WO2022202809A1

WO2022202809A1 - 医療用プラズマ発生装置、医療用照射ガスの生成方法、及び医療用プラズマの照射方法

Info

Publication number: WO2022202809A1
Application number: PCT/JP2022/013142
Authority: WO
Inventors: 星釜我; 尊士鈴木; 貴也大下
Original assignee: 積水化学工業株式会社
Priority date: 2021-03-25
Filing date: 2022-03-22
Publication date: 2022-09-29
Also published as: JPWO2022202809A1

Abstract

本発明は、電極を有するプラズマ発生部と、前記プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射口（１ａ）と、前記プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給するガス供給部と、前記電極に電圧を印加する給電部と、前記医療用照射ガスを吐出する前に、前記電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する医療用プラズマ発生装置に関する。

Description

医療用プラズマ発生装置、医療用照射ガスの生成方法、及び医療用プラズマの照射方法

　本発明は、医療用プラズマ発生装置、医療用照射ガスの生成方法、及び医療用プラズマの照射方法に関する。
　本願は、２０２１年３月２５日に、日本に出願された特願２０２１－０５１３３３号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。

　プラズマ、又はプラズマにより生成された活性種を用いて、治療や殺菌等を行う医療用プラズマ発生装置が知られている。医療用プラズマ発生装置においては、例えば、プラズマ又は活性種を含む医療用照射ガスを患部に照射して、創傷等の異常の治癒の促進を図っている。
　例えば、特許文献１は、歯科治療を行うプラズマジェット照射装置を開示している。

日本国特開２０１３－１２８６８１号公報

　ところで、医療用プラズマ発生装置においては、医療用照射ガスを照射する効果（創傷の治癒等）を高めるためには、医療用照射ガス中のプラズマの強度を適切にし、又は、医療用照射ガスの組成（活性種の種類と濃度）を適切にする必要がある。そして、照射開始時から医療用照射ガスの組成のバラつきを低減し、医療用照射ガスを照射している間、所望の組成を安定して供給することで、医療用照射ガスの照射効果をより高めたいという要望がある。
　そこで、本発明は、照射効果をより高められる医療用プラズマ発生装置の提供を目的とする。

　本発明者らは、プラズマ発生部の電極を予め加熱すること（予備加熱）で、照射開始時から所望する医療用照射ガスの組成を安定できるという知見を得た。医療用途においては、電極を予め加熱するに際し、大型の加熱機構を導入しにくい。加えて、医療用途においては、予備加熱はできるだけ短時間で行うことが望まれる。
　本発明は、これらの事情に鑑みてなされたものであり、以下の態様を有する。
＜１＞
　電極を有するプラズマ発生部と、
　前記プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射口と、
　前記プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給するガス供給部と、
　前記電極に電圧を印加する給電部と、
　前記医療用照射ガスを吐出する前に、前記電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する、医療用プラズマ発生装置。
＜２＞
　前記予備加熱機構は、前記プラズマ発生部に前記プラズマ生成用ガスを供給せずに、前記電極に電圧を印加して、前記電極を加熱するように構成されている、＜１＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜３＞
　前記給電部から前記電極への電圧の印加と、前記ガス供給部から前記プラズマ発生部への前記プラズマ生成用ガスの供給と、前記照射口から前記医療用照射ガスの吐出との開始指示を発する照射操作部を有し、
　前記予備加熱機構は、前記予備加熱機構によって前記電極が加熱されるまでの間、前記照射操作部による前記開始指示を禁ずるように構成されている、＜１＞又は＜２＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜４＞
　前記予備加熱機構は、主電源をオンにした時に作動するように構成されている、＜３＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜５＞
　前記予備加熱機構は、前記照射操作部を操作した時に作動するように構成されている、＜３＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜６＞
　予備加熱操作部を有し、
　前記予備加熱操作部からの信号に基づき、前記電極に前記加熱処理を施すように構成されている、＜１＞又は＜２＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜７＞
　前記予備加熱機構は、前記プラズマ発生部に不活性ガスを供給しつつ、前記電極に加熱処理を施すように構成されている、＜１＞～＜６＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜８＞
　前記電極への前記加熱処理を施している状態であるか、又は前記電極への前記加熱処理を終了した状態であることを通知する報知部を有する、＜１＞～＜７＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜９＞
　電極を有するプラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給しつつ前記電極に電圧を印加してプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射工程と、
　前記照射工程の前段で、予め前記電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、を有する、医療用照射ガスの生成方法。
＜１０＞
　前記予備加熱工程は、前記プラズマ発生部に前記プラズマ生成用ガスを供給しつつ、前記電極に加熱処理を施す、＜９＞に記載の医療用照射ガスの生成方法。
＜１１＞
　前記プラズマ生成用ガスは不活性ガスであり、前記予備加熱工程は、前記プラズマ発生部に前記不活性ガスを供給しつつ、前記電極に加熱処理を施す、＜１０＞に記載の医療用照射ガスの生成方法。
＜１２＞
　前記予備加熱工程は、前記プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給せずに前記電極に加熱処理を施す、＜９＞に記載の医療用照射ガスの生成方法。
＜１３＞
　前記加熱処理は、前記電極に電圧を印加する、＜９＞～＜１２＞のいずれか一項に記載の医療用照射ガスの生成方法。
＜１４＞
　前記予備加熱工程は、前記電極の温度を２５℃以上とする、＜９＞～＜１３＞のいずれか一項に記載の医療用照射ガスの生成方法。
＜１５＞
　電極を有するプラズマ発生部と、
　前記プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する照射部と、
　前記電極に電圧を印加する給電部と、
　前記プラズマまたは前記活性種を照射する前に、前記電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する、医療用プラズマ発生装置。
＜１６＞
　前記予備加熱機構は、前記電極に電圧を印加して、前記電極を加熱する、＜１５＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜１７＞
　前記電極に電圧を印加して、前記電極を加熱する時にプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する擬似被照射物をさらに有する、＜１６＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜１８＞
　前記給電部から前記電極への供給電圧を調整する、電圧の調整開始指示を発する照射操作部を有し、
　前記予備加熱機構は、前記予備加熱機構によって前記電極が加熱されるまでの間、前記照射操作部による前記開始指示を禁ずるように構成されている、＜１５＞～＜１７＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜１９＞
　前記予備加熱機構は、前記照射操作部を操作した時に作動するように構成されている、＜１８＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜２０＞
　前記予備加熱機構は、主電源をオンにした時に作動するように構成されている、＜１８＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜２１＞
　前記予備加熱機構が作動する前に、前記電極は前記擬似被照射物と対向する位置に移動するように構成されている、＜１７＞に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜２２＞
　前記電極への前記加熱処理を終了した時に、前記電極は被照射物と対向する位置に移動するように構成されている、＜１５＞～＜２１＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜２３＞
　予備加熱操作部を有し、
　前記予備加熱操作部からの信号に基づき、前記電極に前記加熱処理を施すように構成されている、＜１５＞～＜２２＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜２４＞
　前記電極への前記加熱処理を施している状態であるか、又は前記電極への前記加熱処理を終了した状態であることを通知する報知部を有する、＜１５＞～＜２３＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
＜２５＞
　電極に電圧を印加してプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する照射工程と、
　前記照射工程の前段で、予め前記電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、
を有する、医療用プラズマの照射方法。
＜２６＞
　前記加熱処理は、前記電極に電圧を印加する、＜２５＞に記載の医療用プラズマの照射方法。
＜２７＞
　前記予備加熱工程において、前記電極に電圧を印加して、前記電極に加熱処理を施す時にプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する、＜２６＞に記載の医療用プラズマの照射方法。
＜２８＞
　前記予備加熱工程において、擬似被照射物に前記プラズマまたは前記活性種を照射する、＜２７＞に記載の医療用プラズマの照射方法。
＜２９＞
　前記予備加熱工程は、前記電極の温度を２５℃以上とする、＜２５＞～＜２８＞のいずれか一項に記載の医療用プラズマの照射方法。

