JP4683840B2 - 電圧閾値切除方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、電気外科の分野、詳しくは、ラジオ周波数エネルギを使用して体組織を切除、焼灼および／又は凝固させるための方法に関する。

ラジオ周波数切除は、組織にラジオ周波数電流を通過させることによって体組織を破壊する方法である。いくつかのＲＦ切除処置は、体組織に対する高電流及び低電圧の印加に依存し、これによって、その組織の抵抗加熱が生じ、これが最終的に組織を破壊する。

これらの技術には、組織において発生された熱が深く浸透可能で、その切除深さを予測、制御することを困難にするという欠点がある。従って、この処置は、組織の細かい層のみを切除したり、或いは、抵抗加熱によって、重要な組織および／又は器官に対する好ましくない副次的な損傷が起こる可能性のある、心臓、又は脊髄の近傍等の体領域における使用には不利である。

従って、高電圧と低電流を使用することによって、体組織に印加される電流量を最小化し、そのような敏感な領域を切除することが望まれている。

本発明は、電気外科システムを使用して組織を治療する方法と装置に関する。前記システムは、ＲＦ発生装置と、このＲＦ発生装置に電気接続されるとともに治療される標的組織と接触する状態に配置される治療用電極と、前記ＲＦ発生装置と前記標的組織との間に配置されたスパーク・ギャップスイッチとを有する電気外科システムである。前記スパーク・ギャップは、閾値電圧を有し、当該スパーク・ギャップを介した電圧が前記閾値電圧に達するまでは、前記ＲＦ発生装置から前記組織への電流の導通を妨げるように構成されている。

本発明の方法は、前記ＲＦ発生装置を使用して前記スパーク・ギャップスイッチを介して電圧を印加する工程を有し、前記スパーク・ギャップスイッチは、前記スパーク・ギャップを介した電圧が前記閾値電圧に達した時に、前記ＲＦ発生装置から前記標的組織への電流を導通させる。

本発明の原理を利用した電圧閾値切除法を実施するのに有用な切除システムの複数の実施例が図面に示されている。一般に、これらのシステムの各々は、そのスイッチング手段を介した電圧が所定の閾値電位に達するまでは、体組織に電流が流れることを防止するスイッチング手段を利用する。高閾値電圧に達するまで組織に電流が流れることを防止することによって、本発明は、大量の電流が組織に供給される場合に発生しうる副次的な組織損傷を最小限にする。前記スイッチング手段は、閾値電圧にまで昇圧されることによって、一旦、プラズマに変換された後に初めて、中間電極からの切除エネルギを切除用電極に導通させる、封入又は循環アルゴン又はその他の流体／気体を含む、様々な形態とすることができるが、これに限定されない。

本明細書に記載される実施例は、ＲＦ発生装置によって印加される電圧電位が閾値電圧に達するまでは、組織に対するエネルギの導通を阻止するためのスパーク・ギャップスイッチを利用する。前記装置の好適な形態において、前記スパーク・ギャップスイッチは、スパーク・ギャップを介して、通常は、中間電極から切除用電極へ、切除エネルギを導通させる流体／気体を含む。この目的のために利用される前記流体／気体は、それが閾値電圧まで昇圧されたことによって導電性プラズマに変換されるまでは、導通しないものである。前記流体／気体の閾値電圧は、流体／気体圧、前記スパーク・ギャップを介する距離（例えば、このスパーク・ギャップの片側の電極とスパーク・ギャップの反対側の電極との間）を含む様々な条件、及び、前記気体／流体を使用する場合の前記流体／気体がスパーク・ギャップ内を流れる流量に応じて異なる。これら実施例のいくつかにおいて理解されるように、いくつかの実施例では、前記閾値電圧は、これらの条件の一部又は全部を変化させることによって、調節可能である。

本発明の原理を利用した切除装置１０の第１実施例が図１−２に図示されている。この装置１０は、ガラス、セラミック、酸化ケイ素、ＰＴＦＥ又はその他の高融点を有する材料等の絶縁材から形成されるハウジング１２を有する。このハウジング１２の遠端部１３には、密封タンク２０が設けられている。そして密封タンク２０内に内部電極２２が配設されている。この電極２２は、ハウジング本体を貫通して延出する導線２４に電気接続されている。導線２４は、Ｖａｌｌｅｙ Ｌａｂ社製のＭｏｄｅｌ Ｆｏｒｃｅ ２ ＲＦ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ等の医療切除用に使用される従来式のＲＦ発生装置であるＲＦ発生装置２８に接続されている。前記ハウジング１２の外側面には戻り電極３０が配設され、これは、ＲＦ発生装置２８にも電気接続されている。

前記ハウジング１２の遠端部には複数の切除用電極３２ａ−ｃが配置されている。これらの切除用電極３２ａ−ｃは、高温に晒された時に良好に作動する、タングステン又はその他の導電性材料から形成することができる。別実施例において、１つの切除用電極３２のみ、又は、別の電極構成を設けることもできる。

図５Ａ−５Ｄは、図１の実施例の使用法を図示している。図５Ａを参照すると、使用前、前記タンク２０は、流体又は気体で充填される。好ましくは、前記電極の腐食を防止するために、アルゴンガス、又はそれに類似のネオン、キセノン、又はヘリウムなどの不活性ガスが利用される。但し、前記電極及びその他の部材が腐食に対して適切に保護される限り、その他の流体／気体も利用することが可能であろう。便宜上、そのような流体／気体を利用する実施例は、アルゴンが前記好適ガスとして使用されるものとして説明する。

尚、図５Ａ−５Ｄの方法は、前記タンク２０内に封入気体を充填して実施されることが最も好ましいが、これに代えて、前記ハウジングの本体内のルーメン系を使用して循環ガス流を使用することも可能であると銘記される。循環気体流を利用するシステムは、図１５Ａ−１６Ｂを参照して説明される。

前記装置１０の遠端部を、切除されるべき体組織に当接させ、電極３２ａ，３２ｂの一部がその組織に接触するようにする。大抵の場合、他方の電極３２ｃは、体液Ｂ内に配置される。前記ＲＦ発生装置２８を電源投入して電極２２と電極３２ａ−３２ｃ間の電圧電位を次第に上げる。

前記内部電極２２と切除用電極３２ａ−ｃとの間の電圧電位にも拘わらず、最初は、これらの間で電流の導通はない。これは、アルゴンガスは、それが気相状態にある間は電流を流さないからである。導通するためには、アルゴンガスに高電圧を付与し、アルゴンをイオン化するスパークを生じさせ、それを導電性プラズマ相にしなければならない。本明細書において後ほど、これらの電圧は、「開始電圧」とも称されるが、その理由は、これらが導通が開始される電圧であるからである。

