KR20210031865A - 전기수술 기구 - Google Patents
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Abstract
생물학적 직에 마이크로파 에너지를 전달하기 한 전기수술 기구로서, 한 쌍의 전도성 튜닝 요소들은 기구의 마이크로파 방사 프로파일을 형성하기 위해 방사 기구 팁에 장착되어 방사 프로파일이 기구 팁 주위에 제한되도록 한다. 이러한 튜닝 요소들은 기구 팁 주위에 실질적으로 구형인 방사 프로파일을 생성하여, 잘 정의된 절제 용적을 제공할 수 있다. 튜닝 요소들은 마이크로파 에너지가 타겟 조직으로 전달될 수 있는 효율을 개선하도록 작용한다.
Description
본 발명은 조직을 절제하기 위해 마이크로파 에너지를 생물학적 조직에 전달하기 위한 전기수술 기구에 관한 것이다. 기구는 내시경 또는 카테터의 채널을 통해 삽입할 수 있는 프로브를 포함하거나, 복강경 수술 또는 개복 수술에 사용될 수 있다. 기구는 폐 또는 위장에 사용될 수 있지만, 이에 국한되지는 않는다.
전자기(EM) 에너지, 특히 마이크로파 에너지는 생물학적 조직을 제거하는 능력 때문에 전기외과 수술에 유용한 것으로 밝혀졌다. 일반적으로, EM 에너지를 신체 조직에 전달하기 위한 장치는 EM 에너지의 소스를 포함하는 제너레이터 및 에너지를 조직에 전달하기 위해 제너레이터에 연결된 전기수술 기구를 포함한다.
기존의 전기수술 기구는 종종 환자의 신체에 경피적으로 삽입되도록 설계된다. 그러나, 예를 들어, 표적 부위가 움직이는 폐 또는 위장(GI) 관의 얇은 벽 부분에 있는 경우, 신체에서 경피적으로 기구를 찾는 것이 어려울 수 있다. 다른 전기수술 기구들은 기도 또는 식도나 결장의 내강(lumen)과 같은 신체의 채널들을 통해 제공될 수 있는 외과적 스코핑 장치(예를 들어, 내시경)에 의해 타겟 부위로 전달될 수 있다. 이는 환자의 사망률을 줄이고 수술 중 및 수술 후 합병증률을 줄일 수 있는 최소 침습적 치료를 가능하게 하한다.
마이크로파 EM 에너지를 사용하는 조직 절제는 생물학적 조직이 주로 물로 구성되어 있다는 사실에 근거한다. 인간의 연성 장기 조직은 일반적으로 수분 함량이 70 %에서 80 % 사이이다. 물 분자는 영구적인 전기 쌍극자 모멘트를 가지는데, 이는 분자 전체에 전하 불균형이 존재함을 의미한다. 이 전하 불균형은 분자들이 전기 쌍극자 모멘트를 적용된 필드의 극성과 정렬하기 위해 회전함에 따라 시변 전기장의 적용에 의해 생성된 힘들에 응답하여 분자들을 움직이게 한다. 마이크로파 주파수에서, 빠른 분자 진동은 마찰 가열 및 그에 따른 열 형태의 필드 에너지의 소산을 초래한다. 이는 유전체 가열로 알려져 있다.
이 원리는 극초단파 절제 요법에 이용되며, 타겟 조직의 물 분자들은 마이크로파 주파수들에서 국소 전자기장의 적용에 의해 빠르게 가열되어, 조직 응고 및 세포 사멸을 초래한다. 폐 및 기타 장기들의 다양한 상태들을 치료하기 위해 마이크로파 방출 프로브를 사용하는 것으로 알려져 있다. 예를 들어, 폐에서, 마이크로파 방사선은 천식을 치료하고 종양 또는 병변을 제거하는 데 사용될 수 있다.
가장 일반적으로, 본 발명은 마이크로파 에너지를 생물학적 조직에 전달하기 위한 전기수술 기구를 제공하며, 이는 방사선 프로파일("절제 프로파일” 이라고도 함)이 기구 팁 주위로 제한되도록 한 쌍의 전도성 튜닝 요소들이 기구의 마이크로파 방사선 프로파일을 형성하는 데 사용된다. 본 발명자들은 이러한 튜닝 요소들을 사용하는 것이 기구 팁 주위에 실질적으로 구형인 방사 프로파일을 생성하여, 잘 정의된 절제 용적을 제공할 수 있음을 발견했다. 본 발명자들은 또한 튜닝 요소들이 마이크로파 에너지가 타겟 조직으로 전달될 수 있는 효율을 개선하도록 작용할 수 있음을 발견했다.
본 발명의 제1 양태에 따르면, 마이크로파 에너지를 전달하는 동축 공급 케이블로서, 상기 동축 공급 케이블은 내부 전도체, 외부 전도체 및 상기 내부 전도체와 상기 외부 전도체를 분리시키는 유전체 재료를 갖는, 상기 동축 공급 케이블; 및 상기 마이크로파 에너지를 수신하기 위한 상기 동축 공급 케이블의 원위 단부에 배치된 방사 팁으로서, 상기 방사 팁은, 상기 내부 전도체에 전기적으로 연결되고 마이크로파 방사체를 형성하기 위해 길이방향으로 연장되는 세장형 전도체; 상기 방사 팁의 근위 영역에서 상기 세장형 전도체에 전기적으로 연결된 근위 튜닝 요소; 상기 방사 팁의 원위 영역에서 상기 세장형 전도체에 전기적으로 연결된 원위 튜닝 요소; 및 상기 세장형 전도체 주위에 비치된 유전체 바디를 포함하는 전기수술 기구가 제공되며, 상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소는 상기 길이방향으로 이격되고, 이에 의해 상기 마이크로파 방사체에 의해 방출된 마이크로파 필드는 상기 유전체 바디 주위에 형성된다.
기구는 신체의 타겟 조직을 절제하도록 동작할 수 있다. 장치는 특히 폐 조직 절제에 적합하지만, 다른 장기들(예를 들어, 자궁 또는 위장관)의 조직 절제에 사용될 수 있다. 타겟 조직을 효율적으로 절제하기 위해, 방사 팁은 타겟 조직에 가능한 한 가깝게(많은 경우 내부에) 위치되어야 한다. 타겟 조직(예를 들어, 폐)에 도달하기 위해, 장치는 통로들(예를 들어, 기도)을 통해 장애물 주변으로 가이드 되어야 할 필요가 있을 수 있다. 이는 기구가 이상적으로 가능한 한 유연하고 작은 단면을 가질 것임을 의미한다. 특히, 장치는 좁고 구부러질 수 있는 세기관지(bronchiole)들과 같은 좁은 통로들을 따라 조정되어야 할 필요가 있을 수 있는, 팁 근처에서 매우 유연해야 한다.
동축 공급 케이블은 일 단부에서 전기수술 제너레이터에 연결 가능한 기존의 저손실 동축 케이블일 수 있다. 특히, 내부 전도체는 동축 공급 케이블의 길이방향 축을 따라 연장되는 세장형 전도체일 수 있다. 유전체 재료는 예를 들어, 내부 전도체 주위에 배치될 수 있으며, 예를 들어 제1 유전체 재료는 내부 전도체가 연장되는 채널을 가질 수 있다. 외부 전도체는 유전체 재료의 표면에 배치되는 전도성 재료로 만들어진 슬리브일 수 있다. 동축 공급 케이블은 케이블을 절연시키고 보호하기 위한 외부 보호 피복을 더 포함할 수 있다. 일부 예들에서, 보호 피복은 조직이 케이블에 들러붙는 것을 방지하기 위해 비점착성(non-stick) 재료로 만들어지거나 코팅될 수 있다. 방사 팁은 동축 공급 케이블의 원위 단부에 위치되며, 동축 공급 케이블을 따라 전달된 EM 에너지를 타겟 조직으로 전달하는 역할을 한다. 방사 팁은 동축 공급 케이블에 영구적으로 부착되거나, 동축 공급 케이블에 착탈 가능하게 부착될 수 있다. 예를 들어, 커넥터는 방사 팁을 수용하고 필요한 전기 연결들을 형성하도록 배열된 동축 공급 케이블의 원위 단부에 제공될 수 있다.
