JP2002541902A - 角質層を電気外科的に除去するシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は患者の皮膚の外部層又は角質層を除去するためのシステム、装置及び方法を提供する。本発明の一態様では、方法は、患者の外皮上で標的部位に隣接してか又はその近くに活性電極を配置する段階と、表皮層全体を除去せず角質層を除去すべく活性電極に対し充分な高周波電圧を印加する段階とを有する。この要領で、本発明は、皮膚の全体的外観を改善する皮膚の表面上の死枯皮膚細胞及び／又は損傷皮膚細胞を除去する。さらに、このプロセスは、身体自体の若返りプロセスを刺激するのを助ける。一部の実施形態では、この若返りプロセスは角質層の実際の除去で起こり、この除去が、皮膚内の新しい細胞層の再成長を加速する。その他の実施形態では、新しいコラーゲンの成長を刺激するため、下の表皮及び／又は真皮に対して熱エネルギが適用される。これらの実施形態の両方では、皮膚はより健康的に見え、場合により小皺が除去又は低減される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 発明の属する技術分野 本発明は、全ての目的のための参考としてその完全な開示が本明細書に内含さ
れている、１９９５年１１月２２日付けで提出された米国出願第０８／５６２,
３３２号の一部継続出願であるそれぞれ１９９７年１１月２５日及び１９９９年
２月１２日付けで出願された米国特許出願第０８／９７７,８４５号及び同第０
９／２４８,７６３号（弁理士事件整理番号Ｄ−２及びＣＢ−７）から優先権を
導き出すものである。

【０００２】 本発明は同様に、その全開示が全ての目的のために本書に参考として内含され
ている、現米国特許第５,６９７,２８１号（弁理士事件整理番号１６２３８−０
００６００）である１９９５年６月７日付けで出願された米国特許出願第０８／
４８５,２１９号の一部継続出願である１９９７年１２月１５日付で提出され共
通譲渡された同時継続米国特許出願第０８／９９０,３７４号（弁理士事件整理
番号 Ｅ−３）； それぞれの１９９８年６月３０日、１９９８年４月１０日、１
９９７年６月１３日及び１９９８年１月２日付で出願された特許出願第０９／１
０９,２１９号、同第０９／０５８,５７１号、同第０８／８７４,１７３号及び
同第０９／００２,３１５号（それぞれ弁理士事件整理番号 ＣＢ−１，ＣＢ−２
，１６２３８−００５６００及びＣ−９）及び１９９８年４月２日付で出願され
た米国特許出願第０９／０５４,３２３号（弁理士事件整理番号 Ｅ−５）、１９
９８年１月２１日付で提出された米国特許出願第０９／０１０,３８２号（弁理
士事件整理番号 Ａ−６）、及び１９９８年２月２７日付米国特許出願第０９／
０３２,３７５号（弁理士事件整理番号 ＣＢ−３）、１９９７年１０月２日付
米国出願第０８／９４２,５８０号（弁理士事件整理番号１６２３８−００１３
００）、１９９６年１１月２２日付米国出願第０８／７５３,２２７号（事件整
理番号１６２３８−００２２００）、１９９６年７月１８日付米国出願第０８／
６８７７９２号（事件整理番号１６２３８−００１６００）； 及び、１９９２
年１月７日付米国特許出願第０７／８１７,５７５号（弁理士事件整理番号１６
２３８−０００４０）の一部継続出願であった１９９２年１０月９日付米国特許
出願第０７／９５８,９７７号（弁理士事件整理番号１６２３８−０００４１０
）の一部継続出願であった１９９３年５月１０日付米国特許出願第０８／０５９
,６８１号（弁理士事件整理番号１６２３８−０００４２０）の一部継続出願で
あった現米国特許第５,６９７,９０９号（弁理士事件整理番号１６２３８−００
０４４０）である１９９４年５月１０日付ＰＣＴ国際出願、米国国内段階番号Ｐ
ＣＴ／ＵＳ９４／０５１６８号（弁理士事件整理番号１６２３８−０００４４０
）にも関係している。本発明は同様に、その全開示が全ての目的のために本書に
内含されている、１９９５年１１月２２日付の共通譲渡された米国特許第５,６
９７,８８２号にも関係している。

【０００３】 本発明は一般に、電気外科の分野に関する。とりわけ、本発明は、角質層とい
ったような表面組織の薄層を選択的にアブレートするための処置といったような
皮膚の表面再生処置を含む、患者の皮膚及び皮下組織を治療する目的で高周波電
気エネルギーを利用する外科的デバイス及び方法に関する。

【０００４】 従来の技術 初期の皮膚科学処置において、美容外科医は、シワのある皮膚を若返らせるべ
く患者の皮膚の外部層を除去するか又はアクネ、病巣、早期皮膚ガンなどといっ
た皮膚障害を除去するため、往々にしてケミカルピーリング及び／又は皮膚擦傷
法を利用した。しかしながら、これらの皮膚擦傷法及び化学的処置は、制御がむ
ずかしく、多大な外科的技能を必要とする。その上、これらの幾分か粗野な技術
は、過度の出血、側副組織の損傷及び患者の不快感をひき起こすことが多い。

【０００５】 皮膚擦傷法及びケミカルピーリングの限界の一部を克服しようとして、美容外
科で使用するためのレーザーが開発されてきた。レーザーは、皮膚の表面再生処
置の精度を改善し、治療部位の周囲及びその下にある組織に対する側副損傷を低
減させた。レーザーの皮膚科学利用分野では、患者の皮膚にレーザーの出力を誘
導し、治療すべき皮膚の領域上に所望のサイズのレーザースポットを形成するた
めに、標準的にハンドピースが使用される。ハンドピースは標準的に、医療用レ
ーザー（例えばＣＯ₂又はＥｒ：ＹＡＧレーザー）の出力をハンドピースに伝達
しハンドピースに広範囲の動作を許容する連接式アームの片端に取付けられてい
る。

【０００６】 当初は有望であったものの、レーザーは、皮膚科学処置において数多くの欠点
を有している。まず第１は、レーザー機器は、レーザー光源に付随するコストの
ため非常に高価となる可能性がある。その上、受容可能な壊死深さを可能にする
これらのレーザー（例えばエクサイマレーザー、エルビウム：ＹＡＧレーザーな
ど）は、非常に低い体積アブレーション速度しか提供せず、同一治療面積上で多
数回レーザーを通過させる必要があり、その結果処置時間が長くなる。その上、
エルビウム：ＹＡＧレーザーは一般に処置中に有効な止血を提供せず、その結果
、治療部位の外科医の視界を妨げる過剰な出血がもたらされる。ＣＯ₂レーザー
は、エルビウム：ＹＡＧレーザーに比べさらに高いアブレーション速度及びより
大きい組織壊死深さを提供する。一方で、ＣＯ₂レーザーは往々にして、治療部
位の及びそのまわりの組織に対する多大な残留熱障害を作り出し、これは患者に
とって長い治癒時間を必要とするものである。その上、ＣＯ₂レーザーには多大
な痛みが付随し、従って多くの麻酔が必要であり、これがこの処置のコストと長
さを増大させる。

【０００７】 病巣、懸垂繊維腫、ウイルス性疣贅、色毒母斑、黒あざ及び皮膚ガンといった
ような異常の電気乾固法を実施するために単極電気外科用器具が使用されてきた
。例えばConmed Corporation社は、電気外科プローブの先端に単一の活性電極を
もつHyfrecator（商標）と呼ばれる単極デバイスを製造している。これらの処置
においては、皮膚異常は標準的にメスで除去され、組織そして患者を通して分散
的パッド又は不間電極まで電流を送り出すべく標的組織と接触した活性電極に対
し低電圧が印加される。この電圧は、残った異常組織を乾固し、標的部位にある
切断された血管を凝結させる。残った組織は次にスポンジ又は類似の材料で除去
される。電圧は一般に、下にある表皮を炭化させ瘢痕化させる可能性を防ぐのに
充分なほど低いものでなくてはならない。

【０００８】 しかしながら、これらの電気外科デバイス及び処置にはいくつかの欠点がある
。例えば、従来の電気外科切断デバイスは標準的に、活性電極と標的組織の間の
電圧差を作り出すことによって作動し、電極と組織の間の物理的間隙を横断して
電弧を形成させる。組織の円弧の接触点で、電極と組織の間の高い電流密度に起
因して、急速な組織加熱が発生する。この高い電流密度は、細胞流体を急速に蒸
気へと気化させ、かくして局在化した組織加熱の経路に沿って「切断効果」を生
み出す。この切断効果は一般に、組織から外科チーム又は患者の体のその他の部
分まで細菌又はウイルスの粒子を発散させ得る煙霧又は電気外科柱状噴出の発生
を結果としてもたらす。その上、組織は、蒸発した細胞流体の経路に沿って分断
され、標的組織部位のまわりの領域内で望ましくない側副組織損傷を誘発する。

【０００９】 最近になって、マイクロ皮膚擦傷法と呼ばれる皮膚治療用の侵襲性の低い新し
い処置が開発された。この処置には、皮膚の表面上にハンドピースを通して標準
的にはコランダム又は酸化アルミニウムである細かい結晶粒を送り出すことが関
与しており、前記皮膚の表面においてこの結晶粒は死枯した及び損傷した皮膚細
胞を除去し、下にある皮膚内の新しいコラーゲンの成長を刺激する一助となる。
結晶粒は、死枯した皮膚細胞の上部表面層、角質層のみを、下にある表皮層に対
する多大な損傷をひき起こすことなく除去する。この処置は、分界線やシワ、光
による損傷を受けた皮膚、アクネ、色素沈着、瘢痕化、日焼けによる損傷を受け
た皮膚及びガン病巣を治療するために使用されてきた。

【００１０】 マイクロ皮膚擦傷プロセスの初期のマーケティング調査は有望であったものの
、この新しい技術はなおもいくつかの欠点を有している。１つには、結晶粒は、
ひとたび皮膚の中に食い込んだならば除去が困難であり、そのことが健康上の問
題を幾つか発生させる。さらにこれらの結晶は、往々にして患者の気道又は眼の
中に入る可能性があり、処置中のくしゃみやその他の不快感をひき起こす。その
上、結晶は皮膚を引掻いたり、又は首又はより黒い色の皮膚の上でわずかな瘢痕
化又は変色をひきおこす可能性がある。最後に、この処置には熱の適用が関与し
ていないことから、表皮及び真皮内の下にあるコラーゲンに対し何らの効果も与
えることができない。従ってこれは、このプロセスの初期マーケティング調査の
中で主張されているように、下層のシワを減少させたり、何らかの新コラーゲン
成長を刺激することができない。

【００１１】 発明の要約 本発明は、患者の体の外表面上の構造に対して電気エネルギーを選択的に適用
するためのシステム、装置及び方法を提供する。本発明のシステム及び方法は、
皮膚科学処置すなわち表皮及び／又は角質層といったような患者の外皮の表面治
療において特に有用である。

【００１２】 本発明の１つの態様においては、方法には、患者の外皮上で標的部位に隣接し
てか又はその近くに活性電極（５８）を配置する段階、及び表皮層全体を除去す
ることなく角質層を除去するべく活性電極に対し充分な高周波電圧を印加する段
階が内含されている。この要領で、本発明は、皮膚の全体的外観を改善する皮膚
の表面上の死枯した及び／又は損傷を受けた皮膚細胞を除去する。さらに、この
プロセスは、身体自体の若返りプロセスを刺激するのを助ける。一部の実施形態
では、この若返りプロセスは角質層の実際の除去によって起こり、この除去が皮
膚内の新しい細胞層の再成長を加速する。その他の実施形態においては、新しい
コラーゲンの成長を刺激するため、下にある表皮及び／又は真皮に対して熱エネ
ルギーが適用される。これらの実施形態の両方において、皮膚はより健康的な外
観を呈し、場合によっては小ジワが除去又は低減される。

【００１３】 特定の構成においては、標的部位の領域内に帰還電極が配置され、活性電極と
帰還電極の間に導電性流体を通して導電性通路が形成されるような形で、標的部
位に対し導電性流体が送り出されるか又は塗布される。導電性流体は、電気外科
プローブを通してか、別の器具を通して、標的部位に送り出すことができ、又、
標的部位又は電極に直接塗布することもできる（例えば導電性ゲル又は粘性液体
）。これらの実施形態のいずれかにおいて、導電性流体は電流のための導電性通
路を提供しかくして、組織内への電流の流れを制限するか又は完全に回避する。
実施例においては、帰還電極は、活性電極から近位に離間した電気外科プローブ
の上に配置され、導電性流体はプローブのシャフトの中を通って又はそれに沿っ
て送り出される。

【００１４】 本発明のもう１つの形態においては、皮膚の層は、側副性損傷を最小限におさ
えるためそして一部のケースでは患者に麻酔をほどこすことなく処置を実施でき
るようにするため比較的低い温度でアブレートされる。１実施形態では、活性電
極が患者の皮膚上の標的部位に隣接して又はその近くに配置され、下にある層の
露呈した表面の温度を約５０℃未満好ましくは約４０℃未満に維持しながら標的
部位で組織の外部層をアブレートするために、充分な高周波電圧が活性電極に対
して印加される。

【００１５】 実施例においては、角質層組織は、分子解離又は崩壊プロセスでアブレートさ
れる。従来の電気外科では、細胞流体が爆発するまで組織を急速に加熱し局在化
された加熱の経路に沿って切断効果を生み出すことによって、組織を通って切断
する。本発明は、まわりの組織に対する熱損傷を最小限にする冷温アブレーショ
ンプロセスにおいて組織を体積的に除去する。これらのプロセスでは、活性電極
（単複）に印加される高周波電圧は、電極（単複）と組織の間の導電性流体（例
えばゲル又は生理食塩水）を気化させるのに充分なものである。気化された流体
の内部では、電離プロセスが形成され、帯電した粒子（例えば電子）が、組織の
複数の細胞層の分子破壊又は崩壊をひき起こすべく組織に向かって加速される。
この分子解離には、組織の体積的除去が随伴する。プラズマ層内の加速された帯
電粒子の短かい範囲は、分子解離プロセスを表面層に限定して、下にある組織に
対する損傷及び壊死を最小限におさえる。このプロセスは、周囲の又は下にある
組織構造の加熱又は損傷を最小限におさえながら、１０〜５０ミクロンという薄
い厚みの組織の体積的除去を行なうべく厳密に制御可能である。この現象につい
てのさらに完全な記述は、本書にその完全な開示が参考として内含されている共
通譲渡された米国特許第５,６９７,８８２号の中で記述されている。

