KR20200136881A - 전기수술용 발전기 - Google Patents
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Abstract
생물학적 조직에서 전기천공을 야기하는 파형으로 에너지를 공급할 수 있는 전기수술용 발전기가 본 명세서에 개시된다. 전기수술용 발전기는 치료를 위해 마이크로파 전자기 신호 및 고주파수 전자기 신호를 생성하기 위한 수단과 통합되는 전기천공 파형 공급 유닛을 포함할 수 있다. 전기수술용 발전기는 공통 공급 케이블을 따라 상이한 유형의 에너지를 전달하도록 구성될 수 있다. 전기천공 파형 공급 유닛은 DC 전원 및 DC 펄스 발전기를 포함한다. DC 전원은 조정 가능한 전압 공급기에 의해 출력된 전압을 상향 변환하기 위한 DC-DC 변환기를 포함할 수 있다. 각각의 DC 펄스는 1㎱ 내지 10㎳ 범위의 지속기간 및 10V 내지 10㎸ 범위의 최대 진폭을 가질 수 있다.
Description
본 발명은 치료 부위에서 생물학적 조직에 상이한 영향을 야기하기 위해 복수의 양식으로 전기 또는 전자기 에너지를 전달하기 위한 전기수술용 시스템에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 최소 침습적 방식으로 생물학적 조직을 치료하기 위해 수술용 스코핑 디바이스(surgical scoping device)(예로서, 내시경 또는 기관지경)의 기구 채널을 통해 도입될 수 있는, 공통 공급 케이블을 따라 상이한 양식을 에너지에 선택적으로 공급하기 위한 전기수술용 발전기(electrosurgical generator)에 관한 것이다.
전기수술용 발전기는, 개방 및 복강경 시술에서 사용하기 위해, 병원 수술실 전체에 걸쳐 널리 퍼져 있으며, 내시경 검사실에도 점점 더 많이 또한 존재한다. 내시경 시술에서 전기수술용 액세서리는 전형적으로, 내시경 내부의 내강을 통해 삽입된다. 복강경 수술을 위한 등가 액세스 채널에 대해 고려할 때, 이러한 내강은 구멍이 비교적 좁고 길이가 더 길다.
생물학적 조직을 절단하기 위해 고주파수(RF) 에너지를 사용하는 것이 알려진다. RF 에너지를 사용하여 절단하는 방법은 전류가 조직 매트릭스를 통과함에 따라(세포의 이온 함량 및 세포 간 전해질에 의해 지원됨) 조직을 가로지르는 전자의 흐름에 대한 임피던스가 열을 생성한다는 원리를 사용하여 동작한다. RF 전압이 조직 매트릭스에 인가될 때, 조직의 수분 함량을 기화시키기 위해 충분한 열이 세포 내에서 생성된다. 특히 조직을 통한 전체 전류 경로의 가장 높은 전류 밀도를 갖는 기구(본 명세서에서 RF 블레이드로서 언급됨)의 RF 방출 영역에 인접한, 이 증가하는 건조의 결과로서, RF 블레이드의 절단 극에 인접한 조직은 블레이드와 직접적으로 접촉하지 않는다. 인가된 전압은 그 다음, 결과적으로 이온화되어 플라즈마를 형성하는 이 구멍에 걸쳐 거의 전체적으로 나타나고, 이는 조직과 비교하여 매우 높은 체적 저항률을 갖는다. 이 분화(differentiation)는 그것이 RF 블레이드의 절단 극과 조직 사이의 전기 회로를 완성한 플라즈마에 인가된 에너지에 초점을 맞추기 때문에 중요하다. 플라즈마에 진입하는 임의의 휘발성 재료는 느리게 충분히 기화되고 따라서 조직 해부 플라즈마가 감지된다.
GB 2 486 343은 생물학적 조직을 치료하기 위해 RF 및 마이크로파 에너지 둘 모두를 전달하는 전기수술용 장치를 위한 제어 시스템을 개시한다. 프로브(probe)에 전달된 RF 에너지 및 마이크로파 에너지 둘 모두의 에너지 전달 프로파일은 프로브로 운반된 RF 에너지의 샘플링된 전압 및 전류 정보와 프로브로 그리고 프로브로부터 운반된 마이크로파 에너지에 대한 샘플링된 순방향 및 반사된 전력(reflected power) 정보에 기초하여 설정된다.
GB 2 522 533은 생물학적 조직을 치료하기 위해 고주파수(RF) 에너지 및 마이크로파 에너지를 생성하도록 배열된 전기수술용 발전기를 위한 분리 회로를 개시한다. 분리 회로는 마이크로파 채널과 신호 조합기 사이의 접합부에서 동조가능한 도파관 아이솔레이터(waveguide isolator)를 포함하고, RF 에너지의 결합 및 마이크로파 에너지의 누출을 억제하기 위해 신호 조합기의 접지 도체와 도파관 아이솔레이터의 전도성 입력 섹션 사이에 용량성 구조를 포함할 수 있다.
가장 일반적으로, 본 발명은 생물학적 조직에서 전기천공을 야기할 수 있는 파형으로 에너지를 공급할 수 있는 전기수술용 발전기를 제안한다. 전기수술용 발전기는 치료를 위해 마이크로파 전자기 신호 및 고주파수 전자기 신호를 생성하기 위한 수단과 통합되는 전기천공 파형 공급 유닛을 포함할 수 있다. 전기수술용 발전기는 공통 공급 케이블을 따라 상이한 유형의 에너지를 전달하도록 구성될 수 있다. 단일 발전기는 따라서, 상이한 유형의 치료의 에너지원으로서 사용될 수 있다. 이것은 치료 검사실에 필요한 장비를 최소화하는 측면에서 유리할 수 있다.
전기천공 파형은 세포 막에서 구멍을 개방하도록 구성된 하나 이상의 고 전압 에너지 펄스를 포함할 수 있다. 본 발명은 치료제가 치료 부위에 존재하는 시나리오에서 사용될 수 있으며, 이에 의해 세포막에서 구멍을 개방하는 것은 치료제가 세포로 진입하는 것을 촉진시키거나 가능하게 한다. 즉, 본 발명은 통상적인 전기천공 시술에서 사용될 수 있다.
대안적으로 또는 부가적으로, 전기천공을 위한 에너지는 구멍을 영구적으로 개방시키고, 그에 의해 세포막에 비가역적 붕괴를 야기하여 세포로 하여금 죽게 하도록 구성될 수 있다. 즉, 기구는 비가역적 전기천공(irreversible electroporation: IRE)을 위해 사용될 수 있다.
