KR20230023705A - 모니터링 유닛 및 그러한 모니터링 유닛을 갖는 고주파 수술 시스템 - Google Patents

모니터링 유닛 및 그러한 모니터링 유닛을 갖는 고주파 수술 시스템 Download PDF

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KR20230023705A
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스테판 괴츠
파스칼 알베르트 쉐어츠
로버트 루트비히 콘르
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코코 베타일리궁스게젤샤프트 엠베하
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Abstract

고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하도록 구성되는 모니터링 유닛(10)으로서, 고주파 수술 장치(14)는 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되며, 모니터링 유닛(10)은 환자(12)의 주변 내에 배치되는 측정 전극들(30), 및 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류를 측정 전극들(30) 상에 인가하고, 측정 전극들(30) 사이에서 감소하는 임피던스를 모니터링하고 임피던스(36)의 시간 곡선을 모니터링하고/하거나 그의 시간 변화를 모니터링하도록 구성되는 평가 및 제어 유닛(34)을 갖는다.

Description

모니터링 유닛 및 그러한 모니터링 유닛을 갖는 고주파 수술 시스템
본 발명은 고주파 수술 장치의 동작 동안 환자를 모니터링하도록 구성되는 모니터링 유닛 및 그러한 모니터링 유닛을 갖는 고주파 수술 시스템에 관한 것이다.
고주파 수술(간단히: HF 수술)은 지배적인 유형의 전기수술이 되고 있다. 그것은 지혈(출혈 정지), 조직의 분리 및/또는 조직의 밀봉(응고)으로 공지된 것을 달성하기 위해 조직 세포들의 (특정) 열 유도된 변화 및/또는 파괴를 일으키기 위한 (보조로서의) 전기 에너지를 사용하는 것을 포함한다. 고주파 교류 전류(예를 들어, 0.3 내지 4 MHz)는 전극들(또는 도포기들)을 통해 치료될 조직 내로 전도된다. 조직에서, 열 조직 상호작용은 아래에 더 상세히 설명되는 조직에 존재하는 조직의 전기 저항으로 인해 발생한다.
예를 들어 메스 또는 가위에 의한 종래의 수술 절단 기술들과 비교하여 고주파 수술을 사용하여 조직을 분리하는 실질적인 장점은 절단과 동시에 영향을 받은 혈관들을 밀봉함으로써 출혈이 정지될 수 있다는 것이다. HF 수술 기술의 다른 장점들은 세균들의 전염의 방지, 기계적 조직 보존 및 내시경 사용 가능성을 포함하지만, 이들에 제한되지 않는다.
환자 및 외과의를 위한 장점들 및 상이한 의료 분야들로부터의 꾸준히 증가하는 수요에 기초하여, HF 수술 기술들 및 그들의 지속적인 개발에 대한 요구는 의료 기술의 초점에 있고 이러한 기술에 대한 분명히 다양한 상업 적용 가능성을 확립한다.
전기기술 관점에서, 전기 전류 밀도(물리 단위: 암페어/cm2)로 공지된 것은 HF 수술 기술에서 중요한 역할을 부여 받을 수 있으며, 전기 전류 밀도는 전기 전류가 얼마나 밀집되게 흐르는지를 통상적으로 특징화한다. 예를 들어, 전기 전류 밀도는 또한 (동물 조직 또는 인간 조직에 의해 표현되는 HF 수술의 경우에) (교류) 전기 전류에 의해 야기되는 전기 전도체의 부하를 특징화한다. 전기 전류 밀도는 전류에 이용 가능한 단면적(A)에 대한 전류 세기(I)의 비율로서 정의된다.
HF 수술에서, (원하는) 절단 및/또는 응고 효과(응고 = 물질의 침전, 응집 또는 응고)는 고주파 기술에 의해 치료되는 조직 섹션 내의 전기 전류 밀도가 충분히 크면(통상적으로 1 내지 6 암페어/cm2) 치료된 조직에 대해서만 이뤄질 수 있다. 전기 전류 밀도는 적용 중심으로부터의 거리(r)의 제곱(J ~ 1/r2)에 반비례한다. 이와 반대로, 균질한 조직 성질들을 가정하면, (측정 가능한) 온도 증가는 적용 중심으로부터의 거리(r)의 네제곱(△T ~ 1/r4)에 따라 감소한다.
고주파 교류 전류에 의해 조직을 절단할 때, 국부적으로 제한된 높은 전기 전류 밀도들은 바람직하게는 작은 면적의 나이프 형상 또는 니들 형상 전극들을 통해 절단되는 조직(섹션)에서 발생될 수 있다. 따라서, 고주파 교류 전류를 통해 치료되는 조직은 순간적으로 100 ℃ 이상으로 가열되어, 결과적인 증기 압력은 조직 세포들의 세포 막들을 폭발적으로 파열시킨다. 따라서, 전극과 조직 사이의 생성된 전기 절연 증기는 조직 내로 비방해된 오믹 전류 흐름을 방지하여, 전압(소위 절단 전압)이 전극과 조직 사이에 형성되며, 이를 통해 전극과 조직 사이의 스파크 형성이 생성된다. 추가 에너지 입력은 스파크들을 통해 발생한다. 초고 에너지 밀도들은 스파크들의 루트들에서 발생하며, 이는 관련된 조직 세포들이 증발하는 영향 하에, 크기가 단지 몇 μm이다(rF = 10 내지 20 μm). 이러한 프로세스가 보호 대기 또는 전기 비전도성 액체에서 개방된 환경 조건들 하에 발생하는 것은 문제가 안된다.
치료된 조직 내의 HF 전류의 효과는 그의 노출 시간, 전압 레벨 및 진폭 변조 정도에 의해 주로 결정된다. 다른 한편으로, 주파수(0.3 내지 5 MHz)는 결정적 인자가 아니다. 중요한 특성 변수는 파고 인자(또는 파고)로 공지된 것이다. 그것은 교류 전기량의 RMS 값에 대한 피크 값(파고 값)의 비율을 설명하고 전류가 얼마나 강하게 그 진폭에서 변조되는지의 표시를 제공한다. 예를 들어, 230 Veff(주 전압)의 RMS 값(Ueff)을 갖는 사인파 교류 전압은 대략 325 Vp의 피크 값(Up)을 가져서, 파고 인자(CF)는 이러한 경우에 1,41(√2)이다. 따라서, 일정한 출력 파워에서, 출력 전압은 또한 높은 파고 인자를 갖는 전류에 대해 더 커야 한다.
HF 수술 기술의 코어 부분은 고주파 발생기로 공지된 것이지만, 기본 기술은 매니폴드 마이크로프로세서 및 제어 기술 개발들에 의해 추진되는 지난 수십 년 동안 꾸준히 개선되었다. 현대 고주파 발생기들에서, 발생기에 공급되는 주 전류들은 (HF 수술에 필요한) 고주파 전류로 변환된다. 안전 관련 표준화 및 기술적 진보들(예를 들어, 표준화(IEC 60601-2-2))에 따라, HF 수술 장비의 고주파 출력 파워는 연속적으로 감소되고, 400 W의 상한으로 제한된다. 더욱이, IEC 60601-2-2는 300 kHz 위 및 5 MHz 아래의 동작 주파수들을 사용하는 것을 추천한다.
안전 동기부여 표준화에 뒤이어, 현대 고주파 발생기들은 분산 전극 모니터링, 과다 복용 보호 회로들, 시각 및 가청 활성화 표시기들, 및 알려진 HF 누설 전류 보상과 같은, 대다수의 내부 모니터링 장치들을 계속 특별히 포함하며, 그것에 의해 환자 및 외과의에 대한 더 높은 정도의 보안은 사용 중에 보장될 수 있다.
전술된 장점들 및 지속적인(안전 관련) 기술 개발들에도 불구하고, 종종 HF 수술 장치의 실제 적용 중심(즉, 동작 환경)으로부터 거리를 두는 조직 영역들 내의, 예를 들어, 발, 손, 등의 상부 및 등의 하부 상의 환자의 (때때로 심각한) 화상들 및/또는 화학적 화상들의 문제는 여전히 HF 수술 적용들에 존재한다. (소독제와의 추가 상호작용의 경우에) 이들 화상들 및/또는 화학적 화상들은 환자의 조직 내의 고주파 전기 에너지의 에너지 입력의 부작용들에 기인할 수 있으며, 이는 아래에 더 상세히 설명될 것이다.
원치 않는 화상들 및/또는 화학적 화상들에 대한 잠재적인 "소스"는 종종 환자의 수술전 준비의 부적절한 취급, 예를 들어, 수술대 또는 의자 상의 환자의 부적절한 위치결정(또는 배치)이다. 동작 환경에 따라 성공적일 수 있는 다수의 안전 관련 적용 규칙을 정의하고 표준화함으로써 이러한 부정확한 수술 또는 부정확한 취급(인적 에러)에 대응하는 시도들이 이루어지지만, 환자에 대한 화상들 및 화학적 화상들의 발생이 완전히 방지되지 않는다.