【００１６】 一部の実施形態においては、組織は、活性電極又はプラズマと標的組織を直接
接触させることによって除去又はアブレートされる。その他の実施形態において
は、活性電極（単複）は、そのまわりに形成されたプラズマと組織の間の接触を
最小限にするか又は回避するのに充分な距離だけ、組織から離間されている。標
準的には、活性電極（単複）は、通常は少なくとも約１.０mm、そして往々にし
て約２.０mmの距離だけ標的部位から離間されている。出願人は、電流を運ぶ電
子がプラズマ内のイオンよりも高温であると考えている。これらの実施形態にお
いては、組織とプラズマ内の加熱された電子の間の接触は、プラズマから導電性
流体を通って帰還電極までこれらの電子が走行するにつれて、最小限になる。し
かしながらプラズマ内のイオンは、より高い電圧といったような一定の条件下で
、プラズマを超えて組織まで加速するのに充分なエネルギーを有することになる
。かくして標的組織から離れるように運ばれる電子は、自らと共にプラズマの熱
副作物の大部分を運び、イオンが実質的に非熱的に組織分子を分断させることが
できるようにする。

【００１７】 本発明のもう１つの態様においては、患者の皮膚と共に新しいコラーゲンが成
長するのを刺激するために表皮又は真皮に対して選択された量の熱エネルギーを
適用することが望まれる。これらの実施形態においては、患者の皮膚に対し活性
電極（単複）を近づけることもでき又は、電極に印加される電圧レベルを増大さ
せることもできる。代替的には、より高い電流密度をもつ活性電極（例えば鋭い
縁部又は凹凸を有する電極）を使用してもよく、又導電性ゲルを標的部位に塗布
することもできる。後者の実施形態においては、出願人は、ゲルが皮膚の表面上
に熱を保持することになり、その結果、望まれるレベルすなわち角質層を超えて
皮膚をアブレートすることなく皮膚に対しより大量の熱エネルギーが加わること
になる、ということを発見した。

【００１８】 もう１つの実施形態においては、該方法はさらに、比較的低い温度、好ましく
は約１００℃よりも低く、さらに好ましくは約８０℃よりも低い温度で、活性電
極の近くの導電性流体をプラズマに気化させる段階を内含する。導電性流体のよ
り低い温度はさらに、標的部位のまわりの組織に対する望ましくない損傷の危険
性をことごとく低減させ、より一層精確な組織の除去を提供することになる。本
発明の１つの態様においては、導電性流体自体は、大気圧で比較的低い気化温度
（例えば約１００℃未満又は８０℃未満）を有する。その他の実施形態では、導
電性流体は、この流体を標的部位に送り出す前に、約３０℃未満、通常は１０℃
未満の温度まで冷却される。

【００１９】 本発明に従った装置は一般に、近位端部及び遠位端部を有するシャフトをもつ
電気外科器具、及びシャフトの遠位端部にある電極アセンブリを内含している。
電極アセンブリは、単数又は複数の帰還電極から離間した単数又は複数の活性電
極を含んで成る。表皮層全体を除去することなく患者の外皮の角質層を除去する
べく活性電極と帰還電極の間に充分な高周波電圧差を印加するため、電極アセン
ブリに対し電源が連結されている。

【００２０】 特定の１つの構成では、該装置は、導電性流体の供給源及び、電極端子（単複
）及び標的部位に対し導電性流体を送り出すための流体送り出し要素を内含する
。該流体送り出し要素は、器具例えば流体管腔又は管の上に位置設定されていて
もよいし、或いは又別の器具の一部を成していてもよい。代替的には、生理食塩
電解液又はその他の導電性ゲルといったような導電性ゲル又はスプレーを標的部
位に適用することができる。この実施形態においては、装置は流体送り出し要素
を有していなくてもよい。両方の実施形態において、導電性流体は好ましくは活
性電極（単複）と単数又は複数の帰還電極の間に電流流路を生成することになる
。１つの実施例においては、帰還電極は器具上に位置設定され、間の電流短絡を
実質的に避けるか又は最小限におさえ標的部位にある組織から帰還電極をシール
ドするように充分な距離だけ活性電極（単複）から離間されている。

【００２１】 電気外科器具は好ましくは、電気的に絶縁する電極支持部材好ましくは器具の
シャフトの遠位端部に組織治療表面をもつ無機支持材料（例えばセラミクス、ガ
ラス、ガラス／セラミクスなど）を内含することになる。単数又は複数の電極端
子は、それが帰還電極から離間されるような形で電極支持部材に連結されるか又
はこの部材と一体化されている。

【００２２】 特定の構成においては、電気外科器具には、活性電極（単複）に隣接するプラ
ズマチャンバを形成する活性電極（単複）のまわりに絶縁部材が内含されている
。絶縁部材は、好ましくはセラミクス又はガラスといったような無機材料を含ん
で成り、これは、医師がその中に形成されたプラズマを検分できるようにする透
明な材料を含んでいてよい。一部の実施形態では、帰還電極（単複）は、上述の
通りの器具上に近位に離間した状態でプラズマチャンバの外側に配置される。そ
の他の実施形態においては、電流が完全にプラズマチャンバ内に封じ込められる
ような形で、絶縁部材内に帰還電極（単複）を配置することができる。１つの構
成では、器具はさらにプラズマチャンバに導電性流体を送り出すための流体管腔
、及びプラズマチャンバから余剰の導電性流体を吸引するための第２の流体管腔
を内含している。流体管腔は、患者の上に漏れる導電性流体の量を最小限におさ
え、プラズマチャンバ内及びそのまわりの導電性流体の温度を低減させるための
流体再循環システムを作り出す。

【００２３】 １実施例においては、電気外科器具は、シリコーンといったような成形可能な
無機絶縁部材に連結された電極アセンブリをもつ使い捨てチップを含んで成る。
この実施形態においては、絶縁部材は、器具のハンドル又はシャフトに取付ける
ことのできるコンパクトで廉価な使い捨て電極アセンブリを形成するべく、活性
電極及び帰還電極を収容するような形状に成形される。特定の構成においては、
活性電極は、絶縁部材内に位置設定されかつ活性電極と組織の間に間隔を提供す
るべく絶縁部材の遠位端部から約０.２〜１.０mm離間したループ電極を含んで成
る。使い捨てチップはさらに、標的部位まで導電性流体を送り出すことができる
ようにする絶縁部材の遠位縁部近くの開口部をもつ流体管腔を内含している。

【００２４】 本発明の性質及び利点についてのさらなる知識は、明細書の残りの部分及び図
面を参照することによって明らかになると思われる。

【００２５】 発明の実施の形態 本発明は、特に目の中のコラーゲン組織及び皮膚内の表皮及び真皮組織といっ
たような外部身体表面に対する処置を内含する、患者の体内又は体表の標的場所
に電気エネルギーを選択的に適用するためのシステム及び方法を提供する。便宜
上、残りの開示は例えば角質層の除去といったような表皮又は真皮内の皮膚組織
辞去及び／又はコラーゲン成長の刺激に特定的に向けられることになる。しかし
ながら該システム及び方法は体のその他の組織が関与する処置、ならびに開放性
処置、脈管内処置、インターベンショナル心臓病学処置、泌尿器科学、腹腔鏡検
査、関節鏡検査、胸腔鏡検査又はその他の心臓処置、美容外科、整形外科、婦人
科、耳鼻咽喉科、脊髄及び神経学処置、腫瘍学などを含めたその他の処置にも適
用できるということがわかるだろう。

【００２６】 本発明は、皮膚内の組織構造の構造を除去及び／又は修正するべく皮膚の外表
面といったような外部体表面に隣接する単数又は複数の活性電極に対し高周波数
（ＲＦ）電気エネルギーを適用する。特定の処置に応じて、本発明は、（１）下
にある表皮及び真皮層に対し最小限の熱エネルギーしか適用されない状態で外部
角質層をアブレートするため；（２）新しいコラーゲンの成長を刺激するため充
分な量の熱エネルギーが下にある皮膚に適用されている状態で、外部角質層をア
ブレートするため、又は（３）下にある表皮に対し側副性損傷をひき起こすこと
なく外部角質層を除去するべく充分にこの層を加熱するため、に使用することが
できる。

【００２７】 本発明の１つの方法においては、標的組織の近くで高い電界強度を発生させる
ため、単数又は複数の活性電極と単数又は複数の帰還電極の間に高周波電圧差が
印加される。電極端子（単複）に隣接する高い電界強度は、（熱蒸発又は炭化で
はなくむしろ）分子解離を通して標的組織の電界誘発型分子破壊を導く。出願人
は、組織構造が、より大きい有機分子をより小さな分子及び／又は原子例えば水
素、酸素、炭素酸化物、炭化水素及び窒素化合物の形に分子崩壊させることによ
って、体積的に除去されると考えている。この分子崩壊は、電気外科乾固及び気
化の場合に標準的にそうであるように、組織の細胞内の液体の除去により組織材
料を脱水することとは反対に、組織構造を完全に除去する。

【００２８】 高い電界強度は、電極端子（単複）の遠位チップと標的組織の間の領域内で電
極端子（単複）の少なくとも一部分にわたり導電性流体を気化するのに充分であ
る高周波電圧を印加することによって生成できる。導電性流体は、標的部位に送
り出された等張生理食塩水又は血液といった液体又は気体であってもよいし、又
は標的部位に塗布されたゲルといったような粘性流体であってもよい。蒸気層又
は気化された領域は比較的高い電気インピーダンスを有することから、それは電
極端子チップと組織の間の電圧差を増大させ、イオン性核種（例えば等張生理食
塩水が導電性流体である場合にはナトリウム）の存在に起因して蒸気層内での電
離をひき起こす。本書で記述されている条件下でのこの電離は、蒸気層から標的
組織の表面への高エネルギーの電子及び光子の放出を誘発する。このエネルギー
は、高エネルギー光子（例えば紫外線放射）、高エネルギー粒子（例えば電子又
はイオン）又はそれらの組合せの形をしていてよい。Coblation（商標）と呼ば
れるこの現象のより詳細な記述は、その完全な開示が本書に参考として内含され
ている共通譲渡された米国特許第５,６９７,８８２号の中に見出すことができる
。

【００２９】 出願人は、本発明のCoblation（商標）メカニズムにおける組織除去の主要な
メカニズムが、電極端子（単複）に隣接してプラズマ内で付勢された高エネルギ
ー電子又はイオンであると考えている。液体が充分に加熱されて原子が再凝縮す
るよりも早く表面から離れるように気化するとき、気体が形成される。気体が充
分に加熱されて原子が互いに衝突し、プロセス内でその電子を払い落とすとき、
電離した気体又はプラズマが形成される（いわゆる物質の第４の状態）。プラズ
マについてのさらに完全な説明は、プリンストン大学のプラズマ物理実験室のR.
J. Goldston及びP. H. Rutherfordによる「プラズマ物理学」（１９９５）の中
に見出すことができる。蒸気層の密度（又は導電性液体内に形成された気泡内の
密度）が充分低くなった（すなわち水溶液について約１０２０原子／cm³未満）
時点で、電子の平均自由行程は増大して、その後注入された電子がこれらの低密
度領域（すなわち蒸気層又は気泡）内での衝撃電離をひき起こすことができるよ
うにする。プラズマ層内のイオン粒子がひとたび充分なエネルギーを有した時点
で、これらは、標的組織に向かって加速する。高エネルギー電子が放出するエネ
ルギー（例えば３.５ｅＶ〜５ｅＶ）は、その後分子をボンバードし、その結合
を破り分子を遊離ラジカルへと解離することができ、このときこの遊離ラジカル
は最終的な気体又は液体種の形に組合わさる。

【００３０】 プラズマは、少量の気体を加熱し気体中に電流を駆動して気体を電離させるか
又は無線波を気体内に照射することによって形成できる。一般にこれらのプラズ
マ形成方法は、プラズマ内で直接自由電子に対しエネルギーを与え、その後電子
−原子衝突がより多くの電子を解放し、プロセスは、所望の電離度が達成される
まで次々と連続的に進行する。往々にして電子は電流を運ぶか又は無線波を吸収
し、従ってイオンよりも高温である。従って、出願人の発明においては、組織か
ら離れて帰還電極に向かって運ばれる電子は、プラズマの熱の大部分を共に運び
、イオンが、実質的に非熱的に組織分子を分断させることができるようにする。

【００３１】 上述の処置においては、除去されたか又はアブレートされた表皮組織の下にあ
る組織層内のコラーゲンの成長を刺激することも同様に望まれる可能性がある。
これらの処置においては、電極端子（単複）の温度は、身体がその領域内でコラ
ーゲンを再成長させるような形で下にあるこれらの層に収縮、損傷又はその他の
形の傷害を加えるべくこれらの層に対し充分な熱エネルギーが伝達されるように
、入念に制御され得る。熱エネルギーは、下にある組織層の中を通過しこれを抵
抗加熱するＲＦ電流を通して直接伝達されてもよいし、又は導電性流体を加熱し
表皮層が除去された後、加熱された流体が下にある層と接触できるようにするこ
とにより、間接的に伝達されてもよい。皮膚内のコラーゲンの成長は、標準的に
、約４０℃から約６５℃の範囲内の温度までその部域が加熱された後に起こる。
加熱した領域内でコラーゲン成長に刺激を与えるための好ましい加熱深さ（すな
わち組織が４０℃〜６５℃の間の温度まで高められる限度となる深さ）は一般に
、組織の厚み及び場所によって左右される。加熱深さは通常０.１mm〜０.５mmの
範囲内にある。

