JP2006524063A - 生体組織を凝固壊死させる高周波電気手術器用電極 - Google Patents

Abstract

本発明は、電極内部の水冷と食塩水の排出の両者を利用できる電極構造を提供するために、閉鎖された端部から長く延長された中空管体状の形状を有し、前記閉鎖端部側一定部分を除いては外表面に絶縁コーティングを施した中空電極と、前記中空電極の直径より小さな直径を有し前記中空電極内に挿入されて、前記閉鎖端部及び中空電極と接触している生体組織を冷却するための冷媒を前記中空電極内部に供給し、熱交換された冷媒を前記中空電極と間の空間を介して生体外に排出する冷媒導管と、前記冷媒導管を介して供給される冷媒のうち一部を前記中空電極外部に排出するために、前記中空電極の中絶縁コーティングが施されていない部分の外表面に形成される少なくとも一つの第１の孔と、前記第１の孔を介して排出される冷媒に排出抵抗として作用して排出される冷媒の流量を制御するために、前記中空電極の中絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に形成される流量制御手段とからなる電気手術器用電極を提供する。

Description

本発明は、電気手術器用電極に関し、より詳しくは高周波電気エネルギーで生体組織を凝固壊死させるために使用される電気手術器用電極に関する。

従来、中空管体状の電極を生体組織内に貫通挿入させて所望の生体組織を高周波エネルギーで凝固（coagulationあるいはablation）させる技術は知られている。この場合、生体組織に電流を流すと、生体組織が加熱され、多少複雑な生化学的機構によって生体組織と血管が凝固される。このような工程は、主に、約６０℃以上で細胞内のタンパク質の熱変形により細胞が凝固することに依存している。ここでいう細胞とは、組織と血管及び血液を含む。ところが、このような技術は、電極付近の生体組織及び血液の凝固が過度に進行して炭化されてしまい、電極付近の炭化された生体組織が絶縁体として作用し、生体組織を凝固させる領域の拡大に障害物として作用するという問題点がある。

このような問題点を解決するために、米国特許第６，２１０，４１１号は、電極の中空管体を介して食塩水を供給し、この食塩水を電極末端部附近に形成される多孔性焼結体を介して外部に排出させる技術を開示している。前記特許のように食塩水を電極から排出させる技術は、食塩水の気化潜熱により電極に隣接する生体組織の炭化を防止するとともにこの食塩水が電極周辺組織の毛細血管などに吸収されて電気伝導度を向上させて生体組織の凝固領域を拡大する。しかし、生体組織に注入される食塩水の量が多くなると患者に悪影響を与えるために生体組織に注入する食塩水の量が制限されるので、生体組織に印加される高周波エネルギーが限界点を越えると、結局電極付近の組織の炭化が発生することになり、この方法も凝固領域を拡大するには限界がある。

また、米国特許第６，５０６，１８９号は、末端部が閉鎖された中空管体状の電極内部に電極直径より小さな直径の冷媒導管を挿入し、この冷媒導管を介して冷媒を電極内部に導入した後、電極の内部で熱交換させた後、冷媒導管と電極との間の空間を介して回収する冷媒循環により電極を冷却する技術を開示している。電極で高周波エネルギーを印加する際、電極の最隣接組織が最も多く加熱されるので炭化される可能性が高いが、前記電極冷却技術は、電極を水冷させて電極と当接する最隣接組織を冷却させることができるため、電極の最隣接組織の炭化を防止することができ、生体組織の凝固領域を拡大できる。しかしながら、この技術もまた生体組織内に印加される高周波エネルギーが限界点を越えると電極周辺組織の炭化が発生するため、凝固領域を拡大するには限界がある。

上述した方法により電極から半径約２cmの球状の凝固領域を形成することが知られている。

前記のような従来の電気手術器用電極は、食塩水を生体組織に直接排出させたり、食塩水を電極内部に循環させることにより電極と隣接した生体組織を冷却させるが、これは限界点を越える高周波エネルギーが発生すると電極付近の組織に炭化が発生して凝固領域を拡大させるには限界がある。

発明の詳細な説明
ここで、本発明は、電極内部を食塩水で冷却させると同時に、食塩水を生体組織に直接排出させるという両者を利用する電極の構造を提供し、上述した従来技術による方法に比べて生体組織の凝固領域をより一層拡大するとともに、生体組織の凝固壊死にかかる時間を短縮できる電気手術器用電極を提供することを目的とする。

