KR20220063172A - 마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치 - Google Patents

마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치 Download PDF

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Abstract

다양한 실시예를 통해 마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치를 제공한다. 전기수술 장치는: 마이크로파 에너지 파형을 생성하기 위한 마이크로파 에너지 신호 발생기; 조직 치료를 하기위해 원위 단부로부터 마이크로파 에너지 파형을 전달하게 배열된 전기수술 기구; 및 마이크로파 에너지 신호 발생기와 통신하는 컨트롤러를 포함한다. 마이크로파 에너지 신호 발생기는 마이크로파 에너지 파형을 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전달하도록 구성된다. 컨트롤러는 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하여, 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하고 그리고 하나의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 유발하는 것을 실질적으로 방지하도록 구성된다.

Description

마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치
발명의 분야
본 발명은 마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치, 및 전기수술 기구로부터 전기수술 기구의 원위 단부에서 생체 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지를 제어하는 방법에 관한 것이다. 특히, 마이크로파 에너지는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전달되며, 여기서 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일은, 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하거나 상기 또는 각각의 펄스(the or each pulse)가 전기수술 기구에 열을 축적하는 것을 실질적으로 방지하도록 제어된다. 장치는 스코핑(scoping) 장치를 이용하여 투과 또는 내시경적으로 사용할 수 있거나, 개복, 경피적 또는 복강경적 처치에 사용할 수 있다. 장치는 혈관 내의 조직을 치료하는 데 사용할 수 있으며, 예를 들어 대퇴동맥에 삽입할 수 있다.
발명의 배경
치료를 하기위해 특정 종양에 접근하기 위해서는 종양이 위치한 표적 부위에 도달하기 위해 환자 몸의 다른 부분을 절단 및/또는 터널링하는 단계를 포함할 수 있다. 이것은 복강경 또는 내시경 절차와 같은 경피적 절차와 최소 침습적 절차 모두가 해당될 수 있다. 절단 및/또는 터널링하는 과정은 환자에게 불편함을 주고, 회복 시간을 연장하며, 추가 의료 합병증을 유발할 위험이 있다.
마이크로파 방출 탐침을 사용하여 신체 조직의 다양한 상태를 치료하는 것이 알려져 있다. 예를 들어 마이크로파 방사선을 사용하여 종양 또는 병변을 절제하거나 응고시킬 수 있다. 예를 들어, 탐침은 주변 조직의 물 분자를 휘젓는 마이크로파 에너지를 방출하여, 마찰과 열을 생성하여서, 응고 괴사를 통해 세포 사멸을 유도해 낸다. 탐침을 사용하여 표적 조직에 마이크로파 에너지를 전달하는 것은, 방사 부분이 표적 부위에 가깝게 위치할 수 있으므로, 높은 비율의 전력을 표적 부위로 전달할 수 있고, 낮은 비율이 주위의 건강한 조직에서 손실되기 때문에, 바람직한 것이다. 이를 통해 치료의 부작용을 줄이면서, 효율을 높일 수 있다.
탐침은 복강경 수술(예를 들어, 캐뉼라 또는 튜브를 사용하거나, 충분히 단단하고 예리한 경우에는 피부를 통해 직접 삽입), 개복 수술 또는 기도와 같은 신체의 채널을 통해 조직에 삽입할 수 있다. 최소 침습적 방법(invasive method)은 신체의 채널을 사용하는 것으로, 시술 시 환자에게 가해지는 부담을 줄여준다. 카테터 또는 스코핑 장치를 사용하여 기구를 표적 부위로 유도할 수 있다.
발명의 요약
일반적으로, 본 발명은 혈관(예를 들어, 정맥 또는 동맥) 내부로부터 조직을 정확하게 절제하고 응고시킬 수 있는 국부 마이크로파 장을 매우 작은 규모로 제공하는 최소 침습 수술 기술에 사용하기 위한 전기수술 장치를 제공하는 것이다. 이것은 방사 원위 팁에 대한 기하학적 구조 및 재료의 적절한 선택을 통해 이루어진다. 또한, 본 발명은 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지를 전달하며, 여기서 하나 이상 펄스의 프로파일(예를 들어, 에너지, 진폭, 피크 진폭, 주기, 지속시간, 듀티 사이클, ON 부분 지속시간, OFF 부분 지속시간 등)은 하나 이상의 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하면서 펄스 사이에서 전기수술 기구에 열을 축적시키지 않게 선택된다.
예를 들어, 단일 펄스는 그 단일 펄스 사이에서 절제 또는 응고를 일으키기에 충분한 에너지(예를 들어, 충분히 높은 피크 전력 및/또는 충분히 긴 지속시간을 갖는 ON 부분을 가짐)를 전달할 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 복수의 펄스는 절제 또는 응고를 일으키기에 충분한 에너지를 전달하기 위해 함께 결합될 수 있지만, 각각의 개별 펄스는 자체적으로 절제 또는 응고를 야기하기에 충분한 에너지를 전달하지 않을 수 있다. 이런 방식으로 절제 또는 응고가 이행 된다.
예를 들어, 펄스의 ON 부분이 너무 짧아, 예를 들면, ON 부분이 분자 쌍극자의 회전이 기기의 재료에 상당한 열을 발생시키기에 충분한 긴 길이가 아니어서, 전기수술 기구의 유전 가열이 발생할 수 없기 때문에, 단일 펄스에서 기구에 열이 축적되지 않을 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 펄스의 OFF 부분은 ON 부분 동안 기기에 축적된 열이 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되는 펄스의 ON 부분과 비교하여 충분히 길 수 있기 때문에, 단일 펄스로 기구에 열이 축적되지 않을 수 있다. 이러한 방식으로 그렇지 않았을 때 환자에게 부정적인 영향을 초래하고 그리고/또는 기구의 손상을 유발할 수 있는 기구에 대한 가열을 감소하거나, 최소화하거나 또는 방지 한다.
펄스 프로파일(예를 들어, 에너지, 진폭, 피크 진폭, 주기, 지속시간, 듀티 사이클, ON 부분 지속시간, OFF 부분 지속시간 등)을 변화시킴으로써, 응고 또는 절제 중 하나를 선택할 수 있음을 이해해야 한다. 예를 들어, 일반적으로 생체 조직의 절제를 유발하는 것은 동일한 조직의 출혈을 막는 응고를 유발하는 것보다 더 많은 에너지를 필요로 한다. 따라서, 응고는 절제를 수행하는 데 사용되는 것보다 적은 양(예를 들어, 더 적은 펄스 또는 펄스의 버스트)의 마이크로파 에너지로 수행하는 것을 선택하여 할 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 에너지(또는 피크 펄스 전력 또는 ON 부분 지속시간)는 응고가 요구될 때와 비교하여 절제가 요구될 때 더 클 수 있다.
장치는 스코핑 장치와 함께 경관적(transluminally) 또는 내시경적으로 사용될 수 있거나 개복, 경피(percutaneous) 또는 복강경 치료에 사용될 수 있다. 장치는 예를 들어 대퇴 동맥에 삽입될 수 있는, 혈관 내 조직을 치료하는 데 사용될 수 있다.
본 발명의 제1 양태에 따르면, 마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치가 제공되며, 이 장치는: 마이크로파 에너지 파형을 생성하기 위한 마이크로파 에너지 신호 발생기; 조직 치료를 하기위해 원위 단부로부터 마이크로파 에너지 파형을 전달하도록 배열된 전기수술 기구; 마이크로파 에너지 신호 발생기와 통신하는 컨트롤러를 포함하며; 상기 마이크로파 에너지 신호 발생기는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지 파형을 전달하도록 구성되고, 그리고 상기 컨트롤러는 생체 조직의 절제 또는 응고를 야기하도록 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하고 그리고 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열이 축적되는 것을 실질적으로 방지하도록 구성 된다.
이런 방식으로, 전기수술 장치는 기구의 다른 부분에 원치 않는 열을 축적하지 않고 기구의 원위 단부로부터 마이크로파 에너지를 방사함으로써 절제 또는 응고를 수행하는 데 사용될 수 있다. 이러한 원치 않는 축적된 열은 환자에게 손상 및 불편함을 줄 수 있고, 환자 회복을 지연시킬 수 있고, 그리고 의학적 합병증을 유발할 수 있기 때문에 바람직하지 않은 것이다. 또한, 이러한 원치 않는 축적된 열은 전기수술 기구에 손상을 줄 수 있으므로 바람직하지 않다. 또한, 전기수술 기구에서 원치 않는 열 축적을 피하기 위해 특정 펄스의 프로파일을 선택함으로써, 장치 내에 별도의 또는 통합된 냉각 메커니즘을 포함할 필요가 없다. 본 발명이 혈관 내부의 조직을 절제하거나 응고시키는 데 사용되는 경우, 공간이 중요한 데, 종종 이러한 냉각 메커니즘을 위한 공간이 충분하지 않을 때가 있다.
예를 들어, 기구는 마이크로파 에너지 파형을 발생기에서 기구의 방사 원위 단부 부분(예: 안테나)으로 전달하는 급전 구조(예: 전송 라인 또는 케이블)를 포함할 수 있다. 이러한 원치 않는 축적된 열은, 환자의 신체 외부에서 환자 신체의 종양과 같은 환자 신체 내의 표적 부위로의 경로를 따라 환자의 건강한 부위 내측에서 열을 생성할 수 있는 공급 구조에서의 가열을 유발할 수 있다. 이 원치 않는 축적된 열은 건강한 부위에 손상을 줄 수 있다. 또한 이 원치 않는 축적된 열로 인해 기구가 손상될 수도 있다.
컨트롤러는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 에너지가 1회 또는 그 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 일으키도록 설정된 최소 에너지 이상으로 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성될 수 있다. 최소 에너지 값은 1kJ 일 수 있다. 에너지는 전력 및 시간의 함수이므로, 최소 에너지 값을 충족하기 위해, 컨트롤러는 상기 또는 각각의 펄스의 피크 전력이 피크 전력 최소값 이상으로 유지되도록 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성될 수 있고, 상기 최소값은 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하도록 설정된 값이다. 피크 전력 최소값은 500W 또는 1kW 와 같이 의료 용도의 경우 비교적 높을 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 최소 에너지를 충족시키기 위해, 컨트롤러는, 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분이 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 응고 또는 절제를 야기하도록 설정된 ON 부분 지속시간 최소값 이상에서 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성될 수 있다. ON 부분 지속시간 최소값 및 피크 전력 최소값은, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스가 전체적으로 적어도 최소 에너지 값(예: 1kJ 의 에너지)을 전달하도록 설정될 수 있다.
컨트롤러는, 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분의 지속시간이 마이크로파 에너지 파형이 상기 또는 각각의 펄스 동안 전기수술 기구의 유전 가열이 일어나지 않게 실질적으로 방지하도록 설정되는 제1 ON 부분 지속시간 제한치 이하에서 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성될 수 있다. 이러한 의미에서, ON 부분은 2가지 조건에 종속될 수 있다. 첫째, 절제 또는 응고를 유발하기 위해 ON 부분 지속시간 최소값 이상이어야 하고, 둘째, 전기수술 기구의 유전 가열을 피하기 위해 제1 ON 부분 지속시간 제한치 이하이어야 한다. 예를 들어, 발생기가 단일 펄스를 전달하는 경우, 유전 가열을 일으키지 않고 절제 또는 응고를 수행하기 위해, 제1 ON 부분 지속시간 제한치 및 피크 전력 최소값은 각각, 1초 및 1kW; 0.1초 및 10kW; 1ms 및 1MW; 그리고 0.2ms 및 5MW 일 수 있다. 이러한 각각의 경우, 단일 펄스에 의해 전달되는 에너지는 최소 1kJ 이다. 이러한 방식에서, ON 부분(제1 ON 부분 지속시간 제한치에 의해 제약받는 경우)은 전기수술 기구에서 상당한 유전 가열이 발생하기에 충분하지 않은 긴 시간일 수 있다. 예를 들어, 유전 가열은 기구의 재료 내의 분자 쌍극자 회전으로 인해 발생한다. 즉, 기구를 구성하는 적어도 일부 분자는 전기 쌍극자이며, 이들은 일 단부에서 부분적인 양전하를 갖고 그리고 타 단부에서 부분적인 음전하를 가짐으로써, 마이크로파의 교류 전기장과 정렬하려고 할 때 회전하게 된다. 회전하는 분자는 다른 분자를 때리고 움직이게 하여, 에너지를 분산시킨다. 분자 회전, 진동 및/또는 고체와 액체의 병진으로 분산된 이런 에너지는 더 뜨거운 물체와의 접촉에 의한 열 전달과 유사한 과정으로 기구의 온도를 상승시킨다. 이 실시예에서, ON 부분(제1 ON 부분 지속시간 제한치에 의해 제약받는 경우)은 너무 짧아서, 분자에 이러한 방식으로 기구에 대한 상당한 가열을 발생하는 충분한 시간이 주어지지 않는다.
