JP2002537938A

JP2002537938A - 電気外科システム

Info

Publication number: JP2002537938A
Application number: JP2000603603A
Authority: JP
Inventors: ゴウブル，コリン・チャールズ・オーエン; ゴウブル，ナイジェル・マーク; アモアー，フランシス
Original assignee: Gyrus Medical Ltd
Current assignee: Gyrus Medical Ltd
Priority date: 1999-03-05
Filing date: 2000-03-03
Publication date: 2002-11-12
Also published as: EP1158917A2; DE60023849T2; WO2000053112A3; WO2000053112A2; ATE308934T1; GB9905210D0; AU2925800A; ES2250107T3; EP1158917B1; DE60023849D1

Abstract

(57)【要約】電気外科システムは、電気外科器具に結合されるかまたはその一部である電気外科発電機（１０）を含み、該発電機は低い周波数（典型的には１ＭＨｚ）で、かつ高い周波数帯域（典型的には２．４５ＧＨｚ）で同時にまたは別々に電気外科電力を生成するよう動作可能である。発電機は負荷応答制御回路を含み、これは一方のモードでは、負荷インピーダンスが高い場合に主に１ＭＨｚで電力を生成し、低い場合には主に２．４５ＭＨｚで生成する。これにより、切断と凝固動作との間の自動的な切換が可能になる。一実施例においては、器具は、ガス供給経路内で２．４５ＧＨｚ成分によってイオン化可能ガスがエネルギ付与されるよう動作するガスプラズマ生成器を含み、これにより経路の組織処置出口で１ＭＨｚ成分を搬送するための導体として作用するプラズマ流が生成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】この発明は、無線周波数（ｒｆ）電気外科システムと、ＵＨＦ周波数で電気外
科装置を操作するための方法とに関する。

【０００２】単極電気外科において組織を切断するために、３００ｋＨｚから３ＭＨｚの範
囲内の周波数で針または細いロッドの電極を用いることが公知である。この周波
数範囲における電気外科信号は電極に与えられ、電流路は、組織を介した患者の
体のどこかに固定された接地プレートへの伝導により完了する。電極に与えられ
る電圧は、アークを起こし、続いて熱破裂を起こして針に隣接する組織を切除ま
たは蒸発させるのに十分に高くなければならない。

【０００３】より低い電力レベルでは、すなわちアークすることなしに、電極に隣接する組
織内のエネルギの熱損失により組織の凝固を達成することができる。しかしなが
ら、組織の切断のために一般に用いられる細い電極では、電極に密接に隣接する
組織の乾燥と、電極への乾燥した物質の堆積自体が、更なる凝固に対する高イン
ピーダンスのバリアを構成する。２つの目的に対して、すなわち、切断および凝
固の両方に対して好適である電極を提供するのに伴う困難を克服するために、へ
ら形状の電極が作られた。設計者の意図は、電極のエッジを切断のために用い、
平坦面を凝固のために用いる。しかしながら、そのような電極による凝固は、平
坦面のサイズにより結果として大きな熱マージンが生成されるので、実用には適
さない傾向がある。

【０００４】この発明の目的は、単一の電極アセンブリで組織の切断と凝固との両方を達成
するための手段を提供することである。

【０００５】この発明によると、電気外科発電機、フィード構造および電極アセンブリを含
む電気外科システムが提供され、電極アセンブリは、少なくとも１つの活性電極
と少なくとも１つの隣接する回帰電極とを有し、各々はフィード構造を介して発
電機に結合され、発電機とフィード構造とは、無線周波数（ｒｆ）電力を低い周
波数範囲と高い周波数範囲とにおいて活性および回帰電極に搬送することが可能
であり、高い周波数範囲は低い周波数範囲の少なくとも３倍の周波数を含む。低
い周波数範囲は、１００ｋＨｚから１００ＭＨｚ、好ましくは３００ｋＨｚから
４０ＭＨｚに広がることができ、高い周波数範囲は３００ＭＨｚから１０ＧＨｚ
、好ましくは１ＧＨｚ以上に広がることができ、高い範囲と広い範囲とにおける
動作周波数は５：１またはそれ以上の周波数比を有する。典型的には、発電機は
、高い周波数範囲で搬送されるｒｆ電力は低い周波数範囲で搬送される電力の少
なくとも１０倍の周波数に固定された周波数になるよう構成される。さらに、高
い周波数範囲の２．４５ＧＨｚに固定された周波数が好ましい。

【０００６】好ましいシステムは、低い周波数範囲と高い周波数範囲との両方を同時に電極
に搬送することを可能にし、中間または低い周波数での組織切断、蒸発または切
除と、高い周波数範囲内の成分の振幅に応じた程度の周囲組織の凝固との組合せ
を提供する。

【０００７】システムは、組織切断、蒸発または切除に関しては、好ましくは別々の接地電
極を患者の体の外部に付与した単極モードで動作するのに対し、凝固は高い周波
数範囲における回帰電流路が手術箇所に隣接する組織から容量結合によって電極
アセンブリの回帰電極に戻る準双極モードで起こる。システムは、必要となる処
置の種類に応じて、電力搬送の選択を低い周波数範囲または高い周波数範囲のい
ずれにおいても可能にし得ることが理解されるであろう。この選択は外科医によ
って手動で行なわれるか、以下に説明する態様において自動的に行なわれことが
できる。さらに、電力を両方の周波数範囲で同時に供給して切断と凝固との両方
の効果を獲得してもよく、２つの成分は直線的に加えられるか、または単一の信
号供給構造で組合される。

【０００８】この発明の特に好ましい実施例においては、発電機は制御回路を含むが、該制
御回路は電気的負荷に応答して、搬送される電力が、負荷インピーダンスが高い
インピーダンス範囲にある場合は主に低い周波数範囲の周波数成分を、負荷イン
ピーダンスが低い周波数範囲にあるときは主に高い周波数範囲の周波数成分を有
するよう、動作可能である。この方法で、低い周波数範囲成分で生体組織を切断
、切除または蒸発（すなわち細胞断裂を起こさせる）ことが可能になるだけでな
く、非常に低い負荷インピーダンスが検出されて血管からの血液などの電解質流
体の存在が示唆され、凝固が必要となる場合も効率的な凝固を行なうことが可能
である。システムは、凝固の後にインピーダンスが予め定められたしきい値以上
に上昇するとすぐに、主に低い周波数の動作に戻る。

【０００９】電気的負荷インピーダンスが制御励起として用いられる場合、負荷インピーダ
ンスを表わす信号は参照信号と比較され、参照信号は、発電機が主に低い周波数
成分から主に高い周波数成分へ切換えられるべきか、またはその逆であるかに依
存して、異なったレベルを有し得る。言い換えると、低い周波数範囲または高い
周波数範囲のそれぞれで動作している場合に、異なった負荷インピーダンスしき
い値を選択し得る。

