JP2003505139A

JP2003505139A - 電気外科用モード変換システム

Info

Publication number: JP2003505139A
Application number: JP2001511835A
Authority: JP
Inventors: ピー．ヘイム、ウォレン; エル．ブラッセル、ジェイムズ; ディ．オリッチニー、マイケル
Original assignee: チームメディカルエル．エル．シー．
Priority date: 1999-07-21
Filing date: 2000-07-21
Publication date: 2003-02-12
Also published as: CA2377183A1; US6692489B1; US20040116919A1; WO2001006941A1; AU6359200A; AU781993B2; EP1210020A4; MXPA02000692A; EP1210020A1; US7175621B2

Abstract

(57)【要約】本発明は、電気外科発生器より供給されるエネルギーの付与の制御を改良しつつ所定の外科効果を得るために電気エネルギーを付与する外科システムである。１実施形態において、外科アセンブリ（３００）は第１の電気外科処置を実行する電気外科発生器とインターフェース接続すると共に、該電気外科発生器から電力を受け取る。この外科アセンブリ（３００）は、電圧限界を有効に与えるためにおよび／または少なくとも実質的に定電圧の電気外科技術を定電圧発生器が行うのを許容するために、出力ライン（７）と戻りライン（１１）との間に分岐回路（１６）を使用し得る。電気外科アセンブリ（３００）はエネルギーを患者から電気外科発生器へと戻す戻りカプラ（６）も備え得る。戻りカプラは、患者とインターフェース接続する誘電体材料を備えると共に、伝導に対する１または複数の電界を介して戻りエネルギーを少なくとも最初に伝える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】（関連出願）本特許出願は、１９９９年７月２１日に出願された「外科用モード変換システ
ム」と題する米国仮特許出願第６０／１４４，９４６号からの優先権を主張する
。前記出願の開示全体を援用して本明細書に組み込むものとする。

【０００２】（発明の分野）本発明は、所定の外科的効果を得るために電気エネルギーを組織に加えること
を用いる外科的方法およびアセンブリに関し、より詳細には、組織を偶然に損傷
する危険性を減らしつつ組織へのエネルギー付与をより良好に制御して、かかる
効果を達成する、外科的方法およびアセンブリに関する。

【０００３】（発明の背景）電気エネルギーを外科手術用に用いることにおける可能な用途および認識され
る利点は増え続けている。詳細には、例えば、電気外科技術が現在広く取り入れ
られており、切開術、および、関節鏡検査術を含む腹腔鏡検査術において、従来
の外科的アプローチよりも優れた重要な局所制御の利点をもたらしている。

【０００４】電気外科技術は、組織と接触する作業面を有する器具、例えば組織を切除また
は切開する装置、高周波（ＲＦ）電気エネルギー源、および、一般に戻り電極パ
ッドの形態である戻り通路装置を用いる。外科的作用がもたらされるべき領域に
おいて患者と接触する作業面は、一般に、単数または複数の活性電極と称される
。戻り通路装置は、組織上で直接に、または、例えば血液または通常の食塩水な
どの導電性液体を介して間接的に、患者と接触する。戻り通路装置は患者の組織
からの戻り電気通路をもたらす。器具および戻り通路装置の両方が、電気エネル
ギーの源およびシンクとして働く高周波電気エネルギー源に導電性ワイヤを用い
て連結されて完全な電気回路を形成する。器具と戻り通路装置が別々の装置であ
る場合、その技術は「単極型」と称される。器具が、電気エネルギーを供給しか
つ戻り通路ももたらす作業面を含む場合もあり、このような場合、技術は「二極
型」と称される。

【０００５】図３は、概して以上に記載したタイプの電気外科システムの概略図を示す。こ
のシステムは、発生器電子部品２（高周波（ＲＦ）電気エネルギー源、コントロ
ーラ、および、電子部品に含まれている電源を含む）を有する電気外科発生器１
、電気外科アクセサリまたは器具１００、ならびに、アクセサリ１００から機械
的に分離されている戻りシステム１１０を含む。したがって、図３の構造は単極
型の構造である。アクセサリ１００の出力コネクタプラグ３および戻りコネクタ
プラグ４が、発生器１の一部である出力コネクタ５および戻りコネクタ６に連結
している。出力コネクタプラグ３および戻りコネクタプラグ４は、一般には、金
属のプロング（図示せず）またはレセプタクル（図示せず）を有する成型プラス
チック部品である。出力コネクタプラグ３における１または複数の金属のプロン
グが、アクセサリ１００の出力ライン７に連結している。ライン７は、一般に、
絶縁コーティングにより覆われた１または複数の導電性の金属ワイヤから成る。
出力ライン７は出力コネクタプラグ３の末端部を通って延び、アクセサリ１００
のハンドル８が発生器１から十分な距離を有するのに適した長さを有する。出力
ライン７は、アクセサリハンドル８の基端部内に入っている。出力ライン７はア
クセサリハンドル８を通して配線され、アクセサリ１００の能動素子９、例えば
ブレードと最終的に電気的に接触する種々の内部導電体（図示せず）に連結し得
る。アクセサリ能動素子９は患者１０と直接にまたは間接的に接触し得る。電気
外科エネルギーは能動素子９から患者１０に伝達される。図３に示された単極型
構造において、電気戻り通路は戻りシステム１１０によりもたらされる。電気戻
り通路もまた、アクセサリ１００から分離している。戻りシステム１１０は、一
般に、１または複数の金属レセプタクル（図示せず）と連結している戻りライン
１１から成る。金属レセプタクルは、一般に、戻りコネクタプラグ４のハウジン
グ内に成型され、かつ、発生器１の一部である戻りコネクタ６に連結している。
戻りライン１１は、一般に、絶縁コーティングにより覆われた１または複数の導
電性金属ワイヤから成る。戻りライン１１は、戻りコネクタプラグ４の末端から
出て戻りシステム１１０の戻り通路装置１２に連結している。戻り通路装置１２
は、単極型処置を用いて図３の構造を想定する場合、通常、戻り電極パッドであ
る。

【０００６】図３のアクセサリ１００の変型が、図４に、電気外科アクセサリ１００’の略
図で示されている。この場合、戻りシステム１１０’の補助的戻りライン１３が
戻りコネクタプラグ４から出力コネクタプラグ３に延び、出力コネクタプラグ３
にて戻りライン１１に接続している。補助戻りライン１３は、出力コネクタ５と
戻りコネクタ６との距離にわたって延在し、ユーザが出力コネクタプラグ３およ
び戻りコネクタプラグ４を十分な弛みをもって好都合に発生器１に連結させるの
に十分な長さであろう。この長さは、一般には約１５．２４ｃｍ〜約４５．７２
ｃｍ（６インチ〜１８インチ）である。この長さは混乱をもたらすクラッタを生
じないようにするのに必要な長さより長くてはならない。

【０００７】出力ライン７および戻りライン１１は、図３〜４に示した構造のいずれの場合
にも、出力プラグ３から別々に出ても、または１つのケーブルにて結束されても
よい。これは、図３〜４に示した単極型構造には適しているが、これらのライン
が共に二極型構造のアクセサリに向かって延びている場合には、ラインを結束さ
せることが特に有利であり、その１実施形態が図５に概略的に示されている。こ
の場合、アクセサリ１５０のアクセサリハンドル８は、出力ライン７から能動素
子９への電気的連続性、および戻りライン１１から戻り通路装置１２（例えば戻
り電極）への電気的連続性をそれぞれもたらす。二極型アクセサリにおいては、
概して、能動素子９と戻り通路装置１２は、しばしば、電気的にではなく機械的
に、アクセサリ電極ハウジング１４を用いて連結される。アクセサリ電極ハウジ
ング１４は多くの形態で提供されることができ、その一例が絶縁シャフトである
。種々の形態のアクセサリ電極ハウジング１４に共通の特徴は、能動素子９およ
び戻り通路装置１２の両方が患者１０に同時に接触することを可能にすることで
ある。この接触は直接的でも間接的でもよい。

【０００８】先行技術の二極型構造の１実施形態が、図１５にさらに詳細に示されており、
この実施形態は導電性液体環境において用いられる。アクセサリ２００は、発生
器の出力コネクタ５および発生器の戻りコネクタ６を介して電気外科発生器（図
示せず）と作動的に接続している。アクセサリ２００は、戻りコネクタプラグ４
を通って出力コネクタプラグ３に延びる補助戻りライン１３を有する。図１５に
示されたアクセサリ２００は、戻り電極を用いる二極型電気外科アクセサリであ
り、これを、本発明の明確な特徴を示す図と後に比較する。図１５に示されたア
クセサリ２００は、探針ハンドル２８および探針シャフト２９を有する探針アセ
ンブリ２７を含む。出力ライン７および戻りライン１１は、外科医が電気外科発
生器を好都合に配置することを可能にするのに必要な長さを有する。探針シャフ
ト２９は、探針シャフト２９のほぼ完全な長さにわたって延在する探針シャフト
絶縁体３０により覆われている。探針シャフト２９は、一般に、柔軟なポリマー
から、または、より一般的には金属からつくられる。１または複数のチャネル（
図示せず）を探針シャフト２９内に形成して、洗浄液、吸引物質、器具、光源ま
たは目視用装置を患者の内部に入れることができる。探針シャフト２９の末端部
に、活性電極３２を含む活性電極アセンブリ３１がある。出力ライン７は探針ア
センブリ２７の長さ全体にわたって連続し、活性電極３２に電気的に連結し得る
。出力ライン７が活性電極３２に直接連結していなければ、１または複数の導電
素子（図示せず）が活性電極３２までの導電通路を形成する。探針シャフト２９
は戻りライン１１に電気的に連結されている。探針シャフト２９の一部は、戻り
電極３３となるように非絶縁状態にされている。図示された装置は、金属のみか
らつくられた探針シャフト２９を示している。ポリマーまたは他の絶縁材料が探
針シャフト２９を形成する場合には、シャフト２９は絶縁されず、戻り電極３３
を形成するために導電性金属素子を取り付ける。活性電極アセンブリ３１は、戻
り電極３３から、活性電極隔離絶縁体３４により絶縁される。

【０００９】戻り電極３３は、電極３３を取り囲むどのような液体（図示せず）とも接触す
る導電体である。穴あきシールド（図示せず）で戻り電極３３を取り囲んでもよ
いが、穴あきシールドは導電性液体が戻り電極３３と接触することを可能にする
。導電性液体は、導電性の通路を形成するために戻り電極３３と接触する必要が
ある。

【００１０】探針シャフト絶縁体３０は、探針シャフト２９が患者の組織と接触して偶発的
に電気戻り通路を生じ得ることを回避するように選択される。絶縁体３０は、エ
ネルギーを電界により探針シャフト２９に伝達させるようには選択されず、この
ようなエネルギー伝達は必要でなく、また、戻り電極３３が周囲の導電性液体と
電気的連続性を有して電流戻り通路を発生するときにエネルギー伝達が生じては
ならない。

【００１１】電気外科処置において高周波電源により生じる波形は、エネルギーが患者の組
織に伝達されるときに、所定の効果、例えば組織の切除または凝固を生じるよう
に設計される。組織に加えられるエネルギーの特性、例えば周波数および電圧は
、組織への所望の効果の達成を補助するように選択される。

【００１２】電気外科処置においては、組織への意図せぬ損傷を引き起こす偶発的な問題が
生じることがある。電気外科処置中、組織への作用の深さは組織の特性に依存し
、その特性はエネルギーを加えている間に変化する。組織への作用が、外科医が
外科手術の結果をコントロールするのが難しいほどに急速に変化しないことが望
ましい。幾つかの処置、例えば、手術器具を患者の組織の小切開部を通して入れ
る低侵襲性外科（ＭＩＳ）処置において、エネルギーは患者の組織に、活性電極
が配置された位置以外の位置にて侵入することがある。このように偶発的にエネ
ルギーが加えられることが熱傷または他の合併症を生じることがある。ＭＩＳ処
置中に手術器具が患者に挿入されまたは患者から引き抜かれるときには、高周波
エネルギー源の偶発的な活性化と、その結果として生じ得る組織の損傷が心配さ
れる。この問題の１つの状態は、戻り通路装置が、装置付近の組織に高電流束を
流してしまうように配置される場合に生じる。高電流束は、組織の熱傷または他
の損傷を引き起こすことがある。外科医が用いる装置がこのような意図せぬ高電
流束を生じさせないことが望ましいであろう。

【００１３】高周波エネルギー源（発生器）は、内部回路の設計を含めた発生器の設計の動
作特性に依存する出力電力を有する。発生器は、通常、所望の出力電力を示すよ
うに臨床ユーザにより設定される。発生器が動作するとき、出力電力は、通常、
発生器が電力を伝達する負荷のインピーダンスに依存する。概して、利用可能な
種々の発生器は、定電圧装置、定電力装置に近似のモード、または、定電圧と定
電流の間の混合モードで動作する。モードは、電子部品の性能に固有の変動によ
り定電圧または定電力出力に近づく。手術室で一般的に用いられる現代の汎用の
発生器は、低電力以外の電力出力が必要である場合、一般に定電力モードで動作
する。

