KR20180019649A - 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 임피던스 변성기를 갖춘 전기 수술 기구 - Google Patents

마이크로파 에너지를 전달하기 위한 임피던스 변성기를 갖춘 전기 수술 기구 Download PDF

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Abstract

미리 결정된 주파수를 갖는 마이크로파 에너지를 기구와 접촉하는 생물학적 조직에 전달하기 위한 전기 수술 기구로서, 그 기구는, 자신의 원위 단부에 연결되는 제2 동축 전송 라인을 갖는 제1 동축 전송 라인을 포함하는데, 제2 동축 전송 라인은, 동작 주파수에서, 제1 동축 전송 라인의 임피던스를, 기구가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스에 매칭시키도록 구성되는 길이 및 특정 임피던스를 갖는다.

Description

마이크로파 에너지를 전달하기 위한 임피던스 변성기를 갖춘 전기 수술 기구
본 발명은 마이크로파 주파수 에너지를 기구와 접촉하는 조직 안으로 전달하기 위한 전기 수술 기구(electrosurgical instrument)에 관한 것이다. 본 발명은 또한 이러한 기구를 제조하는 방법에 관한 것이다.
전기 수술 기구의 기본적인 용도는 지혈(haemostasis)에 대한 것일 수도 있으며, 이 경우, 디바이스는, 일단 출혈이 발생했다면 혈관을 미리 응고시키기 위해 또는 혈관을 응고시키기 위해 사용될 수도 있다. 디바이스는 주로 위장관(GI tract)에서 사용하기 위해 의도될 수도 있지만, 그러나 또한, 또는 대안적으로, 신체의 다른 부위에서 사용될 수도 있다. 디바이스는 또한, 또는 대안적으로, 병변(lesion)을 제거하기 위해 사용될 수 있으며, 장기의 표면 상에 있는 병변의 절제에 특히 유용할 수 있다.
전기 수술 기구는, 조직의 절개, 응고 또는 절제와 같은 목적을 위해, 마이크로파 주파수 전자기 에너지를 생물학적 조직에 전달하기 위해 사용되는 기구이다.
생물학적 조직의 응고는, 예를 들면, 수술 동안 조직이 절개된 이후, 수술 동안 주로 조직으로부터의 출혈을 막는 데(지혈하는 데) 유용하다. 조직의 절제는, 수술 동안 조직, 예를 들면, 종양 또는 병변을 제거/파괴하는 데 유용하다.
이들 목적을 위해 마이크로파 주파수 에너지를 생물학적 조직으로 전달하기 위해 사용될 수 있는 전기 수술 기구는 공지되어 있으며, 지금까지 외과 수술에서 사용되어 왔다. 그러나, 본 발명자들은, 조직 안으로 마이크로파 주파수 에너지를 전달할 수 있는 현존하는 전기 수술 기구가, 국소화된 영역의 조직 안으로의 마이크로파 에너지의 제어된 전달을 제공하기 위해 용이하게 사용될 수 없다는 것을 깨달았는데, 마이크로파 에너지의 제어된 전달은 많은 수술 상황, 예를 들면, 위장관(gastrointestinal tract; GI관) 내의 작은 종양 또는 병변의 절제 시 또는 혈관 응고 시 유용할 것이다.
본 발명자들은, 예를 들면 위장(GI)관에서, 예를 들면, 조직을 응고시키는 또는 조직의 작은 영역을 제거하는 목적을 위해, 국소화된 방식으로 기구와 접촉하는 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 제어된 전달을 제공하기 위해 사용될 수 있는 전기 수술 기구에 대한 필요성이 존재한다는 것을 깨달았다.
본 발명자들은, 조직의 국소화된 영역 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 제어된 전달을 달성하는 유익한 방식이, 동축 전송 라인의 노출된 단부를 조직에 대해 가압하는 것에 의해 동축 전송 라인(예를 들면, 동축 케이블)의 노출된 단부로부터 마이크로파 주파수 전자기 에너지를 조직에 직접적으로 커플링하는 것일 것이라는 것을 깨달았다. 본 발명자들은, 이러한 방식으로 조직 안으로 전달되는 에너지가, 동축 전송 라인의 노출된 단부에 인접하며 동축 전송 라인의 중심 축을 중심으로 대칭인 조직의 영역 내에 국한될 것이라는 것을 깨달았다. 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 국소화된 전달은, 이 국소화된 영역 내의 조직의 제어된 응고, 또는 국소화된 절제를 생성할 수 있다.
그러나, 본 발명자들은 동축 전송 라인의 노출된 단부와 접촉하는 생물학적 조직이 동축 전송 라인의 임피던스에 비해 마이크로파 주파수 에너지에 대해 낮은 임피던스(예를 들면, 동축 전송 라인의 임피던스의 1/6)를 나타낼 것이라는 것, 및 따라서 동축 전송 라인과 생물학적 조직 사이에 상당한 임피던스 불일치가 있을 것이라는 것을 깨달았다. 이러한 임피던스 불일치는, 동축 전송 라인과 조직 사이의 계면에서 마이크로파 주파수 에너지의 상당한 부분의 반사로 이어질 것이고, 이것은 기구의 효율성을 제한할 것이고 충분한 마이크로파 에너지가 조직으로 전달되는 것을 방지할 수도 있다.
본 발명자들은, 이 임피던스 불일치 문제가 동축 전송 라인의 임피던스를 응고되고 있는 조직의 임피던스에 더욱 잘 매칭시키기 위해 동축 전송 라인의 원위 단부(distal end)에 임피던스 변성기를 제공하는 것에 의해 극복될 수 있고, 그 결과 마이크로파 주파수 에너지가 에너지의 상당한 반사 없이 조직에 효율적으로 커플링/전달된다는 것을 깨달았다.
본 발명자들은, 제1 동축 전송 라인의 원위 단부에 연결되는 추가적인 동축 전송 라인의 형태로 임피던스 변성기를 제공하는 것에 의해, 동축 전송 라인의 노출된 단부로부터 에너지를 조직에 직접적으로 커플링하는 이점을 여전히 달성하면서, 이것이 실제로 달성될 수 있다는 것을 깨달았는데, 여기서 추가적인 동축 전송 라인은, 제1 동축 전송 라인의 임피던스를, 기구의 소망하는 동작 주파수에서 응고될 조직의 임피던스에 더욱 잘 매칭시키도록 구성되는 길이 및 특성 임피던스를 갖는다.
본 발명자들은, 이 구성을 통해, 전기 수술 기구와 접촉하는 조직의 국소화된 영역에 에너지가 직접적으로 커플링/전달되어 조직으로의 마이크로파 주파수 에너지의 제어 가능한 국소화된 전달을 달성할 수 있다는 것, 및 조직으로 전달되는 에너지의 양은, 추가적인 동축 전송 라인에 의해 제공되는 더 나은 임피던스 매칭에 의해 증가될 수 있다는 것을 깨달았다.
따라서, 가장 일반적으로는, 본 발명은 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 전자기 에너지를 기구와 접촉하는 조직 안으로 전달하기 위한 전기 수술 기구에 관한 것으로, 그 기구는, 자신의 원위 단부에 연결된 제2 동축 전송 라인을 갖는 제1 동축 전송 라인을 포함하되, 제2 동축 전송 라인은, 동작 주파수에서, 기구가 조직과 접촉하고 있을 때 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스에 제1 동축 전송 라인의 임피던스를 더욱 잘 매칭시키도록 구성되는 길이 및 특성 임피던스를 갖는다.
본 발명의 제1 양태에 따르면, 미리 결정된 특성 임피던스를 가지며 전기 수술 기구의 원위 단부와 접촉하는 조직 안으로 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를 전달하도록 구성되는 전기 수술 기구가 제공되는데, 전기 수술 기구는: 제1 내부 도체, 제1 내부 도체와 동축으로 형성되는 제1 외부 도체, 및 제1 내부 도체와 제1 외부 도체를 분리하는 제1 유전체 층을 포함하며 마이크로파 주파수 에너지를 전달하기 위한 근위 동축 전송 라인; 제1 내부 도체에 연결되는 제2 내부 도체, 제2 내부 도체와 동축으로 형성되며 제1 외부 도체에 연결되는 제2 외부 도체, 및 제2 내부 도체와 제2 외부 도체를 분리하는 제2 유전체 층을 포함하며 마이크로파 주파수 에너지를 전달하기 위한 원위 동축 전송 라인을 포함하고, 제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율은, 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스 사이의 중간에 있도록 하는 비율이고; 그리고 원위 동축 전송 라인의 길이는, 미리 결정된 동작 주파수에서, 원위 동축 전송 라인이, 근위 동축 전송 라인과 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스 사이의 임피던스 매칭을 향상시키는 임피던스 변성기이도록 하는 길이이다.
본 발명의 제1 양태에 따른 기구에서, 원위 동축 전송 라인은, 미리 결정된 동작 주파수에서, 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스에 근위 동축 전송 라인의 임피던스를 더욱 잘 매칭시키는 임피던스 변성기로서 작용한다. 따라서, 조직으로부터의 에너지의 반사가 감소되기 때문에, 기구는 전자기 에너지를 조직에 더욱 효율적으로 커플링하기 위해 사용될 수 있다.
용어 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스는, (조직을 향해 보고 있을 때) 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서 본 임피던스를 의미한다.
전기 수술 기구는, 조직을 원위 동축 전송 라인의 원위 단부와 직접적으로 접촉시키고 미리 결정된 주파수에서 마이크로파 주파수 전자기 에너지를 근위 동축 전송 라인의 근위 단부(proximal end)에 제공하는 것에 의해, 조직 안으로 마이크로파 주파수 에너지를 커플링하기 위해 사용될 수도 있다. 이 경우, 동축 전송 라인의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스는, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스에 의해 결정될 것이다. 그러나, 부하 임피던스는, 격리된 조직 내의 평면파의 임피던스가 아닐 것이고, 대신, 원위 동축 전송 라인의 원위 팁이 존재하고 조직과 접촉하는 상태에서의 조직 내의 파의 임피던스일 것이다. 이들 임피던스는 상이하다. 매칭될 정확한 부하 임피던스는, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스에 그리고 원위 동축 전송 라인의 특성에 기초하여, 시뮬레이션, 계산 또는 실험에 의해 결정될 수 있다.
대안적으로, 하기에서 논의되는 바와 같이, 몇몇 실시형태에서는 추가적인 원위 동축 전송 라인이 제공될 수 있는데, 이 경우, 전기 수술 기구는, 조직을 추가적인 원위 동축 전송 라인의 원위 단부와 직접적으로 접촉시키고 미리 결정된 주파수에서 마이크로파 주파수 전자기 에너지를 근위 동축 전송 라인의 근위 단부에 제공하는 것에 의해, 마이크로파 주파수 에너지를 조직 안으로 커플링하기 위해 사용될 수도 있다. 이 경우, 추가적인 원위 동축 전송 라인의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스는, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스 및 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성, 예를 들면, 추가적인 원위 동축 전송 라인의 임피던스 둘 다에 의존할 것이다.
어느 경우든, 에너지는 조직과의 접촉점에 인접한 조직의 국소화된 영역 내의 조직 안으로 더욱 효율적으로 커플링/전달되고, 그 결과, 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 제어된 전달이 이 국소화된 영역 내에서 달성될 수 있다.
이 기구는, 특정한 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를, 특정한 동작 임피던스를 갖는 특정한 타입의 조직으로 전달하도록 최적화된다. 물론, 실제로는, 기구는, 특정한 동작 임피던스와 유사한 특성 임피던스를 갖는 상이한 타입의 조직과 함께, 및/또는 특정한 동작 주파수와 유사한 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지와 함께, 허용 가능한 레벨의 성능을 가지고 사용될 수도 있다.
어구 "임피던스 매칭을 향상시킨다"는, 제1 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스 사이의 임피던스 불일치를 감소시키는 것을 의미한다. 어구 "임피던스 매칭을 향상시킨다"는, 임피던스 불일치로 인한 기구의 반사 손실을 감소시키는 것, 즉, 임피던스 불일치로 인해 조직으로부터 반사되는 마이크로파 주파수 복사(microwave frequency radiation)의 비율 또는 백분율을 감소시키는 것을 의미할 수도 있다.
어구 "임피던스 매칭을 향상시킨다"는, 제1 동축 전송 라인의 특성 임피던스의 실수부(실수 성분)와 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스의 실수부(실수 성분) 사이의 임피던스 불일치를 감소시키는 것을 의미할 수도 있다.
다시 말하면, 원위 동축 전송 라인에 의한 임피던스 매칭을 언급할 때, 매칭되고 있는 임피던스는, 해당 임피던스의 실수부(실수 성분)일 수도 있다. 따라서, 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스의 실수부는, 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스의 실수부와 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스의 실수부 사이의 중간일 수도 있다. 또한, 원위 동축 전송 라인은, 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스의 실수부와 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스의 실수부 사이의 임피던스 매칭을 향상시키는 임피던스 변성기일 수 있다.
용어 근위 단부는, 본 명세서 전반에 걸쳐, 마이크로파 주파수 전자기 에너지가 발생기로부터 입력되는 기구의 단부에 가장 가까운 단부를 의미하기 위해 사용된다. 용어 원위 단부는, 본 명세서 전반에 걸쳐, 마이크로파 주파수 에너지가 발생기로부터 입력되는 기구의 단부에서 가장 먼 단부, 다시 말하면, 마이크로파 주파수 에너지가 조직으로 전달되는 기구의 단부에 가장 가까운 단부를 의미하기 위해 사용된다.
