JP2000060868A - 外部体表面に電気エネルギを加えるための装置 - Google Patents

外部体表面に電気エネルギを加えるための装置

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probe
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Philip E Eggers
エガーズ，フィリップ，イー
Hira V Thapliyal
サプリヤル，ヒラ，ブイ
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Arthrocare Corp
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 組織を切除する際に、周囲組織への損傷を抑
えるようにして体表面に電気エネルギを加える装置を提
供する。 【解決手段】 本装置は、先端部に電極配列（５８）を
有し且つ基端部に電極配列を高周波数電力供給装置（２
８）を結合するためのコネクタを有するシャフト（１
３）を備える。シャフトは、先端部から凹んでおり且つ
絶縁ジャケット（１８）内に包まれているリターン電極
を含んでいる。リターン電極は、リターン電極と電極配
列の両方に電気的に接続された、導電性液体（５０）の
通過のための内側通路を形成している。電極配列とリタ
ーン電極に高周波数電圧を印加することによって、導電
性液体はリターン電極と電極配列との間に電流経路を作
りだし、目標組織を切断又は切除できるようにする。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般的には電気外
科の分野に関し、より詳細には組織を切断及び切除する
ために外部体表面に電気エネルギを加えるための装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】電気外
科の分野は、患者組織の構造又は完全性を修正するため
に電気エネルギを共通して利用している、多数の関連性
の薄い外科技術を含んでいる。電気外科手法は通常は組
織構造を切断又は切除するために非常に高い周波数の電
流を利用することによって手術をし、手術は単極又は双
極の場合がある。単極技術は患者の外部接地に頼ってお
り、外科装置は一本の電極ポールしか形成しない。双極
装置は電流を加えるために二つの電極をその表面に備え
る。
【０００３】電気外科手法及び技術は、切断手術に関連
する患者の出血及び損傷を一般的には減らすので、特に
有利である。しかしながら、現在の電気外科装置及び手
法は幾つかの欠点を抱えている。例えば、単極式装置
は、一般的に、定められた経路に沿って、露出している
電極又は活性電極から患者の体を通ってリターン電極ま
で電流を送り、このリターン電極が患者の適切な場所に
外部から取り付けられている。これは、電流が患者の体
の定められていない経路を通って流れることにより、患
者の体の複数の部分への望まない電気的刺激の危険性を
増加させるという、潜在的な危険を生みだす。加えて、
患者の体を通る定められた経路は（患者の体の大きい距
離又は比抵抗率のため）比較的高いインピーダンスを有
するので、目標組織の切除又は切断に適した電流を発生
させるためには、典型的には大きな電圧差をリターン電
極と活性電極の間に与えなくてはならない。しかしなが
ら、この電流はふとしたはずみに定められた電気経路よ
り低いインピーダンスを有する体の経路に沿って流れる
かもしれず、このことはこれらの経路を通って流れる電
流を実質的に増加させ、この経路に沿った組織及び周り
の組織への損傷を引き起こす又はそれを破壊するかもし
れない。
【０００４】双極式電気外科装置は、リターン電流の経
路が患者を通らないので、もともと単極式装置以上の利
点を有する。双極式電気外科装置においては、活性電極
とリターン電極の両方が典型的には組織に接触できるよ
うに露出しており、それによって活性電極からリターン
電極へ組織を通るリターン電流経路を提供する。しかし
ながら、この構成の欠点は、患者組織との接触点におい
て組織の乾燥又は破壊を引き起こすかもしれないという
ことである。加えて、活性電極及びリターン電極は典型
的にはともに近接して位置しており、リターン電流が直
接活性電極からリターン電極へ流れることを確実にして
いる。これらの電極が極めて近くにあることは電極間で
ショートすることにより、電気制御システムに害を与え
るかもしれない且つ（又は）周囲の組織に損傷を与える
又は破壊するかもしれないという危険を生じる。
【０００５】導電性環境における電気外科的手法（単極
式と双極式の両方）の使用はさらに問題があることがあ
る。例えば、多くの関節鏡手法は、等浸透圧環境を維持
するため且つ視野を鮮明に保つために、治療される領域
の等浸透圧食塩水（ノーマルセーラインとも呼ばれる）
でのフラッシングを必要とする。高導電性電解液である
食塩水の存在はさらに単極式と双極式の場合の両方にお
いて電気外科用電極のショートを引き起こすことがあ
る。このようなショートは治療環境に不必要な加熱を引
き起し、さらには不特定の組織の破壊を引き起こすこと
がある。
【０００６】口腔外科手法、腹腔鏡外科手法、開腔外科
手法のような多くの外科手法は目標組織が洗浄液に浸っ
ている状態では行なわれない。肝臓からの胆嚢の切除の
ような腹腔鏡外科手法においては、器具のための作業空
間を提供するため且つ外科医の手術部位の視認性を改善
するために、腹腔が二酸化炭素で加圧される（気腹
術）。口の筋肉又は歯肉組織の切除、患部組織の切除及
び壊死、又は表皮組織の切除のような他の手法もまた典
型的には「乾いた」環境又は領域（すなわち、導電性洗
浄液に浸かってはいない）で行なわれる。
【０００７】組織切除に使われる現在の電気外科技術は
さらに治療される組織の壊死の深さを制御できないこと
に苦しんでいる。殆どの電気外科装置は、治療電極と切
断又は切除される組織の間の電気アークの発生に頼っ
て、所望の局部的加熱を引き起こしている。しかしなが
ら、このような電気アークはしばしば非常な高温を生じ
て５００μｍ以上の、頻繁には８００μｍ以上の、時に
は１７００μｍ程度の深さ壊死を引き起こす。このよう
な壊死の深さの制御不能は、組織切除用電気外科技術を
使用する際には、詳細には線維軟骨、関節軟骨、半月組
織、及び同種のものを切除及び（又は）再形成するため
の関節鏡手法においては、著しい不利点となる。
【０００８】これらの電気外科の制限の内の少なくとも
幾つかを克服するための努力において、レーザー装置が
関節鏡手法及び他の手法における用途向けに開発され
た。レーザーは導電性環境における電気ショートには困
らず、特定のタイプのレーザーは限定された深さの壊死
の非常によく制御された切断を可能にする。これらの利
点にもかかわらず、レーザー装置は自身のもつ一組の欠
点に苦しんでいる。第一に、レーザー装置はレーザー光
源に関連する費用のために非常に高価となることがあ
る。さらには、許容できる深さの壊死を扱えるレーザー
（エキサイマレーザー、エルビウムＹＡＧ（イットリウ
ム・アルミニウム・ガーネット）レーザー及び同種のも
ののような）は非常に低い体積切除速度であり、このこ
とは、線維軟骨、関節軟骨及び半月組織の切断切除の際
に、特に不利点となる。ホルミウムＹＡＧレーザー及び
ネオジウムＹＡＧレーザーはずっと高い体積切除速度を
提供するが、遅いレーザー装置に比べあまり壊死の深さ
を制御できない。二酸化炭素レーザーは高い切除速度と
組織壊死の少ない深さを備えるが、液体が満ちている空
腔では作業をできない。
【０００９】これら及び他の理由で、組織の電気外科切
除及び切断のための改良されたシステム及び方法が所望
される。これらのシステム及び方法は、血液で満ちた領
域又は等浸透圧食塩水のような導電性溶液で洗浄された
領域のような導電性環境、及び、口腔外科手法、皮膚外
科手法、腹腔鏡外科手法、胸腔胸外科手法、開腔外科手
法において出くわすような比較的乾いた環境にある組織
及び他の体の構造物を選択的に切断及び切除することが
できるべきである。このような装置及び方法は、壊死の
深さを限定し且つ治療部位に隣接する組織への損傷を限
定しつつ、組織の切断及び切除を行えるべきである。
【００１０】電気外科技術及び電気メス技術において使
用される高周波数電極を備える装置が、ランド(Rand)他
のジェイアースロサージ(J. Arthro. Surg.)の１：２４
２−２４６、及び米国特許第５２８１２１６号、同第４
９４３２９０号、同第４９３６３０１号、同第４５９３
６９１号、同第４２２８８００号、同第４２０２３３７
号に記載されている。米国特許第４９４３２９０号及び
同第４０３６３０１号は、非導電性液体を単極式電気外
科電極の先端に噴射してエネルギを与えられている間周
囲の導電性洗浄液から電極を電気的に隔離する方法を記
載している。米国特許第５１９５９５９号及び同第４６
７４４９９号は、それぞれが手術部位を洗浄するための
導管を含んでいる単極式及び双極式の電気外科装置を記
載している。
【００１１】米国特許第５２１７４５５号、同第５４２
３８０３号、同第５１０２４１０号、同第５２８２７９
７号、同第５２９０２７３号、同第５３０４１７０号、
同第５３１２３９５号、同第５３３６２１７号は、色素
沈着、病変、柔らかい組織及び同種のもののような異常
な皮膚細胞を除去するレーザー治療方法を記載してい
る。米国特許第５４４５６３４号、同第５３７０６４２
号は、美容手術の間に組織を分割、切開又は切除するた
めにレーザーエネルギを使用する方法を記載している。
米国特許第５２６１４１０号は悪性腫瘍組織を発見し且
つ除去するための方法及び装置に向けられている。米国
特許第５３８０３１６号、同第４６５８８１７号、同第
５３８９０９６号、ＰＣＴ出願第ＷＯ９４／１４３８３
号及び欧州特許出願第０５１５８６７号は経皮心筋層血
管再生のための方法及び装置を記載している。これらの
方法及び装置は、心室の空腔から心筋層への血流を増加
させるために、レーザーエネルギを心臓組織に向け心筋
層に横チャネルを形成することを必要としている。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、電気エネルギ
を患者の体の内部又は表面の構造に選択的に加えるため
のシステム及び方法を提供する。このシステム及び方法
により、手術チームは、壊死の深さを制限し且つ治療部
位に隣接する組織への損傷を制限しながら、人体構造の