【００３２】 本発明は同様に、脳神経例えば顔面神経、内耳神経などといった神経のまわり
の組織を除去するためにも有用である。先行技術のＲＦデバイス及びレーザーに
付随する重大な欠点の１つは、これらのデバイスが標的組織と周辺の神経又は骨
を区別しないという点にある。従って、外科医は、これらの処置中、標的部位内
及びそのまわりの神経に対する損傷を避けるように極度の注意を払わなければな
らない。本発明においては、組織を除去するためのCoblation（商標）プロセス
は、上述のように側副組織損傷の深さがきわめて小さくなるという結果をもたら
す。こうして外科医は、神経繊維に対する側副損傷をひき起こすことなく神経に
近い組織を切除することができる。

【００３３】 本発明の新しいメカニズムが一般に精確であることに加えて、出願人は、隣接
する神経が組織除去中に損傷を受けないことを保証する付加的な方法を発見した
。本発明に従うと、処置中に除去されるべき通常の組織と神経繊維のすぐ周辺に
ある脂肪組織を区別するためのシステム及び方法が提供されている。神経は通常
、神経繊維を保護するため独自の結合組織鞘（神経周膜）によって各々がとり囲
まれている神経繊維束を囲む結合組織鞘つまり神経上膜を含んでいる。外側保護
組織鞘又は神経上膜は標準的に、例えば血脈洞処置の間に鼻から除去される鼻甲
介、ポリープ、粘液組織などといった通常の標的組織と実質的に異なる電気特性
をもつ脂肪組織（fatty tissue）（例えば脂肪組織（adipose tissue））を含む
。本発明のシステムは、単数又は複数の電極端子を有するプローブのチップにお
いて組織の電気特性を測定する。これらの電気特性には、単数、複数又は一範囲
の周波数（例えば１ｋHz〜１００ＭHzの範囲）での導電率、誘電率、キャパシタ
ンス又はこれらの組合せが内含される。これらの実施形態においては、プローブ
のチップにある検知用電極（単複）が１つの神経をとり囲む脂肪組織を検出した
時点で可聴信号を生成することもできるし、或いは又、プローブのチップ又は作
用端部で遭遇した組織が測定済み電気特性に基づき通常の組織である場合にのみ
、電極端子（単複）に個別にか又は全電極アレイに対し電力を供給するべく、直
接フィードバック制御を提供することもできる。

【００３４】 上述のことに加えて、出願人は、本発明のCoblation（商標）メカニズムが、
その他の組織構造に対してはほとんど効果を示さずに或る一定の組織構造をアブ
レート又は切断するように操作可能である、ということを発見した。上述のよう
に、本発明は、電極端子（単複）のまわりにプラズマ層又はポケットを形成する
べく導電性流体を気化し次に組織構造の分子結合を破るべくこのプラズマ又は蒸
気層からのエネルギーの放出を誘発する技術を使用している。初期実験に基づい
て、出願人は、電離した蒸気層内の自由電子が電極チップ（単複）近くの高い電
界内で加速されると考えている。蒸気層の（又は導電性液体内で形成された気泡
内の）密度が充分に低くなった（すなわち水溶液について約１０²⁰原子／cm³未
満）時点で、電子の平均自由行程は増大して、その後注入された電子がこれらの
低密度領域（すなわち蒸気層又は気泡）内での衝撃電離をひき起こすことができ
るようにする。高エネルギー電子が放出するエネルギー（例えば４〜５ｅＶ）は
、その後分子をボンバードし、その結合を破り、分子を遊離ラジカルへと解離す
ることができ、このときこの遊離ラジカルは最終的な気体又は液体種の形に組合
わさる。

【００３５】 高エネルギー電子が放出するエネルギーは、電極端子の数； 電極のサイズ及
び間隔； 電極の表面積； 電極表面上の凹凸及び鋭い縁部； 電極材料； 印加さ
れる電圧及び電力； インダクタといったような限流手段その他の要因といった
ようなさまざまな要因を調整することによって変動させることができる。従って
、励起された電子のエネルギーレベルを制御するべくこれらの要因を操作するこ
とが可能である。異なる組織構造が異なる分子結合を有することから、本発明は
、その他の組織の分子結合を破るには低すぎるエネルギーしかもたずに、或る一
定の組織の分子結合を破るように構成され得る。例えば、脂肪（fatty）組織（
例えば脂肪（adipose）組織）は、破れるのに４〜５ｅＶよりも実質的に高いエ
ネルギーを必要とする２重結合を有する。従って、本発明はその現行の構成にお
いて、かかる脂肪組織を一般にアブレート又は除去しない。当然のことながら、
これらの２重結合も単結合と同じ要領で破ることができるように、要因を変更す
ることができる（例えば電圧を増大させるか又は電極構成を変更して電極チップ
における電流密度を増大させる）。この現象についてのさらに完全な記述は、本
書にその完全な開示が参考として内含されている１９９８年２月２７日付の同時
係属米国特許出願第０９／０３２,３７５号（弁理士事件整理番号 ＣＢ−３）の
中に見出すことができる。

【００３６】 本発明は同様に、腫瘍からの生存可能な細胞の飛散を最小限におさえながら、
顔面腫瘍といった腫瘍又はその他の望ましくない身体構造を選択的に除去するシ
ステム、装置及び方法をも提供する。かかる腫瘍を除去するための従来の技術は
一般に、腫瘍又は病巣からの無傷の生存可能な細菌又はウイルス粒子を外科斑又
は患者の体のその他の部分に飛散させうる。電気外科又はレーザー柱状噴出と呼
ばれる外科的環境内の煙霧の発生を結果としてもたらす。生存可能な細胞又は粒
子のこの潜在的飛散は、肝炎、ヘルペス、ＨＩＶ及び乳頭腫ウイルスといったよ
うな或る種の衰弱性で致死性の疾患の増殖に対する問題を増大させる結果となっ
た。本発明では、有機分子の解離又は崩壊を通して、生存可能な原子及び分子内
へ腫瘍中の組織細胞の少なくとも一部分を体積的に除去するべく電極端子（単複
）と単数又は複数の帰還電極の間に高周波電圧が加えられる。特定的には、本発
明は、中実組織細胞を、もはや無欠でも生存可能でもなくかくして生存可能な腫
瘍粒子を患者の体のその他の部分又は外科スタッフに対し飛散させる能力をもた
ない凝縮不能な気体へと変換する。高周波電圧は好ましくは、周囲の又は下にあ
る組織に対する実質的な組織壊死を最小限におさえながら、これらの組織細胞の
制御された除去をもたらすように選択される。この現象のさらに完全な記述は、
本書にその完全な開示が参考として内含されている１９９８年６月３０日付の同
時係属米国特許出願第０９／１０９,２１９号（弁理士事件整理番号 ＣＢ−１）
の中に見出すことができる。

【００３７】 本発明の電気外科器具は、単数又は複数の電極端子を支持する遠位端部と近位
端部をもつシャフト又はハンドピースを含む。シャフト又はハンドピースは、さ
まざまな構成をとることができ、その一次的目的は、活性電極を機械的に支持し
治療を行なう医師がシャフトの近位端部から電極を操作できるようにすることに
ある。美容外科又は皮膚科学処置のためには、シャフトは、外科医による取扱い
を容易にするようなあらゆる適切な長さ及び直径を有することになる。

【００３８】 電極端子（単複）は好ましくは、器具のシャフトの遠位端部近くに配置された
無機絶縁支持体の中で又はこの支持体によって支持される。無機絶縁支持体は標
準的には、セラミクス、ガラス、シリコーンなどから成るグループの中から選ば
れた材料を含むことになる。帰還電極は、器具シャフト上、もう１つの器具上又
は患者の外表面（すなわち分散パッド）上に位置設定され得る。大部分の利用分
野において、出願人は、電流を標的部位に閉じ込めるため器具のシャフト上又は
その近くに帰還電極を有することが好ましいということを発見した。しかしなが
ら一部の利用分野及び或る一定の条件下では、本発明は、患者の外表面に帰還電
極が取付けられた状態で、単極モードで本発明を実施することもできる。器具の
近位端部は、電気外科発電機といったような高周波電源に対し帰還電極（単複）
及び活性電極（単複）を結合するための適切な電気的接続を内含することになる
。

【００３９】 活性電極と帰還電極（単複）の間の電流の流れは、導電性流体内（例えば導電
性ゲルといったような粘性流体内）に組織部位又は電極アセンブリを沈めること
、又は標的部位に対し流体通路に沿って導電性流体（すなわち等張生理食塩水、
低張性生理食塩水といった液体又はアルゴンといった気体）を導くことによって
、生成することができる。より緩慢なより制御された導電性流体の送り出し速度
を達成するため、導電性ゲルを標的部位に送り出すこともできる。さらに外科医
はゲルが粘性をもつために、標的部位のまわりに（例えば等張生理食塩水を収容
しようとする場合よりも）より容易にゲルを収容することができる。活性電極と
帰還電極の間で導電性流体を導く方法の一例のより完全な記述は、以前に本書に
参考として内含した米国特許第５,６９７,２８１号の中に記されている。代替的
には、血液又は内細胞流体といったような身体の天然の導電性流体も、帰還電極
（単複）と活性電極（単複）の間に導電性経路を樹立しかつ上述のように蒸気層
を確立するための条件を提供するのに充分なものでありうる。しかしながら、一
般的には標的部位に導入される導電性流体の方が、或る一定の温度で凝結する傾
向をもつ血液といったような体液よりも好まれる。さらに、患者の体液は、一部
の利用分野においてはプラズマを適切に形成するのに充分な導電率又はイオン強
度を有していない可能性がある。有利には、いずれかの組織を削除するための付
加的な手段を提供するべく標的組織表面を「浸す」と同時に先行時点でアブレー
トされた標的組織の領域を冷却するために、液体の導電性流体（例えば等張生理
食塩水）を使用することができる。

【００４０】 電源は、活性電極（単複）のまわりに不充分な導電性流体しかない場合、活性
電極（単複）に対する電力を中断するため流体インタロックを内含することがで
きる。こうして、導電性流体が存在しないときに器具が活動化されることがない
ようになっており、かくして そうでなければ発生しうる組織損傷が最低限にお
さえられている。この流体インタロックについてのさらに完全な記述は、本書に
その完全な開示が参考として内含されている１９９８年４月１０日付の同時係属
米国特許出願第０９／０５８,３３６号（弁理士事件整理番号 ＣＢ−４）の中に
見出すことができる。

【００４１】 一部の処置においては、導電性流体及び／又はアブレーションの凝縮不能な気
体産物を回収又は吸引することも必要となる可能性がある。さらに、高周波エネ
ルギーによって完全に崩壊されていない組織又はその他の身体構造の小片又は血
液、粘液、アブレーションの気体産物などといったような標的部位にあるその他
の流体を吸引することが望ましい可能性もある。従って、本発明のシステムは、
標的部位から流体を吸引するため適切な真空源に連結された、該器具内又はもう
１つの器具上の単数又は複数の吸込み用管腔を内含することができる。さらに、
本発明は、管腔内に吸引されるアブレートされていない組織断片をアブレートす
るため又は少なくともその体積を低減させるため、吸込み用管腔の遠位端部に連
結された単数又は複数の吸引電極（単複）を内含することができる。吸引電極（
単複）は主として、そうでなければより大きな組織断片が中に引き込まれた場合
に発生する可能性のある管腔の詰まりを阻止するために機能する。吸引電極（単
複）は、アブレーション活性電極（単複）と異なっていてもよいし、又は同じ電
極（単複）が両方の機能に役立つこともできる。吸引電極（単複）を内蔵する器
具のさらに完全な記述は、本書にその完全な開示が参考として内含されている１
９９８年１月２１日付の「組織切除、アブレーション及び吸引のためのシステム
及び方法」という題の共通譲渡された同時係属特許出願の中に見出すことができ
る。

【００４２】 本発明は、プローブの接触表面全体にわたり分布した電極アレイ又は単一の活
性電極を使用することができる。電極アレイの実施形態においては、電極アレイ
は通常、血液、通常生理食塩溶液、導電性ゲルなどといったような周囲の導電性
液体の中への電力の散逸の結果としてもたらされる周囲の組織及び環境に対する
望ましくない電気エネルギーの適用を制限しながら標的組織に対して電気エネル
ギーを選択的に適用するため複数の独立して限流及び／又は電力制御された電極
端子を内含している。電極端子は、端子を互いから隔離し、各端子をその他の電
極端子から隔離された別々の電源に接続することによって、独立して限流され得
る。代替的には、電極端子をプローブの近位又は遠位端部のいずれかで互いに接
続して、電源に連結する単一のワイヤを形成することもできる。

【００４３】 １つの構成においては、電極アレイ内の各々個別の電極端子は前記プローブ内
のアレイ内のその他全ての電極端子から電気的に絶縁され、そのアレイ内のその
他の電極端子の各々から隔離された電源に対してか又は低抵抗率材料（例えば血
液、導電性生理食塩水灌注液又は導電性ゲル）が帰還電極と個々の電極端子の間
により低いインピーダンスの通路をひき起こした時点で電極端子への電流の流れ
を制限又は中断する回路に対して接続されている。各々個別の電極端子のための
隔離された電源は、低インピーダンスの帰還通路に遭遇したとき付随する電極端
子に対する電力を制限する内部インピーダンス特性をもつ分離した電源回路であ
ってよい。一例を挙げると、隔離された電源は、ユーザーが選択できる定電流源
であってよい。この実施形態では、より低いインピーダンスの通路は、加熱が動
作電流の２乗にインピーダンスを乗じたものに正比例することから、より低い抵
抗加熱レベルを自動的に結果としてもたらすことになる。代替的には、独立して
起動可能なスイッチを通して又は、インダクタ、コンデンサ、抵抗器及び／又は
それらの組合せといったような独立した限流要素により、各々の電極端子に対し
単一の電源を接続することもできる。限流要素は、プローブ、コネクタ、ケーブ
ル、コントローラ内又はコントローラからプローブの遠位チップまで導電性通路
に沿って具備することができる。代替的には、抵抗及び／又はキャパシタンスは
、選択された電極端子を形成する酸化物層（例えば白金といったような金属の表
面上のチタン又は抵抗性コーティング）に起因して活性電極端子（単複）の表面
上に発生しうる。