실제로, 조직은 근위 동축 전송 라인보다 낮은 임피던스를 가질 가능성이 있다. 따라서, 실제로, 원위 동축 전송 라인의 임피던스는 근위 동축 전송 라인의 임피던스보다 작지만 그러나 조직의 임피던스보다 높을 가능성이 있다. 예를 들면, 원위 동축 전송 라인의 임피던스는, 상이한 조직 타입의 범위에 대해 적절할 수도 있는 8Ω 내지 30Ω 사이, 또는 8Ω 내지 15Ω의 사이에 있을 수도 있다. 조직은 또한, 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 자신의 임피던스의 무효(reactive)(허수(imaginary)) 부분(요소)을 가질 수도 있다. 하나의 실시형태에서, 원위 동축 전송 라인의 임피던스는 대략 10Ω일 수도 있다. 8Ω 내지 15Ω의 범위에 있는 원위 동축 전송 라인의 임피던스는, 주목하는 많은 조직 타입에 적절할 수도 있고, 30Ω까지의 임피던스가 지방에 대해 적합할 것이다.
본 발명의 제1 양태에 따른 전기 수술 기구는, 다음의 동작 피쳐 중 임의의 하나, 또는 이들이 양립 가능한 정도까지, 이들의 임의의 조합을 가질 수도 있다.
제1 내부 도체 및/또는 제2 내부 도체는 중실형(solid)일 수도 있다. 다시 말하면, 그들은 속이 비어 있지 않다. 그들은 중실형의 원통(solid cylinder), 예를 들면, 속이 꽉 찬 와이어(solid wire)일 수도 있다.
원위 동축 전송 라인의 근위 단부는 근위 전송 라인의 원위 단부에 직접적으로 연결될 수도 있다.
원위 동축 전송 라인은 자신의 중심 축을 중심으로 대칭일 수도 있다. 따라서, 기구의 동작 동안 원위 동축 전송 라인의 원위 단부와 접촉하는 조직에서의 결과적으로 나타나는 전력 흡수 패턴은, 원위 동축 전송 라인의 중심 축을 중심으로 대칭일 수도 있다.
근위 동축 전송 라인은 자신의 중심 축을 중심으로 대칭일 수도 있다.
근위 및 원위 동축 전송 라인은 그들의 중심 축을 동일 라인 상에 정렬하여 배치될 수 있다.
제1 및/또는 제2 내부 도체(들)는 원통형일 수도 있다. 제1 및/또는 제2 내부 도체는 단일의 금속을 포함할 수 있거나, 또는, 하나보다 많은 금속, 예를 들면, 구리 및/또는 은으로 도금된 강철 와이어를 포함할 수 있다.
제1 및/또는 제2 외부 도체(들)는 관형(tubular)일 수도 있다. 제1 및/또는 제2 외부 도체는 와이어 브레이드(wire braid)로 형성될 수도 있다. 와이어 브레이드는 주석으로 도금된 구리 와이어로 형성될 수도 있다.
원위 동축 전송 라인의 길이는
Figure pct00001
와 실질적으로 동일할 수 있는데, 여기서
Figure pct00002
는 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지의 원위 동축 전송 라인에서의 파장이고, n은 0 이상의 정수이다.
따라서 원위 동축 전송 라인은, 근위 동축 전송 라인의 임피던스를, 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스에 더 잘 매칭하는 1/4 파장 임피던스 변성기로서 작용할 수도 있다.
원위 동축 전송 라인의 길이가
Figure pct00003
와 실질적으로 동일한 경우, 원위 동축 전송 라인의 바람직한 길이는
Figure pct00004
인데, 그 이유는 길이가 길면 전력 손실이 증가하기 때문이다. 그러나, 허용 가능한 성능은 더 긴 길이로 달성될 수 있다. 본질적으로, 원위 동축 전송 라인의 실용적인(유용한) 길이를 달성하는 것과 원위 동축 전송 라인에서의 전력의 허용 가능한 손실을 달성하는 것 사이에서 균형이 맞을 수 있다.
Figure pct00005
의 원위 동축 전송 라인의 길이는, 미리 결정된 동작 주파수에서 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스와 근위 동축 전송 라인 사이에 최적의 임피던스 매칭을 제공할 수도 있다. 그러나,
Figure pct00006
와 정확히 같지 않은 길이, 예를 들면,
Figure pct00007
보다 최대 10% 더 큰 또는 더 작은 길이, 또는
Figure pct00008
보다 최대 20% 더 큰 또는 더 작은 길이에서, 허용 가능한(최적이 아닌) 임피던스 매칭 성능이 달성될 수도 있다. 더 큰 또는 더 작은 길이에서, 반사되는 따라서 조직으로 전달되지 않는 마이크로파 주파수 에너지의 비율은 더 커질 것이고, 그 결과, 전기 수술 기구의 효율성은 저하될 것이다. 그러나, 허용 가능한(준 최적의) 효율성이 여전히 달성될 수도 있다.
또한, 조직 부하 또는 원위 동축 전송 라인의 기하학적 형상의 다른 양태가, 임피던스 매칭에 대한 원위 동축 전송 라인의 최적의 길이에 영향을 줄 수도 있다. 예를 들면, 원위 동축 전송 라인의 갑작스런 종단(end)과 같은 단부 효과, 조직 부하의 특성, 및 원위 동축 전송 라인의 내부 및 외부 도체 직경에서의 단차 변화(step change)는, 인덕터 또는 커패시터와 같은 집중 컴포넌트(lumped component)에 동일한 효과를 가질 수도 있고, 따라서 전송 라인의 단축 또는 연장에 유사한 효과를 갖는 작은 위상 변화를 도입할 수도 있다. 이들 효과는,
Figure pct00009
의 길이에 비해 원위 동축 전송 라인의 길이에서 작은 변화를 만드는 것에 의해 실제로 상쇄될 수 있다. 따라서, 실제로, 임피던스 매칭을 위한 원위 동축 전송의 최적의 길이는
Figure pct00010
와 정확하게 동일하지 않을 수도 있다. 특정 구성을 위한 원위 동축 전송 라인에 대한 최적의 길이는, 계산에 의해, 시뮬레이션에 의해, 또는 실험에 의해 결정될 수도 있다.
상기에서 언급되는 바와 같이, 원위 동축 전송 라인의 최적의 길이를 결정하기 위한 관련
Figure pct00011
는, 원위 동축 전송 라인에서의 마이크로파 주파수 복사의 파장이다. 길이가
Figure pct00012
와 동일하게 되기 위한 제2 동축 전송 라인의 필요한 길이는, 원위 동축 전송 라인의 기하학적 형상에 적어도 부분적으로 의존한다. 예를 들면, 원위 동축 전송 라인이 (하기에 설명되는 예시적인 실시형태 중 하나에서와 같이) 원추 형상을 가지면, 원추 형상의 팁으로부터의 거리에 따라 파장이 변한다. 이 변동은 Bessel(베셀) 함수를 사용하여 수학적으로 설명될 수 있다. 원추 형상의 팁 가까이에서, 파장은, 그것이 팁으로부터 여러 파장 떨어진 것보다 상당히 더 길다. 이 변동이 고려되지 않는 경우, 원추 형상의 두 지점 사이에서 계산되는 파장의 수는, 파장의 상당한 부분만큼 빠질 수도 있다. 이러한 원추 형상에서,
Figure pct00013
의 길이와 동일한 원위 동축 전송 라인의 길이는, 원위 동축 전송 라인의 균일한 원통형 형상에 대한 등가 길이보다 더 크다.
전기 수술 기구는 조직을 응고시키기 위한 것일 수도 있다. 용어 조직 응고는, 조직 내의 혈액을 응고시키는 것, 예를 들면, 조직 내의 혈관 또는 관강(lumen) 내의 혈액을 응고시키는 것을 의미할 수 있다. 조직의 응고는, 조직 안으로의 마이크로파 에너지의 전달에 의한 조직의 가열을 통해 달성된다.
대안적으로, 전기 수술 기구는 다른 목적을 위한 것일 수도 있는데, 예를 들면, 전기 수술 기구는 조직을 절제하기 위한 것일 수도 있다. 따라서, 전기 수술 기구는, 조직을 가열하는 것에 의해 조직을 절제(조직을 파괴 또는 제거)하기 위해, 원위 동축 전송 라인의 원위 단부와 접촉하는 조직의 국소화된 영역으로 마이크로파 주파수 에너지를 전달하도록 구성될 수도 있다. 이것은, 예를 들면, 작은 종양 또는 생물학적 조직의 표면의 병변을 제거할 때 유용할 수도 있다.
제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율은, 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가
Figure pct00014
과 실질적으로 동일하도록 하는 그러한 것일 수도 있는데, 여기서
Figure pct00015
은 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스이고
Figure pct00016
은 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스이다. 예를 들면, 원위 동축 전송 라인의 원위 단부가 조직과 직접적으로 접촉하기 위해 사용되는 경우,
Figure pct00017
은 조직의 미리 결정된 특성 임피던스이다(구체적으로는, 그것은 원위 동축 전송 라인의 원위 팁이 존재하고 조직과 접촉하는 상태에서의 조직 내에서의 파의 임피던스이다).
원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가
Figure pct00018
과 같은 경우, 근위 동축 전송 라인의 임피던스는, (원위 동축 전송 라인의 최적의 길이를 가정하여) 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스에 정확히 매칭될 수도 있고 마이크로파 주파수 에너지의 최대 양이 조직으로 전달될 수도 있다. 따라서, 비율의 이 값은 특히 유익한 값이다. 물론, 이 값과는 상이한 원위 동축 전송 라인의 임피던스를 가지고 기구의 허용 가능한 성능이 달성될 수도 있다. 예를 들면, 최적 값보다 최대 10% 더 높은 또는 더 낮은, 또는 최적 값보다 최대 20% 더 높은 또는 더 낮은 원위 동축 전송 라인의 임피던스에서, 전기 수술 기구의 허용 가능한(최적이 아닌) 성능이 달성될 수도 있다.
제2 내부 도체, 제2 외부 도체 및 제2 유전체 층은, 조직과 접촉하기 위해, 원위 동축 전송 라인의 원위 단부면(distal end face)에서 노출될 수도 있다. 따라서, 마이크로파 에너지는, 조직을, 원위 동축 전송 라인의 노출된 단부면(end face)과 접촉시키는 것에 의해 조직으로 커플링/전달될 수도 있다. 상기에서 언급되는 바와 같이, 이 경우, 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스는, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스에 기초한다(구체적으로, 부하 임피던스는 원위 동축 전송 라인의 원위 팁이 존재하고 조직과 접촉하는 상태에서의 조직 내의 파의 임피던스이다).
원위 동축 전송 라인의 노출된 단부면은 원위 동축 전송 라인의 중심 축에 실질적으로 수직일 수도 있다.
원위 동축 전송 라인의 노출된 단부면은 실질적으로 편평할 수도 있다.
전기 수술 기구는, 제2 내부 도체에 연결되는 제3 내부 도체, 제3 내부 도체와 동축으로 형성되고 제2 외부 도체에 연결되는 제3 외부 도체 및 제3 내부 도체와 제3 외부 도체를 분리하는 제3 유전체 층을 포함하는 추가적인 원위 동축 전송 라인을 포함할 수도 있다.
제3 내부 도체, 제3 외부 도체 및 제3 유전체 층은, 조직과 접촉하기 위해 추가적인 원위 동축 전송 라인의 원위 단부면에서 노출될 수 있다. 따라서, 마이크로파 주파수 에너지는, 조직을 원위 동축 전송 라인의 노출된 단부면과 접촉시키는 것에 의해 커플링/전달될 수도 있다. 상기에서 언급되는 바와 같이, 이 경우, 추가적인 원위 동축 전송 라인의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스는, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스 및 추가적인 원위 동축 전송 라인의 임피던스를 비롯한 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 둘 다에 의존한다.
추가적인 원위 동축 전송 라인은 동축 케이블의 길이일 수도 있다. 추가적인 원위 동축 전송 라인은 근위 동축 전송 라인과 동일한 타입의 동축 케이블을 포함할 수도 있다.
추가적인 원위 동축 전송 라인의 단면(cross-section)은 근위 동축 전송 라인의 단면과 동일할 수도 있다. 예를 들면, 제1 및 제3 내부 도체의 직경은 동일할 수도 있고, 제1 및 제3 외부 도체의 직경은 동일할 수도 있다.
추가적인 원위 동축 전송 라인은 근위 동축 전송 라인과 동일한 재료로 제조될 수도 있다.
추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스는 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 동일할 수도 있다. 예를 들면, 근위 동축 전송 라인 및 추가적인 원위 동축 전송 라인 둘 다는 50Ω의 임피던스를 가질 수도 있다.
추가적인 원위 동축 전송 라인의 길이는, 추가적인 원위 동축 전송 라인이 미리 결정된 동작 주파수에서 조직의 미리 결정된 특성 임피던스의 무효 부분을 실질적으로 상쇄하도록 하는 그러한 것일 수도 있다. 따라서, 추가적인 원위 동축 전송 라인은, 미리 결정된 특성 임피던스의 무효 부분을 상쇄하고 그 다음 원위 동축 전송 라인은 후속하는 순수 실제 임피던스와 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스의 실수부를 매칭시킨다(또는 이들 사이의 매칭을 향상시킨다). 따라서, 임피던스의 실수부 및 무효 부분 둘 다가, 원위 동축 전송 라인과 추가적인 원위 동축 전송 라인의 조합에 의해 설명된다.
