JP2006181353A - 組織リサーフェイシング - Google Patents

Abstract

【課題】表面的な組織をリサーフェイシングすること。
【解決手段】発電機４はハンドヘルド処置デバイス１６に選択エネルギーレベルでエネルギーのパルスを供給する。デバイスへのエネルギーの供給はコントローラによって制御されるので、システムはデバイスに付随し、メモリを包含する電子キーも含む。コントローラ１０に付随する読み・書き要素は電子キーからの情報をダウンロードするとともに、メモリに情報を書き込む。メモリ内のデバイス使用カウンタを更新するために上記発電機により上記デバイスにエネルギーパルスが供給される場合、読み／書き要素は信号を上記メモリに送らされる。それにより、送達電力が増大するにつれてカウンタの増分比率が増大する。デバイス使用カウンタが所定の最大値に達した場合に、デバイスの使用が設計使用制限を越えることを防止するように、コントローラが上記発電機にパルスの供給を中止させる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、組織リサーフェイシングに、例えば皮膚リサーフェイシングに、あるいは例えば消化管、気道、血管、子宮又は尿道内に位置する組織のリサーフェイシング又は除去に関する。

ヒト皮膚は、２つの主要層を有する：即ち、外層であり、通常、顔面領域で約１２０μの厚みを有する表皮と、そして通常、表皮の２０〜３０倍厚く、毛包、皮脂腺、神経終末及び毛細血管を含有する真皮である。容積で、真皮は主にタンパク質コラーゲンから作り出される。

多数の美容外科手法の共通の目的は、患者の皮膚の外観を改善することである。例えば美容外科の分野における望ましい臨床効果は、老化しつつある皮膚の肌理の改善を提供すること、そしてそれにより若々しい外観を提供することである。これらの効果は、表皮の一部又は全部を、そして時には、真皮の一部を除去し、所望の特性を有する新しい表皮を成長させることによって達成することができる。さらに皮膚はしばしば瘢痕組織を含有し、その外観は、人によっては、自身の魅力を損ねるものであると考えられる。瘢痕組織を生じる皮膚構造は、通常、真皮中に形成される。選定領域中の表皮を除去し、真皮中の瘢痕組織の形を整えることにより、或る種の瘢痕、例えば座瘡により残された瘢痕の外観を改善することができる。表皮のそしてことによると真皮の組織を除去する過程は、皮膚リサーフェイシング又は皮膚擦傷法として既知である。

皮膚リサーフェイシングを達成するための既知の一技法としては、例えば研磨回転盤による組織の機械的除去が挙げられる。別の技法はケミカルピーリングとして既知であり、表皮の表面に腐食性化学物質を塗布して、表皮の、そしておそらくは真皮の皮膚細胞を除去することを伴う。さらに別の技法は、皮膚のレーザーリサーフェイシングである。レーザーを用いて、制御量のエネルギーを表皮に送達する。このエネルギーは、表皮により吸収されて、表皮細胞の壊死を引き起こす。壊死は、細胞中の水の温度を細胞が死滅するレベルまで上昇させるエネルギー吸収の結果として起こり得るし、あるいは、用いられるレーザー光の周波数によって、表皮の細胞内の分子の解離を生じる方式でそれらの分子にエネルギーが吸収され得る。この分子解離は細胞を殺害し、そして副作用として皮膚温度の上昇も引き起こす。

通常、レーザーリサーフェイシング中、レーザー光線は、短時間（通常、１ミリ秒未満）、皮膚の所与の治療領域に向けられる。これは、レーザーをパルス照射することにより、あるいはレーザーを連続的に、且つ所定時間の間皮膚の所与の領域上に光線が入射するだけであるよう十分に素早く動かすことにより、達成され得る。皮膚表面全体に数回のレーザー照射を行い、そして皮膚の壊死組織片は通常は、レーザー照射間に皮膚から拭い取られる。皮膚擦傷法のために現在用いられているレーザーとしては、ＣＯ₂レーザー及びエルビウム−ＹＡＧレーザーが挙げられる。エネルギーが組織により吸収されて、組織を死に至らせるメカニズム、そしてその結果得られる臨床効果、例えば組織壊死の深さ、並びに熱マージン（即ち、熱を吸収する結果として組織修正を受ける処置領域を取り囲む領域）の大きさは、レーザーの種類によって変わる。しかしながら本質的には、これらのレーザーにより提供される種々の処置は、レーザーを用いてエネルギーを付与して、いくつかの又は一部の表皮（そして治療の目的によっては、ことによると真皮の一部）を殺す１種類の治療方法と考えてよく、外観改善を示す新規の表皮の成長を生じるという、そしてまた、おそらくは真皮中の新規のコラーゲン増殖の刺激という目的を伴う。

本発明に関連するその他の従来技術の参考文献としては、米国特許第３，６９９，９６７号（Anderson）、米国特許第３，９０３，８９１号（Brayshaw）、米国特許第４，０４０，４２６号（Morrison）、米国特許第５，６６９，９０４号、ＷＯ９５／０７５９、ＷＯ９５／２６６８６及びＷＯ９８／３５６１８が挙げられる。

本出願人の国際出願ＷＯ０１／６２１６９は、既知の皮膚リサーフェイシング技法、装置及びこのような装置の操作方法に対する代替物を開示する。特にそれは、以下の：プラズマ出口ノズルで終端するガス導管、及び導管に付随する電極、並びに器具電極に結合され、そして導管を介して供給されるガスからプラズマを作り出すために単一又は連続した治療パルスで電極に高周波数電力を送達するよう構成された高周波発電機を有し、パルスが２ｍｓ〜１００ｍｓの範囲の持続時間を有する外科手術用器具を包含する組織リサーフェイシングシステムを開示する。

プラズマを作り出すためのガスへの電場の印加は、任意の適切な周波数で行ってもよく、例としては約５００ｋＨｚでの標準電気外科手術用周波数の印加、又は約２，４５０ＭＨｚでのマイクロ波周波数の使用が挙げられ、後者は、プラズマを得るのに適した電圧が完全構造でより容易に得られる、という利点を有する。プラズマは或る周波数で開始されるか又は「撃ち出され」、その結果、次にプラズマへの最適な電力伝達が異なる周波数で起こり得る。

一実施形態では、高周波数振動電圧は、対応振動電場を作り出すために電極に印加され、そしてプラズマに伝達される電力は、電極から反射される電力をモニタリングし（これはプラズマに伝達される電力出力デバイスからの電力出力の分数の示度を提供する）、そしてそれに応じて発電機からの振動電圧の周波数を調整することにより、制御される。発電機からの振動出力の周波数が電極の共鳴周波数に近づくにつれて（これはプラズマの存在により影響を受ける）、プラズマに伝達される電力は増大し、そしてその逆も同様である。

好ましくはこの実施形態では、電力出力デバイスの反対出力端子に接続される器具上の一対の電極間のガスに双極子電場が印加される。

当該発明の代替的態様では、ＤＣ電場が印加され、そして電力はＤＣ場からプラズマに送達される。

用いられるガスは、好ましくは非毒性であり、さらに好ましくは患者の身体からのその自然分泌又は排除を可能にするよう易生体適合性である。ヒト身体は呼吸中に血流から二酸化炭素を自動的に除去するため、二酸化炭素は好ましいガスの１つである。さらに、二酸化炭素から作り出されるプラズマは、例えばアルゴンからのプラズマより熱く（作り出すのはより難しいが）、そして二酸化炭素はほとんどの手術室で容易に利用可能である。窒素も、あるいは空気でさえ用いられ得る。

国際出願ＷＯ０１／６２１６９は、ガス吸入口から出口ノズルに延び、耐熱性絶縁壁を有する細長いガス導管と、導管内部に位置する第１の電極と、第１の電極レジストリ中の絶縁壁の外面上に又は隣接して位置する第２の電極と、導管の内側の第１の及び第２の電極の間に位置する導電性電場収束素子とを備えるガスプラズマ組織リサーフェイシング器具も開示する。

好ましいシステムは、必要とされる深さより深部での望ましくない作用、例えば熱作用を最小にしながら、組織表面での迅速処置を生じ得るという利点を有する。

国際出願ＷＯ０１／６２１６９に記載される発明のさらなる態様は、電気出力デバイスに接続された電極を有する器具を含む外科手術システムを用いて患者の少なくとも表皮を皮膚リサーフェイシングする方法であって、電力出力デバイスを操作するステップであって、それによって、電極の領域に電場を作り出す、操作するステップと、電場を通してガス流を向けるとともに、電場とガスとの相互作用によりプラズマを発生するステップと、電場からプラズマ中に伝達される電力を制御するステップと、所定時間の間組織上にプラズマを向けるとともに、プラズマから表皮に送達される熱の結果として表皮の少なくとも一部を気化させるステップとを含む方法を提供する。

この先行出願は、さらなる態様、即ち、プラズマ出口ノズルで終端するガス導管、及び導管に付随する電極を有するプラズマ処置器具と、器具の電極に結合され、そして各々が高周波数振動のバーストを含む単一の又は連続した処置パルスで電極に高周波数電力を送達するよう構成された高周波発電機であって、処置パルスの幅を所定の幅に制御するよう動作するコントローラを含む高周波発電とを備える組織リサーフェイシングシステムも開示する。コントローラは、好ましくは、要求されるパルス幅にそれぞれ等しい時間の間、発電機の高周波数電力段の出力のレベルを実質的静止レベルから所定の、好ましくは一定の出力電力レベルに変更するために電力段に供給される対応する制御パルスを発生することにより処置パルス幅を調整するよう構成され、それによりガスプラズマがこのような時間の間生成される。時間及び／又は電力レベルはコントローラにより調整されて、各々所定の総エネルギー含量を有する器具のための計量処置パルスを産生し得る。

各処置パルス内で、高周波数電力出力が変調される（１００％変調又はそれ未満）可能性がある。

２ｍｓ〜１００ｍｓの処置パルス幅が意図され、そして好ましくは３ｍｓ〜５０ｍｓ、さらに好ましくは４ｍｓ〜３０ｍｓの範囲内である。それらが連続して送達される場合、処置パルスは、０．５Ｈｚ〜１０Ｈｚ又は１５Ｈｚ、好ましくは１Ｈｚ〜６Ｈｚの繰り返し数を有し得る。

一器具態様から、当該先行出願は、ガス吸入口からプラズマ出口ノズルに延びる細長いガス導管と、導管内、及び電極間のガスからのプラズマをぶつけるための少なくとも一対の相互隣接電極と、１よりも大きい比誘電率（好ましくは５又はそれより高いオーダーの）を有する物質から形成される固体絶縁壁とを備えるガスプラズマ組織リサーフェイシング器具を開示する。導管は、少なくとも一部はこのような物質の絶縁管として形成され、電極は管の内側の内部電極及び管周囲の同軸外部電極からなることが有利である。

上記に開示されたシステムのその他の態様は、以下を包含する：出力端子で出力信号を生じる電力出力デバイスと、ユーザーからの入力信号を受信し、それに従って電力出力デバイスを制御し得るコントローラと、給電構造を介して発電機の出力端子に接続された少なくとも１つの電極を有する器具と、ガスの供給源と、供給源から器具にガスを運搬するためのさらなる供給構造体とを備える外科手術システムの操作方法であって、ユーザーからの入力信号を受信するとともに、コントローラを操作するステップであって、それによって、電力出力デバイスが制御されるべきものである方式をユーザー入力信号から確定する、受信及び操作するステップと、電力出力デバイスを操作するステップであって、それによって、少なくとも１つの電極に電圧を供給し、それにより電極の領域に電場を作り出す、操作するステップと、電場にガスを通すとともに、ガスからのプラズマを電場の強度に基づいて作り出すステップと、コントローラへのユーザー入力信号に従って、電力出力デバイスを制御するステップであって、それによって、プラズマに送達される電力を制御する、制御するステップとを包含する方法。コントローラは、プラズマに所定レベルのエ
ネルギーを送達するために電力出力デバイスを制御するよう動作し、そしてコントローラはさらに、電場を通るガスの流量を制御し得る。

ガスは好ましくは、少なくとも２つの原子を有する分子を含む。

上記の先行出願は、組織リサーフェイシングに用いるための外科手術システムの開示を包含し、当該システムは、システムの所望の動作に関連したユーザーからの入力信号を受信するユーザーインターフェースと、出力端子で、電圧出力信号を発生する電力出力デバイスと、ガス供給源と、電力出力デバイスの出力端子に接続された電極を有し、それにより電力出力デバイスが、出力端子で出力電圧を生じるように操作された場合に、電極の領域に電場の発生を可能にする器具であって、さらに、ガス供給源に接続され、そしてプラズマを作り出すために電極の領域で供給源からのガスを電場に通すための導管をさらに含む器具と、ユーザーインターフェース及び電力出力デバイスに接続されるコントローラであって、ユーザーインターフェースからの信号を受信及び処理するとともに、ユーザーインターフェース信号に基づいて、電力出力デバイスからプラズマへの電力の送達を制御するように適合されるコントローラとを備える。コントローラはさらに、電力がプラズマに送達される時間を制御するよう適合され得る。

ユーザーインターフェースからコントローラへのユーザーインターフェース信号は、プラズマに送達されるべきエネルギーの総量に関連し得る。該システムはコントローラに接続されるガス流調整器をさらに備えてもよく、コントローラはさらに、供給源からのガスの流量を制御するよう適合される。コントローラは、プラズマに送達される電力を示すフィードバック信号を受信し得る。

電力出力デバイスは同調可能発振器を備えてもよく、コントローラは発振器に接続されて、器具内で減衰される電力を示すフィードバック信号に基づいて発振器を同調する。通常、発振器の出力周波数は、２，４００〜２，５００ＭＨｚの帯域内にある。

上記の先行出願はさらに、一対の出力端子を横切る振動電気出力信号を生じる電力出力デバイスと、各々が電力出力デバイスの出力端子の１つに接続される一対の電極を有する器具と、ユーザーインターフェースからの入力信号を受信し、それに従って電力出力デバイスを制御するコントローラと、該器具に接続されたガスの供給源とを備える外科手術システムの操作方法であって、電力出力デバイスを操作するステップであって、それによって、器具の電極を横切る振動電圧を印加し、それにより電極の領域に電場を作り出す、操作するステップと、電場にガスを通すとともに、器具の電極間のプラズマをぶつけるステップと、コントローラを操作するステップであって、それによって、電力出力デバイスからプラズマに送達される電力を制御する、操作するステップとを含む方法を包含する。

