JP2021511931A - 電気外科用装置のための皮膚状態監視装置およびその方法 - Google Patents

Abstract

１つまたは複数の監視された変数に基づいて手術部位への印加エネルギ密度をリアルタイムで感知するための１つまたは複数のセンサを含む皮膚状態監視装置が提供される。感知された印加エネルギ密度に基づいて、手術部位への印加エネルギ密度が手術部位への所望の生理学的効果を達成する有益な範囲内に留まるように、低温プラズマビームの印加電力レベルが調整され得る。本開示の皮膚状態監視装置は、低温プラズマを生成することができる電気外科用デバイスの遠位端部に結合され得る。【選択図】図１

Description

本出願は、２０１８年１月２３日に出願された米国仮特許出願第６２／６２０，５５１号、発明の名称「電気外科用装置のための皮膚状態監視装置およびその方法（ＳＫＩＮ ＳＴＡＴＵＳ ＭＯＮＩＴＯＲ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＴＨＥＲＥＯＦ ＦＯＲ ＥＬＥＣＴＲＯＳＵＲＧＩＣＡＬ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳＥＳ）」の優先権を主張し、その内容は全体が参照により本明細書に組み込まれる。

本開示は、概して、電気外科手術ならびに電気外科用システムおよび装置に関する。より詳細には、低温プラズマ用途において電気外科用装置と共に使用するための皮膚状態監視装置に関する。

高周波電気エネルギは、手術で広く使用されている。電気外科用エネルギを使用して組織が切断され、体液が凝固される。

電気外科器具は、一般に、「単極」デバイスまたは「双極」デバイスを含む。単極デバイスは、電気外科器具上にアクティブ電極を含み、リターン電極が患者に取り付けられる。単極電気外科手術では、電気外科用エネルギは、器具のアクティブ電極を通り、患者の身体を通ってリターン電極に流れる。そのような単極デバイスは、組織の切断および凝固が必要であり、かつ浮遊電流が患者に実質的なリスクをもたらさない外科処置において効果的である。

双極デバイスは、手術器具上にアクティブ電極およびリターン電極を含む。双極電気外科用デバイスでは、電気外科用エネルギは、アクティブ電極を通って患者の組織に流れ、組織を通ってリターン電極までの短い距離を流れる。電気外科的効果は、外科器具上の２つの電極間に配置される組織の小さな領域に実質的に限定される。双極電気外科用デバイスは、浮遊電流が患者に危険をもたらす可能性がある外科処置、または他の処置上の懸念によりアクティブ電極とリターン電極の近接配置を必要とする外科処置に有用であることがわかっている。双極電気外科手術を含む外科手術は、単極電気外科手術を含む方法および手順とは実質的に異なる方法および手順を必要とすることが多い。

ガスプラズマは、電気エネルギを伝導できるイオン化ガスである。プラズマは、患者に電気外科用エネルギを伝導するために外科用デバイスで使用される。プラズマは、比較的低い電気抵抗の経路を提供することによってエネルギを伝導する。電気外科用エネルギは、プラズマを通って追従し、患者の血液または組織を切断、凝固、乾燥、または放電治療する。電極と処置される組織との間に物理的な接触は必要ない。

調整されたガスの供給源が組み込まれていない電気外科用システムは、アクティブ電極と患者との間の周囲空気をイオン化する可能性がある。それによって生成されるプラズマは、電気外科用エネルギを患者に伝導するが、プラズマアークは通常、イオン性ガスの流れが調整されたシステムと比較して、空間的に分散して出現する。

大気圧放電低温プラズマアプリケータは、表面の滅菌、止血、腫瘍の切除など、様々な用途に使用されている。後者の例では、プロセスが比較的遅く、気化し炭化した組織で大量の有害な煙が発生する可能性があり、高出力の電気外科用エネルギを使用すると、周囲の健康な組織に付随的な損傷を引き起こす可能性がある。プラズマビームの幅により、精度の正確さも問題になることがある。

本開示は、１つまたは複数の監視された変数に基づいて手術部位への印加エネルギ密度をリアルタイムで感知するための１つまたは複数のセンサを含む皮膚状態監視装置を提供する。本開示の皮膚状態監視装置は、低温プラズマを生成することができる電気外科用デバイスの遠位端部に結合される。感知した印加エネルギ密度に基づいて、低温プラズマビームの印加電力レベルは、手術部位への印加エネルギ密度が手術部位への所望の生理学的効果を達成する有益な範囲内に留まるように調整され得る。

本開示の一態様では、遠位先端部を含むアプリケータであって、プラズマを生成し、生成されたプラズマを遠位先端部から射出するように構成された、アプリケータと、アプリケータ受容部分と、少なくとも１つのポストと、基部とを含む離間器装置であって、少なくとも１つのポストがアプリケータ受容部分を基部に結合し、アプリケータ受容部分は、基部が組織表面に接触するときに、アプリケータの遠位先端部が組織表面から所定の固定距離でアプリケータ受容部分の開口部を通して配置されるように、アプリケータの遠位部分を受容するように構成される、離間器装置とを含む電気外科用装置が提供される。

電気外科用装置の一態様によれば、基部は、開口部を有するリング形状に構成され、遠位先端部は、基部の開口部を通して組織表面にプラズマが印加されるように向けられる。

電気外科用装置の一態様によれば、基部は、基部が組織表面に接触したときに、組織表面に関連する少なくとも１つの変数を監視するための少なくとも１つのセンサを含む。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、監視された少なくとも１つの変数に基づいてプラズマによって組織表面に印加されるエネルギ密度を判定し、判定されたエネルギ密度に基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成された少なくとも１つのコントローラをさらに備える。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのコントローラは、組織表面への印加エネルギ密度が所望の生理学的効果を達成する所定の有益な範囲内に留まるように、プラズマの印加電力レベルを調整するように構成される。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、少なくとも１つの変数に基づいて、組織表面に対するアプリケータの遠位先端部の移動の方向および／または速度の少なくとも１つを判定するように構成された少なくとも１つのコントローラをさらに備える。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのセンサは環状センサである。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのセンサは、センサのアレイを含む。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、センサのアレイから受信した測定データをシリアル化し、単一のワイヤを介して少なくとも１つのコントローラに測定データを出力するように構成された回路をさらに備える。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのセンサは、温度センサであり、少なくとも１つの変数は、組織表面の温度である。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのセンサは、少なくとも第１および第２の接触電極を含む。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、少なくとも１つのコントローラを含む回路をさらに備え、回路は、第１および第２の接触電極にプローブ信号を印加し、第１および第２の接触電極の電圧および電流を測定するように構成され、少なくとも１つのコントローラは、第１および第２の接触電極の電圧および電流測定値に基づいて組織インピーダンスを判定し、判定された組織インピーダンスに基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成される。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、少なくとも１つのコントローラを含む回路をさらに備え、回路は、第１および第２の接触電極にプローブ信号を印加し、第１および第２の接触電極の電圧および電流を測定するように構成され、少なくとも１つのコントローラは、第１および第２の接触電極の電圧と電流との間の位相シフトを判定し、判定された位相シフトに基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成される。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのセンサは、少なくとも第１および第２の音響変換器を含み、電気外科用装置は、さらに、第１の音響変換器から組織表面にアコースティックエミッションが放出され、第２の音響変換器によって受け取られるように、第１の音響変換器に電気振動を加えるように構成された回路を備え、回路は、さらに、第１および第２の音響変換器間の距離と、第１および第２の音響変換器間で放出されるアコースティックエミッションの飛行時間（タイムオブフライト）とに基づいて、組織表面の音響インピーダンスを判定し、判定された音響インピーダンスに基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成される。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのセンサは、少なくとも第１および第２の音響変換器を含み、電気外科用装置はさらに、第１の音響変換器から組織表面にアコースティックエミッションが放出され、第２の音響変換器によって受け取られるように、第１の音響変換器に電気振動を加えるように構成された回路を備え、回路は、さらに、第２の音響変換器によって受信された音響信号の大きさに基づいて組織表面の音響吸収を判定し、判定された音響インピーダンスに基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成される。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、プラズマの電気インピーダンスを判定するための少なくとも１つのセンサと、判定された電気インピーダンスに基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成された少なくとも１つのコントローラと、をさらに含む。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、プラズマおよび／または組織表面の電圧と電流との間の位相シフトの変化を判定するための回路をさらに備え、回路は、判定された位相シフトの変化に基づいてプラズマの印加電力レベルを調整するように構成された少なくとも１つのコントローラを含む。

本開示の別の態様において、遠位先端部を含むアプリケータであって、プラズマを生成し、生成されたプラズマを遠位先端部から組織表面上に射出するように構成された、アプリケータと、第１のタイプの放出物を収集するように構成された放出物収集器と、収集された放出物に基づいて、生成されたプラズマの印加電力レベルを調整するためにフィードバック信号を出力するように構成された少なくとも１つのコントローラとを備える電気外科用装置が提供される。

電気外科用装置の一態様によれば、フィードバック信号は、アプリケータに結合された電気外科用発電機に供給される。

電気外科用装置の一態様によれば、放出物収集器は、音響管であり、第１のタイプの放出物は、プラズマからのアコースティックエミッションである。

電気外科用装置の一態様によれば、音響管は、アコースティックエミッションを受け取るための開放端部を含み、開放端部は、アプリケータの遠位先端部に近接して配置されている。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、音響管を介してアコースティックエミッションを受け取り、アコースティックエミッションのプラズマアコースティックエミッション周波数に関連する電気信号を生成し、電気信号を少なくとも１つのコントローラに供給するように構成された音響変換器をさらに備える。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、少なくとも１つのコントローラに供給される電気信号を増幅するための増幅器と、少なくとも１つのコントローラに供給される電気信号をデジタル化するためのアナログデジタルコンバータと、をさらに備える。

電気外科用装置の一態様によれば、少なくとも１つのコントローラ、増幅器およびアナログデジタルコンバータは、各々、音響変換器と同じ場所に配置される。

電気外科用装置の一態様によれば、放出物収集器は、光ファイバであり、第１のタイプの放出物は、プラズマからの光学スペクトルである。

電気外科用装置の一態様によれば、光ファイバの先端部は、光学スペクトルを収集するために、アプリケータの遠位先端部に近接して配置される。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、収集された光学スペクトルを受け取り、光学スペクトルを少なくとも１つのコントローラに供給される電気信号に変換するように構成された光学インターフェースをさらに備える。

電気外科用装置の一態様によれば、電気外科用装置は、収集された光学スペクトルを受け取るように構成された光学インターフェースをさらに備え、光学インターフェースは、第１のバンドパスフィルタおよび第１の光検出器を含み、第１のバンドパスフィルタは、収集された光学スペクトルを受け取り、光学スペクトルの少なくとも１つの組織由来の放出成分を第１の光検出器へ通過させるように構成され、第１の光検出器は、組織由来の放出成分を第１の電気信号に変換し、第１の電気信号を少なくとも１つのコントローラに供給するように構成される。

電気外科用装置の一態様によれば、光学インターフェースは、第２のバンドパスフィルタおよび第２の光検出器をさらに含み、第２のバンドパスフィルタは、収集された光学スペクトルを受け取り、アプリケータのキャリアガスに関連する少なくとも１つの放出成分を第２の光検出器へ通過させるように構成され、第２の光検出器は、キャリアガスに関連する少なくとも１つの放出成分を第２の電気信号に変換し、第２の電気信号を少なくとも１つのコントローラに供給するように構成される。