방사 팁은 일반적으로 원통형일 수 있다. 유전체 바디는 동축 공급 케이블의 원위 단부에 부착될 수 있다. 일부 예들에서, 유전체 바디는 동축 공급 케이블의 원위 단부를 넘어 연장되는 동축 공급 케이블의 유전체 재료의 돌출 부분을 포함할 수 있다. 이는 방사 팁의 구성을 단순화하고, 방사 팁과 동축 공급 케이블 사이의 경계에서 EM 에너지의 반사를 방지할 수 있다. 다른 예들에서, 동축 공급 케이블의 유전체 재료와 다른 제2 유전체 재료가 유전체 바디를 형성하는 데 사용될 수 있다. 제2 유전체 재료는 마이크로파 에너지가 타겟 조직으로 전달되는 효율을 개선하기 위해, 타겟 조직과의 임피던스 매칭을 개선하도록 선택될 수 있다. 방사 팁은 또한 원하는 방식으로 방사 프로파일을 형성하기 위해 선택되고 배열되는 다수의 상이한 유전체 재료 조각들을 포함할 수 있다.
세장형 전도체는 동축 공급 케이블의 내부 전도체에 전기적으로 연결되고, 마이크로파 방사체 역할을 하도록 유전체 바디 내에서 연장된다. 다시 말해, 동축 공급 케이블에서 방사 팁으로 전달된 마이크로파 에너지는 세장형 전도체로부터 방사될 수 있다. 외부 전도체는 세장형 전도체가 외부 전도체의 원위 단부를 넘어 연장되도록 동축 공급 케이블의 원위 단부에서 종단될 수 있다. 이러한 방식으로, 방사 팁은 마이크로파 모노폴 안테나 역할을 할 수 있다. 따라서, 방사 팁으로 전달되는 마이크로파 에너지는 세장형 전도체로부터 주변 타겟 조직으로 방사될 수 있다. 세장형 전도체는 예를 들어, 유전체 바디의 채널 내에서 연장될 수 있다. 세장형 전도체는 세정형 형태를 갖는 임의의 적절한 전도체일 수 있다. 예를 들어, 세장형 전도체는 유전체 바디 내에서 연장되는 전도성 재료의 와이어(wire), 로드(rod) 또는 스트립(strip)일 수 있다.
근위 튜닝 요소는 방사 팁의 근위 단부 근처에 위치되는 전도성 재료(예를 들어, 금속) 조각일 수 있다. 원위 튜닝 요소는 방사 팁의 원위 단부 근처에 위치되는 전도성 재료(예를 들어, 금속) 조각일 수 있다. 따라서, 원위 튜닝 요소는 근위 튜닝 요소보다 동축 공급 케이블의 원위 단부로부터 더 멀리 떨어져 있을 수 있다. 근위 및 원위 튜닝 요소들은 둘 다 세장형 전도체에 전기적으로 연결된다. 예를 들어, 근위 및 원위 튜닝 요소들은 각각 세장형 전도체 상에 또는 주위에 배치될 수 있다. 근위 및 원위 튜닝 요소들은 임의의 적절한 수단들로 세장형 전도체에 전기적으로 연결될 수 있다. 예를 들어, 근위 및 원위 튜닝 요소들은 세장형 전도체에 용접되거나 납땜될 수 있다. 다른 예에서, 근위 및 원위 튜닝 요소들은 전도성 접착제(예를 들어, 전도성 에폭시)를 사용하여 세장형 전도체에 연결될 수 있다. 대안으로, 근위 및 원위 튜닝 요소들 중 하나 또는 둘 다는 세장형 전도체와 일체로 형성될 수 있다(예를 들어, 이들은 단일 조각으로 함께 제조될 수 있다). 근위 및 원위 튜닝 요소들은 세장형 전도체의 길이만큼 길이방향으로 이격된다. 다시 말해, 세장형 전도체의 단면은 근위 및 원위 전극들 사이에 배치된다. 근위 및 원위 튜닝 요소들은 이들이 환경으로부터 격리/보호되도록 유전체 바디의 일부분에 의해 덮일 수 있다.
발명자들은 상기에 설명된 바와 같은 구성을 갖는 방사 팁이 방사 팁과 주변 타겟 조직 사이의 임피던스 불일치를 감소시킬 수 있음을 발견했다. 이는 방사 팁에서 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 반사되는 마이크로파 에너지(이는 방사 팁과 타겟 조직 사이의 임피던스 불일치로 인해 발생함)의 양을 줄일 수 있다. 그 결과, 마이크로파 에너지가 타겟 조직으로 전달될 수 있는 효율이 개선될 수 있다. 이는 타겟 조직을 절제하기 위해 동축 공급 케이블 아래로 전달되어야 하는 에너지의 양이 감소되도록 하는 것을 가능하게 할 수 있다. 이는 결국 동축 공급 케이블을 따라 마이크로파 에너지의 전송으로 인한 가열 효과를 감소시켜, 전기수술 기구가 더 오랜 시간 동안 사용될 수 있도록 한다.
발명자들은 또한 근위 및 원위 튜닝 요소들이 방사 팁의 보다 바람직한 방사 프로파일을 생성할 수 있음을 발견했다. 특히, 튜닝 요소들은 방사 팁 주위에 집중되도록 방사 프로파일을 형성하고, 동축 공급 케이블을 따라 뒤로 연장되는 방사 프로파일의 테일(tail)을 줄일 수 있다. 이러한 방식으로, 방사 팁으로 전달된 마이크로파 에너지는 방사 팁으로부터 방출될 수 있으며, 방사 팁 주위의 잘 정의된 용적에서 주변 타겟 조직을 절제할 수 있다. 절제 용적(즉, 방사된 마이크로파 에너지에 의해 절제된 조직의 용적)은 대략 구형일 수 있다. 원하는 마이크로파 방사 프로파일을 얻기 위해 튜닝 요소들의 형태, 크기 및 위치가 선택될 수 있다.
근위 튜닝 요소 및 원위 튜닝 요소는 길이방향에 대해 대칭적으로 배치될 수 있다. 예를 들어, 근위 튜닝 요소 및 원위 튜닝 요소는 원통형일 수 있으며, 예를 들어, 세장형 전도체의 길이방향 축과 동일 선상에 있는 중심 축을 갖는다. 세장형 전도체의 길이방향 축은 세장형 전도체의 길이를 따르는 축이다. 예를 들어, 근위 튜닝 요소는 세장형 전도체 주변에 배치되고 그와 동축인 원통형의 전도성 재료 조각일 수 있다. 이는 방사 팁의 방사 프로파일의 축 대칭을 향상시킬 수 있다.
일부 실시예들에서, 원위 튜닝 요소는 동축 공급 케이블의 원위 단부로부터 길이방향으로 이격될 수 있다. 예를 들어, 유전체 바디는 동축 공급 케이블의 원위 단부와 근위 조정 요소 사이에 위치되는 스페이서를 포함할 수 있다. 발명자들은 동축 공급 케이블의 원위 단부로부터 근위 튜닝 요소를 이격시키는 것이 기구에 위상 시프트를 도입할 수 있다는 것을 발견했다. 위상 시프트는 타겟 조직으로의 마이크로파 에너지의 효율성이 향상될 수 있도록 방사 팁과 타겟 조직 사이의 임피던스 매칭을 개선할 수 있다. 위상 시프트는 동축 공급 케이블의 원위 단부와 근위 튜닝 요소의 근위 단부 사이의 거리에 따라 달라질 수 있다.
일부 실시예들에서, 근위 튜닝 요소는 세장형 전도체를 수용하기 위한 채널을 포함할 수 있다. 채널은 세장형 전도체에 대해 근위 조정 요소를 위치시키고 근위 조정 요소와 세장형 전도체 사이의 연결을 개선하는 역할을 할 수 있다. 채널은 또한 세장형 전도체에 근위 조정 요소를 고정하기 전에 근위 조정 요소가 원하는 위치에서 세장형 전도체 상에 위치될 수 있기 때문에, 방사 팁의 어셈블리를 용이하게 할 수 있다. 채널은 근위 튜닝 요소를 통과하는 폐쇄형 채널(예를 들어, 터널)일 수 있다. 이러한 방식으로, 근위 튜닝 요소는 세장형 전도체 주위에 배치될 수 있다. 이는 방사 팁의 방사 프로파일의 축 대칭을 향상시킬 수 있다. 예를 들어, 근위 튜닝 요소가 원통형 형상을 갖는 경우, 채널은 실린더의 중심 축을 따라 연장될 수 있다. 대안으로, 채널은 개방형 채널일 수 있으며, 예를 들어, 근위 튜닝 요소의 표면을 따라 연장되는 그루브(groove)일 수 있다. 근위 튜닝 요소는 근위 튜닝 요소의 채널에서 세장형 전도체에 전기적으로 연결될 수 있다. 예를 들어, 채널의 벽은 세장형 전도체의 외부 표면과 직접 접촉될 수 있다. 추가로 또는 대안으로, 근위 튜닝 요소는 (예를 들어, 전도성 접착제, 땜납 접합 또는 용접 접합을 사용하여) 채널 내의 세장형 전도체에 고정될 수 있다.
