KR20200102981A

KR20200102981A - 전기 수술 장치

Info

Publication number: KR20200102981A
Application number: KR1020207011111A
Authority: KR
Inventors: 크리스토퍼 폴 핸콕
Original assignee: 크리오 메디컬 리미티드
Priority date: 2017-12-27
Filing date: 2018-12-20
Publication date: 2020-09-01
Also published as: EP3731775B1; WO2019129647A1; CA3079369A1; GB201721994D0; CN111655182B; BR112020008437A2; ZA202002102B; CN111655182A; IL275561A; JP2021509593A; GB2569811A; RU2020114354A3; US20200337767A1; AU2018395912A1; EP3731775A1; PT3731775T; SG11202003791SA; RU2020114354A; JP7261493B2; ES2902802T3

Abstract

전기 수술 디바이스와 함께 사용하기 위해 고출력 마이크로파 주파수 펄스를 생성할 수 있는 장치. 장치는 생물학적 조직을 응고 또는 절제하는데 사용될 수 있다. 장치는, 마이크로파 방사선을 발생시키기 위한 마이크로파 신호 발생기; 상기 마이크로파 방사선을 펄스화하도록 배열된 변조기; 및 상기 마이크로파 방사선의 펄스의 파워를 증가시키도록 배열된 증폭기 모듈을 포함하는 증폭기 라인-업을 포함한다. 증폭기 모듈은 입력 신호를 분할한 다음 출력 신호를 결합하는 구성요소에서 경험한 총 손실보다 큰 이득을 나타내는 증폭기의 세트를 제공함으로써 작동한다. 예를 들어, 어레이에서의 각 증폭기가 10 dBm의 이득을 갖는 경우, 통상적인 파워 스플리터 및 결합기를 사용하여 통상적인 전기 수술 발생기에서 제공되는 것보다 실질적으로 더 높은 파워를 갖는 출력 마이크로파 신호를 얻는 것이 가능하다.

Description

전기 수술 장치

본 발명은 마이크로파 주파수 에너지가 생물학적 조직을 치료하는데 사용되는 전기 수술 장치에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 생물학적 조직의 응고 또는 절제를 위해 고출력 마이크로파 주파수 펄스를 생성할 수 있는 전기 수술 발생기용 증폭기 라인-업(line-up)에 관한 것이다.

폐 및 다른 신체 조직의 다양한 상태를 치료하기 위해 마이크로파 방출 프로브(probe)를 사용하는 것은 공지되어 있다. 예를 들어, 폐에서, 마이크로파 방사선은 천식을 치료하고 종양 또는 병변을 제거하는데 사용될 수 있다.

GB 2 486 343은 생물학적 조직을 치료하기 위해 RF 및 마이크로파 에너지를 모두 전달하는 전기 수술 장치를 위한 제어 시스템을 개시한다. 프로브로 전달되는 RF 에너지 및 마이크로파 에너지 모두의 에너지 전달 프로파일은 프로브로 전달된 RF 에너지의 샘플링된 전압 및 전류 정보, 및 프로브로 전달하고 이로부터 전달받은 마이크로파 에너지에 대한 샘플링된 전진(forward) 및 반사(reflected) 전력 정보에 기초하여 설정된다.

가장 일반적으로, 본 발명은 전기 수술 디바이스와 함께 사용하기 위해 고출력 마이크로파 주파수 펄스를 생성할 수 있는 장치를 제공한다. 장치는 생물학적 조직을 치료, 예를 들어 응고 또는 절제하기 위해 사용될 수 있다.

본 발명에 따르면, 전기 수술 발생기용 증폭기 라인-업이 제공되며, 상기 증폭기 라인-업은, 마이크로파 전자기(EM) 방사선을 발생시키기 위한 마이크로파 신호 발생기; 상기 마이크로파 EM 방사선을 펄스화하도록 배열된 변조기; 및 상기 변조기에 접속되고 그로부터 수신된 마이크로파 EM 방사선의 펄스의 파워를 증가시키도록 배열된 증폭기 모듈 - 상기 증폭기 모듈은 병렬로 접속된 증폭기들의 어레이를 포함하고, 상기 증폭기들의 어레이로부터의 출력 신호들은 결합되어 출력 마이크로파를 생성한다 - ; 및 상기 출력 마이크로파 신호를 프로브로 전달하기 위한 공급(feed) 구조를 포함한다. 증폭기 모듈은, 상기 입력 신호를 분할한 다음 상기 출력 신호를 결합하는 구성요소에서 경험한 총 손실보다 큰 이득(gain)을 나타내는 증폭기의 세트를 제공함으로써 작동한다. 예를 들어, 상기 어레이에서의 각 증폭기가 10 dBm의 이득을 갖는 경우, 통상적인 파워 스플리터(splitter) 및 결합기(combiner)를 사용하여 통상적인 전기 수술 발생기에 의해 제공되는 것보다 실질적으로 더 높은 파워를 갖는 출력 마이크로파 신호를 얻는 것이 가능하다.