【００１０】両方の周波数範囲からの成分を有する複合信号は、一方がたとえば１ＭＨｚの
範囲で動作し他方が２．４５ＧＨｚで動作する２つの発電機ステージからの信号
を組合せる（たとえば、加える）ことにより生成し得る。両方の発電機ステージ
を、電極アセンブリを搭載した把持部からなる電気外科器具に結合された単一の
供給ユニット内に入れることができ、それによりたとえば、２つの周波数成分は
低損失フレキシブル同軸ケーブルなどの共通の搬送手段によって供給ユニットか
ら把持部に与えられる。これに代えて、ＵＨＦ周波数成分を生成する発電機ステ
ージを把持部に配置して伝送損失と放射妨害とを減じ、信号の組合せを、把持部
においても行なってもよい。

【００１１】２つの目的の動作、すなわち切断および凝固に関しては、針状の活性電極を有
する電極アセンブリが好ましい。

【００１２】典型的には、電極アセンブリは上述のフィード構造を形成する剛性または弾性
同軸フィードの遠位端に存在する。不要なＵＨＦ放射を減じるために、導電四分
の一波長スタブまたはスリーブの形で、分離チョーク要素を同軸フィードの遠位
端領域において外部供給導体に搭載し得る。上述のように、活性電極は同軸フィ
ード遠位端から突き出すロッドまたはピンの形を取り得る。回帰電極は、フィー
ド遠位端で外部供給導体に接続された導電スリーブ、プレートまたはパッドであ
り、外部導体の近位に延在するが後者からは間隔を空けており、それにより高い
周波数範囲の発電機の動作周波数で、活性電極ロッドおよび回帰電極スリーブ、
プレートまたはパッドが併せて軸的に構成された双極子を形成する。これに代え
て、回帰電極は単にチョークの遠位に位置決めされるフィード外部導体の遠位端
部分の形を取り得る。回帰電極は、回帰電極が組織に適用された場合、通常は組
織からは距離をおくよう活性電極から離れてセットされる回帰電極が、処置を受
ける組織とフィードの回帰供給導体との間で容量性の回帰経路の一部を形成する
容量素子として作用するよう、絶縁層によって被覆され得る。

【００１３】この発明に従った代替的な実施例においては、電極アセンブリはガス供給経路
を含み、活性電極は経路内に位置決めされてガスイオン化電極として作用する。
この場合においては、活性電極は高い周波数範囲における発電機の動作周波数で
低インピーダンス−高インピーダンス変圧器として作用し、活性電極および回帰
電極の遠位端部分の間の空間で強い電界を生成する。したがって、経路内にイオ
ン化可能ガスが存在する場合、高い周波数範囲において電極アセンブリに搬送さ
れる電力の大部分は経路内で散逸する。低い周波数範囲においては変圧効果は起
こらず、低い周波数範囲における周波数成分はその代わりに、イオン化されたガ
スプラズマによって処置されるべき組織に搬送されるが、これは結果として単極
ガス状電極としての機能を果たす。ＵＨＦ周波数成分をプラズマ発生器として用
い、低い周波数成分を電気外科のために使用すると、プラズマ生成と電気外科電
力搬送とを独立して制御することが可能になり、それにより公知の単一ｒｆソー
スガスプラズマ電気外科装置の不利益を回避する。典型的には、そのような先行
技術の装置においてはプラズマを介して電流を搬送するソースの能力は、低い周
波数（すなわち、典型的には１ＭＨｚ未満）を用いている場合に高いピーク電圧
が要求されるので、厳しく制限される。

【００１４】この発明を、例示の目的で以下の図面を参照して説明する。この発明の好ましい実施例は主に、器具シャフトの遠位端に位置決めされる活
性および回帰電極を有するデュアル電極器具を用いて、気体環境で組織に電気外
科を行なうことに適用可能である。活性電極は直接組織に与えられる。回帰電極
は処置される組織に接触せず、通常は組織表面に隣接し、ＵＨＦ周波数で組織に
容量的に結合される。

【００１５】そのような器具を組入れたシステムを図１に示す。図１を参照すると、システ
ムは出力ソケット１０Ｓを備えた電気外科供給ユニット１０を有し、該出力ソケ
ット１０Ｓはフレキシブルケーブル１４を介して電気外科器具１２に無線周波数
（ｒｆ）出力を提供する。器具１２は把持部１２Ａと、把持部に搭載された器具
シャフト１２Ｂとを有し、該器具シャフトはその遠位端において電極アセンブリ
１６を有する。患者回帰パッド１７もまた供給ユニット１０に接続される。供給
ユニットの起動は、ケーブル１４における制御接続を介して把持部１２Ａから行
なわれるか、または足スイッチ接続ケーブル２０によって供給ユニット１０の後
部に別々に接続される足スイッチ１８によって行なわれてもよい。

【００１６】器具シャフト１２Ｂは、電極アセンブリ１６のためのフィード構造をなし、弾
性金属チューブまたは金属コーティングを備えたプラスチックチューブとして構
成される剛性材料から作られた内部導体と外部供給導体とを有する剛性同軸フィ
ードの形を取る。図２に示されるフィード構造の遠位端から、内部導体２２がロ
ッド２６として外部導体２４を超えて突き出す延長部を有し、これが典型的には
１ｍｍ未満の直径の軸方向に延在する活性電極を形成することがわかるであろう
。それらが外部供給導体２４によって囲まれる場合、内部供給導体２２および活
性電極２６は、同軸セラミックまたは高温ポリマースリーブ２８によって覆われ
るが、これらは絶縁体および誘電体として作用し、同軸フィードによって形成さ
れる伝送ラインの特徴的なインピーダンスを規定する。

【００１７】回帰電極は、環状空間３１を介在させた、外部供給導体２４の遠位端部分を囲
む同軸導体スリーブ３０として形成される。回帰電極３０と外側供給導体２４と
の間の接続は、ここでは回帰電極３０の遠位端である端部の一方でのみ環状接続
３０Ａとして形成され、それにより活性電極２６の突出部分と回帰電極３０とは
併せて、同軸フィードの最遠位端で供給点を備えた軸方向に延在する双極子を形
成する。この双極子２６、３０は、組織によって表わされる負荷と、フィードの
２．４５ＧＨｚでの、またはその付近での特徴的なインピーダンスとに整合する
よう寸法決めされる。

【００１８】活性電極２６と回帰電極３０とによって形成される電極アセンブリの近傍に位
置するのは、第２の導電スリーブ３２によって構成され、環状接続３２Ａによっ
て外部供給導体２４に端部で接続される分離チョークである。この例においては
、環状接続はスリーブの近位端に位置する。スリーブ自体は約２．４５ＧＨｚで
四分の一波長（λ／４）の電気的長さを有し、それによりスリーブはその周波数
で双極子２６、３０に対して少なくともほぼ均衡の取れた供給を提供するバルン
として作用する。