본 발명에 따르면, 고주파수(RF) 또는 마이크로파 에너지를 생성하기 위한 전자기 신호 공급 유닛; 프로브의 원위 단부로부터 RF 또는 마이크로파 에너지를 전달하기 위하여 프로브에 연결 가능하도록 구성된 출력 포트; RF 또는 마이크로파 에너지를 출력 포트로 운반하기 위한 공급 구조; 및 생물학적 조직의 가역적 또는 비가역적 전기천공(IRE)을 야기하기 위한 전기천공 파형을 가지는 에너지를 생성하도록 배열된 전기천공 파형 공급 유닛을 포함하는 전기수술용 발전기가 제공되고, 전기천공 파형 공급 유닛은 프로브에 전달하기 위해 전기천공 파형을 출력 포트로 운반하도록 공급 구조에 연결되고, 공급 구조는 전기천공 파형 및 RF 또는 마이크로파 에너지를 출력 포트로 운반하기 위한 공통 신호 경로를 포함한다. 이 구성에서, 동일한 발전기는 예로서, 조직 절단, 절제, 지혈 또는 다른 효과를 위한 RF 에너지 및/또는 마이크로파 에너지뿐만 아니라, 조직에서 전기천공 또는 IRE를 야기하기 위한 전기천공 파형을 공급할 수 있다. IRE는 간, 전립선 및 췌장암을 치료하기 위해 사용될 수 있다. RF 및/또는 마이크로파 에너지를 공통 발전기에 통합함으로써, 본 발명은 동일한 프로브가 RF 및/또는 마이크로파 에너지를 또한 전달하는 것을 가능하게 할 수 있다. 이것은 치료 시술 동안 개업의에게 더 많은 치료 옵션을 제공할 수 있다. 예를 들면, 비가역적 전기천공을 수행하는 능력은 프로브에 원위 팁(distal tip)에 초점을 맞춘 조직 치료 양식을 제공할 수 있다. 이것은 결국 마이크로파 절제 양식이 원위 팁 주위의 더 큰 체적을 치료하기 위해 사용되는 것을 허용할 수 있다. 조합하여, 기구는 에너지가 전달되는 조직의 체적을 선택하도록 제어될 수 있다.
전자기 신호 공급 유닛은 RF 에너지 및 마이크로파 에너지 둘 모두를 별개로 또는 동시에 공급하도록 배열될 수 있다. 예를 들면, 전자기 신호 공급 유닛은 제1 주파수를 가지는 RF 전자기(EM) 방사선을 생성하기 위한 고주파수(RF) 신호 발전기, 및 제1 주파수보다 높은 제2 주파수를 가지는 마이크로파 EM 방사선을 생성하기 위한 마이크로파 신호 발전기를 포함할 수 있다.
RF 에너지 및 마이크로파 에너지는 공통 신호 경로로 별개로 운반될 수 있다. 예를 들면, 공급 구조는 출력 포트를 RF 신호 발전기에 연결하기 위한 RF 채널, 및 출력 포트를 마이크로파 신호 발전기에 연결하기 위한 마이크로파 채널을 포함할 수 있다. RF 채널 및 마이크로파 채널은 RF 신호 발전기 및 마이크로파 신호 발전기 각각으로부터 물리적으로 분리된 신호 경로를 포함할 수 있다. 공급 구조는 RF 채널로부터 RF EM 방사선을 수신하도록 연결된 제1 입력부, 마이크로파 채널로부터 마이크로파 EM 방사선을 수신하도록 연결된 제2 입력부, 및 RF EM 방사선 및 마이크로파 EM 방사선을 공통 신호 경로로 전송하기 위해 제1 및 제2 입력부와 통신하는 출력부를 가지는 조합 회로를 포함할 수 있다.
전기천공 파형 공급 유닛은 RF 채널을 통해 공통 신호 경로에 연결 가능할 수 있다. 예를 들면, 스위치는 RF 채널 상에 연결될 수 있으며, RF 신호 발전기 및 전기천공 파형 공급 유닛은 스위치에 의해 RF 채널에 선택적으로 연결 가능하다. 스위치는 전기천공 파형과 연관된 고 전압(예로서, 최대 10㎸까지의) 펄스뿐만 아니라, 고 주파수(예로서, UHF) 에너지(본 명세서에서 논의된 RF 에너지에 대응함)를 송신할 수 있는 임의의 스위칭 디바이스일 수 있다. 예를 들면, 고 주파수 리드 계전기가 사용될 수 있다.
공급 구조는 마이크로파 채널을 RF EM 방사선으로부터 분리하기 위해 연결된 도파관 아이솔레이터를 포함할 수 있다. RF 채널 및 마이크로파 채널은 동축 N 형 연결기를 사용하여 도파관 아이솔레이터에 결합될 수 있다. 전기천공 파형에서의 펄스에 의해 야기된 고장을 방지하기 위해, 도파관 아이솔레이터로 돌출되는 N 형 연결기의 부분은 고장을 억제하도록 선택된 두께를 가지는 PFTE와 같은, 절연 재료에 의해 둘러싸일 수 있다.
전기천공 파형은 하나 이상의 빠른 고 전압 펄스를 포함할 수 있다. 본 발명이 1㎱로부터 10㎳까지의 범위, 바람직하게는 1㎱로부터 100㎲까지의 범위로 제한될 필요는 없을지라도, 각각의 펄스는 이 범위의 펄스 폭을 가질 수 있다. 가역적 전기천공을 위해 더 짧은 지속기간 펄스(예로서, 10㎱ 이하)가 바람직할 수 있다. 비가역적 전기천공에 대해, 가역적 전기천공에 비해 지속기간이 더 긴 펄스 또는 더 많은 펄스가 사용될 수 있다.
바람직하게는, 각각의 펄스의 상승 시간은 펄스 지속기간의 90% 이하, 더 바람직하게는 펄스 지속기간의 50% 이하, 가장 바람직하게는 펄스 지속기간의 10% 이하이다. 더 짧은 펄스에 대해, 상승 시간은 약 100ps일 수 있다.
각각의 펄스는 10V 내지 10㎸ 범위, 바람직하게는 1㎸ 내지 10㎸ 범위의 진폭을 가질 수 있다. 각각의 펄스는 접지 전위로부터의 포지티브 펄스, 또는 접지 전위로부터의 일련의 교번하는 포지티브 및 네거티브 펄스일 수 있다.
전기천공 파형은 단일 펄스 또는 복수의 펄스 예로서, 펄스의 기간 열(period train)일 수 있다. 파형은 50% 이하 예로서, 0.5% 내지 50% 범위의 듀티 사이클을 가질 수 있다.
하나의 예에서, 일련의 10 내지 100개의 펄스로 전달된 200㎳ 정도의 펄스 폭은 비가역적 전기천공을 위해 사용될 수 있다. 하나의 예에서, 전기천공 파형은 전달 사이에 약 1분에 3회 전달된 1.5㎸의 진폭의 10×300㎲ 펄스를 포함할 수 있다. 이 파형은 간세포 암종에서 세포자연사 또는 세포사를 야기할 수 있다.
전기천공 파형은 원하는 효과에 의존하여 선택되는 치료 기간 동안 전달될 수 있다. 예를 들면, 치료 기간은 예로서, 1초 미만, 또는 몇 초, 또는 약 1분으로 짧을 수 있다. 대안적으로, 치료 기간은 예로서, 최대 1시간까지 더 길 수 있다.
펄스 발전기 회로는 원하는 처리에 적합하기 위해 전기천공 파형을 적응시키거나 다르게 하도록 제어 가능할 수 있다. 따라서, 듀티 사이클, 펄스 폭 및 펄스 진폭 중 임의의 것은 조정 가능하게 가변적일 수 있다.
전기천공 파형 공급 유닛은 예로서, 고 전압원으로서 동작하도록 배열된 DC 전원, 및 DC 전원에 연결되고 전기천공 파형으로서 DC 전력의 하나 이상의 펄스를 출력하도록 구성된 펄스 발전기를 포함할 수 있다. DC 전원은 발전기에 대한 다른 전력원과 독립적일 수 있다.
전기천공 파형 공급 유닛은 펄스 발전기에 연결되고 하나 이상의 펄스 트리거 신호를 펄스 발전기로 송신하도록 배열된 펄스 신호 모듈을 포함할 수 있고, 펄스 발전기는 펄스 트리거 신호의 수신 시에 DC 전력의 펄스를 출력하도록 구성된다. 하나의 예에서, 펄스 트리거 신호는 펄스 발전기를 위해 구동 회로를 활성화시키기 위해 예로서, 구동 신호로 하여금 펄스 발전기에 공급되게 하여 DC 전원으로부터 전력을 끌어오기 위해 사용된다.