마찬가지로, 원위 튜닝 요소는 세장형 전도체를 수용하기 위한 채널을 포함할 수 있다. 원위 튜닝 요소의 채널은 근위 튜닝 요소의 채널과 관련하여 상기에 논의된 특성들 중 임의의 것을 가질 수 있다. 특히, 채널은 개방되거나 폐쇄될 수 있고, 원위 튜닝 요소는 원위 튜닝 요소의 채널의 세장형 전도체에 전기적으로 연결 및/또는 고정될 수 있다.
일부 실시예들에서, 원위 튜닝 요소는 세장형 전도체의 원위 단부에 위치될 수 있다. 따라서, 원위 튜닝 요소는 동축 공급 케이블에서 가장 멀리 떨어진 세장형 전도체의 단부에 위치될 수 있다. 이는 방사 팁의 원위 단부 주위에 방사 프로파일을 집중시키는 역할을 할 수 있다. 이로 인해 더 구형의 방사 패턴이 생성될 수 있다. 예를 들어, 세장형 전도체는 원위 튜닝 요소에서/근처에서 종단될 수 있다. 일부 예들에서, 세장형 전도체는 원위 튜닝 요소의 원위 단부를 넘어 돌출되지 않을 수 있다. 원위 튜닝 요소가 채널을 포함하는 경우, 세장형 전도체는 채널의 원위 단부로부터 돌출되지 않도록 채널의 내부 또는 채널의 원위 단부에서 종단될 수 있다. 일부 경우에, 채널은 세장형 전도체가 원위 튜닝 요소 내에서 종단되도록 원위 튜닝 요소의 전체 길이를 따라 연장되지 않을 수 있다. 이러한 방식으로, 원위 튜닝 요소는 세장형 전도체의 원위 단부 상에 캡(cap)을 형성할 수 있다.
일부 실시예들에서, 길이 방향으로의 원위 튜닝 요소의 길이는 길이 방향으로의 근위 전극의 길이보다 클 수 있다. 길이방향은 세장형 전도체가 연장되는 방향에 대응된다. 이는 방사 팁의 원위 단부 주위에 방사를 집중시키는 역할을 할 수 있으며, 이는 보다 구형의 방사 패턴을 생성할 수 있다. 예를 들어, 원위 튜닝 요소는 근위 튜닝 요소보다 2배 길 수 있다.
일부 실시예들에서, 세장형 전도체는 동축 공급 케이블의 원위 단부를 넘어 연장되는 내부 전도체의 원위 단부일 수 있다. 다시 말해, 내부 전도체는 세장형 전도체를 형성하기 위해 동축 공급 케이블의 원위 단부를 넘어 유전체 바디로 연장될 수 있다. 이는 내부 전도체의 원위 단부에 별도의 전도체를 연결하지 않아도 되므로, 동축 공급 케이블의 원위 단부에 방사 팁을 형성하는 것을 용이하게 할 수 있다.
일부 실시예들에서, 유전체 바디는 근위 튜닝 요소와 원위 튜닝 요소 사이에 유전체 스페이서를 포함할 수 있다. 유전체 스페이서는 근위 및 원위 튜닝 요소들 사이에 위치된 세장형 전도체의 일부가 연장되는 채널을 포함할 수 있다. 유전체 스페이서는 근위 튜닝 요소와 접촉하는 근위 면 및 원위 튜닝 요소와 접촉하는 원위 면을 포함할 수 있다.
일부 실시예들에서, 유전체 바디는 근위 튜닝 요소 및 원위 튜닝 요소의 외부 표면을 둘러싸는 유전체 피복을 더 포함한다. 유전체 피복은 환경으로부터 방사 팁을 보호하기 위한 외부 보호 층을 제공할 수 있다. 예를 들어, 유전체 피복은 조직이 유전체 바디에 들러붙지 않도록 비점착성 재료(예를 들어, PTFE)로 만들어지거나 코팅될 수 있다. 유전체 피복의 외부 표면은 동축 공급 케이블과 방사 팁 사이의 계면에서 동축 공급 케이블의 외부 표면과 동일 높이에 있을 수 있다.
상기에 언급된 바와 같이, 원위 튜닝 요소는 동축 공급 케이블의 원위 단부로부터 이격될 수 있다. 유전체 요소는 원위 튜닝 요소와 동축 공급 케이블의 원위 단부 사이에 배치될 수 있다. 유전체 요소는 외부 전도체의 원위 단부를 넘어 돌출되는 동축 공급 케이블의 유전체 재료의 원위 부분일 수 있다. 이는 동축 공급 케이블과 방사 팁 사이의 부드럽고 안전한 물리적 및 전기적 연결을 보장하는 데 도움이 될 수 있다. 그러나, 이는 반드시 필요한 것은 아니다. 유전체 요소는 예를 들어, 동축 공급 케이블의 유전체 재료와 다른 재료로 만들어진, 별도의 요소일 수 있다.
일부 실시예들에서, 방사 팁은 세장형 전도체의 원위 단부에 장착된 원위 팁을 더 포함하며, 원위 팁은 유전체 재료로 만들어진다. 원위 팁은 유전체 바디와 동일한 유전체 재료로 만들어질 수 있다. 대안으로, 원위 팁은 유전체 바디의 나머지 부분과는 다른 유전체 재료로 만들어질 수 있다. 원위 팁의 유전체 재료는 방사 팁과 타겟 조직 사이의 임피던스 매칭을 향상시키도록 선택될 수 있다. 원위 팁은 생물학적 조적으로 방사 팁의 삽입을 용이하게 하기 위해 뾰족할 수 있다. 다른 경우에, 원위팁은 둥글 수 있다. 원위 팁은 조직이 이에 들러붙는 것을 방지하기 위해 그 외부 표면 상에 비점착성 재료(예를 들어, PTFE)를 포함할 수 있다.
일부 실시예들에서, 전기수술 기구는 동축 공급 케이블의 원위 단부에 배치된 전도성 필드 쉐이핑 요소(conductive field shaping element)를 더 포함할 수 있으며, 필드 쉐이핑 요소는 외부 전도체에 전기적으로 연결된다. 필드 쉐이핑 요소는 동축 공급 케이블 아래로 마이크로파 에너지의 역전파를 감소시키는 역할을 할 수 있다. 이는 동축 공급 케이블의 일부를 따라 연장되는 방사 프로파일의 테일을 감소시킬 수 있다. 그 결과, 방사 프로파일은 방사 팁 주위에 집중될 수 있다. 발명자들은 방사 프로파일의 테일이 직경이 더 큰 전기수술 기구에서 더 뚜렷할 수 있음을 발견했다. 따라서, 필드 형성 요소는 더 큰 외부 직경들(예를 들어, 2.0 mm 초과)을 갖는 전기수술 기구에 특히 유용할 수 있다.
필드 쉐이핑 요소는 임의의 적절한 전도성 재료로 만들어질 수 있다. 필드 쉐이핑 요소는 외부 전도체의 표면 상에, 예를 들어, 외부 전도체의 외부 표면 또는 내부 표면 상에 배치될 수 있다. 필드 쉐이핑 요소는 임의의 적절한 수단을 통해, 예를 들어, 전도성 에폭시를 통해, 또는 납땜되거나 용접된 연결을 통해 외부 전도체에 전기적으로 연결될 수 있다. 일부 경우에, 필드 쉐이핑 요소는 동축 공급 케이블의 원위 부분과 일체로 형성될 수 있다.
필드 쉐이핑 요소는 외부 전도체의 원위 영역에서 외부 전도체의 유효 두께를 증가시키도록 하는 역할을 할 수 있다. 일부 경우에, 필드 쉐이핑 요소는 길이방향에 대해 대칭으로 배열될 수 있다. 이는 축 대칭 방사 프로파일을 제공하는 역할을 할 수 있다. 예를 들어, 필드 쉐이핑 요소는 외부 전도체의 외부 표면 주위에 배치된 전도성 재료의 환형 슬리브일 수 있다.