상기에서 언급되는 바와 같이, 근위 동축 전송의 특성 임피던스의 실수부에 매칭되는 후속하는 순수 실제 임피던스는, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스 및 추가적인 원위 동축 전송 라인의 임피던스를 비롯한, 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 둘 다에 의존한다.
추가적인 원위 동축 전송 라인의 적절한 길이는, 소망하는 구현예의 파라미터, 예를 들면, 조직 부하의 특성 및 마이크로파 복사의 특성에 기초한 계산에 의해 결정될 수 있다. 적절한 길이는 또한 컴퓨터 시뮬레이션/모델링 또는 실험에 의해 결정될 수 있다.
추가적인 원위 동축 전송 라인은 강성(rigid)일 수도 있다. 다시 말하면, 추가적인 원위 동축 전송 라인은 비가요성일 수도 있다. 이것은 전기 수술 기구의 동작 동안 도움이 될 수도 있는데, 그 이유는, 추가적인 원위 동축 전송 라인이, 기구 팁이 압력 하에서 변형되지 않으면서 조직에 대해 가압될 수 있는 강성의 기구 팁을 형성하기 때문이다.
전기 수술 기구는, 추가적인 원위 동축 전송 라인에 병렬로 연결되는 개회로의(open-circuited) 또는 단락된(short-circuited) 스터브를 포함할 수도 있다. 스터브는 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에 연결될 수도 있다. 스터브의 특성(예를 들면, 길이 및 특성 임피던스)은, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스의 무효 부분을 상쇄하도록 선택될 수도 있다. 스미스 차트(Smith Chart)의 관점에서, 추가적인 원위 동축 전송 라인은 임피던스의 무효 부분을 일정한 컨덕턴스 원으로 이동시키는 것으로 고려될 수도 있고 원위 동축 전송 라인에 연결되는 개회로의 또는 단락된 스터브는 원위 동축 전송 라인의 근위 단부에서 보이는 무효 임피던스(+/-jB)를 무효화하거나 또는 상쇄한다.
스터브의 특성 임피던스는 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 동일할 수도 있다. 대안적으로, 스터브의 특성 임피던스는 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 동일하지 않을 수도 있다.
전기 수술 기구는, 추가적인 원위 동축 전송 라인에 병렬로 연결되는 개회로의 또는 단락된 스터브를 포함할 수도 있다.
원위 동축 전송 라인은 강성일 수도 있다. 다시 말하면, 원위 동축 전송 라인은 비가요성일 수도 있다. 이것은 전기 수술 기구의 동작 동안 도움이 될 수도 있는데, 그 이유는, 원위 동축 전송 라인이, 기구 팁이 압력 하에서 변형되지 않으면서 조직에 대해 가압될 수 있는 강성의 기구 팁을 형성하기 때문이다.
미리 결정된 동작 주파수는 5.8㎓일 수도 있다.
다시 말하면, 원위 동축 전송 라인의 길이는, 원위 동축 전송 라인이, 5.8㎓의 미리 결정된 동작 주파수에서 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스와 근위 동축 전송 라인 사이의 임피던스 매칭을 향상시키는 임피던스 변성기이도록 하는 그러한 것이다. 예를 들면, 원위 동축 전송 라인의 길이는
Figure pct00019
와 실질적으로 동일할 수 있는데, 여기서,
Figure pct00020
는, 5.8㎓의 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지의 원위 동축 전송 라인에서의 파장이다.
5.8㎓는, 예를 들면, 조직의 응고를 달성하기 위해, 국소화된 영역 내의 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 제어 가능한 전달을 달성하기 위한 적절한 주파수이다.
제2 내부 도체의 외부 직경과 제2 외부 도체의 내부 직경 사이의 간격(separation)은, 제1 내부 도체의 외부 직경과 제1 외부 도체의 내부 직경 사이의 간격보다 더 작을 수도 있다. 다시 말하면, 제2 유전체 층의 두께는 제1 유전체 층의 두께보다 얇을 수도 있다. 원위 동축 전송 라인의 내부 도체와 외부 도체 사이의 간격을 줄이는 이점은, 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가 낮게 만들어진다는 것이다.
그러나, 대안적인 실시형태에서, 특히 티타늄 이산화물과 같은 고유전율 재료가 제2 유전체 층에서 사용되는 경우에, 제2 내부 도체의 외부 직경과 제2 외부 직경의 내부 직경 사이의 간격은, 제1 내부 도체의 외부 직경과 제1 외부 도체의 내부 직경 사이의 간격보다, 대신, 더 클 수도 있다.
제2 내부 도체의 외부 직경은 제1 내부 도체의 외부 직경보다 더 클 수도 있다. 다시 말하면, 제2 내부 도체는 제1 내부 도체보다 더 넓을 수도 있다. 대안적으로, 제2 내부 도체의 외부 직경은 제1 내부 도체의 외부 직경보다 더 작을 수도 있다. 다시 말하면, 제2 내부 도체는 제1 내부 도체보다 더 좁을 수도 있다.
제2 외부 도체의 외부 직경은 제1 외부 도체의 외부 직경보다 더 클 수도 있다. 다시 말하면, 제2 외부 도체는 제1 외부 도체보다 더 넓을 수도 있다. 대안적으로, 제2 외부 도체의 외부 직경은 제1 외부 도체의 외부 직경보다 더 작을 수도 있다. 다시 말하면, 제2 외부 도체는 제1 외부 도체보다 더 좁을 수도 있다.
제1 내부 도체와 제2 내부 도체 사이, 또는 제1 외부 도체와 제2 외부 도체 사이의 직경에서 차이가 있는 경우, 직경에서의 단차 또는 단차들의 효과를 보상하기 위해, 원위 동축 전송 라인의 길이에 대한 작은 조정이 행해질 수도 있다. 조정의 적절한 사이즈는, 계산될 수도 있거나, 조회될(looked up) 수도 있거나, 또는 실험적으로 또는 시뮬레이션에 의해 결정될 수도 있다.
제1 내부 도체와 제2 내부 도체 사이, 및 제1 외부 도체와 제2 외부 도체 사이의 직경에서 차이가 있는 경우, 직경에서의 단차의 효과를 보상하기 위해, 내부 도체 사이의 직경에서의 단차의 축 위치가, 외부 도체 사이의 직경에서의 단차의 축 위치와는 상이할 수도 있다.
원위 동축 전송 라인은 근위 동축 전송 라인보다 큰 외경(external diameter)을 가질 수도 있다. 다시 말하면, 원위 동축 전송 라인은 근위 동축 전송 라인보다 더 넓을 수도 있다.
제2 유전체 층은 제1 유전체 층과는 상이한 유전체로 제조될 수도 있다. 제2 유전체 층은 제1 유전체 층보다 더 높은 비유전율(relative permittivity)을 가질 수도 있다. 예를 들면, 제2 유전체 층은 MACOR와 같은 유리 세라믹 유전체로 제조될 수도 있다. 제1 유전체 재료는 PTFE일 수도 있다. 제2 유전체 층에서 더 높은 비유전율을 갖는 유전체를 사용하는 것은, 제2 유전체 층의 동일한 두께에 대해 제2 유전체 층의 더 낮은 임피던스로 나타난다.
근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스는 50Ω일 수도 있다.
근위 동축 전송 라인은 동축 케이블일 수도 있다. 예를 들면, 동축 케이블은 Sucoform 86 동축 케이블, 또는 Sucoform 47 동축 케이블일 수도 있다.
원위 동축 전송 라인은 동축 케이블일 수도 있다.
원위 동축 전송 라인은, 자신의 더 넓은 근위 단부로부터 자신의 더 좁은 원위 단부까지 점점 가늘어질(tapered) 수도 있다. 다시 말하면, 원위 동축 전송 라인은, 자신의 근위 단부로부터 자신의 원위 단부로 선형적으로 폭이 좁아질 수도 있고, 그 결과 원위 단부는 근위 단부보다 폭이 더 좁다. 이것은, 원뿔대 형상(truncated cone shape)을 갖는 원위 동축 전송 라인으로 나타날 수도 있다. 원위 동축 전송 라인의 원위 단부는, 근위 단부의 직경의 절반의 직경을 가질 수도 있다. 원위 동축 전송 라인의 이 구성은, 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서 조직의 더 작은 영역으로 마이크로파 에너지가 전달되는 것으로 나타난다. 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 전달의 이러한 추가적인 국소화는, 몇몇 외과 수술에서, 예를 들면, 작은 혈관을 응고시키려고 시도하는 경우에, 또는 작은 표면 종양 또는 병변을 제거하려고 시도하는 경우에 특히 유용할 수도 있다.
대안적인 실시형태에서, 원위 동축 전송 라인은, 대신, 자신의 더 넓은 원위 단부로부터 자신의 더 좁은 근위 단부까지 점점 가늘어질 수도 있다. 다시 말하면, 원위 동축 전송 라인의 테이퍼링(tapering)은 바로 위에서 설명한 것과 반대 방향일 수도 있다.
물론, 원위 동축 전송 라인의 다른 형상도 또한 가능하다.
원위 동축 전송 라인이 점점 가늘어지는 경우, 제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율은, 원위 동축 전송 라인을 따라 실질적으로 일정할 수도 있고, 그 결과 그것의 임피던스는 그 길이를 따라 실질적으로 균일하게 된다.
기구는, 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를, 45 내지 180Ω의 범위, 또는 45 내지 60Ω의 범위의 미리 결정된 특성 임피던스를 갖는 조직 안으로 전달하도록 구성될 수도 있다. 예를 들면, 주목하는 많은 조직은, 대략 45와 60Ω 사이의 임피던스를 가질 수도 있다. 손톱은 대략 120Ω의 임피던스를 가질 수도 있고, 지방과 뼈는 대략 180Ω의 임피던스를 가질 수도 있다. 상기에서 언급되는 바와 같이, 조직은 또한, 자신의 임피던스에 대해 무효(허수) 성분을 가질 수도 있다.
전기 수술 기구는, 미리 결정된 동작 주파수에서 근위 동축 전송 라인과 조직 사이의 임피던스 매칭을 향상시키기 위한 복수의 원위 동축 전송 라인을 포함할 수도 있다. 다시 말하면, 직렬로 연결되는 복수의 원위 동축 전송 라인이 존재할 수도 있는데, 그 각각은 (내부 및 외부 직경의 비율 및 길이의 관점에서) 미리 결정된 동작 주파수에서 근위 동축 전송 라인과 조직 사이의 임피던스 매칭을 향상시키도록 구성된다. 이러한 배열은, 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가 조직의 임피던스와 상당히 다를 때 특히 유익할 수도 있는데, 그 이유는, 임피던스 매칭이 복수의 원위 동축 전송 라인에 대해 점차적으로/점진적으로 수행될 수 있기 때문이다.
본 발명의 제2 양태에 따르면, 전기 수술 시스템이 제공될 수 있는데, 그 전기 수술 시스템은,
상기에서 설명되는 옵션적 피쳐 중 하나 이상을 옵션적으로 갖는, 본 발명의 제1 양태에 따른 전기 수술 기구; 및
근위 동축 전송 라인의 근위 단부에 연결되는 전기 수술 제너레이터(electrosurgical generator)를 포함하되;
전기 수술 제너레이터는 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 전자기 에너지를 근위 동축 전송 라인에 공급하도록 구성된다.
예를 들면, 컨트롤러는, 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를 근위 동축 전송 라인에 공급하도록 사전 설정되거나 또는 프로그래밍될 수도 있다.
전기 수술 시스템은 조직을 응고시키기 위한 것일 수도 있거나, 또는 조직을 절제하기 위한 것일 수도 있다.
전기 수술 시스템은, 전기 수술 제너레이터를 제어하기 위한 컨트롤러를 포함할 수도 있고; 컨트롤러는 조직으로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 양을 미리 결정된 양 아래로 제한하기 위해, 제너레이터에 의해 공급되는 마이크로파 주파수 에너지의 전력 및/또는 지속 기간을 제어하도록 구성될 수 있다.
예를 들면, 컨트롤러는, 조직으로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 양을, 조직의 천공, 또는 어떤 다른 원치 않는 효과가 발생하기 시작하는 것으로 알려진 양 아래로, 또는 이 양 아래의 안전한 마진(safe margin) 아래로 유지하기 위해, 마이크로파 주파수 에너지의 전력 및/또는 지속 기간을 제어하도록 구성될 수도 있다. 따라서, 컨트롤러는, 예를 들면, 한계에 도달되는 경우 제너레이터가 마이크로파 에너지를 공급하는 것을 중단시키는 것에 의해, 제너레이터가 이것 보다 많은 에너지를 공급하는 것을 방지하도록 동작할 수도 있다.
천공, 또는 마이크로파 주파수 에너지의 어떤 다른 원치 않는 효과가 발생하기 시작하는 마이크로파 주파수 에너지의 양은, 예를 들면, 계산 또는 실험으로부터 미리 알려질 수도 있다. 따라서, 컨트롤러는, 기구를 사용하여 치료될 조직의 타입에 대한 그리고 필요로 되는 치료의 타입, 예를 들면, 응고 또는 절제에 대한 관련 정보를 가지고 미리 프로그래밍될 수도 있다. 예를 들면, 컨트롤러는, 조직에 공급될 수 있는 마이크로파 에너지의 상한에 대한 특정 값을 가지고 미리 프로그래밍될 수도 있다. 대안적으로, 컨트롤러는 그 조직에 대해 제너레이터에 의해 공급될 수 있는 전력 및 지속 기간의 특정한 조합을 가지고 프로그래밍될 수도 있다.
