KR20190017741A - 통합된 마이크로파 소스를 가진 전기수술 디바이스 - Google Patents

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Abstract

마이크로파 전력을 얻기 위한 증폭기가 기구의 원위 부분에 전력을 전달하기 위한 방사 구조에서 동일한 영역에 위치되는 전기수술 기구. 기구는 수술 스코핑 디바이스, 예로서 내시경의 기구 채널을 통해 삽입 가능할 것이다. 전체 마이크로파 발생 라인 업은 단지 DC 입력 전력만이 요구되도록 기구에 통합될 수 있다. 따라서 공지의 디바이스들에 존재하는 마이크로파 전력 손실들 및 연관된 결함들이 회피될 수 있다. 증폭기는 GaN 및 GaN-계 합금들과 같은, 와이드 밴드-갭 반도체 재료들을 사용하여 제작될 수 있으며, 이는 RF 및 마이크로파 주파수들에서 활성인 디바이스들을 제작하기 위한 능력을 제공한다.

Description

통합된 마이크로파 소스를 가진 전기수술 디바이스
본 발명은 마이크로파 에너지를 갖고 생물학적 조직을 치료하기 위한 전기수술 디바이스들에 관한 것이다. 특히 그것은 생물학적 조직을 절제하기에 충분한 전력을 발생시킬 수 있는 전기수술 디바이스들에 관한 것이다. 본 발명은 수술 스코핑 디바이스, 예로서 내시경, 위경, 기관지경 등을 사용하는 시술들에서 특정한 용도를 찾을 수 있지만, 원리는 복강경 및 개복 시술들에서 사용된 디바이스들에 동일하게 적용 가능하다.
생물학적 조직의 치료에서 마이크로파 에너지의 사용은 잘 알려져 있다. 그러나, 그것은, 주로 마이크로파 소스 및 조직과 접촉하는 도포기 구조 사이에서의 손실들의 효과로 인해, 근접 제어 방식으로 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 도전이 남아있다. 이들 효과들은 수술 스코핑 디바이스들을 사용한 최소 침습성 시술들에서 특히 문제가 될 수 있다. 이러한 방식들에서, 제너레이터는 통상적으로 환자의 바깥쪽에 위치되며, 이것은 고전력 치료 신호가, 그것이 치료 영역에서 활용될 수 있기 전에 기구 코드의 길이를 따라 운반될 필요가 있음을 의미한다. 기구 코드에서의 손실들은 바람직하지 않은 내강내 가열 및 결과적으로 치료 영역에서 이용 가능한 전력에 대한 제한을 야기할 수 있으며, 이것은 결과적으로 보다 긴 치료 시간들로 이어진다.
US 9,023,025는 마이크로파 증폭기가 전기수술 기구의 핸들에 착탈 가능하게 장착되는 전기수술 시스템을 개시한다.
가장 일반적으로, 본 발명은 전기수술 기구의 원위 부분으로 마이크로파 신호 발생 라인 업의 적어도 출력 스테이지를 통합하는 것을 고려한다. 다시 말해서, 본 발명은 마이크로파 전력을 얻기 위한 주 증폭기가 상기 전력을 전달하기 위한 방사 구조에서 동일한 영역에 위치되는 전기수술 기구를 제공한다.
본 발명은 기본적으로 GaN 및 GaN-계 합금들과 같은, 와이드 밴드-갭 반도체 재료들의 개발에 기초하며, 이것은 RF 및 마이크로파 주파수들에서 활성인 디바이스들을 제작하기 위한 능력을 제공한다. 특히, AlGaN/GaN 전력 고 전자 이동도 트랜지스터들(HEMT들)은 전기수술을 위해 활용될 수 있는 상당히 개선된 출력 전력 성능을 가진다는 것이 발견되어 왔다.
GaN HEMT들은 큰 재료 밴드 갭을 가진다 - 이것은 그것들이 높은 드레인 전압들 및 높은 전력 밀도, 즉 10W/㎣ 이상에서 동작되도록 허용한다. 이것은 보다 작은 디바이스들이, 주어진 전력 밀도를 달성하기 위해 사용되며, 천연 오리피스를 통해 삽입되거나 또는 삼켜질 수 있는 초소형 카메라로의 통합 또는 ESD/EMR 시술들을 위한 방사 스파츌라 형 구조들을 포함한, 다양한 방사 구조들로 통합될 수 있게 한다.
몇몇 실시예들에서, 전체 마이크로파 발생 라인 업은 기구로 통합될 수 있으며, 이것은 단지 DC 전력만이 도입될 필요가 있다는 것을 의미한다. 공지의 디바이스들에서 존재하는 마이크로파 전력 손실들 및 연관된 결함들이 그러므로 회피될 수 있다.
본 발명에 따르면, 생물학적 조직을 절제하기 위한 전기수술 기구가 제공되고 있으며, 상기 전기수술 기구는 치료될 생물학적 조직을 접촉하기 위한 조직 치료부를 포함하며, 상기 조직 치료부는: 생물학적 조직을 절제하기에 적절한 마이크로파 에너지를 발생시키도록 배열된 전력 증폭기를 포함한 마이크로파 전원; 및 상기 마이크로파 전원에 연결되며 상기 마이크로파 에너지를 생물학적 조직으로 전달하도록 구성된 방사 구조를 갖는다. 치료를 위한 마이크로파 전력을 발생시키기 위한 디바이스는 그러므로 방사 구조와 함께 위치되며, 이것은 고 전력 신호가 그것이 생물학적 조직으로 전달되기 전에 수송되도록 요구하는 거리를 최소화할 수 있다.