일부 실시예들에서, 필드 쉐이핑 요소는 외부 전도체의 근위 부분에 비해 증가된 두께를 갖는 외부 전도체의 원위 부분에 의해 형성될 수 있다. 다시 말해, 외부 전도체의 두께는 근위 부분보다 원위 부분에서 더 클 수 있다.
일부 실시예들에서, 필드 쉐이핑 요소는 마이크로파 에너지의 1/4 파장에 대응되는 길이방향으로의 길이를 가질 수 있다. 다시 말해, 필드 쉐이핑 요소는 동축 공급 케이블에 의해 전달되는 마이크로파 에너지의 1/4 파장과 동등한 길이를 갖는 외부 전도체의 원위 부분을 따라 연장될 수 있다. 이는 방사 팁에 의한 에너지 전달의 효율을 향상시키기 위해, 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 마이크로파 에너지의 역전파를 최소화하는 역할을 할 수 있다.
상기에 논의된 전기수술 기구는 생물학적 조직을 치료하기 위한 완전한 전기수술 장치의 일부를 형성할 수 있다. 예를 들어, 장치는 마이크로파 에어지를 공급하도록 배열된 전기수술 제너레이터를 포함할 수 있으며; 본 발명의 전기수술 기구는 전기수술 제너레이터로부터 마이크로파 에너지를 수신하도록 연결될 수 있다. 전기수술 장치는 환자의 신체로 삽입하기 위한 가요성 삽입 코드(flexible insertion cord)를 갖는 외과적 스코핑 장치(예를 들어, 내시경)를 더 포함할 수 있으며, 가요성 삽입 코드는 그 길이를 따라 이어지는 기구 채널을 가지며, 전기수술 기구는 기구 채널 내에 맞도록 치수 조정된다.
이 명세서에서, "마이크로파(microwave)"는 400 MHz 내지 100 GHz의 주파수 범위, 바람직하게는 1 GHz 내지 60 GHz의 범위를 나타내기 위해 광범위하게 사용될 수 있다. 마이크로파 EM 에너지에 선호되는 스팟 주파수들은, 915MHz, 2.45GHz, 3.3GHz, 5.8GHz, 10GHz, 14.5GHz 및 24GHz를 포함한다. 5.8 GHz가 바람직할 수 있다. may be preferred.
본원에서, "근위" 및 "원위"라는 용어들은 각각 치료 부위에서 더 멀고 더 가까운 전기수술 기구의 단부들을 지칭한다. 따라서, 사용 시, 전기수술 기구의 근위 단부는 RF 및/또는 마이크로파 에너지를 제공하기 위한 제너레이터에 가까운 반면, 원위 단부는 치료 부위, 즉 환자의 타겟 조직에 더 가깝다.
"도전성(conductive)"이라는 용어는 본원에서 문맥상 달리 지시되지 않는 한 전기 전도성을 의미하는 것으로 사용된다.
하기에 사용된 "길이방향"이라는 용어는 동축 전송 라인의 축에 평행한, 전기수술 기구의 길이를 따르는 방향을 지칭한다. "내부" 라는 용어는 기구의 중심(예를 들어, 축)에 방사상으로 더 가까운 것을 의미한다. "외부" 라는 용어는 기구의 중심(축)으로부터 더 먼 것을 의미한다.
"전기수술" 이라는 용어는 수술 동안 사용되고 마이크로파 및/또는 무선주파수 전자기(EM) 에너지를 사용하는 기구, 장치 또는 툴과 관련하여 사용된다.
본 발명의 예들은 첨부 도면들을 참조하여 하기에 논의되며, 여기서,
도 1은 본 발명의 일 실시예인 조직 절제를 위한 전기수술 시스템의 개략도이다;
도 2는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 3은 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 4는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 반사 손실의 플롯이다;
도 5는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대해 계산된 다양한 파라미터들을 그 위에 그린 스미스 차트를 도시한다.
도 6은 비교예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 7은 또 다른 비교예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 8은 도 6의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 9는 도 6의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 반사 손실의 플롯이다;
도 10은 도 6의 전기수술 기구에 대해 계산된 다양한 파라미터들을 그 위에 그린 스미스 차트를 도시한다;
도 11은 도 7의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 12는 도 7의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 반사 손실의 플롯이다;
도 13은 도 7의 전기수술 기구에 대해 계산된 스미스 차트를 도시한다;
도 14는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 15는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 16은 도 15의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다.
도 1은 본 발명의 일 실시예인 조직 절제를 위한 전기수술 시스템의 개략도이다;
도 2는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 3은 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 4는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 반사 손실의 플롯이다;
도 5는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대해 계산된 다양한 파라미터들을 그 위에 그린 스미스 차트를 도시한다.
도 6은 비교예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 7은 또 다른 비교예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 8은 도 6의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 9는 도 6의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 반사 손실의 플롯이다;
도 10은 도 6의 전기수술 기구에 대해 계산된 다양한 파라미터들을 그 위에 그린 스미스 차트를 도시한다;
도 11은 도 7의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 12는 도 7의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 반사 손실의 플롯이다;
도 13은 도 7의 전기수술 기구에 대해 계산된 스미스 차트를 도시한다;
도 14는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다;
도 15는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구의 개략적인 측단면도이다;
도 16은 도 15의 전기수술 기구에 대한 시뮬레이션된 방사선 프로파일을 나타내는 도면이다.
도 1은 침습성 전기수술 기구의 원위 단부에 마이크로파 에너지를 공급할 수 있는 완전한 전기수술 시스템(100)의 개략도이다. 시스템(100)은 마이크로파 에너지를 제어 가능하게 공급하기 우한 제너레이터(102)를 포함한다. 이러한 목적에 적합한 제너레이터는 제WO2012/076844호에 설명되어 있으며, 이는 본원에 참조로서 병합된다. 제너레이터는 전달을 위한 적절한 전력 레벨을 결정하기 위해 기구로부터 수신된 반사 신호들을 다시 모니터링하도록 배열될 수 있다. 예를 들어, 제너레이터는 최적의 전달 전력 레벨을 결정하기 위해 기구의 원위 단부에서 보이는 임피던스를 계산하도록 배열될 수 있다. 제너레이터는 환자의 호흡 주기와 일치하도록 변조되는 일련의 펄스들로 전력을 전달하도록 배열될 수 있다. 이는 폐가 수축될 때 전력 전달이 발생하게 할 것이다.
제너레이터(102)는 인터페이스 케이블(104)에 의해 인터페이스 조인트(106)에 연결된다. 필요한 경우, 인터페이스 조인트(106)는 예를 들어, 하나 이상의 제어 와이어들 또는 푸시 로드(push rod)들(도시되지 않음)의 길이방향(앞뒤) 이동을 제어하기 위해, 트리거(110)를 슬라이딩함으로써 동작 가능한 기구 제어 메커니즘을 수용할 수 있다. 복수의 제어 와이어들이 있는 경우, 완전한 제어를 제공하기 위해 인터페이스 조인트에 다수의 슬라이딩 트리거들이 있을 수 있다. 인터페이스 조인트(106)의 기능은 제너레이터(102) 및 기구 제어 메커니즘으로부터의 입력들을 인터페이스 조인트(106)의 원위 단부로부터 연장되는 단일 가요성 샤프트(112)로 결합하는 것이다. 다른 실시예들에서, 다른 유형의 입력은 또한 인터페이스 조인트(106)에 연결될 수 있다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 유체 공급이 인터페이스 조인트(106)에 연결되어, 유체가 기구로 전달될 수 있도록 한다.
가요성 샤프트(112)는 내시경(114)의 기구 (작업) 채널의 전체 길이를 통해 삽입 가능하다.
가요성 샤프트(112)는 내시경(114)의 기구 채널을 통과하고 내시경 튜브의 원위 단부에서 돌출(예를 들어, 환자 내부에서)하도록 형상화된 원위 어셈블리(118)(도 1에서 일정한 비율로 그려지지 않음)를 갖는다. 원위 단부 어셈블리는 생물학적 조직에 마이크로파 에너지를 전달하기 위한 활성 팁을 포함한다. 팁 구성은 하기에 더욱 자세하게 논의된다.
