JP4237407B2 - 電気手術器具用の電極アセンブリ - Google Patents

Description

【０００１】
この発明は標準食塩水などの電気伝導性液体の中に浸された組織を電気手術によって除去するための電極アセンブリに関する。さらには、この発明は、主として、例えば経尿道的前立腺摘除術（ＴＵＲＰ）を実施するために内視鏡の中に収容される電極アセンブリに関する。
【０００２】
国際特許願第WO97/00647、WO97/24994、WO97/24993、WO97/00646、WO97/48345、及びWO97/48346において、本出願人は、細長い管状の器具シャフトの末端に取り付けられる多数の二極式電極アセンブリについて述べている。いずれの場合においても、電極アセンブリは、通常は標準食塩水である伝導性液体の中に浸しながら動作させるように設計されている。電流は治療しようとする組織上又はそれに隣接して設置された組織治療用電極から、組織治療用から後方へ離間されていて組織表面から離れているリターン電極まで、伝導性流体を介して流れる。上述した電極アセンブリへ電力を供給するのに適した電気手術発生器が本出願人の欧州特許願第EP0754437に記載され、示されている。この発生器は異なる動作モードを有している。すなわち、第１のモードは組織乾燥又は凝固モードである。このときには電極間に加えられるピーク電圧は、組織治療用電極のところで蒸気ポケットが形成されないように制限される。第２のモードでは、組織が蒸発させられ、手術箇所において切断又はバルク除去効果が得られる。第２のモードのときには、電極アセンブリへ加えられる電力によって、組織治療用電極のまわりに伝導性液体から蒸気ポケットが形成される。この場合には、電極に加えられるピーク電圧を制限することによって、蒸気ポケットのサイズが制御され、電極の破壊が防止される。第３の動作モードは第１モード及び第２モードに対する電気的条件の間を切り替えることによって実現される混合モードである。
【０００３】
上述した特許願の主題全体がこの明細書において文献援用される。
こうした電極アセンブリは、人体のオリフィスを介して挿入される内視鏡の作業チャネルを介して、又は体腔へアクセスするために形成された別個の開口部を介して体腔へ導入される。いずれの状況においても、管状の器具シャフトは電気手術電流のための帰路を提供している。組織治療用電極への接続はシャフト内部を通る絶縁された導体を介して行われる。管状部材は動作中には電極からの熱伝導も行う。電極からの熱消散はシャフトの一部が伝導性液体の中に浸されることによって向上する。
【０００４】
内視鏡による尿路手術は、一般に、尿道を介して導入される様々の複雑な器具を用いて尿路の病気を治療するために行われる。切除用内視鏡は、もともと尿路手術に対して開発された内視鏡の特殊な形である。その後、それらは、柔軟組織を除去するための子宮鏡手術や胃腸手術に使用されてきた。切除用内視鏡は一体化されたトリガ機構を有し、この機構に取り付けられた器具を制御された形で前後運動させるようになっている点で、他の多くの内視鏡とは異なっている。この制御は、大きな容積の組織を除去するときに特に有用である。従って、ＴＵＲＰ、前立腺の良性異常増殖の除去、及び子宮鏡手術のときの子宮内膜及び子宮筋腫の切除、内視鏡による胃腸手術のときの直腸のポリープ及び腫瘍の切除に対して選択される器具である。
【０００５】
灌注溶液は切除用内視鏡を通して連続流又は間欠流によって供給され、電解質又は非電解質をベースにしている。ＴＵＲＰを実施するための伝統的な方法は単極式電気手術であり、非電解質が最も一般的に使用される。このとき、通常の器具は、切除用内視鏡の上に種々の単極式電極が取り付けられる。
二極式器具は米国特許第4,116,198号(Roos)に開示されている。これは、往復運動を行う切除ループの形を有する単一のアクティブ電極と、器具シャフトの末端の上に取り付けられたリターン電極とを有している。電極の間の電気的導通は、両方の電極が浸される伝導性液体を介して行われる。
【０００６】
切除用内視鏡は四つの主要なコンポーネント、すなわち、内側シース、外側シース、テレスコープ及び光源のアセンブリ、そして作業用部材から構成されている。作業用部材は、それが受動的なものであろうが能動的なものであろうが、チューブ上に取り付けられた往復運動機構を有している。チューブはその基端部に設けられたテレスコープコネクタと、部分的にその長さ方向に沿って中間部に配置されたシーリングブロックとを有している。シーリングブロックには内側シースが接続されている。シーリングブロックは穴を有し、この穴を介してテレスコープは作業部材の基端部から末端まで、内側シ−スのボアの内側を通される。穴は位置がずれており、テレスコープは内側シース開口部の上側の方形部内に配置され、電極支持チューブのための余地が設けられている。
【０００７】
ワイヤ状の導体の上に支持されている単極式電極がシーリングブロックに設けられた第２の穴を介して末端から支持チューブを通して挿入される。穴は斜めに設けられ、従って、電極はテレスコープからより離れたところでシーリングブロックから外へ出ている。従って、電極は電極とテレスコープとの間に十分な絶縁材料が設けられていて電気絶縁された状態で絶縁ブロックの中に流入している。このタイプの単極式電極は一般にワイヤーシャフト構造であり、ワイヤーループ又はローラーボール構造から成る大きな作業用先端を有する切除用内視鏡の中へ導入しやすくなっている。ローラ電極については、米国特許第5,599,349号(D'Amelio)に開示されている。
【０００８】
通常の内視鏡ではワイヤで支持された電極を使用するのが好都合である。電極は、基端部から末端に向けての通常の装着とは違って、作業用チャネルの中を末端から基端部に向けて装着される。基端部から末端へ装着する方法では、電極の作業用先端の寸法が作業用チャネルの内径によって制限されてしまう。
また、アクセスや操作性が体腔の境界によって制限されるような状況においては、電極をワイヤ支持することが有用である。
この発明の目的は、電気伝導性液体の中に浸された組織の除去を改善するための電極アセンブリを提供することである。
【０００９】