수술에 관련되지 않는 조직 섹션들 상의 원치 않는 환자 부상들은 종종 일부 경우들에서, 사소하지 않은 정도로, 보상금 청구들을 (예를 들어, 개인 고통에 대한 보상 및 의료 경비들의 배상의 형태로) 나중에 초래하며, 이는 적절한 보험 보장(및 연관된 추가 경비들)을 취득하거나 자기 자본을 올림으로써 병원 운영자에 의해 완충되거나 보상되어야 한다.
종종 실제 수술 절차로부터 거리를 두는, 조직 부분들 상의 화상들 또는 화학적 화상들의 물리적 원인은 예를 들어, 완전히 전기적으로 절연되지 않은 환자의 위치 및 (최소 저항의 경로를 따르는) 전류들의 연관된 원치 않은 비제어된 방출에 기인할 수 있다. 더욱이, 환자의 조직(예를 들어, 발)의 일부와 환자의 주변 내의 장비(튜브들 등) 사이의 (우연한) 접촉의 경우에, 예기치 않은 도전 브리지가 생성될 수 있으며 이를 통해 HF 수술 장치에 의해 도입되는 전류가 (추가적으로) 방출될 수 있다. 이들 도전 브리지들은 또한 낮은 주파수 범위에서 전기적으로 절연되고 통상적으로 용량성 결합 효과들로 인한 재료들 상에 발생할 수 있다. 따라서, 예를 들어, 사용자는 플라스틱 호스가 전기 절연 효과를 갖는 것을 예상하지만, 동일한 플라스틱 호스는 고주파 전기 에너지와 접촉할 때 도전성이다.
환자의 원치 않는 화상들 및/또는 화학적 화상들의 발생의 정도는 또한 사용되는 HF 기술에 따라 다르며, 차이는 단극 및 양극 적용 사이에서 이루어진다. 추가 정보에 대해, Kramme, Rudiger, ed. Medizintechnik: Verfahren-Systeme-Informationsverarbeitung [EN: Medical engineering: methods - systems - information processing]. Springer-Verlag, 2016, Chapter 32가 참조된다.
단극 HF 수술 기술은 활성 전극 및 분산 표면 전극을 특별히 포함하며, 이들은 HF 발생기에 각각 연결된다. 활성 전극 상에서, HF 수술에 필요한 물리적 효과들(절단, 응고)이 발생된다. 활성 전극과 비교하여 더 큰 분산 전극은 예를 들어, 환자의 상부 다리 또는 상부 팔 상에 배치된다. 분산 전극과 환자의 피부(표면) 사이의 접촉 영역은 바람직하게는 이러한 경우에 가능한 한 크다(= 가능한 한 낮은 전기 전류 밀도). 활성 전극에 의해 도입되는 고주파 교류 전류는 중성 전극 전극을 통해 이상적으로 완전히 방출된다. 그러나, 환자의 신체의 나머지는 전기적으로 절연되도록 이상적으로 수용된다.
양극 HF 수술 기술에서, 다른 한편으로, 활성 및 분산 전극 둘 다는 하나의 기구, 예를 들어 절연된 브랜치들을 갖는 양극 포셉들 내에 통합된다. 이러한 기술에서, 고주파 교류 전류는 활성 전극을 통해 조직 내로 흐르고 분산 전극을 통해 HF 발생기로 다시 흐른다. 이것은 교류 전류가 2개의 전극 팁 사이의 좁게 둘러싸인 조직 영역에서 흐르는 것을 의미하며, 이는 양극 기술이 특히 섬세한 신경 절개들을 위해, 단극 기술과 비교하여 더 높은 정도의 안전을 보장하는 이유이다. 추가적으로, 단극 기술과 비교하여, 환자에 대한 원치 않는 화상들 및/또는 화학적 화상들의 위험은 예를 들어, 수술 동안 전도성 아이템들을 터치하기 때문에, 오히려 낮지만, 배제되지 않는다.
상술한 것을 고려하여, 본 발명의 목적은 실제 수술 절차에 관련되지 않는 조직 영역들 상의 다수의 원치 않는 화상 및/또는 화학적 화상이 감소될 수 있는 모니터링 기술을 제공하는 것이다.
본 발명의 제1 양태에 따르면, 이러한 목적은 고주파 수술 장치의 동작 동안 환자를 모니터링하도록 구성되는 모니터링 유닛에 의해 달성된다. 고주파 수술 장치는 고주파 전기 에너지에 의해 (환자의) 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성된다. 본 발명에 따른 모니터링 유닛은 환자의 주변 내에 배치되는 측정 전극들, 및 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류를 측정 전극들 상에 인가하고, 측정 전극들 사이에서 감소하는 임피던스를 모니터링하고, 임피던스의 시간 곡선을 모니터링하고/하거나 그의 시간 변화를 모니터링하도록 구성되는 평가 및 제어 유닛을 갖는다. 바람직하게는, 평가 및 제어 유닛은 임피던스의 시간 곡선 내의 임피던스의 상대적 변화가 미리 결정된 제1 제한 값을 하회하거나 초과하고/하거나 임피던스가 미리 결정된 제2 제한 값을 하회하면 경고 신호를 발생시키도록 구성된다.
본 발명에 따른 모니터링 유닛은 환자의 주변의 임피던스 측정 및 모니터링에 의해, 그들이 수술 절차에 실제로 수반되지 않는 조직 부분들 상의(예를 들어, 발, 손 상의 및/또는 환자의 등의 부분들 상의) 원치 않는 화상들 및/또는 화학적 화상들(예를 들어 비제어된 방출 전류들 및/또는 누설 전류들 때문에 생성됨)로부터 보호될 수 있다는 점에서 유리하다.
임피던스 측정은 말하자면, 경고 신호를 발생시킴으로써 지적될 수 있는, 임박한 화상 및/또는 화학적 화상의 예측을 허용하여, 예를 들어, 외과의 또는 보조 직원이 수동으로 개입할 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 고주파 수술 장치는 평가 및 제어 유닛에 의해 또는 고주파 발생기에 의해 제어된 방식으로 셧오프될 수 있다.
고주파 수술 장치는 바람직하게는 활성 전극 및 분산 전극을 가지며, 적어도 활성 전극은 바람직하게는 이용 가능한 고주파 발생기에 연결된다. 활성 전극은 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되고, 분산 전극은 생체 조직으로부터 고주파 전기 에너지를 방출하도록 구성된다. 바람직하게는, 분산 전극은 또한 고주파 발생기에 연결된다.
수술 구역의 주변 내의 조직 섹션 또는 조직 부분을 통한 비제어된 고주파 전류 흐름은 예를 들어, 수술 테이블 상의 환자의 부적절한 위치결정에 의해 생성될 수 있다. 예를 들어, 고주파 범위에서 전도성인 수술 장비(호흡 호스 또는 흡입기 호스, 수술대의 부분들)의 (우연한) 접촉에 의해, 도전 브리지로 공지된 것이 야기될 수 있으며, 이를 통해 활성 전극을 경유하여 도입되는 도입된 교류 전류는 적어도 부분적으로 또는 (최악의 경우에) 완전히 흐를 수 있다. 이상적으로, 활성 전극을 경유하여 도입되는 절단 전류는 분산 전극을 경유하여 단독으로 흘러야 한다. 본 발명에 따른 임피던스 측정에 의해, 이들 도전 브리지들은 본 발명에 따른 임피던스 측정에 의해 실시간으로 실제로 검출될 수 있다.
"환자의 주변 내"라는 말은 측정 전극들(바람직하게는 복수의 측정 전극이지만, 적어도 하나 초과의 측정 전극)이 수술의 중심의 직접 및/또는 간접 주위들 내에 및/또는 환자 상에 또는 환자 주위에 배치되는 것을 의미한다. 다시 말해, 이것은 측정 전극들이 예를 들어, 환자가 수술 동안 위치하는 수술 테이블 상에 배치될 수 있어, 예를 들어, 접촉 표면에 걸쳐(바람직하게는 전적으로) (규칙적으로) 분포되는 것을 의미한다.
대안적으로 또는 추가적으로, 측정 전극들은 환자의 주변 내의 수술 장비(호흡 호스들 및 흡입기 호스들, 와이어링 등) 상에 배치될 수 있다. 바람직하게는, 측정 전극들은 환자의 신체 부분 또는 피부(예를 들어 수술대 상에 직접 위치시킴으로써 등 영역)와 직접 접촉하고/하거나 환자의 조직 섹션(또는 신체 부분)(예를 들어, 부적절한 위치결정의 경우에, 예를 들어, 수술대에서 미끄러져 떨어지는 환자의 손 및 이후에 호스와 접촉하는 손)과 잠재적으로 접촉할 수 있는 표면들 상에 배치된다.