アルゴンが即座に導通し始める閾値電圧は、アルゴンの圧力と、電極２２及び表面電極３２ａ−３２ｃの間の距離とに依存する。

前記タンク２０内のアルゴンガスの初期圧をＰ１とする。もしも、この圧力Ｐ１において、アルゴンガス内においてプラズマ発生するために電圧Ｖ１が必要であるとすると、プラズマを発生させ、それによって、電極２２から切除用電極３２ａ−３２ｃへの電流の導通を開始させるためにＶ＞Ｖ１の電圧を電極２２に印加しなければならない。

従って、電極２２と切除用電極３２ａ−３２ｃとの間の電圧電位が電圧Ｖに達するまでは電極３２ａ−３２ｃ（そして組織への）導通は起こらない。前記ＲＦ発生装置がその出力電圧を前記電極閾値へと昇圧している間は、組織へは電流は流れないので、電極３２ａ−３２ｃと体組織との抵抗加熱は最小となる。このように、この方法は、前記切除用電極３２ａ，３２ｂの過熱を防止し、それによって、組織がこれらの電極に固着することを防止するためのアルゴンの閾値電圧（即ち、プラズマが発生する電圧）に依存する。

前記ＲＦ発生装置によって電極２２に印加される前記電圧は、切除処置全体を通じて、＋Ｖと−Ｖとの間を反復する。しかしながら、処置が進むにつれて、前記タンク内の温度が上昇し、これによってアルゴンの圧力も同様に上昇する。ガス圧が上昇するにつれて、プラズマを発生させるのに必要な電圧も上昇する。最終的に、温度、そして圧力の上昇によって、プラズマを発生させるのに必要な電圧閾値はＶを超える。この状態が起こると、アルゴンの温度と圧力が、プラズマ発生に必要な電圧がＶ又はそれ以下になる点へと減少するまで、前記切除用電極への電流の流れが止まる。従って、初期ガス圧Ｐ１と前記電圧Ｖとは、電極温度が、組織が電極に固着する点に達しつつある時に、前記電流の流れが止まるように選択される。

組織に対して印加される電位に対する最低電圧限度を利用することの効果が、図３と図４Ａのグラフに示されている。図３は、ＲＦ発生装置電圧出力Ｖ_ＲＦの時間変化を図示し、図４Ａは、内部電極２２と体組織との間の切除用電圧Ｖ_Ａを図示している。ここに見られるように、Ｖ_Ａは、ＲＦ発生装置電圧出力Ｖ_ＲＦが装置の電圧閾値Ｖ_Ｔに達するまでは０Ｖに留まり、この時点から、Ｖ_Ａは前記閾値電圧レベルへと即座に上昇する。切除用電圧Ｖ_Ａは、前記ＲＦ発生装置出力が０Ｖに到達するまでは、このＲＦ発生装置出力とほぼ同等状態に留まる。Ｖ_Ａは、前記ＲＦ発生装置出力の負の半サイクルが低下する（−Ｖ_Ｔ）までは０Ｖに留まり、この時点から、電極２２と組織との間の電位は、即座に（−Ｖ_Ｔ）へと低下し、サイクルはこのように続く。前記ＲＦ発生装置出力が前記電圧閾値に近づいている時間中には組織への導通はないので、前記ＲＦ発生装置出力の低電圧（及び高電流）相中には組織に対する導通はほとんど無い。これによって、そうでなければ抵抗加熱によって生じることになる副次的な組織損傷が最小限となる。

組織に対して低電圧／高電流が印加されることを防止し、それによって副次的組織損傷をなくすための追加的手段として、波形のサイン曲線の後縁を除去することが更に望ましい。以下、図１４Ａ−１８を参照して追加の特徴構成について説明する。これらの追加特徴構成によって、この後縁をクリッピングして、それによって、図４Ｂに示されている電極／組織界面で測定される波形に近似したものを生成することができる。

前記電極３２ａ−３２ｃと組織との間には更に別の現象が発生し、これは、固着を避けるべく電極を十分低温に維持することに更に役立つ。この現象は、図５Ａ〜５Ｄを参照して最もよく説明される。前述したように、大半の場合、前記電極の一部、例えば、電極３２ｃは、体液と接触されるのに対して、他の電極（例えば、３２ａ−ｂ）は、組織と接触される。体液Ｆのインピーダンスは組織Ｔのインピーダンスに対して低いので、電流は、先ず、プラズマを介して電極３２ｃへ、そして体液中に流れ、その後は、組織Ｔに接触している電極３２ａ，３２ｂへ流れず、戻り電極３０へ流れる。

電極３２ｃの抵抗加熱によって体液Ｆの温度が上昇する。最終的に、この体液Ｆは、沸騰状態に達し、電極３２ｃに抵抗があるガス／スチーム気泡Ｇが形成される。このスチーム気泡Ｇによって、電極２２と体液Ｆとの間の距離は、図５Ｂに図示されているように、距離Ｄ１から距離Ｄ２へと増加する。アルゴンが導電性プラズマを維持する電圧は、部分的には、電極２２と体液Ｆとの間の距離に依存する。もしも、電極２２と体液Ｆとの間の電位が、気泡Ｇが膨張した後においてもアルゴン中にプラズマを維持するのに十分なものであれば、エネルギは、アルゴンを通して電極３２ｃへと流れ続け、気泡Ｇを通って電極３２ｃと体液Ｆとの間にスパークが発生する。

体液Ｆの加熱が続くことによってガス／スチーム気泡Ｇは更に膨張する。最終的に、気泡Ｇのサイズは、電極２２と体液Ｆとの間の距離を、それらの間の電位が、プラズマを維持し、気泡Ｇを通したスパークの発生が継続するために不十分なものとなる状態にまで増加する。これによって、電極２２と３２ｃとの間のプラズマが無くなり、スパーク発生が停止し、電流は電極３２ａ，３２ｂへ向けられそこから体組織Ｔ内へと流れ、切除が行われる。図５Ｃを参照。電極３２ａ，３２ｂの回りの領域に、ガス／スチーム絶縁層Ｌが形成される。この時点までに、電極３２ｃの回りのガス／スチーム気泡Ｇは既に消散しているかもしれず、前記層Ｌの高い抵抗によって、電流は、電極３２ａ，３２ｂを通らず、電極３２ｃを介して再度体液Ｂ内に向けられる。このプロセスは、切除処置中に何度も繰返されるかもしれない。