【００１９】活性電極２６の突出部分は１０ｍｍの範囲の長さを有するのに対し、回帰電極
３０は１０ｍｍよりもいくらか長い。この長さの違いの理由は、生体組織の相対
誘電定数は空気よりも高く、これが所与の物理的長さだけ活性電極の電気的長さ
を増大させる傾向があるためである。電極アセンブリ１６とチョーク３２とは、
処置される組織に対する電気的インピーダンス整合と、有利には、自由空間のイ
ンピーダンスへの不整合とを提供し、それにより電極アセンブリからの電力伝送
が活性電極が組織から離れた場合に最小化されるのに対し、電気外科電圧はそれ
でも２．４５ＧＨｚで付与される。

【００２０】スリーブ３２は、フィード構造の外部供給導体２４を回帰電極３０から分離す
る絶縁トラップとして作用し、外部供給導体２４の外部の２．４５ＧＨｚでのｒ
ｆ電流を大幅になくす点で重要な機能を有する。これはまた、図３に見られるよ
うに、活性電極と回帰電極との間の２．４５ＧＨｚでの電圧の付与から生じる電
界を制限する効果をも有する。

【００２１】図３は、２．４５ＧＨｚで同軸フィード１２Ｂを介してエネルギ付与された場
合の、図２の電極アセンブリ１６およびチョーク３２によって生成される電界パ
ターンのコンピュータ生成された有限要素シミュレーションである。図３におい
ては、電極アセンブリおよびスリーブ３２の構成要素は四分の一で示されること
に留意されたい（すなわち、９０°扇型断面）。活性電極２６は、その先端が人
体４０の組織に接触して示される。電極アセンブリの軸を含む平面における電界
輪郭のパターン４２は、活性電極２６と組織表面４０Ｓのすぐ隣の回帰電極３０
の遠位部分とを囲む空間４４において電界が顕著に集中するのを示す。この空間
の近位では、比較的輪郭の間隔が離れていることからわかるように、電界強度は
より減じられている（最も強度の高い領域４４は図面では白い領域として現れて
いることに留意されたい。この領域と、これを隣接して囲む領域とにおいては、
輪郭線は別々に示すには接近しすぎている）。回帰電極３０の遠位端と組織表面
４０Ｓとの間の強い電界領域はまた、動作周波数でのこれらの２つの面の間の容
量結合を示す（これは図３のシミュレーションにおいては２．４５ＧＨｚである
）。この態様での電界の局所化は、強い電界領域が組織表面４０Ｓを超えてさら
に延在する構成と比較すると放射損失を減じる効果を有し、放射損失を最小化す
る。

【００２２】再び図２に戻ると、フィード構造は電力を把持部から電極アセンブリに伝送す
るために導波路ではなく同軸フィードを用い、さらに、図１に示されるように、
把持部１２と電気外科供給ユニット１０との間にはフレキシブルケーブルが存在
することが理解されるであろう。いずれの場合にも導波路ではなく同軸フィーダ
を用いることにより、単一の伝送ラインにおいてより広い間隔の周波数での電圧
成分の伝送が可能になる。これはまた、把持部１２と供給ユニット１０との間の
柔軟な接続の利点をも提供する。ケーブル１４における誘電損は、低密度の部分
的に空気で満たされた誘電構造を備えたケーブルを選択することにより緩和され
る。さらなる誘電損の減少は、ケーブルの直径を増大させることにより得られる
。そのような増大された直径は、ケーブル１４の長さのすべてにわたって用いる
必要はない。実際、把持部の近傍ではより小さな直径を維持して動きの柔軟性を
維持することができる。

【００２３】単一の伝送線において供給ユニットから把持部へ異なった周波数で異なった電
圧成分を供給する能力は、この発明の主要な局面に関連する利点を有するが、こ
れは電極アセンブリに低い周波数範囲と高い周波数範囲のｒｆ電力を搬送するた
めの手段の提供であって、高い周波数範囲は低い周波数範囲の少なくとも５倍の
周波数を含む。こうして供給ユニットは、異なった手術部位条件と外科的要件と
に整合するようたとえばそれぞれ１ＭＨｚおよび２．４５ＧＨｚでの電気外科信
号をそれぞれ生成する発電機部分を含み得る。この発明の好ましい実施例におい
ては、これらの異なった成分はケーブル１４を介して把持部１２および電極アセ
ンブリ１６に同時に供給される。

【００２４】この方法で電気外科電力を搬送するための電気外科発電機の詳細は、図４から
図９を参照して説明する。

【００２５】図４を参照すると、供給ユニット１０は示されるように別々の１ＭＨｚおよび
２．４５ＧＨｚ合成器５０、５２を含み、これらの出力信号は、入力に結合され
るローパスフィルタおよびハイパスフィルタを有する加算器ステージ５４におい
て加算され、該ローパスフィルタおよびハイパスフィルタはそれぞれ１ＭＨｚお
よび２．４５ＧＨｚ信号を受取るよう構成される。２．４５ＧＨｚ合成器５２と
加算器５４との間に直列で接続されるサーキュレータ５６は、変化する負荷イン
ピーダンスの条件下で合成器５２に対する５０Ωソースインピーダンスを与える
役割を果たし、反射された電力は、またサーキュレータ５６に接続される５０Ω
反射エネルギシンクまたはダンプ５８において散逸される。

【００２６】加算器５４の出力では、１ＭＨｚおよび２．４５ＧＨｚでの２つの周波数成分
から主になる複合信号は、供給ユニットの出力ソケット１０Ｓと、次いで典型的
には３ｍ長さの範囲であるケーブル１４とを介して、図４においては２．４５Ｇ
Ｈｚで動作可能であるインピーダンス変圧器６０によって示される、手に保持さ
れた器具に搬送され、次いで処置されている組織４０に搬送される。