조직 치료부는 보다 큰 기구의 일 부분일 수 있다. 예를 들면, 상기 기구는 상기 기구를 유지하며 및/또는 그것의 동작을 제어하기 위한 핸들을 포함할 수 있다. 상기 핸들은, 예를 들면, 제어 신호들을 전달하기 위해 또는 이하에서 논의되는 바와 같이 기구를 조종하거나 또는 튜닝하기 위한 기계적 힘들을 송신하기 위해, 하나 이상의 케이블들에 의해 조직 치료부에 연결될 수 있다. 몇몇 경우들에서, 이들 케이블들은, 예를 들면, 상기 기구가 수술 스코핑 디바이스와 함께 사용될 때, 길 수 있다. 조직 치료부에서 전력 증폭기를 제공함으로써, 본 발명은 상기 핸들 및 상기 방사 구조 사이에 고 전력 마이크로파 신호를 수송할 필요가 없음을 보장한다.
전력 증폭기는 GaN-계 HEMT와 같은, 와이드 밴드-갭 반도체 트랜지스터를 포함할 수 있다. 입력 신호 및 출력 마이크로파 에너지 사이에서 전력의 효율적인 전달을 보장하기 위해, 전력 증폭기는 클래스 F 디자인을 가질 수 있다.
조직 치료부에서 마이크로파 전원은 전력 증폭기를 구동시키기 위한 제너레이터 회로부를 포함할 수 있다. 원칙적으로 이러한 회로는 다른 곳, 예로서 핸들에 위치될 수 있지만, 전력 변환 효율을 최대화하기 위해 조직 치료부에서 그것을 제공하는 것이 바람직하다.
상기 제너레이터 회로부는: DC 입력 신호를 수신하며 마이크로파 주파수 신호를 발생시키도록 배열된 발진기; 및 상기 마이크로파 주파수를 수신하며 상기 전력 증폭기를 위한 입력 신호를 발생시키도록 배열된 드라이버 증폭기를 포함할 수 있다. 상기 발진기는 전압 제어 발진기(VCO) 또는 유전체 공진 발진기(DRO)일 수 있다. 상기 드라이버 증폭기는 임의의 적절한 MMIC 디바이스일 수 있다. 상기 제너레이터 회로부는, 발진기를 위한 출력을 펄싱하기 위해 신호 변조기, 예로서 스위치를 포함할 수 있다. 몇몇 예에서, 마이크로파 에너지의 펄스들을 갖고 전력 증폭기를 구동시키는 것이 바람직할 것이다. 상기 변조기는 이들 펄스들을 제어하기 위해 제공될 수 있다. 제너레이터 회로부는, 예로서, 드라이버 증폭기 전에, 전력 증폭기를 위한 입력 신호의 크기가 제어될 수 있게 하기 위해, 신호 감쇠기를 포함할 수 있다.
조직 치료부는, 예로서 DC 입력 신호를 제공하기 위한, 전원을 포함할 수 있다. 전원이 조직 치료부의 부분인 것은 필수적일 필요가 없다. 그것은 예를 들면, 상기 논의된 핸들에 위치될 수 있다. 그러나, 조직 치료부에 전원을 포함시킴으로써, 본 발명은 환자의 몸으로 완전히 삽입되거나 또는 그 외 도입될 수 있는 완전히 독립형 디바이스로서, 즉 외부 부분으로의 물리적 연결들을 유지하기 위한 요구 없이 구체화될 수 있다. 예를 들면, 본 발명은 내시경 캡슐 등으로서 구체화될 수 있다.
상기 전원은 DC 전력을 제공하기 위한 전지일 수 있다. 예를 들면, 상기 전원은 배터리(예로서, 리튬 이온 배터리), 슈퍼 커패시터 또는 연료 전지를 포함할 수 있다. 대안적으로 또는 부가적으로, 상기 전원은 외부 공급 장치로부터의 전력을 유도적으로 또는 자기적으로 결합하기 위한 결합 유닛을 포함할 수 있다.
조직으로의 에너지 전달의 효율을 추가로 개선하기 위해, 상기 전력 증폭기는 동조 가능한 전송 선로(transmission line)에 의해 조직 치료부에서 방사 구조에 연결될 수 있다. 상기 전송 선로는 임의의 적절한 구조를 가질 수 있고; 그것은 동축 라인, 또는 마이크로스트립-기반 구조일 수 있다. 상기 구조는 튜닝 가능성은 전송 선로가 조정 가능한 전기적 길이를 보일 수 있게 함으로써 제공될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 동조 가능한 전송 선로는 예로서, 서로에 대하여 축방향으로 이동할 수 있는 두 개의 별개의 짝짓기 동축 섹션을 가진, 축방향으로 연장 가능한 동축 구조를 포함할 수 있다. 상기 동축 섹션은 축방향으로 팽창 가능한 유전체 재료를 포함할 수 있으며 전송 선로 기능을 유지하기 위한 연장 가능한 전도성 부분들은 조정된 그것의 길이를 갖는다.
또 다른 실시예에서, 상기 전력 증폭기는 그것의 전기적 길이를 조정하기 위해 상기 동조 가능한 전송 선로를 따라서 방사 구조에 대해 이동 가능할 수 있다.
상기 조직 치료부는, 예로서, 마이크로파 전원 구성요소들을 보호하기 위해, 슬리브에 의해 둘러싸일 수 있다. 상기 슬리브는 방사 구조를 노출시키기 위해 접이식일 수 있다.
상기 방사 구조는 생물학적 조직으로 마이크로파 전력을 론칭하기 위해 임의의 적절한 안테나를 포함할 수 있다. 상기 방사 구조는 양극성일 수 있으며, 즉 그것들이 마이크로파 에너지를 위한 안테나로서 동작하게 하는 방식으로 유전체 재료에 의해 분리된 제 1 도체 및 제 2 도체를 포함한다. 상기 방사 구조는 동축 구조 또는 마이크로스트립 기반 구조일 수 있다. 예를 들면, 상기 방사 구조는 쌍극자 안테나, 슬롯팅 안테나 등을 포함할 수 있다.
