KR20210010898A - 전기 수술 절제 기구 - Google Patents

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KR20210010898A
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크리스토퍼 폴 핸콕
샌드라 메이 스웨인
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크리오 메디컬 리미티드
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Abstract

알려진 RF 절제 기술에 대한 빠르고 정확한 대안을 제공하기 위해 수술용 스코핑 디바이스를 통해 췌장으로 삽입하기에 적합하도록 치수가 지정된 마이크로파 절제 안테나를 갖는 전기 수술 기구. 이 기구는 마이크로파 에너지를 전달하는 가요성 동축 케이블의 원위 단부에 연결된 방사 팁 부분을 포함한다. 방사 팁 부분은 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 근위 동축 전송 라인과 동축 전송 라인의 원위 단부에 장착된 원위 바늘 팁을 포함하며, 원위 바늘 팁은 반 파장 변압기로 작동한다. 방사 팁 부분의 길이는 5mm 내지 80mm 범위일 수 있다.

Description

전기 수술 절제 기구
본 발명은 표적 조직을 절제하기 위해 생물학적 조직에 라디오 주파수 및 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 전기 수술 기구에 관한 것이다. 특히, 프로브는 비 침습적 방식으로 치료 부위에 도입될 수 있는 수술용 스코핑 디바이스 또는 카데터의 채널을 통해 삽입 가능하도록 구성된다. 프로브는 종양, 낭종 또는 다른 병변과 같은 조직을 절제하도록 배열될 수 있다. 프로브는 췌장 치료에 특히 적합할 수 있다.
생물학적 조직에 열 에너지를 인가하는 것은 세포를 죽이는 효과적인 방법으로 잘 알려져 있다. 예를 들어, 라디오 주파수 또는 마이크로파 에너지를 인가하면 가열되어 생물학적 조직을 절제 (파괴)할 수 있다. 이 방법은 특히 암 치료에 사용될 수 있다.
내시경 초음파 유도 라디오 주파수 절제를 사용하여 췌장의 조직을 치료하는 기술이 알려져 있다 (Pai, M., et al.: 내시경 초음파 유도 라디오 주파수 절제, 췌장 낭성 신생물 및 신경 내분비 종양, World J Gastrointest Surg 2015 April 27; 7(4): 52-59). 이 기술에서는 직경이 작은 (예를 들어, 0.33mm) 전도성 와이어가 초음파 지원 내시경의 작업 채널을 통해 삽입된다. RF 파워가 간과 췌장의 조직을 응고시키기 위해 환자의 피부와 접촉하는 외부 접지 리턴 패드와 함께 와이어에 인가된다. 병변을 절제하려면 90-120 초 동안 전원을 공급해야 하며 일부 경우에, 와이어를 제거하고 재배치해야 한다.
가장 일반적으로, 본 발명은 알려진 RF 절제 기술에 대한 빠르고 정확한 대안을 제공하기 위해 수술용 스코핑 디바이스를 통해 췌장으로 삽입하기에 적합하도록 치수가 지정된 마이크로파 절제 안테나를 갖는 전기 수술 기구를 제공한다. 본 발명은 췌장에서 특정 용도를 찾을 수 있지만, 폐 등과 같은 다른 까다로운 치료 부위에서도 사용하기에 적합할 수 있다. 본 출원에 개시된 기구 구조는 다양한 설정에서 사용하기 위해 적절한 길이 및 강성을 갖는 절제 안테나를 제공할 수 있게 한다. 본 출원에 설명된 절제 안테나의 길이와 강성은 최종 애플리케이션에서 중요한 역할을 할 수 있다. 매우 짧은 길이의 경우, 아래에서 논의되는 방사 팁 부분은 전기적 무결성 또는 성능을 유지하기 위해 개별적으로 높은 비유전율 및 투자율(permeability) 재료의 조합에 의해 유전체로 또는 자기적으로 로딩될 수 있다. 방사 팁 부분의 길이는 5mm 내지 80mm 범위일 수 있다.
최소 침습 절차를 사용하여 췌장 내의 종양을 절제할 수 있게 함으로써 치유 및 일시적인 치료 이유 모두에 대한 절제 치료 옵션을 실행할 수 있다.
본 발명에 따르면, 이하를 포함하는 전기 수술 기구가 제공될 수 있다 : 마이크로파 에너지를 전달하도록 구성된 가요성 동축 케이블; 동축 케이블의 원위 단부에 연결되고 마이크로파 에너지를 수신하도록 구성된 생물학적 조직에 삽입되도록 구성된 방사 팁 부분을 포함하고, 상기 방사 팁 부분은 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 근위의 동축 전송 라인(transmission line); 및 동축 전송 라인의 원위 단부에 장착된 원위 바늘 팁을 포함하고, 상기 원위 바늘 팁은 상기 원위 바늘 팁으로부터 마이크로파 에너지를 전달하기 위해 반 파장 변압기(transformer)로서 작동하도록 구성된다. 즉, 동축 전송 라인의 임피던스는 원위 팁 구조의 (작은) 임피던스가 아니라 조직에 의해 '보여진다(seen)'. 원위 바늘 팁의 물리적 길이는 자유 공간에서 마이크로파 에너지의 반 파장에 대응할 필요는 없는데 (실제로 아마 아닐 것이다) 왜냐하면, 원위 바늘 팁의 형상과 근위 동축 전송 라인과의 상호 작용을 선택하여 원위 바늘 팁의 물리적 길이를 제어하는 동시에 반 파장 변압기로 전기적으로 작동할 수 있기 때문이다.