본 발명은 주어진 에너지 페이로드(payload)를 일련의 짧은 지속기간의 고출력 펄스로서 전달하는 증폭기 라인-업을 제안한다. 표적 조직은 에너지 페이로드를 수용하고, 이에 따라 원하는 절제 효과를 나타낸다. 예를 들어, 2 kJ 에너지 페이로드는 생물학적 조직에서 약 3.5cm 직경의 병변을 생성할 수 있다. 그러나, 펄스의 지속기간 및 크기는 둘 다 비교적 짧은 전체 치료 시간을 보장하도록 선택될 수 있는 한편, 또한 공급 구조와 관련된 효과(예를 들어, 열 손실)를 최소화한다.

환자의 안락함을 위하고 조직의 관류와 관련된 원치 않는 열 영향을 피하기 위하여 전체 치료 시간이 더 짧은 것이 바람직하다. 2 kJ의 목표 에너지 페이로드가 주어지면, 이것을 100초 동안 20W 연속 파 신호로서, 또는 훨씬 짧은 기간, 예를 들어 10초 이하에 걸쳐 확산된 일련의 짧은 2 kW 펄스로서 전달된 것으로 고려할 수 있다. 100초 동안 에너지의 연속적인 전달은 환자의 불편함, 및 관류에 의해 표적 부위로부터 사라지는 에너지 전달로 이어질 수 있다. 이들 효과는 본원에서 제안된 펄스 기술의 사용에 의해 감소된다. 더욱이, 인체는 수신된 에너지, 특히 열 에너지를 감지하고 반응할 때 0이 아닌 반응 시간을 나타내고, 짧은 버스트(burst)(예를 들어, 신체의 반응 시간 이하의 지속기간을 가짐)로 높은 수준의 에너지를 적용하기 때문에, 신체는 자연적인 열 보상 메커니즘을 실행하기에 충분한 시간을 갖지 못할 수 있다. 이들 메커니즘(예를 들어, 피부 표면으로의 혈류 증가 등)은 열 에너지를 가열된 영역으로부터 멀리 전달하는 작용을 하기 때문에, 이를 우회하는 작용은 본 발명이 전달된 에너지의 보다 정확한 표적화 또는 국소화(localization)를 제공할 수 있게 한다.

유사한 효과가 에너지 전달을 위한 구조에 적용된다. 예를 들어, 20W 연속 파 신호를 전달하는 케이블은 100초 처리 기간에 걸쳐 현저히 가열될 것이다. 본원에서 제안된 펄스 기술을 이용함으로써, 그러한 열 효과는 케이블의 열 응답보다 빠른 지속기간을 갖는 펄스로 에너지를 전달함으로써 감소될 수 있다. 간단히 말해서, 파워가 실제로 케이블에 의해 전송되는 시간을 단축함으로써 그리고 전체 처리 시간을 단축함으로써, 원하지 않는 열 영향이 감소되거나 회피될 수 있다.

처리 시간 단축의 추가의 장점은 더 작은 직경의 동축 케이블(이는 전형적으로 더 높은 손실을 나타낸다)이 사용될 수 있게 하는 것이다. 이것은 더 작은 생물학적 구조 또는 공동에 프로브를 삽입할 수 있게 한다.

증폭기 모듈은 변조기로부터 마이크로파 EM 방사선의 펄스를 수신한 다음 증폭기들의 어레이에 대한 입력 신호로 분할하도록 배열된 파워 분배기(divider) 유닛을 포함할 수 있다. 유사하게, 증폭기 모듈은 증폭기들의 어레이로부터의 출력 신호를 결합하도록 배열된 파워 결합기(combiner) 유닛을 포함할 수 있다. 파워 분배기 유닛 및 파워 결합기 유닛은 대칭적으로 배열될 수 있다. 파워 분배기 유닛은 단일의 일-대-다 단계(one-to-many stage) 또는 복수의 폭포형(cascading) 단계를 가질 수 있다.

라인-업은 변조기와 증폭기 모듈 사이에서 접속된 구동 증폭기를 포함하여, 예를 들어 증폭기 모듈에 공급된 마이크로파 EM 방사선이 적절한 파워를 갖는 것을 보장하도록 할 수 있다.

입력 펄스는, 증폭된 출력 신호가 부가적으로 결합되도록 증폭기 모듈을 통해 동기화된 상태를 유지한다. 출력 마이크로파 신호(즉, 결합된 신호)는 각각 400W 이상, 바람직하게는 2 kW 이상의 파워를 갖는 일련의 마이크로파 펄스를 포함할 수 있다. 마이크로파 펄스는 각각 0.1초 이하, 바람직하게는 1ms 이하의 지속기간을 가질 수 있다. 출력 마이크로파 신호는 50% 이하, 바람직하게는 20% 이하의 듀티(duty) 사이클을 가질 수 있다.