【００１４】発生器の供給会社は、切開手術などの大手術のためには定電力の利用が望まし
いことを長年にわたって認識してきた。したがって、手術室において用いられる
現在の発生器は定電力モードを用いている。近年、定電圧モードを用いることが
好都合である処置、例えば関節鏡検査法による外科処置（例えば組織切除および
被膜収縮）が、ますます一般的で重要になっている。これらの定電圧処置のため
に、特殊な用途の発生器が発達してきた。手術器具が定電圧発生器に連結され、
高周波エネルギーが作業面に、種々のタイプの導電体を用いて伝達される。

【００１５】定電力は、高周波エネルギーと組織との間の制御のきかない相互作用を引き起
こすことがある。電気外科処置中、組織のインピーダンスは、組織に与えられる
エネルギーにより組織が影響を受けるため、ついには増大する。定電力を供給し
続けようとすると、増大した組織インピーダンスを克服するために、定電力源は
出力電圧を増大させることになる。この電圧の増大は、組織のインピーダンスの
増大に対応して組織を連続的に変化させ、そしてそれが、発生器が生じる電圧を
さらに増大させることになる。事故のサイクルは、大抵非常に急速であるため、
処置中に、組織への望ましくない影響、例えば組織のチャーリング（炭素化）ま
たは過度の損傷を防止するようにユーザが迅速に反応する能力を超えることがあ
る。

【００１６】定電圧は、組織インピーダンスが増大すると、エネルギーが組織に供給される
速度を自動的に低減する。定電圧を用いると、組織インピーダンスが増大すれば
、組織に送られる電流と、そしてそれにより、組織に送られる電力とが減少する
。この固有の反応が、組織と、組織に加えられる高周波エネルギーとの間の制御
のきかない相互作用を大幅に低減または排除することができる。

【００１７】現在のところ、定電圧の利点を定電力発生器からは容易に得ることはできない
。定電力発生器を用いて定電圧を手術部位に容易にかつ経済的に供給することが
、それをユーザが望む場合にはユーザにとって有益であろう。詳細には、既存の
発生器を改良する必要も特殊なアダプタを発生器に取り付ける必要もなく定電圧
を供給されることがユーザにとって有益であろう。使い捨ての外科アクセサリを
単一でまたは限定して用いる場合、アクセサリが定電力から定電圧への変換をも
たらすならば特に有益であろう。例えば、組織を切除するための関節鏡検査器具
を定電力発生器に差し込み、定電圧に近い電力を組織に加えることができれば有
益であろう。

【００１８】現在のところ、定電圧を用いつつ高周波エネルギーを組織に伝達するための主
な手段には、定電圧発生器を用いることが必要である。定電圧の電気外科発生器
の設計は知られた技術であり、例えば米国特許第５，４７２，４４３号に記載さ
れている。定電圧電気外科発生器は、定電圧の出力を有するが、定電力発生器か
らの出力を一定の電圧になるように変換しない。米国特許第５，４７２，４４３
号は、また、選択された発生器を出力が変更されるように改良する手段を提示し
ている。しかし、提示されている回路は相当複雑であり、使い捨て製品に用いる
には不向きである。また、米国特許第５，４７２，４４３号の回路は、電気外科
エネルギーを用いてではなく鋭利なエッジを用いて切開動作を行う外科手術器具
と共に用いられることを意図されている。他の知られた電気外科発生器の技術は
、例えば米国特許第４，０９２，９８６号、第５，２６７，９９７号、第５，３
１８，５６３号に記載されているように電流の流れを制限する。これらの特許に
記載された技術は発生器に組み込まれ、定電力発生器のモードを定電圧に変換し
ない。米国特許第４，１１４，６２３号および第５，８９１，０９５号は、電圧
制限手段ではなく電流制限手段を記載している。電気外科システムは、例えば米
国特許第５，４４０，６８１号に記載されているように、組織に加えられる電力
を制御するために温度検知を用い得る。

【００１９】（発明の要約）本発明は概略的に、患者に関する電気外科処置（たとえば、切断、凝固、脱水
、高周波療法、切除、組織収縮など）を行うシステム／方法に関する。本発明の第１の態様によれば、電気外科発生器と、発生器とは別体でかつ発生
器とインターフェース接続される電気外科アセンブリとを使用する電気外科処置
の間に患者に加えられる最大電圧が制限され得る。上記電気外科発生器と電気外
科アセンブリは別体の要素であり、かつ、所望の電気外科処置を行うよう所望の
時点で作用的に相互連結される。この第１の態様の特に望ましい用途は、上記電
気外科発生器が定電力型の構成の場合であり、更に好適には上記電気外科発生器
が定電圧式以外で作動する場合である。この場合に上記電気外科アセンブリは、
この電気外科アセンブリが少なくとも実質的に定電圧の電気外科処置を行うのを
実際に許容すべく、換言すると、この電気外科アセンブリが少なくとも実質的に
一定の大きさの電圧を患者に付与するのを許容すべく、１または複数の適切な要
素を含み得る。これは、組織損傷の可能性を減少するなどの多くの理由により望
ましい。

【００２０】本発明の第１の態様は、電気外科発生器とインターフェース接続された電気外
科アセンブリ（たとえば器具またはアクセサリ）にて実現される。上記第１の態
様の電気外科アセンブリの要素としては、上記発生器と少なくとも作用的に相互
連結可能であるとともに能動電気外科要素もしくは電極（たとえば１または複数
のブレード、フック、ボール、スパチュラ、ループ、ピン、線細工ばね、チュー
ブ、流体通路付きチューブ、鉗子の構成部材、把持器、ハサミなど）と作用的に
相互連結される出力アセンブリが挙げられる。そのような任意の電極は、患者と
相互接触する１または複数の表面を含み得るとともに、そのような表面は湾曲さ
れまたは平坦とされ得る。上記発生器からの電力は、上記能動電気外科要素と患
者との間の（たとえば直接的または間接的な）インターフェースが上記電気外科
処置を行い得るように、上記電気外科アセンブリの出力アセンブリを介して上記
能動電気外科要素へと提供される。上記出力アセンブリは通常、上記発生器上の
出力コネクタと着脱可能に相互連結される出力プラグと、この出力プラグと上記
能動電気外科要素との間に延在する出力もしくは電力ラインおよび／または１ま
たは複数の他の適切な電気伝導体とを含む。

【００２１】患者と上記電気外科発生器との間の回路は、患者（たとえば、組織、１または
複数の流体および導電液体など）とインターフェース接続された戻り通路要素と
、この戻り通路要素と作用的に相互連結されるとともに上記電気外科発生器と少
なくとも作用的に相互連結された戻りアセンブリとにより完成される。上記戻り
アセンブリは通常、上記発生器上の戻りコネクタと着脱可能に相互連結された戻
りプラグと、この戻りプラグと上記戻り通路要素との間に延在する戻りラインお
よび／または１もしくは複数の他の適切な電気／エネルギー伝達部材とを含む。
上記第１の態様の場合、上記出力アセンブリと戻りアセンブリとの間（たとえば
上記出力／電力ラインと上記戻りラインとの間）には分岐回路が延在してそれら
を相互連結する。

【００２２】本発明の上記第１の態様に関して記述される各特徴に関しては種々の改良が存
在する。本発明の上記第１の態様には更なる特徴も取入れられ得る。これらの改
良および付加的特徴は、個別にまたは任意の組合せで存在する。また、上記第１
の態様により使用される上記分岐回路を特徴付ける種々の方法がある。上記分岐
回路によれば、所定の電気外科処置の間において電圧調整が行われ得る。上記分
岐回路によれば、上記電気外科アセンブリとのインターフェースから患者に対し
て伝達／印加される最大電圧も制限され得る。更なる特徴は、本発明のこの第１
の態様による上記電気外科アセンブリを使用して少なくとも実質的に定電圧の電
気外科処置を行うべく、定電力の電気外科発生器が本発明の第１の態様により使
用され得ることである。第１の態様の上記アセンブリが、定電圧出力以外を付与
する発生器であって定電力発生器を含む発生器とともに使用されるという１実施
形態においては、上記第１の態様による上記電気外科アセンブリ内に上記分岐回
路を含めることにより、電気外科処置にわたり、特に約５００オーム〜約２，０
００オームの患者インピーダンス範囲にわたり、約１５％未満の電圧変動が実現
される。

【００２３】上記第１の態様の上記能動電気外科要素および戻り通路要素は、単極構成／技
術を提供するとともに２極構成／技術を提供する様式で上記電気外科アセンブリ
と一体化され得る。単極構成／技術は、上記能動電気外科要素を担持する部材と
戻り通路要素が別体の装置である場合に存在する一方、２極構成／技術は、上記
能動電気外科要素および戻り通路要素が同一の構造内に取入れられる（たとえば
両者ともに探針などの上に位置される）場合に存在する。“従来の”戻り通路要
素として特徴付けられるもの（たとえば、単極構成に対する戻り電極パッド、ま
たは、２極構成に対して、１端部を除き絶縁体が配設されて患者と接触インター
フェース接続された金属のチューブもしくはシャフトなど）は本発明の上記第１
の態様に関して使用され得るが、２極用途に対する第１の態様の戻り通路要素は
１実施形態において、第１誘電体もしくは要素（たとえば単独の、または、１ま
たは複数の非誘電材料と組合された、１または複数の誘電材料）を有する戻りカ
プラを含む。この第１誘電体もしくは要素は電気外科処置を行う間に（たとえば
組織接触、体液接触などにより）患者と直接的にインターフェース接続されると
ともに、この第１誘電体もしくは要素は、上記戻りアセンブリを介して上記発生
器に戻るときにエネルギーが患者から先ず非導電手段を用いて上記第１誘電体を
通過してから上記戻りカプラの適切な伝導体を通過する様にこの適切な伝導体（
たとえば、中空シャフト、または、少なくとも幾つかが導電性であり得る１また
は複数のチャネルが貫通延在する中実シャフトなど）ともインターフェース接続
される。換言すると上記戻りカプラは、患者からのエネルギーが少なくとも最初
は伝導ではなく電界を介して上記発生器に戻るように、上記発生器までの上記戻
り通路中のコンデンサの少なくとも一部を実際に形成し、または、このコンデン
サの少なくとも一部である。上記第１誘電体を移動した後は、従来の導電構造／
技術が使用され得る。

【００２４】患者は、患者インピーダンス負荷として特徴付けられ得る患者特有のインピー
ダンス負荷を実際に有する。第１の態様の１実施形態において、上記分岐回路は
この患者インピーダンス負荷と並列に配設される。好適には患者に関する上記電
気的並列関係で配設されることにより、種々の形式の分岐回路が使用され得る。
上記分岐回路は、コンデンサなどの単一の電子的要素により形成され得る。その
場合には、上記コンデンサを上記電気外科アセンブリの出力および戻りアセンブ
リに電気的に相互連結すべく適切な電気リード線が使用される。但し上記分岐回
路は１または複数の電子的要素も含み得ると共に、これらの電子的要素は、受動
的、能動的、または、１または複数の受動的電気要素および１または複数の能動
的電気要素の一定の組合せとされ得る。上記第１の態様の上記分岐回路に対する
適切な電子的要素としては、コンデンサ、誘導子、抵抗器、トランジスタ、ダイ
オード、および集積回路が挙げられる。

【００２５】本発明の第１の態様に関する上記分岐回路の物理的位置に関しては、選択肢が
在る。１実施形態において、上記分岐回路は、上記電気外科アセンブリにより利
用され得るユーザハンドル以外の場所に配置され得る。これにより、そのような
ハンドルの温度が高くなる可能性、または、上記分岐回路により引き起こされる
熱の蓄積に対処すべくそのようなハンドル内に適切な冷却システムを取入れる可
能性が減るだけでなく、そのようなハンドル内における既存空間が他の目的（た
とえば一定の電子機器のため、または、吸引／洗浄システムなどの他のシステム
のため）に使用され、あるいは、上記ハンドルは上記電気外科アセンブリのユー
ザ（たとえば外科医）に対して機能的な物理的インターフェースを提供する所望
のサイズのままとされ得る。上記分岐回路に対する適切な箇所としては、上記発
生器上の出力コネクタと再び着脱可能に相互連結される上記電気外科アセンブリ
の出力プラグ内、上記電気外科発生器上の戻りコネクタと再び着脱可能に相互連
結される上記電気外科アセンブリの戻りプラグ内、上記電気外科アセンブリの出
力プラグからこのアセンブリのハンドルまでまたはそのようなハンドルまで別様
にして延在する出力ラインおよび戻りラインの各部分の間、または、上記第１の
態様の上記電気外科アセンブリと上記電気外科発生器との間のインライン・コネ
クタとされ得る種類のアダプタ内、が挙げられる。第１の態様の上記電気外科ア
センブリにより使用され得るハンドル内に上記分岐回路を含めないことの上記各
利点に関わらず、上記第１の態様に関連する１または複数の基本的利点は上記ハ
ンドル内における上記分岐回路によっても依然として実現され得ることから、こ
れもまた本発明の第１の態様の有効範囲内である。