원위 바늘 팁을 반 파장 변압기로 구성할 때의 장점은 컴포넌트간의 계면에서 예를 들어, 동축 케이블과 근위 동축 전송 라인 사이, 근위 동축 전송 라인과 원위 바늘 팁 사이에서 반사를 최소화하는 것이다. 후자의 계면에서 반사 계수는 전형적으로 임피던스의 더 큰 변동으로 인해 더 크다. 반 파장 구성은 이러한 반사를 최소화하여 지배적인 반사 계수가 근위 동축 전송 라인과 조직 사이의 계면의 계수가 되도록 한다. 근위 동축 전송 라인의 임피던스는 마이크로파 에너지의 주파수에서 양호한 정합(match)을 제공하기 위해 예상 조직 임피던스와 동일하거나 근접하도록 선택될 수 있다.
방사 팁 부분은 근위 동축 전송 라인과 원위 바늘 팁 사이에 중간 동축 전송 라인을 포함할 수 있다. 중간 동축 전송 라인은 근위 동축 전송 라인의 전도성 컴포넌트와 원위 바늘 팁 사이의 중첩으로부터 형성될 수 있다. 중간 동축 전송 라인은 필요한 전기 길이 (반파)를 얻는 동안 더 작은 물리적 길이를 허용하기 위해 근위 동축 전송 라인보다 더 높은 유전 상수(dielectric constant)로 제공될 수 있다. 원위 바늘 팁의 원위 부분은 중간 동축 전송 라인에 연결된 개방 단부 로딩 모노폴(open-ended loaded monopole) 역할을 한다. 원위 바늘 팁은 또한 절제 영역을 형상화하기 위해 개방 단부 동축 모노폴로 끝나는 단일 구조로 간주될 수 있다.
근위 동축 전송 라인은 : 가요성 동축 케이블의 원위 단부로부터 연장되는 내부 도전체, 상기 내부 도전체는 가요성 동축 케이블의 중심 도전체에 전기적으로 연결되고; 상기 내부 도전체 주위에 장착된 근위 유전체 슬리브; 및 근위 유전체 주위에 장착된 외부 도전체를 포함할 수 있고, 상기 원위 바늘 팁은 내부 도전체 주위에 장착된 원위 유전체 슬리브를 포함하고, 상기 외부 도전체의 원위 부분은 원위 유전체 슬리브의 근위 부분을 중첩시킨다. 따라서, 중간 동축 전송 라인은 외부 도전체에 의해 오버레이(overlay)되는 원위 슬리브의 길이에 의해 형성될 수 있다.
외부 도전체는 십이지장 벽을 관통할 수 있는 힘을 전송하기에 충분한 종방향(longitudinal) 강성을 나타내는 예를 들어, 니티놀로 형성된 전도성 튜브이다. 바람직하게는, 전도성 튜브는 또한 기구가 수술용 스코핑 디바이스의 기구 채널을 통해 이동할 수 있게 하는데 적합한 측방 플렉스(flex)를 나타낸다. 방사 팁 부분은 생물학적 조직에 삽입할 수 있도록 실질적으로 강성일 수 있다.
내부 도전체는 은과 같이 전도성이 높은 재료로 형성될 수 있다. 내부 도전체는 가요성 동축 케이블의 중심 도전체의 직경보다 작은 직경을 가질 수 있다. 예를 들어, 내부 도전체의 직경은 0.25mm일 수 있다. 바람직한 직경은 방사 팁 부분을 따라 손실 (및 가열)을 결정하는 지배적인 파라미터가 내부 도전체 직경의 함수인 도전체 손실이라는 것을 고려한다. 다른 관련 파라미터는 원위 및 근위 유전체 슬리브의 유전 상수와 외부 도전체에 사용되는 직경 및 재료이다.
근위 동축 전송 라인의 컴포넌트의 치수는 가요성 동축 케이블의 임피던스 (예를 들어, 약 50Ω)와 동일하거나 가까운 임피던스를 제공하도록 선택될 수 있다.
방사 팁 부분은 그 사이의 접합부(junction) 위에 장착된 칼라(collar)에 의해 가요성 동축 케이블에 고정될 수 있다. 칼라는 전기 전도성, 예를 들어, 황동(brass)로 형성될 수 있다. 외부 도전체를 가요성 동축 케이블의 외부 도전체와 전기적으로 연결할 수 있다.
원위 유전체 슬리브는 내부 도전체를 수용하기 위해 관통하여 형성된 보어(bore)를 가질 수 있다. 원위 바늘 팁은 보어를 폐쇄하기 위해 원위 유전체 슬리브의 원위 단부에 장착된 팁 엘리먼트를 더 포함할 수 있다. 팁 엘리먼트는 PEEK, 에폭시, Macor, 알루미나, 유리, 유리 충전 PEEK 중 하나로 만들 수 있다.
원위 유전체 슬리브의 원위 단부는 날카로워질 수 있으며, 예를 들어, 점(point)으로 테이퍼(taper)질 수 있다. 이것은 십이지장 또는 위벽을 통해 췌장으로 기구의 삽입을 용이하게 할 수 있다.
원위 유전체 슬리브는 근위 유전체 슬리브와 다른 재료로 만들어 질 수 있다. 근위 유전체 슬리브는 가요성 동축 케이블의 유전체 재료와 동일한 재료, 예를 들어, PTFE 등으로 만들어질 수 있다. 대조적으로, 원위 유전체 슬리브는 세라믹, 폴리에테르 에테르 케톤 (PEEK), 유리 충전 PEEK 중 하나로 만들어 질 수 있다. 이 재료는 바람직한 강성을 나타내며 날카로워질 수 있다. 또한 전기적 길이를 유지하면서 방사 팁 부분의 물리적 길이를 제어 (예를 들어, 감소 또는 최적화) 할 수 있다.
