20 내지 100옴과 연관된 제2 전력 교정을, 임피던스의 표현이 제2 범위, 가령, 20 내지 100옴 내에 있는 경우에 선택하고, 선택된 제2 전력 교정을 적용할 수 있다. 예로서, '요망되는 전력'은 100W일 수 있으나, 시스템은 실제로 단지 50W를 측정하고 있을 수 있다. 정확한 보상이 출력에 적용됨을 보장하기 위해 교정 인자가 측정된 값에 적용될 수 있다.
전기수술 시스템은 다음 식과 같은 선형 계산을 사용하여 전력 교정을 적용할 수 있다:
교정된 전력 = (((Zload x A) + B) x MeasuredPower) / 1000
식 (1)
여기서 Zload는 조직의 측정된 임피던스이고, A 및 B는 상이한 가능한 전력 교정 궤적을 제공하기 위해 선택될 수 있는 특정 전력 교정 값 또는 파라미터이고, MeasuredPower는 전기수술 시스템이 그것이 조직에 제공하고 있다고 여기는 전력이다(VxI). 프로세서, 가령, 도 2의 프로세서(54)는 메모리, 가령, 도 2의 메모리(56)로부터 A 및 B 파라미터를 색출하고, 교정된 전력 설정을 위의 식 (1)을 사용하여 계산할 수 있다. 오직 설명의 목적을 위한 제1 비한정적 예에서, 10옴을 위한 전력 교정의 제1 계산은 A에 대한 11 및 B에 대한 548의 값을 사용할 수 있다. 오직 설명의 목적을 위한 제2 비한정적 예에서, 50옴을 위한 전력 교정의 제1 계산은 A에 대한 11 및 B에 대한 419의 값을 사용할 수 있다.
교정된 전력 설정을 사용하여, 제어 회로는 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 임피던스의 표현이 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 전력 설정에의 선택된 전력 교정의 적용을 저감하거나 종결할 수 있다. 위에서 기술된 예를 계속하면, 제어 회로는 초기에, 50옴 아래이고 0 내지 20옴의 제1 범위 내에 있는, 15옴의 측정된 임피던스를 위한 전력 교정을 적용하고, 측정된 임피던스가 20옴을 초과하는 경우에(이는 제1 범위의 상위 한도 위에 있음) 해당 전력 교정의 적용을 저감하거나 종결할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 임피던스의 변화에 기반하여 새로운 전력 교정을 적용하기 시작할 수 있다. 위에서 기술된 예를 계속하면, 50옴 아래이고 20 내지 50옴의 제2 범위 내에 있는, 21옴의 측정된 임피던스에 대해, 제어 회로는 새로운 전력 교정을 전력 설정에 적용할 수 있다.
몇몇 예에서, 단일의 임피던스 값, 가령, 20옴을 갖는 것보다, 제1 범위, 가령, 0 내지 20옴 및 제2 범위, 가령, 20 내지 50옴 사이에 차이가 있다고 치고, 제어 회로가 시스템이 두 전력 교정 사이에서 동요하지(oscillating) 않게 하기 위해 히스테리시스를 사용하는 것이 바람직할 수 있다. 구현되는 경우에, 히스테리시스는 시스템의 현재의 '상태'에 따라서 임계 한도를 동적으로 변경할 수 있는데, 이는 측정된 파라미터가 임계 가까이에 있는 경우에 적어도 두 임계 사이의 의도되지 않은 동요를 방지할 수 있다. 그것은 임계의 상위 및 하위 부분 중 하나 또는 양자 모두에 영향을 줄 수 있다. 이 방식으로, 제어 회로는 제1 범위의 상한 및 하한 중 적어도 하나를, 임피던스의 표현이 상한 또는 하한의 사전결정된 백분율(percentage) 또는 값 내에 있는 경우에 동적으로 조정할 수 있다.
예를 들어, 지정된 백분율이 범위의 경계에서 사용될 수 있다. 예로서, 제1 범위의 20옴 상한의 20% 내의 측정된 임피던스에 대해, 제어 회로는 제1 범위와 연관된 상한 및 하한 중 하나 또는 양자 모두를 동적으로 조정할(가령, 증가시킬) 수 있고 사용할 수 있다.
다른 예에서, 히스테리시스를 위해 백분율을 사용하기보다, 제어 회로는 지정된 임피던스 값을 범위의 경계에서 사용할 수 있다. 예로서, 제1 범위의 20옴 상한의 4옴 내의 측정된 임피던스에 대해, 제어 회로는 제1 범위와 연관된 상한 및 하한 중 하나 또는 양자 모두를 동적으로 조정할(가령, 증가시킬) 수 있다.
범위의 2개의 비한정적인 예가 2개의 대응하는 전력 교정과 함께 기술되었으나, 몇몇 예에서, 오직 하나의 범위가 충분한 전력 교정을 제공할 수 있음에 유의하여야 한다. 다른 예에서, 2개보다 많은 범위(대응하는 전력 교정을 가짐)가 사용될 수 있다.
위에서 기술된 전력 교정 기법은 정확도의 부족을 인위적으로 극복하기 위해 전기수술 시스템의 전력 제어를 상당히 개선할 수 있다. 그러나, 몇몇 예에서, 훨씬 더한 정확도를 제공하기 위해 부차적인 파라미터가 사용될 수 있다. 예를 들어, 전력 교정은 "조직 샘플링"(tissue sampling) 국면 동안의 출력에 기반할 수 있다. 만일 조직이 하나의 속성을 가지면, 제1 전력 교정이 사용될 수 있다. 만일 조직이 다른 속성을 가지면, 제2 전력 교정이 사용될 수 있다. 전력 교정을 판정하는 데에 사용될 수 있는 속성의 예는 시간 기간에 걸쳐 전달되는 에너지, 계산된 임피던스, 전류 인출, 전압 위상 각도, 조직 온도 및 유사한 것을 포함하나, 이에 한정되지 않는다. 프로세서는 전력 교정을 선택하기 위해 이들 속성을 단독으로 또는 조합하여 사용할 수 있다. 예를 들어, 프로세서는 전력 교정을 선택하기 위해 조직 온도 및 계산된 임피던스 양자 모두를 사용할 수 있다.
전력 교정을 판정하기 위해 하나 이상의 부차적인 파라미터를 활용하는 예에서, 측정 회로는 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치된 조직의 임피던스의 표현을 측정하고, 임피던스의 측정된 표현을 제1 임계와 비교하고, 만일 임피던스가, 도 17에 관해서 전술된 바와 같이, 제1 임계, 가령, 50옴보다 더 작은 경우, 둘 이상의 전력 교정으로부터 제1 전력 교정을 선택할 수 있다. 이후에, 제어 회로는 하나 이상의 부차적인 파라미터의 표현을 하나 이상의 임계와 비교할 수 있다.
하나 (이상)의 부차적인 파라미터의 표현이 하나 (이상)의 임계보다 더 작은 경우에, 제어 회로는 이전에 선택된 제1 전력 교정 및 하나 이상의 다른 전력 교정 간에 선택할 수 있다. 제어 회로는 이전에 선택된 제1 전력 교정이 적당함을 판정할 수 있거나 그것은, 부차적인 파라미터, 가령, 전력 제너레이터의 출력 전류, 조직 온도 및 전압 위상 각도에 기반하여, 전력 설정에 적용하는 데에 상이한 전력 교정이 바람직할 것임을 판정할 수 있다.
몇몇 예에서, 만일 임피던스가 제1 임계, 가령, 50옴보다 더 작은 경우, 제어 회로는 부차적인 전력 교정을 선택할 수 있다. 임피던스가 증가함에 따라, 제어 회로는 이후에 제1 전력 교정을 선택할 수 있다. 증가가 계속해서 증가함에 따라, 튜닝된 전력 설정은 어떤 전력 교정도 없이 표준적인 제너레이터 제어를 활용할 수 있다.
몇몇 예에서, 전력 교정은, 가령, 조직 피드백을 사용하여, 특정 시간 기간 동안 사용될 수 있다. 예를 들어, 교정된 전력 설정을 사용하여, 제어 회로는 임피던스 값의 범위에 걸친 시간 기간 동안에 또는 어떤 양의 에너지가 인가될 때까지, 또는 양자 모두의 조합으로, 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달할 수 있다. 추가로, 시간 기간 또는 사용자 설정과 같은 외부 메트릭이 적용될 수 있다.
도 24는 수술 시스템에서 사용될 수 있는 전력 교정 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 도 24는 어느 전력 교정을 적용할 것인지를 판단하기 위해 임피던스를 사용할 수 있는 2개 판단(two-decision) 흐름 도표를 묘사한다. 추가로, 흐름 도표는 언제 전력 교정을 적용할지 및 언제 전력 교정을 적용하는 것을 중단할지에 대한 판단 주안점(decision point)으로서 임피던스를 또한 사용할 수 있다.
블록(2400)에서, 스테이지(stage) 1A가 완료될 수 있고 제너레이터 출력은 안정화될 수 있다. 블록(2402)에서, 스테이지 1B가 시작할 수 있고 제어 회로는 스테이지 1B의 마지막 50ms 동안의 조직의 평균 임피던스를 판정할 수 있다. 블록(2404)에서, 제어 회로는 평균 임피던스가 0 내지 20옴 사이인지를 판정할 수 있다. 만일 평균 임피던스가 0 내지 20옴 사이이면(블록(2404)의 "예" 분기), 블록(2406)에서 제어 회로는 스테이지 2를 위해 제1 전력 교정 값 "X"를 사용할 수 있다.
만일 평균 임피던스가 0 내지 20옴 사이가 아니면(블록(2404)의 "아니오" 분기), 블록(2408)에서 제어 회로는 평균 임피던스가 20.01 내지 50옴 사이인지를 판정할 수 있다. 만일 평균 임피던스가 20.01 내지 50옴 사이이면(블록(2408)의 "예" 분기), 블록(2410)에서 제어 회로는 스테이지 2를 위해 제2 전력 교정 값 "Y"를 사용할 수 있다. 만일 평균 임피던스가 20.01 내지 50옴 사이가 아니면(블록(2408)의 "아니오" 분기), 블록(2412)에서 제어 회로는 스테이지 2를 위해 어떤 전력 교정도 필요하지 않음을 판정할 수 있다.
저감된 열적 마진 조합 에너지 디바이스 (도 18 및 도 19)
두 타입의 에너지를 전달할 수 있는 수술 시스템이 존재한다: 초음파 에너지 및 전기수술 에너지, 예컨대 고주파수 에너지. 초음파 에너지는 조직의 빠르고 정밀한 절개를 제공할 수 있고 전기수술 에너지는 신뢰성 있는 혈관 봉합을 제공할 수 있다. 시스템은 동시에 두 타입의 에너지를 전달할 수 있거나 시스템은 두 타입의 에너지가 별개로 전달되도록 전달을 제어할 수 있다.
도 18은 이 개시의 다양한 기법을 구현할 수 있는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템의 예의 단순화된 블록도이다. 시스템(1400)은 초음파 구동 유닛(1404) 및 전기수술 구동 유닛(1406)에 커플링된 수술 디바이스(1402)를 포함할 수 있다. 그러한 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템에 관한 추가적인 정보는 "ULTRASOUND TREATMENT SYSTEM"라는 표제로 Okada 등에 대한 공동으로 양도된 US 8,574,228에서 찾아볼 수 있는데, 이의 전체 내용은 참조에 의해 본 문서에 포함된다. 수술 디바이스(1400)는 초음파 트랜스듀서(ultrasonic transducer)(1408) 및 프로브(probe)(1410)를 포함할 수 있다. 초음파 구동 유닛(1404)은 프로브(1402)를 통해 생체 조직에 전해지는 초음파 진동을 생성하기 위해 초음파 트랜스듀서(1408)에 인가되는 구동 신호를 생성하도록 구성된 제1 출력 회로(1412)를 포함할 수 있다.
시스템(1400)은 초음파 구동 유닛(1404) 및 전기수술 구동 유닛(1406)의 동작의 다양한 양상을 제어하도록 구성된 제어 회로를 포함할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로(1414)는 초음파 구동 유닛(1404)의 제1 출력 회로(1412)에 신호를 생성 및 인가하도록 구성되고 전기수술 구동 유닛(1406)의 제2 출력 회로(1416)에 신호를 생성 및 인가하도록 구성될 수 있다. 몇몇 예시적인 구성에서, 제어 회로(1414)는 도 2의 제어 회로(48)와 유사한 컴포넌트를 포함하고 이와 유사하게 동작할 수 있다. 몇몇 예시적인 구성에서, 전기수술 구동 유닛(1406)은 도 2의 전기수술 제너레이터(12)와 유사한 컴포넌트를 포함하고 이와 유사하게 동작할 수 있다. 제2 출력 유닛(1416)은 프로브(1410)를 통해 생체 조직에 전달될 고주파수 전기요법 신호를 생성할 수 있다. 제1 및 제2 출력 회로(1412, 1416)는 제어 회로(1414)에 커플링되고 환자에의 전달을 위한 시스템의 출력 단자에 에너지를 생성 및 전달하도록 구성된다. 몇몇 예에서, 시스템은 사용자에게 경보 또는 다른 가청 통지 및/또는 시각적 통지를 제공하기 위해 스피커(1418) 및/또는 디스플레이(1422)를 포함할 수 있다.
몇몇 예에서, 수술 디바이스(1402)는 "OPERATION DEVICE AND SURGICAL APPARATUS"라는 표제로 Yachi 등에 대한 공동으로 할당된 미국 특허 출원 공개 제US 20120010539호의 도 1의 수술 디바이스와 유사할 수 있는데, 이의 전체 내용은 참조에 의해 본 문서에 포함된다. 미국 특허 출원 공개 제US 20120010539호의 도 1의 수술 디바이스는 고주파의 인가와 함께 초음파를 활용함으로써 살아 있는 조직의 절개술, 절제술 및 유사한 것과 같은 치료를 수행할 수 있다. 추가로, 초음파를 활용함으로써 살아 있는 조직의 응고 치료를 수행하는 것이 또한 가능하다.
몇몇 예에서, 전기수술 구동 유닛(1406)은 측정 회로(1420)를 포함할 수 있다. 측정 회로(1420)는 도 2의 측정 회로(46)와 유사할 수 있고 수술 디바이스(1402)에 커플링된 생체 조직의 하나 이상의 전기적 파라미터를 측정하도록 구성될 수 있다.
적절한 전력 전달은 혈관 봉합에서 최적의 조직 성능을 얻는 것에 대한 중요한 인자일 수 있다. 너무 신속히 너무 많은 에너지는 증기 포켓이 조직 내에 형성되게 할 수 있는데, 이는 수술 디바이스를 둘러싼 조직에 손상을 야기할 수 있다. 이 현상은 흔히 "열적 마진"(thermal margin)으로 칭해진다. 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템은 흔히 초음파 에너지와 더불어 고주파수 에너지, 가령, RF 에너지의 일정한 펄스율(pulse rate) 또는 경사형(ramped) 출력과 같은 파형을 사용하고 그것들을 서로 겹겹이 층지게 한다. 이는 바람직하지 않은 결과, 예컨대 수술 디바이스 첨단부가 뜨거워지고 열적 마진이 증가하는 것을 초래할 수 있다.
본 발명자는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템에서 바람직한 증기 포켓이 생성되었는지를 판정하기 위해 조직으로부터의 피드백을 모니터링할 필요성을 인식하였다. 아래에서 기술되는 다양한 기법을 사용하여, 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템은 바람직한 증기 포켓이 생성되었다는 지표를 제공하기 위해, 조직으로부터의 피드백, 예컨대 전류 인출의 변화, 임피던스 값의 변화, 또는 시간에 걸친 임피던스의 변화를 모니터링할 수 있다. 이 지점에서, 조직에 에너지를 인가하기를 계속하는 것 대신에, 고주파수 에너지, 가령, RF 에너지와, 초음파 에너지 중 하나 또는 양자 모두가 저감되거나 중단될 수 있다.
이 개시의 다양한 기법을 사용하여 생체 조직을 수정하기 위해 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템, 가령, 도 18의 시스템(1400)을 사용하는 것의 비한정적인 특정 예가 이제 기술될 것이다. 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템은 에너지의 적어도 2개의 모드를 전달할 수 있다: 초음파 에너지를 포함하는 제1 모드 및 양극 에너지를 포함하는 제2 모드. 제어 회로, 가령, 도 18의 제어 회로(1414)는 조직의 임피던스의 표현을 측정하도록 측정 회로, 가령, 도 18의 측정 회로(1420)를 제어함으로써 수술 디바이스와의 접촉이 된 접촉으로부터의 피드백을 모니터링할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 임피던스 값의 변화를 모니터링할 수 있는데, 이는 최대의 바람직한 양의 증기가 조직 내에 생성되었고 추가의 증기 생성은 과도한 열적 마진으로 이어질 수 있음을 나타낼 수 있다. 다른 예시적인 구현에서, 제어 회로는 임피던스 값, 가령, 절대적인 임피던스 값, 그리고/또는 전류 인출의 변화를 모니터링할 수 있다.
일단 임피던스 값의 변화가 임계 값을 충족시키거나 초과하면, 제어 회로는 초음파 구동 유닛, 가령, 도 18의 초음파 구동 유닛(1404)을 초음파 출력을 중단하도록 제어할 수 있다. 추가로, 제어 회로는 전기수술 구동 유닛, 가령, 도 18의 전기수술 구동 유닛(1406)을 전기수술 구동 유닛(1406)의 제2 출력 회로(1416)에 의해 생성된 고주파수 전기요법 신호의 출력을 저감하도록 제어할 수 있다. 예를 들어, 고주파수 출력은 조직 내의 생성된 증기가 부분적으로 또는 완전히 도로 액체로 되돌아갈 수 있을 그러한 정도로 저감될 수 있다. 일단 이 액체 상태가 달성되면, 설정된 시간, 피드백 제어, 또는 양자 모두를 사용하여 제어 회로에 의해 판정된 바와 같이, 시스템(1400)은, 증기 산출 한도가 충족되든, 또는 에너지 인가 사이클의 종료가 충족되든, 그러한 시간까지, 가령, 사용자 판단에 의해서든 또는 피드백 제어에 의해서든, 다시 전력을 인가할 수 있다.
도 19는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템에서 사용될 수 있는 저감된 열적 마진 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 블록(1500)에서, 제어 회로는 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치된 생체 조직으로의 에너지의 전달을 제어할 수 있는데, 전달되는 에너지는 적어도 어떤 초음파 에너지를 포함한다. 예를 들어, 도 18의 제어 회로(1414)는, 도 18의 수술 디바이스(1402)와의 접촉이 된 조직에, 고주파수 에너지, 가령, RF 에너지를 전달하도록 제2 출력 회로(1416)를, 그리고 초음파 에너지를 전달하도록 제1 출력 회로(1412)를 제어할 수 있다. 예로서, 수술 디바이스는 HF 전극을 그것의 조 상에 가진 초음파 겸자를 포함할 수 있다.
블록(1502)에서, 측정 회로는 생체 조직의, 임피던스와 같은, 조직 파라미터의 표현을 측정할 수 있다. 예를 들어, 도 18의 측정 회로(1420)는 전류 인출의 변화, 그리고/또는 임피던스 값, 예컨대 절대적인 임피던스 값 또는 임피던스의 변화(상대적인 값)를 측정한다.
블록(1504)에서, 제어 회로는 생체 조직의 조직 파라미터의 측정된 표현의 특성에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결할 수 있다. 예시적인 특성은 다음을 포함할 수 있으나 이에 한정되지 않는다: 저항, 임피던스, 전류, 위상 각도, 소모된 전류, 그리고/또는 요구되는 전압, 또 이들 특성 중 하나 이상에서의 변화(델타), 그리고 이들 특성의 조합. 예를 들어, 도 18의 제어 회로(1420)는 초음파 에너지의 레벨을 저감하도록 도 18의 제1 출력 회로(1412)를 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로(1420)는 초음파 에너지의 전달을 종결하거나 저감하도록 제1 출력 회로(1412)를 제어할 수 있다. 종결은 초음파 에너지의 전달의 저감의 예이다.
몇몇 예에서, 전달되는 에너지는, 예컨대 에너지를 증가시킴으로써 또는 그것을 임시적으로 저감하나 그것으로 하여금 짧은 구간 후에 그것의 이전의 레벨로 돌아갈 수 있게 함으로써, 수정될 수 있다. 에너지를 임시적으로 저감하는 것은 어떤 에너지 전달도 없음, 가령, 정지(suspend)로, 또는 그 가까이로 임시적으로 저감하는 것을 의미할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 활성화에 대한 종료점으로서의 에너지의 중지와 대조적으로, 증기 응축을 가능케 하기 위해 에너지의 전달을 중지할(pause) 수 있다. 에너지의 전달을 중지함으로써, 시스템은 유체 응축 유지 시간을 확립할 수 있다. 시스템은 공동 고주파수/초음파 요법 펄스의 종료점을 식별하기 위해 조직 파라미터를 모니터링할 필요는 없다.
다른 예에서, 제어 회로(1420)는 전기수술 에너지의 레벨을 저감하도록 제1 출력 회로(1412)를 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로(1420)는 전기수술 에너지의 전달을 종결하도록 제1 출력 회로(1412)를 제어할 수 있다.
전기수술 에너지는, 예를 들어, 위에서 기술된 바와 같이, 전력 제어식 또는 전압 제어식일 수 있다. 전력 제어식 구현에서, 제어 회로(1420)는 맞물린 생체 조직을 가로질러 인가되는 전압 및 제2 출력 회로(1416)에 의한 전류 출력의 곱을 사용하여 전기수술 에너지를, 가령, 계획, 섭생법, 또는 스케줄에 따라, 전달하도록 제2 출력 회로(1416)를 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 특정한 국면, 가령, 건조 국면 동안에 일정한 전력 또는 단조적으로 증가하는 전력을 전달하도록 제2 출력 회로(1416)를 제어할 수 있다.
전압 제어식 구현에서, 제어 회로는, 가령, 계획, 섭생법, 또는 스케줄에 따라, 제2 출력 회로(1416)에 의해 전달되는 전기수술 에너지의 전압을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 특정한 국면, 가령, 건조 국면 동안에 일정한 전압 또는 단조적으로 증가하는 전압을 전달하도록 제2 출력 회로(1416)를 제어할 수 있다.
위에서 언급된 바와 같이, 제어 회로는 생체 조직의 임피던스의 측정된 표현의 특성에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결할 수 있다. 몇몇 예에서, 임피던스의 측정된 표현의 특성은 임피던스 값, 예컨대 임피던스의 절대 값 또는 상대적인 값이다. 몇몇 그러한 예에서, 제어 회로는 측정된 임피던스 값을 임계 값과 비교하고 비교에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 비교에 기반하여 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 중 하나 또는 양자 모두의 전달을 종결하거나, 이의 레벨을 저감하거나, 이의 레벨을 주기적으로 저감할 수 있다. 레벨을 주기적으로 저감함으로써, 시스템은 단일의 출력(출력은 온전한 활성화의 과정 동안임) 동안에 다양한 스테이지에서 전력을 저감할 수 있다.
다른 예에서, 임피던스의 측정된 표현의 특성은 임피던스 값의 변화이다. 몇몇 그러한 예에서, 제어 회로는 임피던스 값의 변화를 임계 값과 비교하고 비교에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 비교에 기반하여 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 중 하나 또는 양자 모두의 전달을 종결하거나 이의 레벨을 저감할 수 있다.
조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템을 위해 위에서 기술된 기법을 사용하여, 시스템의 전반적인 전력 출력은 증기 포켓이 생성되는 경우에 저감될 수 있는데, 이는 바람직하지 않은 열적 마진을 저감할 수 있다.
느린 CPU를 가진 시스템에서 열적 마진을 제어하는 단계적 임피던스 값 (도 20 및 도 21)
시스템에 대한 처리 부담을 증가시키지 않고서 높은 성능을 획득하려는 요망이 흔히 있다. 구입하거나 유지하는 데에 덜 비용이 들 수 있는 더 느린 시스템은 만일 처리가 낮게 유지되는 경우 더 양호하게 돌아갈 수 있다.
전형적으로, 혈관 봉합을 위해 사용되는 디바이스의 증기 제어 및 열적 마진 제어는 하나 이상의 피드백 시스템을 모니터링함으로써 달성될 수 있다. 이는 단일의 진정한 피드백 요소 또는 상호의존적인 다수의 피드백 요소, 예컨대 하나 또는 다수의 이벤트에 기반한, 또는 판단 트리 타입 구조(decision tree type structure)를 통한 계산일 수 있다.
그러한 시스템의 예는 가장 느린 조우된 계산된 임피던스 및 너울거리는(rolling) 상위 임피던스 간의 차이(또는 델타)를 모니터링할 수 있다. 다른 예에서, 시간에 대한 임피던스 상승률, 위상 각도의 변화, 전류 인출의 변화 및 전압의 변화가 조직 내의 증기 생성의 지시자로서 사용될 수 있다.
가장 느린 조우된 계산된 임피던스 및 너울거리는 상위 임피던스 간의 차이(또는 델타)를 모니터링하는 데에서, 예를 들어, 더 새로운 빠른 반응 하드웨어는 예상되는 증기 포켓이 생성되었는지, 그리고 만일 그렇다면, 전력이 저감되거나, 잠깐 중단되거나, 완전히 중단되어야 하는 크기로 되어 있는지를 판정하기 위해 특정 경계 또는 판단 주안점을 사용할 수 있다. 더 오래된 느린 반응 시스템에서, 증기 포켓이 생성되는 속력은 동일하나, 전력을 저감하거나 중단하는 반응 시간은 더 느린데, 이는 더 큰 열적 마진을 야기할 수 있는 "증기 포켓 오버슈트"(steam pocket overshoot)를 초래할 수 있다.