　本発明の医療用プラズマ発生装置によれば、照射効果をより高められる。

本発明の第一の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置の模式図である。本発明の第一の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置の照射器具の部分断面図である。本発明の第一の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置のブロック図である。本発明の第二の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置の模式図である。本発明の第二の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置のブロック図である。プラズマークとＥＳＲとの相関性を示すグラフである。プラズマークとＥＳＲとの相関性を示すグラフである。実験例１の結果を示すグラフである。実験例２の結果を示すグラフである。実験例３－１～３－５、比較例３の結果を示すグラフである。本発明の第二の医療用プラズマ発生装置の模式図である。

　本発明の第一の医療用プラズマ発生装置は、電極を有するプラズマ発生部と、プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射口と、プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給するガス供給部と、電極に電圧を印加する給電部と、医療用照射ガスを吐出する前に、電極に加熱処理を施す予備加熱機構とを有する。
　本発明の医療用照射ガスの生成方法は、電極を有するプラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給しつつ電極に電圧を印加してプラズマを生じ、生じたプラズマ及びプラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射工程と、照射工程の前段で、予め電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、を有する。本発明の医療用照射ガスの生成方法は、第一の医療用プラズマ発生装置により実施することができる。
　本発明の第二の医療用プラズマ発生装置は、電極を有するプラズマ発生部と、
　前記プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する照射部と、前記電極に電圧を印加する給電部と、前記プラズマまたは前記活性種を照射する前に、前記電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する。
　本発明の医療用プラズマの照射方法は、電極に電圧を印加してプラズマを生じ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する照射工程と、前記照射工程の前段で、予め前記電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、を有する。本発明の医療用プラズマの照射方法は、第二の医療用プラズマ発生装置により実施することができる。
　以下、本発明の医療用プラズマ発生装置、医療用照射ガスの生成方法、及び医療用プラズマの照射方法について、実施形態を挙げて説明する。

＜第一の医療用プラズマ発生装置の第一の実施形態＞
　本発明の第一の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置について、図面を参照して説明する。
　図１～３に示すように、本実施形態の医療用プラズマ発生装置１００は、照射器具１０と、供給器２０と、接続ケーブル３０と、を備える。接続ケーブル３０内には、電気供給線３２と、接地線３４と、ガス管路３６と、が収容されている。

　図２は、照射器具１０における軸線に沿う面の断面（縦断面）図である。
　図２に示すように、照射器具１０は、プラズマ発生部１２を有する。

　照射器具１０は、長尺状のカウリング２と、カウリング２の先端から突出するノズル１と、カウリング２内に位置するプラズマ発生部１２とを備える。
　カウリング２は、円筒形の胴体部２ｂと、胴体部２ｂの先端を塞ぐヘッド部２ａとを備える。なお、胴体部２ｂは、円筒形に限らず、四角筒、六角筒、八角筒等の多角筒形でもよい。