추가적으로, 도전성(신체) 유체(들)(혈액, 배설물 등)은 비제어로 누출되고, 수술 테이블 또는 수술대와 같은, 재료 표면들과 접촉할 때, 이들 재료들과 그들 위에 높여 있는 피부 사이의 전도성을 갑자기 증가시키는 상황이 발생하며 따라서 이들 지점들에서 도전 브리지들을 생성한다.
도전 브리지를 통한 예기치 않거나 비제어된 전류 흐름이 있으면, 수동 상태에서(즉, 전류가 추가 도전 브리지를 통한 전류 흐름 없이 분산 전극을 통해 완전히 방출될 때) 측정 전극들 상에서 측정되는 임피던스는 갑자기 감소한다(임피던스 |Z| = Ueff / Ieff). 임피던스의 상대적 변화가 임피던스의 측정된 곡선에서 미리 결정된 제1 제한 값(예를 들어, 복수의 테스트 측정에 의해 결정됨)을 초과하거나 하회하면 및/또는 임피던스가 미리 결정된 제2 제한 값을 하회하면(예를 들어, 임피던스가 너무 낮아 각각의 조직의 즉각적인 화상이 예상되어야 함) 경고 신호는 바람직하게는 나중에 발생되고/되거나 평가 및 제어 유닛은 고주파 수술 장치가 셧오프되게 한다.
"임피던스의 상대적 변화"라는 말은 시간에 따라 임피던스의 각각의 기울기(증가 또는 감소)를 의미한다. 평가 및 제어 유닛은 임피던스의 시간 곡선(▽f = ∂Z / ∂t, Z = 임피던스 [Ω] 및 t = 시간 [s])으로부터 기울기를 결정하도록 구성된다.
바람직하게는, 측정 전극들은 함께 분산 전극들로서의 역할을 하도록 구성된다.
본 경우에, "측정 교류 전압" 또는 "측정 교류 전류"는 임피던스 측정을 위해 측정 전극들로 도입되는 전류 또는 전압을 의미한다. 측정 전극들 사이에서, 바람직하게는 연속 임피던스 측정이 수행될 수 있으며, 즉, 예를 들어, 측정 교류 전류가 인가되고 전압이 측정되거나 측정 교류 전압이 인가되고 대응하는 전류가 측정된다. 2개의 측정 전극 사이의 임피던스가 각각 상당히(∂Z/∂t)(제1 제한 값) 감소하거나 임계치(제2 제한 값) 아래로 감소하면, 이것은 전도성 유체들의 누출 또는 전기전도성 객체가 피부 영역을 터치하고 반응을 허용하는 것을 시사한다.
또한 고주파(절단) 전류가 인가되거나 고주파 전류가 방출되는 여러가지 상이한 유형들의 조직(근육, 지방 등을 포함함) 및 그들의 조건들(출혈, 건조, 맞붙은 또는 느슨한 전극 접촉 등)이 넓은 임피던스 스펙트럼(대략 50 내지 1000 Ω)을 나타낸다는 점이 언급되어야 한다.
본 발명에 따른 측정 전극들에 의한 임피던스 측정은 특히, 분산 전극 모니터링, 과다 복용 보호 회로들, 광 및 음향 활성화 표시기들 및 HF 누설 전류 보상과 같은, 기존 안전 장치들과 근본적으로 구별되며, 그의 전부는 고주파 발생기 내에 통합될 수 있다. 구별은 특히 본 발명에 따라 모니터링 장치가 바람직하게는 독립적인 또는 개별적인 모니터링 및/또는 안전 유닛으로서 고주파 발생기의 안전 개념들로부터 분리된다는 사실에 기초한다. 이러한 방식으로, 임박한 화상들에 대한 잠재적인 위험 지점들은 바람직하게는 환자의 신체의 전체 접촉 표면에 걸쳐 식별되고 예를 들어 경고 신호에 의해 이른 단계에서 제거될 수 있다. 이것은 인적 에러에 의해 야기되는 고장들이 또한 모니터링될 수 있으며, 이는 고주파 발생기 내에 통합된 안전 시스템들로 불가능하거나 제한된 정도로만 가능한 것을 의미한다.
더욱이, 본 발명의 제2 양태에 따르면. 목적은 고주파 수술 장치의 동작 동안 환자를 모니터링하도록 구성된 모니터링 유닛에 의해 달성되며, 고주파 수술 장치는 고주파 에너지에 의해 (환자의) 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성된다. 제2 양태에 따른 모니터링 유닛은 측정 센서들 및 평가 및 제어 유닛을 가지며, 측정 센서들은 고주파 에너지 때문에 생체 조직의 분리 및/또는 응고 동안 생성되는 파라미터를 검출하도록 구성된다. 바람직하게는, 평가 및 제어 유닛은 파라미터에 기초하여 경고 신호를 발생시키도록 구성된다.
이러한 양태에서, 일부가 심각한 화상들 및/또는 화학적 화상들을 야기할 수 있는, 환자의 신체의 부분에 걸친 비의도된 및/또는 비제어된 전류 흐름의 측정 또는 검출은 측정 센서들을 사용하여 수행되며, 즉 측정 임피던스 값들에 의해 직접 수행되지 않는다. 오히려, 환자의 전체 신체 표면에 걸쳐 가능하면, 추가 기술적 절차들에 의해 임박한 화상들 및/또는 화학적 화상들을 모니터링하고, 이른 단계에서 임박한 화상들을 검출하는 것이 또한 가능하다. 물리적 측정 원리에 따라(예를 들어, 온도 측정 센서 등을 통해), 평가 및 제어 유닛은 파라미터를 기록하며 이에 근거하여 원치 않는 전류가 환자의 신체의 부분을 통해 흐르고 있다고 간접적으로 결론을 내리는 것이 가능하다.
제3 양태에 따르면, 목적은 고주파 에너지를 발생시키도록 구성되는 고주파 발생기를 갖는 고주파 수술 시스템에 의해 달성된다. 더욱이, 본 발명에 따른 시스템은 활성 전극 및 분산 전극을 갖는 고주파 수술 장치를 가지며, 적어도 활성 전극은 고주파 발생기에 연결된다. 활성 전극은 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되고 분산 전극은 생체 조직으로부터 고주파 전기 에너지를 방출하도록 구성된다. 더욱이, 본 발명에 따른 고주파 수술 시스템은 본 발명에 따른 모니터링 유닛의 일 실시예를 갖는다.
더욱이, 제1 또는 제2 양태에 따르면, 예를 들어, 수술 프로세스의 라이브 이미지를 획득하기 위해, 본 발명에 따른 모니터링 유닛을 하나 또는 수개의 광학 센서들(예를 들어, 카메라들)과 결합하는 것이 유리하다. 카메라(들)에 의해 캡처되는 (3D) 이미지들은 바람직하게는 원치 않는 전류 흐름 또는 (추가) 전류 브리지가 발생하는 위치의 시각적 국부화가 예를 들어, 디스플레이에 의해 가능한 방식으로 측정된 양들(임피던스 또는 파라미터)과 중첩될 수 있다.
제1 및 제2 양태의 장점은 간단한 개조가 가능하여, 모든 기존 시스템들이 그들의 안전 기술에 관하여 개조될 수 있다는 것이다. 또한 외과의 및 특히 환자에 대한 상당히 더 높은 레벨의 안전이 본 발명에 따른 모니터링 시스템에 의해 달성될 수 있는 것이 유리하다. 따라서, 수술의 준비 동안의, 예를 들어, 환자의 위치결정에서의 위법 행위 또는 규정 무시는 본 발명에 따른 모니터링 유닛에 의해 적어도 부분적으로 보상될 수 있다. 이것은 더 적은 화상들 및 보험사들의 부담의 감소, 및 따라서 직접적이고 간접적인 비용 절약들을 초래한다.
고주파 수술 장치는 바람직하게는 고주파 전기 메스이다. 고주파 수술 장치는 단극 또는 양극 디자인을 가질 수 있다. 더욱이, 고주파 수술 장치는 일반적으로 수술 목적들을 위해 고주파 전기 에너지를 인가하는 장치일 수 있다.
일 실시예에서, 측정 전극들은 환자의 주변 내의 수개의 구성요소들 상에 배치되어, 평가 및 제어 유닛은 환자의 주변 내의 공간 임피던스 분포를 결정하도록 구성된다.
이러한 실시예의 장점은 환자 또는 환자의 신체의 부근에 위치된 모든 장비가 도전 브리지 또는 전류 브리지의 잠재적인 형성에 대해 모니터링될 수 있다는 것이다. 따라서, 수술 영역 내의 바람직하게는 모든 구성요소들 상에서 임피던스 측정들을 취함으로써 화상들에 민감한 바람직하게는 모든 환자의 신체 부분들을 간접적으로 모니터링하는 것이 가능하다.
다른 실시예에서, 모니터링 유닛은 또한 디스플레이를 갖고 평가 및 제어 유닛은 제1 제한 값이 초과되거나 하회되고/되거나 제2 제한 값이 하회되는 환자의 주변 내의 장소의 위치 및 공간 위치의 형태로 바람직한 경고 신호를 디스플레이 상에 디스플레이하도록 구성된다.