본 발명의 기구는 구체적으로 수술 스코핑 디바이스와 함께 사용하기 위해 적응될 수 있다. 예를 들면, 상기 기구는 가요성 샤프트를 통해 조직 치료부에 연결된 핸들을 포함할 수 있으며, 여기에서 상기 조직 치료부는 수술 스코핑 디바이스의 기구 채널을 통한 삽입에 적합한(예로서, 맞추도록 치수화된) 원위 단부 어셈블리를 형성한다.
본 발명의 기구는 매우 다양한 시술들에서의 적용을 찾을 수 있다. 예를 들면, 그것은 위장관을 사용하는데 적합한 조직 절제 디바이스에서 사용될 수 있다. 상기 방사 구조는 종양 제거에 적합한 전-방향 안테나일 수 있다. 상기 논의된 바와 같이, 상기 기구는 위장관에서 시야 및 제거를 위한 캡슐 또는 PILL 카메라의 부분일 수 있다. 본 발명은 뼈(또는 다른 곳)로의 삽입을 위한 이식 가능한 디바이스, 특히 외부 소스로부터 에너자이징될 수 있는 실시예들에서의 사용을 찾을 수 있다. 이들 이식된 디바이스들은 종양들의 성장 또는 조직의 질량이 정상보다 높은 레이트로 성장하는 다른 상태들을 제어하기 위해 사용될 수 있다. 여기에서 하나의 특정한 애플리케이션은 뇌종양들의 성장을 제어하는 것이다.
본 명세서에서, "마이크로파"는 400MHz 내지 100GHz의 주파수 범위, 그러나 바람직하게는 1GHz 내지 60GHz의 범위를 나타내기 위해 광범위하게 사용될 수 있다. 고려되어 온 특정 주파수들은: 915MHz, 2.45GHz, 3.3GHz, 5.8GHz, 10GHz, 14.5GHz 및 24GHz이다.
유사하게 여기에서 "도체" 또는 "전도성" 재료에 대한 참조들은 맥락이 또 따른 의미가 의도됨을 명료하게 하지 않는 한 전기적 전도성을 의미하는 것으로 해석될 것이다.
본 발명의 실시예들은 수반되는 도면들을 참조하여 이하에서 논의된다:
도 1은 본 발명의 실시예와 함께 사용하기 위한 전기수술 시스템을 도시한 개략도이다;
도 2는 본 발명의 실시예인 통합된 마이크로파 소스를 가진 원위 단부 어셈블리를 도시한 개략도이다;
도 3은 도 2의 원위 단부 어셈블리에서 구성요소들의 개략도이다;
도 4a 및 도 4b는 본 발명의 실시예들에서 사용될 수 있는 동조 가능한 전송 선로의 동작을 예시한 개략적인 측면도들이다;
도 5a 및 도 5b는 본 발명의 실시예들에서 사용될 수 있는 동조 가능한 동축 전송 선로의 동작을 예시한 개략적인 단면도들이다;
도 6은 본 발명의 실시예들에서 사용될 수 있는 예시적인 출력 스테이지에서의 구성요소들을 도시한 개략도이다; 및
도 7은 본 발명의 실시예들에서 사용될 수 있는 방사 구조를 통한 개략적인 단면도이다.
도 1은 본 발명이 사용될 수 있는 전기수술 시스템(100)의 개략도이다.
시스템은 내시경, 위경, 복강경 등과 같은, 수술 스코핑 디바이스(114)를 포함한다. 수술 스코핑 디바이스(114)는 다수의 입력 포트들 및 기구 코드(120)가 연장되는 출력 포트를 가진 몸체(116)를 포함한다. 기구 코드(120)는 복수의 내강들을 둘러싸는 외부 재킷을 포함한다. 복수의 내강들은 몸체(116)로부터 기구 코드(120)의 원위 단부로 다양한 것들을 운반한다. 복수의 내강들 중 하나는 기구 (작업) 채널이다. 가요성 샤프트(112)는 기구 (작업) 채널의 전체 길이를 따라 삽입 가능하다. 다른 내강들은, 예로서, 원위 단부에서 조명을 제공하기 위해 또는 원위 단부로부터 이미지들을 수집하기 위해, 광학적 방사선을 운반하기 위한 채널을 포함할 수 있다. 몸체(116)는 원위 단부를 보기 위한 접안 렌즈(122)를 포함할 수 있다. 원위 단부에서 조명을 제공하기 위해, 광원(124)(예로서, LED 등)은 조명 입력 포트(126)에 의해 몸체(116)에 연결될 수 있다.
가요성 샤프트(112)의 근위 단부에서, 핸들(106)이 있으며, 이것은 주사기와 같은, 유체 전달 디바이스(108)로부터 유체 공급(107)를 수용하기 위해 연결될 수 있지만, 이것은 필수적일 필요는 없다. 요구된다면, 핸들(106)은, 예로서, 하나 이상의 제어 와이어들 또는 푸시 로드들(도시되지 않음)의 세로(앞뒤로) 움직임을 제어하기 위해, 트리거(110)를 슬라이딩시킴으로써 동작 가능한 기구 제어 메커니즘을 하우징할 수 있다. 복수의 제어 와이어들이 있다면, 완전 제어를 제공하기 위해 핸들 상에 다수의 슬라이딩 트리거들이 있을 수 있다.
가요성 샤프트(112)의 원위 단부에, 수술 스코핑 디바이스(114)의 기구 채널을 통과하며 기구 코드(120)의 원위 단부에서 돌출되도록(예로서, 환자의 안에) 성형되는 원위 어셈블리(118)(도 1에서 일정한 비율로 그려지지 않음)가 있다. 원위 단부 어셈블리는, 이하에서 보다 상세하게 논의되는 바와 같이, 생물학적 조직으로 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 활성 팁을 포함한다.
원위 어셈블리(118)의 구조는 2.0 mm 이하, 예로서 1.9 mm 미만(및 보다 바람직하게는 1.5 mm 미만)인 최대 외부 직경을 갖도록 배열될 수 있으며 가요성 샤프트의 길이는 1.2 m 이상일 수 있다.