예로서, 만일 임피던스 임계가 55옴에 설정된 경우, 더 오래된, 반응이 더 느린 시스템은 55옴 임계를 오버슈트하고 70옴에서 멈출 수 있다. 대조적으로, 더 새로운 전기수술 시스템은 더 빠른 아날로그 대 디지털 변환기(analog-to-digital converter), 프로세서 및 다른 하드웨어(초당 수백만 샘플로의 샘플링을 허용할 수 있음)를 포함할 수 있다. 그러한 시스템에서, 만일 임피던스 임계가 55옴에 설정된 경우, 더 새로운 시스템은 대략 요망되는 55옴에서 멈출 수 있다.
본 발명자는 전래의 전기수술 시스템에서의 열적 마진 제어를 개선할 필요성을 인식하였다. 조직 효과의 대대적인 관찰을 통해서, 본 발명자는 오버슈트가 전형적으로 전기수술 파형의 이른 펄스 국면을 통해서 일어난다는 것 및 조직이 유체의 방출을 통해서 탈수되게 됨에 따라 파형 내내 스팀 생성률이 줄어든다는 것을 인식하였다. 따라서, 오버슈트의 문제를 해결하고 열적 마진 제어를 개선하기 위해, 본 발명자는 출력 내에 지적소통(intelligence)를 포함시키는 것의 바람직함을 인식하였다. 특히, 본 발명자는 전기수술 시스템이 전기수술 신호의 펄스를 카운트할(count) 수 있고 펄스 수에 기반하여 트리거 또는 임계의 상이한 값, 가령 임피던스 값 또는 임피던스 델타를 할당할 수 있음을 인식하였다. 이 방식으로, 초기 전기수술 에너지 펄스 중 하나 이상의 임계 값은 낮아질 수 있는데, 이는 오버슈트를 허용하고 따라서 전래의 전기수술 시스템의 열적 마진을 저감할 수 있다.
위에서 기술된 도 2는 이 개시의 열적 마진 제어 기법의 다양한 양상을 구현하는 데에 사용될 수 있는 수술 시스템의 예를 묘사한다. 도 1에 도시된 바와 같이, 도 1의 수술 시스템은 겸자(14)와 같은 전기수술 디바이스를 포함할 수 있다. 겸자(14)는 2개의 조, 가령, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)를 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 2개의 조 중 하나는 가동적일 수 있고, 다른 조는 정지식일 수 있다. 다른 예에서, 두 조 모두 가동적일 수 있다.
이 개시의 열적 마진 제어 기법은 조를 포함하는 전기수술 디바이스에 한정되지 않음에 유의하여야 한다. 오히려, 열적 마진 제어 기법은 스패츌러 및 스네어와 같은 디바이스를 사용하여 구현될 수 있다.
전기수술 디바이스, 가령, 겸자(14)는, 전기요법 신호를 생체 조직, 가령, 도 1의 조직(16)에 전달하도록 크기를 갖게 되고/거나, 형상화되고/거나, 달리 구성된 둘 이상의 전극을 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 전극은 조, 가령, 도 1에서와 같이, 제1 조 부재(36) 및 제2 조 부재(38)와 일체형일 수 있다. 다른 예에서, 전극은 조에 커플링될 수 있다.
출력 회로(예컨대 도 2의 전력 소스(44)를 포함함)는 전기수술 에너지를 환자에의 전달을 위한 출력 단자, 가령, 도 2의 기기 인터페이스(42)에 생성 및 전달하도록 구성될 수 있다. 출력 단자는 전기수술 디바이스, 예컨대 도 1의 겸자(14)에 커플링되고, 전기수술 에너지, 가령, 고주파수, 예컨대 RF 에너지를 생체 조직에 전기요법 신호를 통해 전달하도록 구성될 수 있다. 수술 시스템의 제어 회로, 가령, 도 1의 수술 시스템의 제어 회로(48)는 출력 회로에 커플링될 수 있고 제어 회로는 열적 마진 제어 기법의 다양한 양상을 수행하도록 구성될 수 있다.
도 20은 전기수술 시스템에서 사용될 수 있는 열적 마진 제어 기법의 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 블록(1600)에서, 사용자, 예컨대 외과의 또는 임상의는 환자의 생체 조직, 예컨대 전기수술 디바이스의 2개의 조 사이에 위치된 조직으로의 전기수술 에너지의 전달을 개시할 수 있다. 블록(1602)에서, 제어 회로, 가령, 도 2의 시스템(10)의 제어 회로(48)는 전달된 전기수술 펄스의 수를 카운트할 수 있다.
블록(1604)에서, 제어 회로는 파라미터를 임계 값과 비교할 수 있다. 몇몇 예에서, 파라미터는 생체 조직의 임피던스, 생체 조직의 임피던스의 변화(또는 델타), 생체 조직의 임피던스의 변화율, 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 전류의 변화, 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 출력 전압의 변환, 또는 위상 각도, 가령, 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및 생체 조직에 의해 도전되는 전류 간의 위상 각도의 변화일 수 있다. 몇몇 예에서, 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)는 파라미터를 계산하기 위해 제어 유닛, 가령, 도 2의 프로세서(54)에 의해 사용될 수 있는 전기적 특성을 측정하거나 파라미터를 측정할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 임피던스의 측정된 표현이 종료점 값, 가령, 약 100 내지 600옴의 종료점 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 복수의 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감할 수 있다.
블록(1606)에서, 제어 회로는 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 즉, 임계 값은 펄스마다 변경될 수 있다. 예를 들어, 제2 펄스를 위해, 제어 회로는 임피던스 델타를 45옴까지, 가령, 40옴으로부터 위로, 조정할 수 있다. 이 방식으로, 제어 회로는 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값 또는 경계를 설정할 수 있다. 펄스의 카운트에 기반하여 초기 전기수술 펄스 중 하나 이상의 임계 값을 맞추는 것은 더 오래된, 반응이 더 느린 전기수술 제너레이터 시스템에서의 지연에 의해 야기되는 임의의 오버슈트를 감안하는 데에 도움이 될 수 있다.
비한정적인 예로서, 생체 조직 내에 약 55옴의 임피던스의 변화(또는 임피던스 델타)를 생성하는 에너지 펄스를 전달하는 것이 바람직할 수 있다. 사용자가 전기수술 에너지의 제1 펄스의 전달을 개시하는 경우에, 제어 회로, 가령, 도 2의 제어 회로(48)는 (가령, 도 2의 프로세서(54) 내의) 카운터(counter)를 재설정하고, 파라미터(가령, 임피던스의 변화)의 임계 값을 제1 값으로 설정할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 메모리 디바이스, 가령, 도 2의 메모리(56)로부터 제1 펄스를 위한 임계 값을 나타내는 데이터를 색출하고, 가령, 40옴을 나타내는, 색출된 데이터로 제1 펄스를 위한 임피던스 델타의 임계 값을 설정할 수 있다.
시스템은 에너지의 제1 펄스를 전달할 수 있고 제어 회로는 측정된 파라미터, 가령, 임피던스 델타를 40옴의 임계 값과 비교할 수 있다. 일단 측정된 파라미터가 40옴에 도달하면, 제어 회로는 제1 펄스의 전달을 중단할 수 있다. 더 오래된, 반응이 더 느린 전기수술 제너레이터 시스템에서의 지연 때문에, 시스템은 40옴 임계를 오버슈트할 수 있고 실제로 일단 임피던스 델타가 약 55옴에 도달하면 멈출 수 있다. 제1 펄스를 위한 낮아진 임계 값은, 시스템의 느린 반응으로 인한 55옴의 실제의 임피던스를 제공하면서, 오버슈트와 함께, 제1 펄스의 빠른 상승을 가능케 할 수 있다. 위에서 언급된 바와 같이, 몇몇 예에서, 임피던스 델타 55옴이 바람직할 수 있다.
다음으로, 제2 펄스를 전달하기 위한 준비에서, 제어 회로는 전기수술 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 여기서, 카운트는 2이고 제어 회로는 메모리 디바이스로부터 제2 펄스를 위한 임계 값을 나타내는 데이터를 색출하고, 가령, 45옴을 나타내는, 색출된 데이터로 제2 펄스를 위한 임피던스 델타의 임계 값을 설정할 수 있다.
시스템은 에너지의 제2 펄스를 전달할 수 있고 제어 회로는 측정된 파라미터를 45옴의 조정된 임계 값과 비교할 수 있다. 일단 측정된 파라미터가 45옴에 도달하면, 제어 회로는 제2 펄스의 전달을 중단할 수 있다. 지연 때문에, 시스템은 45옴 임계를 오버슈트할 수 있고 실제로 일단 임피던스 델타가 약 55옴에 도달하면 멈출 수 있다. 제2 펄스를 위한 조정된 임계 값은, 시스템의 느린 반응으로 인한 55옴의 실제의 임피던스를 제공하면서, 제2 펄스의 약간 더 느린 경사율을 가능케 할 수 있다.
다음으로, 제3 펄스를 전달하기 위한 준비에서, 제어 회로는 전기수술 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 여기서, 카운트는 3이고 제어 회로는 메모리 디바이스로부터 제3 펄스를 위한 임계 값을 나타내는 데이터를 색출(하거나 이전에 색출된 데이터를 사용)하고, 가령, 55옴을 나타내는, 색출된 데이터로 제3 펄스를 위한 임피던스 델타의 임계 값을 설정할 수 있다.
시스템은 에너지의 제3 펄스를 전달할 수 있고 제어 회로는 측정된 파라미터를 55옴의 조정된 임계 값과 비교할 수 있다. 일단 측정된 파라미터가 55옴에 도달하면, 제어 회로는 제3 펄스의 전달을 중단할 수 있다. 제3 펄스와 함께, 경사율은 충분히 느릴 수 있어서 시스템은 시간 맞춰 반응하고 일단 임피던스 델타가 55옴에 도달하면 멈출 수 있다.
이 방식으로, 초기 전기수술 에너지 펄스 중 하나 이상의 임계 값은 인위적으로 낮아질 수 있는데 55옴의 요망되는 임계는, 예를 들어, 40옴, 45옴 등의 조정에도 불구하고 동일한 채로 있다. 임계의 이 인위적인 낮춤은 오버슈트를 허용하고 따라서 전래의 전기수술 시스템의 열적 마진을 저감할 수 있다. 추가적인 펄스, 예컨대 제4, 제5 이상의 것 등을 위한 임계 값은 조정될 필요가 없을 수 있다. 예를 들어, 제4, 제5 이상 등의 펄스는, 예를 들어, 55옴에 설정될 수 있다. 다른 예에서, 제3, 제4, 제5 이상 등의 펄스가 조정될 수 있다.
위에서 기술된 계층화된 펄스 능력에 더하여, 제어 회로는 사용할 펄스 비율의 세트를 판정하거나 선택하기 위해 예측자(predictor)를 사용할 수 있다. 예를 들어, 비율은 요망되는 임계 값에 대한 조정된 임계 값 각각 사이일 수 있다. 오직 예시의 목적을 위한 비한정적인 예로서, 만일 요망되는 임계가 55옴이고, 제1, 제2 및 제3 펄스 임계가 각각 40, 45, 50인 경우, 비율은 40/55, 45/50 및 50/55일 수 있다.
예측자는 임피던스 상승의 공산을 식별하고 조정된 임계 값의 계산에서 그것을 참작할 수 있다. 예를 들어, 제1 펄스에서 낮은 임피던스로 떨어지는 높은 초기 임피던스를 가진 조직은 급속한 상승을, 그리고 따라서 탐색되고 있는 임피던스 델타의 백분율 저감을 나타낼 수 있다. 이는 갑자기 떨어지는 더 높은 초기 임피던스를 가진 조직이 많은 유체를 가진 조직을, 그리고 따라서 급속한 증기 상승을 나타낼 수 있기 때문이다. 그러나, 임피던스 델타가 낮게 시작하고 더 낮아지는 조직은 상이한 비율 선택자 또는 임계 값의 세트를 가질 수 있다.
예측자로서 사용될 수 있는 다양한 파라미터는 생체 조직의 임피던스, 생체 조직의 임피던스의 변화(또는 델타), 생체 조직의 임피던스의 변화율, 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 전류의 변화, 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 출력 전압의 변환, 또는 위상 각도, 가령, 생체 조직을 가로질러 전달되는 전압차 및 생체 조직에 의해 도전되는 전류 간의 위상 각도의 변화를 포함할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로, 가령, 도 2의 제어 회로(48)는 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하고 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 차이에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 예를 들어, 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)는, 가령, 제1 펄스가 전달되기 전에, 제1 임피던스 델타를, 그리고, 가령, 제1 펄스가 전달된 후에, 제2 임피던스 델타를 측정할 수 있다. 제1 및 제2 임피던스 델타 간의 차이에 기반하여, 제어 회로는 조정된 임피던스의 특정한 세트를 선택할 수 있다.
비한정적인 예로서, 제어 회로는 각각 40옴, 45옴 및 55옴과 같은, 제1, 제2 및 제3 펄스를 위한 조정된 임피던스 델타 임계 값의 제1 세트를 초기에 선택하였을 수 있다. 그러나, 제1 및 제2 임피던스 델타 간의 차이에 기반하여, 제어 회로는 각각 45옴, 50옴 및 55옴과 같은, 제1, 제2 및 제3 펄스를 위한 조정된 임피던스 델타 임계 값의 제2 세트를 선택할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 제1 측정된 파라미터가 제2 측정된 파라미터보다 더 큰 것에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 다른 예에서, 제어 회로는 제1 측정된 파라미터가 제2 측정된 파라미터보다 더 작음에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 변화율에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다.
사용할 정확한 비율을 예측하는 데에 다른 인자가 또한 사용될 수 있다. 예를 들어, 초기 임피던스의 시간에 대한 감소율이 상승률, 그리고 따라서 정확한 임계 값 또는 트리거를 나타내는 데에 사용될 수 있다. 추가로, 초기 임피던스 또는 심지어 이전 조직 활성화(prior tissue activation)가 예측자로서 사용될 수 있다. 이전 조직 활성화는 외과의가, 예를 들어, 조직을 쥐고 활성화 버튼을 누른 마지막 시간일 수 있다.
도 21은 전기수술 시스템에서 사용될 수 있는 열적 마진 제어 기법의 다른 예를 묘사하는 흐름 도표이다. 제어 회로, 가령, 도 2의 시스템(10)의 제어 회로(48)는 전달된 전기수술 펄스의 수를 카운트할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 메모리 디바이스, 예컨대 도 2의 메모리(56)로부터 제1(그리고 더 많은) 임계 값을 나타내는 데이터를 색출할 수 있다. 블록(1700)에서, 사용자, 예컨대 외과의 또는 임상의는 환자의 생체 조직, 예컨대 전기수술 디바이스의 2개의 조 사이에 위치된 조직으로의 제1 전기수술 에너지 펄스의 전달을 개시할 수 있다.
블록(1702)에서, 제어 회로는 생체 조직의 임피던스의 제1 측정된 표현, 가령, 임피던스 델타를 제1 임계 값, 가령, 40옴과 비교할 수 있다. 몇몇 예에서, 임피던스의 측정된 표현은 생체 조직의 임피던스, 생체 조직의 임피던스의 변화(또는 델타), 생체 조직의 임피던스의 변화율, 또는 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 전류의 변화일 수 있다. 몇몇 예에서, 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)는 임피던스의 표현을 계산하기 위해 제어 유닛, 가령, 도 2의 프로세서(54)에 의해 사용될 수 있는 전기적 특성을 측정하거나 임피던스의 표현을 측정할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 임피던스의 측정된 표현이 종료점 값, 가령, 약 250 내지 350옴의 종료점 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 복수의 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감할 수 있다.
블록(1704)에서, 제어 회로는 임피던스의 제1 측정된 표현이 제1 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 제1 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 측정된 임피던스 델타가 제1 펄스와 연관된 40옴 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 제1 펄스의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다.
블록(1706)에서, 제어 회로는 펄스의 카운트에 기반하여 제1 임계 값을 제2 임계 값으로 증가시킬 수 있다. 예를 들어, 카운트가 2인 것에 기반하여, 제어 회로는 제1 펄스와 연관된 40옴 임피던스 델타 임계 값을 제2 펄스와 연관된 45옴 임계 임피던스 델타 값으로 증가시킬 수 있다.
블록(1708)에서, 제어 회로는 제2 전기수술 에너지 펄스를 조직에 전달하도록 전기수술 제너레이터, 가령, 도 2의 전기수술 제너레이터(12)를 제어할 수 있다. 블록(1710)에서, 제어 회로는 생체 조직의 임피던스의 제2 측정된 표현, 가령, 임피던스 델타를 제2 임계 값, 가령, 45옴과 비교할 수 있다.
블록(1712)에서, 제어 회로는 임피던스의 제2 측정된 표현이 제2 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 제2 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 측정된 임피던스 델타가 제2 펄스의 조정된 45옴 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 제2 펄스의 전달을 저감하거나 종결할 수 있다.
몇몇 예에서, 제3 펄스를 전달하기 위한 준비에서, 제어 회로는 전기수술 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 여기서, 카운트는 3이고 제어 회로는 메모리 디바이스로부터 제3 펄스를 위한 임계 값을 나타내는 데이터를 색출(하거나 이전에 색출된 데이터를 사용)하고, 가령, 55옴을 나타내는, 색출된 데이터로 제3 펄스를 위한 임피던스 델타의 임계 값을 설정할 수 있다.
도 20에 관해서 위에서 기술된 바와 같이, 사용할 펄스 비율의 세트를 판정하거나 선택하는 데에 예측자가 사용될 수 있다. 예를 들어, 제어 회로, 가령, 도 2의 제어 회로(48)는 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하고 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 차이에 기반하여 임계 값을 조정할 수 있다. 예를 들어, 측정 회로, 가령, 도 2의 측정 회로(46)는, 가령, 제1 펄스가 전달되기 전에, 제1 임피던스 델타를, 그리고, 가령, 제1 펄스가 전달된 후에, 제2 임피던스 델타를 측정할 수 있다. 제1 및 제2 임피던스 델타 간의 차이에 기반하여, 제어 회로는 조정된 임피던스의 특정한 세트를 선택할 수 있다.
가령, 도 20 및 도 21에 관해서, 위에서 기술된 열적 마진 제어 기법을 사용함으로써, 초기 전기수술 에너지 펄스 중 하나 이상의 임계 값이 인위적으로 낮아질 수 있다. 임계의 이 인위적인 낮춤은 오버슈트를 허용하고 따라서 전래의 전기수술 시스템의 열적 마진을 저감할 수 있다.
별개로 기술되나, 위에서 기술된 이중 경계 임계 기법, 개방 회로 체크 기법, 전력 교정 기법, 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템을 위한 저감된 열적 마진 기법 및 열적 마진 제어 기법은 개별적으로, 또는 요망되는 대로, 이 개시에서 기술된 기법 중 둘 이상의 조합으로 구현될 수 있다.
예를 들어, 이중 경계 임계 기법을 구현하는 시스템은 위에서 기술된 전력 교정 기법, 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템을 위한 저감된 열적 마진 기법 및 열적 마진 제어 기법 중 하나 이상을 또한 구현할 수 있다. 오직 예시의 목적을 위해, 비한정적인 예로서, 이중 경계 임계 기법을 구현하는 시스템은 임계 값을 인위적으로 낮출 수 있는 열적 마진 제어 기법을 또한 구현할 수 있다.
오직 예시의 목적을 위해, 다른 비한정적인 예에서, 생체 조직의 임피던스의 측정된 표현의 특성에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결함으로써 저감된 열적 마진 기법을 구현하는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템은 측정된 임피던스가 임피던스의 범위, 가령, 0 내지 20옴 내에 있는지에 기반하여 전기수술 제너레이터의 전력 제어에 전력 교정을 적용할 수 있는 전력 교정 기법을 또한 구현할 수 있다.
소모된 에너지 모니터링 및 개방 회로 평가 (도 22a 내지 도 22d)
추가적인 조직 건조 국면을 계속할 것인지를 판정하는 것을 보조하기 위해, 본 발명자는, 아래에서 상세히 기술된 바와 같이, 건조 국면의 종료에서, 방금 완료된 건조 국면(또는 방금 완료된 조사 국면 및 건조 국면) 동안에 조직에 전달된 에너지(그리고/또는 전하)의 양이 평가될 수 있음을 인식하였다. 만일 인가되는 에너지(그리고/또는 전하)의 양이 에너지(그리고/또는 전하) 임계 값 아래이고 충분한 임피던스 델타 값을 생성하였다면, 조직은 충분히 건조하고, 프로세스는 다음 스테이지로 계속할 수 있다. 그러나, 만일 인가되는 에너지(그리고/또는 전하)의 양이 에너지(그리고/또는 전하) 임계 값을 넘고 충분한 임피던스 델타 값을 생성하였다면, 조직은 너무 습하고 다른 건조 국면을 필요로 한다.
도 22a 내지 도 22d는 에너지 전달 기법(이는, 무엇보다도, 그것의 의사결정 프로세스에서 생체 조직에 전달되는 에너지의 양을 사용할 수 있음)의 예의 흐름 도표이다. 도 22a 내지 도 22d의 흐름 도표에 묘사된 기법은 전력 제어식으로서 기술되나, 몇몇 예에서, 기법은 전압 제어식일 수 있다.
3개의 단계가 도 22a 내지 도 22d의 흐름 도표에 묘사되고 아래에서 상세히 기술된다. 단계 1로 라벨표시된 흐름 도표의 부분(이는 조사 국면 또는 다른 저 에너지 국면일 수 있음)은 전력 제어식 단계(또는 다른 예에서, 전압 제어식 단계)일 수 있는데 여기서 전기수술 제너레이터, 예컨대 도 2의 전기수술 제너레이터(12)는 생체 조직에 낮은 저전력 전기요법 신호, 예컨대 10W의 전달을 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 단계 1은 단계 2 동안에 생성된 조직 내의 증기가 열적 마진을 방지하기 위해서 소비될 수 있게 되는 증기 소비 국면이라고 간주될 수 있다.
몇몇 예에서, 단계 1은 특정 지속기간, 예컨대 250ms 동안 시행되도록 설정될 수 있는데, 이 시간 동안에 전기수술 제너레이터는 일관된 전달 레벨을 보장하기 위해 가능한 한 엄밀히 전력을 제어할 수 있다. 단계 1 동안에, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는, 측정 회로, 예컨대 도 2의 측정 회로(46)와의 조합으로, 다양한 파라미터를 추적할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로 및 측정 회로는 특정한 전달된 펄스와 연관된 최대 및 최소 임피던스를 측정하고 저장하는 것을 시작할 수 있다(펄스 RMax 및 펄스 RMin)(또한 단계 2에서 추적됨). 추가로, 단계 1 및 단계 2에서의 전력의 인가 동안에, 제어 회로 및 측정 회로는 조직에 전달되는 에너지(그리고/또는 전하)의 양의 값을 저장할 수 있다.
조직에 전달되는 에너지의 양은 줄(joules)로 측정될 수 있고 와트(watts)로의 전달되는 전력의 양의 적분이다. 조직에 전달되는 전하의 양은 쿨롱(coulombs)으로 측정될 수 있고 암페어(amps)로의 전류의 양의 적분이다. 조직에 전달되는 에너지의 양에 관해서 개괄적으로 도시되고 아래에서 도시되나, 도 22a 내지 도 22d의 기법은 조직에 전달되는 전하의 양을 추가적으로 또는 대안적으로 사용할 수 있다.
도 22a에 도시된 방법은 전기수술 제너레이터, 예컨대 도 2의 전기수술 제너레이터(12)의 전력이 온(ON)이 되는 블록(1800)에서 시작한다. 블록(1802)에서, 방법은 단계 1에 진입하고 전기수술 제너레이터는 시간 "B"의 지속기간 동안 일정한 전력 출력 "A"를 전달할 수 있다. 블록(1804)에서, 측정 회로 및 제어 회로는 조직의 임피던스 값을 판독하거나 계산할 수 있고 이후에 제어 회로는 그 값들을 평균할 수 있다. 몇몇 예에서, 단계 1 동안에 판정된 평균 임피던스는 단계 2, 다음 전력 제어 국면에서 에너지를 인가하기 위해 선택되는 경사율에 영향을 끼칠 수 있다.