컨트롤러는, 상기 또는 각각의 펄스의 듀티 사이클이, 해당 펄스의 ON 부분 동안 전기수술 기구에 축적되는 마이크로파 에너지 파형이 야기하는 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되게 설정된 듀티 사이클 제한치 이하에서 유지될 수 있게, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성된다. 부가적으로, 컨트롤러는, 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분이, 해당 펄스의 ON 부분 동안 전기수술 기구에 축적되는 마이크로파 에너지 파형이 야기하는 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되게 설정된 제2 ON 부분 지속시간 제한치 이하에서 유지될 수 있게, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 추가로 구성된다. 실시예에서, 듀티 사이클 제한치는 10% 일 수 있고/있거나, 제2 ON 부분 지속시간 제한치는 10㎲ 내지 200㎲ 일 수 있다. 이러한 방식으로, 전기수술 기구는 예를 들어 유전 가열의 결과로 ON 부분 동안 가열될 수 있다. 그러나 듀티 사이클(및 가능하게는 ON 부분 지속시간)은 이 열의 거의 모두가 OFF 부분 동안 소산되도록 선택되어 진다. 이러한 방식으로 펄스 사이의 열은 축적되지 않는다. 따라서 기구는 환자에게 부정적인 결과를 초래하거나 기구 손상을 야기할 수 있는 원치 않는 축적 열을 생성하지 않게 된다. 달리 말하면, 펄스 프로파일은 각 펄스 동안 생성된 열이 환자 또는 기구에 대한 원치 않는 가열 손상을 유발하지 않게 선택될 수 있다. 각 펄스 동안 생성된 모든 열이 실질적으로 해당 펄스의 끝에서 소산되므로, 후속 펄스는 열을 더 이상 가열시키지 않는다. 즉, 펄스 사이에서 열이 축적되지 않는다. 또한, ON 부분 지속시간을 제어하는 대신(제2 ON 부분 지속시간 제한을 통해), 컨트롤러는 상기 또는 각각의 펄스의 펄스 주기가 펄스 주기 제한치 이하에서 유지되도록 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성될 수 있고, 상기 제한치는 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 펄스의 ON 부분 동안 전기수술 기구에 축적되는 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되도록 설정된다. 펄스 주기 제한치는 2ms 일 수 있다.
일 실시예에서, 마이크로파 에너지 신호 발생기는 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지 파형을 전달하도록 구성되고, 컨트롤러는 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하여 복수의 펄스 버스트를 형성하도록 구성되며, 각 버스트의 에너지는 최소 에너지 이상으로 유지된다. 즉, 펄스 프로파일 및 버스트 프로파일은 버스트(전체적으로)가 절제 또는 응고를 유발하기에 충분한 에너지를 제공하도록 선택되지만, 해당 버스트의 각각의 개별 펄스(자체적으로)는 절제 또는 응고를 유발하기에 충분한 에너지를 제공하지 않을 수 있다. 또한, 해당 버스트의 각각의 개별 펄스(자체적)는, 예를 들어 ON 부분이 유전 가열이 발생하기에 충분하지 않은 시간이거나 또는 듀티 사이클(및, 가능하게는 ON 부분 지속시간 또는 펄스 주기)이 ON 부분 동안 생성된 열이 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되도록 설정되었기 때문에, 전기수술 기구에 열이 실질적으로 축적되는 것을 방지하게 구성된다. 일 실시예에서, 각각의 버스트는 최대 40% 의 버스트 듀티 사이클을 갖는다. 일 실시예에서, 각각의 버스트는 최대 200ms 의 버스트 ON 부분 지속시간을 갖는다. 펄스를 버스트로 배열하는 것의 장점은, 버스트의 OFF 부분이 예를 들어 마이크로파 에너지에 의해 야기되는 전기수술 기구에 대한 가열을 추가로 제한한다는 것이다. 이 효과는 버스트 내에서 개별 펄스의 특정하게 선택된 프로파일에 대한 상술한 열 제한 효과에 더해진다.
일 실시예에서, 피크 전력 최소값은 1kW 이고; 듀티 사이클 제한치는 10% 이고; 제1 ON 부분 지속시간 제한치는 200㎲ 이다. 이 예에서 1kW 피크 전력 펄스는 200㎲ 의 ON 부분 지속시간 동안 전달되고, 그 다음에는 1800㎲ 의 OFF 부분 지속시간이 제공되며, 1초 동안 200㎲ 지속시간의 500 펄스가 발생하고, 이 1초의 시간 동안 조직에 전달되는 에너지는 100J 이 된다. 따라서 최소 1kJ 의 에너지를 충족시키기 위해서, 절제 또는 응고를 수행하기 위해 10초의 용량(dosage)이 필요할 수 있다. 이러한 배열에서는, 절제 또는 응고를 수행하기 위해 복합 펄스가 사용되지만, 일부 다른 실시예에서 펄스 프로파일은 단일 펄스만 필요하도록 변경될 수 있음을 이해해야 한다(예: 피크 전력 최소값은 1kW 대신 5MW 일 수 있음). 어떤 경우든, 각 펄스의 프로파일은, (i) 각 펄스의 짧은 ON 부분 지속시간으로 인해 유전 가열이 방지되거나 최소로 되기 때문에, 그리고/또는 ii) ON 부분 동안 생성된 감지할 수 있는 열이 로우 듀티 사이클(및 가능하게는, 짧은 ON 부분 지속시간 또는 펄스 주기)로 인해 OFF 부분 동안 소산될 시간이 주어지기 때문에, 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열을 축적하는 것을 실질적으로 방지한다.
단일 펄스 또는 복합 펄스를 사용하여 전기수술 기구에 열을 축적하지 않고 절제 또는 응고를 수행하는 경우, 기구(예를 들어, 동축 케이블 및/또는 방사 팁 부분)가 고전력 펄스 및, 예를 들어 고전력 펄스와 관련된 전압을 견딜 수 있는지가 중요하다. 예를 들어, 100kW 가 50ohm 부하(예: 조직 부하)에 1초 동안 전달되는 경우, 전압은 약 2,236V (즉, SQRT[100,000 x 50])가 된다. 또한, 기구 안테나(예: 방사 팁 부분)가 중첩될 수 있는 전압 반사를 최소화하기 위해 조직 부하(tissue load)에 임피던스가 잘 매칭되야 하는 것도 중요하다. 이 임피던스 정합을 달성하기 위한 다양한 메커니즘을 아래에서 자세히 설명한다.
단일 펄스 또는 복합 펄스를 사용하여 전기수술 기구에 열을 축적하지 않고 절제 또는 응고를 수행하는 경우, 선택된 또는 지정된 펄스 지속시간(예: ON 부분 지속시간 또는 펄스 주기)을 초과하지 않게 하기 위해서 제위치를 유지하도록 제어하는 것이 중요하다. 이것은 피크 전력이 증가함에 따라 더욱 중요해지며, 특히 전기수술 기구에 열이 축적되지 않고 절제 또는 응고를 수행하기 위해서 단일 펄스가 사용되는 실시예와 관련하여서는 그러하다. 예를 들어, 5MW 소스를 사용하여 1kJ 의 에너지를 전달하려면 200㎲ 의 시간이 소요된다. 따라서 컨트롤러는 200㎲ 의 이 지속시간을 정확히 시행하고, 이 시행시간이 끝나면 기구에 대한 마이크로파 에너지의 공급을 차단하도록 작동할 수 있다. 일 실시예에서, 컨트롤러는 이러한 동작을 수행하는 차단 회로를 포함할 수 있다. 예를 들어, 차단 회로는 비교기에 연결된 적분기(integrator)를 포함할 수 있다. 작동 시, 비교기는 적분기의 출력을 지정된 시간 기간(예: 이 경우 200㎲)에 대응하는 미리 설정된 임계값과 비교한다. 적분기의 출력은 시간이 지남에 따라 누적되고, 이 출력은 비교기에 의해 임계값과 비교되어, 적분기의 출력이 임계값에 도달하면 비교기 출력은 변경된다. 발생기는 비교기 출력을 기반으로 컨트롤러에 의해 차단될 수 있다. 이러한 방식에서는 지속시간이 끝날 때 발생기를 정확하게 차단하기 위한 메커니즘이 제공된다. 일 실시예에서, 적분기는 예를 들어 5V 로 클램핑될 수 있다.
전기수술 기구는: 마이크로파 에너지 파형을 전달하고, 내부 도체, 외부 도체, 및 내부 도체와 외부 도체를 분리하는 제1 유전체 재료를 갖는 동축 케이블; 및 동축 케이블의 원위 단부에 배치되어, 동축 케이블로부터 마이크로파 에너지 파형을 수신하고, 조직 치료를 위해 국부 마이크로파 장(field)을 방사하는 방사 팁 부분을 포함한다.
동축 케이블의 외부 도체는 열 질량과 열 전달 용적을 증가시키기 위해 가능한 물리적으로 두껍게 형성될 수 있다. 이러한 방식에서는, 마이크로파 에너지 전달로 인해 케이블에서 생성된 열의 전부 또는 대부분이, 예를 들어 환자 내부에서 누출되지 않고 케이블 구조 내에서 유지될 수 있다. 일 실시예에서, 외부 도체는 0.5mm 두께일 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 전기수술 기구의 핸들과 같은 전기수술 기구의 근위 단부에서 열 싱크(heat sinking)를 이행할 수 있다. 일 실시예에서, 이러한 열 싱크는 동축 케이블의 외부 도체에 연결된 열 싱크 구조(예를 들어, 구리와 같은 금속의 고체 블록)로 수행될 수 있다. 또한, 열 싱크 구조는 냉각 공기를 열 싱크 구조로 향하게 하는 냉각 팬, 또는 냉각수(예: 액체 질소)에 열 싱크 구조를 담그는 하우징 또는 케이싱과 같은, 추가 냉각 메커니즘을 포함할 수 있다.
방사 팁 부분은 방사선 불투과 구조, 예를 들어 의료 영상 시스템에서 볼 수 있는 외부 표면 상의 링 또는 환형 구조를 포함할 수 있다. 따라서, 폼 팩터(form factor)가 매우 작음에도 불구하고 기구를 볼 수 있다. 일 실시예에서, 방사 팁 부분의 적어도 일부(예를 들어, 원위 부분)는 세라믹, 예를 들어 지르코니아와 같은 고밀도 재료로 제조 될 수 있으며, 따라서 초음파 이미징으로, 예를 들어 휴대용 초음파 영상 시스템 또는 초음파 내시경 영상 시스템에서 볼 수 있다.
일 실시예에서, 방사 팁 부분은: 유전체 팁, 및 유전체 팁 내로 길이방향으로 연장되는 내부 도체의 원위 전도성 부분을 포함한다. 유전체 팁은 제1 유전체 재료보다 큰 유전율을 갖는 제2 유전체 재료로 형성될 수 있다.
일 실시예에서, 기구는 그 원위 단부에서 유전체 재료를 갖는 동축 기반 장치(coaxial-based device)이며, 절제 또는 응고에 대해 제어가능한 구형태(spherical) 영역을 형성하도록 전방향 방사 패턴으로 생성된다. 유전 방사체(dielectric radiator)의 기하학적 형상은 전자기 방사 패턴의 모양을 결정하고, 조직은 생성에 영향을 미친다. 장치의 원위 단부는 생체 조직으로의 효율적인 마이크로파 에너지 전달이 이행되어 국소 양(localized volume)의 절제 또는 응고가 이루어지게 설계된다. 절제 또는 응고로 초래되는, 국부적으로 열 유도된 영역은 유전 가열, 또는 유전 전도와 열 전도의 조합의 결과로서 발생한다. 다른 안테나 모양을 사용할 수도 있다. 예를 들어, 기구는 유전체 팁의 외부 표면에 배치되어 마이크로파 에너지를 생체 조직에 전달하기 위한 표준 마이크로스트립 전송 라인, 동일 평면 전송 라인, 현수된 마이크로스트립 라인 또는 누출 동축 라인(leaky co-axial line)을 형성하는 전도성 재료를 포함할 수 있다. 또한, 방사 팁 부분은 절연체에 의해 분리된 2개의 전도성 요소(예를 들어, 디스크)를 포함할 수 있으며, 여기서 하나의 전도성 요소는 동축 케이블의 내부 도체에 연결되고, 그리고 다른 전도성 요소는 동축 케이블의 외부 도체에 연결된다. 또한, 방사 팁 부분은 나선형 안테나를 포함할 수 있다.
유전체 팁의 효과는 마이크로파 에너지의 파장을 줄이고 그리고 유전체 팁의 구조는 전자기장 분석 소프트웨어를 사용하여, 혈관 치수에 의해 부과되는 작은 모양에 대한 제약 사항을 기초로 하여 더 나은 임피던스 매칭과 합성된 절제 프로파일에 대한 제어부를 생성하게 모델링 된다. 예를 들어, 동축 케이블 및 방사 팁 부분의 외경은 1.9mm 이하, 바람직하게는 1.5mm 이하 또는 더욱 바람직하게는 1mm 이하일 수 있다. 이 크기의 것을 사용하면 기구를 직접 용기에 넣거나 시판되는 소형 스코핑 장치 기구 채널에서 작동할 수 있다. 또한 이 크기의 것을 사용하면 기구를 혈관 내로 삽입하거나 혈관 내에서 이동할 수도 있다.
장치의 가요성을 유지하기 위해서, 유전체 팁의 축방향 길이는 5mm 이하, 바람직하게는 2mm 이하이다. 이를 통해서, 특히 원위 단부에서 기구의 가요성에 부정적인 영향을 주지 않으면서, 제2 유전체 재료를 비교적 강성으로 만들 수 있다. 팁의 길이를 충분히 크게 줄이기 위해서는 유전체의 유전율을 유니티(unity) 즉, 9 또는 100 보다 훨씬 크게 할 필요가 있으며, 여기서 파장은 각각 3 및 10 축소될 것이다.