몸체(116)는 예로서, 적절한 리드들을 사용하여, 가요성 샤프트를 따라 원위 단부 어셈블리(118)로 DC 에너지를 전달하기 위해 연결되는 DC 전원(128)을 포함할 수 있다. DC 전원은 몸체(116)에 장착된 배터리(예로서, 리튬 이온 배터리), 슈퍼 커패시터 또는 연료 전지일 수 있다. 또 다른 예에서, DC 전원(128)은 원격 소스(도시되지 않음)로부터 디바이스로 에너지를 유도적으로 또는 자기적으로 결합하도록 배열된 결합 유닛일 수 있다. 이 경우에, 결합 유닛은 결합된 에너지로부터 DC 신호를 획득하기 위해 내부 정류 및 필터링을 포함할 수 있다.
추가 예에서, DC 전원은 원위 단부 어셈블리의 부분일 수 있으며, 이 경우에 기구 채널을 따라 연장된 리드들이 요구되지 않는다.
기구 코드(120)의 적어도 원위 단부의 위치를 제어하는 것이 바람직할 수 있다. 몸체(116)는, 기구 코드(120)를 통해 연장되는, 하나 이상의 제어 와이어들(도시되지 않음)에 의해 기구 코드(120)의 원위 단부에 기계적으로 결합되는 제어 작동기(130)를 포함할 수 있다. 제어 와이어들은 기구 채널 내에서 또는 그것들 자신의 전용 채널들 내에서 이동할 수 있다. 제어 작동기(130)는 레버 또는 회전 가능한 손잡이, 또는 임의의 다른 공지의 카테터 조작 디바이스일 수 있다. 기구 코드(120)의 조작은, 예로서 컴퓨터 단층 촬영(CT) 이미지들로부터 조립된 가상 3-차원 맵을 사용한, 소프트웨어-보조식일 수 있다.
도 2는 본 발명의 실시예인 전기수술 기구를 통합하는 원위 단부 어셈블리(118)를 도시한다. 본 발명의 전기수술 기구는 제자리에서 마이크로파 에너지를 발생시키는 구성요소들을 가짐으로써 특성화되며, 따라서 가요성 샤프트를 따라 마이크로파 신호를 운반하는 것은 필요하지 않다. 원위 단부 어셈블리(118)는 그러므로 GaN-계 트랜지스터, 예로서 고-밀도 GaN HEMT 디바이스를 포함하는 출력 스테이지(134) 및 제너레이터 회로부(132)를 가진 마이크로파 제너레이터 라인 업(131)을 포함한다. 마이크로파 제너레이터 라인 업(131)은 전송 선로(136)를 통해 방사 구조(138)에 연결된다. 이하에서 논의되는 바와 같이, 전송 선로(136)는 마이크로파 제너레이터 라인 업으로부터 방사 구조(138)로 전력 전달의 효율을 개선하기 위해 조정 가능할 수 있다.
원위 단부 어셈블리(118)는 재킷 또는 슬리브(140)에 매입될 수 있다. 이것은 그것들이 기구 채널을 따라 삽입되므로 원위 단부 어셈블리의 구성요소들을 보호할 수 있다. 슬리브(140)는 디바이스 또는 증착된 절연 코팅으로 직접 형성된 폴리머의 오버-몰드일 수 있다.
도 2에서, 슬리브(140)는 개방 단부를 갖는 것으로 도시된다. 개방-단부형 슬리스는 조직과 직접 접촉하는 방사 구조(138)를 갖는 것이 바람직한 경우에 사용될 수 있다. 개방 단부형 슬리브 상에서 원위 단부 어셈블리가 또한 라디오 주파수(RF) 에너지를 전달하도록 구성된다면 또한 유용할 수 있으며, 여기에서 직접적인 조직 접촉을 갖는 것이 바람직하다.
그러나, 개방 슬리브를 갖는 것은 필수적일 필요는 없다. 예를 들면, 재킷은 폐쇄된 원위 단부를 가질 수 있다. 그것은 조직 및 내부 구성요소들 사이에 배리어를 형성하기 위해 완전히 밀봉될 수 있다. 원위 단부는, 예로서, 디바이스를 배치하거나 또는 출력 필드를 성형하는 것을 돕도록, 성형될 수 있다.
제너레이터 회로부(132)의 근위 측면에서, 다른 인터페이스 회로 및/또는 케이블들, 예로서 DC 전원(128)으로부터 제너레이터 회로부로 DC 전력을 운반하기 위한 케이블(142)이 있을 수 있다. 상기 논의된 바와 같이, DC 전원(128)은 스코핑 디바이스의 몸체(116)에 있을 수 있거나, 또는 그것은 원위 단부 어셈블리(118)의 부분일 수 있다.
마이크로파 제너레이터 라인 업(131)을 위한 전체 회로는 가요성 기판상에 장착될 수 있다. 이것은 원위 단부 어셈블리(118)를 가요성이게 만들 수 있다. 그 결과, 그것은 원하는 대로 사전-정의된 형태들(즉, 평면, 원통형)로 구부러지고, 휘거나 또는 변형될 수 있다.
