JP2012506297A - 組織アブレーションシステム - Google Patents

Abstract

組織の迅速な制御されたアブレーションのための電気外科的デバイスおよび関連する方法が提供される。組織は、薄い誘電体壁によって囲繞される、非伝導性ガスで充填されるチャンバを有するアプリケータに接続される、高周波電力供給を使用して治療される。高周波電圧は、ガスをプラズマにイオン化するために、および高周波電流を送達して組織を焼灼するか、または別様に治療するようにするために、イオン化されたプラズマを組織と容量的に結合するために十分なレベルで印加される。

Description

本発明は、組織の迅速な制御されたアブレーションのための電気外科的デバイスおよび関連する方法に関する。より具体的には、本発明は、ガスを囲む薄い誘電体層を通って、囲む組織に容量的に結合するためにイオン化される、非伝導性ガスを通って送達された高周波電流での組織の治療に関する。

臓器の内部を囲む子宮内膜層または粘膜層のアブレーションによる、子宮および胆嚢等の罹患した臓器の治療が昔から提案されている。そのような内面のアブレーションは、表面を加熱する、マイクロ波エネルギーで表面を治療する、冷凍焼灼で表面を治療する、および表面に高周波エネルギーを送達することによって、達成することができる。本発明に特に興味深いことは、固体電極、バルーン電極、金属化ファブリック電極、および同等物を含む、種々の高周波アブレーション構造が提案されていることである。しばしば、有効的であるが、従来の電極設計の少なくとも大半は、比較的時間のかかる治療時間、不完全な治療、不均一のアブレーション深度、および隣接臓器への損傷のリスク等の１つ以上の欠陥の問題がある。

これらの理由により、迅速であり、均一なアブレーション深度を提供し、全体の標的表面上で完全なアブレーションを保証し、かつ隣接臓器への損傷のリスクを低減する、内部組織表面の高周波アブレーションのための方法および装置を提供することが望ましいであろう。これらの目的の少なくともいくつかは、下記に説明する発明によって達成されるであろう。

特許文献１は、容量結合を介して粘膜層に高周波電流を分布するための、電解質溶液で充填されたバルーンを説明する。本発明と共通の発明者要件を有する、特許文献２は、組織に高周波電流を通電する液体媒体の加圧下流量の送達を説明し、液体は、それがオリフィス流を通って通過すると、プラズマに着火される。特許文献３は、閉鎖したバルーン内の高周波ヒータを説明する。特許文献４は、治療される体腔内で膨張されるバルーンの外面上に分布される高周波電極を説明する。特許文献５および特許文献６は、子宮内膜アブレーションを実施するために、電極としての機能を果たす外面を有する、伝導性バルーンを説明する。特許文献７は、熱アブレーションのためのバルーン内の媒体の両極性加熱を説明する。特許文献８および特許文献９は、膨張性伝導性電極を示す。

米国特許第４，９７９，９４８号明細書 米国特許出願公開第２００８／００９７４２５号明細書 米国特許第５，８９１，１３４号明細書 米国特許第６，０４１，２６０号明細書 米国特許第７，３７１，２３１号明細書 米国特許出願公開第２００９／００５４８９２号明細書 米国特許第５，１９１，８８３号明細書 米国特許第６，７３６，８１１号明細書 米国特許第５，９２５，０３８号明細書

本発明は、患者の組織を治療するための装置システムおよび装置を提供する。治療は、一般に、所望の深度まで組織を加熱し、かつ通常、焼灼するために、組織に高周波電流を送達するステップを含む。電流は、第１の誘電体媒体および第１の媒体と直列にある第２の誘電体媒体を通って、高周波エネルギー源から組織に送達される。第１の誘電体媒体は、通常、典型的には、高電圧高周波電圧の印加によるが、任意にガスへの熱の直接的印加によって、さらに任意にガスへの高周波電圧および熱の両方の印加によって、プラズマを形成するためにイオン化され得る、非伝導性ガスを含む。第２の誘電体媒体は、標的組織から第１の媒体を分離し、典型的には、シリコーンまたはシリコーンベースの材料等の薄い誘電体材料を含み、より典型的には、非伝導性ガスを含む内部チャンバを画定する、薄い誘電体壁を含む。したがって、高周波電流は、第１の誘電体がイオン化され、典型的には、ガスプラズマを形成し、第２の誘電体が容量結合を介して組織への電流フローを可能にするように、第１および第２の誘電体媒体にわたって高周波電圧を印加することよって組織に送達される。

組織に高周波電流を送達するためのシステムおよび装置は、支持端と、作業端と、内部チャンバとを有する本体を備える。薄い誘電体壁は、内部チャンバの少なくとも一部分を囲繞し、本体の作業端に配置される外面を有する。ガス入口は、連続的流動モードまたは静止モードのいずれかで、非伝導性ガスの送達のための、チャンバに接続するために提供される。内部チャンバまたはガス入口のいずれかに曝露される表面を有する、第１の電極構造が提供される。第２の電極構造もまた提供され、組織に接触するように適合されるように適合され、典型的には身体上のどこかにある、より典型的には、デバイスのハンドルまたはシャフト部分上にある表面を有する。装置はさらに、第１および第２の電極構造にわたって高周波電圧を印加するために接続される、高周波電力供給を含み、電圧は、チャンバ内のプラズマ内でガスのイオン化を開始するために十分である。電圧はさらに、誘電体壁を横断して、外面に隣接する組織の中へプラズマ内で電流を容量的に結合するために十分である。

本体の具体的な構造は異なる場合がある。第１の例では、誘電体壁は、典型的には、セラミック、ガラス、およびポリマから成る群より選択される、剛体材料を含む場合がある。剛体材料は、管、球体、または同等物を含む、種々の形状に形成され得る。通常、誘電体壁は、約０．００２ｉｎから０．１ｉｎ、通常、０．００５ｉｎから０．０５ｉｎの範囲の厚さを有する。

代替的実施形態では、誘電体壁は、適合材料、典型的には、シリコーンを含む場合がある。そのような適合性誘電体壁は、典型的には、約０．００４ｉｎから０．０３ｉｎ、通常、０．００８ｉｎから０．０１５ｉｎの範囲の厚さを有する。適合性壁は、壁構造が膨張され得るように、非伸張性であり得る、または弾性であり得る。非伸張性または弾性誘電体壁のいずれかでは、デバイスはさらに、適合材料を支持する枠を備え得、通常、枠は、誘電体壁を開放および閉鎖するように、拡張および収縮させることができる。

本発明の装置はまた、典型的には、本体の支持端に接続されるシャフトまたは他のハンドル構造を含む。通常、シャフトは、チャンバに非伝導性ガスを送達するように本体のガス入口の中に延在する管腔を有する。シャフトまたはハンドルはまた、ガスが連続的流動で再循環され得るように、チャンバから非伝導性ガスを除去するための、少なくとも第２の管腔を含み得る。しばしば、第１の電極はまた、チャンバの中または第１の管腔およびチャンバの両方の中にあり得るが、少なくとも部分的にデバイスの第１の管腔の中にある。あるシステムにおいては、第２の電極は、別個の分散パッド上に配置することができるが、第２の電極は、通常、少なくとも部分的にデバイスの外面上、典型的には、シャフト上に配置される。

本発明に従う装置は、０．０１ｍｌから２０ｍｌ、典型的には、１ｍｌから１０ｍｌの範囲の内部チャンバ容量を有する。誘電体壁は、１ｍｍ^２から１００ｍｍ^２、典型的には、５ｍｍ^２から５０ｍｍ^２の範囲の領域を有する。第１の電極表面は、０．０１ｍｍ^２から１０ｍｍ^２、典型的には、１ｍｍから５ｍｍ^２の範囲の、非伝導性ガスに接触している領域を有する。加えて、第２の電極構造は、０．５ｍｍ^２から５０ｍｍ^２、通常、１ｍｍ^２から１０ｍｍ^２の範囲の、接触するために使用可能な領域を有する。

高周波電力供給は、通常、電気外科において使用される、一般構造であり得る。電力供給は、通常、０．１Ａから１Ａ、典型的には、０．２Ａから０．５Ａの範囲の電流、および４５０ｋＨｚから５５０ＭＨｚ、通常、４８０ｋＨｚから５００ＭＨｚの範囲の周波数で、典型的には、５００Ｖ（ｒｍｓ）から２５００Ｖ（ｒｍｓ）、通常、６００Ｖ（ｒｍｓ）から１２００Ｖ（ｒｍｓ）の範囲の電圧を送達するように構成される。

デバイスは、内部チャンバの少なくとも一部分を囲む薄い誘電体壁を有する、アプリケータの内部チャンバの中に非伝導性ガスを含むステップを含む、患者の組織を治療するために有用である。薄い誘電体壁の外面は、組織の標的領域に対して係合され、高周波電圧は、ガスおよび薄い壁にわたって印加され、電圧は、ガスの中でプラズマを開始するようにガスをイオン化し、誘電体壁を横断して係合された組織の中へガスプラズマ内で電流を容量結合するために十分である。

非伝導性ガスは、チャンバ内に静的に保持される場合があるが、しばしば、アプリケータのチャンバを通って活発に流動する。非伝導性ガスの流量は、典型的には、約１ｍｌ／秒から５０ｍｌ／秒、好ましくは、５ｍｌ／秒から３０ｍｌ／秒の範囲である。内部チャンバは、０．０１ｍｌから１００ｍｌ、典型的には、２ｍｌから１０ｍｌの範囲の容量を有する。通常、非伝導性ガスは、アルゴンまたは別の希ガスもしくは希ガスの混合物である。