本開示の上記および他の態様、特徴、および利点は、添付の図面と併せて以下の詳細な説明を考慮すると、より明らかになるであろう。

本開示の一実施形態による、例示的な単極電気外科用システムの説明図である。 本開示の一実施形態による、電気外科用装置の概略図である。 図２Ａに示す電気外科用装置の線Ａ−Ａに沿った断面図である。 本開示の一実施形態による、電気外科用装置の拡大断面図である。 図３Ａに示す電気外科用装置の線Ｂ−Ｂに沿った正面図である。 図３に示す電気外科用装置のブレードを伸ばした拡大断面図である。 本開示の一実施形態による、低エネルギ密度プロファイルのプラズマビームによって手術部位に生成された組織熱拡散プロファイルの説明図である。 本開示の一実施形態による、中エネルギ密度プロファイルのプラズマビームによって手術部位に生成された組織熱拡散プロファイルの説明図である。 本開示の一実施形態による、高エネルギ密度プロファイルのプラズマビームによって手術部位に生成された組織熱拡散プロファイルの説明図である。 本開示の一実施形態による、プラズマビームによって手術部位に生成された組織熱拡散プロファイルの別の説明図である。 本開示の一実施形態による、電気外科用装置の走査運動によって形成された熱散逸の引きずり跡の説明図である。 本開示の一実施形態による、電気外科用装置の走査運動によって形成された熱散逸の引きずり跡の説明図である。 本開示の一実施形態による、電気外科用装置の遠位端部に結合された皮膚状態監視装置の側面図である。 本開示の一実施形態による、図８Ａの皮膚状態監視装置の遠位端部を通る図である。 本開示の一実施形態による、図８Ａの皮膚状態監視装置の斜視図である。 本開示の一実施形態による、図８Ａの皮膚状態監視装置の、リングセンサを含む図である。 本開示の一実施形態による、図８Ａの皮膚状態監視装置の複数の個々のセンサを含む図である。 本開示の一実施形態による、ブレード型電極を有する電気外科用装置によって生成されたプラズマビーム走査の図である。 本開示の一実施形態による、固定点から見た受信プラズマビーム電力の図１１Ａに対応するグラフである。 本開示の一実施形態による、ブレード型電極を有する電気外科用装置によって生成されたプラズマビーム走査の別の図である。 本開示の一実施形態による、固定点から見た受信プラズマビーム電力の図１１Ｃに対応するグラフである。 本開示の一実施形態による、図８Ａの皮膚状態監視装置用の回路のブロック図である。 本開示の一実施形態による、電気外科用装置によって生成された低温プラズマビームのプラズマインピーダンスおよび目標組織部位の組織インピーダンスの図である。 本開示の一実施形態による、図１３Ａに示すプラズマインピーダンスおよび組織インピーダンスの等価回路図である。 本開示の一実施形態による、様々な電気外科的条件下での組織インピーダンスの変化を示すグラフである。 本開示の一実施形態による、回路のブロック図である。 本開示の一実施形態による、離間器の基部上に配置された電極のアレイの図である。 本開示の一実施形態による、組織の電気インピーダンス測定システムのブロック図である。 本開示の一実施形態による、離間器の基部上に配置された音響変換器のアレイの図である。 本開示の一実施形態による、音響インピーダンス測定システムのブロック図である。 本開示の一実施形態による、示差的な音響吸収測定システムのブロック図である。 本開示の一実施形態による、プラズマのアコースティックエミッションを測定するための装置の図である。 本開示の一実施形態による、プラズマ発光スペクトルを測定するための装置の図である。 本開示の一実施形態による、図２２に示す装置と共に使用するための光学インターフェースの図である。 本開示の一実施形態による、例示的な組織由来の光放射の図である。 本開示の一実施形態による、例示的な組織由来の光放射の図である。

以下、添付図面を参照しながら、本開示の好ましい実施形態について説明する。以下の説明では、不必要な詳細で本開示を不明瞭にすることを避けるために、周知の機能または構成は、詳細には説明されない。図面および以下の説明において、「近位」という用語は、従来どおり、ユーザに近い、器具、装置、アプリケータ、ハンドピース、鉗子などのデバイスの端部を指す。「遠位」という用語は、ユーザから遠い方の端部を指す。本明細書では、「結合された」という語句は、１つまたは複数の中間構成要素を介して直接接続されるか、または間接的に接続されることを意味すると定義される。このような中間構成要素には、ハードウェアベースとソフトウェアベースの構成要素の両方が含まれ得る。

図１は、全体として符号１０で示される例示的な単極電気外科用システムを示している。単極電気外科用システムは、全体として符号１２で示されているとともに電気外科用装置１０のための電力を生成する電気外科用発電機（ＥＳＵ）と、全体として符号１４で示されているプラズマ発生器と、を備える。プラズマ発生器１４は、プラズマ流１６を生成して、導電性プレートまたは支持表面２２上に静置されている患者２０の外科手術部位または目標領域１８に適用する。電気外科用発電機１２は、全体として符号２４で示される変圧器を含んでいる。変圧器２４は、電源（図示せず）に結合された一次側および二次側を含み、プラズマ発生器１４に高周波電気エネルギを供給する。典型的には、電気外科用発電機１２は、いかなる電位にも関連付けられていない孤立した浮遊電位を含む。したがって、電流は、アクティブ電極とリターン電極との間を流れる。出力が絶縁されていないが「アース」に関連付けられている場合、電流は、接地電位のある領域に流れる可能性がある。これらの領域と患者との接触面が比較的小さい場合、望ましくない火傷が発生する可能性がある。

プラズマ発生器１４は、電極２８を有するハンドピースまたはホルダ２６を備えている。電極２８は、流体流れハウジング２９内に少なくとも部分的に配置され、変圧器２４に結合されてそこから高周波電気エネルギを受け取って希ガスを少なくとも部分的にイオン化する。希ガスは、ハンドピースまたはホルダ２６の流体流れハウジング２９に供給されて、プラズマ流１６を生成または創出する。高周波電気エネルギは、変圧器２４の二次側からアクティブ導体３０を通ってハンドピース２６の電極２８（まとめてアクティブ電極）に供給され、患者２０の外科手術部位１８に適用するためのプラズマ流１６を創出する。さらに、電流制限コンデンサ２５が電極２８と直列に設けられて、患者２０に送達される電流の量を制限する。

電気外科用発電機１２への帰路は、患者２０の組織および体液、導体板または支持部材２２、ならびにリターン導体３２（まとめてリターン電極）を通って変圧器２４の二次側に至り、孤立した浮遊電位回路が完成する。

別の実施形態では、電気外科用発電機１２は、いかなる電位にも関連付けられていない孤立した非浮遊電位を含む。電気外科用発電機１２に戻るプラズマ電流の流れは、組織および体液ならびに患者２０を通る。そこから、リターン電流回路は、プラズマ発生器ハンドピース２６、外科医への結合された外部静電容量を介して、および変位電流を介して完成する。静電容量は、とりわけ、患者２０の物理的サイズによって決定される。そのような電気外科用装置および発電機は、本発明の譲受人が所有するＫｏｎｅｓｋｙの米国特許第７，３１６，６８２号に記載されており、その内容は参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

以下の様々な実施形態で説明するように、プラズマ発生器ハンドピース２６に変圧器２４を配置してもよいことを理解されたい。この構成では、例えば、降圧変圧器、昇圧変圧器、またはそれらの任意の組み合わせなど、ハンドピース内の変圧器に適切な電圧および電流を供給するために、発電機１２に他の変圧器を設けてもよい。

図２Ａを参照すると、本開示による電気外科用装置１００が図示されている。一般に、装置１００は、近位端部１０３および遠位端部１０５を有するハウジング１０２と、開放遠位端部１０６およびハウジング１０２の遠位端部１０５に結合された近位端部１０８を有する管１０４とを含む。ハウジング１０２は、右側ハウジング１１０および左側ハウジング１１２を含み、ボタン１１４およびスライダ１１６のための設備をさらに含む。スライダ１１６が作動すると、管１０４の開放遠位端部１０６でブレード１１８を露出する。ボタン１１４が作動すると、以下に詳細に説明するように、ブレード１１８に電気外科用エネルギが印加され、ある特定の実施形態では、流管１２２を通るガス流を可能にする。

さらに、装置１００に無線周波数（ＲＦ）エネルギ源を結合するために、ハウジングの近位端部１０３に変圧器１２０が設けられている。（変圧器を電気外科用発電機内に設置するのではなく）変圧器１２０を装置１００内に設けることにより、装置１００用の電力は、変圧器が発電機内に離れて設置される場合に必要とされる電圧および電流よりも高い電圧および低い電流から発生し、より小さい熱化効果をもたらす。対照的に、発電機内にある変圧器は、より大きな熱化効果を有するより低い電圧およびより高い電流でアプリケータ電力を生成する。したがって、装置１００内に変圧器１２０を設けることにより、手術部位での組織への付随的な損傷が最小限に抑えられる。

装置１０２の線Ａ−Ａに沿った断面図が図２Ｂに示されている。ハウジング１０２および管１０４内に配置されているのは、装置１００の長手方向軸に沿って延びる流管１２２である。流管１２２の遠位端部１２４では、ブレード１１８が流管１２２内に保持される。流管１２２の近位端部１２６は、管コネクタ１２８および可撓性管１２９を介してガス源に結合される。流管１２２の近位端部１２６は、また、変圧器１２０に結合するプラグ１３０を介してＲＦエネルギ源に結合される。流管１２２は、以下で説明するようにプラズマ用途または電気外科的切断に使用されるときにＲＦエネルギをブレード１１８に伝導するように、導電性材料、好ましくはステンレス鋼から作られている。外管１０４は、非導電性材料、例えばＬｅｓｔｒａｎで構成されている。スライダ１１６は、保持カラー１３２を介して流管１２２に結合される。プリント回路基板（ＰＣＢ）１３４は、ハウジング１０２内に配置され、ボタン１１４を介して変圧器１２０からのＲＦエネルギの印加を制御する。

スライダ１１６は、直線方向に自由に移動可能であってもよく、または、装置１００の操作者がブレード１１８を過度に伸ばすことを防止するために、例えば、ラチェット移動などの増分移動のための機構を含んでもよいことを理解されたい。ブレード１１８の増分移動のための機構を採用することにより、操作者は、露出したブレード１１８の長さをより良く制御して、手術部位の組織への損傷を回避することになる。

外管１０４の遠位端部１０６の拡大図も、図２Ｂに図示されている。ここで、ブレード１１８は、流管１２２に結合されている。流管１２２は、少なくとも１つのシール１３６によって外管１０４内の適所に保持される。少なくとも１つのシール１３６は、管１０４およびハウジング１０２へのガスの逆流を防止する。円筒形のセラミックインサート１３８が外管１０４の遠位端部に配置され、装置１００の長手方向軸に沿ってブレードを保持し、ブレードが外管１０４の遠位端部を超えて露出するときの機械的切断中に構造的支持を提供する。

次に、装置１００の動作態様を図３Ａおよび図３Ｂに関連して説明する。図３Ａは、装置の拡大断面図を示す。図３Ｂは、装置の正面図を示す。

図３Ａを参照すると、流管１２２は、外管１０４内に配置されている。円筒形の絶縁体１４０は、流管１２２の周りに配置されている。スライダ１１６は、絶縁体１４０に結合されており、ブレード１１８を伸長および後退させるために使用される。外管１０４の遠位端部１０６では、環状またはリング形状のシール１３６および円筒形のセラミックインサート１３８が流管１２２の周囲に配置される。図３Ｂから分かるように、ほぼ平面のブレード１１８は、ブレード１１８の両側に２つのガス通路１４２、１４４が形成されるように、円筒形の流管１２２の内周に結合される。ガスがハウジングの近位端部１０３から流管１２２を通って流れると、ガスは、ブレード１１８を越えて外管１０４の遠位端部から出る。

図３Ａに示すように、ブレードが後退位置にあるとき、装置１０２は、プラズマを生成するのに適している。後退位置では、ＲＦエネルギは、流管１２２を介して電気外科用発電機（図示せず）からブレード１１８の先端部１４６に伝導される。次に、ヘリウムまたはアルゴンなどの不活性ガスが、電気外科用発電機または外部ガス源のいずれかから流管に供給される。不活性ガスが、高電圧および高周波に保たれたブレード１１８の鋭いポイント１４６上を流れると、低温プラズマビームが生成される。

図４を参照すると、ブレード１１８がスライダ１１６を介して前進するため、先端部１４６は、外管１０４の遠位端部１０６を通過して伸長する。この状態では、ブレード１１８は、機械的切断と電気外科的切断の２つの切断モードに使用することができる。機械的切断モードでは、ＲＦまたは電気外科用エネルギは、流管１２２またはブレード１１８に印加されず、したがって、ブレード１１８は、非通電状態にある。このモードでは、ブレード１１８は、機械的切断によって組織を切除するために使用できる。組織が除去された後、ブレード１１８は、スライダ１１６を介して後退され得、電気外科用エネルギおよびガスがボタン１１４を介して印加されて、手術患者部位の焼灼、滅菌および／または止血のための低温プラズマビームを生成してもよい。

電気外科的切断モードでは、ブレード１１８は、通電状態かつ不活性ガス流がある状態で前進および使用される。この構成は、電気外科用エネルギが切断を行う電気外科ナイフのアプローチに似ている。しかしながら、不活性ガス流を追加すると、切断の側壁に沿った付随的な損傷がほとんどなく、切断は事実上焼痂を示さない切断速度はかなり速く、ナイフの刃が電気的に通電されていないとき、すなわち機械的切断モードと比較して、機械的切断抵抗が少ない。この過程で止血も影響を受ける。

