JP2001520081A

JP2001520081A - 導電流体における電気外科のための電源およびその供給方法

Info

Publication number: JP2001520081A
Application number: JP2000516623A
Authority: JP
Inventors: エム．エル．チェン，アンドリュー; イー．エガース，フィリップ; ブイ．タプリヤル，ヒラ
Original assignee: アースロケアコーポレイション
Priority date: 1997-10-23
Filing date: 1998-10-21
Publication date: 2001-10-30
Also published as: EP2055254A3; WO1999020213A1; AU1112499A; EP2055254B1; EP1024769A4; EP2055254A2; EP1024769B1; EP1024769A1

Abstract

(57)【要約】電気伝導性の導電流体が存在するときに、患者の身体上または体内の目標部位に電気エネルギを供給するための高周波の電源（２８）。一つの実施例において、電源（２８）は、電気出力ドライバ（３４２）と、この電気出力ドライバの電流出力を検出する出力電流センサ（３０２）と、この出力電流センサに接続される電力制限デバイス（３３０）とを具備する。通常の動作期間中、電力制限デバイス（３３０）は、連続的なベースで動作する。電流出力が、予め定められたスレッショールドレベルを越えたときに、電力制限デバイス（３３０）は、電気出力ドライバの電力を低減させてスタンバイモードにするように構成される。電力制限デバイス（３３０）は、スタンバイモードになっているときに、周期的な検出サイクルまたはデューティサイクルにて動作する。電力制限デバイス（３３０）は、過剰の電力の放出を阻止するために、スタンバイモードに切り替わる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】関連出願の相互参照本出願は、同時継続の、１９９８年４月１０日に出願された特許出願第０９／
０５８，５７１号（代理人参照番号ＣＢ−２）、および１９９８年４月１０日出
願の特許出願第０９／０５８，３３６号（代理人参照番号ＣＢ−４）の一部継続
出願であり、これらに基づいて優先権を主張するものである。特許出願第０９／
０５８，５７１号および特許出願第０９／０５８，３３６号は共に、１９９７年
１０月２３日出願の仮特許出願第６０／０６２，９９７号（代理人参照番号Ａ−
５Ｐ）、１９９８年２月１８日出願の特許出願第６０／０７５，０５９号（代理
人参照番号ＣＢ−２Ｐ）、および１９９８年１月２１日出願の非仮出願の特許出
願第０９／０１０，３８２号（代理人参照番号Ａ−６）の一部継続出願であり、
この出願（Ａ−６）は、１９９７年１２月１５日出願の特許出願第０８／９９０
，３７４号（代理人参照番号Ｅ−３）の一部継続出願であり、この出願（Ｅ−３
）は現在米国特許第５，６９７，２８１号（代理人参照番号１６２３８−０００
６００）である、１９９５年６月７日に出願された出願第０８／４８５，２１９
号の一部継続出願であり、この特許は１９９４年５月１０日出願の米国移行番号
ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１６８号であるＰＣＴ国際出願の一部継続出願であり、
このＰＣＴ出願は１９９３年５月１０日出願の出願番号０８／０５９，６８１号
（代理人参照番号１６２３８−０００４２０）の一部継続出願であり、これらの
開示の全てはあらゆる目的のためにここに参照文献として組み込まれる。

【０００２】本発明はさらに、通常に譲渡された１９９５年１１月２２日出願の米国特許第
５，６８３，３６６号（代理人参照番号１６２３８−０００７００）、１９９８
年２月２７日出願の米国特許出願第０９／０３２，３７５号（代理人参照番号Ｃ
Ｂ−３）、１９９７年１１月２５日出願の米国特許出願第０８／９７７，８４５
号（代理人参照番号Ｄ−２）、１９９７年１０月２日出願の第０８／９４２，５
８０号（代理人参照番号１６２３８−００１３００）、１９９８年２月２０日出
願の出願番号第０９／０２６，８５１号（代理人参照番号Ｓ−２）、１９９６年
１１月２２日出願の米国出願第０８／７５３，２２７号（参照番号１６２３８−
００２２００）、および、１９９６年７月１８日出願の米国出願第０８／６８７
，７９２号（代理人参照番号１６２３８−００１６００）に関連しており、これ
らの開示の全てはあらゆる目的のためにここに参照文献として組み込まれる。発明の背景本発明は一般に電気外科の分野に関し、さらに特定すると、体内の組織および
他の身体構造を治療するために高周波電圧を使用する外科装置および方法に関す
る。

【０００３】電気外科の分野は、患者の組織構造またはそれそのものを変えるための電気エ
ネルギの供給を共有する、緩く関連した多くの外科技術を含んでいる。電気外科
法では通常、組織構造を切断しまたは除去するために非常に高い周波数の電流を
供給することによって手術する。この手術は単極または双極である。単極技術は
、患者を外部へ接地することが必要であり、この場合外科装置は単一の電極にの
み限定される。双極デバイスは、電極面間に電流を供給するために両方の電極を
備えている。

【０００４】電気外科方法およびその技術は、この技術が一般的に切断手術に係わる患者の
出血およびトラウマ（trauma）を減少させるので、非常に有効である。しかしな
がら、このような現時点での電気外科装置および方法は、多くの不利益を有して
いる。例えば、従来の電気外科的切断装置は、代表的に、活性電極と目標組織と
の間で電圧差を形成することによって手術するので、電極と組織間との物理的な
ギャップに電気アークを発生させることになる。電気アークが組織と接触した時
点で、電極と組織間の高電流密度により組織が急速に加熱される。この高電流密
度によって、多泡質性流体が急速に蒸発して蒸気となり、この結果、局部的な組
織加熱経路にそって「切断効果」を生じる。このようにして、組織は蒸発した多
泡性流体の経路にそって分離され、目標組織部位の周辺の領域において望ましく
ない、組織の並行損傷を含むことになる。

【０００５】さらに、単極装置は一般に、露出電極または活性電極から患者の体内を通って
患者の適当な位置に外部より取り付けた帰路電極に達するような規定された経路
に沿うように、電流を方向づける。この結果、電流が患者の体内で規定されてい
ない経路を通って流れるという、潜在的な危険性が発生する。これにより患者の
身体部分への望ましくない電気的刺激の危険性が増加する。さらに、患者の体内
を通る規定の経路は比較的高いインピーダンスを有する（患者の体内での距離が
大きいことまたは抵抗が大きいために）ので、目標組織の除去または切断のため
の適切な電流を発生させるためには、通常、帰路電極と活性電極との間に大きな
電圧差を印加する必要がある。しかしながら、この電流は、規定された経路より
もインピーダンスの小さい体内経路にそって流れる場合があり、その結果これら
の経路を通って流れる電流が実質的に増加し、この経路に沿っておよびその周辺
で組織を損傷しまたは破壊する可能性がある。

【０００６】双極電気外科装置は、帰路電流経路が患者を通って流れないので、単極装置に
比べて本質的な利点を有している。双極の電気外科装置において、活性電極およ
び帰路電極の両者は通常露出されているので、共に組織に接触し、その結果組織
を通って活性電極から帰路電極に達する帰路電流路が形成される。しかしながら
この構成の一つの欠点は、帰路電極が患者の組織との接触点において組織の乾燥
または破壊を起こすことがある、ということである。さらに、帰路電流が活性電
極から帰路電極に直接流れるように、活性および帰路電極は通常近接して配置さ
れている。これらの電極を近接して配置することによって、電流が電極間をショ
ートさせ、これによって電気制御システムを損傷し、および／または周囲の組織
を損傷しもしくは破壊するかもしれないという危険性が発生する。

【０００７】導電性環境の下で電気外科方法（単極および双極の両者）を使用することはさ
らに問題である。例えば、多くの内視鏡処置（arthroscopic procedures ）では
、等浸透圧の環境を維持しかつ視界を明瞭に保つために、処置すべき領域に等浸
透圧食塩水（正常生理的食塩水とも呼ばれる）を流す必要がある。高度に導電性
の電解質である生理的食塩水の存在は、単極および双極の両方のモードにおいて
電気外科電極のショートを引き起こす。このようなショートは治療環境において
不必要な加熱を引き起し、さらに特定しない組織の破壊を引き起こす。

【０００８】従来の電気外科における上記の問題を克服するために、改良された電気外科技
術が、身体組織を容積的に除去するために（熱的蒸発または炭化よりもむしろ）
分子の解離または分散を利用した低温除去法を使用して開発されている。これら
の技術において、電極端子と柔らかな組織間の導電流体（例えばゲルまたは等浸
透圧食塩水）を蒸発させるために１個または２個以上の電極端子に高周波電圧が
印加される。蒸発した流体内で、イオン化されたプラズマが形成され、帯電粒子
（例えば電子）が組織に向かって加速され、それによって組織の数個のセル層の
分子分解または分散が発生する。この分子解離は、組織の容積的な除去を伴う。
プラズマ層内の加速された帯電粒子の範囲が短いために、分子解離プロセスは表
面層内に限られ、損傷および壊疽をその下の組織までに最小化する。組織構造の
周辺またはその下への最小の加熱または損傷で、１０〜１５０ミクロン程度の薄
さの組織を容積的に除去するために、このプロセスは精密に制御され得る。この
現象のより完全な説明は、通常に譲渡された米国特許第５，６８３，３６６号に
記載されており、その完全な開示はここに参考文献として組み込まれる。

【０００９】電気外科的除去および／または組織の変更のためのこの新たな技術は勿論多く
の新たな挑戦を生み出した。このような挑戦の一つは、単一または複数の電極端
子を取り囲む導電性環境中への過剰電力の消散である。上述の低温除去技術を実
行するために、導電流体は通常プローブ上の電極端子に向けられるか（皮膚の再
表面化のようなドライ分野）または導電流体が手術の間目標部位に存在するか（
内視鏡のようなウエット分野）のいずれかである。ＲＦプローブ（高周波プロー
ブ）が直接身体組織に係合していないがしかし導電流体中に浸っている場合、比
較的大きな電流が電極端子から導電性環境中に流れる。この過剰な電力は電源か
らのエネルギを浪費しかつオーバーヒートを起こさせ、その結果電源効率を低下
させかつ望ましくない並列組織損傷を起こすこともある。

【００１０】電気外科法における他の挑戦は、限られた空間における柔らかい組織の除去を
含んでおり、この空間では外科機器（surgical instrument ）上の電極と例えば
金属内視鏡（endoscope ）またはアンカー（anchor）のような低インピーダンス
物体間に偶然の接触が起こりやすい。内視鏡処置や開腹処置（laproscopic proc
edures）等は、しばしば、限定された領域で、例えば膝の滑液嚢（synovial sac
）または類似の身体部位で実行される。可視化のための内視鏡のような幾つかの
機器（instrument）および外科的アクセスのための１個または２個のカニューレ
が、このような外科診療を行うために往々にして必要とされる。内視鏡法では、
アンカーに電気エネルギを供給することなくアンカーに近接する柔らかい組織を
除去する必要がある。金属アンカーまたは内視鏡のシャフトが周囲の身体組織の
インピーダンスに比べて低インピーダンスであるため、スパークや、機器からの
過剰のパルス／電力による劣化を引き起こす。このスパークは望ましくない組織
の破壊を引き起こすことがあり、さらに内視鏡のような外科装置を永久的に損傷
する。メタルファスナまたはアンカーを介して電流が流れることにより、さらに
外科診療の部位から離れた場所の組織を損傷することがある。

【００１１】別の挑戦は、電気伝導性の導電流体が外科診療の部位に存在しない場合の偶然
のプローブの活性化を防止することである。治療の間、外科医は導電流体の活性
化または適用を忘れることがある。あるいは、外科医は流体の流れを活性化する
がしかし流体ラインの阻止または流体ポンプの欠陥のような機械的な欠陥によっ
て流体が電気外科機器の作業端で存在しないこともある。両者の場合において、
導電流体の欠乏に関しては、外科機器が活性化され患者の体内またはその上の電
極端子に電力が印加されるまで、外科医はそれに気がつかないことがある。

【００１２】電気伝導性の導電流体（例えば、ゲル、等浸透圧食塩水またはその他の流体）
が電極端子と目標部位間に存在しないことは望ましいことではない。電気伝導性
の導電流体（例えばゲルまたは等張性生理的食塩水）が電極端子と柔らかい組織
間に存在すると、帯電粒子（例えば電子）が発生しこれが組織の方向に向かって
加速され分子破壊または分散を引き起こす。電極端子が導電流体によって取り囲
まれていないかまたは部分的にでも取り囲まれていない場合、帯電粒子を加速す
るために使用されるエネルギはその代わりに、望ましくない組織の壊死（necros
is）を引き起こす。さらに幾つかの応用事例、例えば心臓外科では、例えば心臓
の徐細動および／または不整動悸のようなさらに重大な副作用を発生させる、心
臓の組織周囲への望ましくない電気の流れ（特に低周波の）を最小化するために
、活性電極および帰路電極間に導電流体の経路を維持することが同様に必要であ
る。発明の要約本発明は、組織の除去、裁断、短縮、気化および凝結のためのシステム、装置
および方法を目的とする。特に、本発明は、電気外科の間に供給される電力を制
限し、および／または電気外科機器が例えば金属の内視鏡のような低インピーダ
ンス物体に接触する場合に発生する過電流またはスパークを制限するための方法
および装置を目的とする。

【００１３】本発明の一つの特徴によれば、高周波の電源は、電気出力ドライバ、このドラ
イバからの電流出力を検出するための出力電流センサ、および、電流センサに接
続される電力制限デバイスを含む。この電源は、シャフトの遠位の末端部におい
て１個または２個以上の電極端子を有するシャフトを備える電気外科プローブに
使用するように構成されている。この電源は、電極端子、および１個または２個
以上の帰路電極に接続されて、その間に高周波電圧差を印加する。好ましくは、
通常の状態で、電力制限デバイスは連続して動作する。電流出力が予め定められ
たスレッショールドレベルを越えたときに、電力制限デバイスは、電気出力ドラ
イバの電力を低減させてスタンバイモードにするように構成されている。スタン
バイモードにおいて電力制限デバイスは周期的な検出サイクルまたはデューティ
サイクルで動作する。電力制限デバイスは、過剰な電力の放出を阻止するために
スタンバイモードに切り替わることが好ましい。電源は、付帯プローブが導電性
または等浸透圧性の流体中にあるがしかし身体組織に係合せずまたは高インピー
ダンス源の近くでは無い場合、低電力かつパルス状で動作することが好ましい。
このパルス状のモードでは、電源は通常予め定められたデューティサイクルで周
期的に動作する。