펄스 트리거 신호에 의해 DC 전력의 각각의 펄스의 지속기간(예로서, 펄스 폭)이 설정될 수 있다. 펄스 신호 모듈은 예로서, 마이크로프로세서의 제어 하에서 DC 전력의 각각의 펄스의 지속기간의 조정을 허용하도록 제어 가능할 수 있다. 펄스 트리거 신호는 마이크로프로세서의 클록 신호로부터 도출될 수 있다. DC 전력의 각각의 펄스의 지속기간은 1㎱ 내지 10㎳의 범위에 있을 수 있다.
DC 전원은 조정 가능한 전압 공급기, 및 조정 가능한 전압 공급기의 전압을 상향 변환하도록 구성된 DC-DC 변환기를 포함할 수 있다. 예를 들면, 조정 가능한 전압 공급기는 1.2V 내지 5V 범위에서 조정 가능한 출력 전압을 가질 수 있다. DC-DC 변환기는 이것을 1, 2 또는 3 크기가 더 높은 예로서, 10V 내지 10㎸ 바람직하게는, 400V 이상의 범위의 최대 전압 진폭을 가지는 신호로 변환할 수 있다. 조정 가능한 전압 공급기의 출력 전압을 설정함으로써 DC 전력의 각각의 펄스의 진폭이 제어 가능할 수 있다.
펄스 발전기는 예로서, DC 전원으로부터 전력을 끌어오기 위해 연결된 한 쌍의 전원 MOSFET으로 형성된 푸시 풀 회로(push-pull circuit)를 포함할 수 있다.
발전기는 예로서, 출력 포트로부터 연장되는 동축 송신 라인을 통해 프로브에 연결될 수 있다. 프로브는 수술용 스코핑 디바이스에서 기구 채널을 통한 삽입을 위해 적합한 전기수술용 기구를 포함할 수 있다. 전기수술용 기구는 본 명세서에서 논의된 RF, 마이크로파 및 전기천공 에너지 중 임의의 것을 출력하도록 구성된 원위 단부 어셈블리를 가질 수 있다. 하나의 예에서, 원위 단부 어셈블리는 내부 도체가 외부 도체의 원위 단부를 넘어 돌출되고 프로브의 원위 단부에서 노출된 동축 구조를 포함할 수 있다. 이 구성으로, 원위 단부 어셈블리는 RF 에너지를 전달하기 위한 바이폴라 에너지 전달 구조 및 마이크로파 에너지를 방출하기 위한 마이크로파 안테나를 형성하였다. 또한, 전기천공 파형은 내부 도체 및 외부 도체의 노출된 최원위 단 사이에 순간 전기장을 설정할 수 있다. 노출된 도체는 1 내지 3㎜ 범위의 거리만큼 분리될 수 있다. 인가된 장은 따라서, 300V/㎜ 내지 10㎸/㎜ 사이의 바람직한 범위의 진폭을 가질 수 있다.
본 명세서에서 "마이크로파"는 400㎒ 내지 100㎓의 주파수 범위, 그러나 바람직하게는 400㎒ 내지 60㎓의 주파수 범위를 나타내기 위해 광범위하게 사용될 수 있다. 고려된 특정 주파수는: 433㎒, 915㎒, 2.45㎓, 3.3㎓, 5.8㎓, 10㎓, 14.5㎓ 및 24㎓이다. 디바이스는 이들 마이크로파 주파수 중 하나보다 많은 주파수에서 에너지를 전달할 수 있다. 용어 "고주파수" 또는 "RF"는 300kHz와 400㎒ 사이의 주파수를 나타내기 위해 사용될 수 있다.
본 명세서에서, 용어 "내부"는 기구 채널의 중심(예로서, 축)에 방사상으로 더 가까운 것을 의미한다. 용어 "외부"는 기구 채널의 중심(축)으로부터 반경 방향으로 더 멀리 있음을 의미한다.
용어 "전도성"은 문맥상 달리 기술되지 않는 한, 전기 전도성을 의미하는 것으로 본 명세서에서 사용된다.
본 명세서에서, 용어 "근위" 및 "원위"는 각각 치료 부위로부터 더 멀리 그리고 치료 부위에 더 가까운 에너지 운반 구조의 단을 언급한다. 따라서, 사용시 근위 단은 마이크로파 에너지를 제공하기 위한 발전기에 더 가까운 반면, 원위 단은 치료 부위, 즉 환자에 더 가깝다.
본 발명의 실시형태는 첨부 도면을 참조하여 하기에 상세하게 설명되고, 여기서:
도 1은 본 발명이 적용될 수 있는 알려진 유형의 전기수술용 발전기의 개략도;
도 2는 도 1의 전기수술용 발전기에서 사용될 수 있는 분리 회로의 개략도;
도 3은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛을 가지는 전기수술용 발전기의 개략도;
도 4는 수술용 스코핑 디바이스를 통해 삽입 가능한 기구와 함께 도 3의 전기수술용 발전기를 사용하는 전기수술용 시스템을 도시하는 개략도;
도 5는 본 발명과 함께 사용하기 위해 적합한 전기수술용 기구의 원위 단부 어셈블리의 개략적인 단면도;
도 6은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛에서 사용하기 위해 적합한 펄스 제어기에 대한 회로도;
도 7은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛에서 사용하기 위해 적합한 조정 가능한 고 전압 공급기에 대한 회로도; 및
도 8은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛에서 사용하기 위해 적합한 펄스 발전기에 대한 회로도.
도 1은 본 발명이 적용될 수 있는 알려진 유형의 전기수술용 발전기의 개략도;
도 2는 도 1의 전기수술용 발전기에서 사용될 수 있는 분리 회로의 개략도;
도 3은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛을 가지는 전기수술용 발전기의 개략도;
도 4는 수술용 스코핑 디바이스를 통해 삽입 가능한 기구와 함께 도 3의 전기수술용 발전기를 사용하는 전기수술용 시스템을 도시하는 개략도;
도 5는 본 발명과 함께 사용하기 위해 적합한 전기수술용 기구의 원위 단부 어셈블리의 개략적인 단면도;
도 6은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛에서 사용하기 위해 적합한 펄스 제어기에 대한 회로도;
도 7은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛에서 사용하기 위해 적합한 조정 가능한 고 전압 공급기에 대한 회로도; 및
도 8은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛에서 사용하기 위해 적합한 펄스 발전기에 대한 회로도.
배경
도 1은 본 발명을 이해하기 위해 유용한 GB 2 486 343에 개시된 것과 같은 전기수술용 장치(400)의 개략도를 도시한다. 장치는 RF 채널 및 마이크로파 채널을 포함한다. RF 채널은 생물학적 조직을 치료(예로서, 절단하거나 건조)하기 위해 적합한 전력 레벨에서 RF 주파수 전자기 신호를 생성하고 제어하기 위한 구성요소를 포함한다. 마이크로파 채널은 생물학적 조직을 치료(예로서, 응고하거나 절제)하기 위해 적합한 전력 레벨에서 마이크로파 주파수 전자기 신호를 생성하고 제어하기 위한 구성요소를 포함한다.