방사 팁 부분 30mm 이상, 바람직하게는 40mm 이상의 길이를 가질 수 있지만 최대 100mm일 수 있다. 이 길이는 췌장 내의 모든 위치에서 치료 영역에 액세스할 수 있게 한다. 방사 팁 부분은 1.2mm 이하의 최대 외경(outer diameter)을 가질 수 있다. 이것은 기구 삽입으로 인한 관통 홀을 줄이거나 최소화할 수 있으므로 과도한 치유 지연이 발생하지 않는다. 관통 홀의 크기를 최소화하면 치유 개방되고 위장관(GI tract)과 체강 사이에 누공 또는 원하지 않는 채널이 생기는 바람직하지 않은 상황을 피할 수도 있다.
마이크로파 초크(choke) 또는 발룬(balun)은 근위 동축 전송 라인의 외부 표면에 제작될 수 있다. 이것은 원위 바늘 팁에서 방출되는 마이크로파 에너지에 대해 더 구형의 필드 형상을 생성하는 데 도움이 될 수 있다. 복수의 초크가 외부 도전체 상에 배열될 수 있다. 이들은 동축 전송 라인이 형성된 후에 그 위에 적용될 수 있다. 각각의 초크는 마이크로파 에너지의 1/4 파장인 동축 전송 라인을 따라 길이를 가질 수 있다. 이것은 단락 회로를 1/4 파장 떨어진 개방 회로로 변환하는 것이다. 이것은 바늘의 외부 표면 아래로 표면 전류의 전파를 방지하기 위해 절연을 제공한다. 이것의 효과는 원위 방사 부분 밖으로 에너지를 강제하는 것이다. 초크는 필요한 전기적 길이 (4 분의 1 파장)를 유지하면서 물리적 길이를 줄이기 위해 더 높은 비유전율 재료를 갖는 유전체 재료가 로딩될 수 있다.
발룬의 위치는 절제 프로파일을 제어하거나 조정하는 데 도움이 될 수 있고, 예를 들어, 제 1 발룬은 절제 프로파일이 해당 위치로부터 15mm 이상 뒤로 연장되지 않도록 디바이스의 원위 방사 단부로부터 15mm 뒤에 배치될 수 있다.
또한 이하를 포함하는 전기 수술 기구가 본 출원에 개시된다 : 환자의 신체에 삽입 가능하도록 구성된 기구 코드(instrument cord)를 갖는 수술용 스코핑 디바이스로서, 기구 코드는 관통하여 형성된 기구 채널을 가지며; 및 기구 채널을 통해 삽입할 수 있도록 치수가 지정된 상기에서 논의된 전기 수술 기구.
용어 "수술용 스코핑 디바이스(surgical scoping device)"는 침습 절차 동안 환자의 신체에 도입되는 강성 또는 가요성 (예를 들어, 조종 가능한) 도관인 삽입 튜브가 제공된 임의의 수술 디바이스를 의미하기 위해 본 출원에서 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)을 포함할 수 있다. 기구 채널은 침습 수술 도구를 수용하기에 적합한 직경을 가질 수 있다. 기구 채널의 직경은 5mm 이하일 수 있다. 본 발명의 실시예에서, 수술용 스코핑 디바이스는 초음파 가능 내시경일 수 있다.
본 출원에서, 용어 "내부(inner)"는 기구 채널 및/또는 동축 케이블의 중심 (예를 들어, 축)에 반경 방향으로 더 가까운 것을 의미한다. 용어 "외부(outer)"는 기구 채널 및/또는 동축 케이블의 중심 (축)으로부터 반경 방향으로 더 멀리 떨어진 것을 의미한다.
용어 "전도성"은 문맥상 달리 지시하지 않는 한 전기 전도성을 의미하도록 본 출원에서 사용된다.
본 출원에서, 용어 "근위(proximal)" 및 "원위(distal)"는 세장형(elongate) 프로브의 단부를 의미한다. 사용시, 근위 단부는 RF 및/또는 마이크로파 에너지를 제공하기 위해 제너레이터에 더 가깝고, 원위 단부는 제너레이터로부터 더 멀다.
본 명세서에서 "마이크로파(microwave)"는 400MHz 내지 100GHz의 주파수 범위를 나타내기 위해 광범위하게 사용될 수 있지만, 바람직하게는 1GHz 내지 60GHz 범위이다. 고려된 특정 주파수는 915MHz, 2.45GHz, 3.3GHz, 5.8GHz, 10GHz, 14.5GHz 및 24GHz이다. 디바이스는 이러한 마이크로파 주파수 중 하나 이상에서 에너지를 전달할 수 있다.
본 발명의 실시예는 첨부된 도면을 참조하여 이하에서 논의된다.
도 1은 본 발명의 일 실시예인 전기 수술 절제 장치를 나타내는 개략도이다.
도 2는 본 발명에 사용될 수 는 내시경의기구 코드를 통한 개략적인 단면도이다.
도 3a는 본 발명의 일 실시예인 전기 수술 기구의 분해 사시도이다.
도 3b는 조립될 때 도 3a의 전기 수술 기구의 사시도이다.
도 4a는 제 1 예시적인 전기 수술 기구를 통한 단면도이다.