이러한 실시예는 외과의 또는 보조 직원이 이러한 목적을 위해 제공되는 분산 전극을 통하지 않는 비제어된 전류 누설의 위치를 가능한 한 정확히 위치시키는 것을 허용한다는 점에서 유리하다. 따라서, 표적 개입이 가능하고 임박한 화상은 영향을 받은 피부 조직에 대한 부수적 손상이 방지될 수 있도록 이른 단계에서 방지되거나 적어도 정지될 수 있다.
다른 실시예에서, 평가 및 제어 유닛은 값이 제1 제한 값을 초과하거나 하회할 때 및/또는 값이 제2 제한 값을 하회할 때 고주파 수술 장치를 셧오프하도록 더 구성된다.
이러한 실시예는 추가 도전 브리지가 검출되면 외과의 또는 보조 직원이 수동으로 개입할 필요가 없지만, 대신에, 고주파 수술 장치가 화상들을 방지하기 위해 자동으로 셧오프된다는 점에서 유리하다. 셧오프는 활성 전극을 통한 전류 흐름 및 따라서 고주파 전기 에너지의 도입이 갑자기 정지하는 것을 초래하여, 화상들은 발생하지 않는다.
셧오프하기 위한 메커니즘은 바람직하게는 전기전도성(신체) 유체(들)(혈액, 배설물 등)가 비제어로 누출되고, 수술 테이블 또는 수술대와 같은, 재료 표면들과 접촉할 때, 이들 재료들과 그들 위에 놓여 있는 피부 사이의 전도성을 갑자기 증가시킬 수 있는 상황들이 특히 비상 동작들 동안, 반복적으로 발생할 수 있으므로, 수동으로 셧오프될 수 있으며, 따라서 도전 브리지들을 발생시킨다는 점이 언급되어야 한다. 이것이 원치 않는 화상들을 야기한다는 사실에도 불구하고, 이들 예외적인 상황들에서, 인간 생명에 대한 치명적인 위험 때문에 고주파 수술 장치의 동작을 보장하는 것이 더 중대하다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 서로 인접하고 바람직하게는 전기적으로 절연되는, 공간적으로 분포된 표면 전극들의 패턴을 형성하고 평가 및 제어 유닛은 각각의 2개의 인접한 표면 전극 사이에서 임피던스를 측정하도록 구성된다.
이러한 실시예는 도전 브리지가 발생했던 영역을 (가능한 한 정확히) 국부화하고, 예를 들어, 그것을 스크린(예를 들어, 대응하는 영역들이 레드 포인트들의 클라우드로 각각 마킹되는, 수술 테이블 또는 수술대의 3D 이미지) 상에 마킹하는 것이 가능하다는 점에서 유리하다. 대안적으로 또는 추가적으로, HF 동작 장치의 음향 경보 및/또는 중단은 예를 들어, 동시에 발생할 수 있다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 인터디지털 구조의 형태로 실현된다.
예시적인 인터디지털 구조들은 이하의 과학 문헌, 예를 들어 Tsai, Chiu, Chou (2015). Optimal Design of SAW Gas Sensing Device by Using Improved Adaptive Neuro-Fuzzy Inference System. IEEE Access, issue 3, p. 420-429에서 도 2로부터 취해질 수 있다.
인터디지털 구조들은 손가락 유사 구조들을 갖는다. 이들 구조들은 또한 인터디지털 전극들로 지칭되고 서로 터치하지 않고 빗의 방식으로 서로 맞물린다. 손가락 유사 구조들은 예를 들어, 금속으로 제조된다.
다른 실시예에서, 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류는 1 kHz 내지 10 kHz의 주파수를 갖고/갖거나 고주파 수술 장치가 동작되는 주파수에 대응하지 않는다.
따라서, 측정 주파수는 바람직하게는 AC이고 특히 바람직하게는 활성 전극으로 공급되는 절단 전류의 주파수 성분이 아니다. 이것은 신호 대 잡음비에 유리하고 측정 임피던스의 단순화된 간섭 없는 분석 또는 평가를 허용한다. 1 kHz 내지 10 kHz의 바람직한 주파수는 "누출들"의 단순화된 검출을 허용한다.
그러나, 일반적으로 또한 절단 전류의 주파수에 적어도 가까운 주파수들을 선택하는 것이 가능하다는 점이 언급되어야 한다. 그러나, 이러한 경우에, 적절한 잡음 필터링 또는 동기 복조는 (예를 들어, 헤테로다인 검출 및 바람직하게는 호모다인 검출로서) 어느 측정 신호 간섭들이 필터링되는지에 의해 수행되어야 한다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 환자의 하나 또는 수개의 신체 위치들 및/또는 의복과 전기전도성 접촉하도록 배치된다.
이러한 실시예의 장점은 전기전도성 접촉 때문에, 측정 전극들 사이에서 측정되는 임피던스가 하나 또는 수개의 신체 위치들의 전기 저항을 이미 포함하고, 따라서, 임박한 화상들의 경우에, 예를 들어, 유체들의 누출이 수술 동안 갑자기 발생할 때, 피부의 변화하는 전도성이 하강 임피던스를 통해 간접적으로 결정될 수 있다는 것이다. 바람직하게는, 측정 전극들은 수술대 상의 피부 표면과 직접 접촉한다. 대안적으로, 측정 전극들은 또한 수술 동안 환자가 입은 의복과 접촉할 수 있다. 그러한 의복, 예를 들어 수술 가운은 (신체) 유체 또는 소독제의 예기치 않은 누출의 경우에, 심지어 침지되는 경우에 수분을 흡수할 수 있어, 갑작스러운 임피던스 강하를 야기한다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 전기를 전도하기 위해 환자의 하나 또는 수개의 신체 위치들에 접착 연결된다.
따라서, 피부 표면과 측정 전극들 사이의 직접 접촉이 보장되는 것이 이러한 실시예의 장점이다. 이것은 간섭 신호들이 (예를 들어, 공기 갭들 때문에) 회피되기 때문에 임피던스 측정의 품질을 증가시킨다.
다른 실시예에서, 측정 전극들의 수는 모니터링될 환자의 하나 또는 수개의 신체 위치(들)의 수보다 적어도 더 크다.
이러한 실시예의 장점은 측정 전극들 중 수개가 환자와 접촉이 나쁜 경우들에 대해, 더 정확하거나 더 정밀한 국부화, 에러 신호들의 보정 및 또한 중복의 가능성이다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 환자 테이블의 표면 상에 배치되거나 환자 테이블의 표면 내에 통합된다.
예를 들어, 측정 전극들은 수술대의 표면 상에 직접 배치되거나 심지어 표면에 통합될 수 있다. 대안적으로, 측정 전극들은 또한 수술 전에 수술대 위로 견인되는 네트 유사 커버 내에 통합될 수 있다. 더욱이, 측정 전극들이 호스 유사 네트 커버 내에 배치되며, 예를 들어, 이 커버가 호흡 호스들 및/또는 흡입기 호스들 각각 위로 견인될 수 있는 것이 가능하다. 환자 테이블은 예를 들어, 수술 의자 또는 수술대일 수 있다.
이러한 실시예는 측정 전극들과 환자의 피부 표면 사이의 직접 접촉이 보장될 수 있다는 점에서 유리하다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 환자 테이블 또는 매트의 제거 가능한 커버 내에 통합된다.
이러한 실시예의 장점은 수술대가 측정 전극들 또는 측정 센서들이 배치되는 환자 테이블의 커버로 간단히 커버될 수 있기 때문에 기존 시스템에 대한 간단한 개조이다. 게다가, 커버는 용이하게 세척될 수 있다. 예를 들어, 커버는 직물 및/또는 플라스틱 재료로 제조될 수 있다.
"통합된"이라는 용어는 측정 전극들 또는 측정 센서들이 바람직하게는 커버 내에 직조, 재봉, 접합, 접착 또는 그렇지 않으면 고정되는 것을 의미한다. 바람직하게는, 커버는 몇 시간 지속되는 수술들 동안, 타박상 또는 압통점들을 회피하기 위해 환자의 안락을 고려하여 디자인되어야 한다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 바람직하게는 커버 내로 직조되는 전기전도성 스레드들을 각각 갖는다.
이러한 실시예의 장점은 그의 실행의 단순화이다. 예를 들어, 메탈 스레드들이 서로 거리를 두고 직조되는 직물은 커버로서 사용될 수 있으며, 메탈 스레드들 각각은 이때 측정 전극으로서의 역할을 하고 임피던스 측정 스레드들은 각각의 경우에 반드시 인접해야 하는 것은 아닌 2개의 스레드 사이에서 수행된다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 직렬로 또는 병렬로 도량형으로 차동 연결되거나 서로 유도적으로 또는 용량적으로 결합되고, 바람직하게는 전체적으로, 생체 조직으로부터 고주파 전기 에너지를 방출하는 고주파 수술 장치의 분산 전극의 역할을 한다.