도 22b에서 블록(1806)에서, 방법은 단계 2에 진입하는데, 이는 건조 국면일 수 있다. 블록(1806)에서, 제어 회로는 단계 1에서 판정된 임피던스 값에 기반하여 전력 경사율을 자동으로 선택할 수 있다. 임피던스 값의 상이한 대역 또는 범위는 상이한 출력 전력 경사율을 초래할 수 있다. 예를 들면, 더 낮은 임피던스 범위, 예컨대 1옴 내지 15옴에 대해, 제어 회로는 경사율 "E"를 선택할 수 있는 한편(블록(1808))(예컨대 0.05 W/ms), 중간 임피던스 범위, 예컨대 15옴 내지 75옴에 대해, 제어 회로는 경사율 "D"를 선택할 수 있고(블록(1810))(예컨대 0.035W/ms), 높은 임피던스 범위, 예컨대 75옴 내지 400옴에 대해, 제어 회로는 전력 경사율 "F"를 선택할 수 있다(블록(1812))(예컨대 0.035W/ms). 몇몇 예에서, 오직 2개의 경사율, 예컨대 빠른 제1 경사율 및 더 느린 제2 경사율(예컨대 도 4에서 t1 내지 t2 및 t2 내지 t3에 도시됨)이 있을 수 있다. 블록(1814)에서, 전력 경사율이 선택된 후에, 제어 회로는 누적된 펄스 에너지(그리고/또는 전하) 값을 0으로 설정하고 블록(1816)에서 전기요법 신호를 통해 조직에 전력을 인가할 수 있다.
다음으로, 방법은 병렬로 활동을 수행할 수 있는데, 제어 회로가 블록(1818)에서 조직의 임피던스를 판독하거나 계산하는 것 및 블록(1820)에서 이 특정한 패스(pass) 동안에 인가되는 에너지(그리고/또는 전하)를 판독하거나 계산하는 것을 포함한다. 몇몇 예에서, 병렬로 시행되는 것보다는, 활동은 단일 프로세스 내에 혼합될 수 있다.
블록(1820)에서, 제어 회로는 생체 조직에 이 패스 동안에 인가되는 에너지(가령, 줄 단위)(그리고/또는 전하, 가령, 쿨롱 단위)를 판독하고 계산할 수 있다. 이후에, 블록(1822)에서, 제어 회로는 누적된 인가된 에너지(그리고/또는 전하) 값을 생성하기 위해 펄스 에너지(그리고/또는 전하) 값에 이 패스 동안에 인가된 에너지(그리고/또는 전하)를 가산할 수 있다.
도 22a에 도시된 예에서, 그리고 인가된 에너지의 계산과 병렬로, 블록(1818)에서 임피던스를 계산한 후, 도 2의 제어 회로(48)는 임피던스가 이전의 임피던스 Rmin보다 더 낮은지를 블록(1824)에서 판정할 수 있다. 몇몇 예에서, 최소 임피던스 Rmin을 판정하는 데에서, 제어 회로는 디폴트 초기 임피던스, 예컨대 1000옴으로 시작할 수 있다. 만일 다음의 측정되거나 계산된 임피던스가, 예를 들어, 20옴이면, 20옴은 새로운 최소 임피던스 Rmin이다. 유사하게, 만일 차후의 측정되거나 계산된 임피던스가 15옴이면, 15옴은 새로운 최소 임피던스 Rmin이다. 최소 임피던스 Rmin은 단계 1로부터 또는 현재의 임피던스 판독으로부터의 것일 수 있다.
만일 현재의 임피던스 판독이 이전의 임피던스 Rmin보다 더 낮으면(블록(1824)의 "예" 분기), 블록(1826)에서 제어 회로는 현재의 임피던스 판독을 새로운 최소 저항 값 Rmin으로서 저장할 수 있다. 이후에, 블록(1828)에서, 제어 회로는, 예컨대 특정 전력 경사율 궤적(시간에 대해 증가되는 전력)을 따라, 전력을 증가시킬 수 있다.
블록(1830)에서, 제어 회로는 전력이 단계 2를 위한 최대 전력 레벨(전력 "H")보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 전력이 최대 전력 레벨보다 더 크지 않으면(블록(1830)의 "아니오" 분기), 프로세스는 블록(1816)으로 돌아가고 다른 패스가 시작된다. 그러나, 만일 전력이 최대 전력 레벨보다 더 크면(블록(1830)의 "예" 분기), 블록(1832)에서 제어 회로는 전력 경사율을 제2 경사율로 조정하거나 변경할 수 있다. 몇몇 예에서, 제2 경사율은 제1 경사율보다 더 늦다.
블록(1834)에서, 제어 회로는 인가된 전력이 최대 전력 레벨보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 전력이 최대 전력 레벨보다 더 크지 않으면(블록(1834)의 "아니오" 분기), 프로세스는 블록(1816)으로 돌아가고 다른 패스가 시작된다. 그러나, 만일 전력이 최대 전력 레벨보다 더 크면(블록(1834)의 "예" 분기), 블록(1836)에서 제어 회로는 전력 경사율을 최대 전력 레벨 설정으로 변경할 수 있고 이후에 프로세스는 블록(1816)으로 돌아가고 다른 패스가 시작된다.
판단 블록(1824)을 도로 참조하면, 만일 현재의 임피던스 판독이 최소 임피던스 Rmin보다 더 낮지 않으면(블록(1824)의 "아니오" 분기), 블록(1838)에서 제어 회로는 현재의 임피던스 판독이 최소 임피던스 Rmin 더하기 임피던스 델타보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 현재의 임피던스 판독이 최소 임피던스 Rmin 더하기 임피던스 델타보다 더 크지 않으면(블록(1838)의 "아니오" 분기), 제어 회로는 블록(1828)으로 나아갈 수 있고 방법은 위에서 기술된 바와 같이 계속될 수 있다.
몇몇 예에서, 그리고 측정된 전류가 최대 전류의 사전결정된 분율보다 더 작은지를 단계(1824)에서 판정하는 것과 대조적으로, 제어 회로(48)는 측정된 전류가 펄스의 개시에 이어지는 사전결정된 시간 구간에서 측정된 전류 값의 사전결정된 분율(또는 오프셋)보다 더 작은지를 판정할 수 있다. 임피던스 모니터링 시스템에 있어서, 제어 회로(48)는 측정된 임피던스가 펄스의 개시에 이어지는 사전결정된 시간 구간에서 측정된 저항 값의 사전결정된 분율(또는 오프셋)보다 더 큰지를 판정할 수 있다.
그러나, 만일 현재의 임피던스 판독이 최소 임피던스 Rmin 더하기 임피던스 델타보다 더 크면(블록(1838)의 "예" 분기), 제어 회로는 판단 블록(1840)으로 나아갈 수 있다. 비한정적인 예로서, 임피던스 델타는 55옴일 수 있고, 현재의 임피던스 판독은 75옴일 수 있고, 최소 임피던스 Rmin은 15옴일 수 있다. 이 비한정직인 예에서, 현재의 임피던스 판독(가령, 75옴)은 최소 임피던스 Rmin(가령, 15옴) 더하기 임피던스 델타(가령, 55옴)보다 더 크고(블록(1838)의 "예" 분기), 이후에 제어 회로는 판단 블록(1840)으로 나아갈 수 있다.
위에서 기술된 바와 같이, 제어 회로는 현재의 임피던스 판독 및 최소 임피던스 Rmin 간의 설정된 차이가 있었는지를 판정하였다. 만일 차이가 설정된 양, 가령, 55옴보다 더 컸다면, 제어 회로는 이제 이 시점에서 이전의 단계 1 및 현재의 단계 2 국면 동안에 얼마나 많은 에너지가 전달되었는지를 체크할 수 있다. 블록(1840)에서, 제어 회로는 인가된 에너지(또는 전하)의 양이 에너지 임계 값(또는 전하 임계 값), 예컨대 20줄(또는 전하의 2쿨롱)보다 더 작은지를 판정할 수 있다. 만일 인가된 에너지의 양이 에너지 임계 값보다 더 작지 않으면(블록(1840)의 "아니오" 분기), 블록(1842)에서 제어 회로는 최소 임피던스 Rmin을 재설정하고 단계 1로 돌아갈 수 있다. 궁극적으로, 시스템은 단계 2에서 제2 건조 사이클로 돌아갈 것이다. 이 방식으로, 제어 회로는 만일 전달된 에너지의 양이 임계 에너지 값을 초과하는 경우 제2 건조 국면 동안에 맞물린 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어할 수 있다.
그러나, 만일 인가된 에너지(또는 인가된 전하)의 양이 에너지 임계 값(또는 전하 임계 값)보다 더 작으면(블록(1840)의 "예" 분기), 블록(1844)에 도시된 바와 같이 제어 회로는 펄스를 종료하고 단계 3으로 갈 수 있다. 이 방식으로, 제어 회로는 만일 전달된 에너지의 양이 임계 에너지 값보다 더 작은 경우 마무리 국면(finishing phase) 동안에 맞물린 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어할 수 있다.
마무리 국면일 수 있는 단계 3은 도 22c에서 블록(1846)에서 시작한다. 블록(1846)에서, 제어 회로는 타겟 최종 임피던스를 저장하거나 기록할 수 있다. 몇몇 예에서, 타겟 최종 임피던스는 설정된 최종 수(set final number)일 수 있다. 몇몇 예에서, 타겟 최종 임피던스는 이 단계에서 판독되거나 계산된 가장 낮은 임피던스 값으로부터의 델타 계산 더하기 사전결정된 백분율 또는 델타 값일 수 있다. 예를 들어, 만일 이 단계에 대한 최소 임피던스 Rmin이 20옴이라고 측정되면, 타겟 최종 임피던스의 값을 300옴이도록 설정하기 위해, 280옴의 사전결정된 델타가 최종 타겟 임피던스에 가산될 수 있다. 몇몇 예에서, 타겟 최종 임피던스는 펄스의 개시에 이어지는 사전결정된 시간 구간 후에 취해진 임피던스 측정으로부터의 델타 계산 더하기 사전결정된 백분율 또는 델타 값일 수 있다.
몇몇 예에서, 타겟 최종 임피던스는 건조 펄스와 같은 펄스의 수에 의존할 수 있다. 예를 들어, 만일 종료점이 펄스 수에 의존하고 만일 두 펄스가 조직에 전달되면, 최종 임피던스 값은 320옴일 수 있다. 그러나, 만일 5개의 펄스가 조직에 전달되면, 최종 임피던스는 280옴일 수 있다. 만일 종료점이 사전결정된 양의 시간, 예컨대 2초 내에 달성되지 않으면, 방법은 조직으로부터 유체를 더 내몰고 만족스러운 종료점 임피던스에 도달하려는 시도로 단계 1로 돌아갈 수 있다.
블록(1848)에서, 제어 회로는, 예컨대 생체 조직(예컨대 전기수술 디바이스의 2개의 조 사이에 위치되거나 하나 이상의 전극과의 접촉이 됨)으로의 전기수술 에너지의 전달에 응답하여, 타이머를 재설정하고 개시할 수 있다. 만일 시간 구간에 도달되기 전에 이 펄스에 대한 최소 임피던스 Rmin 및 현재의 임피던스 판독 간의 사전결정된 임피던스 델타가 충족되지 않으면, 이는 조직이 여전히 너무 많은 수분을 함유하고 있음을 나타낼 수 있는바, 출력은 제1 단계로 되돌려진다.
블록(1850)에서, 제어 회로는 전력 출력을 전력 레벨 "I"로 설정할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 일정한 전력 경사율을 사용하여 조직으로의 전기요법 신호의 전달을 제어할 수 있다. 몇몇 예에서, 단계 3의 일정한 전력 경사율은, 단계 2에서와 같이, 이전의 경사율보다 더 늦을 수 있다. 제어 회로는 최종 임피던스 값, 예컨대 비한정적인 예에서 320옴에 도달될 때까지 일정한 전력 경사율을 사용하여 전달을 계속할 수 있다.
블록(1852)에서, 제어 회로는 조직의 임피던스를 모니터링하는 것을 시작할 수 있다. 아래에서 기술되는 바와 같이, 제어 회로는, 가령, 간헐적으로, 생체 조직의 임피던스의 표현을 임계 값과, 예컨대 블록(1862 및 1872)에서, 비교하고, 임계 값이 충족될 때까지 전기수술 에너지의 전달을 계속할 수 있다. 블록(1854)에서, 제어 회로는 전력을 일정한 전력 경사율 "J"로 증가시킬 수 있다. 몇몇 예에서, 일정한 전력 경사율로 전기수술 에너지를 전달하기 전에, 제어 회로는 일정한 전력으로 전기수술 에너지를 전달할 수 있다.
블록(1856)에서, 제어 회로는 전력이 최대 단계 3 전력 레벨보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 전력이 단계 3 최대 전력 레벨보다 더 크면(블록(1856)의 "예" 분기), 도 22d에서 블록(1858)에서 제어 회로는 전력을 단계 3 최대 전력 레벨로 설정할 수 있다. 블록(1858)에서 전력을 단계 3 최대 전력 레벨로 설정한 후에든 또는 만일 전력이 단계 3 최대 전력 레벨보다 더 크지 않은 경우에든(블록(1856)의 "아니오" 분기), 판단 블록(1860)에서 제어 회로는 타이머 값을 시간 구간 "R"과 비교할 수 있다.
만일 타이머 값이 시간 구간 "R" 이상이 아니면(블록(1860)의 "아니오" 분기), 방법은 블록(1854)으로 돌아갈 수 있고 제어 회로는 전력을 증가시킬 수 있다. 그러나, 만일 타이머 값이 시간 구간 "R" 이상이면(블록(1860)의 "예" 분기), 제어 회로는 임피던스가 이 펄스 내의 최소 값 더하기 사전결정된 델타 임피던스보다 더 큰지를 블록(1862)에서 판정할 수 있는데, 여기서 사전결정된 델타 임피던스는 측정된 임피던스 및 펄스 내에서 측정된 임피던스의 가장 낮은 값 간의 차이이다.
만일 제어 회로가 임피던스가 타겟 임피던스 빼기(minus) 사전결정된 델타 임피던스보다 더 크지 않음을 판정하면(블록(1862)의 "아니오" 분기), 방법은 블록(1864)에 도시된 바와 같이 단계 1로 돌아갈 수 있다. 이 방식으로, 제어 회로는 (가령, 간헐적으로) 측정된 임피던스가 사전결정된 델타 임피던스 값만큼 변하는 것에 응답하여 요법 국면 동안에 에너지 전달을 저감하거나 종결할 수 있다.
그러나, 만일 제어 회로가 임피던스가 타겟 임피던스 빼기 사전결정된 델타 임피던스보다 더 큼을 판정하면(블록(1862)의 "예" 분기), 방법은 블록(1864)으로 나아가고 전력을 전력 경사율 "J"로 증가시킬 수 있다.
판단 블록(1868)에서, 제어 회로는 현재의 전력이 최대 단계 3 전력 레벨보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 현재의 전력이 최대 단계 3 전력 레벨보다 더 크면(블록(1868)의 "예" 분기), 블록(1870)에서 제어 회로는 전력을 최대 단계 3 전력 레벨 "Q"로 재설정할 수 있다.
블록(1870)에서 전력을 단계 3 최대 전력 레벨로 설정한 후에든 또는 만일 전력이 단계 3 최대 전력 레벨보다 더 크지 않은 경우에든(블록(1868)의 "아니오" 분기), 판단 블록(1872)에서 제어 회로는 임피던스가 타겟 최종 임피던스 "P"보다 더 큰지를 판정할 수 있다. 만일 제어 회로가 임피던스가 타겟 최종 임피던스보다 더 큼을 판정하면(블록(1872)의 "예" 분기), 봉합은 완료되고, 블록(1874)에서 제어 회로는 전기수술 제너레이터를 오프(OFF)로 할 수 있다. 그러나, 만일 제어 회로가 임피던스가 타겟 최종 임피던스보다 더 크지 않음을 판정하면(블록(1872)의 "아니오" 분기), 블록(1876)에서 제어 회로는 타이머가 최대 단계 3 출력 타이머보다 더 큰지를 판정할 수 있다.
만일 타이머가 최대 단계 3 출력 타이머보다 더 크면(블록(1876)의 "예" 분기), 방법은 블록(1878)에 도시된 바와 같이 단계 1로 돌아갈 수 있다. 예를 들어, 만일 타이머가 타임 아웃되는 경우, 이는 조직이 이전의 단계 동안에 충분히 탈수되지 않았다는 지표일 수 있다. 그러나, 만일 타이머가 최대 단계 3 출력 타이머보다 더 크지 않으면(블록(1876)의 "아니오" 분기), 방법은 전력 경사율을 증가시키기 위해 블록(1866)으로 돌아갈 수 있다.
몇몇 예에서, 블록(1860)에서의 타이머는 잠재적인 개방 회로 조건을 검출하는 데에 사용될 수 있다. 예를 들어, 만일 전기수술 디바이스, 예컨대 도 1의 겸자(14)의 조가 봉합 시술 동안에 개방되었다면, 전기수술 제너레이터는 임피던스에서의 수반되는 상승이 조직 건조의 결과였다고 잘못 판정하였을 수 있다.
도 22a 내지 도 22에서의 파라미터 A 내지 S를 위한 비한정적인 값이 아래에서 표 1에 도시된다:
이 개시에 따르면, 단계 3 동안에, 블록(1860)에서 타이머가 시작될 수 있다. 타겟 최종 임피던스(또는 임계 값)에 도달할 때, 제어 회로는 경과된 시간을 기록할 수 있다. 만일 매우 짧은 시간 구간 내에, 예컨대 임계 시간 한도 전에, 타겟 최종 임피던스(또는 임계 값)에 도달되면, 제어 회로는 완료된 봉합보다는 개방 회로가 발생하였음을 판정하고 에러 상태를 선언할 수 있다. 다시 말해, 제어 회로는 만일 경과된 시간이 시간 한도보다 더 작은 경우 에러 상태를 선언할 수 있다. 시간 한도는 50ms, 100ms, 또는 다른 시간 기간일 수 있다.
예를 들어, 제어 회로는 최소의 측정된 임피던스 Rmin 및 현재의 또는 최대의 측정된 임피던스 간의 차이를 판정하고 판정된 차이를 사전결정된 델타 임피던스 값과 비교할 수 있다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 비교에 응답하여 전기수술 에너지의 전력 경사율을 증가시킬 수 있다. 제어 회로는, 예컨대 블록(1862)에서, 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값을 충족시키거나 초과할 때까지든, 또는 예컨대 블록(1858)에서, 전력 한도에 도달될 때까지든, 예컨대 블록(1854)에서, 전력 경사율을 증가시키기를 계속할 수 있다.
그러나, 몇몇 예에서, 만일 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값 이상이고 타이머가 임계 시간 한도보다 더 큰 경우, 제어 회로는 에러 상태를 선언하고 에러 신호를 생성할 수 있다. 몇몇 예에서, 개방 회로 에러 신호는 제어 회로로 하여금, 예컨대 도 2의 사용자 인터페이스(50)를 사용하여, 사용자에게 에러 메시지를 통신하고, 전기수술 디바이스로의 전력을 신속히 종결하게 할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 시간 마크(mark) 시에 전력을 종결하지 않는다. 대신에, 최종 임피던스에 도달될 때까지 전력은 계속될 수 있다. 이 지점에서, 제어 회로는 완화 조치(mitigating action)가 필요한지를 보기 위해 시간 구간을 평가할 수 있다. 예를 들어, 너무 길게 설정된 시간 구간 또는 임계는, 특히 신속히 봉합되는 얇은 조직에 대해, 오부정(false negative)(가령, 양호한 봉합이 형성되나, 시스템은 개방 회로가 존재한다고 판정함)을 산출할 수 있다. 너무 짧게 설정된 시간 구간 또는 임계는 오긍정(가령, 양호한 봉합이 형성되지 않으나, 시스템은 에러를 검출하지 않음)을 산출할 수 있는데, 이는, 예를 들어, 사용자가 조를 느리게 개방하는 경우에 일어날 수 있다.
펄스 간의 유지 시간
펄스화된 파형을 사용하여 전기요법 신호를 전달하는 것이 바람직할 수 있다. 전기수술 신호의 펄스화를 통해서, 디바이스 조 사이의 조직이 가열될 수 있다. 펄스화 없이, 조직은 가열될 수 있고 그것이 상이한 온도 범위를 거쳐감(더욱 더 많은 에너지가 인가됨에 따라 전형적으로 증가함)에 따라, 조직 내의 유체는 비등점에 도달할 수 있다. 비등점은 비등되고 있는 유체의 조성(composition)에, 그리고 또한 조가 조직을 조이고 있는 압력(압력을 변경하는 것은 비등점을 바꿈)에 의존적일 수 있다. 이는 증기 생성을 초래한다.
생성된 증기는 조직 임피던스를 증가시킬 수 있고, 결과로서, 더 작은 가열 전류가 조직을 거쳐 흐르고 더 큰 전압이 조직 내에 구동된다. 증기는 증기 포켓으로 성장하고, 증기는 그것이 증발함에 따라 상을 바꾸기 때문에, 포켓의 부피는 이제 훨씬 더 크다. 이 새로운 더 큰 부피는 임피던스를 더 증가시키고, 따라서, 동일한 전력 입력을 달성하는 데에 더 큰 전압이 요구된다. 그동안, 증기는 이제 조 사이의 그것의 이전의 위치로부터 전이하며 주위의 조직 내로 연장되고 있다.
이들 증기 포켓을 통해서 전력공급하는 데에 요구되는 더 높은 전압은 조와 같은 에너지 인가 표면에의 조직의 증가된 고착을 초래하는 한편, 증기가 인가 장소(site)로부터 벗어나 주위의 조직 내로 발산되는 것은 열적 마진으로 불리는 부정적인 것이다. 열적 마진은 조직 수정을 위해 의도되지 않은 구조를 손상시킬 수 있고 결국은 수술 후 조직 괴사(post-operative tissue necrosis) 및 필수 기관(vital organ) 또는 기관 구조의 천공(perforation)을 초래할 수 있다. 주위의 조직 내로의 증기 포켓의 전파 및 더 높은 요구되는 구동 전압을 극복하기 위해, 현재 활용되는 하나의 제어 방법은 펄스화이다.
펄스화는 조직을 수정할 수 있는 그러한 레벨의, 조직에 전달되는 에너지의 인가에서 중지가 있는 것이다. 몇몇 예에서, 에너지 전달은 시간 기간 동안 중단된다. 다른 예에서, 에너지 레벨은 에너지가 상당한 조직 효과를 갖지 않는 레벨로 저감될 수 있다. 제어 회로에 조직 상태의 연속적인 피드백 또는 거의 순시적인 피드백을 가능하게 하기 위해 완전히 전달을 중단하기보다는 조직에 적어도 어떤 에너지를 인가하는 것이 바람직할 수 있다.
몇몇 접근법에서, 에너지가 재인가되기 전에 조직 증기 포켓이 상당히 응축되었음을 보장할 수 있는 중지 기간 또는 "유지 시간"으로서 250ms의 고정된 기간이 사용될 수 있다. 유지 시간은 제1 펄스에 이어지고 제2 펄스에 선행하는 시간 구간이다. 만일 250ms보다 더 적은 유지 시간이 사용되는 경우, 증기 포켓은 충분히 비워지지 않을 수 있고, 에너지의 차후의 인가는 증기 포켓을 급속히 복귀시킬 수 있다.
250ms 미만의 중지를 가진 제1 펄스에 대해 전형적으로 참이나, 차후의 펄스에 대해서는 덜 명확하다. 제2 펄스에 대해, 어떤 부피의 조직 및 그것의 관련된 수분 함유물이 조 사이에 존재하는지에 따라서, 200ms와 같은 유지 시간이 적절할 수 있다. 차후의 펄스는 디바이스 조 사이의 이제 훨씬 저감된 유체 함유물의 재응축을 가능하게 하는 데에 훨씬 더 적은 시간(예를 들어, 제5 펄스는 50ms 이하를 필요로 할 수 있음)을 필요로 할 수 있다.
이런 "유지 시간" 동안에, 유체는 타겟 조직 내로 도로 이송될 수 있다. 유지 시간 동안에, 제너레이터는 조직 효과를 트리거하지 않게 충분히 낮은 저전력 신호를 조직에 제공할 수 있다. 조직 두께에서의 작은 감소는 전형적으로 혈관 봉합의 결과로서 언급되고 압출된(extruded) 조직은 유체를 함유한다. 유체는 높은 압력을 갖고 디바이스 인가 판 사이의 영역 밖으로 더 유동적인 요소를 밀어내는 증기에 의해 또한 내몰릴 수 있다(예컨대 세포외액(extracellular fluid)).
유감스럽게도, 모든 조직이 동일한 유체 레벨 또는 조직 유체 유동성을 갖지 않으며, 각각의 봉합을 위해 디바이스 조 사이에서 심지어 동일한 양의 조직 두께 또는 폭도 쥐어지지 않는다. 따라서, 펄스 간의 중지 기간에서의 고정된 표준적인 저감은 효과적인 또는 정확한 중지 시간 제어기를 제공하지 않을 수 있다.
추가로, 가능한 한 많이 총 활성화를 단축시키기 위해 산출 압력이 있을 수 있다. 긴 유지 시간을 추정하고 그것을 그러한 긴 시간을 요구하지 않는 유지 기간에 대해서도 적용하는 보수적인 선택은 불필요하게 총 활성화를 연장할 수 있다. 총 활성화의 불필요한 연장은, 무엇보다도, 수술 시간을 늘일 수 있고 사용자 피로를 증가시킬 수 있다.