원위 어셈블리(118)의 구조는 작업 채널을 통과하기에 적합한 최대 외경을 갖도록 배열될 수 있다. 일반적으로, 내시경과 같은 외과적 스코핑 장치에서 작업 채널의 직경은 4.0 mm 미만, 예를 들어, 2.0 mm, 2.8 mm, 3.2 mm, 3.7 mm, 3.8mm 중 어느 하나이다. 가요성 샤프트(112)의 길이는 0.3 m 이상, 예를 들어 2 m 이상일 수 있다. 다른 예들에서, 원위 어셈블리(118)는 샤프트가 작업 채널을 통해 삽입된 후 (그리고 기구 코드가 환자에게 도입되기 전) 가요성 샤프트(112)의 원위 단부에 장착될 수 있다. 대안으로, 가요성 샤프트(112)는 근위 연결들을 만들기 전에 원위 단부로부터 작업 채널로 삽입될 수 있다. 이러한 배열들에서, 원위 단부 어셈블리(118)는 외과적 스코핑 장치(114)의 작업 채널보다 큰 치수들을 갖도록 허용될 수 있다.
상기에 설명된 시스템은 환자 신체로 기구를 도입하는 한 방법이다. 다른 기술들이 가능하다. 예를 들어, 기구는 또한 카테터를 사용하여 삽입될 수 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구(200)의 측단면도를 도시한다. 전기수술 기구의 원위 단부는 예를 들어 상기에 논의된 원위 어셈블리(118)에 대응할 수 있다. 전기수술 기구(200)는 마이크로파 에너지를 전달하기 위해 그 근위 단부에서 제너레이터(예컨대, 제너레이터(102))에 연결 가능한 동축 공급 케이블(202)을 포함한다. 동축 공급 케이블(202)은 가요성 샤프트(112)를 통과하는, 상기에 논의된 인터페이스 케이블(104)일 수 있다. 동축 공급 케이블(202)은 유전체 재료(208)에 의해 분리되는 내부 전도체(204) 및 외부 전도체(206)를 포함한다. 동축 공급 케이블(202)은 바람직하게는 마이크로파 에너지에 대해 저손실이다. 초크(도시되지 않음)는 원위 단부로부터 반사된 마이크로파 에너지의 역 전파를 억제하고, 이에 따라 장치를 따라 백워드 가열을 제한하기 위해 동축 공급 케이블(204)에 제공될 수 있다. 동축 공급 케이블(202)은 동축 공급케이블(204)을 보호하기 위해 외부 전도체(206) 주위에 배치된 가요성 외부 피복(210)을 더 포함한다. 외부 피복(210)은 외부 전도체(206)를 그 주변으로부터 전기적으로 절연시키기 위해 절연 재료로 제조될 수 있다. 외부 피복(210)은 조직이 기구에 들러붙는 것을 방지하기 위해 PTFE와 같은 비점착성(non-stick) 재료로 만들어지거나 코팅될 수 있다.
방사 팁(212)은 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부(214)에 형성된다. 도 2의 점선(215)은 동축 공급 케이블(202)과 방사 팁(212) 사이의 인터페이스를 예시한다. 방사 팁(212)은 동축 공급 케이블(202)에 의해 전달되는 마이크로파 에너지를 수신하고 에너지를 생물학적 조직으로 전달하도록 배열된다. 동축 공급 케이블(202)의 외부 전도체(206)는 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부(214)에서 종단된다. 즉, 외부 전도체(206)는 방사 팁(212)으로 연장되지 않는다. 방사 팁(212)은 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부를 넘어 연장되는 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)을 포함한다. 특히, 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)은 외부 전도체(206)의 원위 단부를 넘어 연장된다.
전도성 재료(예를 들어, 금속)로 만들어진 근위 튜닝 요소(218)는 방사 팁(212)의 근위 단부 근처의 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)에 전기적으로 연결된다. 근위 튜닝 요소(218)는 원통형 형상을 가지며, 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)이 통과하는 채널(220)을 포함한다. 채널(220)의 직경은 내부 전도체(204)가 채널(220) 내부의 근위 튜닝 요소(218)와 접촉하도록 내부 전도체(204)의 외부 직경과 실질적으로 동일하다. 근위 튜닝 요소(218)는 예를 들어, 전도성 접착제(예를 들어, 전도성 에폭시)를 사용하거나, 또는 납땜하거나 용접하여 내부 전도체(204)에 추가로 고정될 수 있다. 근위 튜닝 요소(218)는 내부 전도체(204)에 센터링된다. 다시 말해, 원통형 근위 튜닝 요소(218)의 중심 축은 내부 전도체(204)의 길이방향 축과 동일 선상에 있다. 이러한 방식으로, 근위 튜닝 요소(218)는 내부 전도체(204)의 길이방향 축에 대해 대칭인 방식으로 내부 전도체(204)의 원위 부분(216) 주위에 배치된다.
전도성 재료(예를 들어, 금속)로 만들어진 근위 튜닝 요소(222)는 방사 팁(212)의 원위 단부 근처의 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)에 전기적으로 연결된다. 따라서, 원위 튜닝 요소(222)는 근위 튜닝 요소(218)보다 내부 전도체(204)를 따라 더 멀리 위치된다. 원위 튜닝 요소(222)는 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)의 길이만큼 근위 튜닝 요소로부터 이격된다. 근위 튜닝 요소(218)와 같이, 원위 튜닝 요소는 원통형 형상을 가지며 채널(224)을 포함한다. 도 2에서 볼 수 있는 바와 같이, 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)은 채널(224)로 연장된다. 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)은 채널(224)의 원위 단부에서 종단되며, 즉 원위 튜닝 요소(222)를 넘어 돌출되지 않는다. 이러한 방식으로, 내부 전도체(204)의 원위 단부는 원위 튜닝 요소(222)의 원위 면과 같은 높이에 놓인다. 채널(224)의 직경은 내부 전도체(204)가 채널(224) 내부의 원위 튜닝 요소(222)와 접촉하도록 내부 전도체(204)의 외부 직경과 실질적으로 동일하다. 원위 튜닝 요소(222)는 예를 들어, 전도성 접착제(예를 들어, 전도성 에폭시)를 사용하거나, 또는 납땜하거나 용접하여 내부 전도체(204)에 추가로 고정될 수 있다. 근위 튜닝 요소(218)와 같이, 원위 튜닝 요소(222)는 내부 전도체(204)에 센터링되도록 장착된다.
근위 튜닝 요소(218) 및 원위 튜닝 요소(222) 둘 다 동일한 외부 직경을 갖는다. 근위 튜닝 요소(218) 및 원위 튜닝 요소(222)의 외부 직경은 전기수술 기구(200)의 외부 직경보다 약간 작을 수 있다. 도시된 예에서, 원위 튜닝 요소(222)는 기구의 길이방향으로 근위 튜닝 요소(218)보다 길다. 다시 말해, 원위 튜닝 요소(222)의 채널(224)의 내부 전도체(204)의 길이는 근위 튜닝 요소(218)의 채널(220)의 내부 전도체(204)의 길이보다 크다. 예를 들어, 원위 튜닝 요소(222)는 근위 튜닝 요소(218)보다 대략 2배 길 수 있다. 원위 튜닝 요소(222)를 근위 튜닝 요소(218)보다 길게 만듦으로써, 방사 팁(212)의 원위 단부 주위에 마이크로파 방출을 집중시키는 것이 가능하다.
유전체 재료(208)의 원위 부분(226)은 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부(214)를 넘어 방사 팁(212)으로 연장된다. 유전체 재료(208)의 원위 부분(226)은 동축 공급 케이블(202)의 근위 튜닝 요소(218)와 원위 단부(214) 사이의 스페이서 역할을 한다. 일부 예들에서(도시되지 않음), 유전체 재료(208)는 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부(214)에서 종단될 수 있고, 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부(214)와 근위 튜닝 요소(218) 사이에 별도의 스페이서가 제공될 수 있다. 유전체 스페이서(228)는 근위 튜닝 요소(218)와 원위 튜닝 요소(222) 사이의 방사 팁(212)에 제공된다. 유전체 스페이서(228)는 중앙 채널이 이를 통해 연장되는 원통형 유전체 재료 조각이다. 따라서, 유전체 스페이서(228)는 유전체 재료의 튜브일 수 있다. 내부 전도체(204)의 원위 부분(214)은 유전체 스페이서(228)의 채널을 통해 연장된다. 유전체 스페이서(228)의 근위 면은 근위 튜닝 요소(218)와 접촉하고, 유전체 스페이서(228)의 원위 면은 원위 튜닝 요소(222)와 접촉한다. 유전체 스페이서(228)는 근위 및 원위 튜닝 요소들(218, 222)와 거의 동일한 외부 직경을 갖는다.