도 4b는 5.8GHz에서 동작할 때 도 4a의 기구에 대한 시뮬레이션된 파워 밀도 차트(power density chart)이다.
도 4c는 도 4a의 기구에 대한 시뮬레이션된 리턴 손실(return loss) 그래프이다.
도 5a는 제 2 예시적인 전기 수술 기구를 통한 단면도이다.
도 5b는 5.8GHz에서 동작할 때 도 5a의 기구에 대한 시뮬레이션된 파워 밀도 차트이다.
도 5c는 도 5a의 기구에 대한 시뮬레이션된 리턴 손실 그래프이다.
도 6a는 제 3 예시적인 전기 수술 기구를 통한 단면도이다.
도 6b는 5.8GHz에서 동작할 때 도 6a의 기구에 대한 시뮬레이션된 파워 밀도 차트이다.
도 6c는 도 6a의 기구에 대한 시뮬레이션된 리턴 손실 그래프이다.
도 1은 침습 전기 수술 기구의 원위 단부에 마이크로파 에너지 및 유체, 예를 들어, 냉각 유체를 공급할 수 있는 전기 수술 절제 장치 (100)의 개략도이다. 시스템 (100)은 무선 주파수 (RF) 및 마이크로파 에너지를 제어 가능하게 공급하기 위한 제너레이터 (102)를 포함한다. 이러한 목적에 적합한 제너레이터는 WO 2012/076844에 설명되어 있으며, 이는 본 출원에 참조로 통합된다. 제너레이터는 전달을 위한 적절한 파워 레벨을 결정하기 위해 기구로부터 수신된 반사 신호를 모니터링하도록 배열될 수 있다. 예를 들어, 제너레이터는 최적의 전달 파워 레벨을 결정하기 위해 기구의 원위 단부에서 보이는 임피던스를 계산하도록 배열될 수 있다.
제너레이터 (102)는 인터페이스 케이블 (104)에 의해 인터페이스 조인트(interface joint) (106)에 연결된다. 인터페이스 조인트 (106)는 또한 유체 유동 라인 (107)을 통해 주사기와 같은 유체 전달 디바이스 (108)에 연결된다. 일부 예에서, 장치는 추가적으로 또는 대안적으로 치료 부위로부터 유체를 흡인하도록 배열될 수 있다. 이 시나리오에서, 유체 유동 라인 (107)은 인터페이스 조인트 (106)로부터 적절한 수집기 (미도시)로 유체를 전달할 수 있다. 흡인 메커니즘은 유체 유동 라인 (107)의 근위 단부에 연결될 수 있다.
필요한 경우, 인터페이스 조인트 (106)는 예를 들어, 하나 이상의 제어 와이어 또는 푸시 로드(push rod) (미도시)의 종방향 (앞뒤로) 이동을 제어하기 위해 트리거를 슬라이딩함으로써 동작할 수 있는 기구 제어 메커니즘을 수용할 수 있다. 복수의 제어 와이어가 있는 경우, 인터페이스 조인트에 여러 개의 슬라이딩 트리거가 있어 완전한 제어를 제공할 수 있다. 인터페이스 조인트 (106)의 기능은 제너레이터 (102), 유체 전달 디바이스 (108) 및 기구 제어 메커니즘으로부터의 입력을 인터페이스 조인트 (106)의 원위 단부로부터 연장되는 단일 가요성 샤프트 (112)로 조합하는 것이다.
가요성 샤프트 (112)는 본 발명의 실시예에서 내시경 초음파 디바이스를 포함할 수 있는 수술용 스코핑 디바이스(114)의 기구 (작업) 채널의 전체 길이를 통해 삽입될 수 있다.
수술용 스코핑 디바이스 (114)는 다수의 입력 포트 및 기구 코드(instrument cord) (120)가 연장되는 출력 포트를 갖는 본체(body) (116)를 포함한다. 기구 코드 (120)는 복수의 루멘을 둘러싸는 외부 재킷(jacket)을 포함한다. 복수의 루멘은 본체 (116)로부터기구 코드 (120)의 원위 단부로 여러 가지의 것을 전달한다. 복수의 루멘 중 하나는 상기에서 논의된 기구 채널이다. 다른 루멘은 광 방사선을 전달하기 위한 채널, 예를 들어, 원위 단부에 조명을 제공하거나 원위 단부로부터 이미지를 수집하기 위한 채널을 포함할 수 있다. 본체 (116)는 원위 단부를 보기 위한 아이피스(eye piece) (122)를 포함할 수 있다.
내시경 초음파 디바이스는 전형적으로 기구 채널의 출구 개구(aperture)을 넘어 기구 코드의 원위 팁에 초음파 트랜스듀서를 제공한다. 초음파 트랜스듀서로부터의 신호는 적절한 케이블 (126)에 의해 기구 코드를 따라 다시 공지의 방식으로 이미지를 생성할 수 있는 프로세서 (124)로 전달될 수 있다. 기구 채널은 기구 코드 내에서 형상화되어, 기구가 초음파 시스템의 시야를 통해 기구 채널을 빠져 나가게 하여 표적 부위에서 기구의 위치에 대한 정보를 제공할 수 있다.
가요성 샤프트 (112)는 수술용 스코핑 디바이스 (114)의 기구 채널을 통과하고 기구 코드의 원위 단부에서 돌출 (예를 들어, 환자 내부)하도록 형상화된 원위 어셈블리 (118) (도 1에서 축척에 맞게 미도시)를 갖는다.