切除及び切断のような電気外科的介入を行なうことがで
きるようになる。本発明のシステム及び方法は、歯肉の
治療及び形成のような比較的乾いた環境での手法、例え
ば肝臓からの胆嚢の分離のような組織切開、類線維種の
ような疾患組織の切除及び壊死、傷痕又は刺青の除去の
ような表皮の表面組織切除と組織若返り及び同種のもの
を含む皮膚科手法に有効である。本発明は関節鏡手術手
法又は膀胱鏡手術手法のような導電性環境でも有効であ
ろう。加えて、本発明は、経心筋層血管再生手法の間
に、心臓の心室壁のような組織を通るチャネル又は穴を
路通する又は掘るのに有効である。
【００１３】本発明の方法は、少なくとも一つの活性電
極を目標部位の極めて近傍へ持っていくように、目標組
織に隣接して電気外科プローブを配置させることからな
る。リターン電極が等浸透圧食塩水のような導電性液体
内に配置され、目標部位とリターン電極の間に電流経路
を作りだす。次に、高周波数電圧が、双極式又は単極式
の方法のどちらかで導電性液体によって作られた電流経
路により、活性電極とリターン電極の間に加えられる。
次に、組織を切断するため又は所望の深さの切除を行な
うために、プローブが移動されるか、往復されるか、さ
もなくば操縦されるであろう。
【００１４】目標部位とリターン電極の間に電流経路を
作りだすために、組織部位を導電性流体（例えば、関節
鏡手術及び同種のもの）に浸すこと又は導電性液体を流
体経路に沿ってリターン電極を過ぎて目標部位まで送る
ことによって、電流経路が作りだされてもよい。この後
者の方法は、切開手術、内視鏡手術又は口腔手術のよう
な乾いた環境（すなわち、組織が導電性流体に浸されて
いない）において特に有効である。なぜなら、導電性液
体が目標部位からリターン電極までの適切な電流経路を
提供するからである。活性電極が好適にはプローブの先
端部に配置され、リターン電極が活性電極から間隔をあ
けて配置され且つ絶縁被覆で覆われる。これにより、リ
ターン電極の周囲の組織への露出を最小にし且つ活性電
極とリターン電極の間の電流の起こり得るショートを最
小にする。口腔手法においては、活性電極が歯肉又は粘
膜組織に配置されるように、プローブを開口している口
腔に直接導入してもよい。内視鏡手法においては、手術
部位の視野が別のカニューレに配置された腹腔鏡の使用
によって提供されると同時に、プローブが典型的には従
来のトロカールカニューレの中を通される。
【００１５】本発明の特別な様態においては、活性電極
とリターン電極の間に加えられた高周波数電圧はプロー
ブチップ近傍に高電圧勾配を生む。これらの高電圧勾配
は活性電極の先端境界において分子の分離又は崩壊によ
って組織を破壊するのに十分な高電界を発生させるのに
十分なものである。高周波数電圧は、目標部位にエネル
ギを与えて、薄い層の組織を切除し、この切除される組
織の薄い層の境界を越える実質的な組織の壊死を起こさ
ない。この切除過程を正確に制御して、周囲又はその下
にある組織構造の加熱又は損傷を最小にしながら、数層
程度の細胞の薄い組織の体積除去を行なうことができ
る。
【００１６】出願人は、この正確に制御された切除が、
少なくとも部分的には、導電性液体内で活性電極チップ
の周りに発生した高電界によって起こされるものと確信
している。この電界は導電性液体を蒸発させて活性電極
の少なくとも一部分を覆って薄い層を形成し、次に液体
内の電離可能な種の存在により蒸気層を電離させる。底
密度蒸気層におけるこの電離及び高電界の存在が、高エ
ネルギ電子及び紫外線エネルギの形態の光子の蒸気層か
らの放出を誘発する。紫外線エネルギ及び（又は）高エ
ネルギ電子は蒸気層に隣接する組織分子の崩壊を引き起
こす。このエネルギ放出を正確に制御して、周囲又はそ
の下の細胞構造を加熱することなくあるいはその逆で損
傷させることなく、数ミリメートルから細胞数層の範囲
の厚さの組織の容積除去を行なうことができる。
【００１７】活性電極は切除過程の間、適切な距離だけ
目標組織から間隔を離される。この間隔が活性電極と目
標組織表面との間の中間面における導電性液体の継続的
な再供給を可能にする。この導電性液体の継続的な再供
給は、薄い蒸気層又は領域が活性電極と組織表面の間で
活性電極の少なくとも一部分を覆ったままになることを
保証することを手助けする。好適には、活性電極と目標
組織の間の領域における導電性流体の供給を維持するた
めに、活性電極が、目標組織に対して横方向に、すなわ
ち軽いブラッシング動作式に、移動される及び（又は）
回転させられる。目標組織上方でのこの活性電極の動的
な移動によりさらに、導電性液体が新しく切除された領
域のまわりの組織を冷却することを可能にし、この周囲
組織への損傷を最小にする。
【００１８】本発明による装置は、基端部と先端部を有
するシャフトと、先端部又はその近くに少なくとも一つ
の活性電極とを有する電気外科プローブからなる。活性
電極を高周波数電圧源に結合するためのコネクタが、シ
ャフトの基端部又はその近くに具備される。電圧源に結
合されているリターン電極が活性電極から十分な距離を
あけられており、その間の電流のショートを実質的に避
ける又は最小にし、且つ、乾いた環境においては、リタ
ーン電極を切除の目標部位の組織又は外科医から保護す
る。関節鏡手術のような洗浄液に浸された環境において
は、リターン電極の面積は十分に広く、それによって低
電流密度となり、この低電流密度により効果的に近くの
組織への損傷を阻む。リターン電極をプローブのシャフ
トと一体的に具備してもよく、あるいはシャフトから独
立させてもよい（例えば、液体供給器具上に）。両方の
場合とも、リターン電極はその間に導電性液体の流れの
ための経路の内側環状面を形成する。導電性液体がリタ
ーン電極の表面を過ぎて活性電極を越えて送られること
によって、目標組織部位とリターン電極の間にリターン
電流経路を提供する。
【００１９】活性電極とリターン電極は好適には、十分
な高周波数電圧が印加されるときに、導電性の薄い層が
気化されて活性電極と目標組織の間の領域において活性
電極の少なくとも一部分を覆うように、構成される。こ
れを達成するために、活性電極は、高電界密度が活性電
極の先端チップにできるように、構成される。例とし
て、本発明はプローブの先端部と同一面である又はそこ
から凹んでいる又はそこから突き出ている電極端子の電
極配列を利用してもよい。電極端子は好適には、十分に
小さい面積、プローブからの突出（又は凹み）長さ、鋭
いエッジ、及び（又は）表面の凸凹を有することで、局
所的な高電流密度が電極端子で助長されるようにされて
おり、これが、活性電極の少なくとも一部分を覆う蒸気
層又は領域の形成、それに続く蒸気層又は領域内の電離
可能な種の崩壊（すなわち、電離）を誘発する高電界、
及び、目標組織内の分子の分離を引き起こすに十分なエ
ネルギをもつ光子及び（又は）電子の放出につながる。
【００２０】例示的な実施例においては、活性電極が、
十分な高周波数電圧がリターン電極及び活性電極に加え
られたときに電極の先端チップに局所的なエネルギ源
（例えば、点のエネルギ源又は比較的小さい有効半径を
もつエネルギ源）を作りだすような、大きさにされ且つ
配置にされる。これらの小さな局所的エネルギ源は、電
極チップと接触している又はその極めて近傍の組織の分
子分離又は切除のために、電極先端部に強いエネルギを
発生させる。加えて、局所的なエネルギ源は比較的小さ
な半径を有するので、エネルギ流量は局所的なエネルギ
源からの距離の二乗で減少し、電極先端部からより遠く
の距離にある組織はエネルギ流量によってさほど影響を
受けない。
【００２１】
【発明の実施の態様】本発明の本質及び利点の理解は、
明細書の残りの部分及び図面を参照することによって、
さらに明白になる。本発明は、詳細には口又は外皮の表
皮組織に位置する歯肉組織及び粘膜組織を含む、固形組
織又は同種のもののような、患者の体の内部又は表面の
目標位置に電気エネルギを選択的に加えるシステム及び
方法を提供する。加えて、本発明のシステム及び方法に
よって治療され得る組織は、腫瘍、異常組織及び同種の
ものを含む。本発明はさらに、経心筋層血管再生手法の
間に、心室壁のような組織を通るチャネル又は穴を路通
する又は掘るために使用されてもよい。便宜上、残りの
開示を特に口腔外科手法における歯肉組織又は粘膜組織
の切断、形成、又は切除と、皮膚科手法における表皮の
表面組織切除と、心臓の心筋層を通るチャネルの路通に
向けるが、本システム及び方法が人体の他の組織にから
む手法並びに開腔手術、腹腔鏡手術、胸腔鏡手術及び他
の内視鏡外科手法を含む他の手法に等しく好都合に適用
され得ることは了承されよう。
【００２２】加えて、本発明は、組織部位が等浸透圧食
塩水のような導電性流体で満ちている又は浸かっている
場所での手法において特に有用である。このような手
法、例えば、関節鏡手術及び同種のものが１９９４年５
月１０日出願の同時係属出願のＰＣＴ国際出願、米国国
内段階番号第ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１６８号に詳細に
記載されており、その全開示内容は本願と一体のものと
して参照される。
【００２３】本発明はプローブの先端接触面に配設され
た一本の活性電極又は電極配列を使用することができ
る。電極配列は通常、血液やノーマルセーライン及び同
種のもののような周囲の導電性液体への電力消散の結果
生じる、周囲の組織及び環境への電気エネルギの望まな
い適用を制限しながら電気エネルギを選択的に目標組織
に加えるために、独立的に電流が制限され且つ（又は）
出力制御された複数の電極端子を含んでいる。電極端子
が、相互から電極端子を隔離すること及び各電極端子を
他の電極端子から隔離されている独立した電源に接続す
ることを利用することによって、独立的に電流制限をさ
れてもよい。あるいはまた、電極端子がプローブの基端
部又は先端部のどちらかで互いに接続されて一つの電源
に結合する一本の線を形成してもよい。
【００２４】電気外科プローブは、基端部と、活性電極
を支持する先端部とを有するシャフトを備える。シャフ
トは、活性電極を機械的に支持することを主たる目的と
する幅広い種類の構成をとって、治療する医師がシャフ
トの基端部から電極を操作できるようにしてもよい。通
常は、シャフトは狭い直径のロッド又は管であり、より
通常には、関節鏡手法や腹腔鏡手法や胸腔鏡手法や他の
内視鏡手法のような介入を最小にした手法で、組み合わ
せられたトロカール又はカニューレによって口又は腹腔
のような体の空腔に導入することができるような寸法を