위에서 언급된 문제를 극복하기 위해, 본 발명자는 가장 적절한 저감된 중지 기간을 정확히 예측하기 위해 제어 회로가 조 사이의 조직에 대해 알려진 특성을 활용할 수 있음을 인식하였다. 예를 들어, 제어 회로는 저장된 데이터 세트, 예컨대 룩업 테이블을 질의할 수 있고, 조직에 대한 하나 이상의 알려진 특성을 사용하여 저감된 중지 기간 또는 "유지 시간"을 판정할 수 있다. 저감된 유지 시간은, 낮은 열적 마진에 영향을 주지 않고서, 그리고 신뢰성 있는 봉합에 대한 높은 신뢰도를 여전히 제공하면서, 봉합 사이클의 총 활성화 시간을 저감할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는 수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는, 예컨대 이에 물리적으로 맞물리거나, 이 사이에 위치되거나, 다른 식으로 이에 커플링된 생체 조직에 제1 및 제2 전기수술 에너지 펄스를 전달할 수 있는데, 제1 및 제2 전기수술 에너지 펄스는 대응하는 유지 시간만큼 서로 분리된다. 이후에 제어 회로는 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 전기수술 에너지 펄스 중 적어도 하나에 대응하는 유지 시간을 판정할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는 최적화된 유지 시간을 판정하기 위해 조직에 인가되는 에너지의 양을 판정하고 사용할 수 있다. 디바이스 조 사이의 유체의 양은 알려진 에너지 인가율(energy application rate)로 비등하기 위해서 특정한 양의 에너지를 요구한다. 제어 회로는 조직에 열역학적 변화를 창출하기 위해 조에 얼마나 많은 에너지가 전달되었는지를 판정함으로써 얼마나 많은 유체가 존재하는지를 추정할 수 있다. 제어 회로는 적절한 대응하는 유지 시간을 식별하기 위해 전달된 에너지의 판정된 양을 사용하여, 저장된 데이터 세트를 질의할 수 있다. 대량의 에너지를 사용하여 생성된 큰 증기 생성 펄스 사이클에 대해, 제어 회로는 응축할 더 긴 유지 시간을 제공할 수 있고, 더 적은 양의 에너지를 사용하여 생성된 더 작은 증기 생성 펄스 사이클에 대해, 제어 회로는 응축할 더 짧은 유지 시간을 제공할 수 있다.
다른 예에서, 룩업 테이블과 같은 저장된 데이터 세트를 사용하기보다, 제어 회로는 조에 인가되는 판정된 에너지의 비율로서 유지 시간을 판정할 수 있다. 다른 예에서, 제어 회로는 조에 인가되는 판정된 에너지의 인자로서 유지 시간을 판정할 수 있다. 비한정적인 예로서, 만일 조에 인가된 에너지가 20줄이었다면, 대기 시간은 200ms(X*10ms)일 수 있다. 그래서, 30줄은 300ms에 대응할 수 있다. 식 X*10은 예이며 한정적인 것으로 의도되지 않는다. 그것은 또한 로그 스케일(logarithmic scale) 또는 다른 수학 기반 비율 항(math-based ratio term)의 일부일 수 있다.
추가로, (설정된 또는 알려진 가변 전력으로) 조 사이의 조직을 비등시키는 데에 걸리는 시간 기간은 조직에 에너지의 다음 조직 수정 레벨을 적용하기 전에 충분한 응축 메커니즘이 일어났음을 보장하기에 충분히 긴 유지 시간을 판정하는 다른 방식이다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 가능한 한 약간의 비등으로 또는 비등에 못 미친 채로 전력을 차단하려고 시도할 수 있다. 제어 회로는 더 많은 에너지가 조직에 전달되었을 것인바 조직을 비등시키기 위해 더 긴 시간 기간이 필요한 경우 더 긴 유지 시간이 필요함을 판정할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 펄스를 전달할 때 타이머를 개시하고, 조직이 비등하였거나 비등에 가까운지를 판정하고 만일 그렇다면, 타이머를 중단하고, 타이머를 대응하는 유지 시간과 연관된 하나 이상의 값과 비교하고, 비교에 기반하여 유지 시간을 판정하거나 선택할 수 있다. 타이머 값이 증가함에 따라, 유지 시간은 증가될 수 있다. 오직 예시의 목적을 위한 비한정적인 예로서, 만일 조직을 비등시키거나 거의 비등시키는 데에 30줄이 들어가면 250ms 유지가 사용될 수 있고, 만일 조직을 비등시키거나 거의 비등시키는 데에 18줄이 들어가면 150ms 유지가 사용될 수 있다. 이들 값은 사용되고 있는 디바이스의 조의 표면 면적, 또는 다른 인자에 의존할 수 있다.
조직에 인가되는 에너지가 생성되는 증기의 양의 강력한 지시자일 수 있으나, 조직의 임피던스는 또한 설정의 정확도에 영향을 줄 수 있다. 예를 들어, 만일 조직이 더 높은 전기적 임피던스를 갖는 경우(예컨대 지방), 조직을 비등시키는 데에 더 큰 전압 및 더 작은 전류이 들어갈 수 있는 반면, 조직이 매우 도전성인 경우, 전류가 역할을 하고 동일한 양의 에너지로써 큰 증기 포켓을 생성한다. 따라서, 유지 시간을 판정하기 위해 에너지 인가를 사용하는 시스템이 비등 효과를 생성하기 위해 에너지가 사용한 조직 임피던스를 또한 판정하고 사용하는 것이 바람직할 수 있다.
제어 회로는 다음 중 하나 이상을 포함하여, 유지 시간을 판정하기 위해 다른 전기적 특성을 사용할 수 있다: 전류, 리액턴스, 인덕턴스, 임피던스, 저항, 전력, 위상 각도, 그리고 신호를 체크하거나 개선하기 위한 에너지.
증기는 전달된 전류의 결과인데, 이는 조직 내의 분자를 여기시키고(excite) 가열을 야기한다. 조직을 가열하는 데에 더 큰 전류가 요구되는 경우에, 조직 구조 그 자체는 유체 함유물보다 훨씬 더 높은 저항력(resistivity)임을 이해하면, 그것은 더 많은 유체가 조직 내에 상주하고 있음을 시사한다. 그러므로, 전기요법 신호의 기능, 가령, 어떻게 신호가 에너지를 인가하는지에 따라서, 제어 회로가
이전의 펄스에서 인가된 피크 전류, 또는 시간의 함수로서의 전달된 전류, 또는 그 이전의 펄스에서 전달된 전류의 총량을 판정하는 것이 바람직할 수 있다. 제어 회로는 판정된 전류를 사용하고 저장된 데이터 세트, 예컨대 룩업 테이블을 질의하고, 비교에 기반하여 유지 시간을 판정하거나 선택한다.
예를 들어, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는 조직으로의 전력을 제어하고 인가할 수 있되 전류 및 전압이 조직 임피던스에 따라서 부동할(float) 수 있게 된다(이는 일반적인 이해를 위한 단순화된 설명임). 제어 회로는, 예컨대 전달된 전류의 양을 적분함으로써, 이전의 펄스에서 인가된 전류의 총량을 판정할 수 있는데, 이는 에너지 인가 동안에 얼마나 많은 증기가 생성되었을 수 있는지를 이해하는 것을 보조할 수 있다. 전류(I)는 시간에 대한 전하(Q)의 변화율과 같다(I=dQ/dt). 따라서, 시간 기간에 걸친 전류 I의 적분은 그 시간 기간 동안의 전하(Q)의 총량과 같다.
조직에 전달된 에너지의 총량을 사용하는 것 대신에, 본 발명자는 전달된 전하의 총량이 유지 시간을 판정하는 데에 사용될 수 있음을 밝혔다. 몇몇 예에서, 제어 회로는 전하의 총량의 비율로서 또는 전하의 총량의 인자로서 유지 시간을 판정할 수 있다. 다른 예에서, 제어 회로는 저장된 데이터 세트, 예컨대 룩업 테이블을 사용하여, 또는 모든 에너지 펄스에 대해 동일할 필요는 없는 적절한 유지 시간을 제공하기 위해 어떤 다른 수학적으로 도출된 계산을 사용함으로써, 유지 시간을 판정하기 위해 전하의 총량을 사용할 수 있다.
유지 시간은, 위에서 기술된 바와 같은 다른 인자를 포함함으로써 또는 배제에 의해 더 정제될 수 있다. 그러한 배제의 예는 만일 전류가 300ms보다 더 큰 시간 기간에 걸쳐 전달되었다면, 제어 회로는 조 내의 조직의 양이 상당한 영향을 주고 있을 수 있기 때문에 유지 시간을 저감할 수 있다는 것이다. 따라서, 제어 회로는 타이머를 개시하고, 타이머를 임계 값, 예컨대 300ms와 비교하고, 비교에 기반하여 유지 시간을 판정할 수 있다. 대안적으로, 에너지 전도 요소 사이의 조직의 조성을 예측하기 위해, 위상 각도와 같은, 하나 이상의 피드백 신호가 사용될 수 있다. 이후에 제어 회로는 적절한 유지 시간을 판정하기 위한 지시자로서 이들 피드백 신호를 참고할 수 있다.
모니터링되는 변수의 함수로서의 제어 파라미터의 점증적 조정
콜라겐의 초기 전이는 약 58(±10)도 섭씨(Celsius (C)에서 일어나는데, 콜라겐 원섬유(fibril)에 등각 변화(conformal change)가 일어난다. 주된 전이는 약 65(±10)C에서 일어날 수 있는데, 이는 수화된(hydrated) 환경 내의 콜라겐의 젤라틴화(gelatinization)의 프로세스에 대응하고 내부 가교결합(cross-link)의 파괴에 의해 야기된다. 다른 중요하고 현저한 온도가 조직 수정의 경계를 이룬다. 약 90 내지 100도C 사이의 일반적인 조직 온도에서, 조직 내부에 추가적인 상 변화가 일어나기 시작하는데, 가장 현저한 것은 수분이 증기로 변환하는 것이다. 이 변화는 증기가 저항성이므로 바람직하지 않으며 비록 그것이 에너지 강탈 유체를 조직 밖으로 내몰지만, 그것은 또한 인접한 구조 내로의 그것의 이송을 통해 주위의 조직을 손상시킬 수 있다. 이는 이러한 손상이 제어되지 않을 수 있고 조 풋프린트(jaw footprint) 외부의 조직에 영향을 미칠 수 있으므로 바람직하지 않다.
임상 관점에서, 이는 디바이스를 사용하고 그것을 민감한 인접 구조 가까이에서 활성화하는 경우에 외과의가 임의의 잠재적인 "열적 확산"(thermal spread)에 유념하여야 함을 의미한다. 이는 바람직하지 않으며 천공 및 괴사와 같은 우발적인 조직 손상으로 이어질 수 있다. 이들 양자 모두는 즉각적이거나 계속해서 더 나빠져, 에너지의 인가 후 며칠 발생할 수 있다.
증기 포함 조직은 또한 수분이 액체 상태인 동일한 조직보다 더 전기적으로 저항성이다. 이는 조직 상태 변화를 구동하는 에너지가 좀 더 전류로부터 전압으로 변환하는 것임을 의미한다. 전류는 전형적으로 분자 여기를 통해 가열하는 일을 하기 때문에, 양호한 혈관 봉합을 위해 증기 국면에서의 시간을 한정하는 것이 유리할 수 있다.
본 발명자는, 제어가 상실되고 거품 지대(bubble field) 생성이 일어나기 전에, 콜라겐 전이의 유리한 상태에서 더 길게 전력 출력을 유지하려고 시도하는 전력 제어(또는 전압 제어)의 개선된 기법에 대한 필요성을 인식하였다. 아래에 상세히 기술된 다양한 기법을 사용하여, 전기수술 제너레이터, 예컨대 도 2의 전기수술 제너레이터(12)는 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터에서의 변화의 함수로서의 에너지 전달에서의 점증적 변화에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어할 수 있다.
조직에 에너지를 인가하는 것은 증기를 생성할 수 있다. 증기의 양이 증가함에 따라, 임피던스가 증가한다. 임피던스의 증가는 증기 생성의 지표일 수 있다. 임피던스가 증가함에 따라, 동일한 양의 전력이 전달되는 것(P=V*I)에 대해 전류는 감소하고 전압은 증가한다. 만일, 제어 회로가 증기가 생성되고 있음을 판정한 후에, 제어 회로가 동일한 양의 전력을 인가하기를 계속하는 경우, 증기 생성은 바람직하지 않게 증가할 수 있고 인접한 조직에 악영향을 줄 수 있다. 그러나, 이 개시의 다양한 기법을 사용함으로써, 제어 회로는 전류 또는 임피던스와 같은 전기적 파라미터의 변화를 모니터링하고, 예를 들어, 증기가 방금 생성되기 시작하고 있는, 그러나 대량으로 생성되지 않은 상태에 조직을 유지하기 위해, 전력을 저감할 수 있는데, 이는 열적 마진을 바람직하지 않게 생성하는 것 없이 콜라겐에 영향을 미치기 위해 바람직할 수 있다.
제어 회로 및 측정 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48) 및 측정 회로(46)는 제너레이터의 전류 출력을 모니터링할 수 있고 전류의 증가 또는 감소는 출력 전력의 대응하는 증가 또는 감소로 해석될 수 있다. 몇몇 예에서, 전류의 증가 또는 전류의 감소 및 전력을 증가시키는 것 또는 전력을 감소시키는 것의 차후의 제어 간의 상관관계(correlation)는 정비례(directly proportional)할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 전류 또는 임피던스와 같은 측정된 전기적 파라미터의 변화에 따라서 상이한 전력을 제공하기 위하여 전력 인가를 스케일링할(scale) 수 있다. 스케일링은 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화의 함수일 수 있다. 몇몇 예에서, 함수는 커브를 정의할 수 있다. 다른 예에서, 함수는 예컨대 초당 와트 또는 볼트로 된, 전력 또는 전압의 변화로의, 전류 또는 임피던스와 같은 측정된 전기적 파라미터의 값의 변화의 선형 변환과 같은 선형 식일 수 있다. 전력(또는 전압)은 전류가 변함에 따라 증가하거나 감소할 수 있다. 몇몇 예에서, 선형 식은 단조적일 수 있다. 몇몇 예에서, 최소 값 및 최대 값 중 하나 또는 양자 모두는 제어 회로가 전력 또는 전압의 변화를 한정할 수 있도록 정의될 수 있다.
도 23은 전력에서의 변화에 대한 측정된 전기적 파라미터의 값에서의 변화 간의 관계의 예를 묘사하는 그래프이다. 단위 시간당 와트로 된 전력의 변화에 대한 단위 시간당 전류의 변화로서 구체적으로 묘사되나, 기술된 기법은 전류 또는 전력에 한정되지 않는다. 도 23에 도시된 예에서, 그래프(2100)의 y축은 와트/초를 나타낼 수 있고 x축은 전류의 변화/초를 나타낼 수 있다.
예에서, 라인(2102)을 정의하는 선형 식은 라인이 원점을 지나가지 않아서 전류의 변화, 또는 델타 전류 값이 0인 경우에 전력의 변화가 양수(positive)이도록 오프셋을 포함할 수 있다. 예를 들어, 전류의 변화에 대비한 전력의 변화의 그래프(2100)에서, 라인(2102)은 양의 기울기를 가질 수 있고 사분면 I, II 및 III을 거쳐 연장될 수 있다. 다른 예로서, 전류의 변화에 대비한 전압의 변화의 그래프에서, 라인은 음의 기울기를 가질 수 있고 사분면 I, II 및 IV을 거쳐 연장될 수 있다. 도 23에 도시된 예에서, 예를 들어, 제어 회로가 전력의 변화율을 한정할 수 있도록 최대 경사율(2104) 및 최소 경사율(2106) 중 하나 또는 양자 모두가 정의될 수 있다.
예에서, 측정된 전기적 파라미터의 변화 및 에너지의 점증적 변화 간의 관계는 데이터 세트, 예컨대 룩업 테이블 내에 저장될 수 있다. 제어 회로는 저장된 데이터 세트를 질의하고, 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화를 저장된 데이터 세트와 비교하고, 비교에 기반하여 에너지 전달의 점증적 변화를 판정할 수 있다.
함수, 가령, 선형 함수를 사용하든, 또는 저장된 데이터 세트를 사용하든, 제어 회로는 전기적 파라미터, 예컨대 전류의 변화를 모니터링할 수 있어서, 제어 회로는, 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하기 위해, 전력 또는 전압과 같은 제어하는 파라미터에 대해 실시간으로(또는 "그때그때"(on the fly)) 조정을 행할 수 있다. 이 방식으로, 제어 회로는 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화의 함수로서 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력 또는 전압을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 전류의 함수로서 전력 또는 전압을 점증적으로 수정할 수 있다.
비한정적인 예로서, 작은 양수 전류 변화율은 중간 전력 변화율을 초래할 수 있다. 다른 예로서, 0의 전류 변화율은 음수 전력 변화율을 초래할 수 있다. 다른 예로서, 음수 전류 변화율은 큰 음수 전력 변화율을 초래할 수 있다. 다른 예로서, 큰 전류 변화율은 큰 전력 변화율을 초래할 수 있다. 전류 델타(또한 전류의 변화로 지칭됨)를 모니터링함으로써, 상이한 전력 제어가 적용될 수 있는데, 이는 상이한 조직 결과를 내거나 상이한 인가 디바이스를 수용하도록 수정될 수 있다.
전력을 인가하는 동안에, 조직이 아직 비등하고 있지 않기 때문에 전류는 증가할 수 있고, 조직이 가열됨에 따라, 그것은 더욱 전기적으로 도전성이 된다. 따라서, 전력을 증가시키는 데에 더 큰 전류가 필요하다. 이 개시의 다양한 기법을 사용하여, 제어 회로, 예컨대 도 2의 제어 회로(48)는 전류가 여전히 증가하고 있기 때문에 전력이 증가할 수 있게 할 수 있는데, 이는 콜라겐 변성(denaturizing)에 걸리는 시간을 바람직하게 촉진시킬 수 있다. 궁극적으로, 조직 터지기(tissue popping)가 생기지 않고서 전력이 조직에 조금도 더 빠르게 인가될 수 없는 조건에 도달된다. 조직 터지기를 피하기 위해, 제어 회로는 조직에 인가되는 전력(또는 전압)을 한정하기 위해 전력(또는 전압) 최대치를 정의할 수 있다.
증기의 양이 증가함에 따라, 임피던스가 증가한다. 임피던스가 증가함에 따라, 동일한 양의 전달되는 전력(P=V*I)에 대해 전류는 감소하고 전압은 증가한다. 만일 제어 회로가 증기가 생성되고 있음을 판정하는 경우, 제어 회로는, 증기가 생성되는 것을 중단시킬 정도로 급속히는 아니지만, 급속히 전력을 떨어뜨릴 수 있다. 임피던스가 계속해서 증가함에 따라, 제어 회로는 임피던스의 변화로부터 전달되는 에너지의 양을 판정할 수 있다. 전달되는 에너지의 판정된 양을 사용하여, 제어 회로는 전력을 인가하는 것을 중단하고 증기가 쇠약해질 수 있게 하기 위해 잠시 멈출 수 있다.
생체 조직은 염을 포함하며 에너지가 조직에 인가되는 경우에, 나트륨(sodium)은 연소할 수 있다. 연소하는 나트륨은 대단히 도전성이게 될 수 있는데, 이는 전력 또는 전압을 증가시킬지 또는 감소시킬지 판정하는 데에 사용되는 측정을 왜곡할 수 있다. 연소하는 나트륨과 같은 사소한 급속한 변화에 기반하여 실시간 판단을 행하는 것을 피하기 위해, 전기수술 제너레이터, 예컨대 도 2의 전기수술 제너레이터는 다양한 필터를 포함하거나 구현할 수 있다. 예로서, 전류 델타의 변화를 고려하는 경우에 제너레이터 출력을 평활하하기(smooth out) 위해 전류 샘플링에 필터가 추가될 수 있다. 필터링의 주파수는 제너레이터 제어 CPU의 처리 속도에 의존할 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 제안된 전력(또는 전압) 증가 또는 감소가 발생할 것인지를 또한 판정할 수 있다. 예를 들어, 제어 회로는 전력(또는 전압의 최근 증가 또는 감소를 샘플링하고 계속된 증가(또는 감소)가 계속될 것인지 또는 전력 경사화(ramping)(또는 전압 경사화)의 최신의 변화가 노이즈(noise)인지 또는 예상되는 한도 내인지를 판정할 수 있다. 예를 들어, 만일 지난 둘 (이상)의 전력 경사 값(또는 전압 경사 값)이 양수이고 컸으나, 최신 값은 전력에서의 상당한 음수 (감소)를 나타내면, 제어 회로는 차후의 전류 델타 계산이 평가될 때까지 전력(또는 전압)을 감소시킨다는 결정을 번복할(override) 수 있다.
몇몇 예에서, 제어 회로는 최대의 허용가능한 변화 및/또는 최대의 허용가능한 출력 또는 경사율을 위한 경계를 포함할 수 있는데, 이로써 제너레이터가 단지 그것의 하드웨어에 의해 한정되거나 조직에 너무 신속히 에너지를 인가하지 못하게 한다. 이는 스테이지 동안에 최대 전력을 한정함, 최대 전력 변화를 한정함(가령, 최대의 초당 와트 경사율(maximum watts per second ramping rate)을 한정함) 및 유사한 것에 의해 달성될 수 있다.
생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화의 함수로서의 에너지 전달의 점증적 변화에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어할 수 있는 이들 전력(또는 전압) 제어 기법은 단일 경사화 파형 출력에서, 또는 펄스화된 파형 출력에서 사용될 수 있다. 펄스화된 파형 출력의 이점은 요망되는 경우 전력이 신속히 증가한다는 것이다. 예를 들어, 요망되는 조직 효과 "종료점"에 도달되었을 때까지 전력이 경사화 방식으로 다시 차후에 인가될 수 있게 하고 증기가 응축될 수 있게 하기 위해 소정의 조건 하에서 전력이 상당히 저감(되거나 임시적으로 중단)될 수 있다.
양상
위에서 기술된 전기수술 기법을 더 예시하기 위해, 다양한 양상의 비한정적인 리스트가 아래에서 기술된다. 비한정적인 양상 각각은 자립할 수 있거나, 다른 양상 중 하나 이상과의 다양한 순열(permutation) 또는 조합(combination)으로 조합될 수 있다.
A. 트리거 및 이스케이프 값 간의 대역을 이용한 단락 회로 에러 트래핑
양상 A1은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 2개의 전극을 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직의 제1 측정된 임피던스 값을 제1 임계 값과 비교하고, 제1 측정된 임피던스 값이 제1 임계 값 이하인 경우에 타이머를 개시하고, 2개의 전극 사이의 조직의 제2 측정된 임피던스 값을 제2 임계 값과 비교하고(제2 임계 값은 제1 임계 값보다 더 큼), 제2 측정된 임계 값이 제2 임계 값보다 더 작고 타이머가 시간 한도를 충족시키지 않은 경우에 전기수술 에너지의 전달을 계속하도록 구성된다.
양상 A2는 제어 회로가 제2 측정된 임피던스 값이 제2 임계 값보다 더 작고 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에 전기수술 에너지의 전달을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A3는 제어 회로가 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에 지표를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 또는 A2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A4는 타이머가 6초보다 더 작은 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 내지 A3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A5는 제어 회로가 전기수술 디바이스의 적어도 하나의 특성에 기반하여 또는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성된 전기수술 제너레이터의 적어도 하나의 특성에 기반하여 제1 임계 값, 제2 임계 값 및 시간 한도 중 적어도 하나를 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 내지 A4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A6는 적어도 하나의 특성이 전극 중 적어도 하나의 표면 면적을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 내지 A5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A7은 전극이 전기수술 디바이스의 조 상에 위치되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 내지 A6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있고, 여기서 적어도 하나의 특성은 전기수술 디바이스의 조 힘을 포함한다.
양상 A8는 적어도 하나의 특성이 전기수술 제너레이터의 출력 전류를 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 내지 A7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A9은 전극이 전기수술 디바이스의 조 상에 위치되는 것과, 생체 조직이 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A1 내지 A8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 10은 전기수술 디바이스에 전기 에너지를 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는데, 방법은 다음을 포함한다: 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 계속적인 전달을 개시하는 것; 조직의 제1 측정된 임피던스 값을 제1 임계 값과 비교하는 것; 제1 측정된 임피던스 값이 제1 임계 값 이하인 경우에 타이머를 개시하는 것; 조직의 제2 측정된 임피던스 값을 제2 임계 값과 비교하는 것(제2 임계 값은 제1 임계 값보다 더 큼); 및 제2 측정된 임계 값이 제2 임계 값보다 더 작고 타이머가 시간 한도를 충족시키지 않은 경우에 전기수술 에너지의 전달을 계속하는 것.
양상 A11은 제2 측정된 임피던스 값이 제2 임계 값보다 더 작고 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에 전기수술 에너지의 전달을 저감하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A12는 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에 지표를 생성하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 또는 A11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A13은 전극이 전기수술 디바이스의 조 상에 위치되는 것과, 생체 조직이 전기수술 디바이스의 2개의 전극 사이에 위치되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 내지 A12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A14은 타이머가 6초보다 더 작은 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 내지 A13 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A15은 전기수술 디바이스의 적어도 하나의 특성에 기반하여 또는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성된 전기수술 제너레이터의 적어도 하나의 특성에 기반하여 제1 임계 값, 제2 임계 값 및 시간 한도 중 적어도 하나를 조정하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 내지 A14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A16은 전기수술 디바이스의 적어도 하나의 특성이 전극 중 적어도 하나의 표면 면적을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 내지 A15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A17은 전극이 전기수술 디바이스의 조 상에 위치되는 것 및 전기수술 디바이스의 적어도 하나의 특징이 전기수술 디바이스의 조 힘을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 내지 A16 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 A18은 전기수술 제너레이터의 적어도 하나의 특성이 전기수술 제너레이터의 출력 전류를 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 A10 내지 A17 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
B. 저항 한도 종료점 RF 파형을 위한 개방 회로 체크 및 종료 국면에서의 개방 회로 시간의 평가
양상 B1은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시하고, 타이머가 시간 한도를 충족시킨 후에, 임피던스의 표현을 제1 임계 값과 비교하고, 임피던스의 표현이 제1 임계 값보다 더 작은 경우에 전기수술 에너지의 전달을 계속하도록 구성된다.