도 3은 마이크로파 제너레이터 라인 업(131)의 추가 구성요소들을 도시한 개략도이다. 제너레이터 회로부(132)는 예로서 1GHz 이상, 바람직하게는 5.8GHz 이상의 주파수를 가진, 마이크로파 신호를 출력하기 위한 발진기(144)를 포함한다. 발진기(144)는 전압 제어 발진기(VCO) 또는 유전체 공진기 발진기(DRO)일 수 있다. 발진기(144)는 입력으로서 상기 논의된 DC 전력을 수신할 수 있다. 발진기(144)로부터의 출력은 변조기(146)에 의해 펄싱될 수 있다. 발진기(144)로부터의 출력은 드라이버 증폭기(148)로 제공되며, 이것은 출력 스테이지(134)를 위한 입력 신호를 발생시키도록 배열된다. 드라이버 증폭기(148)는 임의의 적절한 MMIC 디바이스일 수 있다. 라인 업은 출력 스테이지(134)로 전달된 신호의 진폭에 대한 제어를 제공하기 위해 감쇠기(도시되지 않음)를 포함할 수 있다. 출력 스테이지(134) 자체는 전력 증폭기로서 구성된 GaN-계 트랜지스터(152) 및 바이어싱 회로(150)를 포함할 수 있다. 출력 스테이지는 방사 구조로부터의 신호 반사들로부터 출력 스테이지 구성요소들을 보호하기 위한 회로(도시되지 않음)를 포함할 수 있다. 예를 들면, 순환기가 GaN-계 트랜지스터로부터 전방향 경로 상에 장착될 수 있다. 순환기는 반사된 전력을 덤프 로드로 우회시킬 수 있다. 그러나, 이러한 보호 구조는 GaN-계 구조가 대처하기에 충분히 강력할 수 있기 때문에 필수적이지 않다.
도 3은 발진기(144) 및 변조 스위치(146)가 원위 단부 어셈블리(118)의 부분인 실시예를 예시한다. 이것은 필수적일 필요는 없다(바람직할지라도). 예를 들면, 발진기(144) 및 변조 스위치(146)는 수술 스코핑 디바이스의 몸체(116) 안에 또는 그것에 위치될 수 있다. 또 다른 예에서, 전체 제너레이터 회로부(132)(즉, 드라이버 증폭기(148)를 포함한)는 원위 단부 어셈블리로부터 근위 거리에, 예로서 몸체(116)에 위치될 수 있다. 따라서, 출력 스테이지(134)를 위한 입력 신호는 기구 채널을 따라 송신될 수 있다.
예시를 위해, 일 예는 10dBm(1mW)의 출력 전력을 가진 DRO 및 스코핑 디바이스의 몸체에 위치된 20dB의 이득을 가진 MMIC를 포함할 수 있다. 케이블의 삽입 손실이 이 시나리오에서 10dB일지라도, 원위 단부 어셈블리에서 여전히 이용 가능한 20dBm(100mW)이 있을 것이다. 이 예에서, 출력 스테이지는 GaN-계 트랜지스터(152)에 앞서 제 2 MMIC를 포함할 수 있다. 제 2 MMIC가 10dB의 이득을 가지며 고 밀도 GaN 디바이스가 10dB의 이득을 갖는다면, 전달을 위해 이용 가능한 40dBm(10W)이 있을 것이다.
전송 선로(136)는 출력 스테이지(134)에 의해 발생된 마이크로파 전력을 방사 구조로 운반하기 위한 임의의 적절한 구조일 수 있다. 예를 들면, 동축(도파관을 포함한) 구조들 및 마이크로스트립 구조들 양쪽 모두가, 이하에서 보다 상세하게 설명되는 바와 같이, 사용될 수 있다.
전송 선로(136)는 방사 구조로의 에너지 전달의 효율을 개선하기 위해 임피던스 정합 기능을 제공할 수 있다. 예를 들면, 탑재된 또는 제자리 정합이 로드(방사 구조를 포함할 가능성이 가장 높을) 및 출력 스테이지, 예로서 고 밀도 GaN 디바이스의 출력 접합 사이에서의 거리(예로서, 부분들 또는 파장 또는 위상에서)를 변경함으로써 달성될 수 있다. 이 예에서, 라인의 길이가 통합 컨덕턴스 원형으로 로드를 이동하였다면 서셉턴스를 무효로 하도록 배열된 가변 병렬 연결된 또는 단락된 스터브가 또한 제공되어 있을 수 있다.
또 다른 예에서, 전송 선로는 인-라인 또는 직렬 연결된 4분의 1 파장 변압기일 수 있다. 이러한 구조는 GaN 트랜지스터의 출력의 복소 임피던스의 실수부에 로드의 실제 임피던스를 정합한다.
전송 선로를 위해 사용될 수 있는 동축-기반 구조들(정사각형 도파관들과 같은, 비-동축 도파관들을 포함한)의 예들은 다음과 같을 수 있다:
(a) 예로서, 파장의 10분의 1 이하의 길이를 가진, 짧은 길이 구조. 이것은 라인의 보다 긴 임의의 길이에 비교하여 최소 손실 및 감소된 임피던스 부정합(전송 선로 및 출력 스테이지 임피던스가 동일하지 않다면)을 야기할 것이다.
(b) 4분의 1 파장(또는 4분의 1 파장의 홀수 배) 전송 선로가 사용될 수 있다. 전송 선로의 기하학적 구조는 전송 선로의 임피던스가 출력 스테이지 및 라디에이터 사이에서 임피던스 변압기로서 동작하도록 선택될 수 있다. 이것은 비-이상적 로드들에 대한 개선된 정합을 야기할 것이다.
(c) 2분의 1 파장(또는 2분의 1 파장의 홀수 배) 전송 선로가 사용될 수 있다. 이것은 방사 구조의 입력 임피던스와 대체로 같은 출력 스테이지에 의해 관측된 임피던스를 야기한다(출력 스테이지 및 전송 선로 사이에서의 인터페이스에서). 그 결과, 전송 선로의 임피던스(및 기하학적 구조)는 덜 제한된다.
상기 동축-기반 전송 선로들의 동일한 원리들이 또한 마이크로스트립, 스트립라인, 또는 공면 라인 구조들에 기초하여 전송 선로들에 적용할 수 있다.
그것이 정합을 도울 수 있도록 전송 선로를 적응시키는 것은 전송 선로의 반대 단부들에서의 구성요소들 간에 상대적인 축방향 움직임을 가능하게 하며, 그에 의해 그것의 유효 길이를 변경함으로써 달성될 수 있다.