一対の出力端子を横切る高周波数振動出力信号を発生する電力出力デバイスと、電力出力デバイスのそれぞれの出力端子に接続され、所定の周波数で共鳴する第１の共鳴アセンブリーの一部である第１の電極対、並びに電力出力デバイスのそれぞれの出力端子に接続され、さらにまた所定の周波数で共鳴する第２の共鳴アセンブリーの一部である第２の電極対を有する器具と、第１の電極対の間の振動電場に並びに第２の電極対の間の振動電場にガスを供給するガス供給源とを備える外科手術システムであって、第１の共鳴アセンブリーはガスからのプラズマの生成前に所定の周波数で共鳴し、そして第２の共鳴アセンブリーはプラズマの生成後に所定の周波数で共鳴する、外科手術システムが提供される。このようなシステムでは、第１の電極対は、内部電極、及び内部電極と実質的に同軸的に且つその周囲に延びる外部電極を含んでもよく、第２の電極対はさらなる内部電極及び上記の外部電極を含んでもよい。このシステムは、第１の共鳴構造体の共鳴中、内部電極とさらなる内部電極との間に電位差が作り出されるよう動作してもよく、そしてプラズマは、
電位差の結果として、内部電極とさらなる内部電極との間に最初にぶつけられる。

さらなる態様は、一対の出力端子を横切る高周波数振動出力信号を発生する電力出力デバイスと、給電構造を介して電力出力デバイスのそれぞれの出力端子に接続されて、電極間に振動電場を作り出す一対の電極を有する器具と、ガスを電場に通してプラズマに変換させ、そして器具の開口から出すための、ガス供給源、及びガス供給源から電場への導管とを備える外科手術システムであって、器具は、電力出力デバイスからの電圧出力の昇圧を提供するとともに、電極を横切る昇圧電圧を供給して、それにより電極間の電場を強化する変圧アセンブリーを含む、外科手術システムを包含する。このようなシステムでは、変圧アセンブリーは、高周波数振動出力帯域幅内に共鳴周波数を有する構造を器具内に含み得る。共鳴構造体は、電力出力デバイスの振動出力信号の４分の１波長の電気的長さを有する少なくとも１つの長さの伝送路を含み得る。

別の態様は、一対の電極と、給電構造に接続可能であり、それにより発電機からの信号を電極に運搬させるコネクタと、電極に、及び給電構造に電気的に接続される伝送路の少なくとも第１のセクションであって、２，４００ＭＨｚ〜２，５００ＭＨｚの範囲の周波数を有する電磁波の波長の４分の１と実質的に等しい電気的長さを有する伝送路のセクションとを備える外科手術システムを提供する。この器具は、コネクタに、及び伝送路の第１のセクションに電気的に接続される伝送路の第２のセクションであって、第１のセクションの伝送路の長さと実質的に等しい電気的長さを有する伝送路のさらなるセクションを含んでもよく、伝送路の第１及び第２のセクションの特徴的インピーダンスは異なり、伝送路の第１及び第２のセクションは、コネクタを介して器具に接続可能である給電構造の相対的に低い特徴的インピーダンスと、電極間に生成されるプラズマにより提供される相対的に高いインピーダンスの電気負荷との間にインピーダンスマッチングアセンブリーを形成する。

互いに分離した一対の電極と、給電構造から電極に電気信号を接続し、それにより電極間の電場の生成を可能にするコネクタと、ガス吸入口と、吸入口から電極にガスを運搬し、それにより電極間にガスを通させて、電場がそれらの間に印加された場合に電極間のプラズマの生成を可能にするガス導管と、ガス導管に沿って通過するガスの圧力下でプラズマが放出され得る器具中の開口とを備える外科手術器具も提供される。このような器具では、導管内のガス圧は、第１の方向に開口からプラズマを強制放出し、そして電極は少なくとも第１の方向に間隔を置いて配置され得る。

さらなる態様は、一対の電気端子を有するコネクタと、内部電極及び内部電極周囲に同軸的に延びる外部電極により提供される第１の電極対と、さらなる内部電極及び上記の外部電極により提供される第２の電極対（第１及び第２の電極対は、コネクタを介して発電機に電気的に接続可能であり、内部電極と外部電極及びさらなる内部電極と外部電極の間の電場の生成をそれぞれ可能にする）と、電場を介して吸入口からガスを運搬し、それによりガスからのプラズマの生成を可能にする、ガス吸入口、及び導管と、第１の共鳴アセンブリーの少なくとも一部を構成する第１の電極対、及び第２の共鳴アセンブリーの少なくとも一部を構成する第２の電極対（第１及び第２の共鳴アセンブリーはプラズマの生成前に異なる周波数で共鳴し、それによりプラズマの生成前に、プラズマをぶつけるために用いられ得る内部電極とさらなる内部電極間の電場の生成を可能にする）とを備える外科手術器具を包含する。

第１及び第２の電極対を有し、各対の電極が、振動電気的出力信号を発生する電力出力デバイスの異なる出力端子に接続される外科手術器具の操作方法であって、電力出力デバイスを操作するステップであって、それによって、第１及び第２の電極対に振動電気信号を印加する、操作するステップと、第１の電極対が少なくとも一部を構成する共鳴アセン
ブリーの共鳴を引き起こすステップと、共鳴により、電位差を、したがって第１の電極対の一電極と第２の電極対の一電極との間の電場を作り出すステップと、電場及びガス間の相互作用によりガスを電場に通して、プラズマを生成するステップとを含む方法も提供される。その間に電場が生成される電極はともに、電力出力デバイスの同一出力端子に接続され得る。一般にプラズマの生成は、第２の電極対の電気的特性に、それらが振動電気出力信号の周波数で共鳴するさらなる共鳴アセンブリーの少なくとも一部となるような変化を生じ、次に該方法はさらに、プラズマ生成後に、さらなる共鳴アセンブリーの共鳴がプラズマを保持するのに十分な強度の第２の電極対の間の電場を生成させるとともに、振動出力信号からプラズマに電力を送達するステップを含む。

国際出願ＷＯ０１／６２１６９の開示のさらに別の態様は、第１及び第２の電極対を有し、各対の電極が振動電気出力信号を発生する電力出力デバイスの異なる出力端子に接続される外科手術器具の操作方法であって、電力出力デバイスを操作するステップであって、それによって、第１の電極対に振動電気信号を印加する、操作するステップと、振動電気出力信号を第１の電極対に印加するステップと、第１の電極対が一部を構成する第１の共鳴アセンブリーの共鳴を引き起こすとともに、第１の共鳴アセンブリーの共鳴中に電場を生成するステップと、電場にガスを通すとともに、電場及びガス間の相互作用により、プラズマを生成するステップと、プラズマの生成後、第２の電極対に振動電気出力信号を印加して、第２の電極対が一部を構成する第２の共鳴アセンブリーの共鳴を引き起こすとともに、第２の電極対を介して振動出力信号からの電力をプラズマに送達することによりプラズマを保持するステップを含む方法である。振動出力信号は、実質的に一定のままであり得る。第１及び第２の電極対は異なるものであってもよく、あるいはそれらは両方に共通の一電極を有してもよい。電場は好ましくは、第１の電極対の間に生成されるが、しかし、第１の電極対の一電極と第２の電極対の一電極との間に生成されてもよい。この場合、電場は、電力出力デバイスの同一出力端子にともに接続される２つの電極間に生成され得る。

好ましい方法の結果として、プラズマは、生きている表皮細胞の壊死及び死表皮細胞の気化を引き起こし、必要な場合には、真皮における作用を生じる。

本発明の一態様によれば、ヒト組織を処置するためのデバイスの使用を制御するためのシステムは、デバイスにエネルギーのパルスを供給するための発電機であって、エネルギーのパルスは選択エネルギーレベルである、発電機と、デバイスへのエネルギーの供給を制御するためのコントローラと、デバイスに付随し、記憶手段を包含する電子キーと、電子キーからの情報をダウンロードするための、そして記憶手段に情報を書き込むためのコントローラに付随する読み／書きデバイスとを備え、コントローラは、発電機によりデバイスにエネルギーパルスが供給されて、記憶手段におけるデバイス使用カウンタの更新を生じる場合、コントローラは読み／書きデバイスに信号を記憶手段に送らせて、それにより、送達電力が増大されるにつれて、カウンタが増分される比率が増大し、デバイス使用カウンタが所定の最大値に達すると、コントローラはさらに発電機にパルスの供給を中止させる。

本発明の別の態様によれば、ヒト組織を処置するためのデバイスの使用を制御するためのシステムであって、デバイスにエネルギーのパルスを供給するための発電機であって、エネルギーのパルスは選択エネルギーレベルである、発電機と、デバイスへのエネルギーの供給を制御するためのコントローラと、各デバイスに付随し、記憶手段を含む電子キーと、電子キーからの情報をダウンロードし、そして記憶手段に情報を書き込むためのコントローラに付随する読み／書きデバイスとを備え、コントローラは、読み／書きデバイスに信号を記憶手段に送らせて、所定量のエネルギーがデバイスに供給される度に増分カウ
ンタを更新し、所定の最大量に増分カウンタが達した場合、コントローラはパルスの供給を発電機に終了させ、当該システムにおいて、コントローラは、デバイスに供給される、所定の閾値エネルギーレベルより低いエネルギーパルス毎に第１の値によりコントローラが増分カウンタを更新し、そしてデバイスに供給される、所定の閾値エネルギーレベルより上であるエネルギーパルス毎に第２のより大きい値により増分カウンタを更新することを特徴とするシステムが提供される。

本発明のさらなる態様によれば、ヒト組織を処置するためのデバイスの使用を制御するためのシステムは、デバイスにエネルギーのパルスを供給するための発電機であって、エネルギーのパルスは選択エネルギーレベルである、発電機と、デバイスへのエネルギーの供給を制御するためのコントローラと、デバイスに付随し、記憶手段を含む電子キーと、電子キーからの情報をダウンロードし、そして記憶手段に情報を書き込むためのコントローラに付随する読み／書きデバイスとを備え、コントローラは、発電機によりエネルギーパルスがデバイスに供給されて、記憶手段中のデバイス使用カウンタの更新を生じさせると、読み／書きデバイスに信号を記憶手段に送らせ、それによりカウンタはパルスのエネルギーに従って異なる比率で増分され、したがって第１のエネルギーレベルのパルスが第２のエネルギーレベルのパルスより迅速にカウンタの増分を引き起こす（第１のエネルギーレベルは第２のエネルギーレベルより高い）。

「ｉ−ボタン」システム（Dallas Semiconductor Corp.）のような多数の電子キーシステムが市場には存在する。これらは、種々の目的のために、例えばパーソナル・アクセス及びｅ−コマース用途のために用いられ得る。医療用装置とともに用いるために意図された電子キーシステムの例としては、米国特許第６，４６４，６８９号（Curon Medicalに譲渡）及び第５，７４２，７１８号（Eclipse Surgical Technologiesに譲渡）が挙げられる。

これらのような従来技術のシステムは、電子キーが保持する一意のコードを制御ユニットに登録させることにより使い捨てハンドピースを認証するために用いられ得る。これらのシステムは、医療機器に関する使用データ、並びに行われている処置に関する患者データも保存し得る。本発明は、単純ではあるが、電子キーが付加的使用時間を得るための試みにおいて異なる制御単位に提示され得ることを考慮に入れるシステムを提供する。該システムは、デバイスが異なる電力設定で用いられ、そして許容可能な使用時間がこれらの電力設定に依存し得る、ということも考慮する。

好ましいシステムは、閾値エネルギーレベルを設定し、そして供給されるエネルギーが閾値レベルより上か下かによって、異なる量だけカウンタを増分する。利用可能な記憶によって、カウンタは、パルスがデバイスに供給される度に、あるいは所定量のエネルギー（即ち予め設定された数のパルス）がデバイスに供給される度に増分され得る。所定の閾値エネルギーレベルは、０．５〜２．５ジュールの範囲、通常、実質的に２ジュールであるのが便利である。

便利な構成によれば、第２の値（閾値以上で供給されるエネルギーに関する値）は、実質的には第１の値（閾値以下で供給されるエネルギーに関する値）の値の２倍である。一構成では、所定の最大値は、第１の値の５００〜５，０００倍、通常、第１の値の２，０００〜３，０００倍である。したがってシステムは、低エネルギーレベルでは５，０００パルスまで、あるいは高エネルギーレベルでは２，５００パルスまでを示す。

あるいはコントローラの構成は、２つ又はそれ以上の異なるエネルギー閾値を用いて、パルスエネルギーに従って２つより多い異なる率でカウンタが増分されるようなものであり得る。別の配置によれば、カウンタの増分率は、送達電力が増大するにつれて、漸増的
に増大し得る。

記憶手段は電子キーに関する一意の識別コードを含み、及び／又はコントローラは記憶手段に一意の識別コードを書き込む、というのが便利である。さらにコントローラは、電子キーが読み／書きデバイスに最初に提示される時刻、あるいはエネルギーの第１のパルスがデバイスに供給される時刻を表す記憶手段への信号を読み／書きデバイスに送らせるよう適合される。コントローラは好ましくは、キーが提示されたか又はエネルギーの第１のパルスがデバイスに供給された時刻と現時刻を比較するよう、且つ時間差が所定値を超える場合はパルスの供給を阻止するよう適合される。したがってシステムは発電機に提示される使い捨て素子の同一性を確証するだけでなく、所与の時間の前に最初に用いられたという点で古い使い捨て素子も同定し得る。所定値は６〜１２時間であるのが便利である。

本発明はまた、ヒト組織を処置するためのデバイスの使用の制御方法であって、デバイスへのエネルギーの供給を制御するためのコントローラ、並びに各デバイスに付随する電子キーであって、記憶手段を含む電子キーを提供するステップと、コントローラに電子キーを提示するステップと、記憶手段上の増分カウンタから値を読取るとともに、それが所定の最大値に達したか否かを確定するステップと、増分カウンタがその所定の最大値に達していなかった場合には、デバイスにエネルギーのパルスを供給するステップと、デバイスに供給される電力が増大するにつれて増大する比率で増分カウンタを更新するステップとを含む方法に及ぶ。電力が増大するにつれてカウンタを増分させる比率の増大は、所定の閾値エネルギーレベルより１つ又は多数のパルスがデバイスに供給される度に、第１の値により増分カウンタを更新すること、及び、所定の閾値エネルギーレベルより高い１つ又は多数のパルスがデバイスに供給される度に、より大きい第２の値により増分カウンタを更新することにより行ってもよい。