따라서, 조직의 천공 또는 어떤 다른 원치 않는 효과가 발생하지 않을 것이라는 확신을 가지고 기구를 사용하는 것이 가능할 수도 있는데, 이것은 임상 환경에서는 중요한 고려 사항이다.
전기 수술 시스템은, 조직으로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 양을 나타내는 정보를 감지하기 위한 센서를 포함할 수도 있다. 예를 들면, 센서는, 조직을 향해 전송되고 있는 마이크로파 주파수 에너지의 진폭 및 조직으로부터 되반사되는 마이크로파 주파수 에너지의 진폭을 감지할 수도 있고 이 정보를 사용하여 조직으로 전달되는 에너지의 양을 결정할 수도 있다. 물론, 이 기능성(functionality)은 단일의 센서 대신 복수의 센서에 의해 수행될 수도 있다.
컨트롤러는 최대 4초 동안 15W의 전력을 제공하게끔 제너레이터를 제어하도록 구성될 수도 있다. 본 발명자들은, 이것이, 조직의 천공 또는 다른 원치 않는 효과를 안전하게 방지하면서 조직의 응고를 달성하기 위한 충분한 에너지가 조직으로 전달되는 것으로 나타난다는 것을 깨달았다.
본 발명의 제3 양태에 따르면, 상기에서 설명되는 옵션적 피쳐 중 임의의 하나 이상을 옵션적으로 갖는, 본 발명의 제1 양태에 따른 전기 수술 기구를 제조하는 방법이 제공될 수도 있는데, 그 방법은,
원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가, 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스 사이의 중간이 되는 것으로 나타나는, 제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율을 결정하는 것;
제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율을, 결정된 비율이 되도록 설정하는 것;
원위 동축 전송 라인이, 근위 동축 전송 라인과 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스 사이의 임피던스를 향상시키는 임피던스 변성기인 것으로 나타나는, 원위 동축 전송 라인의 길이를 결정하는 것; 및
원위 동축 전송 라인의 길이를 결정된 길이가 되도록 설정하는 것을 포함한다.
본 발명의 제3 양태에 따른 방법은, 특정한 동작 주파수에서 특정한 타입의 조직을 응고시키는 데 사용되도록 최적화되는 전기 수술 기구를 제조하기 위해 사용될 수 있다.
그 방법에 따르면, 특정한 동작 주파수에서 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 특정한 부하 임피던스에 대한 더 나은 임피던스 매칭을 위해 필요한 원위 동축 전송 라인의 내부 및 외부 도체의 직경의 비율 및 원위 동축 전송 라인의 길이가 결정된다. 그 다음, 원위 동축 전송 라인의 계산된 특성을 갖는 전기 수술 기구가 제조된다. 결과적으로 나타나는 전기 수술 기구는, 특정한 동작 주파수에서 특정한 특성 임피던스를 갖는 특정한 조직을 응고시키는 데 사용하도록 최적화된다.
본 발명의 제3 양태에 따른 방법은, 다음의 동작 피쳐 중 임의의 하나, 또는 이들이 양립 가능한 정도까지, 그들 피쳐 중 하나 이상을 가질 수도 있다.
그 방법은, 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지의 원위 동축 전송 라인에서의 파장
Figure pct00021
를 결정하는 것; 및 결정된 파장
Figure pct00022
에 기초하여, 원위 동축 전송 라인의 길이를
Figure pct00023
- 여기서
Figure pct00024
은 0 이상의 정수임 - 와 실질적으로 동일하게 되도록 설정하는 것을 포함한다. 상기에서 언급되는 바와 같이, 이것은, 근위 동축 전송 라인과 조직 사이의 최적의 임피던스 매칭을 달성하는 관점에서 원위 동축 전송 라인의 (대략적인) 최적의 길이일 수도 있다.
그 방법은, 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가
Figure pct00025
- 여기서
Figure pct00026
은 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스이고
Figure pct00027
은 기구의 원위 단부가 조직과 접촉하고 있을 때의 원위 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스임 - 와 실질적으로 동일하게 나타나는, 제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율을 결정하는 것, 및 제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율을 결정된 비율이 되도록 설정하는 것을 포함할 수도 있다. 상기에서 언급되는 바와 같이, 원위 동축 전송 라인의 이 임피던스는, 최적의 임피던스 매칭을 제공할 수도 있다.
파장을 결정하는 것 및/또는 비율을 결정하는 것은, 파장 및/또는 비율을 계산하는 것을 포함할 수도 있다. 대안적으로, 파장을 결정하는 것 및/또는 비율을 결정하는 것은, 표, 데이터베이스 또는 다른 프로그램 또는 다큐먼트에서 관련 정보를 찾는 것/조회하는 것을 포함할 수도 있다.
그 방법은,
Figure pct00028
을 계산하는 것, 및
Figure pct00029
와 동일한 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스로 나타나는 제2 외부 도체의 내부 직경 대 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율을 계산하는 것을 포함할 수도 있다. 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스는, 예를 들면, 테이블, 데이터베이스 또는 데이터 시트에서 계산, 측정, 또는 조회될 수도 있다. 표적 조직(target tissue)의 특성 임피던스는, 예를 들면, 테이블, 데이터베이스 또는 데이터 시트에서 마찬가지로 계산, 측정 또는 조회될 수도 있다.
그 방법은, 제2 유전체 층의 비유전율에 기초하여, 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지의 원위 동축 전송 라인에서의 파장을 계산하는 것을 포함할 수 있다. 따라서, 파장은, 제2 유전체 층 내의 유전체 재료의 비유전율 및 알려진 물리적 상수의 지식에 기초하여 계산될 수도 있다.
전기 수술 기구가 추가적인 원위 동축 전송 라인을 포함하는 경우, 그 방법은, 조직의 미리 결정된 특성 임피던스의 무효 부분이 상쇄되는 것으로 나타나는, 추가적인 원위 동축 전송 라인의 길이를 결정하는 것; 및 결정된 길이와 실질적으로 동일하게 되도록 추가적인 원위 동축 전송 라인의 길이를 설정하는 것을 포함할 수도 있다.
상기에서 언급되는 양태 중 임의의 것에서의 제1, 제2 또는 제3 유전체 재료 중 임의의 것은, 공기와 같은 기체, 또는 고체 또는 액체일 수도 있다.
이제, 첨부의 도면을 참조하여, 본 발명의 실시형태가, 단지 예로서 논의될 것인데, 첨부의 도면에서:
도 1은 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시한 도면;
도 2는 도 1에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯;
도 3은, 간 조직 표면의 법선에 대해 한 각도에서 기구를 사용하여 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 추가적인 컴퓨터 시뮬레이션을 도시한 도면;
도 4는, 기구의 3개의 상이한 각도에 대한, 도 3에 도시된 추가적인 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯;
도 5는 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 추가적인 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시한 도면;
도 6은 도 5에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯;
도 7은 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 추가적인 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시하는데, 여기서 제1 및 제2 동축 전송 라인은 도 1의 실시형태에서의 것보다 더 좁다;
도 8은 도 7에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯;
도 9는 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 추가적인 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시하는데, 여기서 제2 동축 전송 라인은 도 1의 실시형태에서의 것보다 더 좁음;
도 10은 도 9에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯; 및
도 11은 본 발명의 추가적인 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 개략적인 예시도.
상세한 설명; 추가적인 옵션 및 환경 설정(preferences)
상기에서 논의되는 바와 같이, 본 발명자들은, 국소화된 영역 내의 조직 안으로의 마이크로파 주파수 복사의 제어된 전달을 달성하는 유익한 방식이, 동축 전송 라인의 노출된 단부를 조직에 대해 가압하는 것에 의해 동축 전송 라인(예를 들면, 동축 케이블)의 노출된 단부로부터 마이크로파 주파수 에너지를 조직에 직접적으로 커플링하는 것일 것이라는 것을 깨달았다.
그러나, 본 발명자들은, 동축 전송 라인의 노출된 단부와 접촉하는 생물학적 조직이 동축 전송 라인의 임피던스에 비해 마이크로파 주파수 에너지에 대해 낮은 임피던스를 나타낼 것이라는 것, 및 따라서 동축 전송 라인과 생물학적 조직 사이에 상당한 임피던스 불일치가 있을 것이라는 것을 깨달았다.
본 발명자들은, 동축 전송 라인의 임피던스를 조직의 임피던스에 더욱 잘 매칭시키기 위해 동축 전송 라인의 원위 단부에 임피던스 변성기를 제공하는 것에 의해 이 문제가 극복될 수 있고, 그 결과, 마이크로파 주파수 에너지는 에너지의 덜 상당한 반사를 가지고 조직에 효율적으로 커플링/전달되게 된다는 것을 깨달았다.
본 발명자들은, 제1 동축 전송 라인의 원위 단부에 연결되는 추가적인 동축 전송 라인의 형태로 임피던스 변성기를 제공하는 것에 의해, 동축 전송 라인의 노출된 단부로부터 에너지를 조직에 직접적으로 커플링하는 이점을 여전히 달성하면서, 이것이 실제로 달성될 수 있다는 것을 깨달았는데, 여기서 추가적인 동축 전송 라인은, 제1 동축 전송 라인의 임피던스를 추가적인 동축 전송 라인의 원위 단부에서의 부하 임피던스에 더욱 잘 매칭하도록 구성되는 길이 및 특성 임피던스를 갖는다.
따라서, 도 1에서 예시되는 본 발명의 제1 실시형태에서는, 마이크로파 주파수 에너지를 자신의 근위(후방) 단부로부터 자신의 원위(전방) 단부로 전달하기 위한 제1(근위) 동축 전송 라인(3)을 포함하는 전기 수술 기구(1)가 제공된다. 또한, 근위(후방) 단부로부터 원위(전방) 단부로 마이크로파 주파수 에너지를 전달하기 위한 제2(원위) 동축 전송 라인(5)이 제공된다. 제2 동축 전송 라인(5)은 자신의 근위 단부에서 제1 동축 전송 라인(3)의 원위 단부에 접속되고, 그 결과, 마이크로파 주파수 에너지가 제1 동축 전송 라인(3)으로부터 제2 동축 전송 라인(5)으로 직접적으로 전달될 수 있다.
제1 및 제2 동축 전송 라인(3, 5) 둘 다는 그들 각각의 중심 축을 중심으로 대칭이다. 더구나, 제1 및 제2 동축 전송 라인(3, 5)은, 그들의 중심 축이 동일 라인 상에 있도록, 단부 대 단부로(end to end) 서로 정렬된다.
제1 동축 전송 라인(3)은 원통형의 제1 내부 도체(7), 관형의 제1 외부 도체(9) 및 제1 내부 도체(7)와 제1 외부 도체(9)를 분리하는 관형의 제1 유전체 층(11)을 포함한다. 제1 유전체 층(11)은 제1 내부 도체(7)의 외부 표면 상에 직접적으로 제공되고, 제1 외부 도체(9)는 제1 유전체 층(11)의 외부 표면 상에 직접적으로 제공된다.
이 실시형태에서, 제1 동축 전송 라인은 50Ω의 Sucoform 86 동축 케이블이다. 제1 내부 도체(7)는 0.53㎜의 직경을 가지고, 제1 외부 도체(9)는 1.65㎜의 내부 직경을 가지며(따라서, 제1 유전체 층(11)은 1.65㎜의 외부 직경을 가지며), 제1 외부 도체(9)는 2.1㎜의 외부 직경을 갖는다. 물론, 다른 실시형태에서는 상이한 치수 및 특성을 갖는 상이한 타입의 동축 케이블, 또는 상이한 타입의 동축 전송 라인이 대신 사용될 수도 있다.
이 실시형태에서, 제1 유전체 층(11)은 2.1의 비유전율을 갖는 PTFE로 제조된다. 물론, 다른 실시형태에서는, 상이한 유전체 재료가 사용될 수도 있다.
이 실시형태에서, 제1 내부 도체(7)는 금속 와이어이다. 구체적으로, 제1 내부 도체(7)는 구리 및 은으로 도금된 강철 와이어이다. 제1 외부 도체(9)는 금속 브레이드이다. 구체적으로, 제1 외부 도체(9)는 주석으로 도금된 구리 와이어로 형성되는 브레이드이다. 물론, 다른 실시형태에서는, 제1 내부 및 외부 도체(7, 9)에 대해 상이한 재료가 사용될 수도 있다.
제1 동축 전송 라인(3)의 길이는 하기에 설명되는 기구(1)의 동작에 중요하지 않으며, 기구(1)가 사용되도록 의도되는 특정한 환경에 기초하여 선택될 수 있다.
제2 동축 전송 라인(5)은 원통형의 제2 내부 도체(13), 관형의 제2 외부 도체(15) 및 제2 내부 도체(13)와 제2 외부 도체(15)를 분리하는 관형의 제2 유전체 층(17)을 포함한다. 제2 유전체 층(17)은 제2 내부 도체(13)의 외부 표면 상에 직접적으로 제공되고, 제2 외부 도체(15)는 제2 유전체 층(17)의 외부 표면 상에 직접적으로 제공된다.