この発明の第１の側面においては、電気伝導性液体の中に浸された組織を電気手術によって除去するための電極アセンブリは、細長い支持構造を有し、この支持構造は、高周波の電気手術電流を流すための少なくとも一対の導体と、支持構造の末端に取り付けられていて支持構造に対して横方向に延びる電気絶縁体と、この電気絶縁体の一方の側に固定されていて導体の一方に電気的に接続されている横方向に延びる伝導性の組織治療用電極と、絶縁体の反対側に固定されている横方向に延びる伝導性のリターン電極を有し、組織治療用電極の露出された表面積とリターン電極のそれとの比が1:1よりも大きく設定されている。
【００１０】
本出願人は、1.25:1から2:1の範囲内の比において最適な性能が得られることを見いだした。
組織治療用電極は絶縁体の外側表面の上に設けられた金属製薄層でもよい。
【００１１】
絶縁体はセラミックの一般に円筒状の部材から成っていることが好ましく、円筒の軸は支持構造に対して横方向に向けられている。組織治療用電極とリターン電極はセラミック部材の下方へ向いた表面、及び上方へ向いた表面をそれぞれ覆っており、各々は相互にかみ合うリブと溝の構造によって物体へ固定されている。これによって、接着剤を用いずに組み付けが可能になっている。これによって、電極アセンブリは一般に500℃又は600℃までの高温で動作が可能になる。
【００１２】
組織治療用電極又はアクティブ電極はセラミック部材の下方へ向いた表面へ直接固定された弓状のプレートであり、薄くて比較的熱伝導性が悪い材料から形成され、電極の一つの部分から別の部分への熱伝導を妨げるようになっていることが好ましい。これは、アクティブ電極のまわりの蒸気ポケットの形成と維持を助けるためである。リブの形の表面規則性又は別の形状の表面突起部が設けられており、電極の上を伝導性流体が流れることによる熱の対流及びそれらの間にバブルが捉えられることによる熱の対流を妨げるようになっている。これに対して、リターン電極は比較的滑らかであり、逆の効果が得られる、すなわちその表面の上で伝導性液体の蒸発を妨げるようになっていることが好ましい。リターン電極をアクティブ電極の真上及び絶縁体の反対側に設置することによって、おおむね組織と接触しないようにし、それと同時に伝導性液体によってそれを囲めるようにしている。
【００１３】
好ましい電極アセンブリにおいては、組織治療用電極と絶縁体の形状と構造は伝導性液体を介した導通による組織治療用電極とリターン電極の間の最小伝導経路長さが1.5mm以上であるようなものになっている。これは、セラミック部材が電極の端を越えて外側へ突きだし電極の幾何学的分離距離よりも大きな伝導性経路長を提供するような形にセラミック部材を形成することによって、小さなアセンブリで実現できる。
【００１４】
内視鏡に取り付けるために、支持構造はクリップを備えた一対の堅固なワイヤ形状の導体しか有していない。クリップは内視鏡のテレスコープチューブへそれらを取り付けるためのものである。導体は末端で分岐したアームを有している。アームはそれらの末端にセラミック部材及び電極を支持している。一つのアームが部材の各側部に配置されている。セラミック部材の上側及び下側の表面に成形された溝が電極の内側リブを受容する。この内側リブは例えばダブテール断面を有し、溝の中にしっかりとロックされるような形状になっている。クリップは、また、分岐アームの近傍に並べて導体を一体に固定する働きもしている。
【００１５】
この発明の第２の側面においては、伝導性液体に浸された組織を電気手術によって除去するための電極アセンブリは、絶縁体の上に取り付けられた少なくとも第１及び第２の電極と、内視鏡の中に収容するための細長い支持構造を形成する少なくとも一対の導体ワイヤとを有している。電極と絶縁体との組み合わせはワイヤの末端に固定され、対の一方のワイヤは第１の電極へ接続されている。対の他方のワイヤは第２の電極へ接続されている。電極は絶縁体の互いに反対方向を向いた表面の上に取り付けられた横方向に延びる金属製カバーから成る。組織治療用電極及びリターン電極の露出された表面積の比は1:1よりも大きく、露出された表面積はアセンブリが液体の中に浸漬されたときに濡れることのできる各電極の表面に関するものである。
【００１６】
この発明はまた、組織を電気手術によって除去するための方法も提供している。この方法は、細長い支持構造と横方向に延びる絶縁体とを有する電極アセンブリを提供する段階を有し、支持構造がこの支持構造の末端に取り付けられた一対の導体を有し、絶縁体がこの絶縁体の一方の面に固定された組織治療用電極を有するとともにこの絶縁体の反対側の面に固定されたリターン電極を有し、電極が対の各導体へ接続され、さらに、
治療しようとする組織を電気伝導性液体の中に浸す段階と、
電極を伝導性液体の中に浸した状態で、電極アセンブリを治療しようとする組織と隣接する場所へもっていく段階と、
組織治療用電極において伝導性液体を蒸発させるのに十分な大きさの電気手術高周波電圧を電極の間に加える段階と、
リターン電極が組織表面と反対を向くように電極アセンブリを向けて、治療しようとする組織の表面へ組織治療用電極を当てる段階と、
電極アセンブリを一般に支持構造の長手方向に往復させて、組織治療用電極の上の蒸気層が接触したときに組織を蒸発させて組織を除去する段階と、
を有し、
組織治療用電極の露出された表面積とリターン電極のそれとの比が1:1よりも大きく、電気手術高周波電圧が50オームから250オームの範囲の開ループ出力インピーダンスを有する電気手術発生器から電極アセンブリへ加えられ、また、250 Vピークから600 Vピークの範囲の値に制限されている。
【００１７】
図１Ａ〜図１Ｃを参照するとわかるように、この発明による電極アセンブリ１２を有する内視鏡電気手術器具は細長い中空チューブを有するテレスコープ１０を有している。電極アセンブリ１２は細長い支持構造１２Ｓを有している。支持構造１２Ｓは末端に先端アセンブリ１２Ｔを支持し、先端アセンブリ１２Ｔは組織治療用電極とリターン電極を有している。これらの部材については他の図面を参照しつつ以下でさらに詳しく説明する。支持構造１２Ｓは絶縁スリーブを有する一対のワイヤ導体の形をしている。ワイヤ導体の末端の方には、電極アセンブリ１２をテレスコープ１０のチューブへ固定するためのばねクリップ１２Ｃが取り付けられ、クリップ１２Ｃをチューブの上で摺動させると電極アセンブリが末端及び基端の方へ向けて往復運動するようになっている。
【００１８】