출력 마이크로파 신호의 크기(파워), 지속기간 및 듀티 사이클은 총 처리 시간이 임계 값보다 작도록 예를 들어 목표 에너지 페이로드에 기초하여 선택 가능할 수 있다. 임계 값은 20초 이하일 수 있다. 이와 같이, 고출력 마이크로파 EM 펄스는 전기 수술 장치를 구성하는 구성요소의 상당한 가열 없이 조직으로 전달될 수 있다. 이것은 냉각 시스템에 대한 필요성을 감소시키고, 또한 장치의 유효 작동 시간 및 수명을 연장시키는데 도움이 될 수 있다.

증폭기들의 어레이는 8개의 증폭기를 포함할 수 있다. 바람직하게는 증폭기는 고 전자 이동성 트랜지스터(HEMT)를 포함할 수 있다. 이러한 트랜지스터를 사용함으로써, 장치는 최소의 손실로 마이크로파 주파수에서 효율적이고 효과적으로 동작할 수 있다, 트랜지스터는 증폭기 회로가 더 적은 증폭기를 요구할 수 있도록 큰 이득을 제공할 수 있다. 예를 들어, 트랜지스터는 질화 갈륨 HEMT일 수 있다. 각각의 트랜지스터는 적어도 10 dBm의 이득을 가질 수 있고, 적어도 56 dBm 또는 400 W의 출력 파워를 가질 수 있다.

공급 구조는 3 mm 이하, 바람직하게는 2.2 mm 이하의 직경을 갖는 동축 케이블을 포함할 수 있다.

특정 실시형태에서, 증폭기 라인-업은, RF EM 방사선을 생성하기 위한 무선 주파수(radiofrequency, RF) 신호 발생기를 또한 포함하는 전기 수술 발생기에서 사용될 수 있다. 이러한 실시형태에서, 장치는 RF EM 방사선을 프로브로 전달하기 위한 RF 공급 구조를 포함할 수 있으며, 이는 또한 RF EM 방사선을 전달하도록 구성될 수 있다.

증폭기 라인-업은 공급 구조의 원위 단부에 접속 가능한 프로브를 포함하는 전기 수술 시스템의 일부를 형성할 수 있다. 프로브는 내시경 또는 기관지경과 같은 수술 스코핑(scoping) 장치의 기구 채널을 통해 삽입될 수 있다. 이와 같이, 장치는 내시경 절차에 사용될 수 있다. 용어 "수술 스코핑 디바이스"는 본원에서 침습적(invasive) 처치 중에 환자의 신체에 도입되는 강성(rigid) 또는 가요성(예를 들어, 조종 가능한) 도관인 삽입 튜브가 제공된 임의의 수술 디바이스를 의미하는 것으로 사용될 수 있다. 삽입 튜브는 기구 채널 및 광학 채널(예를 들어, 삽입 튜브의 원위 단부에서 치료 부위의 이미지를 조명 및/또는 캡처하기 위해 광을 전송하기 위한 것)를 포함할 수 있다. 기구 채널은 침습적 수술 도구를 수용하기에 적합한 직경을 가질 수 있다. 기구 채널의 직경은 5 mm 이하일 수 있다.

본 명세서에서 "마이크로파"는 400 MHz 내지 100 GHz의 주파수 범위를 나타내기 위해 광범위하게 사용될 수 있지만, 바람직하게는 1GHz 내지 60GHz의 범위이다. 고려된 특정 주파수는 915 MHz, 2.45 GHz, 3.3 GHz, 5.8 GHz, 10 GHz, 14.5 GHz 및 24 GHz이다. 디바이스는 이들 마이크로파 주파수 중 하나 초과에서 에너지를 전달할 수 있다. 대조적으로, 본 명세서는 적어도 낮은 세 자릿수인 주파수 범위, 예를 들어 최대 300 MHz, 바람직하게는 10 kHz 내지 1 MHz를 나타내기 위해 "무선 주파수" 또는 "RF"를 사용한다.

본 발명의 실시형태는 첨부 도면을 참조하여 아래에서 상세하게 설명된다.
도 1은 공지된 전기 수술 장치의 전체적인 개략 계통도이다.
도 2는 본 발명의 실시형태인 마이크로파 증폭기 라인-업을 나타낸 개략도이다.
도 3은 본 발명의 실시형태인 증폭기 모듈의 개략 계통도이다.

추가의 옵션 및 바람직한 사항

배경

도 1은 본 발명의 이해에 유용한 GB 2 486 343에 개시된 것과 같은 전기 수술 장치(400)의 개략도를 나타낸다. 장치는 RF 채널 및 마이크로파 채널을 포함한다. RF 채널은 생물학적 조직의 치료(예를 들어, 절단 또는 건조)에 적합한 파워 레벨에서 RF 주파수 전자기 신호를 생성 및 제어하기 위한 구성요소를 포함한다. 마이크로파 채널은 생물학적 조직의 치료(예를 들어, 응고 또는 절제)하기에 적합한 파워 레벨에서 마이크로파 주파수 전자기 신호를 생성 및 제어하기 위한 구성요소를 포함한다.