切除装置１１０の第２実施例が図６Ａと６Ｂに図示されている。この第２実施例は、前記第１実施例に関して記載した方法と同様に作用するが、これは、アルゴンの閾値電圧を予め選択することを可能にする構造的特徴を有する。ある種の体組織は、切除を達成するためにより高い電圧を必要とする。この実施例によれば、使用者は、所望の切除用電圧を選択して、その予め選択された電圧に達するまでは、システムに電流の導通を阻止させることができる。従って、所望の切除電圧に達するまでは組織に対して電流は流れず、電圧の上昇中に於ける組織の不必要な抵抗加熱がない。

前述したように、アルゴンの電圧閾値は、タンク１２０内のアルゴンの圧力と、スパーク・ギャップの距離ｄ、即ち、電極１２２と切除用電極１３２ａ−ｃとの間の距離とによって変化する。この第２実施例は、アルゴンの電圧閾値を、標的組織のための所望の切除電圧に等しくなるように予め選択することを可能にするべく、前記アルゴン圧および／又は前記距離ｄを変化させることを可能にする。換言すると、もしも２００Ｖの治療用電圧が望ましいのであれば、使用者は、この第２実施例を、電圧がアルゴン用の閾値電圧となるように構成することができる。５０Ｖ〜１０，０００Ｖ、最も好ましくは２００Ｖ〜５００Ｖの範囲の治療用電圧を利用することができる。

図６Ａを参照すると、装置１１０は、ガラス、セラミック、酸化ケイ素、ＰＴＦＥ又はその他の高融点を有する材料等の絶縁材から形成されるハウジング１１２を有する。このハウジングの遠端部には、アルゴンガスを収納したタンク１２０が配設されている。該ハウジング１１２内にはプランジャ１２１が配設され、これは壁１２３を有する。このプランジャは、前記壁を、位置１２１Ａと１２１Ｂとの間で遠近移動させるように移動可能であり、タンク１２０の容積を変化させることができる。前記プランジャ壁１２３は、アルゴンガスの漏出を防止するべく前記ハウジング１１２の内壁に対してシール可能である。

前記プランジャ壁１２３に形成された開口部（図示せず）を長手ロッド１２６が貫通延出し、これは、前記壁１２３に固定されて、これらロッドと壁とが１つの部材として移動可能に構成されている。前記ロッド１２６は、装置１１０の近端部まで延出し、これによって、使用中において前記プランジャ１２１を移動させるために使用されるハンドルとして作用することができる。

前記タンク１２０内には内部電極１２２が配置され、これは、ロッド１２６の遠端部に取り付けられ、これにより、前記プランジャ１２１を移動させると、電極１２２のこれに対応した移動が起こるように構成されている。電極１２２は、ロッド１２６を貫通して延出するとともにＲＦ発生装置１２８に電気接続された導線１２４に電気接続されている。ロッド１２６は、好ましくは、導線１２４のための絶縁体として作用するので、これは、絶縁材から形成されるべきである。

前記ハウジング１１２の外側面には戻り電極１３０が配設され、これも、ＲＦ発生装置１２８に電気接続されている。前記ハウジング１１２の遠端部には複数の切除用電極１３２ａ，１３２ｂ等が配設されている。

図６Ａ−６Ｂの実施例の作動は、図５Ａ−５Ｂを参照して記載したものと類似しており、その説明の大半は繰り返さない。その作動の相違点は、前記第２実施例の使用法は、プランジャ壁１２３と電極１２２とを、アルゴンガスの所望の電圧閾値を提供する位置へと移動させるべくロッド１２６を遠近移動させる準備工程を含むことにある。前記プランジャを遠位方向（電極１３２ａ−ｃに向けて）に移動させることによって、前記タンクの容積が減少し、これに応じて、このタンク内のアルゴンの圧力が増加する、あるいはこれらの逆も真である。アルゴンの圧力が増加すると、電圧閾値が上昇する、これに対して、アルゴン圧が低下すると電圧閾値が低下する。

前記プランジャ１２６を移動させることは、又、電極１２２と電極１３２ａ−ｃとの間の距離ｄをも増加／減少させる。この距離ｄが増加すると電圧閾値が増加し、その逆も真である。

前記ロッド１２６には、好ましくは、前記プランジャの各位置を使用して設定される電圧閾値を示す目盛がついている。これによって、使用者は、ロッド１２６を、切除されるべき組織に対して印加される所望の電圧に対応する閾値電圧が提供される位置へと、アルゴン圧を増加させ、距離ｄは減少させるように内側へ、又は、アルゴン圧を減少させ、距離ｄは増加させるように外側へ移動させることができる。アルゴンは、前記閾値電圧に達するまではプラズマへスパークされないので、予め選択された閾値電圧に達するまでは、電極１３２ａ，１３２ｂ等へ電流は流れない。従って、電圧の上昇中に於ける組織の不必要な抵抗加熱はない。

或いは、図６Ａの実施例を、前記プランジャ１２１とロッド１２６とを互いに独立的に移動可能として、これによって、アルゴン圧と前記距離ｄとを互いに独立的に調節可能とするように構成することも可能である。これにより、もしも電圧閾値を高めることが望まれる場合には、プランジャ壁１２３を遠位側に移動させてアルゴン圧を増大させるか、若しくは、ロッド１２６を近位側に移動させて電極１２２と１３２ａ−ｃとの間の分離距離を増加させることができる。同様に、電圧閾値の低下は、プランジャ壁１２３を近位側に移動してアルゴン圧を低下させるか、若しくは、ロッド１２６を遠位側に移動して前記分離距離ｄを減少させることによって達成することができる。もしも図６Ａの実施例に対してそのような改変を行う場合には、プランジャ１２１に別のアクチュエータを取り付けて使用者が前記壁１２３を移動させることを可能にし、プランジャ１２６は、それが貫通延出する前記壁１２３に形成された前記開口部に対して摺動自在とされる。

図６Ａ及び６Ｂの実施例の使用中、温度の上昇に拘わらず一定のアルゴン圧を維持することが望ましいかもしれない。図５Ａ−５Ｄの方法に関して説明したように、温度と圧力との最終的な増加によって、アルゴンを発生させるのに必要な電圧は、前記ＲＦ発生装置によって印加される電圧以上に増加し、これによって、電極の導通が停止する。図６Ａの実施例において、アルゴンの圧力は、アルゴンの温度が上昇するにつれてプランジャ１２１を次第に引くことによって、温度上昇にも拘わらず維持することができる。アルゴン圧を維持することによって、アルゴンの閾値電圧も維持され、従って、アルゴンのプラズマは、電極１３２ａ，１３２ｂ等に対して電流を導通させ続ける。同様に、アルゴンの温度上昇に拘わらず一定の電圧閾値を維持するべく、使用中に、電極１２２の位置を変化させることも可能である。