【００４４】 プローブのチップ領域は、チップ付近に電気エネルギーを送り出すように設計
された独立した数多くの電極端子を含むことができる。導電性流体に対する電気
エネルギーの選択的適用は、各々の個々の電極端子及び帰還電極を独立して制御
又は限流されたチャネルをもつ電源に接続することによって達成させる。帰還電
極は、活性電極と帰還電極の間の導電性流体の供給のための導管としても役立つ
チップにある電極アレイに対して近位の導電性材料の管状部材であってよい。帰
還電極と電極アレイの間における高周波電圧の印加は、各々の個々の電極端子か
ら帰還電極への高周波電流の伝導と共に電極端子の遠位端部における高電界強度
の生成を結果としてもたらす。各々の個々の電極端子から帰還電極までの電流の
流れは、周囲の（非標的）組織に対するエネルギー送り出しを最小限におさえな
がら周囲の導電性流体に対して電気エネルギーを送り出すため、能動的手段又は
受動的手段又はそれらの組合せのいずれかによって制御される。

【００４５】 適切な時間的間隔の間の帰還電極と電極アレイの間における高周波電圧の印加
は、標的部位の導電性流体の加熱及び標的組織の収縮をもたらす。一部の実施形
態においては、エネルギーが全体にわたり散逸させられる（すなわち高い電流密
度が存在する）組織体積を、例えば有効直径又は主要寸法が約１０mm〜０.０１m
mであるような小さな電極端子を数多く使用することによって厳密に制御するこ
とが可能である。小さな直径の電極端子の使用は、電界強度を増大させ、各電極
端子の露呈した表面から発出する電流束線の発散の結果として組織加熱の範囲又
は深さを低減させる。

【００４６】 その他の実施形態においては、活性電極（単複）は、電極の前縁に沿って電界
強度及び付随する電流密度を促進するように形作られた表面幾何形状を有する活
性部分又は表面を有することになる。適切な表面幾何形状は、好適な鋭い縁部（
例えばループ）を内含する電極形状を作り出すこと又は電極の活性表面（単複）
上に凹凸又はその他の表面粗度を作り出すことによって得ることができる。本発
明に従った電極形状には、正方形、矩形、Ｌ字形又はＶ字形などといったような
さまざまな断面形状をもつ電極を形成するための成形ワイヤの使用が内含され得
る（例えば、フォーミングダイを通して丸いワイヤを延伸させることによる）。
電極縁部は同様に、横断面を再度造形するべく細長い金属電極の一部分を除去す
ることによって作り上げることもできる。例えば、切断方向に縁部が面している
状態でそれぞれＤ字又はＣ字形のワイヤを形成するため丸い又は中空のワイヤ電
極の長さに沿って材料を研削することができる。代替的には、横方向溝、スロッ
ト、ねじ山などを電極に沿って形成するべく電極の長さに沿って密に離間した間
隔をとって材料を除去することができる。

【００４７】 付加的又は代替的には、活性電極表面（単複）を化学的、電気化学的方法又は
研摩による方法を通して修正し、電極表面上に多数の表面凹凸を作り出すことが
可能である。これらの表面凹凸は、活性電極表面（単複）と標的組織の間の高い
電界強度を促進して、組織のアブレーション又は切断を容易にする。例えば、７
.０未満のｐＨをもつエッチング剤で活性電極をエッチングすることによってか
又は細長い電極の表面上に凹凸を作り出すべく研摩性粒子の高速流（例えばグリ
ットブラスト仕上）を用いることによって表面凹凸を作り出すことができる。

【００４８】 付加的に又は代替的には、導電性部材（すなわち電極）及び電気絶縁スペーサ
の交互の層を組立てることによって、活性電極表面（単複）を提供することがで
きる。一例を挙げると、外径Ｄの同心の薄い金属座金（例えばチタン、ステンレ
ス鋼など）の交互の層を用いて、多数の円形縁部をもつ活性電極を構築すること
ができる。座金は、金属座金の縁部が絶縁スペーサを超えて延びるような形で、
Ｄよりも小さい外径Ｄ’をもつ薄い同心の絶縁スペーサ（例えば陽極酸化アルミ
ニウム、セラミクス、ガラス、ガラスセラミクス、プラスチックなど）によって
分離され得る。電極アセンブリは、電源と多重金属「座金」形状の電極の間の電
気的連絡を提供する中央の導電性マンドレル上に金属座金を設置することによっ
て構築されうる。この配置では、電極は、共通の電気リード線（すなわちマンド
レル）と接触した状態にあることから、好ましくは同じ電源極性にある。

【００４９】 活性電極（単複）は、電気外科プローブのシャフト上の組織治療表面上に形成
される。帰還電極表面は、プローブの遠位端部との関係において引っ込んだ形に
なり、標的組織及び電極端子（単複）の部位に対して導電性流体を導入するため
に提供された流体導管内へ引っ込めることができる。

【００５０】 組織治療表面の面積は広く変動する可能性があり、組織治療表面はさまざまな
幾何形状をとることができ、特定の利用分野のために特定の面積及び幾何形状が
選択される。活性電極表面は、０.２５mm²〜７５mm²の範囲内の面積をもつこと
ができ、通常約０.５mm²〜４０mm²である。幾何形状は、ループ、平面、凹状、
凸状、半球形、円錐形、線形「インライン」アレイ又は事実上任意のその他の規
則的又は不規則な形状であり得る。代替的に又は付加的には、電気外科プローブ
シャフトの側面上に（例えばスパチュラの要領で）活性電極（単複）を形成して
内視鏡処置における一部の身体構造へのアクセスを容易にすることができる。

【００５１】 代表的実施形態においては、活性電極は、ループが接触表面から遠位に延びる
ような形で電極支持部材の接触表面に連結された２つの端部をもつループ電極を
含んで成る。このループ電極は標準的に、支持部材の接触表面から約０.０１〜
２.０mm延び、支持部材の幅よりもわずかに小さい長さ、つまり約１〜４０mm、
通常は約５〜２０mmの長さをもつことになる。実施例においては、電極支持体は
、約４０〜１００ショアÅのシリコーン材料を含んで成る。

【００５２】 その他の実施形態においては、電極支持体は、例えばガラス接着剤などによっ
て一緒に結合された複数のウェーハ層を含んで成る。ウェーハ層は、各々、電極
端子（単複）及び帰還電極（単複）を形成するようにその上にプリントされた導
電性ストリップを有する。１実施形態においては、ウェーハ層の近位端部は、電
気外科プローブ又はハンドピース内の導体リード線トレースへの接続のため、ウ
ェーハ層の露呈された表面まで導体ストリップから延びる一定数の穴を有するこ
とになる。ウェーハ層は好ましくはアルミナといったようなセラミクス材料を含
み、電極は好ましくは、金、白金、パラジウム、タングステン、銀などといった
金属材料を含むことになる。適切な多層セラミクス電極が、例えばVisPro Corpo
ration (Beaverton, Oregon)社から市販されている。

【００５３】 導電性流体は帰還電極と電極端子（単複）の間に適切な導電性通路を提供する
ための限界導電率を有しているべきである。（センチメートルあたりのミリジー
メンスつまりｍＳ／cm単位で表わした）流体の導電率は通常０.２ｍＳ／cm以上
となり、好ましくは２ｍＳ／cm以上、より好ましくは１０ｍＳ／cm以上となる。
一実施例においては、導電性流体は、約１７ｍＳ／cmの導電率をもつ等張生理食
塩水である。代替的には、該流体は、生理食塩電解液ゲル、導電性ＥＣＧスプレ
ー、電極導電性ゲル、超音波透過又は走査用ゲル、などといったような、導電性
のゲル又はスプレーであってよい。適切なゲル又はスプレーは、Hauppauge, New
York のGraham-Field, Inc から市販されている。出願人は、より導電性の高い
流体又はイオン濃度がさらに高い流体が通常同じ電圧レベルでより活発なアブレ
ーション速度を提供することになる、ということを発見した。こうして、より低
い温度での組織のアブレーションが可能となる。例えば、およそ１％以上又は約
３％と２０％の間といった従来の生理食塩水（塩化ナトリウムがおよそ０.９％
）よりも高い塩化ナトリウムレベルをもつ生理食塩水溶液が望ましいものであり
うる。代替的には、例えばプラズマ中のイオンの量を増大させるか又はナトリウ
ムイオンよりも高いエネルギーレベルをもつイオンを提供することによって、プ
ラズマ層の電力を増大させる異なるタイプの導電性流体で本発明を使用すること
ができる。例えば、本発明は、カリウム、マグネシウム、カルシウム及び周期表
の左端近くのその他の金属といったようなナトリウム以外の元素でも使用するこ
とができる。さらに、塩素の代わりに、フッ素といったようなその他の電気的に
陰性の元素を使用することが可能である。

【００５４】 一部の実施形態では、電極支持体及び流体出口をプローブ又はハンドピースの
外表面から引っ込めて導電性流体を電極支持体に直接とり囲む領域に閉じ込める
こともできる。さらに、電極支持体及び流体出口のまわりにキャビティを形成す
るようにシャフトを造形することもできる。このことは、導電性流体が電極端子
（単複）及び帰還電極（単複）と接触した状態にとどまり間の導電性経路を確実
に維持する一助となる。さらに、これは、処置全体を通して治療部位にある組織
と電極端子の間に蒸気又はプラズマ層を維持する一助となり、こうして、そうで
なければ蒸気層が導電性流体の欠如に起因して消失した場合に起こる可能性のあ
る熱損傷が低減される。導電性流体は同様に、処置中、組織温度をできるかぎり
低く維持する助ともなる。

【００５５】 帰還電極と電極アレイの間に印加される電圧は、高又は無線周波数すなわち標
準的には約５ｋHz〜２０ＭHzの間、通常は約３０ｋHz〜２.５ＭHzの間、好まし
くは約５０ｋHz〜５００ｋHz、より好ましくは３５０ｋHz未満そして最も好まし
くは約１００ｋHz〜２００ｋHzの間にある。印加されるＲＭＳ（実効）電圧は、
電極端子サイズ、動作周波数及び特定の処置の作業様式又は組織に対する望まし
い効果（すなわち収縮、凝結又はアブレーション）に応じて通常約５ボルト〜１
０００ボルトの範囲内、好ましくは約１０ボルト〜５００ボルト、通常は約１５
０〜３５０rmsボルトの範囲内にある。標準的にはピーク間電圧は１０〜２００
０ボルトの範囲内、好ましくは２０〜８００ボルトの範囲内、より好ましくは約
３００〜７００ピーク間ボルトの範囲内となる（ここでも又、電極サイズ、動作
周波数及び作業様式による）。

【００５６】 上述の通り、電圧は、（例えば一般に約１０〜２０Hzでパルス発振され、小さ
な壊死深さを要求するレーザーの場合と比べて）、電圧が実際に連続的に印加さ
れるように充分に高い周波数（例えば５ｋHz〜２０ＭHz）をもつ時間的に変動す
る電圧振幅の交流電流又は一連のパルスで送り出される。さらに、デューティサ
イクル（すなわちエネルギーが適用される任意の１秒間隔内の累積時間）は、標
準的に約０.０００１％のデューティサイクルをもつパルスレーザーの場合と比
べて、本発明については、およそ５０％である。

【００５７】 本発明の好ましい電源は、加熱されつつある標的組織の体積、合計電極数及び
／又はプローブチップのために選択された最大許容温度に応じて電極１つあたり
数ミリワットから数十ワットまでの範囲の平均電力レベルを生成するべく選択可
能な高周波電流を送り出す。電源は、特定の関節鏡外科手術、美容外科手術、皮
膚科学処置、眼科学処置、開放性外科手術又はその他の内視鏡外科処置の特定の
必要条件に従ってユーザーが電圧レベルを選択することができるようにする。適
切な電源についての記述は、本書にその完全な開示が以前に参考として内含され
ている１９９８年４月１０日付けの米国特許出願第０９／０５８,５７１号（弁
理士事件整理番号 ＣＢ−２）の中に見出すことができる。

【００５８】 電源は、標的組織又は周囲の（非標的）組織の望ましくない加熱が発生しない
ように限流又はその他の形で制御されていてよい。本発明の現在好まれている実
施形態においては、限流インダクタの各々の独立した電極端子と直列に設置され
ており、ここでインダクタのインダクタンスは、標的組織の電気的特性、電極端
子（単複）のサイズ、望ましい組織加熱速度及び動作周波数に応じて、１０ｕＨ
〜５００００ｕＨの範囲内にある。代替的には、その完全な開示が本書に参考と
して内含されている米国特許第５,６９７,９０９号において以前に記述されてい
るように、コンデンサーインダクタ（ＬＣ）回路構造を利用することができる。
さらに、限流抵抗器を選択することもできる。好ましくはこれらの抵抗器は、低
抵抗性媒質（例えば生理食塩水灌注液又は導電性ゲル）と接触状態にある任意の
電極端子について電流レベルが上昇し始めるにつれて、限流抵抗器の抵抗が著し
く増大し、かくして前記電極端子から低抵抗性媒質（例えば生理食塩水灌注液又
は導電性ゲル）内への電力の送り出しを最小限におさえるような形で、大きい正
の抵抗温度係数をもつことになる。

【００５９】 ここで、本発明が、電気的に絶縁された電極端子さらには複数の電極端子に制
限されるものではないという点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して高周波数電流の電源まで延びる単一の
リード線に接続され得る。代替的には、プローブは、プローブシャフトを通して
直接延びる単一の電極を内蔵していてもよく、そうでなければ電源まで延びる単
一のリード線に接続される。

【００６０】 外科処置の間、プローブの遠位端部又は活性電極（単複）は、標的組織表面か
らわずかな距離だけ離れたところに維持され得る。この小さな間隔は、組織に対
し適用される熱エネルギーを最小限にし、こうして側副組織損傷は減少し、処置
中に限定的な麻酔しか使用されないか又は全く麻酔しなくてすむほどに充分組織
の温度を低下させる。出願人は、プラズマ層内の加熱された電子がプラズマ層か
ら導電性媒質を通って帰還電極まで（近位的に）戻るように走行することから、
この間隔がこれらの電子間の接触を最小限にすると考えている。しかしながらプ
ラズマ内のイオンは、組織に対しプラズマ層を超えて加速するのに充分なエネル
ギーを或る種の条件下で有することになる。こうして、医師は、下にある組織層
に対して適用される熱エネルギーを最小限にしながら組織の表面層をアブレート
することができる。