양상 B2는 제어 회로가 임피던스의 표현이 제1 임계 값 이상이고 제2 임계 값보다 더 작은 경우에 전기수술 에너지의 전달을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B3는 제어 회로가 임피던스의 표현이 제2 임계 값 이상인 경우에 전기수술 에너지의 전달을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1 또는 B2의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B4는 제어 회로가 임피던스의 표현이 제2 임계 값 이상인 경우에 지표를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1 내지 B3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B5는 임피던스의 표현이 제2 임계 값 이상인 경우에 지표를 생성하도록 구성된 제어 회로가 가청 지표를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1 내지 B4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B6는 임피던스의 표현이 제2 임계 값 이상인 경우에 지표를 생성하도록 구성된 제어 회로가 시각적 지표를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1 내지 B5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B7은 임피던스의 표현이 임피던스의 값을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1 내지 B6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B8은 임피던스의 표현이 임피던스의 값의 변화를 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B1 내지 B7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B9은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시하고, 타이머가 시간 한도를 충족시킨 후에, 생체 조직의 임피던스의 변화율을 제1 임계 값과 비교하고, 임피던스의 변화율이 제1 임계 값보다 더 작은 경우에 전기수술 에너지의 전달을 계속하도록 구성된다.
양상 B10은 제어 회로가 임피던스의 변화율이 제1 임계 값 이상인 경우에 에너지의 전달을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B9의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B11은 제어 회로가 임피던스의 변화율이 제1 임계 값 이상인 경우에 지표를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B9 또는 B10 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B12는 임피던스의 변화율이 제1 임계 값 이상인 경우에 지표를 생성하도록 구성된 제어 회로가 지표를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B9 내지 B11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B13은 다음을 포함하는, 전기수술 디바이스에 전기 에너지를 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시하는 것; 생체 조직의 임피던스의 표현을 임계 값과 비교하는 것; 임계 값이 충족될 때까지 전기수술 에너지의 전달을 계속하는 것; 임계 값에 도달할 때, 경과된 시간을 기록하는 것; 및 만일 경과된 시간이 시간 한도보다 더 작은 경우 에러 상태를 선언하는 것.
양상 B14은 제1 및 제2 측정된 임피던스 간의 차이를 판정하고 판정된 차이를 사전결정된 델타 임피던스 값과 비교하는 것과, 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값 이상이고 타이머가 임계 시간 한도보다 더 작은 것에 응답하여, 에러 신호를 생성하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B13의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B15은 제1 및 제2 측정된 임피던스 간의 차이를 판정하고 판정된 차이를 사전결정된 델타 임피던스 값과 비교하는 것과, 비교에 응답하여 전기수술 에너지의 전력 경사율을 증가시키는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B13 또는 양상 B14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B16은 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값을 충족시키거나 초과할 때까지든 또는 전력 한도에 도달될 때까지든 전력 경사율을 증가시키기를 계속하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B13 내지 B15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B17은 전력 경사율이 제1 전력 경사율인 것과, 전력 한도에 도달함에 응답하여, 전력 경사율을 제1 전력 경사로부터 제2 전력 경사율로 조정하는 것(제2 전력 경사율은 제1 경사율보다 더 느림)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B13 내지 B16 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B18은 임계 값이 제1 임계 값인 것과, 마무리 국면 동안에, 생체 조직의 임피던스의 표현을 제2 임계 값과 비교하는 것과, 임피던스의 표현이 제2 임계 값을 충족시키거나 초과할 때까지 일정한 전력 경사율로 전기수술 에너지를 전달하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B13 내지 B17 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 B19은 일정한 전력 경사율로 전기수술 에너지를 전달하기 전에, 일정한 전력으로 전기수술 에너지를 전달하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 B13 내지 B18 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
C. 저 정확도 하드웨어 시스템에서의 교번 전력 교정 출력
양상 C1은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및
제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직의 임피던스의 표현을 제1 임계와 비교하고, 임피던스의 표현이 제1 범위 내에 있는 경우에, 적어도 2개의 전력 교정으로부터, 제1 전력 교정을 선택하고, 선택된 제1 전력 교정을 전기수술 디바이스에 커플링된 전력 제너레이터의 전력 설정에 적용하도록 구성된다.
양상 C2는 제어 회로가 임피던스의 표현이 제2 범위 내에 있는 경우에, 적어도 2개의 전력 교정으로부터, 제2 전력 교정을 선택하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C3는 제어 회로가 적어도 하나의 부차적 파라미터의 표현을 적어도 하나의 임계와 비교하고, 적어도 하나의 부차적 파라미터의 표현이 적어도 하나의 임계보다 더 작은 경우에, 적어도 2개의 전력 교정으로부터, 제3 전력 교정을 선택하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 또는 C2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C4는 적어도 하나의 부차적 파라미터가 전력 제너레이터의 출력 전류, 조직 온도 및 위상 각도 중 하나 이상을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 내지 C3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C5는 제어 회로가 교정된 전력 설정을 사용하여, 시간 기간 동안에 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 내지 C4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C6는 시간 기간이 적어도 임피던스 값의 범위에 기반하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 내지 C5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C7은 시간 기간이 적어도, 전달되는 전기수술 에너지의 양에 기반하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 내지 C6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C8는 제어 회로가 교정된 전력 설정을 사용하여, 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달하고, 임피던스의 표현이 제2 임계를 충족시키거나 초과하는 경우에 전력 설정에의 선택된 제1 전력 교정의 적용을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 내지 C7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C9은 교정된 전력 설정을 사용하여, 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달하고, 제1 범위의 상한 또는 하한 중 적어도 하나를 임피던스의 표현이 상한 또는 하한의 사전결정된 백분율 또는 값 내에 있는 경우에 동적으로 조정하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C1 내지 C8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C10은 다음을 포함하는, 전기수술 디바이스에 전기 에너지를 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직의 임피던스의 표현을 제1 임계와 비교하는 것; 임피던스의 표현이 제1 범위 내에 있는 경우에, 적어도 2개의 전력 교정으로부터, 제1 전력 교정을 선택하는 것; 및 선택된 제1 전력 교정을 전기수술 디바이스에 커플링된 전력 제너레이터의 전력 설정에 적용하는 것.
양상 C11은 임피던스의 표현이 제2 범위 내에 있는 경우에, 적어도 2개의 전력 교정으로부터, 제2 전력 교정을 선택하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C12는 적어도 하나의 부차적 파라미터의 표현을 적어도 하나의 임계와 비교하는 것과, 적어도 하나의 부차적 파라미터의 표현이 적어도 하나의 임계보다 더 작은 경우에, 적어도 2개의 전력 교정으로부터, 제3 전력 교정을 선택하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 또는 C11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C13는 적어도 하나의 부차적 파라미터가 전력 제너레이터의 출력 전류, 조직 온도 및 위상 각도 중 하나 이상을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 내지 C12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C14은 교정된 전력 설정을 사용하여, 시간 기간 동안에 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 내지 C13 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C15는 시간 기간이 적어도 임피던스 값의 범위에 기반하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 내지 C14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C16은 시간 기간이 적어도, 전달되는 전기수술 에너지의 양에 기반하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 내지 C15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C17은 교정된 전력 설정을 사용하여, 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달하는 것과, 임피던스의 표현이 제2 임계를 충족시키거나 초과하는 경우에 전력 설정에의 선택된 제1 전력 교정의 적용을 저감하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 내지 C16 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 C18은 교정된 전력 설정을 사용하여, 전기수술 디바이스의 전극을 통해 전기수술 에너지를 전달하는 것과, 임피던스의 표현이 제1 범위의 상한 위의 지정된 백분율인 경우에 전력 설정에 제2 전력 교정을 적용하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10 내지 C17 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
D. 저감된 열적 마진 조합 에너지 디바이스
양상 D1은 제어 회로와, 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨)를 포함하는 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 전달되는 에너지는 적어도 어떤 초음파 에너지를 포함하되, 제어 회로는, 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 에너지의 전달을 제어하고, 생체 조직의 조직 파라미터의 표현을 측정하고, 생체 조직의 조직 파라미터의 측정된 표현의 특성에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결하도록 구성되되, 전달되는 에너지는 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합이고, 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결하도록 구성된 제어 회로는 초음파 에너지의 레벨을 저감하도록 구성된다.
양상 D2는 초음파 에너지의 레벨을 저감하도록 구성되는 제어 회로가 초음파 에너지의 전달을 종결하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D3는 제어 회로가 전기수술 에너지의 레벨을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1 또는 D2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D4는 전기수술 에너지의 레벨을 저감하도록 구성되는 제어 회로가 또한 전기수술 에너지의 전달을 종결하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1 내지 D3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D5는 전달되는 에너지가 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합인 것과, 전기수술 에너지가 전력 제어식인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1 내지 D4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D6는 전달되는 에너지가 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합인 것과, 전기수술 에너지가 전압 제어식인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1 내지 D5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D7은 조직 파라미터의 측정된 표현이 임피던스 값인 것과, 제어 회로가 임피던스 값을 임계 값과 비교하고, 비교에 기반하여 초음파 에너지의 레벨을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1 내지 D6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D8은 조직 파라미터의 측정된 표현이 임피던스의 변화이되, 방법이 임피던스의 변화를 임계 값과 비교하는 것과, 비교에 기반하여 초음파 에너지의 레벨을 저감하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D1 내지 D7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D9은 다음을 포함하는, 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 디바이스에 에너지를 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 에너지를 전달하는 것(전달되는 에너지는 적어도 어떤 초음파 에너지를 포함함); 생체 조직의 조직 파라미터의 표현을 측정하는 것; 조직 파라미터의 측정된 표현의 특성에 기반하여 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결하는 것(전달되는 에너지는 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합이고, 에너지의 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 전달을 종결하는 것은 초음파 에너지의 레벨을 저감하는 것을 포함함).
양상 D10은 초음파 에너지의 레벨을 저감하는 것이 초음파 에너지의 전달을 종결하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D11은 전기수술 에너지의 레벨을 저감하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9 또는 D10 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D12는 전기수술 에너지의 레벨을 저감하는 것이 전기수술 에너지의 전달을 종결하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9 내지 D11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D13는 전달되는 에너지가 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합인 것과, 전기수술 에너지가 전력 제어식인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9 내지 D12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D14는 전달되는 에너지가 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합인 것과, 전기수술 에너지가 전압 제어식인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9 내지 D13 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D15은 조직 파라미터의 측정된 표현이 임피던스 값이되, 방법은 임피던스 값을 임계 값과 비교하는 것과, 비교에 기반하여 초음파 에너지의 레벨을 저감하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9 내지 D14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 D16은 조직 파라미터의 측정된 표현이 임피던스의 변화이되, 방법이 임피던스의 변화를 임계 값과 비교하는 것과, 비교에 기반하여 초음파 에너지의 레벨을 저감하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 D9 내지 D15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
E. 느린 CPU를 가진 시스템에서 열적 마진을 제어하는 단계적 저항 값
양상 E1은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 적어도 하나의 전극을 가진 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 전기수술 에너지 펄스를 카운트하고 적어도 하나의 전극과의 도통이 되는 생체 조직에 전달하고, 파라미터를 임계 값과 비교하고, 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성된다.
양상 E2는 파라미터가 생체 조직의 임피던스, 생체 조직의 임피던스의 변화, 생체 조직의 임피던스의 변화율, 위상 각도의 변화, 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 전류의 변화 및 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 출력 전압의 변화로 이루어진 그룹으로부터 선택되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E3는 제어 회로가 메모리 디바이스로부터 임계 값을 나타내는 데이터를 색출하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 또는 E2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E4는 제어 회로가 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하도록 구성되는 것과, 여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성된 제어 회로가 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 차이에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 내지 E3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E5는 제어 회로가 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하도록 구성되는 것과, 여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성된 제어 회로가 제1 측정된 파라미터가 제2 측정된 파라미터보다 더 큰 것에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 내지 E4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E6는 제어 회로가 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하도록 구성되는 것과, 여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성된 제어 회로가 제1 측정된 파라미터가 제2 측정된 파라미터보다 더 작은 것에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 내지 E5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E7은 제어 회로가 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 변화율을 판정하도록 구성되는 것과, 여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성되는 제어 회로가 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 변화율에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 내지 E6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E8은 제어 회로가 파라미터에 기반하여 임계 값을 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 내지 E7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E9는 제어 회로가 임피던스의 측정된 표현이 종료점 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 복수의 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E1 내지 E8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E10은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 전기수술 에너지 펄스를 카운트하고 수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전달하고, 복수의 전기수술 에너지 펄스에 대해, 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제1 전기수술 에너지 펄스를 전달하고, 생체 조직의 임피던스의 제1 측정된 표현을 제1 임계 값과 비교하고, 임피던스의 제1 측정된 표현이 제1 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 제1 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하고, 펄스의 카운트에 기반하여 제1 임계 값을 제2 임계 값으로 증가시키고, 조직에 제2 전기수술 에너지 펄스를 전달하고, 조직의 임피던스의 제2 측정된 표현을 제2 임계 값과 비교하고, 임피던스의 제2 측정된 표현이 제2 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 제2 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하도록 구성된다.
양상 E11은 제어 회로가 메모리 디바이스로부터 제1 및 제2 임계 값을 나타내는 데이터를 색출하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E10의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E12는 제어 회로가 임피던스의 제1 측정된 표현을 임피던스의 제2 측정된 표현과 비교하고, 임피던스의 제1 측정된 표현 및 임피던스의 제2 측정된 표현 간의 차이에 기반하여 제2 임계 값을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E10 또는 E11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E13은 제어 회로가 임피던스의 제1 측정된 표현을 임피던스의 제2 측정된 표현과 비교하고, 임피던스의 제1 측정된 표현이 임피던스의 제2 측정된 표현보다 더 큰 것에 기반하여 제2 임계 값을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E10 내지 E12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E14은 제어 회로가 임피던스의 제1 측정된 표현을 임피던스의 제2 측정된 표현과 비교하고, 임피던스의 제1 측정된 표현이 임피던스의 제2 측정된 표현보다 더 작은 것에 기반하여 제2 임계 값을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E10 내지 E13 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E15은 제어 회로가 임피던스의 제1 측정된 표현 및 임피던스의 제2 측정된 표현 간의 변화율을 판정하고, 변화율에 기반하여 제2 임계 값을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E10 내지 E14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E16은 제어 회로가 임피던스의 제1 측정된 표현에 기반하여 제2 임계 값을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E10 내지 E15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E17은 다음을 포함하는, 전기수술 디바이스에 전기 에너지를 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 복수의 전기수술 에너지 펄스를 카운트하고 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전달하는 것; 복수의 전기수술 에너지 펄스에 대해, 파라미터를 임계 값과 비교하는 것; 및 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하는 것.
양상 E18은 파라미터가 생체 조직의 임피던스, 생체 조직의 임피던스의 변화, 생체 조직의 임피던스의 변화율, 위상 각도의 변화, 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 전류의 변화 및 전달되는 전기수술 에너지 펄스의 출력 전압의 변화로 이루어진 그룹으로부터 선택되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E19은 메모리 디바이스로부터 임계 값을 나타내는 데이터를 색출하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 또는 E18 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E20는 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하는 것(여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하는 것은 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 차이에 기반하여 임계 값을 조정하는 것을 포함함)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 내지 E19 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E21는 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하는 것(여기서 제어 회로가 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하는 것은 제1 측정된 파라미터가 제2 측정된 파라미터보다 더 큰 것에 기반하여 임계 값을 조정하는 것을 포함함)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 내지 E20 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E22는 제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하는 것(여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하는 것은 제1 측정된 파라미터가 제2 측정된 파라미터보다 더 작은 것에 기반하여 임계 값을 조정하는 것을 포함함)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 내지 E21 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E23는 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 변화율을 판정하는 것(여기서 전기수술 에너지 펄스의 카운트에 기반하여 임계 값을 조정하는 것은 제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 변화율에 기반하여 임계 값을 조정하는 것을 포함함)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 내지 E22 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E24는 파라미터에 기반하여 임계 값을 조정하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 내지 E23 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 E25는 임피던스의 측정된 표현이 종료점 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 복수의 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 E17 내지 E24 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
F. 전력 제어식 파형
양상 F1은 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 요법 계획에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성된다.
양상 F2는 제어 회로가 요법 계획에 따라 건조 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F3는 제어 회로가 요법 신호의 전압을 모니터링하고, 전압이 전압 임계를 충족시키는 경우에 전압을 유지하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 또는 F2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F4는 제어 회로가 사전정의된 전력 커브를 사용하여 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 내지 F3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F5는 사전정의된 전력 커브가 선형 부분을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 내지 F4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F6는 사전정의된 전력 커브가 둘 이상의 선형 부분을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 내지 F5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F7은 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성된 제어 회로는 전류의 함수로서 전력을 점증적으로 수정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 내지 F6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F8은 전류의 함수가 전류의 순시적인 측정된 변화의 함수인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 내지 F7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F9은 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성된 제어 회로가 저항의 함수로서 전력을 점증적으로 수정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F1 내지 F8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F10은 다음을 포함하는, 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 요법 신호의 제어된 전력을 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 기기에 전기적으로 커플링된 전기 에너지 소스를 사용하여, 요법 신호를 생성하는 것; 및 요법 계획에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하는 것.
양상 F11은 요법 계획에 따라 건조 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F12는 요법 신호의 전압을 모니터링하는 것과, 전압이 전압 임계를 충족시키는 경우에 전압을 유지하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 또는 F11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F13은 사전정의된 전력 커브를 사용하여 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F14은 사전정의된 전력 커브가 선형 부분을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F13 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F15는 사전정의된 전력 커브가 둘 이상의 선형 부분을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F16은 전류의 함수로서 전력을 점증적으로 수정하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F17은 전류의 함수가 전류의 순시적인 측정된 변화의 함수인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F16 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F18은 전류의 순시적인 측정된 변화의 함수가 선형 함수인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F17 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 F19은 저항의 함수로서 전력을 점증적으로 수정하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 F10 내지 F18 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
G. 모니터링되는 변수의 함수로서의 제어 파라미터의 점증적 조정
양상 G1은 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화의 함수로서의 에너지 전달에서의 점증적 변화에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하도록 구성된다.
양상 G2는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하도록 구성된 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 G3는 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성된 제어 회로가 전류의 함수로서 전력을 점증적으로 수정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1 또는 G2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 G4는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하도록 구성된 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1 내지 G3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 G5는 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성된 제어 회로가 전류의 함수로서 전압을 점증적으로 수정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1 내지 G4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 G6는 측정된 전기적 파라미터가 임피던스의 변화를 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1 내지 G5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 G7은 측정된 전기적 파라미터의 전류의 변화를 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1 내지 G6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 G8은 제어 회로가 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화를 저장된 데이터 세트와 비교하고, 비교에 기반하여 에너지 전달의 점증적 변화를 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 G1 내지 G7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
H. 임피던스를 모니터링함으로써 건조 사이클을 종결하는 것
양상 H1은 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 제어 회로에 커플링되고 요법 국면 동안에 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성된 측정 회로; 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 요법 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고, 측정된 임피던스가 사전결정된 델타 임피던스 값만큼 변화하는 것에 응답하여, 요법 국면 동안에 에너지 전달을 저감하도록 구성되되, 사전결정된 델타 임피던스는 요법 신호의 펄스 동안 최소 임피던스 측정에 대한 임피던스의 변화이다.
양상 H2는 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H3는 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 또는 H2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H4는 제어 회로가 요법 신호의 전압을 모니터링하고, 전압이 전압 임계를 충족시키는 경우에 전압을 유지하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 내지 H3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H5는 요법 국면이 건조 국면인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 내지 H4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H6는 측정 회로가 건조 국면 동안에 생체 조직에 의해 도전되는 제1 임피던스를 측정하고 생체 조직에 의해 도전되는 제2 임피던스를 측정하도록 구성되되, 제어 회로가, 건조 국면 동안에 생체 조직에 건조 신호를 제공하도록 전기 에너지 소스를 제어하고, 제1 임피던스 및 제2 임피던스 간의 비교가 생체 조직 내의 액체의 상 변화를 나타내는 것에 응답하여 건조 국면을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 내지 H5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H7은 제어 회로가 건조 스케줄에 따라 건조 신호를 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 내지 H6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H8은 측정 회로가 건조 국면 동안에 생체 조직에 의해 도전되는 임피던스를 측정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 내지 H7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H9은 제어 회로가, 측정된 임피던스를 최소 임피던스 측정과 비교하고, 측정된 임피던스가 최소 임피던스 측정보다 더 작은 경우에 측정된 임피던스를 최소 임피던스 측정으로서 저장하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 H1 내지 H8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 H10은 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 제어 회로에 커플링되고 요법 국면 동안에 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성된 측정 회로, 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 요법 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고, 측정된 임피던스가 사전결정된 델타 임피던스 값만큼 변화하는 것에 응답하여, 요법 국면 동안에 에너지 전달을 저감하도록 구성되되, 사전결정된 델타 임피던스는 요법 국면이 시작한 후의 설정된 시간 구간에서 취해진 임피던스 측정에 대한 임피던스의 변화이다.
I. 전류, 그리고 하나의 국면에서의 전류 및 하나의 국면에서의 임피던스를 모니터링함으로써 건조 사이클을 종결하는 것
양상 I1은 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 제어 회로에 커플링되고 요법 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 전류를 측정하도록 구성된 측정 회로, 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 요법 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고, 생체 조직의 측정된 전류가 사전결정된 값을 만족하는 것에 응답하여, 요법 국면 동안에 에너지 전달을 저감하도록 구성된다.
양상 I2는 사전결정된 값이 절대적인 전류 임계 값인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 C10의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I3는 사전결정된 값이 초기 전류 측정에 대한 전류의 변화인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 또는 I2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I4는 사전결정된 값이 요법 신호의 펄스 동안 최대 전류 측정에 대한 전류의 변화인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I5는 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I6는 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I7은 요법 국면이 건조 국면인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I8은 측정 회로가 건조 국면 동안에 생체 조직에 의해 도전되는 제1 전류를 측정하고 생체 조직에 의해 도전되는 제2 전류를 측정하도록 구성되는 것과, 여기서 제어 회로가 건조 국면 동안에 생체 조직에 건조 신호를 제공하도록 전기 에너지 소스를 제어하고, 측정된 제2 전류에 대한 측정된 제1 전류의 비율이 생체 조직 내의 액체의 상 변화를 나타내는 사전결정된 인자를 초과하는 것에 응답하여 건조 신호를 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I9은 제어 회로가 건조 스케줄에 따라 건조 신호를 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I10은 건조 스케줄이 단조적으로 증가하는 전력 스케줄인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I9 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I11은 측정 회로가 건조 국면 동안에 생체 조직에 의해 도전되는 전류를 측정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I1 내지 I10 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I12은 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 제어 회로에 커플링되고 복수의 요법 펄스 중의 제1 및 제2 펄스 동안에 각각 생체 조직의 제1 및 제2 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된 측정 회로, 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 복수의 요법 펄스 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고, 생체 조직의 측정된 제1 전기적 파라미터가 제1 임계 값을 충족시키는 것에 응답하여, 제1 펄스 동안에 에너지 전달을 수정하고, 생체 조직의 측정된 제2 파라미터가 제2 임계 값을 충족시키는 것에 응답하여, 제2 펄스 동안에 에너지 전달을 수정하도록 구성된다.
양상 I13은 제1 국면이 건조 국면 동안인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I14은 제1 파라미터가 전류인 것과, 여기서 제1 임계 값이 초기 전류 측정에 대한 전류의 변화인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12 또는 I13 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I15은 제1 파라미터가 전류인 것과, 여기서 제1 임계 값이 제1 펄스 동안 최대 전류 측정에 대한 전류의 변화인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12 내지 I14 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I16은 제2 국면이 봉합 국면인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12 내지 I15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I17은 제2 파라미터가 임피던스인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12 내지 I16 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I18은 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12 내지 I17 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 I19은 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 I12 내지 I18 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
J. 소모된 에너지의 평가
양상 J1은 요법 신호를 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 조사 국면 및 제1 건조 국면 중 적어도 하나 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고, 적어도 제1 건조 국면의 완료 후에, 조사 및 제1 건조 국면 중 적어도 하나 동안에 생체 조직에 전달되는 에너지의 양을 임계 에너지 값과 비교하고, 비교에 기반하여 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된다.