本発明はさらに、皮膚処置の方法であって、プラズマのパルスを発生するステップと、初期処置において、皮膚の表面に第１のエネルギーレベルでプラズマの少なくとも１パルスを印加するステップであって、皮膚の表面へのプラズマの上記の少なくとも１パルスの印加は、上記皮膚表面での表皮の完全除去を引き起こすことなく、皮膚表面真下のコラーゲン含有組織内のコラーゲンの変性を引き起こす、印加するステップと、その後の処置において、皮膚の表面に第２のエネルギーレベルでプラズマの少なくとも１パルスを印加するステップであって、皮膚表面へのプラズマの上記少なくとも１パルスの印加は、表皮の大多数の破壊を引き起こす、印加するステップとを含む方法にある。

初期処置は、１つ又は複数のパルスが処置されるべき皮膚の各領域に適用される単一セッション、あるいは数分〜１ヶ月又はそれ以上の範囲の間隔で反復される数回のこのようなセッションで構成され得る。初期処置において、各セッションは、表皮の破壊を生じるより低く送達されるエネルギーを生じる。

その後の処置は、処置されるべき皮膚の各領域に印加されている１つ又は複数のパルスを包含し得る単一セッションで構成される。送達されるエネルギーは、単一パルスからのものであれ、一連のパルスからのものであれ、表皮の大多数が破壊されるようなものである。

本発明は、単一セッションであれ、複数回のセッションであれ、器具が劣化する危険を伴わずに器具の有用寿命が最大にされるよう、送達されるエネルギーの制御を可能にする。器具の劣化は、処置されている皮膚に送達されているエネルギーの変動の可能性を最小限にするために、回避されるべきものであり、それゆえ処置の効果が処置されるべき組織に及ぼされ得る。

実施例により、そして添付の図面を参照しながら、本発明の実施形態をここに記載する。

図１を参照しながら、本発明の制御システムを組入れ得る外科手術システムの操作原理をここで説明する。外科手術システムは、通常、発振器及び増幅器、あるいは熱イオン電力デバイスの形態の電力出力６を含む発電機４、並びにユーザーインターフェース８及びコントローラ１０から成る。発電機はケーブル１２を含む供給構造体を介して器具１６の電極１４に結合される出力を生じる。システムはさらにガスの供給源１８を含み、これはパイプ２０により器具に供給される。ガスは好ましくは、器具でのガスに送達される、単位エネルギー当たりで組織に相対的高エネルギーを供給させるガスである。好ましくはガスは、二原子ガス（又は２個より多い原子を有するガス）、例えば窒素、二酸化炭素又は空気を含むべきである。使用に際して、発電機は電極の先端２２の領域に電場を確立するよう作動する。供給源１８からのガスは、電場を通過する。電場が十分に強力である場合、それは、ガス分子との衝突を引き起こすのに十分な自由電子を加速する作用を有し、この結果、ガス分子から１つ又は複数の電子が解離して気体状イオンを生じるか、あるいはガス分子中の電子を高エネルギー状態に励起し、又は分子を構成原子に解離し、又は気体状分子中の振動状態の励起を生じる。肉眼的な結果として、熱いプラズマ２４が生成される。エネルギーは電子とイオンの組合せによりプラズマから放出されて、中性荷電原子又は分子を生成し、そして高エネルギー状態から低エネルギー状態への緩和を生じる。このようなエネルギー放出は、例えば用いられたガスに特徴的なスペクトルを伴う光として、電磁放射腺の放出を包含する。プラズマの温度は、ガスの性質、電場からガスに送達された電力の量（即ち所与の量のガスに伝達されるエネルギーの量）によっている。

好ましい実施形態では、低温プラズマが窒素中に生成される。これは、ルイス−レーリー残光としても当業者に既知であり、プラズマによるエネルギー貯蔵は、振動状態の気体状分子が優位を占め、上昇状態の電子は依然として分子に結合されている（低エネルギー状態への減衰が起こる前のそれらの相対的に長い寿命のため、「準安定状態」としても既知である）。

この条件で、プラズマは他の分子と容易に反応し、即ち他の分子との衝突によりエネルギーを引き渡す。プラズマは、約５８０ｎｍの主要波長を有する特徴的黄色／橙色光を放射する。

相対的に長寿命状態のプラズマは、処置されるべき組織に達する時まで、有用量のエネルギーをプラズマが依然として含有する場合に好都合である。

その結果生じるプラズマは、器具の開放端から患者の組織の方へ向けられて、その修正、あるいは部分的又は全体的除去を引き起こす。

衝突時に、窒素プラズマは組織中に短距離入り込み、低エネルギー状態に迅速に減衰して、その周囲と平衡に達する。エネルギーは、通常、２５０〜２，５００ｎｍに及ぶスペクトルを有する電磁エネルギーの衝突（したがって組織を加熱する）及び放出により伝達される。電磁エネルギーは組織に吸収され、結果として生じる加熱を伴う。

システムが皮膚リサーフェイシングの目的のために用いられる場合、皮膚へのプラズマの適用により達成され得る種々の皮膚リサーフェイシング作用が認められ、そして異なる量のエネルギーを異なる期間、皮膚に送達することにより、異なる作用が達成される。システムは、短いパルスでプラズマを生成することにより作動する。これらのパラメータの
種々の組合せは、異なる皮膚リサーフェイシング作用を生じる。例えば相対的高電力を非常に短いパルスで（即ち非常に短い時間に亘って）印加することは、表皮の最上層の実質上瞬時の気化（即ちこの場合は通常は空気で運ばれるほんの小さな断片への解離）を生じる。高電力送達は組織の気化を生じるが、一方、エネルギーが送達される短時間は、熱誘導性組織損傷のより深い浸透を防止する。組織への高電力レベルを送達するためには、高温プラズマが必要であり、これは、電場から所与の量のガス中に高レベルでエネルギーを送達することにより得られる（即ち、短時間の高エネルギー、又は高電力）。プラズマの温度は電極先端からの距離の増大に伴って低減し、このことは、皮膚表面からの器具のスタンドオフ距離が皮膚上のプラズマ入射の温度に、したがって所与の時間中に皮膚に送達されるエネルギーに影響を及ぼすことを意味する、ということに留意すべきである。これは相対的に表面的な皮膚リサーフェイシング処置であるが、しかし非常に短い治癒時間という利点を有する。

熱修正及びより厚い組織の終局的除去により引き起こされるより深い作用は、より低レベルの電力を、しかしより長い時間、皮膚に送達することにより得られる。より低い電力レベル、したがってより低率のエネルギー送達は、組織の事実上瞬時の気化を回避するが、しかし電力が送達されるより長い時間が、組織へのより大きい正味のエネルギー送達を、そして組織中のより深い熱作用を生じる。その結果生じる皮膚の水疱及びその後の組織壊死が、表面処置の場合より実質的に長期間に亘って起こる。最も深く入り込む皮膚リサーフェイシング（これは段階的過程を包含し、それにより、皮膚の所与の領域が２回又はそれ以上の回数のプラズマに曝露されるよう、数回の「レーザー照射」が組織全体に行われる）は、真皮中のコラーゲンの変性を引き起こすのに十分深く入り込み得る。これは瘢痕組織（例えば座瘡により引き起こされたもの）の除去又はリモデリング、並びに皺の低減における適用可能性を有する。皮膚表面の脱毛も、達成され得る。

上記のシステム及び方法は、創傷又は潰瘍を壊死組織切除するために、あるいは種々の皮膚又は皮膚科学的障害、例えば悪性腫瘍（皮膚への関与が一次的であるか又は二次的であるかにかかわらず）；ポートワイン様斑；毛細血管拡張症；肉芽腫；腺腫；血管腫；色素沈着病変；母斑；過形成性、増殖性及び炎症性繊維性丘疹；酒さ鼻；脂漏性角化症；リンパ球腫；血管線維腫；疣；神経線維腫；コンジローマ；ケロイド又は肥厚性瘢痕組織の治療にも用いられ得る。

上記のシステム及び方法は、多数のその他の障害にも適用可能性を有し、そしてこの点で、非常に制御された方法で組織作用の深さを変更する能力が特に有益である。例えば表面処置モードにおいて、皮膚以外の身体の組織表面、例えば中咽頭、気道及び消化管の内層が処置され得るが、この場合、下層の構造に対する損害を最小限にしながら、表面病変、例えば白斑症（中咽頭にしばしば見出される表面的な前癌性病変）を除去することが望ましい。さらに腹腔内の器官及び構造の腹膜面は、子宮由来の子宮内膜組織の異常移殖に関する部位であり得る。これらはしばしば、表面プラークにより構成され、これも、表面処置モードにおけるシステム組を用いて処置され得る。このような病変がより深い層の組織を包含する場合にはこれらは多面的適用により処置され得るし、あるいは組織作用の深さは上記のシステム内に含まれそして本明細書中でさらに記載される制御特徴を用いて調整され得る。

より深い作用を達成するよう意図された設定を有するシステム又は方法を用いることにより、表面層に対して深部の組織構造が処置され、又は修正され得る。このような修正としては、表面層に対して深部の組織層中にしばしば見出されるコラーゲン含有組織の収縮が挙げられ得る。システムの深度制御は、例えば構造の穿孔を引き起こすことなく、生体構造を処置させる。このような構造としては、例えば胃固定（胃の容積を低減する）におけるようにそれらの容積を低減するのが望ましい、あるいは腸が異常小袋突出又は憩室を
含む場合の、腸の一部が挙げられ得る。このような構造としては、動脈瘤又は静脈瘤により異常に膨張するようになった血管も挙げられ、共通部位は大動脈、脳の血管、又は足の浅静脈においてである。これらの生体構造のほかに、筋骨格構造も、それらが伸長又は弛緩するようになった場合、修正され得る。裂孔ヘルニアは、胃の一部が横隔膜の脚を通過する場合に起こり、これは、例えば脚を収縮させることによりこれが起きない点まで、胃が通過する開口が狭められるよう、器具を用いて修正され得る。身体の別の領域でのヘルニアは、例えばヘルニアがそれを通って起こる脆弱部を取り囲むコラーゲン含有構造を修正することにより、同様に処置され得る。このようなヘルニアとしては、鼠径部及びその他の異常ヘルニアが挙げられるが、これらに限定されない。

組織リサーフェイシングのためのシステムの種々の実施形態を、ここでさらに詳細に説明する。図２及び３を参照すると、皮膚リサーフェイシング器具１６は、その近位端にコネクタ２６を有する外部シャフト３０を有し、これにより、器具は、図１に示されているように通常は可撓性ケーブルを介して発電機の出力端子に結合され得る（図４を参照しながらさらに詳細に説明される）。該器具はまた、吸入口３２で窒素の供給を受容し、これは最初にシャフト３０と同軸供給ケーブル４０の長さとの間に形成される環状導管３４に沿って、その後、環状導管３８Ａ及び３８Ｂのさらに別のセクションに沿った開口３６を介して供給される。環状導管のセクション３８Ａ、３８Ｂは、伝導性スリーブ５０（同軸供給ケーブルの外部導体４４に接続される）と、各伝導性素子５２及び５４（同軸供給ケーブル４０の内部導体４２に接続される）との間に形成される。環状導管３８Ｂの遠位端では、ガスは、伝導性素子５４の遠位端により提供される内部針様電極６０と、針電極６０に隣接し、同じ広がりを持つスリーブ５０の一部により提供される第２の外部電極７０との間の振動高強度電場Ｅの影響下で、プラズマに変換される。その結果生じるプラズマ７２は、窒素供給源からの圧力の影響下で、器具の遠位端中のセラミック円板８２に形成される開口８０から出る。円板８２の絶縁性は、電極６０及び７０間の優先的アーキングを低減するか又は回避するのに役立つ。

内部電極６０は、伝導性素子５２,５４及び同軸供給構造体の導体４２を介して発電機の出力端子のうちの１つに接続され、そして外部電極７０は、伝導性スリーブ５０及び同軸供給構造体４０の外部導体４４を介して他の発電機の出力端子に接続される（導波管も供給構造体として用いられ得る）。したがってそれらの間の電場の強度は、発電機の出力周波数で振動し、この実施形態では、約２，４５０ＭＨｚである。窒素ガスからプラズマを発生するためには、高強度電場が必要である。この点で、針電極６０の相対的にとがった形状は、電荷が先端領域に蓄積するために、このような場を作り出すのに役立ち、これはその領域の場強度を増大する効果を有する。しかしながら高強度電場を作り出すには、内部及び外部電極６０、７０間の大きな電位差を必要とし、概して、このような場を作り出すために要する電位差の大きさは、電極の分離の増大に伴って増大する。窒素からのプラズマをぶつけるために（したがってプラズマを作り出すために）要する電場強度は、電荷１クーロン当たり約３Ｍニュートンであり、これは、均一電位差に翻訳され、１ｍｍの距離だけ離された導体間の３ｋＶの電位差とほぼ等しい。図２に示した器具において、内部及び外部電極６０,７０間の分離は約３ｍｍで、したがって場が均一であるなら、必要な場強度を達成するために要する電圧は約１０ｋＶである。しかしながら電極６０の形状は、小湾曲を有する導体の領域に電荷を集め、それにより、このような導体に隣接する電場領域を増強し、そして必要な強度の場を作り出すために電極に供給されなければならない電位差の大きさを低減するようになっている。それにもかかわらず、実施に際しては、電極６０、７０に発電機出力を接続するために用いられる供給構造体の絶縁体が破壊を受け得るため、発電機から直接電極６０、７０に十分な大きさの電位差を供給する事は必ずしも望ましくない。

上記の実施形態において、図１〜図３を参照すると、発電機の出力電圧は、好ましくは
１００Ｖのオーダーである。したがってプラズマをぶつけるために十分高い電極６０、７０を通る電圧を得るためには、発電機からの供給電圧の昇圧又は上向き転換を提供する必要がある。これを達成する一方法は、電極６０、７０を組入れる共鳴構造体を作り上げることである。発電機からの出力信号が、その共鳴周波数と等しいか又は類似の周波数で共鳴構造体に（したがって電極に）供給される場合、その結果生じる共鳴は、電極６０、７０を横断する発電機の出力信号の電圧増倍を提供し、この大きさは、構造の形状、構造内に用いられる材料（例えば絶縁性材料）、並びに負荷のインピーダンスにより確定される。この器具では、共鳴構造体は、２つのインピーダンス適合構造９２、９４の組合せにより提供され、この機能及び操作は、以下でさらに詳細に説明される。