이러한 실시예는 사용되는 전극의 유형에 따라, 측정 전극들이 임의의 방식으로 서로 연결될 수 있다는 점에서 유리하다. 평가 및 제어 유닛에 의한 평가에 관하여, 특정 유형의 연결은 측정된 변수들의 계산이 연결의 유형에 따라 변경되기 때문에 항상 결정적이다. 바람직하게는, 측정 전극들은 전체적으로 분산 전극의 역할을 하며, 이는 추가 분산 전극에 대한 요구를 제거하는 장점을 갖는다. 그 다음, 활성 전극에 의해 조직 내로 도입되는 고주파 전류는 규제된 제어된 방식으로 분산 전극을 통해 방출된다.
다른 실시예에서, 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류를 측정 전극들 상에 인가하는 것은 4-와이어 측정에 근거하여 발생한다.
4-와이어 측정은 라인 및 단자 저항들이 측정을 왜곡할 수 있다면 4-와이어 연결에 의한 전기 저항들의 측정에 사용된다. 4-와이어 측정 배열에서, 공지된 전기 측정 전류는 저항(측정 전극들 사이에 놓여 있는 조직)을 통해 라인들 중 2개를 경유하여 흐른다. 저항기에서 강하하는 전압은 2개의 추가 라인을 통해 높은 임피던스에서 태핑되고 전압계로 측정되며; 측정될 저항은 오옴의 법칙에 따라 계산된다.
다른 실시예에서, 측정 전극들은 전극들의 쌍들로서 서로 전자적으로 연결되어, 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류의 인가 및 임피던스의 측정은 쌍들로 수행되며, 측정 전극들의 각각의 개별적인 측정 전극은 측정 전극들의 임의의 다른 측정 전극과 동적으로 쌍을 이룰 수 있고, 측정 전극들의 쌍당 임피던스의 측정은 바람직하게는 시간에 맞춰 연속적으로 또는 동시에 수행된다.
이러한 실시예는 임피던스가 세그먼트들 또는 섹션들에서 측정될 수 있다는 점에서 유리하다. 다른 장점은 가능한 화상들이 저렴하게 국부화될 수 있다는 것이다. 화상들이 발생할 가능성이 가장 많은 위치 또는 위치들은 예를 들어, 시각적으로 도시되고/되거나 스크린 상에 마킹될 수 있다.
측정 채널들 및/또는 측정 전극들을 "절약"하기 위해, 측정 채널들은 서로 거리를 두고 위치되는 수개의 위치들에 사용되고 다른 인접한 채널들과 상호연결될 수 있다. 누출의 경우에, 인접한 전극 쌍들이 또한 큰 영역 위에서 영향을 받을 가능성이 있기 때문에, 화상의 위치는 인접한 전극들과 함께 "스트라이킹"함으로써(즉, 임피던스의 급격한 강하를 측정함으로써) 이러한 방식으로 비교적 정확하게 여전히 결정될 수 있다. 동시에, 더 적은 수의 채널들만이 사용되었을 경우보다 더 높은 분해능이 달성된다.
다른 실시예에서, 평가 및 제어 유닛은 측정 전극들에 걸쳐 감소하는 임피던스의 실수부 및/또는 허수부를 측정하고/하거나 측정 교류 전압 또는 측정 교류 전류의 진폭 및 위상을 측정하도록 구성된다.
측정 교류 전압 또는 측정 교류 전류의 진폭 및 위상을 측정하는 것은 임피던스의 허수부 및 실수부를 결정하는 것에 대응한다.
다른 실시예에서, 제2 양태에 따르면, 측정 센서들은 온도 센서들, 바람직하게는 열활성 요소들이며, 이는 환자의 주변 내에 배치되고 온도를 파라미터로서 검출하도록 구성된다. 더욱이, 이러한 실시예에서, 평가 및 제어 유닛은 온도의 상대적 변화가 미리 결정된 제1 임계치를 초과하면 바람직한 경고 신호를 발생시키도록 구성된다.
이러한 실시예는 전기전도성 재료와의 신체 부분의 접촉으로 인한 원치 않는 도전 브리지가 임피던스 측정을 통해 직접 발생되지 않으며, 그것이 또한 잡음 효과들을 받을 수 있지만, 도전 브리지에 걸친 전류 흐름에 의해 생성되는 온도 증가 때문에 간접적으로 발생된다는 점에 유리하다. 제1 임계치는 예를 들어, 제한 온도 초과에서 화상들이 잠재적으로 발생할 수 있는 상기 제한 온도이다.
이러한 측정 기술은 화상의 형성을 위해 특정 관성을 가정한다는 점, 즉, 화상을 형성하는 데 적어도 몇 초가 걸린다는 점이 언급되어야 한다.
대조적으로, 사용될 온도 센서들은 가능한 한 작은 열 관성을 가지며, 이는 열전 센서 유형들(예를 들어, 열전쌍들, 정온도 계수(PTC) 서미스터들, 부온도 계수(NTC) 서미스터들)이 낮은 열적 관성 외에 추가하여 또한 제조하기에 저렴하고 온도 차이 측정들에 충분한 정확도를 갖기 때문에, 센서 유형들로서 특히 적절한 이유이다.
다른 실시예에서, 온도 센서들은 환자의 주변 내의 수개의 구성요소들 상에 배치되어, 평가 및 제어 유닛은 환자의 주변 내의 공간 온도 분포를 결정하도록 구성된다.
이러한 실시예는 동작 환경의 바람직하게는 2차원, 바람직하게는 공간 온도 분포가 적어도 섹션들에서 결정될 수 있다는 점에서 유리하다. 특히 바람직하게는, 모니터링 유닛은 또한 하나 또는 수개의 열 활성 측정 카메라들을, 예를 들어, 적외선 카메라들로 가지며, 이에 의해 가시적인 수술 영역의 온도 분포가 결정될 수 있다. 온도 센서들 및 열 카메라들의 측정 결과들을 중첩시킴으로써, 동작 환경의 3차원 온도 분포가 바람직하게 발생될 수 있다. 절단이 고주파 수술 장치에 의해 수행되는 실제 수술 중심은 바람직하게는 화상들을 야기할 수 있는 온도들이 결국 이러한 영역에서 생성되기 때문에, 온도 분포로부터 배제된다.
다른 실시예에서, 측정 센서들은 환자의 주변으로부터의 전자기 측정 신호들을 파라미터로서 검출하도록 각각 구성되는 각각의 자기 및/또는 전기 안테나들이며, 측정 신호들은 고주파 수술 장치의 동작 동안 고주파 에너지에 의해 발생된다. 더욱이, 이러한 실시예에 따르면, 평가 및 제어 유닛은 수학적 역 문제를 해결함으로써 전자기 측정 신호들로부터 (즉, 환자 및 그들의(바람직하게는 바로 옆) 주위들의) 전기 전류 밀도의 공간 분포를 계산하도록 구성된다. 자기 안테나들에서, 검출된 전자기 측정 신호들은 1/rㆍ∂I/∂t에 비례하며; 전기 안테나들에서, 검출된 전자기 측정 신호들은 1/거리ㆍ∂V/∂t에 비례하고; r = 거리, I = 전기 전류, t = 시간, V = 전압이다.
안테나들에 의해 수집되는 측정 신호들로부터, 전기 전류(밀도)의 공간 분포는 역 문제를 해결함으로써 계산될 수 있다. 문제는 절단 전류로 인해 고주파 수술 장치에 의해 생성되는, 수술 영역 내의 전기 전류 밀도의 분포가 안테나들에 의해 검출되는 측정 신호들을 발생시키기 위해 어떻게 보여야 하는지이다.
바람직하게는, "안테나들"이라는 용어는 예를 들어, 자기 안테나들(예를 들어 루프스틱 안테나들), 전기 안테나들(예를 들어 다이폴 안테나들, 예를 들어 λ/4, λ/2, 서브 λ/2 안테나들 및/또는 확장된 용량들(즉, 가상 확장) 및/또는 자기장 센서들(예를 들어 홀 센서들, 스퀴드(SQUID) 센서들, 자기저항 센서들 및/또는 플럭스게이트 콤파스)을 갖는 쇼트 안테나들을 의미한다.
따라서, 전기 전류 밀도의 공간 분포의 의사 3D 단층 이미지를 획득하는 것이 가능하다. (미리 결정된) 임계치가 초과되면 또는 어떠한 전류들도 흐르지 않는 영역들에서 전류들이 발생하면(계산되면), 경고 신호가 발생될 수 있다. 예를 들어, 경고 신호는 음향, 광 및/또는 촉각 신호일 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 고주파 수술 장치를 중지하거나 셧오프하는 것이 가능하다.