마이크로파 에너지는 단일 스폿 주파수, 예를 들어 5.8GHz 일 수 있거나, 스폿 주파수 주변에서 증가 또는 감소될 수 있는 스폿 주파수, 예를 들어 5.8GHz +/- 100MHz 또는 2.45GHz +/- 50MHz 일 수 있다. 이 주파수 변화는 조직 부하에서 마이크로파 에너지를 조정하거나 일치시키는 데 도움이 되는 위상 변화로 해석될 수 있다. 일 실시예에서, 마이크로파 에너지는 24GHz 내지 24.25GHz의 주파수 범위 내에 있다(예를 들어, 24.125GHz 의 중심 주파수 및 250MHz 의 대역폭을 갖는 ISM 대역).
제2 유전체 재료의 유전율은 유전체 팁에서 전파할 때 유전체 팁의 축방향 길이가 마이크로파 에너지 파장의 무시할 수 없는 부분에 대응하도록 마이크로파 에너지 주파수에 기초하여 선택할 수 있다. 여기서, 무시할 수 없는 분수(fraction)는 0.05 이상, 바람직하게는 0.06 이상일 수 있다. 이를 통해서 제2 유전체 재료가 적절한 파장-단축 효과를 제공하는 것을 보장할 수 있다. 일 실시예에서, 제2 유전체 재료의 유전율은 80 이상이다. 예를 들어, 이산화 티타늄이 제2 유전체 재료로서 사용될 수 있다. 제1 유전체 재료는, PFTE 또는 마이크로파 에너지의 주파수에서 저손실의 다른 유전체를 사용할 수 있다.
방사 팁 부분은 임피던스 변압기로서, 예를 들어 안테나의 유효 임피던스를 조직 부하 임피던스와 일치시키기 위한 쿼터 파(quarter wave) 임피던스 변압기로서 기능하도록 배치될 수 있다. 즉, 방사 팁 부분의 기하학적 모양은 임피던스 변압기에 선행하여 전송 라인을 보았을 때, 임피던스 불일치의 영향이 보이지 않도록 선택한다. 이것은 임피던스 매칭 네트워크라고도 생각할 수 있다.
방사 팁 부분은, 원위 전도성 부분의 근위 부분을 둘러싸고 그리고 유전체 팁으로부터 제1 유전체 재료를 분리하는 중간 유전체 요소를 더 포함할 수 있으며, 중간 유전체 요소는 제2 유전체 재료와 다른 제3 유전체 재료로 형성된다. 제3 유전체 재료는 제1 유전체 재료와 동일하거나 상이할 수 있다. 중간 유전체 요소의 기하학적 모양은 예를 들어 전자기 시뮬레이션 등에 기초하여 선택되어, 위에서 논의된 임피던스 매칭 기능을 용이하게 할 수 있다. 다시 말하지만, 이것은 임피던스 매칭 네트워크로 간주될 수 있다.
기구의 실시예는 예를 들어 적절한 전기수술 발생기에 대한 인터페이스를 제공하기 위해 동축 케이블의 근위 단부에 있는 핸들, 그리고 동축 케이블 및 방사 팁 부분을 전달하기 위한 폐쇄형 카테터/시쓰(sheath)를 포함할 수 있다.
국부적인 마이크로파 장(field)은 실질적으로 구형으로 예를 들면 방사 팁 부분 주위에 있을 수 있거나 또는 예를 들어 샤프트를 따른 절제 실린더(cylinder of ablation)와 같이 가늘고 길게 있을 수 있다. 구형 장(spherical field) 형태의 장점 중 하나는 회전이 불변이기 때문에 용기 내의 장비 또는 장비 채널의 방향을 제어할 필요가 없다는 것이다.
외부 시쓰는 예를 들어 날카로운 팁이 혈관 벽 또는 스코핑 장치의 기구 채널을 손상시키는 것을 방지하고 그리고/또는 기구를 보호하기 위해서 방사 팁 부분 위에 형성될 수 있다. 유전체 팁은 혈관 내에서 기구를 조작하는 동작을 돕는 기하학적 구조를 가질 수 있다. 예를 들어, 장치의 원위 단부는 돔형 또는 반구형과 같이 둥글게 형성될 수 있다.
기구는 원위 단부에서 온도 센서를 더 포함할 수 있다. 따라서 기구는 기구의 원위 단부 상태에 대한 추가 피드백을 제공할 수 있다. 온도 센서는 동축 케이블의 외부 도체 또는 방사 팁에 장착된 열전대(thermocouples)일 수 있다. 방사 팁 주위에는 복수의 열전대가 위치해 있을 수 있다. 열전대(들)는 튜닝 스터브 또는 복수의 스터브 근처에 위치할 수 있으며, 스터브(들)는 마이크로파 에너지와 동일한 주파수를 갖는 신호를 필터링 하거나 또는 열전대에 또는 그 부근의 전압을 0 또는 0 에 가깝게 하여 열전대의 응답(mV/C 또는 V/C)이 마이크로파 신호의 영향을 받지 않게 배치된다. 마이크로파 에너지가 온도 센서의 응답 신호를 압도하는 것을 피하기 위해, 마이크로파 에너지가 오프에 있을 때, 즉 펄스 동작이 OFF 주기에 있을 때도 온도 측정은 수행될 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 기구는 마이크로파 에너지에 의해 야기된 온도 센서로부터의 응답 신호의 노이즈를 제거하기 위한 필터링 장치를 포함할 수 있다. 즉, 포스트 필터링을 사용하여 측정 신호에서 마이크로파 신호(노이즈)를 제거할 수 있다. 예를 들어 100dB 와 같은 매우 높은 공통 모드 제거율(CMRR)(common mode rejection ratio)을 갖는 고주파 연산 증폭기 또는 반파 길이 필터를 사용하여 공통 모드 신호를 필터링 할 수 있다.
필터링 장치는 응답 신호로부터 더 높은 주파수 성분을 제거하도록 배치된 저역 통과 필터 및 공통 모드 인젝션 계측 증폭기를 포함할 수 있다.
본 발명의 제2 양태에 따르면, 전기수술 기구로부터 전기수술 기구의 원위 단부에서 생체 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지를 제어하는 방법이 제공되며, 이 방법은: 마이크로파 에너지 파형을 생성하는 단계; 마이크로파 채널을 따라 마이크로파 에너지 파형을 전기수술 기구로 전달하는 단계; 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전기수술 기구의 원위 단부로부터 마이크로파 에너지 파형을 전달하는 단계; 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하여, 생체 조직의 절제 또는 응고를 일으키고 그리고 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 야기하는 것을 실질적으로 방지하는 단계를 포함한다.
제어 단계는 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 추가로 포함하여, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 에너지가 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하도록 설정된 최소 에너지 값 이상으로 유지된다. 최소 에너지 값은 1kJ 일 수 있다. 최소 에너지 값을 충족시키기 위해, 제어 단계는 상기 또는 각각의 펄스의 피크 전력이 피크 전력 최소값 이상으로 유지되도록 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함할 수 있으며, 상기 최소값은 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하도록 설정된다. 피크 전력 최소값은 500W 또는 1kW 이상이 될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 최소 에너지 값을 충족시키기 위해, 제어 단계는 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분이 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 응고 또는 절제를 유발하도록 설정된 ON 부분 지속시간 최소값 이상에서 유지되도록 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함할 수 있다. ON 부분 지속시간 최소값 및 피크 전력 최소값은 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스가 적어도 최소 에너지 값(예: 1kJ 의 에너지)을 전달하도록 설정될 수 있다.
제어 단계는, 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분 지속시간이, 상기 또는 각각의 펄스 동안 마이크로파 에너지 파형이 전기수술 기구의 유전 가열을 유발하는 것을 실질적으로 방지하도록 설정된 제1 ON 부분 지속시간 제한치 이하에서 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 더 포함 할 수 있다. 예를 들어, 단일 펄스가 생성되는 경우, 유전 가열을 일으키지 않고 절제 또는 응고를 수행하기 위해서, 제1 ON 부분 지속시간 제한치 및 피크 전력 최소값은 각각: 1초 및 1kW; 0.1초 및 10kW; 1ms 및 1MW; 및 0.2ms 및 5MW; 일 수 있다. 이러한 각각의 경우, 단일 펄스에 의해 전달되는 에너지는 적어도 1kJ 이다.
제어 단계는, 상기 또는 각각의 펄스의 듀티 사이클이, 해당 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 전기수술 기구에 축적되는 열이, 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되게 설정된 듀티 사이클 제한치 이하로 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 더 포함할 수 있다. 또한, 제어 단계는, 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분이, 해당 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 전기수술 기구에 축적되는 열이, 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되게 설정된 제2 ON 부분 지속시간 제한치 이하로 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 더 포함할 수 있다. 실시예에서, 듀티 사이클 제한치는 10% 일 수 있고/있거나, 제2 ON 부분 지속시간 제한치는 10㎲ 내지 200㎲ 일 수 있다. 또한, ON 부분 지속시간을 제어하는 대신에, 제어 단계는 추가로, 상기 또는 각각의 펄스의 주기가, 해당 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 전기수술 기구에 축적되는 열이, 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되게 설정된 펄스 주기 제한치 이하로 유지되도록, 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 더 포함할 수 있다. 펄스 주기 제한치는 2ms 일 수 있다.
전달 단계는 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전기수술 기구의 원위 단부로부터 마이크로파 에너지 파형을 전달하는 단계를 더 포함할 수 있고; 제어 단계는 복수의 펄스 버스트를 형성하도록 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 더 포함할 수 있으며, 여기서 각각의 버스트는 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발한다. 일 실시예에서, 각각의 버스트는 최대 40% 의 버스트 듀티 사이클을 갖는다. 일 실시예에서, 각각의 버스트는 최대 200ms 의 버스트 ON 부분 지속시간을 갖는다. 일 실시예에서, 각각의 버스트는 적어도 1kJ의 에너지를 전달한다. 그러나, 다른 실시예에서는 다른 버스트 프로파일이 사용될 수 있다.
상술한 제2 양태의 효과 및 이점은 제1 양태와 관련하여 상술한 바와 같다.
전기수술 기구로부터 전기수술 기구의 원위 단부에 생체 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지를 제어하는 방법은, 환자 내에서 종양을 치료하는 방법의 일부를 형성할 수 있다. 예를 들어, 종양은 환자의 혈관에 부착(예: 혈관에서 자라거나 분기)될 수 있고, 전기수술 기구는 혈관의 내강을 통해 혈관과 종양 사이의 접합부에 삽입될 수 있다. 전기수술 기구는 경피적으로 또는 가이드 카테터 또는 스코핑 장치와 같은 최소 침습 기술을 통해 혈관에 삽입될 수 있다.
혈관 내부와 혈관과 종양 사이의 접합부(junction)에 도달하면, 펄스 마이크로파 에너지를 사용하여 다양한 치료를 수행할 수 있다. 예를 들어, 마이크로파 에너지를 사용하여 접합부의 생체 조직을 치료하고 종양을 죽이기 위해 종양으로 가는 혈액 공급을 차단할 수 있다. 이 기술은 종양 세포가 종양에서 혈관으로 누출되지 않도록 종양과 혈액 공급부 사이의 개구부에서 종양에 플러그(plug)(또는 고형 세포 덩어리)를 형성하는 것을 포함할 수 있다. 추가로 또는 대안적으로, 마이크로파 에너지를 사용하여 접합부의 생체 조직을 치료하고 종양을 혈관에서 떼어낼 수 있다. 이 기술은 종양세포가 분리된 종양에서 환자 신체의 주변 부분으로 누출되지 않도록 종양과 혈액 공급부 사이의 개구부에서 종양에 플러그(또는 고형 세포 덩어리)를 형성하는 것을 포함할 수 있다. 이 기술은 또한 혈액 공급을 차단함으로써 종양을 죽이는 효과도 있다. 추가로 또는 대안적으로, 전기수술 기구는 종양 내부로 들어가도록 혈관과 종양 사이의 접합부를 통해 삽입될 수 있다. 그런 다음, 마이크로파 에너지를 사용하여 종양 내의 생체 조직을 치료하고 종양을 죽일 수 있다. 이 수술은 종양의 혈액 공급이 차단되기 전에 수행할 수 있다. 이 맥락에서 조직의 치료는 조직의 절제 및 응고 중 적어도 하나를 포함하며, 이러한 방식으로, 치료는 세포 사멸이 일어나 종양이 파괴되는 수준까지 암세포의 온도를 상승시키는 프로세스를 포함할 수 있는 치료인 것으로 이해해야 한다.
또한, 이 방법은 환자의 혈관 내강을 통해 혈관과 종양 사이의 접합부에 카테터(예: 가이드 카테터)를 삽입한 다음, 카테터를 통해 전기수술 기구를 삽입하는 단계를 포함할 수 있다. 전기수술 기구가 카테터의 원위 단부로부터 돌출되어 마이크로파 에너지를 기구의 원위 단부에 있는 세포 내로 직접 방사할 수 있도록, 카테터의 원위 단부를 접합부 바로 앞에 짧게 삽입할 수 있다.