共鳴構造体の使用は、プラズマをぶつけるために電極６０、７０を横切る十分に高い電圧を提供する一方法である。しかしながら有効である器具に関しては、プラズマに所定及び制御可能なレベルの電力を発電機が送達する必要があるが、それは、このことが、窒素がプラズマに変換される程度に影響を及ぼし、次にこれが熱の形態で組織に送達され得るエネルギーに影響を及ぼすためである。さらに、プラズマにより提供される負荷への発電機からの電力の効率的伝送を有することが望ましい。上記のように、本実施例における発電機の出力周波数は、極超短波（ＵＨＦ）の周波数帯にあり、約２，４５０ＭＨｚにあり、これは、ＩＳＭ法により外科手術目的の使用が認可されている周波数である。この大きさの周波数では、このような外科手術システムの状況における電気信号の伝送を電磁波の伝送とみなすのが適切であり、そしてそれらの効率的伝播のための供給構造体は、同軸又は導波管伝送ラインの形態をとる。

図２の器具において、同軸ケーブル４０は、発電機４から器具１６への伝送ライン供給構造体を提供する。同軸供給構造体４０の内部導体４２及び外部導体４４は、環状絶縁体４６により互いに間隔を置かれる。伝送ラインを用いて発電機の出力からの電力の効率的伝送を提供するために、発電機の内部インピーダンスは望ましくは伝送ラインの特徴的インピーダンスと等しい。本実施例では、発電機の内部インピーダンスは５０ｏｈｍであり、同軸ケーブル４０の特徴的インピーダンスも５０ｏｈｍである。プラズマをぶつける前に発電機に提供される負荷は、５ｋｏｈｍのオーダーを有する。発電機のインピーダンスと、一方では供給構造体との、そして他方では負荷との間のインピーダンスのこの大きな差のために、供給構造体から直接的に負荷に電力を送達することは、供給構造体及び負荷間のインターフェースでの電磁波の反射のために電力の実質的損失（即ち、負荷に送達されない発電機からの電力出力）を生じる。したがって、同軸ケーブル４０の内部導体４２及び外部導体４４を電極６０、７０に単に接続することは、その結果生じる損失のため、好ましくない。このような損失を軽減するためには、ケーブル４０の相対的に低い特徴的インピーダンス及び相対的に高い負荷インピーダンスを釣り合わせることが必要であり、本実施形態では、これは、低特徴的インピーダンスの同軸供給構造体及び高インピーダンス負荷間の遷移を提供するために、異なる特徴的インピーダンスを有する伝送ラインの２つのセクション９２、９４により提供されるインピーダンス変圧器を介して、供給構造体（その特徴的インピーダンスは発電機のインピーダンスと等しい）に負荷を接続することにより達成される。整合構造９２は、伝導性素子５２により提供される内部導体を有し、これは相対的に大きい直径を有し、そして２つの絶縁性スペーサー５６により伝導性スリーブ５０により提供される外部導体から間隔を置かれる。図２から分かるように、内部導体５２及び外部導体５０の間の間隔は、整合構造９２が相対的に低い特徴的インピーダンス（この実施形態では約８ｏｈｍ）を有する結果として、相対的に小さい。整合構造９４は、伝導性素子５４により提供される内部導体、並びにスリーブ５０により提供される外部導体を有する。伝導性素子５４により提供される内部導体は、伝導性素子５２より有意に小さい直径を有し、そして内部導体５０及び外部導体５４の間の相対的に大きい間隙は、整合構造９４の相対的に高い特徴的インピーダンス（８０ｏｈｍ）を生じる。

電気的には、そして使用中である場合には、器具は、直列に接続された異なるインピーダンスの４つのセクションと考えられ得る：同軸ケーブル４０により提供される供給構造体のインピーダンスＺ_F、それぞれインピーダンスＺ₉₂及びＺ₉₄を有する、伝送ラインの整合構造９２、９４に接続される２つのシリーズにより提供される遷移構造のインピーダンス、並びに針電極６０の領域で生じるプラズマにより提供される負荷のインピーダンスＺ_L。整合構造のセクション９２、９４の各々が２４５０ＭＨｚで４分の１波長と等しい電気的長さを有する場合、負荷及び供給構造体のインピーダンスが整合される場合には、インピーダンス間の以下の関係が当てはまる：

Ｚ_L／Ｚ_F ＝ Ｚ₉₄ ²／Ｚ₉₂ ²

プラズマにより発電機に提供される負荷のインピーダンスＺ_Lは、約５ｋｏｈｍである；同軸ケーブル４０の特徴的インピーダンスＺ_Fは５０ｏｈｍであり、このことは、比Ｚ₉₄ ²／Ｚ₉₂ ²＝１００であり、したがってＺ₉₄／Ｚ₉₂＝１０であることを意味する。実測値はＺ₉₄（整合構造セクション９４のインピーダンス）に関しては８０ｏｈｍであり、そしてＺ₉₂（整合構造セクション９２のインピーダンス）に関しては８ｏｈｍであることが判明している。

整合構造９２、９４の各々が４分の１波長の長さである要件は、整合工程の固有部分である。その意義は、異なる特徴的インピーダンス間のインターフェースの各々に、電磁波の反射が認められる、という点にある。セクション９２、９４を４分の１波長の長さを作ることにより、例えば同軸供給構造体４０とセクション９２との間のインターフェースでの反射は、セクション９２及びセクション９４間のインターフェースでの反射と非同調し、したがって破壊的に妨害する。同じことは、一方ではセクション９２及び９４間のインターフェースでの反射、並びに他方ではセクション９４及び負荷間のインターフェースでの反射に当てはまる。破壊的妨害は、異なるインピーダンス間のインターフェースでの反射波のために、電力損失を最小限にする作用を有するが、但し、０ラジアンの公称位相角を有する電磁波の有効(net)反射は、πラジアンの公称位相角を有する有効反射と等しい強度を有する（異なるセクション９２、９４に関する適切なインピーダンス値を選択することにより満たされる条件）。

ここで図４を参照すると、上記の器具の実施形態と一緒に用いられる発電機の一実施形態は、電源ユニット１００を含み、これは交流主入力を受信し、一対の出力端子１０２を横切る一定ＤＣ電圧を生じ、固定利得固体電力増幅器１０４に接続される。電力増幅器１０４は、可変減衰器１０８を介して同調発振器１０６からの入力信号を受信する。電力増幅器１０４、同調発振器１０６、及び可変減衰器１０８は、ＡＣ電力出力デバイスと考えられ得る。発振器の振動周波数及び減衰器１０８の制御は、フィードバック信号、並びにユーザーインターフェース１１２からの入力信号に依存して、コントローラ１１０（この動作は、後でさらに詳細に記載される）からの電圧出力Ｖ_tune及びＶ_gainにより実施される。増幅器１０４の出力は、サーキュレータ１１４を通り、その後、出力を通って、方向性結合器１１６、１１８に戻り、これらは、検出器１２０、１２２と一緒に、それぞれ、発電機による電力出力Ｐ_out、並びに発電機に戻る電力反射Ｐｒｅｆの指示を提供する。発電機に反射し戻される電力は、サーキュレータ１１４を通り、これは、減衰抵抗器１２４に反射電力を向け、そのインピーダンスは、それが供給構造体４０との良好な整合を提供するよう選択される（即ち、５０ｏｈｍ）。減衰抵抗器は反射電力を消散させるという機能を有し、そして反射電力を熱に変換することによりこれを実行する。

コントローラ１１０は、それぞれユーザーインターフェース、出力及び反射電力検出器１２０、１２２、並びにガス流調節器１３０からの入力信号Ｉ_user、Ｐ_out、Ｐ_Ref、Ｇ_flowを受信し、後者は窒素の送達速度を制御する。入力信号は各々、アナログ／デジタル変
換器１３２を通って、マイクロプロセッサ１３４に進む。マイクロプロセッサ１３４は、デジタル／アナログ変換器１３６を介して、３つの出力制御パラメータの値（発振器１０６の同調出力周波数を制御するＶ_tune、可変減衰器１０８内の減衰の程度を、したがって増幅器１０４の利得を有効に制御するＶ_gain、及び器具を通るガスの流量Ｇ_flow）を制御するよう動作し、システムの実施を最適化するという目的を有する。この最適化は、動作の最も効率的な周波数、即ちほとんどの電力がプラズマに伝達される周波数に発振器１０６の出力を同調することを包含する。発振器１０６は、２４００〜２５００ＭＨｚのＩＳＭ帯域幅全体を通して出力信号を生成し得る。動作周波数の最適化を達成するために、システムのスイッチオン時に、マイクロプロセッサ１３４はＶ_gain出力を調整して、減衰器が発電機の出力電力を極低レベルに低減し、電圧出力Ｖ_tuneをその最低レベルからその最高レベルまで調整する周波数を一掃するようにさせて、その１００ＭＨｚ出力帯域幅を通して対応的に発振器に一掃させる。反射電力の値Ｐ_refは、発振器の帯域幅全体を通してマイクロプロセッサ１３４により記録され、図５は、発電機の出力周波数と反射電力Ｐ_refとの間の一般的な関係を示す。最低レベルの反射電力は周波数ｆ_resで起こり、これは器具１６内の共鳴構造体の共鳴周波数に対応する、ということが図５から分かる。初期低電力周波数掃引から、電力が電極に送達され得る最も効率的な周波数の値を確定し、次にマイクロプロセッサは、発振器出力周波数を周波数ｆｒｅｓに同調する。変更形態において、コントローラは、ユーザーインターフェースからの要求信号を介して動作可能であり（要求信号はユーザーインターフェースを介してユーザーによるものである）、器具１６を発電機に接続する前に、初期周波数掃引を実施する。これにより、コントローラは、電力出力デバイス及び器具間の供給構造体をマッピングし、種々の周波数での電力の減衰時に作用を有する供給構造体などの別個のセクション間の任意のミスマッチの作用を考慮することが可能である。この周波数マッピングは次に、コントローラ１１０によって用いられて、発電機の構成成分及び／又は発電機及び器具間の供給構造体の結果として固有的に存在しない周波数を有する電力の減衰における変動のみを確実に考慮する。

電力出力デバイスの動作電力出力は、ユーザーインターフェース１１２からコントローラ１１０への入力信号Ｉ_userに従って設定され、これは、オペレーターによりユーザーインターフェース１１２で設定された要求電力のレベルを表す。発電機の種々の考え得る制御方式は、ユーザーインターフェース１１２に、特にユーザーインターフェースがプログラムされてユーザーに与えられるオプションに依存する。例えば、上記のように、異なる組織作用を達成するために調節され得る複数のパラメータ、例えば電力レベル、ガス流量、器具が動作して、皮膚の特定領域に亘ってプラズマを発生する時間の長さ（処置パルス幅）、器具１６の遠位端での開口と組織との間のスタンドオフ距離が存在する。ユーザーインターフェース１１２は、その各々が、種々の要求判定基準に従ってユーザーにシステムを制御させる複数の代替的制御方式をユーザーに提供する。例えば好ましい動作モードは、レーザーリサーフェイシング装置の動作制御を模倣するものである。それは、このモードが、皮膚リサーフェイシングの領域において一般的に実行している者に容易に理解される利点を有するからである。レーザーリサーフェイシング動作モードでは、ユーザーインターフェースは、表面積当たり（「フルエンス」として当該技術分野で既知である）、器具のパルス当たりのエネルギー送達レベルを選択するようユーザーに促す。このモードで動作する場合、マイクロプロセッサはＶ_gainを設定し、それにより電力出力デバイスは、通常、約１６０Ｗのプリセット一定の出力電力を有し、そしてユーザーからの入力信号Ｉ_userは、処置パルス及び一定レベルの出力電力当たりの必要エネルギーから計算されるパルス幅で表される要求時間に変換される。しかしながら電圧信号Ｖ_gainは、ユーザーインターフェースからの入力信号Ｉ_userに従って発電機の出力をオン及びオフに切り替えるためにも用いられる。したがって、例えばユーザーが器具のハンドル上のボタンを押すと（示されていない）、ユーザーインターフェース１１２により送られた信号はマイクロプロセッサ１３４に向かい、これは次に、その静止設定（減衰器出力１０８は、増幅するための増幅器１０４に関する信号が事実上存在せず、そして発電機の出力が極わずかである
ようなものである）から、要求パルス幅と等しい時間、プリセット一定の出力電力に対応する値にＶ_gainを変更することにより、所定幅（例えば２０ｍｓ）のパルスを生成するよう動作する。これは、要求パルス幅と等しい時間、その静止レベルからプリセット一定の出力電力レベルに増幅器出力を変更し、最終的にこのような時間の間パルスを生成するという作用を有する。ユーザー入力に従ってパルス幅を変更することにより、通常、６ｍｓ〜２０ｍｓの範囲で、選択エネルギーのパルスが送達され得る。これらのパルスは、「ワンショット」ベースで、又は所定のパルス周波数での連続したパルス列として、送達され得る。

エネルギーが送達される表面積は、通常、器具の形状の一関数であり、そしてこれは、複数の方法でユーザーインターフェースに入れられ得る。一実施形態では、ユーザーインターフェースは、発電機とともに用いられ得る器具の各々の異なる形状に関する表面積データを記憶し、そして動作中の器具は、ユーザーインターフェース１１２によりプロンプトに応答してユーザーにより手動で特定されるか、あるいはコントローラにより検出可能である器具上の同定製品により自動的に同定される（コントローラと器具との間の接続を必要とし得る）。さらに、スタンドオフ距離が長いほど、それが表面に達するまでにプラズマはより冷却されるため、表面積は、組織からの器具開口８２のスタンドオフ距離の一関数でもあり、そして器具形状にも依存し、器具は発散ビームを生成し得る。器具は、例えば器具の遠位端に接続されたスペーサーにより、一定のスタンドオフ距離で動作され得るが、この場合、ユーザーインターフェース内に保持される表面積データはスタンドオフ距離を自動的に考慮する。あるいは器具は、可変スタンドオフ距離を用いて動作され得るが、この場合、スタンドオフ距離は、測定され、コントローラにフィードバックされて、表面積計算にそれを考慮に入れることができるようにしなければならない。