이 실시형태에서, 제2 내부 도체(13)는 1.2㎜의 직경을 가지는데, 제2 내부 도체(13)가 제1 내부 도체(7)보다 더 넓다는 것을 의미하며, 제2 외부 도체(15)는 1.8㎜의 내부 직경을 갖는다(따라서, 제2 유전체 층(17)은 1.8㎜의 외부 직경을 갖는다). 제2 외부 도체(15)의 외부 직경은 제1 외부 도체(9)의 외부 직경보다 더 넓다. 물론, 다른 실시형태에서, 제2 내부 및 외부 도체(13, 15)는 상이한 치수를 가질 수도 있다. 이 실시형태에서, 제2 외부 도체(15)의 외부 직경은 2.5㎜이다.
이 실시형태에서, 제2 유전체 층(17)은 유리 세라믹 유전체이다. 구체적으로, 제2 유전체 층(17)은 MACOR®이고 5.67의 비유전율을 갖는다(이 값은 주파수 의존적일 수도 있으며, 따라서 마이크로파 복사의 특정 주파수(이 특정 주파수를 가지고 전기 수술 기구가 사용되고 있다)에 의존한다). 물론, 다른 실시형태에서는, 상이한 유전체 재료가 사용될 수도 있다.
제2 내부 도체(13)는 스테인레스 스틸의 솔리드 실린더를 포함할 수도 있다. 제2 내부 도체(13)의 외부 표면은 코팅될 수도 있다, 예를 들면, 은으로 도금될 수도 있다. 물론, 제2 내부 도체(13)에 대해 다른 재료가 사용될 수도 있다.
제2 외부 도체(15)는 스테인레스 스틸의 중공 튜브(hollow tube)를 포함할 수도 있다. 제2 외부 도체(15)의 내부 표면은 코팅될 수도 있다, 예를 들면, 은으로 도금될 수도 있다. 물론, 제2 외부 도체(15)에 대해 다른 재료가 사용될 수도 있다.
제2 내부 도체(13)는 제1 내부 도체(7)의 원위 단부에, 그들의 중심 축이 정렬된 상태에서, 연결된다. 제2 외부 도체(15)도 또한, 제1 외부 도체(9)의 원위 단부에, 그들의 중심 축이 정렬된 상태에서, 연결된다. 따라서, 마이크로파 주파수 에너지는 제1 동축 전송 라인(3)으로부터 제2 동축 전송 라인(5)으로 전달될 수 있다. 따라서, 제1 및 제2 동축 전송 라인(3, 5)은 중첩하는 중심 축을 가질 수도 있다.
이 실시형태에서, 제2 유전체 층은 제1 유전체 층보다 더 얇다.
제2 내부 도체(13), 제2 외부 도체(13) 및 제2 유전체 층(17)은 제2 동축 전송 라인(5)의 평면의 원위 단부면에서 노출된다. 하기에서 추가로 설명되는 바와 같이, 마이크로파 주파수 에너지를 조직으로 전달하기 위해, 제2 동축 전송 라인(5)의 평면의 원위 단부면은 조직에 대해 가압될 수 있다.
도 1에 도시된 전기 수술 기구(1)는, 특정 주파수를 갖는 마이크로파 에너지를 사용하여 특정한 임피던스를 갖는 특정한 타입의 조직을 응고시키도록 구성될 수 있다. 이것은, 특정한 주파수에서 제1 동축 전송 라인(3)의 특성 임피던스를 조직의 특성 임피던스에 더 잘 매칭시키는 임피던스 변성기로서 제2 동축 전송 라인(5)이 기능하도록, 제2 동축 전송 라인(5)의 길이 및 제2 외부 도체(15)의 내부 직경 대 제2 내부 도체(13)의 직경의 비율을 구성하는 것에 의해 달성된다.
임피던스 변성기의 이론은 기술 분야에서 잘 알려져 있고 이해되고 있으므로 상세한 설명은 여기서는 반복되지 않는다.
바람직하게는, 제2 동축 전송 라인(5)은 제1 동축 전송 라인(3)의 임피던스를 조직의 임피던스와 정확히 매칭시키도록 구성되고, 그 결과 최대 양의 마이크로파 에너지가 조직으로 전달된다. 물론, 미소한 임피던스 불일치(예를 들면, 최대 10%, 또는 최대 20%)가 조직으로부터의 미소한 양의 마이크로파 에너지의 반사로 이어질 수도 있기 때문에, 전기 수술 기구(1)의 허용 가능한 성능은 임피던스를 정확히 매칭시키지 않고도 달성될 수 있다.
미리 결정된 동작 주파수에서 제1 동축 전송 라인(3)의 특성 임피던스를 간 조직의 특성 임피던스에 더욱 잘 매칭시키는 임피던스 변성기로서 제2 동축 전송 라인(5)이 기능하기 위한 두 가지 요건이 존재한다. 첫째, 제2 동축 전송 라인(5)의 길이는, 제2 동축 전송 라인(5)이 미리 결정된 동작 주파수에서 제1 동축 전송 라인(3)과 조직 사이의 임피던스 매칭을 향상시키는 임피던스 변성기이도록 하는 그러한 것이어야만 한다. 예를 들면, 제2 동축 전송 라인은
Figure pct00030
와 실질적으로 동일한 길이를 가질 수도 있다. 둘째, 제2 동축 전송 라인(5)의 임피던스는, 제1 동축 전송 라인(3)의 임피던스와 응고되고 있는 조직의 임피던스 사이의 중간이 되어야만 한다. 최적의 임피던스 매칭을 위해, 제2 동축 전송 라인(5)의 임피던스는 실질적으로
Figure pct00031
와 같아야만 하는데, 여기서
Figure pct00032
은 제1 동축 전송 라인(3)의 특성 임피던스이고,
Figure pct00033
은 조직의 미리 결정된 특성 임피던스이다.
제2 유전체 층(17)의 유전체 재료에서, 마이크로파 주파수 에너지는 속도
Figure pct00034
로 이동하는데, 여기서:
Figure pct00035
여기서
Figure pct00036
는 빛의 속도이고,
Figure pct00037
은 유전체 재료의 비투자율(relative permeability)이고,
Figure pct00038
은 유전체 재료의 비유전율(유전 상수)이다.
유전체 재료가 비자성이며 따라서 1의 비투자율을 갖는다고 가정하면, 마이크로파 주파수 에너지는 제2 유전체 층(17)에서 다음의 속도로 이동한다:
Figure pct00039
따라서, 제2 유전체 층(17)에서의 마이크로파 주파수 에너지의 파장(
Figure pct00040
)은 다음 식에 의해 주어지는데:
Figure pct00041
여기서, f는 마이크로파 주파수 에너지의 주파수이다.
따라서, 식 (3)을 사용하여, 소망하는 동작 주파수를 갖는 마이크로파 에너지의 제2 동축 전송 라인(5)에서의 파장은, 실험에 의해 조회될 수 있거나, 계산될 수 있거나, 또는 발견될 수 있는, 유전체 재료의 비유전율(유전 상수)에 기초하여 결정될 수 있다. 그 다음,
Figure pct00042
와 동일한 제2 동축 전송 라인(5)의 길이는 용이하게 결정될 수 있고, 전기 수술 기구(1)에서의 제2 동축 전송 라인(5)의 길이는 계산된 길이와 실질적으로 동일하도록 설정될 수 있다.
대안적으로, 상기에서 언급되는 바와 같이, 제2 동축 전송 라인(5)의 최적의 길이는 이것과는 상이할 수도 있는데, 그 이유는 그것이 제2 동축 전송 라인(5)의 특정한 기하학적 형상에 의해 또한 영향을 받을 수도 있기 때문이다. 따라서, 최적의 길이는, 어쩌면 상기에서 언급되는 바와 같이 계산되는 제2 동축 전송 라인(5)에서의 파장을 사용하는 것 외에, 제2 동축 전송 라인(5)의 기하학적 형상에 기초하여 계산될 수도 있다. 대안적으로, 최적의 길이는 시뮬레이션 또는 실험에 기초하여 결정될 수도 있다. 최적의 길이는, 반사 손실을 최소화하는, 즉 반사된 마이크로파 주파수 에너지의 양 또는 비율을 최소화하는 길이인데, 이것은 제1 동축 전송 라인(3)과 조직 사이의 임피던스 매칭을 최대화하는 것에 대응한다. 물론, 제2 동축 전송 라인의 실제 길이는 정확히 최적의 길이는 아니어도 되는데, 그 이유는 다른 유사한 길이도 허용 가능한(최적이 아닌) 성능을 또한 제공할 수도 있기 때문이다.
동축 케이블의 임피던스는 식 (4)에 의해 주어진다.
Figure pct00043
여기서
Figure pct00044
은 유전체 재료의 비투자율이고,
Figure pct00045
은 유전체 재료의 비유전율(유전 상수)이고,
Figure pct00046
는 외부 도체의 내부 직경이고,
Figure pct00047
는 내부 도체의 외부 직경이다. 유전체가 비자성이고 따라서 1의 비투자율을 갖는다고 가정하면, 동축 전송 라인의 임피던스는 식 (5)에 의해 주어진다.
Figure pct00048
식 (5)에 따르면, 동축 케이블의 임피던스는, 특정한 비유전율을 갖는 특정한 유전체 재료의 경우, 오로지, 외부 도체의 내부 직경 대 내부 도체의 외부 직경의 비율에 의해서만 결정된다. 따라서, 식 (5)를 사용하면, 특정한 임피던스를 갖는 동축 케이블을 제공하기 위한 외부 도체의 내부 직경 대 내부 도체의 외부 직경의 필요한 비율이 계산될 수 있다.
따라서, 식 (5)는, 제2 동축 전송 라인(5)의 특성 임피던스가 제1 동축 전송 라인(3)의 특성 임피던스와 조직 사이의 중간에 있는 것으로 나타나는 제2 외부 도체(15)의 내부 직경 대 제2 내부 도체(13)의 외부 직경의 비율을 계산하기 위해 사용될 수 있고, 전기 수술 기구에서의 비율은 계산된 값이 되도록 설정될 수 있다.
바람직하게는, 제2 동축 전송 라인(5)의 특성 임피던스가 실질적으로
Figure pct00049
-
Figure pct00050
은 제1 동축 전송 라인의 특성 임피던스이고,
Figure pct00051
은 조직의 미리 결정된 특성 임피던스임 - 와 동일하게 되는 것으로 나타나는 비율이 계산될 수 있는데, 그 이유는, 이것이 제1 동축 전송 라인과 조직 사이의 정확한 임피던스 매칭을 제공하고, 따라서 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지의 양을 최대화하기 때문이다.
제2 내부 및 외부 도체의 적절한 특정한 직경이, 제1 동축 전송 라인(1)에서의 대응하는 직경, 마이크로파 주파수 에너지가 전달되고 있는 조직의 기하학적 형상을 비롯한, 다수의 변수에 기초하여, 그리고 마이크로파 주파수 에너지의 주파수에 의해 결정될 수도 있다.
도 1에서 예시되는 컴퓨터 시뮬레이션에서, 전기 수술 기구(1)는 5.8㎓의 특성 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를 사용하여 간 조직을 응고하도록 구성된다. 물론, 다른 실시형태에서는, 소망하는 동작 주파수는 상이할 수 있고, 및/또는 응고될 소망하는 조직(및 대응하는 특성 임피던스)은 상이할 수 있고 및/또는 기구는 응고 이외의 효과, 예컨대 절제를 달성하기 위한 것일 수도 있다.
이 컴퓨터 시뮬레이션에서, 50Ω의 Sucoform 86 케이블은, 단순화를 위해, 10㎜ 길이인 것으로 모델링되었다.
시뮬레이션은 CST 마이크로웨이브 스튜디오(Microwave Studio)를 사용하여 5.8㎓의 주파수를 중심으로 한 3.3㎓ 내지 8.3㎓의 대역폭에서 걸쳐 수행되었다. 간 부하는, 원위 동축 전송 라인의 개방 회로 단부에 대해 직접적으로 배치되어 모델링되었다. 간 부하의 임피던스는 58+j10.6Ω인 것으로 모델링되었다. 이것은, 제2 동축 전송 라인(5)의 MACOR 유전체에 대한 5.67의 유전 상수와 비교하여, 대략 38의 유전 상수를 갖는 것으로 간 부하를 모델링하는 것에 대응한다.
처음에, 2.5㎜의 외부 직경을 갖는 제2 동축 전송 라인(5)에 대해, 1㎜의 제2 내부 도체(13) 직경 및 1.65㎜의 제2 유전체 층(17) 외부 직경이 선택되었다. 이들 파라미터를 사용하여, 간 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지의 양을 최대화하기 위한 제2 동축 전송 라인(5)의 이상적인 길이가 9㎜에 가깝다는 것을 다양한 시뮬레이션을 수행하는 것에 의해 알아내었다.
제2 동축 전송선로(5)의 길이를 9㎜로 설정한 상태에서, 제2 내부 도체(13) 및 제2 유전체 층(17)의 외부 직경이 변경되었고, 1.2㎜의 제2 내부 도체(13)의 외부 직경 및 1.8㎜의 제2 유전체 층(17) 외부 직경이, 합리적인 대역폭을 갖는 5.8㎓의 동작 주파수에서 간 조직에 양호한 매칭을 제공하였다는 것을 알아내었다.