支持構造ワイヤはその基端部において絶縁性のケーブル取り付け用ボス１４の中へ流入している。器具が組み付けられると、ボスは図１Ｂ及び図１Ｃに示されているようにサーモプラスチック製の取り付け用ブロック１６の中に収容される。この取り付け用ブロック１６はテレスコープ１０上で、テレスコープチューブに固定されたカラーアセンブリ１８に対して摺動可能になっている。取り付け用ブロックとカラーアセンブリとの間の相対的な移動はそれらの各々に取り付けられたばねで付勢された二つのハンドル２０、２２を一体に絞ることによって行われる。結果として、末端の先端アセンブリ１２Ｔはテレスコープ１０の端部に対して往復運動することが可能である。ボス１４の内側では、支持構造１２Ｓの導体ワイヤとフレキシブルケーブル２４が接続されている。フレキシブルケーブル２４の終端部には器具を電気手術の高周波発生器（図示されていない）へ接続するためのインラインコネクタ２６が設けられている。
【００１９】
電極アセンブリ１２がテレスコープ１０へ固定されたら、内視鏡の内側シース２８が、図１Ｂに示されているように、テレスコープ及び電極アセンブリ１２の組み合わせの上に通し、シール３０上及びワイヤ形状の支持構造上へ奥まで押し込まれ、図１Ｃに示されているように絶縁性ブロック１６と協働するシーリングブロック３２と連結される。このとき、電極アセンブリ１２の末端部は内側シース２８の末端を越えて露出することがわかろう。
【００２０】
図面には示されていないが、器具組み付けの最終段階は外側シースを内側シース２８のまわりに取り付けてシーリングブロック３２と合わせることから成る。シーリングブロック３２は流体供給源（図示されていない）から器具の末端まで伝導性流体を導くための開口部を有している。
【００２１】
図２に示されているように、テレスコープのクリップ１２Ｃを越える支持構造１２Ｓの末端部分は、導体対が二つの横方向に離間した導体アーム１２Ａ，１２Ｂに分岐している。図からわかるように、アーム１２Ａ，１２Ｂは分岐点でよじれ、分岐点から離れたところではテレスコープ１０の両側に配置されていて、テレスコープの端部から離れたところでテレスコープの端部より下まで下方へ曲げられ、テレスコープの軸よりも下の位置で末端の先端アセンブリ１２Ｔを支持している。支持構造１２Ｓを形成している導体１２Ａ，１２Ｂは、それらの末端部分を除いては、その長さにわたって熱収縮性材料のスリーブが設けられている。
【００２２】
末端の先端アセンブリ１２Ｔは二極式器具の作業用先端であり、組織蒸発によって大きな容積の組織を取り除くように設計された比較的大きな面積の組織治療用電極を有している。そうした組織の例は、良性の前立腺肥大（ＢＰＨ）として知られる状態に関係するものである。ＢＰＨは、前立腺が大きくなって、前立腺が取り囲む尿道を介する膀胱からの尿の流れを制限する。この処置はクルミ形のカプセル内のすべての組織を除去し、通常の尿の流れを回復する。除去される組織の重量は30〜40グラムである。
【００２３】
図２と図３をいっしょに参照するとわかるように、末端の先端アセンブリ１２Ｔは一般に円筒形状で導体アーム１２Ａ，１２Ｂの末端部分の間を横方向に延びるセラミックの絶縁体３４と、絶縁体３４の下方を向いた表面を覆っている薄くて部分円筒形状を有するステンレススチールから成る組織治療用電極又はアクティブ電極３６と、絶縁体３４の上方を向いた表面を覆っている、すなわち、絶縁体に対してアクティブ電極とは反対側に設けられているステンレススチールのリターン電極３８とを有している。従って、リターン電極３８はアクティブ電極３６の真上にあり、電極アセンブリ１２の長手方向においてほぼ同じ位置にある。両方の電極３６，３８は導体アーム１２Ａ，１２Ｂの末端の間を横方向に延び、それぞれが接着剤を用いずにセラミック絶縁体へ直接固定されている。従って、電極３６，３８と絶縁体３４との間には直接的な接触はない。
【００２４】
図３にはっきりと示されているように、アクティブ電極３６はその部分円筒形状のベース薄層３６Ａに加えて、横方向に延びる互いに平行な外側へ突き出した一体化リブ３６Ｂを有している。これらは、電極アセンブリからの熱の対流を妨げることによって、及び、特にアクティブ電極３６が治療しようとする組織表面の近くに設置されたときに小さな食塩水蒸気ポケットを捉えることによって、電極アセンブリ１２の蒸発の電力しきい値を下げる働きをしている。リブ３６Ｂの機能は電極の露出表面を微視的に粗くすることによって強化される。この荒れは露出された表面に起きるスパーク腐食の結果として使用しているときに形成されるように工夫又は設計することができる。
【００２５】
アクティブ電極３６は比較的熱伝導性の悪いステンレススチールから形成されている。これと、ベース薄層３６Ａの厚みを薄くする（厚みは0.15mm〜0.5mmの範囲である）ことによって熱質量を小さくすることが組み合わさると、アクティブ電極３６の一部分から別の部分への熱の伝導が妨げられる。従って、アクティブ電極の一部が伝導性液体によって湿らされると、電極の他の部分から熱は湿った部分へ向けてあまり急速に消散しないようになる。先端アセンブリ１２Ｔをワイヤの上に支持することによっても、電極アセンブリ１２の残りの部分への熱の消散が低減される。これらの方策はすべてアクティブ電極３６の表面上での伝導性液体の蒸発の促進を助ける。
【００２６】
図３からわかるように、アクティブ電極３６は横断的なリブ３６Ｂと平行に延びるアンダーカットされた一体の内側リブ３６Ｃを有している。これによって、アクティブ電極３６はセラミックの絶縁体３４に設けられた相補的なアンダーカット溝３４Ａの中にしっかりとかみ合う。溝３４Ａは絶縁体３４を横断するように延び、絶縁性部材の一方の側端部では開口しているが、他方では閉じている。従って、アクティブ電極３６は、内側リブ３６Ｃを奥まで完全に押し込んでリブ３６Ｃが閉じた端部と当接するまで内側リブ３６Ｃを溝３４Ａの開口した端部の中へ横方向に摺動させることによって、絶縁体３４へ取り付けられる。
【００２７】
これも図３に示されているように、同じようなアンダーカット溝３４Ｂが絶縁体３４の上側表面の中に切り込まれ、リターン電極３８の対応する内側リブ３８Ａを受容するようになっている。しかし、この場合には、上側の溝３４Ｂは絶縁体３４に対して下側の溝３４Ａの開口した端部とは反対側の側端部で開口している。下側の溝３４Ａと同様に、それは他端においては閉じられている。従って、リターン電極３８は、一方の側から、しかし、この場合には反対側から摺動させることによって、アクティブ電極３６と同じようにして絶縁体３４へ取り付けることができる。
【００２８】