양상 J2는 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전력을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J3는 제어 회로가 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 또는 J2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J4는 비교에 기반하여 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된 제어 회로가 만일 전달되는 에너지의 양이 임계 에너지 값을 초과하는 경우 제2 건조 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J5는 비교에 기반하여 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된 제어 회로가 만일 전달되는 에너지의 양이 임계 에너지 값보다 더 작은 경우 마무리 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J6는 측정 회로가 제어 회로에 커플링되고 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성되는 것(제어 회로는 측정된 임피던스에 기반하여 요법 신호의 전달을 위한 전력 경사율을 판정하도록 구성됨)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J7은 제어 회로가, 제1 및 제2 측정된 임피던스 간의 차이를 판정하고, 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값보다 더 작은 것에 응답하여 전력 경사율을 조정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J8은 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값보다 더 작은 것에 응답하여 전력 경사율을 조정하도록 구성된 제어 회로가 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값 이상일 때까지든 또는 전달되는 에너지의 양이 임계 에너지 값 이상일 때까지든 전력 경사율을 증가시키도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J9은 측정 회로가 제어 회로에 커플링되고 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성되는 것(제어 회로는, 마무리 국면 동안에, 타이머를 개시하고, 측정된 임피던스 간의 차이를 판정하고 판정된 차이를 사전결정된 델타 임피던스 값과 비교하고, 판정된 차이가 사전결정된 델타 임피던스 값 이상이고 타이머가 임계 시간 한도보다 더 큰 것에 응답하여, 에러 신호를 생성하도록 구성됨)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J10은 에러 신호가 개방 회로 에러 신호인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J9 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J11은 비교에 기반하여 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된 제어 회로가 건조 국면을 반복하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 J1 내지 J10 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 J12는 요법 신호를 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 조사 국면 및 제1 건조 국면 중 적어도 하나 동안에 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고, 적어도 제1 건조 국면의 완료 후에, 조사 및 제1 건조 국면 중 적어도 하나 동안에 생체 조직에 전달되는 전류의 양을 임계 에너지 값과 비교하고, 비교에 기반하여 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된다.
K. 위상 각도 측정
양상 K1은 요법 신호를 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 전기수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 수술 제너레이터는, 제어 회로에 커플링되고 조사 국면 동안에 생체 조직의 기준 임피던스 각도를 측정하도록 구성된 측정 회로와, 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 전기 에너지 소스는 기기에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 생체 조직에 제공되는 요법 신호의 전달을 제어하고, 측정된 기준 임피던스 각도를 각도 임계와 비교하고, 각도 임계와의 측정된 기준 임피던스 각도의 비교에 기반하여 기기의 환경적 조건을 나타내는 응답을 생성하도록 구성된다.
양상 K2는 측정된 기준 임피던스 각도가 측정 회로에 의해 측정된 바와 같이 생체 조직에 의해 도전되는 전류 및 생체 조직을 가로지른 전압 간의 각도 차이와 실질적으로 같은 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 K3는 각도 임계가 제1 각도 임계인 것과, 여기서 기기의 환경적 조건을 나타내는 응답을 생성하도록 구성된 제어 회로가 측정된 기준 임피던스 각도가 제1 각도 임계보다 더 큰 것에 응답하여, 요법 신호의 전달을 저감하고 통지 신호를 생성하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1 또는 K2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 K4는 에러 통지가 생체 조직 내의 도전성 이물질의 존재를 나타내는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1 내지 K3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 K5는 각도 임계가 제1 각도 임계인 것과, 여기서 기기의 환경적 조건을 나타내는 응답을 생성하도록 구성된 제어 회로가 측정된 기준 임피던스 각도가 제1 각도보다 더 크고 제2 각도보다 더 작은 것에 응답하여, 요법 신호의 전력 레벨을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1 내지 K4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 K6는 각도 임계가 제1 각도 임계인 것과, 여기서 제어 회로가 측정된 기준 임피던스 각도가 제1 각도 임계보다 더 작은 것에 응답하여, 요법 신호의 전달을 저감하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1 내지 K5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 K7은 에러 통지가 개방 회로를 나타내는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1 내지 K6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 K8은 경과된 요법 시간을 측정하기 위한 타이머(여기서 제어 회로는 경과된 요법 시간을 시간 상수와 비교하도록 구성되고, 경과된 요법 시간이 시간 상수를 초과하는 것에 응답하여, 측정 회로는 생체 조직의 기준 임피던스 각도를 측정하도록 구성됨)를 포함하거나 사용하기 위해 양상 K1 내지 K7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
L. 전극 온도를 감안하기 위한 측정된 조직 저항에 대한 교정
양상 L1은 다음을 포함하는, 전기수술 디바이스에 전기 에너지를 전달하는 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 전기수술 디바이스에 생체 조직에 전기요법 신호를 전달하는 것; 생체 조직의 임피던스를 측정하는 것; 전기수술 디바이스 봉합 파라미터를 측정하는 것; 및 조정된 임피던스를 전기수술 디바이스 봉합 파라미터 및 측정된 임피던스 간의 관계에 기반하여 판정하는 것.
양상 L2는 전기수술 디바이스 봉합 파라미터가 온도를 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 L1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 L3는 전기수술 디바이스가 조를 포함하는 것과, 여기서 온도가 조의 온도인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 L1 또는 L2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 L4는 조정된 임피던스를 전기수술 디바이스 봉합 파라미터 및 측정된 임피던스 간의 관계에 기반하여 판정하는 것이 전기수술 디바이스 봉합 파라미터 및 측정된 임피던스를 저장된 데이터 세트와 비교하는 것과, 조정된 임피던스를 비교에 기반하여 판정하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 L1 내지 L3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 L5는 혈관 크기를 판정하는 것이 판정된 조정된 임피던스를 사용하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 L1 내지 L4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 L6는 생체 조직으로의 전달을 위한 전기수술 신호의 적어도 하나의 전기적 파라미터를 판정하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 L1 내지 L5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 L7은 전기수술 디바이스 봉합 파라미터가 전기요법 신호의 전달 후의 경과된 시간을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 L1 내지 L6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
M. 펄스 간의 유지 시간
양상 M1은 다음을 포함하는 수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 제어 회로; 및 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로(출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성됨), 여기서 제어 회로는, 수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제1 및 제2 전기수술 에너지 펄스를 전달하고(제1 및 제2 전기수술 에너지 펄스는 유지 시간만큼 서로 분리됨), 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된다.
양상 M2는 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 조에 전달되는 에너지의 양을 판정하고, 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 에너지의 판정된 양에 기반하여 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M3는 에너지의 판정된 양에 기반하여 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 에너지의 판정된 양을 저장된 데이터 세트와 비교하고, 비교에 기반하여 유지 시간을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 또는 M2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M4는 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 전기수술 에너지 펄스 중 하나의 전달 시에 타이머를 개시하고, 생체 조직이 비등하였음을 판정하고 타이머를 중단하고, 타이머를 하나 이상의 값과 비교하고, 비교에 기반하여 유지 시간을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M5는 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 조에 전달되는 에너지의 양을 판정하고, 조직의 전기적 특성을 판정하고, 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 에너지의 판정된 양 및 판정된 전기적 특성에 기반하여 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M6는 판정된 전기적 특성이 임피던스인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M7은 판정된 전기적 특성이 위상 각도인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M8은 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 이전의 전기수술 에너지 펄스 동안에 전달된 전류의 양을 판정하고, 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 전류의 판정된 양에 기반하여 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M9은 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 이전의 전기수술 에너지 펄스 동안에 전달된 전하의 양을 판정하고, 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 전하의 판정된 양에 기반하여 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 M10은 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 유지 시간을 판정하도록 구성된 제어 회로가, 전기수술 에너지 펄스 중 하나의 전류의 전달 시에 타이머를 개시하고, 전류가 전달된 후에 타이머를 중단하고, 타이머를 하나 이상의 값과 비교하고, 비교에 기반하여 유지 시간을 판정하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 M1 내지 M9 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
N. 건조 사이클의 종료에서의 펄스화
양상 N1은 생체 조직에 전기요법 신호를 제공하기 위한 전기수술 시스템을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 전기수술 시스템은 다음을 포함하는 겸자를 포함한다: 열리고 닫히도록 구성된 대향가능한 조 부재(그리고 여기서 대향가능한 조 부재는, 닫힌 경우에, 조여진 생체 조직을 통해 대향가능한 조 부재 사이의 전기적 도통을 제공하는 방식으로 이들 간의 생체 조직을 조이도록 구성됨); 및 전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로(전기 에너지 소스는 전극에 전기적으로 커플링되고 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 제어 회로는, 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면 동안에 생체 조직에 전기요법 신호를 제공하게 하고(전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제공됨), 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면에 이어지는 점착 저감 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호를 펄스화하게 하도록(전기요법 신호는 유체로 하여금 조여진 생체 조직으로 돌아갈 수 있게 함으로써 겸자에의 생체 조직의 점착을 저감하도록 구성된 점착 저감 계획에 따라 펄스화됨) 구성됨).
양상 N2는 전기 에너지 소스가 겸자에 전기적으로 커플링된 경우 대향가능한 조 부재와의 전기적 도통이 되는 측정 회로(측정 회로는 생체 조직의 기준 임피던스를 포함하는 조여진 생체 조직의 전기적 파라미터를 측정하도록 구성되되, 제어 회로는 또한, 측정된 기준 임피던스에 기반하여 요법 지속 시간을 판정하고, 판정된 요법 지속 시간이 만료된 후인 경우에 전기요법 국면을 저감하고, 요법 지속 시간이 만료된 후에 점착 저감 국면을 개시하도록 구성됨)를 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N3는기준 임피던스가 조사 국면 동안에 측정되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 또는 N2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N4는 기준 임피던스가 전기요법 국면 동안에 측정되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N5는 점착 저감 계획이 교번하는 전력 최소치 및 최대치를 갖는 것(전력 최소치 각각은 사전결정된 임계 아래에 있음)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N6는 점착 저감 계획의 전력 최소치 각각이 제1 사전결정된 지속 시간 동안 유지되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N7은 제1 사전결정된 지속 시간이 10밀리초보다 더 큰 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N8은 점착 저감 계획의 전력 최대치 각각이 제2 사전결정된 지속 시간 동안 유지되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N9은 제2 사전결정된 지속 시간이 50밀리초보다 더 큰 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N10은 점착 저감 계획이 제3 사전결정된 지속 시간 후에 저감되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N9 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N11은 제3 사전결정된 지속 시간이 200밀리초보다 더 큰 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N10 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N12는 제어 회로가 전력 제어식 계획에 따라 전기요법 신호를 펄스화하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N13은 전기요법 신호를 펄스화하도록 구성된 제어 회로가 전압 제어식 계획에 따라 전기요법 신호를 펄스화하도록 구성되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N1 내지 N12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N14은 전기수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전기요법 신호를 제공하기 위한 전기수술 제너레이터를 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있는데, 전기수술 제너레이터는 다음을 포함한다: 전기수술 제너레이터 및 생체 조직 간의 전기적 도통을 제공하기 위하여 전기수술 제너레이터에 전기수술 기기를 전기적으로 커플링하도록 구성된 전기적 커넥터; 전기적 커넥터에 커플링되고 전기요법 신호를 생성하도록 구성된 전기 에너지 소스; 및 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면 동안에 전기요법 신호를 생체 조직에 제공하게 하고(전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제공됨), 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면에 이어지는 점착 저감 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호를 펄스화하게 하도록(전기요법 신호는 유체로 하여금 생체 조직에 돌아갈 수 있게 함으로써 전기수술 기기에의 생체 조직의 점착을 저감하도록 구성된 점착 저감 계획에 따라 펄스화됨) 구성된 제어 회로.
양상 N15은 전기적 커넥터에 전기적으로 커플링되고 생체 조직의 기준 임피던스를 포함하는 생체 조직의 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된 측정 회로(제어 회로는 또한, 측정된 기준 임피던스에 기반하여 요법 지속 시간을 판정하고, 판정된 요법 지속 시간이 만료된 후인 경우에 전기요법 국면을 저감하고, 요법 지속 시간이 만료된 후에 점착 저감 국면을 개시하도록 구성됨)를 포함하거나 사용하기 위해 양상 N14의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N16은 점착 저감 계획이 교번하는 전력 최소치 및 최대치를 갖는 것과, 여기서 점착 저감 계획의 전력 최소치 각각이 50밀리초보다 더 큰 제1 사전결정된 지속 시간 동안 유지되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N14 또는 N15 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N17은 점착 저감 계획의 전력 최대치 각각이 50밀리초보다 더 큰 제2 사전결정된 지속 시간 동안 유지되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N14 내지 N16 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 N18은 다음을 포함하는, 전기수술 기기(전기수술 기기는 대향가능한 조 부재를 갖는 겸자를 포함함)와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전기요법 신호를 전달하기 위한 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 전기요법 국면 동안에 생체 조직에 전기요법 신호를, 전기 에너지 소스를 통해, 제공하는 것(전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제공됨); 및 전기요법 국면에 이어지는 점착 저감 국면 동안에 생체 조직에 제공되는 전기요법 신호를, 전기 에너지 소스를 통해, 펄스화하는 것(전기요법 신호는 유체로 하여금 생체 조직에 돌아갈 수 있게 함으로써 전기수술 기기에의 생체 조직의 점착을 저감하도록 구성된 점착 저감 계획에 따라 펄스화됨); 펄스화 저감 국면 후에, 겸자의 대향가능한 조 부재로부터 생체 조직을 해제하는 것.
양상 N19은 생체 조직의 기준 임피던스를, 측정 회로를 통해, 측정하는 것과, 측정된 기준 임피던스에 기반하여 요법 지속 시간을 판정하는 것과, 판정된 요법 지속 시간이 만료된 후인 경우에 전기요법 국면을 저감하는 것과, 요법 지속 시간이 만료된 후에 점착 저감 국면을 개시하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 N18의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
O. 펄스 내에서 취해진 측정에 기반하여 펄스를 종결하는 것
양상 O1은 다음을 포함하는, 전기수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전기요법 신호를 전달하기 위한 방법을 포함하거나 사용할 수 있는 주제(가령, 시스템, 장치, 방법, 물품, 또는 유사한 것)를 포함하거나 사용할 수 있다: 요법 국면의 개시에 이어지는 시간 구간 후에 생체 조직의 기준 임피던스를 측정하는 것; 요법 국면의 개시에 이어지는 측정된 기준 임피던스에 기반하여 요법 국면을 위한 종결 규준을 판정하는 것; 요법 국면 동안에 생체 조직에 전기요법 신호를 전달하는 것(전달되는 전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제어됨); 및 종결 규준이 충족되는 것에 응답하여 요법 국면을 종결하는 것.
양상 O2는 종결 규준이 시간적 규준인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O3는 종결 규준이 임피던스 규준인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 또는 O2 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O4는 요법 국면의 개시에 이어지는 측정된 기준 임피던스에 기반하여 요법 국면을 위한 종결 규준을 판정하는 것이 측정된 기준 임피던스에 기반하여 시간적 규준 및 임피던스 규준 간에 선택하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O3 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O5는 전달되는 전기요법 신호가 전력 제어식 요법 계획에 따라 제어되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O4 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O6는 전달되는 전기요법 신호가 전압 제어식 요법 계획에 따라 제어되는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O5 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O7은 요법 국면이 탈수 국면인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O6 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O8은 측정된 기준 임피던스에 기반하여 전기요법 국면을 위한 종결 규준을 판정하는 것이 측정된 기준 임피던스를 임계 임피던스 값과 비교하는 것(임계 임피던스 값은 절대적인 임피던스 값임)을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O7 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O9은 측정된 기준 임피던스에 기반하여 전기요법 국면을 위한 종결 규준을 판정하는 것이 측정된 기준 임피던스를 임계 임피던스 값과 비교하는 것(임계 임피던스 값은 델타 임피던스 값임)을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O8 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O10은 종결 규준이 제1 종결 규준인 것(전기요법 신호는 제1 전기요법 신호이되, 전기요법 국면은 탈수 국면이고, 기준 임피던스는 제1 기준 임피던스이되, 방법은, 탈수 국면의 종결에 이어지는 생체 조직의 제2 기준 임피던스를 측정하는 것과, 혈관 접합 국면의 개시 전에 측정된 제2 기준 임피던스에 기반하여 혈관 접합 국면을 위한 제2 종결 규준을 판정하는 것과, 혈관 접합 국면 동안에 생체 조직에 제2 전기요법 신호를 전달하는 것과, 제2 종결 규준이 충족되는 것에 응답하여 혈관 접합 국면을 종결하는 것을 포함함)을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O9 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O11은 제2 종결 규준이 시간적 규준인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O10 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O12는 제2 종결 규준이 임피던스 규준인 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O11 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
양상 O13은 혈관 접합 국면의 개시 전에 측정된 제2 기준 임피던스에 기반하여 혈관 접합 국면을 위한 제2 종결 규준을 판정하는 것이 측정된 기준 임피던스에 기반하여 시간적 규준 및 임피던스 규준 간에 선택하는 것을 포함하는 것을 포함하거나 사용하기 위해 양상 O1 내지 O12 중 임의의 하나 이상의 것의 적어도 일부 특징을 포함하거나 사용할 수 있거나 이와 선택적으로 조합될 수 있다.
주
본 문서에 기술된 비한정적인 양상 또는 예 각각은 자립할 수 있거나, 다른 예 중 하나 이상과의 다양한 순열 또는 조합으로 조합될 수 있다.
위의 상세한 설명은 상세한 설명의 일부를 형성하는 첨부된 도면에 대한 참조를 포함한다. 도면은, 예시로서, 발명이 실시될 수 있는 구체적인 예를 도시한다. 이들 예는 또한 본 문서에서 "예"로서 지칭된다. 그러한 예는 도시되거나 기술된 것에 더하여 요소를 포함할 수 있다. 그러나, 본 발명자는 도시되거나 기술된 그런 요소만이 제공되는 예를 또한 숙고한다. 더욱이, 본 발명자는, 특정한 예(또는 이의 하나 이상의 양상)에 관해서든, 또는 본 문서에 도시되거나 기술된 다른 예(또는 이의 하나 이상의 양상)에 관해서든, 도시되거나 기술된 그런 요소(또는 이의 하나 이상의 양상)의 임의의 조합 또는 순열을 사용하는 예를 또한 숙고한다.
이 문헌 및 참조에 의해 그와 같이 포함된 임의의 문헌 간의 비일관적인 사용의 경우에, 이 문헌에서의 사용이 좌우한다.
이 문헌에서, 특허 문헌에서 보통 그러하듯이, "적어도 하나" 또는 "하나 이상"의 임의의 다른 사례 또는 사용과는 관계없이, 하나 또는 하나보다 많은 것을 포함하기 위해, 용어 "한" 또는 "일"이 사용된다. 이 문헌에서, 용어 "또는"은, 달리 나타내어지지 않는 한, "A 또는 B"가 "A이나 B는 아님", "B이나 A는 아님" 및 "A 및 B"를 포함하도록, 비배타적인 또는(nonexclusive or)을 지칭하는 데에 사용된다. 이 문헌에서, 용어 "포함하는"(including) 및 "여기에서"(in which)는 각자의 용어 "포함하는"(comprising) 및 "여기에서"(wherein)의 평이한 영어 균등물로서 사용된다. 또한, 다음의 청구항에서, 용어 "포함하는"(including) 및 "포함하는"(comprising)은 개방 종결형(open-ended)인데, 즉, 청구항 내의 그러한 용어 뒤에 열거된 것에 더하여 요소를 포함하는 시스템, 디바이스, 물품, 조성, 공식, 또는 프로세스는 여전히 그 청구항의 범위 내에 속한다고 간주된다. 더욱이, 다음의 청구항에서, 용어 "제1", "제2" 및 "제3" 등은 그저 라벨로서 사용되며, 그것의 대상에 대해 수적(numerical) 요구사항을 부과하도록 의도되지 않는다.
본 문서에서 기술된 방법 예는 적어도 부분적으로 머신 또는 컴퓨터 구현형일 수 있다. 몇몇 예는 위의 예에서 기술된 바와 같은 방법을 수행하도록 전자 디바이스를 구성하도록 동작가능한 명령어로써 인코딩된 컴퓨터 판독가능 매체 또는 머신 판독가능 매체를 포함할 수 있다. 그러한 방법의 구현은 코드(code), 예컨대 마이크로코드(microcode), 어셈블리 언어 코드(assembly language code), 더 고수준의 언어 코드(higher-level language code), 또는 유사한 것을 포함할 수 있다. 그러한 코드는 다양한 방법을 수행하기 위한 컴퓨터 판독가능 명령어를 포함할 수 있다. 코드는 컴퓨터 프로그램 제품의 부분을 형성할 수 있다. 또한, 예에서, 코드는, 예컨대 실행 동안에 또는 다른 시간에, 하나 이상의 휘발성, 비일시적 또는 비휘발성의 유형적 컴퓨터 판독가능 매체 상에 유형적으로 저장될 수 있다. 이들 유형적 컴퓨터 판독가능 매체의 예는 하드 디스크(hard disk), 탈거가능 자기적 디스크(removable magnetic disk), 탈거가능 광학적 디스크(removable optical disk)(가령, 콤팩트 디스크(compact disc) 및 디지털 비디오 디스크(digital video disc)), 자기적 카세트(magnetic cassette), 메모리 카드 또는 스틱, 랜덤 액세스 메모리(Random Access Memory: RAM), 판독 전용 메모리(Read Only Memory: ROM) 및 유사한 것을 포함할 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
위의 설명은 제한적이지 않고, 설명적이도록 의도된다. 예를 들어, 전술된 예(또는 이의 하나 이상의 양상)는 서로 조합되어 사용될 수 있다. 다른 예가, 예컨대 통상의 기술자에 의해 위의 설명을 검토할 때, 사용될 수 있다. 요약서는 독자로 하여금 기술적 개시의 본질을 신속히 알아낼 수 있도록 하기 위해, 37 C.F.R. §1.72(b)를 준수하도록 제공된다. 그것은 청구항의 범위 또는 의미를 해석하거나 한정하는 데에 사용되지 않을 것이라는 이해와 함께 제출된다. 또한, 위의 상세한 설명에서, 개시를 간소화하기 위해 다양한 특징이 함께 그룹화될 수 있다. 이는 청구되지 않은 개시된 특징이 임의의 청구항에 필수적인 것을 의도하는 것으로 해석되어서는 안 된다. 오히려, 발명적 주제는 특정한 개시된 예의 모든 특징보다 적은 것 내에 있을 수 있다. 그러므로, 다음의 청구항은 이로써 예 또는 예들로서 상세한 설명 내에 포함되는데, 각각의 청구항은 별개의 예로서 자립하며, 그러한 예는 다양한 조합 또는 순열로 서로 조합될 수 있음이 숙고된다. 발명의 범위는 부기된 청구항을, 또 그러한 청구항에 부여된 균등물의 전 범위도 함께 참조하여 정해져야 한다.