アプリケータの誘電体壁は、種々の構造を成し得る。第１の実施形態では、誘電体壁は、一般に、含有ガスの内部加圧に関わらず一定を維持する固定形状を有する。代替的には、誘電体壁は、弾性の適合性スラックであり得る、または別様に、係合した組織表面に適合することができる変更可能な形状を有し得る。いくつかの例では、薄い誘電体壁は、非伝導性ガスまたは他の媒体の内圧を増大することによって拡張されるバルーンまたは他の膨張性構造を含む。代替的には、別個の枠、ケージ、バネ、または他の機械的展開構造は、弾性または非弾性の適合性の薄い誘電体壁の中に提供することができる。後者の場合では、枠または他の構造は、方法において必要に応じて、薄い誘電体壁を成形するように構成および再構成することができる。

電圧は、非伝導性ガスに連結される第１の電極表面および患者の組織に連結される第２の電極を提供することによって、組織に印加される。次いで、高周波電圧は、内部チャンバ内の非伝導性ガスをイオン化し（プラズマを形成する）、薄い誘電体壁を横断して荷電プラズマを組織と容量的に結合するように、第１および第２の電極にわたって印加される。

第１および第２の誘電体媒体に印加された電圧は、第１の電極表面と誘電体壁との間の距離、ならびに誘電体壁と、組織と接触している第２の電極との間の抵抗に左右され、典型的には、５００Ｖ（ｒｍｓ）から２５００Ｖ（ｒｍｓ）の範囲である。例示的実施形態では、第１の電極表面は、通常、内部チャンバまたは内部チャンバにつながるガス流路の中、またはその上にあり、第２の電極表面は、患者の組織と接触しており、しばしば、シャフトまたは治療デバイスの他の外面上に配置される。

本発明をより理解し、それが実践においてどのように実施される場合があるかを確認するために、次に、いくつかの好適な実施形態を、非制限的実施例のみとして、付随の図面を参照して説明し、同様の参照文字は、付随の図面における同様の実施形態にわたって一貫して対応する特徴を表す。

図１は、電気外科的アブレーションプローブ、ＲＦ電力供給、およびコントローラを含む、本発明に対応するアブレーションシステムの概略図である。 図２Ａは、腫瘍のアブレーションのための鋭利な先端を有するように構成される、図１のアブレーションプローブの図である。図２Ｂは、腫瘍を貫通した後の図２Ａのプローブの別の図である。 図３は、薄壁誘電体構造の内部内のガス電極を提供する、図１のプローブの作業端の拡大概略図である。 図４Ａは、支持要素が誘電体構造内に形成される、変質性薄壁の円筒状誘電体構造の断面図である。 図４Ｂは、支持要素がワッフル状構造である、別の薄壁の平面誘電体構造の一部分の断面図である。 図５Ａは、支持要素が支柱状構造である、別の薄壁の平面誘電体構造の一部分の断面図である。 図５Ｂは、支柱状の支持要素を有する薄壁誘電体構造が、コア電極の周辺に提供される、プローブ作業端の断面図である。 図６は、本発明に対応する電気外科的システムの１つのコンポーネントのブロック図である。 図７は、本発明に対応する電気外科的システムのガスフローコンポーネントのブロック図である。 図８は、電流が薄壁誘電体構造を通る容量結合を介して組織に連結される、本発明の方法のステップを例証する、図３の作業端の切り取り概略図である。 図９Ａは、イオン化されたガス電極、および組織と接触している薄壁誘電体を位置付けるステップを例証する、図３の方法の一態様の拡大概略図である。図９Ｂは、ガスにわたってアークを形成するためにＲＦエネルギーを印加し、組織の中の離散経路内で電流フローをもたらすように薄壁の誘導体を通って容量結合する、その後のステップの概略図である。図９Ｃは、組織の中の別のランダム経路への電流フローの走査を図示する、図９Ｂと同様の概略図である。 図９Ｄは、組織の中の複数の走査された電流フローからの熱拡散を図示する、図９Ａから９Ｃと同様の概略図である。 図１０は、エネルギー送達モダリティの電気的側面およびコンポーネントを示す回路図である。 図１１Ａは、電流がイオン化ガスおよび薄壁誘電体構造を通る容量結合を介して組織に結合される、作業端を使用する方法のステップを例証する、組織内に位置付けられた図３の作業端の断面図である。 図１１Ｂは、焼灼された組織容量を示す、方法の別のステップを例証する、図１１Ａのそれと同様の断面図である。 図１２は、誘電体構造が、（ｉ）電極として、および（ｉｉ）ガスフロー配向手段として機能する中央支持部材を有する、使用方法における、図３のそれと同様の代替作業端の断面図である。 図１３は、本発明に対応する一方法のブロック図である。 図１４は、本発明に対応する別の方法のブロック図である。 図１５は、本発明に対応する別の方法のブロック図である。 図１６は、本発明に対応する別の方法のブロック図である。 図１７は、本発明に対応する別の方法のブロック図である。 図１８Ａは、シースから複数の延在可能な針状アブレーション要素を持ち、各要素は、容量的結合の配向制御、したがって、アブレーションの配向制御のための種々の誘電体パラメータを有する誘電体構造を有する、代替アブレーションプローブの平面図である。図１８Ｂは、シースから延在した複数の拡張型針アブレーション要素を有する、図１８Ａのアブレーションプローブの別の図である。 図１９は、アブレーションおよび切除を標的とした組織容量を有する、図１８Ａから１８Ｂのアブレーションプローブの作業端の拡大図である。 図２０は、配向された容量結合および配向されたアブレーションを示す、図１９の作業端を使用して焼灼された組織の断面図である。 図２１は、配向された容量結合および配向されたアブレーションのための、図１９から２０の作業端と同様の複数の作業端を使用する腫瘍アブレーション方法の概略図である。 図２２は、容量結合の配向制御、およびしたがって、アブレーションの配向制御のための不均一の厚さの誘電体構造を有する、図３および１２の作業端と同様の代替作業端の断面図である。 図２３は、組織への容量結合の配向制御のための不均一の厚さの誘電体構造の断面図である。 図２４は、組織への容量結合の配向制御のための異なる材料を有する、均一の厚さの誘電体構造の断面図である。 図２５Ａは、非延在状態の拡張型薄壁誘電体構造を有する、図１２の作業端と同様のアブレーションプローブの作業端の断面図である。 図２５Ｂは、軟組織において延在状態の拡張型薄壁誘電体構造を有し、構造は、ガス膨張圧力によって拡張するように構成される、図２５Ａの作業端の断面図である。 図２５Ｃは、拡張可能誘電体構造内に含有されたプラズマから組織へのエネルギーの容量結合を示す、図２５Ｂの別の断面図である。 図２５Ｄは、エネルギー送達後の焼灼された組織の領域を示す、図２５Ｂの別の断面図である。 図２６は、平行移動可能なシース内に折畳された非延在状態の拡張型誘電体構造の別の横断面図である。 図２７は、心臓、ならびにガス膨張圧力によって拡張するように構成される構造を有する、心房細動を治療するために肺静脈の周辺を焼灼するように構成される、拡張型薄壁誘電体構造を有する、図２５Ａの作業端と同様の別のアブレーションプローブの作業端の切り取り概略図である。 図２８は、肺静脈を焼灼する、図２７の作業端の拡大断面的概略図である。 図２９は、心臓、ならびに心房細動を治療するために、線形病変を焼灼するように構成される、別のアブレーションプローブの偏向可能な作業端の切り取り概略図である。 図３０は、細長い誘電体構造を例証する、図２９の偏向可能な作業端の概略斜視図である。 図３１は、内部電極を例証する、図３０の偏向可能な作業端および誘電体構造の横断面図である。 図３２は、心房細動を治療するために周囲病変を作成するための、図３０から３１の作業端と同様の別の偏向可能な作業端の斜視図である。 図３３は、食道、および、内部骨格枠組みによって拡張するように構成される薄壁誘導体構造を有する、図２７の作業端と同様の別のアブレーションプローブの作業端の切り取り概略図である。 図３４は、電極として任意に機能する内部骨格支持枠を示す、図３３の拡張型薄壁誘電体構造の切り取り図である。 図３５は、代替的内部骨格支持枠を示す、図３４と同様の別の拡張型薄壁誘電体構造の切り取り図である。 図３６は、薄層誘電体構造を含む、ジョー係合表面のそれぞれで組織を係合する、第１および第２の反対のジョーを含み、ジョーは、それらの間に固定される組織を封止または凝固するように構成される、別のアブレーションプローブの作業端の断面概略図である。 図３７は、両極性アブレーションの別の形態を実施するための複数のプラズマを持つチャンバを有する、拡張型の薄い誘電体壁構造を有する、別の実施形態の作業端の概略図である。 図３８は、組織内の電流フローを示す、９０°に回転された、図３７の線３８から３８に沿って切り取った、図３７の作業端の横断面の概略図である。

本発明に対応する電気外科的方法を実践するために有用なアブレーションシステムのいくつかの実施形態を図面に示す。一般に、これらの実施形態のそれぞれは、第１の極性でイオン化され、かつ第２の極性において電極と接触しており、誘電体封入から離間され、誘電体封入の外部にある標的組織へのガスからのＲＦ電流の容量結合を提供する薄壁誘電体封入内に含有される、ガスを使用する。システムの実施形態は、典型的には、イオン化可能ガスを含有するために薄壁誘電体封入を含む、作業端を有する器具を含む。含有ガスをプラズマにイオン化するために十分な電圧が印加され、囲む誘電体構造を通る同時容量結合が生じる時に、組織への電流フローが開始される。したがって、本発明は、１ｍｍから５ｍｍの制御された厚さまで、またはより非常に迅速に組織を焼灼することが可能な電圧ベースの電気外科的効果を提供し、アブレーション深度は、誘電体封入の全表面の周辺で非常に均一である。器具作業端および誘電体封入は、針アブレーションデバイスの細長いシャフト部分、誘電体拡張型構造、連接部材、偏向可能部材、または電気外科的ジャー構造の少なくとも１つの係合表面を含むが、それらに限定されない、種々の形態を取ることができる。システムの実施形態および方法は、間質組織アブレーション、管腔内組織アブレーション、または局所組織アブレーションに使用することができる。