有する。したがって、シャフトは典型的には、口腔手法
では少なくとも５ｃｍの長さを有し、内視鏡手法では少
なくとも１０ｃｍ、より典型的には２０ｃｍ又はそれ以
上の長さを有する。シャフトは典型的には少なくとも１
ｍｍ、頻繁には１ｍｍ〜１０ｍｍの範囲の直径を有す
る。もちろん、外皮での皮膚科手法では、シャフトは外
科医による操作を容易にするのであれば任意の長さ及び
直径を有してもよい。
【００２５】シャフトは固くても柔軟でもよく、柔軟な
シャフトは選択的には機械的支持のために一般的には固
い外部管と組み合わせられる。柔軟なシャフトが、電極
配列の位置決めを容易にするために、引張りワイヤ、形
状記憶アクチュエータ、シャフトの先端部の選択的な偏
向を行なうための他の既知の機構と組み合わせられても
よい。シャフトは通常、その中を軸線方向に走る複数の
ワイヤ又は他の伝動要素を含み、電極配列のシャフトの
基端部のコネクタへの接続をできるようになっている。
特定のシャフトの設計が以降で図面と関連して詳細に説
明される。
【００２６】電極配列の周囲面積は、０．２５ｍｍ2 〜
７５ｍｍ2 の範囲、好適には０．５ｍｍ2 〜４０ｍｍ2
の範囲であり、普通はシャフトの先端接触面に配置され
た、少なくとも二つの隔離された電極端子を含み、より
普通には少なくとも四つの電極端子を含み、好適には少
なくとも六つの電極端子を含み、しばしば５０個又はそ
れ以上の電極端子を含む。接触面の電極配列を目標組織
の極めて近傍に近づけて患者の体と直接的又は間接的に
接触している付加的な共通電極又はリターン電極と電極
配列との間に高周波数電圧を印加することによって、目
標組織が選択的に切除又は切断され、望ましくは周囲組
織の壊死の深さを最小にしながら目標組織の複数部分の
選択的な除去を可能にする。詳細には、本発明は、他の
重要な器官、血管又は構造（例えば、歯や骨）の極めて
近傍に位置するかもしれない組織を効率的に切除及び切
断するための方法及び装置を提供し、この方法及び装置
は、（１）導電性液体を共通電極と活性電極の間に流さ
せることと、（２）プローブの先端部の周囲及びそこに
隣接する目標組織に電気エネルギを加えることと、
（３）プローブを使用して電極を目標組織の極めて近傍
に近づけることと、（４）選択的には電極配列を組織の
上を軸線方向及び（又は）横方向に動かすこととを同時
に行うことからなる。
【００２７】一つの構成においては、電極配列における
個々の電極端子が前記プローブ内の電極配列の他の全て
の電極端子から電気的に絶縁されており、電極配列のそ
の他の電極のそれぞれから隔離されている電力源に接続
される、又は低比抵抗率材料（例えば、血液又は導電性
食塩水洗浄液）により共通電極と個々の電極端子との間
をより低いインピーダンス経路にするときに電極への電
流を制限する又は妨害する回路に接続される。個々の電
極用の隔離された電力源が、低インピーダンスのリター
ン経路に出くわしたときに関連する電極端子への電力を
制限する内部インピーダンス特性を有する独立した電力
供給回路であってもよく、独立して作動可能なスイッチ
を通して各電極に接続されている一つの電力源であって
もよく、インダクタ、キャパシタ、レジスタ、及び（又
は）それらの組み合わせのような独立した電流制限要素
によって提供されてもよい。電流制限要素が、プロー
ブ、コネクタ、ケーブル、コントローラの中に又はコン
トローラから先端チップまでの伝導経路に沿って、具備
されてもよい。あるいはまた、抵抗及び（又は）容量
が、選択された電極端子を形成する酸化層（例えば、チ
タニウム、又は、プラチナのような金属の表面の抵抗性
皮膜）により、活性電極の表面に発生してもよい。
【００２８】プローブの先端領域は先端部の近傍に電気
エネルギを送るように設計された独立した多数の電極端
子からなってもよい。目標組織への電気エネルギの選択
的な適用が、独立的に制御されているチャンネル又は電
流制限されているチャンネルを有する電力源に個々の電
極端子及び共通電極を接続することによって行なわれ
る。共通電極は、先端部の電極配列の近くにある、導電
性材料からなる管状部材であってもよく、この管状部材
はさらに活性電極と共通電極の間の導電性液体の供給用
導管として利用できる。共通電極と電極配列の間への高
周波数電圧の印加により、個々の電極端子から共通電極
への高周波電流の伝導に伴って電極先端チップに高電界
強度を発生させる。周囲の（目標ではない）組織及び存
在するかもしれない任意の導電性流体（例えば、血液、
食塩水のような電解洗浄液及び同種のもの）へのエネル
ギ配送を最小にしつつ目標組織へ電気エネルギを送るた
めに、個々の電極端子から共通電極への電流が能動的手
段又は受動的手段のどちらか又はその組み合わせたもの
によって制御される。
【００２９】好適な様態においては、本発明は、目標組
織（例えば、歯肉、筋肉、筋膜、腫瘍、表皮、心臓又は
他の組織）と周囲の導電性液体（例えば、等浸透圧食塩
水洗浄液）との間の比電気抵抗率の違いを利用する。例
としては、任意の選択された印加電圧の水準に関して、
もし共通電極と電極配列内の個々の電極端子の一つの間
の電気伝導経路が（比較的低い電気インピーダンスを有
する）等浸透圧食塩水洗浄液であるなら、個々の電極に
接続された電流制御手段が電流を制限し、介在する導電
性液体の加熱が最小にされるようにするのである。一方
で、もし共通電極と電極配列内の個々の電極端子の一つ
との間の電気伝導経路の一部又は全部が（比較的高い電
気インピーダンスを有する）歯肉組織であるなら、個々
の電極に接続された電流制御回路又はスイッチが電気エ
ネルギの蓄積及びそれに関連する電極表面の近傍の目標
組織の切除又は電気的な破壊に十分な電流を流すことが
できるようにするのである。
【００３０】共通電極又はリターン電極と電極配列との
間の高周波数電圧の適正な時間間隔の間の印加により、
目標組織の切除、切断又は再形成をおこなう。エネルギ
が放散される（すなわち、高電圧勾配が存在する）組織
体積が、例えば多数の小さな電極の使用によって、正確
に制御されてもよく、この電極の有効直径は約０．０１
ｍｍ〜２ｍｍ、好適には約０．０５ｍｍ〜１ｍｍ、より
好適には０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲である。円形及
び非円形端子の両方の電極面積とも、５ｍｍ2以下、好
適には０．０００１ｍｍ2 〜１ｍｍ2 、より好適には
０．００５ｍｍ2〜０．５ｍｍ2 の範囲の接触面積（電
極一本当たり）を有する。小径電極端子の使用は電界強
度を増加させ且つ各電極端子の露出している面から発出
する電流束線の発散の結果として組織壊死の程度又は深
さを減少させる。不可逆的な損傷（すなわち、壊死）に
十分な組織のエネルギ蓄積は一電極直径の約二分の一の
距離までに限定されることが分かっている。このこと
は、組織壊死の深さが十分には限定されないであろう、
一本で且つ（又は）より大きな電極を採用している従来
の電気外科プローブに勝る特殊な利点である。
【００３１】以前の電気外科装置においては、電力を増
加させて加えること及び増加された切除速度は電極面積
を増加させることによって達成された。驚くべきこと
に、本発明の場合は、全電極面積を、複数の小電極端子
を具備することによって、壊死の深さを増加させること
なしに増加させることができる（電力配送及び切除速度
を増加させるために）。好適には、電極端子は、以下で
論じられるように最適な電力配送のために、およそ直径
の半分から直径一個分の範囲の距離だけ間隔をあけられ
る。壊死の深さが、電流のパルスを作るために印加電圧
をオンオフ切り換えることによってさらに制御されても
よく、この電圧のパルスはエネルギパルスの間の熱的弛
緩をさせるのに十分な長さの時間の間オフにされると同
時に切除及び（又は）切断を行うには十分な持続時間及
び関連するエネルギをもつものである。このように、エ
ネルギパルスの持続時間と大きさとエネルギパルスの間
の時間間隔が、次のエネルギ（電流）パルスの襲来の前
に組織の治療される領域の温度が「弛緩する」又は正常
な生理学的温度まで（普通は正常な体温（３７℃）の１
０℃以内まで、好適には５℃以内まで）戻れるようにし
ながら組織切除又は切断の十分な速度を達成するよう
に、選択される。
【００３２】上述の方法に加えて、出願人は壊死の深さ
を最小にしながら組織を切除するためのもう一つの機構
を発見した。この機構は、目標組織部位の近傍に高電界
強度を作るために、活性電極面とリターン電極の間に高
周波数電圧を印加することを必要とする。高電界強度
は、（熱蒸発又は炭化よりはむしろ）分子分離による、
目標組織の電界に誘発された分子破壊につながる。換言
すれば、組織構造が、有機分子複合体の分子崩壊によっ
て、水素、炭素の酸化物、炭化水素及び窒素化合物のよ
うな存在できない原子及び分子にまで体積的に離され
る。切除でよくあることだが、この分子崩壊は、組織材
料を固形形態から直接気体形態まで変態させることに対
立するものとして、完全に組織構造を引き離すのであ
る。
【００３３】この高電界強度が、活性電極の先端チップ
と目標組織の間の領域で活性電極の少なくとも一部分を
覆う導電性液体を気化させるのに十分な高周波数電圧を
印加することによって、生成されてもよい。蒸気層又は
蒸発している領域は比較的高い電気インピーダンスを有
しているので、前記層又は領域は活性電極端子と目標組
織の間の電圧差を増加させ、電離可能な種（例えば、導
電性流体が等浸透圧食塩水がであるときはナトリウム）
の存在により蒸気層内で電離を引き起こす。この電離
は、最適な条件下では、蒸気層から且つ目標組織の表面
への高エネルギ電子及び光子の放出を含む。このエネル
ギは高エネルギ光子（例えば、紫外放射線）又は高エネ
ルギ粒子（例えば、電子）又はその組み合わせの形態で
あってもよい。
【００３４】活性電極チップの近くに蒸気層を形成し、
蒸気層内で原子又は複数の原子を電離し、蒸気層内でプ
ラズマからのエネルギの放出を誘発するために必要な条
件は、電極端子の数、電極の大きさ及び間隔、電極の表
面積、電極表面の凸凹及び鋭いエッジ、電極材料、加え
られた電圧及び電力、インダクタや電極や接触している
流体の導電率や流体の密度や他の要因のような電流制限
手段のような種々の要因に依存する。最初の実験に基づ
いて、出願人は、等浸透圧食塩水（塩化ナトリウムを含
んでいる）において作られた蒸気層内での原子の電離
は、例として３０６〜３１５ナノメートル（紫外線スペ
クトル）及び５８８〜５９０ナノメートル（可視光線ス
ペクトル）の範囲の、波長を有する高エネルギ光子の発