이하에서 논의되는 원위 어셈블리 (118)의 구조는 특별히 내시경 초음파 (EUS) 디바이스와 함께 사용하도록 디자인될 수 있으며, 이에 의해 원위 단부 어셈블리 (118)의 최대 외경은 2.0mm 이하, 예를 들어, 1.9mm 미만 (보다 바람직하게는 1.5mm 미만)이고, 가요성 샤프트의 길이는 1.2m 이상일 수 있다.
본체 (116)는 가요성 샤프트 (112)에 연결하기 위한 파워 입력 포트 (128)를 포함한다. 아래에서 설명된 바와 같이, 가요성 샤프트의 근위 부분은 제너레이터 (102)로부터 원위 어셈블리 (118)로 라디오 주파수 및 마이크로파 에너지를 전달할 수 있는 종래의 동축 케이블을 포함할 수 있다. EUS 디바이스의 기구 채널에 물리적으로 장착할 수 있는 동축 케이블은 1.19mm (0.047''), 1.35mm (0.053''), 1.40mm (0.055''), 1.60mm (0.063''), 1.78mm (0.070'') 외경이 이용 가능하다. 맞춤형 크기의 동축 케이블 (즉, 주문 제작)도 사용될 수 있다.
전술한 바와 같이, 적어도 기구 코드 (120)의 원위 단부의 위치를 제어할 수 있는 것이 바람직하다. 본체 (116)는 기구 코드 (120)를 통해 연장되는 하나 이상의 제어 와이어 (미도시)에 의해 기구 코드 (120)의 원위 단부에 기계적으로 결합되는 제어 액추에이터(control actuator)를 포함할 수 있다. 제어 와이어는 기구 채널 또는 전용 채널 내에서 이동할 수 있다. 제어 액추에이터는 레버 또는 회전 가능한 노브, 또는 임의의 다른 알려진 카데터 조작 디바이스일 수 있다. 기구 코드 (120)의 조작은 예를 들어, 컴퓨터 단층 촬영 (CT) 이미지로부터 조립된 가상 3 차원 맵을 사용하여 소프트웨어 지원될 수 있다.
도 2는 기구 코드 (120)의 축 아래에서 본 도면이다. 이 실시예에서, 기구 코드 (120) 내에 4 개의 루멘이 있다. 가장 큰 루멘은 기구 채널(132)이다. 다른 루멘은 초음파 신호 채널 (134) 및 조명 채널 (136), 및 카메라 채널 (138)을 포함하지만, 본 발명은 이 구성으로 한정되지는 않는다. 예를 들어, 제어 와이어 또는 유체 전달 또는 흡착과 같은 다른 루멘이 있을 수 있다.
일 실시예에서, 본 발명은 EUS 시스템 카데터의 원위 단부에서 조직 절제를 수행할 수 있는 기구를 제공할 수 있다. 부작용을 줄이고 기구의 효율성을 극대화하기 위해, 송신 안테나는 가능한 한 표적 조직에 가깝게 위치해야 한다. 이상적으로는 기구의 방사 부분이 치료 중 종양 내부 (예를 들어, 중앙)에 위치된다.
본 발명은 췌장의 치료에 특히 적합할 수 있다. 표적 부위에 도달하려면, 기구가 입, 위 및 십이지장을 통해 가이드되어야 할 필요가 있을 것이다. 기구는 십이지장 벽을 통과하여 췌장에 액세스하도록 배열된다. 이 절차는 췌장으로 통과할 수 있는 기구의 크기에 상당한 제한을 둔다. 통상적으로, 외경이 1mm 이하 (예를 들어, 19 게이지)인 기구가 사용되었다.
이하의 설명은 설명된 원위 어셈블리 (118)에 사용하기에 적합한 안테나 구성을 제시한다.
다음 설명에서, 달리 명시되지 않는 한, 컴포넌트의 길이는 동축 케이블/기구 코드의 종축에 평행한 방향의 치수를 나타낸다.
도 3a는 본 발명의 일 실시예인 전기 수술 기구(200)의 분해 사시도이다. 도 3b는 조립 후 전기 수술 기구 (200)를 도시한다. 전기 수술 기구는 방사 팁 구조 (201) (예를 들어, 절제 안테나 구조)가 그 원위 단부에 장착된 동축 케이블 (202)을 포함한다. 동축 케이블 (202)은 수술용 스코핑 디바이스의 기구 채널을 통해 이동하기에 적합한 종래의 가요성 50Ω 동축 케이블일 수 있다. 일 예에서, 동축 케이블 (202)은 Huber 및 Suhner Sucoform 86 동축 케이블이지만, 본 발명은 이 크기의 동축 케이블로 한정되지는 않는다.
방사 팁 구조는 원위 단부에 장착된 바늘형 방사 팁을 갖는 동축 전송 라인을 포함한다. 동축 전송 라인은 동축 케이블 (202)의 중심 도전체 (미도시)에 전기적으로 연결된 내부 도전체 (204)를 포함한다. 일부 예에서, 내부 도전체 (204)는 동축 케이블 (202)의 중심 도전체, 즉, 케이블의 원위 단부로부터 돌출되는 부분의 연속일 수 있다. 그러나, 일반적으로 이러한 도전체의 외경은 너무 커서 본 발명에서 사용하기에 적합하지 않으므로 별도의 더 얇은 도전체를 사용할 수 있다. 내부 도전체 (204)는 은 또는 다른 전도성이 높은 재료로 형성될 수 있다.