방사 팁(212)의 외부에는 보호 피복(230)가 제공된다. 보호 피복(230)은 유전체 스페이서(228)와 근위 및 원위 튜닝 요소들(218, 222)을 덮어 방사 팁(212)의 외부 표면을 형성한다. 보호 피복(230)은 절연 재료로 만들어진 튜브일 수 있다. 보호 피복(230)은 방사 팁(212)을 절연시키고 이를 환경으로부터 보호하는 역할을 할 수 있다. 보호 피복(230)은 조직이 이에 들러붙는 것을 방지하기 위해 비점착성 재료(예를 들어, PTFE)로 만들어지거나 코팅될 수 있다. 보호 피복(230)의 외부 직경은 기구가 매끄러운 외부 표면을 갖도록, 즉, 방사 팁(212)이 계면(215)에서 동축 공급 케이블(202)의 외부 표면과 같은 높이에 있도록, 동축 공급 케이블(202)의 외부 직경과 실질적으로 동일하다. 일부 예들에서(도시되지 않음), 보호 피복(230)은 동축 공급 케이블(202)의 외부 피복(210)의 연속일 수 있다. 함께, 유전체 재료(208)의 원위 부분(226), 유전체 스페이서(228) 및 보호 피복(230)은 방사 팁(212)의 유전체 바디를 형성한다.
방사 팁(212)은 그 원위 단부에 위치된 원위 팁(232)을 더 포함한다. 원위 팁(232)은 타겟 조직 내로의 방사 팁(212)의 삽입을 용이하게 하기 위해 뾰족하게 될 수 있다. 그러나, 다른 실시예들(도시되지 않음)에서, 원위 팁은 둥글거나 평형할 수 있다. 원위 팁(232)은 예를 들어, 유전체 재료(208)와 동일한, 유전체 재료로 만들어질 수 있다. 일부 예들에서, 원위 팁(232)의 재료는 EM 에너지가 타겟 조직으로 전달되는 효율을 개선하기 위해, 타겟 조직과의 임피던스 매칭을 개선하도록 선택될 수 있다. 원위 팁(232)는 조직이 이에 들러붙는 것을 방지하기 위해 비점착성 재료(예를 들어, PTFE)로 만들어지거나 코팅될 수 있다.
다음은 전기수술 기구(200)의 예시적인 치수들이다:
- 계면(215)로부터 내부 전도체(204)의 원위 부분(216)의 원위 단부까지의 거리: 5.75 mm;
- 근위 튜닝 요소(218) 및 원위 튜닝 요소(222)의 외부 직경: 1.5 mm;
- 근위 튜닝 요소(218)의 길이: 0.5 mm;
- 원위 튜닝 요소(222)의 길이: 1.0 mm;
- 근위 튜닝 요소(218)와 원위 튜닝 요소(222) 사이의 간격: 3.75 mm;
- 근위 튜닝 요소(218)와 계면(215) 사이의 간격: 0.5mm; 및
- 전기수술 기구(200)의 외부 직경: 1.85 mm.
방사 팁(212)은 마이크로파 에너지가 방사 팁(212)으로 전달될 때 마이크로파 모노폴 안테나 역할을 할 수 있다. 특히, 마이크로파 에너지는 마이크로파 에너지가 주변의 생물학적 조직으로 전달될 수 있도록 내부 전도체(202)의 원위 부분(216)으로부터 방사될 수 있다. 근위 및 원위 튜닝 요소들(218, 222)은 방사 팁(212)의 방사 프로파일을 형성하고, 하기에 논의된 바와 같이, 기구와 주변 타겟 조직 사이의 임피던스 매칭을 개선하도록 작용한다.
도 3은 도2에 예시된 전기수술 기구(200)에 대한 타겟 조직의 시뮬레이션된 마이크로파 프로파일을 도시한다. 유한 요소 분석 소프트웨어를 사용하여, 5.8GHz의 마이크로파 주파수에 대해 방사 프로파일이 시뮬레이션되었다. 방사 프로파일은 마이크로파 에너지에 의해 제거된 조직의 결과적인 형태를 나타낸다. 도 3에서 볼 수 있는 바와 같이, 방사 프로파일은 방사 팁 주위에 집중되며, 대략 구형 영역을 정의한다. 이러한 방식으로, 조직은 방사 팁 주위의 대략 구형 영역에서 절제될 수 있다. 방사 팁과 동축 공급 케이블 사이의 계면(215)은 기구의 팁과 관련된 필드의 위치와 형태를 시각화하는 데 도움이 되도록 표시된다.
도 4는 전기수술 기구(200)에 대한 마이크로파 에너지의 주파수에 대한 S-파라미터(입력 반사 계수(S11) 또는 "반사 손실" 이라고도 함)의 시뮬레이션된 플롯을 도시한다. 본 기술 분야에서 잘 알려진 바와 같이, S-파라미터는 임피던스 불일치로 인한 마이크로파 에너지의 반사 손실의 척도로서, S-파라미터는 타겟 조직과 방사 팁 사이의 임피던스 불일치 정도를 나타낸다. S- 파라미터는 방정식 PI = SPR로 정의될 수 있으며, 여기서 PI는 조직을 항한 기구의 인출 전력(outgoing power)이고, PR은 조직으로부터 반사된 전력이며, S는 S-파라미터이다. 도 4에 도시된 바와 같이, S-파라미터는 5.8GHz에서 -25.58 dB의 값을 가지며, 이는 이 주파수에서 조직으로부터 반사되는 마이크로파 에너지가 거의 없음을 의미한다. 이는 5.8 GHz의 동작 주파수에서 우수한 임피던스 일치를 나타내며, 마이크로파 에너지는 이 주파수에서 방사 팁으로부터 조직으로 효율적으로 전달됨을 나타낸다.
도 5는 전기수술 기구(200)에 대한 시뮬레이션된 임피던스 스미스 차트를 도시한다. 스미스 차트는 동축 공급 케이블의 원위 단부와 방사 팁 사이의 계면(215)에 위치하는 기준 평면에 대해 시뮬레이션되었다. 본 기술 분야에서 잘 알려진 바와 같이, 스미스 차트는 복잡한 평면에서 S-파라미터(반사 계수)의 그래픽적 표현이다. S-파라미터는 다음 방정식으로 정의될 수 있다:
여기서 z = Z/Z0이며, Z는 타겟 조직과 접촉하는 방사 팁의 임피던스이고, Z0은 정규화 계수이다. 본 경우에, 50 옴의 정규화 계수가 사용되었는데, 이는 동축 공급 케이블, 인터페이스 케이블(예를 들어, 인터페이스 케이블(104)) 및 전기수술 제너레이터(예를 들어, 제너레이터(102))의 전형적인 특성 임피던스이기 때문이다. 도 5에서, 마커("1"로 표시됨)는 5.8 GHz에서 S-파라미터의 값을 나타낸다. 보이는 바와 같이, S-파라미터의 값은 단일 마크(즉, z=1인 지점)에 가깝다. 이는 제너레이터, 인터페이스 케이블, 동축 공급 케이블 및 타겟 조직과 접촉하는 안테나 사이의 우수한 임피던스 매칭을 보여준다. 다시 말해, 마이크로파 에너지는 방사 팁으로부터 타겟 조직으로 효율적으로 전달될 수 있다. 5.8 GHz에서 임피던스 Z의 값은 도 5의 범례에 표시되어 있으며, (54.9 + i2.9) 옴이다. 도 5의 마커 옆에 있는 전체 원과 빈 원은 각각 6 GHz 및 5.6 GHz 지점들을 나타낸다. 이러한 지점들에 대한 임피던스 Z의 값은 도 5의 범례에 도시된다.
이제 근위 및 원위 튜닝 요소들의 효과들을 더 자세히 설명하기 위해 도 6 내지 13에 도시된 비교 예들을 참조하기로 한다. 도 6은 제1 비교예인 전기수술 기구(600)를 도시하고, 도 7은 제2 비교예인 전기수술 기구(700)를 도시한다. 전기수술 기구(600)는 전기수술 기구(600)가 근위 튜닝 요소를 포함하지 않는 것을 제외하고는 전기수술 기구(200)와 유사하다. 전기수술 기구(600)(원위 튜닝 요소를 포함함)의 모든 다른 특징들은 전기수술 기구(200)와 동일하다. 전기수술 기구(700)는 전기수술 기구(700)가 근위 튜닝 요소 또는 원위 튜닝 요소를 포함하지 않는다(즉, 두 튜닝 요소들 둘 다 없음)는 점을 제외하고는, 전기수술 기구(200)와 유사하다. 전기수술 기구(700)의 다른 모든 특징들은 전기수술 기구(200)와 동일하다. 도 2에서 사용된 참조 부호들은 도 2와 관련하여 상기에 논의된 특징들에 대응하는 특징들 표시하기 위해 도 6 및 7에서 사용된다.