生につながると確信している。加えて、電離した蒸気層
内での自由電子が電極チップの近くの高電界で加速され
る。蒸気層の（又は導電性液体で形成された気泡内の）
密度が十分に低い（すなわち、水溶液ではおよそ１０20
原子／ｃｍ3 以下の）ときは、電子の平均自由行路が増
加して、続いて射出される電子がこの低密度の領域（す
なわち、蒸気層又は気泡）内での衝撃電離を引き起こす
ことを可能にする。高エネルギ電子（例えば、４〜５ｅ
Ｖ）によって放出されたエネルギは続いて分子を攻撃し
てその結合を破壊して、分子を遊離基に分離し、この遊
離基が次に最終のガス体又は液体の種に結合する。
【００３５】光子エネルギは光化学及び（又は）光熱学
的過程によって光切除を作りだし、目標部位における組
織の幾つかの細胞層と同じように薄い厚さの組織を崩壊
させる。この光切除は「冷式」切除であり、このこと
は、光子エネルギが極めて僅かな熱しか切除される組織
の領域の境界を越えて組織へ伝達しないことを意味す
る。光子エネルギによって提供される冷式切除を、周囲
の又はその下の細胞を加熱するさもなくば又は損傷を与
えることなく薄い層の細胞にのみ影響を及ぼすように、
正確に制御することができる。壊死の深さは、典型的に
は約０〜４００マイクロメートル、通常は１０〜２００
マイクロメートルとなる。出願人は、崩壊させられた組
織分子の「断片」が目標組織の表面に蓄積されたエネル
ギの大部分を持ち去ることによって、周囲の組織への熱
伝達の量を制限しながら組織の分子崩壊が起こることを
可能にするのである、と信じている。加えて、他の競合
する機構が組織の切除に寄与しているかもしれない。例
えば、組織の破壊又は切除がさらに、電極の先端部分に
おける非常に集中した強い電界からの組織構造要素又は
細胞膜の誘電性破壊によって引き起こされているかもし
れない。本発明の教示によれば、活性電極はある寸法に
作られて、印加電圧の適正な条件下では、活性電極の表
面の少なくとも一部分を覆う蒸気化された領域又は層の
形成を引き起こすだけの表面積を晒している。蒸気化さ
れた導電性液体のこの層又は領域が蒸気化された領域又
は層内での電離及び高エネルギ電子及び光子の生成に必
要な条件を作りだす。加えて、蒸気化された導電性液体
のこの層又は領域は電極と隣接する組織との間に高電気
インピーダンスを提供して、低い水準の電流しか蒸気化
された層又は領域を横切って組織へは流れなくすること
によって、組織におけるジュール熱及び組織の壊死を最
小にする。
【００３６】上述のように、出願人は、活性電極の先端
チップにおける導電性液体の密度は適切な蒸気層を形成
するためには限界値以下であるべきであることを見出し
た。水や等浸透圧食塩水のような水溶液の場合、この上
側密度限界はおよそ１０20原子／ｃｍ3 であり、これは
約３×１０-3ｇ／ｃｍ3 に相当する。出願人はさらに、
一度蒸気層の密度が限界値（例えば、水溶液の場合およ
そ１０20原子／ｃｍ3）に達すると、電子なだれが発生
すると確信している。空間電荷発生場が外部場程度のも
のであるときは、この電子なだれの成長は阻害される。
この領域の空間的な広さは、電子なだれが限界になるた
め且つ電離波面が発達するために必要とされる距離より
大きくなくてはならない。この電離波面は、電離波面の
先の領域で発生する一連の過程、すなわち、電子放出に
よる発熱、局所的な液体密度の限界値以下への低下、荷
電粒子集中のなだれ的成長を介して、蒸気層を横切って
発達し且つ伝達する。
【００３７】蒸気層内の電場で加速された電子は一度又
は数度の散乱の後で見かけ上捕捉された状態になる。こ
れらの射出された電子は、大きな平均自由行路を有する
低密度領域を作りだす又は維持する役に立ち、続いて出
される電子がこれらの低密度の領域内で衝撃電離を引き
起こすことを可能にする。各再結合において放出される
エネルギはエネルギ帯の幅の半分程度である（すなわ
ち、４〜５ｅＶ）。このエネルギが、高エネルギ電子を
生成するために、他の電子へ伝達され得ることは明らか
である。この二次高エネルギ電子は、分子を攻撃して電
子の結合を破壊する、すなわち、分子を遊離基に分離す
るのに十分なエネルギを有するであろう。
【００３８】導電性液体は、蒸気層を適切に電離するた
めに、高エネルギ電子及び光子の誘発のために閾値伝導
率を有するべきである。流体の導電率（ミリジーメンス
／センチメートル又はｍＳ／ｃｍの単位）は、通常は
０．２ｍＳ／ｃｍより大きく、好適には２ｍＳ／ｃｍよ
り大きく、より好適には１０ｍＳ／ｃｍより大きい。例
示的な実施例においては、導電性流体は等浸透圧食塩水
であり、等浸透圧食塩水は約１７ｍＳ／ｃｍの伝導率を
有する。電離波面の後に続くチャンネルの導電率は、電
離波面において液体を加熱するために必要とされるエネ
ルギの流れを維持する且つ液体の密度を限界水準以下に
維持するために十分高くなければならない。加えて、液
体の導電率が十分に高いときには、電離破壊前の電流水
準（すなわち、蒸気層内での電離の初期以前の電流水
準）は導電性液体（すなわち、限界密度以下の密度を有
する領域）内で気泡の初期成長をさらに促進するのに十
分なものである。
【００３９】活性電極の表面の凸凹は局所的な高電流密
度を助長するように思われ、この局所的な高電流密度が
凸凹部で気泡核を作りやすくし、気泡核で囲まれた密度
（すなわち、蒸気密度）は気泡内での電離破壊を始める
限界密度以下である。したがって、本発明の特定の構成
は電極チップ（すなわち、組織に係合して切除又は切断
するべき電極の表面）に高電流密度の領域を作りだす。
高電流密度の領域が、電極に表面の凸凹を作るために、
電極先端チップに鋭いエッジ及び角を作ること又は液体
ホーニング、活性電極の先端部面を化学的にエッチング
する又は機械的に研削することのような、種々の方法を
介して作られることができる。あるいはまた、電極端子
が、電極端子のエッジ又は表面の面積の割合を増加させ
るように、特別に設計されてもよい。例えば、電極端子
は、開口を囲む先端の円周エッジを有する中空管であっ
てもよい。電極端子が、上述のように配列になって形成
されてもよいし、又は、プローブの先端部に同心円の端
子を連ねて形成されてもよい。高電流密度が電極端子の
円周エッジの周りに生成されて、各気胞形成を助長する
であろう。
【００４０】共通電極と電極配列の間に印加される電圧
は高周波数又は無線周波数であり、典型的には約５ｋＨ
ｚと２０ＭＨｚの間であり、通常は約３０ｋＨｚと２．
５ＭＨｚの間であり、好適には約５０ｋＨｚと４００ｋ
Ｈｚの間である。印加されるＲＭＳ電圧（実効電圧）
は、通常は約５Ｖ〜１０００Ｖの範囲であり、好適には
約５０Ｖ〜８００Ｖの範囲であり、より好適には約１０
０Ｖ〜４００Ｖの範囲である。これらの周波数及び電圧
はピークトゥピークの電圧及び電流となり、これらは、
導電性液体を気化させ、組織を切除するために高電界を
生じさせ且つ高エネルギ光子及び（又は）電子の放出に
帰する条件を蒸発している層内に生み出すのに十分なも
のである。典型的には、ピークトゥピークの電圧は、２
００〜２０００Ｖの範囲となり、好適には３００〜１４
００Ｖの範囲となり、より好適には７００〜９００Ｖの
範囲となる。
【００４１】上述のように、電圧が通常は十分に高い周
波数を有する（例えば、５ｋＨｚ〜２０ＭＨｚ程度）連
続する電圧パルスで送られ、電圧が連続して効率的に印
加されるようになっている（例えば、浅い深さの壊死を
主張する一般的に約１０〜２０Ｈｚで脈動させられるレ
ーザと比較して）。加えて、パルスレーザのデューティ
サイクル（すなわち、任意の一秒間におけるエネルギが
加えられる累積時間）は、約０．０００１％のデューテ
ィサイクルを典型的には有するレーザと比較すれば、本
発明の約５０％程度である。
【００４２】出願人は、小型の電極端子のエッジ及びチ
ップから放出されるエネルギの出源が実際上は点源又は
比較的小さい有効半径を有する出源であるため、本発明
は実際上連続方式の操作及び高デューティサイクルを有
する高切除速度を得ることができる、と確信している。
技術的に良く知られるように、点源から放出され球形空
間の境界をを横切るエネルギ束は一般的に点源からの距
離の二乗に伴って減少する。したがって、本発明の「エ
ネルギ源」（すなわち、強電界、高エネルギ光子、又は
高エネルギ電子）が、放出電極及び電極チップのエネル
ギ源の幾何形状によって、高度に集中させられる。結果
として、電極チップ又はエネルギ源に極めて近い領域又
は範囲だけが高エネルギ束に晒される。その結果、切除
は典型的には電極チップと実際上接触している又はその
極めて近傍にある組織層でしか起こらない。電極チップ
から遠い距離にある組織は、エネルギ束がこれらの距離
では低くすぎて組織に不可逆的に影響を与える又は組織
を損傷させることはできないので、大した影響を受ける
ことがない。
【００４３】通常は、電流水準が選択的に制限される又
は制御され、印加電圧は独立的に調整可能であり、しば
しば個々の電極と共通電極との間の経路の組織及び（又
は）流体の抵抗に応じて調整する。さらに、加えられる
電流の水準は、目標組織の温度を電極配列と目標組織の
間の中間境界において所望の範囲で維持する温度制御手
段に応じていてもよい。切除の領域を越えたところにあ
る発達面に沿った組織の所望の温度は、通常は約４０℃
〜１００℃の範囲であり、より普通には約５０℃〜６０
℃の範囲である。電極配列に隣接する切除される（それ
から手術部位から取り除かれる）組織はより高い温度に
まで到達するかもしれない。
【００４４】本発明の好適な電力源は高周波数の電流を
送り、電極一本あたり数十ミリワット〜数十ワットの範
囲の平均電力水準を選択可能に発生させ、この電力は、
切除される組織、所望の切除速度、又はプローブ先端に
合わせて選択される最大許容温度に依存する。電力源
は、使用者が特殊な口腔手術や皮膚科手法や開口手術や
他の内視鏡手術手法の特別な要求にしたがって電流水準
を選択することができるようになっている。
【００４５】導電性流体又は他の低抵抗媒体の望まれな
い加熱が起こらないように、電力源が電流を制限され
る、あるいは、制御されてもよい。本発明の現時点での
好適な実施例においては、電流制限用インダクタが各独
立した電極端子と直列に配置されており、この場合にお
いては、インダクタのインダクタンスは１０μＨ〜５０
０００μＨの範囲であり、このインダクタンスは、目標
組織の電気特性、所望される切除速度、及び作動周波数
に依存している。あるいはまた、その全開示内容が本願
と一体のものとして参照される同時係属出願のＰＣＴ出