　ヘッド部２ａは、先端に向かい漸次窄んでいる。即ち、本実施形態におけるヘッド部２ａは、円錐形である。なお、ヘッド部２ａは、円錐形に限らず、四角錘、六角錘、八角錘等の多角錘形でもよい。
　ヘッド部２ａは、先端に嵌合孔２ｃを有している。嵌合孔２ｃは、ノズル１を受け入れる孔である。ノズル１は、ヘッド部２ａに着脱可能になっている。ヘッド部２ａは、管軸Ｏ１方向に延びる第一の活性ガス流路７を内部に有している。管軸Ｏ１は、胴体部２ｂの管軸である。

　プラズマ発生部１２は、管状誘電体３（誘電体）と、内部電極４と、外部電極５とを備える。
　管状誘電体３は、管軸Ｏ１方向に延びる円筒状の部材である。管状誘電体３は、管軸Ｏ１方向に延びるガス流路６を内部に有している。本実施形態において、プラズマ生成用ガスは、ガス流路６内を管軸Ｏ１方向に通流する。第一の活性ガス流路７とガス流路６とは連通している。なお、管軸Ｏ１は、管状誘電体３の管軸と同じである。
　管状誘電体３は、内部に内部電極４を備えている。内部電極４は、管軸Ｏ１方向に延びる略円柱状の部材である。内部電極４は、管状誘電体３の内面と離間している。
　管状誘電体３の外周面の一部には、管状誘電体３に沿う外部電極５を備えている。外部電極５は、管状誘電体３の外周面に沿って周回する環状の電極である。
　管状誘電体３と内部電極４と外部電極５とは、管軸Ｏ１を中心として同心円状に位置している。
　本実施形態において、内部電極４の外周面と外部電極５の内周面とは、管状誘電体３を挟んで互いに対向している。
　内部電極４は、電気供給線３２に接続されている。
　外部電極５は、接地線３４に接続され、電気的に接地されている。
　なお、本実施形態のプラズマ発生部１２は、プラズマ生成用ガスの流れ方向に直交する方向に対向する電極を有するが、本発明はこれに限定されない。プラズマ発生部１２は、プラズマ生成用ガスの流れ方向に沿って対向する２つの電極で構成されていてもよいし（特許第５４４１０６６号公報参照）、電圧が印加される電極を１つのみ有する構成でもよい（特表２０１８－５０４２０２号公報参照）。

　ノズル１は、嵌合孔２ｃに嵌合する台座部１ｂと、台座部１ｂから突出する照射管１ｃとを備える。台座部１ｂと照射管１ｃとは一体になっている。ノズル１は、その内部に、第二の活性ガス流路８を有している。ノズル１は、先端に照射口１ａを有している。第二の活性ガス流路８と第一の活性ガス流路７とは、連通している。

　胴体部２ｂの材料は、特に制限はないが、絶縁性を有する材料が好ましい。絶縁性の材料としては、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹脂等を例示できる。熱可塑性樹脂としては、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル、ポリスチレン、アクリロニトリル－ブタジエン－スチレン樹脂（ＡＢＳ樹脂）等を例示できる。熱硬化性樹脂としては、フェノール樹脂、メラミン樹脂、ユリア樹脂、エポキシ樹脂、不飽和ポリエステル樹脂、シリコン樹脂等を例示できる。
　胴体部２ｂの大きさは、特に制限はなく、手指で把持しやすい大きさとすることができる。

　ヘッド部２ａの材料は、特に制限はなく、絶縁性を有してもよいし、絶縁性を有しなくてもよい。ヘッド部２ａの材料は、耐摩耗性、耐腐食性に優れる材料が好ましい。耐摩耗性、耐腐食性に優れる材料としては、ステンレス等の金属を例示できる。ヘッド部２ａと胴体部２ｂとの材料は、同じでもよく、異なってもよい。
　ヘッド部２ａの大きさは、医療用プラズマ発生装置１００の用途等を勘案して決定できる。例えば、医療用プラズマ発生装置１００が口腔内用治療器具である場合、ヘッド部２ａの大きさは、口腔内に挿入できる大きさが好ましい。

　管状誘電体３の材料としては、公知のプラズマ発生装置に使用する誘電体材料を適用できる。管状誘電体３の材料としては、例えば、ガラス、セラミックス、合成樹脂等を例示できる。管状誘電体３の誘電率は高いほど好ましい。

　管状誘電体３の内径Ｒは、内部電極４の外径ｄを勘案して適宜決定できる。内径Ｒは、後述する距離ｓを所望の範囲とするように決定する。

　内部電極４は、管軸Ｏ１方向に延びる形状であれば特に限定されない。内部電極４は、例えば、周面が平滑な部材でもよいし、周面にネジ山等の凹凸を有する部材でもよい。

　内部電極４の外径ｄは、医療用プラズマ発生装置１００の用途（即ち、照射器具１０の大きさ）等を勘案して、適宜決定できる。医療用プラズマ発生装置１００が口腔内用治療器具である場合、外径ｄは、０．５～２０ｍｍが好ましく、１～１０ｍｍがより好ましい。内部電極が周囲にネジ山等の凹凸を有する部材の場合、内部電極の外径の内、最大径を外径ｄとする。外径ｄが上記下限値以上であれば、内部電極４を容易に製造できる。加えて、外径ｄが上記下限値以上であれば、内部電極４の表面積が大きくなり、プラズマをより効率的に発生して、治癒等をより促進できる。外径ｄが上記上限値以下であれば、照射器具１０を過度に大きくすることなく、プラズマをより効率的に発生し、治癒等をより促進できる。