また、本発明は、電極内部に加圧された状態で注入された食塩水の一部を生体組織に周辺に徐々に排出する電極構造を提供し、上述した従来技術による方法に比べて生体組織の凝固領域をより一層拡大するとともに生体組織の凝固壊死させるのにかかる時間を短縮できる電気手術器用電極を提供することを目的とする。

前記目的を達成するために本発明の一実施形態では閉鎖された端部から長く延長された中空管体状の形状を有し、前記閉鎖端部側の一定長さの部分を除いては外表面に絶縁コーティングが施された中空電極と；前記中空電極の直径より小さな直径を有し、前記中空電極内に挿入され、前記閉鎖端部及び中空電極と接触している生体組織を冷却させるための冷媒を前記中空電極内部に供給し、熱交換された冷媒を前記中空電極と間の空間を介して生体外に排出する冷媒導管と；前記冷媒導管を介して供給される冷媒の一部を前記中空電極の外部に排出するために、前記中空電極のうち絶縁コーティングが施されていない部分の外表面に形成される少なくとも一つの第１の孔と；前記第１の孔を介して排出される冷媒に排出抵抗として作用し、排出される冷媒の流量を制御するために、前記中空電極の中絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に形成される流量制御手段からなる電気手術器用電極を提供する。

ここで、前記中空電極は導電性であって、外部から前記中空電極を介して電源が印加されることが好ましい。

また、前記中空電極の外表面と間隙を有するように挿入され、前記閉鎖端部側の一定長さの部分を除いては、外表面に絶縁コーティングを施し、前記間隙を介して食塩水を注入して前記絶縁コーティングが施されていない部分の外表面に形成された少なくとも一つの第２の孔を介して前記食塩水を排出させる食塩水パイプをさらに含むことができるが、ここで、前記中空電極及び食塩水パイプは導電性で、前記中空電極に印加される電極と食塩水パイプに印加される電源とが相違し、前記中空電極の表面には前記中空電極と前記食塩水パイプとの間隙を介して供給される食塩水による短絡を防止するために絶縁部材が設けられることもできる。

好ましくは、前記絶縁部材は前記中空電極の表面に形成された絶縁コーティングと、前記中空電極と前記食塩水パイプとの間に設けられる絶縁パッキングからなる。

より好ましくは、前記中空電極の閉鎖端部は導電性先端部材であって、前記中空電極と前記先端部材は一体に形成される。

さらに、前記流量制御手段は、前記中空電極の絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に挿入されて外表面に少なくとも一つの第３の孔を有する中空導管であって、前記中空電極の第１の孔が前記中空導管の第３の孔とお互い交差するように設置されて前記第１の孔から排出される冷媒に排出抵抗として作用し、排出される冷媒の量を調節することが好ましいが、より好ましくは、前記第１の孔と第３の孔及び中空導管の両端部間の排出流路に中空導管の圧搾部をジグザグに形成し、前記第１の孔から排出される冷媒に対する排出抵抗として作用させることによって排出される冷媒の量を調節することが好ましい。

さらに、前記流量制御手段は、前記中空電極の絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に形成された多孔性金属焼結体層であって、前記焼結体層が前記第１の孔から排出される冷媒に排出抵抗として作用して排出される冷媒の量を調節することが良い。

本発明の特徴及び長所らは後述する本発明の実施形態の詳細な説明と添付図面を参考にしてより良く理解できる。

発明を実施するための最良の実施形態
以下では、上記目的を具体的に実現できる本発明の実施形態を、添付図面を参照して説明する。

図１Ａは、外表面に冷媒排出孔２２を形成した中空電極２０を含む電気手術器用電極を示すもので、図１Ｂは前記中空電極２０の外表面に挟まれて流量制御手段として作用する中空導管５０が締結された状態を示す。

後述する電気手術器は、様々な分野で応用されるが、ここでは肝臓癌患者の手術に適用されるケースを例に挙げて説明する。

医者が図１Ａ及び１Ｂに示した形状を有する電気手術器用電極を皮膚に貫通して体内に挿入し、凝固壊死させようとする身体組織（例えば、肝臓の一定領域）まで接近させた後、外部の電源から高周波電流を印加すると前記電気手術器用電極の末端領域で高周波電流により身体組織の凝固壊死が進行する。同図に示すように、中空電極２０の大部分はテフロンのような絶縁体で絶縁コーティング２４が施されているために絶縁コーティング２４が施されていない部分と、末端部１０周辺でのみ凝固壊死が進行する。結局、生体組織は概ね球状に凝固壊死が進行する。この場合、前述したように中空電極２０と接する生体組織の炭化が発生して絶縁体として作用するという問題点があるので、これを防ぐことが凝固壊死領域を拡張する決め手となる。