마이크로파 채널은 마이크로파 주파수 소스(402)에 이어서 전력 스플리터(power splitter)(424)(예로서, 3㏈ 전력 스플리터)를 가지며, 전력 스플리터는 소스(402)로부터의 신호를 2개의 분기(branch)로 분할한다. 전력 스플리터(424)로부터의 하나의 분기는 마이크로파 채널을 형성하는데, 마이크로파 채널은 제어 신호(V10)를 통해 제어기(406)에 의해 제어된 가변 감쇠기(404) 및 제어 신호(V11)를 통해 제어기(406)에 의해 제어된 신호 변조기(408)를 포함하는 전력 제어 모듈, 및 치료를 위해 적합한 전력 레벨에서 프로브(420)로부터 전달하기 위해 순방향 마이크로파 EM 방사선을 생성하기 위한 전력 증폭기(412) 및 구동 증폭기(410)를 포함하는 증폭기 모듈을 갖는다. 증폭기 모듈 이후에, 마이크로파 채널은 그것의 제1 및 제2 포트 사이의 경로를 따라 소스로부터 프로브로 마이크로파 EM 에너지를 전달하도록 연결된 서큘레이터(416), 서큘레이터(416)의 제1 포트에서의 순방향 결합기(414), 및 서큘레이터(416)의 제3 포트에서의 반사 결합기(418)를 포함하는 마이크로파 신호 결합 모듈(마이크로파 신호 검출기의 부분을 형성함)로 계속된다. 반사 결합기를 통과한 후에, 제3 포트로부터의 마이크로파 EM 에너지는 전력 덤프 부하(422)에서 흡수된다. 마이크로파 신호 결합 모듈은 검출을 위해 정방향 결합 신호 또는 반사된 결합 신호를 헤테로다인 수신기(heterodyne receiver)에 연결하기 위해 제어 신호(V12)를 통해 제어기(406)에 의해 동작된 스위치(415)를 또한 포함한다.
전력 스플리터(424)로부터의 다른 분기는 측정 채널을 형성한다. 측정 채널은 마이크로파 채널의 증폭 라인업을 우회하고, 따라서 프로브로부터 저 전력 신호를 전달하도록 배열된다. 제어 신호(V13)을 통해 제어기(406)에 의해 제어된 1차 채널 선택 스위치(426)는 마이크로파 채널 또는 측정 채널로부터 프로브로 전달하기 위한 신호를 선택하도록 동작 가능하다. 고 대역 통과 필터(427)는 저 주파수 RF 신호로부터 마이크로파 신호 발전기를 보호하기 위해 1차 채널 선택 스위치(426)와 프로브(420) 사이에 연결된다.
측정 채널은 프로브로부터 반사된 전력의 위상 및 크기를 검출하도록 배열된 구성요소를 포함하며, 이는 재료 예로서, 프로브의 원위 단부에 존재하는 생물학적 조직에 관한 정보를 생성할 수 있다. 측정 채널은 그것의 제1 및 제2 포트 사이의 경로를 따라 소스(402)로부터 프로브로 마이크로파 EM 에너지를 전달하도록 연결된 서큘레이터(428)를 포함한다. 프로브로부터 리턴된 반사된 신호는 서큘레이터(428)의 제3 포트로 향해진다. 서큘레이터(428)는 정확한 측정을 용이하게 하기 위해 순방향 신호와 반사된 신호 사이의 분리를 제공하기 위해 사용된다. 그러나, 서큘레이터가 그것의 제1 및 제3 포트 사이에 완전한 분리를 제공하지 않기 때문에, 즉 순방향 신호의 일부가 제3 포트까지 누출되고 반사된 신호를 방해할 수 있기 때문에, (순방향 결합기(430)로부터의) 순방향 신호의 일부를 (주입 결합기(432)를 통해) 제3 포트 밖으로 나오는 신호에 주입하는 반송파 소거 회로가 사용될 수 있다. 반송파 소거 회로는 주입된 부분이 제1 포트로부터 제3 포트로 누출되는 임의의 신호를 소거하기 위해 그것과 180°이상(out of phase)임을 보장하기 위해 위상 조정기(434)를 포함한다. 반송파 소거 회로는 주입된 부분의 크기가 임의의 누출 신호와 같음을 보장하기 위해 신호 감쇠기(436)를 또한 포함한다.
순방향 신호에서 임의의 변동(drift)를 보상하기 위해, 순방향 결합기(438)가 측정 채널 상에 제공된다. 순방향 결합기(438)의 결합된 출력 및 서큘레이터(428)의 제3 포트로부터의 반사된 신호는 스위치(440)의 각각의 입력 단자에 연결되며, 스위치는 결합된 순방향 신호 또는 반사된 신호를 검출을 위해 헤테로다인 수신기에 연결하기 위해 제어 신호(V14)를 통해 제어기(406)에 의해 동작된다.
스위치(440)의 출력부(즉, 측정 채널로부터의 출력부) 및 스위치(415)의 출력부(즉, 마이크로파 채널로부터의 출력부)는 2차 채널 선택 스위치(442)의 각각의 입력 단자에 연결되며, 2차 채널 선택 스위치는 측정 채널의 출력부가 측정 채널이 프로브에 에너지를 공급하고 있을 때 헤테로다인 수신기에 연결되고 마이크로파 채널의 출력부가 마이크로파 채널이 프로브에 에너지를 공급하고 있을 때 헤테로다인 수신기에 연결됨을 보장하기 위해 1차 채널 선택 스위치와 결부하여 제어 신호(V15)를 통해 제어기(406)에 의해 동작 가능하다.
헤테로다인 수신기는 2차 채널 선택 스위치(442)에 의해 출력된 신호로부터 위상 및 크기 정보를 추출하기 위해 사용된다. 단일 헤테로다인 수신기가 이 시스템에 도시되어 있지만, 신호가 제어기에 진입하기 전에 소스 주파수를 두 번 믹스 다운(mix down)하기 위해 이중 헤테로다인 수신기(2개의 국소 발진기와 혼합기를 포함함)가 필요하면 사용될 수 있다. 헤테로다인 수신기는 국소 발진기(444) 및 2차 채널 선택 스위치(442)에 의해 출력된 신호를 믹스 다운하기 위한 혼합기(448)를 포함한다. 국소 발진기 신호의 주파수는 혼합기(448)로부터의 출력이 제어기(406)에서 수신되기 위해 적합한 중간 주파수에 있도록 선택된다. 대역 통과 필터(446, 450)는 고 주파수 마이크로파 신호로부터 국소 발진기(444) 및 제어기(406)를 보호하기 위해 제공된다.
제어기(406)는 헤테로다인 수신기의 출력을 수신하고 마이크로파 또는 측정 채널 상에서 순방향 및/또는 반사된 신호의 위상 및 크기를 나타내는 정보를 출력으로부터 결정(예로서, 추출)한다. 이 정보는 마이크로파 채널의 고 전력 마이크로파 EM 방사선 또는 RF 채널의 고 전력 RF EM 방사선의 전달을 제어하기 위해 사용할 수 있다. 사용자는 상기 논의된 바와 같이, 사용자 인터페이스(452)를 통해 제어기(406)와 상호작용할 수 있다.
도 1에 도시된 RF 채널은 제어 신호(V16)를 통해 제어기(406)에 의해 제어되는 게이트 구동기(456)에 연결된 RF 주파수 소스(454)를 포함한다. 게이트 구동기(456)는 하프 브리지 장치인 RF 증폭기(458)를 위한 동작 신호를 공급한다. 하프 브리지 장치의 드레인 전압은 가변 DC 공급기(460)를 통해 제어 가능하다. 출력 변압기(462)는 프로브(420)에 전달하기 위해 생성된 RF 신호를 라인으로 전송한다. 저역 통과, 대역 통과, 대역 중단 또는 노치 필터(464)는 고 주파수 마이크로파 신호로부터 RF 신호 발전기를 보호하기 위해 그 라인 상에 연결된다.