　内部電極４のねじ山の高さは、内部電極４の外径ｄを勘案して適宜決定できる。
　内部電極４のねじ山のピッチは、内部電極４の長さや外径ｄ等を勘案して適宜決定できる。

　内部電極４の材料は、導電材であれば特に制限はなく、公知のプラズマ発生装置の電極に使用できる金属を適用できる。内部電極４の材料としては、ステンレス、銅、タングステン等の金属、カーボン等を例示できる。
　プラズマ発生部１２の周囲の全面又は一部は断熱材で覆われていることが好ましい。断熱材の材料としては、ガラス繊維と樹脂の複合材（ＧＦＲＰ）、カーボン繊維と樹脂の複合材（ＣＦＲＰ）、ガラス繊維、セメント、マイカなどを主原料とした硬質断熱板等を例示できる。

　内部電極４の外面と管状誘電体３の内面との距離ｓは、０．０５～５ｍｍが好ましく、０．１～１ｍｍがより好ましい。距離ｓが上記下限値以上であれば、所望量のプラズマ生成用ガスを容易に通流できる。距離ｓが上記上限値以下であれば、プラズマをさらに効率的に発生し、医療用照射ガスの温度を低くできる。距離ｓは前記管状誘電体３の内径Ｒから内部電極４の外径ｄを減じて得られた値を２で除すことにより得ることができる。

　外部電極５の材料は、導電材であれば特に制限はなく、公知のプラズマ発生装置の電極に使用する金属を適用できる。外部電極５の材料としては、ステンレス、銅、タングステン等の金属、カーボン等を例示できる。

　ノズル１の材料は、特に制限はなく、絶縁性を有してもよいし、導電性を有してもよい。ノズル１の材料としては、耐摩耗性、耐腐食性に優れる材料が好ましい。耐摩耗性、耐腐食性に優れる材料としては、ステンレス等の金属を例示できる。

　ノズル１における照射管１ｃ内の流路の長さ（即ち、距離Ｌ２）は、医療用プラズマ発生装置１００の用途等を勘案して、適宜決定できる。
　照射口１ａの開口径は、例えば、０．５～５ｍｍが好ましい。開口径が上記下限値以上であれば、医療用照射ガスの圧力損失を抑制できる。開口径が上記上限値以下であれば、照射する医療用照射ガスの流速を高めて、患部の治癒等を促進できる。
　照射管１ｃは、管軸Ｏ１に対して屈曲している。
　照射管１ｃの管軸Ｏ２と管軸Ｏ１とのなす角度θは、医療用プラズマ発生装置１００の用途等を勘案して決定できる。
　なお、照射管１ｃは、基端から先端まで直線状でもよいし、途中で屈曲していてもよい。

　外部電極５の先端Ｑ１からヘッド部２ａの先端Ｑ２までの距離Ｌ１と、先端Ｑ２から照射口１ａまでの距離Ｌ２との合計（即ち、プラズマが発生する領域から照射口１ａまでの道のり）は、医療用プラズマ発生装置１００に求める大きさや、照射した医療用照射ガスが当たる面（被照射面）における温度等を勘案して適宜決定する。距離Ｌ１と距離Ｌ２の合計が長ければ、被照射面の温度を低くできる。距離Ｌ１と距離Ｌ２の合計が短ければ、医療用照射ガスのラジカル濃度をさらに高めて、被照射面における清浄化、賦活化、治癒等の効果をさらに高められる。なお、先端Ｑ２は、管軸Ｏ１と管軸Ｏ２との交点である。

　供給器２０は、給電部５０、ガス供給部６０と、ガス供給源７０と、制御部９０と、これらを収容する筐体２１とを備える。また、供給器２０は、照射操作部９と予備加熱操作部１９とを有する。

　本実施形態において、照射操作部９は、筐体２１の上面に設けられている。照射操作部９としては、ボタン式、タッチパネル等のスイッチが挙げられる。なお、照射操作部９は、筐体２１の上面に設けられていなくてもよい。照射操作部９としては、例えば、供給器２０の下方よりに設けられたフットペダル等でもよいし、照射器具１０に設けられたスイッチでもよい。
　予備加熱操作部１９の形式や設けられている位置に関しては、照射操作部９と同様である。

　筐体２１は、ガス供給源７０を離脱可能に収容する。これにより、筐体２１に収容されたガス供給源７０内のガスがなくなったとき、ガス供給源７０を交換できる。

　給電部５０は、例えば、１００Ｖの家庭用電源等の電源と接続されている。給電部５０は、電気供給線３２を介して、照射器具１０の内部電極４と接続されている。
　給電部５０は、制御部９０と接続されている。制御部９０は、照射操作部９、予備加熱操作部１９、報知部２２、タイマ８０及びガス供給部６０と接続されている。

　給電部５０は、プラズマ発生部１２の電極への電気の供給の開始又は停止を切り替える。加えて、給電部５０は、電極に印加する電圧及び周波数を調整する。給電部５０としては、例えば、インバータを含む回路等が挙げられる。

　本実施形態において、予備加熱操作部１９と、電気供給線３２と、制御部９０と、給電部５０とで、予備加熱機構を構成している。

　タイマ８０は、後述する照射工程における照射時間を設定する。なお、医療用プラズマ発生装置１００は、タイマ８０を有しなくてもよい。

　ガス供給部６０は、ガス供給源７０とガス管路３６とを接続するガス配管６５を備える。ガス配管６５には、電磁弁６１、圧力レギュレータ６３及び流量コントローラ６４（流量調整部）が設けられている。流量コントローラ６４と電磁弁６１とは、制御部９０に接続されている。