마이크로파 채널은 마이크로파 주파수 소스(source)(402)에 이어서 파워 스플리터(424)(예를 들어, 3 dB 파워 스플리터)를 가지며, 이는 소스(402)로부터의 신호를 2개의 분기(branch)로 분할한다. 파워 스플리터(424)로부터의 하나의 분기는 마이크로파 채널을 형성하는데, 이는 제어 신호(V₁₀)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 가변 감쇠기(attenuator)(404) 및 제어 신호(V₁₁)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 신호 변조기(408)를 포함하는 파워 제어 모듈, 및 치료에 적합한 파워 레벨에서 프로브(420)로부터 전달받기 위한 전진(forward) 마이크로파 주파수 EM 방사선을 발생시키기 위한 구동 증폭기(410) 및 파워 증폭기(412)를 포함하는 증폭기 모듈을 갖는다. 증폭기 모듈 이후에, 마이크로파 채널은, 제 1 포트와 제 2 포트 사이의 경로를 따라 소스로부터 프로브로 마이크로파 주파수 EM 에너지를 전달하도록 접속된 순환기(circulator)(416), 순환기(416)의 제 1 포트에 있는 전진 연결기(coupler)(414), 및 순환기(416)의 제 3 포트에 있는 반사 연결기(418)를 포함하는 마이크로파 신호 연결 모듈(이는 마이크로파 신호 검출기의 일부를 형성함)로 계속된다. 반사 연결기를 통과한 후, 제 3 포트로부터의 마이크로파 주파수 EM 에너지는 파워 덤프(dump) 부하(422)에 흡수된다. 마이크로파 신호 연결 모듈은 또한 검출을 위해 전진 연결 신호 또는 반사 연결 신호를 헤테로다인(heterodyne) 수신기에 접속하기 위한 제어 신호(V₁₂)를 통해 제어기(406)에 의해 작동되는 스위치(415)를 포함한다.

파워 스플리터(424)로부터의 다른 분기는 측정 채널을 형성한다. 측정 채널은 마이크로파 채널 상의 증폭 라인-업을 우회하며, 따라서 프로브로부터 저 파워 신호를 전달하도록 구성된다. 제어 신호(V₁₃)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 1차 채널 선택 스위치(426)는 마이크로파 채널 또는 측정 채널로부터 프로브로 전달되는 신호를 선택하도록 동작 가능하다. 고 대역 통과 필터(427)가 1차 채널 선택 스위치(426)와 프로브(420) 사이에 접속되어 저 주파수 RF 신호로부터 마이크로파 신호 발생기를 보호한다.

측정 채널은 프로브로부터 반사 파워의 위상 및 크기를 검출하도록 배열된 구성요소를 포함하며, 이는 재료, 예를 들어 프로브의 원위 말단에 존재하는 생물학적 조직에 관한 정보를 생성할 수 있다. 측정 채널은 제 1 포트와 제 2 포트 사이의 경로를 따라 소스(402)로부터 프로브로 마이크로파 주파수 EM 에너지를 전달하도록 접속된 순환기(428)를 포함한다. 프로브로부터 복귀된 반사 신호는 순환기(428)의 제 3 포트로 보내진다. 순환기(428)는 정확한 측정을 촉진하기 위해 전진 신호와 반사 신호 사이의 격리를 제공하기 위해 사용된다. 그러나, 순환기가 제 1 포트와 제 3 포트 사이에 완전한 격리를 제공하지 않기 때문에, 즉 전진 신호의 일부가 제 3 포트로 돌파하여 반사 신호를 방해할 수 있기 때문에, (전진 연결기(430)로부터의) 전진 신호의 일부를 (주입 연결기(432)를 통해) 제 3 포트로부터 나오는 신호로 다시 주입하는 캐리어(carrier) 소거 회로가 사용될 수 있다. 캐리어 소거 회로는 위상 조정기(434)를 포함하여, 주입된 부분이 그것을 소거하기 위해 제 1 포트로부터 제 3 포트로 돌파하는 임의의 신호와 180° 위상 차인 것을 보장한다. 캐리어 소거 회로는 또한 주입된 부분의 크기가 임의의 돌파 신호와 동일하다는 것을 보장하기 위해 신호 감쇠기(436)를 포함한다.

전진 신호에서의 임의의 드리프트(drift)를 보상하기 위해, 전진 연결기(438)가 측정 채널 상에 제공된다. 전진 연결기(438)의 연결된 출력 및 순환기(428)의 제 3 포트로부터의 반사 신호는 스위치(440)의 각각의 입력 단자에 연결되며, 스위치(440)는 제어 신호(V₁₄)를 통해 제어기(406)에 의해 작동되어 연결된 전진 신호 또는 반사 신호를 헤테로다인 수신기에 접속하여 검출한다.

스위치(440)의 출력(즉, 측정 채널로부터의 출력) 및 스위치(415)의 출력(즉, 마이크로파 채널로부터의 출력)은 2차 채널 선택 스위치(442)의 각각의 입력 단자에 접속되며, 이는 1차 채널 선택 스위치와 함께 제어 신호(V₁₅)를 통해 제어기(406)에 의해 동작 가능하여, 측정 채널이 프로브에 에너지를 공급할 때 측정 채널의 출력이 헤테로다인 수신기에 접속되는 것, 및 마이크로파 채널이 프로브에 에너지를 공급할 때 마이크로파 채널의 출력이 헤테로다인 수신기에 접속되는 것을 보장한다.