図７Ａ及び７Ｂは、図６Ａ及び６Ｂの装置に類似の、切除装置２１０の別実施例を図示している。この実施例において、アルゴンは、壁２１７によってタンク２２０内に封入される。タンク２２０の容積を変化させるためにプランジャ（図６Ａのプランジャ１２１等）を利用する代わりに、この図７Ａ−７Ｂの実施例は、ハウジング２１２の側壁に形成されるベローズ２２１と、内部電極２２２を通って延出するとともにハウジング２１２の遠端部に固定された引きワイヤ２２６（これは、導線２２４の他の絶縁体として二重になり得る）とを利用する。前記引きワイヤ２２６を引くとベローズが図７Ａに図示されているように収縮位置へと収縮し、タンク２２０内のアルゴンの圧力を増大させる。前記引きワイヤ２２６を押すと、ベローズは図７Ｂに図示されているように膨張し、これによって、アルゴンの圧力を低下させる。これらの引きワイヤとベローズは、閾値電圧を予め選択するために利用することができる。なぜなら、（所与の温度で）アルゴン圧を増大させるとアルゴンの閾値電圧が増加し、その逆も真であるからである。閾値電圧が予め選択されると、その後の動作は前述した実施例と類似している。尚、この第３実施例においては、電極２２２と切除用電極２３２ａ−ｃとの間の距離は一定に維持される。但し、使用者がこの距離を調節可能にして、装置の電圧閾値の調節のための追加の機構を提供するように装置を改造することは可能である。

図７Ａの実施例の追加的利点は、タンク内のアルゴン圧の上昇に応答してベローズ２２１を膨張可能にするように前記装置を構成することが可能であることである。これによって、アルゴン圧が維持され、従って、タンク２２０内の温度上昇にも拘わらずアルゴンの閾値電圧はほぼ一定のレベルに維持される。従って、アルゴンの閾値電圧がＲＦ発生装置によって印加される電圧を超えるのにより長い時間がかかることから、アルゴンプラズマは電極１３２ａ，１３２ｂ等に対して電流を導通させ続け、切除を続けることができる。

図７の実施例のような容積拡張型実施例は、容積は拡張するが、この容積の拡張中においても、前記内部電極と切除用電極との間の間隔は一定に維持されるように構成することができる。これによって、システムは、圧力増加に応答して容積を増加させることが可能であるが、より長時間の間、内部電極と切除用電極との間の導通を許容する。

図８Ａ〜１３Ｂは、同様にアルゴンを利用するものではあるが、アルゴンのために一定のタンク容積を維持する一連の実施例を図示している。これらの実施例のそれぞれにおいて、内部電極の電圧がアルゴンガスの閾値電圧に達すると、アルゴンタンク内の内部電極から外部の切除用電極へと電流が流れる。

図８Ａと８Ｂを参照すると、切除装置の第４実施例は、導電部材３１４とその上の絶縁材とから形成されたハウジング３１２を利用する。前記ハウジング３１２は、前記絶縁材が除去されてその下の導電部材３１４を露出させている露出領域３３２を有する。ハウジング２１２内の密封タンク３２０にはアルゴンガスが収納され、該タンク内にはＲＦ電極部材３２２が配設されている。戻り電極（図示せず）は、患者に取り付けられる。この第４実施例は図５Ａ−５Ｄを参照して記載した様式で作動するが、その違いは、電流が、装置自身に取り付けられた戻り電極ではなく、患者の体に取り付けられた戻り電極を介してＲＦ発生装置に還流することにある。

図９Ａ及び９Ｂに図示の第５実施例は、その構造及び作動において前記第４実施例に類似している。導電部材４１４が絶縁ハウジング４１２の下方に配置され、このハウジングに形成された開口部によって前記導電部材４１４の電極領域４３２が露出されている。この第５実施例と前記第４実施例との相違は、それが、絶縁ハウジング４１２上に形成された戻り電極４３０を有する二極式装置として構成されていることにある。戻り電極４３０は、ＲＦ発生装置に接続され、下方の導電材を露出させるべく、ハウジング４１２が切除されているのと同じ領域で切除されている。

アルゴンガスタンク４２０内に内部電極４２２が配設されている。

使用中において、電極領域４３２は、切除される体組織と接触される。ＲＦ発生装置を電源投入し、電極４２２の電圧を切除用電極領域４３２に対して相対的に上昇させ始める。前の実施例と同様に、電極４２２が、タンク４２０内のアルゴンがスパークしてプラズマを形成する電圧閾値に達して初めて、電極４２２から電極領域４３２への切除用エネルギの導通が開始される。電流は、切除中の組織を通過し装置外部の戻り電極４３０へと流れる。

図１０に図示される第６実施例は、その構造と作動とにおいて前記第５実施例に類似し、従って、導電部材５１４と、この導電部材５１２上に設けられ導電部材の領域５３２を露出させる開口部を有する絶縁ハウジング５１２とを有する。前記ハウジング５１２上には戻り電極５３０が形成され、一定量のアルゴンを収納したタンク５２０内に、内部電極５２２が配置されている。この第６実施例の前記第５実施例との違いは、前記導電部材５１４の露出領域５３２が、図示されているようにハウジング５１２から突出していることにある。これは、これによって、露出領域５３２と標的体組織との間の接触が改善される点で有利である。

第７実施例が図１１Ａ〜１１Ｃに図示されている。前記第６実施例と同様に、この実施例は、導電部材６１４上に形成された絶縁ハウジング６１２と、前記導電部材６１４の隆起（ｅｌｅｖａｔｅｄ）電極領域６３２を露出させるために前記絶縁ハウジング６１２に形成された開口部とを有する。前記ハウジング６１２上には戻り電極６３０が形成されている。一定量のアルゴンを収納したタンク６２０内に内部電極６２２が配置されている。

この第７実施例と前記第６実施例との違いは、前記絶縁ハウジング６１４と、前記導電部材６１４の隆起領域６３２との間に環状ギャップ６３３が形成されていることにある。この環状ギャップ６３３は、吸引源および／又は灌注供給源（ｉｒｒｉｇａｔｉｏｎ ｓｕｐｐｌｙ）に流体接続されている。使用中、電極領域６３２と接地電極６３０との間の環状領域に組織を引き入れることによって、切除副産物（例えば、組織やその他の残滓）を除去、および／又は、電極接触を改善するために、前記ギャップ６３３を介して吸引力を付与することができる。使用中に装置からの切除副産物を洗い流し、切除チップと体組織とを冷却するために、ギャップ６３３を介して灌注気体または流体を導入することができる。システムを洗い流すために、切除治療中に、周期的に導電性又は非導電性の流体を利用することができる。