전기 수술 기구의 성능은 시뮬레이션에서 검사되어 조직의 흡수의 패턴과 원치 않는 방향에서의 복사의 레벨을 수준을 확인하였으며, 성능은 허용 가능한 것으로 판명되었다.
도 1은 기구(1)의 원위 단부와 접촉하는 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 실시형태에 따른 전기 수술 기구(1)의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시한다. 제2 동축 전송 라인(5)의 길이 및 직경 파라미터는 상기에서 결정되는 최적의 파라미터로 설정되었다.
시뮬레이션에서 간 조직(21)의 전력 흡수 패턴(19)은 원위 동축 전송 라인(5)의 원위 단부와 직접적으로 접촉하는 간 조직(21)의 영역에 국한되어 있고, 제1 및 제2 동축 전송 라인의 공유된 중심 축을 중심으로 원형 대칭이다는 것을 도 1에서 알 수 있다.
이 결과는, 본 발명을 통해, 전기 수술 기구와 접촉하는 조직 안으로의 전력의 제어되고 국소화된 전달을 달성하여, 조직의 그 영역에서 제어되고 국소화된 응고를 야기하는 것이 가능하다는 것을 입증한다.
도 2는 도 1에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯이다. 기술 분야에서 잘 알려진 바와 같이, S-파라미터는 임피던스 불일치로 인한 마이크로파 에너지의 반사 손실의 척도이며, 그러한 만큼, S-파라미터는 임피던스 불일치의 정도를 나타낸다. S-파라미터는 식 (6)에 의해 정의될 수 있다.
Figure pct00052
여기서
Figure pct00053
는 조직을 향한 기구에서의 외향 전력(outgoing power)이고,
Figure pct00054
은 조직으로부터의 반사된 전력이며,
Figure pct00055
는 S-파라미터이다.
도 2에 도시된 바와 같이, 시뮬레이션 결과에서, 5.8㎓의 소망하는 동작 주파수에 대해 매우 우수한 임피던스 매칭이 존재하는데, 시뮬레이션에서 마이크로파 에너지의 이 주파수에서 간 조직으로부터 마이크로파 에너지가 거의 반사되지 않았다는 것을 의미한다. 이것은, 상기에서 논의되는 바와 같이 전기 수술 기구의 원위 동축 전송 라인의 길이 및 직경 파라미터를 구성하는 것이, 원위 동축 전송 라인의 원위 단부와 접촉하는 조직의 소망하는 국소화된 영역 안으로 전기 수술 기구에 의해 전달되는 마이크로파 에너지의 양을 최대화할 수 있다는 것을 입증한다.
이러한 양호한 매칭이 실제로 달성하기 어려울 수도 있지만, 이들 결과는 또한, 상이한(그러나 유사한) 비유전율을 갖는 상이한 조직의 범위에 걸쳐 임피던스의 허용 가능한 매칭이 달성될 수도 있다는 것을 예시한다. 예를 들면, 간 조직보다 약간 더 높은 또는 더 낮은 임피던스를 갖는 상이한 타입의 조직에서, -15㏈의 더 열악한 그러나 여전히 허용 가능한 S-파라미터가 달성될 수도 있다.
원위 동축 전송 라인의 원위 단부의 모서리만이 조직과 접촉하도록 기구를 기울이는 효과를 결정하기 위해 추가적인 시뮬레이션이 수행되었다. 원위 동축 전송 라인의 원위 단부와 조직의 표면 사이의 1도보다 더 큰 각도의 경우, 매칭은 열악하였다는 것을 알 수 있었다. 5도 경사에 대한 시뮬레이팅된 흡수 패턴이 도 3에서 도시되며, 1, 2 및 5도 경사에 대한 S-파라미터(반사 손실)가 도 4에서 도시된다.
도 3에 도시된 바와 같이, 전기 수술 기구의 일부만이 조직과 접촉하도록 전기 수술 기구가 기울어지는 경우, 마이크로파 전력은, 접촉이 이루어지는 더욱 더 작은 국소화된 영역의 조직 안으로 전달된다. 도 3에 도시된 바와 같이, 전력 공급 패턴(22)은 도 1의 전력 공급 패턴(19)보다 더 작고 더욱 국소화된다.
5 도의 기울기의 경우, 방출되는, 즉, 전기 수술 기구를 떠났지만 의도된 조직에 들어가지 않은 전력은, 입력 전력에 비해 -23.18㏈, 즉 약 0.5%였다. 반사 손실은 -0.84㏈이었다, 즉, 전력의 약 17.5%만이 전기 수술 기구의 인가된 단부를 떠났고, 이 전력의 약 97%가 의도된 조직에 흡수되었다.
도 4에 도시된 바와 같이, 기구의 중심 축과 조직 표면에 대한 법선 사이의 각도/기울기의 양을 증가시키는 것은, 반사 손실을 상당히 증가시키는데, 더 많은 마이크로파 전력이 반사되고 더 적은 마이크로파 전력이 조직으로 전달된다는 것을 의미한다. 따라서, 전기 수술 기구는 이들 더 높은 경사각에서 덜 효율적으로 될 것이지만, 그러나 마이크로파 에너지는 더 작은 영역으로 국소화될 것이다.
도 5는 본 발명의 제2 실시형태에 따른 전기 수술 기구(23)에 대한 컴퓨터 시뮬레이션 결과를 도시한다. 제2 실시형태에 따른 전기 수술 기구(23)는 제1 실시형태에 따른 전기 수술 기구(1)와 상이한데, 그 이유는, 제2 실시형태에서는, 제2 동축 전송 라인(25)이 더 넓은 근위 단부(27)로부터 더 좁은 원위 단부(29)로 점점 가늘어지기 때문이다. 이 실시형태에서, 원위 단부(29)는 근위 단부(27)의 직경의 약 절반을 갖는다.
구체적으로, 이 실시형태에서는, 제2 동축 전송 라인의 원위 단부(29)에서, 제2 내부 도체의 직경은 0.6㎜이고, 제2 유전체 층의 직경은 0.9㎜이며, 제2 외부 도체의 외부 직경은 1.25㎜이다.
이 실시형태에서, 외부 도체의 내부 직경 대 내부 도체의 외부 직경의 비율은 원위 동축 전송 라인의 길이를 따라 일정하게 유지되고, 그 결과, 원위 동축 전송 라인의 임피던스는 그 길이를 따라 일정하다. 더구나, 조직과 접촉하는 원위 동축 전송 라인의 노출된 원위 단부의 비율은 도 1의 실시형태에서와 동일하다.
도 5에 도시된 바와 같이, 제2 동축 전송 라인(25)이 이러한 방식으로 점점 가늘어지는 것의 이점은, 마이크로파 에너지가 제2 동축 전송 라인(25)의 원위 단부에서 조직의 더욱 작은 영역으로 전달된다는 것이다. 이것은, 도 1의 전력 흡수 패턴(19)을 도 5의 전력 흡수 패턴(31)과 비교하는 것에 의해 알 수 있다. 따라서, 마이크로파 에너지 전달은 제2 실시형태에서 더욱 국소화된다. 이것은, 예를 들면, 특정한 영역 또는 타입의 조직 안으로, 예를 들면, 혈관 또는 관강 안으로 에너지 전달을 집중시키는 것이 바람직한 경우에 특히 유용할 수도 있다.
도 6은 도 5에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯이다. 이 시뮬레이션에서, 제2 동축 전송 라인(25)의 길이는 제1 실시형태의 9㎜로부터 10㎜로 연장되었으며, 그 결과, 최저 반사 손실은 5.8㎓의 소망하는 동작 주파수에서 획득되었다. 제2 동축 전송 라인의 길이에서의 변화가 필요하였는데, 그 이유는, 마이크로파 주파수 에너지의 파장이 제2 동축 전송 라인의 점점 가늘어지는 기하학적 형상으로 인해 더 길어지기 때문이다(이것은 제2 동축 전송 라인의 최적의 길이가 λ/4의 홀수 배가 아닌 예이다).
반사 손실은 도 1에서 예시되는 실시형태에서 것보다 더욱 상당하다는 것이 도 6으로부터 명백하다(도 6 및 도 2를 비교하라). 이것은 제2 동축 전송 라인의 기하학적 형상(예를 들면, 길이 및 직경의 비율)이 간 부하 조직에 대해 완전히 최적화되지 않았기 때문일 수도 있다. 따라서, 제2 동축 전송 라인의 기하학적 형상을 더욱 최적화하는 것에 의해, 제2 동축 전송 라인의 이러한 기하학적 형상을 가지고 더 낮은 반사 손실을 달성하는 것이 가능할 수도 있다.
그러나, 기구(25)의 성능은 이러한 반사 손실에서도 여전히 양호하며 따라서 기구(25)는 조직을 응고시키기 위해 성공적으로 사용될 수 있고, 상기에서 언급되는 바와 같이, 이 실시형태는 더 작은 체적의 조직 안으로 전력이 전달되는 이점을 갖는다.
이 실시형태에서의 제2 동축 전송 라인(25)의 점점 가늘어지는 성질의 추가적인 이점은, 제1 실시형태보다 동축 전송 라인(25)의 원위 단부를 조직 안으로 더욱 가압하는 것이 가능하다는 것인데, 그 이유는, 원위 팁이 이 실시형태에서 더 좁기 때문이다.
제2 실시형태의 다른 피쳐는 제1 실시형태의 것과 동일하며 그 설명은 간략화를 위해 여기서는 반복되지 않는다.
조직의 더욱 국소화된 영역 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 전달은, 도 1에 도시된 제2 동축 전송 라인의 원통형 형상을 유지하는 것에 의해 그러나 더 좁은 동축 전송 라인을 사용하는 것에 의해 달성될 수도 있다. 이것은 마찬가지로, 마이크로파 주파수 에너지를 조직의 더욱 국소화된 영역 안으로 전달하기 위한 제2 동축 전송 라인의 더 좁은 원위 단부로 나타나게 된다.
도 7은 간 조직을 응고시키기 위해 사용되는 본 발명의 추가적인 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시하는데, 제1 및 제2 동축 전송 라인은 도 1의 실시형태에서의 것보다 더 좁다. 도 7에 도시된 기구의 구성은, 제1 및 제2 동축 전송 라인의 치수를 제외하고는 도 1에 도시된 것과 유사하다. 도 1에 도시된 실시형태와의 차이점만이 여기에서 논의될 것이다.
도 7의 실시형태에서, 제1 동축 전송 라인은 Sucoform 47 동축 케이블이다. Sucoform 47 동축 케이블은 상기에서 논의되는 Sucoform 86 동축 케이블과 동일한 재료를, 그러나 상이한 치수를 포함한다. 구체적으로는, Sucoform 47 케이블에서, 내부 도체는 0.31㎜의 외부 직경을 가지며, PTFE 유전체 층은 0.94㎜의 외부 직경을 가지며, 외부 도체는 1.20㎜의 외부 직경을 갖는다. Sucoform 47 케이블은 50Ω의 특성 임피던스를 갖는다.
더 넓은 Sucoform 86 케이블에 비해 제1 동축 전송 라인으로서 Sucoform 47을 사용하는 것의 잠재적인 단점은, Sucoform 47 케이블이 더 큰 손실을 가지며, 따라서 기구의 효율성이 저하할 것이다는 것이다. 그러나, Sucoform47을 사용하는 것의 이점은, 제1 및 제2 동축 전송 라인의 이들 접합부에서의 상대적인 비율이, 제2 동축 전송 라인의 직경이 더 좁아지는 것에도 불구하고, 이전에 설명된 실시형태와 유사하다는 것이다.
제2 동축 전송 라인은, 도 1에서의 것보다 더 좁은 원통형 전송 라인이다. 구체적으로는, 제2 내부 도체는 0.702㎜의 외부 직경을 가지며, 제2 유전체 층은 1.053㎜의 외부 직경을 가지며, 제2 외부 도체는 1.462㎜의 외부 직경을 갖는다.
도 7에 도시된 바와 같이, 이 실시형태에서의 제2 동축 전송 라인(5)의 더 좁은 성질은, 간 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 더욱 국소화된 전달로 나타난다(상이한 스케일을 고려하여 도 1 및 도 7을 비교하라).
도 8은 도 7에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯이다. 도 6 및 도 8을 비교하는 것에 의해 알 수 있는 바와 같이, 이 실시형태 경우의 반사 손실은, 도 5에서 예시되는 점점 가늘어지는 실시형태의 반사 손실에 필적한다.
도 9는 간 조직을 응고시키기 위해 사용되고 있는 본 발명의 추가적인 실시형태에 따른 전기 수술 기구의 컴퓨터 시뮬레이션을 도시하는데, 여기서 제2 동축 전송 라인은 도 1의 실시형태에서의 것보다 더 좁다. 도 10은 도 9에 도시된 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 마이크로파 복사의 주파수에 대한 S-파라미터(반사 손실)의 크기의 플롯이다.
도 9에 도시된 기구의 구성은, 제2 동축 전송 라인의 치수를 제외하고는 도 1에 도시된 것과 유사하다. 도 1에 도시된 실시형태와의 차이점만이 여기에서 논의될 것이다.