여기서, 마이크로파 주파수는 300MHz 내지 100GHz 범위의 안정된 고정 주파수를 의미할 수 있다. 마이크로파 에너지의 바람직한 스폿 주파수에는 915MHz, 2.45GHz, 5.8GHz, 14.5GHz, 24GHz 및 24.125GHz 가 포함된다.
본 명세서에서, "전도성"이라는 용어는 문맥에서 달리 지시하지 않는 한 "전기적 전도성"을 의미한다.
본 발명의 예는 첨부된 도면을 참조하여 아래에서 상세히 설명된다.
도 1a는 본 발명이 사용될 수 있는 전기수술 장치의 개략도이다.
도 1b는 일 실시예에 따른 마이크로파 에너지 파형의 그래픽 도면이다.
도 1c는 다른 실시예에 따른 마이크로파 에너지 파형의 그래픽 도면이다.
도 2는 일 실시예에 따른 전기수술 시스템의 개략적인 시스템 다이어그램이다.
도 3은 본 발명의 실시예에서 사용될 수 있는 전기수술 기구의 종단면도이다.
도 4a는 도 3의 전기수술 기구에 의해 생성된 방사 흡수 패턴의 시뮬레이션의 종단면도이다.
도 4b는 도 3의 전기수술 기구에 의해 생성된 방사 흡수 패턴의 시뮬레이션의 축방향 단면도이다.
도 5는 본 발명의 다른 실시예인 전기수술 기구의 종단면도이다.
도 6은 도 5의 전기수술 기구에 의해 생성된 방사 흡수 패턴의 시뮬레이션의 종단면도이다.
도 7은 일 실시예에 따라 전기수술 기구로부터 생체 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지를 제어함으로써 종양을 치료하는 방법을 예시한 흐름도이다.
상세한 설명; 추가 옵션 및 기본 설정
도 1a는 침습성 전기수술 기구의 원위 단부에 마이크로파 에너지를 공급할 수 있는 완전한 전기수술 장치(100)의 개략도이다. 장치(100)는 또한 원위 단부까지 유체를 예를 들어, 냉각유체를 공급할 수도 있다. 장치(100)는 마이크로파 에너지를 제어 가능하게 공급하기 위한 발생기(102)를 포함한다. 이 목적에 적합한 발생기는 WO 2012/076844에 설명되어 있으며, 이는 참조로 본원에 포함된다. 발생기는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지 파형을 전달하도록 배열될 수 있다. 발생기와 통신하는 컨트롤러는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성되어, 첫 번째로 펄스가 생체 조직의 절제 또는 응고를 야기하도록, 즉 하나 이상의 펄스가 절제 또는 응고를 야기하기에 충분한 에너지를 갖는다. 또한, 두 번째로, 컨트롤러가 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하여, 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 유발하는 것을 실질적으로 방지하게 구성된다. 즉, 각각의 펄스는, 펄스를 완료하면 기구에 상당한 양의 원치 않는 열이 남지 않게 형성 된다. 발생기(102)의 전력 증폭기는 발생기가 이러한 펄스를 전달할 수 있도록 특정적으로 선택될 수 있으며, 예를 들면 전력 증폭기는 레이더 응용분야에서 일반적으로 사용되는 전력 증폭기일 수 있다. 컨트롤러는 발생기(102)의 일부로 형성되거나, 발생기(102)와 동일한 물리적 유닛에 수용될 수 있다.
발생기(102)는 인터페이스 케이블(104)에 의해 인터페이스 조인트(106)에 연결된다. 인터페이스 조인트(106)는 또한 주사기와 같은 유체 전달 장치(108)로부터 유체 공급(107)을 받도록 연결될 수 있다. 필요에 따라, 인터페이스 조인트(106)는 예를 들어 하나 이상의 제어 와이어 또는 푸시 로드(도시되지 않음)의 길이방향(앞뒤) 이동을 제어하기 위해 트리거(110)를 슬라이드하여 작동할 수 있는 기구 제어 메커니즘을 수용할 수 있다. 제어 와이어가 여러 개 있는 경우에는, 전체 제어를 하기 위해 인터페이스 조인트에 여러 개의 슬라이드 트리거가 있을 수 있다. 인터페이스 조인트(106)의 기능은 발생기(102), 유체 전달 장치(108) 및 기구 제어 메커니즘으로부터의 입력을, 인터페이스 조인트(106)의 원위 단부로부터 연장되는 단일 가요성 샤프트(112)에 결합하는 것이다.
유체 전달 장치(108), 인터페이스 케이블(104) 및 기구 제어 메커니즘은 선택 사항이다.
가요성 샤프트(112)는 스코핑 장치(114)(예를 들어, 기관지경, 내시경 또는 복강경)의 기구(작업) 채널의 전체 길이를 통해 삽입될 수 있다.
가요성 샤프트(112)는, 스코핑 장치(114)의 기구 채널을 통과하고 스코핑 장치의 튜브의 원위 단부에서 (예를 들어, 환자 내부로) 돌출되는 형상으로 이루어진 원위 단부 조립체(118)(도 1a에서 축척으로 도시되지 않음)를 갖는다. 원위 단부 조립체는 마이크로파 에너지를 생체 조직으로 전달하거나 방사하기 위한 작동 팁(active tip)을 포함한다. 팁 구성은 아래에서 자세히 설명한다.
아래에서 논의되는 원위 단부 조립체(118)의 구조는 종래의 조종 가능한 가요성 스코핑 장치와 함께 사용하도록 특별하게 설계될 수 있으며, 이에 의해 원위 단부 조립체(118)의 최대 외경은 2.5mm 이하, 바람직하게는 1.9mm 미만(및 보다 바람직하게는 1.5mm 미만 또는 훨씬 더 바람직하게는 1mm 미만)이고, 가요성 샤프트의 길이는 1.0m 이상, 예를 들어 1.5m, 2m, 2.5m 등 이다.
위에서 설명한 장치는 기구를 도입하는 한 가지 방법이다. 다른 기술도 가능하다. 예를 들어, 기구는 카테터를 사용하여 삽입될 수도 있다.
본 발명은 혈관(예: 정맥 또는 동맥) 내부를 이동할 수 있고 그리고 혈관 내로부터 조직, 특히 종양이 혈관에 결합하는 영역의 조직 또는 종양 자체 내부 조직으로 마이크로파 에너지를 전달할 수 있는 기구를 제공하는 것이다. 예를 들어, 기구는 혈관과 종양 사이의 접속부 또는 접합부에서 조직을 치료(예를 들어, 절제 또는 응고)하여 종양으로 가는 혈액 공급을 차단하고, 특정 경우에는 종양을 혈관으로부터 분리시키는 데 사용될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 기구를 사용하여 혈관의 내부로부터 종양의 내부로 들어가서, 종양의 내부에 있을 때 마이크로파 에너지를 전달할 수 있다. 부작용을 줄이고 기구의 효율성을 최대로 하기 위해서는 송신 안테나가 표적 조직에 최대한 가깝게 위치해야 한다. 표적 부위에 도달하기 위해서는 기구가 기도를 통하고 장애물 주위를 안내해야 한다. 이것은 기구가 이상적으로 유연하고 작은 단면을 가져야 한다는 것을 의미한다. 특히 기구는 좁고 구불구불할 수 있는 혈관을 따라 조종되어야 하는 안테나 근처에서 매우 유연해야 한다. 안테나가 좁은 곳에서 제대로 작동하고, 안테나의 구성요소가 경성인 경우에 기구의 유연성을 높이기 위해서는, 기구의 안테나 부분의 크기가 가능한 작아야 한다. 기구는 직렬로 배치된 2개의 동축 전송 라인을 포함할 수 있고, 근위 동축 전송 라인은 원위 동축 전송 라인보다 큰 외경을 갖는다. 근위 동축 전송 라인의 외경은 2mm 이상일 수 있고, 원위 동축 전송 라인의 외경은 1.5mm 이하, 예를 들어 1.2mm 일 수 있다. 근위 동축 전송 라인은 가요성 샤프트의 대부분을 따라 연장될 수 있다. 예를 들어, 근위 동축 전송 라인은 1m 이상의 길이를 가질 수 있고, 원위 동축 전송 라인은 0.3m 이하의 길이를 가질 수 있다. 이 배열은 근위 동축 전송 라인이 너무 가열되지 않고 더 많은 마이크로파 전력이 조직에 전달되게 할 수 있다.
위에서 언급한 바와 같이, 발생기(102)는 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스를 전달하도록 (예를 들어, 컨트롤러에 의해) 제어되며, 여기서 상기 또는 각각의 펄스는 전기수술 기구에 열이 축적되는 것을 실질적으로 방지하거나 회피하게 배열된다. 이러한 열 축적을 피하기 위한 두 가지 다른 기술을 다음에서 도 1b 및 도 1c를 참조하여 설명한다.
도 1b에 도시된 바와 같이, 발생기(102)는 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지를 전달하도록 제어될 수 있다. 도 1b는 단일 펄스만을 예시했지만, 일부 다른 실시예에서는 다중 펄스가 일련의 펄스 또는 펄스 열로 결합될 수 있음을 이해해야 한다. 구체적으로, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일은, (i) 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하고, (ii) 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 유발하는 것을 실질적으로 방지하도록, 제어된다. 요건(i)에 대해서는, 단일 펄스만 제공된 경우(예: 도 1b 의 경우), 펄스 프로파일은, 이 단일 펄스에 의해 전달되는 에너지가 해당 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 야기하도록 설정된 최소 에너지 값 이상이 되도록 제어된다. 이 최소 에너지 값은 1kJ 일 수 있다. 에너지는 전력 및 시간의 함수이기 때문에, 최소 에너지 값을 달성하기 위해서, 펄스의 피크 펄스 전력이 해당 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 야기하도록 설정된 피크 전력 최소값 이상으로 유지될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 펄스의 ON 부분은, 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 야기하도록 설정된 ON 부분 지속시간 최소값 이상으로 유지될 수 있다. 반면에, 다중 펄스가 제공되는 경우(예: 도 1b에 도시된 일련의 펄스), 다중 펄스는 전체적으로 결합하여 최소 에너지 값 이상, 즉 절제 또는 응고를 유발하기에 충분한 에너지를 전달하지만, 각각의 개별 펄스는 자체적으로 절제 또는 응고를 유발할 만큼 충분한 에너지를 전달하지 못할 수 있다. 따라서, 다중 펄스가 사용되는 경우, 최소 에너지 요건이 단일 펄스에 의해 제공되기 보다는, 다중 펄스에 분산될 수 있기 때문에, 펄스 당 피크 전력 최소값(및 ON 부분 지속시간의 최소값)은 단일 펄스가 사용되는 경우보다 적을 수 있다. 요건(ii)에 대해서는, 단일 펄스 또는 다중 펄스가 사용되는지 여부에 관계없이, 각 펄스의 프로파일은, 해당 펄스의 ON 부분의 지속시간이 해당 펄스가 전기수술 기구의 유전 가열을 야기하는 것을 실질적으로 방지하도록 설정된 제1 ON 부분 지속시간 제한치 이하에서 유지되도록 제어된다. 따라서 단일 펄스가 요건 (i) 및 (ii)를 충족시키기 위해서는, 단일 펄스에 의해 전달되는 에너지가 절제 또는 응고를 유발하는 최소 에너지 값 이상이어야 하지만, 단일 펄스의 ON 부분은 기구의 유전 가열을 피하기 위해 제1 ON 부분 지속시간 제한치보다 짧아야 한다. 반면에, 일련의 펄스가 요건 (i) 및 (ii)를 충족시키기 위해서, 일련의 펄스에 의해 전달되는 결합된 에너지는 일련의 펄스가 전체적으로 절제 또는 응고를 유발하도록 최소 에너지 값 이상이어야 하지만, 그러나 일련의 각 펄스의 ON 부분은 기구의 유전 가열을 피하기 위해 제1 ON 부분 지속시간 제한치보다 짧아야 한다.
일 실시예에서, 최소 에너지 값은 1kJ 이다. 또한 피크 전력 최소값 및 제1 ON 부분 지속시간 제한치는 각각 다음 중 하나일 수 있다. 1kW 및 1초; 10kW 및 0.1초; 1MW 및 1ms; 및 0.2ms 및 5MW.