전류 변압기(466)는 조직 부하에 전달된 전류를 측정하기 위해 RF 채널 상에 연결된다. 전압을 측정하기 위해 전위 분할기(468)(출력 변압기에서 분기(tap off)될 수 있음)가 사용된다. 전위 분할기(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 다이오드(474, 476, 478, 480)에 의해 컨디셔닝된 후에 제어기(406)에 직접적으로 연결된다(도 1에서 신호(B 및 C)로서 도시됨).
위상 정보를 도출하기 위해, 전압 및 전류 신호(B 및 C)는 위상 비교기(482)(예로서, EXOR 게이트)에 또한 연결되며, 그의 출력 전압은 전압과 전류 파형 사이의 위상차에 비례하는 전압 출력(도 1에서 A로서 도시됨)을 생성하기 위해 RC 회로(484)에 의해 집적된다. 이 전압 출력(신호(A))은 제어기(406)에 직접적으로 연결된다.
마이크로파/측정 채널 및 RF 채널은 신호 조합기(114)에 연결되며, 신호 조합기는 케이블 어셈블리(116)를 따라 두 유형의 신호를 별개로 또는 동시에 프로브(420)로 운반하며, 이로부터 신호는 환자의 생물학적 조직에 전달(예로서, 방사)된다.
도파관 아이솔레이터(도시되지 않음)가 마이크로파 채널과 신호 조합기 사이의 접합부에서 제공될 수 있다. 도파관 아이솔레이터는 3가지 기능을 수행하도록 구성될 수 있다: (i) 매우 높은 마이크로파 전력(예로서, 10W보다 큼)의 통과를 허용하고; (ii) RF 전력의 통과를 차단하며; (iii) 높은 내전압(예로서, 10㎸보다 큼)을 제공한다. 용량성 구조(DC 차단으로서 또한 알려짐)는 도파관 아이솔레이터에(예로서, 내부에) 또는 인접하여 또한 제공될 수 있다. 용량성 구조의 목적은 분리 장벽에 걸쳐 용량성 결합을 감소시키는 것이다.
도 2는 본 발명을 이해하기 위해 또한 유용한, GB 2 522 533에 개시된 바와 같은 분리 회로의 개략도이다. 분리 회로는 RF 신호 발전기(218)로부터의 RF EM 방사선 및 마이크로파 신호 발전기(220)로부터의 마이크로파 방사선을 프로브로 전달하기 위한 공급 구조의 일부를 형성한다. 프로브(도시되지 않음)는 하우징(226)에서 제공된 출력 포트(228)에 연결 가능하다. 하우징의 접지된 케이싱을 출력 포트(228)에 연결된 부동 구성요소와 연결하기 위한 전류 경로를 방지하기 위해 하우징의 출력 포트(228)에서 절연 슬리브(229)가 제공된다.
공급 구조는 RF EM 방사선을 운반하기 위한 RF 신호 경로(212, 214)를 가지는 RF 채널 및 마이크로파 EM 방사선을 운반하기 위한 마이크로파 신호 경로(210)를 가지는 마이크로파 채널을 포함한다. RF EM 방사선 및 마이크로파 방사선을 위한 신호 경로는 물리적으로 서로 분리되어 있다. RF 신호 발전기는 전압 변압기(216)를 통해 RF 신호 경로(212, 214)에 연결된다. (즉, 장치의 프로브 측 상의) 변압기(216)의 2차 코일은 부동 상태이고, 따라서 환자와 RF 신호 발전기(218) 사이에 어떠한 직류 경로도 존재하지 않는다. 이것은 RF 신호 경로(212, 214)의 신호 도체(212) 및 접지 도체(214) 둘 모두가 부동 상태임을 의미한다.
분리 회로는 갭에서 마이크로파 에너지의 누설을 방지하기 위해 마이크로파 에너지의 주파수에서 충분히 낮은 용량성 리액턴스를 또한 가지면서 그의 절연 갭이 필요한 레벨의 DC 분리를 제공하도록 구성되는 도파관 아이솔레이터(600)를 포함한다. 갭은 0.6㎜ 또는 그 이상 예로서, 0.75㎜일 수 있다. 튜브의 직경이 RF 주파수에서 프로브의 각각과 직렬로 매우 큰 인덕턴스를 생성하기 때문에 RF 에너지는 아이솔레이터의 2개의 단 사이에 결합할 수 없다.
분리 회로는 도파관 아이솔레이터(600)와 통합된 조합 회로를 갖는다. RF 신호를 운반하는 신호 도체(212) 및 접지 도체(214)는 RF 신호를 도파관 아이솔레이터(600)에 도입하는 동축 RF 연결기(602)(RF 공급)에 연결되고, 그로부터 RF 신호는 출력 포트(232)로부터 프로브를 향해 운반된다.
분리 갭(603)은 RF 신호가 입력 포트(230)에 다시 결합되는 것을 방지하도록 배열된다. 마이크로파 에너지는 도파관 아이솔레이터 내의 내부 전도성 로드의 신중한 배치에 의해 RF 연결기(602)에 결합되는 것이 방지된다.
구성요소의 라인업의 리턴 손실(return loss)을 감소시키기 위해 동조 유닛(tuning unit)이 도파관 아이솔레이터(600)에 통합된다. 동조 유닛은 공동(cavity)의 본체에 조절가능하게 삽입될 수 있는 예로서, 나사로 조여질 수 있는 3개의 스터브(231)를 포함한다.
게다가, RF 채널은 발전기와 함께 사용된 상이한 길이의 케이블로부터 발생하는 커패시턴스의 변화를 수용(예로서, 보상)하기 위해 제어 신호(C1)의 제어 하에서 동작 가능한 조정 가능한 리액턴스(217)를 갖는다. 조정 가능한 리액턴스(217)는 RF 채널과 션트(shunt) 또는 직렬로 연결된 하나 이상의 스위칭되거나 전자적으로 동조가능한 커패시터 또는 인덕터를 포함할 수 있다.
증진된 치료 능력
본 발명은 상기 논의된 전기수술용 발전기와 통합될 수 있는 전기천공 파형 공급 유닛을 제공한다. 본 명세서에서, 용어 "전기천공 파형"은 하나 이상의 매우 짧은 고 전압 에너지 펄스를 의미하기 위해 사용된다.
예를 들면, 각각의 펄스는 1㎱ 내지 10㎳ 범위, 바람직하게는 100㎱ 내지 1㎳ 범위의 지속기간(즉, 펄스 폭)을 가질 수 있다. 파형은 바람직하게는 복수의 펄스를 포함한다. 복수의 펄스에 의해 형성된 펄스 열의 듀티 사이클은 50% 이하일 수 있다. 하나의 예에서, 펄스는 50Hz의 주파수로 전달될 수 있다.
각각의 펄스는 10V 내지 10㎸ 범위, 바람직하게는 100V 내지 10㎸ 범위, 더 바람직하게는 400V 내지 10㎸ 범위의 피크 전압(즉, 최대 펄스 진폭)을 가질 수 있다.
전기천공 파형은 치료 부위에서 생물학적 조직의 가역적 또는 비가역적 전기천공(IRE)을 야기하도록 구성될 수 있다.