일 예에서, 이것은 방사 구조(138)에 대하여 슬리브(140) 내에서 하나 이상의 내부 구성요소들의 축방향 움직임을 허용함으로써 행해질 수 있다. 이러한 움직임은 원위 전송 선로(136) 내에서, 즉 출력 스테이지(134) 및 방사 구조(138) 사이에서 슬라이딩 또는 가요성 조인트들(억지 끼워맞춤 또는 납땜된 가요성 도체들)에 의해 가능해질 수 있다.
도 4a 및 도 4b는 조정 가능한 전송 선로의 일 예를 도시한다. 이 예에서, 전송 선로(136)는 유전체 재료(158)의 층 상에 형성된 상부 도체(154) 및 하부 도체(156)를 가진 마이크로스트립 구조이다. 방사 구조(138)는 전송 선로(136)의 원위 단부(160)에 연결되어 개략적으로 도시된다. 이러한 연결은 고정될 수 있다.
출력 스테이지(134)는 전송 선로(136)의 근위 단부(162)에 장착된다. 가요성 리드들(164, 166)은 출력 스테이지의 관련 부분들을 각각 상부 도체(154) 및 하부 도체(156)에 연결하기 위해 제공된다.
출력 스테이지(134)는 전송 선로(136)를 따라서 방사 구조(138)에 대하여 슬라이딩하도록 적응된다. 절연 층(167)은 전송 선로(136)와의 전기적 연결이 원치 않는 위치들에서 발생하는 것을 방지하기 위해 출력 스테이지(134) 상에 제공될 수 있다. 움직임을 제어하기 위한 적절한 메커니즘들이 이하에서 논의된다.
도 4b에 도시된 바와 같이, 출력 스테이지(134)가 전송 선로(136)를 따라서 슬라이딩함에 따라, 리드(164)가 제 1 도체(154)에 연결하는 위치가 또한 변한다. 이러한 움직임은 방사 구조(138)로의 전송 선로 길이에서의 유효 변화들로 인해 위상에서의 변화들을 허용한다. 그 결과, 임피던스는 전적으로 실질적이도록 시프트될 수 있으며, 즉 리액턴스(용량성 또는 유도성 구성요소들)가 없다. 개선된 임피던스 정합은 제너레이터 회로부로부터 방사 구조로 에너지의 보다 효율적인 결합, 및 그러므로 또한 방사 구조를 둘러싸는 조직으로의 보다 효율적인 에너지 전달을 허용한다.
도 5a 및 도 5b는 동축 전송 선로의 길이를 변경하기 위해 사용될 수 있는 슬라이딩 동축 변압기 접합을 통한 단면도들을 도시한다. 이 예에서, 전송 선로(136)는 원위 부분(168) 및 근위 부분(170)으로부터 형성된 내부 도체를 가진 동축 구조를 포함한다. 이들 부분들은 내부 도체의 길이가 전도성 경로를 깨지 않고 달라질 수 있게 하기 위해 축 방향으로 서로에 대해 슬라이딩하는 상호 맞물림 요소들을 갖는다. 도시된 특정 예에서, 원위 부분은 근위 부분(170)에서 암형 요소(174)와 짝을 이루는 수형 요소(172)를 갖는다.
축방향으로 팽창 가능한 유전체 재료(176)(예로서, 스프링, 폼 등으로부터 형성된)는 동축 외부 도체(178)로부터 내부 도체를 분리한다. 외부 도체(178)는 내부 도체의 원위 부분(168) 및 근위 부분(170)에 대응하며 그것과 함께 이동하는 두 개의 부분들로 있다. 전도성 시스(180)는 전도성 경로가 유지됨을 보장하기 위해 외부 도체의 부분들 사이에서의 접합 위에 있다. 동축 변압기의 외부 도체(170) 및 시스(180)는 가요성이거나 또는 강성일 수 있다. 대안적인 실시예에서, 외부 도체(170)는 코일 또는 편조 스프링을 포함할 수 있으며, 따라서 갭(182)이 개방됨에 따라, 스프링은 전도성 경로를 유지하기 위해 연장된다. 이러한 구조는, 예로서, 내부 및 외부 도체들 사이에서의 간격 및 기하학적 구조에 대한 보다 큰 변화들을 허용함으로써, 임피던스 정합을 가능하게 할 수 있다.
도 5b에 도시된 바와 같이, 전송 선로가, 예로서 근위 방향으로 근위 부분(170)을 당김으로써, 축방향으로 연장됨에 따라, 유전체 재료(176)는 원위 및 근위 부분들이 떨어질 때 전송 선로 구조의 무결성을 유지하기 위해 갭(182)으로 확장된다.
도 5a 및 도 5b에 도시된 구조는 따라서 접이식 4분의 1 파장 변압기를 형성한다.
다른 예들에서, 전송 선로는 마이크로스트립 구조 및 동축 기반 구조 양쪽 모두를 포함할 수 있다.
축방향 움직임의 제어는 기계적으로, 예로서 조작자가 핸들(106) 상에서 슬라이더(110)를 사용하여 내부 또는 외부 푸시/풀 와이어 또는 슬리브를 슬라이딩시킴으로써, 수행될 수 있다. 대안적으로, 축방향 움직임은 전기적으로 예를 들면, 전기기계식 스위치를 갖고 작동될 수 있다. 정밀한 움직임은 마이크로 스텝퍼 모터 또는 유사한 것의 사용을 통해 달성될 수 있으며, 이것은 스코핑 디바이스의 몸체(116)에서 핸들(106)에 장착될 수 있다.
도 6은 본 발명의 실시예에서 사용될 수 있는 출력 스테이지(134)에서의 구성요소들의 개략도이다. 상기 논의된 바와 같이, 출력 스테이지(134)는 제너레이터 회로부(132)로부터 수신된 입력 신호를 위한 증폭기로서 고 밀도 GaN-계 HEMT(152)를 사용한다. 임의의 적절한 증폭기 구성이 사용될 수 있지만, DC 대 마이크로파 전력 변환 효율을 최적화하기 위해 종래의 클래스 A, B, A-B 또는 C가 아닌 기법들을 사용하여 출력 트랜지스터(152)를 바이어싱하는 것이 바람직할 것이다.