도 1c에 도시된 바와 같이, 발생기(102)는 다중 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지를 전달하도록 제어될 수 있다. 일부 실시예에서(예를 들어, 도 1c에 도시된 바와 같이), 마이크로파 에너지는 펄스의 하나 이상의 버스트로서, 즉 다중 펄스가 버스트 ON 부분(펄스 ON 부분 있음) 및 버스트 OFF 부분(펄스 ON 부분 없음)을 갖는 버스트(또는 버스트 주기)로 그룹화되는 경우, 전달될 수 있음을 이해해야 한다. 그러나, 일부 다른 실시예에서, 마이크로파 에너지는 일련의 펄스 또는 펄스 열(train)(도 1c에 도시된 바와 같이, 단일 버스트 ON 부분과 유사할 수 있음)로서 전달될 수 있다. 각각의 버스트 및 일련의 펄스(펄스 열)는 단일 펄스를 포함하는 임의 수의 펄스로 구성될 수 있음을 이해해야 한다. 어느 경우에서든, 각 펄스의 프로파일은, 다중 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하는 최소 에너지 값 이상으로 다중 마이크로파 에너지 신호 펄스로 전달되는 결합된 에너지를 유지하도록 제어된다. 앞서와 같이, 다중 펄스가 적어도 최소 에너지 값을 전달하는 것을 보장하도록, 각각의 펄스는 피크 전력 최소값 및/또는 ON 부분 지속시간 최소값에 기초하여 제어될 수 있다. 예를 들어, 단일 버스트(또는 완전한 일련의 펄스/펄스 열) 내의 모든 펄스의 에너지가 결합되어, 각각의 버스트(또는 완전한 일련의 펄스/펄스 열)가 절제 또는 응고를 유발하는 최소 에너지 값을 충족하거나 초과하지만, 해당 버스트(또는 완전한 일련) 내의 각각의 개별 펄스는 절제 또는 응고를 유발하기에 충분한 에너지를 갖지 않을 수 있다. 또한 각각의 펄스(즉, 버스트의 각각의 펄스 또는 일련의/열의 각각의 펄스)의 프로파일은, 해당 펄스의 ON 부분 동안 전기수술 기구에 축적되는 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 열이, 해당 펄스의 OFF 부분 동안에 실질적으로 소산되도록 설정되는 듀티 사이클 제한치 이하로 해당 펄스의 듀티 사이클을 유지하도록 제어된다. 열 방산은 다른 물체보다 고온인 물체가 고온 물체의 열을 저온 물체 및 주변 환경으로 전달되는 환경에 놓이게 하는 프로세스를 포함한다는 것을 이해해야 한다. 열 방산은 전도, 컨벤션 및/또는 방사를 포함한다.
일 실시예에서, 듀티 사이클을 제어하는 대신에 또는 이에 더하여, 각 펄스의 프로파일은, 해당 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 전기 수술기구에 축적되는 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되도록 설정된 제2 ON 부분 지속시간 제한치 이하로 해당 펄스의 ON 부분 지속시간이 유지되도록 제어된다. 또한 (제2 ON 부분 지속시간 제한을 통해) ON 부분의 지속시간을 제어하는 대신, 각 펄스의 프로파일은, 상기 또는 각각의 펄스의 펄스 주기가 해당 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 전기수술 기구에 축적되는 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되도록 설정된 펄스 주기 제한치 이하로 유지되도록 제어된다.
따라서, 듀티 사이클(및/또는 ON 부분 지속시간 제한 또는 펄스 주기)을 제어함으로써, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일이 (i) 하나 이상의 펄스가 생체 조직의 절제 또는 응고를 야기하도록, 그리고 (ii) 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 유발하는 것을 실질적으로 방지하도록, 제어된다. 도 1b의 실시예와 비교하여, 기구에서 원치 않는 열 축적을 방지하는 메커니즘은 상이하다. 즉, 도 1b에서는, 상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분 지속시간이 기구의 인식할 수 있는 유전 가열이 발생하는 임계값 미만에 있기 때문에, 기구의 원치 않는 열 축적이 방지되는 메커니즘 이다. 반면에, 도 1c에서는 기구의 원치 않는 열 축적이, 듀티 사이클(및/또는 ON 부분 지속시간 제한 또는 펄스 주기)은 펄스 ON 부분(예: 유전 가열으로 인한) 동안 기구에 축적되는 원치 않는 열이 펄스 OFF 부분 동안 소산하도록 구성되기 때문에, 회피하게 되는 것이다.
일 예에서, 도 1c에 도식적으로 나타낸 바와 같이, 마이크로파 에너지는 10%의 펄스 듀티 사이클(예를 들어, 10% 의 듀티 사이클 제한치)로 전달된다. 또한 각 펄스는 200㎲ ON 부분과 1800㎲ OFF 부분으로 구성된 2ms 펄스 주기를 갖는다. 이러한 방식으로 ON 부분 지속시간 제한치는 200㎲ 이다. 따라서 개별 펄스는 상대적으로 낮은 듀티 사이클을 갖는다. 즉, ON 부분 지속시간은 OFF 부분 지속시간에 비해 짧다. 또한, 마이크로파 에너지는 각 ON 부분이 1kW 의 전력(예를 들어, 1kW 의 피크 전력 최소값)을 갖도록 전달될 수 있다. 이러한 방식으로 각 펄스는 0.2J 의 에너지를 전달하고, 그리고 1초에 500개의 펄스를 전달하고, 이를 결합하여 100J 의 에너지를 전달한다. 따라서 개별 펄스의 ON 부분은 일반적인 전기수술 응용에 비해 높은 전력을 갖지만(즉, 펄스는 높은 피크 전력을 가짐), 평균 펄스 전력은 훨씬 더 낮다(예를 들면, 피크 전력의 불과 10%). 피크 전력이 높으면 절제 또는 응고가 발생할 수 있지만, 평균 전력이 낮으면 각각의 펄스 ON 부분 동안 축적된 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 소산되기 때문에 원치 않는 장비 및 환자의 열 손상을 피할 수 있다. 또한, 펄스는 버스트 ON 부분과 버스트 OFF 부분으로 구성된 버스트 주기를 갖는 버스트에 배열될 수 있다. 일 예에서, 버스트 주기는 25ms 이며, 10ms 의 버스트 ON 부분과 15ms 의 버스트 OFF 부분(즉, 40%의 버스트 듀티 사이클)을 갖는다. 이러한 방식으로 각 버스트 ON 부분에는 5개의 펄스가 포함되며, 각각의 버스트가 1J 의 에너지를 전달한다. 그러나, 다른 실시예에서는, 버스트 주기 및 버스트 듀티 사이클이 상이할 수 있다는 것을 이해해야 한다. 버스트의 장점은 버스트 OFF 부분이 마이크로파 에너지에 의해 야기되는 전기수술 기구 및 환자의 원치 않는 열 가열을 추가로 제한한다는 것이다. 단일 버스트가 응고를 유발하기에 충분한 에너지를 전달할 수 있지만, 절제를 유발하기에 충분한 에너지를 전달하기 위해 다중 버스트가 필요할 수 있음을 이해해야 한다.
요약하면, 여기에서는 도 1b 및 도 1c를 참조하여 전술한 바와 같이 전력을 전달하는 많은 이점이 있다. 첫 번째로, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스가 조직에서 절제 또는 응고를 야기하기 위해 생체 조직에 전달될 수 있다. 두 번째로, 각 펄스는 기구의 유전 가열을 회피하여서 전기수술 기구에 원치 않는 열이 축적되는 것을 방지하도록 특별하게 구성될 수 있다. 세 번째로, 각각의 펄스는, 해당 펄스의 ON 부분 동안 전기수술 기구에 생성된 원치 않는 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 소산되도록 하여서, 전기수술 기구에 원치 않는 열이 축적되는 것을 방지하도록 특별하게 구성할 수 있다. 이러한 이점의 결과로, 환자의 신체의 다른 곳에서 상당한 온도 상승을 일으키지 않고, 능동적인 냉각 메커니즘이 필요하지 않은 치료 부위에서 절제 및 응고를 수행할 수 있다. 이것은 소량의 가열로도 환자의 건강에 부정적인 영향을 미칠 수 있는, 원위 단부 조립체와 케이블이 혈관 내부에 위치하도록 의도된 경우에 특히 중요한 사항이다.
마이크로파 방사선을 표적 부위에 전달하기 위한 케이블은 손실이 적고, 단면적이 작으며, 가요성이 있어야 한다. 케이블은 치료하는 동안 가열을 회피하거나 감소시켜 손실을 적게 하여서, 안테나에서 원하는 방사선을 생성하기에 충분한 전력을 원위 단부에 전달해야 한다.
밀봉된 스코핑 장치, 카테터 또는 기타 보호 시쓰(sheath)를 사용하여 케이블을 본체에서 분리하지 않은 경우, 케이블은 신체와의 원치 않는 상호 작용을 방지하기 위해 생물학적으로 불활성인 재료로 만들거나 코팅해야 한다.
바람직한 케이블 유형에는 유전체 시쓰에 의해 축방향으로 둘러싸인 내부 도체로 구성되고, 이어서 외부 도체에 의해 축방향으로 둘러싸여진 동축 케이블이 있다. 이러한 케이블로 제조된 안테나의 방사 부분은 동축 케이블의 외부 도체의 단부로부터 돌출된 내부 도체 및 유전체 시쓰의 섹션으로 구성될 수 있다.
일 실시예에서, 동축 케이블의 외부 도체는 열 질량 및 열 용량을 증가시키기 위해서 가능한 물리적으로 두껍게 이루어질 수 있다. 이렇게 하여, 마이크로파 에너지 전달로 인해 케이블에서 생성된 열의 전부 또는 대부분이, 예를 들어 환자 내부에서 누출되지 않고 케이블의 구조 내에 유지될 수 있다. 일 실시예에서, 외부 전도체는 0.5mm 두께일 수 있다.
본 발명은 또한 잘 정의된 방사 패턴을 갖는 안테나를 제공하는 것이다. 의사는 표적 조직에 대한 방사가 최대로 되고 건강한 조직에 대한 방사가 최소로 되는, 조직의 특정 영역을 치료하는 기구를 선택할 수 있기를 원할 것이다. 예를 들어, 상황에 따라서는 조직 영역에 수신되는 방사 량이 의사에 의해 보다 용이하게 제어될 수 있는, 실질적으로 균일한 전력 흡수 분포를 갖는 대략 구형 대칭의 방사 패턴을 생성하는 것이 바람직할 수 있다.
또한, 의사가 표적 부위로부터 정보를 수신할 수 있도록 기구를 다른 기구와 함께 조작할 수 있게 하는 것이 바람직하다. 예를 들어, 스코핑 장치는 환자 신체의 장애물 주위에서 기구를 조종하는 것을 도울 수 있다. 다른 기구로는 온도계 또는 카메라를 포함할 수 있다.
다음 설명에서 달리 명시하지 않는 한, 구성요소의 길이는 동축 케이블의 길이방향 축에 평행한 방향으로의 구성요소의 치수를 나타낸다.
도 2는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 장치(20)에 대한 전체 시스템 다이어그램을 도시한다. 장치(20)는 마이크로파 채널의 일부를 형성하는 마이크로파 라인-업(22)을 포함한다.
마이크로파 라인-업(22)은 생체 조직을 치료(예를 들어, 응고 또는 절제)하기에 적합한 전력 레벨에서 마이크로파 주파수 전자기 신호를 생성 및 제어하기 위한 구성요소를 포함한다. 도 2의 마이크로파 라인-업(22)은 도 1a의 발생기(102)의 일부를 형성할 수 있다. 이 실시예에서, 마이크로파 라인-업(22)은 위상 동기 발진기(24), 신호 증폭기(26), 조정 가능한 신호 감쇠기(예: 아날로그 또는 디지털 다이오드 감쇠기)(28), 증폭기 유닛(여기서는 드라이버 증폭기(30) 및 전력 증폭기(32)), 순방향 전력 커플러(34), 순환기(36) 및 반사 전력 커플러(38)를 포함한다. 순환기(36)는 반사 신호로부터 순방향 신호를 분리하여 커플러(34, 38)에 존재하는 불필요한 신호 성분을 감소시킨다. 즉, 커플러의 지향성을 향상시킨다. 선택적으로, 마이크로파 라인-업(22)은 조정 가능한 임피던스를 갖는 임피던스 매칭 서브시스템을 포함한다. 또한, 마이크로파 소스의 주파수는 중심 주파수를 중심으로, 예를 들어 2.45GHz +/-50MHz(2.4GHz 내지 2.5GHz) 또는 5.8GHz +/- 100MHz(5.7GHz 내지 5.9GHz) 또는 24.125GHz +/- 125MHz(24GHz 내지 24.25GHz)로 변화될 수 있다.
전력 증폭기(32)는 도 1b 및 도 1c를 참조하여 위에서 설명한 바와 같이, 펄스 파형의 생성을 할 수 있게 구성된다는 것을 이해해야 한다. 예를 들어, 전력 증폭기(32)는 RFHIC Corporation에서 시판하는 것과 같은 고전력 펄스 레이더 RFPA 유닛일 수 있다. 즉, 본원의 발명자들은 놀랍게도 레이더 응용을 위해 설계된 증폭기를 사용함으로써 의료 응용에서 상술한 이점이 가능하다는 것을 발견했다.
마이크로파 라인-업(22)은 신호 조정 및 일반 인터페이스 회로(42), 마이크로 컨트롤러(44), 및 감시 장치(watchdog)(46)을 포함할 수 있는 컨트롤러(40)와 통신한다. 컨트롤러(40)는 도 1a의 발생기(102)의 일부를 형성할 수 있다. 감시 장치(46)는 장치가 의도된 사양으로 작동하지 않을 수 있는 특정 범위의 잠재적인 에러 상태를 모니터링 할 수 있다. 예를 들면, 장치가 출력 또는 치료 시간이 사용자가 요구한 것보다 길기 때문에 환자의 조직에 잘못된 양의 에너지를 전달하는 경우이다. 이러한 기능은, 의도한 것보다 더 오랫동안 에너지가 전달되면, 전기수술 시스템과 환자를 손상시킬 수 있기 때문에, 높은 피크 펄스 전력(예를 들어, 적어도 500W 또는 1kW)이 전달되는 경우에는 특히 중요한 사양이다. 감시 장치(46)는 마이크로 컨트롤러가 올바르게 기능하는 것을 보장하기 위해 마이크로 컨트롤러(44)와 독립적인 마이크로 프로세서를 포함한다. 감시 장치(46)는 예를 들어 DC 전원으로부터의 전압 레벨 또는 마이크로 컨트롤러(44)에 의해 결정된 펄스의 타이밍을 모니터링 할 수 있다.