【００１４】一実施形態では、電力制限デバイスは出力電流の変化を検知する。組織または
その他の材料が電極端子に一旦係合されると、出力電流は低下し電源はプローブ
への電流を増加させる。好ましい実施形態では、電源は約１００ｍｓのデューテ
ィサイクルを有し、さらに出力電流がプリセットレベルよりも上であるか否かを
決定するために、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）のような
論理回路を含む。ＦＰＧＡのデューティサイクルはオン状態で約１０〜１５ｍｓ
（ミリ秒）、好ましくは約１２ｍｓであり、オフ状態で約８５〜９０ｍｓ、好ま
しくは約８８ｍｓである。電源は、通常、この電源からの電流出力を決定するた
めに外科機器上の１個または２個以上の電極に接続される１個または２個以上の
出力電流センサを備えている。一実施形態では、この外科機器は、この外科機器
の末端部分において電気的に絶縁された複数の電極端子を含んでおり、さらに、
これらの電極端子のそれぞれへの電力を選択的に限定するために上記電極端子に
接続された複数の互いに独立したセンサを含んでいる。

【００１５】本発明の他の特徴において、電源によって電力を与えられた機器が低インピー
ダンス源、例えば金属内視鏡または金属ファスナ、例えば患者の膝の中のアンカ
ー等に接触した場合、電流中の突然のパルスを除去しまたは減少させるために、
この電源はスパーク防止デバイスを含んでいる。電源のスパーク制限デバイスは
、電極端子上の１個または２個以上のセンサに接続されている。スパーク制限デ
バイスはほぼ連続して電流出力を監視し、出力電流センサからの電流出力が予め
定められたスレッショールドレベルを越えた場合、電気出力ドライバからの電流
出力を遮断する。電力制限デバイスに関連して使用することが可能なスパーク防
止機構は、電源からの出力電流が予め定められた電流レベルを越えた場合、出力
をターンオフすることが好ましい。スパーク防止機構は非常に速い応答速度で動
作し、電力制限機構以前に電源出力を減少させることが可能である。一実施形態
では、出力電流が約１．０〜３．０アンペア間を越えた場合スパーク防止機構は
出力電力を遮断するであろう。通常、付帯外科機器は約０．２アンペアを引き込
む。スパーク防止機構は、一般に、出力電極に接続された電流センサ、信号コン
ディショナ、電圧比較器、論理デバイスおよび電力出力を含んでいる。これらの
要素は、フィードバックループを形成することが好ましい。好ましい実施形態に
おいて、スパーク防止機構および電力制限機構は、直列構成の２個のフィードバ
ックループを備えている。

【００１６】本発明の他の特徴において、本発明のシステムは、高周波の電源と、この電源
に接続された電気外科機器であって１個または２個以上の電極端子をこの機器の
末端部に有するものを含んでいる。このシステムはさらに、電極端子に近い機器
上に配置された帰路電極、または患者の皮膚に取り付けられた分散性のパッドと
しての帰路電極を含んでいる。本発明によれば、この機器は、識別の目的で抵抗
値を規定する抵抗を含み、さらにこのシステムはプローブのための抵抗値を認識
するためのプローブ識別デバイスを含んでいる。このプローブ識別デバイスは各
抵抗によって生成された電圧変化を検出する。この識別装置は少なくとも８種の
抵抗値を認識することが好ましい。

【００１７】一実施形態では、この電源はさらに発電機のピーク発電出力を増加させるため
に電源をスイッチすることを含んでいる。この電源のスイッチ構造は、外科処置
の間に電源の電磁的ノイズ出力を最小化する零電圧スイッチトポロジ（０電圧ス
イッチトポロジ）を含んでおり、それによって米国および外国のＥＭＩ基準を確
実に満たしている。電源のスイッチは、ＡＣ（交流）電流の正弦波形の零電圧位
置（０電圧位置）上でのみ電源を活性化させることを可能とする回路を備えてい
る。

【００１８】本発明によれば、電気エネルギを患者の身体上または体内の目標部位に供給す
るための方法は、患者の身体上または体内の組織に接触してまたは非常に接近し
て電極端子を配置するステップを含んでいる。この電極端子は、高周波電源に接
続され、かつ、少なくとも組織を変更させるために電極端子へ高周波電圧を印加
する。電源からの電流出力が検出され、この電流出力が予め定められたスレッシ
ョールド電流を越えた場合、電極端子に印加された電力は減少させられる。電力
制限のために、電源からの出力はスタンバイモードにまで減少させられる。スパ
ーク制限のために、電源からの出力は完全に停止されることが好ましい。通常、
電流センサからの信号は限定され、予め定められたスレッショールド電流と比較
される。電力制限のために、このスレッショールド電流は通常約５．０アンペア
である。スパーク制限のためには、この予め定められたスレッショールド電流は
普通約１．０〜３．０アンペアである。

【００１９】本発明の方法は、１個または２個以上の電極が身体構造と少なくとも部分的に
接触するかまたは非常に接近した状態になるように、身体構造に隣接して電気外
科機器を配置するステップを含んでいる。高周波電圧が、電極端子と１個または
２個以上の帰路電極間に、導電流体の存在下で印加される。双極様式では、導電
流体は電極端子と１個または２個以上の帰路電極間で電流の経路を生成する。高
周波電圧が次に、導電性の流体によって形成された電流経路を通って電極端子お
よび帰路電極間に印加される。本発明によれば、導電流体の存在はその処置中検
出され、もしその流体が存在しない場合は、電圧は減少させられあるいは完全に
遮断される。これによって、導電流体が目標部位に配置されている場合のみ電圧
が印加され、双極の実施形態ではこの導電流体は活性電極と帰路電極間に電流を
流すことが保証される。これによって望ましくない電流が組織内に流れ込むこと
が最小化され、並列組織損傷を減少させる。

【００２０】幾つかの実施形態（例えば美容外科またはＦＥＳＳ方法）では、導電流体（例
えば等浸透圧食塩水、血液、ゲルまたは例えばアルゴンのような導電性ガス）は
、流体経路に沿って目標部位に配送される。これらの実施形態では、この方法は
、導電流体の配送が遮断されていないことを確かめるために流体経路に沿って１
個または２個以上の導電流体のセンサを配置するステップを含んでいる。その他
の実施形態（例えば内視鏡外科）では、目標部位は既に導電流体中に浸っており
、この方法は、流体の存在を検出するために電極端子に隣接して導電流体のセン
サを配置するステップを含む。

【００２１】一実施形態では、この方法は、導電流体が存在しない場合は抵抗値が既知の抵
抗を有する第１の電気経路をショートする（短絡する）ステップを含んでいる。
第１の経路がショートした場合、電流は第２の電気経路を通って流れる。導電流
体が存在する場合は、第２の経路において開回路が形成され、それによって第１
の経路を通って電流が供給される。電源からの電力出力は、電流が第１の経路を
介して流れる場合、遮断される。好都合にも、このような構成は抵抗ベースのプ
ローブ識別システムの使用を可能とし、このシステムでは流路中の抵抗はさらに
識別目的のために使用される。あるいは、既知の抵抗値を有する抵抗をもつ電気
経路を備えたセンサを用意し、導電流体が存在する場合この抵抗の抵抗値を減少
させることによって、導電流体の存在を検出し得る。この抵抗値の減少は電源か
らの電気出力を停止させる。

【００２２】特別の構成では、鼻の組織が分子の解離または分散によって除去される。これ
らの実施形態では、電極端子に印加される高周波電圧は、電極端子と組織間の導
電流体（例えばゲルまたは生理的食塩水）を気化させるに充分である。気化した
流体中では、イオン化されたプラズマが形成され、帯電された粒子（例えば電子
）は組織に向かって加速され数セル層の組織の分子破壊または分散を引き起こす
。この分子解離は組織の容積的な除去を伴う。加速された帯電粒子のプラズマ内
での距離が短いので、分子解離プロセスは表面層に限定され、それによってその
下の組織に対する損傷および壊疽は最小化される。周囲あるいはその下の組織構
造の加熱または損傷を最小にして１０〜１５０ミクロンの薄さの組織を容積的に
除去することを実行するために、このプロセスは精密に制御される。この現象の
より完全な説明は、通常譲渡された米国特許第５，６８３，３６６号に記載され
ている。

【００２３】本発明は、鼻外科に対する現在のマイクロデブライザ(microdebrider) および
レーザ技術よりも多くの利点を有している。組織の容積的な除去を精密に制御す
る能力は、非常に範囲が限定され、矛盾せずかつ予見可能な、組織の除去または
切除の分野に帰着する。組織の深さを制御することによって、医者が甲介骨の組
織中に精密な通路または孔を形成することを可能とする。この精密な加熱はまた
、目標の瘻組織に往々にして隣接する健康な組織、軟骨、骨および／または頭蓋
神経に対する損傷を最小化しまたは完全に取り去ることを助ける。さらに、その
処置の間連続して止血を維持するために、鼻の中の小さな血管は組織が除去され
る間同時に焼かれかつ密閉される。これは外科医の視野を広げかつ処置の時間を
短くする。さらに、本発明は電気伝導性の導電流体（従来の双極および単極電気
外科技術とは反対に）の使用を許しているので、等浸透圧食塩水を処置の間使用
することができる。等浸透圧食塩水は、体液と同じ濃度を有しており、したがっ
て他の流体程には体内に吸収されないので、灌注のためには好ましい媒体である
。

【００２４】本発明による装置は一般に、高周波電源と、近位の末端部および遠位の末端部
を有するシャフト、この遠位の末端部に位置する１個または２個以上の電極端子
、および上記電極端子を高周波電気エネルギ源に接続するための１個または２個
以上のコネクタが設けられた電気外科プローブまたはカテーテル（catheter）と
を含む。本発明によれば、導電流体センサは、電極端子近くの導電流体の存在を
検出するために、プローブに結合されこのプローブに隣接して配置されるように
構成される。一実施形態では、導電流体センサは、導電流体と接触している場合
に開回路を形成するように構成された電気スイッチを備えている。あるいは、こ
の導電流体センサは、導電流体と接触したときに抵抗値を変化させる抵抗であっ
てもよい。このセンサは、体液または生理的食塩水溶液のような導電流体を検出
する。活性および帰路電極（例えば双極）を有するデバイスに対して、このセン
サは２個の電極間の流体の存在を検出することができる。

【００２５】この装置はさらに、導電流体を電極端子および目標部位に配送するための流体
配送素子を含むことが好ましい。この流体配送素子は、プローブ上、例えば流体
束またはチューブのようなプローブ上に配置されることもあり、または別の機器
の一部であってもよい。あるいは、塩類電解質またはその他の導電性ゲルのよう
な電気伝導性の導電性ゲルまたはスプレイが目標部位に適用される。この実施形
態では、この装置は流体配送素子を含んでいない。両実施形態において、導電流
体は電極端子と１個または２個以上の帰路電極間に電流の経路を生成することが
好ましい。一実施形態では、帰路電極はプローブ上に配置されかつ電極端子から
充分な距離を置いており、それによってその間の電流ショートを実質的に防止し
または最小化し、帰路電極を目標部位において組織から遮蔽する。

【００２６】ある特別の構成では、電気外科プローブは、このプローブの末端部において組
織の治療表面を有するような電気的に絶縁された電極支持部材を含むであろう。
電極端子が帰路電極から離れているように、１個または２個以上の電極端子が電
極支持部材と結合されまたは一体化されている。一実施形態では、このプローブ
は電気的に分離された複数の電極端子を備える電極アレイを含んでおり、これら
の電極端子は約０．２ｍｍから約１０ｍｍにまで延びるように電極支持部材中に
埋め込まれている。この実施形態では、プローブはさらに、電極支持部材の組織
治療表面の回りの１個または２個以上の開口中に導電流体を配送するための、１
個または２個以上の束（ルーメン）を含んでいるであろう。一実施形態では、こ
のルーメンは、帰路電極に近接して終了するプローブシャフトの外部へ、流体チ
ューブを通って延びている。好適な実施例の説明Ｉ．概観本発明は、膝、肩、踵、尻、肘、手または足の内視鏡手術のような、組織部位
が導電流体で浸された状態における処置に有用である。特に、本発明は、内視鏡
処置における接合部中のメニスカス（meniscus）、および滑膜組織の切除および
／または除去に有用である。加えて、本発明のシステムおよび方法で処置される
組織は、子宮内の前立腺組織および平滑筋腫（ファブロイド）、口腔内の歯肉組
織および粘膜組織、腫瘍、瘢痕組織、心筋組織、眼内の膠原組織、または、皮膚
表面上の表皮および皮膚組織を含むが、それに限定されるものではない。本発明
は、さらに、子宮内にある前立腺組織、平滑筋腫（ファブロイド）、および、他
の身体内の傷病組織の切除のような、電極ループ切除に好適である、身体のアク
セス可能な部分にある組織の切除に有用である。

【００２７】本発明は、特に、耳、口、咽喉、喉頭、食道、鼻腔および鼻洞のような、頭お
よび首内の組織の処置に有用である。頭および首の処置は、鏡または開口器、ま
たは、機能性内視鏡洞手術（ＦＥＳＳ）のような内視鏡技術を使用して、口また
は鼻を通して行われる。これらの処置は、ふくれあがった組織、慢性疾患の炎症
および肥大性粘液内張、ポリープ、鼻甲介および／または、頭蓋骨の種々の解剖
洞からの新生物、鼻甲介および鼻通路、扁桃内のアデノイド、喉頭蓋および声門
上の部位、および、唾液腺、鼻隔壁の粘膜切除、疾患組織およびその他の除去を
含んでもよい。他の処置では、本発明は、膠原縮小、膨れた組織（例、鼻甲介）
またはいびきおよび閉塞睡眠無呼吸（例、口蓋垂または舌／咽頭硬直および正中
舌切除のような軟口蓋）の治療の手術中の除去および／または止血に対して、扁
桃摘出、アデノイド切除、気管狭窄および声帯ポリープおよび損傷のような大量
組織除去に対して、または、舌切除、喉頭切除、聴覚神経腫処置および鼻除去処
置のような、顔の腫瘍または口腔および咽喉内の腫瘍の切断または除去に対して
有用である。加えるに、本発明は、あぶみ骨筋腱切除、中耳腔換気、その他のよ
うな耳内の処置に対して有用である。