それぞれの溝３４Ａ，３４Ｂの開口した端部と隣接するところで、各電極３６，３８は導体アーム１２Ａ，１２Ｂのそれぞれへ溶接されている。アーム１２Ａ，１２Ｂは基端部では互いに固定されている。これと、アーム１２Ａ，１２Ｂの弾力及び互いの方へ向けたばね付勢力がいっしょになって、電極３６，３８を各溝３４Ａ，３４Ｂの閉じた端部の方へ保持し、接着剤を用いずに末端の先端アセンブリを組み付けられたままにする働きをしている。
【００２９】
リターン電極３８は外側リブを有していないが、しかし、滑らかな外側表面３８Ｃを有する反対方向を向いた一般に部分円筒形状を有するシェル部分３８Ｂとして作用する。実際に、リターン電極３８はアクティブ電極３６と同様にステンレススチールから形成されている。しかし、もっと高い熱伝導性を有する材料から形成して、リターン電極３８における蒸発を妨げる滑らかな表面３８Ｃの効果を補うようにすることもできる。
【００３０】
絶縁体３４は電極３６，３８を分離し、治療しようとする組織を介する導通が最小の電気抵抗の経路になるように、さらには、アクティブ電極とリターン電極との間のアーク発生が大きく妨げられるようになっている。本出願人は、大部分の状況においてこれを達成するための電極３６，３８の間の最小導通経路長さは1.5mmであることを見いだした。この隙間を実現する方法は、図４の側面図において最もよくわかる。電極アセンブリ１２のこの実施の形態においては、絶縁体３４の形状は、テレスコープ１０を使用するときに、治療しようとする組織に対する手術医の視野をそれや電極３６，３８が遮る程度をできる限り小さくするようなものになっている。好ましいテレスコープ１０の光学的特性は、テレスコープチューブの軸に対して20°から30°にある視軸上にその視野角度の中心があり、末端の先端アセンブリやそれを取り囲む組織の方を向くようになっている。
【００３１】
絶縁体３４は、電極３６，３８の間の分離平面を形成するような形状に形成され、取り付けられている。この平面は支持構造１２Ｓとほぼ平行に位置している（図１Ａ及び図２を参照のこと）。電極の末端はそれらの基端よりも互いに近くなっている。端部の対（すなわち末端と基端との間のそれぞれ）の間に少なくとも1.5mmの導通経路長さを実現するために、絶縁体３４は電極３６，３８の末端３６Ｄ，３８Ｄを越えて突き出した末端リブ３４Ｄを有している。この結果、これらの電極末端の間の導通経路長さはそれらの幾何学的分離距離よりもかなり長くなっている。基端側においては、絶縁体３４は基端部の分離リブ３４Ｐを有している。リブ３４Ｐは末端のリブ３４Ｄよりも広く、本体の主要円筒部分を越えて比較的小さく突き出している。図４の点線からわかるように、このようにして、テレスコープ１０の視野における末端の先端アセンブリの全体サイズは小さくなる一方で、アクティブ電極３６の半円形断面のために、様々なアタック角度で組織を除去できる性能を維持している。それと同時に、基端側において短く突き出すリブ３４Ｐは蒸気ポケットが形成されたときに手術医がアクティブ電極３６を見えるようにするという利点を有している。
【００３２】
その比較的大きな電極面積にかかわらず、末端の先端アセンブリのサイズを小さく維持するために、ワイヤ形状の導体アーム１２Ａはリターン電極３８の近くに配置されている。アーム１２Ａの末端部分のまわりの別のセラミックスリーブ４０は両者の間の高温絶縁部材として作用する。
【００３３】
アクティブ電極３６の基端−末端の周辺広がり及び幅はそれぞれ1.8mm及び4mmであり、この薄層の幾何学的面積は約7mm２になっている。一般的な意味で、部分円筒又は外側の面積は5mm２以上であることが好ましい。絶縁体３４上に取り付けたときのアクティブ電極３６の実際の露出表面積は、表面の突起や側端部の表面のために、一般に15mm２以上の範囲にある。この値は15〜35mm２の範囲にあることが好ましいが、50又は60mm２の大きさまで可能である。
十分な電力を電極で消費することができ、その露出された表面にわたって蒸気層が維持されると仮定すると、アクティブ電極３６の面積が大きいほど、組織を除去する速度は大きくなる。
【００３４】
上の要件に留意して、アクティブ電極３６及びリターン電極３８が伝導性液体の中に浸されたときの電極アセンブリの電気的挙動を、図５のグラフを参照しつつここで考える。このグラフは、治療しようとする組織の表面へアセンブリ１２を隣接させたときのアセンブリ１２の組織乾燥モードと組織蒸発モードとの間に存在するヒステリシスを示している。組織を蒸発させることによって行われる組織の除去はアクティブ電極３６が蒸気層で覆われたときに行われる。そうした蒸気層がないと、組織は単に乾燥するだけである。高周波電力を加えずに電極アセンブリ１２が伝導性液体の中に浸されると、点”Ｏ”における初期インピーダンス”ｒ”が存在する。その大きさは、電極アセンブリの幾何と、液体の伝導性によって決まる。”ｒ”の値が大きいほど、電極アセンブリ１２が蒸発モードへ入る傾向が大きくなる。ＲＦ電力がアセンブリ１２へ加えられると、液体は加熱される。標準食塩水（0.9%w/v）の場合には、液体の温度係数は正になる。その結果、対応するインピーダンス係数は負になる。従って、電力が加えられると、インピーダンスは最初は下がり、電力消費が増加するとともに点”Ｂ”まで下がり続ける（図５を参照のこと）。この点において、電極アセンブリ１２と直接接触している食塩水は沸点に達する。小さなバブルがアクティブ電極３６の表面上に形成され、そのときにインピーダンスは上昇を始める。点”Ｂ”のあと電力がさらに増やされると、インピーダンスの正の電力係数が支配的になり、少し電力を増大させるとインピーダンスは大きく増大する。
【００３５】
蒸気層が蒸気バブルから形成されるにつれて、残りの電極／食塩水界面での電力密度が増大する。しかし、蒸気バブルで覆われていないアクティブ電極３６の露出領域があり、これによって界面がさらにストレスを受け、より多くの蒸気バブルが発生し、電力密度が大きくなる。これはランアウェイ状態であり、平衡点は電極が完全に蒸気に包み込まれたときにしか起きない。加える電圧を制限することによってランアウェイ状態を避け、電力消費が高インピーダンス負荷になるのを防止することが可能である。与えられた変数の組に対して、この新しい平衡点に達するまえに電力しきい値（点”Ｃ”）が存在する。
【００３６】