本発明では従来の中空電極２０内部に冷媒を導入して中空電極２０及び中空電極２０と当接している生体組織を水冷する技術に加えて、この冷媒の一部を凝固壊死が進行している生体組織内に排出することを特徴とする。

中空電極２０の内部に冷媒導管３０を介して導入される冷媒は、圧力が非常に高い状態（概略７００〜１０６０ＫＰＡ程度）の高圧で加圧されるため中空電極２０内部に導入されて中空電極２０の内表面と末端部１０を冷却させた後、排出される。図２及び３は、このような中空電極２０及び冷媒導管３０の構成を示している。末端部１０である先端部材は、中空電極２０と一体に形成される。ここで、末端部１０には内部が空いていない伝導性先端部材を使用し、これを中空電極２０と溶接して一体に形成できる。

さらに、中空電極２０の大部分は絶縁コーティング２４が施されている。従って、中空電極２０を介して高周波電流が印加されても絶縁コーティング２４が施されていない領域にのみ高周波電源が印加され、他の領域は高周波電源が印加されなくなる。さらに、４０は温度センサーラインであるが、冷媒導管内に挿入されて末端部１０及び中空電極２０の内側領域での温度を感知して、後に電極の出力制御に活用される。

以上のような構成を有する電極において、冷媒は冷媒導管３０を介して外部から流入され、中空電極２０の末端領域で熱交換を行われた後、熱交換された冷媒が前記中空電極２０と冷媒導管３０との間の空間を介して外部に排出される。図１Ａ及び１Ｂには供給配管８２及び排出配管８４を示しているが、供給配管８２を介して流入された冷媒は取っ手１００の内部を経て冷媒導管３０を介して内部に供給され、熱交換が終った冷媒は中空電極２０と冷媒導管３０との間の空間を介して身体の外部に排出された後、取っ手を経て排出配管８４を介して排出される。ここで、約０．４mmの非常に細い直径の冷媒導管３０を介して冷媒を供給するためには冷媒の圧力は前述したように非常に高くしなければならない。したがって、図１Ａに示す絶縁コーティング２４が施されていない中空電極２０外表面に少なくとも一つの第１の孔２２を形成する場合、機械的な方法により非常に細い直径の孔を形成しても加圧冷媒の爆発的な噴出を防止できなくなる。本発明は、加圧冷媒で水冷を行う電気手術器用電極から加圧冷媒を小量ずつ効果的に排出させ得る構造を提供するのを最大の特徴とする。

このように前記中空電極の第１の孔から排出される冷媒の流路から排出抵抗として作用して排出される冷媒の流量を制御する流量制御手段として、本発明の一実施形態は前記中空電極２０にしっかり締結できる程度の直径を有する中空導管５０を提供する。前記中空導管５０も外表面に少なくとも一つの第３の孔５２を有するが、本発明では前記中空電極２０に形成された第１の孔２２が前記中空導管５０に形成された第３の孔５２とお互い交差するように挿入されることを特徴とする。例えば、第１の孔２２と第３の孔５２がお互い１８０゜の差を有するように中空導管５０が中空電極２０に挿入されることもできる。また、お互いに１８０゜の差を有するように形成された第１の孔２２もお互１８０゜の差を有するように形成された第３の孔５２がお互い９０゜あるいは１２０゜の差を有するように中空導管５０が中空電極２０に挿入されることもできる。以上のように、第１の孔２２及び第３の孔５２の個数及びお互いに交差する角度は、変更可能である。したがって、本発明で使われる冷媒は生体組織内に排出されるので生理食塩水を使用することが好ましい。例えば、０．９％の食塩水、すなわち等張溶液を使用することができる。

この場合、図３に図式的に示すように、冷媒導管３０を介して流入され、熱交換された冷媒の一部が中空電極２０の外表面に形成された第１の孔２２を介して排出される途中、中空電極５０が排出流路で排出抵抗として作用するため、中空導管５０と中空電極２０との間の間隙を流れ、中空導管５０に形成された第３の孔５２をから排出される。図３は、お互いに１８０゜の角度を持って形成された第１の孔２２及び第３の孔５２が相互９０゜の角度を有するように交差して挟まれた状態で冷媒が排出される状態を示している。ここで、同図に示すように、中空導管５０の両端部からも冷媒が排出され得る。