더욱이, 계산된 3차원 전류 밀도 분포는 이미지로서 디스플레이되고 바람직하게는 이러한 전기 전류 밀도 정보가 예를 들어, 환자의 부분 투과 3D 이미지 상에 시각화되는 방식으로 3D 스테레오 카메라(예를 들어, 프로듀서 키넥트, 마이크로소프트, 인텔, NDI)로부터의 이미지들과 중첩되면 유리하다. 이러한 시각화는 현재의 그래픽 처리 유닛들(GPUs) 및 프로그램 가능 로직 게이트들 또는 집적 회로들(FPGAs)로 인해 실시간으로 가능하다.
이러한 실시예의 다른 장점은 개조가 비교적 간단하고 저렴하게 실현될 수 있다는 것이다. 예를 들어, 수술실에서, 수개의 전기 또는 자기 안테나들은 수술실의 각각의 코너들 내에 장착될 수 있다. 캡처된 측정 신호들은 평가 및 제어 유닛에 전체로서 공급된다. 예를 들어, 평가 및 제어 유닛은 고주파 발생기 내에 통합되거나, 별도의 연산 유닛으로서, 고주파 발생기로부터 분리되도록 배치될 수 있다.
"역 문제"라는 용어는 효과의 기본 원인(여기서: 전기 전류 밀도의 분포)이 시스템의 관찰되거나 의도된 효과(여기서: 안테나들의 측정된 신호들)로 추론되는 수학 문제를 설명한다. Frank Natterer: The Mathematics of Computerized Tomography. Society for Industrial and Applied Mathematics, Philadelphia 2001. ISBN 0-89871-493-1 for further information가 참조된다.
역 문제를 해결하는 것에 의한 전기 전류 밀도의 분포의 결정은 원칙적으로 또한 예를 들어, TUR을 관리할 때, 조기 검출에 적절한다는 점이 언급되어야 한다. 경요도 비대성 전립선 절제(TURP) 및 비뇨기과에서의 방광 내 절제들(TURB) 또는 부인과에서의 자궁내막의 경자궁경 절제는 표준 절차들이다. (강성) 절제경에 의해, 방광 또는 전립선 조직은 전기적 분리 당 용액과 조합하는 단극 HF 수술 또는 전기전도성 NaCl 용액과 조합하는 양극 HF 수술을 사용하여 루프 전극을 통해 요도경유로 절제된다. 불충분한 세척이 있으면, H2O 분자들은 H2 및 O2로 해리되고 방광 지붕에 축적될 수 있다. 절제가 이러한 가스 혼합물에서 수행되면, 폭발이 발생할 수 있다. 전기 전류 밀도의 3차원 분포에 의해, 초기 해리는 가능한 한 조기에 검출될 수 있다.
더욱이, 전기 전류 밀도의 분포의 결정은 또한 수술이 내시경을 사용하여 수행되는 다른 고주파 수술 절차들에 유리하다.
다른 실시예에서, 평가 및 제어 유닛은 하나 또는 수개의 미리 결정된 공간 위치들의 전기 전류 밀도가 미리 결정된 제2 임계치를 초과하면, 경고 신호를 발생시키고/시키거나 고주파 수술 장치를 스위치 오프하도록 구성된다.
이러한 실시예는 외과의가 HF 수술 장치를 수동으로 셧오프할 필요가 없지만, 대신에 그러한 셧오프가 자동화된다는 점에서 유리하다.
본 발명에서, "제2 임계치"는 예를 들어, 어떠한 높은 전기 전류 밀도도 예상되지 않아야 한다는 수술의 중심과 다른 영역 내의 임계 전기 전류 밀도를 의미한다.
"하나 또는 수개의 위치들"은 예를 들어, 수술 테이블 상에 누워 있는, 환자의 등의 하나 또는 수개의 부분(들), 및/또는 환자의 발 또는 임의의 다른 수족의 하나 또는 수개의 부분(들)에 의해 표현될 수 있다.
더욱이, 본 발명의 다른 양태에 따른 모니터링 유닛이 특히 바람직하며, 모니터링 유닛은 고주파 수술 장치의 동작 동안 환자를 모니터링하도록 구성되고, 고주파 수술 장치는 고주파 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되고, 모니터링 유닛은 환자의 주변으로부터 전자기 측정 신호들을 검출하도록 각각 구성되는 자기 및/또는 전기 안테나들을 가지며, 전자기 측정 신호들은 고주파 수술 장치의 동작 동안 고주파 에너지에 의해 발생된다. 더욱이, 모니터링 유닛은 수학적 역 문제를 해결함으로써 전자기 측정 신호들로부터 전기 전류 밀도의 공간 분포를 계산하도록 구성되는 평가 및 제어 유닛을 갖는다.
전술한 특징들 및 이제 아래에 설명될 특징들은 본 발명의 범위로부터 벗어나지 않고 개별적으로 또는 설명된 조합들뿐만 아니라 다른 조합들로 사용될 수 있다는 점은 명백하다. 따라서, 본 발명의 제1 양태의 실시예들은 일반적으로 또한 본 발명의 범위로부터 벗어나지 않고 본 발명에 따른 추가 양태들에 대해 임의로 조합될 수 있다.
또한 본 발명에 따른 상이한 양태들은 동일한 기술적 문제를 해결하기 위한 적어도 부분적으로 상보적 대안 해결책들을 나타낼 수 있다는 점이 주목되어야 한다.
일반적으로, 본 발명에 따른 모니터링 유닛 및 본 발명에 따른 시스템은 고주파 전기 에너지가 환자에게 적용되는 모든 의료 기술 장치들, 방법들 및/또는 치료 기술들에 사용될 수 있다.
더욱이, 원칙적으로, 공동 기술적 효과들은 또한 제1 및 제2 양태뿐만 아니라 그들의 각각의 실시예들에 따른 모니터링 유닛의 사용에 의해 발생되고 유리하게 사용될 수 있다는 점이 이해된다. 따라서, 예를 들어, 전기 또는 자기 안테나들에 의한 (3차원) 전기 전류 밀도 매핑 및/또는 열전 센서 기술에 의한 온도 모니터링과 함께 임피던스 측정을 사용하는 것, 즉, 상이하게 기능하는 수개의 모니터링 유닛들을 사용하는 것이 유리할 수 있다. 예를 들어, 이것은 (중복들을 통한 고장 안전들 때문에) 안전 관련 장점들 및 또한 물리적으로 상이한 측정 결과들이 교차점검을 위해 서로 조합될 수 있기 때문에 도량형 장점들을 제공할 수 있으며, 이는 모니터링 결과의 정밀성의 증가를 초래할 수 있다. 더욱이, 본 발명에 따른 모니터링 유닛은 또한 수의 분야에서, 즉, 동물 수술에 사용된다는 점, 및 상술한 환자는 반드시 인간인 필요는 없지만, 또한 동물일 수 있다는 점이 언급되어야 한다.
본 발명의 실시예들은 도면들에 도시되고 이하에 더 상세히 설명된다.
도 1은 본 발명에 따른 고주파 수술 시스템의 제1 실시예의 개략도를 도시한다.
도 2는 본 발명에 따른 고주파 수술 시스템의 제2 실시예의 개략도를 도시한다.
도 3은 시간에 따른 임피던스 곡선의 개략도를 도시한다.
도 4는 측정 전극들의 일 실시예의 개략도를 도시한다.
도 5는 측정 전극들의 제2 실시예의 개략도를 도시한다.
도 6은 측정 전극들의 제3 실시예의 개략도를 도시한다.
도 7은 본 발명에 따른 고주파 수술 시스템의 제3 실시예의 개략도를 도시한다.
도 1은 본 발명에 따른 고주파 수술 시스템의 제1 실시예의 개략도를 도시한다. 고주파 수술 시스템은 전체적으로 참조 부호(100)로 마킹된다. 고주파 수술 시스템은 본 발명에 따른 모니터링 유닛(10)의 일 실시예를 갖는다.
모니터링 유닛(10)은 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하도록 구성된다. 본 발명에서, 고주파 수술 장치(14)는 단극 디자인을 갖는 전기 메스이다.
고주파 수술 장치(14)는 활성 전극(16) 및 분산 전극(18)을 갖는다. 활성 전극(16)은 고주파 전기 에너지에 의해 또는 고주파 교류 전류를 공급함으로써 환자(12)의 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성된다. 분산 전극(18)은 생체 조직으로부터 고주파 전기 에너지를 방출하도록 구성된다. 본 발명에서, 분산 전극(18)은 표면 전극으로서 환자(12)의 허벅지에 접착되게 가해진다.
활성 전극(16) 및 분산 전극(18)은 하나 또는 수개의 케이블(들)을 통해 고주파 발생기(20)에 전자적으로 결합된다. 고주파 발생기(20)는 전력 전자 방식으로(예를 들어, 주파수 변환기들에 의해) (예를 들어, 230 V, 16 A; 또는 380 V, 32 A 연결을 통해) 전기 그리드로부터의 전기 전류를 고주파 수술 장치를 동작시키는 데 필요한 고주파 교류 전류로 변환하도록 구성된다. 이러한 절단 전류의 주파수는 바람직하게는 300 kHz 위 및 5 MHz 아래이다. 다른 실시예들에서, 분산 전극(18)은 또한 환자(12)의 다른 신체 부분들에 도포되거나, 대안적으로, 수술대(22)의 접지 연결에 의해 형성될 수 있다.