点”Ｃ”から蒸発平衡状態への転換は器具へ結合された発生器のＲＦ段に対する電力／インピーダンス曲線に従う。この曲線の特性は蒸発平衡状態の安定性に影響する。これについては以下でさらに詳しく説明する。いったんこの蒸発平衡状態になると、インピーダンスは1000オームあたりまで急速に増大する。その絶対値はシステムの変数に依存する。このとき、アクティブ電極３６と蒸気／食塩水界面又は組織表面の近さに応じて、蒸気／組織界面との間の層にわたる放電によって蒸気層は維持される。電力の大部分は蒸気層の内部で消費され、その結果アクティブ電極３６が加熱される。エネルギ消費の量及び蒸気ポケットのサイズは出力電圧に依存する。これが低すぎると、ポケットは維持されないであろう。また、高すぎると、電極アセンブリ１２は破壊されるであろう。電力が点”Ｃ”と同じレベルで供給されると、その結果の電圧で電極破壊が起きることに留意すべきである。蒸発に使用される電極に対する通常の動作点は点”Ｄ”として図示されている。この点は、電極アセンブリに対するインピーダンス電力特性と、図５において曲線Ｖvとして表されている蒸発電圧限界との組み合わせで一意に決定される。
【００３７】
点線Ｅはそれ以上で電極の破壊が起きる電力レベルを示している。電力が低下させられると、点”Ａ”で蒸気ポケットが壊れ、電極アセンブリ１２が乾燥モードへ戻るまで、インピーダンスは低下する。この点においては、蒸気ポケット内部での電力消費はそれを維持するには不十分である。その結果、アクティブ電極３６と食塩水又は組織との間が再び直接接触し、インピーダンスは急速に低下する。アクティブ電極３６における電力密度も低下し、その結果、食塩水の温度は沸点以下まで低下する。電極アセンブリ１２は、このとき、曲線Ｖ_Dで表された乾燥電圧限界以下の安定した乾燥モードにある。
【００３８】
電極アセンブリを蒸発モードで動作させるには、電力が加えられ、動作点が”Ｄ”と点”Ａ”との間の曲線上に維持される。この曲線の上側部分は蒸発による組織除去に最も適していることがわかった。上述したように、グラフのこの領域において発生器に現れる負荷インピーダンスは約1000オームである。蒸発電圧限界（曲線Ｖ_v）は電圧250 V〜600 Vピークの範囲に設定される。電圧300 Vピークが代表的な値である。
上で述べた要件を満足するように電極アセンブリ１２を駆動するのに適した発生器が図６にブロック図で示されている。
【００３９】
図６を参照するとわかるように、発生器は高周波（ＲＦ）電力の発振器６０を有している。発振器は使用時ｎ電極アセンブリ１２で表される負荷インピーダンス６４へ出力端子６２を介して結合される一対の出力接続部６０Ｃを有している。電力はスイッチモード電源６６によって発振器６０へ供給される。
【００４０】
実施の形態においては、ＲＦ発振器６０は約400 kHzで動作する。300 kHz以上からＨＦ範囲の任意の周波数が利用可能である。スイッチモード電源６６は一般に25〜50 kHzの範囲の周波数で動作する。出力接続部６０Ｃには電圧しきい値検出器６８が結合されている。電圧しきい値検出器６８はスイッチモード電源６６へ接続された第１の出力６８Ａ及び”ｏｎ”時間制御回路７０へ接続された第２の出力６８Ｂを有している。オペレータに接続されたマイクロプロセッサコントローラ７２がディスプレイ（図示されていない）を制御する。マイクロプロセッサコントローラは供給電圧を変えることによって発生器の出力電力を調節する電源６６の制御入力６６Ａ、及びピークＲＦ出力電圧の限界を設定するための電圧しきい値検出器６８のしきい値設定入力６８Ｃへ接続されている。
【００４１】
動作時には、手術医がハンドピース又はフットスイッチの上に設けられた駆動スイッチを操作することによって電気手術電力を要求すると、電力がマイクロプロセッサコントローラ７２によってスイッチモード電源６６へ加えられる。一定の又は交互の出力電圧しきい値が発生器のフロントパネル上における制御設定に従って入力６８Ｃを介して設定される（図１を参照のこと）。一般に、乾燥又は凝固のためには、しきい値は150ボルトから200ボルトの間の乾燥しきい値に設定される。上述した電極アセンブリ１２の場合のように蒸発出力が必要なときには、しきい値は250又は300ボルトから600ボルトの範囲の値に設定される。これらの電圧値はピーク値である。それらがピーク値であるということは、少なくとも乾燥には、与えられた値で電圧がクランプされるまえに最大電力が得られるような低波高率の出力ＲＦ波形を有することが好ましいことを意味している。一般に1.5又はそれ以下の波高率が実現される。
【００４２】
混合出力が必要なときには、入力６８Ｃを介する電圧しきい値設定は、乾燥又は凝固に対する値と、切断又は蒸発に対する値の間で交互に切り替えられる。
【００４３】
発生器をまず駆動したとき、ＲＦ発振器６０（”ｏｎ”時間制御回路７０へ接続されている）の制御入力の状態は”ｏｎ”であり、従って、発振器の発振素子を形成する電力スイッチングデバイスがスイッチオンされ、各発振サイクルにおいて最大の導通時間が得られるようになる。負荷インピーダンス６４へ供給される電力はスイッチモード電源６６からＲＦ発振器６０へ加えられる供給電圧に一部依存し、負荷インピーダンスに一部依存する。供給電圧が十分に高いと、電極アセンブリ１２の電極３６，３８を取り囲む液体の温度が上昇し、液体が蒸発して、負荷インピーダンスが急速に増大し、その結果端子間に加えられる出力電圧が急速に増大する。
【００４４】
図５を参照して上述したように、発生器を乾燥モードで使用するか蒸発モードで使用するかに応じて、異なる電圧しきい値が設定される。両方の場合とも、選択された電圧しきい値に達すると、トリガ信号が”ｏｎ”時間制御回路７０及びスイッチモード電源６６へ送られる。”ｏｎ”時間制御回路７０はＲＦ発振器のスイッチングデバイスの”ｏｎ”時間を実質的には瞬間的に小さくする効果を持っている。それと同時に、スイッチモード電源６６が切られ、発振器６０へ供給される電圧は下がり始める。
【００４５】