環状ギャップ６３３はまた、アルゴンガスを電極６３２と接触させるように供給するためにも使用することができる。電極領域６３２の電圧がギャップ６３３を介して供給されるアルゴンの閾値に達すると、その結果発生するアルゴンプラズマによって、電極領域６３２から接地電極６３０へ導通され、それによって、これら電極６３２、６３０間に側方向のスパーキングが起こる。この結果発生するスパークは、周囲の体組織を切断する「電気やすり（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｆｉｌｅ）」を形成する。

切除装置の第８実施例が図１２Ａと１２Ｂとに図示されている。この装置７１０は、図９Ａと９Ｂの第５実施例の装置と多くの点において類似している。具体的には、この装置７１０は、絶縁ハウジング７１２の下方に配置された導電部材７１４と、前記ハウジングに形成されてこの導電部材７１４の電極領域７３２を露出させる開口部とを有する。前記絶縁ハウジング７１２上には戻り電極７３０が形成され。一定の容積を有するアルゴンガスタンク７２０内に内部電極７２２が配設されている。

この第８実施例は、更に、一対のテレスコピック筒状ジャケット７４０，７４２を有する。内側のジャケット７４０は、下方絶縁表面７４４と、第２の戻り電極として作用する上方の導電表面７４６とを有する。内側ジャケット７４０は、近位側位置７４０Ａと遠位側位置７４０Ｂとの間で長手方向にスライド可能である。

外側ジャケット７４２は、絶縁材から形成され、位置７４２Ａと遠位側位置７４２Ｂとの間で長手方向にスライド可能である。

内側ジャケット７４０の下方に第１環状ギャップ７４８が形成され、内側ジャケットと外側ジャケット７４０，７４２間に第２環状ギャップ７５０が形成されている。これらのギャップは、切除副産物を除去するために、切除部位に吸引力又は灌注物を供給するために使用することができる。

この第８実施例は様々な方法で使用することができる。その第１の例として、両ジャケット７４０，７４２を、遠位側に移動させて、先端電極アセンブリの全部ではなくその一部（即ち、導電性領域７３２が位置する領域）を露出させることができる。これによって使用者は、体内の切除されるべき領域をカバーするのに必要な導電領域７３２を十分なだけ露出させることが可能となる。

第２に、切除部位において出血が発生した場合、組織を凝固させ、それによって出血を止めるべく、戻り電極として作用する戻り電極表面７４６と共に、戻り電極表面７３０を大表面積凝固用電極として利用することができる。外側ジャケット７４２を、近位側又は遠位側に移動して、電極７４６の表面積を増減することができる。それを近位側に移動させることは、戻り電極７４６に於けるエネルギ密度を減少させ、これによって、戻り電極７４６における熱治療作用を増大させることなく、凝固を行うためのパワーを増大させることを可能にする作用がある。

或いは、凝固が必要な場合、電極７３０を、患者と接触状態に配置された戻りパッチとの協働で、表面凝固のために利用することができる。

図１３Ａ−１３Ｂは、本発明の原理を利用した切除装置の第９実施例を図示している。この第９実施例は、固定容量のアルゴンガスタンク８２０を備える絶縁ハウジング８１２を有する。このハウジング８１２の壁には、タンク８３２内のアルゴンに対して露出され、かつ、体組織と接触する装置の外部に対して露出した状態で複数の切除用電極８３２が埋設されている。ハウジング８１２上には戻り電極８３０が形成されているが、これは、それを通って電極８３２が延出する開口部を有する。戻り電極８３０とハウジング８１２との間には環状ギャップ８３３が形成されている。前の実施例と同様、前記ギャップ８３３を介して吸引力および／又は灌注物を供給することができる。更に、この環状ギャップ８３３を介して、アルゴンガスを導入し、電極８３２と体組織とに接触させてアルゴンガスによる切除を行うことを可能にすることができる。

タンク８２０内に内部電極８２２が配置されている。この電極８２２は、非対称形状で、円の円弧を形成する湾曲表面８２２ａと、前記円の半径を形成する一対の直線状表面８２２ｂとを有する。この形状の結果、前記電極８２０の湾曲表面は、常に、前記直線状表面よりも電極８３２に近い。勿論、この作用を奏するその他の形状も利用可能である。

電極８２２は、長手軸心回りを回転可能で、又、図１３Ａ及び１３Ｂにおいて矢印で示されているように、長手方向にも移動可能である。これらの回転及び長手方向移動は、同時、又は別々に行うことができる。これによって使用者は、電極８３２のうちの選択されたグループの近傍に前記表面８２２ａを選択的に位置決めすることが可能である。例えば、図１３Ａ及び１３Ｂを参照すると、電極８２２が図示の位置にある時、湾曲表面８２２ａは、電極８３２ａの近くにあるのに対して、電極８２２のどの部分も、他のグループの電極８３２ｂ−ｄの近くにはない。

前述したように、内部電極８２２と切除用電極８３２との間の導通を起こすために必要な電圧閾値は、両電極間の距離の減少に伴って減少する。従って、電極８２２と表面８２２ａの近傍の切除用電極（例えば、電極８３２ａ）との間の閾値電圧は、電極８２２と、離間した切除用電極（例えば、電極８３２ｂ−ｄ）との間の閾値電圧よりも低くなる。前記電極８２２の寸法と、この電極８２２に印加される電圧は、表面８２２ａと、それに近い電極との間にのみプラズマが発生可能となるように設定される。従って、例えば、表面８２２ａが、図面に示されているように電極８３２ａに近い時には、電極８２２ａと８３２ａとの間の電圧閾値は、電極８２２に印加される電圧によって、電極８３２ａに対するプラズマの導通が起こるのに十分に低いものとなる。しかし、電極８２２と他の電極８３２ｂ−ｄとの間の閾値は、電極８２２に印加される電圧以上に留まり、従って、それらの電極に対する導通は起こらない。

従って、この実施例により、使用者は、電極表面８２２ａを、切除することが望まれる領域と接触する電極の近傍に位置決めすることによって組織の領域を選択的に切除することが可能となる。