ここで、中空電極２０の第１の孔２２と中空導管５０の第３の孔５２との間の中空導管５０の外表面にプレス圧搾などを介して圧搾部５４をジグザグに形成すると、前記圧搾部５４が排出流路で排出抵抗として作用するので高圧で噴出される冷媒の流量を効果的に制御できる。各図面においてこの圧搾部５４が示されているが、第１の孔２２を介して排出された冷媒は、中空導管５０及び中空電極２０の間隙を介して直ちに第３の孔５２に排出されず、これら圧搾部５４を迂回して第３の孔５２に排出される。各図面において理解を助けるために各孔の大きさ、中空導管５０及び中空電極２０の大きさを多少拡大して示している。

また、中空導管５０内部に排出抵抗として作用し得るフィルターなどを形成するか、またはリブ部を形成して中空電極２０外表面に締結すると、この付加部材が排出流路で排出抵抗として作用するため、高圧で噴出される冷媒の流量を効果的に制御することができる。

また、図示しないが、前記流量制御手段に、前記中空電極２０の第１の孔２２を含む部分の上に人体に無害な金属からなる多孔性金属焼結体層を形成することもできる。この場合、多孔性金属焼結体層に別途の第３の孔５２を形成しなくても前記多孔性金属焼結体層が排出流路で排出抵抗として作用するので、第１の孔２２の大きさ及び個数と、多孔性焼結体層の多孔度を調節して排出される流量を効果的に制御することができる。

以上は、中空電極を導電性電極として形成して外部から前記中空電極を介して高周波電源を印加するモノポーラ（mono-polar）電極に該当するが、ここで、反対極に印加される電極を身体の他の部分に接触させる。

また、本発明の他の実施形態において、図４と図５に示すように、以上のような中空電極２０外表面上に、前記中空電極２０外表面と間隙を有するように挿入されて、さらに食塩水を排出させるための食塩水パイプ６０を含む電気手術器用電極を提供する。この場合、中空電極２０の末端部１０側には、前述したように、第１の孔２２が形成されて、その上を中空導管５０が、第３の孔５２が第１の孔２２と交差するように挿入されている。また、食塩水パイプ６０が中空電極２０外表面上に挿入されて、食塩水パイプ６０の内面と中空電極２０の外表面との間の間隙に、冷媒配管と別途の配管を介して供給される食塩水を供給し、食塩水パイプ６０のその表面に形成された第２の孔６２を介して食塩水を排出させる。この場合、食塩水パイプ６０も大部分の長さにわたって絶縁コーティングが施されている。結局、以前の実施形態では冷媒導管３０を介して供給される冷媒のみが流量制御手段を介して排出されるが、この実施形態ではこれに加えて別途の食塩水パイプ６０を介して供給される食塩水が別途の第２の孔６２を介して排出されることになる。ただし、食塩水パイプ６０の内面と中空電極２０外表面との間の間隙を介して供給される食塩水は比較的に低圧であるゆえに別途の流量制御手段を提供しなくても供給量調節により第２の孔６２を介して供給される食塩水の量を調節することができる。

ここで、図４に示すように、中空導管２０の直径を末端部の先端部材の近辺では従来の中空導管２０の直径と同様の直径を有するようにしたが、第１の孔を通過した後、直径を小さく形成することができる。これにより食塩水パイプ６０の直径を従来の中空導管２０の直径と同じか、類似するようにして生体組織に容易に挿入することができ、患者に与える苦痛や負担も最小化できる。以上のような場合でも、中空電極を導電性電極として形成して外部から前記中空電極を介して高周波電源を印加するモノポーラ電極にするが、このときも反対極に印加される電極を身体の他の部分に接触させる。