하기에 논의된 바와 같이, 전기천공 파형 공급 유닛은 마이크로파 에너지 및 RF 에너지와 동일한 신호 경로를 통해 전기천공 파형을 전달하도록 배열될 수 있다. 결과적으로, 본 발명은 마이크로파 에너지, RF 에너지 및 전기천공 유도 에너지 중 임의의 에너지를 단일 기구에 선택적으로 전달할 수 있는 발전기를 제공할 수 있다. 이와 같이, 본 발명은 단일 발전기 유닛이 광범위한 치료 유형을 위해 에너지를 공급할 수 있는 다양한 전기수술용 시스템을 향해 기여할 수 있다. 예를 들면, 마이크로파 에너지 및 RF 에너지가 조직 절제술 또는 절제 및 지혈을 위해 사용될 수 있는 것으로 알려진다. 게다가, 기구를 통해 치료 부위에 가스를 전달하고 이에 의해 RF 및/또는 마이크로파가 조직 멸균 또는 다른 치료를 위해 열적 또는 비열적 플라즈마를 생성하기 위해 사용될 수 있는 것으로 또한 알려진다. 본 발명은 전기천공 효과를 제공함으로써 그들 치료 양식을 증가시킬 수 있다. 다른 기능 예로서, 동결절제 기술, 초음파 절단 등이 시스템에 또한 통합될 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시형태인 전기천공 파형 공급 유닛(250)의 개략도이다. 도 3에 도시된 바와 같이, 전기천공 파형 공급 유닛(250)은 도 1 및 도 2와 관련하여 상기 논의된 유형의 전기수술용 발전기에 통합된다. 도 1 및 도 2와 공통인 구성요소에는 동일한 참조 부호가 주어지고 다시 설명되지 않는다.
전기천공 파형 공급 유닛(250)은 전기천공 파형의 파라미터, 특히 펄스 폭, 펄스 진폭 및 듀티 사이클(예로서, 다중 펄스 열에서의 펄스의 주파수)을 제어하기 위해 예로서, 사용자 인터페이스(264)를 통해 동작 가능한 제어기(252)를 포함한다. 제어기(252)는 펄스 트리거 신호를 펄스 발전기(256)로 전송하도록 동작하는 펄스 신호 모듈(254)을 포함한다. 하나의 예에서, 펄스 발전기(256)는 푸시 풀 스위칭 회로로서 구성될 수 있다. 펄스 발전기(256)는 그 자체가, 제어기에 대한 전원과 무관한 전용 전원(258)으로부터 동작을 위한 전력을 수신할 수 있다. 푸시 풀 회로를 구동하기 위한 전력 요구조건이 제어기에 대해 필요한 것보다 높은 경우에 이 구성이 필요할 수 있다. 예를 들면, 전원(258)은 25V에서 동작할 수 있는 반면, 제어기에 대한 전원은 5V에서 동작할 수 있다.
고 전압 공급기(262)는 펄스 발전기(256)에 걸쳐 연결된다. 고 전압 공급기(262)는 전압 공급기(260)로부터의 출력 전압을 상향 변환하는 DC-DC 변환기를 포함할 수 있다. 전압 공급기(260)는 예로서, 출력 전압을 설정하기 위해 제어기(252)에 의해 연결되고 제어 가능하다. 예를 들면, 전압 공급기(260)는 조정 가능한 전압 공급기일 수 있고, 여기서 출력 전압은 1.2V 내지 5 V 사이의 범위에서 조정 가능하다. 전압 공급기(260) 및 전원(258)은 DC 소스이고 예로서, 주 전원(도시되지 않음)으로부터 변환된다(정류된다).
펄스 발전기(256)는 스위치(240)에 의해 상기 논의된 RF 채널에 연결되는 송신 라인(242)에 전기천공 파형을 출력한다. 스위치(240)는 최대 10㎸까지의 DC 전압을 전송할 수 있을 뿐만 아니라, RF 에너지를 송신하기 위해 적합할 수 있도록 선택될 수 있다. 예를 들면, 고 주파수 리드 계전기가 사용될 수 있다. 단극 쌍투형(single-pole, dual throw: SPDT) 스위치는 그것이 RF 신호와 전기천공 파형의 고 전압 펄스 또는 펄스 사이에서 낮은 삽입 손실 스위칭을 허용하기 때문에 이 구성요소를 위해 유리할 수 있다.
이 스위치를 사용하여, 전기천공 파형이 RF 채널의 아이솔레이터에 도입된다. 아이솔레이터는 전기천공 파형 공급 유닛(250)을 마이크로파 에너지로부터 그리고 마이크로파 채널을 전기천공 파형의 고 전압 펄스로부터 보호하도록 구성될 수 있다.
고 전압 펄스로 인해 아이솔레이터에서 고장이 발생하는 것을 방지하기 위해, 아이솔레이터의 공동으로 돌출된 전도체는 절연 슬리브(예로서, PTFE 등으로 만들어짐)에 의해 둘러싸일 수 있다.
도 2에 도시된 도파관 아이솔레이터(600)는 출력 라인이 마이크로파 채널을 통해 접지되는 것을 또한 차단하고, RF 채널의 독립적인 접지를 가능하게 하는 동안, 주로 5.8㎓의 마이크로파 신호와 400kHz의 RF 신호를 조합하도록 설계될 수 있다.
다음의 논의는 3가지 유형의 전기천공 파형에 대한 아이솔레이터의 거동을 고려한다:
(i) 1㎸ 진폭 및 30㎱ 상승시간을 갖는 300㎱ 펄스
(ii) 10㎸에서의 10㎱ 펄스
(iii) 10㎸에서의 1㎱ 펄스
아이솔레이터의 물리적 구조는 1로부터 100㎒까지의 신호가 완전히 송신되도록 하는 것이다. 300㎱ 직사각형 펄스에 대해, 주파수 스펙트럼은 1/300㎓, 또는 3.3㎒에서 제1 널(null)이 있는 메인 로브를 가질 것이다. 주파수 스펙트럼의 메인 로브 및 다음 2개의 사이드로브는 멀티플렉서의 400kHz 측, 최대 10㎒를 통과할 것이다. 35㎱의 상승시간은 10㎒의 대역폭과 대응하는 것으로 예상될 것이고, 따라서 이 파형은 실질적으로 방해받지 않고 아이솔레이터를 통과할 것이다.
10㎱ 펄스에 대해, 제1 널은 100㎒에 있고 따라서 약 1㎱의 상승시간을 얻기 위해 300㎒ 대역폭이 필요할 수 있다. 1㎱ 펄스에 대해, 제1 널은 1㎓에 있고, 따라서 그것은 아마도 (약 0.1㎱의 상승시간을 얻기 위해) 3㎓를 통과할 필요가 있다.
상기 논의된 아이솔레이터의 RF 포트를 통한 송신은 50㎒로부터 1㎓까지의 벡터 네트워크 분석기를 사용하여 테스트되었다.
50㎒에서의 송신은 거의 100%, 즉 0㏈이었다. 이것은 약 250 또는 350㎒에서 점차 3㏈로 떨어졌지만 1㎓에서 약 0㏈로 다시 증가했다. 이 테스트에 기초하여, 아이솔레이터는 최대 1.5㎓까지의 대역폭으로 전기천공 파형을 효과적으로 송신하도록 동작 가능하다.
도 4는 상기 논의된 RF 에너지, 마이크로파 에너지, 또는 전기천공 파형을 침습성 전기수술용 기구의 원위 단부에 공급할 수 있는 완전한 전기수술용 시스템(100)의 개략도이다. 시스템(100)은 전기천공 또는 IRE를 위해 적합한 RF 에너지, 마이크로파 에너지, 및 전기천공 파형을 제어 가능하게 공급하기 위한 발전기(102)를 포함한다.