本明細書に説明するシステムの実施形態は、誘電体として非伝導性ガスを含有する、器具作業端における薄壁誘電体構造または壁を使用する。薄壁誘電体構造は、組織に接触するように構成される表面を有する、ポリマ、セラミック、またはガラスである可能性がある。一実施形態では、薄壁誘電体構造の内部の中の内部チャンバは、アルゴン等の循環中性ガスまたは静止中性ガスを持つ。ＲＦ電力供給は、作業端の内部内に配置される電極によって、中性ガスフローまたは静止ガス容量に連結される、電流を提供する。誘電体封入内に含有されるガスフローまたは静止ガスは、それが、電圧破壊によって伝導性プラズマに変換されるまで、伝導性である種類である。ガスの破壊の閾値圧力は、ガス圧、ガス流量、ガスの種類、および内部チャンバにわたる内部電極から誘電体構造までの距離を含む、いくつかのパラメータの変化によって異なる。いくつかの実施形態に見られるように、電圧および他の動作パラメータは、フィードバック機構による動作中に調節することができる。

器具の作業端内の伝導性電極との接触によってイオン化されるガスは、ガス、誘電体構造、および接触された組織の組み合わせにわたる電圧が、誘電体構造にわたる容量結合をもたらす所定の閾値電位に達する時に、標的組織内への電流フローのみを可能にするスイッチング機構として機能する。組織に電流を容量的に結合させる高閾値電圧のみにおいて、電流フローを可能にするこの手段を用いて、本発明は、誘電体構造と接触しているすべての組織内の実質的に均一の組織効果を可能にする。さらに、本発明は、イオン化ガスが、プラズマへの非伝導性ガスの変換によって、組織へのエネルギー印加と同時に作成されることを可能にする。

装置の一実施形態では、イオン化ガスは、電極として機能し、典型的には、ガスフローと接触している作業端の内部における電極から、誘電体構造内のガスの内部含有容量にわたって、電流を伝導することができるガスフローを含む。ガスフローは、誘電体構造の表面にわたって均一に、誘電体構造にエネルギーを結合する目的のために構成されるが、それは、閾値電圧まで上昇されていることによって、非伝導性ガス媒体が伝導性プラズマに変換されている時のみに、そのようなエネルギーを伝導する。
定義
プラズマ。一般に、この開示は、「プラズマ」および「イオン化ガス」という用語を交互に使用する。プラズマは、中性ガスの電子が、それらの分子または原子から剥離される、または「イオン化」される、物質の状態から成る。そのようなプラズマは、電界の印加により、または高温により形成することができる。中性ガスでは、電気伝導度は、存在しないか、または非常に低い。中性ガスは、電界が破壊値に達するまで、誘電体または絶縁体としての機能を果たし、電子なだれプロセスにおいて、原子から電子を遊離させ、したがってプラズマを形成する。そのようなプラズマは、可動電子および正イオンを提供し、かつ電流を支持し、スパークまたはアークを形成することができる導体としての機能を果たす。それらの低い質量により、プラズマ内の電子は、電界に応じて、より正常な正イオンよりも迅速に加速し、したがって、バルク電流を送電する。

誘電体および誘電体損失。誘電体という用語は、その通常の意味で使用され、非導電物質である、電流フローに抵抗する材料を意味する。誘電体の重要な特性は、熱形態の最小エネルギーを消散している間に、静電界を支持する能力である。誘電体材料は、誘電体の損失（熱として損失されたエネルギーの割合）がより少ないと、より効果的である。

誘電率または比誘電率。所与の条件下の材料の誘電率（ｋ）または比静的誘電率は、それが磁束の静電線を集中させる範囲の尺度であるか、または代替的に規定されるものは、代替的電流を送電する材料の能力、代替的電流を送電する真空能力に関連する数字である。材料の存在によって作成された静電容量は、その誘電率に直接関連する。一般に、高誘電率を有する材料または媒体は、強電界にさらされた時に、低誘電率を有する材料よりも容易に破壊する。例えば、空気または別の中性ガスは、低い誘電率を有することができ、それが誘電体を破壊する時に（誘電体が電流の伝導を開始する状態）、破壊は、永久的ではない。過剰な電界が除去された時に、ガスは、その通常の誘電状態に戻る。

誘電体破壊。誘電体破壊と呼ばれる現象は、材料に印加された静電界が、臨界閾値に達し、電流を伝導するように十分強い時に生じる。ガスまたは液体誘電体媒体では、この状態は、電圧が臨界点以下に減少する場合に、それ自体を逆転させる。固体誘電体では、そのような誘電体破壊はまた、生じ、材料を通してエネルギーを結合する。本明細書に使用される、誘電体破壊媒体という用語は、臨界電圧で媒体にわたって電流フローを可能にする、固体およびガス誘導体の両方を指す。

イオン化度。イオン化度は、電子を損失した（または獲得した）原子のプラズマの割合を説明し、主に温度によって制御される。例えば、電流が、０．００１％未満から５０．０％以上の範囲のイオン化度を作成することは可能である。０．１％または１．０％ほど少ない粒子がイオン化される、部分的にイオン化されたガスでさえ、プラズマの特性を有することができる、つまり、それは、磁場に強く反応することができ、非常に伝導性である可能性がある。この開示の目的では、ガスは、イオン化度が約０．１％、０．５％、または１．０％に達する時に、伝導性プラズマのような挙動を開始し得る。プラズマ容量の温度はまた、イオン化度に関連する。具体的には、プラズマイオン化は、イオン化エネルギーに対する電子温度によって判定することができる。プラズマは、しばしば、それが完全にイオン化される場合、「ホット」、またはガス分子のごく一部のみ（例えば、５％未満または１％未満）が電界される場合、「コールド」または「テクノロジープラズマ」であると称される。そのようなコールドプラズマにおいても、電子温度は、依然として、摂氏数千度である可能性がある。本発明に従うシステムでは、プラズマは、イオン化分子の割合が非常に低いため、この意味ではコールドである。「コールド」プラズマを説明するために、本明細書に使用される別の句は、イオン化度対非イオン化ガスに関連し、かつ２つのガス容量コンポーネントの温度を平均化する、プラズマの「平均質量温度」である。例えば、１％のガス容量が、１０，０００℃の電子温度でイオン化され、残りの９９％が、１５０℃の温度を有する場合、次いで、質量平均温度は、１４９．５℃である。プラズマ温度の測定は、印加された力のフィードバック制御のために使用することができる、近似イオン化度を判定するために、かつ薄壁誘電体構造内の望ましくない高温を防止するための安全機構として使用することができることが分かっている。

図１を参照すると、本発明の原則を使用する組織アブレーションシステム１００の第１の実施形態を示す。システム１００は、近位ハンドル１１２と細長いシャフトまたは軸１１５に沿って延在する延長部材１１４を有する、プローブ１１０を含む。ハンドル１１０は、プラスチック、セラミック、ガラス、またはそれらの組み合わせ等の電気的絶縁材料から加工される。延長部材１１４は、ハンドル１１２に連結される、近位端１１６を有する。延長部材１１４は、アブレーションの標的である組織に接触するように構成される誘電体部材または構造１２２を含む、遠位作業端１２０に延在する。

図１の実施形態では、作業端１２０および誘電体構造１２２は、約０．５ｍｍから５ｍｍの範囲の断面、または、さらに約１ｍｍから５０ｍｍの範囲の長さを有する、細長く、かつ円筒状である。作業端１２０の断面は、円形、楕円形、多角形、長方形、または任意の他の断面である可能性がある。図２Ａから２Ｂに見られるように、一実施形態では、作業端１２０は、組織容量１３０内の１２５に示す腫瘍のアブレーション等のアブレーション手術を実行するように、組織を貫通するための鋭利な先端１２４を有する。別の実施形態では、作業端１２０の遠位先端は、鈍い可能性がある。さらに他の実施形態では、全体の作業端は、作業端をガイドワイヤの上を前進させるように、その中にガイドチャネルを有することができる。

次に図３を参照すると、図１、２Ａおよび２Ｂの作業端１２０の拡大図を示す。誘電体構造１２２が、図３の１４０に示すガス媒体を含む、内部チャンバ１３５の周辺の封入を提供する、薄壁１３２を有することを確認することができる。一実施形態では、誘電体構造１２２は、約３から４の範囲の誘電率を有する、セラミック（例えば、アルミナ）を含むことができる。壁１３２の厚さは、直径によって、０．００２インチから０．１０インチ、より典型的には、１から４ｍｍの範囲の直径において０．００５インチから０．０５０インチの範囲である可能性がある。４Ａに示す別の実施形態では、誘電体構造１２２は、軸方向、半径方向、らせん状、またはそれらの組み合わせで終端する、補強支持部分１４２またはリブを有する、成形された形態のセラミック、ガラス、またはポリマを含むことができる。代替的に、支持部分１４２は、誘電体材料の独立した薄壁１３２である、部材を含むことができる。下記に説明するそのような実施形態では（図４Ａ）、誘電体構造１２２の薄壁部分１４４は、支持部分１４２が薄壁部分１４４に構造強度を提供する間に、組織への電流の容量結合を可能にする。別の実施形態では、その一部分を図４Ｂに示し、誘電体構造１２２は、ワッフル状構造の支持部分１４２を有し、薄壁部分１４４は、より厚い壁支持部分１４２によって支持される。ワッフル状構造は、実質的に平面、円筒状である可能性があるか、または誘電体構造１２２の一側面上の１３５で示すチャンバ内にガス誘電体を含むような任意の他の好適な構造を有する。５Ａおよび５Ｂの別の実施形態では、誘電体構造１２２は、別の支持部材１４５上で薄壁部分１４４を支持する支柱を含む、支持部分１４２を有することができる。平面誘電体構造１２２は、例えば、組織を封止するようにＲＦエネルギーを印加するために、平面ジョー部材において使用することができる。別の例では、図５Ｂは、コア支持部材１４５によって支持される、誘電体構造１２２の鈍い先端の円筒状薄壁１３２を示す。図５Ｂの実施形態では、プラズマを含むことができる、内部チャンバ１３５は、薄壁部分１４４とコア支持部材１４５との間に隙間を含む。