願第ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１６８号に既に記載されて
いるように、キャパシタ−インダクタ（ＬＣ）回路構造
が採用されてもよい。さらに、電流制限用レジスタが選
択されてもよい。好適には、低抵抗媒体（例えば、食塩
水洗浄液）と接触している任意の個々の電極に関して電
流水準が上昇し始めたときに、電流制限用レジスタの抵
抗が顕著に増加することによって、前記電極から低抵抗
媒体（例えば、食塩水洗浄液）への電力配送を最小にす
るように、これらのレジスタは正の温度係数の抵抗を有
する。
【００４６】このような受動的回路構造の代替として、
各電極端子への調整された電流が複数チャンネル電力供
給装置によって提供されてもよい。低抵抗の経路、例え
ば等浸透圧食塩水洗浄液、を通る電力配送を制限する、
ある範囲内にある個々の電極端子に関する実質的に一定
の電流水準が、所望される切断又は切除速度を達成する
ために使用者によって選択される。このような複数チャ
ンネル電力供給装置はかくして各電極端子毎に選択可能
な電流水準を有する実質的に一定電流の電源を提供し、
この場合は全ての電極は使用者が選択可能な同一の最大
電流水準又はそれ以下の水準で作動する。全ての電極へ
の電流を周期的に検知して、もし電極配列の表面で測定
される温度が使用者が選択した範囲を越えれば電極への
電流を停止することができる。この方策を実施するため
の制御システムの詳細な設計は当業技術内で十分であ
る。
【００４７】さらに別の代替例は、一つ又は幾つかの電
極が同時にエネルギを与えられことができるようにする
一つ又は幾つかの電力供給装置の使用を必要としてお
り、この電力供給装置は電力水準を予め選択された最大
水準以下に制限するために能動的制御手段を含んでい
る。この構成においては、一つ又は幾つかの電極だけが
同時に短時間の間エネルギを与えられる。切り替え手段
により次の一つ又は幾つかの電極が短時間の間エネルギ
を与えられることを可能にする。引き続き一つ又は幾つ
かの電極にエネルギを与えることによって、隣接する電
極間の相互作用を最小にする（電極配列の外囲器全体内
で最大限の間隔で配置されている幾つかの電極にエネル
ギを与える場合）又は排除する（一度に一本の電極にし
かエネルギを与えない場合）ことができる。前述のよう
に、抵抗測定手段が電力を加える部分の前に各電極毎に
採用されてもよく、この場合、（測定された）低い抵抗
（ある予め選択され水準以下の）はその電極が所定の周
期の間エネルギを与えられるのを防ぐ。例としては、本
発明の連続的な電力供給及び制御設計は自動車のディス
トリビュータに類似するように機能する。この例におい
ては、電気接点は各点火プラグに接続された端子を通り
越して回転する。この例においては、各点火プラグは各
電極の露出面に対応する。加えて、本発明は、各電極と
接触している媒体の抵抗を測定して、もし抵抗が予め定
められた水準を越えている場合だけ電圧を印加するする
手段を含んでいる。
【００４８】本発明は電気的に隔離された電極端子又は
複数の電極端子に限定されるものではないことが明白に
分かるであろう。例えば、活性電極端子の配列が高周波
数の電流の電力源までプローブシャフトを通って延びる
一本の導線に接続されてもよい。あるいはまた、プロー
ブは、直接プローブシャフトを通って延びる又は電力源
まで延びる一本の導線に接続された、一本の電極を備え
てもよい。
【００４９】活性電極が電気外科プローブのシャフトの
接触面を覆って形成されている。共通（リターン）電極
の表面は、プローブの先端部に対して凹んでいるであろ
うし、導電性液体の目標部位及び活性電極への導入のた
めに具備されている導管内部で凹んでいてもよい。例示
的な実施例においては、シャフトはその殆どの長さに渡
って筒状となり、接触面がシャフトの先端部に形成され
る。内視鏡利用例の場合は、電極端子が導入される間、
詳細にはトロカールチャンネルの作業用チャンネル又は
観察鏡を通して導入される間、接触面にある電極端子を
保護及び防護するのを助けるので接触面が凹んでいても
よい。
【００５０】接触面の面積は幅広く変化することがで
き、接触面は多様な幾何面をとることができ、幾何面の
個々の面積が特定の利用例に合わせて選択される。活性
電極の接触面は、０．２５ｍｍ2 〜５０ｍｍ2 の範囲、
通常は１ｍｍ2 〜２０ｍｍ2 の範囲の面積を有すること
ができる。幾何面は、平面形状、凹面形状、凸面形状、
半球状形状、円錐形形状、直線状の「列形」配列、又は
実質的にその他全ての規則正しい又は不規則な形状とな
り得る。最も一般的には、活性電極が電気外科プローブ
シャフトの先端部に形成され、活性電極は、もっぱら、
再形成手法において使用される場合には平面、円盤形状
面、又は半球状面であり、切断に使用される場合には直
線状配列である。あるいはまた、又は、さらには、活性
電極が電気外科プローブシャフトの側面に形成されて
（例えば、舌押し器のように）、電気外科手法における
特定の体の構造へのアクセスを容易にしてもよい。
【００５１】外科手法の間、プローブの先端部又は活性
電極が目標組織の表面から短い距離の所に維持される。
この短い間隔により、導電性液体の活性電極と目標組織
表面の間の中間面への継続的な再供給を可能にする。こ
の導電性液体の継続的な再供給は薄い蒸気層が活性電極
と組織表面の間に残っていることを保証するのを手助け
する。加えて、活性電極の組織部位上の動的運動によ
り、導電性液体が新しく切除された領域の周りの組織を
冷却してこの周囲組織への熱損傷を最小にすることを可
能にする。典型的には、切除過程の間、活性電極は、目
標組織から約０．０２〜２ｍｍのところ、好適には約
０．０５〜０．５ｍｍのところにある。この空間を維持
する一つの方法は、活性電極と組織の間に薄い蒸気層又
は領域を維持するために、プローブを組織に対して横方
向に移動する且つ（又は）回転する、すなわち、軽いブ
ラッシングの動きをすることである。もちろん、もし組
織のより深い領域の凝固が必要であるなら（例えば、組
織内に埋まっている出血している血管をシールするため
に）、ジュール加熱を行うために活性電極を組織に押し
付けることが望ましいであろう。
【００５２】詳細な図面に関して、同じ参照番号は同じ
要素を指しており、本発明の原理に従って構成された電
気外科システム１１が示されている。電気外科システム
１１は、一般的には、目標組織２８に高周波数電圧を供
給するための電力供給装置２８及び電気外科プローブ１
０に導電性流体５０を供給するための液体源２１に接続
されている電気外科プローブ１０からなる。
【００５３】図１に示されるような例示的実施例におい
ては、電気外科プローブ１０は柔らかくても固くてもよ
い長寸シャフト１３を含み、柔らかいシャフトの場合に
は選択的に支持用カニューレ又は他の構造物（図示され
ていない）を含む。電気外科プローブ１０は、基端部の
コネクタ１９と、シャフト１３の先端チップに配置され
た電極端子５８の配列１２とを含んでいる。接続ケーブ
ル３４はコネクタ２０を有するハンドル２２を有し、こ
のコネクタ２０はプローブ１０のコネクタ１９に着脱自
在に接続され得る。ケーブル３４の基部部分は電気外科
プローブ１０を電力供給装置２８に結合するためのコネ
クタ２６を有する。電極端子５８が互いに電気的に隔離
されており、各電極端子５８が複数の個々に絶縁された
導体４２によって電力供給装置２８内の能動又は受動制
御ネットワークに接続されている（図４参照）。電力供
給装置２８は印加電圧水準を変更するための選択手段３
０を有する。電力供給装置２８はさらに使用者の近くに
位置するフットペダル３７のペダル３９の押し下げによ
ってプローブ１０の電極端子５８にエネルギを与える手
段を含む。フットペダル３７はさらに電極端子５８に加
えられるエネルギ水準を遠隔的に調整するための第二の
ペダル（図示されていない）を含んでもよい。本発明の
電気外科プローブで使用され得る電力供給装置の特定の
設計が親出願のＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１１６８に記載
されており、その全開示内容は既に本願に一体のものと
して参照されている。
【００５４】図２及び図３に関して、電気的に隔離され
た電極端子５８は電極配列面８２中に間隔を空けて配置
されている。電極配列面８２と個々の電極端子５８は普
通上記の範囲設定内の寸法を有する。好適な実施例にお
いては、電極配列面８２は０．３ｍｍ〜１０ｍｍの範囲
の直径Ｄ（図３）の円形断面形状を有する。電極配列面
８２はさらに、図７に示されるように、１ｍｍ〜２０ｍ
ｍの範囲の長さＬ及び０．３ｍｍ〜７ｍｍの範囲の幅Ｗ
を有する楕円形状を有してもよい。個々の電極端子５８
は電極配列面８２の上方に０ｍｍ〜２ｍｍ、好適には０
ｍｍ〜１ｍｍの距離（Ｈ）だけ突き出る（図５参照）。
【００５５】電極端子は電極配列面８２と同一平面であ
ってもよく、また電極端子は電極配列面８２から凹んで
いてもよいことは当然である。例えば、皮膚科手法にお
いては、電極端子５８が０．０１ｍｍ〜１ｍｍ、好適に
は０．０１ｍｍ〜０．２ｍｍの距離だけ凹んでいてもよ
い。本発明の一つの実施例においては、電極端子は、外
科医が電極配列面８２と電極端子の間の距離を調整でき
るようにするために、電極配列面８２に対して軸線方向
に調整可能となっている。
【００５６】電極端子５８が好適には、プラチナ、チタ
ニウム、タンタル、タングステン及び同種のもののよう
な耐火性の導電性金属又は合金から作られる。図３に示
されるように、電極端子５８が適正な絶縁材料（例え
ば、アルミナ、酸化ジルコニウム及び同種のもののよう
なセラミック又はガラス材料）からなる支持マトリック
ス４８に据えつけられており、支持マトリックス４８
が、特定手法の要求に応じて、製造時に平面、半球体又
は他の形状に形成され得る。好適な支持マトリックス
は、高熱伝導性、優れた導電特性、高曲げ率、炭素トラ
ッキングに対する抵抗、生体適合性、及び高融点である
ことから、イリノイ州エルクグローブ(Elkgrove)のキョ
ウセラインダストアルリセラミクス社(Kyocera Industr
ial Ceramics Corporation) から入手可能なアルミナで
ある。
【００５７】図２に示されるように、支持マトリックス
４８が、支持マトリックス４８と電気外科プローブ１０
の基端部の間の殆ど又は全ての距離に延びる管状支持部
材７８に接着して接合されている。管状支持部材７８は