【００２７】図５を参照すると、１ＭＨｚ合成器はプッシュプル出力ステージ６４を有し、
これは３μｍの電流制限インダクタ６７と１μＦの直列結合されたキャパシタ６
８とを介して出力変圧器６６を駆動する。変圧器６６の１次側回路に含まれるの
は、１ＭＨｚでの合成器の出力電流を監視するための出力巻線（図示せず）を有
する分路電流変圧器７０である。変圧器の２次側巻線はケーブル１４の静電容量
と変圧器６６の２次側の他の構成要素とに共振する８４０μＨの同調インダクタ
ンス７２を介して出力１０Ｓに結合される。この例においては、ケーブルは約８
０μＨの固有の分路インダクタンスを有し、回帰電極と処置される組織との間の
直列静電容量７８は３０ｐＦの範囲内にある。組織は抵抗４０として示される。
当業者においては、１ＭＨｚでは、直列インダクタンス７２および静電容量７８
とは短絡として作用するよう共振することができ、それにより負荷（組織抵抗４
０）を整合した条件下の変圧器の２次側に直接結合することができることが理解
されるであろう。１次側回路における直列インダクタンス６７の効果は、１ＭＨ
ｚでの２次側電流を典型的には５０ｍＡに制限することである。静電容量７８は
、患者に装着される回帰パッド１７（図１を参照）に用いられる３０ｐＦよりも
大きく、それにより１ＭＨｚで、システムは単極モードで用いられる。

【００２８】図４に示されるフィルタ／加算器回路が図５からは解りやすくするよう省かれ
ていることが理解されるであろう。

【００２９】図６のグラフからわかるように、図５を参照して上に説明した構成は、組織イ
ンピーダンスが１０ｋΩの範囲内にある場合に、組織に対する最大化された電力
伝送をもたらす。１ｋΩおよびそれ以下では、搬送された電力と出力電圧とは両
方とも比較的低く、ストールした状態を表わす。典型的には、血管が切断された
場合などに電極アセンブリが電解質に遭遇した場合にストールが起こる。この状
況は、以下に説明する態様で検出される。

【００３０】図７を参照すると、図４に示される１ＭＨｚ合成器５０の一部を形成する１Ｍ
Ｈｚストール検出器は、電圧および電流入力８０および８２をそれぞれ有する。
第１の例においては、ストール検出器は変圧器６６の１次側巻線（図５を参照）
からの電圧を波長幅変調チップ８４に与えて、入力８０で与えられる電圧に従っ
て変化するパルス幅を有するパルス出力信号を生成する。入力８２においては、
変圧器６６の１次側巻線における電流に比例する電圧は、電流変圧器７０によっ
て感知されて、ポテンシャル分割器８８Ａ、８８Ｂに与えられ、分割器のタップ
はパルス幅変調チップ８４の出力ライン８６に接続される。したがって、キャパ
シタ８９によって平準化されたバッファ回路９０に与えられる電圧は、変圧器の
第１の電力のレベルに従ってスケールされた出力ライン８６上のパルス幅変調出
力に等しい。言い換えると、バッファ９０に与えられる信号は変圧器の１次側電
圧と１次側電流との積、すなわち１ＭＨｚで搬送される電力を表わす。

【００３１】こうして、バッファ９０の出力での信号は電力に比例し、ダイオード９２、９
４によって形成されるＯＲゲート一方の入力に搬送され、該ダイオードはその他
方の入力では、入力８０に与えられる電圧を受取る。したがって、ＯＲゲートの
出力９８での信号は、１ＭＨｚで搬送される電力と１ＭＨｚで出力される電圧と
の両方が低い場合にのみ低く、すなわち、負荷インピーダンスが数ｋΩ未満、お
よび典型的には１ｋΩ未満である場合に図６に示される電力および電圧特性に従
う。出力比較器回路１００は、ＯＲゲート９２、９４からの出力電圧と、開回路
条件におけるプッシュプル対６４（図５を参照）から得られる電圧の参照値を表
わす、入力１０２に与えられる参照電圧とを比較するために用いられる。検出器
出力１０４における結果として生じる出力は、図４において示される２．４５Ｇ
Ｈｚ合成器５２を可能化するための制御信号である。

【００３２】加算器５４は、図８に示されるようにマイクロストリップ装置として形成され
る。これは３ポート装置であって、２．４５ＧＨｚ発電機部分からのＵＨＦ信号
に対する第１の入力ポート１０４と、１ＭＨｚ発電機部分からの低い周波数信号
に対する第２の入力ポート１０６とを有する。装置は、ＵＨＦ信号を出力ポート
１０８にほとんど損失なしに伝送する一方で、低周波数入力ポート１０６からは
分離させることを可能にする。同様に、ポート１０６に与えられる低周波数信号
は出力ポート１０８にほとんど損失なしに伝送される一方で、ＵＨＦ入力ポート
１０４から分離され、ＵＨＦ入力ポート１０４での四分の一波長（λ／４）短絡
スタブ１１０と直列キャパシタ１１１とは入力ポート１０４に与えられる信号に
対して透過的であり、よってこれは出力枝１１２を介して出力ポート１０６に伝
送される。出力枝１１２と低周波入力１０６との間には、３つのλ／４開回路ス
タブ１１４、１１６、１１８が存在し、これらのうちの第１の１１４は一連のλ
／４部分１２０によって出力枝から隔てられている。これらの開回路スタブ１１
４、１１６、１１８は２．４５ＧＨｚ信号を無効的に減衰させて低周波入力１０
６から分離させる。出力枝１１２の基部（ベース）は、合計接合部１１２および
、この接合部１１２から第１の開回路スタブ１１４の基部１２４に延在するλ／
４長さのラインセクション１２０から構成される。

【００３３】開回路スタブ１１４、１１６、１１８は１ＭＨｚ信号に対して透過的であるの
に対し、直列キャパシタ１１１および短絡スタブ１１０は１ＭＨｚ信号を無効的
に減衰させて、１ＭＨｚでＵＨＦ入力ポート１０４を分離させる。

【００３４】上述のλ／４成分は代わりに、λ／４の任意の奇数倍である電気的長さを有し
得ることが理解されるであろう。ここで、λはマイクロストリップ媒体において
与えられるＵＨＦ（２．４５ＧＨｚ）信号の波長である。

【００３５】２．４５ＧＨｚ合成器は、図９に示すように電力制御回路を含む。図９を参照
すると、電力制御回路は、サーキュレータ５６の入力と「反射された」電力出力
とにそれぞれ結合される（図４を参照）２つの入力１３０、１３２を有する。入
力１３２に与えられる反射された電圧は、比較器１３４において１３０に与えら
れる入力電圧から減算され、結果として生じる差の値は出力比較器１３８におい
て電位差計１３６によって設定される基準値と比較され、電力出力をユーザによ
って設定される（または、供給ユニットの一部を形成するマイクロプロセッサコ
ントローラを用いて自動的に設定される）しきい値に制限するためのスイッチン
グ信号を生成する。把持部に接続される電極アセンブリのサイズと環境とに応じ
て、異なった電力設定を用い得る。