【００６１】 さらに、標的組織から離してプローブの遠位端部を離間させることにより、電
極端子（単複）と標的組織表面間の界面への導電性流体の継続的再供給が可能と
なる。導電性流体のこの継続的再供給は、電極端子（単複）と組織表面の間に薄
い蒸気層が確実に残っているようにするための一助となる。さらに、組織部位全
体にわたる電極端子（単複）の動的移動は、導電性流体が標的組織の下及び周囲
の組織を冷却してこの周囲の及び下にある組織に対する熱損傷を最小限におさえ
ることを可能にする。この目的のため、組織のこの冷却を容易にするべく、導電
性流体を冷却することができる。標準的には、活性電極（単複）は、アブレーシ
ョンプロセス中、標的組織から約０.０２〜２mm、好ましくは約０.０５〜１.０m
mのところにある。この空間を維持する１つの方法は、活性電極と組織の間に薄
い気化層又は領域を維持するべく組織との関係において横方向にプローブを並進
運動及び／又は回転させること、すなわち軽いブラッシング動作にある。当然の
ことながら、組織のより深い領域の凝結又はコラーゲン収縮が必要である場合（
例えば組織内に埋っていて出血している血管を封着させるため）には、中でのジ
ュール加熱を行なうべく組織に対し電極端子（単複）を押しつけることが望まし
いかもしれない。

【００６２】 ここで図１を参照すると、電気外科システム１１は一般に、標的部位に高周波
電圧を提供するため電源２８に接続された電気外科ハンドピース１０及びプロー
ブ１０に対し導電性流体５０を供給するための流体供給源２１を含んで成る。プ
ローブ１０は一般に、近位ハンドル１２及び、１つの電極端子又は電極端子アレ
イ５８を有する電極支持部材７０及びこの部材７０の上に配置された単数又は複
数の帰還電極１００，１０２（図２，４及び５を参照）を有する遠位チップ１３
及び近位ハンドル１２を内含する。接続ケーブル３４が、プローブ１０内の電極
を電源２８に電気的に結合するためのコネクタ２６を有している。電極端子５８
は互いに電気的に絶縁されており、端子５８の各々は、複数の個々の絶縁された
導線（図示せず）を用いて電源２８内の能動又は受動制御回路網に接続されてい
る。遠位端部１３に導電性流体５０を供給するため、流体供給管１５がプローブ
１０の流体管１１０に連結されている。

【００６３】 電源２８は、電圧レベル表示装置３２において観察可能な印加された電圧レベ
ルを変更するため、オペレータ制御可能な電圧レベル調整３０を有している。電
源２８は同様に、第１、第２及び第３の足踏みペダル３７，３８，３９及び電源
２８に対し取外し可能な形で連結されているケーブル３６をも内含している。足
踏みペダル３７，３８，３９により外科医は、電極端子５８に適用されるエネル
ギーレベルを遠隔調整することができる。１実施例においては第１の足踏みペダ
ル３７は、電源を「アブレーション」モードに入れるのに使用され、第２の足踏
みペダル３８は、電源２８を「凝結」モードに入れる。第３の足踏みペダル３９
は、ユーザーが電圧レベルを「アブレーション」モード内で調整できるようにす
る。アブレーションモードでは、組織の分子解離のための必須条件を確立するた
め（すなわち導電性流体の一部分の気化、蒸気層の電離及び組織に対するこれら
の荷電粒子の加速）、電極端子に対し充分な電圧が加えられる。上述のように、
アブレーションのための必須電圧レベルは、電極の数、サイズ、形状及び間隔、
電極が支持部材から延びる距離などに応じて変動することになる。外科医が「ア
ブレーション」モードで電源を使用している場合、アブレーションの度合又は活
発度を調整するべく電圧レベルを調整するのに電圧レベル調整装置３０又は第３
の足踏みペダル３９を使用することができる。

【００６４】 当然のことながら、電圧及び電源のモードをその他の入力デバイスによって制
御できる、ということも認識されることだろう。しかしながら、出願人は、足踏
みペダルが外科的処置の間にプローブを操作しながら電源を制御する便利な方法
であることを発見した。

【００６５】 凝結モードでは、電源２８は、導電性流体の気化、プラズマの形成及びその後
の組織の分子解離を回避するべく単数又は複数の電極端子（又は単数又は複数の
凝結電極）に対し充分低い電圧を印加する。外科医は、足踏みペダル３７，３８
のそれぞれを交互に踏むことによってアブレーションモードと凝結モードの間で
電源を自動的に切換えることができる。こうして外科医は、外科的視野から集中
力を外す必要なく又は助手に電源の切換えを要求する必要なく、現場で凝結とア
ブレートＬの間を急速に移動することができる。一例を挙げると、外科医がアブ
レーションモードで軟組織を彫刻するにつれて、プローブは標準的にその組織内
の切断された小血管を同時に封着しかつ／又は凝結することになる。しかしなが
ら、さらに大きな脈管又は高い流体圧力をもつ脈管（例えば動脈管）をアブレー
ションモードで封着することはできない。従って、外科医は、単に足踏みペダル
３８を踏み、自動的に電圧レベルをアブレーションのための閾値レベルより低く
降下させ、脈管を封着及び／又は凝結するのに充分な時間、切断された脈管上に
充分な圧力を加えることができる。これが完了した時点で、外科医は、足踏みペ
ダル３７を踏むことにより迅速にアブレーションモードまで戻ることができる。

【００６６】 ここで図２２及び２３を参照しながら、本発明の原理に従って使用するための
代表的高周波電源について記述する。本発明の高周波電源は、単数又は複数の電
極端子（及び／又は凝結電極）と単数又は複数の帰還電極の間に約１０〜５００
ボルトＲＭＳの高周波電圧を加えるように構成されている。該実施例では、電源
はアブレーションモードで約７０〜３５０ボルトＲＭＳを適用し、サブアブレー
ションモードでは約２０〜９０ボルトを、又凝結モードでは好ましくは４５〜７
０ボルトを印加する（当然のことながらこれらの値は、電源に取付けられたプロ
ーブ構成及び望ましい動作モードに応じて変動することになる）。

【００６７】 本発明の好ましい電源は、加熱されつつある標的組織の体積及び／又はプロー
ブチップのために選択された最大許容温度に応じて、１電極あたり数ミリワット
〜数十ワットまでの範囲の平均電力レベルを生成するべく選択可能な高周波電流
を送り出す。電源は、ユーザーが例えば関節鏡外科手術、皮膚科学処置、眼科学
処置、開放性外科手術又はその他の内視鏡外科処置といった特定の処置の特定的
必要条件に従って電圧レベルを選択できるようにする。

【００６８】 図２２で示されているように、電源は一般に電気外科プローブが使用されてい
るとき電極アセンブリによって代表される、負荷インピーダンスに電力出力信号
１０２を介して連結するため出力接続を有する無線周波数（ＲＦ）電力オシレー
タ１００を含んで成る。代表的例においては、ＲＦオシレータは約１００ｋHzで
動作する。ＲＦオシレータはこの周波数に制限されず、約３００ｋHz〜６００ｋ
Hzの周波数で動作可能である。特に心臓での利用分野のためには、ＲＦオシレー
タは好ましくは約４００ｋHz〜約６００ｋHzの範囲内で動作することになる。Ｒ
Ｆオシレータは一般に約１〜２の波高率をもつ方形波信号を供給することになる
。当然のことながら、この信号は、利用分野その他の要因例えば適用される電圧
、電極の数及び幾何形状に応じて正弦波信号又はその他の適切な波形の信号であ
りうる。電力出力信号１０２は、負荷の下で最小の電圧低下（すなわち降下）し
か受けないように設計されている。こうして、電極端子及び帰還電極に対する印
加電圧が改善され、このため組織の体積除去（アブレーション）速度が改善され
る。

【００６９】 電力は、従来の変圧器ではなくむしろＲＦオシレータと電力線の間に連結され
た切換え電源１０４によってオシレータ１００に供給される。切換え電源１４０
は、発電機がかさばる変圧器のもつ大きいサイズ及び重量無しで高いピーク電力
出力を達成できるようにする。切換え電源のアーキテクチャも又、米国及び外国
のＥＭＩ必要条件が満たされるような形で電磁ノイズを低減させるように設計さ
れた。このアーキテクチャは、電圧がゼロであるときトランジスタをＯＮ及びＯ
ＦＦに切換えるゼロ電圧切換え又は交叉を含む。従って、トランジスタの切換え
により生み出される電磁ノイズは大幅に低減される。１実施例においては、切換
え電源１０４は約１００ｋHzで作動する。

【００７０】 オペレータ制御装置１０５（すなわち足踏みペダル及び電圧セレクタ）及び表
示装置１１６に連結されたコントローラ１０６が、供給電圧変動により発電機出
力電力を調整するため、切換え電源１０４の制御入力端に接続される。コントロ
ーラ１０６は、マイクロプロセッサ又は集積回路でありうる。電源には又、出力
電流を検出するための単数又は複数の電流センサー１１２も内含されている。電
源は好ましくは、中の電気部品に対し耐久性あるエンクロージャを提供する金属
ケーシング内に収納されている。さらに、金属ケーシングは、接地された金属ケ
ーシングが「ファラデーシールド」として機能して電源内で生成される電磁ノイ
ズを低減させ、かくして内部電磁ノイズ源から環境を保護する。

【００７１】 電源は一般に、数多くの異なる外科処置（例えば関節鏡検査、泌尿器科学、一
般外科、皮膚科学、神経外科学など）のために必要とされる、一般的電気部品を
収納する主又はマザーボード及び利用分野特定的限流回路（例えばインダクタ、
抵抗器、コンデンサなど）を収納するドーターボードを含んで成る。ドーターボ
ードは、例えば異なる限流回路設計を必要とする利用分野に対する電源の適切な
変換を可能にするため離脱可能なマルチピンコネクタによってマザーボードに連
結されている。例えば関節鏡検査のためには、ドーターボードは好ましくは、電
極端子に電流を供給するチャンネルの各々について約２００〜４００マイクロヘ
ンリー、通常は約３００マイクロヘンリーの複数のインダクタを含んで成る。

【００７２】 代替的には、１つの実施形態において、各々の独立した電極端子と直列に限流
インダクタが設置され、ここでインダクタのインダクタンスは、標的組織の電気
的特性、望ましい組織加熱速度及び動作周波数に応じて、１０ｕＨ〜５００００
ｕＨの範囲内にある。代替的には、その完全な開示が本書に参考として内含され
ている米国特許第５,６９７,９０９号において以前に記述されているように、コ
ンデンサーインダクタ（ＬＣ）回路構造を利用することができる。さらに、限流
抵抗器を選択することもできる。好ましくはこれらの抵抗器は、低抵抗性媒質（
例えば生理食塩水灌注液又は導電性ゲル）と接触状態にある任意の電極端子につ
いて電流レベルが上昇し始めるにつれて、限流抵抗器の抵抗が著しく増大し、か
くして前記電極端子から低抵抗性媒質（例えば生理食塩水灌注液又は導電性ゲル
）内への電力の送り出しを最小限におさえるような形で、大きい正の抵抗温度係
数をもつことになる。

【００７３】 電力出力信号は同様に、複数の限流要素９６にも連結され得、この要素は利用
分野に応じて変動しうることから好ましくはドーターボード上に位置設定されて
いる。図４は、多電極プローブを用いた関節鏡処置において使用可能な１つの配
置を例示している。図示されているように、高周波電源２８は、電極端子の寸法
、望まれるアブレーション速度などに応じて特定の値を有する、標準的には約１
００〜５０００マイクロヘンリーの範囲内のインダクタンスをもつインダクタで
ある多数の限流要素９６ａ，９６ｂ，…９６ｚに接続されている電圧供給源を含
んで成る。限流要素として約２００〜１００００ピコファラドの範囲内のキャパ
シタンス値をもつコンデンサを限流要素として使用することもできる。同様に、
限流要素として抵抗器を使用することも又可能である。限流要素は同様に、'９
０９特許に詳述されているように、共振回路構造の一部であってもよい。

【００７４】 ここで図２〜５を参照すると、電気外科プローブ１０の一例には、近位ハンド
ル１２に取外し可能な形で連結されたシャフト又は使い捨てチップ１３、及び複
数の電極端子５８を支持するためチップ１３から延びている電気絶縁性電極支持
部材７０（図２及び５）が含まれている。チップ１３及びハンドル１２は標準的
に、外科医による取扱いのために適した形状へと容易に成形されるプラスチック
材料を含んで成る。図３及び５に示されているように、ハンドル１２は、電気接
続７４（以下で図５を参照しながら論述されている）を収納する内部キャビティ
７２を構成しており、電気接続ケーブル３４（図１参照）に対する接続のための
適切なインタフェースを提供する。この実施例では、ハンドル１２は、外科処置
と外科処置の間でそれを滅菌することによって再使用できるように、高圧蒸気殺
菌可能なプラスチック又は金属（例えばポリエチルエーテルケトン又はアルミニ
ウム及び／又は亜鉛を含有する安定した金属合金で作られている。高温に対する
反復的露呈に耐えることができるポリエーテルイミドのハンドピース又はＵＬＴ
ＥＭ（登録商標）及びシリコーンのケーブルジャケットといったような高使用温
度材料が好まれる。