본 발명에서, 수술대(22)는 일체식 베이스(24)를 통해 지면에 서 있는 수평 환자 테이블이다. 바람직하게는, 수술대는 환경으로부터 완전히 전자적으로 절연된다. 본 발명에서, 활성 전극(16)으로부터 환자(12)의 조직 내로 공급되는 전기 전류는 분산 전극(18)을 통해 접지된 고주파 발생기로 (전기적 의미에서의 양으로서) 다시 흐른다.
그러나, 도 1에 도시된 경우에, 다른 도전 브리지(26)가 환자의 하부 다리(28) 상에 형성되기 때문에, 예를 들어 수술을 준비할 때 또는 수술 동안 수술 직원의 일부의 부적절한 취급 때문에 활성 전극(16)에 의해 환자의 신체 내로 주입되는 모든 전기 전류가 분산 전극을 통해 유출되는 것은 아니다. 도전 브리지(26)는 환자(12)의 하부 다리(28)의 흑점으로서 단순화된 방식으로 표시된다. 분산 전극(18) 외에 추가하여, 전기 전류에 대한 추가 방출 가능성을 나타내는, 이러한 도전 브리지(26)를 통한 비제어된 전류 흐름은 하부 다리(28)의 영향을 받은 영역들에서 화상들을 야기할 수 있다.
그러한 기생 도전 브리지들의 형성의 예측 또는 조기 검출을 위해, 고주파 수술 시스템(100)은 본 발명에 따른 모니터링 유닛(10)의 일 실시예를 갖는다.
모니터링 유닛(10)은 측정 전극들(30)을 갖는다. 단순화된 방식으로, 복수의 측정 전극(30) 중 3개만이 본 발명에서 마킹된다. 측정 전극들(30)은 본 발명에서 환자(12)의 바로 주변 내에 배치된다. 이러한 경우에, 측정 전극들(30)의 주변 배열은 환자 테이블(22)의 표면(32) 상에 직접 배치되는 측정 전극들(30)로 제한된다. 측정 전극들(30)은 바람직하게는 서로 각각 전기적으로 절연된다. 측정 전극들 사이의 임피던스의 강하는 2개의 측정 전극 각각 사이에 위치된 환자(12)의 조직을 통해 측정 교류 전류의 전류 흐름에 의해 야기된다. 측정 전극들(30)은 환자 테이블(22) 상에 누워 있는 환자(12)의 피부와 직접 접촉한다.
더욱이, 모니터링 유닛(10)은 평가 및 제어 유닛(34)을 갖는다. 평가 및 제어 유닛(34)은 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류를 측정 전극들(30) 상에 인가하도록 구성된다. 더욱이, 평가 및 제어 유닛(34)은 전류 측정 또는 전압 측정에 의해, 측정 전극들(30) 사이에서 강하하는 임피던스(Z)(또는 허수부(X) 및/또는 실수부(R))를 측정하거나. 결정하도록 구성된다. 더욱이, 평가 및 제어 유닛(34)은 임피던스(36)(도 3 참조)의 시간 곡선 및/또는 그의 시간 변화(∂Z/∂t)를 모니터링하고 임피던스(36)의 시간 곡선 내의 임피던스의 상대적 변화(∂Z/∂t)가 미리 결정된 제1 제한 값(38)을 하회하거나 초과하고/하거나 임피던스가 미리 결정된 제2 제한 값(40)을 하회하면 음향, 광 및/또는 촉각 경고 신호를 발생시키도록 구성된다(도 3을 참조하며, 여기서 [s]의 시간(t)은 가로좌표에 할당되고, [Ohm]의 임피던스(Z)는 세로좌표에 할당됨).
본 발명에서, 경고 신호는 하나 또는 수개의 케이블(들)을 통해 평가 및 제어 유닛(34)에 연결되는 디스플레이(42) 또는 디스플레이 장치 상에 디스플레이된다. 디스플레이는 환자(12)가 동작 단자(44)를 통해 수술 동안 호흡 호스(46)에 의해 환기되는 상기 동작 단자(44) 상에 배치된다.
도 2는 모니터링 유닛(10)의 제2 실시예를 갖는 고주파 수술 시스템(100)의 제2 실시예를 도시한다. 고주파 수술 장치(14)는 도 2에서 전기 메스의 양극 디자인을 갖는다. 양극 디자인에서, 활성 전극(16) 및 분산 전극(18)은 예를 들어, 서로 절연된 2개의 브랜치를 갖는 포셉들의 방식으로 배치되며, 여기서 활성-중성 할당은 수술 동안 브랜치들을 교환할 수 있다.
모니터링 유닛(10)은 측정 센서들(48)을 갖는다. 측정 센서들(48)은 환자(12)의 주변 내에 배치된다. 본 발명에서, 측정 센서들(48)은 서로 간격을 두기 위해 환자 테이블(22)의 전체 표면(32)에 걸쳐 배치된다. 더욱이, 추가 측정 센서들은 호흡 호스(46) 상에 배치된다. 측정 센서들(48)은 고주파 에너지 때문에 생체 조직의 분리 및/또는 응고 동안 생성되는 파라미터를 검출하도록 구성된다. 평가 및 제어 유닛(34)은 파라미터에 기초하여 경고 신호를 발생시키도록 구성된다.
본 발명에서, 측정 센서들(48)은 온도 센서들, 특히 열전쌍들과 같은 열전 요소들이다. 측정된 파라미터는 절대 온도 차이이다. 기생 전류 흐름이 추가 도전 브리지를 통해 발생하면(도 1 참조), 온도의 상승은 온도 센서들(48)을 통해 온도 차이의 형태로 측정될 수 있다. 시간에 맞춰 측정되는 온도 차이가 최대 온도(TMax)의 형태로 제1 임계치를 초과하면, 경고 신호가 발생된다.
도 4 및 도 5는 측정 전극들(30)의 유리한 배열들의 2개의 예시적인 실시예를 도시한다. 도 4는 흑색 및 백색 측정 전극들(30)의 체크무늬 배열을 도시한다. 임피던스는 2개의 인접한 전극 각각 사이에서 측정되지만, 원칙적으로 또한 체커보드 배열 내의 양-음 전극들의 임의의 2개의 쌍 사이에서 측정될 수 있으며, 측정 전극들(30)은 서로 각각 인접하고 바람직하게는 서로 전기적으로 절연되는, 공간적으로 분포된 표면 전극들의 패턴을 형성한다. 도 5는 인터디지털 구조로 공지된 것을 도시한다.
도 6은 예를 들어, 메탈 스레드들의 형태로 직물 내에 통합되는, 예를 들어 직물로 직조되는 측정 전극들(30)의 일 실시예를 도시한다. 도시된 직물(49)은 예를 들어, 비전도성 천 또는 폴리에스테르로 제조되고 복수의 상호직조되고/되거나 인터레이스된 스레드를 가질 수 있다. 이들 스레드들의 일부는 금속 또는 도전성 버전들(예를 들어, 탄소 기반)에서 측정 전극들(30)의 역할을 한다. 예를 들어, 환자 테이블(22)에 대한 의자 또는 테이블 커버는 그러한 직물로 제조될 수 있다. 대안적으로, (지지) 매트는 또한 그러한 직물로 제조될 수 있다. 메탈 스레드들 또는 측정 전극들이 어떻게 직조되는지에 따라, 전극들의 체커보드 배열이 또한 생성될 수 있다.
도 6에서, 개략적인 임피던스 측정들은 각각의 측정 전극들(30) 사이에 화살표들로 마킹된다. 본 발명에서, 임피던스들(Z1 내지 Z4)은 평가 및 제어 유닛(20)에 의해 전류 측정 또는 전압 측정을 통해 간접적으로 측정된다. 임피던스(Z4)는 2개의 인접한 측정 전극(30) 사이에서 직접 측정되지 않으며; 대신에, 측정 전극은 측정 전극들(30) 사이에서 스킵되어 있다.
도 7은 모니터링 유닛(10)의 제3 실시예를 갖는 고주파 수술 시스템(100)의 제3 실시예를 도시한다. 측정 센서들(48)로서, 모니터링 유닛(10)은 자기 및/또는 전기 안테나들(50)을 갖는다. 안테나들(50)은 환자(12)의 주변으로부터의 전자기 신호들(52)을 파라미터로서 검출하도록 각각 구성되며, 전자기 신호들(52)은 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 고주파 에너지에 의해 발생된다.