発振器６０の個々のサイクルの”ｏｎ”時間に対するそのあとの制御については、図７に示されている”ｏｎ”時間制御回路２０の内部構造を考えることによって理解できる。この回路は、ＲＦの鋸歯発生器７４（発振器６０から取り出され同期入力７４Ｉへ加えられる同期信号によってＲＦ発振周波数で同期している）と、ランプ発生器７６を有している。ランプ発生器７６は、設定されたしきい値電圧に達すると発生される電圧しきい値検出器６８（図６を参照のこと）の出力６８Ｂからのリセットパルスによってリセットされる。このリセットパルスは上で述べたトリガ信号である。”ｏｎ”時間制御回路はさらにコンパレータ７８を有している。コンパレータ７８は鋸歯発生器７４とランプ発生器７６によって発生された鋸歯電圧とランプ電圧を比較して、ＲＦ発振器６０の入力６０Ｉへ加えられる方形波制御信号を発生する。図７の波形で示されているように、鋸歯波形とランプ波形の特性は発振器６０に加えられる方形波信号のマークとスペースとの比が各リセットパルスのあと徐々に増大するようなものになっている。その結果、設定された電圧しきい値に出力電圧が達したことを検出して、”ｏｎ”時間が実質的に瞬間的に小さくなったあと、ＲＦ発振器６０の”ｏｎ”時間はもとの最大値まで徐々に増大して戻る。電源６６（図６を参照のこと）からの発振器６０に対する供給電圧が所定のレベルまで低下して、検出器６８によって検出された設定電圧を出力電圧が突破せずに発振器が最大導通時間で動作できるようになるまで、このサイクルが繰り返される。
【００４６】
発生器の出力電圧は動作モードにとって重要である。実際、出力モードは出力電圧さらに詳しくはピーク出力電圧のみによって決まる。出力電圧の絶対的な測定は多重制御に対してのみ必要である。
しかし、この発生器において単一制御（単一の制御変数を使用する）を使用して、出力電圧を予め決められた制限電圧に抑えることができる。従って、図６に示されている電圧しきい値検出器６８はＲＦピーク出力電圧を予め設定されたＤＣしきい値と比較する。そして、ＲＦの半サイクルの間に”ｏｎ”時間制御回路７０に対するリセットパルスを発生するのに十分なだけの速さの応答時間を有している。
【００４７】
図６及び図７を参照しつつ上述した発生器においては、電圧しきい値の検出に応じた電力の低下は、二つの方法で行われる。すなわち、
（ａ）発振器６０の共振出力回路へ供給されるＲＦエネルギを瞬間的に低下させること。
（ｂ）スイッチモード電源６６の１サイクル又は複数サイクルにわたって（一般的には20〜40μｓの最小時間にわたって）発振器６０へのＤＣ電力を遮断すること。
【００４８】
実施の形態においては、瞬間的な電力低下はＤＣ電源供給から利用可能な電力の少なくとも3/4（又は少なくとも半分の電圧）であるが、連続的な電圧しきい値フィードバックによって、ＤＣ電源からの供給電力を連続的に低下させることができる。従って、ＤＣ電源電圧がこの低下に追随して、ＲＦ段がフルデューティサイクル又はマーク−スペース比に戻るようにしてＲＦ段自身で高速応答が実現され、電圧しきい値を再び突破したときにさらに急速な電力低下が可能になっている。
【００４９】
ピーク蒸発しきい値電圧Ｖ_vに達したときの速い応答によって、図５に示されているインピーダンス電力曲線の部分”Ｅ”に沿った電極のランアウェイ破壊が防止される。蒸発モードの効果的な制御は、また、好ましい発生器は約160オームの出力インピーダンスを有しているという事実によっても助けられる。この選択の効果は異なる負荷インピーダンスで発生器によって発生される出力電力の変動を示すグラフである図８及び図９を参照した以下の説明から明らかになろう。
【００５０】
図８を参照するとわかるように、負荷に供給される電力はここでは、二つの異なる発振器供給電圧設定に対して、負荷インピーダンスの関数として示されている。両方の場合とも、電力／インピーダンスのピークの左側では、負荷インピーダンスの増大は出力電力の増大、従って出力電圧の増大につながる。ピークの右側のもっと大きなインピーダンスでは、程度は劣るがインピーダンスとともに電圧は増大し続ける。
【００５１】
好ましい発生器の特徴の一つは出力段が約160オームの出力インピーダンス（図８のピークに対応している）を有する開ループの発振器として動作することである。これは、水中電気手術に使用される通常の発生器の出力インピーダンスよりもかなり小さい。そして、ランアウェイのアーク挙動及びその結果としての組織の過剰な損傷及び電極の焼切れの防止に寄与する。
【００５２】
発生器を乾燥に使用したときは、電極における蒸気エンベロープ発生及びアークを防止する必要のあることを理解すべきである。逆に、切断又は蒸発に対しては、必要な組織効果を実現しかつ電極の焼切れを防止するレベルまでではあるが、蒸気エンベロープ発生及びアークが必要である。低電力及び高電力の乾燥及び切断又は蒸発に対する動作点が図８に示されている。
【００５３】
乾燥モードから蒸発モードへ移るには、大きな電力バーストが必要である。従って、曲線上で乾燥と切断又は蒸発動作点の間に電力／負荷曲線のピークが位置する必要がある。このようにインピーダンスとともに出力電力を増大させることによって、電極３６，３８に現れる初期の低インピーダンスにもかかわらず、アークを形成するのに十分なエネルギの大電力バーストが実現される。発振器６０への供給電圧が増大するにつれて、電極アセンブリ１２は切断モードへ移動する傾向が大きくなり、一方低い供給電圧レベルでは、出力の双安定特性は、より顕著ではるが、乾燥状態の方へ向かう傾向がある。
【００５４】
双安定特性は、電極のインピーダンス挙動からだけでなく、電力／負荷インピーダンス曲線の形状からも生じる。負荷曲線が平坦なほど、一連のインピーダンスにわたる出力電力はより一定であり、効果はより小さい。
図８を参照するとわかるように、切断又は組織蒸発モードにおいては、インピーダンスが増大するにつれて出力電力が低下するために電力平衡点が達成される。
【００５５】
本出願人は上述した本来の平衡は安定した蒸発状態を維持するには不十分であることを見いだした。ＲＦ発振器６０（図６を参照のこと）からのＲＦ出力電圧が制限されるのはこの理由のためである。この制限は極めて急速に起き、一般に応答時間は20μｓ以下である。発振器のスイッチングデバイスの”ｏｎ”時間が電圧しきい値検出器６８からのフィードバック信号に応じて直線的に変動することで、過剰な高周波干渉が避けられる。この方法は、負荷に整合されたとき比較的低い出力Ｑを有するＲＦ発振器６０と組み合わせて使用される。このＱは出力電圧しきい値検出器に対する応答を極端に抑えることなくスイッチングノイズを抑制するのに十分である。
【００５６】