好適にはエポキシ、射出成形可能なプラスチック又はシ
リコンベース材料のような電気絶縁材料からなる。好適
な構成方法においては、電極端子５８は支持マトリック
ス４８に予め形成された開口を貫通して、電極配列面８
２の上方に所望の距離Ｈ（図５）だけ突き出る。次に電
極が、典型的には無機シール材料８０によって、支持マ
トリックス４８の先端面８２に接着されてもよい。シー
ル材料８０が、有効な電気絶縁と、セラミック製のマト
リックス４８とプラチナ又はチタニウム電極端子の両方
に良く接着することとを提供するように選択される。シ
ール材料８０は、付加的には、一致する熱膨張率とプラ
チナ又はチタニウム及びアルミナ又は酸化ジルコニウム
より低い融点とを持たなくてはならず、典型的にはシー
ル材料はガラス又はガラスセラミックである。
【００５８】図２及び図３に示される実施例において
は、電気外科プローブ１０は電極端子５８と電力供給装
置２８の間の電流経路を完成させるためのリターン電極
５６を含んでいる。リターン電極５６は好適には電気外
科プローブ１０のシャフト１３の外側周囲に位置する環
状部材である。リターン電極５６は管状支持部材７８の
周囲を完全に又は部分的に囲んでおり、以下で論じられ
るように、そこを通る導電性液体の流れのための環状の
隙間５４をその間に形成する。隙間５４は好適には０．
１５ｍｍ〜４ｍｍの範囲の幅を有する。リターン電極５
６はプローブ１０の基端部から、電極配列面８２から典
型的には約０．５〜１０ｍｍで、より好適には約１〜１
０ｍｍほど基部に近い地点まで延びており、プローブ１
０の基端部においては、リターン電極５６はコネクタ１
９、２０を介して電力供給装置２８に適合して接続され
ている。
【００５９】リターン電極５６が電気絶縁ジャケット１
８の内側に配置されており、この電気絶縁ジャケット１
８は典型的には一層又はそれ以上のポリテトラフルオロ
エチレン、ポリイミド及び同種のもののような電気絶縁
被覆又は皮膜として形成される。電気絶縁ジャケット１
８のリターン電極５６への具備によりリターン電極５６
と任意の隣接する人体構造又は外科医との間の直接的な
電気的接触を防ぐ。このような人体構造（例えば、腱）
と露出している共通電極部材５６の間の直接的な電気的
接触は、壊死を起こす接触点にいて構造の望まない加熱
及び壊死を起こす結果となり得る。
【００６０】リターン電極５６が好適には導電性材料、
通常は金属から形成され、この導電性材料がステンレス
鋼合金、プラチナ又はその合金、チタニウム又はその合
金、モリブデン又はその合金、及びニッケル又はその合
金からなるグループから選択される。リターン電極５６
が、等浸透圧食塩水のような導電性流体５０の中に含ま
れる不同の金属の存在による腐食又は電気化学的ポテン
シャルの発生の可能性を最小にするために、電極端子５
８を形成するものと同じ金属又は合金から作られてもよ
い（以下で詳細に論じられる）。
【００６１】図２に示されるように、リターン電極５６
は直接に電極端子５８に接続されはしない。電極端子５
８が目標組織５２を介してリターン電極５６に電気的に
接続されるようにこの電流経路を完成させるために、導
電性液体５０（例えば、等浸透圧食塩水）が液体経路８
３に沿って流される。液体経路８３が外側のリターン電
極５６と管状支持部材７８の間の環状の隙間５４によっ
て形成されている。付加的な液体経路８３が内側の管状
部材５９の内側通孔５７の間に形成されてもよい。しか
しながら、導電性液体が内側を半径方向に目標部位８８
に向かって流れる傾向となるようにプローブの周辺の近
くに液体経路８３を形成することが、一般的には好まし
い（この好適な実施例が図１０〜図２１に示される）。
図２〜図７に示される実施例においては、内側通孔５７
を通って流れる液体は半径方向外側に飛び散って、それ
に伴って電流を流し、もしかすると周囲のそしき損傷を
与えるかもしれない。
【００６２】流体経路８３を通って流れる導電性液体５
０は、図２の電流束線６０によって示されるように、目
標組織５２とリターン電極５６の間に電流の経路を提供
する。電極配列１２とリターン電極５６との間に電圧差
が与えられると、電極配列１２から目標組織を通ってリ
ターン電極への電流とともに、高電界強度を電極端子５
８の先端チップに発生させ、この高電界強度が領域８８
の目標組織５２の切除を起こす。
【００６３】図４、図５及び図６は、管状部材７８の内
部に位置するリターン電極を有する電気外科プローブ１
０の別の実施例を示す。リターン電極５５は、好適に
は、導電性液体５０（例えば、等浸透圧食塩水）がリタ
ーン電極５５と電気的に接触しながらその間を流れるこ
とができるようにするために内側通孔５７を形成する管
状部材である。この実施例においては、電極端子５８と
リターン電極５５の間に電圧差が与えられ、結果として
電流束線６０（図５）によって示されるような導電性液
体５０を電流が流れる。与えられた電圧差と電極端子５
８の先端における付随的な高電界強度の結果として、目
標組織５２が領域８８において切除された又は横に切断
された状態になる。
【００６４】図４は図５及び図６の実施例のプローブ１
０の基端部又はコネクタ端部７０を示している。コネク
タ１９は、プローブ１０の基端部７０のハウジング７２
内に配置された複数の個別のコネクタピン７４からな
る。電極端子５８及び結合された絶縁導体４２は基部方
向にコネクタハウジング７２のコネクタピン７４まで延
びている。リターン電極５５はハウジング７２まで延
び、そのハウジング７２で半径方向に外側に曲がってプ
ローブ１０の外に出る。図１及び図４に示されるよう
に、液体供給管１５は液体源２１（例えば、手術部位の
上方に持ち上げられている又はポンプ装置を有する流体
バッグ）をリターン電極５５と着脱自在に結合してい
る。好適には、絶縁ジャケット１４はリターン電極５５
の露出した部分を覆っている。コネクタピン７６の一つ
は、リターン電極５５をケーブル３４を介して電力供給
装置２８に結合するために、リターン電極５５に電気的
に接続されている。手術チームが導電性液体５０の流れ
を調整できるようにするために、手動制御弁１７がさら
にリターン電極５５の基端部と液体供給管１５の間に具
備されてもよい。
【００６５】図８は電気外科プローブ１０の別の実施例
を示しており、この実施例においては、シャフト１３の
先端部分は、電極端子がシャフト１３に対して横切って
延びるように、曲げられている。好適には、シャフト１
３の先端部分はシャフトの残りの部分に対して垂直で、
図８に示すように電極配列面８２がシャフト軸線に対し
てほぼ平行になるようになっている。この実施例におい
ては、リターン電極５５がシャフト１３の外側面に取り
付けられており、電気絶縁ジャケット１８で覆われてい
る。導電性流体５０はリターン電極５５を通る流路８３
に沿って流れ、電極配列面８２の基点においてリターン
電極５５の先端部から出る。導電性流体がシャフトの外
側を電極配列面８２の方へ送られて、電流束線６０によ
って示されるような、電極端子５８から目標組織５２を
通ってリターン電極５５までのリターン電流経路を作
る。
【００６６】図９は本発明の他の実施例を示しており、
この実施例においては、電気外科システム１１は、電極
端子５８とリターン電極５５の間に導電性流体５０を供
給するための液体供給器具６４をさらに含む。液体供給
器具６４は電気絶縁ジャケット１８によって囲まれた内
側管状部材又はリターン電極５５からなる。リターン電
極５５は導電性流体５０の流れのための内側経路８３を
形成する。図９に示されるように、液体供給器具６４の
先端部分が好適には、導電性液体５０が液体供給器具６
４に関してある角度で排出されるように曲げられてい
る。これにより、手術チームは液体供給器具６４の基端
部をプローブ１０に対して同様の角度に向けた状態で液
体供給器具６４を電極配列面８２に隣接して配置できる
ようになる。
【００６７】図１０及び図１１は電気外科プローブ１０
の他の実施例を示しており、この実施例においては、リ
ターン電極は支持部材７８と導体４２の周囲を囲む外側
管状部材５６である。絶縁ジャケット１８は管状部材５
６を囲んでおり、複数の縦方向のリブによって管状部材
５６から間隔を空けられてその間に環状の隙間５４を形
成している（図１１）。環状の隙間５４は好適には０．
１５ｍｍ〜４ｍｍの範囲の幅を有する。リブ９６がジャ
ケット１８又は環状部材５６の何方かに形成され得る。
リターン電極５６の先端部は電極支持面８２から距離Ｌ
1 である。距離Ｌ1 は好適には約０．５ｍｍ〜１０ｍｍ
であり、より好適には約１ｍｍ〜１０ｍｍである。リタ
ーン電極５６の長さＬ1 は一般的には洗浄溶液の導電率
に依存する。
【００６８】図１０に示されるように、導電性液体５０
は（リターン電極と電気的に連通している）環状の隙間
５４を通って流れ、隙間５４の先端部を通して排出され
る。次に導電性液体５０は支持部材７８の周りを電極端
子５８へ送られ、電極端子とリターン電極５６の間に電
流経路を提供する。リターン電極５６は電極配列面８２
に関して基部方向に凹んでいるので、リターン電極５６
と周りの組織との間の接触は最小にされている。加え
て、活性電極端子５８とリターン電極５６の間の距離Ｌ
1 はその間での電流のショートの危険性を減らしてい
る。
【００６９】本発明は、上述のようなプローブ１０の先
端チップの比較的平坦な面に配置された電極配列に限定
されるものではない。図１４〜図１６に関して、別のプ
ローブ１０は、シャフト１３の先端部に取り付けられた
一対の電極５８ａ、５８ｂを含んでいる。電極５８ａ、
５８ｂが上述のように電力供給装置に電気的に接続され
ており、好適にはネジ回し形状又は平らな形状のチップ
１００ａ、１００ｂを有する。ネジ回し形状はより多量
の「エッジ」を提供し、エッジにおいて電界強度及び電
流密度を増加させることにより、切断能力並びに切開さ
れた組織からの出血を制限する（すなわち、止血）能力
を改善する。
【００７０】図１４に示されるように、電流は、電流束
線６０により示されるように、電極チップ１００ａ、１
００ｂの間を流れて、目標組織を加熱する。次に、外科
医は、図１６に示されるように、目標組織５２を横切っ
てプローブ１０を動かして目標組織５２に切り口１０２
を作る。請求の範囲の欄で限定されるような主題発明か
ら逸脱することなく、開示された実施例に対する他の修
正及び変更を行なうことができる。例えば、プローブ１
０のシャフト１３は図１〜図１０に示されるほぼ直線形
状以外の種々の構成を有することができる。例えば、シ
ャフト１３は、切除又は切断される組織５２の手術部位