さらに、図４及び図５に示すように、中空電極２０の表面に絶縁コーティング２４を施し、これに加えて絶縁パッキング２６を形成する場合、以上の部材をバイポーラ（bi-polar）電極として使用することもできる。図４及び５は、前述したように中空導管２０の直径が減少する例を挙げて説明したが、必ずしも中空導管２０の直径が減少しなければならない訳ではない。バイポーラ電極として作用する場合、重要な点は陽電極間の短絡が生じないようにすることである。この場合、中空電極２０に印加される電源と、食塩水パイプ６０で印加される電源とは相違するが、食塩水パイプ６０と中空電極２０との間に伝導体である食塩水が流れるため短絡が生じる恐れがある。したがって、食塩水パイプ６０が挟まれる部分の中空電極２０には絶縁部材が提供されているべきであるが、同図に示す一実施形態では絶縁コーティング２４を施し、食塩水が食塩水パイプ６０と絶縁コーティング２４との間隙を介して、絶縁コーティング２４が施されていない中空電極２０の上に流れ込み、短絡が生じることを防止するために、絶縁パッキング２６が形成されている。

以上のような状態で、中空電極２０と食塩水パイプ６０にそれぞれ相違する電源を印加すると、外部に絶縁コーティングが施されていない領域において生体組織の凝固壊死が進行するが、ここで、末端部付近の中空電極２０は冷媒導管３０を介して加圧して供給される冷媒により水冷され、冷媒中の一部が第１の孔２２を介して排出され、排出流路上に設けられた圧搾部５４が形成する排出抵抗を迂回して第３の孔及び/又は中空導管５０の両端部をから外部に排出される。これとともに食塩水パイプの第２の孔６２を介しても食塩水が外部に排出される。したがって、これら食塩水は、生体組織内に吸収されて伝導体として作用し、バイポーラ電極による凝固壊死をアクティブにして凝固壊死領域を拡張させる。図５に冷媒及び食塩水の排出を図式的に示す。

実施例
牛の肝臓を実験対象とし、高周波ジェネレーターは米国ラジオニックス（RADIONICS）製の中４８０―kHz高周波ジェネレーターを使用し、本発明の電極内部に５．８５％食塩水を８０〜１２０ml/minに流入させて生体組織に１ml/cmずつ注入されるようにした。最初３０秒-１．２アンペア（約１２０ワット）、次に、３０秒−１．６アンペア（約１６０ワット）、次いで、１２−１５分−２アンペア（約２００ワット）の出力を印加しながらインピダンスを５０〜１１０オームに保持して５０回の凝固壊死実験を行い、凝固壊死領域をMRIで測定した。

ここで、電極内部にサーモカップルを設置してサーモカップルのインピダンスにより電極の周辺に位置するた生体組織の温度を測定し、このように測定された温度によって電極に印加される高周波電源及び電流を制御するが、これは生体組織が過度に加熱されて炭化することを防止して、より広い領域の生体組織を凝固壊死させるためである。

通常、電気手術の際許容される人体内に注入する食塩水の量は、約１２０cc/hr以下であるが、前述したように約１５分未満の実験で人体内に注入された食塩水量は１５〜３０mlであり、基準に適合した。

単純に電極内部に冷却水を循環させることにより電極周辺を冷却させる従来の電極を使用した実験過程は、図６Ａに示すようにサーモカップルのインピダンスは、急激に増加して平均最高インピダンスが１１４．５±１．６であり、これに伴い高周波電源及び電流を３５７±１７秒間印加することができる。

これに対して、電極内部に冷却水を循環させると同時に、冷却水の一部を生体組織に直接排出させることにより、電極周辺を冷却させる本発明の電極を使用した実験過程では、図６Ｂに示すようにサーモカップルのインピダンスは、時間が経過とともに徐々に増加して平均最高インピダンスが８３．５±４．４であり、これによって高周波電源及び電流を５４０±１８秒間印加することができる。

すなわち、本発明の電極は、従来の電極に比べて冷却効率がより優れており、電極周辺の生体組織の温度を徐々に増加するようにするとともに高周波電源及び電流を長時間印加することができて短時間で所望の生体組織の一部分を凝固壊死することができる。

このような条件下で実験した場合、従来の電極で実験した結果は、凝固壊死領域の最小直径、最大直径及び体積はそれぞれ３．６±０．３４cm、４．１±０．３８cm、２３．１±８．７cm^３であるのに対して、本発明の電極で実験した結果は、凝固壊死領域の最小直径、最大直径及び体積がそれぞれ５．３±０．７cm、５．７±０．６１cm、８０±３４cm^３であり、このような結果から本発明の電極を使用した方法は、従来の電極を使用した方法に比べて半径の増加は５０％程度に過ぎないが、５０％の半径増加が凝固体積に及ぼした影響を比較すると、凝固壊死領域が顕著に拡張されたことが確認された。