上記のように、全体として符号１４で示されているプラズマ発生器および装置１００などの低温プラズマを発生することができる電気外科用デバイスは、電気外科処置で使用して、発生した低温プラズマビームを介して電気外科用エネルギを手術部位（例えば、患者の組織）に印加することができる。以下で説明するように、手術部位に印加されるエネルギ密度は、複数の要因のいずれか１つに基づいて（大幅に）変化する可能性がある。しかしながら、手術部位に印加されるエネルギ密度は、手術部位に所望の生理学的効果を達成するために特定の狭い有益な範囲内に留まることが重要である。本開示は、１つまたは複数の要因に基づいて手術部位への印加エネルギ密度をリアルタイムで感知するように構成されている皮膚状態監視装置を提供する。感知された印加エネルギ密度に基づいて、手術部位への印加エネルギ密度が手術部位への所望の生理学的効果を達成する有益な範囲内に留まるように、低温プラズマビームの印加電力レベルが調整され得る。一実施形態では、本開示の皮膚状態監視装置は、低温プラズマを生成することができる電気外科用デバイスの遠位端部に結合されるように構成される。他の実施形態では、電気外科用装置は、一体型の皮膚状態監視構成要素を含み得る。

様々な外科処置は、例えば、上記の装置１４および１００などであるがこれらに限定されない低温プラズマ発生デバイスを使用することにより、手術部位へのエネルギの蓄積によって影響を受ける可能性がある。より具体的には、所望の生理学的効果を達成するために、手術部位には所与の最小エネルギ密度（例えば、単位面積当たりのジュール）が印加されなければならない。しかしながら、それを超えると手術部位に組織損傷作用が発生する、閾値エネルギ密度が存在する可能性がある。場合によっては、有益な効果と有害な効果との間の閾値が非常に急になることがあり、エネルギ密度の比較的小さな増加がその閾値を超える可能性がある。言い換えれば、印加エネルギ密度のほんの数パーセントの増加が、治療効果と有害な効果の違いを生む可能性がある。

いくつかの要因が、手術部位への印加エネルギ密度に影響を与える。これらの要因には、これらに限定されないが、印加領域、プラズマビームの印加電力レベル、エネルギを吸収する印加部位の能力、印加部位からエネルギを除去する冷却係数、および滞留時間が含まれる。上記の装置１４および１００などの低温プラズマジェットアプリケータの場合、追加の冷却剤として機能するキャリアガスの流量もまた、手術部位への正味の印加エネルギ密度に影響を与える。

低温プラズマは、低温プラズマ生成デバイスのアプリケータ先端部（例えば、装置１００の遠位端部１０６および流管１２２を介してなど）から印加部位に印加される。アプリケータ先端部から印加部位までの距離が、印加エネルギ密度において重要な役割を果たす可能性がある。これは、レーザなどの光学ベースのエネルギアプリケータに特に当てはまる。ここで、印加電力密度は、印加部位からのアプリケータの距離の二乗に反比例してスケーリングされ、アプリケータの距離の比較的小さな変化が、印加電力密度に大きな影響を与える可能性がある。印加電力密度という用語は、単位面積あたりの電力の単位、例えばワット／ｃｍ^２で与えられた、所与の領域に印加されている有効電力の瞬間的な量を指すことに注意されたい。印加エネルギ密度は、印加電力密度に、所与の領域に電力密度が印加されている持続時間を掛けたもので決定される。この持続時間は、滞留時間と呼ばれることもある。印加エネルギ密度の単位は、ワット秒／ｃｍ^２やジュール／ｃｍ^２など、単位面積あたりのエネルギである。「印加」または「有効な」という用語は、手術部位で吸収される実際の電力密度またはエネルギ密度を示すことを意図し、ガス流による冷却、血流、および／または蒸発冷却など、電力またはエネルギを除去する可能性のある様々なメカニズムを考慮に入れることに注意されたい。

多くの処置では、アプリケータビーム（すなわち、低温プラズマ生成デバイスのアプリケータ先端部から射出された低温プラズマビーム）を手術部位の所与の領域で走査する必要がある。次に、手術部位上のアプリケータ先端部の走査速度には滞留時間が関係する。走査速度が速いほど、滞留時間は短くなり、その逆も同様である。印加エネルギ密度は、印加電力密度と滞留時間との積であるため、他のすべての要素が等しい場合、例えば、走査速度が速いほど、手術部位への印加エネルギ密度は低くなる。

印加エネルギ密度に影響を与える要因のうち、特に上記の装置１４および１００の場合のように、アプリケータが手で走査されている場合、走査速度は、容易には制御されない。有益な印加エネルギ密度と有害な印加エネルギ密度との間の閾値が比較的狭い状況では、アプリケータの走査速度の比較的小さな変化がその閾値を超えて、手術部位に望ましくない生理学的影響をもたらす可能性がある。

本開示の一実施形態によれば、手術部位への印加エネルギ密度をリアルタイムで監視するための方法および装置が提供され、その結果、このエネルギ密度に影響を与える要因の変動を補償して、所与の領域に均一な生理学的効果をもたらすことができる。例えば、印加電力レベルは、印加部位で本開示の装置によってリアルタイムで監視される変数に応答して調整され得る。監視された変数が、印加エネルギ密度が所定の損傷閾値に近づいていることを示す場合、アプリケータによって生成される低温プラズマビームの印加電力レベルをその分だけ下げて、印加エネルギ密度を所定の有益な範囲内に維持することができる。同様に、本開示の装置によって、印加エネルギ密度が所定の有益なレベルまたは範囲を下回ったと判定された場合、アプリケータによって生成される低温プラズマビームの印加電力レベルをその分だけ増加させて、印加エネルギ密度を所定の有益な範囲内に維持することができる。変動する走査速度を補償する場合、本開示の装置が、アプリケータの移動が一時的に遅すぎると判定した場合には、印加電力レベルが低減され、本開示の装置が、アプリケータの移動が速すぎると判定した場合には、印加電力レベルが増加され得る。本開示の装置は以下でより詳細に説明されることを理解されたい。

印加エネルギ密度を示すいくつかの変数が監視され得る。これらの変数には、組織表面温度、組織の電気インピーダンス、および音響特性が含まれる。ただし、これらの監視される変数の一部は、エネルギ印加プロセスによって妨害される場合がある。例えば、組織の電気インピーダンスを測定するプロセスは、典型的には、その大きさが数ミリボルト程度である試験信号を利用するが、低温プラズマジェットで使用される電圧は、数ｋＶ程度であり得る。幸いなことに、このような低温プラズマジェットは、電気的にパルス化され、単調なパルス間周期が電気インピーダンス測定値に使用され得る。同様の議論は、超音波特性を使用するなど、音響モニタリングでも行われることがあり、パルス間周期が音響測定値に使用され得る。温度測定は、組織表面に直接接触するか、赤外線放射を使用することにより実現され得る。後者の場合も、エネルギ印加からの寄与は、フィルタリングして取り除くか、そうでなければ除去する必要がある。本開示の皮膚状態監視装置（図８で最初に示す）は、これらの技術を使用して上記の変数のいずれか１つを監視して、監視されている変数の測定値への電気外科用アプリケータによる干渉をフィルタリングして取り除くように構成され得ることを理解されたい。

所与の印加エネルギ密度と組織の特性に対して、組織の深さ、および組織の表面を横方向に横切り、印加ポイントから離れた両方で温度プロファイルが生成される。例えば、図５Ａ〜図５Ｃを参照すると、本開示に従って、様々な印加エネルギ密度プロファイル、および手術部位の組織に生成される熱または温度拡散プロファイルに対するそれらの相対的な影響が示されている。図５Ａでは、低エネルギ密度のプラズマビームまたはジェット５０２が、アプリケータ（例えば、上記の装置１４、１００など）によって患者の組織表面５０６上の印加ポイント５０４に印加される。プラズマビーム５０２による組織表面５０６への印加エネルギ密度は、印加ポイント５０４から患者の組織の深さに放射状に広がり、かつ印加ポイント５０４から離れて組織表面５０６を横方向に横切る組織熱拡散プロファイル５０８を生成する。

図５Ｂでは、中程度のエネルギ密度（すなわち、図５Ａで印加される低エネルギ密度よりも高い）が患者の組織表面５０６に印加され、図５Ｃでは、高エネルギ密度（すなわち、図５Ｂで印加される中程度のエネルギ密度よりも高い）が患者の組織表面５０６に印加される。図５Ａ〜図５Ｃを検討することにより分かるように、組織表面５０６のポイント５０４に印加されるエネルギ密度が増加すると、組織熱拡散プロファイル５０８は、組織表面５０６の横方向の両端および組織を貫通する深さの両方で、ポイント５０４からさらに離れて広がる。このようにして、組織表面５０６のポイント５０４へのプラズマビーム５０２の印加により生成された熱拡散プロファイル５０８の特定の特性を測定することによって、印加エネルギ密度プロファイルが判定され得る。

例えば、図６を参照すると、印加ポイント５０４から、ポイント５０４から横方向に配置された組織表面５０６上のポイント５０１までの固定距離Ｂでの温度が測定され、印加エネルギ密度および組織への熱影響ゾーン５０９の深さを判定するために使用され得る。ポイント５０４における印加エネルギ密度と共に、ポイント５０１での測定温度を使用して、ポイント５０４でのエネルギ密度と熱影響ゾーン５０９の貫通の深さＣの両方を判定できる。原則として、印加エネルギ密度は、印加ポイントから所与の距離だけ離れた位置で測定された表面温度に基づいて計算できる。ただし、熱伝導率、比熱、および損失メカニズム（伝導、蒸発、放射損失を含む）などの変数の値は、概算でのみ知られ、それらの値は温度にも依存し得る。実際には、印加エネルギ密度と表面温度との関係は実験的に決定され、ルックアップテーブルに格納される。

皮膚の表面再形成およびしわの除去などのある特定の用途では、熱影響ゾーン５０９の深さＣ（すなわち、熱拡散プロファイル５０８によって定義される組織の体積）を制限することが重要である。根底にある血管新生は、エネルギ蓄積プロセスで損傷してはならない。

表面温度測定におけるさらなる複雑さは、温度プロファイル５０８の径方向の対称性がアプリケータの走査運動によって影響を受ける可能性があることである。この影響は、本開示による図７Ａに図示されている。アプリケータの先端部が患者の組織表面５０６を横切って方向Ａ（図７Ａに示されている）に移動されると、熱散逸の引きずり「尾部」５１０が温度プロファイル５０８に形成され得る。エネルギ印加ポイント５０４の熱散逸尾部５１０における温度測定は、通常の径方向表面熱拡散５０８およびエネルギ蓄積自体の散逸からの寄与からの両方の寄与を含む。

印加エネルギ密度および組織表面までのアプリケータ距離に影響を与える変数の１つは、本開示による図８Ａ、図８Ｂおよび図９に示される離間器装置７００を使用することによって制御および固定することができる。以下で説明するように、離間器装置７００は、上記の皮膚状態監視装置として使用され得ることを理解されたい。

図８Ａ、図８Ｂおよび図９に示すように、離間器７００は、アプリケータ６００の遠位部分６０２に結合され得る。アプリケータ６００は、上記の装置１４、１００のいずれか、または低温プラズマを手術部位に印加することができる任意の他の電気外科用装置を代表し得ることを理解されたい。アプリケータ６００は、ハンドルハウジング６０１と、ハウジング６０１から遠位に延在する遠位アプリケータ先端部またはノズル６０４とを含む。図示されていないが、一実施形態では、シャフトまたは管が、ハウジング６０１を遠位先端部６０４に結合する。アプリケータ６００によって生成された低温プラズマは、先端部６０４の遠位端部６０５に配置された開口部６０６（図８Ｂに示される）から射出され、患者の組織表面５０６に印加される。電極６０８を先端部６０４の内部に配置して、先端部６０４に供給されたキャリアガスをイオン化して、低温プラズマビームを創出できることを理解されたい。一実施形態では、電極６０８は、格納可能であり得、上記の装置１００のブレード１１８と同様の方法で平面ブレードとして構成され得る。他の実施形態では、電極６０８は、本開示の範囲から逸脱することなく、他の適切な形状、例えば、針、ボール、ワイヤ、または任意の他のタイプの電極で構成されてもよい。