도 9에 도시된 실시형태에서의 제1 동축 전송 라인은, 도 1의 실시형태에서와 같이, Sucoform 86 동축 케이블이다. 그러나, 제2 동축 전송 라인은 더 좁으며, 도 7의 실시형태에서와 동일한 치수를 갖는다. 다시 말하면, 제2 내부 도체는 0.702㎜의 외부 직경을 가지며, 제2 유전체 층은 1.053㎜의 외부 직경을 가지며, 제2 외부 도체는 1.462㎜의 외부 직경을 갖는다. 도 9에 도시된 바와 같이, 도 1의 실시형태를 사용하는 것보다는 도 9의 실시형태를 사용하여, 조직 안으로의 마이크로파 주파수 에너지의 더 많은 국소화된 전달이 달성될 수 있는데, 그 이유는 도 9에서의 제2 동축 전송 라인의 더 좁은 원위 팁 때문이다.
도 10은, 더 좁은 Sucofrom 47 케이블 대신 더 넓은 Sucoform 86 케이블을 사용하여 제2 동축 전송 라인에 급전하는(feeding) 경우에 반사 손실이 허용 가능하다는 것을 도시한다.
더 넓은 Sucoform 86 동축 케이블을 제1 동축 전송 라인으로서 사용하는 것의 이점은, 이 케이블에서 전력 손실이 더 적다는 것이다. 따라서, Sucoform 86 케이블이 제1 동축 전송 라인으로서 사용되는 경우, 기구의 효율성은 더욱 커질 것이다.
도 1, 도 5, 도 7 및 도 9에서의 제2 동축 공급 케이블의 원위 팁의 치수는, 참조의 용이성을 위해, 하기의 표 1에서 제시된다.
Figure pct00056
물론, 대안적인 실시형태에서, 치수는 표 1에 주어지는 것과는 상이할 수도 있다.
요약하면, 본 발명의 모든 실시형태는, 전기 수술 기구와 직접적으로 접촉하는 조직의 국소화된 영역 안으로 마이크로파 에너지를 효율적으로 커플링시키는 전기 수술 기구를 제공한다.
조직 안으로의 마이크로파 에너지의 전달은, 전기 수술 기구의 원위 단부(예를 들면, 제2 동축 전송 라인의 원위 단부)와 조직 사이에 양호한 접촉이 이루어지는 경우에 상당히 향상된다. 전기 수술 기구의 원위 단부의 적어도 일부와 조직 사이에 공기 갭이 존재하도록 전기 수술 기구가 각도를 이루는 경우, 특히 1도보다 더 큰 각도에 대해 반사 손실이 나빠질 수 있다.
모든 실시형태에서, 반사 손실에 관계없이, 원치 않는 방향(즉, 프로브와 접촉하는 조직 영역 안으로의 방향 이외의 임의의 방향)으로는 전력이 거의 복사되지 않는다.
모든 실시형태에서, 전기 수술 기구는, 제2 동축 전송 라인의 원위 단부의 에지에 근접한 조직의 매우 작은 부분을 응고시키기 위해, 조직과 비스듬히 접촉하도록 사용될 수 있다.
또한, 점점 가늘어지는 제2 동축 전송 라인을 사용하여 제2 동축 전송 라인의 원위 단부에서 조직의 더욱 작은 영역 안으로 마이크로파 에너지를 전달하는 것에 의해, 조직의 더욱 집중된 가열 영역이 또한 달성될 수도 있다.
마이크로파 주파수 에너지의 조직 안으로의 더욱 집중된 전달은, 더 좁은 원통형의 제2 동축 전송 라인을 사용하는 것에 의해 또한 달성될 수 있다. 전력 손실을 줄이기 위해, 더 좁은 제2 동축 전송 라인은 더 넓은 제1 동축 전송 라인에 의해 급전될 수도 있다.
도 11은 본 발명의 추가적인 실시형태의 개략적인 예시이다. 앞서 논의된 실시형태에서와 같이, 이 실시형태에서는, 전기 수술 기구는 제1 및 제2 동축 전송 라인(3, 5)을 포함한다. 도 11에 도시된 제1 및 제2 동축 전송 라인(3, 5)의 구성은 단지 예시적인 구성이며, 제1 및 제2 동축 전송 라인은, 대신, 다른 구성(형상, 사이즈, 등등), 예를 들면, 상기에서 설명되고 도 1 내지 도 10에서 예시되는 다른 실시형태의 다른 예시적인 구성 중 하나를 가질 수도 있다.
이 실시형태에서, 전기 수술 기구는 제3 동축 전송 라인(33)을 포함한다. 제3 동축 전송 라인(33)은, 제2 내부 도체에 연결되는 제3 내부 도체, 제3 내부 도체와 동축이며 제2 외부 도체에 연결되는 제3 외부 도체, 및 제3 내부 도체와 제3 외부 도체를 분리하는 유전체 재료의 제3 층을 포함한다.
제3 동축 전송 라인(33)은 제1 및 제2 동축 전송 라인(3, 5)과 축 방향으로(동축으로) 정렬된다.
제3 동축 전송 라인(33)의 평면 원위 단부면에서 제3 내부 도체, 제3 외부 도체 및 유전체 재료의 제3 층이 노출된다. 사용시, 도 11에서 예시되는 바와 같이, 제3 동축 전송 라인(33)의 원위 단부면은, 하기에서 더 상세히 설명되는 바와 같이, 조직에 대해 가압되어 조직 안으로 마이크로파 주파수 에너지를 전달할 수 있다. 따라서, 이 실시형태에서, 제3 동축 전송 라인(33)의 원위 단부는 앞서 설명된 실시형태에서와 같이 제2 동축 전송 라인(5)의 원위 단부가 아니라 기구의 원위 단부를 형성한다.
제3 동축 전송 라인(33)은 조직(35)의 임피던스의 무효 부분(허수 성분)을 제거하도록 구성된다. 일단 조직(35)의 임피던스의 무효 부분이 제거되면, 제2 동축 전송 라인(5)은 후속하는 순수 실제 임피던스를 제1 동축 전송 라인(3)의 임피던스와 매칭시킨다. 따라서, 조직(35)의 임피던스의 실제 및 무효(허수) 부분 둘 다의 임피던스 불일치의 효과가 고려되고 이 실시형태에서 다뤄진다.
이 실시형태에서, 제3 동축 전송 라인(33)은 제1 동축 전송 라인(3)과 동일한 임피던스(예를 들면, 50옴)를 갖는다. 실제로, 이 실시형태에서, 제3 동축 전송 라인(33)은 제1 동축 전송 라인(3)과 동일한 타입의 동축 케이블이다.
제3 동축 전송 라인(33)이 조직(35)의 임피던스의 무효 부분을 상쇄/제거하기 위한 적절한 길이는, 조직 및 제1 동축 전송 라인의 임피던스 및 마이크로파 주파수 복사의 주파수와 같은 변수에 기초하여 수학적으로, 예를 들면, 스미스 차트를 사용하여 결정될 수 있다. 제3 동축 전송 라인의 계산된 길이가 너무 짧아 실용적이지 않다면, 보다 실용적으로 적절한 길이를 결정하기 위해,
Figure pct00057
/2의 배수가 계산된 길이에 더해질 수 있다. 대안적으로, 제3 동축 전송 라인의 적절한 길이는 컴퓨터 시뮬레이션/모델링에 의해, 또는 실험에 의해 결정될 수도 있다.
예로서, 제3 동축 전송 라인의 적절한 길이는, 조직 임피던스(부하)가
Figure pct00058
이고 제1 동축 전송 라인의 임피던스가 50Ω이다는 것을 가정하여, 다음의 단계를 사용하여 결정될 수도 있다:
(1) 조직 임피던스를 제1 동축 전송 라인의 임피던스로 정규화한다:
Figure pct00059
(2) 스미스 차트 상에 정규화된 임피던스를 플롯하고 VSWR 원을 묘화한다;
(3) 정규화된 부하를 실수(r) 축으로 회전시키고 부하로부터 제너레이터를 향한 파장에서의 움직임을 기록한다. 이것은 부하의 임피던스의 무효(허수) 성분을 제거한다;
(4)
Figure pct00060
가 실제로 실현하기에 너무 짧다면, 실용적인 길이가 달성될 때까지 이 길이에
Figure pct00061
를 더한다.
일단 조직의 임피던스의 무효 부분이 상쇄되면, 후속하는 순수 실제 임피던스는, 적절히 구성된 제2 동축 전송 라인에 의해 제1 동축 전송 라인의 임피던스에 매칭될 수 있다. 구체적으로는, 부하가 순수 실수 값만을 갖는 값(이것은 중앙의 왼쪽 또는 오른쪽에 있을 수도 있다)을 실수(r) 축으로부터 찾기 위해 스미스 차트가 사용될 수 있고, 그 다음, 이 값은, 제1 동축 전송 라인의 임피던스로 승산하여 제1 동축 전송 라인의 임피던스에 매칭될 실제 임피던스를 찾는 것에 의해, 정규화될 수 있다.
다음은, 조직 임피던스(부하)가
Figure pct00062
이고 제1 동축 전송 라인의 임피던스가 50Ω이다는 것을 가정하여, 도 11의 실시형태에 관련이 있는 간단한 수치 예이다.
스미스 차트를 사용하여 상기 단계를 수행하는 것은, 제3 동축 전송 라인의 소망하는 길이가
Figure pct00063
인 것으로 결정되고 부하가 순수 실수 값만을 갖는 실수(r) 축으로부터의 값은
Figure pct00064
인 것으로 결정되게 된다. 그 다음, 제2 동축 전송 라인(5)에 의해 제1 동축 전송 라인(3)의 임피던스에 매칭될 정규화된 부하는
Figure pct00065
인 것으로 결정된다. 따라서, 제2 동축 전송 라인(5)의 최적의 임피던스는 다음이 되는 것으로 결정될 수 있다:
Figure pct00066
그 다음, 제2 내부 및 외부 도체에 대한 적절한 직경이, 이 값과 식 (6)에 기초하여 결정될 수 있다.
5.8㎓의 마이크로파 주파수 및 제2 유전체 재료가 1.5의 비유전율을 갖는 PTFE이다는 것을 가정하여, 제2 동축 전송 라인(5)의 최적의 길이, 즉
Figure pct00067
는, 식 (3)을 사용하여 10.56㎜인 것으로 결정될 수 있다. 이 길이가 너무 짧아 실용적이지 않은 경우, 예를 들면, 31.68㎜의 길이에 도달하도록, 그 길이에
Figure pct00068
의 배수를 더하는 것에 의해 길이는 증가될 수 있다.
상기에서 언급되는 바와 같이, 이 예에서의 제3 동축 전송 라인(33)의 소망하는 길이는
Figure pct00069
인데, 이것은 1.39㎜의 길이에 대응한다. 다시, 이 길이가 너무 짧아 실용적이지 않은 경우, 예를 들면, 22.51㎜의 길이에 도달하도록, 그 길이에
Figure pct00070
의 배수를 더하는 것에 의해 길이는 증가될 수 있다.
다음은, 본 발명의 실시형태에서 임피던스 매칭에 대한 필요성을 예시하는 간단한 수치 예이다. 이 예는,
Figure pct00071
의 조직 임피던스 및 조직에 대해 가압되는 50Ω의 임피던스를 갖는 단일의 동축 전송 라인을 가정한다.
어떠한 임피던스 매칭도 없으면, 반사될 전력의 양은 다음의 것이 될 것이다:
Figure pct00072
그러면, 조직 부하로 전달되는 전력의 비율은 다음에 의해 주어진다:
Figure pct00073
따라서, 어떠한 임피던스 매칭도 없으면, 전력의 47%만이 부하로 전달될 것인데, 이것은 전기 수술 기구가 상대적으로 비효율적일 것이다는 것을 의미한다. 전달된 전력은, 상기에서 설명되는 본 발명의 실시형태에서와 같이 임피던스 매칭을 수행하는 것에 의해 상당히 향상될 수 있다.
하나의 실용적인 실시형태에서, 제2 및/또는 제3 동축 전송 라인 내의 유전체 재료는 공기, 또는 다른 기체일 수도 있다. 이 경우, 재료의 일부는, 동축 전송 라인의 단부, 예를 들면, 운모 창(mica window) 또는 Kepton(켑톤) 테이프의 일부 위에 배치될 수도 있다.

Claims (32)

  1. 미리 결정된 특성 임피던스를 가지며 전기 수술 기구(electrosurgical instrument)의 원위 단부(distal end)와 접촉하는 조직(tissue) 안으로 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를 전달하도록 구성되는 상기 전기 수술 기구로서,
    제1 내부 도체, 상기 제1 내부 도체와 동축으로 형성되는 제1 외부 도체, 및 상기 제1 내부 도체와 상기 제1 외부 도체를 분리하는 제1 유전체 층을 포함하며 마이크로파 주파수 에너지를 전달하기 위한 근위 동축 전송 라인(proximal coaxial transmission line);
    상기 제1 내부 도체에 연결되는 제2 내부 도체, 상기 제2 내부 도체와 동축으로 형성되며 상기 제1 외부 도체에 연결되는 제2 외부 도체, 및 상기 제2 내부 도체와 상기 제2 외부 도체를 분리하는 제2 유전체 층을 포함하며 마이크로파 주파수 에너지를 전달하기 위한 원위 동축 전송 라인(distal coaxial transmission line)을 포함하되,
    상기 제2 외부 도체의 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 외부 직경의 비율은, 상기 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가 상기 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 상기 기구의 상기 원위 단부가 상기 조직과 접촉하고 있을 때의 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 원위 단부에서의 부하 임피던스 사이의 중간에 있도록 하는 비율이고; 그리고
    상기 원위 동축 전송 라인의 길이는, 상기 미리 결정된 동작 주파수에서, 상기 원위 동축 전송 라인이, 상기 근위 동축 전송 라인과 상기 기구의 상기 원위 단부가 상기 조직과 접촉하고 있을 때의 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 원위 단부에서의 상기 부하 임피던스 사이의 임피던스 매칭을 향상시키는 임피던스 변성기(impedance transformer)이도록 하는 길이인, 전기 수술 기구.