【００２８】本発明は、さらに、脳または背骨内の組織または他の身体構造の治療に対して
有用である。これらの処置は、腫瘍除去、椎間板ヘルニア治療のための椎弓切除
／円板切除処置、腰仙および子宮頸部の狭窄のための減圧椎弓切除、中央背椎関
節突起除去、後部腰仙および頸部脊柱融解、脊柱病による脊柱側湾症の治療、神
経根圧迫を和らげる椎間孔の蓋を除去するための椎間孔拡大術、および、前方頸
部および腰部円板除去を含む。これらの処置は、開放性処置を通して、または胸
腔鏡、内視鏡、開腹鏡、その他のような最小侵襲性技術を使用して実行される。

【００２９】本発明は、頭および首の美容手術および形成手術に対して有用である。例えば
、本発明は、特に、本発明は、鼻形成処置で彫刻される鼻内の軟骨のような、軟
骨組織の除去および彫刻に有用である。本発明は、さらに、頭または首の表皮ま
たは皮膚組織の皮膚組織除去および／または膠原収縮、例えば、色素沈着、血管
損傷（例、足痛）、傷、刺青、その他の除去に対して、および、組織若返り、美
容眼治療（眼瞼形成）、しわ取り、顔面引き上げまたは眉引き上げのための筋肉
引き締め、毛髪の移動および／または移植処置などのような、他の皮膚上の外科
手術に適用できる。

【００３０】便利のために、残りの開示は、特に、関節内の組織構造の治療、例えば、内視
鏡手術について行われるが、本システムおよび方法は、開放処置、血管内の処置
、泌尿器、開腹鏡術、内視鏡術、胸腔鏡術または他の心臓処置、美容手術、整形
外科、婦人科、耳鼻咽喉科、背骨および神経処置、腫瘍、その他と同様に、身体
の他の組織に関する処置に対しても同様に適用可能であることを理解されたい。

【００３１】本発明では、高周波（ＲＦ）電気エネルギが、組織構造を除去したり、および
／または変更させたりするため、導電流体の存在下にある１個または２個以上の
電極端子に供給される。特別な処置によっては、本発明は、（１）組織または軟
骨の容積測定除去（すなわち、組織構造の除去または効果的な分子分離）（２）
組織の切断または切除、（３）膠原結合組織の縮小または収縮、および／または
（４）血管の凝結、切断に使用できる。

【００３２】本発明の一方法では、目標部位で組織を収縮し、または血管凝固をさせる副次
的な除去様式で、発明を操作することが望まれる。膠原収縮処置では、組織温度
を正常な身体温度（例、３７°Ｃ）から、４５°Ｃから９０°Ｃ（好適には６０
°Ｃから７０°Ｃ）の範囲に温度を上昇させるため、ＲＦエネルギは、そこを流
れる電流の効果により組織を直接加熱し、および／または、ＲＦエネルギにより
加熱された流体に組織を曝すことにより間接的に組織を加熱する。膠原線維の熱
収縮は、哺乳網膠原が６０°Ｃから７０°Ｃの範囲にある（ディーク，ジー．そ
の他（Deak, G., et al.）の「トポオプティカルな着色反応の偏光光学分析によ
り明らかにされた膠原の熱収縮工程（The Thermal Shrinkage Process of Colla
gen Fibers as Revealed by Polarization Optical Analysis of Topooptical S
taining Reactions ）」，ハンガリーのアクタ・モーフォロジック学会発行の１
５（２）巻，１９５〜２０８頁，１９６７年（Acta Morphologica Acad. Sci. o
f Hungary, Vol. 15(2), pp 195-208, 1967 ））ため、狭い温度範囲で発生する
。膠原線維は、６０°Ｃから約７０°Ｃの範囲で熱収縮を受ける。以前に報告さ
れた研究は、膠原の熱収縮が、膠原基質（上記のディーク（Deak）らの文献）内
の内部安定クロス結合の分割によるものとしていた。さらに、膠原温度が約７０
°Ｃに上昇すると、膠原基質が再び弛緩を開始し、そして、収縮効果は、網収縮
が無い結果となる（アライン，ジェイ．シー．その他（Allain, J. C., et al.)
の「ネズミの肌の熱水作用による膨張の間に発生する等尺性の緊張（Isometric
Tensions Developed During the Hydrothermal Swelling of Rat Skin ）」，神
経線維組織研究会発行の第７巻，１２７〜１３３頁，１９８０年（Connective T
issue Research, Vol. 7, pp 127-133, 1980) ）と報告されていた。この結果、
正確な深さに制御された組織の加熱は、膠原収縮治療の達成に重要である。膠原
収縮のより詳細な説明は、１９９７年１０月２日に出願された米国特許出願番号
０８／９４２，５８０号（代理人参照番号１６２３８−００１３００）に見い出
される。

【００３３】いくつかの処置では、組織構造は、１個または２個以上の電極端子および１個
または２個以上の帰路電極間に高周波電位差を供給することにより、容積測定に
て除去または剥離される。電位差は、目標組織部位の付近に高電界強度を生じさ
せるに充分であり、それは、電界が（熱蒸発または炭化ではなく）分子分解によ
り目標部位の分子破壊を生じさせることとなる。組織構造は、水素、カーボンオ
キサイド、炭化水素および窒素化合物のような、より大きな生体分子からより小
さい分子および／または原子への分子崩壊により、容積測定に除去される。この
分子崩壊は、組織細胞内の液体の除去により、組織物質の脱水とは対照的に、電
気外科乾燥および蒸発の典型的なケースのように、組織構造を完全に除去する。

【００３４】高電界強度は、電極端子の末端の先端と目標組織の間の領域にある、少なくと
も電極端子の一部にある導電流体を蒸発させるに充分な、高周波電圧を供給する
ことにより発生させられる。導電流体は、ガス、または、目標部位に送られた等
浸透圧食塩水のような液体または、目標部位に置かれたゲルのような粘着性の流
体であってよい。後者の実施例では、電極端子は、手術の間、導電ゲルに浸され
る。蒸気層または蒸発した領域は、比較的高い電気インピーダンスを有するので
、電極端子先端と組織の間の電位差を増加させ、そして、イオン化可能な種（例
、導電流体が等浸透圧食塩水であるときのナトリウム）の存在により蒸気層内の
イオン化する。最適条件におけるこのイオン化は、蒸気層から目標部位の表面へ
のエネルギの高い電子および光子の放電を含む。このエネルギは、エネルギの高
い光子（例、紫外線）、エネルギの高い粒子（例、電子）、またはそれらの組み
合わせであってよい。このコブレイション（Coblation ：商標名）という低温切
除現象のより詳細な説明は、既にリファレンスとして説明した米国特許番号５，
６８３，３６６号で見ることができる。

【００３５】本発明は、組織構造の除去（すなわち、切断、切除または剥離）または収縮の
ため、および、目標組織の領域内で切断された管を封止するため、導電流体環境
に高周波（ＲＦ）の電気的エネルギを適用する。本発明は、特に、より大きな、
例えば１ｍｍ以上のオーダーの血管を封止するために有用である。いくつかの実
施例では、組織の分子分解および崩壊に充分な第１の電圧が電極端子に供給され
る剥離モードと、組織内の切断された管の止血をするに充分な第２のより低い電
圧が電極端子（同一または異なる電極）に供給される凝固モードを有し、高周波
の電源が提供される。他の実施例では、動脈血管のような切断された管を封止す
るために形成された１個または２個以上の凝固電極、および、組織内の膠原線維
の収縮、または、例えば、組織の分子分解に効果を与えるために充分なエネルギ
を供給することにより、組織の切除（剥離）のために形成された１個または２個
以上の電極端子を有する、電気外科プローブが提供される。後者の実施例では、
凝固電極により凝固し、または、電極端子により切除または収縮するために、単
一の電圧が供給されるように凝固電極が形成されてもよい。他の実施例では、電
源が凝固モード（低電圧）であるとき、凝固電極が使用され、電源が剥離モード
（高電圧）であるとき、電極端子が使用されるように、電源が凝固プローブと組
み合わされる。

【００３６】本発明の方法では、１個または２個以上の電極端子が目標部位の組織の近くに
運ばれ、そして、以下に説明するように、分子分解により組織を容積測定に除去
するため、電極端子と帰路電極の間に、充分な電圧が供給されるように、電源が
剥離モードにされる。この工程の間、組織内の管が切断される。より小さい管は
、本発明のシステムおよび方法により自動的に封止される。動脈のようなより大
きい管およびより高い流量率の管は、剥離モードで自動的に封止できない。これ
らの場合、切断された管は、凝固モードに電源の電圧を減少するために制御部（
例、足踏みペダル）を操作することにより封止される。このモードでは、電極端
子は、管の封止および／または凝固のために切断された管に対して押しつけられ
る。あるいは、同一または異なるプローブ上に配置された凝固電極が切断された
管に対して押しつけられてもよい。一度、管が適切に封止されると、医師は、剥
離モードに電源電圧を再度増加するために制御部（例、他の足踏みペダル）を操
作する。

【００３７】本発明は、脊椎または頭神経のような神経、例えば、鼻腔内の両側の嗅覚神経
、眼および頭腔内の視覚神経、鼻腔内の口蓋神経、軟口蓋、垂、扁桃、その他、
の周囲の組織の除去または剥離に特に有用である。従来の微小壊死組織除去およ
びレーザの不利な点は、これらのデバイスは、目標組織と周囲の神経および骨と
を区別しないことである。したがって、医師は、これらの処置の間、鼻腔の内お
よび周囲の骨または神経への損傷を避けるように、特に注意をしなければならな
い。本発明では、組織除去のためのコブレイション（商標）の工程は、上述のよ
うに、傍にある組織の損傷の深さを非常に小さくする。これは、神経線維に副次
的な損傷を起こさせることなく、神経に近い組織を医師に除去させることを可能
にする。

【００３８】本発明の新規なメカニズムの巧妙な本質に加えて、出願人は、組織除去の間に
近傍の神経に損傷が与えられないということを保証するためのさらなる方法を発
見した。本発明によれば、神経線維を直接囲む脂肪組織と、処置の間に除去され
るべき正常の組織とを区別するためのシステムおよび方法が提供される。神経は
、通常は、これらの神経線維を保護するため神経線維の束を包む結合神経鞘、す
なわち、神経内膜、を含む。この保護組織鞘は、典型的には、鼻甲介、ポリープ
、粘液組織その他のような、例えば、洞処置の間に鼻から除去される、正常な目
標組織とは実質的に異なる電気特性を有する脂肪組織を含む。本発明のシステム
は、１個または２個以上の電極端子によってプローブの先端において組織の電気
的特性を測定する。これらの電気的特性は、一つ、複数、またはある範囲の周波
数（例、１ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲）での導電率、誘電率、容量、またはそ
れらの組み合わせを含む。この実施例では、プローブ先端の検知電極が神経を囲
む脂肪組織を検知すると、可聴信号が発生されるか、または、プローブの先端す
なわち活性端に直面した組織が、測定された電気特性に基づく正常組織であれば
、個々の電極またはアレイ電極に電力を供給するために、直接フィードバック制
御が供給される。

【００３９】一つの実施例では、電気インピーダンスがスレッショールドレベルに到達する
と、電極端子が閉じられるかオフ状態とされるように、（前述の）電流制限素子
が形成される。このスレッショールドレベルは、神経を囲む脂肪組織のインピー
ダンスに設定されると、電極端子が神経に近接するか接触するとき、電極端子は
閉じられる。一方、鼻組織に非常に接近して配置されるかまたは接触している他
の電極端子は、帰路電極に電流を流し続ける。本発明のコブレイション（商標）
のメカニズムと組み合わせた低いインピーダンス組織の選択的剥離または除去は
、医師に、神経または骨を囲む組織を正確に除去することを可能にする。

【００４０】以上のものに加えて、出願人は、本発明のコブレイション（商標）のメカニズ
ムは、他の組織構造には少しだけの効果としながら、特定の組織構造を剥離また
は除去するように操作できることを発見した。上述のように、本発明は、電極端
子の周囲にプラズマ層またはポケットを形成する蒸発導電流体の技術を使用し、
そこで、組織構造の分子結合を破壊するため、このプラズマまたは蒸気層からエ
ネルギの放出を誘起することを含む。初期の実験によれば、出願人は、イオン化
蒸気層の自由電子が、電極先端近傍の高電界で加速されると考える。蒸気層（ま
たは導電流体内に形成される泡の中）の密度が充分に低く（すなわち、水容体に
対して約１０²⁰原子／ｃｍ³より小さい）なるとき、電子平均自由パスは、低密
度（すなわち、蒸気層または泡）のこれらの領域内で、イオン化衝突を起こさせ
るように、電子を実質的に放射できるように増加する。エネルギの強い電子（例
、４から５ｅｖ）により放出されるエネルギは、分子を、最終ガスまたは液体の
種に結びつく自由放射線に分解しながら、実質的に分子に衝突し、その結合を破
壊する。

【００４１】エネルギの強い電子により放出されるエネルギは、電極端子の数、電極サイズ
および間隔、電極表面面積、電極表面の粗さとエッジ、電極材料、供給された電
圧および電力、インダクタンスのような電流制限手段、電極に接触する流体の導
電率、流体の密度、およびその他の要素のような、種々の要素を調整することに
より変化させられる。したがって、これらの要素は、励起された電子のエネルギ
レベルを制御するために操作される。異なる組織構造は異なる分子結合を有する
ので、本発明は、他の組織の分子結合を破壊するエネルギを非常に低くしながら
、特定の組織の分子結合を破壊するように形成される。例えば、脂肪組織は破壊
するには４〜５ｅＶの実質的により高いエネルギレベルを必要とする二重結合を
有する。したがって、その電流構造の本発明は、そのような脂肪組織を剥離また
は除去しない。もちろん、要素は、これらの二重結合が破壊できるように変えら
れる（例、電圧を増加、または、電極先端での電流密度を増加するため電極構造
を変化させる）。