헤테로다인 수신기는 2차 채널 선택 스위치(442)에 의해 출력된 신호로부터 위상 및 크기 정보를 추출하는데 사용된다. 단일의 헤테로다인 수신기가 이 시스템에 도시되어 있지만, 신호가 제어기에 들어가기 전에 소스 주파수를 2회 믹스 다운(mix down)하기 위한 이중 헤테로다인 수신기(2개의 로컬 오실레이터 및 믹서를 포함함)가 필요할 경우 사용될 수 있다. 헤테로다인 수신기는 국부(local) 오실레이터(444), 및 2차 채널 선택 스위치(442)에 의해 출력된 신호를 믹스 다운하기 위한 믹서(448)를 포함한다. 국부 오실레이터 신호의 주파수는 믹서(448)로부터의 출력이 제어기(406)에서 수신되기에 적합한 중간 주파수에 있도록 선택된다. 대역 통과 필터(446, 450)는 고 주파수 마이크로파 신호로부터 국부 오실레이터(444) 및 제어기(406)를 보호하기 위해 제공된다.

제어기(406)는 헤테로다인 수신기의 출력을 수신하고, 마이크로파 또는 측정 채널 상에서 전진 및/또는 반사 신호의 위상 및 크기를 나타내는 정보를 그로부터 결정한다(예를 들어, 추출한다). 이 정보는 마이크로파 채널의 고출력 마이크로파 주파수 EM 방사선 또는 RF 채널의 고출력 RF EM 방사선의 전달을 제어하는데 사용될 수 있다. 사용자는 전술한 바와 같이 사용자 인터페이스(452)를 통해 제어기(406)와 상호 작용할 수 있다.

도 1에 도시된 RF 채널은 제어 신호(V₁₆)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 게이트 드라이버(456)에 접속된 RF 주파수 소스(454)를 포함한다. 게이트 드라이버(456)는 하프-브리지(half-bridge) 배열인 RF 증폭기(458)를 위한 동작 신호를 공급한다. 하프-브리지 배열의 드레인 전압은 가변 DC 공급원(460)를 통해 제어 가능하다. 출력 변압기(462)는 생성된 RF 신호를 프로브(420)로 전달하기 위해 라인으로 전달한다. 저역 통과, 대역 통과, 대역 정지 또는 노치 필터(464)는 고 주파 마이크로파 신호로부터 RF 신호 발생기를 보호하기 위해 그 라인에 연결된다.

전류 변압기(466)는 조직 부하로 전달되는 전류를 측정하기 위해 RF 채널에 접속된다. 전위 분배기(468)(이는 출력 변압기에서 꺼내질 수 있음)가 전압을 측정하는데 사용된다. 전위 분배기(468) 및 전류 변압기(466)로부터의 출력 신호(즉, 전압 및 전류를 나타내는 전압 출력)는 각각의 버퍼 증폭기(470, 472) 및 전압 클램핑 제너(zener) 다이오드(474, 476, 478, 480)(도 1에서 신호 B 및 C로서 도시됨)에 의해 컨디셔닝된 후 제어기(406)에 직접 접속된다.

위상 정보를 도출하기 위해, 전압 및 전류 신호(B 및 C)는 또한 위상 비교기(comparator)(482)(예를 들어, EXOR 게이트)에 연결되고, 그 출력 전압은 RC 회로(484)에 의해 통합되어 전압과 전류 파형의 위상차에 비례하는 전압 출력(도 1에 A로 도시됨)을 생성한다. 이 전압 출력(신호 A)은 제어기(406)에 직접 접속된다. 마이크로파/측정 채널 및 RF 채널은 신호 결합기(114)에 접속되며, 이는 케이블 어셈블리(116)를 따라 양 유형의 신호를 프로브(420)로 개별적으로 또는 동시에 전달하며, 이로부터 이 신호는 환자의 생물학적 조직으로 전달(예를 들어, 방사)된다.

본 발명은 전술한 장치에서 마이크로파 채널에 대한 적응 또는 개선에 관한 것이다.

도 2는 본 발명의 실시형태에 따른 마이크로파 증폭기 라인-업(100)의 개략적인 계통도를 나타낸다. 증폭기 라인-업(100)은 예를 들어 단지 마이크로파 에너지가 요구되는 상황에서 독립형 발생기로서 사용될 수 있다. 대안적으로, 증폭기 라인-업(100)은 전술한 유형의 발생기에 통합될 수 있다. 증폭기 라인-업(100)은 전기 수술 기구에 의해 전달하기 위해 마이크로파 주파수 전자기(EM) 에너지의 고출력 펄스를 생성하도록 구성된다.