再度、図３を参照すると、延長部材１１４は、絶縁コーティングを有する、ポリマ、セラミック、ガラス、または金属等の非伝導性材料から加工される。誘電体構造１２２は、封止された流体密封性内部チャンバ１３５を提供するために、糊、接着剤、または同等物等によって、延長部材１１４に接着することができる。一実施形態では、ガス源１５０は、１つ以上の圧縮ガスカートリッジを含むことができる（図１および６）。下記に説明するように（図６）、ガス源は、圧力調整器１５８を制御し、かつガスの循環を補助するように適合される、任意の負圧源１６０を制御する、ガス循環サブコントローラ１５５Ａを含む、マイクロコントローラ１５５に連結される。図１におけるＲＦおよびコントローラボックス１６２は、治療の時間間隔、ガスフロー、電力レベル等の動作パラメータを設定し、制御するためのディスプレイ１６４および入力制御１６５を含むことができる。システムにおける使用に好適なガスには、アルゴン、他の希ガス、およびその組み合わせが挙げられる。

図３を参照すると、ガス源１５０は、内部チャンバ１３５とインターフェースする少なくとも１つの流入ポート１７２と通信する、延長部材１１４内の第１のフローチャネル１７０までの可撓性導管１６６を通るガス媒体フローを提供する。内部チャンバ１３５はまた、それによって、誘電体構造１２２の内部内のガス媒体１４０の循環流を可能にするように、流出ポート１７４および延長部材１１４内の第２のフローチャネル１８０とインターフェースする。

さらに図３を参照すると、第１の極性電極１８５は、流入ポート１７２に隣接するフローチャネル１７０の周辺に配置され、したがって、ガス媒体フロー１４０と接触する。電極１８５は、ガスフローと接触しているチャネル１７０内の任意のより近位な位置に位置付けることができるか、または電極１８５は、誘電体構造１２２の内部チャンバ１３５の中にある可能性があることを理解されたい。電極１８５は、延長部材およびハンドル１１２を通って延在する導体またはリード１８７に電気的に連結され、かつコントローラ１５５およびＲＦサブコントローラ１５５Ｂによって制御される高周波ＲＦジェネレータ２００の第１の極に連結される。反対の極性電極２０５は、延長部材１１４の外面上に配置され、リード２０７によってＲＦジェネレータ２００の第２の極に電気的に連結される。

図６および７のボックス図は、組織にアブレーション電気外科的エネルギーを送達するように構成される、一実施形態のシステム、サブシステム、およびコンポーネントを概略的に図示する。図６のボックス図では、ＲＦ電力供給２００および回路は、ＲＦサブコントローラ１５５Ｂによって制御されることを確認することができる。システムおよびプローブ圧力フィードバックに基づくフィードバック制御サブシステム（下記に説明）、プローブ温度フィードバック、および／またはガス流量フィードバックはまた、コントローラ１５５に動作可能に連結される。システムは、フットスイッチ２０８または別の好適なスイッチによって起動することができる。図７は、システムおよびプローブ１１０を通るガス媒体フローに関連する、フロー制御コンポーネントの概略図を示す。圧縮ガス源１５０が、加硫圧力調整器１５８、流入比例弁２１０、フローメータ２１２、および通常閉鎖しているソレノイド弁に接続していることを確認することができる。弁２２０は、システムオペレータによって起動され、次いで、ガス媒体のフロー１４０が可撓性導管１６６およびプローブ１１０を通って循環することを可能にする。システムのガス流出側は、通常、開放しているソレノイド弁２２５、流出比例弁２２６、および負圧減１６０と通信するフローメータ２２８を含む。ガスの排出は、大気中、または格納容器システムの中である可能性がある。流出ガスの温度を監視するための温度センサ２３０（例えば、熱電対）を図７に示す。

図８および９Ａから９Ｄは、（ｉ）誘電体構造１２２および（ｉｉ）含有中性ガス容量１４０が、係合された組織容量への非常に高い電圧電流送達を最適化するための、独立した機構として協調的に機能する、第１および第２の誘電体媒体を提供するために、同時に機能する、本発明の方法を概略的に例証する。２つの誘電体コンポーネントは、電流が、係合された組織内の少なくとも抵抗経路２４５を通ってさらに通過することを可能にするために、高圧力電流のみが、チャンバ１３５内のプラズマ２４０のフィラメント２３５を通って連結し、薄壁誘電体１３２を通って容量的に結合することができる、相補的電圧閾値レベルを有することを特徴とすることができる。図８では、係合された組織は、誘電体構造１２２を囲繞し、透過性であると考えられる。図８の実施形態では、電極１８５はまた、ガス送達スリーブとして機能し、中性ガス１４０は、チャンバ１３５内のポート２５０を出ることができる。組織内の高電圧電流路２４５は、電圧が最大限になった形態の電気外科的アブレーションをもたらすように、誘電体構造１２２の内面２５２にわたり、その周辺で、かつ接触された組織内で効果的に「走査される」。図８は、「走査される」という用語が意味するものの概略図を提供し、高強度の電界は、電圧閾値が、ガスをプラズマ２４０に変換するために、中性ガス媒体１４０内において到達するまで（図８を参照）、誘電体壁１３２を通る容量結合によって、誘電体構造１２２の内部チャンバ１３５内で生成され、それは、順に、プラズマフィラメント２３５が、誘電体壁の内面２４８の周辺でランダム跳躍する、または走査するチャンバ１３５内に形成されることを可能にする。誘電体チャンバ１３５内のプラズマフィラメント２３５のランダム跳躍（電極１８５から誘電体壁１３２の内面２４８）は、第２の極性電極２０５への係合された組織内の過渡最大伝導経路２４０によって決定される、誘電体壁１３２の限局部分２５２において過渡の可逆的電圧破壊が存在する場所で生じる（図３）。プラズマ２４０および組織内の経路２４５を通る電流の流動後すぐに、限局部分２５２は、電界を消散し、別の容量結合は、別のランダムな離散位置において電気外科的アブレーションをもたらすように、別のプラズマフィラメント２３５および組織内の電流路２４５’を通って生じる。

図９Ａから９Ｄは、アブレーション方法の他の態様を図示する、図８の電気外科的アブレーション方法の拡大概略図である。図９Ａでは、システムおよび方法は、ガスの中の電子なだれおよび薄壁封入内の容量結合が、例示的組織２６０への高電圧電流送達の形態を最適化し、最大限にするように、選択された電圧パラメータを特徴とする、第１および第２の誘電体送電機構を明確に示すように一般化されることを確認することができる。前述のように、電圧閾値または誘電体破壊機構は、（ｉ）誘電体構造１２２の内部チャンバ１３５内に含有される、ガス誘電体または中性ガス容量１４０、および（ｉｉ）図９Ａから９Ｄにおいて平面で示す、非ガス誘電体または構造１２２内で生じる。

図９Ａは、組織へのエネルギーの起動および送達前の作業端コンポーネントおよび組織２６０を例証する。ガス媒体１４０は、中性であり、まだイオン化されていないことを確認することができる。中性ガス１４０と接触している内部チャンバ１３５内に位置付けられた第１の極性電極１８５を、概略的に示す。組織と接触している第２の極性電極２０５をまた、概略的に示すが、図は、第２の電極２０５が、従来の電気外科的システムに見られるようなリターン電極／接地パッドの表面と比較して、小さい表面積を有することができる、本発明の別の態様を表す。本発明の容量結合されたエネルギー送達機構は、従来の電気外科的デバイスにおいて予期される、第２の極性電極２０５の表面において、またはその周辺で組織加熱をもたらさないことが分かっている。下記に説明するように、組織２６０内の電圧破壊で開始される、および容量結合で開始される電流経路の一定流量は、リターン電極２０５内において、またはその周辺に蓄積された熱を大幅に減少すると考えられている。

図９Ｂは、オペレータがシステムを起動し、プローブ作業端に電力を送達した直後の瞬間における、作業端コンポーネントおよび組織２６０を例証する。（ｉ）第１の極性電極１８５と第２の極性電極２０５との間の電位によって、中性ガス１４０がプラズマ２４０に変換される、瞬間の一態様、および同時に（ｉｉ）電流フローが、組織２６０内の少なくとも抵抗経路２４５を画定する、（ｉｉｉ）電流路２４５に隣接する誘電体構造１２２の一部分２５２が、組織への容量結合を可能にし、（ｉｖ）プラズマフィラメント２３５が、電極１８５と誘電体構造の部分２５２との間の高強度のプラズマストリーム２６２にわたってアークすることを含む、電圧開始の破壊アブレーション方法のいくつかの態様を、図９Ｂに表す。言い換えると、選択された電圧電位が到達される時に、ガス１４０の電圧破壊、および誘電体１２２を通る容量結合は、組織２６０内の経路２４５を通って進むように、高電圧電流をもたらす。その後すぐに、矢印２６５で示す熱拡散は、過渡電流路２４５から外向きに組織容量２７０ａ内に熱的効果をもたらす。経路２４５内、およびその周辺の熱的効果は、組織インピーダンスを上昇させ、したがって、システムが伝導性経路を別のランダムな位置に押す。