【００４２】電気外科プローブまたはカテーテルは、近位の末端部、および、１個または２
個以上の電極端子を支持する遠位の末端部を有するシャフトまたはハンドピース
を具備する。シャフトまたはハンドピースは、活性電極を機械的に支持すること
を初期の目的として、医師がシャフトの近位の末端部から電極を操作できるよう
に、種々の形状とすることができる。シャフトは固いものであっても、可撓性の
ものであってもよく、可撓性のシャフトは、機械的支持のため、通常、固い外部
チューブに組み合わせたものとすることもできる。可撓性のシャフトは、電極ア
レイの位置決めを容易にするため、シャフトの遠位の末端部を効果的に選択して
変形するための、引っ張りワイヤ、形状記憶アクチュエータ、および他の公知の
機構と組み合わせるものであってよい。シャフトは、通常は複数のワイヤまたは
、シャフトの近位の末端部でコネクタに電極アレイの接続をするために軸方向に
走る他の導電要素を含む。

【００４３】導電流体（例、導電ゲルのような粘着性の液体内）に組織部位を浸すことによ
り、または、目標部位に流体経路に沿って導電流体（すなわち、等浸透圧食塩水
のような液体またはアルゴンのようなガス）を導くことにより、電極端子と帰路
端子の間の電流経路が発生する。後者の方法は、導電流体が、電極端子から帰路
電極への好適な電流経路を提供することにより、特に、ドライ環境（すなわち、
組織が流体中に浸されていない）において効果的である。活性電極および帰路電
極間に導電流体を導く典型的方法のより完全な記述が、既にリファレンスとして
参照した米国特許第５，６９７，２８１号で説明されている。

【００４４】いくつかの処置では、目標部位に導かれた後、導電流体を回収または吸い込む
ことが必要である。加えるに、高周波エネルギにより完全には分解できない組織
の小片、または、目標部位における血液のような他の流体、粘液、剥離のガス生
成物、その他を吸い込むことが必要である。したがって、本発明のシステムは、
通常は、目標部位から流体を吸引するため、プローブ中の吸引腔、または他の機
器を含む。加えて、本発明は、剥離または、少なくとも腔内に吸引された未剥離
組織片の容積を減少させるための吸引腔の遠端に結合する１個または２個以上の
吸引電極を含む。吸引電極は、主として、より大きな組織片がそこで吸引される
ときに発生する、ルーメンの詰まりを防止するように機能する。吸引電極と剥離
電極端子は異なるものとするか、または、同一電極で両方の機能を達成するよう
にすることができる。吸引電極と組み合わされるプローブのより完全な説明は、
既にリファレンスとして記述した、１９９８年１月２１日に出願された米国特許
出願番号０９／０１０，３８２号に見い出される。

【００４５】本発明は、プローブの接触子表面上に配置された、単一の活性電極端子または
電極アレイを使用できる。後者の実施例では、電極アレイは、通常、血液、食塩
水、導電ゲルその他の導電液体の周囲へ電力が消散することにより、周囲の組織
および環境に電気エネルギを予期せずに供給することを制限しながら、目標組織
に選択的に電気エネルギを供給する、複数の独立した電流制限および／または電
力制御電極端子を含む。電極端子は、端子がそれぞれ絶縁され、他の電極端子か
ら絶縁された電源に別々に各端子を接続することにより、独立して電流制限され
る。これに代えて、電極端子は、電源に結合する単一ワイヤを形成するため、プ
ローブの近位の末端部または遠位の末端部において、互いに接続されてもよい。

【００４６】活性電極は、典型的には、電気外科プローブから延びる絶縁支持体に装着され
る。いくつかの実施例では、電極支持体は、例えばガラス接着などにより互いに
接着された複数のウェーハ層または、単一のウェーハを具備する。ウェーハ層は
、電極端子および帰路端子を形成するためその上に印刷された導電片を有する。
一つの実施例では、ウェーハ層の近端は、電気外科プローブまたはハンドピース
の導電リードに接続するために、導電片からウェーハ層の露出した表面に延びる
多数の孔を有する。ウェーハ層は好適にはアルミナのようなセラミック材料から
なり、電極は、好適には、金、銅、プラチナ、パラジウム、タングステン、銀、
その他のような金属材料からなる。好適な多層セラミック電極は、商業的には、
例えば、オレゴン州、ビーバートンのビスプロコーポレーション（VisPro Corpo
ration）から得られる。

【００４７】一つの構成において、電極アレイの各電極端子は、前記プローブ内のアレイに
おいて他の全ての電極から電気的に絶縁されており、前記アレイにおける他の電
極端子の各々から分離されている電源、または低抵抗率材料（例えば、血液、導
電性食塩水イリガント(irrigant)または導電性ゲル）が、帰路電極と個々の電極
端子との間のより低いインピーダンスの経路を生じさせるときに、電極端子に流
れる電流を制限しまたは遮断する回路に接続される。各個々の電極端子について
の分離された電源は、低いインピーダンスの帰路が出会ったとき、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持った分離した電源とするこ
とができる。例によると、分離された電源はユーザが選択できる一定の電流源と
することができる。この実施形態において、より低いインピーダンスの経路は、
加熱がインピーダンス×動作電流の二乗に比例するため、自動的により低い抵抗
加熱レベルになる。あるいは、単一の電源は独立に動作するスイッチを通して、
またはインダクタ、キャパシタ、抵抗、および／またはそれらの組み合わせのよ
うな独立した電流制限素子により、電極端子の各々に接続されている。電流制限
素子はプローブ、コネクタ、ケーブル、コントローラに、またはコントローラか
らプローブの遠位の末端部への導電経路に沿って設けることができる。あるいは
、抵抗値および／またはキャパシタンスは、選択された電極端子（例えば、チタ
ンまたはプラチナのような金属の表面の抵抗コーティング）を形成する酸化物層
により活性電極端子の表面に生じさせることができる。

【００４８】プローブの先端領域は、先端付近の電気エネルギーを配送するために指定され
た多くの独立した電極端子を有することができる。導電流体に電気エネルギーを
選択的に加えることは、個々の電極端子と帰路電極を、独立して制御される、ま
たは電流制限チャネルを持った電源に接続することによって達成される。帰路電
極は、活性および帰路電極間に導電流体を供給するための管として役立つ、先端
において電極アレイに近い導電材料の単一の管状部材を備えてよい。あるいは、
プローブは先端における電流を保持するためプローブの遠位の末端部（活性電極
と共に）において帰路電極のアレイを備えてよい。帰路電極と電極アレイの間の
高周波電圧の印加は、個々の電極端子から帰路電極への高周波電流の電導を伴っ
た電極端子の遠位の末端部において高電界強度の発生をもたらす。個々の電極端
子から帰路電極への電流の流れは、活性または受動手段のいずれか、またはそれ
らの組み合わせにより制御され、周囲の（目標ではない）組織に最小化されたエ
ネルギーを送る間、周囲の導電流体に電気エネルギを送る。

【００４９】適当な時間間隔で帰路電極と電極端子間に高周波電圧を印加することは、組織
を切断し、除去し、切除し、形成し、収縮し、またはさもなければ修正する結果
をもたらす。エネルギが消散した組織の量（すなわち、高電流密度が存在する）
は、例えば、その有効直径または主要な寸法が約５ｍｍから０．０１ｍｍ、好ま
しくは約２ｍｍから０．０５ｍｍ、さらに好ましくは約１ｍｍから０．１ｍｍの
範囲である多数の小さな電極端子を用いることによって正確に制御することがで
きる。円形および非円形端子のための電極領域は、２５mm²未満、好ましくは０
．０００１mm²から１mm²、およびより好ましくは０．００５mm²から０．５mm
の範囲の接点領域（電極端子毎）を持つ。電極アレイの境界を定められた領域は
、０．２５mm²から７５mm²、好ましくは０．５mm²から４０mm²の範囲であり
、シャフトの遠位の末端部の接点表面に配置された、少なくとも２つの絶縁され
た電極端子、好ましくは少なくとも５つの電極端子、しばしば１０より多い電極
端子、そして５０またはそれよりも多い電極端子を通常有する。小さな直径の電
極端子の使用は、電界強度を増加させ、各電極端子の露出した表面から発する電
流フラックス線の分岐の結果として、組織の加熱の範囲または深さを減じる。

【００５０】組織治療表面の領域は広く変えることができ、そして特殊な適用のために選択
された特定の領域および形を伴い、組織治療表面は形状の変化を考えることがで
きる。活性電極表面は０．２５mm²から７５mm²、通常は約０．５mm²から４０
mm²の範囲の領域を持つことができる。形状は平面、凹面、凸面、半球状、円錐
形、線形「インライン（in-line ）」アレイまたは実質的に他の規則的なまたは
不規則的な形状とすることができる。最も一般的に、活性電極または電極端子は
電気外科プローブシャフトの遠位の末端部で形成され、処置の形を作りなおすの
に用いるためにしばしば平面の、ディスク形状の、または半球上の表面となって
おり、切断に用いるため線形アレイとなっている。代わりにまたは追加的に、内
視鏡検査の処置において特定の身体構造にアクセスし易くするため、活性電極は
電気外科プローブシャフトの側面に形成することもできる（例えば、ヘラのよう
に）。

【００５１】代表的な実施形態において、電極端子は電極支持部材の組織処置表面から外側
に突き出ている実質的に堅くて曲がらないワイヤを有している。通常、ワイヤは
支持部材の末端の表面から約０．１mmから４．０mm、好ましくは約０．２mmから
１mm延びている。例示的実施形態において、電気外科プローブは約２から５０の
間の電気的に絶縁された電極端子、好ましくは約３と２０の間の電極端子を有し
ている。

【００５２】導電性流体は、帰路電極と電極端子間の適当な導電路を提供するためスレッシ
ョールド導電率を持たなければならない。流体の導電率（センチメートル当たり
のミリジーメンスまたはmS/cm の単位で）は、通常０．２mS/cm より大きく、好
ましくは２mS/cm より大きく、より好ましくは１０mS/cm より大きい。例示的な
実施形態においては、導電流体は等浸透圧食塩水であり、それは約１７mS/cm の
導電率を持っている。

【００５３】いくつかの実施形態において、電極支持と流体出口は、導電性流体を電極支持
を直接囲む領域に閉じ込めるため、プローブまたはハンドピースの外側表面から
窪んだところに置くことができる。加えて、シャフトは電極支持と流体出口の周
囲に空洞を形成するために形作られる。これは導電性流体が電極端子および帰路
電極と接触したままになり、それらの間の導電経路を保持することを確実にする
のを助ける。加えて、処置の間治療の箇所で電極端子と組織の間の蒸気またはプ
ラズマ層を保持するのを助け、もし蒸気層が導電流体の欠如により消失したなら
生じるであろう熱的損傷を減じる。目標部位の周囲に導電流体を提供することは
、組織の温度を望みのレベルに保持することを助ける。

【００５４】帰路電極と電極アレイの間に印加される電圧は高くまたは無線周波数であり、
一般的には５ｋＨｚと２０ＭＨｚの間であり、通常約３０ｋＨｚと２．５ＭＨｚ
の間であり、好ましくは５０ｋＨｚと５００ｋＨｚの間であり、より好ましくは
３５０ｋＨｚより低く、最も好ましくは１００ｋＨｚと２００ｋＨｚの間である
。印加されるＲＭＳ（自乗平均平方根）電圧は通常約５ボルトから１０００ボル
トの範囲であり、好ましくは約１０ボルトから５００ボルトの範囲であり、これ
は電極端子の寸法、動作周波数、および組織上の特定の処置または所望の効果の
動作モード（すなわち、収縮、凝固または切断）による。一般的に、ピークから
ピークの電圧は、１０ボルトから２０００ボルトの範囲であり、好ましくは２０
ボルトから１２００ボルトの範囲であり、より好ましくは４０ボルトから８００
ボルトの範囲である（これも電極の寸法、動作周波数、および動作モードによる
）。

【００５５】上記のように、電圧は通常、電圧が効果的に連続的に印加されるように（例え
ば、レーザが要求する小さな壊死の深さ、これは一般的に約１０Ｈｚから２０Ｈ
ｚでパルス化される）、電圧パルス列または充分に高い周波数を持った電圧の大
きさが時間につれて変化する交流電流（例えば、５ｋＨｚから２０ＭＨｚのオー
ダー）で送られる。加えて、デューティサイクル（すなわち、エネルギが印加さ
れる１／２間隔の累積時間）は、典型的に約０．０００１％のデューティサイク
ルを持ったパルス化されたレーザと比較して、本発明では約５０％のオーダであ
る。

【００５６】本発明は電気的に絶縁された電極端子、または複数の電極端子に限定されるも
のではないということを明確に理解すべきである。例えば、活性電極端子のアレ
イは、プローブシャフトを通って高周波電流の電源に延びる単一のリードに接続
してもよい。あるいは、プローブは、プローブシャフトを通って直接延びる、ま
たは電源に延びる単一のリードに接続されている単一の電極に組み込むことがで
きる。活性電極はボール形状（例えば、組織の蒸発および乾燥のために）、トウ
イズル（twizzle)形状（蒸発および針のような切断のため）、バネ形状（急速な
組織のデバルキング(debulking) および乾燥のため）、ねじれた金属形状、環状
のまたは中実のチューブ形状等を有することができる。あるいは、電極は複数の
フィラメント、堅いまたは可撓性のブラシ電極（線維性の、嚢腫瘍または前立腺
アデノーマのようなデバルキング腫瘍のための）、シャフトの側面表面上の側面
効果ブラシ電極、コイル上の電極等を有することができる。１つの実施形態にお
いて、プローブは、このプローブの末端部で、絶縁部材、例えばセラミックから
延びる単一の活性電極端子を含む。絶縁部材は、好ましくは活性電極端子を絶縁
部材および活性電極に近い位置にあるチューブ状または環状帰路電極から分離す
るチューブ状構造である。II．電源図３−５を参照して、本発明の原理に基づいて構成された高周波電源について
述べる。本発明の高周波電源は、１個または２個以上の電極端子（および／また
は凝固電極）および１個または２個以上の帰路電極間に約１０ボルトＲＭＳから
５００ボルトＲＭＳの高周波電圧を印加するように構成されている。例示的な実
施形態において、電源は除去モードにおいて約７０ボルトＲＭＳから３５０ボル
トＲＭＳを、副次的な除去モードにおいて約２０ボルトから９０ボルトを、凝固
モードにおいて好ましくは４５ボルトから７０ボルトを印加する（これらの値は
、勿論、電源に取り付けられたプローブおよび所望の動作モードによって変化す
る）。