【００３６】電気外科電力は、図１に示される供給ユニット１０から、それぞれ主に組織の
蒸発または熱による組織の凝固のために、１ＭＨｚのみでまたは２．４５ＧＨｚ
のみで搬送されることが理解されるであろう。さらに、電力は処置される組織の
特性に応じて、ユーザが規定する組合せごとに両方の周波数で同時に搬送されて
もよい。第３の動作のモードは、組織のインピーダンスに従って、複合出力電圧
波形において２つの成分のうちのいずれかが主になるよう、図６を参照して上で
説明したストール検出回路を用いる自動検出モードである。後者の場合において
はユーザは典型的には、処置される組織が非常に低いインピーダンスを示す場合
にのみ２．４５ＧＨｚ成分が可能化される、主に組織切開または蒸発のための組
織蒸発モードを選択する。上述のように、これは、典型的には血管からの血液の
ような電解質の存在を示す。これらの状況下では、複合電圧波形のＵＨＦ成分（
すなわち、２．４５ＧＨｚ成分）は、血液損失領域で組織の凝固および／または
乾燥をもたらし、発電機は検出された組織インピーダンスが再び上昇するまでこ
のモードを続行し、次いでＵＨＦ成分が不能化されて処置は再び１ＭＨｚのみで
続けられる。

【００３７】上述のように、これらの環境における低い組織インピーダンスの検出は、図４
に示される加算器５４の前に１ＭＨｚソースの出力での電圧と電流振幅との比較
により達成される。発電機と処置される組織との間の無効負荷の結果として生じ
る低インピーダンス検出出力を回避するために、検出器回路は（Ｖｃｏｓ φ
）／Ｉを表わす信号を生成するよう変更し得るが、ここでＶは１ＭＨｚ電圧成分
の絶対値であり、Ｉは１ＭＨｚ電流成分の絶対値であり、φは該電圧と電流との
間の位相角である。

【００３８】図７を参照して上に説明した１ＭＨｚでの低電力伝送の検出は、開回路出力で
１ＭＨｚ合成器から得られるであろう電圧によってスケールされた、負荷に与え
られる有効電力を表わす信号を利用することに留意されたい。

【００３９】図示されないが代替的な実施例においては、図４に示されるＵＨＦ（２．４５
ＧＨｚ）合成器５２がサーキュレータ５６、エネルギダンプ５８、および加算器
５４とともに把持部１２内に設置されてもよい。これは供給ユニットと把持部１
２との間のケーブル１４（図１を参照）が、高価ではないより小さな直径の構成
要素であり得るという利点を有する。ＵＨＦ合成器のためのｄｃ電流供給もまた
必要となるが、１ＭＨｚフィードの付加的なケーブルまたは付加的なワイヤによ
って、必要な場合には制御機能のためのさらなるラインとともに提供され得る。
この場合、複合出力電圧は、加算器５４から器具シャフトによって表されるフィ
ード構造に直接与えられる。

【００４０】この実施例によって、ＵＨＦ合成器の電力出力が減じられ得る分だけ、ＵＨＦ
での損失がより減じられることが理解されるであろう。欠点には、必要となる電
力出力に応じて、把持部の付加的な容積および重量と、ＵＨＦ合成器を冷却する
ための強制流体が必要となる可能性があることとが含まれる。そのような冷却は
、手術部位から電極シャフトの遠位端の経路へ、フィルタ要素を介してＵＨＦ合
成器へ排気することにより行なうことができ、合成器の冷却と、視界を向上させ
るための手術部位からの煙または蒸気の除去との２つの機能を果たす。

【００４１】広い間隔の周波数で外科手術電圧を供給する能力は、図１０を参照して以下に
説明するように、ガスプラズマ電極を用いるさらなる代替的な実施例において適
用される。

【００４２】ｒｆ電圧を用いてイオン化されたアルゴンなどの不活性ガスを用いて、典型的
には１ｍｍ以上の直径を有するノズルを介して供給し、熱いプラズマの「ビーム
」を生成することは周知である。このガスプラズマを処置される組織上に向ける
と、熱エネルギの転送を介して凝固を起こさせる。

【００４３】アルゴンプラズマのふるまいは、入射エネルギに依存する。アルゴンの温度が
高ければ、その導電性も高くなる。逆説的に、初期にプラズマに与えられるエネ
ルギが多くなるほど、プラズマの低い電気的インピーダンスによりプラズマによ
って吸収されるエネルギは低くなる。

【００４４】プラズマ生成電極アセンブリに高い周波数成分と低い周波数成分とを同時に与
えることは、プラズマビームに沿ったエネルギの伝導から独立してプラズマの生
成を行ない得るという利点を有する。図１から図９を参照して上に説明したよう
に、高い成分と低い成分とは典型的にはそれぞれ２．４５ＧＨｚおよび１ＭＨｚ
の周波数を有する。

【００４５】図１０を参照すると、好ましい電極アセンブリは、図１から図９を参照して説
明された実施例におけるフィード構造と同じ構造を有する、同軸フィード構造の
端部に装着されたセラミックノズル本体２００からなる。ノズル本体２００は、
連通する側部ガス入口２０４を備える軸方向ガス供給チャンバ２０２を有する。
ノズル本体２００は、軸方向のボア２０８がチャンバ２０２からの出口を提供す
る狭いチューブ２０６を形成するよう遠位においてテーパがつけられ、出口ノズ
ルは５０から３００μｍの範囲の内部径を有する。ガス供給チャンバ２０２およ
びノズルボア２０８内に軸方向に位置するのは針電極２１０であって、該針電極
２１０は同軸フィードの内部供給導体２２に結合される。図１０に示されるよう
に、針電極２１０はチャンバ２０２内でコイル状にされ、かつ電極２１０の全体
の電気的長さが高い周波数成分の約λ／４になるよう、ボア２０８内に軸方向に
延在する延長部を有する。

【００４６】セラミックノズル本体２００の外部表面にめっきされるのは導電回帰電極２１
２であり、フィード構造１２Ｂの外部供給導体２４に隣接し、供給導体２４から
はギャップ２１３によって隔てられる。

【００４７】次いで本質的に、プラズマ生成器は金属被覆されたシュラウドを有するセラミ
ックチューブ内にウィスカーアンテナを含む。針電極２１０と回帰電極２１２と
の間の静電容量は典型的には０．５から５ｐＦの範囲である。明らかに、これは
２．４５ＧＨｚでは比較的低いインピーダンスであるが、１ＭＨｚでは非常に高
いインピーダンスである。これは、電極２１０のλ／４長さは電極２１０に電極
の端部で高い電圧を生成するインピーダンス変圧器として作用させるという事実
と相まって、イオン化可能ガスが入口２０４を介して導入された場合には２．４
５ＧＨｚ成分がプラズマチャンバ内で散逸されるのに対し、１ＭＨｚでの低い周
波数成分はプラズマビームに添って標的となる組織へ、次いで患者に装着される
回帰パッドを介して接地に伝導されることを意味する（図１を参照）。