　電磁弁６１は、開閉の切り替えによって、ガス供給源７０から照射器具１０へのプラズマ生成用ガスの供給の開始及び停止を切り替える。図示例では、電磁弁６１は、弁開度が調節できる構成ではなく、開閉の切り替えのみができる構成である。なお、電磁弁６１は、弁開度が調節できる構成であってもよい。

　圧力レギュレータ６３は、電磁弁６１とガス供給源７０との間に配置される。圧力レギュレータ６３は、ガス供給源７０から電磁弁６１に向かうプラズマ生成用ガスの圧力を低下（プラズマ生成用ガスを減圧）させる。

　流量コントローラ６４は、電磁弁６１とガス管路３６との間に配置される。流量コントローラ６４は、電磁弁６１を通過したプラズマ生成用ガスの流量（単位時間当たりの供給量）を調整する。流量コントローラ６４は、プラズマ生成用ガスの流量を、例えば１～１０Ｌ／ｍｉｎに調整する。

　ガス配管６５のガス供給源７０側の端部には、継手６６が設けられている。継手６６には、ガス供給源７０が着脱可能に装着されている。ガス供給源７０を継手６６に着脱させることで、ガス供給部６０を筐体２１に固定したまま、ガス供給源７０を交換できる。この場合、交換前のガス供給源７０、交換後のガス供給源７０のいずれについても共通のガス供給部６０を使用できる。なお、ガス供給部６０は、ガス供給源７０に固定され、ガス供給源７０と一体的に筐体２１から離脱可能であってもよい。

　ガス供給源７０は、プラズマ発生部１２にプラズマ生成用ガスを供給する。ガス供給源７０は、内部にプラズマ生成用ガスが収容された耐圧容器等である。ガス供給源７０は、筐体２１内に配置されたガス供給部６０に対して着脱可能に装着されている。
　なお、ガス供給源７０は、筐体２１外にあってもよいし、医療用プラズマ発生装置１００とは独立した装置でもよい。

　制御部９０は、情報処理装置を用いて構成される。即ち、制御部９０は、バスで接続されたＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ　Ｕｎｉｔ）、メモリ及び補助記憶装置を備える。制御部９０は、プログラムを実行することによって動作する。

　ガス管路３６は、供給器２０から照射器具１０にプラズマ生成用ガスを供給する経路である。ガス管路３６は、照射器具１０の管状誘電体３に接続している。ガス管路３６の材料は特に制限はなく、公知のガス管に用いる材料を適用できる。ガス管路３６の材料としては、例えば、樹脂製の配管、ゴム製のチューブ等を例示でき、可撓性を有する材料が好ましい。

　電気供給線３２は、電源から照射器具１０のプラズマ発生部１２に電気を供給する配線を備える。
　電気供給線３２の材料は特に制限はなく、公知の電気配線に用いる材料を適用できる。
　電気供給線３２の材料としては、絶縁材料で被覆した金属導線等を例示できる。

　医療用プラズマ発生装置１００は、報知部２２を有する。報知部２２は、視覚に対する通知機能を有する部材でもよいし、聴覚に対する通知機能を有する部材でもよい。視覚に対する通知機能を有する部材としては、タッチパネルディスプレイやＬＥＤ等の発光素子が挙げられる。聴覚に対する通知機能を有する部材としては、ブザー、アラーム等の音声素子等が挙げられる。
　報知部２２は、供給器２０に設けられていてもよいし、照射器具１０に設けられていてもよいし、供給器２０及び照射器具１０とは独立して設けられていてもよい。また、医療用プラズマ発生装置１００は、報知部２２を有しなくてもよい。

＜医療用照射ガスの生成方法＞
　本実施形態の医療用照射ガスの生成方法について、説明する。
　例えば、医師等の使用者は、供給器２０の主電源をオンとし、タイマ８０で照射工程における照射時間を設定する。次いで、使用者は、予備加熱操作部１９を操作する。予備加熱操作部１９からの信号を受けた制御部９０は、ガス供給源７０からプラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給を禁止する。加えて、制御部９０は、給電部５０を操作して、電源から照射器具１０のプラズマ発生部１２への電気供給を開始し、プラズマ発生部１２の電極へ電圧を印加して、電極に加熱処理を施して、電極を任意の温度とする（予備加熱工程）。予備加熱工程で電極への加熱処理を終了したことを、報知部２２で使用者に知らせてもよい。あるいは、予備加熱工程で電極に加熱処理を施している間、予備加熱工程中であることを報知部２２で使用者に知らせてもよい。

　予備加熱工程の間、予備加熱操作部１９が１回の操作で電気信号を１回だけ発信する場合、制御部９０は、以下のように、電磁弁６１、流量コントローラ６４及び給電部５０を制御する。
　予備加熱操作部１９からの電気信号を制御部９０が受け付けると、制御部９０が、電磁弁６１を所定時間、閉とする。また、プラズマ生成用ガスの流量が所定値以下であることを流量コントローラ６４で確認させる。また、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部１２の電極に電圧を印加する。電極が所定の温度に達するか、電極への電圧の印加時間が所定の時間に達すると、制御部９０は、電磁弁６１に対して、閉とする信号を解除し、報知部２２を作動する。

　予備加熱操作部１９が、操作をし続けている間、電気信号を発信し続ける場合は、制御部９０は、例えば、以下のように電磁弁６１、流量コントローラ６４及び給電部５０を制御する。
　予備加熱操作部１９からの電気信号を制御部９０が受け付けている間、制御部９０が、電磁弁６１を閉とする。また、プラズマ生成用ガスの流量が所定値以下であることを流量コントローラ６４で確認させる。また、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部１２の電極に電圧を印加する。電極が所定の温度に達するか、電極への電圧の印加時間が所定の時間に達すると、制御部９０は、電磁弁６１に対して、閉とする信号を解除し、報知部２２を作動する。