【００２６】本発明の第２の態様もまた、患者に関する電気外科処置を行うべく電気外科発
生器から電力を受ける２極構成の電気外科アセンブリに関する。この電気外科ア
センブリの要素としては、上記発生器と少なくとも作用的に相互連結可能であり
かつ能動電気外科要素もしくは電極（たとえば１または複数のブレード、フック
、ボール、スパチュラ、ループ、ピン、線細工ばね、チューブ、流体通路付きチ
ューブ、鉗子の構成部材、把持器、ハサミなど）と作用的に相互連結される出力
アセンブリが挙げられる。各能動電気外科要素は、患者とインターフェース接続
される１または複数の表面を含み得るとともに、そのような表面は湾曲されまた
は平坦とされ得る。上記発生器からの電力は、上記能動電気外科要素と患者との
間の（たとえば直接的または間接的な）インターフェース接続が特定の電気外科
処置を行い得るように、上記出力アセンブリを介して上記能動電気外科要素へと
提供される。上記出力アセンブリは通常、上記発生器上の出力コネクタと電気的
にインターフェース接続された出力プラグと、この出力プラグと上記能動電気外
科要素との間に延在する出力もしくは電力ラインおよび／または１または複数の
他の適切な電気伝導体とを含む。

【００２７】患者と上記電気外科発生器との間の回路は、患者（たとえば、組織、および、
種々の体液を含む１または複数の流体など）とインターフェース接続された戻り
通路要素であって、上記能動電気外科要素と機械的に相互連結されて（たとえば
共通探針上に）２極構成を形成する戻り通路要素により完成される。上記発生器
に対するこの“戻り”の別の部分は、この戻り通路要素に作用的に相互連結され
て上記電気外科発生器と少なくとも作用的に相互連結可能な戻りアセンブリによ
り提供される。典型的に上記戻りアセンブリは、上記発生器上の戻りコネクタと
電気的にインターフェース接続された戻りプラグと、上記戻りプラグと上記戻り
通路要素との間に延在する戻りラインおよび／または１または複数の他の適切な
電気／エネルギー伝達部材とを含む。上記第２の態様の場合に上記戻り通路要素
は患者と直接的にインターフェース接続された第１誘電体もしくは要素（たとえ
ば単独の、または、１または複数の非誘電材料と組合された、１または複数の誘
電材料）を含む。

【００２８】（たとえば上記能動電気外科要素および戻り通路要素を共通探針などに取付け
ることにより）再び２極用途に限定された本発明の上記第２の態様の場合、患者
からのエネルギーは少なくとも最初は電界効果または１または複数の電界により
上記戻り通路要素を介して伝達される。この場合、公知の２極装置は代わりに導
通を使用する。殆どの電気外科処置、ならびに最少侵襲処置および開放外科処置
の間においては、患者と、上記第２の態様に関連する上記第１誘電体との間に液
体インターフェースが在る。このインターフェースに対しては、食塩水、乳酸加
リンゲル液、ならびに、食塩水と血液および／または汗などの１または複数の体
液との組合せなどの任意の適切な導電液体が使用され得る。

【００２９】本発明の上記第２の態様に関して記述される各特徴に関しては種々の改良が存
在する。本発明の上記第２の態様には更なる特徴も取入れられ得る。これらの改
良および付加的特徴は、個別にまたは任意の組合せで存在する。上記第１誘電体
要素は複数の材料の組合せ（たとえば、ポリマーまたは接着剤と組合された粉末
形態の１または複数の誘電材料）を含み得る。いずれの場合においても上記第１
誘電体要素は、多数の特徴付けを必要とする第１材料を含み得る。この第１材料
は、１実施形態においては約２，０００より大きく、別の実施形態においては約
４，０００より大きく、かつ、更なる別の実施形態においては約８，０００より
大きい誘電積を有する。本明細書中で使用される「誘電積」とは、第１材料の誘
電率とこの第１材料の誘電強度との積を意味する。上記に従う誘電積を有する材
料としては、アルミナ、ダイヤモンド、窒化ホウ素、ポリイミド、ポリエステル
、パリレン、チタン酸バリウム、二酸化チタン、テフロン、およびポリカーボネ
ートが挙げられる。

【００３０】少なくとも上記第１誘電体要素の一部である上記第１材料の別の特徴付けは、
この第１材料が、１実施形態においては約１０より大きく、別の実施形態におい
ては約２０より大きく、かつ、更なる別の実施形態においては約５０より大きい
誘電率を有し得ることである。上記に従う誘電率を有する材料としては、セラミ
クス、アルミナ、二酸化チタン、窒化バリウムおよびそれらの組合せが挙げられ
る。上記第２の態様の上記第１誘電体要素は、その壁厚に関して更に特徴付けら
れ得る。上記第１誘電体要素は、１実施形態においては約０．６３５ｃｍ（約０
．２５インチ）より小さく、別の実施形態においては約０．２５４ｃｍ（約０．
１０インチ）より小さく、かつ、更なる別の実施形態においては約０．０２５４
ｃｍ（約０．０１インチ）より小さい壁厚を有し得る。

【００３１】上記第２の態様に依る上記戻り通路要素の上記第１誘電体要素に対する主な誘
電材料として、現在においてはチタン酸バリウムが好適な材料である。上記第１
誘電体要素は、１実施形態においては少なくとも約５０重量％がチタン酸バリウ
ムであり、別の実施形態においては少なくとも約９０重量％がチタン酸バリウム
である。上記第１誘電体要素が上述の量のチタン酸バリウムで形成されると共に
、１）上記第１誘電体要素が１実施形態においては約６．４５平方センチメート
ル（約１平方インチ）未満であり、別の実施形態においては約１．２９平方セン
チメートル（約０．２平方インチ）未満であり、かつ、更なる別の実施形態にお
いては約０．０４５平方センチメートル（約０．００７平方インチ）未満である
表面積を有する場合、および／または、２）上記第１誘電体要素が、１実施形態
においては約１．２７ｃｍ（約０．５インチ）未満であり、別の実施形態におい
ては約０．２５４ｃｍ（約０．１インチ未満）であり、かつ、更なる別の実施形
態においては約０．０５０８ｃｍ（約０．０２０インチ）未満の壁厚を有すると
共に少なくとも約０．０１２７ｃｍ（約０．００５インチ）厚みである様に進入
形成もしくは貫通形成された１または複数の開口を有する任意形状の材料である
チューブの形態の場合に、上記第１誘電体要素の適切なエネルギー伝達特性が実
現される。

【００３２】上記第１誘電体要素を含む上記戻り通路要素も全体として、多数の特徴付けを
必要とする。上記戻り通路要素のインピーダンスは、１実施形態においては約８
００オームより小さく、別の実施形態においては約５００オームより小さく、別
の実施形態においては約３００オームより小さく、かつ、更なる別の実施形態に
おいては約２００オームより小さい。上記戻り通路要素の別の特徴付けは、その
電圧強度である。上記戻り通路要素は、１実施形態においては１，０００ボルト
を超えるピークピーク電圧、別の実施形態においては２，０００ボルトを超える
ピークピーク電圧、かつ、更なる別の実施形態においては５，０００ボルトを超
えるピークピーク電圧に耐え得る。

【００３３】上記第２の態様に対して使用され得る１つの構成は、ハンドルが取付けられた
探針である。この探針は、第１および第２の長手セグメントを含むと特徴付けさ
れ得る。上記能動電気外科要素は上記第１長手セグメントの一部とされ得ると共
に、上記戻り通路要素は上記第２長手セグメントの一部とされ得る。いずれの場
合にも上記第１誘電体要素は、上記戻りアセンブリ（たとえば上記発生器上の戻
りコネクタと着脱可能に係合する戻りプラグが逆端部上に配設された戻りライン
）と電気的に相互連結され得る、上記戻りカプラの導電性戻りチューブもしくは
シャフトの回りに配設された層などの形態とされ得る。別の選択肢は、上記第１
誘電体要素自体に対して筒状構造を提供し（すなわち別体に形成）、かつ、上記
形式の導電性戻りチューブに対して、この導電性チューブ／シャフトの端部上に
上記第１誘電体要素を配設することにより上記第１誘電体要素をインターフェー
ス接続／相互連結することで提供される。

【００３４】本発明の上記第２の態様によれば、付加的要素が使用され得る。そのような要
素の１つは、上記戻り通路要素と直列に配設され得る誘導子である。この誘導子
は、上記戻り通路要素に関連し得るインピーダンスの相殺に影響すると特徴付け
され得る。本発明の第１の態様に関して上述された上記分岐回路もまた、本発明
の上記第２の態様において使用され得る。

【００３５】上記に基づけば、本発明の１つの主な目的は、上記発生器の出力モードを改変
することによりエネルギー付与の制御を改良して偶発的な組織損傷の可能性を減
少すべく、使い捨て可能なもしくは電気外科用のアセンブリ／アクセサリを使用
しつつ、所望の外科的効果を達成する、電気エネルギーを使用する外科的方法お
よびアセンブリを提供すること、と特徴付けされ得る。この目的を達成すべく本
発明に関する外科的方法は、エネルギーが伝達される様式に影響することで、組
織に対して高周波エネルギーが印加される手法を改変すべく所定形式の１または
複数の要素を含む外科的器具を使用する段階を含む。特に本発明の少なくとも一
定の態様は、電気外科処置の間において組織に印加される最大電圧を実効的に制
限することで、定電力高周波エネルギーの使用に伴う上記欠点に繋がる組織との
相互作用を減少すべく使用され得る。

【００３６】偶発的な組織損傷が減少されるという有用な効果は、組織からの戻りエネルギ
ー流を上記発生器に結合すべく、戻り通路装置が１または複数の電界を使用する
場合に更に明らかとなり、このこと自体が本発明の他の態様である。そのような
戻り通路装置は、上述の戻りカプラとして特徴付けされ得る。この戻りカプラは
、内側導電要素を完全に絶縁する誘電性絶縁材料を含み得る（たとえば上記誘電
性絶縁材料はコンデンサの一部とされ得るが、その場合には上記内側導電要素に
より１個のコンデンサ電極が形成されるとともに他の電極は導電液体および／ま
たは身体組織により形成される）。上記内側導電要素は、上記発生器まで延在す
る導電通路の一部である。上記内側導電要素は、この内側導電要素を囲繞する絶
縁体および／または誘電材料により、周囲の導電液体および患者組織から絶縁さ
れる。上記絶縁体は、直接的なおよび（たとえば標準食塩水などの）導電液体を
介した間接的な組織接触の両者を含め、上記内側導電要素が組織に接触するのを
防止する。上記内側導電要素は１または複数の絶縁材料により囲繞されるととも
に、この内側導電要素は、銅、銀もしくはアルミニウムまたはそのような材料の
合金のいずれかのような、導電性と見なされる１または複数の材料から成り得る
。上記内側導電要素に対する他の適切な材料は、ステンレス鋼である。上記内側
導電要素は一般的にはチューブであるが、その場合に上記活性電極に対する電力
ラインは、この電力ラインを上記内側導電要素から電気的に遮断すべく上記チュ
ーブの中空内部を通して導向され得る。いずれの場合も上記内側導電要素は典型
的に、その基端にてもしくはこの基端の近傍に接続されたワイヤであって（可能
的には上記出力プラグを介して）戻りプラグまで延在してから上記発生器上の戻
り接続まで延在するワイヤなどの適切な手段を介して電気接続される。自身を囲
繞する絶縁体を備えた上記内側導電要素は通常、上記戻りワイヤが延出する基端
にてこの絶縁体に取付けられたハンドルを有する。上記戻りカプラは、活性電極
を有する器具を備えた上記戻り通路装置として使用され得ると共に、上記装置に
取付けられて２極構成を形成し得る。上記器具の末端は、上記戻りカプラの位置
とされ得ると共に、活性電極アセンブリも配置され得る箇所の例である。

【００３７】上述の戻りカプラに対する誘電性絶縁材料は好適には、破壊なしに電界電圧に
耐えると共に適切なエネルギー流を許容すべく十分に低いインピーダンスを有す
るような厚み、誘電率、誘電強度および面積を有する。周囲絶縁体の露出面積も
また、上記戻りカプラのインピーダンスに影響する。適切に絶縁された内側導電
要素が部分的にまたは全体的に導電液体内に浸漬されたとき、エネルギーを伝達
する電界が形成される。エネルギー伝達は、上記戻りカプラが組織に接触したと
きよりも導電液体に接触したときの方が相当に効率的である。故に、患者から上
記装置が引き抜かれるときに上記戻りカプラが組織に接触するときなどのように
上記戻りカプラが液体に完全に接触しないときに、上記インピーダンスは増加す
る。もしエネルギー源が定電圧源であれば、付与される全体エネルギーはインピ
ーダンスが増大するにつれて減少する。この結果、偶発的な組織損傷の可能性は
減少する。但しエネルギー源が定電力源であり、患者の組織のインピーダンスが
増大した場合には、上記発生器により更に高い電圧が提供され、故に大きな電力
が提供されてしまう。本発明の第１の態様に関して上述されると共に以下におい
ても更に詳述される上記分岐回路の使用は、これらの場合に対して外科的器具の
最大電圧出力を実際に制限すべく使用され得る。

【００３８】上述の戻りカプラに対する適切な絶縁材料は１または複数の物質から成るが、
この物質は、上記内側導電要素に装着されたときに上記絶縁体に掛かる電圧に耐
えると共に、上記戻りカプラとして選択された領域に対する十分に低いインピー
ダンスに繋がるものである。上記戻りカプラに対しては、大きな誘電率と大きな
誘電強度とを組合せるのが望ましい。上記戻りカプラのインピーダンスは絶縁体
の厚みが増大すると共に増大し、電圧に耐える能力もまた絶縁体の厚みと共に増
大する。故に、低いインピーダンスと高い耐電圧強度との間にはトレードオフが
存在する。材料の誘電率が大きければ、インピーダンスが増大する不利益を減少
しながら、厚みを増大できる。また誘電強度の大きな材料は、低い耐電圧強度に
関して更に薄寸のコーティングが有する影響を減少しながら、インピーダンスを
減少する更に薄寸の絶縁体を許容する。誘電率および誘電強度の各特性は組合さ
れて、１つの変数すなわち上述されるともに再び下式で表される誘電積（ＤＰ）
とされ得る：