증폭기 라인-업(100)은 마이크로파 주파수 EM 방사선을 생성하기 위한 마이크로파 주파수 소스(102)를 가지며, 그 다음에, 소스 신호(도시되지 않음)를 통해 외부 제어기에 의해 제어될 수 있는 신호 변조기(104)를 갖는다. 변조기(104)는 마이크로파 소스(102)의 연속 파 출력을 일련의 마이크로파 펄스로 변조하고, 이는 그 다음 감쇠기(106)로 통과된다. 감쇠기(106)는 또한 제어 신호를 통해 제어기에 의해 제어되는 가변 감쇠기일 수 있다.

마이크로파 소스(102)는 5.2 GHz 내지 5.9GHz, 바람직하게는 5.8GHz의 주파수에서 예를 들어 15 dBm 또는 32mW의 파워를 갖는 신호를 출력할 수 있다. 변조기(104) 및 감쇠기(106)를 통과한 후, 이 마이크로파 신호는 10% 이상, 예를 들어 20% 또는 최대 50%의 듀티 사이클을 갖는 100 μs와 같은 미리 결정된 길이의 펄스의 트레인으로서 나타난다. 감쇠기(106)는 예를 들어 기구 자체에서 제어된 파워 출력을 위한 피드백 루프에 기초하여 마이크로파 펄스의 파워를 10 dBm 또는 10 mW로 감소시킬 수 있다. 일부 실시형태에서, 감쇠기(106)는 존재하지 않을 수 있다.

마이크로파 펄스는 다수의 증폭 단계를 거쳐 파워를 증가시켜 생물학적 조직의 효과적인 치료를 가능하게 한다. 구동 증폭기(108) 및 파워 증폭기(110)는 마이크로파 펄스 파워를 증폭기 모듈(200)(본원에서는 증폭기 회로 또는 고출력 증폭기 유닛으로도 지칭됨)에 대한 입력으로서 적합한 레벨로 증가시키기 위해 사용되며, 이는 도 3과 관련하여 아래에서 더욱 상세하게 설명된다. 바람직한 실시형태에서, 증폭기 회로(200) 로의 입력 파워는 대략 56.5 dBm 또는 450 W일 수 있다. 구동 증폭기(108) 및 파워 증폭기(110)는 출력 파워가 이 레벨에 도달하도록 선택될 수 있다. 예를 들어, 구동 증폭기(108)는 약 30 dBm의 이득을, 파워 증폭기는 약 16.5 dBm의 이득을 가질 수 있다. 대안적으로, 증폭기 회로(200)로 전달되는 마이크로파 주파수 에너지의 파워는, 저 파워 마이크로파 신호의 실질적으로 모든 증폭이 증폭기 모듈(200)의 결과가 되도록 더 낮을 수 있다.

도 2는 구동 증폭기(108) 및 파워 증폭기(110)를 도시하지만, 파워를 증폭기 회로(200)에 대한 입력으로서 적합한 레벨로 증가시키기 위해 임의의 다른 구성요소들의 조합도 사용될 수 있다. 예를 들어, 일부 실시형태에서, 발생기(100)는 4개의 직렬 접속된 예비-증폭기를 포함할 수 있다.

증폭기 모듈(200)을 통과한 후, 마이크로파 펄스는 바람직하게는 대략 63.5 dBm 또는 2.2 kW의 파워를 갖는다. 증폭기 회로(200)의 출력은 조직 치료를 위해 전기 수술 기구 또는 프로브에 마이크로파 펄스를 전송하기 위해 마이크로파 에너지를 동축 케이블(도시되지 않음)로 전달하도록 접속된 순환기(112)에 연결된다. 순환기(112)는, 기구로 전달되는 마이크로파 에너지의 파워가 대략 63 dBm 또는 2 kW가 되도록 대략 0.5 dBm의 삽입 손실을 초래한다.

발생기(100)에 사용하기에 적합한 증폭기 모듈(200)의 개략도가 도 3에 도시되어 있다. 일반적인 레벨에서, 증폭기 회로(200)는 마이크로파 에너지를 다수의 증폭기(208A-208n)에 공급하는 일련의 파워 분배기(202, 204, 206)를 포함하고, 그의 출력은 동축 케이블을 통해 전기 수술 기구에 제공되는 단일의 고출력 펄스 마이크로파 신호를 생성하도록 결합된다.

파워 증폭기(110)로부터의 마이크로파 펄스는 제 1 파워 분배기(202)에 의해 2개의 신호로 분할된다. 예를 들어, 제 1 파워 분배기(202), 및 증폭기 회로(200)에서 사용되는 각각의 파워 분배기는 입력 신호를 2개의 동일한 출력 신호로 분할하는 윌킨슨(Wilkinson) 파워 분배기일 수 있다.