離間器７００は、離間器７００の近位端部７０１に向かって配置されたアプリケータ受容部分７０２と、離間器７００の遠位端部７０３に向かって配置された基部７０６とを含む。基部７０６は、基部７０６の外周に結合する１つまたは複数の支持体またはポスト７０４を介してアプリケータ受容部分７０２に結合される。図９で最もよく分かるように、受容部分７０２は、アプリケータ６００の遠位部分６０２を（例えば、端部７０１から表面７０５まで延在するチャネルまたはスロットに）受容するように構成されている。その結果、アプリケータ先端部６０４は、離間器７００の表面７０５の開口部を通して配置される。遠位部分６０２は、ハウジング６０１の遠位部分、ハウジング６０１を先端部６０４に結合するシャフトもしくは管の遠位部分および／または先端部６０４の一部を含み得る。一実施形態では、離間器７００は、アプリケータ６００の遠位部分６０２が受容部分７０２によって受容されるときに、離間器７００を先端部６０４および／または遠位部分６０２に固定するための固定手段（例えば、クランプまたは端部７０１に配置された他の固定手段）を含み得る。一実施形態では、基部７０６は、基部７０６が外周によって画定される開口部７０８を含むように、リングまたは環状の形状に構成される。図８Ｂで最もよく分かるように、離間器７００がアプリケータ６００の遠位部分６０２に結合されると、先端部６０４の開口部６０６と基部７０６の開口部７０８は同軸に整列し、その結果、プラズマが先端部６０４の開口部６０６を出るときに、プラズマは開口部７０８に向けられる。

図８Ａに示すように、基部７０６は、ポスト７０４を介して受容部分７０２から離れて配置され、その結果、基部７０６が組織表面５０６と接触するときに、先端部６０４の遠位端部６０５は、基部７０６／組織表面５０６から固定された所定の距離Ｄに保持される。このようにして、先端部６０４の遠位端部６０５から組織表面５０６までの距離Ｄが印加エネルギ密度に及ぼす影響は、一定に保たれる。先端部６０４の遠位端部６０５からの距離Ｄが一定に保たれる一方で、印加エネルギ密度は、より容易に一定に保たれ、以下に説明するように、印加エネルギ密度に影響する残りの要素に焦点を合わせることができる。

離間器支持基部７０６（図８Ｂ）は、エネルギ印加中の組織状態のセンサ監視のための便利な場所を提供する。一実施形態では、基部７０６は、手術部位の組織表面５０６の様々な特性または性質（例えば、温度）を監視するための１つまたは複数の埋め込まれたセンサを含む。電気外科処置中に基部７０６が組織表面５０６と接触すると、基部７０６内のセンサも組織表面５０６と接触して、所望の測定値（例えば、一実施形態では温度測定値）を得る。例えば、図１０Ａおよび図１０Ｂの各々は、本開示による基部７０６で実装される様々なセンサ構成を伴う、離間器７００の遠位端部７０３を通る図を含む。図１０Ａでは、リングまたは環状センサ７２０（例えば、温度センサ）が、基部７０６に埋め込まれた状態で示されている。図１０Ｂでは、１つまたは複数の別個のまたは個別のセンサ７２０（すなわち、７２０Ａ〜Ｄ）が基部７０６に埋め込まれた状態で示されている。以下でより詳細に説明するように、各センサ７２０は、離間器７００および／またはアプリケータ６００（例えば、コントローラまたはプロセッサ）の１つまたは複数の構成要素に結合され得、センサ７２０によって得られる任意の測定値が提供され得る。

コストと複雑さの観点から、アプリケータ電力レベルの必要なフィードバックを達成するために、可能な限り少ない数のセンサ７２０を使用することが望ましい。しかしながら、走査されたアプリケータの熱放散「尾部」５１０（図７Ａに示される）の潜在的な影響を考慮して、単一の温度センサは、アプリケータが任意の方向に移動される可能性を考慮するために径方向に対称でなければならない。図１０Ａに示すように、リングセンサ７２０は、必要となる径方向に対称な形状を含む。あるいは、図１０Ｂを参照すると、少なくとも２つの温度センサ７２０のアレイを利用してもよい。温度センサ７２０が組織表面５０６で測定される任意の温度変化に迅速に応答し、フィードバックループでそれらの測定値を使用して適時にプラズマビーム５０２の印加電力レベルを調整できるように、任意の所与の温度センサ７２０は、低い熱質量を有する必要があることを理解されたい。

図１０Ｂの実施形態に示すように、複数のセンサ７２０を使用することにより、少なくとも１つまたは複数のセンサ７２０が、アプリケータ６００の運動によって創出される下流の熱放散「尾部」５１０内にあるため、アプリケータの運動方向の検出が可能になる。下流の熱放散「尾部」５１０内のセンサ７２０によって得られる測定値は、印加ポイント５０４に配置された残りのセンサ７２０によって得られる他の測定値と比較して、より高い温度を有する。このようにして、散逸「尾部」５１０内のセンサ７２０によって測定されたより高い温度を使用して、「尾部」５１０の方向が判定され得る。「尾部」５１０の方向が得られると、アプリケータ６００の運動方向もまた、「尾部」５１０の方向と反対方向になるため判定され得る。例えば、温度センサ７２０Ａによって感知された温度が温度センサ７２０Ｂ〜Ｄによって感知された温度よりも高い場合、「尾部」５１０がセンサ７２０Ａから離れて表面５０６に沿った方向Ｄに向いていること、およびアプリケータ６００の運動が表面５０６に沿った方向Ｅ（Ｄの反対）であることが判定され得る。

所与の電力設定に対する上流温度と下流温度との間の非対称の程度（すなわち、図７Ａの５１０）を使用して、アプリケータの速度が推測され得る。例えば、所与の電力設定でアプリケータを比較的ゆっくりと動かすと、印加エネルギ密度が高くなるため、そのエネルギを放散するのに必要な時間が長くなる。結果として、図７Ａに示されるように、非対称性はより大きくなり、より長い「尾部」５１０が生成される。比較すると、アプリケータ６００がより速く移動される場合、印加エネルギ密度はより低くなり、「尾部」５１０は、図７Ｂに示されるようにより短くなる。

複数の個別センサ７２０を含めることにより、非対称なエネルギ印加プロファイルの潜在的な補償も可能になる。低温プラズマジェットアプリケータ６００の場合、アプリケータ電極６０８は、その厚みよりも広い（上記のような）ブレードの形態であり得る。これにより、楕円形のエネルギ印加プロファイルが生じる。例えば、図１１Ａを参照すると、平面ブレード形状の電極６０８を含むアプリケータ６００によって生成されたプラズマビーム５０２によって組織表面５０６上に生成されたプラズマビーム５０２のビームフットプリント５０３が本開示に従って示されている。アプリケータ６００は、ビーム５０２が組織表面５０６を方向Ａで走査するように移動されている。ビーム５０２が組織表面５０６を走査するにつれて、ビーム５０２によって走査された経路に沿って、ビーム５０２が既に走査した所に処置された組織５０５が存在し、ビーム５０２はまだ通過していないが、ビームフットプリント５０３が同じ方向に移動し続けると通過する所に未処置の組織５０７が存在する。図１１Ａに示すように、アプリケータ６００がビームフットプリント５０３の楕円短軸５５４に沿った方向Ａに走査される場合、エネルギは、より広い領域にわたって走査される。さらに、図１１Ｂに示すグラフ５５０で示されるように、瞬間滞留時間は、ビーム５０２がその上を走査されるときに（すなわち、フットプリント５０３によって示される）目標組織上の所与のポイントから分かるように、より短くなる。これは、移動方向Ａでは、移動方向Ａと整列する軸の長さ（すなわち、楕円短軸５５４）が最小化されるためである。アプリケータ６００の移動方向Ａと整列する楕円短軸５５４から生成されるより広い経路とより短い滞留時間が組み合わさって、全体的な印加エネルギ密度を低減する。

逆に、図１１Ｂに示すように、アプリケータ６００が楕円長軸５５６に沿った方向Ｂに走査される場合、エネルギは、（図１１Ａに示すように、楕円短軸５５４上を走査したときに生成される経路と比較して）より狭い経路に広がる。図１１Ｄのグラフ５５２に示すように、このシナリオにおける瞬間滞留時間は、移動方向Ｂにおいて移動方向Ｂと整列する軸の長さ（すなわち、楕円長軸５５６）が最大化されるという事実によって、より長くなる。アプリケータ６００の移動方向Ｂと整列する楕円長軸５５６から生成される経路が狭く、滞留時間が長いために、図１１Ａおよび図１１Ｂに示す各シナリオで印加電力レベルおよび走査速度が同じであっても、印加エネルギ密度は高くなる。離間器７００の基部７０６に含まれる複数のセンサ７２０は、これらの２つの向き、またはそれらの間の向きの検出、および一定の印加エネルギ密度に対する印加電力レベルの調整を可能にする。

ビームフットプリントの楕円の例は、短軸が１ｍｍ、長軸が２ｍｍで考える。個々のセンサの間隔は、これらの２つの軸の違いを確実に検出できるように十分に近くなければならない。この例では、少なくとも０．５ｍｍのセンサ間隔で十分であろう。短軸に沿って走査すると、短軸に沿って走査するよりもビームの幅が広いため、より多くのセンサが温度上昇を示すことになる。さらに、短軸に沿った走査で、他の条件が同じであれば、少数のセンサ間に高い温度上昇分布が生成されるのに比べて、短軸に沿って走査すると、多数のセンサ間に低い温度上昇分布（すなわち、低い印加エネルギ密度）が生成されることになる。

しかしながら、複数のセンサ７２０の使用は、アプリケータ６００とアプリケータ６００に電力を供給する発電機ユニットとを結合するケーブル内の相互接続ワイヤの数を実質的に増やす必要がある。この配置のコストと複雑さは、ケーブル内の電力導体からの高電圧のいかなる偶発的なピックアップも防ぐために、発電機ユニットの各センサ７２０に１つずつ終端回路を必要とすることによって、さらに増加する。

一実施形態では、離間器７００および／またはアプリケータ６００は、センサ７２０が上記の問題を解決するためのセンサデータサンプリング、Ａ／Ｄ変換およびシリアル化回路を含む。このようにして、離間器７００に含まれる任意の数のセンサ７２０に対して、発電機ユニットをアプリケータ６００に接続するケーブルに必要なワイヤは１本だけである。

例えば、図１２を参照すると、回路７５０が本開示に従って示されている。回路７５０の構成要素のいくつかまたはすべてが、離間器７００、アプリケータ６００、または両方のデバイス６００および７００の組み合わせに配置され得ることを理解されたい。回路７５０は、１線式インターフェース７５２、アナログデジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ７５４、コントローラまたはプロセッサ７５６、マルチプレクサ７５８、および１つまたは複数のセンサ７２０を含む。コントローラ７５６は、１線式インターフェース７５２、Ａ／Ｄコンバータ７５４、およびマルチプレクサ７５８の各々に結合される。また、Ａ／Ｄコンバータ７５４は、１線式インターフェース７５２およびマルチプレクサ７５８に結合される。また、マルチプレクサ７５８は、各センサ７２０およびＡ／Ｄコンバータ７５４に結合される。回路７５０は、１線式インターフェース７５２を介して外部インターフェース（例えば、ＥＳＵ１２などの電気外科用発電機）に結合される。

使用中、各センサ７２０からの出力は、マルチプレクサ７５８によって、順次または他の所定の配置でサンプリングされる。次に、所与の選択されたセンサ７２０からのマルチプレクサ７５８の出力は、Ａ／Ｄコンバータ７５４によってデジタル化され、次に、受信したデジタル化センサデータをシリアル化するように構成されている１線式インターフェース７５２に送られる。コントローラ７５６は、コントローラ７５６に格納された命令またはコントローラ７５６に結合されたメモリに基づいて、回路７５０の各構成要素を制御するように構成される。センサ７２０の測定値に関連するデジタル化されたデータは、１線式インターフェース７５２によってシリアル化されるため、アプリケータ６００を発電機ユニット（例えば、ＥＳＵ１２）に結合するケーブルには、１線式インターフェース７５２に結合された追加の導体が１つだけ必要であり、発電機ユニットには終端回路が１つだけ必要である。回路７５０が離間器装置７００に含まれる場合、離間器７００とアプリケータ６００との間の一対の電気接点を介して、通信および回路電力が確立され得る。例えば、一実施形態では、電気接点は、離間器７００の受容部分７０２と配置または一体化され、アプリケータ６００の遠位部分６０２上の対応する接点と嵌合するように構成されてもよい。次に、アプリケータ６００は、離間器７００に電力を供給し、かつアプリケータ６００および離間器７００に含まれる電気接点を介して離間器７００からの通信（例えば、センサデータ）を受信するように構成される。あるいは、離間器回路７００は、別個の電源（例えば、電池）に結合され得、ＲＦまたは光無線手段を介して発電機ユニットに直接通信し得る。