単位面積あたりのエネルギーに影響を及ぼし得るさらなるパラメータはガス流量であり、そして好ましい一実施形態では、コントローラは好ましくは、種々の一定の出力電力レベルに関する発電機の出力電力Ｐ_outに対する流量Ｇ_flowのルックアップテーブル１４０を含有し、所与の出力電力レベルに関する流量がそれに応じて調整される。さらなる変更形態において、例えば、スタンドオフ距離における変動を考慮するためにガス流量は動的に調製され得り、また好ましくはパルス間でスイッチを切られる。

上記のように、リサーフェイシングモードにおける最適な使用の容易性のためには、電力出力デバイスは、理想的には出力の全持続時間に亘って一定の出力電力を送達するが、これは所与のパルスでの全エネルギー出力の容易な制御を促すためである。一定電力出力を用いて、コントローラは、所定時間の間、出力電力レベルに基づいて計算された、パルス当たりで送達される全エネルギーを制御して、電力出力デバイスを（信号Ｖ_gainによって）簡単にスイッチオンすることができる。しかしながらそれは実際には、出力パルス当たりで送達される全エネルギーに対して確定するために必要とされる精度に関して有意程度に電力出力が変化する場合である。この場合、マイクロプロセッサは、時間と関連してＰ_outを組み込み（検出器１２０から）、そして可変減衰器１０８をその静止設定に戻すためにＶ_gainを変更することによって電力出力デバイスのスイッチを切ることにより、出力電力をモニタするようプログラムされる。

システムの動作の制御におけるさらなる障害は、プラズマがイオン化分子から作られ、したがって導電性であるため、開口８０でのプラズマの生成は、単純な電気用語では、針電極６０の長さを延長するということになる。これは、共鳴構造体の共鳴周波数を低下させる作用を有し、したがって電力がプラズマを発生させる目的のために器具に送達され得る最適な発電機の出力は、電力が既存のプラズマに送達され得る最適周波数と異なる。この困難に対処するために、マイクロプロセッサ１３４は、システムの動作中に発振器出力を継続的に同調するようプログラムされる。好ましい一方式では、「ディザ」の技法が用
いられ、それによりマイクロプロセッサ１３４は、電流出力周波数より４ＭＨｚ低いか又は高い周波数で発振器出力に瞬間的に出力を生成させ、そして次に、反射電力検出器１２２を介して、それらの周波数での電力の減衰をサンプリングする。より多くの電力が現在の動作周波数よりもそれらの周波数の１つで減衰される場合、マイクロプロセッサは、より大きい電力減衰が起きた周波数に発振器出力を再同調し、次にプロセスを繰り返す。さらなる好ましい動作モードでは、マイクロプロセッサ１３４は、プラズマがぶつけられる場合の共鳴周波数のシフトの大きさを記録し、そしてその後のパルスにおいて、システムが同調でなくなる場合（即ちプラズマがぶつけられた場合）、発振器１０６の周波数をそれに対応してシフトし、その結果、次にディザの技法が用いられる。これは、プラズマが先ずぶつけられれば、システムのより迅速な再同調を提供する、という利点を有する。

上記のように、図４に示した実施形態では、増幅器１０４は通常、約１６０Ｗの出力電力を生成するよう設定される。しかしながらこの全てがプラズマに送達されるわけではない。通常、電力は、電磁波の形態で器具の末端からの放射により、ケーブル間の接続での反射から、そして誘電損失及び導電損失の形態（即ち、伝送ラインの一部を構成する絶縁体内の電力の減衰）でも失われる。図２及び図３の器具設計では、インピーダンス整合構造のセクション９２、９４の環状導管３８Ａ、３８Ｂを通してガスを供給することにより、誘電損失を利用することが可能である。このようにして、ガスへの誘電電力損失は、ガスを加熱して、それをプラズマに変換し易くするのに役立つ。

図２及び図３に示した器具１４の変更形態に際して、ここで図６を参照すると、導電性材料から作られた末端キャップ８４は、器具１４の遠位端に付加される。末端キャップは、スリーブ５０に電気的に接続され、したがって電極７０の一部である。末端キャップ８４の提供は、いくつかの有益な作用を有する。第一に、電場は導体から導体に優先的に延び、そして末端キャップ８４は、電極７０が有効に針電極６０の先端により接近するようにするため、その形状は、それが器具から押出され、それによりプラズマ内のイオンを加速する場合にプラズマが通過する領域の電場の強度を増大するのに役立つ、と考えられる。第二に、プラズマ上の末端キャップ８４の物理学的効果は、より制御された方法でプラズマを導出する、というものである。第三に、電極６０は、プラズマにより電気的に延びる場合でさえ、器具の末端を越えてあまり延びない程度に延び、したがってこの性質の損失は低減されるため、器具上の外部シース電流（即ち発電機の方向に戻って器具の外側を移動している電流）は末端キャップ８４を用いて有意に低減される。

２４５０ＭＨｚの範囲での出力周波数で動作中のシステムの代替的且つより簡単な実施形態では、固体増幅器より有意に多い電力を送達し得る電力出力デバイスが用いられ得る。電力出力デバイスからの利用可能な電力の増大に伴って、必要な昇圧はより低くなり、したがって共鳴構造体（例えば）が果たす役割は減少する。

したがって、図７をここで参照すると、別の発電機は、熱電子高周波数電力デバイス、この場合マグネトロン２０４に接続された高電圧整流ＡＣ源２００を有する。マグネトロン２０４は、カソード２０４Ｃから電子を放出するよう作用し、そしてフィラメント電源２０６により制御されるマグネトロンカソード２０４Ｃに取り付けられたフィラメントヒータ（示されていない）を含有する。フィラメントヒータに供給される電力が大きいほど、カソード２０４Ｃは熱くなり、したがってマグネトロンの内部に供給される電子の数は多くなる。マグネトロンはカソード周囲の空洞中に磁場を作り出すための永久磁石を有し得るが、しかしこの実施形態では、それは、電磁電源２０８から電流が供給される複数のコイル（示されていない）を伴う電磁石を有する。マグネトロンアノード２０４Ａは、カソード２０４Ｃ及びその関連する環状空洞の周囲に環状配列で配置された一連の共鳴チャンバ２１０を有する。カソード２０４Ｃからの自由電子は、高電圧源２００によりカソード２０４Ｃで生成された電場の影響下で、アノード２０４Ａに向けて放射状に加速される
。電磁石（示されていない）からの磁場は、電場の方向と垂直の方向に電子を加速し、その結果、電子はカソード２０４Ｃからアノード２０４Ａに向かう湾曲経路を作製し、この場合、電子は共鳴チャンバ２１０の１つにそれらのエネルギーを引き渡す。出力端子との適切な結合構造により、電力が共鳴チャンバ２１０から引き出される。マグネトロン電力出力デバイスの動作は、それ自体十分に理解されており、本明細書中ではさらに記載されない。図４の発電機を用いる場合、サーキュレータ（図７に示されていない）及び方向性結合器が提供され得る。

マグネトロン型電力出力デバイスは、図４の固体電力出力デバイスより実質的に多くの電力を生成し得るが、制御するのがより難しい。一般的にいえば、マグネトロンの出力電力は、（ａ）カソードからアノードに通過する電子の数が増大すると増大し、（ｂ）カソードへの電圧供給の増大（相対的に狭い電圧帯域）に伴って増大し、そして（ｃ）マグネトロン内の磁場の増大に伴って増大する。したがって高電圧源２００、フィラメント電源２０６及び電磁源２０８はすべて、固体増幅器電力出力デバイスの場合と同様に、ユーザーインターフェースからの入力設定に従って、コントローラから制御される。マグネトロンは制御がより難しいため、処置パルス（出力電力のパルス）全持続時間に亘って均一電力出力を得ることがあまり簡単でない。したがって一制御方法では、コントローラは、時間に関連して出力電力を組み込み、そして上記のように必要レベルのエネルギーが送達された場合、高電圧源２００を切る（したがってマグネトロンを止める）ことにより、動作する。あるいはカソード源の出力は、モニタリングされ、且つ制御されて、供給される電流を制御することにより出力電力の制御を提供することができ、カソード／アノード電流は出力電力に比例する。

本発明が適用可能であり、そして電力出力デバイスとしてマグネトロンを用いるさらに別の発電機を、図８を参照しながらここに記載する。図７の実施形態においてと同様に、マグネトロン２０４のための電力は、２つの方法で、すなわち第一にカソード用の高ＤＣ電圧２００Ｐとして、そしてカソードヒータ用のフィラメント電源２０６Ｐとして供給される。これらの電力入力はともに、この実施形態では、主電圧入力２１１を有する電源ユニット２１０から得られる。ユニット２１０からの第１の出力は、約２００〜４００Ｖ ＤＣ（この場合は特に３５０Ｖ ＤＣ）の中間レベルＤＣ出力２１０Ｐであり、これは、２ｋＶ ＤＣ以上のレベルに、この場合は約４ｋＶで中間電圧を増すインバータユニット２００の形態のＤＣ変換器に供給される。

フィラメント電源２０６も、電源ユニット２１０から電力供給される。インバータユニット２００により表示される高電圧源及びフィラメント電源２０６はともに、本明細書中に後述される方法でマグネトロン２０４の電力出力を制御するためのＣＰＵコントローラ１１０に結合される。

ユーザーインターフェース１１２は、その他の機能の中でも、電力出力方式を設定する目的のためにコントローラ１１０に結合される。

マグネトロン２０４は、ＵＨＦ帯域で、通常、２．４７５ＧＨｚで動作して、出力ライン２０４Ｌで出力を生じ、これは、導波管マグネトロン出力を同軸５０ｏｈｍフィーダーに変換する、供給遷移段２１３に供給され、低周波数ＡＣ単離もこの段階で提供される。その後、サーキュレータ１１４は、供給遷移段２１３の出力に一定の５０ｏｈｍ負荷インピーダンスを提供する。遷移段２１３に結合される第１のポートのほかに、サーキュレータ１１４はＵＨＦ単離段２１４に、それゆえ発電機の出力端子２１６に結合される第２のポート１１４Ａを有する。サーキュレータ１１４の第３のポート１１４Ｂは、開口１１４Ａを介して発電機の出力２１６から反射されて戻ってきた電力を抵抗反射出力ダンプ１２４に通す。前方電力感知接続１１６及び反射電力感知接続１１８は、この実施形態では、
それぞれ第１のサーキュレータポート１１４Ａ及び第３のサーキュレータポート１１４Ｂと結合されて、コントローラ１１０に感知信号を供給する。

コントローラ１１０はまた、窒素ガスが供給源１３０からガス供給出口２２２に供給されるように、ライン２１８を介して、ガス供給弁２２０を開閉するための制御信号を印加する。発電機に接続される手術器具（図８に示されていない）は、ＵＨＦ出力２１６との接続のための低損失同軸フィーダーケーブル、並びにガス供給出口２２２との接続のための供給パイプを有する。

組織上に生成される作用は制御可能且つ一貫している、ということは重要であり、このことは、皮膚に送達されるエネルギーが処置中に制御可能且つ一貫しているべきであることを意味する。皮膚又はその他の表面組織の治療のために、本明細書中に記載されたような装置が、一度に小領域に、通常、約６ｍｍの直径の円形領域に、制御量のエネルギーを送達するのを可能にする。上記のように、必要以上の深部への望ましくない熱作用を回避するために、比較的高電力のプラズマ送達が用いられるが、しかし限定された深部に対し迅速に処置するためにパルスを送出するのが好ましい。通常、継続期間で１００ｍｓ未満の高周波数エネルギーの単一バーストを用いて（単一「処置パルス」）、一旦小領域が処置されると、ユーザーは器具を次の処置領域に動かした後に、エネルギーを再び印加し得る。あるいは複数のパルスが所定の速度で送達され得る。パルス当たりで組織に送達されるエネルギーが制御され、そしてユーザーインターフェースでの所与の制御設定に関して一致する場合、作用の予測可能性及び一貫性が達成され得る。この理由のために、好ましい発電機は既知の電力出力を生成し、そして高周波数電力を精確にオン及びオフに切り替える。一般的には、処置パルスは１００ｍｓよりはるかに短く、例えば３０ｍｓ未満の持続時間であり、そして２ｍｓという短さであり得る。反復する場合、反復率は、通常、０．５又は１〜１０又は１５Ｈｚの範囲内である。

マグネトロンデバイスに関する主な用途は、誘電加熱のためである。電力制御は長時間に亘って平均することにより生じ、そして一般にデバイスは、主周波数（５０又は６０Ｈｚ）で不連続方式で動作される。主駆動スイッチ回路は、昇圧変換器の一次巻線に適用され、この二次巻線はマグネトロンアノード及びカソード端子に適用される。一般的にはさらに、フィラメント電源は、昇圧変圧器の補助二次巻線から取られる。これは、ヒータ及びアノード−カソード負荷の一過性応答が異なり、ヒータは１０〜３０秒のウォームアップ時間を有するが、一方、アノード−カソード応答は１０μｓ未満で、有意のブレーク後に予測不可能な電力出力レベルを生じ得る、という不利益をもたらす。主周波数で供給される不連続電力のため、ピーク電力送達は、電源における電流平滑素子によって、平均電力送達の３〜６倍であり得る。マグネトロンのこのような動作は組織リサーフェイシングには不適切である、ということが上記の立証から理解される。好ましい発電機の電源単位は、高周波数電力デバイス（即ち、この場合にはマグネトロン）のための連続電力供給を提供し、これは、処置パルスの印加によってのみ遮断される。実際、処置パルスは、例えば少なくとも２００Ｖの連続ＤＣ供給を有する電源ステージに注入される。マグネトロン出力に結合されるＵＨＦサーキュレータは、一定のインピーダンス負荷を提供することにより安定性を増す。

図８に示す発電機では、第一に、個々のフィラメント電源の使用により、作用の所望の制御可能性及び一貫性が達成される。コントローラ１１０はマグネトロンヒータにエネルギーを与えるために動作され、これは次に定常状態に到達させた後、マグネトロンカソードへの高電圧供給を始動させる。