도 8은 도6에 예시된 전기수술 기구(600)에 대한 타겟 조직의 시뮬레이션된 마이크로파 프로파일을 도시한다. 유한 요소 분석 소프트웨어를 사용하여, 5.8GHz의 마이크로파 주파수에 대해 방사 프로파일이 시뮬레이션되었다. 근위 튜닝 요소가 없는 것을 제외하고, 계산에 사용된 전기수술 기구(600)의 치수들은 도 3에 도시된 전기수술 기구(200)의 방사선 프로파일을 계산하는 데 사용된 것들과 동일했다. 도 3 및 8을 비교해보면 알 수 있듯이, 전기수술 기구(600)의 방사선 프로파일은 전기수술 기구(200)의 방사선 프로파일보다 덜 구형이다. 특히, 전기수술 기구(600)의 방사선 프로파일은 전기수술 기구(200)의 방사선 프로파일 상의 테일(tail)보다 동축 공급 케이블의 더 긴 부분 아래로 뒤로 연장되는 테일을 포함한다. 따라서, 근위 튜닝 요소는 방사 프로파일을 더 구형으로 만들고, 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 테일을 줄이도록 작용한다. 이러한 테일은 동축 공급 케이블에서 가열을 유발하고/하거나 타겟 구역 외부에 있는 조직의 절제를 유발할 수 있으므로 바람직하지 않을 수 있다.
도 9는 전기수술 기구(600)에 대한 마이크로파 에너지의 주파수에 대한 S-파라미터의 시뮬레이션된 플롯을 도시한다. 도 9의 플롯은 전기수술 기구(200)에 대한 도 4의 플롯과 동일한 방식으로 계산되었다. 도 9에 도시된 바와 같이, S-파라미터는 5.8 GHz에서 -10.18 dB의 값을 갖는다. 이는 S-파라미터가 -25.58 dB의 값을 갖는 것으로 밝혀진 전기수술 기구(200)에 비해 훨씬 더 큰 반사 손실을 나타낸다. 따라서, 근위 튜닝 요소는 임피던스 매칭을 향상시키는 역할을 한다. 따라서, 마이크로파 에너지는 전기수술 기구(600)보다 전기수술 기구(200)를 사용하여 타겟 조직으로 더 효율적으로 전달될 수 있다.
도 10은 전기수술 기구(600)에 대한 시뮬레이션된 임피던스 스미스 차트를 도시한다. 이는 도 5에 도시된 전기수술 기구(200)에 대한 스미스 차트와 동일한 방식으로 계산되었다. 도 10의 마커("1"로 표시됨)는 5.8 GHz에서 S-파라미터의 값을 나타낸다. 보이는 바와 같이, 마커는 도 5에 비해 단일 표시에서 더 멀리 떨어져 있다. 이는 전기수술 기구(200)에 비해, 제너레이터, 인터페이스 케이블, 동축 공급 케이블 및 타겟 조직과 접촉하는 안테나 사이의 덜 우수한 임피던스 매칭을 보여준다. 도 5와 10을 비교함으로써, 근위 튜닝 요소를 추가한 효과는 마커를 단일 마크에 더 가깝게 아래쪽으로 이동시키는 것임을 알 수 있다. 이는 근위 튜닝 요소가 시스템에 추가 정전 용량을 도입함을 나타낸다. 도 5의 단일 마크에 더 가까운 마커의 시프트는 또한 동축 공급 케이블의 원위 단부와 근위 튜닝 요소의 근위 단부 사이의 거리와 관련된 위상 시프트와 관련될 수 있다. 5.8 GHz에서 전기수술 기구(600)의 임피던스 Z의 값은 도 10의 범례에 표시되어 있으며, (40.2 + i27.5) 옴이다. 도 10의 마커 옆에 있는 전체 원과 빈 원은 각각 6GHz 및 5.6GHz 지점들을 나타낸다. 이러한 지점들에 대한 임피던스 Z의 값은 도 10의 범례에 도시된다.
도 11은 도 7에 예시된 전기수술 기구(700)에 대한 타겟 조직의 시뮬레이션된 마이크로파 방사선 프로파일을 도시한다. 유한 요소 분석 소프트웨어를 사용하여, 5.8GHz의 마이크로파 주파수에 대해 방사 프로파일이 시뮬레이션되었다. 근위 및 원위 튜닝 요소들이 없는 것을 제외하고, 계산에 사용된 전기수술 기구(700)의 치수들은 도 3에 도시된 전기수술 기구(200)의 방사선 프로파일을 계산하는 데 사용된 것들과 동일했다. 도 3, 8 및 11을 비교해보면 알 수 있듯이, 전기수술 기구(700)의 방사선 프로파일은 전기수술 기구(600)의 방사선 프로파일보다 덜 구형이고 더 가늘고 길다. 특히, 전기수술 기구(700)의 방사선 프로파일은 기구의 원위 팁 주위에 덜 집중되고, 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 더 긴 테일을 갖는다. 따라서, 원위 튜닝 요소는 방사 프로파일을 더 구형으로 만들고, 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 테일을 줄이도록 작용한다.
도 12는 전기수술 기구(700)에 대한 마이크로파 에너지의 주파수에 대한 S-파라미터의 시뮬레이션된 플롯을 도시한다. 도 12의 플롯은 전기수술 기구(200)에 대한 도 4의 플롯과 동일한 방식으로 계산되었다. 도 12에 도시된 바와 같이, S-파라미터는 5.8 GHz에서 -5.66 dB의 값을 갖는다. 이는 S-파라미터가 각각 -25.58 dB 및 -10.18 dB의 값을 갖는 것으로 밝혀진 전기수술 기구들(200 및 600)에 비해 훨씬 더 큰 반사 손실을 나타낸다. 따라서, 원위 튜닝 요소는 임피던스 매칭을 향상시키는 역할을 한다.
도 13은 전기수술 기구(700)에 대한 시뮬레이션된 임피던스 스미스 차트를 도시한다. 이는 도 5에 도시된 전기수술 기구(200)에 대한 스미스 차트와 동일한 방식으로 계산되었다. 도 13의 마커("1"로 표시됨)는 5.8 GHz에서 S-파라미터의 값을 나타낸다. 보이는 바와 같이, 마커는 도 5에 비해 단일 표시에서 더 멀리 떨어져 있다. 이는 전기수술 기구(200)에 비해, 제너레이터, 인터페이스 케이블, 동축 공급 케이블 및 타겟 조직과 접촉하는 안테나 사이의 덜 우수한 임피던스 매칭을 보여준다. 도 13의 마커는 도 10과 비교하여 단일 마크에서 더 멀리 떨어져 있어, 덜 우수한 임피던스 매칭을 나타낸다. 5.8 GHz에서 전기수술 기구(700)의 임피던스 Z의 값은 도 13의 범례에 표시되어 있으며, (20.5-i25.7) 옴이다. 도 13의 마커 옆에 있는 전체 원과 빈 원은 각각 6GHz 및 5.6GHz 지점들을 나타낸다. 이러한 지점들에 대한 임피던스 Z의 값은 도 13의 범례에 도시된다.
요약하면, 비교예들은 방사 팁에 근위 및 원위 튜닝 요소들 둘 다의 존재는 방사 프로파일을 더 구형으로 만들고 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 테일을 줄임으로써 방사 팁의 방사 프로파일을 향상시키는 역할을 한다는 것을 보여준다. 비교예들은 또한 근위 및 원위 튜닝 요소들이 임피던스 매칭을 개선하는 역할을 하며, 이는 마이크로파 에너지가 타겟 조직으로 전달될 수 있는 효율을 개선시킬 수 있음을 보여준다.
발명자들은 전기수술 기구의 외부 직경이 증가함에 따라, 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 방사선 프로파일의 테일이 증가한다는 것을 발견했다. 이는 본 발명의 일 실시예에 따른 전기수술 기구에 대한 타겟 조직의 시뮬레이션된 마이크로파 방사선 프로파일을 나타내는 도 14에 예시된다. 도 14의 전기수술 기구는 외부 직경이 2.6 mm라는 점(반면 전기수술 기구(200)는 외부 직경이 1.85 mm 임)을 제외하고는, 상기에 설명된 전기수술 기구(200)와 유사하다. 유한 요소 분석 소프트웨어를 사용하여, 5.8GHz의 마이크로파 주파수에 대해 방사 프로파일이 시뮬레이션되었다. 도 14에서 숫자 215로 표시된 점선은 동축 공급 케이블과 방사 팁 사이의 계면의 위치를 나타낸다. 도 14를 전기수술 기구(200)의 방사선 프로파일과 비교하여 알 수 있는 바와 같이, 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 테일은 도 14의 전기수술 기구, 즉 더 큰 외부 직경을 갖는 전기수술 기구의 경우 더 크다.