【００３９】ＤＰ＝（誘電率）×（誘電強度）誘電率は無次元の量であり、誘電強度はボルト／ミルで測定され、この場合に
ミル（ｍｉｌ）は１インチの１／１０００である。所定の絶縁体厚みにて、大き
なＤＰを有する材料は小さなＤＰを有する材料よりもインピーダンスが小さい。
故に、戻りカプラの内側導電要素をコーティングする絶縁体に使用される物質に
対しては大きなＤＰが望ましい。２，０００より大きなＤＰが好適であり、４，
０００より大きく、更には８，０００より大きなＤＰが更に好適である。大きな
ＤＰを有する材料としては、アルミナ、ダイヤモンドおよび同様のコーティング
、窒化ホウ素、ポリイミド、ポリエステル、パリレン、チタン酸バリウム、二酸
化チタン（金紅石、鋭錐石および板チタン石の形態を含む）、テフロン、ポリカ
ーボネート、および、これらと同様であるかまたはこれらの材料もしくは同様の
材料を相当量（約３０％以上）含む無機および有機材料が挙げられる。

【００４０】戻りカプラを製造するために必要な各特性を併立させるためには、戻りカプラ
の絶縁材料に対して１種より多いＤＰを有する各材料が使用される可能性が高い
。その例は、チタン酸バリウムまたは二酸化チタンの非常に微細な（ミクロン単
位で測定される粒子）粉末などのＤＰの大きな材料を、結合剤、接着剤、または
、エポキシ、ウレタンもしくはポリエステルなどのポリマーと混合することであ
る。一定の場合、ＤＰの大きな材料は収縮チューブなどでチューブ状に形成され
るポリマーへと配合され得る。

【００４１】誘電率の大きい材料は、上記戻りカプラに対する絶縁材料の作成に使用される
有用な物質である。誘電率の大きい材料は、約１０［無次元］より大きな誘電率
を有する。好適には結合剤もしくは接着剤などの他の物質と組み合わせて、２０
よりも、または５０よりも大きい誘電率を有する材料が使用される。誘電率の大
きい材料の例としては、セラミクス、より詳細には、アルミナ、二酸化チタン（
金紅石、鋭錐石および板チタン石の形態を含む）およびチタン酸バリウムが挙げ
られる。

【００４２】上述の戻りカプラに対する１または複数の絶縁物質は、化学的な層形成、コー
ティング、巻回または気相析出などの、化学的または物理的な析出手段を使用し
て装着され得る。収縮包装チューブには高誘電材料が装填され得る。上記絶縁コ
ーティングは約０．０６３５ｃｍ（約０．０２５インチ）未満の厚みであれば好
適であり、約０．０２５４ｃｍ（約０．０１０インチ）未満の厚み、または０．
０１２７ｃｍ（０．００５インチ）未満の厚みであれば更に好適である。

【００４３】大きなＤＰを有する１または複数の材料から作成された事前形成中空ビーズな
どの別体要素も使用され得る。たとえば適切な長さの中空チューブが上記内側導
電要素の端部上に滑動されると共に、導電液体もしくは固体などの間隙充填伝導
体を使用して上記内側導電要素と電気接続して配置され得る。たとえば実質的に
チタン酸バリウムから作成されたチューブ形状のセラミックビーズは、ステンレ
ス鋼チューブ上に滑動されると共に、このビーズと上記チューブとの間の環状間
隙を実質的に充填して上述の戻りカプラを形成する導電エポキシもしくは他の接
着剤の層により所定位置に保持され得る。

【００４４】上述の戻りカプラのインピーダンスはまた、約８００オーム未満であれば好適
であり、５００オーム未満の値であれば更に好適である。３００オーム未満また
は２００オーム未満のインピーダンスが更に好適である。上述の戻りカプラのイ
ンピーダンスは、それが作動する周波数に依存する。電気外科に対してエネルギ
ーを供給する上記発生器は典型的に、約１０キロヘルツ乃至約３メガヘルツの範
囲で作動する。最も一般的な作動範囲は約１００キロヘルツ乃至１メガヘルツで
ある。これらの範囲は、上記発生器によりパルス供給されまたは別様に変調され
る、切断用の波形周波数ならびに凝固および高周波療法用の周波数に対するもの
である。上述の戻りカプラのインピーダンスは、これと直列に誘導子を配置する
と共にこの誘導子が上記戻りカプラと直列共振する値を有するように選択するこ
とで、相当に減少され得る。上記戻りカプラと直列共振するに必要な値に在るも
しくはその値の近傍に在る補償誘導子を含めると、設計周波数における電流が増
大する。このように高められた電流は、上記戻りカプラの上記内側導電要素を囲
繞する絶縁体を通過しない。周囲の導電液体ではなく組織と接触するなどにより
上記戻りカプラのインピーダンスが変化すると、上記共振周波数は設計値からず
れて、エネルギー流速度は減少する。上記戻りカプラを補償する上記誘導子の値
は、組織または導電液体への／からのエネルギー伝達により生ずる容量効果と共
振すべきサイズとされた誘導子と、必ずしも同一ではない。上記戻りカプラの値
は、組織に対するエネルギー伝達の間に生ずる容量効果から独立している。もし
上記誘導子が、組織または導電液体に伝達されるエネルギーからのキャパシタン
スと上記戻りカプラのそれとの組合せに対して共振すべく選択されたなら、設計
周波数における全体インピーダンスを減少することにより性能は更に高められる
。

【００４５】上述の戻りカプラの使用を容易化すべく、補償誘導子を使用する装置は、この
誘導子を上記発生器の一部ではなくアクセサリまたは外科的器具内の要素として
含み得る。上記誘導子を単一回使用または限定された再使用の関節鏡器具などの
アクセサリまたは器具内に含めることにより、ユーザは既に利用可能な発生器を
改変する必要がなくなる。上記誘導子は、上記活性電極に通ずるワイヤに対して
電力を接続する上記プラグ内へ、上記戻りカプラに通じるワイヤに対して上記発
生器の戻りを接続するプラグ内へ、上記ハンドル内へ、または、上記発生器から
上記活性電極、戻りカプラもしくは両者へと通ずるワイヤまたはケーブルの一部
として、取入れられ得る。

【００４６】上述の戻りカプラは、少なくともほぼ定電圧である高周波エネルギー供給源と
共に使用されたときにインピーダンスを増大することで、エネルギー伝達を減少
する。戻りカプラがもし定電力源と共に使用されたなら、上記発生器は任意のイ
ンピーダンスの増大に打ち勝つべく電圧を増大する。前述のように最近の多くの
発生器は定電力を近似するモードで作動することから、戻りカプラを使用するこ
との利点を定電力発生器のユーザが容易に利用し得るべく、そのような装置から
は少なくともほぼ定電圧を供給することがやはり望ましい。

【００４７】電気外科発生器からの出力は通常、２つのポートを有する。一方の出力ポート
は電力ポートであり、他方は戻りポートである。これらのポートは通常、電気接
触を形成すべく適切な係合金属コネクタによりプラグが接続される差込口である
。ワイヤと、コンデンサ、誘導子および変圧器などの高周波エネルギーを搬送す
る他の要素とを含む高周波エネルギー導通路は、各ポートから上記電気外科アク
セサリまたは器具および戻り通路装置への通路を提供する。以下において更に詳
細に記述されるように上記出力導電通路と戻り導電通路との間に、および、患者
負荷と並列に、１または複数の適切な電子的要素を配置すると、定電力の電気外
科発生器からの出力は少なくともほぼ定電圧出力となる。各電気要素は、電力と
戻りラインとの間の分岐回路を形成する。上記分岐回路は、患者負荷と並列な１
または複数の要素を有する。以下において更に詳細に記述されるように上記分岐
回路の各要素は、患者負荷および発生器の設計態様において生ずる変更に適応す
べく選択され得る。

【００４８】上記電力プラグにおける電力ラインに対する金属コネクタは、上記電力プラグ
内のワイヤに接続されると共に、このワイヤは上記電力プラグの末端を出て電気
外科アクセサリの基端まで延在する。上記電気外科アクセサリの上記基端は通常
、電力線が中を通過するハンドルを有する。そこから電力線は、直接的にまたは
中間電気導体を介して間接的に、活性電極に接続される。上記活性電極は通常、
上記アクセサリの末端チップに在る。活性電極は、ブレード、フック、ボール、
スパチュラ、ループ、ピン、線細工ばね、チューブ、流体通路付きチューブ、鉗
子の構成部材、把持器、ハサミなどの多くの形態を取る。活性電極は２極装置の
１つの要素とされ得るか、単極構成の一部とされ得る。上記分岐回路は、活性電
極およびその用途の全ての様式と組み合わせて使用され得る（すなわち任意の単
極または２極構成／用途において使用され得る）。活性電極は、単極または２極
用途で電気外科が使用される切断、凝固、脱水、高周波療法、切除、組織収縮ま
たは他の目的に対して使用され得る。全ての場合において、手術部位に対してエ
ネルギーが印加される場合には電気外科発生器から活性電極までの連続的な高周
波電気エネルギー通路が存在する。上記戻りプラグ内の戻りラインに対する上記
金属コネクタは上記戻りプラグ内のワイヤに接続されると共に、このワイヤは上
記戻りプラグの末端を出て、２極装置に対する電気外科アクセサリの基端まで、
または、単極用途に対して使用される場合には別体の戻り通路装置まで延在する
。２極装置の場合に上記電気外科アクセサリの基端は、戻りワイヤが通過するハ
ンドルを有するのが通常である。それはそこから、直接的にまたは中間電気導体
を介して間接的に、上記の本発明の第２の態様により企図された形式の戻り電極
または戻りカプラなどの１または複数の戻り通路装置に接続される。２極用途に
おける戻り電極は、患者組織に直接的にまたは間接的に接触する金属製のまたは
他の導電性の１または複数の要素を有する。戻り電極は、導電性戻り通路を提供
することで、エネルギー戻り通路を提供する。

【００４９】患者組織との直接的接触は、上記活性電極または戻り通路要素が患者組織と接
触する場合に生ずる。患者組織との間接的接触は、血液または食塩水を含む溶液
のような導電液体などの介在物質が少なくともエネルギー流通路の一部に対する
電気エネルギーを導通する場合に生ずる。

【００５０】上記活性電極および戻り通路装置が組織に接触する様式が変化すると、負荷イ
ンピーダンスが変動する。同様に、液体沸騰、組織の脱水または切除などの電気
外科エネルギーの印加、および、電気火花により引き起こされる変化によっても
負荷インピーダンスは変動する。電気外科発生器の全てが同一の出力周波数を有
することは無く、出力周波数の差によっても負荷インピーダンスは変動する。以
下に記述されるように、これらの変動に対処すべく１または複数の分岐回路が使
用され得る。

【００５１】上記分岐回路は、適切に選択されたコンデンサなどの、できるだけ簡素な単一
要素とされ得る。そのような要素と共に患者負荷に対して電力出力を行えば、こ
の要素が無い場合よりも更に厳密に定電圧が近似される。以下で更に記述される
ように、誘導子、抵抗器および追加コンデンサなどの付加的で受動的な電子的要
素を含めることにより、発生器の周波数および他の変数に対する感受性が低くさ
れ得る。受動要素の他にも、トランジスタ、ダイオードおよび集積回路などの能
動要素が使用され得る。

【００５２】上記分岐回路は、上記アクセサリ装置またはプラグまたはそれに関連するワイ
ヤ内に含まれ得る。たとえば上記戻りプラグからの上記ワイヤは上記電力プラグ
へと配線され得ると共に、上記分岐回路は上記電力プラグ内に取入れられ得る。
この手法によれば上記電力線および戻りワイヤは両者ともに単一ケーブルの一部
として上記電力プラグの末端部分から延出し得るが、このことは、両方のワイヤ
がアクセサリまで配線される必要があるという２極用途に対して特に有用な特徴
である。同様に、上記電力線および任意の制御ワイヤが上記戻りプラグまで配線
されるなら、上記分岐回路は上記戻りプラグ内とされ得る。分岐回路を電力プラ
グ内に取入れた場合、この要素をハンドル内に配置するのと比較して、分岐回路
の付加によりサイズが増大してユーザに不都合となるのが防止される。同様に、
上記分岐回路要素を上記プラグ内に配置すると、発生し得る一切の熱がアクセサ
リハンドルを加熱するのが防止されると共に、空気流用の孔などの適切な熱シン
クまたは延長された表面形状などの熱シンクを備えるべく上記プラグが設計され
得る。上記プラグはまた、特別の予防手段が取られなければ回路要素を貫通して
阻害し得る体液および標準食塩水などの溶液からも離間される。そのような予防
手段は通常アクセサリのサイズおよび重量を増加することから、外科医により保
持されて操作される要素においては望ましくない。但し上記分岐回路が上記ハン
ドル内に配置されるならば、各要素を冷却すべく、吸引または洗浄などのために
ハンドルを通る流体流が使用され得る。