컨트롤러(40)는, 기구(예를 들어, 케이블(52) 및/또는 탐침(54))에 제공된 마이크로파 에너지의 미리 설정된 펄스 지속시간을 정확하게 시행하고 그리고 이 펄스 지속시간의 말미에서 기구로의 마이크로파 에너지 공급을 차단하도록, 작동가능하다. 일 실시예에서, 컨트롤러(40)는 이러한 동작을 수행하는 차단 회로를 포함할 수 있다. 예를 들어, 차단 회로는 비교기에 연결된 적분기를 포함할 수 있다. 작동 시, 비교기는 적분기의 출력을 특정 펄스 지속시간에 대응하는 미리 설정된 임계값과 비교한다. 적분기의 출력은 시간이 지남에 따라 누적되므로, 이 출력은 비교기에 의해 임계값과 비교되고, 그리고 적분기의 출력이 임계값에 도달하면, 비교기의 출력은 변경된다. 마이크로파 공급은 비교기 출력에 기초하여 컨트롤러(40)에 의해 차단될 수 있다. 이렇게 하여, 펄스 지속시간의 끝에서 마이크로파 공급을 정확하게 차단하기 위한 메커니즘을 제공하게 된다. 일 실시예에서, 적분기는 예를 들어 5V 로 클램핑 될 수 있다. 일 실시예에서, 차단 회로는 감시 장치(46)의 일부일 수 있다.
컨트롤러(40)는 제어 신호가 마이크로파 라인-업(22)의 구성요소와 통신하게 배열된다. 이 실시예에서, 마이크로 프로세서(44)는 조정 가능한 신호 감쇠기(28)의 마이크로파 제어 신호(CM)를 출력하도록 프로그램 된다. 이 제어 신호는 마이크로파 라인-업(22)에서 출력된 마이크로파 EM 방사선의 에너지 전달 프로파일을 설정하는 데 사용된다. 특히, 조정 가능한 신호 감쇠기(28)는 출력 방사선의 전력 레벨을 제어할 수 있다. 또한, 조정 가능한 신호 감쇠기(28)는 파형을 설정할 수 있는 스위칭 회로를 포함할 수 있다(예를 들어, 펄스 에너지, 펄스 피크 전력, 펄스 주기, 펄스 듀티 사이클, 펄스 ON 부분, 펄스 OFF 부분, 버스트 에너지, 버스트 주기, 버스트 듀티 사이클, 버스트 ON 부분 등). 따라서, 컨트롤러(40)는 제어 신호(CM)를 사용하여 시스템(20)이 위에서 논의된 도 1b 또는 도 1c에 따른 마이크로파 에너지 파형을 전달할 수 있게 한다.
마이크로 프로세서(44)는 순방향 및 반사 전력 커플러(34, 38)에 기초하여 마이크로파 제어 신호(CM)를 출력하도록 프로그램 될 수 있다. 이 실시예에서, 마이크로파 발생기는 마이크로파 채널로부터 (샘플된 순방향 및 반사 전력 정보로부터) 구할 수 있는 위상 정보만을 측정함으로써 제어될 수 있다. 순방향 전력 커플러(34)는 순방향 전력 레벨을 나타내는 신호(SM1)를 출력하고, 반사 전력 커플러(38)는 반사 전력 레벨을 나타내는 신호(SM2)를 출력한다. 순방향 및 반사 전력 커플러(34, 38)로부터의 신호(SM1, SM2)는 신호 조정 및 일반 인터페이스 회로(42)와 통신하며, 여기서 신호들은 마이크로 프로세서(44)로 전달하기에 적합한 형태로 조정된다.
순방향 및 반사 전력 커플러(34, 38)에 기초하여 마이크로파 제어 신호(CM)를 출력하는 것은 선택적이라는 것을 이해해야 한다. 예를 들어, 일부 다른 실시예에서, 마이크로 프로세서(44)는 개방 루프 방식으로, 즉 순방향 및 반사 전력을 고려하지 않고, 마이크로파 제어 신호(CM)를 출력하도록 프로그램 될 수 있다.
사용자 인터페이스(48), 예를 들어, 터치 스크린 패널, 키보드, LED/LCD 디스플레이, 멤브레인 키패드, 풋스위치 등은, 컨트롤러(40)와 통신하여 사용자(예: 외과의사)에게 치료에 대한 정보를 제공하여, 다양한 치료 양태(예를 들어, 환자에게 전달되는 에너지의 양, 또는 에너지 전달 프로파일)를 수동적으로 선택하거나 제어할 수 있게, 예를 들어 적절한 사용자 명령을 통해 할 수 있게 한다. 장치는 컨트롤러(40)에도 연결되는 종래의 풋스위치(50)를 사용하여 작동할 수 있다. 일 실시예에서, 사용자 인터페이스(48) 및 풋스위치(50)는 컨트롤러(40)의 일부를 형성할 수 있다.
마이크로파 라인-업(22)에 의해 생성된 마이크로파 신호는 케이블 조립체(52)(예를 들어, 동축 케이블)에 입력되고, 계속해서 탐침(54)(또는 애플리케이터)에 입력된다. 도 2의 탐침(54)은 도 1a의 원위 단부 조립체(118)를 제공할 수 있다. 케이블 조립체(52)는 마이크로파 주파수의 에너지가 탐침(54)으로 전해지게 하고, 탐침으로부터 환자의 생체 조직으로 전달(예를 들어, 방사)된다. 일 예의 탐침(54) 구조를 아래에서 설명한다.
케이블 조립체(52)는 또한 탐침(54)으로부터 복귀하는 반사 에너지가 마이크로파 라인-업(22)을 통과하고, 예를 들어 그 안에 구비된 검출기에 의해 검출되게 한다. 장치는 반사된 마이크로파 신호만이 마이크로파 라인-업(22)에 들어가도록 마이크로파 채널 상에 하이패스 필터(56)를 포함할 수 있다.
끝으로, 장치는 외부 소스(60)(예를 들어, 주 전력)로부터 전력을 수신하고, 이를 장치의 구성요소에 대한 DC 전력 공급 신호(V1, V2, V4, V5, V6)로 변환하는 전력 공급 유닛(58)을 포함한다. 따라서, 사용자 인터페이스는 전력 신호(V1)를 수신하고, 마이크로프로세서(110)는 전력 신호(V3)을 수신하고, 마이크로파 라인-업(22)은 전력 신호(V4)를 수신하고, 신호 조절 및 일반 인터페이스 회로(42)는 전력 신호(V5)를 수신하고, 감시 장치(46)는 전력 신호(V6)를 수신한다.
위에서 언급한 바와 같이, 마이크로파 에너지를 제어 가능하게 공급하기 위한 적절한 발생기는 WO 2012/076844에 설명되어 있으므로, 장치(20)는 마이크로파 에너지를 생성하기 위한 하나의 가능한 구현예만을 제시하며, 또한 장치는 WO 2012/076844에 설명된 다른 구현예들에도 적용할 수 있다. 그러나, 발생기의 전력 증폭기는 본 발명에 따라 (예를 들어, 도 1b 또는 도 1c에 따라) 파형을 생성할 수 있어야 한다는 것을 이해해야 한다
도 3은 전기수술 기구 또는 조직 절제 안테나(10)를 형성하는 동축 케이블의 축을 따라 취한 종단면도이다. 조직 절제 안테나(10)는 도 1a의 원위 단부 조립체(118), 또는 도 2의 탐침(54) 및 케이블(52)을 포함할 수 있다. 따라서 조직 절제 안테나(10)는 위에서 논의된 도 1b 및 도 1c에 따른 마이크로파 에너지 파형을 전달하는 데 사용될 수 있다. 조직 절제 안테나(10)는 방사 부분(12)을 포함한다. 내부 도체(14)는 유전체 시쓰(16)에 의해 방사상으로 둘러싸여 있고, 유전체 시쓰(16)는 외부 도체(18)에 의해 방사상으로 둘러싸여 있다. 내부 도체(14) 및 절연 시쓰(16)는 외부 도체(18)의 원위 단부(19)를 넘어 연장되고, 내부 도체 및 절연 시쓰의 돌출부는 방사 부분(12)을 형성한다. 이 예에서, 내부 도체(14)는 절연 시쓰(16)보다 짧기 때문에, 절연 시쓰(16)의 단부는 내부 도체(14) 위에 캡을 형성한다.
도 4a 및 도 4b는 도 3에 도시된 안테나(10)에 대한 방사 패턴 시뮬레이션의 종방향 및 축방향 단면을 각각 나타낸 도면이다. 패턴은 외부 도체(18)의 단부 부근의 연장된 영역을 덮고 있음을 보여 준다. 이것은 축방향으로 대칭이며, 일반적으로 외부 도체(18)의 원위 단부(19)에서 가장 강하다.
도 5는 본 발명의 일 실시예인 전기수술 기구(200)의 원위 단부의 단면도이다. 전기수술 기구(200)는 도 1a의 원위 단부 조립체(118), 또는 도 2의 탐침(54) 및 케이블(52)을 포함할 수 있다. 따라서, 전기수술 기구(200)는 위에서 논의된 도 1b 및 도 1c에 따라 마이크로파 에너지를 전달하는 데 사용될 수 있다. 전기수술 기구(200)는 마이크로파 에너지를 전달하기 위해 그 근위 단부에서 전기수술 발생기(도시되지 않음)에 연결되는 동축 케이블(202)을 포함한다. 동축 케이블(202)은 제1 유전체 재료(210)에 의해 외부 도체(208)와 분리된 내부 도체(206)를 포함한다. 동축 케이블(202)은 마이크로파 에너지에 대해 저손실인 것이 바람직하다. 초크(도시되지 않음)가 동축 케이블에 제공되어, 원위 단부로부터 반사된 마이크로파 에너지의 역전파를 억제하고, 따라서 장치를 따라 역방향으로 가열하는 것을 제한할 수 있다.
장치는 원위 단부에서 온도 센서를 포함할 수 있다. 예를 들어, 도 5에서, 열전대(230)는 외부 도체에 부착되어, 기구의 원위 단부의 온도를 나타내는 신호를 근위 단부로 다시 전달한다.
온도 모니터링을 위한 다른 기술을 사용할 수도 있다. 예를 들어, 물리적 구성이 온도에 민감한 하나 이상의 미세 기계 구조는, 장치의 원위 부분, 예를 들어 아래에서 논의되는 외부 시쓰에 또는 시쓰 위에 부착될 수 있다. 이러한 구조는 광섬유와 연결될 수 있으므로, 구조의 움직임으로 인한 반사 신호의 변화가 온도 변화를 나타낼 수 있다.
동축 케이블(202)은 그 원위 단부에서 방사 팁 섹션(204)으로 종료된다. 이 실시예에서, 방사 팁 섹션(204)은 외부 도체(208)의 원위 단부(209)를 넘어 연장되는 내부 도체(206)의 원위 전도성 섹션(212)을 포함한다. 원위 전도성 섹션(212)은 그 원위 단부가 제1 유전체 재료(210)와 다른 제2 유전체 재료로 형성된 유전체 팁(214)으로 둘러싸여 있다. 유전체 팁(214)의 길이는 원위 전도성 섹션(212)의 길이보다 짧다. 중간 유전체 슬리브(216)는 동축 케이블(202)의 원위 단부와 유전체 팁(214)의 근위 단부와의 사이에 있는 원위 전도성 섹션(212)을 둘러싼다. 중간 유전체 슬리브(216)는, 제2 유전체 재료와 다르지만 제1 유전체 재료(210)와는 동일할 수 있는 제3 유전체 재료로 형성된다.
이 실시예에서, 동축 케이블(202) 및 방사 팁 섹션(204)은 이들의 최외측 표면 위에 형성된 외부 시쓰(218)을 갖는다. 외부 시쓰(218)는 생체적합한 재료로 형성될 수 있다. 외부 시쓰(218)는 방사 팁 섹션(204)에 의해 방사되는 마이크로파 에너지를(즉, 방사 패턴 및 복귀 손실) 크게 방해하지 않을 정도로 충분히 얇은 두께를 갖는다. 일 실시예에서, 시쓰는 PTFE로 제조되지만, 다른 재료도 적합하게 사용될 수 있다. 시쓰의 벽 두께는 200kV/m 이상의 항복 전압을 견디도록 선택된다.