내부 도전체 (204)는 튜브 또는 PTFE 등일 수 있는 근위 유전체 슬리브 (206)에 의해 그 근위 부분 (동축 전송 라인에 대응할 수 있음)을 따라 둘러싸여 있다. 근위 유전체 슬리브 (206)는 내부 도전체 (204)의 원위 단부 앞에서 종료된다. 원위 유전체 슬리브 (208)는 방사 팁을 형성하기 위해 내부 도전체 (204)의 원위 부분 상에 장착된다. 원위 유전체 슬리브 (208)는 생물학적 조직으로의 삽입에 적합하도록 그것의 원위 단부에서 날카롭게 될 수 있는 경질(hard) 절연 재료로 형성될 수 있다. 예를 들어, 원위 유전체 슬리브 (208)는 세라믹 (예를 들어, 알루미나), 폴리에테르 에테르 케톤 (PEEK), 또는 이들의 혼합물, 예를 들어, 유리 충전 PEEK일 수 있다.
동축 전송 라인은 근위 유전체 슬리브 (206) 주위에 장착된 외부 도전체 (210)에 의해 완성된다. 외부 도전체 (210)는 바람직하게는 강성 튜브, 예를 들어, 금속 또는 다른 적절한 전도성 재료이다. 튜브는 십이지장 벽을 관통할 수 있는 힘을 전달하기에 충분한 종방향 강성을 갖도록 구성되며, 동시에 기구가 수술용 스코핑 장치의 기구 채널을 통해 이동할 수 있도록 적절한 측방 플렉스를 나타낸다. 니티놀은 적절한 거동을 나타내지만 다른 재료, 예를 들어, 스테인레스 스틸 등을 사용할 수도 있음이 밝혀졌다. 외부 도전체 (210)의 길이는 근위 유전체 슬리브 (206)의 원위 단부를 넘어 연장되도록 선택된다. 즉, 근위 유전체 슬리브 (206)와 원위 유전체 슬리브 (208) 사이의 접합부는 외부 도전체 (210) 내에 위치된다. 따라서, 노출된 바늘형 원위 유전체 슬리브 (208)에 근접한 영역에서 내부 도전체 (204), 원위 유전체 슬리브 (208) 및 외부 도전체 (210)에 의해 형성된 중간 동축 전송 라인이 있다. 중간 동축 전송 라인의 길이는 기구를 따라 임피던스 정합을 향상시키도록 선택될 수 있다.
근위 유전체 슬리브 (206) 및 원위 유전체 슬리브 (208)는 내부 도전체 (204) 위로 슬라이딩하는 튜브로서 형성될 수 있다. 기구의 최원위 단부에서, 절연 팁 엘리먼트 (214)가 장착되어 원위 유전체 슬리브 (208)의 원위 단부를 폐쇄 할 수 있으며, 예를 들어, 내부 도전체 (204)를 수용하기 위해 내부에 형성된 보어를 폐쇄할 수 있다. 팁 엘리먼트 (214) 및/또는 원위 유전체 슬리브 (208)의 원위 단부는 예를 들어, 생물학적 조직에 삽입하기 위한 바늘형 구조를 형성하도록 날카롭게될 수 있다. 팁 엘리먼트 (214)는 원위 유전체 슬리브 (208)와 동일한 재료, 예를 들어, PEEK 등으로 제조될 수 있다. 그러나, 에폭시, Macor, 알루미나, 유리, 유리 충전 PEEK 등과 같은 다른 절연 재료가 사용될 수 있다.
방사 팁 부분 (201)은 칼라 (212)에 의해 동축 케이블 (202)의 원위 단부에 고정된다. 칼라 (212)는 방사 팁 부분 (201)을 제자리에 고정시키기 위한 반경 방향(radial) 크림프(crimp)로서 작용할 수 있다. 칼라 (212)는 또한 동축 케이블의 외부 도전체를 동축 전송 라인의 외부 도전체 (210)에 전기적으로 연결하도록 배열된다. 따라서, 칼라 (212)는 전도성 재료, 예를 들어, 황동 등으로 형성된다.
전기 수술 기구 (200)는 동축 케이블을 따라 수신된 마이크로파 에너지를 생물학적 조직으로 방출하기 위한 절제 안테나로 사용하도록 구성된다. 전기 수술 기구는 특히, 수술용 스코핑 디바이스 (예를 들어, 내시경 초음파 (EUS) 장치)의 기구 채널을 통해 치료 부위에 삽입하기에 적합하도록 디지인되었다. 치료 부위는 췌장일 수 있으며, 이에 의해 수술용 스코핑 디바이스의 기구 코드가 십이지장에 삽입되고, 전기 수술 기구 (200)가 연장되어 십이지장 벽을 통해 췌장으로 침투하여 치료할 수 있다.
전기 수술기구는 이러한 맥락에서 사용하기에 적합하도록 만드는 여러 기능을 가질 수 있다. 기구의 강성 부분은 바람직하게는 길이가 40mm 이상이고 최대 외경은 1.2mm이다. 이것은 바늘이 췌장 내에 있는 종양에 도달할 수 있을 만큼 충분히 길고 관통 홀이 치유를 지연시킬 수 있는 너무 크지 않은 것을 보장할 수 있다.