第二に、高電圧電源鎖は、重度フィルターリング依存を回避し、そして大型分岐フィルター容量を用いる制御回路よりはるかに速い応答を有するマグネトロン電流制御ループの
一部を構成する。特に電源鎖は、図８を参照しながら上記で説明したように、マグネトロンアノード及びカソード端子に高電圧で印加される連続制御可能電流源を提供するインバータユニットを含む。最大効率のためには、電流源は、連続電流モードで動作する切り換えモード電源により提供される。インバータ供給における直列電流平滑インダクタンスは、バック・レギュレータデバイスから供給される。簡略回路図である図９を参照すると、バックレギュレータは、ＭＯＳＦＥＴ２３０、電流平滑インダクタ２３２（ここでは約５００μＨ）、及びダイオード２３４を備える。バックレギュレータは、図示されているように、ＰＳＵ出力２１０Ｐの３５０Ｖ ＤＣレール（図８参照）と４つのスイッチングＭＯＳＦＥＴ２３６〜２３９のブリッジ配列との間に接続されて、インバータステージを形成する。これらのトランジスタ２３６〜２３９は、Ｈ−ブリッジで接続され、５０％ＯＮ時よりわずかに大きい逆位相で動作されて、昇圧変換器２４０の一次巻線２４０Ｐへの連続供給電流を保証する。２２０μＦ以下の値を有する、二次巻線２４０Ｆ及び相対的に小さい平滑キャパシタ２４４間に結合されるブリッジ整流器２４２は、マグネトロンのための必要な高電圧供給２００Ｐを生じる。

通常、１〜１０Ｈｚ又は１５Ｈｚであり、インダクタ２３２の作用に基づく処置パルスの反復周波数より有意に大きい周波数でのスイッチング装置としてバックトランジスタ２３０をパルス駆動することにより、１ｋＷ以上の電力レベルでの連続電流送達が各処置パルス内でマグネトロンに提供され得る。電流レベルは、バックトランジスタ２３０のゲートに印加される駆動パルスのマーク対空間比を調整することにより制御される。同一ゲート端子は、この場合、処置パルス間のマグネトロンを非アクティブ状態にするために、インバータステージトランジスタへの駆動パルスのシャットダウンと組合せて用いられる。

この説明において言及される単一の構成要素、例えば単一トランジスタ、インダクタ及びキャパシタは、電力処理要件等に従って、複数のこのような構成要素により置き換えられ得る、と当業者に理解されよう。その他の等価構造体も用いられ得る。

バックトランジスタ駆動パルスのパルス周波数は、好ましくは可聴性のために（並びに制御ループ応答及び最小電流リップルのために）１６ｋＨｚより大きく、そして好ましくは４０ｋＨｚ〜１５０ｋＨｚである。インバータトランジスタ２３６〜２３９は、同一周波数範囲内で、好ましくは昇圧変換器２４０に適用される連続半サイクル間のバックトランジスタ一貫性の周波数の半分で、パルス駆動されるのが有利である。

変圧器２４０は、好ましくはフェライト磁心であり、そして２：１５の巻数比を有する。

出力２００Ｐにおける出力電圧及び処置パルスの開始時のマグネトロンの電力出力を示す図１０から分かるように、始動は、キャパシタ２４４の谷(vale)によって、相対的に短時間で、通常、３００μｓ未満で達成され得る。スイッチ・オフ時間は、一般的にかなり短い。これは、処置パルス長、そして結果的に、処置パルス当たりで送達されるエネルギー（通常、２〜６ジュール）は実質的には、電源又はマグネトロンにおける制限による影響を受けない、という利点を生じる。高効率（通常、８０％）は、数百ボルトの供給電圧（供給レール２２８及び２２９上）から、高電圧出力２００Ｐへの変換に関して達成され得る（図９参照）。

負荷条件の変更に迅速に応答して、マグネトロン電力出力レベルの一貫した制御は、バックトランジスタ２３０への駆動パルスのマーク対空間比のフィードバック制御を用いて、ここで達成され得る。マグネトロンからの電力出力は主にアノード−カソード電流に依存しているため、電源制御サーボは電流ベースである。これらは、測定されたアノード−カソード電流と事前設定出力電力に依存した電流要求の間の利得増大差からの誤差電圧を
生じる制御ループを包含する。図１１及び図１２の制御ループ図に示されているように、電圧誤差は蓄積インデューサ電流を補償し、そして利得増大差はバックトランジスタ２３０に供給される駆動パルスのマーク対空間比を確定する。

電流ベースのサーボ作用はまた、マグネトロン・エージングに対する補償を可能にすることが好ましく、それによりアノード−カソードインピーダンスの増加を生じる。したがって必要とされる電力送達レベルは、マグネトロン故障まで保持される。

図８及び図１１を参照すると、例えばマグネトロン・エージングに起因する、アノード／カソード電流に関連したマグネトロン出力電力の変動は、順方向電力試料２５０（図８のライン１１６上で得られる）をコンパレーター２５４における電力参照信号２５２と比較することにより、コントローラ１１０で補償される。コンパレーター出力は、マグネトロンアノード電流を設定するために参照信号２５６として用いられ、この参照信号２５６は、図１１において「マグネトロン主電源」ブロック２５８として一般的に示されるブックトランジスタ２３０（図９）に対する駆動パルスのデューティーサイクルを設定するコントローラ１１０の素子に印加される。

図１２を参照すると、主電源ブロック２５８は、外部制御ループ２６０及び内部制御ループ２６２を有する。アノード電流参照信号２５６は、コンパレーター２６４中で、マグネトロンアノードに送達される電流の実測定２６６と比較されて、誤差電圧Ｖ_errorを生じる。この誤差電圧は、コントローラ１１０中の利得ステージ２６８を通り抜けて、さらなるコンパレーター２７２への入力２７０でのパルス幅変調（ＰＷＭ）参照信号を生じるが、この場合、それは、昇圧変圧器（図９参照）の主巻線中の実電流の表示２７４と比較される。これは、図９で示されるバックトランジスタ２３０のゲートに供給されるライン２７６上の変調（ＰＷＭ）制御信号を生じ、それによりバックステージ２７８の動作により変圧器一次電流を調節する。

内部ループ２６２は極迅速応答を有し、バックトランジスタ２３０のゲート端子２７６に供給される４０ｋＨｚ駆動パルス波形の各サイクル内の変圧器一次電流を制御する。外部ループ２６０は、各処置パルス中の長時定数に伴って動作して、マグネトロンアノード／カソード電流のレベルを制御する。図１１及び図１２に出現する３つの制御ループの併合作用は、全時間範囲に亘るアノード電流及び出力電力の一貫した且つ精確な制御であり、即ち短期出力電力調節及び長期出力電力調節が達成される、ということが分かる。

図１１に示すように、最も外側の制御ループのＵＨＦ要求入力２５２に適用される実電力設定は、処置の必要とされる重要度に対するユーザー選択に依存している。作用の深さは、処置パルスの継続時間を調整することにより制御され、６〜２０ｍｓが一般的な範囲である。

コントローラ１１０及び高電圧電源間の制御接続は、制御及びフィードバックチャンネル２８０として図８に見える。

要求／フィードバックライン２８２により電流のヒータを制御すること、例えば好ましい定常状態ヒータ温度を得ることも可能である。

電磁石を有するマグネトロンの場合、マグネトロン空洞に印加される磁場強度の変動は、別の制御変数を提供し（図８に示すように）、例えば必要とされる連続電力レベルを下げるはずである。

図８におけるライン１１６によりモニタリングされる反射減衰量は、負荷が発電機に戻
って反射するエネルギー量の測定値である。負荷に対する発電機の完全一致では、反射減衰量は無限であり、一方、開回路負荷又は短絡回路負荷はゼロ反射減衰量を生じる。したがってコントローラは、負荷整合を確定する一手段として、特に器具又はケーブル故障を特定する一手段として、ライン１１６上の反射減衰量感知出力を用い得る。このような故障の検出を用いて、マグネトロン２０４の場合は、出力電力デバイスを止め得る。

図８に示されたＵＨＦ分離ステージ２１４は、図１３にさらに詳細に示されている。ＵＨＦ範囲及びそれより上方での周波数で動作する電気外科用（即ち組織リサーフェイシングを含む）デバイスに一般に適用可能であるこの分離ステージは、導波管セクション２８６を有し、そして導波管セクション内では、間隔を置いて離すと、高周波数電力デバイス（この場合はマグネトロン）及び出力、特にこの場合は図８に示された出力コネクタ２１６への接続のための発射装置及びコレクタプローブ２８８、２９０を分離する。本実施例では、導波管セクションは円筒形であり、そして各末端に末端キャップ２９２を有する。ＤＣ分離は、２つの嵌合部分２８６Ａ、２８６Ｂ（一方の部分は、重複領域において２つの部分間に絶縁誘電層２９４を有する他方部分内に嵌合し、他方部分により重複される）で導波管セクション２８６を形成することにより提供される。適切なコネクタ、ここでは同軸コネクタ２９６が、プローブ２８８、２９０に、及びこれらから高周波エネルギーを供給するために導波管セクションの壁に据え付けられる。

代替形態として、導波管は断面で矩形であり得るし、あるいは別の一定の断面を有し得る。

各プローブ２８８、２９０は、そのそれぞれの同軸コネクタ内部導体の拡張部分として導波管空洞内に配置されるＥ場プローブであり、外部導体は導波管壁と電気的に連続する。約２．４５ＧＨｚで動作可能な本実施形態では、導波管セクションの直径は約７０〜１００ｍｍ、特にこの場合は８６ｍｍである。これらの及びその他の寸法は、動作周波数に従って決められ得る。

プローブ２８８、２９０間の導波管セクションの内部空洞の長さは、好ましくはλ_g／２（ここで、λ_gは空洞内の導波長である）の倍数である。各プローブ及びその最近末端キャップ間の距離は、λ_g／４の奇数倍の領域（この場合は３２ｍｍ）であり、２つの導波管部分２８６Ａ、２８６Ｂ間の重複の軸方向程度は、少なくともλ_g／４であるべきである。誘電層２９４のための典型的低損失、高電圧破壊材料はポリイミドテープである。

導波管セクションの直径が、定在波が支持され得ないより低い低周波数限界を課する程度の帯域濾波を分離ステージが提供するが、一方、高帯域濾波は周波数に伴う損失増大により提供される、と理解される。付加的帯域濾波特徴は、プローブ及び末端キャップの相対的間隔により提供される。末端キャップ２９２間の導波管セクションの好ましい長さは約λ_gである、ということに留意されたい。付加的フィルター構造が導波管セクションに導入されて、望ましくない信号の選択的減衰を提供し得る。

分離ステージは、発電機の動作周波数より非常に低いＤＣ及びＡＣ周波数での分離バリアを形成し、そして通常、２つの導波管部分２８６Ａ、２８６Ｂ間に印加される５ｋＶ ＤＣの電圧を耐容する。

低周波数では、分離ステージは１μＦ未満の値を有する直列キャパシタを表し、望ましくない神経刺激を引き起こし得る熱電子電流又は単一故障電流を防止する。静電容量の低い値は、導波管セクション部分２８６Ａ、２８６Ｂ間の重複の程度を低減することにより、あるいはそれらが重複するそれらの間のクリアランスを増大することにより、得られる。

分離ステージのサイズの有意の低減は、１より大きい相対的誘電定数を有する誘電材料で内部空洞を充填することにより達成され得る。

図１３に示されたＥ場プローブ２８８、２９０に対する代替物として、磁場を励起するよう配向されたループの形態でのＨ場素子を用いて、伝播が発射され、収集され得る。

図１４をここで参照すると、マグネトロン電力出力デバイスを有する発電機とともに用いるための器具は、図２、図３及び図６の器具を用いる場合と同様に、外部シャフト３０、コネクタ２６、同軸給電ケーブル４０を含む。遷移インピーダンス整合構造としては、低インピーダンスセクション９２及び高インピーダンスセクション９４が挙げられ、発電機の電力出力デバイスと、中心円板電極１６０及び円板電極１６０に隣接する導電スリーブのセクションにより提供される外部電極７０間の電場中に作り出されるプラズマにより提供される負荷との間の整合を提供する。ガスは、吸込口３２から、そして整合構造のセクション９２、９４の内部導体及び外部導体間に形成される環状導管３８Ａ、３８Ｂに沿って、電極１６０、７０間の電場を通って、そして電場の影響下でプラズマに変換される。管状石英挿入物１８０はスリーブ５０の内側に対して、したがって電極１６０、７０間に位置する。石英は低損失誘電物質であり、そして挿入物は電極間の電場を増強し、それらを有効に一緒に接近させるが、一方、同時にそれらの間の優先的アーク発生を防止し、それによりプラズマのより多くの均一ビームを生じる。この実施形態では、内部電極１６０は円板であり、そして高インピーダンス整合セクションの内部導体５４上に直接据え付けられ、後者は、電気的な言い方で、発電機の出力の波長の４分の１である長さを有する。円板電極１６０は、その長さが相対的に小さいため、電極７０と組合せて考察される場合、有効に別個の又は「集成」キャパシタであり、これは、内部導体５４の固有の分布インダクタンスと一緒に、直列共鳴電気アセンブリーを形成する。円板電極１６０の形状は、プラズマ出力ビームを拡げ、それにより組織上のビームの「フットプリント」を増大するのにも役立つが、これは、組織の所与の領域が器具からのより少ない「ヒット」で処置され得ることを意味するため、皮膚リサーフェイシングにおいて望ましい。この共鳴構造体中で起こる昇圧は、図２、図３及び図６の器具を用いた場合よりこの実施形態の器具においては低く、したがって共鳴アセンブリー内の共鳴の結果としての電極１６０、７０での発電機の出力電圧の昇圧は対応して低い。この一理由は、マグネトロン電力出力デバイスが有意に高レベルの電力を、高電圧（通常、３００Ｖｒｍｓ）で生じ、したがってこのような高昇圧変換を、それゆえ共鳴アセンブリーのより低いＱを提供する必要がない、ということである。

マグネトロン電力出力デバイスの出力周波数の同調は難しい。それにもかかわらず、器具の共鳴周波数は、負荷インピーダンスの低下（空気より高いプラズマの導電率のため）の結果としてプラズマが一旦ストライクされると、シフトを受け、そこで一方ではプラズマ着火のための最適電力送達の、そして他方ではプラズマ保持の問題が依然として充当する。図１５を参照すると、種々の周波数に関するプラズマ着火前の器具内に放散された反射電力が、ライン３００で示されている。器具内の共鳴は、電圧増加に関する相対的に高い品質因子Ｑを代表する鋭角ピーク、あるいは共鳴時の器具内で起こる上方変換によりグラフで表示された周波数ｆ_resで起こる、ということが分かる。器具に関する反射電力対周波数特徴的曲線は、プラズマが一旦ストライクされると、ライン３１０により示され、そして器具の共鳴周波数は、プラズマが一旦作り出されると、ｆ_plsが着火前より低くなるということが、そして特徴的曲線は、より低い品質因子Ｑを代表する非常に平坦なピークを有する、ということが分かる。マグネトロン電力出力デバイスは相対的に強力であるため、操作の好ましい一方式は、マグネトロン電力出力デバイスの出力周波数がプラズマをストライクするために、そしてプラズマを保持するためにも器具内での共鳴からともに利益を得るために操作可能であるよう、器具の共鳴周波数を選択することを包含する。