【００７５】 図４Ａ〜４Ｃを参照すると、チップ１３は好ましくは、互いにスナップ嵌めさ
れチップ１３内に電極支持部材７０を保持するためのリセス２０４を間に形成す
る第１及び第２のハウジング半分２００，２０２を含んで成る。電極支持部材７
０はチップ１３の遠位端部から延び（通常約０.５〜２０mm）、複数の電気的に
絶縁された電極端子５８及び単数又は複数の帰還電極１００，１０２（図４参照
）のための支持体を提供している。代替的には、電極支持部材７０は、前述のよ
うに外科処置の間電極端子５８のまわりに導電性流体閉じ込める一助となるべく
チップ１３の遠位端部から引込んでいてよい。電極支持部材７０は、通常外科医
による取扱いを容易にするためハンドル１２の長手方向軸との関係において通常
約１０〜９０度の角度で配置されている実質的に平面の組織処理表面８０を有す
る。一実施例では、この機能は、ハンドル１２の長手方向軸との関係において鋭
角を成してチップ１３を方向づけすることによって達成される。

【００７６】 図２〜５に示された実施形態においては、プローブ１０は、電極端子５８と電
源２８の間の電流通路を補完するため第１及び第２の帰還電極１００，１０２を
内含している（図１参照）。図示されているように、帰還電極１００，１０２は
、好ましくは標準的に約０.１〜２mm、好ましくは約０.２〜１mmといったように
組織の治療表面に対しわずかに近位にある電極支持部材７０のいずれかの側面１
０４，１０６上に流体接触表面を有する。帰還電極１００，１０２は通常、約５
mm²〜２５mm²、好ましくは約１８mm²〜約２０mm²の露出表面積を有することにな
る。帰還電極１００，１０２は、ハンドル１３の近位端部まで延びるコネクタ１
０４（この接続の詳細については以下で論述する）に連結され、ここでそれは適
切に電源２８に接続される（図１）。

【００７７】 図４Ａ〜４Ｃ及び図５を参照すると、チップ１３はさらに、支持部材７０の上
の帰還電極１００，１０２及び電極端子５８のうちの１つに各々連結された複数
の電源２１０を保持する雄電気コネクタ２０８を支持するための近位ハブ２０６
を内含している（代表的支持部材７０の詳細については図７〜１３を参照のこと
）。ハンドル１２内に収納された雌コネクタ２２０が、雄コネクタ２０８に取外
し可能な形で連結されており、ひずみ取り装置２２４を通して雌コネクタ２２０
からケーブル３４まで、複数の電線が延びている。プローブ１０内に流体が侵入
した場合に短絡を防ぐため両方の電線セット２１０，２２２共に絶縁されている
。この設計により、ハンドルを異なるチップと共に再使用できるような形でハン
ドル１２内のコネクタ２２０とチップ１３内の電極を取外し可能な形で接続する
ことが可能となる。プローブ１０は好ましくは、電源についての動作モード及び
特定の電圧出力範囲をプログラミングするため、コード化された抵抗器（図示せ
ず）といったような識別要素をも内含することになる。こうして、電源をさまざ
まな異なる利用分野のためのさまざまな異なるプローブと共に利用することが可
能となる。

【００７８】 図５に示されているように、帰還電極１００，１０２は、電極端子５８に直接
接続されていない。電極端子５８が帰還電極１０２，１００に電気的に接続され
るような形でこの電流通路を補完するために、外科処置中活性電極及び帰還電極
の間に導電性流体（例えば等張生理食塩水又は導電性ゲル）が配置される。代表
的実施形態においては、プローブ１０に、導電性流体を標的部位に送り出すため
の流体管１１０（図２）を内含する。流体管１１０は、電極支持部材７０に隣接
して位置設定された遠位開口部１１４（図４）までハンドル１３内の溝１１４及
びチップ１２内の内部キャビティ１１２（図３及び図４Ａ〜４Ｃ）を通って延び
るようにサイズ決定されている。管１１０は、キャビティ１１２内への考えられ
るあらゆる流体侵入を除去するべく開口部１１４まで内部キャビティ１１２を通
って全体的に延びている。図１及び図２の中に示されているように、流体管１１
０は、導電性流体供給源に連結するための近位コネクタ１１２を内含する。

【００７９】 プローブ１０は、同様に、標的部位に対する導電性流体の流速を制御するため
のバルブ又はそれと同等の構造をも内含することになる。図４Ａ〜４Ｃに示され
ている代表的実施形態においては、ハンドル１２は、遠位ハブ１１８とひずみ取
り装置１２０の間に連結された主本体１３０及び主本体１３０のまわりに回転可
能なスリーブ１１６を含んで成る。遠位ハブ１１８は、ハンドル１２に対してチ
ップ１３を取外し可能な形で連結するためチップ１３の近位ハブ２０６を受け入
れるための開口部１１９を有する。スリーブ１１６は、流体管１１０用のバルブ
構造を提供するためひずみ取り装置１２０及び遠位ハブ１１８に回転可能な形で
連結されている。図２に示されているように、流体管１１０は、ひずみ取り装置
１２０から溝１１４を通り、主本体１３０及び遠位ハブ１２０を通りチップ１３
まで延びている。スリーブ１１６の回転は、管１１０を通る流体の流れを妨げ、
又場合によってはそれを遮断する。当然のことながら、この流体制御は、スイッ
チ、ボタンなどといったようなさまざまなその他の入力及びバルブデバイスによ
って提供される。

【００８０】 変形実施形態においては、流体通路を、例えばハンドル及びチップ内の環状空
隙（図示せず）又は中央内部管腔によってプローブ１０内に直接形成することが
できる。この内部管腔は、導電性流体が標的部位に向かって半径方向内向きに流
れる傾向をもつようにプローブ１０の周辺近くに形成されてもよいし、或いは又
流体が半径方向外向きに流れるようにプローブ１０の中心に向かって形成されて
もよい。さらに、導電性流体を、プローブ１０とは分離した流体送り出し要素（
図示せず）から送り出すこともできる。例えば関節鏡外科手術においては、体腔
に等張生理食塩水を満たし、プローブ１０はこの液体が満たされた体腔内に導入
されることになる。帰還電極１００，１０２と電極端子５８の間の伝導を維持す
るため、導電性流体は継続的に再供給されることになる。単数又は複数の流体管
腔を内蔵する代替的電気外科プローブについてのより完全な記述は、その完全な
開示が以前に本書に参考として内含された、１９９５年６月７日付の共通譲渡の
同時係属出願第０８／４８５,２１９号の中に見出すことができる。

【００８１】 図４及び５を参照すると、電気的に絶縁された電極端子５８が電極支持部材７
０の組織治療表面８０全体にわたり離隔して置かれている。代表的実施形態にお
いては、組織治療表面８０は、約０.５mm〜２０mm（好ましくは約２〜１０mm）
の範囲内の幅Ｌ及び０.３mm〜１０mm（好ましくは約０.５〜４mm）の幅Ｗをもつ
矩形横断面形状を有している。個々の電極端子５８は上述の寸法をもち、好まし
くは組織治療表面８０と実質的に同じ高さにある。出願人は、この構成が、電極
端子に高周波電圧が加えられた時点で過度に高い電界強度及び付随する電流密度
を促進することになるあらゆる鋭い電極縁部及び／又はコーナーを最小限におさ
え、かくして薄い組織層（例えば表皮層）を除去するために好まれるようにアブ
レーション速度を最小限におさえることを発見した。

【００８２】 電極端子５８を、標準的に０〜２mmの距離だけ表面８０からわずかに外向きに
突出させることもできるし又は端子をこの表面から引っ込めることもできる、と
いうことに留意すべきである。例えば、電極端子５８を０.０１mm〜１mm、好ま
しくは０.０１mm〜０.２mmの距離だけ引込めることができる。本発明の１実施形
態において、電極端子は、外科医が表面と電極端子の間の距離を調整できるよう
に、組織治療表面との関係において軸方向に調整可能である。

【００８３】 ここで図７〜１３を参照して、電極支持部材７０の一例を詳述することにする
。図示されているように、電極支持部材７０は好ましくは、セラミクスといった
ような適切な高温電気絶縁材料を含む多層基板を含んでいる。多層基板は、セラ
ミクスウェーハ層に接着させられた導電性ストリップ（例えば、セラミクスウェ
ーハ上に印刷又は焼付け又はメッキされた薄いフィルム）をもつ薄い又は厚いフ
ィルムハイブリッド材料である。導電性ストリップは標準的にタングステン、金
、ニッケル、銀、白金又はそれと同等の材料を含んで成る。実施例においては、
導電性ストリップは金を含んで成り、これらはウェーハ層と合わせて同時焼成さ
れて一体型のパッケージを形成する。導電性ストリップは、セラミクス層の中に
せん孔された孔又はヴァイアにより外部電線コネクタに連結され、導電性材料で
メッキされているか又はその他の形で被覆されている。

【００８４】 代表的実施形態においては、支持部材７０は、５つのセラミクス層２００，２
０２，２０４，２０６，２０８（図９〜１３参照）、３つの金メッキ電極端子２
１０，２１２，３１４及び第１及び第２の金メッキされた帰還電極２１６，２１
８を含む。図８Ａ，９Ａ及び９Ｂに示されているように、支持体外部層７０の１
つである第１のセラミクス層２００は、その側面２００上に第１の金メッキ帰還
電極２１６を内含する。第１のセラミクス層２００はさらに、リード線（図示せ
ず）に連結するため帰還電極２１６から層２００の近位端部に延びる金の導電性
ストリップ２２２及び層２００の中央部分からその近位端部まで延びる３つの金
の導電性ライン２２４，２２６，２２８を内含する。導電性ストリップ２２４，
２２６，２２８は各々、それぞれ導電性孔又はヴァイア２３０，２３２，２３４
により電極端子２１０，２１２，２１４の１つに連結されている。図示されてい
るように、３つのヴァイア２３０，２３２，２３４は全てウェーハ層２００を通
って延びる。

【００８５】 図１０Ａ及び１０Ｂを参照すると、外部ウェーハ層２００と中央ウェーハ層２
０４の間には第２のウェーハ層２０２が結合されている（図１１Ａ及び１１Ｂ）
。図示されているように、第１の電極端子２１０が第２のウェーハ層２０２の遠
位表面に取付けられ、導電性ストリップ２４０がヴァイア２３０まで延びて電極
端子２１０をリード線に連結している。同様にして、ウェーハ層２０４及び２０
６（図１１及び１２）は各々その遠位表面にメッキされた電極端子２１２，２１
４及びそれぞれヴァイア２３２，２３４の１つまで延びる導電性ストリップ２４
２，２４４を有する。ここでヴァイアがセラミクス層の中を必要なだけ遠くまで
延びているにすぎないということに留意されたい。図１３に示されているように
、もう１つの外部ウェーハ層２０８が層２０８の側面２５０にメッキされた第２
の帰還電極２１８を有する。第２の帰還電極２１８は、セラミクス基板全体の中
に延びるヴァイア２５２を通して第１の帰還電極２１６に直接連結されている。

【００８６】 当然の事ながら、本発明に従ってさまざまな異なるタイプの多層ウェーハを構
築できることが認識されるだろう。例えば、図１４及び１５は、電極端子がセラ
ミクスウェーハ層２８２の間にメッキされているか又はその他の形で結合されて
いる平面ストリップ２８０を含んで成る多層セラミクスウェーハの１変形実施形
態を例示している。平面ストリップ２８０の各々は、図１５に示されているよう
に異なる長さをもち、かくして、電極端子は互いから電気的に隔離されヴァイア
（図示せず）によってリード線に連結されている。

【００８７】 もう１つの実施形態においては、活性電極（単複）は、そのまわりに形成され
た蒸気層と組織の間の接触を最小限におさえるか又は回避するため充分な距離だ
け、組織から離間されている。これらの実施形態において、組織に送り出される
熱エネルギーの量はこの間隔によって低減される。一部の実施形態においては、
蒸気層中の加熱された電子と組織の間の接触は、蒸気層から導電性流体を通して
帰還電極まで戻るようにこれらの電子が走行するにつれて、最小限におさえられ
る。しかしながらプラズマ内のイオンは、蒸気層を超えて組織まで加速するべく
、より高い電圧レベルといったようないくつかの条件下で充分なエネルギーを有
することになる。かくして組織結合は、組織と接触状態にある電子流ひいては熱
エネルギーを最小限におさえながら、先行する実施形態の場合のように解離又は
破断される。

【００８８】 図１６は、電極端子３５８と組織３０２の間の接触を防ぐべく絶縁支持部材３
４８の遠位表面３６０から引っ込んだ複数の活性電極端子３５８をもつ電気外科
プローブ３００の作用端部を例示している。好ましくは、電極端子３５８は、上
述のアブレーションプロセスのため蒸気層３０４からのイオンが組織３０２に達
することができるようにしながら、組織３０２のまわりに形成された蒸気層３０
４と組織３０２の間の直接的接触を防止するのに充分な距離だけ離間されること
になる。この距離は、適用される電圧、電極の構成、導電性流体のイオン濃度そ
の他の要因に応じて変動することになる。代表的実施形態においては、電極端子
３５８は、約０.５mm〜５.０mm、好ましくは約１.０〜２.０mmの距離だけ遠位表
面３６０から離間されており、印加電圧は、約２００〜３００rms ボルト又は約
４００〜６００ピーク対ピークボルト（方形波で）である。この実施形態におい
ては、導電性流体は等張生理食塩水であり、その塩化ナトリウム濃度は約０.９
％である。出願人は、塩化ナトリウム濃度を増大させるか又は電極端子と帰還電
極の間に適用される電圧を増大させることにより、プラズマ内のイオンの濃度及
びエネルギーレベルが増大することになるということを発見した。かくして、電
極端子と組織の間の距離を増大させることができ、これにより一部のケースにお
いて組織表面における温度は、低下することになる。

【００８９】 図１６に示されているように、支持部材３４８は、支持部材３４８の内部部分
３１２と電極端子３５８から遠位に延びる環状延長部分３６４を内含する。環状
延長部分３６４は好ましくはセラミクス又はガラス組成物又はシリコーンといっ
たような電気絶縁材料を含むことになるが、好ましくはこれは、医師がその中に
形成されたプラズマチャンバ３１０を検分できるようにする透明な材料を含むこ
ともできる。代表的実施形態においては、電極端子３５８は支持部材３４８の内
部部分３１２から遠位に延びている。この構成は、環状延長部分３６４の遠位表
面３６０と電極端子３４８の間の空間をなおも維持しながらアブレーション速度
及びプラズマ３０４の強度を増大させるため電極端子３４８の縁部近くの電流密
度を増大させる。この実施形態においては、帰還電極３２０が、電極端子３５８
から近位にかつプラズマチャンバ３１０の外側に配置されている。しかしながら
、帰還電極３２０は、プラズマチャンバ３１０に電流を閉じ込めることが望まれ
る場合、プラズマチャンバ３１０内に配置することも可能である（図１７及び１
８参照）。この後者の構成では、帰還電極及び活性電極は、間の電流短絡を避け
るべく構成され離間されることなる。