【００５３】上記分岐回路は、各プラグのいずれか以外の箇所に配置され得る。上記分岐回
路はまた、各プラグと上記アクセサリとの間のケーブルに沿っても配置され得る
。もし所望であれば上記分岐回路は、電気外科発生器の電力出力差込口および戻
り差込口内に差し込まれるモジュール内にも取入れられ得る。上記モジュールは
、上記アクセサリ、戻り通路装置または両者に対するコネクタに接続された１ま
たは複数の出力ポートを有する。そのようなモジュールは、再使用可能なまたは
単一回使用の装置とされ得る。同様に、上記アクセサリおよび戻り通路装置は再
使用可能なまたは単一回使用の装置とされ得る。

【００５４】定電圧動作によれば、上述の戻りカプラによる偶発的な組織損傷が減少される
以外にも利点が提供される。すなわち切開術およびＭＩＳ処置の両方を行う間に
、組織に対する電気外科エネルギーの付与が更に制御される。たとえば、切開術
および腹腔鏡処置の両方を行う間、発煙および焼痂蓄積が問題である。焼痂は、
電気外科器具上に蓄積された組織の熱的分解生成物である。所望の外科的効果（
切断など）が望まれる活性領域に対する電気外科エネルギー（熱的および電気的
エネルギーの両者）の付与を制御すべく絶縁されたブレードであって、熱伝導率
の高い金属（ステンレス鋼の熱伝導率より大きな熱伝導率を有する金属）から作
成されたブレードを使用した単極式切断の間などにおいて、ほぼ定電力を使用す
るのと比較してほぼ定電圧を使用した場合には、発煙および焼痂蓄積が減少され
る。この場合に必要とされる電圧および電力は、活性領域以外の領域に対して印
加される電気外科エネルギーの程度を制限しないブレードを使用した場合に生ず
る電圧および電力よりも、低くなる。同様に、定電力と比較して少なくとも定電
圧を近似すべく電気外科エネルギーが使用された場合、関節鏡式切除処置では組
織の炭化が更に少なくなると共に組織除去が更に制御される。

【００５５】電気外科エネルギーが手術部位に加えられたとき、電力ポートと戻りポートと
の間には、高周波電力を搬送する導電要素および他の要素を介し、直接的または
間接的な組織接触を介し、そして組織を介した、高周波エネルギー通路が存在す
る。電気外科分野の当業者であれば明らかなように、電力ポートおよび戻りポー
トの接続に対する記述は、高周波エネルギーは交互発生する点において、置き換
え可能である。

【００５６】上記電力ポートは単極出力とされ得ると共に上記戻りポートは単極戻りポート
とされ得る。関節鏡式切除の間などのように高電力および高電圧が望まれる一定
の２極用途においては、単極ポートを使用するのが望ましい。たとえば汎用の電
気外科発生器を使用する関節鏡式切除は、凝固、脱水または高周波療法モードを
使用すれば容易化され得る、と言うのも、高いピークピーク電圧はアーク形成を
促進するからである。これらの高電圧モードを使用すると、定電力出力により偶
発的な組織損傷が生じ得る。しかし定電圧を近似するモードを使用すると、偶発
的な組織損傷の可能性は低くなる。

【００５７】他の場合において、上記電力ポートと戻りポートは２極出力とされ得る。これ
らのポートは、神経手術などに対して低い電力出力が望まれる場合またはコラー
ゲン収縮が望まれる場合に、選択され得る。コラーゲン収縮処置としては、関節
鏡式手術または美容整形が挙げられる。

【００５８】上記電気外科発生器上のポート接続には特定の特徴が存在する。電気外科発生
器に関する共通の特徴は、上記アクセサリから上記電力プラグまでの、および、
そこから上記発生器内の１または複数の付加的なコネクタおよび差込口まで延在
する１または複数の制御ワイヤに対するものである。これらの制御ワイヤは、通
常上記ハンドル内における１または複数のスィッチに接続されると共に、ユーザ
が上記発生器を起動して電力供給するのを許容する。別の共通特徴は、上記戻り
プラグまで通ずる２本のワイヤを有する単極戻り電極パッドの形態における戻り
通路装置に対するものと、２個の導電接点を有する差込口に接続された上記戻り
プラグに対するものである。上記の２つの導電通路は、上記戻りパッドと患者の
皮膚との間の接触インピーダンスを測定することにより適切な接触が存在するか
否かを決定し、上記戻りパッドが皮膚に装着される箇所における偶発的な熱傷を
回避するという特徴を実現すべく使用される。これらの付加的な導電通路は、上
記電力プラグなどの単一プラグを介して通過することにより、２極装置などのア
クセサリに通ずるケーブルの本数を減少すべく配線され得る。

【００５９】（詳細な説明）本発明を、少なくともその種々の関連する特徴の例示を支援する添付図面に関
連して説明する。この説明は、先ず、定電力電気外科発生器からの出力をほぼ定
電圧に転換する出力モード転換回路から始める。次いで、説明は戻りカプラに言
及する。最後の説明は、戻りカプラと協働する出力モード転換回路に関する。

【００６０】図１は、ほぼ定電力を発生する最新型電気外科発生器からの出力電力および電
圧を示している。負荷インピーダンスが増大するにつれ、発生する電圧も増大す
る。示されている電力は平均電力（ワット）であり、示されている電圧はＲＭＳ
電圧である。試験測定値は、どのようなインピーダンスが予測されるかを示唆し
ている。例えば、関節鏡切除時の典型的な患者負荷インピーダンスは約１，７０
０オームであり、使用中に、約１，０００〜約４，５００オームの範囲になる。
そのような処置時アークに耐えるのに必要な電圧は約２００〜４００ＲＭＳボル
トであるが、一般に、かなり高い電圧でアーク開始を支援するパルスを生成する
高周波エネルギー源を使用したり、凝固、乾燥または電光破壊モードを使用した
りするのが有利である。標準的なステンレス鋼製ブレードを用いた観血療法切断
処置時の典型的なインピーダンスは約１，０００〜４，０００オームであり、切
断時に必要とされる電圧は約２００〜３００ＲＭＳボルトである。高伝導性材料
（少なくとも３０４ステンレス鋼より高い熱伝導率を有する材料）を用い、かつ
エネルギーを加えると所望の外科的効果を生じる活性領域への電気外科エネルギ
ーの適用を制御すべく絶縁された特殊なブレード設計を用いる場合には、インピ
ーダンスはほぼ同じに保たれるが、必要な電圧は１００ＲＭＳボルト未満に低下
し得る。

【００６１】図２は、以下にさらに詳細に述べる本発明の１または複数の原理に従って分岐
回路を用いた後で組織に加えられた電力および電圧を示している。図２は、分岐
回路が、最も重要な組織インピーダンス範囲にわたって組織に印加されるほぼ定
電圧を発生し得ることを示している。この範囲は約５００〜２，０００オームで
あるが、瞬間的には３，０００または４，０００オームにまで増大することがあ
る。通常の動作条件は、約１，０００〜２，０００オームの範囲である。

【００６２】本発明の１または複数の原理に従って電気外科処置を実施するために電気外科
発生器に連結する種々の構成／配置の電気外科アセンブリを以下に述べる。本明
細書で先に述べ、かつ本発明にも利用し得る電気外科システムの個々の素子は、
以後も同じ参照数字を用いて同じものとして取り扱う。図６Ａは、電気外科アセ
ンブリ３００の出力コネクタプラグ３内に配置されている分岐回路１６を示して
いる。電気外科アセンブリ３００の発生器と患者１０との間の電子回路を事実上
規定する部分だけが示されている。分岐回路１６は、１または複数の電子素子（
図示せず）からなっている。電子素子は、１または複数の受動素子（コンデンサ
、誘導子、抵抗器）と、１または複数の能動素子（ダイオード、トランジスタ、
および電圧調整器などの集積回路を含めた能動的ではないすべての電子素子）と
の任意の適切な組合わせまたはその両方であってよい。分岐回路の例は後にさら
に詳細に説明する。分岐回路１６は、分岐回路リード線１７を介して出力コネク
タプラグ３のハウジング内を通過する電力ライン７および戻りライン１１に連結
されている。分岐回路１６は、先に発明の背景で述べたものを含めた、電気外科
処置を実施する発生器にインターフェース接続する任意の構成の電気外科アセン
ブリと共に用い得る。

【００６３】電気外科アセンブリ３００によって供給される電気外科エネルギーと相互作用
する患者１０の電気負荷は図６Ａの患者負荷１５で表されている。患者負荷１５
は、通常、抵抗Ｒ_pとリアクタンスＸ_pとの複合インピーダンスである。当業者に
は分るであろうが、Ｒ_pとＸ_pは合わせて、患者負荷１５のインピーダンスＺ_p＝
Ｒ_p＋ｊＸ_pを構成する。「ｊ」は−１の平方根である。同様に、分岐回路１６は
、インピーダンスＺ_s＝Ｒ_s＋ｊＸ_sを有する。

【００６４】図６Ｂは、分岐回路１６の代替位置を示しており、この位置において、分岐回
路１６は、出力コネクタプラグ３および戻りコネクタプラグ４の両方から離れた
分岐回路モジュール５０内にある。分岐回路モジュールから伸びているのは、電
力ライン５１と戻りライン１１である。これらのラインは、電気外科アクセサリ
（図示せず）まで伸びて、患者負荷１５に電力を供給する。

【００６５】図６Ｃは、分岐回路１６の代替位置を示しており、この位置において、分岐回
路１６は、出力ライン７と戻りライン１１、および制御などの多様な目的に使用
し得る配置可能な他のライン（図示せず）とからなるケーブル内に包含されてい
る。分岐回路１６は、硬質もしくは軟質であってよい容器（図示せず）内に入っ
ていてもよいし、１または複数の弾性もしくは剛性要素を含むケーシングで囲ま
れていてもよい。

【００６６】図６Ｄは、分岐回路１６の代替位置を示しており、この位置において、分岐回
路１６は、大体は図５に示されているタイプの電気外科アクセサリ１５０′の物
理構造内、この図ではハンドル８内に配置されている。

【００６７】図７は、特に２極型電気外科アセンブリ４００における図６Ａの分岐回路１６
の使用を示している。出力コネクタプラグ３と戻りコネクタプラグ４は追加戻り
ライン１３を介して連結されている。戻りコネクタプラグ４は、発生器１の一部
である先に示した戻りコネクタ６と連結する一体成形された内部戻り導体３７を
有している。内部戻り導体３７は追加戻りライン１３に接続している。追加戻り
ライン１３は出力コネクタプラグ３内に移る。追加戻りライン１３は戻りライン
１１に移行する。

【００６８】出力コネクタプラグ３は、ハンドルから手動起動させる電気外科アクセサリに
よくあるように、３つのピン１９および３８を有している。切断および凝固制御
ピン１９は制御ワイヤ（図示せず）に接続しており、制御ワイヤは、アクセサリ
ハンドル８まで伸び、そこで適当なスイッチ（図示せず）に接続している。出力
電力ピン３８は、発生器１の一部である先に示した出力コネクタ５に接続してい
る。出力ライン７は出力電力ピン３８と電気的に接続している。分岐回路１６は
、分岐回路リード線１７を用いて出力ライン７と戻りライン１１に連結されてい
る。分岐回路１６のこれらのリード線と素子は、回路基板、または回路基板に組
み込まれるサブアセンブリを作製する他の媒体の一部であり得る。

【００６９】出力コネクタプラグ３は、内包する部品を封入かつ保護するのに適切であれば
、どのような形状または設計のものであってもよい。可能な手段としては、オー
バーモールディング法、超音波溶接もしくは接着剤、またはねじなどの機械的フ
ァスナを用いてハウジング部品を接合する方法がある。出力コネクタプラグ３の
設計には電子素子冷却機構が含まれることがある。これらの機構には、通気を促
進する孔やフィンが含まれる。プラグ３の設計は、その全体または一部を、金属
または熱伝導を促進する１もしくは複数種の他の物質から製造し得る。好ましい
実施形態は、素子をサブアセンブリとして組み立てた後で素子を保持するのに適
したスペースができるようにハウジングを成形することである。次いで、当業者
には公知のタイプのスライド進入式コネクタを用いて接続することができる。

【００７０】出力ライン７と戻りライン１１は、（２０で示されている）連結された共通ケ
ーブルアセンブリとして任意の制御ライン（図示せず）に沿って出力コネクタプ
ラグ３から出て、アクセサリハンドル８に入る。出力ライン７はハンドル８およ
び（この図ではシャフトとして示されている）アクセサリ電極ハウジング１４を
通過し、アクセサリ能動素子９に電気的に接続されている。戻りライン１１は、
ハンドル８およびアクセサリ電極ハウジング１４を通過し、戻り通路デバイス１
２に電気的に接続されている。

【００７１】電極ハウジング１４は、特定の実施形態の臨床要件に応じて、弾性もしくは剛
性要素であっても、弾性もしくは剛性要素の組み合わせであってもよい。後に示
すように、電極ハウジング１４は、大抵の場合、絶縁体で被覆された金属シャフ
トである。