図１５を再び参照すると、マグネトロン電力出力デバイスは、共鳴周波数ｆ_res及びｆ_pls間にある出力周波数ｆ_outを有する。周波数ｆ_outは、プラズマへの電力の送達を最適化するための試みにおいて、共鳴周波数ｆ_plsの方向にできるだけ速く共鳴周波数ｆ_resからシフトされる一方、プラズマをストライクするために十分な共鳴がｆ_outで器具内で起こることを依然として保証する。マグネトロン電力出力デバイスの出力周波数におけるこの妥協は、利用可能な相対的に大きい電力出力の結果として可能であり、このことは、低電力出力デバイスを用いた場合よりも、有意に低い共鳴が、プラズマをストライクするために、又はその後にプラズマを保持するために、器具内で必要とされる、ということを意味する。

さらなる一実施形態では、器具は、２つの共鳴アセンブリー：即ち、プラズマの着火前に共鳴するものと、着火後に共鳴するものを組入れるよう構築されるが、この場合、共鳴アセンブリーはともに、類似の、又は実質的に同一の共鳴周波数を有する。この型の器具を用いる場合には、単一周波数でプラズマの着火及び保持のための電力送達を最適化することが可能である。ここで図１６を参照すると、器具１６は、その遠位端のコネクタ２６、コネクタ２６から棒状内部電極２６０を含む双極電極構造に延びる同軸給電構造４０、並びに棒状体電極２６０に隣接して存在する外部導電スリーブ５０の一セクションにより提供される外部電極７０を有する。導電性末端キャップ８４は、プラズマが通過する開口８０を画定し、プラズマが通過する電場を増強するのを助け、それによりプラズマへの電力送達の容易性を高める。電極構造２６０、７０により形成される伝送路のセクションの特徴的インピーダンスは、電力出力デバイスとプラズマにより提供される負荷との間の整合を提供するよう選択される。後に説明されるように、この実施形態におけるプラズマ負荷は、前の実施形態におけるインピーダンスより低いインピーダンスを有し、したがって整合をより容易にする、と考えられる。さらに該器具は、補助又はストライク電極２６０Ｓを含む。ストライク電極２６０Ｓは、２つの素子：即ち本実施例ではその近位端で棒状体電極の近位端に接続されるワイヤ２７２の長さにより提供される主誘導素子、並びに本実施例ではワイヤ２７２の遠位端に接続される導電性材料の環２７４により提供され、棒状体電極２６０と実質的に同軸的に延びるが、しかしそれからは間隔を置かれる誘導素子と直列の主容量性素子から成る。

ここで図１７を参照すると、ストライク電極２６０Ｓの構造は、ワイヤ２７２の形態のインダクタンス及び環２７４の形態のキャパシタンスが、発電機ｆ_outの出力周波数で共鳴する共鳴アセンブリーを形成し、ストライク電極２６０Ｓに関する入力周波数に伴う反射電力の特徴的変動は、ライン３２０により示されている。それに反して、電極構造２６０、７０により形成される伝送路（入力周波数に伴う反射電力のその特徴的変動はライン３３０で示されている）は、プラズマの着火前に、その周波数で共鳴がほとんど又は全く起きない程度に、発電機の出力周波数より有意に高い共鳴周波数ｆ_resを有する。しかしながら電極構造２６０、７０は、プラズマが一旦生成されれば（開口８０の外に棒状体電極２６０から延びる導体の長さと考えられ得る）、より低いＱでの共鳴であろうとも、それが発電機の出力周波数で共鳴構造体であるよう構成される。したがってプラズマの生成前に、ストライク電極２６０Ｓは共鳴アセンブリーであり、これは発電機の出力信号の電圧増倍（昇圧変換としても既知である）を提供するが、一方、プラズマの生成後は、電極構造２６０、７０が電圧増倍を提供する共鳴アセンブリーである。電極構造２６０Ｓ、７０は、電気的な言い方で、そしてプラズマが一旦作り出されれば（したがってプラズマにより提供される特別の長さの導体を含む）、４分の１波長と等しく、したがって発電機の出力の良好な整合を提供する長さを有すると考えられ得る。

同軸給電構造４０から発電機の出力信号が出る場合、発電機の出力周波数で共鳴性であるため、信号は最初はストライク電極２６０Ｓを共鳴するよう励磁するが、しかしプラズ
マが作り出されるまでは発電機の出力周波数では共鳴性でないため、電極構造２６０、７０を励磁しない。電極構造２６０、７０では起きないストライク電極２６０Ｓにおける共鳴（したがって電圧増倍）の作用は、ストライク電極２６０Ｓ及び棒状体電極２６０間に電位差が存在するということである。この電位差がストライク電極２６０Ｓ及び棒状体電極２６０間に必要な強度の電場を生成するのに十分大きい場合（電極２６０Ｓ及び２６０間の距離が相対的に小さいため、相対的に低い電位差が必要とされる、ということに留意）、プラズマが電極間に作り出される。プラズマが一旦作り出されれば、発電機の出力周波数（又はそれと類似の周波数）で共鳴性であるよう、プラズマは電極構造の電気的特徴に影響を及ぼすが、しかしこの共鳴は、プラズマが作り出された場合、共鳴アセンブリーのＱはストライク電極２６０ＳのＱより低いため、顕著であるというわけではない。

単にそれらが各々、発電機の出力と相互作用してストライクし、次に発電機の出力を再同調する必要がなくプラズマを保持し得るこの二元性電極着火技法から利益を得るために、ストライク電極２６０Ｓ及び「着火」電極構造２６０、７０（即ち作り出されたプラズマを伴う電極構造２６０、７０）が同一共鳴周波数を有する、ということは必ずしも不可欠ではない。しかしながら好ましくは共鳴周波数は、発電機の出力周波数帯域幅内に同一であるべきである。例えば発電機が２，４５０ＭＨｚの出力を生じ、そしてこの周波数でこの出力が２ＭＨｚという固有の帯域幅を有し、したがって事実上、この選択周波数で、発電機の出力信号が２，４４９〜２，４５１ＭＨｚの周波数範囲である場合、２つの共鳴周波数はともに、最適作用のためにこの範囲内にあるべきである。

図１８を参照すると、プラズマの独立した着火を提供するさらなる一実施形態では、器具は、プラズマ着火アセンブリー４７０Ｓ及び電極構造４７０を備え、これらは別々に器具内のサーキュレータ４１４に接続される（そして相互に分離される）。発電機からの出力信号は、最初は、サーキュレータ４１４中に進行する。サーキュレータは、出力信号を優先的に出力チャンネルに通らせて、発電機との最良の整合を提供する。前の実施形態を用いた場合と同様に、プラズマの着火前は、電極構造４７０への整合が不十分であるが、一方、着火アセンブリーは着火前に良好な整合を提供するよう構成され、したがって発電機の出力はサーキュレータにより着火アセンブリー４７０Ｓに通される。それは独立して接続されるため、着火アセンブリー４７０は、発電機から利用可能な電力レベルに伴ってスパーク又はアークを生じ得る任意の適切なスパーク発生器又はアーク発生器により提供され得る。例えば着火アセンブリーは、整流回路及びＤＣスパーク発生器、図１６の実施態様の場合と同様の電圧増倍を提供するための共鳴アセンブリー、あるいはその他の任意のスパーク発生器又はアーク発生器を含み得る。プラズマの着火が一旦起これば、その結果生じる電極構造の電気的特徴の変化は、電極構造への発電機の出力の整合を引き起こし、したがってサーキュレータは次に、発電機の出力を電極構造に方向転換して、プラズマへの電力の送達を可能にする。

上記の外科手術システムの実施形態の大半において、ともに患者から実質的に電気的に分離される２つの電極間に振動電場が作り出され（不可避的に、患者の方向に器具からの非常に低レベルの放射線出力が、そしておそらくは、患者と結合するわずかに検出可能な空電が存在する）、その存在はプラズマの生成とは無関係である。プラズマは電極間にストライクされ（電極間の自由電子の加速により）、そしてプラズマは、主として器具に供給されるガスの圧力の影響下で、器具中の開口から放出される。その結果、患者の皮膚の存在は、プラズマの生成に全く影響を及ぼさず（一方、従来技術では、プラズマは器具内の電極と患者の皮膚との間にストライクされる）、そして患者は任意の電気外科的電流のための有意の導電性経路を形成しない。

高出力発電機、例えば出力電力デバイスとしてマグネトロンを有する上記の発電機の実施形態を用いた操作に最良に適した特に好ましい器具では、二元性整合構造、例えば図２
及び図１４を参照した上記の器具の実施形態に包含されるものは、必要とされない。図１９及び図２０を参照すると、この好ましい器具は、標準（Ｎ型）同軸コネクタの外部スクリーン内に固定され、それに電気的に接続されたその近位端部分を有する連続導電スリーブ５０、並びにコネクタ内部導体拡張部分４２中に据え付けられた内部針電極５４を含む。スリーブ外部導体５０の遠位端部分７０の内側に取り付けられるのは、石英のような低損失誘電物質から作製された耐熱性誘電管１８０である。図１９及び図２０に示されているように、この管はスリーブ５０の遠位端を越えて延び、そしてさらに、遠位部分７０の内側の少なくとも４分の１波長（操作波長λ）の距離まで延びる。スリーブ５０の遠位端部分７０内にある石英管内側に取り付けられるのは、針電極５４とスリーブ５０の遠位端部分７０との間に電場集中を作り出すための無給電アンテナ素子とみなされ得る導電性集束素子４８０である。

コネクタ２６に隣接して、スリーブ５０はガス吸込口３２を有し、そして内部導体拡張部分４２の周囲、針電極８、及び遠位に石英管１８０の末端に拡張する環状ガス導管３８を提供し、後者は器具ノズル１８０Ｎを形成する。密封環４８２は、導管３８内からコネクタ２６へのガスの流出を防止する。

例えば図８を参照した上記のような発電機からの同軸給電線に接続される場合、コネクタ２６及びコネクタ内部導体拡張部分４２を含む器具の近位部分は、この場合は５０ｏｈｍである特徴的インピーダンスを有する伝送路を構成する。コネクタ内のＰＴＦＥスリーブ２６Ｓは、５０ｏｈｍ構造の一部を構成する。

針電極５４は、耐熱性導体、例えばタングステンから作製され、そして外部スリーブ５０と組合せて、それがコネクタ２６のものより高い、通常、約９０〜１２０ｏｈｍの特徴的インピーダンスの伝送路セクションを形成するような直径を有する。針電極の長さ、即ちコネクタ内部導体拡張部分４２からその先端５４Ｔまでの距離（図２０参照）を、λ／４の領域であるよう取り決めることにより、インピーダンス変換素子として作用させて、５０ｏｈｍセクション（内部導体拡張部分４２）に関して観察されるより有意に高いレベルに先端５４Ｔでの電圧を上げさせ得る。したがって内部電極針の先端５４Ｔと隣接する外部導体遠位端部分７０との間に強力なＥ場が作り出される。これは、それ自体、所与の十分な入力電力が、先端５４Ｔから下流に、且つノズル１８０Ｎを通って延びるガスプラズマを作り出すのに十分であり得る。しかしながらより信頼できるプラズマのストライキングは、集束素子４８０の存在によって達成される。

この集束素子４８０は、石英管中の本来の位置にある場合、器具及びその関連発電機の動作周波数の領域で、共鳴周波数を有する寸法に作られた共鳴素子である。図面から、特に図２０を参照することにより分かるように、共鳴素子４８０は、３つの部分、即ち石英管１８０の内側にかみ合わされるような寸法に作られた不規則環中に折りたたまれる第１の折り畳み式パッチ素子及び第２の折り畳み式パッチ素子４８０Ｃ、並びに相互連絡する中間の狭いストリップ４８０Ｌを有する。これらの構成成分は全て、導電性材料、ここではばねステンレススチールの単一小片から形成され、その復元力は該素子を管１８０に耐えさせる。

環４８０Ｃは、電気的な言い方では、主に容量性であるが、一方、接続ストリップ４８０Ｌは主に誘導性である、と理解される。構成成分の長さは、λ／４に近似する。これらの特性は、それに動作周波数の領域の共鳴周波数を、並びにその端部４８０Ｃの領域にＥ場を集中する傾向を与える。

代替の一実施形態（示されていない）では、集束素子は、例えばばねのような物質、例えばタングステンから作製される円形又は多角形横断面を有するらせんであり得る。その
他の構造も用いられ得る。

集束素子は、それが部分的に器具の軸方向に針電極５４と重複するよう、そして好ましくはそれが電極先端５４Ｔを伴うレジストリで高電圧を誘導する領域のうちの１つを有するよう、配置される。

共鳴時に、集束素子４８０上の電圧定在波は、容量領域４８０Ｃにおいて最大の大きさを有する、と当業者により理解される。不規則折り畳み式多角形の容量セクション４８０Ｃは、集束素子と石英管１８０の内部表面との間に実質的な点接触を生じる。この特性は、共鳴体素子構造並びに挿入管１８０の高誘電率材料に近接する存在のＥ場集中作用と一緒に、全て、場強度を最大にし、それによりアセンブリーを通って流れるガス中のプラズマのストライキングを保証するのに役立つ。

実際、集束素子４８０により生成されるアーク発生は、電極先端５４Ｔを取り囲む領域でのプラズマ生成のための開始剤として作用する。プラズマが先端５４Ｔで一旦生成されれば、それは、主にノズル１８０Ｎに向かうガス流のために、管に沿って伝搬する。これが一旦起これば、器具は発電機に対するインピーダンス整合を示し、電力は良好な効率でガスに伝達される。