  2. 제1항에 있어서, 상기 원위 동축 전송 라인의 길이는
    Figure pct00074
    와 실질적으로 동일하며,
    Figure pct00075
    는 상기 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지의 상기 원위 동축 전송 라인에서의 파장이고,
    Figure pct00076
    은 0 이상의 정수인, 전기 수술 기구.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 전기 수술 기구는 조직을 응고시키기 위한 것인, 전기 수술 기구.
  4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경의 상기 비율은, 상기 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스가
    Figure pct00077
    와 실질적으로 동일하도록 하는 비율이며,
    Figure pct00078
    은 상기 근위 동축 전송 라인의 상기 특성 임피던스이고
    Figure pct00079
    은 상기 기구의 상기 원위 단부가 상기 조직과 접촉하고 있을 때의 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 원위 단부에서의 상기 부하 임피던스인, 전기 수술 기구.
  5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제2 내부 도체, 상기 제2 외부 도체 및 상기 제2 유전체 층은, 상기 조직과 접촉하기 위해, 상기 원위 동축 전송 라인의 원위 단부면(distal end face)에서 노출되는, 전기 수술 기구.
  6. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기 수술 기구는, 상기 제2 내부 도체에 연결되는 제3 내부 도체, 상기 제3 내부 도체와 동축으로 형성되며 상기 제2 외부 도체에 연결되는 제3 외부 도체, 및 상기 제3 내부 도체와 상기 제3 외부 도체를 분리하는 제3 유전체 층을 포함하는 추가적인 원위 동축 전송 라인을 포함하는, 전기 수술 기구.
  7. 제6항에 있어서, 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스는 상기 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 동일한, 전기 수술 기구.
  8. 제6항 또는 제7항에 있어서, 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인의 길이는, 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인이 상기 미리 결정된 동작 주파수에서 상기 조직의 상기 미리 결정된 특성 임피던스의 무효 부분(reactive part)을 실질적으로 상쇄시키도록 하는 길이인, 전기 수술 기구.
  9. 제6항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인은 강성(rigid)인, 전기 수술 기구.
  10. 제6항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기 수술 기구는,
    상기 추가적인 원위 동축 전송 라인에 병렬로 연결되는 개회로의(open-circuited) 또는 단락된(short-circuited) 스터브를 포함하는, 전기 수술 기구.
  11. 제10항에 있어서, 상기 스터브의 특성 임피던스는 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 동일한, 전기 수술 기구.
  12. 제10항에 있어서, 상기 스터브의 특성 임피던스는 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 동일하지 않은, 전기 수술 기구.
  13. 제10항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기 수술 기구는, 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인에 병렬로 연결되는 복수의 상기 개회로의 또는 단락된 스터브를 포함하는, 전기 수술 기구.
  14. 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 동축 전송 라인은 강성인, 전기 수술 기구.
  15. 제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 미리 결정된 동작 주파수는 5.8㎓인, 전기 수술 기구.
  16. 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경과 상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 사이의 간격은, 상기 제1 내부 도체의 외부 직경과 상기 제1 외부 도체의 내부 직경 사이의 간격보다 더 작은, 전기 수술 기구.
  17. 제1항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제2 유전체 층은 상기 제1 유전체 층보다 더 높은 비유전율(relative permittivity)을 갖는, 전기 수술 기구.
  18. 제1항 내지 제17항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 근위 동축 전송 라인의 상기 특성 임피던스는 50Ω인, 전기 수술 기구.
  19. 제1항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 근위 동축 전송 라인은 동축 케이블인, 전기 수술 기구.
  20. 제1항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 동축 전송은, 자신의 더 넓은 근위 단부로부터 자신의 더 좁은 원위 단부까지 점점 가늘어지는(tapered), 전기 수술 기구.
  21. 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 기구는, 45 내지 180Ω의 범위 내의 미리 결정된 특성 임피던스를 갖는 조직 안으로 상기 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를 전달하도록 구성되는, 전기 수술 기구.
  22. 제1항 내지 제21항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 전기 수술 기구는, 상기 미리 결정된 동작 주파수에서 상기 근위 동축 전송 라인과 상기 조직 사이의 임피던스 매칭을 향상시키기 위한 복수의 상기 원위 동축 전송 라인을 포함하는, 전기 수술 기구.
  23. 전기 수술 시스템으로서,
    제1항 내지 제22항 중 어느 한 항 따른 전기 수술 기구; 및
    상기 근위 동축 전송 라인의 근위 단부에 연결되는 전기 수술 제너레이터(electrosurgical generator)를 포함하되;
    상기 전기 수술 제너레이터는, 상기 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지를 상기 근위 동축 전송 라인에 공급하도록 구성되는, 전기 수술 시스템.
  24. 제23항에 있어서,
    상기 전기 수술 시스템은 상기 전기 수술 제너레이터를 제어하기 위한 컨트롤러를 포함하고; 그리고
    상기 컨트롤러는, 상기 조직으로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 양을 미리 결정된 양 아래로 제한하기 위해, 상기 발생기에 의해 공급되는 상기 마이크로파 주파수 에너지의 전력 및/또는 지속 기간을 제어하도록 구성되는, 전기 수술 시스템.
  25. 제24항에 있어서, 상기 전기 수술 시스템은, 상기 조직으로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 양을 나타내는 정보를 감지하기 위한 센서를 포함하는, 전기 수술 시스템.
  26. 제24항 또는 제25항에 있어서, 상기 컨트롤러는 최대 4초의 기간 동안 15W의 전력을 제공하도록 상기 제너레이터를 제어하도록 구성되는, 전기 수술 시스템.
  27. 제1항 내지 제22항 중 어느 한 항에 따른 전기 수술 기구를 제조하는 방법으로서,
    상기 원위 동축 전송 라인의 상기 특성 임피던스가, 상기 근위 동축 전송 라인의 특성 임피던스와 상기 기구의 상기 원위 단부가 상기 조직과 접촉하고 있을 때의 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 원위 단부에서의 상기 부하 임피던스 사이의 중간에 있는 것으로 나타나는, 상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경의 상기 비율을 결정하는 단계;
    상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경의 상기 비율을, 상기 결정된 비율이 되도록 설정하는 단계;
    상기 원위 동축 전송 라인이, 상기 미리 결정된 동작 주파수에서, 상기 근위 동축 전송 라인과 상기 기구의 상기 원위 단부가 상기 조직과 접촉하고 있을 때의 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 원위 단부에서의 상기 부하 임피던스 사이의 임피던스 매칭을 향상시키는 임피던스 변성기인 것으로 나타나는, 상기 원위 동축 전송 라인의 길이를 결정하는 단계; 및
    상기 원위 동축 전송 라인의 상기 길이를 상기 결정된 길이가 되도록 설정하는 단계를 포함하는, 전기 수술 기구를 제조하는 방법.
  28. 제27항에 있어서, 상기 방법은,
    상기 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 마이크로파 주파수 에너지의 상기 원위 동축 전송 라인에서의 상기 파장
    Figure pct00080
    를 결정하는 단계; 및
    상기 결정된 파장
    Figure pct00081
    에 기초하여, 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 길이를
    Figure pct00082
    와 실질적으로 동일하게 되도록 설정하는 단계를 포함하고,
    Figure pct00083
    은 0 이상의 정수인, 전기 수술 기구를 제조하는 방법.
  29. 제27항 또는 제28항에 있어서, 상기 방법은,
    Figure pct00084
    이 상기 근위 동축 전송 라인의 상기 특성 임피던스이고
    Figure pct00085
    이 상기 기구의 상기 원위 단부가 상기 조직과 접촉하고 있을 때의 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 원위 단부에서의 상기 부하 임피던스라고 했을 때, 상기 원위 동축 전송 라인의 상기 특성 임피던스가
    Figure pct00086
    과 실질적으로 동일한 것으로 나타나는, 상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경의 상기 비율을 결정하는 단계; 및
    상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경의 상기 비율을, 상기 결정된 비율이 되도록 설정하는 단계를 포함하는, 전기 수술 기구를 제조하는 방법.
  30. 제29항에 있어서, 상기 방법은,
    Figure pct00087
    을 계산하는 단계; 및
    Figure pct00088
    과 동일한 상기 원위 동축 전송 라인의 특성 임피던스로 나타나는, 상기 제2 외부 도체의 상기 내부 직경 대 상기 제2 내부 도체의 상기 외부 직경의 상기 비율을 계산하는 단계를 포함하는, 전기 수술 기구를 제조하는 방법.
  31. 제28항에 있어서, 상기 방법은, 상기 제2 유전체 층의 비유전율에 기초하여 상기 미리 결정된 동작 주파수를 갖는 상기 마이크로파 주파수 에너지의 상기 원위 동축 전송 라인에서의 상기 파장을 계산하는 단계를 포함하는, 전기 수술 기구를 제조하는 방법.
  32. 제27항 내지 제31항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기 수술 기구는 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인을 포함하고, 상기 방법은,
    상기 조직의 상기 미리 결정된 특성 임피던스의 상기 무효 부분이 상쇄되는 것으로 나타나는, 상기 추가적인 원위 동축 전송 라인의 길이를 결정하는 단계; 및
    상기 추가적인 원위 동축 전송 라인의 상기 길이를, 상기 결정된 길이와 실질적으로 동일하게 되도록 설정하는 단계를 포함하는, 전기 수술 기구를 제조하는 방법.
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Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2559595B (en) * 2017-02-10 2021-09-01 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus and electrosurgical instrument
GB2559604A (en) * 2017-02-13 2018-08-15 Creo Medical Ltd Microwave energy transfer component for electrosurgical apparatus
GB2573823A (en) * 2018-05-19 2019-11-20 Creo Medical Ltd Electrosurgical ablation instrument
GB2575484A (en) * 2018-07-12 2020-01-15 Creo Medical Ltd Electrosurgical instrument
US20220211433A1 (en) * 2019-04-26 2022-07-07 Covidien Lp Microwave ablation device and system with impedance mismatch
US11133957B2 (en) * 2019-05-29 2021-09-28 Trane International Inc. HVAC controller area network hybrid network topology

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AU3696989A (en) * 1988-05-18 1989-12-12 Kasevich Associates, Inc. Microwave balloon angioplasty
US5843144A (en) * 1995-06-26 1998-12-01 Urologix, Inc. Method for treating benign prostatic hyperplasia with thermal therapy
US6068627A (en) 1997-12-10 2000-05-30 Valleylab, Inc. Smart recognition apparatus and method
US6224593B1 (en) 1999-01-13 2001-05-01 Sherwood Services Ag Tissue sealing using microwaves
US7197363B2 (en) * 2002-04-16 2007-03-27 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna having a curved configuration
EP1723921B1 (en) * 2002-11-27 2008-06-25 Medical Device Innovations Limited Tissue ablating apparatus
CN2782039Y (zh) * 2005-04-26 2006-05-24 中国人民解放军第二军医大学 直接穿刺治疗肿瘤的微波辐射天线
JP5258772B2 (ja) * 2006-10-10 2013-08-07 メディカル・デバイス・イノベーションズ・リミテッド マイクロ波放射線を用いた組織を処理するための装置およびアンテナ較正システムおよびその方法
GB0620064D0 (en) * 2006-10-10 2006-11-22 Medical Device Innovations Ltd Antenna calibration system and a method of performing automatic calibration
GB0620060D0 (en) * 2006-10-10 2006-11-22 Medical Device Innovations Ltd Surgical antenna
GB0620058D0 (en) * 2006-10-10 2006-11-22 Medical Device Innovations Ltd Tissue measurement and ablation antenna
JP4618241B2 (ja) * 2006-12-13 2011-01-26 株式会社村田製作所 同軸プローブ装置
US8998891B2 (en) 2007-08-30 2015-04-07 Ellman International, Inc. Tri-frequency electrosurgical instrument
GB2472012A (en) * 2009-07-20 2011-01-26 Microoncology Ltd Microwave antenna with flat paddle shape
GB2472972A (en) * 2009-07-20 2011-03-02 Microoncology Ltd A microwave antenna
US10842564B2 (en) * 2011-08-10 2020-11-24 National University Corporation Shiga University Of Medical Science Microwave surgical instrument
GB2506377A (en) 2012-09-27 2014-04-02 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus comprising an RF generator, microwave generator, combining circuit and waveguide isolator
AU2014240941B2 (en) 2013-03-29 2018-07-19 Covidien Lp Step-down coaxial microwave ablation applicators and methods for manufacturing same
GB201317713D0 (en) * 2013-10-07 2013-11-20 Creo Medical Ltd Electrosurgical device

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Publication number Publication date
US20180132933A1 (en) 2018-05-17
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AU2020260432A1 (en) 2020-11-26
WO2016203257A1 (en) 2016-12-22
HK1253080A1 (zh) 2019-06-06
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EP3310284A1 (en) 2018-04-25
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AU2016278100A1 (en) 2017-12-14

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