발전기(102)는 인터페이스 케이블(104)에 의해 인터페이스 접합부(106)에 연결된다. 필요한 경우, 인터페이스 접합부(106)는 예로서, 하나 이상의 제어 와이어 또는 푸시 로드(도시되지 않음)의 종방향(앞뒤로) 이동을 제어하기 위해 트리거(110)를 슬라이딩함으로써 동작 가능한 기구 제어 메커니즘을 수용할 수 있다. 복수의 제어 와이어가 존재하면, 전체 제어를 제공하기 위해 인터페이스 접합부 상에 다수의 슬라이딩 트리거가 있을 수 있다. 인터페이스 접합부(106)의 기능은 발전기(102) 및 기구 제어 메커니즘으로부터의 입력부를 인터페이스 접합부(106)의 원위 단으로부터 연장되는 단일 가요성 샤프트(112)로 조합하는 것이다.
가요성 샤프트(112)는 내시경, 기관지경, 위내시경 등과 같은, 수술용 스코핑 디바이스(114)의 기구 (작업) 채널의 전체 길이를 통해 삽입 가능하다.
수술용 스코핑 디바이스(114)는 다수의 입력 포트 및 기구 코드(120)가 연장되는 출력 포트를 가지는 본체(116)를 포함한다. 기구 코드(120)는 복수의 내강을 둘러싸는 외부 재킷을 포함한다. 복수의 내강은 본체(116)로부터 기구 코드(120)의 원위 단까지 다양한 것을 운반한다. 복수의 내강 중 하나는 기구 채널이다. 다른 내강은 예로서, 원위 단부에서 조명을 제공하기 위해 또는 원위 단으로부터 이미지를 수집하기 위해 광학 방사선을 운반하기 위한 채널을 포함할 수 있다. 본체(116)는 원위 단부를 보기 위한 접안 렌즈(122)를 포함할 수 있다. 원위 단부에서 조명을 제공하기 위해, 광원(124)(예로서, LED 등)이 조명 입력 포트(126)에 의해 본체(116)에 연결될 수 있다.
가요성 샤프트(112)는 수술용 스코핑 디바이스(114)의 기구 채널을 통과하고 그의 원위 단부에서 (예로서, 환자 내부에서) 돌출되도록 형성되는 원위 어셈블리(118)(도 1에서 크기대로 도시되지 않음)를 갖는다. 원위 단부 어셈블리는 본 명세서에서 논의된 바와 같이 마이크로파 에너지를 생물학적 조직에 전달하기 위한 활성 팁을 포함한다.
하기에 논의된 원위 어셈블리(118)의 구조는 2.0㎜ 이하 예로서, 1.9㎜ 미만(더 바람직하게는, 1.5㎜ 미만)의 최대 외경을 갖도록 설계될 수 있고 가요성 샤프트의 길이는 1.2m 이상일 수 있다.
본체(116)는 가요성 샤프트에 연결하기 위한 전력 입력 포트(128)를 포함하고, 가요성 샤프트는 전기천공을 위해 에너지를 운반하기 위한 에너지 운반 수단(예로서, 연선 케이블 등)과 함께, 발전기(102)로부터 원위 어셈블리(118)로 마이크로파 에너지를 운반할 수 있는 동축 케이블(예로서, 종래의 동축 케이블)을 포함한다. 수술용 스코핑 디바이스의 기구 채널에 물리적으로 맞춰 들어갈 수 있는 동축 케이블은 다음의 외경으로 이용가능하다: 1.19㎜(0.047인치), 1.35㎜(0.053인치), 1.40㎜(0.055인치), 1.60㎜(0.063인치), 1.78㎜(0.070인치). 주문형 크기의 동축 케이블(즉, 주문 제작)이 또한 사용될 수 있다.
상기 논의된 바와 같이, 기구 코드(120)의 적어도 원위 단의 위치를 제어할 수 있는 것이 바람직하다. 본체(116)는 기구 코드(120)를 통해 연장되는, 하나 이상의 제어 와이어(도시되지 않음)에 의해 기구 코드(120)의 원위 단부에 기계적으로 결합되는 제어 액추에이터(130)를 포함할 수 있다. 제어 와이어는 기구 채널 내에서 또는 그들 자신의 전용 채널 내에서 이동할 수 있다. 제어 액츄에이터(130)는 레버 또는 회전가능한 노브, 또는 임의의 다른 알려진 카테터 조작 디바이스일 수 있다. 기구 코드(120)의 조작은 예로서, 컴퓨터 단층촬영(CT) 이미지로부터 조립된 가상 3차원 지도를 사용하여 소프트웨어 지원될 수 있다.
도 5는 상기 논의된 전기수술용 시스템에서 사용될 수 있고, 이용가능한 양식(예로서, 마이크로파, RF 및 전기천공) 중 임의의 것으로 에너지를 전달할 수 있는 원위 단부 어셈블리(118)의 하나의 예를 도시한다.
원위 단부 어셈블리(118)는 절연 유전체 재료(136)에 의해 외부 도체(132)로부터 분리되는 내부 도체(134)로부터 형성된 동축 송신 라인을 포함한다. 에너지 전달 구조는 동축 송신 라인의 최원위 단부에서 형성된다. 에너지 전달 구조는 외부 도체의 원위 단부를 넘어 연장되는 내부 도체의 길이를 포함한다. 이 예에서, 내부 도체의 돌출 길이는 예로서, 세라믹 또는 다른 저 손실 재료로 형성된 강성 유전체 캡(140)에 의해 둘러싸인다. 캡(140)은 둥근 단을 가질 수 있고 예로서, 반구형 등일 수 있어서, 기구가 조직에 날카로운 지점을 제공하지 않게 한다.
에너지 전달 구조에서, 내부 도체 및 외부 도체는 RF 에너지 및 전기천공 파형을 방출하기 위한 활성 및 리턴 전극으로서 작용하고, 마이크로파 에너지를 방사하기 위한 안테나 구조를 형성한다.
방사 팁은 생물학적 조직과 일치하도록 선택된 임피던스를 가질 수 있다. 에너지가 방사 팁으로 효율적으로 전달되는 것을 가능하게 하기 위해, 임피던스 변압기(138)는 동축 송신 라인 사이에 제공될 수 있다. 임피던스 변압기(138)는 유전체(136)와 상이한 유전 상수를 가지는 유전체를 사용하여 형성된 1/4 파 송신 라인일 수 있다.
도 6은 상기 논의된 전기천공 파형 공급 유닛의 제어기에서 사용하기 위한 펄스 신호 모듈(254)의 특정 실시형태를 도시하는 회로도이다. 펄스 신호 모듈(254)은 하기에 논의된 바와 같이, 고 전압 펄스를 생성하기 위해 푸시 풀 회로의 고 및 저 측에 대한 한 쌍의 제어 펄스("LS", "HS")를 출력하도록 배열된다. 이 실시형태에서, 펄스 신호 모듈(254)은 제어기(252)로부터, 즉 발전기의 동작을 제어하는 마이크로프로세서로부터 수신된 클록 신호("Clk")를 참조하여 펄스 지속기간을 설정하도록 동작 가능하다. 펄스 신호 모듈(254)은 클록 신호에 대한 기준 지점을 표현하는 한 쌍의 임계 전압("Vth(H)"및 "Vth(L)")을 수신하도록 배열된 윈도우 비교기 회로를 포함한다. 제1 임계 전압(Vth(H))은 제2 임계 전압(Vth(L))보다 클록 신호로부터 더 높은 기준 지점을 취하도록 설정된다. 윈도우 비교기 회로는 클럭 신호의 상승 및 하강 에지로부터 짧은 펄스를 추출한다. 이들 펄스는 한 쌍의 제어 펄스(LS, HS)를 생성하기 위해 고정 전압 분할기 비교기에서 더 컨디셔닝된다. 제1 임계 전압(Vth(H)) 및 제2 임계 전압(Vth(L))은 펄스 지속기간을 설정하기 위해 예로서, 제어기에서 조정 가능할 수 있다.