図１４Ａは、電圧閾値原理を利用した切除装置の第１０実施例を図示している。この第１０実施例は、アルゴンを収納した封止遠端を有するハウジング９１２を有する。このハウジング９１２の外側に切除用電極９３２ａ−ｃが配置されている。前記封止遠端部には内部電極２２が配設されている。前記内部電極９２２と前記電極９３２ａ−ｃとの間に、導電性グリッド９３３が配置されている。

電極９２２が作動されると、電極９２２と、電極９３２ａ−ｃと接触している体組織／流体との間の電位が、アルゴンガスが導電性プラズマを形成する開始閾値電圧に達するまでは、電極９２２から電極９３２ａ−ｃへ導通は起こらない。正確な開始閾値電圧は、アルゴン圧と、その流量（それが装置内を循環する場合）と、電極９２２および切除用電極９３２ａ−ｃに接触している組織／体液の間の距離とに依存する。

前記ＲＦ発生装置の電圧出力は、正弦曲線状に時間変化するので、ＲＦ発生装置出力サイクルに沿って、ＲＦ発生装置電圧が前記電圧閾値以下に低下する位相が存在する。しかしながら、一旦プラズマが発生すると、アルゴン内の励起されたプラズマイオンの存在によって、たとえ、電極９９２と体液／組織との間の電位が前記開始閾値電圧以下に低下した後においても導通は維持される。言い換えると、開始閾値電圧以下であるが、プラズマ導通を維持する、閾値維持電圧が存在する。

図１４Ａの実施例において、前記グリッド９３３は、前記対応するプラズマ発生閾値が、切除装置が使用される用途用に適切な切除電圧となる距離だけ、前記電極９３２ａ−ｃから離間している。更に、前記電極９２２は、一旦プラズマが発生したら、グリッド９３２を作動停止し、電極９２２が、プラズマのための維持電力に等しい又はそれ以上の電位を維持し続けるように、配置されている。従って、使用中において、グリッド９３３と電極９２２との両方が、最初、プラズマ形成のために、作動される。そして、グリッド９３３と体組織／流体間の電位が、前記閾値電圧に達してプラズマが発生すると、グリッド９３３は作動停止される。この時点においてプラズマ内にイオンが存在しているので、電極９２２によって提供される前記維持閾値電圧において導通は継続する。

アルゴン中のイオン化気体分子の、内部電極に印加される電位が開始閾値電圧以下に低下した後でも導通を維持する能力は、望ましくないこともありうる。前述したように、電圧閾値切除の重要な側面は、それによって高電圧／低電流切除が可能となることにある。本明細書に記載の実施例を使用して、用途に望ましいと考えられる電圧が、前記閾値電圧として選択される。ＲＦ発生装置によって供給される電圧が閾値電圧以下である時には、切除用電極は導通することが妨げられるので、０Ｖから電圧閾値への上昇時間中には切除用電極への導通はない。これにより、ＲＦ発生装置電圧が閾値電圧に向けて上昇中の期間における組織の抵抗加熱はない。

理想的な状況においては、ＲＦ発生装置電圧が閾値を下回る時間は導通は停止するであろう。しかしながら、アルゴンタンク内にはイオン化気体が残っているので、閾値電圧以下の電圧でも導通は継続される可能性がある。図４Ａを参照すると、これによって、ＲＦ発生装置によって発生する正弦波形の後縁部に近似する切除用電圧波形の傾斜後縁が形成される（図３）。組織に対するこの低電圧導通によって、高電圧切除が望ましい時にのみ、組織の抵抗加熱が起こる。

図１４Ａのグリッド式実施例は、組織加熱から生じる副次的損傷を最小化するべく、継続される導通の作用を相殺するために使用することができる。このグリッド式実施例の使用中において、前記切除用電圧波形の後縁は、ＲＦ発生装置がそのピーク電圧に達した後に、グリッド電極９３３の極性を逆転することによって直線化（矯正）される。これにより、アルゴン内に逆電界が生じ、これが、アルゴンガス中のイオンのプラズマ流を妨げ、それによって導通を大幅に減少させる。これは、切除用電位波形の後縁の傾きを急峻にし、０Ｖへ向けてのより急速な立下りを作り出し、その結果、それは、図４Ｂに図示されている波形に近似したものとなる。

図１５Ａ及び１５Ｂは、本発明の原理を利用した第１１実施例を図示している。前記第１０実施例と同様、この第１１実施例は、切除用波形の後縁を急峻化し、それによって、電圧が閾値電圧以下である時間における導通を最小化する機構を利用するという点で有利である。第１１実施例において、これは、イオン化ガス分子の一部を切除用電極から連続的にフラッシング（ｆｌｕｓｈ）するべく、装置を通してアルゴンガスを循環させることによって達成される。

第１１実施例は、切除用電極１０３２を備えたハウジング１０１２を含む。このハウジング１０１２内には内部電極１０２２が配置され、これは、好ましくは、最遠位側領域を除いて全部に渡って形成された絶縁部１０３３を備える導電性ハイポチューブ（ｈｙｐｏｔｕｂｅ）から形成される。このハイポチューブには流体ルーメン１０３５が形成され、これは、それを通してアルゴンがハウジング１０１２の遠位側領域へ流入する導管を提供する。アルゴン流は、図１５Ａ中矢印によって示されているように、ハウジング１０１２の前記ルーメンを介してハウジングから流出する。アルゴンはポンプ１０３１によってハウジングを通して流される。

尚、同じ条件下で使用される場合、ガスの種類によって閾値電圧は異なったものとなることが銘記されなければならない。従って、本発明の使用中において、使用者は、所望の閾値電圧を有するスパーク・ギャップスイッチ用のガスを選択することができる。システムには、単数種類のガス（例えば、アルゴン）を流してもよいし、或いは、システムの循環用として、図１５Ｃに図示されているように、ミキサーポンプ１０３１によって複数のガスを混合してもよい。ガスを混合することは、それによって、所望の治療用電圧に対応する閾値電圧を有するガス混合物を作り出すことが可能である点で望ましい。循環ガスを利用する全てのシステムにおいて、システムから出るガスは、それを通してリサイクル、および／又は、それがスパーク・ギャップスイッチを通過した後に、システムから排出することができる。

図１６Ａ−１６Ｄは、装置を通じてアルゴンガスを循環させることの作用を略示している。循環は、好ましくは、約０．１リットル／分〜０．８リットル／分の流量で行われる。

図１６Ａを参照すると、ＲＦ発生装置の最初の起動中に、内部電極１０２２と切除用電極１０３２との間の電位は、アルゴンプラズマを発生させるのに不十分である。従って、アルゴン分子はイオン化されず、負荷Ｌでの測定電圧は０Ｖである。この時間、電極１０２２から電極１０３２への導通はない。