例として、特定の電極構造に対する電圧しきい値制御の効果が図９に示されている。太いライン２００，２０２は修正された電力／負荷インピーダンス特性を示している。ライン２００で示されている乾燥に対しては、スイッチモード電源は75ワットから110ワットの間の（整合した）開ループピーク出力電圧を発生するように設定される。この場合の実際のピーク電力は約90ワットである。切断及び蒸発（線２０２で表されている）に対しては、連続ピーク電力は120ワットから175ワットの間である。この場合には、それは150ワットである。例えば、双曲線の一定電圧ライン２０４，２０６でそれぞれ表されているように、電圧しきい値は乾燥に対して180ボルトピークに設定され、切断に対して300ボルトピークに設定される。電力／インピーダンス曲線は修正されていない開ループ曲線２０８，２１０との交差よりも右側のそれぞれの一定電圧しきい値ラインに従う。乾燥しきい値ラインはアークが発生する前に乾燥モードにおいて達成可能な最大の電圧を表し、一方、切断又は蒸発しきい値ラインは所望の組織効果を実現するための、及び、極端な場合には電極の焼切れを避けるための切断又は組織蒸発性能を制限していることがわかる。乾燥しきい値は、また、組織の切断又は蒸発のためのアーク発生を実現するには不十分な電圧を表している。
【００５７】
電気手術による切断又は組織蒸発に対する発生器の特性の大きな特徴は、ピーク電力（整合したインピーダンス）において、負荷インピーダンスがその電力レベルにおけるしきい値電圧に対応したインピーダンスの間にあることである。これに対して、乾燥モードにおいては、電力／負荷インピーダンス特性はその電力レベルにおける乾燥しきい値ライン以下のインピーダンスに電力ピークを有している。
【００５８】
実際には、乾燥モードにおける出力電力は切断又は組織蒸発モードにおけるよりも大きい。これに対する理由は、（図９に示されている曲線とは矛盾するけれども）上述した平衡点が各曲線の異なる点にあることである。組織蒸発を確保するためには、高い方の曲線の高ピーク電力が切断又は蒸発しきい値ライン（300ボルトピークに対応している）に達する必要がある。このとき蒸発モードは切断又は蒸発しきい値ラインに従う。動作点は適したレベルのアークが起きたときに生じる負荷インピーダンスによって決まる。一般的には、これらの状況における負荷インピーダンスは1000オームよりも大きい。発生器は、100ミリ秒から1秒の間の初期期間に対しては、連続蒸発電力出力設定よりも一般に約25％高いレベルに増幅された電力を発生するように構成されている。従って、この実施の形態においては、出力電力はＲＦ電力を電極アセンブリ１２へ加えるためにフットスイッチを駆動した瞬間から400ミリ秒にわたって約200ワットまで増強される。これによって、アクティブ電極がきれいでスパーク腐食が生じていないときでも、アクティブ電極３６の上で伝導性液体の蒸発がおおむね確保される。この増強時間の後は、蒸気ポケットを維持して蒸発のためのアークを促進するために、150ワットのフルピークパワーを利用することが可能であるが、上述したこの特定の電極アセンブリに対して組織蒸発のときに引き出される実際の電力は50ワットから100ワットの間である。この状況は、図５も参照すると、より容易に理解できる。初期の増強出力の駆動は前述した初期時間においてブースト信号をコントローラ７２によってライン６６Ａを介してスイッチモード電源６６へ加えることによって行われる（図６を参照のこと）。蒸発の電力しき値はスパーク腐食によって露出表面がいったん荒れると低下する。
【００５９】
発生器については上述した欧州特許願第0754437により詳しく記載されている。
電極アセンブリ１２についての上での説明から、リターン電極３８とアクティブ電極３６の両方が蒸気ポケットを形成する可能性を有していることがわかろう。通常の二極式電極においては、アクティブ電極の露出表面積をリターン電極のそれよりもかなり小さくすることによって、アクティブ電極にリターン電極よりも大きなエネルギ密度を与えることによって、液体の蒸発は主としてアクティブ電極に限定される。これに対して、図１Ａ〜図１Ｃ及び図２〜図４を参照して上述した電極アセンブリ１２では、一般にアクティブ電極とリターン電極との表面積比は1:1以上であり、より一般的には1.25:1〜2:1（アクティブ：リターン）の範囲にある。ここでは、表面積とは、電気手術発生器による駆動の前に、完全に浸されたときに伝導性液体と接触している面積である。この電極アセンブリ１２は、リターン電極３８の構造が蒸気ポケットがその表面に捕捉され形成されることがないように、また、一方ではこの捕捉がアクティブ電極３６の特徴によって実現され、その結果いったんバブルが形成され始めたら、それらがリブ３６Ｂの間のキャビティ内及び表面の荒れによって提供される微視的な凹部内に捕捉され、アクティブ電極と伝導性液体との実効的な接触面積が小さくなるように設計されている。これによって、アクティブ電極３６を完全に覆うような蒸気ポケットの急速な形成が促進される。アクティブ電極３６を組織表面に隣接して設置することによって、液体中の対流電流の冷却効果が低下する。その結果、捕捉された食塩水が電気手術電力を吸収し、液体の沸点へ急速に到達し、これを維持することが可能となる。いったん沸騰が始まると、リブ３６Ｂ間の溝がアクティブ電極表面からの蒸気バブルのマイグレーションを遅らせ、それらが蒸気ポケットを形成するのを助ける。アクティブ先端のすぐ上に配置されているリターン電極３８は組織と接触しないように配置され、従って、それは常に伝導性液体によって囲まれている。伝導性液体はその表面を冷却し、従って、液体の大きな容積へエネルギを消失させる。
【００６０】
いったん蒸気ポケットが形成されると、アクティブ電極３６のリブ３６Ｂはアークの伝搬を促進する。なぜなら、それらは高イオン濃度の自然な領域を形成するからである。リブ３６Ｂは治療しようとする組織を不用意に破らないようにするため丸くなっている。リブ３６Ｂは組織表面の上における電極３６の走行方向に対して90°の方向を向いている。この配置は蒸気を軸方向に最も保持し、一方では組織の蒸発したトレンチの側部が電極アセンブリ１２の側部から失われる量を制限することがわかった。このようにして蒸気を保持する二次的な利点は、先端から離れるバブルのマイグレーションが低減され、従って手術医の手術視野が改善されることである。アクティブ電極３６のこの方向はアセンブリの幅にわたって最も均一に組織を除去する。
【００６１】
均一な組織除去をさらに容易にするためには、アクティブ電極３６を組織上で動かすときに、それを弓を描くようにして、除去しようとする組織の曲率に合わせられる。このために、アクティブ先端は半円形の断面を有し、前方ストロークと戻りのストロークの両方のすべての段階において、組織除去に対して最大の表面積が得られるようになっている。
【００６２】