センサ７２０からサンプリングされたセンサデータは、アプリケータ６００のコントローラもしくはプロセッサおよび／またはアプリケータ６００に結合された発電器ユニットのコントローラもしくはプロセッサに供給されてもよいことを理解されたい。上記のように、センサデータからの測定値は、アプリケータ６００および／または発電機ユニットのコントローラによって使用されて、患者の組織表面５０６上の印加ポイント５０４におけるプラズマビーム５０２の印加エネルギ密度を判定し得る。判定された印加エネルギ密度に基づいて、アプリケータ６００および／または発電機ユニットのコントローラは、プラズマビーム５０２の電力レベルを（すなわち、電極６０８に印加される電力を調整することによって）調整して、所定の印加エネルギ密度を維持し得る。

上記のように、印加ポイント５０４における組織表面５０６の温度のセンサ７２０から得られた温度測定値は、アプリケータ６００および／またはアプリケータ６００に結合された発電機ユニットのコントローラによって使用されて、患者の目標組織への印加エネルギ密度をリアルタイムで判定し得る。センサ７２０から得られた温度測定値は、また、コントローラによって使用されて、アプリケータ６００の電極６０８によるビームプリント５０３（例えば、いくつかの実施形態では楕円）の形状、組織表面５０６に対するアプリケータ６００の先端部６０４の移動方向、および組織表面５０６に対するアプリケータ６００の先端部６０４の移動速度を判定し得る。印加ポイント５０４における組織表面５０６上の判定された温度は、目標組織およびプラズマビーム５０２の他の既知の性質（例えば、印加電力レベル、ガス流量、遠位先端部６０４と組織表面５０６との間の固定距離など）と併せて使用されて、目標組織への印加エネルギ密度を所望の生理学的効果を生み出すために有益な範囲内に維持し得る。温度データを取得し、最終的にはアプリケータ６００の適切な電力設定を計算して、望ましい生理学的効果を有益な範囲内に維持するために使用され得る、いくつかの物理的関係がある。ただし、この計算集約型のアプローチでは、特にリアルタイムの応答が不可欠であるため、かなりのＣＰＵ速度が必要になる。好ましいアプローチは、様々な温度データ／電力設定関係をルックアップテーブルに（例えば、アプリケータ６００またはＥＳＵ１２のメモリに）格納して、高速リアルタイム応答を可能にすることである。このルックアップテーブルの内容は、計算集約的なアプローチ、実験データ、またはそれらのいくつかの組み合わせによって、オフラインで事前に決定され得る。

例えば、現在の印加エネルギ密度が有益な範囲または所定の値もしくは閾値を下回ったとコントローラによって判定された場合、コントローラは、発電機ユニットに信号を送信して、印加エネルギ密度が増加して有益な範囲内になるまで、プラズマビーム５０２への印加電力を増加させるように構成される。代替として、現在の印加エネルギ密度が有益な範囲を超えたことがコントローラによって判定された場合、コントローラは、発電機ユニットに信号を送信して、印加エネルギ密度が減少して有益な範囲内になるまで、プラズマビーム５０２への印加電力を減少させるように構成される。このようにして、コントローラは、印加エネルギ密度をリアルタイムで継続的に判定し、印加エネルギ密度を有益な範囲内に維持するために、判定された印加エネルギ密度に基づいて、必要に応じて、（発電機ユニットにプラズマビーム５０２の印加電力レベルを増減するように指示することにより）印加エネルギ密度を増減するように構成される。有益な範囲は、異なる処置および目標組織によって異なり得ることを理解されたい。所与の処置および目標組織のための有益な範囲は、予め決定され得、アプリケータ６００および／または発電機ユニットのいずれかのメモリに保存され得る。

低温プラズマビーム５０２自体の伝導性によって組織インピーダンスの変化を測定することにより、低温プラズマジェットアプリケータ６００で目標組織部位へのエネルギ蓄積の影響を監視するための別のアプローチが使用できる。これには、プラズマビームの電圧と電流の測定が必要である。理想的には、これらの測定は発電機ユニット１２で都合よく行うことができる。しかしながら、周囲環境におけるケーブルの位置および場所に応じて、ケーブルワイヤ３０および３２における可変損失により、プラズマビームの電圧および電流測定はアプリケータ６００で直接行う必要があり得る。

この原理は、図１３Ａおよび図１３Ｂに示されており、図１３Ａは、アプリケータ先端部６０４で測定された総インピーダンスが、低温プラズマビームインピーダンスと組織インピーダンスの合計であることを示している。図１３Ｂは、等価回路７７０である。一実施形態では、ビームインピーダンスは、アプリケータ先端部６０４内に配置された１つまたは複数のセンサ（例えば、電圧および／または電流センサ）によってアプリケータ先端部６０４で測定または感知されることを理解されたい。別の実施形態では、ビームインピーダンスは、電気外科用発電機（例えば、ＥＳＵ１２）によってアプリケータ６００に出力される電流および電圧をサンプリングすることによって、アプリケータ６００に結合された電気外科用発電機内のセンサによって測定または感知される。どちらの場合でも、このアプローチの潜在的な問題は、低温プラズマビームインピーダンスが、アプリケータ先端部６０４と目標組織部位の表面５０６との間の距離に非常に敏感であることである。この距離が短くなると、プラズマインピーダンスが低下する。しかしながら、本開示の固定距離離間器装置７００を使用することによって、アプリケータ６００と組織との間の距離も固定されたままであり、これは既知である。印加電力レベル、キャリアガス流量、およびアプリケータ６００の遠位先端部６０４と組織表面５０６との間の距離における所与の一連の条件について、組織インピーダンスを計算するためにアプリケータ先端部６０４またはＥＳＵ１２から測定された総インピーダンス（プラズマと組織インピーダンスの合計）から、（例えば、アプリケータ６００またはＥＳＵ１２のコントローラ／プロセッサによって）既知のプラズマインピーダンスを差し引くことができる。

図１４を参照すると、グラフ９０２および９０４が本開示に従って示されている。グラフ９０２および９０４は、８０ワット（グラフ９０２）および４０ワット（グラフ９０４）を使用した電気外科条件下での組織インピーダンスの典型的な変化を示す。目標組織部位５０６にエネルギが印加されると、組織は徐々に乾燥し、そのインピーダンスが上昇する。このインピーダンスの変化をアプリケータ６００および／または発電機ユニットのコントローラによって使用して、特にアプリケータ６００が走査されている間に、一定の生理学的効果を維持するためにビーム５０２の印加電力レベルを変更したり、固定のアプリケータモードで所望の生理学的エンドポイントに達したときに、エネルギのさらなる印加を停止したりすることができる。例えば、計算されたインピーダンスの合計が増加すると、印加電力は減少する。

本開示の別の実施形態において、低温プラズマビームを使用して印加エネルギ下での微妙な組織変化を測定する別の方法は、プラズマビーム５０２の電圧と電流との間の位相シフトの変化を監視することである。一実施形態では、プラズマビーム５０２の電圧および電流は、アプリケータ先端部６０４に配置された１つまたは複数のセンサ（例えば、電圧および／または電流センサ）によってアプリケータ先端部６０４で測定または感知されることを理解されたい。別の実施形態では、プラズマビーム５０２の電圧および電流は、電気外科用発電機（例えば、ＥＳＵ１２）によってアプリケータ６００に出力される電流および電圧をサンプリングすることによって、アプリケータ６００に結合された電気外科用発電機内のセンサによって測定または感知される。いずれの場合でも、プラズマビーム５０２の電圧と電流との間の位相シフトは、取得された電圧および電流測定値に基づいて、アプリケータ６００または電気外科用発電機のコントローラによって計算される。

プラズマビーム５０２の電圧と電流の位相関係は、目標組織部位の等価誘電率に依存する。等価誘電率は、乾燥のレベルと印加部位のバルク組織温度の両方で変化する。所望の生理学的効果についての所定の予想される位相関係との比較を使用して、測定された位相シフトをフィードバック信号として使用して、（例えば、アプリケータ６００および／または発電機ユニットのコントローラによって）印加電力を調整することができる。未処置の組織は、固定位相シフトを生成する抵抗性成分と容量性成分の組み合わせを有し、その実際の値はプラズマビームの周波数に依存する。低い周波数のプラズマビームでは容量性成分が支配的であり、高い周波数のプラズマビームでは抵抗性成分が支配的である。これは、容量性リアクタンスが周波数に反比例して変化するためである。周波数が高くなると、容量性リアクタンスは小さくなる。ただし、組織が乾燥するにつれて、組織はますます容量性になる。したがって、所与のプラズマビーム周波数に対して、組織が乾燥するにつれて、位相シフトは増加する。

例えば、図１５を参照すると、回路８００のブロック図が本開示に従って示されている。回路８００は、電流測定モジュール８０２、位相比較器８０４、電圧測定モジュール８０６、プラズマビームインピーダンスモジュール８０８、組織インピーダンスモジュール８１０、データ取得および分析モジュールまたはプロセッサ８１２、フィードバック制御モジュール８１６ならびに低温プラズマ電源８１４を含む。回路８００の構成要素の一部またはすべてが、アプリケータ６００、デバイス７００および／またはアプリケータ６００に結合された発電機ユニット（例えば、ＥＳＵ１２）に配置され得ることを理解されたい。

電力は、低温プラズマ電源８１４（例えば、電気外科用発電機）を介してアプリケータ６００に供給され、プラズマビーム５０２を生成する。電流測定モジュール８０２（例えば、電流センサ）および電圧測定モジュール（例えば、電圧センサ）８０６は、低温プラズマ電源８１４によってアプリケータ６００に供給される電力に基づいて、組織部位５０６に印加されているプラズマビーム５０２の電流および電圧をそれぞれ測定するように構成される。次に、モジュール８０６、８０２の電圧および電流測定値が、位相比較器８０４に提供される。位相比較器８０４は、プラズマビーム５０２の電圧と電流との間の位相シフトを判定し、判定された位相シフトをデータ取得および分析モジュール８１２に提供するように構成される。位相比較器８０４から受信した位相シフトデータに基づいて、モジュール８１２は、プラズマビーム５０２の印加エネルギ密度の変化を示す位相シフトの所定の変化が、プラズマビーム５０２の電圧と電流との間に発生したかどうかを判定するように構成される。モジュール８１２によって位相シフトの所定の変化が発生したと判定された場合、位相シフトの変化を示す信号が、モジュール８１２によってフィードバック制御８１６に供給される。モジュール８１２は、プラズマビーム５０２の電力レベルを変更する必要がある量、すなわち、所望のレベルの印加エネルギ密度を維持するために電力レベルを増減する必要がある量を判定し得ることを理解されたい。フィードバック制御８１６に供給される信号は、モジュール８１２によるこの判定を含み得る。フィードバック制御８１６に供給される信号に基づいて、低温プラズマ電源８１４によってアプリケータ６００に供給される電力は、目標組織部位に対する所望の生理学的効果を維持するために、所望に応じて印加エネルギ密度を増加または減少するように調整され得る。フィードバック制御モジュール８１６は、特定のベースライン電力設定およびガス流量が与えられると、特定の位相シフト値を印加電力レベルの変化に変換するルックアップテーブルを含み得る。例えば、低電力設定での小さな位相シフトは、印加電力のわずかな調整を必要とするのみであり得るが、高い印加電力設定での同じ位相シフトは、所望の生理学的効果を維持するためにはるかに大きな調整を必要とし得る。