集束素子の一利点は、その共鳴周波数が特に重要であるというわけでなく、それにより製造が簡単になる、という点である。

図２１〜図２４を参照すると、図１を参照した上記の外科手術システムに用いるための器具５００は、２つの相互接続セクション、即ちハンドピース５０１及び使い捨てアセンブリー５０２から成る。器具５００は、端部カバー５０４により後部で閉鎖されるケーシング５０３を含み、端部カバー５０４を通して同軸ケーブル５０５が供給される。同軸ケーブル５０５の中心導体は、モリブデン製の内部電極５０６に接続される。同軸ケーブルの外部導体は、図２３に示した外部電極５０７に接続される。外部電極は、その中にガス吸込穴５０９を有する中空基体部分５０８、並びに基体部分から延びる管状拡張部分５１０から成る。内部電極は、外部電極５０７内を長手方向に延びて、誘電絶縁体５１１及び５１２がその間の直接電気的接触を防止する。

ガス吸込口５１３は、端部カバー５０４を通り抜けて、ケーシング内の管腔５１４を介して、外部電極中のガス吸込穴５０９を通って、そして内部電極５０６の遠位端の領域に存在する絶縁体５１２中のさらなる通路５１５を通って連通する。

使い捨てアセンブリー５０２は、ケーシング５１７内に据え付けられた石英管５１６、ケーシング及び管間に位置するシリコーンゴムワッシャー５１８から成る。ケーシング５１７は、それが対応する戻り止め部材５２０を介してケーシング５０３に取外し可能に取り付けられ得るよう、ラッチ・メカニズム５１９を有する。使い捨てアセンブリー５０２がハンドピース５０１に固定される場合、内部電極５０６が管中に延びて、外部電極５０７の管状拡張部分５１０が管５１６の外側の周囲に延びるよう、石英管５１６がハンドピース内に収容される。

らせん状に巻かれたタングステンコイル５２１の形態の共鳴体は管５１６内に置かれ、コイル５２１は、使い捨てアセンブリー５０２がハンドピース５０１上の位置に固定される場合、コイルの近位端が内部電極５０６の遠位端に隣接するように位置される。コイルは、それが石英管５１６の内部表面に隣接し、密接に接触するよう、巻かれる。

使用に際して、ガス、例えば窒素は、内部電極５０６の遠位端に隣接して出て来るよう
、ガス吸込口５１３を通して、そして管腔５１４、穴５０９及び通路５１９を介して供給される。高周波数電圧は、同軸ケーブル５０５に、それゆえ電極５０６及び５０７間に供給される。コイル５２１は、いずれの電極にも直接は接続されないが、しかしそれに供給される高周波数電圧の動作周波数で共鳴性であるよう、配置される。このようにして、コイル５２１は、プラズマへのガスの転換を促すよう作用し、プラズマは管５１６から出て、処置されるべき組織上に向けられる。

その共鳴周波数に影響を及ぼすらせんコイル５２１のパラメータとしては、コイルを形成するために用いられるワイヤ物質の直径、その直径、ピッチ及び全長が挙げられる。これらのパラメータは、コイルが電極に印加される信号の動作周波数で有効にその共鳴周波数を有するよう、選択される。２．４７ＧＨｚ動作周波数（及び約１２１ｍｍの自由空間波長）に関しては、約１３ｍｍのコイル長、５．２４ｍｍのピッチ、５．４３ｍｍの外径、０．２３ｍｍのワイヤ直径、及び４１．８ｍｍの全体ワイヤ長を有する共鳴体コイルが用いられた。これは、約２．５１７ＧＨｚの共鳴周波数を有するコイルを提供する（それぞれ空気中及び石英中のｅ／ｍ放射線の伝搬の異なる速度を可能にする差）。

器具の反復使用後、共鳴コイル５２１は定期的に取り替えられる必要がある。上記の装置は、着脱が迅速且つ容易であり、そして電極５０６に関連した共鳴コイル５２１の正確な位置を反復的に提供する使い捨てアセンブリーの提供を可能にする。

図２５を参照すると、発電機４、並びにケーブル１２により発電機に接続された計器５００から成る電気外科手術システムが示されている。計器５００は、上記のような再使用可能なハンドピース５０１及び使い捨てアセンブリー５０２を含む。ハンドピースは、使用しない場合、発電機上に存在するホルダー５３２中に収容され得る。

使い捨てアセンブリーは、アセンブリー５０２及びボタン５３０を含有する密封パッケージに入ってユーザーに届けられる。ボタン５３０は、電子キー、例えばDallas Semiconductor Corpから入手され、「ｉボタン」の商標で既知である電子キーである。

ユーザーがハンドピース５０１に新しい使い捨てアセンブリー５０２を取り付ける場合、ボタン５３０も発電機４上に存在する読取装置５３１に接続する。ボタン５３０は、読取装置５３１に読取られ、発電機４により確証される一意の識別コードを含有する。ボタンに保有されるコードが認識可能又は有効なコードでない場合、発電機はハンドピースにエネルギーのパルスを供給しない。コードが有効なコードとして認識される場合、発電機はハンドピース５０１にエネルギーのパルスを供給する。エネルギーのパルスが最初に供給される時間に関して発電機がボタン５３０に情報を送り、この情報がボタン５３０に書き込まれて、保存される。

発電機４によりハンドピース５０１に供給されるエネルギーのパルスは、異なるエネルギーレベル設定であるよう、ユーザーにより調整され得る。この調整は、発電機４上に存在するユーザーインターフェース５３３により実行される。発電機は信号をボタン５３０に送り、一連の１０パルスがハンドピース５０１に供給されるたびに、増分カウンタを更新する（ボタン５３０中に十分な記憶容量が存在する場合、発電機は供給されるエネルギーの各パルスに関する信号を送信し得る）。そのエネルギーが２ジュール未満である供給されるパルス毎に１単位だけ発電機はカウンタを増分し、そしてそのエネルギーが２ジュールより大きいパルス毎に２単位増分する。増分はボタン５３０に書き込まれ、そこに保存される。増分カウンタが最大レベル、例えば２，４００単位に達すると、ハンドピースへのエネルギーの供給が停止されて、信号が表示され、使い捨てアセンブリー５０２が取り替えられねばならないことを示す。

さらなる処置パルスを得るために、新しい使い捨てアセンブリーを含有する新しいパックが開封され、新規のボタンが発電機上の読取装置に提示されねばならない。これは、共鳴コイル５２１が非許容可能レベルに劣化する前に使い捨てアセンブリーが取り替えられることを保証する。カウンタの増分は、低エネルギーパルスよりも高エネルギーパルスで生じる劣化のほうが速い、ということを考慮に入れる。

図２５の装置を用いて特定の患者に反復処置セッションを行い得る場合は多い。この場合、ボタン５３０は読取装置５３１から取り外され、そして後に再提示される。次に読取装置５３１は増分カウンタの値をボタン５３０から読取り、そして増分カウンタがその最大値であるか否かを算定する。カウンタが最大値より低い場合、処置は継続することを許される。

発電機４に保存されるのと対照的に、増分カウンタに関する値はボタン５３０に保存されるので、ボタン５３０が例えば異なる場所にある異なる発電機に提示される場合でも、妥当性確認が実施される。これは、過去の使用に関する情報の全てが発電機それ自体に保存される種々の従来技術システムに関しては言えない。これは、異なる発電機にボタンを単に利用することにより阻止されている使用制限を防止し、さらにまた、患者がその後の処置のために異なる場所に行く場合があるという想定可能な合法的状況を可能にする。

一旦使用限界に達するとハンドピースの操作を防止するほかに、使い捨てアセンブリー５０２の最初の使用から或る期間が経過した後にボタン５３０が読取装置５３１に提示される場合にも、システムはさらなる操作を防止し得る。上記のように、最初の使用時刻は、ボタン５３０に書き込まれる。所定期間（例えば１０時間）が経過してからボタンが再び提示される場合、ハンドピースのさらなる操作が防止される。

上記のように、ＵＨＦの使用は上記のようなシステムの操作に不可欠であるというわけではなく、それらはＤＣ信号から上の任意の周波数で操作され得る。しかしながらＵＨＦ信号の使用は、長さが４分の１波長である構成成分がコンパクト外科手術用器具内に組入れられて、変圧又は電圧整合を提供し得る、という点で利点を有する。さらに、昇圧変圧の目的のための共鳴アセンブリーを有するいくつかの器具が例示されているが、しかしこれは不可欠であるというわけではなく、上向き変圧は共鳴を使用することなく、器具内で実施され得る。

本明細書中に開示された器具が臨床使用のために意図される場合、それらを滅菌することが可能であり、これは、当該技術分野で既知の多数の方法で、例えばガンマ放射線の使用で、あるいはガス、例えば酸化エチレンを器具に通す（ガスのための導管が滅菌されることを保証する）ことにより実施され得る。次に滅菌器具は、その中での接触伝染の進入を防止する適切な滅菌パッケージに包まれる。

本明細書中に開示された種々の修正は、それらが最初に記載されたものに関連した実施形態とのそれらの関連に限定されず、そして本明細書中に開示された全ての実施形態に適用可能であり得る。

皮膚リサーフェイシングのための外科手術システムの基礎を成す原理を示す模式図である。 本発明のシステムによる外科手術器具の縦軸横断面である。 図２の詳細である。 図２及び３の器具と一緒に用いられる発電機の模式図である。 作動周波数の一関数としての反射電力を示すグラフである。 図３に示した器具の一部の修正を示す横断面である。 マグネトロンを含めた代替的発電機の模式図である。 マグネトロンを含めた発電機のより詳細なブロック図である。 図８の発電機のインバータユニットの回路図である。 図８の発電機中のマグネトロンのスイッチオン特性を示すグラフである。 図８の発電機の出力電力制御ループのブロック図である。 図８の発電機の中間及び内部電力制御ループのブロック図である。 図８の発電機のＵＨＦアイソレーター構成部の横断面である。 図７の発電機とともに用いるのに適した器具の実施形態による断面である。 図７の発電機とともに用いる場合の図１４の器具に関する反射電力対周波数のグラフである。 器具のさらなる実施形態による断面である。 図１６の器具における反射電力対周波数のグラフである。 器具のさらなる実施形態の模式図である。 別の代替的器具のカッタウエー透視図である。 図１９の器具の一部の縦軸横断面である。 図１の外科手術システムに用いるための器具の透視図である。 図２１の器具の断面側面図である。 図２１の器具に用いられる電極の断面側面図である。 図２１の器具に用いられる使い捨てアセンブリーの断面側面図である。 本発明によるシステムの模式図である。

Claims (15)

1. ヒト組織を処置するためのデバイスの使用を制御するためのシステムであって、
   該デバイスにエネルギーのパルスを供給するための発電機であって、該エネルギーのパルスは選択エネルギーレベルである、発電機と、
   該デバイスへのエネルギーの供給を制御するためのコントローラと、
   該デバイスに付随し、記憶手段を包含する電子キーと、
   該電子キーからの情報をダウンロードするとともに、前記記憶手段に情報を書き込むためのコントローラに付随する読み／書きデバイスと
   を備え、
   前記記憶手段内のデバイス使用カウンタの更新を生じるために前記発電機により組織を処置するために前記デバイスにエネルギーパルスが供給される場合、前記コントローラが、前記読み／書きデバイスに信号を前記記憶手段に送らせて、それにより、送達電力が増大するにつれて前記カウンタが増分される比率が増大し、前記デバイス使用カウンタが所定の最大値に達した場合に、前記コントローラがさらに前記発電機にパルスの供給を中止させるシステム。
2. 前記発電機により前記デバイスに所定量のエネルギーが供給される度に、前記記憶手段にカウンタ増分信号を前記読み／書きデバイスに送らせるよう前記コントローラが構成され、組織を処置するために前記デバイスに供給される、前記所定のエネルギー閾値より低いパルス毎に第１の増分値により前記コントローラが前記カウンタを更新し、デバイスに供給される、前記所定のエネルギー閾値レベルより高いパルス毎に一層大きい第２の値により前記カウンタを更新する請求項１記載のシステム。
3. 前記デバイスがガスプラズマ組織処置デバイスである請求項１記載のシステム。
4. 前記所定の閾値エネルギーレベルが０．５〜２．５ジュールの範囲である請求項２記載のシステム。
5. 前記所定の閾値エネルギーレベルが実質的に２ジュールである請求項４記載のシステム。
6. 前記第２の値が実質的に第１の値の２倍である請求項３〜５のいずれかに記載のシステム。
7. 前記所定の最大値が前記第１の値の５００〜５，０００倍である請求項３〜６のいずれかに記載のシステム。
8. 前記所定の最大値が前記第１の値の２，０００〜３，０００倍である請求項７記載のシステム。
9. 前記記憶手段が前記電子キーに関する一意の識別コードを含む、前記請求項のいずれかに記載のシステム。
10. 前記コントローラが、前記キーが前記読み／書きデバイスに最初に提示される時刻を表す前記記憶手段への信号を前記読み／書きデバイスに送らせるよう適合される、前記請求項のいずれかに記載のシステム。
11. 前記コントローラが、エネルギーの第１のパルスが前記デバイスに供給される時刻を表す前記記憶手段への信号を前記読み／書きデバイスに送らせるよう適合される、請求項１
    〜９のいずれかに記載のシステム。
12. 前記コントローラが、現時刻を前記表示時刻と比較するよう、そして時間差が所定値を超える場合にパルスの供給を妨げるよう適合される、請求項１０又は請求項１１記載のシステム。
13. 前記所定値が６〜１２時間である請求項１２記載のシステム。
14. ヒト組織を処置するためのデバイスの使用の制御方法であって、以下の：
    該デバイスへのエネルギーの供給を制御するためのコントローラ、並びに各デバイスに付随する電子キーであって、記憶手段を含む電子キーを提供するステップと、
    前記コントローラに前記電子キーを提示するステップと、
    前記記憶手段上の増分カウンタから値を読取るとともに、それが所定の最大値に達したか否かを判定するステップと、
    前記増分カウンタが前記所定の最大値に達していなかった場合には、前記デバイスにエネルギーのパルスを供給するステップと、
    前記デバイスに供給される電力が増大するにつれて増大する比率で前記増分カウンタを更新するステップと
    を含む、ヒト組織を処置するためのデバイスの使用の制御方法。
15. 電力が増大するにつれて前記カウンタを増分させる前記比率の増大が、以下の：
    所定の閾値エネルギーレベルより低い１つ又は多数のパルスが前記デバイスに供給される度に、第１の値により前記増分カウンタを更新すること、及び
    前記所定の閾値エネルギーレベルより高い１つ又は多数のパルスがデバイスに供給される度に、より大きい第２の値により前記増分カウンタを更新すること
    によりもたらされる請求項１４記載の方法。

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