Claims (43)
- 요법 신호(therapeutic signal)를 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통(electrical communication)이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터(surgical generator)로서, 상기 수술 제너레이터는,
전기 에너지 소스(electrical-energy source)와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고(electrically coupled) 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
조사 국면(interrogation phase) 및 제1 건조 국면(drying phase) 중 적어도 하나 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고,
적어도 상기 제1 건조 국면의 완료 후에, 상기 조사 국면 및 상기 제1 건조 국면 중 상기 적어도 하나 동안에 상기 생체 조직에 전달되는 에너지의 양을 임계 에너지 값과 비교하고,
상기 비교에 기반하여 상기 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 제1항에 있어서,
상기 비교에 기반하여 상기 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된 상기 제어 회로는,
만일 전달되는 에너지의 상기 양이 상기 임계 에너지 값을 초과하는 경우 제2 건조 국면 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 상기 에너지 전달을 제어하거나,
만일 전달되는 에너지의 상기 양이 상기 임계 에너지 값보다 더 작은 경우 마무리 국면(finishing phase) 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 상기 에너지 전달을 제어하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 요법 신호를 생성하고, 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
조사 국면 및 제1 건조 국면 중 적어도 하나 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고,
적어도 상기 제1 건조 국면의 완료 후에, 상기 조사 국면 및 상기 제1 건조 국면 중 상기 적어도 하나 동안에 상기 생체 조직에 전달되는 전류의 양을 임계 에너지 값과 비교하고,
상기 비교에 기반하여 상기 요법 신호의 전달을 조정하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 요법 신호를 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 전기수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
제어 회로에 커플링되고 조사 국면 동안에 상기 생체 조직의 기준 임피던스 각도를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 전달을 제어하고,
상기 측정된 기준 임피던스 각도를 각도 임계와 비교하고,
상기 각도 임계와의 상기 측정된 기준 임피던스 각도의 상기 비교에 기반하여 상기 기기의 환경적 조건을 나타내는 응답을 생성하도록 구성된,
전기수술 제너레이터. - 제4항에 있어서,
상기 제어 회로는 상기 생체 조직 내의 도전성 이물질(conductive foreign body)의 존재를 나타내는 에러 통지(error notification)를 생성하도록 구성된,
전기수술 제너레이터. - 제4항에 있어서,
상기 제어 회로는 개방 회로(open circuit)를 나타내는 에러 통지를 생성하도록 구성된,
전기수술 제너레이터. - 요법 신호를 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 시스템으로서, 상기 수술 시스템은,
제어 회로에 커플링되고 전기수술 디바이스 봉합 파라미터 및 상기 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스에 상기 생체 조직에 상기 요법 신호를 전달하고,
조정된 임피던스를 상기 전기수술 디바이스 봉합 파라미터 및 상기 측정된 임피던스 간의 관계에 기반하여 판정하도록 구성된,
수술 시스템. - 제7항에 있어서,
상기 전기수술 디바이스 봉합 파라미터는 온도를 포함하는,
수술 시스템. - 제7항에 있어서,
상기 전기수술 디바이스 봉합 파라미터는 상기 전기요법 신호의 전달 후의 경과된 시간(elapsed time)을 포함하는,
수술 시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자(output terminal)에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조(jaw)를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
상기 수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제1 및 제2 전기수술 에너지 펄스를 전달하고 - 상기 제1 및 제2 전기수술 에너지 펄스는 유지 시간(dwell time)만큼 서로 분리됨 - ,
상기 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 상기 유지 시간을 판정하도록 구성된,
수술 시스템. - 제10항에 있어서,
상기 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 상기 유지 시간을 판정하도록 구성된 상기 제어 회로는,
상기 조에 전달되는 에너지의 양을 판정하고,
상기 제1 전기수술 에너지 펄스에 이어지는 상기 유지 시간을 에너지의 상기 판정된 양에 기반하여 판정하도록 구성된,
수술 시스템. - 생체 조직에 전기요법 신호를 제공하기 위한 전기수술 시스템으로서, 상기 전기수술 시스템은,
겸자를 포함하되, 상기 겸자는,
열리고 닫히도록 구성된 대향가능한(opposable) 조 부재 - 상기 대향가능한 조 부재는, 닫힌 경우에, 상기 대향가능한 조 부재 사이의 상기 생체 조직을 조이되(clamp) 상기 조여진 생체 조직을 통해 상기 대향가능한 조 부재 사이의 전기적 도통을 제공하는 방식으로 조이도록 구성됨 - 와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 전극에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
상기 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면(electrotherapeutic phase) 동안에 상기 생체 조직에 상기 전기요법 신호를 제공하게 하고 - 상기 전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제공됨 - ,
상기 전기 에너지 소스로 하여금 상기 전기요법 국면에 이어지는 점착 저감 국면(sticking reduction phase) 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 전기요법 신호를 펄스화하게(pulse) 하도록 - 상기 전기요법 신호는 유체(fluid)로 하여금 상기 조여진 생체 조직에 돌아갈 수 있게 함으로써 상기 겸자에의 상기 생체 조직의 점착을 저감하도록 구성된 점착 저감 계획에 따라 펄스화됨 - 구성된,
전기수술 시스템. - 제12항에 있어서,
상기 점착 저감 계획은 교번하는(alternating) 전력 최소치 및 최대치를 갖되, 상기 전력 최소치 각각은 사전결정된 임계 아래인,
전기수술 시스템. - 전기수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전기요법 신호를 제공하기 위한 전기수술 제너레이터로서, 상기 전기수술 제너레이터는,
상기 전기수술 제너레이터 및 상기 생체 조직 사이의 전기적 도통을 제공하기 위하여 상기 전기수술 기기를 상기 전기수술 제너레이터에 전기적으로 커플링하도록 구성된 전기적 커넥터(electrical connector)와,
상기 전기적 커넥터에 커플링되고 상기 전기요법 신호를 생성하도록 구성된 전기 에너지 소스와,
제어 회로를 포함하되, 상기 제어 회로는,
상기 전기 에너지 소스로 하여금 전기요법 국면 동안에 상기 생체 조직에 상기 전기요법 신호를 제공하게 하고 - 상기 전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제공됨 - ,
상기 전기 에너지 소스로 하여금 상기 전기요법 국면에 이어지는 점착 저감 국면 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 전기요법 신호를 펄스화하게 하도록 - 상기 전기요법 신호는 유체로 하여금 상기 생체 조직에 돌아갈 수 있게 함으로써 상기 전기수술 기기에의 상기 생체 조직의 점착을 저감하도록 구성된 점착 저감 계획에 따라 펄스화됨 - 구성된,
전기수술 제너레이터. - 제14항에 있어서,
상기 전기적 커넥터에 전기적으로 커플링되고 상기 생체 조직의 기준 임피던스를 포함하는 상기 생체 조직의 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된 측정 회로를 더 포함하되,
상기 제어 회로는 또한,
상기 측정된 기준 임피던스에 기반하여 요법 지속 시간(therapy time duration)을 판정하고,
판정된 요법 지속 시간이 만료된 후인 경우에 상기 전기요법 국면을 저감하고,
상기 요법 지속 시간이 만료된 후에 상기 점착 저감 국면을 개시하도록 구성된,
전기수술 제너레이터. - 전기수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전기요법 신호를 전달하기 위한 전기수술 시스템으로서, 상기 전기수술 시스템은,
제어 회로에 커플링되고 요법 국면의 개시에 이어지는 시간 구간 후 상기 생체 조직의 기준 임피던스를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
상기 요법 국면의 개시에 이어지는 상기 측정된 기준 임피던스에 기반하여 상기 요법 국면을 위한 종결 규준(termination criterion)을 판정하고,
상기 요법 국면 동안에 상기 생체 조직에 상기 전기요법 신호를 전달하고 - 상기 전달되는 전기요법 신호는 전기요법 계획에 따라 제어됨 - ,
상기 종결 규준이 충족되는 것에 응답하여 상기 요법 국면을 종결하도록 구성된,
전기수술 시스템. - 제16항에 있어서,
상기 요법 국면의 개시에 이어지는 상기 측정된 기준 임피던스에 기반하여 상기 요법 국면을 위한 상기 종결 규준을 판정하도록 구성된 상기 제어 회로는,
상기 측정된 기준 임피던스에 기반하여 시간적 규준 및 임피던스 규준 간에 선택하도록 구성된,
전기수술 시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 2개의 전극을 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스의 상기 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직의 제1 측정된 임피던스 값을 제1 임계 값과 비교하고,
상기 제1 측정된 임피던스 값이 상기 제1 임계 값 이하인 경우에 타이머(timer)를 개시하고,
상기 2개의 전극 사이의 상기 조직의 제2 측정된 임피던스 값을 제2 임계 값과 비교하고 - 상기 제2 임계 값은 상기 제1 임계 값보다 더 큼 - ,
상기 제2 측정된 임피던스 값이 상기 제2 임계 값보다 더 작고 상기 타이머가 시간 한도를 충족시키지 않은 경우에 전기수술 에너지의 상기 전달을 계속하도록 구성된,
수술 시스템. - 제18항에 있어서,
상기 제어 회로는,
상기 제2 측정된 임피던스 값이 상기 제2 임계 값보다 더 작고 상기 타이머가 시간 한도를 충족시킨 경우에 전기수술 에너지의 상기 전달을 저감하도록 구성된,
수술 시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 전기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시하고,
상기 타이머가 시간 한도를 충족시킨 후에, 임피던스의 표현을 제1 임계 값과 비교하고,
임피던스의 상기 표현이 상기 제1 임계 값보다 더 작은 경우에 전기수술 에너지의 상기 전달을 계속하도록 구성된,
수술 시스템. - 제20항에 있어서,
상기 제어 회로는,
임피던스의 상기 표현이 상기 제1 임계 값 이상이고 제2 임계 값보다 더 작은 경우에 전기수술 에너지의 상기 전달을 저감하는 것,
임피던스의 상기 표현이 상기 제2 임계 값 이상인 경우에 전기수술 에너지의 상기 전달을 저감하는 것, 또는
임피던스의 상기 표현이 상기 제2 임계 값 이상인 경우에 지표(indication)를 생성하는 것 중 적어도 하나를 수행하도록 구성된,
수술 시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 상기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시하고,
상기 타이머가 시간 한도를 충족시킨 후에, 상기 생체 조직의 임피던스의 변화율(rate of change)을 제1 임계 값과 비교하고,
임피던스의 상기 변화율이 상기 제1 임계 값보다 더 작은 경우에 전기수술 에너지의 상기 전달을 계속하도록 구성된,
수술 시스템. - 제22항에 있어서,
상기 제어 회로는,
임피던스의 상기 변화율이 상기 제1 임계 값 이상인 경우에 상기 에너지의 전달을 저감하도록 구성된,
수술 시스템. - 전기수술 디바이스에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 수술 시스템으로서, 상기 수술 시스템은,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 전기수술 에너지를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 상기 전기수술 에너지의 전달에 응답하여 타이머를 개시하고,
상기 생체 조직의 임피던스의 표현을 임계 값과 비교하고,
상기 임계 값이 충족될 때까지 상기 전기수술 에너지의 상기 전달을 계속하고,
상기 임계 값에 도달할 때, 경과된 시간을 기록하고,
만일 상기 경과된 시간이 시간 한도보다 더 작은 경우 에러 상태를 선언하도록 구성된,
수술 시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 전기수술 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직의 임피던스의 표현을 제1 임계와 비교하고,
상기 임피던스의 상기 표현이 제1 범위 내에 있는 경우에 제1 전력 교정(power correction)을 적어도 2개의 전력 교정으로부터 선택하고,
상기 전기수술 디바이스에 커플링된 전력 제너레이터의 전력 설정에 상기 선택된 제1 전력 교정을 적용하도록 구성된,
수술 시스템. - 조합 초음파 에너지 및 전기수술 에너지 시스템(combination ultrasonic energy and electrosurgical energy system)으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되, 상기 전달되는 에너지는 적어도 어떤 초음파 에너지를 포함하되,
상기 제어 회로는,
상기 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직으로의 에너지의 상기 전달을 제어하고,
상기 생체 조직의 조직 파라미터(tissue parameter)의 표현을 측정하고,
상기 생체 조직의 상기 조직 파라미터의 상기 측정된 표현의 특성에 기반하여 에너지의 상기 전달의 레벨을 저감하거나 에너지의 상기 전달을 종결하도록 구성되되, 상기 전달되는 에너지는 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합이고, 에너지의 상기 전달의 상기 레벨을 저감하거나 에너지의 상기 전달을 종결하도록 구성된 상기 제어 회로는,
상기 초음파 에너지의 레벨을 저감하도록 구성된,
시스템. - 제26항에 있어서,
상기 전달되는 에너지는 전기수술 에너지 및 초음파 에너지의 조합이고, 상기 전기수술 에너지는 전력 제어식(power-controlled)인,
시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 적어도 하나의 전극을 가진 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
전기수술 에너지 펄스를 카운트하고(count) 상기 적어도 하나의 전극과의 도통이 되는 생체 조직에 전달하고,
복수의 전기수술 에너지 펄스에 대해,
파라미터를 임계 값과 비교하고,
상기 전기수술 에너지 펄스의 상기 카운트에 기반하여 상기 임계 값을 조정하도록 구성된,
수술 시스템. - 제28항에 있어서,
상기 제어 회로는,
제1 측정된 파라미터를 제2 측정된 파라미터와 비교하도록 구성되고,
상기 전기수술 에너지 펄스의 상기 카운트에 기반하여 상기 임계 값을 조정하도록 구성된 상기 제어 회로는,
상기 제1 측정된 파라미터 및 상기 제2 측정된 파라미터 간의 차이에 기반하여 상기 임계 값을 조정하도록 구성된,
수술 시스템. - 제28항에 있어서,
상기 제어 회로는,
제1 측정된 파라미터 및 제2 측정된 파라미터 간의 변화율을 판정하도록 구성되고,
상기 전기수술 에너지 펄스의 상기 카운트에 기반하여 상기 임계 값을 조정하도록 구성된 상기 제어 회로는,
상기 제1 측정된 파라미터 및 상기 제2 측정된 파라미터 간의 상기 변화율에 기반하여 상기 임계 값을 조정하도록 구성된,
수술 시스템. - 수술 시스템으로서,
제어 회로와,
상기 제어 회로에 커플링되고 환자로의 전달을 위한 출력 단자에 에너지를 전달하도록 구성된 출력 회로를 포함하되, 상기 출력 단자는 대응하는 전극을 가진 2개의 조를 갖는 전기수술 디바이스에 커플링되도록 구성되되,
상기 제어 회로는,
전기수술 에너지 펄스를 카운트하고 상기 수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 전달하고,
복수의 전기수술 에너지 펄스에 대해,
상기 전기수술 디바이스의 2개의 전극과의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제1 전기수술 에너지 펄스를 전달하고,
상기 생체 조직의 임피던스의 제1 측정된 표현을 제1 임계 값과 비교하고,
임피던스의 상기 제1 측정된 표현이 상기 제1 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 상기 제1 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하고,
상기 펄스의 상기 카운트에 기반하여 상기 제1 임계 값을 제2 임계 값으로 증가시키고,
상기 조직에 제2 전기수술 에너지 펄스를 전달하고,
상기 조직의 임피던스의 제2 측정된 표현을 상기 제2 임계 값과 비교하고,
임피던스의 상기 제2 측정된 표현이 상기 제2 임계 값을 충족시키거나 초과하는 경우에 상기 제2 전기수술 에너지 펄스의 전달을 저감하도록 구성된,
수술 시스템. - 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
요법 계획에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 상기 전력을 제어하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 제32항에 있어서,
상기 제어 회로는,
상기 요법 계획에 따라 건조 국면의 일부분 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 전압을 제어하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
상기 생체 조직의 측정된 전기적 파라미터의 변화의 함수로서의 에너지 전달에서의 점증적 변화(incremental change)에 따라 요법 국면의 일부분 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 제34항에 있어서,
상기 요법 신호의 상기 에너지 전달을 제어하도록 구성된 상기 제어 회로는,
전류의 함수로서 상기 전력을 점증적으로 수정하기 위해 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 상기 전력을 제어하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
제어 회로에 커플링되고 요법 국면 동안에 상기 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
요법 국면 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고,
상기 측정된 임피던스가 사전결정된 델타 임피던스 값만큼 변화하는 것에 응답하여, 상기 요법 국면 동안 상기 에너지 전달을 저감하도록 구성되되, 상기 사전결정된 델타 임피던스는 상기 요법 신호의 펄스 동안 최소 임피던스 측정에 대한 임피던스의 변화인,
수술 제너레이터. - 제36항에 있어서,
상기 제어 회로는,
상기 측정된 임피던스를 상기 최소 임피던스 측정과 비교하고,
상기 측정된 임피던스가 상기 최소 임피던스 측정보다 더 작은 경우에 상기 측정된 임피던스를 상기 최소 임피던스 측정으로서 저장하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
제어 회로에 커플링되고 요법 국면 동안에 상기 생체 조직의 임피던스를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
요법 국면 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고,
상기 측정된 임피던스가 사전결정된 델타 임피던스 값만큼 변화하는 것에 응답하여, 상기 요법 국면 동안 상기 에너지 전달을 저감하도록 구성되되, 상기 사전결정된 델타 임피던스는 상기 요법 국면이 시작한 후의 설정된 시간 구간에서 취해진 임피던스 측정에 대한 임피던스의 변화인,
수술 제너레이터. - 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
제어 회로에 커플링되고 요법 국면 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 전류를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
요법 국면 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고,
상기 생체 조직의 상기 측정된 전류가 사전결정된 값을 만족하는 것에 응답하여, 상기 요법 국면 동안 상기 에너지 전달을 저감하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 제39항에 있어서,
상기 사전결정된 값은 초기 전류 측정에 대한 전류의 변화인,
수술 제너레이터. - 제39항에 있어서,
상기 사전결정된 값은 상기 요법 신호의 펄스 동안 최대 전류 측정에 대한 전류의 변화인,
수술 제너레이터. - 요법 신호의 제어된 전력을 생성하고 수술 기기와의 전기적 도통이 되는 생체 조직에 제공하도록 구성된 수술 제너레이터로서, 상기 수술 제너레이터는,
제어 회로에 커플링되고 복수의 요법 펄스 중의 제1 및 제2 펄스 동안에 각각 상기 생체 조직의 제1 및 제2 전기적 파라미터를 측정하도록 구성된 측정 회로와,
전기 에너지 소스와의 도통이 되는 상기 제어 회로를 포함하되, 상기 전기 에너지 소스는 상기 기기에 전기적으로 커플링되고 상기 요법 신호를 생성하도록 구성되되, 상기 제어 회로는,
복수의 요법 펄스 동안에 상기 생체 조직에 제공되는 상기 요법 신호의 에너지 전달을 제어하고,
상기 생체 조직의 상기 측정된 제1 전기적 파라미터가 제1 임계 값을 충족시키는 것에 응답하여, 상기 제1 펄스 동안 상기 에너지 전달을 수정하고,
상기 생체 조직의 상기 측정된 제2 파라미터가 제2 임계 값을 충족시키는 것에 응답하여, 상기 제2 펄스 동안 상기 에너지 전달을 수정하도록 구성된,
수술 제너레이터. - 제42항에 있어서,
상기 제1 파라미터는 전류이고, 상기 제1 임계 값은 초기 전류 측정에 대한 전류의 변화이고, 제2 국면은 봉합 국면인,
수술 제너레이터.
Applications Claiming Priority (13)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201962845647P | 2019-05-09 | 2019-05-09 | |
| US62/845,647 | 2019-05-09 | ||
| US201962905345P | 2019-09-24 | 2019-09-24 | |
| US201962905360P | 2019-09-24 | 2019-09-24 | |
| US201962905318P | 2019-09-24 | 2019-09-24 | |
| US201962905337P | 2019-09-24 | 2019-09-24 | |
| US201962905366P | 2019-09-24 | 2019-09-24 | |
| US62/905,318 | 2019-09-24 | ||
| US62/905,337 | 2019-09-24 | ||
| US62/905,360 | 2019-09-24 | ||
| US62/905,345 | 2019-09-24 | ||
| US62/905,366 | 2019-09-24 | ||
| PCT/US2020/031857 WO2020227519A1 (en) | 2019-05-09 | 2020-05-07 | Electrosurgical systems and methods |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20220007884A true KR20220007884A (ko) | 2022-01-19 |
| KR102713085B1 KR102713085B1 (ko) | 2024-10-04 |
Family
ID=73046076
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020217040381A KR102713085B1 (ko) | 2019-05-09 | 2020-05-07 | 전기수술 시스템에서의 소모된 에너지의 평가 기법 |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (22) | US11883088B2 (ko) |
| EP (1) | EP3965676A1 (ko) |
| JP (2) | JP7318006B2 (ko) |
| KR (1) | KR102713085B1 (ko) |
| CN (10) | CN113811255B (ko) |
| AU (2) | AU2020267650B2 (ko) |
| CR (1) | CR20210617A (ko) |
| DO (1) | DOP2021000231A (ko) |
| NZ (1) | NZ782248A (ko) |
| SG (1) | SG11202111518WA (ko) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10751117B2 (en) | 2016-09-23 | 2020-08-25 | Ethicon Llc | Electrosurgical instrument with fluid diverter |
| US10799284B2 (en) | 2017-03-15 | 2020-10-13 | Ethicon Llc | Electrosurgical instrument with textured jaws |
| CN113811255B (zh) | 2019-05-09 | 2024-07-05 | 捷锐士阿希迈公司(以奥林巴斯美国外科技术名义) | 电外科系统和方法 |
| CN112807071B (zh) * | 2020-12-31 | 2022-03-04 | 杭州堃博生物科技有限公司 | 射频操作中的射频主机 |
| US20230121554A1 (en) * | 2021-10-19 | 2023-04-20 | Verb Surgical Inc. | Integrated sensors for energy tools |
| WO2023073524A2 (en) * | 2021-10-25 | 2023-05-04 | Cilag Gmbh International | Electrodes and methods for use with a multi-layer clamp arm pad to enhance the performance of a surgical device |
| US11698311B2 (en) * | 2021-10-25 | 2023-07-11 | Infineon Technologies Ag | Metamaterial based torque and shaft rotational speed sensor |
| US11896353B2 (en) * | 2021-10-26 | 2024-02-13 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus for estimating bio-information, and method of determining false detection of bio-signal peaks |
| US11957342B2 (en) | 2021-11-01 | 2024-04-16 | Cilag Gmbh International | Devices, systems, and methods for detecting tissue and foreign objects during a surgical operation |
| CN114404030B (zh) * | 2022-01-25 | 2024-09-20 | 深圳市创谷科技发展有限公司 | 高频电刀运行控制装置及高频电刀系统 |
| CN114831725B (zh) * | 2022-05-05 | 2024-01-26 | 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 | 一种电外科发生器、电外科系统及其控制方法 |
| US20240000499A1 (en) * | 2022-06-30 | 2024-01-04 | Cilag Gmbh International | Electrosurgical instrument for applying non-therapeutic rf signals |
| CN115005961B (zh) * | 2022-07-07 | 2023-05-12 | 上海普实医疗器械股份有限公司 | 心脏脉冲电场消融系统 |
| CN114983551B (zh) * | 2022-07-12 | 2022-10-25 | 深圳迈微医疗科技有限公司 | 组织消融装置以及电化学阻抗测量装置 |
| US11896327B1 (en) * | 2022-12-28 | 2024-02-13 | Cilag Gmbh International | Tissue sensing circuit for surgical instrument |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007319684A (ja) * | 2006-05-30 | 2007-12-13 | Sherwood Services Ag | 細胞の蒸発の前に、組織加熱速度を制御するためのシステムおよび方法 |
| US20080114351A1 (en) * | 2006-10-31 | 2008-05-15 | Takashi Irisawa | High-frequency operation apparatus and method for controlling high-frequency output based on change with time of electrical parameter |
| KR20130052534A (ko) * | 2010-03-26 | 2013-05-22 | 아에스쿨랍 아게 | 전기 수술을 위한 전력 전달의 임피던스 매개 제어 |
| KR20140138058A (ko) * | 2013-05-24 | 2014-12-03 | 에에르베에 엘렉트로메디찐 게엠베하 | 에너지 제어를 포함한 응고 장치 |
| KR20160029706A (ko) * | 2014-09-05 | 2016-03-15 | 에에르베에 엘렉트로메디찐 게엠베하 | 생체 조직의 접촉 응고를 위한 장치 |
Family Cites Families (165)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5324289A (en) | 1991-06-07 | 1994-06-28 | Hemostatic Surgery Corporation | Hemostatic bi-polar electrosurgical cutting apparatus and methods of use |
| US5558671A (en) | 1993-07-22 | 1996-09-24 | Yates; David C. | Impedance feedback monitor for electrosurgical instrument |
| US5372596A (en) | 1993-07-27 | 1994-12-13 | Valleylab Inc. | Apparatus for leakage control and method for its use |
| US5540684A (en) | 1994-07-28 | 1996-07-30 | Hassler, Jr.; William L. | Method and apparatus for electrosurgically treating tissue |
| US6293942B1 (en) | 1995-06-23 | 2001-09-25 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical generator method |
| US5830212A (en) | 1996-10-21 | 1998-11-03 | Ndm, Inc. | Electrosurgical generator and electrode |
| ES2353846T3 (es) | 1997-04-11 | 2011-03-07 | United States Surgical Corporation | Aparato para ablación con rf y controlador del mismo. |
| US6123702A (en) | 1998-09-10 | 2000-09-26 | Scimed Life Systems, Inc. | Systems and methods for controlling power in an electrosurgical probe |
| US7137980B2 (en) | 1998-10-23 | 2006-11-21 | Sherwood Services Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
| US20040167508A1 (en) | 2002-02-11 | 2004-08-26 | Robert Wham | Vessel sealing system |
| US7364577B2 (en) | 2002-02-11 | 2008-04-29 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
| US6796981B2 (en) | 1999-09-30 | 2004-09-28 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
| US6398779B1 (en) | 1998-10-23 | 2002-06-04 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
| US7901400B2 (en) | 1998-10-23 | 2011-03-08 | Covidien Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
| US6423057B1 (en) | 1999-01-25 | 2002-07-23 | The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona | Method and apparatus for monitoring and controlling tissue temperature and lesion formation in radio-frequency ablation procedures |
| US6468271B1 (en) | 1999-02-24 | 2002-10-22 | Scimed Life Systems, Inc. | Device and method for percutaneous myocardial revascularization |
| CA2416581A1 (en) | 2000-07-25 | 2002-04-25 | Rita Medical Systems, Inc. | Apparatus for detecting and treating tumors using localized impedance measurement |
| US6843789B2 (en) * | 2000-10-31 | 2005-01-18 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical system |
| US6663627B2 (en) | 2001-04-26 | 2003-12-16 | Medtronic, Inc. | Ablation system and method of use |
| US7959626B2 (en) | 2001-04-26 | 2011-06-14 | Medtronic, Inc. | Transmural ablation systems and methods |
| US6648883B2 (en) | 2001-04-26 | 2003-11-18 | Medtronic, Inc. | Ablation system and method of use |
| US6740079B1 (en) | 2001-07-12 | 2004-05-25 | Neothermia Corporation | Electrosurgical generator |
| WO2003020339A2 (en) | 2001-09-05 | 2003-03-13 | Tissuelink Medical, Inc. | Fluid assisted medical devices, fluid delivery systems and controllers for such devices, and methods |
| WO2003026525A1 (en) | 2001-09-28 | 2003-04-03 | Rita Medical Systems, Inc. | Impedance controlled tissue ablation apparatus and method |
| US6790206B2 (en) | 2002-01-31 | 2004-09-14 | Scimed Life Systems, Inc. | Compensation for power variation along patient cables |
| US6855141B2 (en) | 2002-07-22 | 2005-02-15 | Medtronic, Inc. | Method for monitoring impedance to control power and apparatus utilizing same |
| US7041096B2 (en) | 2002-10-24 | 2006-05-09 | Synergetics Usa, Inc. | Electrosurgical generator apparatus |
| US6942660B2 (en) | 2002-11-19 | 2005-09-13 | Conmed Corporation | Electrosurgical generator and method with multiple semi-autonomously executable functions |
| US6830569B2 (en) | 2002-11-19 | 2004-12-14 | Conmed Corporation | Electrosurgical generator and method for detecting output power delivery malfunction |
| US6948503B2 (en) | 2002-11-19 | 2005-09-27 | Conmed Corporation | Electrosurgical generator and method for cross-checking output power |
| US7255694B2 (en) | 2002-12-10 | 2007-08-14 | Sherwood Services Ag | Variable output crest factor electrosurgical generator |
| US8012150B2 (en) | 2003-05-01 | 2011-09-06 | Covidien Ag | Method and system for programming and controlling an electrosurgical generator system |
| US7156846B2 (en) | 2003-06-13 | 2007-01-02 | Sherwood Services Ag | Vessel sealer and divider for use with small trocars and cannulas |
| US7037306B2 (en) | 2003-06-30 | 2006-05-02 | Ethicon, Inc. | System for creating linear lesions for the treatment of atrial fibrillation |
| US7074218B2 (en) | 2003-06-30 | 2006-07-11 | Ethicon, Inc. | Multi-modality ablation device |
| CA2542798C (en) | 2003-10-23 | 2015-06-23 | Sherwood Services Ag | Thermocouple measurement circuit |
| US7396336B2 (en) | 2003-10-30 | 2008-07-08 | Sherwood Services Ag | Switched resonant ultrasonic power amplifier system |
| US7566332B2 (en) | 2003-11-06 | 2009-07-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Methods and apparatus for dispersing current flow in electrosurgery |
| US6958064B2 (en) | 2003-11-14 | 2005-10-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Systems and methods for performing simultaneous ablation |
| US7282049B2 (en) | 2004-10-08 | 2007-10-16 | Sherwood Services Ag | Electrosurgical system employing multiple electrodes and method thereof |
| US7628786B2 (en) | 2004-10-13 | 2009-12-08 | Covidien Ag | Universal foot switch contact port |
| CN100528097C (zh) * | 2004-10-20 | 2009-08-19 | 雷赛科特医学有限公司 | 组织的热止血和/或凝血 |
| ATE556745T1 (de) | 2005-01-18 | 2012-05-15 | Alma Lasers Ltd | Verbessertes system zur erwärmung von biologischem gewebe mit hf-energie |
| US7601149B2 (en) | 2005-03-07 | 2009-10-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Apparatus for switching nominal and attenuated power between ablation probes |
| US9474564B2 (en) | 2005-03-31 | 2016-10-25 | Covidien Ag | Method and system for compensating for external impedance of an energy carrying component when controlling an electrosurgical generator |