제 1 파워 분배기(202)로부터의 각각의 출력 신호는 이 실시형태에서 2개의 추가 파워 분배기를 포함하는 제 1 열(rank)의 파워 분배기(204)에서 다음의 파워 분배기에 대한 입력으로서 사용된다. 제 1 열(204)에서 각각의 파워 분배기의 출력 신호는 추가 열의 파워 분배기에서 각각의 파워 분배기에 입력을 제공할 수 있다. 필요한 파워 분배기 및 파워 분배기 열의 수는 선택되는 증폭기(208A-208n)의 수에 의존한다. 일부 실시형태에서, 파워 분배기는 입력 신호를 2개 초과의 출력으로 분할할 수 있으며, 예를 들어 파워 분배기들 중 적어도 하나는 4-방향 파워 분배기일 수 있다.

최종 열의 파워 분배기(206)는 복수의 증폭기(208A-208n)에 대해 입력 신호를 제공한다. 예를 들어, 바람직한 실시형태에서, 8개의 증폭기(208A-208n)가 있을 수 있지만, 증폭기(208A-208n)의 수는 전기 수술 기구를 위해 요구되는 파워에 따라 선택될 수 있다.

각각의 증폭기(208)는 크리(Cree)(RTM)에 의해 제조된 CGHV9350 트랜지스터와 같은 질화 갈륨(GaN) 고 전자 이동성 트랜지스터(HEMT)를 포함할 수 있다. 5.2 GHz 내지 5.9 GHz 범위의 바람직한 마이크로파 주파수에서, 각각의 증폭기(208)는 대략 10 dBm의 이득을 제공할 수 있다. 그러나, 필요한 이득을 제공하는 임의의 적절한 증폭기 또는 트랜지스터가 고려될 수 있다.

그 다음, 각 증폭기(208A-208n)의 출력 신호는 일련의 열의 파워 결합기(210, 212, 214)를 통해 결합된다. 예를 들어, 파워 결합기의 열은 전술한 파워 분배기를 미러링할 수 있다. 열(210, 212 및 214)에서의 각 파워 결합기는 윌킨슨 파워 결합기일 수 있고, 바람직하게는 2-방향 파워 결합기일 수 있지만, 4-방향 파워 결합기가 또한 사용될 수 있다. 각 증폭기(208A-208n)의 출력 신호를 결합함으로써, 일련의 고출력 마이크로파 펄스가 증폭기 회로(200)에 의해 생성된다. 이 고출력 펄스는 생물학적 조직의 치료를 위해 예를 들어 동축 케이블을 통해 전기 수술 기구 또는 프로브에 공급된다.

이제, 56.5 dBm 또는 450 W의 입력 마이크로파 파워를 가정하여, 증폭기 모듈(200)의 특히 바람직한 실시형태가 도 3을 참조하여 설명될 것이다. 본 발명의 바람직한 실시형태는 8개의 증폭기(208A-208n)를 포함하며, 각각은 약 10 dBm의 이득을 갖는다. 본원에서 기술된 각 파워 분배기는 입력 신호를 입력 신호보다 3 dBm 낮은 파워를 각각 갖는 2개의 출력 신호로 분할하고, 대략 0.5 dBm의 추가 삽입 손실을 초래하는 것으로 가정된다.

제 1 파워 분배기(202)는 56.5 dBm의 파워를 갖는 입력 마이크로파 신호를 취하고 각각 53 dBm의 마이크로파 파워를 갖는 2개의 분기들 사이에서 신호를 분할한다. 제 1 열의 파워 분배기(204)는, 제 1 열의 파워 분배기(204)의 출력이 각각 49.5 dBm의 마이크로파 에너지를 갖는 4개의 신호가 되도록 2개의 파워 분배기를 포함한다. 최종 열(206)은 4개의 파워 분배기를 포함하며, 그 출력은 각각 46 dBm의 마이크로파 에너지를 갖는 8개의 신호이다. 이들 8개의 신호 각각은 각각의 증폭기(208A-208n)에 입력으로서 제공되고, 이것이 수신된 마이크로파 신호를 56 dBm 또는 약 400W의 파워로 증폭시킨다. 따라서 8개의 증폭기(208A-208n)의 총 파워 출력은 대략 3.2 kW이다.

8개의 증폭기(208A-208n)의 출력 신호는 일련의 파워 결합기를 통해 결합된다. 본원에서 기술된 각각의 파워 결합기는 대략 0.5 dBm의 삽입 손실 전에, 입력 신호보다 3 dBm 높은 파워를 갖는 하나의 출력 신호로 2개의 입력 신호를 결합한다.

8개의 증폭기(208A-208n)의 출력은 4개의 파워 결합기를 포함하는 제 1 열의 파워 결합기(210)로 보내진다. 제 1 열(210)의 출력은 각각 58.5 dBm의 마이크로파 에너지를 갖는 4개의 신호이다. 이들 4개의 신호는 2개의 파워 결합기를 포함하는 제 2 열의 파워 결합기(212)에 입력으로서 제공되어, 61 dBm의 마이크로파 에너지를 갖는 2개의 신호를 생성한다. 최종 파워 결합기(214)는 약 63.5 dBm 또는 2.2 kW의 마이크로파 파워를 갖는 증폭기 회로(200)의 단일 출력을 제공한다.