【００５７】本発明の好ましい電源は、加熱される目標の組織の量、および／またはプロー
ブ先端のために選択された最大許容温度によって、電極当たり数ミリワットから
数十ワットの範囲の平均電力レベルを発生するため選択可能な高周波電流を送る
。この電源は、個々の処置、例えば内視鏡外科、皮膚科学的処置、眼科的処置、
開放性外科、または他の内視鏡外科処置、の特定の要件に従ってユーザが電圧レ
ベルを選択するのを許容する。

【００５８】図３に示されているように、電源は一般に電力出力信号２０２を介して負荷イ
ンピーダンスに結合するための出力接続を持った無線周波（ＲＦ）電力発振器２
００を有しており、それは電気外科プローブが使用中であるとき電極アセンブリ
によって表される。好ましい実施形態において、ＲＦ発振器は約１００ｋＨｚで
動作する。ＲＦ発振器はこの周波数に限定されず、少なくとも３００ｋＨｚ、好
ましくは４００ｋＨｚ、より好ましくは５００ｋＨｚの周波数で動作することが
できる。特に、心臓への適用のために、ＲＦ発振器は好ましくは約３００ｋＨｚ
から約６００ｋＨｚの範囲で動作する。ＲＦ発振器は一般に約１から２のクレス
トファクタ(crest factor)を持った矩形波信号を供給する。電力出力信号２０２
は負荷時に最小の電圧減少（すなわち、サグ）を受けるように設計されている。
これは電極端子および帰路電極への印加電圧を改善し、組織の容積測定除去（切
除）の速度を改善する。

【００５９】電力は、従来の変圧器よりも電力ラインとＲＦ発振器間に結合されたスイッチ
ング電源２０４により発振器２００に供給される。スイッチング電源２０４は、
発電機がかさばった変圧器の大きなサイズと重さなしに高ピーク電力出力を達成
することを許容する。スイッチング電源の構成は、ＵＳおよび外国ＥＭＩ要件に
合致するような電磁ノイズを減ずるように設計されている。前記構成は零電圧ス
イッチングまたは零電圧クロッシングを有しており、電圧が零のときにトランジ
スタをオンおよびオフさせる（この構成の一つの実施形態は図１８と図１９に詳
細に示されている）。

【００６０】そのため、トランジスタスイッチングによって発生する電磁ノイズは、広く減
じられる。例示的な実施形態において、スイッチング電源２０４は、約１００ｋ
Ｈｚで動作する。オペレータ制御２０５（すなわち、フートペダルおよび電圧セレクタ）および
ディスプレイ２１６に結合されたコントローラ２０６は、供給電圧変化により発
電機出力電力を調整するため、スイッチング電源２０４の制御出力に接続される
。コントローラ２０６はマイクロプロセッサまたは集積回路とするこができる。
電源はまた出力電流を検出するため１つまたはそれ以上の電流センサ２１２を含
めてもよい。電源は好ましくはその中の電気的要素のために丈夫な容器を提供す
る金属のケース内に納められる。加えて、金属ケースは、「ファラデイ・シール
ド」として設置されたケース機能のため電源内で発生する電磁ノイズを減じ、そ
れにより電磁ノイズの内部の源から環境をシールドする。電源は一般に多くの異
なった外科処置（例えば、内視鏡検査、泌尿器科、一般外科、皮膚科学、神経外
科、その他）のために必要な包括的な電気要素を含んだ主要なマザーボード、お
よび電流制限回路（例えば、インダクタ）に特有の応用を含んだドーターボード
を有している。ドーターボードは、例えば、異なった電流制限回路設計を要する
応用に電源の都合のよい変換を許容するため、取り外し可能なマルチピンにより
マザーボードに結合される。内視鏡検査のために、例えば、ドーターボードは好
ましくは約２００マイクロヘンリーから４００マイクロヘンリー、通常は約３０
０マイクロヘンリーの複数のインダクタを有し、各チャネルのために電極端子（
図４参照）に電流を供給する。

【００６１】あるいは、１つの実施形態において、電流制限インダクタは独立の電極端子と
直列に置かれ、インダクタのインダクタンスは１０μＨ（マイクロヘンリー）か
ら５０，０００μＨの範囲にあり、これは目標組織の電気的特性、所望の組織加
熱速度および動作周波数による。あるいは、同時係属の米国移行番号ＰＣＴ／Ｕ
Ｓ９４／０５１６８号のＰＣＴ国際出願において先に記載したように、キャパシ
タ・インダクタ（ＬＣ）回路構成を採用してもよく、その完全な開示はここの参
照文献に含まれている。加えて、電流制限抵抗を選択することができる。好まし
くは、これらの抵抗は大きな正の抵抗の温度係数を持つため、電流レベルが低抵
抗媒体（例えば、食塩水イリガント(irrigant)または導電性ゲル）と接触してい
る個々の電極端子について上昇するにつれ、電流制限抵抗は相当増加し、それに
より低抵抗媒体（例えば、食塩水イリガントまたは導電性ゲル）への前記電極端
子からの電力送出を最小にする。

【００６２】電力出力信号は複数の電流制限素子に結合することができ、好ましくは電流制
限素子が応用によって変化するかもしれないので、ドーターボード上に置かれる
。図４はマルチプローブとともに内視鏡検査処置において用いることができる構
成を描いている。ここに示されているように、高周波電源２８は多くの電流制限
素子９６ａ、９６ｂ----９６ｚに接続された電圧源９８を有し、一般的には電極
の寸法、所望の除去速度等に応じた個別の値で、約１００マイクロヘンリーから
５０００マイクロヘンリーの範囲のインダクタンスを持っているインダクタであ
る。約２００ピコファラドから１００００ピコファラドの範囲のキャパシタンス
値を持ったキャパシタを電流制限素子として用いることもできる。電流制限素子
として抵抗を用いることも可能である。電流制限素子は、米国移行番号ＰＣＴ／
ＵＳ９４／０５１６８号に詳細に記載されているように、共振回路構成の一部で
もある。Ａ．電力制限本発明の電源２８は、取り付けられた電気外科プローブを過剰の電力供給から
保護し、制御されたプローブ操作を支えるために電力制限デバイスを有している
。電力はエネルギを移転または変換する時間的速さであり、電気としては、電力
はワットで測定され、１ワットは秒当たり１ジュールの速さでエネルギを発生す
る電力である。図５を参照すると、電力制限デバイス３００は、単極または双極
外科機器のような取り付けられた装置が身体組織に係合していないとき、または
過剰電力を引き出すとき、電源２８からの電力の低減を減じるように設計されて
いる。例えば、もしＲＦ外科器具またはプローブが食塩水の中にあり目標の組織
に係合していないなら、過剰電力が電源２８から送られる。デバイス３００は、
電源２８を完全には不活性化せずまたはユーザが手動で電力を減じることを求め
ずに、都合良くプローブで使われる電力を保存する。過剰電力取り出しは電源を
オーバヒートさせ、電源の性能を低下させる。デバイス３００はまた、プローブ
が体を通って目標の場所に移動中であるとき、それたエネルギの発生を減じるこ
とにより安全の特徴として動作する。

【００６３】一般的用語において、電力制限デバイス３００は過剰電力出力を検出するため
連続的なベースで動作する。デバイス３００は、このデバイスにより送られる「
全体の電力」に応答する。図６は、過剰電力が検出されたときの電源２８の電力
出力を示す。装置３００はコントローラからの全体の出力電力が約２４０ワット
〜３６０ワットより低く、好ましくは３００ワットより低くなるように制限され
る。一度電力出力が予め定まられたスレッショールドレベルを超えると、デバイ
ス３００はそのとき約５０ｍｓと３００ｍｓの間のデューティサイクルまたは周
期的検出サイクル３０１で動作し、デバイス３００は、それが電力出力を再開す
るのに安全かどうか決めるため全てのサイクルをチェックする。好ましくは、デ
バイス３００は固定されたデューティサイクル波形を持っており、約１０ｍｓが
オン状態で９０ｍｓがオフ状態である固定された繰り返しパルス回路を有してい
る。一度欠陥状態でなくなると電力出力は動作レベルに戻る。

【００６４】一つの実施形態（図５）において、デバイス３００は電源２８の電力出力を引
き出すため、出力電極に取り付けられた電流センサ３０２を用いる。電流制限は
、これは所望のレベルに設定できるが、電圧が約６０Ｖに設定されたとき、３０
０ワットの電力制限では約５Ａである。電流出力が５Ａに達したとき、装置３０
０はスタンバイモードへ電源の出力を減じる。一度スタンバイモードにあると、
電源は好ましくはパルス状電力出力を有する。図８に示されているように、デバ
イス３００は、電源が正常の動作に戻ることができるかどうか決めるため、電流
出力が各デューティサイクルの間に活性化されることを許容する。

【００６５】スタンバイモードにおけるとき、パルス状電力出力は図７に示すように記載す
ることができる。パルス状モードにあるとき、デューティサイクルは約１０ｍｓ
〜１５ｍｓがオン状態、好ましくは約１２ｍｓがオン状態、そして約８５ｍｓ〜
９０ｍｓがオフ状態、好ましくは約８８ｍｓがオン状態である。これは１００ｍ
ｓのサイクルを作り出し、その間、電力は増加し、もしプローブが体の組織また
は他の高いインピーダンス材の近くにないことを感知したなら減少する。この感
知の段階は、１０ｍｓ〜１５ｍｓの間と記載されているある期間、電流が活性化
されるデューティサイクル当初の部分である。もし電流が再び５Ａのレベルまた
はいくつかの他の予め定められたレベルに達したなら、出力は減少し、デバイス
３００は次のデューティサイクルを待つ。この短期間の全体の電力出力はわずか
約１０ワットである。しかし、電流出力は欠陥状態がまだ存在していることを示
すに充分である。このように、スタンバイモードにあるとき、デバイス３００は
、このデバイスが保護している電力レベルに実際に到達することなしに生じる欠
陥状態で潜在的な過度の電力出力について試験する。このパルス状電力出力は、
電力の減少が受入れ可能な範囲内に戻るまで続く（図６）。電力制限は電流に基
づく欠陥状況にあるとき電力出力を減ずる（一定の電圧にある限り）。

【００６６】あるいは、スタンバイモードにある電力制限デバイス３００は、１００ｍｓ毎
またはユーザにより選択されたそれ以上の他の間隔毎にプローブが出会ったイン
ピーダンス（電流の代わり）をチェックする。プローブが低インピーダンス環境
にあり、インピーダンスが予め定められたレベルより低い限り、電源はパルス状
モードで動作し、除去または凝固のためのような治療電力レベルに充分には活性
化しない。低インピーダンスは電力シナリオに対するポテンシャルを示している
。代替的な実施形態において、デバイス３００は所望のように変化する可変時間
間隔に対するインピーダンスをチェックすることができる。プローブが目標部位
に到達し、またはより高いインピーダンス組織の近くに来たとき、一つの実施形
態では、より高いインピーダンスはプローブから流れる電流（すなわち、引き出
される電力）が低下することにより認められ、電流に係る電力または次のデュー
ティサイクルを増やすため、レギュレータまたはロジックユニット３１０に信号
を送る。これはパルス状モードから電源をもたらす。電力制限デバイス３００は
、しかしデューティサイクル毎に出会うインピーダンスをチェックし続ける。

【００６７】図５を参照すると、デバイス３００の好ましい実施形態は、ＤＣ／ＤＣ変換器
（直流／直流変換器）３０４から出力する電流を検出する少なくとも１つの電流
センサを有する。電流センサ３０２は１個の電極について一つのセンサとしてま
たは複数の電極について一つのセンサとして構成することができる。本発明にお
いて、センサ３０２はプローブ上の６個の電極のために使われており、より好ま
しくは一つのセンサは３個の電極のために使われている。一般的にセンサ３０２
（Ｔ１、Ｔ４、Ｔ５等）は、図８に示すように電極の周囲をラップするように構
成されている。センサ３０２からの信号は、電流センサからの一般的なアナログ
信号を濾波し調整する複数の整流ダイオードとキャパシタを通る。図５のブロッ
クダイアグラムにおいて、これらのダイオードおよび要素は信号コンディショナ
３０６によって代表される。センサ３０６からの調整された信号は電圧比較器３
０８に通される。比較器３０８は、出力電流が予め定められたスレッショールド
レベルを超えたかどうか決める。ロジックユニット３１０は、予め定められた電
流値と比較した出力電流の値に基づいて出力ドライバ３１２の電力を決める。ス
タンバイモードまたは電力制限モードにおいて、デバイス３００のロジックユニ
ット３１０は好ましくは出力ドライバ３１２からの出力をデューティサイクルす
る。ロジックユニット３１０は好ましくは、コスト効率を最大にするためフィー
ルドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）のような集積回路であるが、コン
ピュータまたはマイクロプロセッサのような他の装置を、必要なロジック機能を
実行するために使うことができる。