　制御部９０が電磁弁６１を閉とする信号を発し続ける代わりに、予備加熱操作部１９をスライド式スイッチ等とし、予備加熱工程の間、照射操作部９の操作を機械的に禁止してもよい。

　このように、予備加熱操作部１９の操作により、電極が任意の温度に達するまでの間、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給を停止して、照射操作部９による医療用照射ガスの吐出の開始を禁止する。なお、予備加熱工程の間、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスを供給してもよい。但し、予備加熱工程の間、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給を禁止することで、電極をより速やかに、任意の温度に到達できる。予備加熱工程の間、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスを供給する場合、前記プラズマ生成用ガスは不活性ガスであることが好ましい。不活性ガスとしては、希ガス（ヘリウム、ネオン、アルゴン、クリプトン等）、窒素、等が挙げられる。この場合、不活性ガスの供給量は１Ｌ／ｍｉｎ以下であることが好ましく、０．１Ｌ／ｍｉｎ以下であることがより好ましい。供給量の下限値は特に限定されないが、例えば０．００１Ｌ／ｍｉｎ以上でもよく、０．００５Ｌ／ｍｉｎ以上でもよい。不活性ガスの供給量は、０．００１～１Ｌ／ｍｉｎであることが好ましく、０．００５～０．１Ｌ／ｍｉｎであることがより好ましい。また、予備加熱工程の不活性ガスの供給量は、後述の照射工程における管状誘電体３に導入するプラズマ生成ガスの流量より少ないことが好ましい。本明細書において体積の単位（例えば「Ｌ」）を表示するときは、標準状態換算（温度０℃、圧力１気圧）の体積を意味する。

　予備加熱工程における電極の到達温度は、例えば、２５℃以上が好ましく、２５～３６５℃がより好ましく、３６～７０℃がさらに好ましく、４５～５５℃が特に好ましい。到達温度が上記下限値以上であれば、電極の温度を充分に高めて、任意の組成の医療用照射ガスをより確実に照射できる。到達温度が上記上限値以下であれば、医療用照射ガスを照射するまでの待ち時間をより短縮できる。到達温度が上記上限値以下であれば、照射部の持ち手部分の温度を５０℃以下にでき、使用者への負担を低減できる。

　予備加熱工程における加熱処理の時間（予備加熱時間）は、電極に印加する電圧等に応じて適宜決定され、例えば、１～１５０秒間が好ましく、１～１０秒間がより好ましく、１～４秒間がさらに好ましい。予備加熱時間が上記下限値以上であれば、電極の温度を充分に高めて、任意の組成の医療用照射ガスをより確実に照射できる。予備加熱時間が上記上限値以下であれば、医療用照射ガスを照射するまでの待ち時間をより短縮できる。予備加熱時間を長くするほど、後述の照射工程を終えてからも電極の温度を高く維持できる。
このため、予備加熱時間を長くすれば、その後の照射工程を時間を空けて行える。
　なお、予備加熱時間は、任意の設定温度に達し得る時間を予め設定してもよいし、電極の温度を測定し、任意の温度に到達するまでの時間としてもよい。任意の設定温度に達し得る時間を予め設定する場合、制御部９０は、予備加熱工程における電極への電圧の印加を予め設定された時間とする。電極の温度を測定する場合には、照射器具１０に温度計を設けてもよい。
　また、予備加熱工程を行った後、照射工程までに時間を要すると、時間の経過と共に電極の温度が低下する。この場合、予備加熱工程から所定の時間が経過し、又は電極の温度が所定の温度未満になると、電極の温度が未達であること（即ち、医療用照射ガスの生成に適した状態でないこと）を報知部２２で使用者に通知してもよい。さらに、新たに予備加熱工程を終えるまでの間、制御部９０によって医療用照射ガスの吐出を禁止してもよい。

　予備加熱工程における電極への印加電圧は、特に限定されないが、例えば、後述する照射工程における印加電圧（照射電圧）と同等以上が好ましい。印加電圧が上記範囲であれば、電極の温度をより速やかに高められる。
　予備照射工程における内部電極４と外部電極５との間に印加する交流電流の周波数は、０．５ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下が好ましく、５ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下がより好ましく、１０ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下がさらに好ましい。交流電流の周波数が上記下限値以上であると、電極をより速やかに加熱できる。交流電流の周波数が上記上限値以下であると、電極の温度の過度の上昇を抑制できる。

　使用者は、予備加熱工程の前後又は予備加熱工程の最中に、照射器具１０を持って移動し、ノズル１を後述する被照射物に向ける。
　電極が所望する温度に達する（又は達し得る時間の加熱処理を施す）と、制御部９０は、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給停止を解除する。使用者が照射操作部９を操作すると、制御部９０は、タイマ８０を作動し、ガス供給源７０からガス供給部６０及びガス管路３６を介して照射器具１０のプラズマ発生部１２にプラズマ生成用ガスを供給し、プラズマ発生部１２への供給電圧を調節し、電極に電圧を印加する。

　プラズマ発生部１２に供給したプラズマ生成用ガスは、管状誘電体３の後方から管状誘電体３の内空部に流入する。プラズマ生成用ガスは、電圧を印加した内部電極４と外部電極５とが対向する位置において電離し、プラズマになる。この際、予備加熱工程で電極の温度が予め高められているので、照射操作部９を操作すると、直ちに、プラズマ発生部１２で所望する強度のプラズマを生じる。