【００７２】図８は、図６Ａ〜図６Ｄの分岐回路に利用し得るが、便宜上図６Ａに関連して
のみ例示されている１つの実施形態（例えば、特定の電子素子配置）を示してい
る。図８の分岐回路１６ⁱは単一コンデンサ２１からなる。使用キャパシタンス
は、用いられる発生器１の出力周波数および患者負荷１５の設計インピーダンス
に依存する。出力周波数が約２００〜８００キロヘルツの場合には、約０．４７
ナノファラッドのキャパシタンスで妥当な性能が得られることが確認された。使
用されるコンデンサは、それを利用する発生器の出力電圧に耐える必要がある。

【００７３】一般的な分岐回路設計決定法は以下の通りである。並列インピーダンスは、抵
抗Ｒ_sとリアクタンスＸ_sとの複素量である。並列インピーダンスをＺ_sとして表
示するために下付き文字ｓを用い、−１の平行根を表示するために文字ｊを用い
ると、以下の式が成り立つ：

【００７４】

【数１】患者負荷インピーダンスに関しても類似の式が成り立つ：

【００７５】

【数２】並列インピーダンスと患者負荷インピーダンスを並列にして合計インピーダン
スを計算すると：

【００７６】

【数３】となり、これは

【００７７】

【数４】に等しい。ＲＭＳ電圧Ｖは、インピーダンス量で割った皮相電力の平方根である。発生器
は皮相電力を負荷と「みなす」。選択された出力、並列インピーダンス、および
患者負荷インピーダンスに対する患者負荷全体の電圧は、方程式５：

【００７８】

【数５】で示されるような、電圧、電力およびインピーダンス間の確立された関係によっ
て与えられる。

【００７９】本発明を用いて設計するために、Ｚ₁を（４）から（５）に代入して：

【００８０】

【数６】を得る。分母量の数値を求めると、方程式７となる：

【００８１】

【数７】したがって、患者負荷全体の比電圧は、比発生器出力を選択し、比並列インピ
ーダンスおよび比患者負荷インピーダンスが出現するときに発生する。

【００８２】手術部位における条件が変化すると、多くの異なる患者負荷が生じ得る。ある
設計の下インピーダンスおよび上インピーダンスを構成する２種の患者負荷をＺ ₁ およびＺ₂として示す。方程式７に従えば、任意の選択された発生器出力電力Ｐ
に対して２種の出力電圧Ｖ₁およびＶ₂が存在するであろう。患者負荷にわたって
、２種の異なる患者インピーダンス、およびそれに相応する２種の異なる電圧が
存在するであろう。したがって、Ｚ₁で出発し、Ｚ₂に移ると、２種の出力電圧Ｖ ₁ およびＶ₂が存在するであろう。目標は、Ｖ₁とＶ₂の間の変動が規定目標を達成
するようにＺ₁を選択することである。目標を比率Ｖ₁／Ｖ₂＜Ｋ（ここで、０＜
Ｋ＜１）と設定する。

【００８３】（７）を用いて、患者負荷がＲ₁＋ｊＸ₁およびＲ₂＋ｊＸ₂であるときに患者組
織に印加される電圧Ｖ₁およびＶ₂の方程式を立て、次いで（８）：

【００８４】

【数８】を用いて比率Ｖ₁／Ｖ₂を計算すると、（９）：

【００８５】

【数９】となる。上記結果は発生器の電力設定とは無関係であることに留意されたい。設計条件Ｖ₁、Ｖ₂、Ｚ₁＝Ｒ₁＋ｊＸ₁、Ｚ₂＝Ｒ₂＋ｊＫ₂およびＫを選択すると
、選択された設計条件を満足するＺ_s＝Ｒ_x＋ｊＫ_sの解が得られる。

【００８６】方程式（９）は、いくぶん扱いにくい複素変数を有している。方程式（９）は
、両辺を平方し、変数を操作した後、（１０）に変換することができる。

【００８７】

【数１０】設計条件Ｖ₁、Ｖ₂、（Ｒ₁，Ｘ₁）、（Ｒ₂，Ｘ₂）およびＫを選択すると、選択
された設計条件を満足するＲ_sおよびＸ_sの解が得られる。そのような解法は当業
者が熟知するところである。例えば、（１０）で、Ｒ_sおよびＸ_s（これらの両変
数には、２つの根が存在する）を解くことができるし、２方程式セットを解いて
、Ｒ_sとＸ_sの陽方程式をつくることができる。Ｒ_sの設計値は常に０より大きく
、約０〜８，０００の範囲、より一般的には約０〜４，０００の範囲であり、通
常、約１００〜２，０００の範囲であろう。Ｘ_sの値は、電気外科処置が一般に
容量性作用を示すために、通常、０より小さい。Ｘ_sの設計値は、約０〜−８，
０００の範囲、より一般的には約０〜−４，０００の範囲、普通は約−１００〜
−３，０００の範囲であろう。

【００８８】図９は、１セットのそのような計算結果を示している。ＲＭＳ電圧がＸ_pに対
してプロットされている。このプロットでは、患者のリアクタンスが極く稀にし
か正値を取らないことを測定データが示しているために、Ｘ_pは０より小さく、
これは、患者負荷が一般に容量性であることを示している。

【００８９】種々の回路が、先の処置由来のＲ_sおよびＸ_sを発生し得る。コスト面などの制
約や、回路を発生器の出力周波数範囲にわたって作動させることが望ましいため
に、候補回路の数が制限される。図１０は別の実施形態を示しており、この実施
形態は、図６Ａ〜図６Ｄの分岐回路１６に利用され得るが、便宜上、図６Ａに関
連してのみ例示されており、広範囲にわたる発生器出力周波数に対してほとんど
感度を示さない３つの素子を有している。回路１６ⁱⁱは、分路コンデンサ２１と
、分路誘導子２２と、並列コンデンサ２３とを有している。この回路１６ⁱⁱは、
誘導子が一般的に固有のキャパシタンスおよびリアクタンスを有しているために
、正確には、分析する必要がある回路を表してはいない。並列コンデンサ２３は
、分路誘導子２２が並列コンデンサ２３に必要な値を提供するのに十分な固有キ
ャパシタンスを有している場合には不要であろうが、さもなければ、分路誘導子
２２の固有キャパシタンスを高めるために実際のコンデンサの存在が必要であろ
う。図１１では、これも図１６Ａ〜図１６Ｄの分岐回路に利用し得るが、便宜上
、図６Ａに関連してのみ例示されている分岐回路１６ⁱⁱⁱに分路抵抗器２４を加
えて分路誘導子２２の固有抵抗を補足している。分路抵抗器２４は、回路によっ
て発生する近共振を起こす極と零を平滑化するので、素子の追加は不要であろう
。分路誘導子２２は、分路抵抗器２４に必要とされる範囲内の固有抵抗を有して
いる。

【００９０】分路コンデンサ２１をＣ₂、並列コンデンサ２３をＣ₁と称すると、以下の一般
法を用いて、図１１の回路内素子の値を選択することができる。前式から、Ｒ_sとＸ_sの所望値を得る。Ｒ_sとＸ_sのマッチングに留意するだけで
よいので、患者負荷は含めない。

【００９１】

【数１１】Ｌの固有Ｒは、一般に、Ｑ因子によるインダクタンスと関係する。

【００９２】

【数１２】周波数は：

【００９３】

【数１３】に従ってｗと関係する。方程式２７からＲとｗを除去すると：

【００９４】

【数１４】となる。Ｚ_sの実数部を取って、分路レジスタンスＲ_sを得る：

【００９５】

【数１５】Ｚ_sの虚数部を取って、分路リアクタンスＸ_sを得る：

【００９６】

【数１６】ここで、Ｌ、Ｑ、Ｃ₁、Ｃ₂およびｆに関してＲ_sおよびＸ_sを得た。設計周波数
を選択し、方程式１０を使ってＲ_sおよびＸ_sの所望値を選択し、次いで、種々の
Ｌ、Ｑ、Ｃ₁およびＣ₂から設計目標を満足するものを選ぶ。例えば、発生器の出
力周波数範囲にわたる第２設計周波数および相応する第２Ｒ_sおよびＸ_s設計セッ
トを選択して、Ｌ、Ｑ、Ｃ₁およびＣ₂から別の変数を消去することができる。陽
解法は存在しないので、最終的な素子値を選択するには、グラフ法または当業者
には公知の他の方法が必要である。Ｌの通常値は、約５〜１，０００マイクロヘ
ンリーであり、一般的には、約１０〜１００マイクロヘンリーの範囲である。Ｑ
は、通常、１〜１０である。Ｃ₁、並列コンデンサ２３は、通常、約１ピコファ
ラッド〜１マイクロファラッドの範囲、より一般的には０．１〜５００ナノファ
ラッドの範囲の値を有する。Ｃ₂は、通常、約１ピコファラッド〜１ナノファラ
ッドの値、より一般的には０．０１〜５００ナノファラッドの範囲の値を有する
。

【００９７】上記方程式によって、所望のシステム応答の生成に必要な実例分岐回路のレジ
スタンスおよびリアクタンスに対する任意の選択目標値を満足する素子値を選択
し得る。他の候補回路は、当業者には公知の方法を用いて開発することができる
。

【００９８】図１２は、発生器１の出力に直列回路２５を配置し得ることを示している。こ
の実施例において、直列回路２５は出力プラグ３内に配置されている。直列回路
２５では、以下の図１３、図１４および図１６Ａ〜図１８に関連して説明するタ
イプの戻りカプラのインピーダンスを補償することなどの設計目的の達成に必要
な、受動素子および能動素子を含めたどのような電子素子を配置してもよい。

【００９９】図１３は、図１６Ａ〜図１８に関連して以下にさらに詳細に説明する戻りカプ
ラ２６の存在および戻りカプラ２６がどのように患者負荷１５と直列配置されて
いるかを図式で示している。図１４は、どのようにして分岐回路１６を戻りカプ
ラ２６と組合わせ得るか、および同時に直列回路２６も用い得ることを示してい
る。分岐回路１６は、直列回路２５、患者１５、および戻りカプラ２６の存在か
ら得られる合計インピーダンスを用いて動作するように設計し得る。これら３つ
の要素は、例えば、方程式４に用いられる集中設計抵抗Ｒ_pおよびリアクタンス
Ｘ_pとみなし得る単一集中インピーダンスを生成する。

【０１００】図１６Ａ〜１６Ｂは、探針アセンブリ２７を有する電子外科アクセサリ４０を
示している。探針アセンブリ２７は、出力ライン７を介して出力コネクタプラグ
３と、また、戻りライン１１および追加戻りライン１３を介して戻りコネクタプ
ラグ４に相互連結されている。アクセサリ４０の出力コネクタプラグ３は、発生
器１の出力コネクタ５にも相互連結されており、アクセサリ４０の戻りコネクタ
プラグ４は発生器１の戻りコネクタ６にもインターフェース接続されている。

【０１０１】アクセサリ４０の探針アセンブリ２７は、（例えば、外科医が掴む）探針ハン
ドル２８と、そこから伸びる探針シャフト２９と、探針シャフト２９の先端を越
えて伸び、能動電極３２を含む能動電極アセンブリ３１とを有する。探針シャフ
ト２９は全体が絶縁されている。シャフト２９のどの部分も導電液に暴露される
ことはない。この点で、探針シャフト２９は、図１６Ａに示されているように、
その長さの一部に沿って、通常の探針シャフト絶縁体３０で絶縁されている。通
常の探針シャフト絶縁体３０で被覆されていない部分を含めた探針シャフト２９
の全体または一部は、戻りカプラ絶縁体３５で被覆されている。戻りカプラ絶縁
体３５と探針シャフト２９とは共同して、患者から発生器１までの最初の戻り通
路となる戻りカプラ２６を規定している。戻りカプラ絶縁体３５は、電界によっ
てエネルギーを探針シャフト２９に移動させ得るように選択され、次いで、探針
シャフト２９は、エネルギーを、伝導により、戻りライン１１、追加戻りライン
１３、次いで、戻りコネクタプラグ４から発生器１へと移動させる。能動電極３
２は、能動電極隔離絶縁体（図示せず）などの適当な手段を用いて探針シャフト
２９から絶縁する。

【０１０２】図１６Ａ〜図１６Ｂは、探針シャフト２９が固体であること、および戻りカプ
ラ絶縁体３５が、事実上探針シャフト２９の先端部の周りに環状に配置された（
例えば、探針シャフト２９と同軸の）１つの層であることを示している。この場
合、（絶縁し得る）出力ライン７は、探針シャフト２９内に形成された通路４１
を通って進め得る（図１６Ｂ参照）。

【０１０３】戻りカプラ絶縁体３５は様々な方法で適用し得る。絶縁体は、探針シャフト２
９に適用されるコーティングであってよい。あるいは、戻りカプラ絶縁体３５は
、探針シャフト２９の上を伝って滑動させる誘電管などの素子であってよい。同
様に、誘電体製の１または複数の素子を誘電管に適用してもよい。そのような素
子を用いて戻りカプラ絶縁体３５を形成する場合、そのような素子と探針シャフ
ト２９との隙間には、導電性エポキシ樹脂などの間隙充填導電材（図示せず）を
充填する。導電性エポキシ樹脂を用いるような場合には、素子を適切な位置に保
持するために填隙材を用いてもよい。適当な素子は、主としてチタン酸バリウム
からなる、肉厚約３０ミル、面積約１．２９０３２ｃｍ²（０．２平方インチ）
のセラミック管である。