モジュール８０８および８１０は、それぞれプラズマビームと組織の実際の電気インピーダンス特性を表し、図１３Ｂに相当する。組織インピーダンス８１０の位相シフトは、プラズマビームインピーダンス８０８を介して測定されるため、位相比較器８０４によって測定される総位相シフトは、プラズマビームインピーダンス８０８および組織インピーダンス８１０によって導入される位相シフトの合計になる。しかしながら、プラズマビーム５０２は、一般的に、アプリケータ６００と目標組織部位５０４との間に連続的な導電性プラズマチャネルが存在する直接放電付属ビームモードで動作する。この条件下で、プラズマビームインピーダンス８０８は本質的に抵抗性であり、それ自体は追加の位相シフトをほとんどまたはまったく導入しない。したがって、位相比較器８０４によって測定される位相シフトは、主に組織インピーダンス８１０のものである。一方、プラズマビーム５０２が直接接触モードで動作せず、抵抗性成分と容量性成分の両方を示す状況があり得る。これにより、組織インピーダンス８１０の位相シフトに加えて、プラズマビームインピーダンス８０８からの位相シフトが導入される。非接触モードでプラズマビームインピーダンス８０８により導入される位相シフトは実験的に決定され、次にデータ取得および分析８１２によって保存され、位相比較器８０４によって提供される測定値から差し引かれる。非接触プラズマビームによって導入される追加の位相シフトは、電力レベル、ガス流量、およびアプリケータから組織表面までの距離など、所与の一連の動作条件では固定されたままである。これらの条件が固定されたままである場合、プラズマビームの追加の位相シフトは、乾燥組織の可変位相シフトに対する固定オフセットと見なすことができる。

別の実施形態では、電気組織インピーダンスは、直接接触電極またはインピーダンスセンサによって測定することができる。図１６は、離間器９００の基部９０６上に置かれるか配置され得、皮膚と直接接触する電極９２０（例えば、電極Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、Ｆ、Ｇ、Ｈ）のアレイを図示する。離間器９００は、離間器７００と同じように構成される（例えば、受容部分、ポスト、および基部を含む）ことを理解されたい。それに加えて、図１６は、矢印Ｆによって示されるように、デバイスが右に走査されるときの典型的なプラズマビームフットプリント９０３および処置された組織の関連する軌跡９０５を含む。電気組織インピーダンスは、電極９２０の特定のペアを選択することによって判定される。例えば、図１６の電極ＡおよびＥを選択することにより、この経路に沿った他の組織に加えて、ビームフットプリント９０３の真下の電気インピーダンスが調べられ得る。電極ＣおよびＧを選択すると、ビームフットプリント９０３の下の組織と、処置された組織の軌跡９０５の両方が調べられる。電極の組み合わせＢとＣ、ＣとＤ、またはＢとＤでは、ビームの経路の前にある未処置の組織を調べることができる。電極ＨおよびＦは、ビームが通過した後の処置された組織のみを調べることができる。このようにして、アプリケータの方向および向きは、電極９２０と通信するアプリケータまたは電気外科用発電機内のコントローラによって判定され得る。アプリケータの速度は、また、組織の電気インピーダンスの変化と印加エネルギ密度との間の以前に決定された関係（例えば、実験的、計算的または両方）を使用して、コントローラによって導出され得る。印加エネルギ密度は、印加電力レベルおよび滞留時間、すなわち、アプリケータ速度に依存するため、電気インピーダンスおよび印加電力レベルの変化を知ると、アプリケータ速度は、以下に説明するように、例えば、コントローラまたは測定システム９５０（図１７に示す）によって判定され得る。処置された組織と未処置の組織との間の電気インピーダンスの変化は、アプリケータ６００またはＥＳＵ１２のコントローラによって使用されて、生理学的に有益な、不十分なまたは有害な効果に関連付けられ、印加電力レベルが有益な効果の範囲内に留まるように修正するためにフィードバック信号を供給する。

組織の電気インピーダンス測定システム９５０のブロック図が図１７に示されている。皮膚センサアレイ内の、例えば、電極アレイ９２０からの一対の電極が、マルチプレクサ９５８によって選択される。励起発振器９６０からのプローブ信号は、マルチプレクサ９５８を介して電極の選択されたペアに印加され、一方で、それぞれ電流測定モジュール９６２および電圧測定モジュール９６４を介して、電極の選択されたペアの電流測定および電圧測定の両方を行う。プローブ信号は、通常、数百ミリボルト程度である。周波数は、数ｋＨｚから数ＭＨｚの範囲であり得る。特定の励起電圧振幅および周波数は、コントローラ９５６によって選択され、変化する条件下でプローブ信号を最適化するように調整され得る。例えば、乾燥した皮膚は、乾燥度の高い組織と同様に、より高い振幅、より高い周波数のプローブ信号を必要とする。生理食塩水が皮膚に塗布される場合、より低い振幅、より低い周波数が好ましいであろう。

電圧および電流測定値は、データ取得モジュール９６６によってデジタル化され、コントローラ９５６に供給される。コントローラ９５６は、電圧と電流の比として組織インピーダンスを計算する。ピーク電圧の相対タイミングおよび／または電圧および電流測定のゼロ交差に注目することにより、２つの測定の間の位相シフトは、コントローラ９５６によって判定することができる。インピーダンス変化および／または生理学的効果を伴う位相シフトの間の以前に決定された関係を使用して、コントローラ９５６によってフィードバック信号が生成される。フィードバック信号は、発電機によって生成されてアプリケータの電極に印加される印加電力レベルを調整するために使用される。例えば、コントローラ９５６によって判定されたインピーダンス変化が小さすぎて、生理学的に不十分な効果を示している場合、コントローラ９５６は、フィードバック信号を発電機に送信して、アプリケータ６００への印加電力レベルを増加させる。コントローラ９５６によって判定されたインピーダンス変化が大きすぎて、生理学的損傷効果を示している場合、コントローラ９５６は、フィードバック信号を発電機に送信して、アプリケータ６００への印加電力レベルを低減させる。回路９５０の構成要素の一部またはすべてが、アプリケータ６００、デバイス７００および／またはアプリケータ６００に結合された発電機ユニット（例えば、ＥＳＵ１２）内に配置され得ることを理解されたい。

音響インピーダンスは、組織に印加されたプラズマエネルギの生理学的効果の程度を評価するために使用できる別の測定形式である。組織の収縮が生じることがあり、組織密度、音響インピーダンスおよび音の伝播速度が増加する。この最後のパラメータ、すなわち組織内の音の伝播速度が最も簡単に測定され、生理学的効果の程度の代表として使用される。

図１８は、離間器１０００の基部１００６の周りに配置された音響変換器１０２０の配置を含む離間器装置１０００を図示している。離間器１０００の基部１００６が組織表面と接触しているときに、音響変換器１０２０は、組織表面と直接接触している。離間器１０００は、上記の離間器７００と同じように構成される（例えば、受容部分、ポスト、および基部を含む）ことを理解されたい。図１８には、例えば矢印Ｇで示すようなビームの運動方向で、アプリケータが組織表面を横切って走査されるときの、代表的なプラズマビームフットプリント１００３および処置された組織の関連する軌跡１００５も示されている。電気インパルスまたは振動が所与の変換器１０２０に印加され、変換器１０２０にアコースティックエミッションを発生させる。次に、第２の選択された変換器１０２０は、このアコースティックエミッションを受け取り、アコースティックエミッションを電気信号に変換して戻し、それがその後増幅される。これらの変換器間の距離と、これらの間のアコースティックエミッションの飛行時間（タイムオブフライト）を知ると、その経路に沿った音響速度をアプリケータ６００またはＥＳＵ１２のコントローラによって計算することができる。様々なエミッタおよびレシーバ変換器の組み合わせを選択することにより、それらの間の組織を通る様々な経路を音響的に特徴付けることができる。例えば、図１８の変換器ＡおよびＥを選択することにより、この経路に沿った他の組織に加えて、ビームフットプリント１００３の真下の音響インピーダンスの特徴が現れる。変換器ＣおよびＧを選択すると、ビームフットプリント１００３の下の組織と、処置された組織の軌跡１００５の両方の特徴が現れる。変換器の組み合わせＢとＣ、ＣとＤ、またはＢとＤは、ビームの経路の前にある未処置の組織の特徴が現れる。変換器ＨおよびＦは、ビームが通過した後の処置された組織のみを調べることができる。上記の電気インピーダンスアプローチと同様に、現在の音響変換器のアプローチでは、アプリケータの方向および向きは、音響変換器１０２０を介して取得された音響インピーダンスデータを使用して、コントローラによって判定され得る。アプリケータの速度はまた、組織の音響インピーダンスの変化と印加エネルギ密度との間の以前に決定された関係（例えば、実験的、計算的、または両方）を使用して、コントローラによって導出され得る。印加エネルギ密度は、印加電力レベルおよび滞留時間、したがってアプリケータ速度に依存するため、音響インピーダンスおよび印加電力レベルの変化を知ると、アプリケータ速度を判定することができる。処置された組織と未処置の組織との間の音響インピーダンスの変化は、コントローラによって使用されて、生理学的に有益な、不十分なまたは有害な効果に関連付けられ、印加電力レベルが有益な効果の範囲内に留まるように修正するために、発電機またはＥＳＵ１２にフィードバック信号を供給する。

飛行時間音響特性に加えて、様々な音響変換器ペアに沿った示差的な音響吸収をコントローラにより使用して、その経路に沿った組織の生理学的状態を評価できる。処置された組織は、処置の程度に応じて、未処置の組織とは異なる音響吸収特性を有する場合がある。音響吸収がより多い経路に沿って送信された音響信号は、吸収がより少ない経路に沿って送信された信号に比べて、受信変換器で弱く見える。次に、この異なる程度の音響信号の弱化をコントローラで使用して、未処置の組織に対する処置された組織の生理学的状態を判定し、ＥＳＵ１２に供給されるフィードバック信号を生成して、アプリケータ６００への発電機の印加電力レベルを調整することができる。

離間器１０００と共に使用するための音響インピーダンス測定システム１０５０のブロック図が、本開示に従って図１９に示されている。マルチプレクサ１０５８は、コントローラ１０５６の指示の下で、変換器アレイ１０２０から所与のエミッタおよびレシーバ変換器ペアを選択し、例えば、Ａ〜Ｈ（図１８に示す）を変換する。次に、コントローラ１０５６は、送信発振器１０６０を起動して、ペアの選択されたエミッタ変換器に信号を送信すると同時に、飛行時間測定モジュール１０６２も起動して、本質的にタイマを開始する。ペアとして選択されたレシーバ変換器がアコースティックエミッションを拾うと、この信号は、レシーバ増幅器１０６４によって増幅された後、飛行時間タイマを停止するために使用される。次に、飛行時間値は、飛行時間測定モジュール１０６２のためにコントローラ１０５６に送信され、コントローラ１０５６は、以前に決定された関係（例えば、ルックアップテーブルに格納されている）を使用して、フィードバック信号１０６６を生成する。フィードバック信号１０６６は、発電機またはＥＳＵ１２に供給され、発電機は、必要に応じて印加電力レベルを調整する。回路１０５０の構成要素の一部またはすべてが、アプリケータ６００、デバイス７００および／またはアプリケータ６００に結合された発電機ユニット（例えば、ＥＳＵ１２）内に配置され得ることを理解されたい。

離間器装置１０００と共に使用して、示差的な音響吸収を測定するためのシステム１１５０のブロック図が、本開示に従って図２０に示されている。マルチプレクサ１１５８は、コントローラ１１５６の指示の下で、変換器アレイ１１２０から所与のエミッタおよびレシーバ変換器ペアを選択する。次に、コントローラ１１５６は、送信発振器１１６０を起動して、ペアとして選択されたエミッタ変換器に信号を送信する。ペアとして選択されたレシーバ変換器は、その出力がレシーバ増幅器１１６４によって増幅され、次に、Ａ／Ｄコンバータ１１６２によってデジタル化され、コントローラ１１５６に送られる。コントローラ１１５６は、様々な変換器ペアを選択し、選択された変換器ペア間の経路の音響吸収を、その経路に沿って受信された音響信号の振幅（すなわち、強度）を比較することによって特徴付ける。処置された組織および未処置の組織の経路に沿った示差的な音響吸収に基づいて、フィードバック信号１１６６が生成され、コントローラ１１５６によって発電機またはＥＳＵ１２に供給され、発電機によって生成される印加電力レベルが調整される。回路１１５０の構成要素の一部またはすべてが、アプリケータ６００、デバイス７００および／またはアプリケータ６００に結合された発電機ユニット（例えば、ＥＳＵ１２）に配置され得ることを理解されたい。

以下でより詳細に説明するように、本開示の他の実施形態では、生成されたプラズマビームおよび／または組織表面に関連する放出物（例えば、アコースティックエミッション、光学スペクトル）を収集するように構成された放出物収集器（例えば、音響管、光ファイバなど）を有するアプリケータが提供され得る。収集された放出物は、コントローラまたはプロセッサ（例えば、アプリケータまたはアプリケータに結合された電気外科ユニットに配置されている）によって使用され、電気外科用発電機にフィードバック信号を出力して、収集された放出物に基づいてプラズマビームの印加電力レベルを調整する。