へのアクセスを改善するために、１０°〜３０°の範囲
（図１２）又は９０°（図１３及び図８）に角度をつけ
られた先端部分を有してもよい（図１２参照）。９０°
の曲げ角度を有するシャフトは患者の口の後部部分に位
置する歯肉へアクセスするのに特に有効であろうし、１
０°〜３０°の曲げ角度を有するシャフトは患者の口の
近く又は前部にある歯肉へアクセスするのに有効であろ
う。
【００７１】加えて、本発明が複数の活性電極を備える
電極配列に限定されるものではないことに当然気付くべ
きである。本発明は、例えば双極配置又は同様の配置の
複数のリターン電極を利用することがある。加えて、ピ
ークトゥーピーク電圧、電極直径などのような他の条件
によっては、一本の活性電極でも、上述のように、蒸気
層を作り且つ組織を切除又は切断するためのエネルギの
放出を誘発するには十分であろう。
【００７２】例として、図２３及び図２４は、管状幾何
面を有する一つの活性電極５８を備える、本発明による
プローブ１０の設計を示している。上述のように、リタ
ーン電極は絶縁された導体４２と接着性接合材料７９の
周りを囲んでいる外側管状部材５６であってもよく、こ
の接合材料は活性電極支持部材４８ａ及び４８ｂに接着
して接合している。電極支持部材４８ａ及び４８ｂは炭
素トラッキング又はアークトラッキングに耐えるセラミ
ック、ガラスセラミック又は他の電気絶縁材料であって
もよい。好適な電極支持部材材料はアルミナである。実
施例においては、アルミナの剛性ロッドは電極支持部材
４８の内側部分４８ｂを形成し、アルミナの中空管は電
極支持部材４８の外側部分４８ａを形成する。管状形状
の活性電極５８は、プラチナ、タンタル、タングステ
ン、モリブデン、コロンビウム又はその合金のような導
電性金属からなる金属製の適合された形の筒を利用して
組み立てられてもよい。活性電極５８が絶縁された導線
を介してコネクタ１９（図４参照）に接続される。電気
絶縁ジャケット１８は管状部材５６を囲んでおり、複数
の縦方向のリブ９６によって管状部材５６から間隔をあ
けられてその間に環状の隙間５４を形成してもよい（図
２４）。環状の隙間５４は好適には０．１５〜４ｍｍの
範囲の幅を有する。リブ９６をジャケット１８又は管状
部材５６の何れかに形成することができる。リターン電
極５６の先端部は電極支持面８２から距離Ｌ1 である。
距離Ｌ1 は好適には約０．５ｍｍ〜１０ｍｍであり、よ
り好適には約１ｍｍ〜１０ｍｍである。リターン電極５
６の長さＬ1 は一般には洗浄溶液の導電率に依存する。
【００７３】図２３に示されるように、導電性液体５０
は環状の（リターン電極５６と電気的に連通している）
隙間５４を通って流れ、環状の隙間５４の先端部を通っ
て放出される。次に、導電性液体５０が電極支持部材４
８ａの周りを電極端子５８に送られて、電極端子５８と
リターン電極５６との間に電流経路を提供する。上述の
ように、活性電極及びリターン電極がケーブル３４を介
して電圧供給装置２８に接続される（図１参照）。
【００７４】図２５及び図２６は本発明による電気外科
プローブのさらに別の実施例を示している。図２５にお
いては、プローブ１０は一本の電極導線４２に集まる多
数の電極５８を備える。示されるように、中央電極１０
５はコネクタ１９への接続のためにプローブシャフトの
基端部へ延びている（図４）。電極端子５８の残りのも
のはプローブシャフトの一部を通って延び、例えば、溶
接、ハンダ付け又は圧着接続１００によって、中央電極
１０５に電気的に結合される。図２６においては、電気
外科プローブ１０は一本の電極導線４２に接続された一
本の電極５８を備える。上述されたように、活性電極及
びリターン電極がケーブル３４を介して電圧供給装置２
８に接続されている（図１参照）。
【００７５】図２３〜図２６に示される両方の一本活性
電極構成が、図２〜図１３で上述された不可欠な供給手
段及びリターン電極とともに使用されてもよい。あるい
はまた、これらのプローブ構成を、既に導電性液体５０
が入っている人体空腔で用いて、前記導電性液体５０の
不可欠な供給装置又は導電性液体５０の供給用導管を形
成する電気絶縁スリーブの何方かの必要性をなくしても
よい。代わりに、電気絶縁被覆がリターン電極の（基端
部以外の）実質的に全ての部分に適用される。
【００７６】図１７は、電圧が活性電極５８とリターン
電極５６の間に印加されたときにその間にかけられた電
界１２０に関する電流束線を示している。示されるよう
に、電界強度は電極端子５８の先端の領域８８で実質的
により高くなるが、これは電流束線がこの領域に集中し
ているからである。この高電界強度は分子の解離によっ
て目標組織の分子損傷を誘発する。好適には、電界強度
は、図１８に示されるように、活性電極５８の先端チッ
プ１２２と目標組織５２の間の薄い層１２４において気
化された導電性液体５０を電離するのに十分な強度であ
る。蒸気層１２４は通常は約０．０２〜２．０ｍｍの厚
さを有する。
【００７７】図１８に示されるように、電界は蒸気層内
の電離可能な種（例えば、ナトリウム）の存在により蒸
気層を電離させ、プラズマを生み出す。この電離は、最
適な条件下では、蒸気層からの高エネルギ電子及び（又
は）光子の放出を誘発する。光子及び（又は）高エネル
ギ電子は蒸気層に隣接する組織分子の崩壊を引き起こ
す。図１８は目標組織における組織の崩壊から生じた非
圧縮性気体状生成物の泡１２６の噴出を示している。本
発明のシステム及び方法はさらに、皮膚科手法、すなわ
ち、患者の外皮又は表皮での表面組織切除において有効
である。例えば、本発明のプローブを、組織異常部、そ
ばかすや刺青や年齢によるしみや肝班のような色素沈
着、母班、悪性黒色腫、及び表皮の表層黒子、及び柔ら
かい脂肪組織や皮膚血管形成異常のような他の望ましく
ない組織、例えば、皮膚アングロマ(skin angloma)や悪
性腫瘍組織や腰痛部（すなわち、椎骨から延びる組織突
出部）や同種のものの除去に使用することができる。加
えて、本発明のプローブを、より若く見える肌にするた
めに表皮の表層を除去することや、美容外科手法で、組
織を切開すること、組織を分割すること、組織を切除す
ることに使用することができる。
【００７８】図１９は例示的実施例を示しており、この
実施例においては、電気外科プローブ１３０が表皮１４
０の表層を除去するために利用されている。プローブ１
３０はシャフト１３２を含んでおり、このシャフト１３
２がプローブを保持し且つ制御するための基部ハンドル
１３４に結合されている。前記の実施例と同様に、プロ
ーブ１３０は、シャフト１３２の先端部の活性電極配列
１３６と、シャフト１３２を貫通して延び且つ基部方向
に活性電極配列１３６から凹んでいる環状リターン電極
１３８と、リターン電極１３８と外側の絶縁被覆１４４
との間の環状通孔１４２を含んでいる。プローブ１３０
は、ハンドル１３４に取り付けられており且つ通孔１４
２と流体的に連通している液体供給導管１４６と、導電
性流体をリターン電極１３８を通りすぎて表皮１４０の
目標部位まで配送するための導電性流体源（図示されて
いない）とをさらに含んでいる。上述のように、電極配
列１３６は好適には、切除の深さを最小にするために、
シャフト１３２の先端部と同一平面である、又は、僅か
な距離（０．１２７ｍｍ（０．００５インチ）程度）だ
け先端部から先の方へ延びている。好適には、シャフト
１３２の先端部が、表皮組織を治療する間のプローブ１
３０のアクセス及び制御を改善するために、斜めに切断
されている。
【００７９】電圧は好適には、活性電極配列１３６と表
皮組織１４０との間に高電界強度を作ることによって表
皮組織の幾つかの細胞層の分子損傷又は崩壊を誘発する
に十分なものとなる。上述のように、導電性流体内に薄
い蒸気の層を作り且つ活性電極と目標組織の間の気化し
た層又は領域を電離させるのに十分な電圧が印加され
る。光子及び（又は）高エネルギ電子の形態のエネルギ
が、表皮組織を切除するために、蒸気層から放出され、
それによって、淡明層及び（又は）顆粒層の細胞構造の
ような、表面組織及びその下の細胞層の壊死を最小にす
る。
【００８０】図２０〜図２２は本発明の他の重要な利用
例の例示的実施例を示している。上述のように、本発明
のプローブは、上述の機構で組織を崩壊させながらプロ
ーブを組織に向かって軸方向に移動することによって、
組織にチャネルを掘るのに特に有効であろう。例示的実
施例においては、本発明のプローブを経心筋層血管再生
手法で使用して、心筋を灌流するために心筋から心室空
腔までチャネルを形成する。この手法は冠状動脈疾患を
治療するための冠状動脈バイパス手術に代わるものであ
る。このチャネルによって、心臓を出てから冠状動脈を
通って心筋へ戻るのではなく、大動脈から心室空腔へ流
れ込む酸素豊富な血液が直接心筋へ流れ込めるようにな
る。
【００８１】図２０に示されるように、電気外科プロー
ブ１０は心臓の心室空腔の一つ、この場合には、右心室
２００に位置する。電気外科プローブ１０が、開胸手法
や胸骨切開手法や介入を最小限にする手法のような、技
術的に既知となっている種々の手法で、右心室２００に
導入されてもよい。代表的な実施例においては、プロー
ブ１０が経皮穿通によって患者の脈管構造に導入され、
ガイドカテーテル２０２を介して大きな血管の一つを通
って右心室空腔２０４へ軸方向へ移動させられる。好適
な実施例は外科医によって外部から制御することができ
る操作可能なガイドカテーテル２０２からなり、このガ
イドカテーテルの先端部分及びプローブ１０を心室空腔
２０４の目標部位に向けることができる。
【００８２】図２１に関して、心室壁２０６は、心外膜
２０８と、心筋２１０と、心内膜２１２とからなる。代
表的な実施例においては、プローブ１０は、心室空腔２
０６から心内膜２１２を通って心外膜２１０へチャネル
２１４又は人工的な血管を形成し、それによって、心内
膜２１２から心外膜２１０への心外血流を増加させる。
チャネル２１４の位置は、冠状動脈の心外膜枝のような
良く知られた心外膜の解剖学的目標に基づいて選択され
るであろう。ガイドカテーテル２０２は内側の心内膜壁
に隣接して位置しており、プローブ１０が、プローブの
先端部の活性電極５８が心臓組織のすぐ近くに位置する
ように、軸線方向に移動させられる。この実施例におい
ては、プローブは、先端部に、心臓組織の切除のための
一本の環状電極５８を含んでいる。しかしながら、上で
詳細に説明されたように、プローブが電極端子の配列を
含んでもよいことには容易に気が付くであろう。
【００８３】導電性液体５０がプローブの環状リターン