특히, DC 전원이 또한 예로서, 독립형 배터리로서 또는 외부 소스로부터 에너지를 인출하기 위한 결합 유닛으로서, 원위 단부 어셈블리에 위치된다면, 그것의 이론적 한계에 가까운 전력 부가 효율(PAE)을 취하도록 디바이스를 구성하는 것이 바람직할 것이다. 도 6은 출력 스테이지(134)를 도시하며 여기에서 이것은 클래스 F 바이어싱 구조를 셋 업함으로써 달성된다. 이러한 구조는 90% PAE까지 달성할 수 있을 것이다. 일 예에서, 주파수의 파장의 1/12로 설정된 물리적 길이를 가진 개방 스터브는 트랜지스터의 출력에 장착된다. 이러한 배열은 드레인 전압 및 드레인 전류 파형들에 영향을 줌으로써 동작의 효율을 증가시킬 수 있다. 이상적인 시나리오에서, 제로 출력 전압은 드레인 전압이 최대일 때 요구되거나 또는 제로 전류는 드레인 전류가 최대일 때 요구된다. 이것은 GaN 디바이스에서 소산된 전력이 드레인으로부터 소스로 흐르는 전류 및 드레인-소스 접합에 걸친 전압과 관련됨을 보장한다.
도 6에서 클래스 F 구조는 입력에서 제 1 공진 회로(예로서, LC 또는 탱크 회로)(184)를 그것의 출력에서 GaN-계 HEMT(152) 및 제 2 공진 회로(190)로 제공한다. 각각의 공진 회로(184, 190)는 각각의 정합 회로(186, 188)(예로서, 직렬 LC 회로)를 갖는다. 디바이스는 클래스 B 동작과 유사한 방식으로, 가까이에서 또는 컷-오프 시 바이어싱된다.
입력에서 DC 및 입력 마이크로파 신호로의 출력에서 생성된 마이크로파 전력의 양에 대한 효율을 증가시키기 위해, 표준 선형 클래스 A 기법이 아닌 기법, 즉 클래스 B, AB, C, D, E 또는 F를 사용하여 GaN 디바이스를 동작시키는 것이 바람직하다.
증폭기의 효율은 디자인에서 사용된 트랜지스터들의 특성들에 의해 제한된다. 클래스 F 디자인이 사용되면, 이론적으로 100% 효율을 달성하는 것이 가능하지만, 이것은 트랜지스터가 이상적인 전류 소스임을 가정한다. 실제로, 클래스 F 방식을 사용하여 10% 전력 부가 효율(PAE)까지 달성하는 것이 가능해야 한다.
제 2 공진 회로(190)는 짝수 조파들에 대한 단락 회로(즉, 2f0에서 단락 회로, 여기에서 f0은 회로의 공진 주파수이다)로서 및 홀수 조파들에 대한 개방 회로(즉, 3f0에서의 개방 회로)로서 나타나는 로드에 기초하여 출력 파형을 성형하도록 구성된다. 따라서, 드레인 전압 파형은 구형파를 향해 성형되는 반면 드레인 전류는 그것이 반-파장 정현 파형을 닮도록 성형된다.
제 1 공진 회로(184)는 디바이스가 구형파 펄스들에 의해 구동됨을 보장하도록 돕는다.
도 2에 개략적으로 도시된 방사 요소(138)는 마이크로파 에너지를 전달하는데 적합한 임의의 형태를 취할 수 있다. 방사 요소(138)는 양극성일 수 있으며, 즉 생물학적 조직으로 마이크로파 에너지를 방사하기 위한 안테나로서 동작하기 위해 제 1 도체 및 제 2 도체 배열을 포함할 수 있다. 수술 스코핑 디바이스의 기구 채널 아래로의 삽입에 적합한 이러한 유형의 구조들은 WO 2011/010089, WO 2012/095653 및 WO 2014/006369에서 설명된 것들과 같은 스파츌라 형 프로브들을 포함한다. 대안적으로, 쌍극자 또는 슬롯팅 안테나들이 사용될 수 있다. 예로서, WO 2008/044013에서 개시된 것들과 유사한, 유전체 라디에이터들이 또한 사용될 수 있다.
도 7은 생물학적 조직으로 마이크로파 에너지를 전달하기 위해 원위 어셈블리(118)에서 사용될 수 있는 방사 구조(200)의 원위 단부의 단면도이다. 방사 구조(200)는 출력 스테이지로부터 마이크로파 에너지를 수신하기 위해 그것의 근위 단부에서 상기 논의된 전송 선로 구조에 연결되는 동축 케이블(202)을 포함한다. 동축 케이블(202)은 내부 도체(206)를 포함하며, 이것은 제 1 유전체 재료(210)에 의해 외부 도체(208)로부터 분리된다. 동축 케이블(202)은 바람직하게는 마이크로파 에너지에 대한 낮은 손실이다. 초크(도시되지 않음)는 원위 단부로부터 반사된 마이크로파 에너지의 역 전파를 억제하며 그러므로 디바이스를 따르는 역방향 가열을 제한하기 위해 동축 케이블 상에서 제공될 수 있다.
동축 케이블(202)은 방사 팁 섹션(204)을 갖고 그것의 원위 단부에서 끝난다. 이 실시예에서, 방사 팁 섹션(204)은 외부 도체(208)의 원위 단부(209) 전에 연장되는 내부 도체(206)의 원위 전도성 섹션(212)을 포함한다. 원위 전도성 섹션(212)은, 제 1 유전체 재료(210)와 동일하거나 또는 상이할 수 있는, 제 2 유전체 재료로부터 형성된 유전체 팁(214)에 의해 그것의 원위 단부에서 둘러싸여진다. 유전체 팁(214)의 길이는 원위 전도성 섹션(212)의 길이보다 짧다.