例えば、やや異なるアプローチでは、プラズマビーム自体のアコースティックエミッションを使用して、プラズマビーム下の組織の生理学的状態を評価することができる。これらのアコースティックエミッションの周波数は、フィードバック信号を生成して、発電機の印加電力レベル、ひいては、プラズマビームの印加電力レベルを調整するために使用され得る。

プラズマビームの電力設定、ガス流量および印加面からのアプリケータ先端部の距離における様々な条件下で、プラズマビームによってアコースティックエミッションが生成されることが観察されている。ある特定の条件下では、このアコースティックエミッションは可聴である。さらに、アプリケータ先端部から印加面までの距離が短くなると、アコースティックエミッションの周波数は上昇する。アプリケータの距離、電力設定およびガス流量が一定に保たれている場合、処置中の組織からの気化水や他の気化組織成分を追加すると、このプラズマアコースティックエミッションの周波数を変えることができる。この周波数の変化は、処置中の組織の生理学的状態を監視するために使用され得、また、コントローラによって生成されるフィードバック信号を生成して、有益な生理学的効果を維持するために発電機の電力設定を調整するためにも使用され得る。

プラズマビームのアコースティックエミッションは、プラズマ放電によって生成される流れ抵抗効果から発生する可能性がある。ガスのみが流れ、プラズマが存在しない場合、プラズマアプリケータの背圧は低くなることが観察されている。プラズマビームがアクティブになると、電力設定に応じて、背圧が数パーセント増加する可能性がある。プラズマの電力設定が高いほど、背圧が大きくなる。アプリケータノズルから流れるガスの塊（パーセル）は、この背圧効果によって、特に目標印加面の近くで、プラズマビームの中心に閉じ込められる可能性がある。通常、アプリケータノズルから流れるガスは、プラズマビームと短時間だけ相互作用した後、印加部位から流出する。プラズマビームを流れるこのガスは、ノズルと目標表面との間を通過する時間中にプラズマ加熱を短時間だけ受ける。しかしながら、一部のガスがプラズマの拘束によって閉じ込められると、このガス膨張圧力がプラズマによる拘束の背圧以上になるまで、ガスは、加熱および膨張し続ける。この時点で、閉じ込められたガスの塊（パーセル）がプラズマ拘束壁を通り抜け、その過程でアコースティックエミッションを生成する。この背圧が緩和された後、プロセスは、ガスの新しい塊（パーセル）で再び始まり、拘束、圧力上昇および排出の同じサイクルを経る。このプロセスは、緩和発振器と呼ばれる。この繰り返しサイクルの周期性により、プラズマによる拘束の強度（すなわち、印加電力設定）とガス流量（すなわち、閉じ込められたガスパーセルの膨張率）に依存するプラズマアコースティックエミッション周波数が発生する。アプリケータノズルから目標表面までの距離を短くすると、プラズマビームのインピーダンスも減少し、閉じ込められたガスがより速く加熱されることにより、プラズマアコースティックエミッション周波数も上昇する。しかしながら、アプリケータの距離、印加電力設定、およびガス流量が一定に保たれている場合、プラズマアコースティックエミッション周波数は、固定周期の緩和振動プロセスにより一定である。

閉じ込められたガスパーセルに追加のガス源が追加されると、膨張率が増加し（すなわち、膨張するガスが増える）、緩和期間が短縮されるため、プラズマアコースティックエミッション周波数は上昇する。プラズマビームが組織表面と相互作用すると、水蒸気、気化した組織成分など、組織の揮発性成分が放出される。これらの揮発成分は、閉じ込められたガスパーセルへの追加のガス源として機能し、プラズマアコースティックエミッション周波数を上昇させる。周波数上昇の程度は、揮発成分の導入率に比例する。このようにして、プラズマアコースティックエミッション周波数の変化は、コントローラによって生理学的効果の指標として使用され、コントローラによって使用されてフィードバック信号を導出し、有益な効果を維持するために発電機の印加電力設定を調整し得る。

図２１は、本開示に従って、プラズマのアコースティックエミッションを監視し、フィードバック制御信号を導出するために使用することができる装置１２００を示す。図２１の装置では、ノズルまたは遠位先端部１２０１、音響変換器１２０２および音響管１２０４を含むアプリケータ１２０６が提供される。音響変換器１２０２は、音響管１２０４を介して受け取ったアコースティックエミッションのプラズマアコースティックエミッション周波数を電気信号に変換し、通常ミリボルト程度の比較的低レベルの電気出力を生成するように構成される。通常数百から数千ボルトで動作するプラズマビームから放射された放出物の干渉を最小限に抑えるために、アプリケータ１２０６に結合された非導電性音響管１２０４を使用して、プラズマのアコースティックエミッションをプラズマビーム１２０８から、遠隔に位置する（すなわち、プラズマビーム１２０８から離れた）音響変換器１２０２に伝える。音響管１２０４および変換器１２０２は、ハウジングの外部部分に配置および／または一体化され得る。管１２０４の近位端部は、アコースティックエミッションを受けるための開放端部を有し、管の遠位端部は音響変換器１００２に結合される。変換器１２０２は、アプリケータ１２０６または独立した電源（例えば、電池、外部電源など）によって電力を供給されてもよい。音響変換器１２０２からの出力は、（例えば、増幅器により）増幅され、（例えば、Ａ／Ｄコンバータにより）デジタル化され、その後、発電機に供給するフィードバック信号を生成するためにコントローラによって使用される。増幅器、Ａ／Ｄコンバータおよびコントローラは、音響変換器１２０２と同じ場所に配置され得、アプリケータ１２０６を発電機ユニットに接続するケーブルに追加される必要がある追加のワイヤの数を最小限に抑える。

別の実施形態では、プラズマビームからの発光スペクトルがコントローラによって使用されて、フィードバック信号を生成することができ、フィードバック信号によって発電機の印加電力レベルを調整し、ひいては、プラズマビームの印加電力レベルを調整して、生理学的効果を有益な範囲内に維持する。プラズマビームが目標組織と相互作用し、揮発性組織成分が放出されると、一部の揮発性組織成分がプラズマビームと相互作用してイオン化される。電子がこれらのイオンと再結合すると、特徴的な光学スペクトルが生成される。場合によっては、所与のスペクトル成分が存在するだけで、印加エネルギ密度が高すぎるという信号として機能するのに十分であろう。他の場合では、揮発性組織成分由来の発光スペクトルの強度を使用して、フィードバック信号を導出し、発電機の印加電力レベルを制御することができる。例えば、これらの発光スペクトルが弱すぎる場合、印加電力レベルは増加され、逆も同様である。

ヘリウムやアルゴンなどのキャリアガスの輝線、またはプラズマビームと周囲空気との相互作用によって生成される輝線と混同されないように、選択された発光スペクトル線を選択することが重要である。これには酸素種、窒素種、オキシ窒素種、ヒドロキシルラジカルなどが含まれる。

図２２は、本開示による、アプリケータノズル先端部１３０２および光ファイバ１３０４を有するアプリケータ１３０６を含む装置１３００を示している。光ファイバ１３０４は、先端部または端部１３０７を含んでいる。先端部または端部１３０７は、アプリケータノズル先端部１３０２の近傍から発光スペクトルを収集し、かつアプリケータ１３０６またはアプリケータ１３０６に結合された発電機もしくはＥＳＵ１２内の光信号プロセッサ１３０５に発光スペクトルを提供するために使用される。プラズマビーム１３０８の周りのガス流の乱流効果により、ノズル１３０２の外周の周りにおけるファイバ１３０４の光ファイバ先端部１３０７の特定の場所は、組織由来の発光スペクトルがプラズマビームのフットプリントに均一に分布する傾向があるため、重要ではない。しかしながら、ファイバ１３０４の光ファイバ先端部１３０７をアプリケータノズル１３０２の出口の近くに置くことは、ファイバ１３０４の先端部１３０７の光収集能力を最大にするために重要である。図２２の光ファイバ１３０４は、アプリケータ１３０６の外部（例えば、アプリケータ１３０６のハウジングまたはハンドルの外側）に位置するように示されているが、いくつかの実施形態では、ファイバ１３０４は、アプリケータアセンブリに組み込まれる。光ファイバ１３０４は、非導電性であるため、アプリケータ１３０６内に存在するプラズマビームまたは高電圧構成要素と相互作用せず、偶発的な電気ピックアップの干渉を受けない。一実施形態では、光ファイバ１３０４は、アプリケータ１３０６から発電機ユニットまで延出し、発電機ユニットからアプリケータ１３０６に電力およびガス流を供給するケーブルに埋め込まれ得る。

一実施形態では、光ファイバ１３０４は、図２３に示す光インターフェース１４００を備えた発生器ユニットで終端する。一実施形態では、光インターフェース１４００は、光学スペクトルを含む光信号をファイバ１３０４から取得し、それをビームスプリッタ１４０２に通す。ビームスプリッタ１４０２は、それを２つの経路１４０４、１４０６に分割する。一方の経路１４０４は、基準信号用に使用される。バンドパスフィルタ１４０８は、スプリッタ１４０２から受信した光信号をフィルタリングし、光検出器１４１０に渡されるキャリアガス（図２３では例としてヘリウムが使用されている）に関連する輝線または構成要素の少なくとも１つを選択する。次に、光検出器１４１０は、この光学基準信号（キャリアガスの選択された輝線を有するフィルタリングされた信号を含む）を電気基準信号に変換する。ビームスプリッタ１４０２からの他の光路１４０６は、組織由来の放射成分の少なくとも１つを監視し、光検出器１４１４に送るように選択された第２のバンドパスフィルタ１４１２を通過する。経路１４０６の第２の光検出器１４１４は、この光信号（組織由来の輝線または成分を有するフィルタリングされた信号を含む）を電気信号に変換する。検出器１４１０によって生成された電気信号の各々は、インターフェース１４００のコントローラまたはプロセッサ（例えば、プロセッサ１３０５など）によって使用されて、印加電力レベルを調整するためのフィードバック信号を生成する。場合によっては、プラズマビームの変動が組織由来の発光スペクトルに変動を引き起こすことがあり、プラズマビームに対する生理学的応答の変化と混同されることがある。キャリアガス放出強度および組織由来放出強度の両方を同時に監視することにより、プラズマビームの変動を、光学インターフェース１４００のコントローラまたはプロセッサ（例えば、プロセッサ１３０５など）によって補償することができる。

単に組織由来の輝線の出現が、印加電力レベルを低減するのに十分である場合、ビームスプリッタ１４０２、基準バンドパスフィルタ１４０８および関連する光検出器１４１０は省かれてもよい。組織由来の放射バンドパスフィルタ１４１２およびその光検出器１４１４のみが必要である。

図２３には示されていないものは、光検出器の電気出力をデジタル化するためのＡ／Ｄコンバータおよび組織由来の光放射の補償された強度に基づいて、発電機の印加電力レベルを調整するためのフィードバック信号を生成するコントローラまたはプロセッサである。コントローラまたはプロセッサは、アプリケータ１３００の中もしくは上または発電機内に配置され得るプロセッサ１３０５であり得る。

光インターフェース１４００は、電気外科用発電機に配置されるものとして説明されている。他の実施形態では、光インターフェース１４００の構成要素の一部またはすべては、アプリケータ１３００またはアプリケータ１３００に結合されたデバイスに配置され得る。

組織由来の光放射の例を図２４Ａおよび図２４Ｂに示す。アプリケータノズル先端部が試験組織（ニワトリ）の５ｍｍ上に置かれ、２０ワットの印加電力レベルに設定された、毎分４Ｌで流れるヘリウムを使用するプラズマビームは、毎秒４ｍｍの一定速度で組織表面全体を走査する。観察された発光スペクトルの一部が図２４Ａに示されている。図２４Ａは、約５８７．５ナノメートルを中心とするヘリウムの強い輝線のみを示している。アプリケータの走査速度が毎秒１ｍｍに減少し、印加エネルギ密度が４倍に増加すると、図２４Ｂに示すように、新しい組織由来の発光スペクトルの特徴が現れる。これらの新しい特徴は、それぞれ約５８９ナノメートルと５８９．６ナノメートルのいわゆるナトリウム「Ｄ」線である。アプリケータの走査速度を毎秒４ｍｍの速度に戻し、印加エネルギ密度を以前の値に下げると、これらの新しい特徴は消える。塩化ナトリウム（塩）の存在は、ほとんどの組織タイプで遍在しているため、組織由来の発光スペクトルの特徴としてナトリウム「Ｄ」線を使用すると有用である。