以上、本発明は、本発明の実施形態及び添付図面に基づいて電気手術器用電極を例に挙げて詳しく説明したが、以上の実施形態ら及び図面によって本発明の範囲が制限されるのではなく、本発明の範囲は後述した特許請求の範囲に記載された内容によってのみ制限される。

本発明の一実施形態による電気手術器用電極の絶縁コーティングが施されていない領域の中空電極表面に第１の孔を形成した状態を示す斜視図である。 本発明の一実施形態による電気手術器用電極の中絶縁コーティングが施されていない領域の外表面に第３の孔を有する中空導管を締めた状態を示す斜視図である。 本発明の一実施形態による電気手術器用電極を示す分解斜視図である。 図２の電気手術器用電極の断面図である。 本発明の他の実施形態による電気手術器用電極を示す分解斜視図である。 図４の電気手術器用電極の断面図である。 従来の電極及び本発明の電極にそれぞれ印加される高周波電源及び電流とその内部に設置されたサーモカップルのインピダンス値が図示されたグラフである。 従来の電極及び本発明の電極にそれぞれ印加される高周波電源及び電流とその内部に設置されたサーモカップルのインピダンス値が図示されたグラフである。

Claims (9)

1. 閉鎖された端部から長く延長された中空管体状の形状を有し、前記閉鎖端部側一定の長さを除いては外表面に絶縁コーティングを施した中空電極と；
   前記中空電極の直径より小さな直径を有して前記中空電極内に挿入され、前記閉鎖端部及び中空電極と接触している生体組織を冷却するための冷媒を前記中空電極の内部に供給し、熱交換された冷媒を前記中空電極との間の空間を介して生体外に排出する冷媒導管と；
   前記冷媒導管を介して供給される冷媒の一部を前記中空電極外部に排出させるために、前記中空電極の中絶縁コーティングが施されていない部分の外表面に形成される少なくとも一つの第１の孔と；
   前記第１の孔を介して排出される冷媒に排出抵抗として作用して排出される冷媒の流量を制御するために、前記中空電極の中絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に形成される流量制御手段とからなることを特徴とする電気手術器用電極。
2. 前記中空電極が、導電性で、外部から前記中空電極を介して電源が印加されることを特徴とする請求項１に記載の電気手術器用電極。
3. 前記中空電極の外表面と間隙を有するように挿入されて、前記閉鎖端部側一定の長さを除いては外表面に絶縁コーティングを施して、前記間隙を介して食塩水を注入して前記絶縁コーティングが施されていない部分の外表面に形成された少なくとも一つの第２の孔を介して前記食塩水を排出させる食塩水パイプをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の電気手術器用電極。
4. 前記中空電極及び食塩水パイプが、導電性で、前記中空電極と食塩水パイプに印加される電源が相違し、前記中空電極表面には前記中空電極及び前記食塩水パイプ間の間隙を介して供給される食塩水による短絡を防止するために絶縁部材が形成されたことを特徴とする請求項３に記載の電気手術器用電極。
5. 前記絶縁部材が、前記中空電極表面に形成された絶縁コーティングと、前記中空電極と前記食塩水パイプとの間に設けられている絶縁パッキングからなることを特徴とする請求項４に記載の電気手術器用電極。
6. 前記中空電極の閉鎖端部が導電性先端部材であって、前記中空電極と前記先端部材は一体に形成されたことを特徴とする請求項１〜５に記載の電気手術器用電極。
7. 前記流量制御手段は、前記中空電極の絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に挿入されて外表面に少なくとも一つの第３の孔を有する中空導管であって、前記中空電極の第１の孔が前記中空導管の第３の孔とお互い交差するように設置されて前記第１の孔から排出される冷媒に排出抵抗として作用して排出される冷媒の量を調節することを特徴とする請求項１〜５に記載の電気手術器用電極。
8. 前記第１の孔と第３の孔及び中空導管の両端部間の排出流路に中空導管の圧搾部をジグザグに形成して前記第１の孔から排出される冷媒に対する排出抵抗として作用するようにし、排出される冷媒の量を調節することを特徴とする請求項７に記載の電気手術器用電極。
9. 前記流量制御手段は、前記中空電極の絶縁コーティングが施されていない部分の外表面上に形成された多孔性金属焼結体層に、前記焼結体層が前記第１の孔から排出される冷媒に排出抵抗として作用して排出される冷媒の量を調節することを特徴とする請求項１〜５に記載の電気手術器用電極。

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