발명자들은 방사 프로파일의 테일은 동축 공급 케이블의 원위 단부에 필드 쉐이핑 요소(field shaping element)를 포함함으로써 억제될 수 있음을 발견했다. 도 15는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구(900)의 측단면도를 도시한다. 전기수술 기구(900)는 필드 쉐이핑 요소(902)를 포함하고 그 외부 직경이 2.6 mm라는 점을 제외하고는, 상기에 설명된 전기수술 기구(200)와 유사하다. 도 2에서 사용된 참조 부호들은 도 2와 관련하여 상기에 논의된 특징들에 대응하는 특징들 표시하기 위해 도 15에서 사용된다.
필드 쉐이핑 요소(902)는 외부 전도체(206)의 외부 표면 주위에 배치된 전도성 재료의 환형 슬리브이다. 필드 성형 요소(902)는 동축 공급 케이블(202)의 원위 단부에 위치되고, 동축 공급 케이블(202)의 길이를 따라 계면(215)로부터 연장된다. 필드 쉐이핑 요소(902)의 길이는 동축 공급 케이블(202)에 의해 전달될 마이크로파 에너지의 1/4 파장에 대응한다. 마이크로파 에너지가 5.8 GHz인 경우, 필드 쉐이핑 요소(902)의 길이는 약 9 mm일 수 있다. 필드 쉐이핑 요소(902)의 내부 표면은 필드 쉐이핑 요소(902)가 그 길이를 따라 외부 전도체(206)에 전기적으로 연결되도록 외부 전도체(206)의 외부 표면과 접촉된다. 필드 쉐이핑 요소(902)와 외부 전도체(206) 사이의 전기적 연결은 예를 들어, 전도성 에폭시를 사용하거나, 또는 함께 납땜하거나 용접하여 필드 쉐이핑 요소(902)를 외부 전도체(206)에 고정함으로써 보장될 수 있다. 일부 실시예들에서(도시되지 않음), 필드 쉐이핑 요소(902)는 외부 전도체(206)와 일체로 형성될 수 있다. 필드 쉐이핑 요소(902)는 동축 공급 케이블(202)의 원위 영역에서 외부 전도체(206)의 유효 두께를 증가시키도록 작용한다.
도 16은 도 15에 예시된 전기수술 기구(900)에 대한 타겟 조직의 시뮬레이션된 마이크로파 방사선 프로파일을 도시한다. 유한 요소 분석 소프트웨어를 사용하여, 5.8GHz의 마이크로파 주파수에 대해 방사 프로파일이 시뮬레이션되었다. 도 16과 14를 비교해 보면 알 수 있듯이, 도 16의 방사 프로파일은 동축 공급 케이블 아래로 뒤로 연장되는 더 작은 테일을 갖는다. 도 16의 방사 프로파일은 더 구형으로 보이며, 방사 팁 주위에 더 집중되어 있다. 도 14의 전기수술 기구와 전기수술 기구(900) 사이의 유일한 차이점은 전기수술 기구(900)에 필드 쉐이핑 요소(902)가 존재한다는 점이다. 따라서, 필드 쉐이핑 요소(902)는 방사 프로파일에서 테일을 감소시키고, 방사 팁 주위에 마이크로파 에너지의 방출을 집중시키는 역할을 한다.
Claims (20)
- 전기수술 기구에 있어서,
마이크로파 에너지를 전달하는 동축 공급 케이블로서, 상기 동축 공급 케이블은 내부 전도체, 외부 전도체 및 상기 내부 전도체와 상기 외부 전도체를 분리시키는 유전체 재료를 갖는, 상기 동축 공급 케이블; 및
상기 마이크로파 에너지를 수신하기 위한 상기 동축 공급 케이블의 원위 단부에 배치된 방사 팁으로서, 상기 방사 팁은,
상기 내부 전도체에 전기적으로 연결되고 마이크로파 방사체를 형성하기 위해 길이방향으로 연장되는 세장형 전도체;
상기 방사 팁의 근위 영역에서 상기 세장형 전도체에 전기적으로 연결된 근위 튜닝 요소;
상기 방사 팁의 원위 영역에서 상기 세장형 전도체에 전기적으로 연결된 원위 튜닝 요소; 및
상기 세장형 전도체, 상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소 주위에 배치된 유전체 바디를 포함하는, 상기 방사 팁을 포함하며,
상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소는 상기 길이방향으로 이격되고, 이에 의해 상기 마이크로파 방사체에 의해 방출된 마이크로파 필드는 상기 유전체 바디 주위에 형성되는, 전기수술 기구. - 제1항에 있어서, 상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소는 상기 길이방항에 대해 대칭인, 전기수술 기구.
- 제1항에 있어서, 상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소는 원통형이며, 상기 세장형 전도체의 길이방향 축과 동일 선상에 있는 중심 축을 갖는, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 튜닝 요소는 상기 동축 공급 케이블의 상기 원위 단부로부터 상기 길이방향으로 이격되는, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소 각각은 상기 세장형 전도체가 연장되는 채널을 포함하는, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 원위 튜닝 요소는 상기 세장형 전도체의 원위 단부에 위치되는, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 길이 방향으로의 상기 원위 튜닝 요소의 길이는 상기 길이 방향으로의 근위 전극의 길이보다 큰, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 세장형 전도체는 상기 외부 전도체의 원위 단부를 넘어 연장되는 상기 내부 전도체의 원위 부분인, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 유전체 바디는 상기 근위 튜닝 요소와 상기 원위 튜닝 요소 사이의 유전체 스페이서를 포함하는, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 유전체 바디는 상기 근위 튜닝 요소 및 상기 원위 튜닝 요소의 외부 표면을 둘러싸는 유전체 피복을 포함하는, 전기수술 기구.
- 제10항에 있어서, 상기 유전체 피복의 외부 표면은 상기 동축 공급 케이블과 상기 방사 팁 사이의 계면에서 상기 동축 공급 케이블의 외부 표면과 동일 높이에 있는, 전기수술 기구.
- 제4항에 있어서, 상기 근위 튜닝 요소와 상기 동축 공급 케이블의 원위 단부 사이에 장착된 유전체 요소를 포함하는, 전기수술 기구.
- 제12항에 있어서, 상기 유전체 요소는 상기 외부 전도체의 원위 단부를 넘어 돌출되는 상기 동축 공급 케이블의 상기 유전체 재료의 원위 부분인, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 방사 팁은 상기 세장형 전도체의 원위 단부에 장착된 원위 팁을 포함하며, 상기 원위 팁은 유전체 재료로 만들어진, 전기수술 기구.
- 제14항에 있어서, 상기 원위 팁은 뾰족한, 전기수술 기구.
- 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 동축 공급 케이블의 원위 단부에 배치된 전도성 필드 쉐이핑 요소를 더 포함하며, 상기 필드 쉐이핑 요소는 상기 외부 전도체에 전기적으로 연결되는, 전기수술 기구.
- 제16항에 있어서, 상기 필드 쉐이핑 요소는 상기 외부 전도체의 근위 부분에 비해 증가된 두께를 갖는 상기 외부 전도체의 원위 부분에 의해 형성되는, 전기수술 기구.
- 제16항 또는 제17항에 있어서, 상기 필드 쉐이핑 요소는 상기 마이크로파 에너지의 1/4 파장에 대응되는 길이방향으로의 길이를 갖는, 전기수술 기구.
- 생물학적 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치에 있어서, 상기 전기수술 장치는,
마이크로파 에너지를 공급하도록 배열된 전기수술 제너레이터; 및
상기 전기수술 제너레이터로부터 상기 마이크로파 에너지를 수신하도록 연결된 제1항 내지 제18항 중 어느 한 항에 따른 전기수술 기구를 포함하는, 전기수술 장치. - 제19항에 있어서, 기구 채널을 갖는 가요성 삽입 코드(flexible insertion cord)를 포함하는 외과적 스코핑 장치를 더 포함하며, 상기 전기수술 기구는 상기 기구 채널 내에 맞도록 치수 조정되는, 전기수술 장치.
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