전술한 바와 같이 이득이 스플리터 손실을 능가하는 증폭기의 캐스케이드(cascade)를 제공함으로써, 마이크로파 EM 에너지의 고출력 짧은 지속기간 펄스의 트레인(train) 형태의 마이크로파 신호가 얻어질 수 있다.

이와 같이 전기 수술 장치에 증폭기 모듈(200)을 제공함으로써, 전기 수술 치료는 공지된 발생기보다 실질적으로 적은 시간에 수행될 수 있다. 예를 들어, 약 2 kJ의 에너지가 효과적인 절제 치료를 위해 생물학적 조직으로 전달될 필요가 있다. 2 kW의 파워에서 작동하는 펄스화된 마이크로파 주파수 에너지의 경우, 각 에너지 펄스는 100 μs의 지속기간을 갖고 장치가 50% 듀티 사이클로 작동하는 경우, 생물학적 조직은 약 2초 내에 절제될 수 있다. 듀티 사이클이 20%로 감소하면, 절제에 약 5초가 걸린다. 10%의 듀티 사이클에서는 절제에 약 10초가 걸릴 수 있다.

일반적으로, 치료 시간의 감소는 예를 들어 마이크로파 신호를 치료 부위로 전달하는 케이블의 길이를 따라 에너지 손실로 인한 원하지 않는 가열 효과를 최소화할 수 있다. 필요한 에너지를 짧은 펄스로 전달함으로써, 본 발명은 케이블의 열 응답이 펄스 지속기간의 시간 프레임 내에서 파워의 크기에 반응할 수 없기 때문에 동축 케이블의 가열을 추가로 감소시킬 수 있다. 결과적으로, 케이블에 의해 전달되는 주어진 양의 에너지에 대해, 에너지가 저 파워 연속 파형으로서 전송되는 경우보다 일련의 짧은 고출력 펄스로서 전송되는 경우 열 손실이 적을 수 있다.

본원에 존재하는 에너지 전달 기술의 결과로서, 더 작은 직경의 동축 케이블이 사용되어 주어진 에너지 페이로드를 전달할 수 있고, 이에 의해 전기 수술을 위해 더 작은 직경의 체강 내로 삽입될 수 있다.

신호의 펄스 특성은 또한 관류에 의한 문제, 및 절제 또는 다른 치료에 의해 야기된 가열에 대한 환자의 신체 반응으로서 발생하는 다른 자연적 메커니즘에 의한 문제를 피하는데 도움을 줄 수 있다.

Claims

전기 수술 발생기용 증폭기 라인-업으로서,
마이크로파 전자기(EM) 방사선을 발생시키기 위한 마이크로파 신호 발생기;
상기 마이크로파 EM 방사선을 펄스화하도록 배열된 변조기; 및
상기 변조기에 접속되고 그로부터 수신된 마이크로파 EM 방사선의 펄스의 파워를 증가시키도록 배열된 증폭기 모듈로서, 병렬로 접속된 증폭기들의 어레이를 포함하며, 상기 증폭기들의 어레이로부터의 출력 신호들이 결합되어 출력 마이크로파 신호를 생성하는 것인 증폭기 모듈; 및
상기 출력 마이크로파 신호를 프로브로 전달하기 위한 공급 구조를 포함하고,
상기 변조기는 상기 출력 마이크로파 신호가 20% 이하의 듀티 사이클을 갖는 일련의 마이크로파 펄스를 포함하게 하도록 구성되며, 각각의 마이크로파 펄스는 0.1초 이하의 지속기간을 갖는 것인 증폭기 라인-업.
제 1 항에 있어서,
상기 증폭기 모듈은,
상기 변조기로부터 마이크로파 EM 방사선의 펄스를 수신한 다음 상기 증폭기들의 어레이에 대한 입력 신호로 분할하도록 배열된 파워 분배기; 및
상기 증폭기들의 어레이로부터의 출력 신호를 결합하도록 배열된 파워 결합기 유닛
을 포함하는 증폭기 라인-업.
제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,
상기 변조기와 상기 증폭기 모듈 사이에 접속된 구동 증폭기를 포함하는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 3 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 일련의 마이크로파 펄스는 각각 400 W 이상의 파워를 갖는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 4 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 일련의 마이크로파 펄스는 각각 2 kW 이상의 파워를 갖는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
각각의 마이크로파 펄스는 1 ms 이하의 지속기간을 갖는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 6 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 증폭기들의 어레이는 8개의 증폭기를 포함하는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 7 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 증폭기들의 어레이에서의 각 증폭기는 고 전자 이동성 트랜지스터를 포함하는 증폭기 라인-업.
제 8 항에 있어서,
상기 트랜지스터는 질화 갈륨 트랜지스터인 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 증폭기들의 어레이에서의 각 증폭기는 10 dBm 이상의 이득을 갖는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 10 항 중 어느 한 항에 있어서,
각각의 증폭기로부터의 상기 출력 신호는 400 W의 파워를 갖는 증폭기 라인-업.
제 1 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 공급 구조는 3 mm 이하의 직경을 갖는 동축 케이블을 포함하는 증폭기 라인-업.