図９Ｃは、熱拡散２６５’が、２７０ｂで示す熱的効果をもたらした後に経路２４５’を通って進むように、別の高電圧電流を提供するための誘電体１２２を通る容量結合とともに、継続した電圧電位がプラズマフィラメント２３５’内の電圧破壊をもたらす、図９Ｂのその直後の作業端コンポーネントおよび組織２６０を例証する。アブレーション方法の「走査」態様は、図９Ａから９Ｂから理解することができ、プラズマフィラメント２３５、２３５’および電流路は、それによって、組織２６０内の少なくとも抵抗２４５、２４５’の経路内の電流を送達するために、内部チャンバ１３５の周辺で非常に迅速に跳躍するか、または走査する。

ここで、図９Ｄを参照すると、既存のプラズマおよび誘電体１２２を通る非常に多数の電流路が、２７０ａから２７０ｆで示す非常に多数の領域にわたって散乱される熱的効果を提供した、エネルギー送達間隔の後の別の概略図を示す。この方法によって、３ｍｍから６ｍｍのアブレーション深度が、非常に迅速に、例えば、選択された電圧によって、３０秒から９０秒内で達成することができることが分かっている。

本発明の一態様では、図１０は、図９Ａから９Ｄの方法のステップを表す回路図であり、リターン電極２０５が小さい表面積を有することができ、有意な熱にさらされないという発見について説明する。図１０では、電圧電位が、経路Ｐ１を通って電極２０５に高電圧電流をもたらす、中性ガス１４０および誘電体構造１２２の両方において、誘電体破壊が生じた後に、その経路が妨害され、したがって、電流を電流路Ｐ２、次いで、電流路Ｐ３に、Ｐｎで示す電流路まで無限に推移させるまで、増加することができることを確認することができる。したがって、電流路が抵抗を増加させる経路に基づき継続的流束にあるため、図１０の組織２６０を各電流路内の可変抵抗器として示す。

図１１Ａおよび１１Ｂは、内部チャンバ１３５のガス誘電体１４０（すなわち、２４０で示すプラズマ）で、組織に電流を容量的に結合するための、図３の実施形態を使用する方法の拡大概略図である。図１１Ａを参照すると、システムは、例えば、ＲＦ電力供給２００に連結されるフットスイッチ２０８（図１）、および第１の（流入）チャネル１７０、内部チャンバ１３５、および第２の（流出）チャネル１８０を通る循環フローを提供するために、源１５０からガスフローを開始するコントローラ１５５Ａおよび１５５Ｂによって起動される。便宜上、そのような循環ガスフローを使用する実施形態を、アルゴンである、１つの好適なガスを使用するものとして、本明細書に説明する。一実施形態では、ガス流量は、１ｍｌ／秒から５０ｍｌ／秒、より典型的には、５ｍｌ／秒から３０ｍｌ／秒の範囲である可能性がある。図１１Ａでは、プローブの作業端１２０は、例えば、図２から２Ｂに見られるような腫瘍を焼灼するために、組織２６０内に導入される。誘電体構造１２２は、そこに隣接する組織を焼灼するために、所望の位置に位置付けられる。システムの同時起動は、電極１８５、および非伝導性アルゴン１４０を図１１Ａにおいて２４０で示すプラズマに即座に変換するガスフローに、ＲＦエネルギーを印加する。アルゴンが伝導性になる（すなわち、プラズマに部分的に変換される）閾値電圧は、アルゴンガスの圧力、内部チャンバ１３５の容量、ガス１４０の流量、電極１８５と誘電体表面１２２の内面との間の距離、誘電体構造１２２の誘電率、およびＲＦ電力供給２００によって印加される選択された電圧を含む、コントローラによって制御される多くの要素によって左右される。システムの起動は、ＲＦジェネレータが循環ガスフローを確実にするように電源をオンにする前に、０．１から５秒の間隔でガスフローをもたらすことができることを理解されたい。

図１１Ａは、高エネルギー密度が電極２０５の周辺で生じないことを示す、電界線とともに、誘電体構造１２２の壁１３２を通って組織２６０に容量的に結合されている、２８０で示す電力を概略的に図示する。むしろ、上述のように、電流路の誘電体構造１２２の周辺の組織内で発達した高抵抗は、迅速に変化する電流路およびオーム加熱をもたらす。本発明の一態様では、容量結合は、誘電体構造に隣接する組織の迅速な均一なアブレーションを可能にする。図１１Ｂは、ＲＦエネルギー送達が終了し、２８５で示すアブレーション組織をもたらした後の組織を概略的に図示する。

ここで、図１２を参照すると、代替的作業端１２０’を使用方法において示す。この実施形態では、誘電体構造１２２は、作業端１２０’が、延長部材２１４から遠位先端部分２９２に延在する、中央支持部材２９０を含むことを除き、図３の作業端と同様である。この実施形態では、中央支持部材２９０は、プラズマを作成するように、内部チャンバ１３５内のガス１４０にエネルギーを送達するために、２９５で示す伝導性電極表面を含む、または持つことができる。図１２の実施形態はまた、同心ガス流入および流出チャネル１７０および１８０を含み、第１の（流入）チャネル１７０は、内部チャンバ１３５の遠位部分内の複数のフロー出口２５０と通信する、支持部材２９０内に管腔を含む。ガス流出ポート１７４は、再度、内部チャンバ１３５の近位部分内に配置される。内部チャンバの反対の端部におけるガス流入および流出ポートの配置は、所定のプラズマ品質の維持を補助する、効果的なガス循環を可能にする。図１２では、組織内のアブレーション電流およびオーム加熱を２００で示す。

本発明の別の態様では、図１２は、少なくとも１つの温度センサ、例えば、熱電対３００Ａおよび３００Ｂが、プラズマの温度を監視するために、内部チャンバ１３５内に、またはそこに隣接して提供されることを例証する。温度センサは、したがって、送達されるＲＦ電力、中性ガス流入速度、および流出を補助する負圧等の動作パラメータのフィードバック制御を可能にするように、コントローラ１５５Ａおよび１５５Ｂに連結される。チャンバ１３５内の媒体の質量平均温度を測定することによって、イオン化ガス２４０のイオン化度を判定することができる。本発明の一態様では、動作中に、チャンバ１３５内の測定された温度は、それによって、イオン化度を０．０１％から５．０％の間に維持するために、中性ガスフローを調節するための、フィードバックをガス循環コントローラに提供することができる。本発明の別の態様では、動作中に、チャンバ１３５内の測定された温度は、２００℃、１８０℃、１６０℃、１４０℃、１２０℃、または１００℃未満の温度を維持するために中性ガスフローを調節するためのフィードバックを提供することができる。ポリマ誘電体構造のいくつかの実施形態では、誘電体への損傷を防止するために、コールドまたはテクノロジープラズマを維持することが重要である。本発明の別の態様では、システム動作パラメータは、選択された範囲、例えば、組織の治療間隔の持続時間のために選択された、温度周辺で５℃範囲、１０℃範囲、または２０℃範囲内に質量平均温度を維持するために調節することができる。本発明の別の態様では、システム動作パラメータは、組織治療間隔のために選択された「イオン化度」の標的値から５％未満の変動、１０％未満の変動、または２０％未満の変動を有する、イオン化度を維持するように調節することができる。図１２が内部チャンバ１３５内の熱電対を示す一方、別の実施形態は、壁の温度を監視するために、そのような温度センサを誘電体構造の壁１３２の外部に位置付けることができる。フィードバック信号からの付加的形態を提供するためのガス媒体のインピーダンスを測定するために、複数の電極を内部チャンバ内に提供することができることも理解されたい。

図１２と同様の別の実施形態では、内部チャンバ１３５と通信している作業端またはフローチャネルは、少なくとも１つの圧力センサ（図示せず）を持つことができ、圧力測定は、送達されたＲＦ電力、中性ガス流入速度、流出を補助する負圧、プラズマのイオン化度、またはプラズマの温度等の少なくとも１つの動作パラメータを調節するためのフィードバック信号を提供することができる。本発明の別の態様では、システム動作パラメータは、組織の治療間隔にわたり、チャンバ１３５内の圧力を、選択された標的圧力から５％未満の変動、１０％未満の変動、または２０％未満の変動未満に維持するために調節することができる。

一般に、図１３は、薄い誘電体壁を有する封入の内部に非伝導性ガスを含有するステップと、組織の標的領域と接触している誘電体壁の外面を係合するステップと、ガスおよび誘電体壁にわたって高周波電圧を印加するステップであって、電圧は、ガスの中でプラズマを開始し、誘電体壁を横断して組織の中へガスプラズマ内で電流を容量的に結合するために十分であるステップとを含む、本発明の一態様に対応する方法のステップを表す。この方法は、薄い誘電体壁の内部のガスと接触している第１の極性電極、および患者の組織と接触している第２の極性電極の使用を含む。

図１４は、組織表面上に誘電体構造を位置付けるステップと、誘電体構造内に非伝導性イオン化ガスを含有するステップと、組織をオーム加熱するために、ガスをイオン化し、誘電体構造を通って電流を組織に送達するために、ガスおよび組織にわたってＲＦ電圧を印加するステップと、を含む、本発明に対応する関連方法の態様を表す。

概して、図１５は、電気外科的作業端または一連の回路内に第１のガス誘電体および第２の非ガス誘電体を有するアプリケーションを提供するステップと、非ガス誘電体を組織で係合するステップと、それによってアブレーションエネルギーが組織に印加されるようにガス誘電体内で誘電体破壊をもたらすために、回路にわたって十分なＲＦ電圧を印加するステップと、を含む、本発明の別の態様に対応する方法のステップを表す。アブレーションエネルギーを印加するステップは、第２の非ガス誘電体媒体を通ってＲＦ電力を組織に容量的に結合するステップを含む。