평가 및 제어 유닛(34)은 수학적 역 문제를 해결함으로써 전자기 측정 신호들로부터 전기 전류 밀도의 공간 분포를 계산하도록 구성되며; 자기 안테나들(50)에 의한 검출된 측정 신호들은 1/거리ㆍ∂I/∂t에 비례하고; 전기 안테나들(50)에 의한 검출된 측정 신호들은 1/거리ㆍ∂V/∂t에 비례한다. 안테나들(50)은 바람직하게는 직접적인 동작 환경 내에, 예를 들어 환자 테이블(22) 상에 및/또는 수술 절차에 걸쳐 천장 상에 및/또는 수술실의 코너들 내에 배치된다. 본 발명에서, 6개의 안테나(50)가 개략적으로 도시되며, 그 중 하나만이 명료성의 이유들로 마킹되어 있다.
더욱이, 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하기 위한 방법이 특히 바람직하며, 고주파 수술 장치(14)는 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성된다. 방법은 이하의 단계들, 즉 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류를 환자(12)의 주변 내에 배치되는 측정 전극들(30) 상에 인가하는 단계, 및 측정 전극들(30) 사이에서 감소하는 임피던스를 측정하는 단계, 및 임피던스(36)의 시간 곡선 및/또는 그의 시간 변화를 모니터링하는 단계를 포함한다.
또한 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하기 위한 방법이 대안 해결책으로서 바람직하며, 고주파 수술 장치(14)는 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성된다. 방법은 이하의 단계들, 즉 자기 및/또는 전기 안테나들에 의해 환자의 주변으로부터 전자기 측정 신호들을 검출하는 단계로서, 전자기 측정 신호들은 고주파 수술 장치의 동작 동안 고주파 에너지에 의해 발생되는 단계; 및 수학적 역 문제를 해결함으로써 전자기 측정 신호들로부터 (또는 환자 및 그들의 주변의) 전기 전류 밀도의 공간 분포를 계산하는 단계를 포함한다.
고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하기 위한 바람직한 방법들은 불필요하게 여기에 언급되지 않고 위에 개시된 구성들 및 실시예들에 따른 각각의 방법 특정 변화로 디자인될 수 있다.

Claims (21)

  1. 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하도록 구성되는 모니터링 유닛으로서, 상기 고주파 수술 장치(14)는 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되며, 상기 모니터링 유닛(10)은,
    - 상기 환자(12)의 주변 내에 배치되는 측정 전극들(30), 및
    - 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 미리 결정된 측정 교류 전류를 상기 측정 전극들(30) 상에 인가하고, 상기 측정 전극들(30) 사이에서 감소하는 임피던스를 모니터링하고, 상기 임피던스(36)의 시간 곡선을 모니터링하고/하거나 그의 시간 변화를 모니터링하도록 구성되는 평가 및 제어 유닛(34)을 갖는, 모니터링 유닛.
  2. 제1항에 있어서, 상기 평가 및 제어 유닛은 상기 임피던스(36)의 시간 곡선 내의 임피던스의 상대적 변화가 미리 결정된 제1 제한 값(38)을 하회하거나 초과하고/하거나 임피던스가 미리 결정된 제2 제한 값(40)을 하회하면 경고 신호를 발생시키도록 더 구성되는, 모니터링 유닛.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 상기 환자(12)의 주변 내의 수개의 구성요소들(22, 46) 상에 배치되어, 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 상기 환자(12)의 주변 내의 공간 임피던스 분포를 결정하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 모니터링 유닛(10)은 또한 디스플레이(42)를 갖고 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 상기 제1 제한 값(38)이 초과되거나 하회되고/되거나 상기 제2 제한 값(40)이 하회되는 환자(12)의 주변 내의 장소의 위치 및 공간 위치의 형태로 상기 경고 신호를 상기 디스플레이(42) 상에 디스플레이하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 서로 인접하고 바람직하게는 전기적으로 절연되는, 공간적으로 분포된 표면 전극들의 패턴을 형성하고 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 각각의 2개의 인접한 표면 전극 사이에서 상기 임피던스를 측정하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  6. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 인터디지털 구조의 형태로 실현되는, 모니터링 유닛.
  7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 상기 미리 결정된 측정 교류 전류는 1 kHz 내지 10 kHz의 주파수를 갖고/갖거나 상기 고주파 수술 장치(14)가 동작되는 주파수에 대응하지 않는, 모니터링 유닛.
  8. 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 상기 환자(12)의 하나 또는 수개의 신체 위치들 및/또는 의복과 전기전도성 접촉하도록 배치되는, 모니터링 유닛.
  9. 제8항에 있어서, 측정 전극들(30)의 수는 상기 모니터링될 환자(12)의 하나 또는 수개의 신체 위치(들)의 수보다 적어도 더 큰, 모니터링 유닛.
  10. 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 환자 테이블(22)의 표면 상에 배치되거나 상기 환자 테이블(22)의 표면(32) 내에 통합되는, 모니터링 유닛.
  11. 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 환자 테이블의 제거 가능한 커버 내에 통합되는, 모니터링 유닛.
  12. 제11항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 각각 바람직하게는 상기 커버 내로 직조되는 전기전도성 스레드들을 갖는, 모니터링 유닛.
  13. 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 직렬로 또는 병렬로 도량형으로 차동 연결되거나 서로 유도적으로 또는 용량적으로 결합되고, 바람직하게는 전체적으로, 상기 생체 조직으로부터 상기 고주파 전기 에너지를 방출하는 고주파 수술 장치(14)의 분산 전극(18)의 역할을 하는, 모니터링 유닛.
  14. 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 상기 미리 결정된 측정 교류 전류를 상기 측정 전극들(30) 상에 인가하는 것은 4-와이어 측정에 근거하여 발생하는, 모니터링 유닛.
  15. 제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 전극들(30)은 전극들의 쌍들로서 서로 전자적으로 연결되어, 상기 미리 결정된 측정 교류 전압 또는 상기 미리 결정된 측정 교류 전류의 인가 및 상기 임피던스의 측정은 쌍들로 수행되고, 상기 측정 전극들(30)의 각각의 개별적인 측정 전극은 상기 측정 전극들(30)의 임의의 다른 측정 전극과 쌍을 이루고, 측정 전극들의 쌍당 상기 임피던스의 측정은 바람직하게는 시간에 맞춰 연속적으로 또는 동시에 수행되는, 모니터링 유닛.
  16. 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 상기 측정 전극들(30)에 걸쳐 감소하는 임피던스의 실수부 및/또는 허수부를 측정하고/하거나 상기 측정 교류 전압 또는 상기 측정 교류 전류의 진폭 및 위상을 측정하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  17. 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 환자(12)를 모니터링하도록 구성되는 모니터링 유닛으로서, 상기 고주파 수술 장치(14)는 고주파 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되며, 상기 모니터링 유닛(10)은,
    - 측정 센서들(48), 및
    - 평가 및 제어 유닛(34)을 갖고,
    상기 측정 센서들(48)은 상기 고주파 에너지 때문에 상기 생체 조직의 분리 및/또는 응고 동안 야기되는 파라미터를 검출하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  18. 제17항에 있어서, 상기 측정 센서들(48)은 상기 환자의 주변 내에 배치되고 온도를 상기 파라미터로서 검출하도록 구성되는 온도 센서들, 바람직하게는 열활성 요소들이고, 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 바람직하게는 온도의 상대적 변화가 미리 결정된 제1 임계치를 초과하면 경고 신호를 발생시키도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  19. 제18항에 있어서, 상기 온도 센서들은 상기 환자(12)의 주변 내의 수개의 구성요소들(22, 46) 상에 배치되어, 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 상기 환자(12)의 주변 내의 공간 온도 분포를 결정하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  20. 제17항에 있어서, 상기 측정 센서들(48) 각각은 상기 환자(12)의 주변으로부터의 전자기 측정 신호들을 상기 파라미터로서 검출하도록 각각 구성되는 자기 및/또는 전기 안테나들(50)이며, 상기 측정 신호들은 상기 고주파 수술 장치(14)의 동작 동안 상기 고주파 에너지에 의해 발생되고, 상기 평가 및 제어 유닛(34)은 수학적 역 문제를 해결함으로써 상기 전자기 측정 신호들로부터 전기 전류 밀도의 공간 분포를 계산하도록 구성되는, 모니터링 유닛.
  21. 고주파 수술 시스템은,
    - 고주파 에너지를 발생시키도록 구성되는 고주파 발생기(20),
    - 활성 전극(16) 및 분산 전극(18)을 갖는 고주파 수술 장치(14)로서, 적어도 상기 활성 전극(16)은 상기 고주파 발생기(20)에 연결되고,
    상기 활성 전극(16)은 상기 고주파 전기 에너지에 의해 생체 조직을 분리 및/또는 응고하도록 구성되고, 상기 분산 전극(18)은 상기 생체 조직으로부터 상기 고주파 전기 에너지를 방출하도록 구성되는, 상기 고주파 수술 장치(14) 및
    - 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항에 따른 모니터링 유닛(10)을 갖는, 고주파 수술 시스템.
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