동축 케이블(202) 및 방사 팁 섹션(204)은 그것들의 최외곽 표면들 위에 형성된 생체에 적합한 외부 시스(도시되지 않음)를 가질 수 있다. 외부 시스(218)는 생체에 적합한 재료로부터 형성될 수 있다.
유전체 팁(214)은 임의의 적절한 원위 형태, 예로서 돔 형테, 원통형, 원뿔형 등 중 임의의 것을 가질 수 있다. 평탄한 돔 형태는 그것이 작은 채널들을 통해 이동됨에 따라 그것이 안테나의 이동도를 증가시키기 때문에 선호될 수 있다.
도 7에 도시된 방사 구조(200)는 동축 구조에 기초하지만, 이것은 필수적일 필요는 없다. 예를 들면, 방사 구조는 편평할 수 있으며 마이크로스트립 형 구조상에 형성될 수 있다. 대안적으로, 방사 구조는 팽창 가능한 서브구조, 예로서 WO 2015/097472에서 개시된 것과 같은 부풀릴 수 있는 풍선 또는 겸자-형 힌지 구조 상에 형성될 수 있다.
방사 구조에 의해 전달된 마이크로파 에너지는 조직 절제에 적합한 전력 레벨을 가질 수 있다. 이것은 본 발명의 전기수술 발명의 주요 용도일 수 있다. 그러나, 기구는 또한, 예로서 디바이스의 원위 단부에서 조직의 속성들을 측정하기 위해, 보다 낮은 전력 레벨들에서 동작할 수 있다.
일 예에서, 디바이스는 절제를 위한 것보다는 측정을 위해 보다 높은 주파수에서 동작하도록 배열될 수 있다. 예를 들면, 절제는 5.8GHz에서 수행될 수 있는 반면, 측정은 60GHz 또는 77GHz에서 수행될 수 있다. 이들 보다 높은 주파수들은 민감한 측정들이 획득될 수 있게 할 수 있다. 원위 단부 어셈블리로 마이크로파 소스를 통합함으로써, 케이블 구부러짐 및 휩으로 인한 위상 및 크기 변화에 의해 야기된 측정 불확실성이 회피된다.
보다 높은 주파수 측정 신호는 발진기(144)로부터 저 전력 신호를 벗어나 결합함으로써 획득되며 신호들이 측정을 위한 주파수로 혼합될 수 있게 하기 위해 선택된 주파수를 가진 별개의 국부 발진기가 제공될 수 있다. 이러한 배열은 절제 및 측정이 동시에 일어날 수 있게 할 것이다.

Claims (15)

  1. 생물학적 조직을 절제하기 위한 전기수술 기구에 있어서, 상기 전기수술 기구는 치료될 상기 생물학적 조직을 접촉하기 위해 조직 치료부를 포함하고,
    상기 조직 치료부는:
    생물학적 조직을 절제(ablate)하기에 적절한 마이크로파 에너지를 발생시키도록 배열된 전력 증폭기를 포함하는 마이크로파 전원; 및
    상기 마이크로파 전원에 연결되며 상기 마이크로파 에너지를 상기 생물학적 조직으로 전달하도록 구성된 방사 구조를 갖는, 전기수술 기구.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 전력 증폭기는 와이드 밴드-갭 반도체 트랜지스터를 포함하는, 전기수술 기구.
  3. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서,
    상기 전력 증폭기는 GaN-계 HEMT를 포함하는, 전기수술 기구.
  4. 청구항 1 내지 청구항 3 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 전력 증폭기는 클래스 F 디자인을 갖는, 전기수술 기구.
  5. 청구항 1 내지 청구항 4 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 마이크로파 전원은 상기 전력 증폭기를 구동하기 위한 제너레이터 회로부(generator circuitry)를 포함하는, 전기수술 기구.
  6. 청구항 5에 있어서,
    상기 제너레이터 회로부는:
    DC 입력 신호를 수신하고 마이크로파 주파수 신호를 발생시키도록 배열된 발진기; 및
    상기 마이크로파 주파수 신호를 수신하며 상기 전력 증폭기에 대한 입력 신호를 발생시키도록 배열된 드라이버 증폭기를 포함하는, 전기수술 기구.
  7. 청구항 1 내지 청구항 6 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 조직 치료부는 전원을 포함하는, 전기수술 기구.
  8. 청구항 7에 있어서,
    상기 전원은 DC 전력을 발생시키기 위한 전지(cell)인, 전기수술 기구.
  9. 청구항 7에 있어서,
    상기 전원은 외부 공급 장치로부터의 전력을 유도적으로 또는 자기적으로 결합하기 위한 결합 유닛을 포함하는, 전기수술 기구.
  10. 청구항 1 내지 청구항 9 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 전력 증폭기는 동조 가능한 전송 선로(transmission line)에 의해 상기 방사 구조(radiating structure)에 연결되는, 전기수술 기구.
  11. 청구항 10에 있어서,
    상기 동조 가능한 전송 선로는 조정 가능한 전기적 길이를 갖는, 전기수술 기구.
  12. 청구항 10 또는 청구항 11에 있어서,
    상기 동조 가능한 전송 선로는 축방향으로 연장 가능한 동축 구조를 포함하는, 전기수술 기구.
  13. 청구항 10 또는 청구항 11에 있어서,
    상기 전력 증폭기는 상기 전송 선로의 전기적 길이를 조정하기 위해 상기 동조 가능한 전송 선로를 따라서 상기 방사 구조에 대해 이동 가능한, 전기수술 기구.
  14. 청구항 1 내지 청구항 13 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 조직 치료부는 슬리브(sleeve)에 의해 둘러싸이는, 전기수술 기구.
  15. 청구항 1 내지 청구항 14 중 어느 한 항에 있어서,
    가요성 샤프트를 통해 상기 조직 치료부에 연결된 핸들을 포함하며, 상기 조직 치료부는 수술 스코핑 디바이스의 기구 채널을 통해 삽입에 적합한 원위 단부 어셈블리를 형성하는, 전기수술 기구.
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