【００６８】図９は電力制限デバイス３００の例示的な実施形態を示す。回路ダイアグラム
は過電流がＴ５により感知されることを示している。それはＤ１６、Ｄ１７、Ｄ
１８、Ｄ１９、Ｒ３３、およびＣ１９その他により整流され濾波される。整流さ
れ濾波された信号は、電力スレショールドに到達したかどうか決める電圧比較器
に供給される。比較器の出力は、電力制限モードに電源２８を制御するＦＰＧＡ
に供給される（例えば、それはＤＣ／ＤＣコンバータを１０ｍｓがオン状態で９
０ｍｓがオフ状態にする）。デバイス３００は、単一の変圧器により駆動される
４つの全てのスイッチング素子を持った全波ブリッジ構成の変換器を有している
。ＭＯＳＦＥＴ内の反対方向に並列に接続されたダイオードを通して、４つの四
分円動作(four-quadant operation)を行うことにより、自己保護のために電源に
無効負荷エネルギを戻すことができる。１００ｋＨｚの同期は、ＦＰＧＡに接続
された微分ネットワーク(differentiation network) から５００ナノ秒のプルア
ップパルスとして到達する。ＦＰＧＡはまた、ＤＣＥＮを介した直接オン／オ
フ制御を用いる。出力はＦＰＧＡにより許容されたときにスムーズに規制に傾く
。電流制限のための選択が提供される。線形およびディジタル（脈打ち）の両者
の制限が可能である。電流制限はＦＰＧＡコマンドに応答することができ、そし
てロジック制御の下で変化する。インバータはＥＭＩを減じそして間接的に漏れ
電流を減じるために零電圧スイッチングモードで動作している。サイクル毎の電
流制限回路は、フィルタおよびバイパスキャパシタに蓄積されたエネルギからス
イッチング素子を保護することを助ける。サイクル毎の電流制限制御は、ゲート
ドライブを不必要とするＦＰＧＡにより遂行される。ＦＰＧＡからの駆動（約１
００ｋＨｚまたはその他）が利用可能なときはいつでも、固定された５０％デュ
ーティサイクルでインバータが動作する。インバータは、ＥＭＩを減じそして漏
れ電流を間接的に減じるため零電圧スイッチングモードで動作する。Ｂ．スパーク制限本発明の電源２８は、スパーク制限デバイス３３０を含み、ＲＦプローブおよ
び外科手術の目的位置を焦がすか、さもなくば損傷を与える突然の電流スパイク
を防止する。例えば、電源に取り付けられたＲＦプローブが金属物体に触れたと
き、プローブが遭遇するインピーダンスは（人体組織と比較して）突然減少し、
これは電源供給から好ましくない大量の電流を引き出す。この突然の電流増加は
プローブと金属物体との間にスパークを生じさせる。プローブを通る大量の電流
は電気経路に沿った事物を焼損させ、電気外科プローブ上の電極を溶融させる。

【００６９】図１０を参照して、スパーク制限デバイス３３０について詳細に述べる。一般
事項として、スパーク制限デバイス３３０は、ネジや金属套管のような極端に低
いインピーダンス源が高電流を引き起こしたときに、電流出力を零に減少させる
。スパーク制限デバイス３３０は出力電極に非常に接近して配置される。これは
デバイス３３０の遅れを低減し、デバイスがより速く応答できるようにする。ス
パーク制限デバイス３３０は、スパークを防止するため、全体の電力出力ではな
く電流出力を減少させる。図１０のブロック図は電力制限デバイス３００のもの
に類似して見えるが、スパーク制限デバイス３３０は図９で述べられたタイプの
固定周期パルス回路ではない。スパーク制限デバイス３３０は好適には電流セン
サ３３２からのアナログ信号のような連続信号を処理する。スパーク制限デバイ
ス３３０は、変換器３３４（典型的にはＡＣ／ＤＣ変換器（交流／直流変換器）
）の電力出力の電流変動を連続的に監視する。スパーク制限デバイス３３０にお
ける信号の連続した流れは、電力制限デバイス３００が分離される以前に、ほぼ
瞬時且つほぼ確実に電流の急激な増大を検出可能にする。電流出力は、好適には
過電流が検出される前に停止される。

【００７０】通常の治療作業中の電流出力は０．２アンペア以下の範囲である。スパーク制
限デバイス３３０は、電流が１．０〜３．０アンペアを超えたときに好適には出
力を停止させる。これらの電流レベルはスパークを発生させるのに充分ではない
が、潜在的なスパークの発生に関する保証には充分である。電流が前述のレベル
よりも高くなったとき、デバイス３３０は好適にはプローブからの如何なる電流
出力も防止する。電源２８の出力は図１１のそれと類似している。一例として、
スパーク制限デバイス３３０は、２ｍｓ〜９０ｍｓの期間中電流出力を停止させ
る組み込みの遅れデバイスを有する。好適には、遅れはＦＰＧＡ内にプログラム
される。遅れ期間の終了時に、デバイス３３０は極端な低インピーダンス状態が
いまだ存在するか否かを検出するために、極めて低電力ではあるがプローブを通
して電流が流れることを許可する。もし、電流が再び約１．０〜３．０アンペア
のスレッショールドレベル（図１１）を超えるならば、デバイス３３０は電源供
給の出力を零にし、組み込まれた遅れの間休止する。この遅れは、スパーク制限
デバイスにデューティサイクルのような動作を与えるように幾つかの仕方によっ
て実行される。

【００７１】好適には、遅れ期間中にプローブから放出される電流が全く無い場合にも、電
源はシャットオフにならないことを理解すべきである。このことは、電源が電源
オフ状態から電源供給を再開させることに関する使用不可能な時間を除去する点
で特に有用である。プローブが極端な低インピーダンス領域から取り除かれると
直ちに、スパーク制限デバイス３３０は電力が通常通りＲＦプローブから流入す
ることを可能にする。好適には、プローブが低インピーダンス源に接触する限り
、デバイス３３０は電力を送出させない。勿論、電力出力を完全にシャットオフ
するのに対し、低レベルの電流が放出されるようにスパーク制限デバイス３３０
を構成することも可能である。

【００７２】図１０のブロック図は、信号コンディショナ３３６、レベル検出器３３８、レ
ギュレータまたは論理ユニット３４０、および（当該分野で既知のＲＦ源のよう
な）出力ドライバ３４２を含むスパーク制限デバイス３３０を示している。スパ
ーク制限デバイス３３０の好適な例はアナログ信号によるが、デバイス３３０は
アナログ信号または連続システムを近似する非常に短いデューティサイクルを伴
うデジタル信号に適用してもよい。論理デバイス３４０、レベル検出器３３８、
および信号コンディショナ３３６は点線３４４で示すように１個のデバイスまた
はプロセッサに全て統合してもよい。同様なことが電力制限デバイス３００にも
当てはまり、その構成要素を一緒に統合してもよい。図１２を参照すると、スパ
ーク制限デバイス３３０の回路図が示されている。電流センサ３３２は素子Ｔ８
、Ｔ９、Ｔ１２、およびＴ１３で示される。ダイオードＤ３６−Ｄ７６および抵
抗／容量Ｒ１３１−Ｒ１３３／Ｃ７３等は雑音や他の好ましくない特性を調節す
るのに使われる。電圧比較器Ｕ８ＤおよびＦＰＧＡ、レベル検出器３３８および
論理デバイス３４０にはセンサ３３２によって検出される出力電流が所定のレベ
ル以上か否かを判断するのに使われる。

【００７３】電力制限デバイス３００およびスパーク制限デバイス３３０は個別に使用でき
るが、２つのデバイスは電源供給に同時に使用してもよい。好適な例において、
本発明の電源は、図１３〜図１４に示すような直列に構成された電力制限デバイ
ス３００およびスパーク制限デバイス３３０を有する。この構成は医療デバイス
電源供給のための安全なレギュレーションに要求される回路絶縁を提供する。図
１４に示すように、電源２８はＰ／Ｏ（電力出力）１次絶縁、Ｐ／Ｏ２次絶縁、
および患者絶縁を有する。デバイス３００および３３０の使用は、また電力出力
の安定性を提供するため用いる変換器（ＤＣ／ＤＣおよびＤＣ／ＡＣ）の両者の
保護を提供する。医療デバイス電源供給のための安全および規制標準に必要な種
々の絶縁障壁により、スパーク制限デバイス３３０は典型的には電極出力のより
近くに配置され、一方電力制限デバイス３００は電極からより隔離して置かれる
。付加された絶縁回路系により電力制限デバイスの応答には遅れ時間が生ずる。
よって、あるデバイスはより遅く応答し、また一方で、電極に近いデバイスはよ
り速く応答する。一つの実施例において、電流が電力制限デバイス３００に到達
するのに約２００ｍｓかかる。

【００７４】デバイスが共に機能する仕方の一例として、取り付けられたＲＦプローブが、
目標部位にある套管またはネジのような金属物体に触れたときに、スパーク制限
デバイス３３０は電源からの電流出力を零に減じるよう動作する。電流出力はス
パークが発生しない限りある非零値に減じることができる。スパーク制限デバイ
ス３３０は遅れを生じさせ、電力の増大が可能か否かの確認チェックを行なう。
この間、電力制限デバイス３００は、そのデューティサイクルがスパーク制限デ
バイスの遅れ２ｍｓ〜９０ｍｓよりも長いため、システムにより多くの遅れを生
じさせる。プローブが極端に低インピーダンスの個所から取り除かれ、電流低下
が許容範囲内にあるなら、直ちにプローブは通常の動作に復帰する。遅れの末端
部を有するいずれのデバイスも、電力がプローブに戻るときを制御する。もし、
プローブが目標組織の近くに位置していれば、好適には自動的にスパーク制限モ
ードの前の設定動作に復帰する。プローブがもはや目標組織に接触していない場
合、多くは再配置されるのを待つ間脈動モードにある。Ｃ．流体インターロック図１５を参照して、電源２８は、電気伝導性または等浸透圧性の流体が付帯Ｒ
Ｆプローブの作業端で存在しないときに、電源からの出力の活性化を防止する流
れインターロックデバイス３７０を含むことができる。電源２８を用いた低温除
去技術を使用するデバイスにとって、好ましくない組織損傷は、導電流体が活性
電極と組織との間、または双極の例においては活性電極と帰路電極との間に存在
しない場合に生じる。さらに、等浸透圧流体の存在しない心臓組織のような敏感
な組織への無線周波（ＲＦ）電流の偶発的な放電は、他のより重大な問題を生じ
させる。心臓組織の一例として、心臓の電流通過による心臓収縮の混乱は、心臓
の筋原線維の収縮を制御不可能にして無効な収縮を生じさせる。

【００７５】一例として、デバイス３７０は、等浸透圧流体が、付帯ＲＦプローブ上の活性
電極と帰路電極との間に存在するか否かを検出する。好適な例において、流れイ
ンターロックデバイス３７０は等浸透圧流体の電気伝導率に基づき、等浸透圧流
体が流れているかまたはそれがプローブの活性端の近くに存在するかを判断する
。検出の対象とされる流体は、電気外科システムによる外科手術領域に注入され
る食塩水の溶液でもよい。他に、流体は、血液または低温除去手術に充分な電気
的特性を有する他の体液のような当然に生じる流体でもよい。デバイス３７０は
、帰路電極を持たない単極ＲＦプローブにも適用され得ることを理解すべきであ
る。単極の例では、デバイス３７０が好適には活性電極の近くの等浸透圧流体を
検出する。

【００７６】好適な例（図１６）において、インターロックデバイス３７０は、等浸透圧流
体が存在するときに開回路を生成し、また一方で、等浸透圧流体が存在しないと
きに閉回路を生成するスイッチ３７２のような導電流体センサを使用する。流体
が存在するとき、スイッチは開回路を生成し、電流が既知の抵抗値の抵抗３７５
を有する第１の電気経路３７４へ流れるようにする。流体が存在しないとき、ス
イッチ３７２は閉じて、第１の経路３７４を短絡する第２の電気経路３７６を生
成する。両方の経路がＦＰＧＡのような制御デバイスに接続される。センサスイ
ッチ３７２は、流体の存在がデバイス３７０によって容易に登録されるように異
なる抵抗値の変化を提供する。抵抗の変化を検出することで、ＦＰＧＡのような
付帯論理回路はＲＦ機器への電源供給の安全性を判断可能となる。プローブに沿
った等浸透圧流体の流れが無いか、またはプローブの活性端に流体が存在しない
場合、ＲＦプローブからの出力電流は所望の経路に沿って帰路電極へ進行せず、
代わりに患者の体内における低インピーダンス経路を通過する。このインターロ
ックデバイス３７０は、心臓のような迷電流に敏感な環境において特に有用であ
り偶発的な電力出力を防止する。

【００７７】別の例（図１７）では、インターロックデバイス３８０は、２つの値Ｒ１およ
びＲ２を有する少なくとも２個の抵抗３８２および３８４を使用する。抵抗３８
４は、流体の流れの経路に配置される。この流れの経路に流体が存在するなら、
抵抗３８４の抵抗値Ｒ２は流体の伝導率によって変化する。その変化は、Ｕ５、
Ｕ６、および電源２８（図１９）の光アイソレータによる検出には充分である。
これらの信号は、処理のためにＦＰＧＡに与えられる。ＦＰＧＡは、流体の流れ
の存在を認識するようにプログラムされており、流体が存在するなら電力出力を
許可する。流体が存在しないことを検出した場合には警告音や警告ランプを提供
する。電源供給のディスプレイは同様に零電力を示す。流体が再び検出されると
、ＦＰＧＡは先の設定を記憶し、そして電力出力を有効にする。Ｄ．識別図１８を参照して、好適な例では、電源２８は種々の外科プローブおよび器具
と共に使用される。過電圧を防止するため、そしてユーザに対する利便性を最大
限とするために、電源２８は、プローブを具備するか、または、付帯プローブを
識別して上記付帯プローブが許容できる最大電力出力となるような変数を自動的
に設定する付帯識別デバイス３５０を具備することができる。識別デバイス３５
０は、プローブ設計の制限によりそれに与えられる電圧量を制限するため、電気
外科プローブにおいて符号化抵抗を用いた使用を意図している。一般事項として
、設計の制限は、典型的には使い捨てプローブの操作部に含まれる内部符号化抵
抗によって明確となる。この特徴は、電源が、広範な種々のプローブに対して使
用されると共に、広範な種々の外科処置において使用されることを可能にする。
さらに、この探知能力は、適切な流体量が存在しない場合にプローブへのエネル
ギ供給を阻止するため、電極端子に隣接した電気伝導性の導電流体の存在を検出
するのに使用できる。発生器は、ピークＲＦ出力電圧の制限を設定する電圧スレ
ッショールド検出器を含むことができる。

【００７８】一例として、各プローブは、組み込まれた抵抗３５２を有する。識別デバイス
は各プローブと関連する抵抗値に基づいてプローブを識別する。代表的な例とし
て、デバイス３５０は６種の異なる抵抗値２００、４１２、５７６、７５０、９
０９、および１０７０オームに対応する。特に、６種の異なる抵抗値に加えて、
開回路モードおよび短絡回路モードが存在する。この仕方には制限はないが、列
挙された個々の抵抗値は典型的には異なる除去強度レベルに対応する。