일 예에서, 기구의 조립은 동축 케이블 (202)의 중심 도전체에 0.3mm 홀을 드릴링하는 것을 포함한다. 내부 도전체 (204) (외경이 0.25mm 인 바늘 엘리먼트일 수 있음)는 그런 다음 홀에 삽입되고 솔더(solder)로 고정된다. 근위 유전체 슬리브 (206) (예를 들어, PTFE 튜브)는 연결부에서 임의의 에어 갭을 제거하도록 주의하면서 내부 도전체 (204) 위로 밀린다. 원위 유전체 슬리브 (208) (예를 들어, PEEK 섹션)는 내부 도전체 (204) 상으로 밀리고 소량의 의료용 에폭시로 고정된다. 그런 다음, 외부 도전체 (210) (예를 들어, 니티놀 튜브)는 원위 유전체 슬리브 및 근위 유전체 슬리브 위로 밀린다. 칼라 (212)는 외부 도전체 (210)와 동축 케이블 (202) 사이의 접합부 위에 배치되고 땜납으로 솔더로 고정된다. 마지막으로 팁 엘리먼트 (예를 들어, PEEK)를 원위 유전체 슬리브에 삽입하고 소량의 에폭시로 고정시킨다. 표 1는 이 예의 컴포넌트 치수를 열거한다.
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표 1 : 컴포넌트 치수
CST 마이크로파 스튜디오(Microwave Studio)는 위에 도시된 기구 구조를 3 가지 구성으로 디자인하고 시뮬레이션하는 데 사용되었다.
제 1 구성이 도 4a에 도시되어 있다. 디바이스는 3 부분으로 분리될 수 있다 : (i) 황동 커넥터로 방사 팁 부분에 연결된 Huber 및 Suhner Sucoform 86 동축 케이블 (50Ω 임피던스), (ii) 생물학적 조직에 에너지를 전달하기 위해 반 파장 변압기로 작동하는 방사 팁 부분 (48Ω 임피던스), (iii) 상기에서 언급된 중간 동축 전송 라인의 원위 단부에서 종료되는 방사 팁 부분의 원위 단부에 노출된 날카롭게된 원위 유전체 슬리브 (39Ω 임피던스)이다. 제 1 구성에서, 원위 유전체 슬리브는 PEEK이다. 중간 동축 전송 라인은 이론적 값으로부터 필요한 구조 길이를 변경하는 커패시턴스를 추가한다.
도 4b는 도 4a의 구성의 리턴 손실을 도시한다. 5.8GHz에서의 정합은 -33.4dB의 리턴 손실로 달성되며, 이는 종양으로 들어가는 파워의 99.95 %에 해당한다.
도 4c는 파워 손실 밀도를 도시한다. 이 예에서 파워는 10mm 섹션에 분산되어 10mm 절제 영역을 매우 빠르게 생성해야 한다.
제 2 구성이 도 5a에 도시되어있다. 이 예에서, 원위 유전체 슬리브는 30 % 유리 충전 PEEK, 즉 70:30 비율로 유리와 혼합된 PEEK이다. 상기에서 언급된 3 섹션의 길이 치수는 그에 따라 변경된다.
도 5b는 도 5a의 구성의 리턴 손실을 도시한다. 5.8GHz에서의 정합은 -56.1dB의 리턴 손실로 달성된다.
도 5c는 파워 손실 밀도를 도시한다. 프로파일은 도 4c에 도시된 것과 매우 유사하다.
제 3 구성이 도 6a에 도시되어 있다. 이 예에서, 원위 유전체 슬리브는 알루미나이고, 상기에서 언급된 3 부분의 길이 치수는 그에 따라 변경된다.
도 5b는 도 5a의 구성의 리턴 손실을 도시한다. 5.8GHz에서의 정합은 -34.0dB의 리턴 손실로 달성된다.
도 5c는 파워 손실 밀도를 도시한다. 프로파일은 도 4c에 도시된 것과 매우 유사하다.
알루미나 및 유리 충전 PEEK와 같은 팁 재료는 PEEK보다 손실이 더 많더라도 사용하기에 적합한 것으로 간주될 수 있다. 팁 엘리먼트의 길이가 짧다는 것은 손실이 크지 않다는 것을 의미하며, 따라서 더 나은 기계적 특성, 즉 조직 침투에 대한 장점으로 인해 적합한 후보가 될 수 있다.
상기에서 논의된 구조의 개발에서, 도 4c, 5c 및 6c에 도시된 바와 같이 외부 도전체를 따라 뒤로 이동하는 에너지 프로파일의 '테일(tail)'를 피하거나 줄이는 것이 바람직할 수 있다. 이 '테일'은 방사 팁 부분이 뜨거워져 십이지장을 손상 시키거나 췌장의 건강한 부분에 매우 바람직하지 않은 부수적인 손상을 일으킬 수 있다. 따라서, 기구가 더 많은 엔드 파이어(end-fired) 프로파일, 예를 들어, 더 구형인 프로파일을 나타내는 것이 바람직 할 수 있다.
이를 달성하는 한 가지 방법은 최원위 팁을 덜 날카롭게 만드는 것이다. 이렇게하면 디바이스 단부에서 보여지는 임피던스에 영향을 줄 수 있으므로 원위 유전체 슬리브의 길이를 약간 변경해야 할 수 있다. 최원위 팁을 덜 날카롭게 만들면 조직 삽입이 더 어렵거나 더 위험해질 수 있다.
프로파일을 재형상화하는 또 다른 방법은 외부 도전체의 외부 표면에 하나 이상의 발룬 또는 1/4 파장 초크를 제공하는 것이다. 발룬의 위치와 수는 방출 파워 밀도 프로파일의 결과 형상을 결정할 것이다. BALUN이 많을수록 프로파일이 더 날카로워질 것이다. 일 예에서, 발룬은 기구가 조립된 후, 예를 들어, 절연 재료 (예를 들어, 절연체의 환형 밴드)를 적용하거나 부착하고 외부 도전체 위에 전도성 재료를 오버라잉(overlying)하여 외부 도전체에 적용될 수 있다.