図１６Ｂは、内部電極１０２２から体液／組織を介して戻り電極１０３０への測定される負荷電圧を図示している。ＲＦ発生装置電圧出力がアルゴンの電圧閾値Ｖ_Ｔに達すると、アルゴン分子はイオン化されてプラズマを形成する。イオン化分子流が電極１０２２から電極１０３２へと流れ、電流が電極１０３２から組織へと導通される。アルゴンが流れているので、イオン化分子の一部は運び去られる。それにもかかわらず、高電圧のために、この時点においてイオン化分子の数は増加し、さらわれるものを補って余りあり、その結果、装置内のプラズマは増大する。

ＲＦ発生装置電圧がＶ_Ｔよりも低下した後、イオン発生は停止する。アルゴンの循環に伴ってアルゴンプール内のイオン化分子は流れ去り、イオンのうちのその他のものは消滅する。従って、プラズマは崩壊し始め、切除用電極に対する導通は減少し、最終的に停止する。その後、ＲＦ発生装置電圧が、その正弦周期の負の位相中に（−Ｖ_Ｔ）に近づく時にこの前記プロセスが繰り返される。

アルゴンを循環させることによって、電極１０２２と電極１０３２との間の空間に留まるイオン化分子の数は最小化される。もしも、装置のこの領域に多量のイオン化分子が存在すれば、それらの存在によって、周期全体を通して導通が起こって、組織／流体負荷Ｌでの電圧が最終的にＲＦ発生装置の正弦出力に類似したものとなるであろう。そして、低電圧におけるこの連続的導通によって組織の副次的加熱が生じるであろう。

当然、イオン化分子が運び去られる速度は、アルゴンの流量の増加に従って増加する。この理由により、高アルゴン流量では低アルゴン流量においてよりも、切除用波形の後縁がより矯正されることになる。図１７はこれをグラフで示している。上側の波形は、ＲＦ発生装置出力電圧を示している。中央の波形は、アルゴンガスがゆっくりと循環される装置の場合の、負荷を介して（即ち、外部電極１０３２から体組織／流体を介して戻り電極１０３０への）測定される電圧出力である。下側の波形は、アルゴンガスが高速で循環される装置の場合の、負荷を介して測定される電圧出力である。これら図１７のグラフから、アルゴンが比較的低流量で循環される場合は、切除用波形の傾斜後縁が残るのに対して、比較的高い流量が使用される場合には、後縁はより急峻に立ち下がることが明らかである。この急峻な後縁が、低電圧位相中の最小化電流導通に対応する。波形の後縁の矯正の最大の利点が達成される流量が好ましい。尚、あまりにも高い流量は、出力が閾値電圧にある時の周期の位相中においてあまりにも多量のイオン化分子を流し去ることによって導通の妨げになりうることが銘記されなければならない。最適な流量は、前記スパーク・ギャップ距離や電極配置等の装置の他の物理的特徴に応じて異なる。

又、内部電極１０２２と外部電極１０３２との間の距離も、切除用電位波形の後縁に影響を及ぼすものであることが銘記されなければならない。図１８のグラフにおいて、ＲＦ発生装置出力が上側のグラフに図示されている。Ｖ_ＰＲＦＧは、ＲＦ発生装置からのピーク電圧出力を表し、Ｖ_Ｔ１は、両電極１０２２，１０３２間に大きな分離距離（例えば、約１ｍｍ）を有する装置の電圧閾値を表し、Ｖ_Ｔ２は、両電極１０２２，１０３２が、約０．１ｍｍの距離だけ、互いに接近して配置されている装置の電圧閾値を表している。前に説明したように、両電極間により大きな分離距離を有する装置ほど、電圧閾値は高くなる。これは、プラズマ導通が起こる前に、両電極１０２２，１０３２間に、電子を剥ぎ取られる必要があるアルゴン分子が多量に存在することによる。反対に、両電極１０２２、１０３２間の分離距離が小さい場合は、それらの間のアルゴン分子の量は少なくなり、従って、プラズマ導通を作り出すためにそれらの分子をイオン化するために必要なエネルギは少なくなる。

ＲＦ発生装置出力が閾値電圧を下回ると、分子はイオン化を始める。例えば、小さい電極分離距離の構成の場合のように、最初からイオン化される分子が少ない場合は、負荷電圧は分子の脱イオン化に対してより敏感に影響され、従って、周期のこの位相中に、出力波形の後縁はより急峻に立ち下がる。

低電圧閾値が望ましい用途のためには、装置を、小さい電極間隔（例えば、０．００１−５ｍｍ、最も好ましくは０．０５−０．５ｍｍ）でアルゴン循環が無いように構成することができる。前述したように、そうすることによって、共に望ましい特性である、急峻な立ち上がりと、急峻な立下りとを有する負荷出力波形を作りだすことができる。もしもより高い電圧閾値が必要な場合には、近接した電極間隔を有する装置中にアルゴンを循環させることによって、アルゴンの圧力を増加させることによって電圧閾値は増加される。そうすることによって、ＲＦ発生装置電圧が閾値電圧以上である周期の位相中においてより高密度の荷電イオンが発生することになるが、高流量によって多くのイオンが迅速に運び去られ、それによって、ＲＦ発生装置電圧が閾値未満である周期の位相中において出力波形は急峻に立下がる。

本発明の原理を利用した第１２実施例が図１９に略示されている。この第１２実施例は、スパーク・ギャップ間隔（即ち、内部電極と患者に接触している電極との間の有効間隔）を選択可能とすることによって、閾値電圧の調節を可能にする。これは、複数の内部電極１１２２ａ，１１２２ｂ，１１２２ｃを備えるガス充填スパーク・ギャップスイッチを利用する。各内部電極は、それぞれ、異なった距離Ｄ１，Ｄ２，Ｄ３だけ、患者接触電極１１３２から離間している。調節スイッチ１０２５は、処置中において使用者がこれらの内部電極１１２２ａ，１１２２ｂ，１１２２ｃの内から選択することを可能にする。スパーク・ギャップスイッチの閾値電圧は内部電極と接触電極との間の距離に応じて異なるので、使用者は、スパーク・ギャップスイッチを所望の閾値電圧を有するように設定する内部電極を選択することになる。もしも高い閾値電圧が使用されるのであれば、電極１０２２ａが利用され、その大きなスパーク・ギャップ間隔Ｄ１によって高い閾値電圧が得られる。反対に、もしも低い閾値電圧が必要であれば、使用者は、スパーク・ギャップ間隔の小さい電極１０２２ｃを選択することになる。