　本実施形態においては、内部電極４と外部電極５とが、プラズマ生成用ガスの流れる方向と直交する向きに対向している。内部電極４の外周面と外部電極５の内周面とが対向する位置で発生したプラズマは、ガス流路６と、第一の活性ガス流路７と、第二の活性ガス流路８とをこの順に通流する。この間、プラズマは、ガス組成を変化しつつ通流し、ラジカル等の活性種を含む医療用照射ガスとなる。
　生じた医療用照射ガスはノズル１の照射口１ａから吐出される。吐出された医療用照射ガスは、照射口１ａ近傍の気体の一部をさらに活性化して活性種を生成する。これらの活性種を含む医療用照射ガスを被照射物に照射する。
　本実施形態においては、予備加熱工程で電極の温度が予め高められており、照射操作部９を操作すると、直ちに、所望する強度のプラズマを生じる。このため、照射操作部９を操作すると、直ちに所望の組成の医療用照射ガスを吐出できる。
　照射工程における任意の照射時間（タイマ８０での設定時間）が経過すると、制御部９０は、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給及びプラズマ発生部１２への電気の供給の少なくも一方を停止して、医療用照射ガスの吐出を終える（照射工程）。この際、プラズマ発生部１２への電気の供給（即ち、電極への電圧の印加）及びプラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給を停止して、照射操作部９による指示を停止することが好ましい。

　照射工程において、照射操作部９が、１回の操作で電気信号を１回だけ発信する場合は、制御部９０は、例えば、以下のように電磁弁６１、流量コントローラ６４、タイマ８０及び給電部５０を制御する。
　照射操作部９からの電気信号を制御部９０が受け付けると、制御部９０が、電磁弁６１を開として電磁弁６１を通過したプラズマ生成用ガスの流量を流量コントローラ６４に調整させる。また、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部１２の電極に電圧を印加する。また、制御部９０がタイマ８０を起動する。タイマ８０が所定の時間に達すると、制御部９０はタイマ８０からの信号を受け、電磁弁６１を閉とするか、プラズマ発生部１２の電極への電圧の印加を停止する。その結果、使用者が照射操作部９を１回操作すると、所定の組成の医療用照射ガスが、照射口１ａより吐出される。

　照射工程において、照射操作部９が、操作をし続けている間、電気信号を発信し続ける場合は、制御部９０は、例えば、以下のように電磁弁６１、流量コントローラ６４、タイマ８０及び給電部５０を制御する。
　照射操作部９からの電気信号を制御部９０が受け付けている間、制御部９０が、電磁弁６１を開として電磁弁６１を通過したプラズマ生成用ガスの流量を流量コントローラ６４に調整させる。また、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部１２の電極に電圧を印加する。また、制御部９０がタイマ８０を起動する。照射操作部９の操作を停止すると、制御部９０は、電磁弁６１を閉とするか、プラズマ発生部１２の電極への電圧の印加を停止する。その結果、使用者が照射操作部９を操作している間、所定の組成の医療用照射ガスが、照射口１ａより吐出される。

　予備加熱工程から医療用照射ガスの照射工程まで時間が空く場合、この間、乾燥したガスをプラズマ発生部１２へ供給することが好ましい。供給するガスとしては、希ガス（ヘリウム、ネオン、アルゴン、クリプトン等）、窒素、酸素、空気等が挙げられ、プラズマ生成用ガスを使用してもよい。供給するガスの配管内の圧力下における露点温度は－２０℃以下であることが好ましく、－４０℃下であることがより好ましく、－６０℃以下であることがさらに好ましい。下限値は特に限定されないが、例えば－８０℃以上である。露点温度は－８０～－２０℃であることが好ましく、－８０～－４０℃であることがより好ましく、－８０～－６０℃であることがさらに好ましい。ガスの供給量は、０．０１～５Ｌ／ｍｉｎが好ましく、０．０５～３Ｌ／ｍｉｎがより好ましく、０．１～１Ｌ／ｍｉｎがさらに好ましい。

　被照射物としては、例えば、細胞、生体組織、生物個体等を例示できる。
　生体組織としては、各器官（内臓等）、体表や体腔の内面を覆う上皮組織、歯周組織（歯肉、歯槽骨、歯根膜、セメント質等）、歯、骨等を例示できる。医療用照射ガスの照射によって処理可能な疾患及び症状としては、例えば、歯肉炎、歯周病等の口腔内の疾患、皮膚の創傷等を例示できる。
　生物個体としては、哺乳類（ヒト、犬、猫、豚等）、鳥類、魚類等を例示できる。

　プラズマ生成用ガスとしては、例えば、希ガス（ヘリウム、ネオン、アルゴン、クリプトン等）、窒素、酸素、空気等を例示できる。これらのガスは、１種単独で用いてもよいし、２種以上を組み合わせて用いてもよい。
　プラズマ生成用ガスは、窒素を主成分とすることが好ましい。ここで、窒素を主成分とするとは、プラズマ生成用ガスにおける窒素の含有量が５０体積％超であることをいう。
　即ち、プラズマ生成用ガスにおける窒素の含有量は、５０体積％超が好ましく、７０体積％以上がさらに好ましく、８０～１００体積％がさらに好ましく、９０～１００体積％が特に好ましい。プラズマ生成用ガス中の窒素以外のガス成分としては、例えば、酸素、希ガス等を例示できる。
　プラズマ生成用ガスの酸素濃度は、１体積％以下が好ましい。酸素濃度が上限値以下であると、オゾンの発生を低減できる。