유전체 팁(214)의 목적은 방사 에너지의 형상을 변경하는 것이다. 제2 유전체 재료는 마이크로파 에너지의 파장을 감소시키도록 선택되며, 그 결과 방사 에너지는 구형에 가까운 방사 패턴을 나타내게 된다. 이렇게 하기 위해서는, 제2 유전체 재료가 유전율(비투전율εr)이 큰 것이 바람직 하다. 제2 유전체 재료의 유전율은 바람직하게는, 마이크로파 에너지가 제2 유전체 재료를 통해 전파 될 때 마이크로파 에너지의 파장의 무시할 수 없는 부분을 구성하면서, 유전체 팁(214)의 길이를 최소화 할 수 있게 선택한다. 장치의 가요성을 유지하기 위해서, 특히 제2 유전체 재료가 강성인 경우에는, 유전체 팁(214)이 가능한 짧은 것이 바람직하다. 일 실시예에서, 유전체 팁(214)은 2mm 이하의 길이를 가질 수 있다. 제2 유전체 재료의 유전율은 80 보다 클 수 있고, 마이크로파 에너지의 주파수에서 100 이상인 것이 바람직하다. 제2 유전체 재료는 Ti02(이산화티타늄)일 수 있다.
재료의 유전율이 커지면, 재료의 방사선 파장은 짧아진다. 따라서 유전율이 큰 유전체 팁(214)은 방사 패턴에 큰 영향을 미칠 것이다. 유전율이 클수록 유전체 팁(214)을 작게 할 수 있지만, 여전히 방사 패턴의 형상에는 큰 영향을 미칠 수 있다. 유전율이 큰 유전체 팁(214)을 사용한다는 것은 안테나를 작게 만들 수 있고, 기구가 가요성을 유지할 수 있다는 것을 의미한다. 예를 들어, Ti02 의 유전율은 약 100 이다. 5.8GHz 의 주파수를 갖는 마이크로파 방사선의 파장은 PTFE(제1 및/또는 제3 유전체 재료에 사용되는 재료일 수 있음)의 약 36mm 와 비교하여 Ti02 에서는 약 6mm 이다. 이러한 배열에 의해, 방사 패턴의 형상에 현저한 영향을 줄 수 있는 것은 약 1mm 의 유전체 팁(214)을 갖는 것이다. 유전체 팁(214)이 짧기 때문에, 전체 안테나의 가요성을 유지하면서 강성 재료로 제조될 수 있다.
유전체 팁(214)은 임의의 적절한 원위 형상으로 이루어질 수 있다. 도 5에서는 돔 형태를 가졌지만, 이것이 반드시 필수적인 것은 아니다. 예를 들어, 원통형, 원추형 등으로 이루어질 수도 있다. 그러나 작은 채널(예를 들어, 혈관 내부)을 통해 조작될 때, 안테나의 이동성을 증가시키기 때문에, 원만한 돔 형상이 바람직할 수 있다. 유전체 팁(214)은 조직이 기구에 달라붙는 것을 방지하기 위해 파릴렌 C 또는 파릴렌 D, 또는 PFTE 와 같은 비점착성 재료로 코팅될 수 있다. 기구 전체를 이러한 방식으로 코팅할 수도 있다.
중간 유전체 슬리브(216)의 특성은 방사 팁 섹션(204)이 방사 팁 섹션(204)과 접촉하는 생체 조직 부하에 발생기의 입력 임피던스를 매칭시키기 위한 쿼터 파 임피던스 변압기를 형성하도록 (예를 들어 시뮬레이션 등을 통해) 선택되는 것이 바람직하다.
도 5에 도시된 구성을 갖는 안테나의 흡수 패턴 시뮬레이션의 종단면을 도 6에 도시했다. 생성된 패턴은 도 4a 및 도 4b에 도시된 패턴보다 더 균일하고 구형인 것이다. 도 6의 패턴은 축 대칭이며, 도 4a 및 도 4b에서 발생하는 것처럼 더 많은 방사선이 케이블로 퍼지기보다는 방사 부분 주위에 집중되었다. 이러한 사실은 사용 시, 조직의 특정 부위에 보다 균일하게 방사될 수 있어서, 건강한 조직이 손상될 가능성이 적다는 것을 의미한다. 또한, 방사선의 확산도 적어서, 의사가 표적 조직을 보다 정확하게 방사선을 조사하게 하여, 건강한 조직에 대한 방사선 조사 및 손상을 줄일 수 있다. 도 6에 도시된 배 드롭(pear drop) 형상의 방사 패턴은 또한 자궁근종 치료에 특히 유용할 수 있다.
치료하는 동안, 주변 조직은 방사 에너지를 흡수한다. 에너지가 전달되는 조직의 양은 마이크로파 에너지의 주파수에 따라 달라진다.
일부 다른 실시예에서, 방사 팁 부분(204)의 구조는 상이할 수 있고, 유전체 팁(214)을 포함하지 않을 수 있다는 것을 이해해야 한다. 예를 들어, 방사 팁 부분은 절연체에 의해 분리된 2개의 전도성 요소(예: 디스크)를 포함할 수 있고, 여기서 전도성 요소 중 하나는 동축 케이블(202)의 내부 전도체(206)에 연결되고, 그리고 전도성 요소 중 다른 하나는 동축 케이블(202)의 외부 전도체(208)에 연결된다. 대안적으로, 방사 팁 부분은 나선형 안테나를 포함할 수 있다. 예를 들어, 절연체 또는 유전체 요소는 그 표면에 배치된 2개의 나선형 전극을 가질 수 있고, 여기서 나선형 전극 중 하나는 동축 케이블(202)의 내부 전도체(206)에 연결되고, 그리고 나선형 전극 중 다른 하나는 동축 케이블(202)의 외부 전도체(208)에 연결된다. 대안적으로, 다른 방사 팁 부분 구조는 슬롯형 안테나를 포함할 수 있다.
도 7은 일 실시예에 따른, 전기수술 기구로부터 전기수술 기구의 원위 단부의 생체 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지를 제어하는 방법을 예시한다. 이 방법은 도 1a, 2, 3, 및 5를 참조하여 상술한 전기수술 장치를 사용하여서 구현될 수 있다. 또한, 이 방법은 혈관에 결합된 종양을 치료하는 데 사용할 수 있다.
방법은 블록(300)에서 시작한다. 블록(300)에서, 전기수술 기구가 환자의 혈관(예를 들어, 정맥 또는 동맥) 내로 삽입된다. 예를 들어, 전기수술 기구는 도 3 또는 도 5에 도시된 것과 같을 수 있다. 기구는 표적 부위에 도달할 때까지 혈관을 통해 이동한다. 일 실시예에서, 표적 부위는 종양이 혈관에 결합하는 위치 또는 그 부근에 있다. 종양은 종양이 혈관으로부터 혈액 공급을 받도록 혈관에 연결되거나 혈관으로부터 성장할 수 있다(예를 들어, 혈관으로부터 분지될 수 있음). 다른 실시예에서, 표적 부위는 혈관 내의 다른 위치에 있을 수 있다. 전기수술 기구가 표적 부위에 도달하면, 블록(302)으로 진행하여 처리한다.
블록(302)에서는, 선택적으로, 전기수술 기구가 혈관과 종양 사이의 접합부를 통해 밀어져서, 전기수술 기구의 원위 단부가 종양 내부(예를 들어, 종양의 중심)에 진입한다. 블록(304)에서는, 전기수술 기구가 활성화 되어서, 종양 내의 생체 조직을 치료(예를 들어, 절제 또는 응고)하기 위해 원위 단부로부터 마이크로파 에너지를 (예를 들어, 도 1b 또는 도 1c의 전술한 펄스 프로파일에 따라) 방사한다. 이런 식으로 종양은 내부에서 파괴되거나 죽일 수 있다. 전기수술 기구의 활성화를 구성하는 사항에 대한 세부 내용은 아래에 기재한다.
블록(302 및 304)에 더하여, 또는 블록(302 및 304)의 대안으로, 블록(306)에서, 전기수술 기구는 혈관과 종양 사이의 접합부(즉, 표적 부위)에 위치하고, 접합부를 형성하는 생체 조직을 치료(예를 들어, 절제 또는 응고)하기 위해 활성화 된다. 이와 같이 하여서, 접합부의 생체 조직이 파괴되어, 혈액 공급이 차단되어서, 종양의 혈액이 고갈되어, 종양이 사멸된다.
블록(302) 내지 블록(306)에 더하여, 또는 블록(302) 내지 블록(306)에 대한 대안으로서, 블록(308)에서, 전기수술 기구는 혈관과 종양(즉, 표적 부위) 사이의 접합부에 위치하여, 종양과 혈관 사이의 개구부에서 생체 조직을 치료(예를 들어, 응고)하기 위해 활성화 하여서, 개구부를 밀봉하는 종양에 플러그(예를 들어, 세포의 고형 덩어리)를 형성한다. 그런 다음, 전기수술 기구를 작동하여 접합부의 생체 조직을 치료(예를 들어, 절제)하고, 혈관에서 종양을 분리해 낸다. 종양을 혈관에서 분리하면 종양에 대한 혈액 공급이 차단되어, 종양의 혈액이 고갈되어서, 종양은 사멸하게 된다. 분리된 종양은 혈액 공급이 차단되어져 있어서, 분리된 종양이 더 이상 자라거나 몸 주위로 퍼질 수 없기 때문에, 환자의 몸 주위를 이동한 상태에서 남아 있을 수 있다. 일단 혈관에 결합된 종양 개구부를 밀봉하는 플러그를 형성함으로써, 종양 세포가 분리된 종양에서 누출되는 것을 피할 수 있다는 점에 주목 한다.
일 실시예에서, 방법은 블록(300) 내지 블록(308) 각각을 포함한다. 그러나, 일부 다른 실시예에서, 방법은 블록(300, 302, 304) 만을, 또는 블록(300, 306) 만을, 또는 블록(300, 308) 만을, 또는 블록(300, 306, 308) 만을, 또는 블록(300, 302, 304, 308) 만을 포함할 수 있다. 이것은 블록 사이의 다양한 화살표로 도 7에 나타내었다.
또한, 블록(300)은 환자의 혈관 내강을 통해 가이드 장치(예를 들어, 가이드 카테터 또는 스코핑 장치)를 삽입하고, 카테터의 원위 단부를 표적 부위에 또는 그 부근에 위치시키는 단계를 포함할 수 있다. 그 다음, 전기수술 기구는 가이드 장치의 내강을 통해 기구를 삽입함으로써 표적 부위에 또는 그 근처에 위치될 수 있다. 일 실시예에서, 가이드 장치는 표적 부위에 도달하기 전에 정지될 수 있고, 따라서 전기수술 기구는 가이드 장치의 원위 단부에 있는 개구부로부터 돌출되어 표적 부위에 바로 도달할 수 있다.
생체 조직을 치료하기 위해 전기수술 기구를 작동하는 프로세스는, 예를 들어, 전술한 바와 같이, 도 1a, 2, 3 및 5의 전기수술 장치에 의해 수행되는 조작을 포함하는 것임이 이해되어야 한다. 즉, 전기수술 기구는 위에서 논의된 도 1b 또는 도 1c에 따라 마이크로파 에너지 파형을 전달하도록 제어될 수 있다. 일반적으로 이러한 조작은: 마이크로파 에너지 파형을 생성하는 단계; 마이크로파 채널을 따라 마이크로파 에너지 파형을 전기수술 기구로 전달하는 단계; 마이크로파 에너지 파형을 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전기 수술기구의 원위 단부로부터 생체 조직에 전달하는 단계; 생체 조직의 절제 또는 응고를 일으키고 그리고 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열을 축적하는 것을 실질적으로 방지하기 위해, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함한다. 이러한 방식으로, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일이 생체 조직의 절제 또는 응고를 일으키도록 제어되지만, 각각의 펄스는 전기수술 기구에 열이 축적되지 않도록 배치된다. 상이한 실시예에 따른 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스에 대한 보다 상세한 설명은 도 1b 및 도 1c를 참조하여 위에서 설명되었다.
전술한 설명, 또는 다음의 청구범위, 또는 첨부된 도면에 개시되고, 특정한 형태로 표현되거나 개시된 기능을 수행하기 위한 수단과 관련하여 표현된 특징, 또는 개시된 결과를 얻기 위한 방법 또는 프로세스는, 적절하게, 다양한 형태로 본 발명을 실현하기 위해 개별적으로 또는 이러한 특징의 임의적인 조합으로 사용될 수 있다.
본 발명이 위에서 설명된 예시적인 실시예와 관련하여 설명되었지만, 본 개시 내용이 제시되었을 때 많은 등가의 개조 및 변형을 관련 기술분야의 기술자는 분명히 알 수 있을 것이다. 따라서, 상술한 본 발명의 예시적인 실시예는 설명을 하기 위한 것으로, 한정적이지 않게 이해되어야 한다. 설명된 실시예에 대한 다양한 변경이 본 발명의 사상 및 범위를 벗어나지 않고 이루어질 수 있다.
의심의 여지를 없애기 위해, 본 명세서에 제공된 모든 이론적 설명은 독자의 이해를 향상시키기 위해 제공된 것이다. 본 발명자들은 이러한 이론적 설명에 구속되기를 원하지 않는다.
문맥이 달리 요구하지 않는 한, 첨부 청구범위를 포함한 본 명세서 전반에 걸쳐서 기재된 "갖는다", "포함한다", "구비한다" 의 단어 및 "갖는", "구비하는", "포함하는"과 같은 변형된 단어는, 언급된 정수, 또는 단계, 또는 정수 또는 단계의 그룹을 포함하지만, 다른 정수, 또는 단계, 또는 정수 또는 단계의 그룹을 배제하지 않는 의미인 것으로 이해해야 한다.