【００７９】図１９を参照して、センサ回路３６０として具現された識別デバイス３５０は
、ＲＦプローブにおける抵抗値を検出し、判定する。回路３６０は、８つの異な
る電圧範囲を判定するために、６種の異なる抵抗値と、短絡および開回路の一つ
からのアナログ入力とを使用する。アナログ電圧はドット／バー（Dot/Bar)ディ
スプレイドライブであるＵ５によって探知される。Ｕ５は次に８ビットプライオ
リティ復号器であるＵ６へデジタル信号を出力する。Ｕ５は３ビットデジタル信
号を出力し、それは８つの異なる状態を示す。これら３ビットの各々はＩＳＯ１
、ＩＳＯ２、およびＩＳＯ３のような光アイソレータを駆動する。光アイソレー
タからの３つの出力はこれら３ビットの情報（または８つの状態）を認識するよ
うにプログラムされたＦＰＧＡに与えられる。無論、より多くのビットをもつデ
ィスプレイドライブを使ってより多くのプローブを認識することも可能である。
有利な点として、しかしながら、本例の識別デバイス３５０は、比較的簡易で廉
価な構成要素の使用と関連して、あるコスト効果と堅牢性（robustness）とを提
供する。Ｅ．モード切替図２に戻って、本発明の電源は、種々の電力範囲にわたってＲＦプローブへ電
力を供給することが可能であり、異なる治療効果を提供する。除去モードにおい
て、充分な電圧が電極端子に与えられ、組織の分子解離のための必要な状態が達
成される（すなわち、電気伝導性の導電流体の一部を蒸発させ、蒸気層内の荷電
粒子をイオン化し、これらの荷電粒子を組織に対して加速する）。除去に必要な
電圧レベルは、数、大きさ、形状および電極の間隔、支持部材から伸びる電極の
末端部等によって変化する。

【００８０】副次的な除去モードにおいて、電源２８は電極端子（または擬固電極）に充分
低い電圧を与え、電気伝導性の導電流体の蒸発およびそれに続く組織の分子解離
を防止する。代表的な例では、外科医はフットペダル２４、２５をそれぞれ交互
に踏むことによって除去および擬固モードの間で電源を自動的に切替える。これ
は、外科医が、彼/ 彼女の外科現場での集中力を欠くことなくまたはアシスタン
トに電源切替えを要求することなく、現場で副次的な除去と除去との間を素早く
移行することを可能にする。例によれば、外科医は除去モードにおいて柔らかな
組織を切断するため、プローブが、組織内の小さな互いに分離された血管を同時
に封止するか、および／または擬固する。しかしながら、大きな血管または高い
流体圧の血管（例えば、動脈血管）は、除去モードにおいて封止されないかもし
れない。その結果、外科医は単にフットペダル２５を踏んで、自動的に除去のス
レッショールドレベル以下に電圧レベルを低下させ、血管を封止するかおよびま
たは擬固するのに充分な時間だけ取り扱う血管上に充分な圧力を与える。これが
完了したあと、外科医はフットペダル２４を踏むことで素早く除去モードに戻る
ことができる。

【００８１】副次的な除去もまた、目標位置の組織を縮めるかまたは収縮させるプローブ動
作を含んでいる。膠原収縮処理において、ＲＦエネルギは組織を流れる電流によ
って組織を直接加熱するか、および／またはＲＦエネルギによって加熱される流
体の組織の表面を通して間接的に加熱し、正常な身体温度（例えば、３７°Ｃ）
から、４５°Ｃから９０°Ｃの範囲内の温度へと上昇させる。好ましくは、６０
°Ｃから７０°Ｃの範囲内である。膠原線維の熱収縮は狭い温度範囲で生じ、哺
乳類コラーゲンに対しては６０°Ｃから７０°Ｃの範囲である。より完全な物理
療法については、通常に譲渡された１９９７年１０月１０日出願の米国特許出願
０８／９４２，５８０号で述べられており、その完全な開示内容はここでの全て
のリファレンスに含まれている。

【００８２】システムは、好ましくは３つのフットペダルを含み、外科医が擬固および除去
モードの間を自動的に切り替えることが可能である。除去モードにおいては電圧
レベルを選択することができる。代表的な例では、電源１０はオペレータ調整可
能な電圧レベル調整器３８を有し、それにより適用電圧レベルを変えることがで
きる。その電圧レベルは電圧レベルディスプレイ４０で監視できる。電源１０は
、また第１、第２および第３のフットペダル２４、２５、２６と、ケーブルコネ
クタ２９を有するソケット（receptacle）３０へ着脱可能に接続されるケーブル
２６とを含む。出願人は、外科処置中でプローブを操作している間に電源を制御
する方法としてフットペダルが好ましいことを理解している。しかしながら、電
圧および電源供給の様式はＲＦプローブのハンドル上に配置されたボタンのよう
な他の入力デバイスによる制御であってもよいことを認識すべきである。フット
ペダル２４、２５、２６により、外科医は電極端子１０４に供給されるエネルギ
レベルが調整可能となる。代表的な例として、第１のフットペダル２４は電源を
“除去”モードにするのに使われ、第２のフットペダル２５は電源１０を“擬固
”モードのような副次的な除去モードにするのに使われる。第３のフットペダル
２６は、ユーザが“除去”モード内の電圧レベルを調整可能にする。一度、外科
医が電源を“除去”モードにすると、電圧レベル調整器３８または第３のフット
ペダル２６が電圧レベルを調整するのに使われ、積極的な除去の程度を調整する
。

【００８３】好ましい例では、発振電流信号の出力電圧または振幅の調整により、擬固およ
び除去のモード間で電圧が交互に切り替わる。したがって、波形の形状および信
号周波数は両モードにおいて実質的に固定である（ただし、電圧は除去モードで
調整される）。この設計は、さもなければ出力信号の波形および／または周波数
の頻繁な調整によって生じるであろう相互干渉を最小化する。この擬固モードは
出力の波形を変えないで電圧を低下させる。

【００８４】擬固モードフットペダルが押し下げられたとき、信号がＦＰＧＡに送られ、Ｆ
ＰＧＡは除去するには不充分ではあるが、擬固のためには充分な熱を発生させる
約５０ボルト〜６５ボルトの間の固定電圧まで出力を低下させる。フットペダル
が開放されたとき、除去のための以前の電力設定（記憶されている）に復帰する
。好ましくは、擬固回路は除去モードで使われるのと同様に、通常少なくとも約
１００ＫＨｚの方形波を出力する。Ｆ．零スイッチング図２０を参照し、代表例において電源２８は発生器のピーク電力出力を増大さ
せるためのスイッチング電源を含む。図２０は、電源供給が活性化および非活性
化する零電圧位置を示した点３９０を伴う正弦波形を示している。これは電力が
そのデューティサイクルで活性化されるときに生じる雑音出力を最小化する。最
大振幅点３９２での電力活性化は最も大きな電気雑音を生じさせる。零電圧スイ
ッチングトポロジーは外科処置中の電源供給の電磁雑音出力を最小化し、それに
よりＵＳおよび海外のＥＭＩ要求基準を確実に満足させる。スイッチング電源は
、ＡＣ電流（交流電流）の正弦波形の零電圧点上で電力の供給を単に活性化させ
る回路を有する。

【００８５】特に、電力回路５００（図９および図１４）は、ＵＬおよびＩＥＣ６０１によ
って要求される漏れ電流およびＥＭＣ標準に適合するよう設計される。便宜的な
回路設計では、低ＥＭＣは、通常、高い漏れ電流という犠牲を伴う。コントロー
ラに適用される零電圧スイッチングはＥＭＩを低減し、実質的に漏れ電流が増加
しないようにする。ＤＣ/ ＤＣ変換器はＱ１、Ｑ２、Ｑ３、Ｑ４、Ｔ２およびＵ
２等を含み、それらは零電圧でスイッチングする回路を構成する。ＤＣ/ ＡＣ変
換器はＱ９、Ｑ１０、Ｑ１２、Ｑ１３、Ｔ１０およびＵ３１等を含み、それらは
零電圧でスイッチングする回路を構成する。電力回路は全波ブリッジ構成と４つ
のスイッチング素子とを有する。四分円動作を行うＭＯＳＦＥＴ内で反対方向に
並列に接続された４つのダイオードを通して、自分自身の保護のため再活性負荷
エネルギを電源へ帰還させることができる。インバータは固定の５０％デューテ
ィサイクルで動作し、いつでもＦＰＧＡからの駆動（約１００ＫＨｚまたはその
他）が可能である。インバータは、ＥＭＩを減じるように零電圧スイッチングモ
ードで動作し、間接的に漏れ電流を減じる。III ．アプリケーションこの仕方に制限されないが、本発明は特に内視鏡処理での使用が考えられる。
図２１を参照して、本発明の電源での電力制限およびスパーク制限機構により、
外科医は、大腿骨から脛骨への靫帯または他の骨格構造の靫帯を取り付けるのに
使用するファスナまたはネジＦを覆う身体組織をクリーンにすることが可能であ
る。本発明により、スパークの発生やそのスパークによって生じる望まない組織
壊死の危険を最小限にしながら、柔軟組織をファスナの金属物質まで除去するこ
とができる。

【００８６】膝関節再生外科手術のための内視鏡外科処置において、金属ファスナデバイス
は、骨腱の骨端部、骨または他のタイプの靫帯トンネルに位置する靫帯接木を嵌
合し骨内膜に取り付けるのに使用される。多くの場合、それを通してトンネル部
分の靫帯接木の端部を嵌合し取り付ける設定ネジ、干渉ネジまたはクロスピンの
ようなファスナデバイスを適合させ案内するのに、用意された直線靫帯トンネル
の大腿骨または脛側トンネル部分を交差させるのが望ましい。靫帯アンカーは膝
十字形靫帯を修築するのに使用される。内視鏡十字形靫帯交換外科処置において
、膝内関節ジョイント内から大腿骨トンネルへ孔をあけ設定ネジを適合させるこ
とによって、またはその内部に置かれた靫帯接木における同様なファスナにより
、靫帯接木端部は大腿骨骨内膜において骨内膜に固定される。

【００８７】ある場合は、不幸にも、不良アンカーの交換や靫帯の骨への再取り付けのため
にアンカー交換処理が必要となる。金属アンカーへのアクセスのため、柔らかな
組織はアンカーまたはファスナＦまで除去される必要がある。電気外科プローブ
を使ったそのような処理を行うには、電流をアンカーに送ることなく組織を除去
する必要がある。したがって、本発明の電源２８に接続されたＲＦプローブ４０
０は組織を除去し、プローブが金属アンカーに触れたときに電流出力を停止する
。

【００８８】本発明の電源２８は、特に限られた環境で行なう半月板修理のような他の内視
鏡処理に使用される。半月板は膝に位置する三日月形状の円盤であり、結合被膜
に取り付けられ、大腿骨の骨と脛骨および腓骨の骨との間のバッファとして機能
する。半月板の外科修復は、一般に内視鏡により実行され、限定された領域での
処理を実行するため周囲の組織や筋肉に損傷が限定されるように精密な器具が要
求される。これらの処理中に、外科医は膝の骨液嚢のような制限された領域で偶
然に電気外科プローブを内視鏡または套管のような金属物体と接触させるかもし
れない。金属套管または内視鏡シャフトの低インピーダンスは、周囲身体組織の
インピーダンスと比較すると、ＲＦプローブから引き出されたスパークや過剰な
パルス／電力を生じさせ得る。スパークは望まない組織壊死を生じさせ、そして
内視鏡のような他の外科器具へ永久的な損傷を与える。電源２８は、そのような
スパークの発生を、スパークが形成される前に電流出力を停止することによって
防止する。

【００８９】前述したような発明は、その理解を明確にすべく詳細に述べられてきたが、い
くつかの変更が、添付の特許請求の範囲の概念範囲内で実行され得ることは明ら
かである。例えば、電源は、本願で述べられたもの以外のプローブまたはカテー
テルの設計と結合することができる。電源およびそれに関連するプローブは、前
述のような他の種々の外科処置に使用することが可能である。

【図面の簡単な説明】

【図１Ａ】切断後、収縮した動脈血管を示す図である。

【図１Ｂ】熱凝固後、収縮した動脈血管を示す図である。

【図２】本発明による電源と電気外科プローブを組み込んだ代表的な電気外科システム
の斜視図である。

【図３】本発明による典型的な発電機の主要要素を機能的に表したブロック図である。

【図４】電気外科プローブの遠位の末端部上の複数の電極に対して、電流制限素子とし
て機能する複数のインダクタを表示した電気外科システムの図である。

【図５】本発明による電力制限デバイスのブロックダイアグラムである。

【図６】通常の動作およびスタンバイモードにおける電源の電力出力を示すグラフであ
る。

【図７】低電力、脈動モードにおける電源の電力出力を示すグラフである。

【図８Ａ】電流センサの種々の例を示す図である。

【図８Ｂ】電流センサの種々の例を示す図である。

【図８Ｃ】電流センサの種々の例を示す図である。

【図９】電力制限デバイスの典型的な例を示す回路図である。

【図１０】本発明によるスパーク制限デバイスのブロック図である。

【図１１】本発明によるスパーク制限デバイスの電流出力の図表である。

【図１２】スパーク制限デバイスの典型的な例の回路図である。

【図１３】電力制限デバイスおよびスパーク制限デバイス間の関係を示すブロック図であ
る。

【図１４】電力制限デバイスおよびスパーク制限デバイスの両方を示す回路図である。

【図１５】本発明による流れインターロック機構の実施形態を示す図である。

【図１６】本発明による流れインターロック機構の実施形態を示す図である。

【図１７】本発明による流れインターロック機構の実施形態を示す図である。

【図１８】本発明によるプローブ識別機構の概観図である。

【図１９】本発明によるプローブ識別機構の概観図である。

【図２０】本発明による典型的な電源の交流電流と零電圧位置のグラフである。

【図２１】本発明による、関節中の組織に高周波電気エネルギを供給する方法を示す図で
ある。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号０９／０５８，５７１ (32)優先日平成10年４月10日(1998．4．10) (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者タプリヤル，ヒラブイ. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94024, ロスアルトス，ボルティレイン 1192 Ｆターム(参考） 4C060 KK03 KK10 KK13 4C099 AA01 CA19 EA08 JA01 LA27