図１６は、標的組織と接触している内部チャンバを封入する誘電体構造を位置付けるステップと、少なくとも０．０１％のイオン化度を有する内部チャンバ内のガス媒体を提供するステップと、組織を調節するために誘電体構造を通るエネルギーの容量結合をもたらすように、ガス媒体を通ってＲＦ電流を印加するステップとを含む、本発明の別の態様のステップを表す。本発明のこの態様では、イオン化ガスは、例えば、チャンバ１３５内へのその流動前に、イオン化ガス媒体に変換される中性ガスを使用して、チャンバ１３５内への流入を提供することができることを理解されたい。ガスは、ＲＦ電力供給、フォトニックエネルギー源、または任意の他の好適な電磁エネルギー源によって、ガス源１５０および内部チャンバ１３５の中間にある、ガス流入チャネルの任意の部分でイオン化することができる。

図１７は、標的組織と接触しているガス媒体を封入する誘電体構造を位置付けるステップと、エネルギーを組織に印加するために、ガス媒体および誘電体構造を通ってＲＦ電流を印加するステップと、フィードバック信号を提供し、それによって、送達されたＲＦ電力、中性ガス流入速度、および／または流出を補助する負圧等のシステム操作パラメータを調節するために、イオン化ガス媒体の温度および／またはインピーダンスを感知するステップとを含む、本発明の別の方法のステップを表す。

これから、図１８Ａから２２を参照すると、誘電体構造が、異なる誘電体部分を有し、それぞれは、異なる比誘電率を有し、したがって、誘電体構造の異なる部分と接触している組織領域内に異なる影響をもたらす（より多い、またはより少ない容量結合）ことを除き、上述のようにエネルギーを組織に印加するように適合される電気外科的作業端の別の実施形態を示す。図１８Ａから１８Ｂに示すプローブの一実施形態４００では、作業端は、図１から３の針状の作業端１２０と同様である、複数の組織貫通要素４０５を持つ。組織貫通要素４０５は、レバー４１４の起動により、内視鏡４１２のシャフト４１０から延在可能である可能性がある。各組織貫通要素４０５は、上述の誘電体構造４２２および４２５で示す、１つ以上のリターン電極を有する作業端を有する。図１９において確認することができるように、組織貫通要素４０５は、切除線または平面になる標的線４３０のうちのいずれかの側面上の、肝臓等の組織２６０を貫通するように適合される。したがって、組織貫通要素４０５は、線４３０のいずれかの側面上の組織を凝固することができ、その後、組織は、切断することができ、出血は、防止または減少される。そのような器具４１２は、肝臓切除、肺切除、および同等物において使用することができる。図２０は、組織内の図１９の複数の組織貫通要素４０５の断面図を例証し、そこでは、誘電体構造の壁４３２が、誘電体構造の長さに沿って軸方向に延在する各部分を有する、より厚い壁部分４３６の薄壁部分４３５と異なることを確認することができる。容易に理解することができるように、薄壁部分４３５は、より厚い壁部分４３６と比較する時に、組織２６０へのより優れた電流の結合を可能にする。この理由により、焼灼された、または焼却された組織領域４４０は、それが薄壁部分４３５またはより厚い壁部分４３６に隣接するか否かによって異なる。したがって、器具は、誘電体壁の体積抵抗率を変化させることよって、アブレーション深度を制御することができる。例えば、薄壁部分４３５は、上述のように、１×１０^１４Ｏｈｍ／ｃｍの範囲の体積抵抗率を有することができ、それは、次いで、１×１０^１４Ｏｈｍ／ｃｍの範囲の１．５倍、２倍、または３倍の体積抵抗率を有する、より厚い壁部分４３８に推移することができる。図２０に図示するように、エネルギー送達は、組織領域４４０を、切断の標的である線４３０に向かって内側に焼灼する、または焼却するように集中させる。

図２１は、この場合において、図１８Ａから２０のデバイスの作業端において見られるような、腫瘍４５２を焼灼するアブレーションの集中領域を提供するために、組織へのエネルギー送達の指向性制御のための「指向性」誘電体構造４２２の同様の使用を表す、複数のプローブ４５０Ａから４５０Ｄを例証する。この実施形態では、プローブハンドルは、薄壁部分４３５または厚壁部分４３６の配向を示し、したがって、ＲＦエネルギー送達を選択的に誘導する、インジケータマーク４５５を含むことを確認することができる。別の実施形態では、誘電体構造４２２の近位端および遠位端が、任意の好適なイメージ可能なマーカ、例えば、Ｘ線不透過性マーキングで印付けできることを理解されたい。図２０に示す本発明の別の態様では、任意のプローブは、エネルギー送達を終了するための終点を提供するための組織温度を測定するために、誘電体構造４２２に近位および遠位の位置において、少なくとも１つの熱電対、例えば、熱電対４５６ａおよび４５６ｂを持つことができる。熱電対は、アブレーション手術を終了するために、信号をコントローラ１５５Ａおよび１５５Ｂに提供する。アブレーションプローブ４５０Ａから４５０Ｄはそれぞれ、図１９の作業端において見られるように、リターン電極を持つことができるか、あるいは、図２１の４５８で示す遠隔リターン電極が存在する可能性がある。

図２２は、電気外科的作業端４６０の別の実施形態を例証し、そこでは、誘電体構造４２２’の壁４３２は、薄壁部分４３５’から、誘電体構造周辺で半径方向に延在する各部分を有する、近位および遠位のより厚い壁部分４３６’とは異なる。したがって、容易に理解することができるように、図２２に示す中央薄壁部分４３５’は、隣接組織２６０への電流のより優れた結合が、誘電体構造の端部におけるより厚い壁部分４３６’と比較すると（図１１Ｂの焼灼された組織を比較）、より深く焼灼された組織４４０’をもたらすことを可能にする。すべての他の点では、作業端４６０は、前述の実施形態のように動作する。

上記の図１９から２１の電気外科的アブレーション作業端、誘電体構造４２２および４２２’は、シリコーン等の種々の厚さの誘電体を用いて、差動またはエネルギー伝達率を提供する。種々の厚さの部分４３５および４３６’を有する、例示的誘電体壁４７０の一部分を、図２３に示し、それは、図２２の誘電体を表す。言い換えると、均一の誘電率または体積抵抗率の材料を有する、種々の厚さの壁は、誘電体の表面周辺の組織へのＲＦ電流の種々の結合を提供することができる。本発明の目的は、均一の厚さを有するが、材料の電気的特性を変化させることによって均等に達成することができる、アブレーションの制御された深度であることを理解されたい。図２４は、材料４８０を通るより高い容量結合を提供する、第１および第２の誘電体材料４７７および４８０を用いる、一定の厚さの誘電体壁４７５を例証する。材料または材料部分の層、およびそれらの誘電体特性の数は、２から１０以上の範囲である可能性がある。さらに、種々の材料の厚さおよび誘電体特性の組み合わせは、誘電体を通る電流の容量結合を制御するために使用することができる。

図２５Ａから２５Ｄは、電気外科的システム５００および作業端５２０、ならびに、図２５Ａから２５Ｄの誘電体構造５２２が、第１の非拡張状態から拡張状態に移動することができる薄壁誘電体から加工されることを除き、図１２のデバイスと同様である使用方法の別の実施形態を例証する。図２５Ａでは、作業端を、プラスチックまたは金属である可能性のある、遠位に延在したシース５２４とともに示す。したがって、方法の第１のステップは、誘電体構造５２２を保護するシースを用いて、組織の中に、または身体管腔の中に作業端を間質的に導入するステップを含む。次いで、誘電体構造５２２は、ガス流入によって拡張され、囲む組織の圧縮をもたらし、組織と接触している薄い誘電体壁の表面積を増大させる。図２５Ａにおいて確認することができるように、拡張型誘電体５２２は、伸縮性シリコーン、または編状の強化された非伸縮性シリコーン等の伸張性または非伸張性材料から加工することができる。５ｍｌ未満から１００ｍｌ囲繞の範囲の内部容量に伴う、シリコーン構造の壁厚は、０．００４インチから０．０３０インチ、より典型的には、０．００８インチから０．０１５インチの範囲である可能性がある。誘電体構造は、円筒状、軸方向にテーパされた、または内部バッフルまたは拘束で扁平された形状等の任意の好適な形状を有することができる。図２６は、薄い誘電体壁を折畳する方法とともに、シース５２４および非伸張性拡張型誘電体５２２の断面図を図示する。

図２５Ｂは、シース５２４が格納され、医師が拡張型誘電体構造５２２を拡張するためにガス源１５０およびコントローラを起動する、方法の複数のその後のステップを例証する。構造５２２またはバルーンは、軟組織内、または任意の身体管腔、空洞、隙間、または通路内で任意の所定の寸法または圧力に拡張することができる。誘電体構造上のＸ線不透過性マーク（図示せず）は、その拡張した寸法および位置を判定するためにＸ線透視で見ることができる。ガス循環コントローラ１５５Ａは、所定の圧力が達成され、維持された後にガスフローを循環することができる。

図２５Ｃは、医師が、先述のように、プラズマ２４０を生成し、電流フロー５３０で示すように、電流を組織２６０に同時に容量的に結合するために、ガス誘電体１４０（図２５Ｂ）内に電圧破壊をもたらすことができる、中央支持電極１９５とリー端電極２０５との間の高電圧電位を発達するためにＲＦ電力供給２００およびコントローラ１５５Ｂを起動する、方法のその後のステップを図示する。図２５Ｄは、電圧破壊および得られるプラズマが、図１１Ｂに示す組織と同様の均一に焼灼された組織５４０を残して消失するように、ＲＦエネルギー送達の終了を図示する。