上述した電極アセンブリ１２の適用対象として意図されているものは、特に、前立腺の電気蒸発（ＥＶＡＰ）及び前立腺の経尿道的切除（ＴＵＲＰ）として一般的に知られる処置の他の変形である。ＴＵＲＰは、原発性又は二次性の腫瘍として発生し、さらには、腎杯から外尿道までの泌尿器路の任意の場所において発生する尿路腫瘍の経尿道除去であり、基本的には、良性の病気に対して実施されるか悪性の病気に対して実施されるかには関係なく尿路を介して実施される前立腺の割り込み除去(interstitial ablation)によるものである。
【００６３】
この発明の応用範囲から明らかなように、腹腔鏡、内視鏡による胃腸手術、子宮鏡、胸腔鏡及び神経外科の処置における組織の蒸発に応用可能であり、特に、良性であろうと悪性であろうと、病理組織及び腫瘍性の病気の除去に特に有用である。
【００６４】
手術箇所は、一般に、人の尿道などの解剖学的な人の体腔すなわちスペース又は手術によって形成されたスペースを充填したり拡張したりするための食塩水溶液などの伝導性液体の連続した流れの中に浸される。また、ガスが充填された体腔の中では電極アセンブリ１２の先端のまわりには局所的な灌注環境が形成される。灌注液は手術箇所から吸引され、ＲＦエネルギを加えることによって発生する生成物が組織、残滓又は血液といっしょに除去される。
【図面の簡単な説明】
【図１Ａ，１Ｂ，１Ｃ】 内視鏡と、この発明に従って構成された往復運動する電極アセンブリとを有する電気手術器具の斜視図であり、器具は三つの異なる組み付け段階が示されている。
【図２】 図１Ａから図１Ｃに示されている器具の一部を形成する電極アセンブリの末端部分の拡大斜視図である。
【図３】 器具の先端アセンブリの分解斜視図である。
【図４】 側面図によって表された先端アセンブリ及び30°のテレコープで得られる内視鏡視野を示す図である。
【図５】 伝導性液体の中で組織表面に近接して使用されたときに、図１Ａ〜図１Ｃや図２〜図４に示されているような電極アセンブリによって生じる負荷インピーダンスの変動を供給される出力電力に対して示す負荷特性グラフである。
【図６】 図１Ａ〜図１Ｃの器具に接続するのに適した電気手術発生器のブロック図である。
【図７】 図６の発生器の制御回路の一部に対するブロック図である。
【図８】 発生器によって発生される出力電力の変動を電極アセンブリによってそれに表される負荷インピーダンスの関数として示すグラフである。出力電力は発生器の二つの動作モードで示されている。
【図９】 出力電圧の検出に応じて発生器の特性を改良した後における発生器に対する出力電力の変動を負荷インピーダンスの関数として示すグラフである。
【符号の説明】
１２Ａ，１２Ｂ 導体アーム
１２Ｓ 支持構造
３４ 絶縁体
３６ アクティブ電極
３８ リターン電極

Claims (18)

1. 電気伝導性液体の中に浸された組織を電気手術によって除去するための電極アセンブリであって、
   細長い支持構造を有し、この支持構造が、高周波の電気手術電流を流すための少なくとも一対の離間した平行な細長い導体を有し、かつ先端アセンブリを末端に支持しており、前記先端アセンブリが、それぞれの導体の末端に固定されることで導体間にブリッジを形成し、かつ導体に対して横方向に延びる電気絶縁体と、この電気絶縁体の第１面に固定されていて導体の一方に電気的に接続され、固定するよう取り付けられている横方向に延びる伝導性の組織治療用電極と、前記第１面に対向する電気絶縁体の第２面に固定されており、且つ他方の導体に電気的に接続され、固定するよう取り付けられている横方向に延びる伝導性のリターン電極とを有し、
   支持構造に平行な分離平面が組織治療用電極とリターン電極との間に位置しており、組織治療用電極は分離平面に垂直な第１方向に向いた電気絶縁体の前記第１面に固定されており、リターン電極は、分離平面に垂直であり且つ第１方向に対向する第２方向に向いた電気絶縁体の前記第２面に固定されている電極アセンブリ。
2. 組織治療用電極とリターン電極とのそれぞれの表面積の比が１：１よりも大きく設定されている請求項１に記載の電極アセンブリ。
3. 前記比が1.25:1から2:1の範囲にある請求項２に記載の電極アセンブリ。
4. 組織治療用電極が絶縁体の外側表面の上に設けられた金属製薄層である請求項１に記載の電極アセンブリ。
5. 表面の突起を除いて、薄層が０．１５ｍｍから０．５ｍｍの範囲の厚みを有する請求項４に記載の電極アセンブリ。
6. 薄層が２Ｗ／Ｋより小さい熱伝導を有する請求項４に記載の電極アセンブリ。
7. 薄層がステンレス鋼から作られている請求項６に記載の電極アセンブリ。
8. 組織治療用電極が複数の表面突起を有する請求項１に記載の電極アセンブリ。
9. 表面突起が横方向に延びるリブから成っている請求項８に記載の電極アセンブリ。
10. リターン電極が滑らかな表面を有する請求項８に記載の電極アセンブリ。
11. 絶縁体がセラミック材料から形成されている請求項１に記載の電極アセンブリ。
12. 少なくとも組織治療用電極がプレート状であり、このプレート及び絶縁体が絶縁体の上にかみ合いによって取り付けられるような相補的形状である請求項１１に記載の電極アセンブリ。
13. 絶縁体と組織治療用電極とリターン電極との組み合わせが、支持構造に対して横方向に延びる軸を有する円筒状の部材から成り、電極が絶縁体の横方向に延びる末端及び基端の露出された部分に沿って互いに離間されている伝導性の部分的に円筒状のシェル部材を形成している請求項１に記載の電極アセンブリ。
14. 電極及び絶縁体の形状と構造とが、組織治療用電極とリターン電極とが伝導性の液体の中に浸されたときに、これらの電極間の最小導通経路長さが１．５ｍｍ以上であるようになっている請求項１３に記載の電極アセンブリ。
15. 絶縁体の前記横方向に露出された部分が、離間された電極の外側表面から外側へ突き出したリブとして形成され、電極間の距離よりも大きな最小導通経路長さが実現されている請求項１４に記載の電極アセンブリ。
16. 支持構造及び電極が水平方向に延びているときに、組織治療用電極及びリターン電極がそれぞれ第１方向及び第２方向を向く請求項１に記載の電極アセンブリ。
17. 絶縁体と電極との組み合わせが一対の導体のみによって支持されている請求項１に記載の電極アセンブリ。
18. 一対の導体が離間された絶縁スリーブを有する二つの平行な支持アームとして形成され、絶縁体と電極とがそれらの末端においてアーム間のブリッジを形成している請求項１に記載の電極アセンブリ。

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