| US7942874B2 (en) | 2005-05-12 | 2011-05-17 | Aragon Surgical, Inc. | Apparatus for tissue cauterization |
| US8734438B2 (en) | 2005-10-21 | 2014-05-27 | Covidien Ag | Circuit and method for reducing stored energy in an electrosurgical generator |
| WO2007067940A2 (en) | 2005-12-06 | 2007-06-14 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Assessment of electrode coupling for tissue ablation |
| BRPI0706605B8 (pt) | 2006-01-17 | 2021-06-22 | Endymed Medical Ltd | sistema eletrocirúrgico empregando energia de radiofreqüência com fase controlada |
| EP2289446B1 (en) | 2006-01-24 | 2017-05-31 | Covidien AG | System for tissue sealing |
| US20160045248A1 (en) * | 2006-01-24 | 2016-02-18 | Covidien Lp | System and method for tissue sealing |
| US8216223B2 (en) | 2006-01-24 | 2012-07-10 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
| US9186200B2 (en) | 2006-01-24 | 2015-11-17 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
| US8882766B2 (en) | 2006-01-24 | 2014-11-11 | Covidien Ag | Method and system for controlling delivery of energy to divide tissue |
| CA2574935A1 (en) | 2006-01-24 | 2007-07-24 | Sherwood Services Ag | A method and system for controlling an output of a radio-frequency medical generator having an impedance based control algorithm |
| US8685016B2 (en) | 2006-01-24 | 2014-04-01 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
| US8147485B2 (en) | 2006-01-24 | 2012-04-03 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
| US7513896B2 (en) | 2006-01-24 | 2009-04-07 | Covidien Ag | Dual synchro-resonant electrosurgical apparatus with bi-directional magnetic coupling |
| CA2574934C (en) | 2006-01-24 | 2015-12-29 | Sherwood Services Ag | System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus |
| US7854735B2 (en) | 2006-02-16 | 2010-12-21 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Energy-based medical treatment system and method |
| US8795270B2 (en) | 2006-04-24 | 2014-08-05 | Covidien Ag | System and method for ablating tissue |
| US7651492B2 (en) | 2006-04-24 | 2010-01-26 | Covidien Ag | Arc based adaptive control system for an electrosurgical unit |
| US10376314B2 (en) | 2006-07-14 | 2019-08-13 | Neuwave Medical, Inc. | Energy delivery systems and uses thereof |
| US8034049B2 (en) | 2006-08-08 | 2011-10-11 | Covidien Ag | System and method for measuring initial tissue impedance |
| CN101553180B (zh) | 2006-09-14 | 2013-08-07 | 拉热尔技术有限公司 | 用于破坏癌细胞的装置 |
| US7794457B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-09-14 | Covidien Ag | Transformer for RF voltage sensing |
| US7951149B2 (en) | 2006-10-17 | 2011-05-31 | Tyco Healthcare Group Lp | Ablative material for use with tissue treatment device |
| US8152801B2 (en) | 2006-12-06 | 2012-04-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Tissue ablation using pulse modulated radio frequency energy |
| US9924998B2 (en) | 2007-01-12 | 2018-03-27 | Atricure, Inc. | Ablation system, clamp and method of use |
| US8777941B2 (en) | 2007-05-10 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Adjustable impedance electrosurgical electrodes |
| US8641704B2 (en) | 2007-05-11 | 2014-02-04 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation |
| US8152800B2 (en) | 2007-07-30 | 2012-04-10 | Vivant Medical, Inc. | Electrosurgical systems and printed circuit boards for use therewith |
| US20090048595A1 (en) | 2007-08-14 | 2009-02-19 | Takashi Mihori | Electric processing system |
| US8216220B2 (en) | 2007-09-07 | 2012-07-10 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for transmission of combined data stream |
| US8512332B2 (en) | 2007-09-21 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Real-time arc control in electrosurgical generators |
| US7972334B2 (en) | 2007-10-16 | 2011-07-05 | Conmed Corporation | Coaptive tissue fusion method and apparatus with energy derivative precursive energy termination control |
| WO2009065140A1 (en) | 2007-11-16 | 2009-05-22 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Device and method for real-time lesion estimation during ablation |
| US8290578B2 (en) | 2007-12-28 | 2012-10-16 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and apparatus for complex impedance compensation |
| DE102008004241B4 (de) | 2008-01-14 | 2012-01-12 | Erbe Elektromedizin Gmbh | Verfahren zur Steuerung eines elektrochirurgischen HF-Generators sowie Elektrochirurgiegerät |
| US8187263B2 (en) | 2008-02-04 | 2012-05-29 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for return electrode monitoring |
| US9700367B2 (en) | 2008-03-03 | 2017-07-11 | Rüdiger Stockert | Device for thermosurgery |
| US8500727B2 (en) | 2008-05-13 | 2013-08-06 | Megadyne Medical Products, Inc. | Methods, systems, and devices for performing electrosurgical procedures |
| US8226639B2 (en) | 2008-06-10 | 2012-07-24 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for output control of electrosurgical generator |
| DE102008030213A1 (de) | 2008-06-25 | 2009-12-31 | Theuer, Axel E., Prof. Dr.-Ing. habil. | Vorrichtung zur Zerstörung von Tumorzellen und Tumorgewebe |
| US10363057B2 (en) | 2008-07-18 | 2019-07-30 | Vytronus, Inc. | System and method for delivering energy to tissue |
| DE102008058737B4 (de) | 2008-09-08 | 2019-12-12 | Erbe Elektromedizin Gmbh | HF-Chirurgiegenerator |
| US8852179B2 (en) | 2008-10-10 | 2014-10-07 | Covidien Lp | Apparatus, system and method for monitoring tissue during an electrosurgical procedure |
| US8663215B2 (en) | 2008-10-15 | 2014-03-04 | Olympus Medical Systems Corp. | Electrosurgical apparatus and method for controlling electrosurgical apparatus |
| CA2751814C (en) * | 2008-12-19 | 2016-11-01 | Kl Medical Llc | Methods and devices for endoscopic access to the heart |
| US8167875B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-05-01 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm for medical devices |
| US8333759B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-12-18 | Covidien Lp | Energy delivery algorithm for medical devices |
| US8162932B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-04-24 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm impedance trend adaptation |
| US8152802B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-04-10 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm filter pre-loading |
| US8211100B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-07-03 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm for medical devices based on maintaining a fixed position on a tissue electrical conductivity v. temperature curve |
| US9277969B2 (en) | 2009-04-01 | 2016-03-08 | Covidien Lp | Microwave ablation system with user-controlled ablation size and method of use |
| US8728139B2 (en) | 2009-04-16 | 2014-05-20 | Lazure Technologies, Llc | System and method for energy delivery to a tissue using an electrode array |
| US9314291B2 (en) | 2009-04-29 | 2016-04-19 | Erbe Elektromedizin Gmbh | RF surgical generator and method for driving an RF surgical generator |
| US8954161B2 (en) | 2012-06-01 | 2015-02-10 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Systems and methods for radiometrically measuring temperature and detecting tissue contact prior to and during tissue ablation |
| US9226791B2 (en) | 2012-03-12 | 2016-01-05 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Systems for temperature-controlled ablation using radiometric feedback |
| US8926605B2 (en) | 2012-02-07 | 2015-01-06 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Systems and methods for radiometrically measuring temperature during tissue ablation |
| US8257350B2 (en) | 2009-06-17 | 2012-09-04 | Arthrocare Corporation | Method and system of an electrosurgical controller with wave-shaping |
| US9017326B2 (en) | 2009-07-15 | 2015-04-28 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Impedance monitoring apparatus, system, and method for ultrasonic surgical instruments |
| US8382751B2 (en) | 2009-09-10 | 2013-02-26 | Covidien Lp | System and method for power supply noise reduction |
| US9050093B2 (en) | 2009-10-09 | 2015-06-09 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Surgical generator for ultrasonic and electrosurgical devices |
| US9168054B2 (en) | 2009-10-09 | 2015-10-27 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Surgical generator for ultrasonic and electrosurgical devices |
| JP4704520B1 (ja) * | 2009-10-28 | 2011-06-15 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 高周波手術装置及び医療機器の作動方法 |
| US9060798B2 (en) | 2009-11-16 | 2015-06-23 | Covidien Lp | Surgical forceps capable of adjusting sealing pressure based on vessel size |
| US8394092B2 (en) | 2009-11-17 | 2013-03-12 | Vivant Medical, Inc. | Electromagnetic energy delivery devices including an energy applicator array and electrosurgical systems including same |
| JP5905187B2 (ja) | 2009-12-02 | 2016-04-20 | 国立大学法人 東京大学 | 甘味受容体発現コンストラクト、これを発現させた細胞体、及びその利用 |
| US8556929B2 (en) | 2010-01-29 | 2013-10-15 | Covidien Lp | Surgical forceps capable of adjusting seal plate width based on vessel size |
| US8556891B2 (en) | 2010-03-03 | 2013-10-15 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Variable-output radiofrequency ablation power supply |
| US8419727B2 (en) | 2010-03-26 | 2013-04-16 | Aesculap Ag | Impedance mediated power delivery for electrosurgery |
| US8617154B2 (en) | 2010-06-25 | 2013-12-31 | Covidien Lp | Current-fed push-pull converter with passive voltage clamp |
| WO2012068505A1 (en) | 2010-11-19 | 2012-05-24 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Electrode catheter device with indifferent electrode for direct current tissue therapies |
| US8920421B2 (en) | 2010-11-29 | 2014-12-30 | Covidien Lp | System and method for tissue sealing |
| US20120150169A1 (en) | 2010-12-09 | 2012-06-14 | Medtronic, Inc. | Impedance measurement to monitor organ perfusion or hemodynamic status |
| US9737353B2 (en) | 2010-12-16 | 2017-08-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System for controlling tissue ablation using temperature sensors |
| US8968293B2 (en) | 2011-04-12 | 2015-03-03 | Covidien Lp | Systems and methods for calibrating power measurements in an electrosurgical generator |
| EP2520241B1 (de) | 2011-05-03 | 2016-10-26 | Erbe Elektromedizin GmbH | Einrichtung zur Gewebefusion oder Koagulation durch gewebewiderstandsabhängig spannungsgeregelte elektrische Einwirkung |
| EP2520240B8 (de) * | 2011-05-03 | 2017-03-15 | Erbe Elektromedizin GmbH | Einrichtung zur Gewerbefusion oder Koagulation durch elektrische Einwirkung mit negativer Quellimpedanz |
| US20120296238A1 (en) | 2011-05-16 | 2012-11-22 | Tyco Healthcare Group Lp | System and Methods for Energy-Based Sealing of Tissue with Optical Feedback |
| US9055951B2 (en) | 2011-05-23 | 2015-06-16 | Covidien Lp | Endovascular tissue removal device |
| US8723139B2 (en) | 2011-06-09 | 2014-05-13 | Molecular Devices, Llc | System and method for automatically determining optimal excitation and emission wavelengths of a fluorophore |
| EP2537479B1 (de) | 2011-06-20 | 2014-04-16 | Erbe Elektromedizin GmbH | Steuerung eines medizinischen Geräts in Abhängigkeit von der Neutralektrodenimpedanz |
| EP2540244B1 (de) | 2011-06-30 | 2017-08-16 | Erbe Elektromedizin GmbH | Vorrichtung zum optimierten Koagulieren von biologischem Gewebe |
| US9452302B2 (en) | 2011-07-10 | 2016-09-27 | Guided Therapy Systems, Llc | Systems and methods for accelerating healing of implanted material and/or native tissue |
| EP2731675B1 (en) | 2011-07-11 | 2023-05-03 | Guided Therapy Systems, L.L.C. | Systems and methods for coupling an ultrasound source to tissue |
| US9028482B2 (en) | 2011-07-19 | 2015-05-12 | Covidien Lp | Microwave and RF ablation system and related method for dynamic impedance matching |
| US8968297B2 (en) | 2011-07-19 | 2015-03-03 | Covidien Lp | Microwave and RF ablation system and related method for dynamic impedance matching |
| US9480523B2 (en) | 2012-01-27 | 2016-11-01 | Covidien Lp | Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation |
| US9037447B2 (en) | 2012-01-27 | 2015-05-19 | Covidien Lp | Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation |
| US9693816B2 (en) * | 2012-01-30 | 2017-07-04 | Covidien Lp | Electrosurgical apparatus with integrated energy sensing at tissue site |
| US9375250B2 (en) | 2012-04-09 | 2016-06-28 | Covidien Lp | Method for employing single fault safe redundant signals |
| US9044238B2 (en) | 2012-04-10 | 2015-06-02 | Covidien Lp | Electrosurgical monopolar apparatus with arc energy vascular coagulation control |
| US9095350B2 (en) | 2012-05-01 | 2015-08-04 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Impedance detection of venous placement of multi-electrode catheters |
| US9161813B2 (en) | 2012-07-20 | 2015-10-20 | Stryker Corporation | RF energy console including method for vessel sealing |
| JP6058810B2 (ja) | 2012-11-09 | 2017-01-11 | ジャイラス・エーシーエムアイ・インコーポレーテッド | 回転アセンブリを備える鉗子 |
| US9204921B2 (en) | 2012-12-13 | 2015-12-08 | Cook Medical Technologies Llc | RF energy controller and method for electrosurgical medical devices |
| US9270202B2 (en) | 2013-03-11 | 2016-02-23 | Covidien Lp | Constant power inverter with crest factor control |
| GB2514100B (en) * | 2013-05-08 | 2020-04-01 | Creo Medical Ltd | Apparatus for Controlling Power Delivered by Electrosurgical Probe |
| US10285750B2 (en) | 2013-07-29 | 2019-05-14 | Covidien Lp | Systems and methods for operating an electrosurgical generator |
| EP2853217B1 (de) | 2013-09-30 | 2016-08-31 | ERBE Elektromedizin GmbH | Chirurgisches Gerät mit verbessertem Netzmodul |
| US8986296B2 (en) | 2013-11-26 | 2015-03-24 | Nazmi Peyman | System and method for generating heat at target area of patient's body |
| US9737355B2 (en) * | 2014-03-31 | 2017-08-22 | Ethicon Llc | Controlling impedance rise in electrosurgical medical devices |
| CA2947016C (en) | 2014-04-29 | 2023-02-28 | William Dean Wallace | Treatment methods and portable surgical devices for treating neoplastic and hyperplastic cells in the cervix and other dermatologically or surface related disorders |
| US9717552B2 (en) * | 2014-05-06 | 2017-08-01 | Cosman Intruments, Llc | Electrosurgical generator |
| EP3142583B1 (en) | 2014-05-16 | 2023-04-12 | Applied Medical Resources Corporation | Electrosurgical system |
| US9649148B2 (en) * | 2014-07-24 | 2017-05-16 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical system and method having enhanced arc prevention |
| US10194972B2 (en) | 2014-08-26 | 2019-02-05 | Ethicon Llc | Managing tissue treatment |
| DE102014115868A1 (de) | 2014-10-31 | 2016-05-04 | Aesculap Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines Behandlungsvorgangs |
| WO2016139872A1 (ja) | 2015-03-02 | 2016-09-09 | オリンパス株式会社 | 高周波処置具のための電源装置、高周波処置システム、及び電源装置のための制御方法 |
| US10512499B2 (en) | 2015-06-19 | 2019-12-24 | Covidien Lp | Systems and methods for detecting opening of the jaws of a vessel sealer mid-seal |
| US11141213B2 (en) | 2015-06-30 | 2021-10-12 | Cilag Gmbh International | Surgical instrument with user adaptable techniques |
| US10898256B2 (en) * | 2015-06-30 | 2021-01-26 | Ethicon Llc | Surgical system with user adaptable techniques based on tissue impedance |
| US11051873B2 (en) | 2015-06-30 | 2021-07-06 | Cilag Gmbh International | Surgical system with user adaptable techniques employing multiple energy modalities based on tissue parameters |
| US10470791B2 (en) | 2015-12-30 | 2019-11-12 | Ethicon Llc | Surgical instrument with staged application of electrosurgical and ultrasonic energy |
| US10561433B2 (en) | 2016-01-11 | 2020-02-18 | Gyrus Acmi, Inc. | Forceps jaw mechanism |
| JP6665300B2 (ja) | 2016-07-26 | 2020-03-13 | オリンパス株式会社 | エネルギー制御装置、処置システム及びエネルギー制御装置の作動方法 |
| US10376305B2 (en) * | 2016-08-05 | 2019-08-13 | Ethicon Llc | Methods and systems for advanced harmonic energy |
| DE102017106747A1 (de) * | 2017-03-29 | 2018-10-04 | Erbe Elektromedizin Gmbh | Generator zur Versorgung eines Koagulationsinstruments und Steuerungsverfahren für diesen |
| US11229473B2 (en) | 2017-05-22 | 2022-01-25 | Cilag Gmbh International | Combination ultrasonic and electrosurgical instrument with clamp arm position input and method for identifying tissue state |
| US11446052B2 (en) | 2017-12-28 | 2022-09-20 | Cilag Gmbh International | Variation of radio frequency and ultrasonic power level in cooperation with varying clamp arm pressure to achieve predefined heat flux or power applied to tissue |
| US11109866B2 (en) | 2017-12-28 | 2021-09-07 | Cilag Gmbh International | Method for circular stapler control algorithm adjustment based on situational awareness |
| CN113811255B (zh) | 2019-05-09 | 2024-07-05 | 捷锐士阿希迈公司(以奥林巴斯美国外科技术名义) | 电外科系统和方法 |
| WO2020227519A1 (en) | 2019-05-09 | 2020-11-12 | Gyrus Acmi, Inc. D/B/A Olympus Surgical Technologies America | Electrosurgical systems and methods |
-
2020
- 2020-05-07 CN CN202080034752.3A patent/CN113811255B/zh active Active
- 2020-05-07 CN CN202410768596.3A patent/CN118648967A/zh active Pending
- 2020-05-07 KR KR1020217040381A patent/KR102713085B1/ko active IP Right Grant
- 2020-05-07 JP JP2021566238A patent/JP7318006B2/ja active Active
- 2020-05-07 CN CN202410768631.1A patent/CN118648968A/zh active Pending
- 2020-05-07 CN CN202410769363.5A patent/CN118648971A/zh active Pending
- 2020-05-07 CR CR20210617A patent/CR20210617A/es unknown
- 2020-05-07 CN CN202410769480.1A patent/CN118648973A/zh active Pending
- 2020-05-07 CN CN202410769339.1A patent/CN118648970A/zh active Pending
- 2020-05-07 SG SG11202111518WA patent/SG11202111518WA/en unknown
- 2020-05-07 CN CN202410769398.9A patent/CN118648972A/zh active Pending
- 2020-05-07 CN CN202410768509.4A patent/CN118648966A/zh active Pending
- 2020-05-07 AU AU2020267650A patent/AU2020267650B2/en active Active
- 2020-05-07 EP EP20729383.8A patent/EP3965676A1/en active Pending
- 2020-05-07 CN CN202410768472.5A patent/CN118648965A/zh active Pending
- 2020-05-07 CN CN202410769284.4A patent/CN118648969A/zh active Pending
- 2020-05-07 NZ NZ782248A patent/NZ782248A/en unknown
- 2020-05-14 US US16/874,286 patent/US11883088B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,466 patent/US11672588B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,335 patent/US11666372B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,393 patent/US11751933B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,145 patent/US20200352618A1/en not_active Abandoned
- 2020-05-14 US US16/874,042 patent/US11864813B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,333 patent/US12070259B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,268 patent/US11877787B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,293 patent/US11819258B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,318 patent/US11864726B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,071 patent/US11918274B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,185 patent/US11723711B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,432 patent/US12193721B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,376 patent/US12059191B2/en active Active
- 2020-05-14 US US16/874,486 patent/US20200352632A1/en active Pending
-
2021
- 2021-11-08 DO DO2021000231A patent/DOP2021000231A/es unknown
-
2023
- 2023-06-21 US US18/338,594 patent/US20240000495A1/en active Pending
- 2023-06-22 US US18/213,086 patent/US12171480B2/en active Active
- 2023-07-19 JP JP2023117341A patent/JP2023126563A/ja active Pending
- 2023-09-18 US US18/468,916 patent/US12161384B2/en active Active
- 2023-10-25 US US18/494,050 patent/US20240148428A1/en active Pending
- 2023-12-04 AU AU2023274234A patent/AU2023274234B2/en active Active
- 2023-12-13 US US18/538,054 patent/US20240156509A1/en active Pending
-
2024
- 2024-06-05 US US18/734,269 patent/US20240315756A1/en active Pending
- 2024-07-18 US US18/776,502 patent/US20240366285A1/en active Pending
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007319684A (ja) * | 2006-05-30 | 2007-12-13 | Sherwood Services Ag | 細胞の蒸発の前に、組織加熱速度を制御するためのシステムおよび方法 |
| US20080114351A1 (en) * | 2006-10-31 | 2008-05-15 | Takashi Irisawa | High-frequency operation apparatus and method for controlling high-frequency output based on change with time of electrical parameter |
| KR20130052534A (ko) * | 2010-03-26 | 2013-05-22 | 아에스쿨랍 아게 | 전기 수술을 위한 전력 전달의 임피던스 매개 제어 |
| KR20140138058A (ko) * | 2013-05-24 | 2014-12-03 | 에에르베에 엘렉트로메디찐 게엠베하 | 에너지 제어를 포함한 응고 장치 |
| US20180250063A1 (en) * | 2013-05-24 | 2018-09-06 | Erbe Elektromedizin Gmbh | Coagulation Device Comprising An Energy Control |
| KR20160029706A (ko) * | 2014-09-05 | 2016-03-15 | 에에르베에 엘렉트로메디찐 게엠베하 | 생체 조직의 접촉 응고를 위한 장치 |
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR102713085B1 (ko) | 전기수술 시스템에서의 소모된 에너지의 평가 기법 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A201 | Request for examination | ||
| PA0105 | International application |
Patent event date: 20211209 Patent event code: PA01051R01D Comment text: International Patent Application |
|
| PA0201 | Request for examination |
Patent event code: PA02012R01D Patent event date: 20211209 Comment text: Request for Examination of Application |
|
| PG1501 | Laying open of application | ||
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| PE0902 | Notice of grounds for rejection |
Comment text: Notification of reason for refusal Patent event date: 20231124 Patent event code: PE09021S01D |
|
| E701 | Decision to grant or registration of patent right | ||
| PE0701 | Decision of registration |
Patent event code: PE07011S01D Comment text: Decision to Grant Registration Patent event date: 20240729 |
|
| GRNT | Written decision to grant | ||
| PR0701 | Registration of establishment |
Comment text: Registration of Establishment Patent event date: 20240927 Patent event code: PR07011E01D |
|
| PR1002 | Payment of registration fee |
Payment date: 20240927 End annual number: 3 Start annual number: 1 |
|
| PG1601 | Publication of registration |