【０１０４】戻りカプラ絶縁体３５は、絶縁破壊することなく電界電圧に耐え、かつ適切な
エネルギーを流動させ得る程度に低いインピーダンスを有するような、厚さ、誘
電率、絶縁耐力および面積を有していなければならない。周囲絶縁体３５の露出
面積も戻りカプラ２６のインピーダンスに影響を与えるであろう。様々な絶縁体
設計を用い得るが、そのような設計はいずれも共通して電圧に耐える能力および
適度に低いインピーダンスを有する。好ましい実施形態は、１．０００ボルトを
超えるピークピーク電圧、好ましくは２，０００ボルトのピークピーク電圧、よ
り好ましくは５，０００ボルトのピークピーク電圧に耐えるであろう。戻りカプ
ラ２６のインピーダンスは、好ましくは約８００オームより低く、５００オーム
より低い値が好ましい。３００オーム、さらに２００オーム以下のインピーダン
スであればなお好ましい。

【０１０５】高圧耐力と低インピーダンスという２つの目標を達成するためには、戻りカプ
ラ絶縁体３５の誘電率と絶縁耐力とを共同して最大にする必要がある。これらの
値の積は誘電積である。誘電率は無次元である。絶縁耐力はボルト／ミルで測定
する。２，０００より大きいＤＰが好ましく、４，０００より大きいＤＰ、８，
０００より大きいＤＰならもっと好ましい。大きいＤＰを有する種々の材料が候
補材料であるが、好ましい実施形態は二酸化チタンまたはチタン酸バリウムのい
ずれかを用いる。粒度が約０．０５〜４０ミクロンの粉末形態の上記材料を用い
る。異なる粒度のものをブレンドしてもよい。これらの物質をポリマーまたは接
着剤と組合わせて絶縁コーティング材を形成する。そのような材料の例はエポキ
シ樹脂である。

【０１０６】１つの例として、以下の方法で、適当な戻りカプラコーティング３５を製造す
る。３２５メッシュスクリーンを通過するチタン酸バリウム粉末と、粒度が約０
．０５ミクロンのチタン酸バリウム粉末とをブレンドする。３２５メッシュを通
過する粒子は、全粒子の約６０〜８０％を構成する。粒子を合わせてブレンドし
、次いで、回転ミキサーを用い、アセトンと混合してスラリーを製造する。約７
０ｇの粉末：３０〜７０ｍｌのアセトン比を用いる。混合工程は、アセトンが蒸
発して、スラリーが濃厚になるまで続ける。蒸発ステップは、室温下に約１時間
続くが、混合物を加熱すれば５分に短縮し得る。適切な絶縁耐力を有する２部の
エポキシ樹脂を混合し、次いで、回転ミキサーの稼動下に、アセトン−チタン酸
バリウム混合物に加える。約２０ｇのエポキシ樹脂と６０ｇの粉末とを混合する
。粉末は、粉末：エポキシ樹脂最終混合物の約３０〜４０容量％を構成する。粉
末とエポキシ樹脂とをブレンドして適用し得る場合には、これより大きい粉末量
が望ましい。金属製探針シャフトを粉末−アセトン−エポキシ樹脂混合物中に浸
漬して、シャフトに混合物を塗布する。厚さ１０ミル以下、好ましくは５〜７ミ
ルのコーティングを形成するためには、約４〜５回の多重浸漬を用いる。アセト
ンが蒸発するまで浸漬と浸漬の間に約２分かかるが、温風を用いて蒸発を促進し
得る。最終浸漬の後、エポキシ樹脂を高温下に硬化させる。実例硬化サイクルは
、５０℃で約１０時間、１８０℃で２時間である。この工程によって、約２０〜
５０の誘電率を有する戻りカプラ２６が得られるが、より高濃度のチタン酸バリ
ウムを用いると、より高い誘電率が得られる。約１．２９０３２〜４．８３８７
ｃｍ²（約０．２〜０．７５平方インチ）の戻りカプラ面積を用い、高周波周波
数が約２００〜８００ｋＨｚの範囲のときに得られるインピーダンスは、約１０
０〜１，０００オームである。

【０１０７】図１７は、戻りカプラ２６のインピーダンスを補うために補償誘導子３６を用
いた図１６Ａのアクセサリの変形例を示しており、そのために、アクセサリ４０
′を識別するのに「１重ダッシュ」表示を用いている。これは、直列回路２５′
を用いるという戻りカプラのインピーダンスを補うのに好ましい手段であるが、
補償誘導子３６の使用が不要である他の手段もある。直列回路２５′は、補償誘
導子３６が戻りカプラ２６と直列共振状態になるように設計されている。戻りカ
プラ２６のインピーダンスを設計周波数と同時に指定してしまえば、補償誘導子
３６の設計仕様の選択は良く知られた技術である。補償誘導子３６を加えること
に由来する有利な結果を得るために、電気外科処置時の組織と能動電極３２との
相互作用に関連するものなどの他の直列キャパシタンス源を考慮する必要はない
が、これらの相互作用を考慮するのは好ましいことである。補償誘導子３６は、
出力コネクタプラグ３内に配置するのが好ましい。このプラグ３は、その冷却を
支援する、封止スルーホール、ヒートシンク、またはフィンなどの機構を有し得
る。そのような機構は、プラグの識別、発生器１への挿し込み、または発生器１
からの抜出を容易にするための人間工学的補助物としてプラグに組み込むことが
できる。

【０１０８】図１８は、分岐回路１６を、戻りカプラ２６、補償誘導子３６と組合わせて用
いる図１７のアクセサリ４０′の変形例を示しており、そのために、アクセサリ
４０″を識別するのに「二重ダッシュ」表示を用いている。分岐回路１６と補償
誘導子３６はどちらも出力コネクタプラグ３内に配置するのが好ましい。分岐回
路１６は、１または複数の戻りカプラ２６、補償誘導子３６、および電気外科処
置時に発生する組織相互作用からの寄与を含む負荷抵抗Ｒ_pおよびリアクタンス
Ｘ_pを利用して設計されている。

【０１０９】本発明についての上記説明は、例示および特徴と述べることを目的として提示
されている。さらに、上記説明は、本発明を本明細書に開示されている形態に限
定するものではない。したがって、上記教示に対応する変形および改良ならびに
関連技術の熟練および知識は本発明の範囲内である。さらに、上記実施形態は、
本発明を実施する既知のベストモードを説明すると共に、当業者は上記実施形態
または他の実施形態で、かつ本発明の特定の用途または利用に必要な種々の改良
を加えて本発明を利用し得るように、意図されている。添付クレームは、従来技
術によって許容される程度に代替実施形態を包含すると解釈されるものとする。

【図面の簡単な説明】

【図１】定電力電気外科発生器からの電力および電圧出力の例を示す図。

【図２】本発明の１または複数の態様に従って電気外科アクセサリまたは
アセンブリの分岐回路を用いてほぼ定電圧に転換した後の定電力電気外科発生器
からの電力および電圧出力の例を表す図。

【図３】単極構成における電気外科発生器の従来技術型構成および患者に
対する適用を示す略図。

【図４】戻りラインが出力プラグを経由する、図３に示されている従来技
術型構成の改良型を示す略図。

【図５】戻りラインが出力プラグを経由し、能動電極および戻り電極が１
つの２極アクセサリ構成になっている、電気外科発生器の従来技術型構成を示す
略図。

【図６Ａ】本発明の１または複数の原理に従って電気外科アクセサリの電
源プラグ内に配置されている分岐回路を示す図。

【図６Ｂ】図６Ａの分岐回路の代替位置を示す図。

【図６Ｃ】図６Ａの分岐回路の代替位置を示す図。

【図６Ｄ】図６Ａの分岐回路の代替位置を示す図。

【図７】図６Ａの分岐回路を有し、かつ本発明の１または複数の原理に従
っている電気外科アクセサリの１つの実施形態を示す図。

【図８】図６Ａ〜図６Ｄの分岐回路に利用するためのコンデンサの使用を
示す略図。

【図９】図６Ａ〜図６Ｄの分岐回路を有する場合およびそのような分岐回
路を有さない場合に患者負荷リアクタンスに応じてＶ_rmsがどのように変動する
かを示す図。

【図１０】図６Ａ〜図６Ｄの分岐回路を補うために誘導子およびコンデン
サを用いることを示す略図。

【図１１】図６Ａ〜図６Ｄの分岐回路を補うために誘導子およびコンデン
サと共に誘導子の固有抵抗を用いることを示す略図。

【図１２】本発明の１または複数の態様に関連して利用し得る出力プラグ
内の直列回路を示す略図。

【図１３】本発明の１または複数の原理による電気外科アクセサリまたは
アセンブリ用の戻りカプラを示す略図。

【図１４】図６Ａの分岐回路および図１２の補償直列回路と連結されてい
る図１３の戻りカプラを示す略図。

【図１５】戻り電極を有する従来技術の２極探針を示す略図。

【図１６Ａ】本発明の１または複数の原理による戻りカプラを有する２極
探針を示す略図。

【図１６Ｂ】図１６Ａの戻りカプラの拡大断面図。

【図１７】本発明の１または複数の原理に従って戻りカプラに加えて補償
誘導子を有する２極探針を示す略図。

【図１８】本発明の１または複数の原理に従って戻りカプラに加えて補償
誘導子と分岐回路を有する２極探針を示す略図。

───────────────────────────────────────────────────── 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)，ＡＵ，ＣＡ，ＪＰ，ＭＸ (72)発明者オリッチニー、マイケルディ．アメリカ合衆国 80540 コロラド州ライアンズイーグルキャニオンサークル 100 Ｆターム(参考） 4C053 DD02 4C060 FF02 KK03 KK04 KK23 KK26 MM24