【００９０】 代表的実施形態においては、湿潤電界内又は導電性流体内にすでに浸漬された
電界内でプローブ３００が使用される。しかしながら、この実施形態を乾燥電界
内に使用することができるということも認識され、その場合、導電性流体は例え
ばプローブ内の流体管腔又は管を介して標的部位まで供給される。好ましくは、
流体管（単複）は、たとえ外科医が組織に対してプローブを押しつけても電極端
子３５８のまわりの導電性流体の継続的再供給を可能にするようプラズマチャン
バ３１０内に遠位開口部（単複）を有することになり、かくして組織に対する側
副損傷は低減される。もう１の実施形態（図示せず）においては、プローブは、
キャビティ内の過剰流体が直ちに管腔を通して吸引されるような形でプラズマチ
ャンバ３１０と共に遠位開口部をもつ吸引管腔（図示せず）を内含することにな
る。この構成は、プラズマチャンバ３１０内に配置された帰還電極と合わせて、
医師が、プラズマチャンバ３１０の外側への流体及び電流漏洩を最小限にする流
体及び電気の閉回路を作り出すことを可能にする。

【００９１】 もう１つの実施形態では、合成メッシュ材料といったような、流体の通過を実
質的に妨げながらプラズマ層又は蒸気の通過を可能にすることになる適切な材料
で作られたスクリーンがプラズマチャンバの遠位開口部を閉じ、プラズマ電界を
著しく制約することなくチャンバから外に漏出する流体の量を最小限におさえて
いる。

【００９２】 該実施例では、電極端子３５８と帰還電極３２０の間に印加される高周波電圧
は、上述のように標的組織と電極端子３５８の間の導電性流体を電離蒸気層又は
プラズマ３０４へと変換するのに充分なものである。電極端子３５８と標的組織
の間の印加電圧差（すなわちプラズマ層３０４を横断する電圧勾配）の結果とし
て、プラズマ３０４中の荷電粒子３０６（すなわち電子）は組織３０２に向かっ
て加速される。充分に大きい電圧差で、これらの荷電粒子３０６は、組織構造内
での分子結合の解離をひき起こすのに充分なエネルギーを獲得する。この分子解
離には、組織の体積除去（すなわちアブレーションによる昇華）及び酸素、窒素
、二酸化炭素、水素及びメタンといったような低分子量ガスの生成が伴う。標的
組織３０２内の加速された荷電粒子３０６の短かい範囲は、分子解離プロセスを
表面層に制限し、下にある組織に対する損傷及び壊死を最小限におさえる。

【００９３】 一部の実施形態においては、電圧差は下にある組織に対し熱エネルギーを適用
するのに充分なものとなる。好ましくはこの熱エネルギーは、正常な体温（例え
ば３７℃）から４５℃〜９０℃の範囲、好ましくは５５℃〜７０℃の範囲そして
皮膚の場合には好ましくは約５５℃〜６２℃の範囲内の温度まで組織温度を上昇
させるのに充分なものとなる。この温度上昇は、コラーゲン結合繊維に対し、下
にある組織内の新しいコラーゲン繊維の再成長を増強又は刺激するのに充分な損
傷をひき起こす。

【００９４】 図１７は、活性電極５８及び帰還電極１０２の両方を内含する電極支持部材７
０及び流体管１１０の遠位開口部１１４をとり囲む距離シールド３７０を内蔵す
る本発明のもう１つの実施形態を例示している。図１７では支持部材７０及び流
体管開口部１１４を例示するため、隔離シールド３７０の一部分のみが示されて
いるということに留意されたい。隔離シールド３７０は好ましくは、セラミクス
、シリコーン、ガラスなどといったような電気絶縁材料を含んで成る。シールド
３７０は、作用端部全体（すなわち電極５８，１０２及び流体送り出し開口部１
１４）がシールドによりとり囲まれるような形で使い捨てチップ１３の遠位面に
取付けられている。シールド３７０は好ましくは、活性電極５８と組織の間にオ
フセットを提供するべく、活性電極５８の遠位端部から約０.２〜３.０、標準的
には約０.５〜１.５mm延びている。この実施形態において主要な差異は、帰還電
極１０２と流体送り出し開口部１１４が同様にシールド３７０により作り出され
たプラズマチャンバ内にも収納されているという点にある。実施例においては、
隔離シールド３７０はガラス又はプラスチックといったような透明な材料を含ん
で成り、かくして医師は、デバイスが活動状態にされプラズマ電界が活性電極５
８のまわりに作り出されつつあるとき（標準的には等張生理食塩水が導電性流体
である場合オレンジ色のグローにより表示される）これを見ることができる。

【００９５】 ここで図１８を参照すると、活性電極として機能するべくループ電極５８を内
蔵する本発明のもう１つの実施形態が示されている。出願人は、ループ電極５８
が一般に、図１７に示されているフラッシュ電極設計に比べ高い電流密度を誘発
し、それが電極５８のまわりの電界を増大させ、かくしてプラズマ層の強度を増
大させるということを発見した。この構成は、組織をアブレートするのに充分な
高い電界をなおも維持しながら、組織からさらなる距離（すなわち標準的には約
１.０〜２.０mm）だけ離れたところに活性ループ電極５８を保持することも可能
である。組織からさらに遠くにループ電極５８を離間させることで組織内への電
流の流れはさらに最小限におさえられ、組織の温度はさらに低下させられる（例
えば標準的に組織表面温度を約５０℃、往々にして約４０℃未満に維持する）。
一部の利用分野では、こうして医師は、組織温度が患者に痛みをひき起こす閾値
よりも低いものであるために、患者に麻酔を施すことなく外部組織層（例えば角
質層）を除去することができる。

【００９６】 図１９は、図１７及び１８に示されているものに類似した電気外科プローブと
共に使用するための使い捨てチップ４００を例示している。チップ４００は、電
気外科プローブの横置き可能なハンドル（図示せず）から着脱できるように設計
されている。この実施形態においては、チップ４００は、支持部材４０２の遠位
表面に薄いスリット開口部４１２が存在するような形で活性電極４０４の上に成
形され得る材料から作られた電気絶縁支持部材４０４を含む。図示されているよ
うに、活性電極４０４は図１８の実施形態の場合と同様にループ電極４０４を含
む。スリット開口部４１２は導電性流体が支持部材４０２内で活性電極４０４ま
で送り出され、かくして電流が支持部材４０４をとり囲む帰還電極４０６まで導
電性流体を通って走行できるようにしている。図示されているように、帰還電極
４０６は、帰還電極４０６と組織の間の接触を回避するべく活性電極４０４の遠
位端部及び開口部４１２から近位で離間されている。電気外科プローブ（図示せ
ず）のハンドル（図示せず）に対しチップ４００を電気的に連結するため、それ
ぞれ活性電極４０２及び帰還電極４０６に電気コネクタ４０８，４１０が連結さ
れている。

【００９７】 支持部材４０４は好ましくはその他の実施形態と類似の無機材料を含んでいる
。出願人は、シリコーン材料が実際に帰還電極４０６から活性電極４０４を絶縁
し、液体射出成形又は類似の技術を用いて成形されうるということを発見した。
さらに、シリコーン材料は、活性電極４０４のまわりに形成されたプラズマ層に
抵抗する傾向をもつことになる。支持部材４０４は、同様に、プローブのハンド
ル内への流体の侵入を防ぐためチップ４００がハンドルに連結された後ハンドル
（図示せず）の内部を流体密封するようにも設計されている。代替的には、Ｏリ
ング又は類似のデバイスといったような分離したシール（図示せず）を用いてチ
ップ４００とハンドルの間の密封を増強させることができる。

【００９８】 図示されているとおり、チップ４００はさらに、帰還電極４０６の遠位端部に
ある開口部４２２までこのチップ４００の中を通って延びる流体管４２０を内含
している。導電性流体を標的部位まで送り出すべくハンドル内の流体管又は流体
管腔（図示せず）に連結するために流体チップ４２０が適合されている。上述の
ように、チップ４００は標的部位又はチップに直接適用される導電性ゲル又はも
う１つの材料の中で使用することができる。これらの実施形態においては、流体
管４２０は必要でないかもしれない。

【００９９】 図２０は、下にある表皮層４３２を完全に除去したり又はこれに永久的に損傷
を加えたりすることなく、患者の角質層４３０すなわち死んだ皮膚細胞の上部表
面層を除去するための方法を例示している。図示されているとおり、電気外科プ
ローブ（図示せず）のチップ４００は、活性ループ電極４０４が角質層４３０か
ら約０.２〜２.０mmの距離だけ離間されるような形で、標的部位に隣接して配置
されている。これは、角質層４３０に対し電極支持部材４２０の遠位表面を圧迫
することによってか又はこの遠位表面を角質層４３０の表面に極めて近いところ
にもってくることによって達成できる。流体４４２を通して活性電極４０２と帰
還電極４０６の間に導電性通路が形成されるように、標的部位まで管４２０を通
して等張生理食塩水といったような導電性流体４４２が送り出される。さらに、
以上で詳述されているように支持部材４０２の中又はそのまわりに蒸気層４５０
を形成するべく活性電極４０２のまわりには充分な量の導電性流体が存在する。

【０１００】 図２０は、電圧が間に印加された時点で活性電極４０４と帰還電極４０６の間
に適用される電界に付随する電流束線４４０を例示している。電界強度は、ルー
プ電極４０４に近い領域内で、電流束線が集中していることを理由に実質的によ
り高くなっている。１つの実施形態においては、この高い電界強度は、分子解離
を通して標的角質層組織４３０の誘発された分子崩壊を導く。電極端子（単複）
４０４と標的組織４３０の間の印加電圧差（すなわちプラズマ層４５０を横断す
る電圧勾配）の結果として、プラズマ中の荷電粒子（図示せず）（すなわち電子
）は組織に向かって加速される。充分に大きい電圧差で、これらの荷電粒子は、
組織構造内での分子結合の解離をひき起こすのに充分なエネルギーを獲得する。
この分子解離には、組織の体積除去（すなわちアブレーションによる昇華）及び
酸素、窒素、二酸化炭素、水素及びメタンといったような低分子量ガス（図示せ
ず）の生成が伴う。組織内の加速された荷電粒子の短かい範囲は、分子解離プロ
セスを表面層に制限し、下にある組織に対する損傷及び壊死を最小限におさえる
。

【０１０１】 図２１を参照すると、１つの実施形態において、活性ループ電極４０４は、蒸
気層４５０からのイオン４６０が上述のアブレーションプロセスのために組織４
３０に到達するのを許容しながら、電極４０４のまわりに形成された蒸気層４５
０と組織４３０の間の直接的接触を防ぐのに充分な距離だけ組織表面４３０から
離間されることになる。この距離は、印加された電圧、電極構成、導電性流体の
イオン濃度及びその他の要因に応じて変動することになる。代表的実施形態にお
いては、ループ電極は、支持部材４０２の遠位表面４１２から約１.０mm〜５.０
mm好ましくは約２.０mmの距離だけ離間され、印加電圧は１５０〜３５０rmsボル
ト又は約３００〜７００ピーク間ボルト（方形波で）、標準的には約２００〜３
００rmsボルト又は４００〜６００ピーク間ボルトである。代替的には、ループ
電極４０４は、組織４０４の遠位表面４１２に対しさらに近く離間されてもよく
、医師は処置中に遠位表面４１２と組織４３０の間の空間を維持するよう指示さ
れる可能性がある。

【０１０２】 特定の利用分野のためには、例えば１００℃以下、８０℃以下又さらには５０
℃以下といった比較的低いプラズマ温度を維持することによって組織温度をさら
に低下させることが望まれるかもしれない。この低温組織除去によりこれらの細
胞又は標的組織をとり囲む組織に対する側副熱損傷の可能性は低減され、かつ処
置中の麻酔の必要性も低減される。

【０１０３】 気化温度が低下した状態で、組織に対し向けられる熱エネルギーを減少させな
がら、組織のアブレーションのために充分なエネルギーレベルを達成することが
可能である。体積組織除去温度の所望の低下を達成するための１つの技術は、１
００℃以下又は８０℃以下の気化温度をもつ導電性液体を使用することにある。
出願人は、本発明の方法に従った電離プラズマへの気化温度が液体の沸点に関係
づけられると考えている。液体の沸点は、その蒸気圧が環境の大気圧又は外部圧
と等しいか又は極くわずかだけ大きいような液体の温度として定義づけされる。
周知のように、海水準（１気圧）での水の沸点は１００℃である。

【０１０４】 さまざまな流体及び／又は溶液が、１００℃より低い沸点をもつ。例えばメタ
ノールは６４.７℃の沸点をもつ。好ましくは、流体又は溶液は、患者にとって
有毒でも有害でもない導電性でかつ生体適合性ある材料を含むことになる。さら
に、関節鏡検査といったような一部の利用分野については、周囲の組織細胞内へ
の導電性溶液の吸収を最小限におさえることがさらに望ましい。さらに、液体溶
液が共沸性であることが望まれるかもしれない。２つ以上の物質の共沸混合物は
、液体の部分的蒸発により生成される蒸気が液体と同じ組成をもつという点で単
一の物質のように挙動する。こうして、治療の経過全体にわたり沸点を望ましく
ないほどに変更する可能性のある、１つの溶液成分のその他の溶液成分よりも速
い不均等な減損が防止されるはずである。