【００４８】プラズマ生成器はＵＨＦ周波数においては非常に効率的であるが、これはプラ
ズマが１００ワットを吸収するのに十分な流れで生成され得ることを意味する。
イオン化されたガスはチャンバ２０２からボア２０８を通してポンピングされる
が、これは０．１ｍｍの大きさのボアを有し得る。電力の大半がチャンバ内で散
逸するので、ＵＨＦでの電力はプラズマによってノズル出口にほとんど伝導され
ないか、または全く伝導されない。代わりに、ＵＨＦ電流成分は針電極２１０か
ら容量結合を介して回帰電極２１２に流れ、次いでさらなる容量結合を介してフ
ィード構造１２Ｂの外部導体２４に流れる。

【００４９】ＵＨＦソースのみを用いることにより、プラズマビームは強力な組織凝固ツー
ルとして作用し、凝固効果の深さおよび領域はノズルを超えたガスの散布により
規定され、散布はノズルが保持される組織表面からの距離に依存する。これは純
粋な熱効果である。

【００５０】上述のように、低い周波数成分と高い周波数成分との両方が供給される場合に
、１ＭＨｚなどの中間の周波数での低い周波数成分（この場合では１００ｋＨｚ
から５ＭＨｚの範囲があてはまる）は、プラズマビームに沿って標的となる組織
に、次いで接地に伝導される電力をもたらし、組織を蒸発させる。

【００５１】１ＭＨｚ成分はプラズマ生成に結合されていないので、その電圧は比較的低く
、典型的には３００ボルトから１０００ボルトｒｍｓになり得る。さらに、低電
力でかなりの電流搬送を支持できる低周波ソースの能力は、公知の先行技術シス
テムにおいて達成できるものよりも優れている。

【００５２】ＵＨＦソースの能力は、アルゴン以外のガスを用い得るものである。先行技術
においてはアルゴンが用いられる傾向があったが、これはアルゴンが低いイオン
化ポテンシャルを有し、不活性ガスであり、最も豊富な希ガスでありよって最も
価格が安いためである。しかしながら、上述の電極アセンブリを用いる場合は、
１ＭＨｚで電気外科組織蒸発電力を伝える活性電極としてプラズマビームが作用
すると、かなりの量の残留炭素を生成するおそれがある。これは酸素のない環境
で組織を乾燥させる結果である。

【００５３】手術室でどちらも簡単に入手できるガスである酸素または窒素の酸化物の供給
による酸素ガスプラズマの使用は、炭素の生成を抑制する。そのようなガスはア
ルゴンよりもかなり高いイオン化ポテンシャルを有するので、対応してガス搬送
速度は減じられなければならないほど、十分な導電プラズマ流によってかなりの
高さの温度が達成される。プラズマ生成の前に酸化ガスをアルゴンと混合させ、
直接入口２０４を介して導入し得る。これに代えて、酸化ガスは図１１に示すよ
うに、第２のガス入口を有する電極アセンブリを用いてアルゴンプラズマと混合
されてもよい。図１１に示す実施例は、ノズルチューブ２０６のボア２０８と連
通する第２の側部ガス入口２１４を備えたセラミック本体２００を用いる。

【００５４】針電極２１０は好ましくはタングステンまたはタンタルであるが、これはこれ
らの金属の融点が高いためである。酸化ガスがプラズマ発生器に導入される場合
には、電極の酸化を防ぐためにプラチナのまたはプラチナコーティングされた電
極がより適切である。また電極をトリウム−タングステン合金などのトリウム合
金などから構築して、電子放出を向上させ期待されるイオン化を促進してもよい
。

【００５５】上述のガスプラズマ電極アセンブリの２つの周波数の動作は、同じ電源からプ
ラズマと組織に対する効果とを生成することの困難を回避する。したがって、負
荷インピーダンスにおける大きな変動により変化する電圧からプラズマを生成す
ることにおける困難は回避され、ｒｆ発電機に高い電力要求を課す低い周波数を
用いる場合の比較的高いピーク電圧なしに、プラズマを通して電流を伝えるため
に低い周波数ｒｆソースを用いることができる。

【００５６】上で開示されたように、高く励起した電圧と低いインピーダンスとによって可
能となった狭い噴射径は、組織への接触の際に高い電流密度をもたらし、急速で
あるが緻密な組織の蒸発を行なう機会を提供する。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明に従った、電気外科システムを示す図である。

【図２】電極アセンブリと関連のフィード構造との断面斜視図である。

【図３】図２の電極アセンブリによって得られる電界パターンのシミュレ
ーションを示す図である。

【図４】図１のシステムの電気ブロック図である。

【図５】図４のシステムにおいて用いられる発電機の低い周波数部分の回
路図である。

【図６】図５の発電機部分から得られる搬送される電力と電圧との変化を
示すグラフ図である。

【図７】発電機制御回路の回路図である。

【図８】発電機の低い周波数部分および高い周波数部分から得られる信号
を保持するミキサのためのマイクロストリップレイアウト図である。

【図９】高い周波数部分の一部を形成する電力制御回路に対する回路図で
ある。

【図１０】ガスプラズマ生成に対して構成される代替的な電極アセンブリ
の断面図である。

【図１１】ガスプラズマ生成のために構成されたさらなる代替的な電極ア
センブリの断面図である。

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１３年５月１５日（２００１．５．１５）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００５

【補正方法】変更

【補正の内容】

【０００５】この発明によると、電気外科発電機、フィード構造および電極アセンブリを含
む電気外科システムが提供され、電極アセンブリは、少なくとも１つの活性電極
と少なくとも１つの隣接する回帰電極とを有し、各々はフィード構造を介して発
電機に結合され、発電機とフィード構造とは、無線周波数（ｒｆ）電力を低い周
波数範囲と高い周波数範囲とにおいて活性および回帰電極に搬送することが可能
であり、高い周波数範囲は低い周波数範囲の少なくとも３倍の周波数を含み、発
電機とフィード構造とはｒｆ電力を同時に低い周波数範囲と高い周波数範囲とで
電極に搬送するよう構成される。低い周波数範囲は、１００ｋＨｚから１００Ｍ
Ｈｚ、好ましくは３００ｋＨｚから４０ＭＨｚに広がることができ、高い周波数
範囲は３００ＭＨｚから１０ＧＨｚ、好ましくは１ＧＨｚ以上に広がることがで
き、高い範囲と広い範囲とにおける動作周波数は５：１またはそれ以上の周波数
比を有する。典型的には、発電機は、高い周波数範囲で搬送されるｒｆ電力は低
い周波数範囲で搬送される電力の少なくとも１０倍の周波数に固定された周波数
になるよう構成される。さらに、高い周波数範囲の２．４５ＧＨｚに固定された
周波数が好ましい。