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】第１の電気外科処置を実行するための、発生器とインターフェ
ース接続する電気外科アセンブリであって、前記発生器と少なくとも作用的に相互連結可能な出力アセンブリと；前記出力アセンブリと作用的に相互連結されると共に前記第１の電気外科処置
の間に患者の第１部分とインターフェース接続可能な能動電気外科要素と；前記第１の電気外科処置の間に前記第１部分とは異なる前記患者の第２部分と
少なくとも一部がインターフェース接続可能な戻り通路要素と；前記戻り通路要素と作用的に相互連結可能であり、さらには前記発生器と少な
くとも作用的に相互連結可能な戻りアセンブリと；前記出力アセンブリと戻りアセンブリとの間の分岐回路と；から成る電気外科アセンブリ。
【請求項２】前記発生器は出口コネクタと戻りコネクタを備え、前記出力ア
センブリは、前記出力コネクタと分離可能に相互連結し得る出力プラグと、前記
出力プラグと前記能動電気外科要素との間に配置された出力ラインとを備え、前
記戻りアセンブリは、前記戻りコネクタで分離可能に相互連結し得る戻りプラグ
と、前記戻りプラグと前記戻り通路要素との間に配置された戻りラインとを備え
る請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３】前記能動電気外科要素は、少なくとも１つの活性電極を有し、
個々の前記電極は少なくとも１つの患者のインターフェース表面を備えており、
個々の前記患者のインターフェース表面は、曲面および平面から成る群より選択
される請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４】前記能動電気外科要素は、１または複数のブレード、フック、
ボール、スパチュラ、ループ、ピン、線細工ばね、チューブ、および流体通路付
きチューブから成る群より選択される請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５】前記電気外科アセンブリは、単極構成および二極構成から成る
群より選択される請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項６】前記戻り通路要素は戻りカプラを備え、前記戻りカプラは前記
第１の電気外科処置の間に前記患者とインターフェース接続する第１の誘電材料
を備えると共に、前記戻りカプラは第１の戻り導電体をさらに備え、前記第１の
戻り導電体は、エネルギーがまず前記第１の誘電材料を通って前記発生器に戻さ
れた後で前記第１の戻り導電体へと戻されるように前記第１の誘電材料とインタ
ーフェース接続する請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項７】前記患者は患者インピーダンス負荷を形成し、前記分岐回路は
前記患者インピーダンス負荷と並列に配置される請求項１に記載の電気外科アセ
ンブリ。
【請求項８】前記分岐回路は、１または複数の受動素子、１または複数の能
動素子、およびそれらの任意の組み合わせから成る群より選択された少なくとも
１つの電子要素を備えている請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項９】前記分岐回路は、コンデンサ、誘導子、抵抗器、トランジスタ
ー、ダイオード、集積回路およびそれらの任意の組み合わせから成る群より選択
された少なくとも１つの電子要素を備えている請求項１に記載の電気外科アセン
ブリ。
【請求項１０】前記分岐回路は１つの電子要素を備えている請求項１に記載
の電気外科アセンブリ。
【請求項１１】前記電気外科アセンブリはユーザーハンドルをさらに備え、
前記分岐回路は前記ユーザーハンドル以外の前記電気外科アセンブリの一部に配
置される請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項１２】前記出力アセンブリは前記発生器に分離可能にインターフェ
ース接続する出力プラグを備え、前記分岐回路は前記出力プラグ内に配置される
請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項１３】前記戻りアセンブリは前記発生器に分離可能にインターフェ
ース接続する出力プラグを備え、前記分岐回路は前記戻りプラグ内に配置される
請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項１４】前記外科アセンブリは、ハンドルおよび前記ハンドルから延
びて前記能動電気外科要素を少なくとも支持する探針をさらに備え、前記出力ア
センブリは前記発生器と分離可能にインターフェース接続する出力プラグと、前
記能動電気外科要素と前記出力プラグの間に配置された出力ラインとを備え、前
記出力ラインの少なくとも１つの第１部分は前記出力プラグと前記ハンドルの間
に延び、前記戻りアセンブリは、前記発生器と分離可能にインターフェース接続
する戻りプラグと、前記戻りプラグから出て前記出力プラグを通って少なくとも
前記戻り通路要素に向かって延びる戻りラインとを備え、前記出力プラグと前記
ハンドルの間には前記戻りラインの第１部分が配置され、前記出力プラグと戻り
プラグとの間には前記戻りラインの第２部分が配置され、前記分岐回路は前記出
力ラインの前記第１部分と前記戻りラインの前記第１部分の間に延びる請求項１
に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項１５】前記出力アセンブリは出力プラグと、前記能動電気外科要素
と前記出力プラグの間に配置された出力ラインとを備え、前記戻りアセンブリは
戻りプラグと、前記戻りプラグと前記戻り通路要素の間に配置された戻りライン
とを備え、前記電気外科アセンブリは前記発生器と分離可能に相互連結する直列
アダプターをさらに備え、前記出力プラグおよび戻りプラグは前記直列アダプタ
ーと分離可能に相互連結し、前記分岐回路は前記アダプター内に配置される請求
項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項１６】前記電気外科発生器は定出力発生器であり、前記電気外科ア
センブリは、前記第１の電気外科処置のための実質的に定電圧で作動するモード
を達成する手段を備え、前記達成手段が前記分岐回路を含む請求項１に記載の電
気外科アセンブリ。
【請求項１７】前記患者に印加される最大電圧を制限する手段をさらに備え
、前記制限手段が前記分岐回路を含む請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項１８】前記第１の電気外科処置の全体にわたる前記電気外科アセン
ブリによる電圧出力変化は、わずかに約１５％であり、前記第１の電気外科処置
は、前記電気外科アセンブリの一部を前記患者に挿入し、前記電気外科アセンブ
リの前記一部を前記患者から引き抜くことから成る請求項１に記載の電気外科ア
センブリ。
【請求項１９】前記第１の電気外科処置の間の前記患者のインピーダンスは
約５００オームから約２，０００オームまでの代のインピーダンス範囲内にあり
、前記第１のインピーダンス範囲の全体にわたる前記電気外科アセンブリによる
電圧出力変化はわずかに約１５％である請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２０】前記電気外科アセンブリの構成により、前記第１の電気外科
処置を、切断、凝固、乾燥、高周波治療、アブレーションおよび組織収縮から成
る群より選択することが許容される請求項１に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２１】第１の電気外科処置を実行するための、発生器とインターフ
ェース接続する電気外科アセンブリであって、前記発生器と少なくとも作用的に相互連結可能な出力アセンブリと；前記出力アセンブリと作用的に相互連結されると共に前記第１の電気外科処置
の間に患者の第１部分とインターフェース接続可能な能動電気外科要素と；前記第１の電気外科処置の間に前記第１部分とは異なる前記患者の第２部分と
少なくとも一部がインターフェース接続可能な戻り通路要素と；前記戻り通路要素と作用的に相互連結可能であり、さらには前記発生器と少な
くとも作用的に相互連結可能な戻りアセンブリと；前記患者に印加される最大電圧を制限する手段と；から成る電気外科アセンブリ。
【請求項２２】第１の電気外科処置を実行するための、発生器とインターフ
ェース接続する電気外科アセンブリであって、前記発生器と少なくとも作用的に相互連結可能な出力アセンブリと；前記出力アセンブリと作用的に相互連結されると共に前記第１の電気外科処置
の間に患者の第１部分と相互作用する能動電気外科要素と；前記第１の電気外科処置の間に前記第１部分とは異なる前記患者の第２部分と
相互作用すると共に、前記能動電気外科要素と機械的に相互連結して二極の構成
を形成し、前記患者とインターフェース接続する第１の誘電体要素を備えた戻り
通路要素と；前記戻り通路要素と作用的に相互連結可能であり、さらには前記発生器と少な
くとも作用的に相互連結可能な戻りアセンブリと；から成る電気外科アセンブリ。
【請求項２３】前記発生器は出口コネクタと戻りコネクタを備え、前記出力
アセンブリは、前記出力コネクタと分離可能に相互連結し得る出力プラグと、前
記出力プラグと前記能動電気外科要素との間に配置された出力ラインとを備え、
前記戻りアセンブリは、前記戻りコネクタで分離可能に相互連結し得る戻りプラ
グと、前記戻りプラグと前記戻り通路要素との間に配置された戻りラインとを備
える請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２４】前記能動電気外科要素は、少なくとも１つの活性電極を有し
、個々の前記電極は少なくとも１つの患者のインターフェース表面を備えており
、個々の前記患者のインターフェース表面は、曲面および平面から成る群より選
択される請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２５】前記能動電気外科要素は、１または複数のブレード、フック
、ボール、スパチュラ、ループ、ピン、線細工ばね、チューブ、および流体通路
付きチューブから成る群より選択される請求項２２に記載の電気外科アセンブリ
。
【請求項２６】前記第１の誘電体要素は、約２，０００より大きな誘電積を
有する第１の材料から成り、前記誘電積は前記第１の材料の誘電率に前記第１の
材料の絶縁耐力を乗算したものである請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２７】前記第１の材料は、アルミナ、ダイヤモンド、窒化ホウ素、
ポリイミド、ポリエステル、パリレン、チタン酸バリウム、二酸化チタン、テフ
ロン（登録商標）およびポリカーボネートから成る群より選択される請求項２６に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２８】前記第１の誘電体要素は、約４，０００より大きな誘電積を
有する第１の材料から成り、前記誘電積は前記第１の材料の誘電率に前記第１の
材料の絶縁耐力を乗算したものである請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項２９】前記第１の誘電体要素は、約８，０００より大きな誘電積を
有する第１の材料から成り、前記誘電積は前記第１の材料の誘電率に前記第１の
材料の絶縁耐力を乗算したものである請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３０】前記第１の誘電体要素は約１０より大きな誘電率を有する第
１の材料から成る請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３１】前記第１の材料は、セラミックス、アルミナ、二酸化チタン
、硝酸バリウムおよびそれらの任意の組み合わせから成る群より選択される請求
項３０に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３２】前記第１の誘電体要素は約２０より大きな誘電率を有する第
１の材料から成る請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３３】前記第１の誘電体要素は約５０より大きな誘電率を有する第
１の材料から成る請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３４】前記第１の誘電体要素は、第１材料と第２材料の混合物から
成る請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３５】前記戻り通路要素のインピーダンスは約８００オーム未満で
ある請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３６】前記戻り通路要素のインピーダンスは約５００オーム未満で
ある請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３７】前記戻り通路要素のインピーダンスは約３００オーム未満で
ある請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３８】前記戻り通路要素のインピーダンスは約２００オーム未満で
ある請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項３９】前記戻り通路要素は第１の戻り導電体をさらに備え、前記第
１の戻り導電体は、エネルギーがまず前記第１の誘電体要素を通って前記発生器
に戻された後で前記第１の戻り導電体へと戻されるように前記第１の誘電体要素
とインターフェース接続し、前記第１の誘電体要素の壁厚は約０．０６３５ｃｍ
（約０．０２５インチ）未満である請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４０】前記戻り通路要素は第１の戻り導電体をさらに備え、前記第
１の戻り導電体は、エネルギーがまず前記第１の誘電体要素を通って前記発生器
に戻された後で前記第１の戻り導電体へと戻されるように前記第１の誘電体要素
とインターフェース接続し、前記第１の誘電体要素の壁厚は約０．０２５４ｃｍ
（約０．０１０インチ）未満である請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４１】前記戻り通路要素は第１の戻り導電体をさらに備え、前記第
１の戻り導電体は、エネルギーが前記第１の誘電体要素を通って前記発生器に戻
された後で前記第１の戻り導電体へと戻されるように前記第１の誘電体要素とイ
ンターフェース接続し、前記第１の誘電体要素の壁厚は約０．０１２７ｃｍ（約
０．００５インチ）未満である請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４２】前記第１の誘電体要素はピークからピークまでで１，０００
ボルトを超過する電圧に耐える請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４３】前記第１の誘電体要素はピークからピークまでで２，０００
ボルトを超過する電圧に耐える請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４４】前記第１の誘電体要素はピークからピークまでで５，０００
ボルトを超過する電圧に耐える請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４５】前記戻り通路要素はコンデンサを含む請求項２２に記載の電
気外科アセンブリ。
【請求項４６】前記戻り通路要素は第１の戻り導電体をさらに備え、前記第
１の戻り導電体は、エネルギーがまず前記第１の誘電体要素を通って前記発生器
に戻された後で前記第１の戻り導電体へと戻されるように前記第１の誘電体要素
とインターフェース接続し、前記第１の戻り導電体はチューブから成り、前記第
１の誘電体要素は前記チューブの端部周囲に管状に配置される請求項２２に記載
の電気外科アセンブリ。
【請求項４７】前記戻り通路要素は第１の戻り導電体をさらに備え、前記第
１の戻り導電体は、エネルギーがまず前記第１の誘電体要素を通って前記発生器
に戻された後で前記第１の戻り導電体へと戻されるように前記第１の誘電体要素
とインターフェース接続し、前記第１の誘電体要素は第１のチューブにより形成
され、前記第１の戻り導電体は第２のチューブにより形成され、前記第１チュー
ブと第２チューブは端と端を接続した関係に配置される請求項２２に記載の電気
外科アセンブリ。
【請求項４８】前記戻り通路要素と直列に配置された誘導子をさらに備えた
請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項４９】前記戻り通路要素のインピーダンスを相殺する手段をさらに
備えた請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５０】戻り通路要素を備え、電界により前記患者から前記電気外科
発生器へのエネルギー移動を許容する手段をさらに備えた請求項２２に記載の電
気外科アセンブリ。
【請求項５１】前記患者の前記第２部分は、身体組織および少なくとも１つ
の導電性液体から成る群より選択される請求項２２に記載の電気外科アセンブリ
。
【請求項５２】前記電気外科アセンブリは探針を備え、前記探針は第１及び
第２の長手方向セグメントから成り、前記能動電気外科要素は前記第１の長手方
向セグメント内に配置され、前記戻り通路要素は前記第２の長手方向セグメント
内に配置され、前記能動電気外科要素は前記戻り通路要素から電気的に絶縁され
、前記第１の誘電体要素は前記第２の長手方向セグメントに沿って前記探針の周
辺を区画形成する請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５３】前記電気外科アセンブリの構成により、前記第１の電気外科
処置を、切断、凝固、乾燥、高周波治療、アブレーションおよび組織収縮から成
る群より選択することが許容される。請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５４】前記出力アセンブリと戻りアセンブリの間に分岐回路をさら
に備えた請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５５】前記第１の誘電体要素は少なくとも約５０重量％チタン酸バ
リウムを含む請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５６】前記第１の誘電体要素は、壁圧がわずかに約０．６３５ｃｍ
（約０．２５インチ）のチューブの形式をしており、該チューブの表面積は約０
．０４５１６１２ｃｍ²〜約６．４５１６ｃｍ²（約０．００７平方インチ〜約１
平方インチ）の範囲にある請求項２２に記載の電気外科アセンブリ。
【請求項５７】前記第１の誘電体要素は、最小厚さが少なくとも約０．００
１２７ｃｍ（約０．０００５インチ）のチューブの形をしている請求項２２に記
載の電気外科アセンブリ。
【請求項５８】電気外科処置を行う方法であって、定電圧構成以外の電気外科発生器に能動電気外科要素を相互連結させる工程と
；前記能動電気外科要素と患者の間のインターフェース接続を確立する工程と；前記能動電気外科要素を有する前記患者に少なくとも実質的に定電圧でエネル
ギーを加える工程と；から成る方法。
【請求項５９】前記電気外科発生器からの出力を前記能動電気外科要素に向
ける工程と；前記出力を、前記電気外科発生器から離れた後で前記能動電気外科要素に達す
る前に、定電圧出力に変換する工程と；からさらに成り、前記エネルギーを加える工程は、前記少なくとも実質的に定電圧の出力を用い
ることを含む請求項５８に記載の方法。
【請求項６０】少なくとも１つの出力ラインを備えた前記電気外科発生器を
前記能動電気外科要素に相互連結させる工程と；前記患者と戻り要素の間のインターフェースを確立する工程と；前記戻り要素および前記電気外科発生器を、少なくとも１つの戻りラインに相
互連結させる工程と；前記出力と戻りラインとの間に分岐回路を配置する工程と；から成る請求項５８に記載の方法。
【請求項６１】電気外科処置を行う方法であって、能動電気外科要素を電気外科発生器に相互連結させる工程と；前記能動電気外科要素および患者である第１のインターフェースを確立する工
程と；第１の誘電体および第１の導電体から成る戻り要素に電気外科発生器を相互連
結させる工程と；導電性液体を用いて、前記第１の誘電体と前記患者の間に第２のインターフェ
ース接続を確立する工程と；前記能動電気外科要素を有する前記患者にエネルギーを加える工程と；前記患者から前記電気外科発生器にエネルギーを戻す工程であって、電界を使
用して前記エネルギーを戻す工程からの前記エネルギーを前記第１の誘電体を横
切って移動させることから成る工程と；から成る方法。