上記の実施形態では、プラズマ放電によって生成されたノイズは、離間器７００、アプリケータ６００またはＥＳＵ発電機１２において、個別に、または様々な組み合わせのいずれかで除去することができる。さらに、以下で説明する測定タイミング期間の選択は、ノイズフィルタリングを提供し得、単独で、または離間器７００、アプリケータ６００、もしくはＥＳＵ発電機１２でのフィルタリングと組み合わせて、やはり個別に、または様々な組み合わせのいずれかで使用され得る。

上記のように、アプリケータ６００によるエネルギ印加プロセスは、処置中に印加エネルギ密度をモニタリングする際に、離間器装置７００および／またはアプリケータ６００によって得られる測定値にノイズを導入し得る。印加エネルギ密度に関連する測定値（例えば、組織表面５０６の温度、ビーム５０２および目標組織の電気インピーダンスなど）を収集する際に、アプリケータ６００またはアプリケータ６００に結合された発電機ユニットのいずれかに配置されたコントローラは、得られた測定値を受け取り、エネルギ印加プロセスによって生成される測定値内のノイズをフィルタリングして取り除くように構成されている。例えば、コントローラは、ビーム５０２のパルス間期間中に得られた電気インピーダンスまたは音響測定値のみを使用し、パルス間期間外で得られた測定値を無視するように構成されてもよい。コントローラは、また、信号からノイズを除去するための他のフィルタリング技術で構成されてもよく、そのような技術は、本開示の範囲内であることを理解されたい。

図示および説明される様々な特徴は交換可能であり、すなわち、一実施形態に示される特徴は、別の実施形態に組み込まれ得ることを理解されたい。

本開示を、ある特定の好ましい実施形態を参照して示し説明してきたが、添付の特許請求の範囲によって定義される本開示の趣旨および範囲から逸脱することなく、形態および詳細における様々な変更が行われ得ることを当業者は理解するであろう。

さらに、前述の本文では、多数の実施形態の詳細な説明を記載しているが、本発明の法的範囲は、本特許の最後に記載されている特許請求の範囲の言葉によって定義されることを理解されたい。詳細な説明は、例示としてのみ解釈されるべきであり、すべての可能な実施形態を説明することは、不可能ではないにしても非現実的であるため、すべての可能な実施形態を説明しているわけではない。現在の技術または本特許の出願日以降に開発された技術のいずれかを使用して、数多くの代替実施形態を実装することができ、これらは依然として本特許請求の範囲に含まれる。

また、本特許で「ここで使用されているように、用語「 」は・・・を意味するように本明細書によって定義されている」または同様の文を使用して用語が明示的に定義されていない限り、明示的または黙示的のいずれかで、明白なまたは通常の意味を超えてその用語の意味を限定する意図はなく、そのような用語は、本特許の任意のセクション（特許請求の範囲の言語以外）で行われた説明に基づいて範囲内に限定されると解釈されるべきではないことも理解されたい。本特許の末尾にある特許請求の範囲に記載されている任意の用語が、本特許で単一の意味と一致する方法で言及されている限り、それは読者を混乱させないように明確にするためにのみ行われ、そのような特許請求の範囲の用語は、含意またはその他によって、その単一の意味に限定されることを意図していない。最後に、クレーム要素がいかなる構造の記載もなく「手段」という言葉と機能を記載することによって定義されていない限り、合衆国法典第３５巻、第１１２条、第６段落の適用に基づいて任意のクレーム要素の範囲を解釈することは意図されていない。

Claims (30)

1. 遠位先端部を含むアプリケータであって、プラズマを生成し、前記生成されたプラズマを前記遠位先端部から射出するように構成された、アプリケータと、
   アプリケータ受容部分と、少なくとも１つのポストと、基部とを含む離間器装置であって、前記少なくとも１つのポストが前記アプリケータ受容部分を前記基部に結合し、前記アプリケータ受容部分は、前記基部が組織表面に接触するときに、前記アプリケータの前記遠位先端部が前記組織表面から所定の固定距離で前記アプリケータ受容部分の開口部を通して配置されるように、前記アプリケータの遠位部分を受容するように構成される、離間器装置と、
   を含む電気外科用装置。
2. 前記基部は、開口部を有するリング形状に構成され、前記遠位先端部は、前記基部の前記開口部を通して前記組織表面にプラズマが印加されるように向けられている、請求項１に記載の電気外科用装置。
3. 前記基部は、前記基部の前記開口部を画定する外周を含み、前記少なくとも１つのポストは前記外周に結合される、請求項２に記載の電気外科用装置。
4. 前記基部は、前記基部が前記組織表面に接触するときに、前記組織表面に関連する少なくとも１つの変数を監視するための少なくとも１つのセンサを含む、請求項１に記載の電気外科用装置。
5. 前記監視された少なくとも１つの変数に基づいて前記プラズマによって前記組織表面に印加されるエネルギ密度を判定し、前記判定されたエネルギ密度に基づいて前記プラズマの印加電力レベルを調整するように構成された少なくとも１つのコントローラをさらに備える、請求項４に記載の電気外科用装置。
6. 前記少なくとも１つのコントローラは、前記組織表面への前記印加エネルギ密度が所望の生理学的効果を達成する所定の有益な範囲内に留まるように、前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成される、請求項５に記載の電気外科用装置。
7. 前記少なくとも１つの変数に基づいて、前記組織表面に対する前記アプリケータの前記遠位先端部の移動の方向および／または速度の少なくとも１つを判定するように構成された少なくとも１つのコントローラをさらに備える、請求項４に記載の電気外科用装置。
8. 前記少なくとも１つのセンサが環状センサである、請求項４に記載の電気外科用装置。
9. 前記少なくとも１つのセンサが、センサのアレイを含む、請求項４に記載の電気外科用装置。
10. 前記センサのアレイから受信した測定データをシリアル化し、単一のワイヤを介して前記少なくとも１つのコントローラに前記測定データを出力するように構成された回路をさらに備える、請求項９に記載の電気外科用装置。
11. 前記少なくとも１つのセンサが温度センサであり、前記少なくとも１つの変数が前記組織表面の温度である、請求項４に記載の電気外科用装置。
12. 前記少なくとも１つのセンサが、少なくとも第１および第２の接触電極を含む、請求項４に記載の電気外科用装置。
13. 少なくとも１つのコントローラを含む回路をさらに備え、前記回路は、前記第１および第２の接触電極にプローブ信号を印加し、前記第１および第２の接触電極の電圧および電流を測定するように構成され、前記少なくとも１つのコントローラは、前記第１および第２の接触電極の電圧および電流測定値に基づいて組織インピーダンスを判定し、前記判定された組織インピーダンスに基づいて前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成される、請求項１２に記載の電気外科用装置。
14. 少なくとも１つのコントローラを含む回路をさらに備え、前記回路は、前記第１および第２の接触電極にプローブ信号を印加し、前記第１および第２の接触電極の電圧および電流を測定するように構成され、前記少なくとも１つのコントローラは、前記第１および第２の接触電極の電圧と電流との間の位相シフトを判定し、前記判定された位相シフトに基づいて前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成される、請求項１２に記載の電気外科用装置。
15. 前記少なくとも１つのセンサは、少なくとも第１および第２の音響変換器を含み、前記電気外科用装置は、さらに、前記第１の音響変換器から前記組織表面にアコースティックエミッションが放出され、前記第２の音響変換器によって受け取られるように、前記第１の音響変換器に電気振動を加えるように構成された回路を備え、前記回路は、さらに、前記第１および第２の音響変換器間の距離と、前記第１および第２の音響変換器間で放出されるアコースティックエミッションの飛行時間とに基づいて、前記組織表面の音響インピーダンスを判定し、前記判定された音響インピーダンスに基づいて前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成される、請求項４に記載の電気外科用装置。
16. 前記少なくとも１つのセンサが、少なくとも第１および第２の音響変換器を含み、前記電気外科用装置は、さらに、前記第１の音響変換器から前記組織表面にアコースティックエミッションが放出され、前記第２の音響変換器によって受け取られるように、前記第１の音響変換器に電気振動を加えるように構成された回路を備え、前記回路は、さらに、前記第２の音響変換器によって受信された音響信号の大きさに基づいて前記組織表面の音響吸収を判定し、前記判定された音響インピーダンスに基づいて前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成される、請求項４に記載の電気外科用装置。
17. 前記プラズマの電気インピーダンスを判定するための少なくとも１つのセンサと、前記判定された電気インピーダンスに基づいて前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成された少なくとも１つのコントローラとをさらに含む、請求項１に記載の電気外科用装置。
18. 前記プラズマおよび／または前記組織表面の電圧と電流との間の位相シフトの変化を判定するための回路をさらに備え、前記回路は、前記判定された位相シフトの変化に基づいて前記プラズマの前記印加電力レベルを調整するように構成された少なくとも１つのコントローラを含む、請求項１に記載の電気外科用装置。
19. 遠位先端部を含むアプリケータであって、プラズマを生成し、前記生成されたプラズマを前記遠位先端部から組織表面に射出するように構成された、アプリケータと、
    第１のタイプの放出物を収集するように構成された放出物収集器と、
    前記収集された放出物に基づいて、前記生成されたプラズマの印加電力レベルを調整するためにフィードバック信号を出力するように構成された少なくとも１つのコントローラと、
    を備える電気外科用装置。
20. 前記フィードバック信号が、前記アプリケータに結合された電気外科用発電機に供給される、請求項１９に記載の電気外科用装置。
21. 前記放出物収集器が音響管であり、前記第１のタイプの放出物が前記プラズマからのアコースティックエミッションである、請求項１９に記載の電気外科用装置。
22. 前記音響管は、前記アコースティックエミッションを受け取るための開口端部を含み、前記開口端部は、前記アプリケータの前記遠位先端部に近接して配置されている、請求項２１に記載の電気外科用装置。
23. 前記音響管を介して前記アコースティックエミッションを受け取り、前記アコースティックエミッションのプラズマアコースティックエミッション周波数に関連する電気信号を生成し、前記電気信号を前記少なくとも１つのコントローラに供給するように構成された音響変換器をさらに備える、請求項２１に記載の電気外科用装置。
24. 前記少なくとも１つのコントローラに供給される前記電気信号を増幅するための増幅器と、前記少なくとも１つのコントローラに供給される前記電気信号をデジタル化するためのアナログデジタルコンバータと、をさらに備える、請求項２１に記載の電気外科用装置。
25. 前記少なくとも１つのコントローラ、前記増幅器、および前記アナログデジタルコンバータが各々、前記音響変換器と同じ場所に配置される、請求項２４に記載の電気外科用装置。
26. 前記放出物収集器が光ファイバであり、前記第１のタイプの放出物が前記プラズマからの光学スペクトルである、請求項１９に記載の電気外科用装置。
27. 前記光ファイバの先端部が、前記光学スペクトルを収集するために、前記アプリケータの前記遠位先端部に近接して配置される、請求項２６に記載の電気外科用装置。
28. 前記収集された光学スペクトルを受け取り、前記光学スペクトルを前記少なくとも１つのコントローラに供給される電気信号に変換するように構成された光学インターフェースをさらに備える、請求項２６に記載の電気外科用装置。
29. 前記収集された光学スペクトルを受け取るように構成された光学インターフェースをさらに備え、前記光学インターフェースは、第１のバンドパスフィルタおよび第１の光検出器を含み、前記第１のバンドパスフィルタは、前記収集された光学スペクトルを受け取り、前記光学スペクトルの少なくとも１つの組織由来の放出成分を前記第１の光検出器へ通過させるように構成され、前記第１の光検出器は、前記組織由来の放出成分を第１の電気信号に変換し、前記第１の電気信号を前記少なくとも１つのコントローラに供給するように構成される、請求項２６に記載の電気外科用装置。
30. 前記光学インターフェースは、第２のバンドパスフィルタおよび第２の光検出器をさらに含み、前記第２のバンドパスフィルタは、前記収集された光学スペクトルを受け取り、前記アプリケータのキャリアガスに関連する少なくとも１つの放出成分を前記第２の光検出器へ通過させるように構成され、前記第２の光検出器は、前記キャリアガスに関連する前記少なくとも１つの放出成分を第２の電気信号に変換し、前記第２の電気信号を前記少なくとも１つのコントローラに供給するように構成される、請求項２９に記載の電気外科用装置。

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