【手続補正３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００６

【補正方法】変更

【補正の内容】

【０００６】低い周波数範囲と高い周波数範囲との両方を同時に電極に搬送すると、中間ま
たは低い周波数での組織切断、蒸発または切除と、高い周波数範囲内の成分の振
幅に応じた程度の周囲組織の凝固との組合せを提供することが可能になる。

【手続補正書】

【提出日】平成１３年９月１３日（２００１．９．１３）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (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，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者ゴウブル，ナイジェル・マークイギリス、シィ・エフ・３８・エス・ビィカーディフ、キャスルトン、タイ・ニューイッド・ドライブ、６ (72)発明者アモアー，フランシスイギリス、シィ・エフ・３０・エル・ティカーディフ、セント・メロンズ、フォートラン・ロード（番地なし) Ｆターム(参考） 4C060 KK03 KK04 KK09 KK12 KK13 KK22 KK32

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】電気外科発電機と、フィード構造と、電極アセンブリとを含
む電気外科システムであって、前記電極アセンブリは、少なくとも１つの活性電
極と少なくとも１つの隣接する回帰電極とを有し、各々はフィード構造を介して
発電機に結合され、前記発電機と前記フィード構造とは、無線周波数（ｒｆ）電
力を高い周波数範囲および低い周波数範囲で前記活性および回帰電極に搬送する
ことが可能であり、前記高い周波数範囲は前記低い周波数範囲の少なくとも３倍
の周波数を含む、電気外科システム。
【請求項２】前記低い周波数範囲は１００ｋＨｚから１００ＭＨｚの範囲
であり、前記高い周波数範囲は３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲である、請求
項１に記載のシステム。
【請求項３】前記高い周波数範囲は約１ＧＨｚ以上であって、前記高い範
囲および前記低い範囲における動作周波数は５：１またはそれ以上の周波数比を
有する、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】前記発電機は、前記高い周波数範囲において搬送されるｒｆ
電力が、前記低い周波数範囲において搬送されるｒｆ電力の周波数の少なくとも
１０倍の固定された周波数であるよう構成される、請求項２または請求項３に記
載のシステム。
【請求項５】前記固定された周波数は、５０ＭＨｚから２．４５ＧＨｚの
範囲内に留まる範囲で固定される、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】前記発電機と前記フィード構造とは、前記低い周波数範囲と
前記高い周波数範囲とで同時にｒｆ電力を電極に搬送するよう構成される、前記
請求項のいずれかに記載のシステム。
【請求項７】前記発電機は、電気的負荷に応答し、かつ負荷インピーダン
スが高インピーダンス範囲にある場合には、搬送される電力が主に前記低い周波
数範囲内に周波数成分を有し、負荷インピーダンスが低インピーダンス範囲にあ
る場合には主に前記高い周波数範囲内に周波数成分を有するよう動作可能である
制御回路を含む、前記請求項のいずれかに記載のシステム。
【請求項８】供給ユニットと、把持部と、前記把持部を前記供給ユニット
に接続するケーブルとを含み、前記電極アセンブリは前記把持部に搭載され、前記発電機は前記低い周波数範囲と前記高い周波数範囲とのそれぞれにおいて
電力を生成するための第１および第２のステージを有し、両方のステージは前記
供給ユニットに含まれ、前記供給ユニットと前記ケーブルとは、前記ケーブルを介して電力が前記低い
周波数範囲と前記高い周波数範囲の両方で前記把持部に供給されるよう構成され
る、前記請求項のいずれかに記載のシステム。
【請求項９】供給ユニットと、把持部と、把持部を供給ユニットに接続す
るケーブルとを含み、前記電極アセンブリは前記把持部に搭載され、前記発電機は、前記高い周波数範囲と前記低い周波数範囲との両方でそれぞれ
電力を生成するための第１および第２のステージを有し、前記第１のステージは
前記供給ユニットに含まれ、前記第２のステージは前記把持部と前記電極アセン
ブリとの組合せの中に含まれる、請求項１から請求項７のいずれかに記載のシス
テム。
【請求項１０】前記フィード構造は、遠位端で前記電極を支持する剛性または弾性同軸フィードを含み、前記同軸フ
ィードは内部供給導体と外部供給導体とを有し、さらに分離チョーク要素を含み、前記分離チョーク要素は前記遠位端の領域で前記外
部供給導体に接続される導電スリーブの形であり、かつ高い周波数帯域において
発電機の動作周波数での四分の一波長の奇数倍（１、３、５、…）である軸方向
の長さを有する、前記請求項のいずれかに記載のシステム。
【請求項１１】前記回帰電極は導電スリーブを含む、前記請求項のいずれ
かに記載のシステム。
【請求項１２】前記活性電極は前記導電スリーブから突き出すロッドを含
み、前記フィード構造は剛性または弾性同軸フィードを含み、前記活性電極と前記回帰電極とは遠位端においてフィードの内部および外部導
体にそれぞれ接続され、それぞれ前記接続に対して遠位方向および近位方向に延
在して、高い周波数範囲における発電機の動作周波数で双極子を形成する、請求
項１１に記載のシステム。
【請求項１３】前記回帰電極は電気的に絶縁する層で被覆される、前記請
求項のいずれかに記載のシステム。
【請求項１４】電極アセンブリは、ガス供給経路を含み、前記活性電極は
経路内に位置決めされてガスイオン化電極として作用する、請求項１から請求項
６のいずれかに記載のシステム。
【請求項１５】前記活性電極は、高い周波数範囲における発電機の動作周
波数の四分の一波長領域における電気長さを有する細長い導体である、請求項６
から請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】前記活性電極は前記回帰電極に容量的に結合される、請求
項１４または請求項１５に記載のシステム。
【請求項１７】活性電極と回帰電極とを備える電極アセンブリを有する電
気外科器具を動作するための方法であって、低い周波数範囲と高い周波数範囲と
の両方において無線周波数（ｒｆ）電力を電極に搬送するステップを含み、前記
高い周波数範囲は、前記低い周波数範囲の少なくとも３倍の周波数を含む、方法
。
【請求項１８】前記低い周波数は１００ｋＨｚから１００ＭＨｚの範囲で
あり、前記高い周波数範囲は３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲であり、電極に
搬送される電力は、少なくとも５：１の周波数比を有する高いおよび低い動作周
波数である、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】前記高い周波数範囲において搬送されるｒｆ電力は、前記
低い周波数範囲において搬送される電力の周波数の少なくとも１０倍に固定され