以上、電圧閾値切除システムとそれらを利用した方法の複数の実施例について記載した。これらの実施例は例示的なものに過ぎず、本発明の範囲を限定するものでないことが理解される。本発明の範囲から逸脱することなく、これらの実施例を改変することが可能であり、上記実施例のいくつかとの関連において記載された特徴構成は、これらの実施例のその他において記載された特徴構成と組み合わせることができる。本発明の範囲は、開示した実施例の詳細によってではなく、貼付の請求範囲の文言によって解釈されるべきものであることが意図される。

図１は、本発明の原理を利用した切除装置の第１実施例の側方断面図である。 図２は、図１の装置の遠端部を示す端面図である。 図３は、ＲＦ発生装置出力からの電圧出力の時間変化を示すグラフである。 図４Ａは、本明細書に記載される電圧閾値切除技術を利用する切除装置からの体組織負荷を介した電圧電位のグラフである。 図４Ｂは、本明細書に記載の電圧閾値切除技術と、更に、波形の後縁の傾きを減少させるための本明細書に記載の技術とを利用した切除装置からの体組織負荷を介した電圧電位のグラフである。 図５Ａは、図１の切除装置の連続側方断面図であって、組織を切除するための前記装置の使用を略示している。 図５Ｂは、図１の切除装置の連続側方断面図であって、組織を切除するための前記装置の使用を略示している。 図５Ｃは、図１の切除装置の連続側方断面図であって、組織を切除するための前記装置の使用を略示している。 図５Ｄは、図１の切除装置の連続側方断面図であって、組織を切除するための前記装置の使用を略示している。 図６Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第２実施例の側方断面図である。 図６Ｂは、図６Ａの装置の遠端部を示す端面図である。 本発明の原理を利用した切除装置の第３実施例の側方断面図であって、図７Ａでは、前記装置が収縮位置にある状態が図示されている。 本発明の原理を利用した切除装置の第３実施例の側方断面図であって、図７Ｂでは、前記装置が拡張位置にある状態が図示されている。 図８Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第４実施例の斜視図である。 図８Ｂは、図８Ａの切除装置の側方断面図である。 図９Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第５実施例の斜視図である。 図９Ｂは、図９Ａの切除装置の側方断面図である。 図１０は、本発明の原理を利用した切除装置の第６実施例の側方断面図である。 図１１Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第７実施例の斜視図ある。 図１１Ｂは、図１１Ａの切除装置の側方断面図ある。 図１１Ｃは、図１１Ａの切除装置の端面断面図ある。 図１２Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第８実施例の斜視図ある。 図１２Ｂは、図１２Ａの切除装置の側方断面図ある。 図１３Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第９実施例の側方断面図ある。 図１３Ｂは、図１３Ａの切除装置の、図１３Ａ中の１３Ｂ−１３Ｂで示す平面に沿った端面断面図ある。 図１４Ａは、本発明の原理を利用した切除装置の第１０実施例の側方断面図ある。 図１４Ｂは、図１４Ａの実施例に利用されるグリッドの前方端面図ある。 図１５Ａは、第１１実施例の側方断面図ある。 図１５Ｂは、図１５Ａ中の１５Ｂ−１５Ｂで示す平面に沿った前記第１１実施例の端面断面図ある。 図１５Ｃは、タンクに使用されるガスの混合物が、閾値電圧を変化させるべく調節することが可能な、前記第１１実施例の変形例の略図ある。 図１６Ａは、前記第１１実施例の使用を示す連続図ある。 図１６Ｂは、前記第１１実施例の使用を示す連続図ある。 図１６Ｃは、前記第１１実施例の使用を示す連続図ある。 図１６Ｄは、前記第１１実施例の使用を示す連続図ある。 図１７は、体組織／流体負荷での切除装置出力に対するアルゴン流の影響をグラフによって示す連続プロットある。 図１８は、体組織／流体負荷での切除装置出力に対する電極間隔の影響をグラフによって示す連続プロットある。 図１９は、閾値電圧を予め選択するべくスパーク・ギャップ間隔を選択することが可能な、本発明の原理を利用したシステムの第１２実施例の略図である。

Claims (10)

1. 急峻な立ち上がりと急峻な立下りとを有する出力波形からなる出力を発生するＲＦ発生装置と使用され、標的組織を治療するための電気外科システムであって、
   絶縁材から形成されるハウジングの遠端部に設けられ、ガスが充填される密封タンクと、
   前記密封タンク内に配設され、前記ハウジング内を貫通して延出する導線を介して前記ＲＦ発生装置に接続される内部電極と、
   前記遠端部に備えられ、標的組織に接触する切除用電極と、
   前記ガスがプラズマ化する閾値電圧に達した時に、前記内部電極と前記切除用電極とを導通させて前記切除用電極に通電する電圧閾値スイッチと、
   を備える電気外科システム。
2. 前記電圧閾値スイッチが、前記出力の周期に応じて制御される請求項１に記載の電気外科システム。
3. 前記絶縁材が、セラミック、ガラス、ＰＦＴＥ、ポリイミドのうちの少なくとも一つを含む材料からなる請求項１に記載の電気外科システム。
4. 前記ハウジング内に前記内部電極に沿って設けられ、当該内部電極と前記切除用電極との間に少なくとも１種類のガスを導入する導入路を有する請求項１に記載の電気外科システム。
5. 前記電圧閾値スイッチは、前記内部電極と、前記切除用電極と、前記内部電極と前記切除用電極との間に形成されるガスリザーバと、からなるスパーク・ギャップスイッチである請求項１に記載の電気外科システム。
6. 前記ガスリザーバ内のイオン化ガス分子の排出に応じて、前記切除用電極への通電が停止される請求項５に記載の電気外科システム。
7. 前記ＲＦ発生装置の出力に基づいて、前記ガスリザーバ内の電界が周期的に変化させられる請求項５に記載の電気外科システム。
8. 前記出力の立下り時に、前記電圧閾値スイッチに流れる電流を決定する電流導通手段を有する請求項１に記載の電気外科システム。
9. 前記電流導通手段は、前記中間電極と前記切除用電極との間に設けられ、前記ガスリザーバ内の電界を正弦周期で周期的に変化させる請求項８に記載の電気外科システム。
10. 前記電流導通手段は、前記ガスリザーバ内のイオン化ガス分子が連続して排出すると共に、前記ガスリザーバに接続されたガス源から前記ガスを供給する請求項９に記載の電気外科システム。

Images