도 7은 고 전압 공급기(262)의 일례를 도시하는 회로도이다. 고 전압 공급기(262)는 제어기의 제어 하에서 별개의 DC 공급기(도시되지 않음)로부터 입력 DC 신호("Vin")를 수신하도록 배열되는 DC-DC 변환기를 포함한다. 입력 DC 신호의 전압은 제어기에 의해 조정 가능할 수 있다. DC-DC 변환기는 2개의 출력 단자("-Vout","+Vout")에 걸쳐 고 전압 신호를 생성하기 위해 입력 DC 신호를 상향 변환한다. 출력 단자에 걸친 전압은 전형적으로 1000:1의 비로 전압(D1)을 추출함으로써 측정된다(즉, D1은 -Vout와 +Vout 사이의 전압의 1000번째이다). 측정된 전압은 발전기에 디스플레이될 수 있다. 입력 DC 신호는 고 전압이 요구한대로 설정되는 것을 가능하게 하도록 제어 가능하다. 예를 들면, Vin은 1.2V와 5V 사이에서 조정 가능할 수 있다. DC-DC 변환기는 1㎸ 또는 그 이상의 전압 예로서, 최대 10㎸까지의 전압을 가지는 신호를 출력하도록 배열될 수 있다.
도 8은 본 발명의 실시형태에서 사용하기 위한 펄스 발전기(256)를 도시하는 회로도이다. 펄스 발전기(256)는 펄스 신호 모듈(254)로부터의 제어 펄스(LS, HS)가 구동 전압(이 예에서 25V DC 소스로부터)을 -Vout와 +Vout 사이에서 고 전압 신호의 신속한 스위칭을 제공하기 위해 풀 풀 회로(272)에서 구성되는 한 쌍의 전력 MOSFET의 게이트에 결합하기 위해 사용되는 구동기 회로(270)를 포함한다.
Claims (15)
- 전기수술용 발전기(electrosurgical generator)로서,
고주파수(RF) 또는 마이크로파 에너지를 생성하기 위한 전자기 신호 공급 유닛;
프로브(probe)의 원위 단부로부터 상기 RF 또는 마이크로파 에너지를 전달하기 위하여 상기 프로브에 연결 가능하도록 구성된 출력 포트;
상기 RF 또는 마이크로파 에너지를 상기 출력 포트로 운반하기 위한 공급 구조; 및
생물학적 조직의 가역적 또는 비가역적 전기천공(irreversible electroporation: IRE)을 야기하기 위한 전기천공 파형을 가지는 에너지를 생성하도록 배열된 전기천공 파형 공급 유닛을 포함하되,
상기 전기천공 파형 공급 유닛은 상기 프로브에 전달하기 위하여 상기 전기천공 파형을 상기 출력 포트로 운반하도록 상기 공급 구조에 연결되고, 그리고
상기 공급 구조는 상기 전기천공 파형 및 상기 RF 또는 마이크로파 에너지를 상기 출력 포트로 운반하기 위한 공통 신호 경로를 포함하는, 전기수술용 발전기. - 제1항에 있어서, 상기 전자기 신호 공급 유닛은,
제1 주파수를 가지는 RF 전자기(EM) 방사선을 생성하기 위한 고주파수(RF) 신호 발전기;
상기 제1 주파수보다 높은 제2 주파수를 가지는 마이크로파 EM 방사선을 생성하기 위한 마이크로파 신호 발전기를 포함하되,
상기 공급 구조는 상기 출력 포트를 상기 RF 신호 발전기에 연결하기 위한 RF 채널, 및 상기 출력 포트를 상기 마이크로파 신호 발전기에 연결하기 위한 마이크로파 채널을 포함하고, 상기 RF 채널 및 마이크로파 채널은 각각 상기 RF 신호 발전기 및 마이크로파 신호 발전기로부터 물리적으로 분리된 신호 경로를 포함하며,
상기 공급 구조는 상기 RF 채널로부터 상기 RF EM 방사선을 수신하도록 연결된 제1 입력부, 상기 마이크로파 채널로부터 상기 마이크로파 EM 방사선을 수신하도록 연결된 제2 입력부, 및 상기 RF EM 방사선 및 상기 마이크로파 EM 방사선을 상기 공통 신호 경로로 전송하기 위해 상기 제1 및 제2 입력부와 통신하는 출력부를 가지는 조합 회로를 포함하는, 전기수술용 발전기. - 제2항에 있어서, 상기 전기천공 파형 공급 유닛은 상기 RF 채널을 통해 상기 공통 신호 경로에 연결 가능한, 전기수술용 발전기.
- 제3항에 있어서, 상기 RF 채널 상에 연결된 스위치를 포함하되, 상기 RF 신호 발전기 및 상기 전기천공 파형 공급 유닛은 상기 스위치에 의해 상기 RF 채널에 선택적으로 연결 가능한, 전기수술용 발전기.
- 제2항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 마이크로파 채널을 상기 RF EM 방사선으로부터 분리하기 위해 연결된 도파관 아이솔레이터(waveguide isolator)를 포함하는, 전기수술용 발전기. - 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기천공 파형 공급 유닛은,
DC 전원;
상기 DC 전원에 연결되고 상기 전기천공 파형으로서 DC 전력의 하나 이상의 펄스를 출력하도록 구성된 펄스 발전기를 포함하는, 전기수술용 발전기. - 제6항에 있어서, 상기 펄스 발전기에 연결되고 하나 이상의 펄스 트리거 신호를 상기 펄스 발전기로 송신하도록 배열된 펄스 신호 모듈을 포함하되, 상기 펄스 발전기는 펄스 트리거 신호의 수신 시에 DC 전력의 펄스를 출력하도록 구성되는, 전기수술용 발전기.
- 제7항에 있어서, DC 전력의 각각의 펄스의 지속기간은 상기 펄스 트리거 신호에 의해 설정되는, 전기수술용 발전기.
- 제8항에 있어서, 상기 펄스 신호 모듈은 상기 DC 전력의 각각의 펄스의 지속기간의 조정을 허용하도록 제어 가능한, 전기수술용 발전기.
- 제8항 또는 제9항에 있어서, 상기 DC 전력의 각각의 펄스의 지속기간은 1㎱ 내지 10㎳의 범위에 있는, 전기수술용 발전기.
- 제6항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 DC 전원은,
조정 가능한 전압 공급기; 및
상기 조정 가능한 전압 공급기의 전압을 상향 변환하기 위한 DC-DC 변환기를 포함하되,
DC 전력의 각각의 펄스의 진폭은 상기 조정 가능한 전압 공급기를 통해 제어 가능한, 전기수술용 발전기. - 제6항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 펄스 발전기는 푸시 풀 회로(push-pull circuit)를 포함하는, 전기수술용 발전기.
- 제11항 또는 제12항에 있어서, DC 전력의 각각의 펄스의 최대 진폭은 10V 내지 10㎸의 범위에 있는, 전기수술용 발전기.
- 제13항에 있어서, 상기 DC 전력의 각각의 펄스의 최대 진폭은 400V 이상인, 전기수술용 발전기.
- 제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기천공 파형은 50% 이하의 듀티 사이클을 가지는 복수의 펄스를 포함하는, 전기수술용 발전기.
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