一実施形態では、誘電体構造５２２を、ＮｕＳｉｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ＬＬＣ、１０５０ Ｃｉｎｄｙ Ｌａｎｅ，Ｃａｒｐｉｎｔｅｒｉａ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ ９３０１３から市販される、ＮｕＳｉｌ ＭＥＤ−６６４０シリコーン材料から作製した。誘電体構造５２２を、６ｃｍの長さ、および０．００８インチの均一の壁厚を提供し、それによって、３から４の範囲の比誘電率を提供するために、浸漬することによって加工した。構造端を、４．０ｃｃの内部容積を有する拡張構造で、約４ｍｍの直径を有するシャフトに結合した。使用したガスは、Ｌｅｌａｎｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ，Ｉｎｃ．，Ｐｏｓｔ Ｏｆｆｉｃｅ Ｂｏｘ ４６６，Ｓｏｕｔｈ Ｐｌａｉｎｆｉｅｌｄ，ＮＪ ０７０８０から入手可能な加圧カートリッジで供給される、アルゴンであった。アルゴンを、１０ｍｌ／秒から３０ｍｌ／秒の範囲の流量で循環した。誘電体構造の圧力を、ガスフロー源１５０と負圧（流出）源１６０との間のゼロ、またはマイナス差圧を用いて、１４ｐｓｉａから１５ｐｓｉａの間に維持した。ＲＦ電力供給２００は、４８０ＫＨｚの周波数を有し、電力を、６００Ｖｒｍｓから約１２００Ｖｒｍｓ、および約０．２Ａｍｐｓから０．４Ａｍｐｓ、ならびに４０Ｗから８０Ｗの有効電力の範囲内で提供した。

図２７および２８は、肺静脈ＰＶ周辺でアブレーションを使用して心房細動を治療するための作業端６１０を有するカテーテルを含む、電気外科的システム６００の別の実施形態を例証する。そのような治療のために従来のＲＦカテーテルを使用する種々の方法は、公知である。カテーテル６１０は、ガイドワイヤチャネル６１２で構成され、図２７から２８に示す部位に誘導することができる。カテーテル作業端６２０は、バルーン壁と組織との間に圧力を印加し、その後、肺静脈ＰＶ内に周囲病変を作成するように拡張することができる、図２５Ａから２５Ｄの構造と同様の拡張型誘電体構造６２２を含んだ。図２８は、再度、ガス源１５０、および肺静脈ＰＶの壁に係合するように、薄壁誘電体構造６２２内のチャンバ６３５を拡張することができる、ガス循環コントローラ１５５Ａを示す、概略図である。図２８の実施形態では、誘電体６２２の壁が、第１（より小さい）エネルギー伝導可能領域６３６、および第２の（より大きい）エネルギー伝導可能領域６３８を含み、したがって、図２４に示す誘電体壁の構造に対応する、集中した周囲アブレーションを可能にすることを確認することができる。その後、ＲＦ電力供給２００およびコントローラ１５５Ｂは、中性ガスフローをプラズマ２４０に変換し、６４０で示す組織を同時に焼灼するために起動することができる。この実施形態では、第１の極性電極６４５は、バルーン６２２から遠隔のカテーテルシャフト上の第２の極性電極と協同することができる、チャンバ６３５内のカテーテルシャフト上に提供されるか、または任意の他の種類の接地パッドを使用し得る（図示せず）。すべての他の点において、心臓組織のアブレーションのための本発明の方法は、上述のステップに従う。バルーンは、Ｘ線不透過性マーキングを有することができ、システムは、誘電体構造６２２またはバルーンを所定の圧力に拡張し、ＲＦエネルギーを送達し、送達を自動的に終了するように、アルゴリズムによって動作することができる。付加的電極は、心臓組織内の伝導をマッピングするために、バルーン表面（図示せず）に提供することができることを理解されたい。

図２７から２８は、心臓組織を治療するための拡張型誘電体６２２を例証するが、本発明の範囲は、アブレーションＲＦエネルギーを、胃、胆嚢、食道、腸、関節包、気道、鼻腔、血管、洞静脈奇形、心臓、肺、子宮、膣管、膀胱、または尿道等の任意の身体管腔、血管（ｖｅｓｓｅｌ）、身体空洞、または隙間に制御可能に印加するために、同様の装置および方法の使用を含むことを理解されたい。

図２９から３１は、変行伝導経路を閉塞する心室内の線形病変を有する心房細動を治療するための、電気外科的システム７００、および作業端７１０を有するカテーテルの別の実施形態を、概略的に例証する。カテーテル７１０は、ガイドワイヤチャネル（図示せず）を有することができ、図２９と同様の心室内で細長いアブレーションを実行するように誘導することができる。この実施形態では、カテーテル作業端７２０は、図３１に図示する線形病変を提供するように組織に係合するために、１つの表面内に軸方向に延在する薄壁誘電体７２２を含んだ、可撓性シャフト部分７２１を有する。カテーテルシャフト７２１は、カテーテルハンドルから起動することができる、プルワイヤ７２８を用いて偏向可能である。図３０は、薄壁誘電体７２２の内部の内部チャンバ７３５内にガス循環を提供することができる、ガス源およびガスコントローラ１５５Ａを示す別の概略図である。ＲＦ電力供給２００は、内部チャンバ７３５内のリード７３８および細長い第１の極性電極７４０に連結される。ＲＦ電力供給２００およびコントローラ１５５Ｂは、上述のように、中性ガスフローをプラズマに変換し、誘電体７２２によって係合された組織を同時に焼灼するために起動することができる。第２の極性電極は、誘電体７２２から遠隔のカテーテルシャフト上に提供することができるか、または、任意の種類の接地パッドを使用し得る（図示せず）。すべての他の点において、心臓組織のアブレーションのための本発明の方法は、上述のステップに従う。作業端は、Ｘ線不透過性マーキングを有することができ、システムは、アルゴリズムに従い動作することができる。付加的電極は、心臓のアブレーション前後の伝導をマッピングするために、カテーテル作業端（図示せず）内に提供することができることを理解されたい。

図３２は、肺静脈内の周囲病変のすべて、または一部を提供するために、プルワイヤ７３８によって偏向可能である、図２９から３１の作業端と同様である、別のカテーテル作業端７２０’を例証する（図２８から２９を参照）。この実施形態では、薄壁誘電体７２２’は、接合された作業端の外面周辺で延在する。

図３３および３４は、下部食道括約筋に、または他の疾患のためにエネルギーを印加するために、例えば、バレット食道を焼灼して、食道８１１を治療するための、作業端８１０を有するカテーテルを含む、電気外科的システム８００の別の実施形態を例証する。システムは、拡張型誘電体構造を有する実施形態では、図２５Ａから２８において先述のように動作する。図３３から３４の誘電体構造８２２では、構造の拡張は、任意のプルケーブル起動機構を有する、内部バネ状部材等の骨格支持部材によって提供される。図３４において確認することができるように、カテーテルシャフトと８３０内の中央ケーブル８２８を引張することによって補助される、チャンバ８３５内の収縮した断面切除（軸方向に伸縮）または拡張した断面が可能である、らせん状支持部材８２５が提供される。この実施形態では、誘電体は、再度、上述の薄壁シリコンを含むことができる。この実施形態では、支持部材８２５が、伝導性金属でできており、第１の極性電極８４０として機能するためにＲＦ電力供給に連結される可能性があることが分かっている。第２の極性電極（図示せず）は、カテーテル上の他所に位置付けることができ、組織と接触している位置であるか、または接地パッドが使用される可能性がある。

図３５は、プルケーブル８２８によって補助される複数の外側にしなる骨格支持部材８２５’によって、拡張状態で支持される誘電体構造８２２を有する、図３４のシステムと同様である電気外科的システム８００’の別の実施形態を例証する。この実施形態では、チャンバ８３５内のプルケーブルの部分は、第１の極性電極８４０’として機能する。上記の実施形態のいずれかにおける動作の際、第１の極性電極は、電極の表面が、誘電体内の壁から１５ｍｍ未満、１０ｍｍ未満、または５ｍｍ未満である時に、非拡張型または拡張型誘電体の内部チャンバ（図２、８、１１Ａ、２８、３０、３４、３５を参照）内で実質的に均一のプラズマを生成するために、十分な電圧を提供することができることが分かっている。誘電体壁空電極８４０’までのこの最大寸法は、図３５においてＤで示す。電極が図３４と同様の誘電体８２２の表面に接触するが、電極表面が、誘電体壁の内面の約１０％未満を係合しなければならない時に、動作の際、第１の極性電極は、非拡張型または拡張型誘電体壁の内部チャンバ内に、実質的に均一のプラズマを生成するために、電圧を提供することができることも分かっている。第１の極性電極が誘電体壁の内面の約１０％以上に係合する場合、次いで、図８に概略的に図示するように、組織を通るエネルギー送達の「流束」は、減少され、より高い容量結合が、組織アブレーションの均一性を低下させる可能性がある、壁と接触している電極の領域周辺で生じる。

図３６は、作業端９１０が、凝固のために組織を締付け、組織９１４を封止するか、または溶接するように適合される、第１および第２の反対のジョー９１２Ａおよび９１２Ｂを含む、電気外科的システム９００の別の実施形態を例証する。一実施形態では、両方のジョーは、上述のすべての他のそのような誘電体構造への機能において同様である、誘電体構造９２２Ａ、９２２Ｂを含む、組織係合表面を有する。図３６は、再度、ガス源１５０、およびガスをジョー内のチャンバ９３５Ａ、９３５Ｂに送達することができるガス循環コントローラ１５５Ａを示す、概略図である。ＲＦ電力供給２００およびコントローラ１５５Ｂは、チャンバ９３５Ａ、９３５Ｂ内の中性ガスフローをプラズマ２４０に変換し、同時に、エネルギーを係合された組織９１４に印加するために起動することができる。この実施形態では、ジョーは、第１および第２の極性電極９４５Ａおよび９４５Ｂをそれぞれ持ち、したがって、含有するイオン化ガスおよび容量結合を用いて、ジョー機能を作成し、これは、前述の実施形態とは異なる。１つのジョーは、図３６のプラズマ開始の容量結合システムとは対照的に、単一の電極表面を含むことができることを理解されたい。図３６の誘電体構造は、誘電体材料が、同等物の支持柱、支柱、チャネルによって支持される、図４Ｂおよび５Ａに説明する種類のものである。