た周波数である、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】前記固定された周波数は２．４５ＧＨｚの範囲である、請
求項１９に記載の方法。
【請求項２１】ｒｆ電力を前記低い周波数範囲と前記高い周波数範囲との
両方で同時に搬送するステップを含む、請求項１７から請求項２０のいずれかに
記載の方法。
【請求項２２】前記ｒｆ電力は、共通のフィードを介して前記低い周波数
範囲と前記高い周波数範囲との両方において搬送される、請求項１９に記載の方
法。
【請求項２３】電気的負荷インピーダンスに応答して搬送される電力を自
動的に制御し、それにより搬送される電力は、負荷インピーダンスが高いインピ
ーダンス範囲にあった場合には低い周波数範囲に主な周波数成分を有し、負荷イ
ンピーダンスが低いインピーダンス範囲にある場合には高い周波数範囲に主な周
波数成分を有するステップを含む、請求項１７から請求項２２のいずれかに記載
の方法。
【請求項２４】イオン化可能ガスは活性電極を含む経路を通過し、前記ガ
スは前記高い周波数範囲において電極に電力を搬送することにより経路内にガス
プラズマを生成し、経路の処置出口でガスプラズマを放出させる、請求項１７か
ら請求項２２のいずれかに記載の方法。
【請求項２５】ｒｆ電力は、高い周波数範囲と低い周波数範囲の両方にお
いて同時に電極に搬送され、前記高い周波数範囲において電力によって生成され
放出されるガスプラズマは、前記低い周波数範囲における処置電流のために外部
への導体として作用する、請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】前記回帰電極は、容量的な組織非接触電気外科電流回帰要
素として作用する、請求項１７から請求項２５のいずれかに記載の方法。
【請求項２７】前記低い周波数範囲と前記高い周波数範囲との両方で搬送
されるｒｆ電力の振幅は、互いに対して変動する、請求項２１に記載の方法。
【請求項２８】生体組織を切断するためのデュアル周波数電気外科システ
ムであって、システムは通常は低周波数の切断または蒸発モードで動作するが、
典型的には血管が切断された場合に遭遇するであろう通常の負荷インピーダンス
よりも低いインピーダンスの検出に応答してＵＨＦ凝固モードで動作するよう構
成される、システム。
【請求項２９】前記システムは電気外科発電機と、電極アセンブリと、前
記電極アセンブリを前記発電機に結合する少なくとも第１および第２の供給導体
とを含み、前記電極アセンブリは、少なくとも１つの活性電極と、前記活性電極
に隣接する容量的な回帰要素とを含み、前記活性電極と前記回帰要素とは、それ
ぞれ前記第１および第２の供給導体によって前記発電機に結合される、請求項２
８に記載のシステム。
【請求項３０】前記低い周波数切断モードの場合には１００ｋＨｚから４
０ＭＨｚの範囲の第１の周波数で主に動作し、前記ＵＨＦ凝固モードの場合には
３００ＭＨｚ以上の第２の周波数で主に動作するよう構成される、請求項２８ま
たは請求項２９に記載のシステム。
【請求項３１】前記第１の周波数は１０ＭＨｚ未満であり、前記第２の周
波数は１ＧＨｚ以上である、請求項３０に記載のシステム。
【請求項３２】活性電極と前記活性電極から離れて設定される隣接した回
帰要素とを備えた電極アセンブリを有する電気外科器具を用いる、電気外科的に
組織を処置するための方法であって、電気外科的切断または蒸発は、電気外科的
エネルギを低い周波数範囲においてアセンブリに供給することにより行なわれ、
電気外科的凝固は、電気外科的エネルギを高い周波数範囲において前記アセンブ
リに与えることにより行なわれ、前記高い周波数範囲は、前記低い周波数範囲の
少なくとも３倍の周波数を含む、方法。
【請求項３３】活性電極と前記活性電極から離れて設定される隣接する回
帰要素とを備えた電極アセンブリを有する電気外科器具を用いて電気外科的に組
織を処置するための方法であって、前記活性電極が処置されるべき組織に与えら
れて操作される一方で、ｒｆ電気外科エネルギが組織の切断または蒸発を引起す
のに十分な電圧レベルで主に低い周波数範囲で、負荷インピーダンスが予め定め
られた程度まで降下するまでアセンブリに与えられ、前記エネルギは降下の時点
で、組織を凝固させるために主に高い周波数範囲で供給され、供給されるエネル
ギは、負荷インピーダンスが再び上昇した場合に主に低い周波数範囲に戻り、前
記高い周波数範囲は、前記低い周波数の少なくとも３倍の周波数を含む、方法。
【請求項３４】前記低い周波数範囲と前記高い周波数範囲とにおける処置
は、それぞれ前記活性電極と前記回帰電極との間の電流路のアークを伴って、ま
たはアークなしで行なわれる、請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】前記低い周波数範囲は１００ｋＨｚから４０ＭＨｚの範囲
であり、前記高い周波数範囲は３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲である、請求
項３３に記載の方法。
【請求項３６】前記凝固に関連するｒｆ電気外科エネルギの主な周波数は
、前記切断または凝固に関連するｒｆ電気外科エネルギの主な周波数の少なくと
も１０倍である、請求項３３に記載の方法。
【請求項３７】前記低い周波数範囲内の第１の周波数で電気外科切断また
は蒸発を行ない、前記高いＵＨＦ周波数範囲内で第２の周波数で電気外科凝固を
行なうよう構成される、デュアル周波数電気外科システム。
【請求項３８】前記第１の周波数は１００ｋＨｚから５ＭＨｚの範囲であ
り、前記第２の周波数は３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲である、請求項３７
に記載のシステム。
【請求項３９】無線周波数の電気外科電力を受取るための少なくとも１対
の電極を備えた電極アセンブリと、前記電極のうちの少なくとも１つを含むガス
供給経路とを含む電気外科システムであって、前記電極と前記経路との構成によ
り、電極が３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲の周波数で十分な無線周波数電力
によってエネルギ付与され、かつイオン化可能であるガスが前記経路を通過した
場合に、前記経路内でガスプラズマが生成される、システム。
【請求項４０】前記少なくとも１つの電極の遠位のノズルの下流で前記経
路は終了する、請求項３９に記載のシステム。
【請求項４１】前記電極アセンブリは、滅菌された電気外科装置の一部で
ある、請求項３９または４０に記載のシステム。
【請求項４２】電極に結合され、かつ３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲
内の周波数で電気外科電力を生成するよう動作可能である発電機を含む、請求項
３９から４１に記載のシステム。
【請求項４３】少なくとも１対の電極を有し、そのうちの少なくとも１つ
はガス供給経路に位置決めされる電気外科器具を動作するための方法であって、
３００ＭＨｚから１０ＧＨｚの範囲内の周波数で電極に無線周波数電力を搬送し
、イオン化可能ガスを前記経路を通過させてガスプラズマを前記経路内に生成さ
せるステップを含む、方法。
【請求項４４】前記ガスプラズマを経路の処置出口で放出させるステップ
をさらに含む、請求項４２に記載の方法。