【０１０５】 導電性流体の気化温度を低下させるためのもう１つの技術には、標的部位近く
で空気又は気体の外部蒸気圧を低下させることが関与している。水の沸点は圧力
と共に低下する。かくして電極端子（単複）近くの導電性流体内に大気以下の環
境を作り出すことによって、流体の気化のために必要とされる温度は低下するこ
とになる。

【０１０６】 もう１つの実施形態においては、導電性流体、標準的には等張生理食塩水が、
標的部位への送り出しに先立って冷却される。標準的には、導電性流体は約０℃
〜２０℃の範囲内、通常は約５℃〜１５℃の範囲内の温度まで冷却されることに
なる。さらに、活性電極と帰還電極の間に導電性通路を提供し活性電極のまわり
に蒸気層を形成する機能を達成した後導電性流体が標的部位から撤去されるよう
に、プローブはチップ４００近くに吸込みを内蔵していてよい。これらの特長は
次の２つの機能を果たす。すなわち（１）標的部位に達する導電性流体はより低
温であり、そのため組織温度はさらに低下する、（２）電界が活性電極のまわり
の導電性流体の温度を上昇させるにつれて、このより高温の導電性流体は標的部
位から吸引される、そして （３）標的部位を通って移動し又吸引管腔を通って
戻る低温流体によって対流冷却プロセスが確立される。

【０１０７】 出願人は、電極端子（単複）のまわりの電流密度の増大が、同じか又は類似の
温度で電離プラズマ内により高いエネルギーレベルを導き得るということを発見
した。このことはそれ自体、電離プラズマが、骨又は石灰化したフラグメントの
中に存在するもののようなより強い分子結合を破断するか又は組織からさらに離
れた距離のところで組織をアブレートすることを可能にする。標的部位と電極端
子（単複）の間の導電性流体は電離された蒸気層又はプラズマへと転換されるこ
とから、標的に対して加速されうる荷電粒子の数も同様に除去速度をも決定する
。さらに流体の導電率はプローブの端部で作り出されたプラズマ電界の強度に対
し影響をもちうる。標準的には、プローブと共に０.９％の塩化ナトリウム濃度
をもつ等張生理食塩水が使用される。０.９％以上、好ましくは約３％〜２０％
の間まで塩化ナトリウム濃度を増大させることによって、増大された濃度は、改
良された組織アブレーション速度を提供する。

【０１０８】 出願人は同様に、プラズマがひとたび開始された時点でプラズマを持続させる
ためよりもプラズマを開始させるのにより高い電圧レベルをプラズマ層が標準的
に必要とする、ということをも発見した。さらに、一部の導電性溶液が、上述の
ように、プラズマのエネルギーレベルよりもむしろプラズマ層の開始を容易にす
るということが発見された。例えば、等張生理食塩溶液よりも低い濃度（すなわ
ち塩化ナトリウム０.９％未満）をもつ生理食塩水溶液がプラズマ層の開始を容
易にすることが発見された。このことは、吸込み圧力が電極端子（単複）の近く
で加えられる利用分野といったような、プラズマ層の開始がより困難である利用
分野において有用でありうる。このタイプの利用分野及び同時吸込み及びアブレ
ーションを行なうデバイスについてのより完全な記述は、その完全な開示があら
ゆる目的のために本書に参考として内含されている１９９８年１月２１日付の米
国特許出願第０９／０１０,３８２号（弁理士事件整理番号Ａ・６）の中に見出
すことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 電気外科発電機及び電気外科プロープ又はハンドピースを内含する、患者の皮
膚の治療用電気外科システムの斜視図である。

【図２】 本発明の原理に従って構築された電気外科プローブの１つの実施形態の斜視図
である。

【図３Ａ】 図２のプローブの分解立体等角図である。

【図３Ｂ】 図２のプローブの分解立体等角図である。

【図３Ｃ】 図２のプローブの分解立体等角図である。

【図４】 図４は、複数の電極端子を有する電極支持体を例示する、プローブの遠位チッ
プの端面図である。

【図５】 ハンドピースの電極支持体及び電気接続をさらに詳しく例示している。

【図６】 電極用のメッキ導線を有する多層ウェーハを含む電極支持体の一例の端面図で
ある。

【図７】 図７の電極Ｓの側面図である。

【図８】 図７の電極Ｓの側面図である。

【図９Ａ】 電極Ｓの個々のウェーハ層の側面図である。

【図９Ｂ】 個々のウェーハ層の横断面図である。

【図１０Ａ】 電極Ｓの個々のウェーハ層の側面図である。

【図１０Ｂ】 個々のウェーハ層の横断面図である。

【図１１Ａ】 電極Ｓの個々のウェーハ層の側面図である。

【図１１Ｂ】 個々のウェーハ層の横断面図である。

【図１２Ａ】 電極Ｓの個々のウェーハ層の側面図である。

【図１２Ｂ】 個々のウェーハ層の横断面図である。

【図１３】 電極Ｓの個々のウェーハ層の側面図である。

【図１４】 本発明に従った代替的多層ウェーハ設計を例示する。

【図１５】 本発明に従った代替的多層ウェーハ設計を例示する。

【図１６】 本発明に従った隔離シールドを内蔵する代替的電気外科プローブの作用端部を
例示する。

【図１７】 隔離シールドを内蔵する電気外科プローブの２つの変形実施形態である。

【図１８】 隔離シールドを内蔵する電気外科プローブの２つの変形実施形態である。

【図１９】 図１７及び１８に示されたもののような電気外科プローブと共に使用するため
の使い捨てチップを例示する。

【図２０】 本発明に従った、角質層を除去するための方法を例示する。

【図２１】 本発明に従った、角質層を除去するための方法を例示する。

【図２２】 本発明に従った電源の１つの実施形態を概略的に例示している。

【図２３】 複数の活性電極及び付随する限流要素を内含する電気外科システムを例示して
いる。

───────────────────────────────────────────────────── 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，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，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，Ｃ Ｚ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ， ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，Ｌ Ｔ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ， ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，Ｕ Ａ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 ベイカー，マイケル エー． アメリカ合衆国，カリフォルニア 94062， ウッドサイド，オールド ラ ホンダ ロ ード 145 (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 レーン 1192 (72)発明者 エガーズ，フィリップ イー． アメリカ合衆国，オハイオ 43017，ダブ リン，リザーブ ドライブ 5366 Ｆターム(参考） 4C060 KK10 MM22

Claims (39)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 患者の外皮に対して電気エネルギーを適用する方法において
   、 患者の外皮上の標的部位に隣接して又はその近くに活性電極を配置する段階と
   、 表皮層全体を除去することなく角質層を除去するべく前記活性電極に対して充
   分な高周波電圧を印加する段階とを有する方法。
2. 【請求項２】 約３０ミクロン未満の厚みをもつ皮膚層を除去する段階をさ
   らに有する請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記除去した角質層の下にある患者の皮膚の中の新しいコラ
   ーゲンの成長を刺激する段階をさらに備えた請求項１に記載の方法。
4. 【請求項４】 患者の外皮から死枯した皮膚細胞を除去し新しい皮膚細胞の
   成長を加速することによって前記刺激段階を実施する請求項３に記載の方法。
5. 【請求項５】 下にある真皮及び表皮に対して熱エネルギーを適用すること
   によって前記刺激段階を実施する請求項３に記載の方法。
6. 【請求項６】 導電性流体の存在下で活性電極と帰還電極の間に高周波電圧
   差を印加する段階をさらに備え、導電性流体が活性電極と帰還電極の間に導電性
   経路を生成する請求項１に記載の方法。
7. 【請求項７】 印加段階中において活性電極と患者の外皮の間に空間を維持
   する段階をさらに有する請求項１に記載の方法。
8. 【請求項８】 前記空間が少なくとも約０.５mmである請求項７に記載の方
   法。
9. 【請求項９】 前記空間が少なくとも約１.０mmである請求項７に記載の方
   法。
10. 【請求項１０】 前記導電性流体の一部分を気化させ、前記活性電極に隣接
    して気化した流体をプラズマの形に電離させるべく前記活性電極と前記帰還電極
    の間に充分な高周波電圧差を印加する段階をさらに備えた請求項６に記載の方法
    。
11. 【請求項１１】 前記印加段階中に標的部位に対して導電性流体を送り出す
    段階をさらに備えた請求項６に記載の方法。
12. 【請求項１２】 前記導電性流体を冷却する段階をさらに備えた請求項１１
    に記載の方法。
13. 【請求項１３】 第１の外部層及びその下にある第２の層をもつ患者の外皮
    上で標的部位を隣接して又はその近くに活性電極を配置する段階と、 第２の層の露出した表面における温度を約５０℃未満に維持しながら第１の外
    部層を除去するべく充分な高周波電圧を活性電極に印加する段階とを備えた患者
    の外皮に電気エネルギーを適用するための方法。
14. 【請求項１４】 前記第２の層の露出した表面における温度が約４０℃未満
    である請求項１３に記載の方法。
15. 【請求項１５】 前記第１の層の厚みが約５〜３０ミクロンの範囲内にある
    請求項１３に記載の方法。
16. 【請求項１６】 前記第１の層が角質層であり、前記第２の層が表皮である
    請求項１３に記載の方法。
17. 【請求項１７】 前記第１の外部層の下にある患者の皮膚内の新しいコラー
    ゲンの成長を刺激する段階をさらに備えた請求項１３に記載の方法。
18. 【請求項１８】 前記導電性流体の存在下で活性電極と帰還電極の間に高周
    波電圧差を印加する段階をさらに備え、前記導電性流体が活性電極と帰還電極の
    間に導電性経路を生成する請求項１３に記載の方法。
19. 【請求項１９】 前記適用段階中において活性電極と第１の外部層の間に空
    間を維持する段階をさらに備えた請求項１３に記載の方法。
20. 【請求項２０】 前記空間が少なくとも約１.０mmである請求項１９に記載
    の方法。
21. 【請求項２１】 前記導電性流体の一部分を気化させ、活性電極に隣接して
    気化した流体をプラズマの形に電離させるべく活性電極と帰還電極の間に充分な
    高周波電圧差を印加する段階をさらに備えた請求項１８に記載の方法。
22. 【請求項２２】 前記適用段階中に標的部位に対して導電性流体を送り出す
    段階をさらに備えた請求項１８に記載の方法。
23. 【請求項２３】 導電性流体を冷却する段階をさらに備えた請求項２２に記
    載の方法。
24. 【請求項２４】 患者の外皮に対して電気エネルギーを適用する装置におい
    て、 近位及び遠位端部を有するシャフト及びこのシャフトの遠位端部にある電極ア
    センブリを備え、該電極アセンブリが帰還電極から離間した活性電極を有する電
    気外科用器具と、 表皮層全体を除去することなく患者の外皮の角質層を除去するべく前記活性電
    極と前記帰還電極の間に充分な高周波電圧差を印加するために前記電極アセンブ
    リに連結された電源とを備えた患者の外皮に対して電気エネルギーを適用する装
    置。
25. 【請求項２５】 前記活性電極と前記帰還電極の間に電気絶縁支持部材をさ
    らに備えた請求項２４に記載の装置。
26. 【請求項２６】 前記電気絶縁支持部材がセラミクス、ガラス、及びシリコ
    ーンの中から選択された材料を備えた請求項２５に記載の装置。
27. 【請求項２７】 前記活性電極が電気絶縁支持部材から延びるループ電極を
    備えた請求項２４に記載の装置。
28. 【請求項２８】 前記活性電極と前記帰還電極の間に導電性流体を送り出す
    ための流体送り出し要素をさらに備えた請求項２４に記載の装置。
29. 【請求項２９】 前記シャフトの遠位端部に連結され、接触状態にある組織
    から活性電極を離間するべく活性電極に対して遠位に延びている絶縁オフセット
    をさらに備えた請求項２４に記載の装置。
30. 【請求項３０】 前記シャフトの遠位端部に連結され、前記活性電極から遠
    位に離間した遠位表面を有する絶縁シールドをさらに備え、該シールドの遠位表
    面が標的部位にある組織に隣接するか又はこれと接触しているとき、前記シール
    ドが活性電極と組織の間に１つのチャンバを形成するようになっている請求項２
    ４に記載の装置。
31. 【請求項３１】 前記帰還電極が器具上に配置され、活性電極から近位に離
    間されている請求項２４に記載のシステム。
32. 【請求項３２】 前記帰還電極がチャンバ内に配置され、活性電極から離間
    されている請求項２４に記載のシステム。
33. 【請求項３３】 単一の活性電極端末を備えた請求項２４に記載のシステム
    。
34. 【請求項３４】 複数の電気的に独立した活性電極端末を備えた請求項２４
    に記載のシステム。
35. 【請求項３５】 複数の非電気的に独立した活性電極端末を備えた請求項２
    ４に記載のシステム。
36. 【請求項３６】 活性電極及び帰還電極が、導電性流体の存在下で充分な高
    周波電圧を適用した時点でチャンバ内にプラズマを生成するように構成されてい
    る請求項２８に記載のシステム。
37. 【請求項３７】 プラズマが組織から約０.０５〜１.５mmの距離だけ離間し
    た場所において生成され、前記活性電極及び前記帰還電極が導電性流体の存在下
    で充分な高周波電圧を印加した時点でチャンバ内のプラズマからのイオンを加速
    させ、イオンが組織と接触することになるように構成され、前記イオンは、接触
    した組織をアブレートするのに充分なエネルギーを有している請求項３６に記載
    のシステム。
38. 【請求項３８】 前記チャンバから流体を吸引するためチャンバに連結され
    た遠位開口部を有する吸引管腔をさらに備えた請求項２８に記載のシステム。
39. 【請求項３９】 患者の外皮に対して電気エネルギーを適用する装置におい
    て、 近位及び遠位端部を有するシャフト及びこのシャフトの遠位端部にある電極ア
    センブリを有し、該電極アセンブリが帰還電極から離間した活性電極を備えた、
    電気外科用器具と、 患者の外皮の角質層を除去するべく活性電極と帰還電極の間に充分な高周波電
    圧差を印加するために電極アセンブリに連結された電源とを備え、 前記電極アセンブリは、標的部位における温度を約５０℃未満に維持する一方
    で角質層を除去するように構成されている患者の外皮に対して電気エネルギーを
    適用する装置。