図３７および３８は、再度、拡張型誘電体構造１０２２を持つ作業端１０１０まで延在するカテーテルまたはプローブシャフト１００２を含む、電気外科的システム１０００の別の実施形態を例証する。この実施形態では、誘電体構造１０２２は、複数の内部チャンバ、例えば、第１および第２のチャンバ１０２４Ａおよび１０２４Ｂを含む。誘電体構造１０２２の拡張は、上述の内部バネ状部材等の骨格支持部材によって、またはガス流入流体圧力による拡張によって、またはそれらの組み合わせによって、提供することができる。各チャンバは、両極性アブレーションの別の形態を可能にするように、図３７および３８において（＋）および（−）極性で示す、電極１０４０Ａおよび１０４０Ｂ等の反対の極性内部電極を有する隣接チャンバで、可撓性内部電極を持つように構成される。図３７において確認することができるように、誘電体構造１０２２の外壁は、エネルギーを組織に容量的に結合するための薄壁部分１０３２Ａおよび１０３２Ｂ、ならびに第１および第２のチャンバ１０２４Ａおよび１０２４Ｂを絶縁し、分離する、より厚い壁部分１０４２を有する。可撓性電極１０４０Ａおよび１０４０Ｂは、ＲＦ電力供給２００に動作可能に連結される。ガス流入源１５０および負圧源１６０は、各内部チャンバ１０２４Ａおよび１０２４Ｂと独立して通信している、流入および流出チャネルに連結される。図３８の横断面図では、流入および流出チャネルの開放終端１０４６および１０４８は、内部チャンバ１０２４Ａおよび１０２４Ｂのそれぞれにおいて確認することができる。したがって、各チャンバは、単一のチャンバ作動端に関する先述の実施形態に説明する循環ガスフローと同様の循環ガスフロー（図３７において矢印で示す）で提供される。

図３８は、標的組織１０５０内で展開された誘電体構造１０２２の概略断面図である。システムは、先述のように、チャンバ１０２４Ａおよび１０２４Ｂ内でガスを循環し、次いで、各チャンバ内でプラズマ２４０に変換するために起動することができることを理解できるであろう。この実施形態および使用方法では、容量結合は、図３８において２８０で示す電流フロー経路内の薄い誘電体壁１０３２Ａおよび１０３２Ｂを通って生じる。先述の実施形態は、電流を非ガス電極に容量的に結合したプラズマを含有する、単一のチャンバを例証する一方、図３７および３８の実施形態は、少なくとも２つの含有されたプラズマ電極およびその間の容量結合の使用を図示する。反対の極性電極を持つ隣接チャンバの数、例えば、２から１０以上は、薄壁誘電体構造内で使用することができ、チャンバは、相互に対して任意の好適な寸法または配向を有することを理解されたい。

特定の実施形態を上記に詳細に説明しているが、この説明は、単に、図示目的であり、本発明の上記の説明は、包括的ではないことを理解する。本発明の具体的な特徴を、いつかの図面において示し、他の図面において示さないが、これは、便宜上のためのみであり、任意の特徴は、本発明に従い、別の特徴と組み合わされる場合がある。多くの変化および代替は、当業者には明らかであろう。そのような代替および変化は、請求項の範囲内に含まれることを意図する。従属請求項に提示される特定の特徴は、組み合わせることができ、本発明の範囲内に含まれる。本発明はまた、従属請求項が、他の従属請求項に参照して、複数の従属請求項に代替的に記載されるように網羅する。

Claims (32)

1. 組織に高周波電流を送達するための装置であって、
   支持端と、作業端と、内部チャンバと、前記内部チャンバの少なくとも一部分を囲繞し、かつ前記作業端に配置される外面を有する、薄い誘電体壁とを有する、本体と、
   前記内部チャンバに非伝導性ガスを送達するように接続される、ガス入口と、
   前記内部チャンバおよび／または前記ガス入口に曝露される表面を有する、第１の電極構造と、
   組織に接触するように適合される表面を有する、第２の電極構造と、
   前記第１および第２の電極構造にわたって高周波電圧を印加するように接続される、高周波電力供給であって、前記電圧は、前記チャンバ内の前記非伝導性ガスの中でプラズマを開始するために、および前記誘導体壁を横断して組織の中へ前記プラズマ内で電流を容量的に結合するために十分である、高周波電力供給と
   を備える、装置。
2. 前記誘電体壁は、セラミック、ガラス、およびポリマから成る群より選択される、剛体材料を含む、請求項１に記載の装置。
3. 前記剛体材料は、円筒形外面を有する管に形成される、請求項２に記載の装置。
4. 前記誘電体壁は、０．００２ｉｎから０．１ｉｎの範囲の厚さを有する、請求項２に記載の装置。
5. 前記誘電体壁は、シリコーンを含む、適合材料を含む、請求項１に記載の装置。
6. 前記誘電体壁は、０．０３ｉｎから０．００４ｉｎの範囲の厚さを有する、請求項５に記載の装置。
7. 前記適合材料は、膨張性構造に形成される、請求項５に記載の装置。
8. 前記適合材料を支持する枠をさらに備える、請求項５に記載の装置。
9. 前記枠は、前記誘電体壁を開放および閉鎖するように、拡張および収縮させることができる、請求項８に記載の装置。
10. 前記本体の前記支持端に接続されるシャフトをさらに備える、請求項１に記載の装置。
11. 前記シャフトは、前記非伝導性ガスを前記本体の前記チャンバに送達するように前記ガス入口を延長する、管腔を有する、請求項１０に記載の装置。
12. 前記シャフトは、前記非伝導性ガスを前記本体の前記チャンバから除去するための少なくとも第２の管腔を含み、それによって、前記チャンバを通る非伝導性ガスの連続流を維持することができる、請求項１１に記載の装置。
13. 前記第１の電極は、少なくとも部分的に前記第１の管腔の中にある、請求項１２に記載の装置。
14. 前記第２の電極は、少なくとも部分的に前記シャフトの外面上に配置される、請求項１３に記載の装置。
15. 前記内部チャンバは、０．０１ｍｌから１００ｍｌの範囲の容量を有する、請求項１に記載の装置。
16. 前記高周波電力供給は、５００Ｖ（ｒｍｓ）から２５００Ｖ（ｒｍｓ）の範囲の電圧を送達するように構成される、請求項１に記載の装置。
17. 近位端と、遠位端とを有する、シャフトと、
    前記シャフトの前記遠位端の近傍に配置されるエネルギーアプリケータであって、前記アプリケータは、内面と、外面とを有する、誘電体壁を含む、エネルギーアプリケータと、
    前記アプリケータの前記誘電体壁の前記内面にガスを送達するための前記シャフト内のガス流路と、
    前記ガス流路内のガスに曝露される、第１の電極構造と、
    前記シャフトの外面上の第２の電極構造と
    を備え、
    前記第１および第２の電極にわたる高周波電圧の印加は、前記誘電体壁の前記外面が、前記第２の電極構造にも接触する組織に係合する時に、前記流路内の非伝導性ガスの中でプラズマを開始する、電気外科的アブレーションプローブ。
18. 前記誘電体壁は、セラミック、ガラス、およびポリマから成る群より選択される、剛体材料を含む、請求項１７に記載のプローブ。
19. 前記剛体材料は、円筒形外面を有する管に形成される、請求項１８に記載のプローブ。
20. 前記誘電体壁は、０．００２ｉｎから０．１ｉｎの範囲の厚さを有する、請求項１８に記載のプローブ。
21. 前記誘電体壁は、シリコーンを含む、適合材料を含む、請求項１７に記載のプローブ。
22. 前記誘電体壁は、０．０３ｉｎから０．００４ｉｎの範囲の厚さを有する、請求項２１に記載のプローブ。
23. 前記適合材料は、膨張性構造に形成される、請求項２１に記載のプローブ。
24. 前記アプリケータは、前記適合材料を支持する枠を備える、請求項２１に記載のプローブ。
25. 前記枠は、前記誘電体壁を開放および閉鎖するように、拡張および収縮させることができる、請求項２４に記載のプローブ。
26. 前記シャフトは、前記エネルギーアプリケータの近位端に接続される、請求項１７に記載のプローブ。
27. 前記ガス流路は、前記非伝導性ガスを前記本体の前記チャンバに送達するように前記シャフトの長さを延長する、管腔を備える、請求項２６に記載のプローブ。
28. 前記シャフトは、前記非伝導性ガスを前記本体の前記チャンバから除去するための少なくとも第２の管腔を含み、それによって、前記チャンバを通る非伝導性ガスの連続流を維持することができる、請求項２７に記載のプローブ。
29. 前記第１の電極は、少なくとも部分的に前記第１の管腔の中にある、請求項２８に記載のプローブ。
30. 前記第１の電極は、少なくとも部分的に前記アプリケータ内に配置される、請求項２９に記載のプローブ。
31. 前記アプリケータは、０．０１ｍｌから１００ｍｌの範囲の容量を伴う、前記ガス流路の一部分を形成する内部チャンバを有する、請求項１７に記載のプローブ。
32. 前記電極は、５００Ｖ（ｒｍｓ）から２５００Ｖ（ｒｍｓ）の範囲の電圧によって駆動されるように構成される、請求項１７に記載のプローブ。