명세서 및 첨부 청구범위에 사용된 바와 같이, 영문 명세서에 기재된 단수 표현 "a", "an" 및 "the"는 문맥에서 명백히 달리 지시하지 않은 한, 복수의 지시 대상을 포함하는 표현인 것임에 유의 한다. 범위는 본 명세서에서 특정 값의 "약" 으로부터 그리고/또는 다른 특정 값의 "약" 까지로 표현될 수 있다. 이러한 범위가 표현되는 경우, 다른 실시예는 하나의 특정 값으로부터 그리고/또는 다른 특정 값까지를 포함하는 것이다. 유사하게, 값이 근사 값으로 표현되는 경우, 선행사 "약"을 사용함으로써, 특정 값이 다른 실시예를 형성한다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 수치와 관련된 "약"이라는 용어는 선택 사항이며, 예를 들어 +/- 10% 를 의미한다.
본 명세서에서 사용된 "바람직한" 및 "바람직하게"라는 단어는 특정 상황 하에서 특정 이점을 제공할 수 있는 본 발명의 실시예를 나타낸다. 그러나, 동일하거나 상이한 상황 하에서는 다른 실시예가 또한 바람직할 수 있음을 이해해야 한다. 따라서, 하나 이상의 바람직한 실시예들의 열거는 다른 실시예들이 유용하지 않다는 것을 의미하거나 암시하는 것은 아니며, 다른 실시예들이 본원 개시의 범위 또는 청구범위의 범위로부터 배제되는 것을 의도하지도 않는다.

Claims (33)

  1. 마이크로파 에너지로 생체 조직을 치료하기 위한 전기수술 장치로서, 상기 장치는:
    마이크로파 에너지 파형을 생성하기 위한 마이크로파 에너지 신호 발생기;
    조직 치료를 위해 그 원위 단부로부터 마이크로파 에너지 파형을 전달하게 배치된 전기수술 기구;
    마이크로파 에너지 신호 발생기와 통신하는 컨트롤러; 를 포함하며;
    상기 마이크로파 에너지 신호 발생기는 마이크로파 에너지 파형을 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스로 전달하도록 구성되고; 그리고
    상기 컨트롤러는, 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하고 그리고 하나의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 유발하는 것을 실질적으로 방지하도록, 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하게 구성된; 전기수술 장치.
  2. 제1항에 있어서, 상기 컨트롤러는, 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 에너지가 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직에 대한 절제 또는 응고를 유발하게 설정된 최소 에너지 값 이상으로 유지되도록, 하나의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성되는, 전기수술 장치.
  3. 제2항에 있어서, 최소 에너지 값은 1kJ 인, 전기수술 장치.
  4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컨트롤러는, 하나의 펄스의 피크 전력이 하나의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직에 대한 절제 또는 응고를 유발하게 설정된 피크 전력 최소값 이상으로 유지되도록, 하나의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성되는, 전기수술 장치.
  5. 제4항에 있어서, 상기 피크 전력 최소값은 1kW, 10kW, 1MW, 5MW 중 어느 하나인, 전기수술 장치.
  6. 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컨트롤러는, 하나의 펄스의 ON 부분의 지속시간이 하나의 펄스 동안 마이크로파 에너지 파형이 전기수술 기구의 유전체 가열을 유발하는 것을 실질적으로 방지하도록 설정된 ON 부분 지속시간 제한치 이하로 유지되도록, 상기 하나의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성되는, 전기수술 장치.
  7. 제6항에 있어서,상기 ON 부분 지속시간 제한치는 1초, 0.1초, 1ms, 0.2ms 중 어느 하나인, 전기수술 장치.
  8. 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컨트롤러는, 하나의 펄스의 듀티 사이클이, 하나의 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 유발하는 전기수술 기구에 축적된 열이 하나의 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산하도록 설정되는 듀티 사이클 제한치 이하로 유지되도록, 상기 하나의 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성되는, 전기수술 장치.
  9. 제8항에 있어서, 다음 중 적어도 하나가 적용되며, 다음은:
    (a) 듀티 사이클 제한치는 10% 이고,
    (b) ON 부분의 지속시간은 10㎲ 내지 200㎲ 인, 전기수술 장치.
  10. 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 따른 전기수술 장치에서, 청구항 제2항에 종속했을 때,
    마이크로파 에너지 신호 발생기는 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 마이크로파 에너지 파형을 전달하도록 구성되고, 그리고
    컨트롤러는 복수의 펄스 버스트를 형성하도록 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하도록 구성되며, 각 버스트의 에너지는 최소 에너지 값 이상으로 유지되는, 전기수술 장치.
  11. 제10항에 있어서, 다음 중 적어도 하나가 적용되며, 다음은:
    (a) 각각의 버스트는 최대 40% 의 버스트 듀티 사이클을 갖고,
    (b) 각각의 버스트는 최대 200ms 의 버스트 ON 부분 지속시간을 갖는, 전기수술 장치.
  12. 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 전기수술 기구는:
    마이크로파 에너지 파형을 전달하기 위한 동축 케이블 - 상기 동축 케이블은 내부 도체, 외부 도체, 및 내부 도체와 외부 도체를 분리하는 제1 유전체 재료를 가짐 -; 및
    상기 동축 케이블로부터의 마이크로파 에너지 파형을 수신하여, 조직 치료를 위한 국부 마이크로파 장을 방사하는, 상기 동축 케이블의 원위 단부에 배치된 방사 팁 부분; 을 포함하는, 전기수술 장치.
  13. 제12항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은:
    유전체 팁, 및
    유전체 팁으로 길이방향으로 연장되는 내부 도체의 원위 전도성 부분을 포함하는, 전기수술 장치.
  14. 제13항에 있어서, 상기 동축 케이블 및 방사 팁 부분의 외경은 2.5mm 이하인, 전기수술 장치.
  15. 제12항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 절연체에 의해 분리된 2개의 전도성 요소를 포함하며, 하나의 전도성 요소는 동축 케이블의 내부 도체에 연결되고 그리고 다른 하나의 전도성 요소는 동축 케이블의 외부 도체에 연결되는, 전기수술 장치.
  16. 제12항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 나선형 안테나를 포함하는, 전기수술 장치.
  17. 제12항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 방사 팁 부분은 입력 임피던스를 조직 부하 임피던스에 매칭시키기 위해 쿼터 파 임피던스 변압기로서 작용하게 배치되는, 전기수술 장치.
  18. 전기수술 기구로부터 전기수술 기구의 원위 단부에 있는 생체 조직으로 전달되는 마이크로파 에너지를 제어하는 방법으로, 상기 방법은:
    마이크로파 에너지 파형을 생성하는 단계;
    마이크로파 채널을 따라 마이크로파 에너지 파형을 전기수술 기구로 전달하는 단계;
    마이크로파 에너지 파형을 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전기수술 기구의 원위 단부로부터 생체 조직으로 전달하는 단계;
    생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하고 그리고 상기 또는 각각의 펄스가 전기수술 기구에 열 축적을 야기하는 것을 실질적으로 방지하도록, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함하는, 방법.
  19. 제18항에 있어서, 상기 제어하는 단계는 추가로:
    하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 에너지가, 하나 이상의 마이크로파 에너지 신호 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하도록 설정된 최소 에너지 값 이상으로 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함하는, 방법.
  20. 제19항에 있어서, 최소 에너지 값은 1kJ 인, 방법.
  21. 제18항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어하는 단계는 추가로:
    상기 또는 각각의 펄스의 피크 전력이 상기 또는 각각의 펄스 동안 생체 조직의 절제 또는 응고를 유발하도록 설정된 피크 전력 최소값 이상에서 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함하는, 방법.
  22. 제21항에 있어서, 피크 전력 최소값은 1kW, 10kW, 1MW, 5MW 중 어느 하나인, 전기수술 장치.
  23. 제18항 내지 제22항 중 어느 한 항에 있어서, 제어하는 단계는 추가로:
    상기 또는 각각의 펄스의 ON 부분의 지속시간이 상기 또는 각각의 펄스 동안 마이크로파 에너지 파형이 전기수술 기구의 유전 가열을 야기하는 것을 실질적으로 방지하도록 설정된 ON 부분 지속시간 제한치 이하에서 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함하는, 방법.
  24. 제23항에 있어서, 상기 ON 부분 지속시간 제한치는 1초, 0.1초, 1ms, 0.2ms 중 어느 하나인, 방법.
  25. 제18항 내지 제24항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어하는 단계는 추가로:
    상기 또는 각각의 펄스의 듀티 사이클이 해당 펄스의 ON 부분 동안 마이크로파 에너지 파형이 야기하는 전기수술 기구에 축척된 열이 해당 펄스의 OFF 부분 동안 실질적으로 소산되게 설정된 듀티 사이클 제한치 이하로 유지되도록, 상기 또는 각각의 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함하는, 방법.
  26. 제25항에 있어서, 다음 중 적어도 하나가 적용되며, 다음은:
    (a) 듀티 사이클 제한치는 10% 이고,
    (b) ON 부분의 지속시간은 10㎲ 내지 200㎲ 인, 방법.
  27. 제18항 내지 제26항 중 어느 한 항에 따른 방법에서, 청구항 제19항에 종속했을 때,
    상기 전달하는 단계는 마이크로파 에너지 파형을 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스로서 전기수술 기구의 원위 단부로부터 전달하는 단계를 포함하고, 그리고
    상기 제어하는 단계는 복수의 펄스 버스트를 형성하도록 복수의 마이크로파 에너지 신호 펄스의 프로파일을 제어하는 단계를 포함하며, 각 버스트의 에너지는 최소 에너지 값 이상으로 유지되는, 방법.
  28. 제27항에 있어서, 다음 중 적어도 하나가 적용되며, 다음은:
    (a) 각각의 버스트는 최대 40% 의 버스트 듀티 사이클을 갖고,
    (b) 각각의 버스트는 최대 200ms 의 버스트 ON 부분 지속시간을 갖는, 방법.
  29. 제18항 내지 제28항 중 어느 한 항에 있어서, 환자의 혈관 내강을 통해 혈관과 종양 사이의 접합부에 전기수술 기구를 삽입하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
  30. 제29항에 있어서, 마이크로파 에너지 파형을 사용하여 접합부에서 생체 조직을 절제하거나 응고함으로써 종양에 대한 혈액 공급을 차단하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
  31. 제29항 또는 제30항에 있어서, 상기 방법은 추가로:
    마이크로파 에너지 파형을 사용하여 개구부에서 생체 조직을 절제 또는 응고함으로써 종양과 혈관 사이의 개구부에 종양에 대한 플러그를 형성하는 단계, 및
    마이크로파 에너지 파형을 사용하여 접합부에서 생체 조직을 절제하거나 응고함으로써 혈관에서 종양을 분리하는 단계를 포함하는, 방법.
  32. 제29항 내지 제31항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 방법은 추가로:
    접합부를 통해 종양 내부에 전기수술 기구를 삽입하는 단계; 및
    마이크로파 에너지 파형을 사용하여 종양 내부의 생체 조직을 절제하거나 응고하는 단계를 포함하는, 방법.
  33. 제29항 내지 제32항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 방법은 추가로:
    환자의 혈관 내강을 통해 혈관과 종양 사이의 접합부에 카테터를 삽입하는 단계; 및
    카테터를 통해 전기수술 기구를 삽입하는 단계를 포함하는, 방법.
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Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0957792A4 (en) * 1995-05-02 2000-09-20 Heart Rhythm Tech Inc ARRANGEMENT FOR CONTROLLING AN ABLATION ENERGY SUPPLIED TO A PATIENT
US6893435B2 (en) * 2000-10-31 2005-05-17 Gyrus Medical Limited Electrosurgical system
GB0026586D0 (en) * 2000-10-31 2000-12-13 Gyrus Medical Ltd An electrosurgical system
AU2003901390A0 (en) * 2003-03-26 2003-04-10 University Of Technology, Sydney Microwave antenna for cardiac ablation
US20080076958A1 (en) * 2006-09-21 2008-03-27 Alma Lasers Ltd. Method And Apparatus For Treating A Fungal Nail Infection With Shortwave And/Or Microwave Radiation
GB0620058D0 (en) * 2006-10-10 2006-11-22 Medical Device Innovations Ltd Tissue measurement and ablation antenna
US20090157070A1 (en) * 2007-12-18 2009-06-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical treatment using pulsed energy
GB201021032D0 (en) 2010-12-10 2011-01-26 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus
GB2506377A (en) * 2012-09-27 2014-04-02 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus comprising an RF generator, microwave generator, combining circuit and waveguide isolator
KR102601297B1 (ko) * 2015-10-26 2023-11-14 뉴웨이브 메디컬, 인코포레이티드 에너지 전달 시스템 및 이의 사용
EP3368153A4 (en) * 2015-10-26 2019-02-27 Ojai Retinal Technology, LLC METHOD FOR HEAT TREATMENT OF BIOLOGICAL TISSUE WITH PULSED ENERGY SOURCES
GB2552921A (en) * 2016-04-04 2018-02-21 Creo Medical Ltd Electrosurgical probe for delivering RF and microwave energy
GB2552452A (en) * 2016-05-23 2018-01-31 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus and method for promoting haemostasis in biological tissue
GB2569811A (en) * 2017-12-27 2019-07-03 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus

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