電極２２２と絶縁被覆２２４の間の環状通孔２２０を通
って送られる。リターン電極２２２が、好適には約０．
６３５ｍｍ〜１．２７ｍｍ（約０．０２５〜０．０５０
インチ）、活性電極５８の先端部から凹んでいる。ある
いはまた、リターン電極は患者の外面（皮膚）上に位置
していてもよく、プローブのより基部側の位置上の近く
に位置していてもよい。上記の実施例と同様に、高周波
数電圧（例えば、１００ｋＨｚ）が活性電極５８とリタ
ーン電極２２２との間に印加され、心臓組織を切除する
又は崩壊させる電流を活性電極５８とリターン電極２２
２の間に作る。高周波数電圧は、好適には、導電性液体
の薄い層を気化させ且つ心臓組織の冷式切除をするため
に蒸気層からの光子及び（又は）電子エネルギの放出を
誘発するために十分なものである。
【００８４】約１．２７〜５．０８ｍｍ（０．０５〜
０．２０インチ）の間の距離で、ガイドカテーテル２０
２内部でプローブを軸線方向に往復させる且つ（又は）
回転させることによって、組織の切除が容易にされても
よい。この軸線方向の往復運動又は回転により、導電性
液体５０が路通された組織表面を流れることができるよ
うにすることによって、この組織を冷却して周囲組織細
胞への深刻な熱損傷を防ぐ。
【００８５】図２２は図１のプローブの別の実施例を示
している。この実施例においては、プローブ２６０は、
適切な真空源（図示されていない）に取り付けられてい
る基端部を有する中央通孔２６２と、目標部位を吸い込
むための開口した先端部２６６とを含んでいる。活性電
極は好適には中央通孔２６２の開口した先端部２６６を
取り囲む一本の環状電極２６８である。中央通孔２６２
が、手法の間に目標部位で生成された切除生成物（例え
ば、液体及び気体）及び余分な導電性洗浄液を除去する
ために利用される。
【００８６】上記の両方の実施例においては、本発明
は、制御された直径及び深さの血管再生用チャネル２１
４を形成するための、心臓組織の局地的な切除又は崩壊
を提供する。通常は、直径は０．５〜３ｍｍの範囲であ
る。好適には、所望のチャネルの周りの組織の壊死の深
さを最小にしながら組織切除の制御された速度及び止血
を提供するために、高周波数電圧はピークトゥーピーク
で４００〜１４００Ｖの範囲となる。この電圧が、典型
的には、所望の長さのチャネル２１４が完全に形成され
るまで、手法中ずっと連続的に加えられる。しかしなが
ら、心臓の鼓動を監視して、心臓の収縮（収縮期）と適
切に拍子を合わせられたパルスで電圧が印加されてもよ
い。
【００８７】上記の実施例は単に代表的なものに過ぎ
ず、本発明を限定するものではないことは当然気付かれ
るべきである。例えば、心臓の外側から心室空腔へ心筋
層血管再生用チャネルを作るために、電気外科プローブ
を使用することができる。この手法においては、プロー
ブが胸の空腔に導入されて、種々の従来の方法の一つに
より、心室壁の一つの心外膜に隣接して配置される。次
に、上述の電気外科手法が、チャネルが心室空腔まで形
成されるまで、電極が心臓に向かって移動させられるよ
うに、行なわれる。
【００８８】本発明のシステム及び方法はさらに、表皮
の表面や目や結腸や膀胱や首や子宮や同種のものの癌の
ような、癌細胞及び癌細胞を含む組織を効果的に切除す
る（すなわち、崩壊させる）のに有効となるであろう。
完全に目標組織を崩壊させる本発明の能力はこの利用例
において有利となり得る。というのは、単に癌組織を気
化させることは生存できる癌細胞を患者の体の他の部分
又は目標組織のごく近傍にいる手術チームへの拡散（す
なわち、種まき）につながるかもしれない。加えて、そ
の下にある組織の壊死を最小にしながら正確な深さまで
癌組織を除去することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理に従って構成された、電気外科プ
ローブ、導電性液体の供給装置及び電気外科用電力供給
装置を含む電気外科装置の斜視図である。
【図２】組織構造の高速切断及び切除に適した電極配置
を示す、図１の電気外科プローブの先端チップの拡大断
面図である。
【図３】図１の電気外科プローブの先端チップの拡大端
面図である。
【図４】前記電気外科プローブを図１の導電性液体供給
装置に結合するための配置を示す、電気外科プローブの
基端部の断面図である。
【図５】図１の電気外科プローブの別の実施例の詳細断
面図である。
【図６】図５の電気外科プローブの先端部の端面図であ
る。
【図７】図１の電気外科プローブの別の実施例の端面図
である。
【図８】電極配列が電気外科プローブの軸線に対して横
方向に配置されている電気外科プローブのさらに別の実
施例の部分側面断面図である。
【図９】電気外科プローブ及び導電性液体供給シャフト
の部分正面断面図で、目標組織を切除する際の電気外科
プローブ及び導電性液体供給シャフトの使用を示してい
る。
【図１０】図１の電気外科プローブのさらに別の実施例
の先端チップの拡大断面図である。
【図１１】図１０の電気外科プローブの詳細端面図であ
る。
【図１２】曲げられた先端部分を有するシャフトを備え
る電気外科プローブの側面図である。
【図１３】垂直な先端部分を有するシャフトを備える電
気外科プローブの側面図である。
【図１４】先端部から延びる二つのネジ回し形状の電極
を有する電気外科プローブの略図である。
【図１５】図１４の電気外科プローブの端面図である。
【図１６】組織の高速切断のための図１４の電気外科プ
ローブの使用を示している。
【図１７】電気外科プローブの先端チップの断面図で、
活性電極とリターン電極との間の電気力線を示してい
る。
【図１８】図１７の電気外科プローブの先端チップの拡
大断面図で、活性電極と目標組織の間に形成された蒸気
層を示している。
【図１９】高周波数電圧を表皮組織層に加えるための別
な電気外科プローブの断面図である。
【図２０】心室空腔内にある経心筋層血管再生を行なう
ための電気外科プローブを示す、人間の心臓の断面図で
ある。
【図２１】心室壁にチャネルを掘る電気外科プローブの
断面図である。
【図２２】経心筋層のチャネルから液体及び気体を吸い
込むために内部通孔を有する、図２１の電気外科プロー
ブの別の実施例を示している。
【図２３】管状平面形の一本の電極を備える図２〜図４
の電気外科プローブの他の実施例の先端部分を示してい
る。
【図２４】図２３の電気外科プローブの先端部の断面図
である。
【図２５】一本の電極導線へ集まる多数の電極を備える
図２〜図４の電気外科プローブのさらに別の実施例の先
端部分の側面断面図である。
【図２６】一本の電極導線に接続された一本の電極を備
える図２〜図４の電気外科プローブのさらにもう一つの
実施例の先端部分の側面断面図である。
【符号の説明】
１０…電気外科プローブ １３…シャフト ２８…電力供給装置 ５６…リターン電極 ５８…電極端子

Claims (8)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 基端部部分と、先端部部分と、前記先端
    部部分に配置された活性電極とを有する器具シャフト
    と、 前記活性電極から軸線方向に離間されて前記器具シャフ
    ト上に配置されたリターン電極と、 前記活性電極と前記リターン電極との間に電位差を与え
    るために前記活性電極及び前記リターン電極に結合され
    た高周波数電力供給装置とを備え、 前記電位差は、表皮の下に位置する組織において実質的
    な組織の壊死を引き起こさせることなく患者の表皮の一
    部を体積的に除去するに十分な大きさである、外部体表
    面に電気エネルギを加えるための装置。
  2. 【請求項２】 前記器具シャフトの先端部又はその近傍
    に配置される組織治療表面を有した無機性の電気絶縁電
    極支持部材をさらに備え、前記電極支持部材が前記リタ
    ーン電極と前記活性電極との間に配置される、請求項１
    に記載の外部体表面に電気エネルギを加えるための装
    置。
  3. 【請求項３】 前記リターン電極が前記活性電極から基
    部方向に離間して設けられて、前記活性電極が導電性流
    体に浸漬した組織構造に隣接する位置に配置されるとき
    に、前記活性電極が前記リターン電極と前記組織構造と
    の間に配置されて、導電性流体が前記活性電極と前記リ
    ターン電極との間に伝導経路を完成させるようにする、
    請求項１に記載の外部体表面に電気エネルギを加えるた
    めの装置。
  4. 【請求項４】 電気的に隔離された複数の活性電極と、
    前記活性電極と前記リターン電極との間の電気インピー
    ダンスに基づいて前記活性電極への電流を制限するため
    に前記活性電極に結合された単数又は複数の電流制限要
    素とをさらに備える、請求項１に記載の外部体表面に電
    気エネルギを加えるための装置。
  5. 【請求項５】 導電性流体供給装置と、 前記リターン電極と前記活性電極と電気的に接触した流
    体経路を形成する流体供給要素とをさらに備え、 前記流体経路は、該流体経路に沿うように導電性流体を
    方向付けて前記リターン電極と前記活性電極との間に電
    流経路を生成させるために、前記導電性流体供給装置に
    流体的に結合された入口を有する、請求項１に記載の外
    部体表面に電気エネルギを加えるための装置。
  6. 【請求項６】 前記流体供給要素は前記器具シャフト内
    に軸線方向内孔を備え、該軸線方向内孔は、前記流体経
    路の少なくとも一部を形成すると共に、導電性流体供給
    装置に結合された入口と前記活性電極と流体連通した出
    口とを有する、請求項５に記載の外部体表面に電気エネ
    ルギを加えるための装置。
  7. 【請求項７】 前記活性電極は前記電極支持部材の前記
    組織治療表面と概略同一平面をなす、請求項２に記載の
    外部体表面に電気エネルギを加えるための装置。
  8. 【請求項８】 前記電位差は前記表皮の表面層を除去し
    て前記表皮の下に位置する前記組織を新生させるに十分
    な大きさである、請求項１に記載の外部体表面に電気エ
    ネルギを加えるための装置。
JP11253229A 1995-11-22 1999-09-07 外部体表面に電気エネルギを加えるための装置 Pending JP2000060868A (ja)

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