사용시 기구는 제너레이터에서 제어되는 에너지 전달 프로파일에 따라 마이크로파 에너지를 방출할 수 있다. 일 예에서, 마이크로파 에너지는 이산의 버스트 또는 펄스로 전달된다. 예를 들어, 5.8GHz의 마이크로파 에너지는 25 % 듀티 사이클 예를 들어, 1 초 ON에 이어 3 초 OFF을 갖는 펄스 프로파일을 사용하여 60W로 전달될 수 있다. 다른 예에서, 5.8GHz의 마이크로파 에너지는 10 % 듀티 사이클 예를 들어, 200 마이크로 초 ON, 1800 마이크로 초 OFF을 갖는 펄스 프로파일을 사용하여 1kW로 전달될 수 있다. 이 후자의 프로파일은 치료 기간 동안 100J에서 3kJ의 에너지를 전달하도록 제어될 수 있다.

Claims (15)

  1. 전기 수술 기구(electrosurgical instrument)에 있어서,
    마이크로파 에너지를 전달하도록 구성된 가요성 동축 케이블;
    상기 동축 케이블의 원위 단부에 연결되고 상기 마이크로파 에너지를 수신하도록 구성된 방사 팁 부분(radiating tip portion)을 포함하되, 상기 방사 팁 부분은,
    상기 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 근위 동축 전송 라인; 및
    상기 동축 전송 라인의 원위 단부에 장착된 원위 바늘 팁을 포함하고,
    상기 원위 바늘 팁은 상기 원위 바늘 팁으로부터 상기 마이크로파 에너지를 전달하기 위해 반 파장 변압기로서 작동하도록 구성된, 전기 수술 기구.
  2. 제 1 항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 상기 근위 동축 전송 라인과 상기 원위 바늘 팁 사이에 중간 동축 전송 라인을 포함하는, 전기 수술 기구.
  3. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서, 상기 근위 동축 전송 라인은,
    상기 가요성 동축 케이블의 원위 단부로부터 연장되는 내부 도전체로서, 상기 가요성 동축 케이블의 중심 도전체에 전기적으로 연결되는, 상기 내부 도전체;
    상기 내부 도전체 주위에 장착된 근위 유전체 슬리브; 및
    상기 근위 유전체 주변에 장착된 외부 도전체를 포함하고,
    상기 원위 바늘 팁은 상기 내부 도전체 주위에 장착된 원위 유전체 슬리브를 포함하고,
    상기 외부 도전체의 원위 부분은 상기 원위 유전체 슬리브의 근위 부분을 오버레이(overlay)하는, 전기 수술 기구.
  4. 제 3 항에 있어서, 상기 내부 도전체는 상기 가요성 동축 케이블의 중심 도전체의 직경보다 작은 직경을 갖는, 전기 수술 기구.
  5. 제 3 항 또는 제 4 항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 그 사이의 접합부 위에 장착된 칼라(collar)에 의해 상기 가요성 동축 케이블에 고정되는, 전기 수술 기구.
  6. 제 5 항에 있어서, 상기 칼라는 전도성이고 상기 외부 도전체를 상기 가요성 동축 케이블의 상기 외부 도전체와 전기적으로 연결하는, 전기 수술 기구.
  7. 제 3 항 내지 제 6 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 유전체 슬리브는 상기 내부 도전체를 수용하기 위해 형성된 보어(bore)를 가지며, 상기 원위 바늘 팁은 상기 보어를 폐쇄하기 위해 상기 원위 유전체 슬리브의 원위 단부에 장착된 팁 엘리먼트(tip element)를 더 포함하는, 전기 수술 기구.
  8. 제 3 항 내지 제 7 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 유전체 슬리브의 원위 단부가 날카로운(sharpen), 전기 수술 기구.
  9. 제 3 항 내지 제 8 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 유전체 슬리브는 상기 근위 유전체 슬리브와 다른 재료로 제조되는, 전기 수술 기구.
  10. 제 3 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 유전체 슬리브는 세라믹, 폴리에테르 에테르 케톤 (PEEK), 유리 충전 PEEK 중 임의의 것인, 전기 수술 기구.
  11. 제 1 항 내지 제 10 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 40mm 이상의 길이를 갖는, 전기 수술 기구.
  12. 제 1 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 1.2mm 이하의 최대 외경을 갖는, 전기 수술 기구.
  13. 제 1 항 내지 제 12 항 중 어느 한 항에 있어서, 마이크로파 초크(choke) 또는 발룬(balun)이 상기 근위 동축 전송 라인의 외부 표면 상에 제조되는, 전기 수술 기구.
  14. 전기 수술 장치에 있어서,
    환자의 신체에 삽입 가능하도록 구성된 기구 코드(instrument cord)를 갖는 수술용 스코핑 디바이스(surgical scoping device)로서, 상기 기구 코드는 관통하여 형성된 기구 채널을 갖는, 상기 수술용 스코핑 디바이스; 및
    상기 기구 채널을 통해 삽입되도록 치수화된 제 1 항 내지 제 13 항 중 어느 한 항에 따른 전기 수술 기구를 포함하는, 전기 수술 장치.
  15. 제 14 항에 있어서, 상기 수술용 스코핑 디바이스는 초음파 가능 내시경인, 전기 수술 장치.
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