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の身体上または体内の目標部位に電気エネルギを供給す
るための高周波の電源であって、電気出力ドライバと、該電気出力ドライバの電流出力を検出する出力電流センサと、該出力電流センサに接続される電力制限デバイスとを備えており、前記出力電流センサから取り出された電流出力が、予め定められたスレッショ
ールドレベルを越えたときに、前記電力制限デバイスは、前記電気出力ドライバ
の電力を低減させてスタンバイモードにするように構成される高周波の電源。
【請求項２】前記電源が、さらに、電力の出力を安定化させるための少な
くとも２つの変換器を備えている請求項１記載の電源。
【請求項３】前記電力制限デバイスが、絶縁障壁の後部に配置される請求
項１記載の電源。
【請求項４】前記電源が、さらに、前記電力制限デバイスに接続される全
波ブリッジ構成を有する電力回路を備えている請求項１記載の電源。
【請求項５】前記電源が、さらに、ＤＣ／ＤＣ変換器を備えており、前記
電力制限デバイスは、過剰の電力条件に対し前記ＤＣ／ＤＣ変換器を保護する請
求項１記載の電源。
【請求項６】前記電力制限デバイスが、電力の出力を測定する請求項１記
載の電源。
【請求項７】前記電力制限デバイスが、前記スタンバイモードのときに周
期的な検出サイクルにて動作するようになっている請求項１記載の電源。
【請求項８】前記電力制限デバイスが、前記電流出力が前記スタンバイモ
ードになるまで、連続的に前記電流出力を検出するようになっている請求項１記
載の電源。
【請求項９】前記電力制限デバイスが、電力がオン状態のときに約１０〜
１５ｍｓであって電力がオフ状態のときに約８５〜９０ｍｓのデューティサイク
ルを有するフィールドプログラマブルゲートアレイを具備する請求項１記載の電
源。
【請求項１０】前記電力制限デバイスが、電圧比較器および出力レギュレ
ータを具備する請求項１記載の電源。
【請求項１１】前記電流センサが、複数の電極に接続されるようになって
いる請求項１記載の電源。
【請求項１２】前記電力制限デバイスが、一定の周期的なパルス発生回路
である請求項１記載の電源。
【請求項１３】前記電源が、さらに、少なくとも一つの除去モードと、少
なくとも一つの副次的な除去モードとの間で、前記電源からの出力を切り替える
ためのスイッチを備えている請求項１記載の電源。
【請求項１４】前記電力制限デバイスが、零電圧スイッチング回路である
請求項１記載の電源。
【請求項１５】患者の身体上または体内の目標部位に電気エネルギを供給
するための高周波の電源であって、電気出力ドライバと、該電気出力ドライバの電流出力を検出する出力電流センサと、該出力電流センサに接続されるスパーク制限デバイスとを備えており、該スパーク制限デバイスは、ほぼ連続的に電流出力を監視し、さらに、前記出
力電流センサにて検出された電流出力が、予め定められたレベルを越えたときに
、前記電気出力ドライバからの電流出力を遮断するように構成される高周波の電
源。
【請求項１６】前記出力電流センサが、１個または２個以上の出力電極の
周囲に直接配置される請求項１５記載の電源。
【請求項１７】前記スパーク制限デバイスが、フィールドプログラマブル
ゲートアレイを具備する請求項１５記載の電源。
【請求項１８】前記電源が、さらに、ＤＣ／ＡＣ変換器を備えており、前
記スパーク制限デバイスは、過剰の電流に対し前記ＤＣ／ＡＣ変換器を保護する
請求項１５記載の電源。
【請求項１９】前記スパーク制限デバイスが、前記電気出力ドライバから
の電流出力が停止したときに活性状態になる遅れメカニズムを具備する請求項１
５記載の電源。
【請求項２０】前記スパーク制限デバイスは、低インピーダンス源が取り
除かれるまで、通常の電力供給動作を阻止するようになっている請求項１５記載
の電源。
【請求項２１】前記スパーク制限デバイスが、フィードバックループを形
成するための出力ドライバ、信号コンディショナ、電圧比較器および論理デバイ
スに接続される電流センサを具備する請求項１５記載の電源。
【請求項２２】前記電源が、さらに、少なくとも一つの除去モードと、少
なくとも一つの副次的な除去モードとの間で、前記電源からの出力を切り替える
ためのスイッチを備えている請求項１５記載の電源。
【請求項２３】患者の身体上または体内の目標部位に電気エネルギを供給
するための電気外科システムであって、高周波の電源と、該電源に接続されると共に、近位の末端部と遠位の末端部を有するシャフト、
前記遠位の末端部上の電極端子、および、所定の抵抗値を形成する抵抗が設けら
れた機器と、プローブに対する抵抗値を認識するために、前記電源に接続されるプローブ識
別デバイスとを備えている電気外科システム。
【請求項２４】前記プローブ識別デバイスが、少なくとも８種の抵抗値を
認識する請求項２３記載のシステム。
【請求項２５】前記プローブ識別デバイスが、前記プローブに対して認識
された抵抗値に基づき、前記電源の電力出力特性を決定する請求項２３記載のシ
ステム。
【請求項２６】患者の身体上または体内の目標部位に電気エネルギを供給
するための方法であって、患者の身体上または身体内の目標部位における組織に接触させるかまたは非常
に接近して電極端子を配置するステップを有し、該電極端子は、高周波の電源に
接続されており、前記方法は、さらに、少なくとも前記組織を変更させるために、前記電極端子に高周波電圧を印加す
るステップと、前記電源からの電流出力を検出するステップと、前記電流出力が、予め定められたスレッショールド電流を越えたときに、前記
電極端子に供給される電力を低減させるステップとを有する方法。
【請求項２７】前記方法が、さらに、前記電源が再度活性状態になってか
ら、前記電流出力が前記スレッショールド電流よりも小さな値に保持されている
場合、予め定められた遅れの後に所定の電力を再度供給するステップを有する請
求項２６記載の方法。
【請求項２８】前記方法が、さらに、前記電極端子が、前記患者の体内の
金属の目標物に隣接した位置に持って来られたときに、前記電流出力を遮断し、
電力が供給されなくなった後に予め定められた遅れを導入するステップとを有す
る請求項２６記載の方法。
【請求項２９】前記電源からの電流出力を検出するステップが、さらに、電流センサからの信号の条件設定を行う段階と、該信号の値と、予め定められたスレッショールド電流とを比較する段階とを有
する請求項２６記載の方法。
【請求項３０】前記電極端子に供給される電力を低減させるステップが、
約１０ワットまたはそれより小さな値になるまで前記電力を低減させる請求項２
６記載の方法。
【請求項３１】前記の予め定められたスレッショールド電流が、電力制限
のために約５．０アンペアに設定される請求項２６記載の方法。
【請求項３２】前記電極端子に供給される電力を低減させるステップが、前記電源をスタンバイモードにし、前記電源からの電流出力を検出するステッ
プが、デバイスがスタンバイモードになっていないときに連続的に生ずる請求項
２６記載の方法。
【請求項３３】前記方法が、さらに、柔らかい組織を除去するために、デ
バイスを膝の滑液嚢内に配置するステップを有する請求項２６記載の方法。
【請求項３４】前記方法が、さらに、ファスナの周囲の柔らかい組織を除
去するために、デバイスを膝の滑液嚢に突き通すステップを有する請求項２６記
載の方法。
【請求項３５】患者内の身体構造に高周波の電気エネルギを供給するため
のシステムであって、高周波の電源と、近位の末端部と遠位の末端部を有するシャフト、前記遠位の末端部上または該
遠位の末端部の近くに位置する電極端子、および、該電極端子を前記電源に接続
するためのコネクタが設けられた外科機器と、前記電極の近くの電気伝導性の導電流体の存在を検出するために、プローブに
接続される導電流体センサとを備えているシステム。
【請求項３６】前記導電流体センサが、前記の電気伝導性の導電流体に接
触したときに、開回路を形成するようになっている電気スイッチを具備する請求
項３５記載のシステム。
【請求項３７】前記導電流体センサが、前記の電気伝導性の導電流体に接
触したときに、抵抗値を変化させる抵抗を具備する請求項３５記載のシステム。
【請求項３８】検出されるべき前記の電気伝導性の導電流体が、自然に発
生する体内の分泌液である請求項３５記載のシステム。
【請求項３９】検出されるべき前記の電気伝導性の導電流体が、食塩水の
溶液である請求項３５記載のシステム。
【請求項４０】前記外科機器が、さらに、前記電極端子から所定の間隔を
おいて配置される帰路電極を具備し、前記導電流体センサが、前記の電気伝導性
の導電流体を検出するために、前記電気端子と前記帰路電極との間に配置されか
つ調整される請求項３５記載のシステム。
【請求項４１】前記高周波の電源が、前記電極端子と前記帰路電極との間
に所定の電圧差を印加するために、該電極端子および該帰路電極に接続されてお
り、前記電圧差は、身体構造の少なくとも一部を容積測定により除去するのに充
分である請求項４０記載のシステム。
【請求項４２】前記システムが、さらに、前記帰路電極と前記電極端子と
の間で電流の流れの経路を生成するために、前記帰路電極および前記帰路電極と
の電気的な接触を行う流体経路を形成する流体配送用素子を具備する請求項４０
記載のシステム。
【請求項４３】前記帰路電極が、前記シャフトの一部を形成する請求項４
０記載のシステム。
【請求項４４】前記システムが、さらに、前記帰路電極と前記電極端子と
の間に配置される絶縁用部材を具備し、前記電極端子が、身体構造に非常に接近
して配置されるかまたは前記身体構造と一部接触して配置される場合、前記帰路
電極は、該帰路電極と目標部位における身体構造との直接的な接触を最小にする
ために、前記電極端子から充分な間隔をおいて配置される請求項４０記載のシス
テム。
【請求項４５】前記電気端子が、前記シャフトの前記遠位の末端部の近く
に配置される電極アレイを具備し、該電極アレイは、接触面上に配置される複数
の電気的に絶縁された電極端子を含む請求項３５記載のシステム。
【請求項４６】前記電気端子が、前記シャフトの前記遠位の末端部の近く
に配置される単一の活性電極を具備する請求項３５記載のシステム。
【請求項４７】前記装置が、さらに、前記電極端子の各々への電流の流れ
を互いに独立に制御するために、各々が前記電極端子の一つに接続される複数の
電流制限素子を備えており、該複数の電流制限素子によって、目標部位の周囲の
媒体内への電力の消散が禁止される請求項４６記載の装置。
【請求項４８】前記装置が、さらに、目標部位から流体を吸い込むための
流体吸引用素子を備えている請求項３５記載の装置。
【請求項４９】患者内または患者上の身体構造に電気エネルギを供給する
ための方法であって、目標部位における身体構造に隣接して前記電極端子を配置するか、または前記
身体構造と接触して前記電極端子を配置するステップと、前記目標部位における電気伝導性の導電流体の存在を検出するステップと、前記目標部位における身体構造を変更させるために、前記電極端子に高周波の
電気エネルギを供給するステップとを有する方法。
【請求項５０】前記目標部位における電気伝導性の導電流体の存在を検出
するステップが、流体経路に沿って前記の電気伝導性の導電流体を前記目標部位
へ配送し、前記流体経路内に導電流体センサを配置する段階を有する請求項４９
記載の方法。
【請求項５１】前記電極端子を配置するステップが、前記の電気伝導性の
導電流体内に前記電極端子を浸す段階を有し、前記目標部位における電気伝導性
の導電流体の存在を検出するステップが、前記電極端子に隣接して導電流体セン
サを配置する段階を有する請求項４９記載の方法。
【請求項５２】前記方法が、さらに、前記帰路電極と前記電極端子との間
で電流の流れの経路を生成するために、前記の電気伝導性の導電流体内に前記帰
路電極を配置するステップを有する請求項４９記載の方法。
【請求項５３】前記方法が、さらに、前記帰路電極と前記電極端子との間
で前記の電気伝導性の導電流体の存在を検出するステップを有する請求項１８記
載の方法。
【請求項５４】前記方法が、さらに、前記の電気伝導性の導電流体が目標
部位に存在しないときに、前記電極端子への電圧出力を遮断するステップを有す
る請求項４９記載の方法。
【請求項５５】前記目標部位における電気伝導性の導電流体の存在を検出
するステップが、前記目標部位の近くの位置にて電気回路を提供し、該電気回路
を取り巻く環境の電気的な特性を感知する段階を有する請求項４９記載の方法。
【請求項５６】前記目標部位における電気伝導性の導電流体の存在を検出
するステップが、可変抵抗を有する電気回路を提供し、前記可変抵抗の抵抗値を
監視し、前記抵抗値がスレッショールドレベルよりも低い値にまで減少したとき
に、電源からの電力の出力を遮断する段階を有する請求項４９記載の方法。
【請求項５７】前記目標部位における電気伝導性の導電流体の存在を検出
するステップが、前記の電気伝導性の導電流体が存在しないときに、センサの第１の電気経路を
短絡する段階を有し、該電気経路は、公知の抵抗値を有する抵抗を具備しており
、当該ステップは、さらに、前記第１の電気経路が短絡されたときに、センサの第２の電気経路を通して電
流を流す段階と、前記の電気伝導性の導電流体が存在するときに、前記第２の電気経路内で開回
路を形成する段階と、前記第２の電気経路が開回路を含むときに、前記第１の電気経路を通して電流
を流す段階と、前記第１の電気経路を通して電流が流れたときに、電源からの電力の出力を遮
断する段階とを有する請求項４９記載の方法。
【請求項５８】前記方法が、さらに、身体構造の少なくとも一部を容積測
定により除去するために、前記電極端子と前記帰路電極との間に充分な高周波電
圧を印加するステップを有する請求項４９記載の方法。
【請求項５９】前記方法が、さらに、複数の電気的に絶縁された電極端子
を含む電極アレイを有する請求項４９記載の方法。
【請求項６０】前記電気端子が、電気外科プローブの遠位の終端部に配置
されるかまたは該終端部の近くに配置される単一の電極を有する請求項４９記載
の方法。
【請求項６１】前記帰路電極および前記電極端子の両方共、電気外科プロ
ーブ上に配置される請求項４９記載の方法。
【請求項６２】前記方法が、さらに、前記電極端子と前記帰路電極との間
のインピーダンスに基づき、前記複数の電極の少なくとも２個からの電流の流れ
を互いに独立に制御するステップを有する請求項５９記載の方法。
【請求項６３】前記方法が、さらに、前記電極端子と前記目標部位におけ
る組織との間の流体の少なくとも一部を気化させるために、前記の電気伝導性の
導電流体が存在するときに、前記電極端子に充分な電圧を印加するステップを有
する請求項４９記載の方法。