　照射工程における管状誘電体３に導入するプラズマ生成用ガスの流量は、１～１０Ｌ／ｍｉｎが好ましく、２～１０Ｌ／ｍｉｎがより好ましく、３～１０Ｌ／ｍｉｎがさらに好ましい。管状誘電体３に導入するプラズマ生成用ガスの流量が上記下限値以上であると、被照射物における被照射面の温度の上昇を抑制しやすい。プラズマ生成用ガスの流量を上記上限値以下とすれば、電極に印加する電圧をより低められる。

　照射工程における内部電極４と外部電極５との間に印加する交流電圧は、１ｋＶｐｐ以上２０ｋＶｐｐ以下が好ましく、５ｋＶｐｐ以上２０ｋＶｐｐ以下がより好ましい。ここで、交流電圧を表す単位「Ｖｐｐ（Ｖｏｌｔ　ｐｅａｋ　ｔｏ　ｐｅａｋ）」は、交流電圧波形の最高値と最低値との電位差である。
　印加する交流電圧が上記上限値以下であると、発生するプラズマの温度を低く抑えられる。印加する交流電圧が上記下限値以上であると、さらに効率的にプラズマを発生できる。

　照射工程における内部電極４と外部電極５との間に印加する交流電流の周波数は、０．５ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下が好ましく、５ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下がより好ましく、１０ｋＨｚ以上３０ｋＨｚ以下がさらに好ましい。交流電流の周波数が上記上限値以下であると、発生するプラズマの温度を低く抑えられる。交流電流の周波数が上記下限値以上であると、さらに効率的にプラズマを発生できる。

　照射工程における医療用照射ガスを照射する時間（照射時間）は、医療用照射ガスの組成等を勘案して決定され、例えば、５秒間～１０分間が好ましく、１５秒間～６０秒間がより好ましい。照射時間は、照射工程を行う毎に設定してもよいし、予め設定された時間に基づいて、制御部９０がプラズマ発生部１２への電気の供給及びプラズマ生成用ガスの供給の少なくとも一方を停止してもよい。
　照射工程を繰り返し行う場合、任意の照射工程（第一の照射工程）と、その後の照射工程（第二の照射工程）との間の時間、又は、第二の照射工程開始前の電極の温度に応じて、第二の照射工程に対する予備加熱工程（第二の予備加熱工程）の予備加熱時間を決定できる。このため、第二の予備加熱工程の予備加熱時間は、第一の照射工程に対する予備加熱工程（第一の予備加熱工程）の予備加熱時間と同じでもよいし、短くてもよい。あるいは、第一の照射工程と第二の照射工程との間が短時間である場合、第一の照射工程が、第二の予備加熱工程を兼ねてもよい。また、第一の照射工程から一定の時間が経過した後に、自動で第二の予備加熱工程が開始されてもよい。一定の時間は用途によって適宜決定できるが、例えば、１～３分間、１～１０分間などが例として挙げられる。

　ノズル１の照射口１ａから照射する医療用照射ガスの温度は、１００℃以下が好ましく、６０℃以下がより好ましく、４０℃以下がさらに好ましい。ノズル１の照射口１ａから照射する医療用照射ガスの温度が上記上限値以下であると、被照射面の温度を４０℃以下にしやすい。被照射面の温度を４０℃以下にすることで、被照射部分が患部である場合にも、患部への刺激を低減できる。ノズル１の照射口１ａから照射する医療用照射ガスの温度の下限値は、特に制限はなく、例えば、１０℃である。医療用照射ガスの温度は、照射口１ａにおける医療用照射ガスの温度を熱電対やファイバー温度計等で測定した値である。

　照射口１ａから被照射面までの距離（照射距離）は、例えば、１．０～２０ｍｍが好ましい。照射距離が上記下限値以上であると、被照射面の温度を低くし、被照射面への刺激をさらに緩和できる。照射距離が上記上限値以下であると、治癒等の効果をさらに高められる。

　照射口１ａから１ｍｍ以上２０ｍｍ以下の距離で離れた位置の被照射面の温度は、４０℃以下が好ましい。被照射面の温度が４０℃以下であると、被照射面への刺激を低減できる。被照射面の温度の下限値は特に制限はないが、例えば１０℃である。
　被照射面の温度は、内部電極４と外部電極５との間に印加する交流電圧、照射する医療用照射ガスの吐出量、内部電極４と外部電極５とが対向している領域の先端Ｑ１から照射口１ａまでの道のり等の組み合わせで調節できる。被照射面の温度は、熱電対、放射温度計、ファイバー温度計等を用いて測定できる。

　医療用照射ガスに含まれる活性種としては、ヒドロキシルラジカル、一重項酸素、オゾン、過酸化水素、スーパーオキシドアニオンラジカル、一酸化窒素、二酸化窒素、ペルオキシナイトライト、過酸化亜硝酸、三酸化二窒素等を例示できる。医療用照射ガスに含まれる活性種の種類は、例えば、プラズマ生成用ガスの種類等によって調節できる。

　医療用照射ガス中におけるヒドロキシルラジカルの濃度（ラジカル濃度）は、０．１～３００μｍｏｌ／Ｌが好ましく、０．１～１００μｍｏｌ／Ｌがより好ましく、０．１～５０μｍｏｌ／Ｌがさらに好ましい。ラジカル濃度が上記下限値以上であると、細胞、生体組織及び生物個体から選ばれる被照射物の清浄化、賦活化又は異常の治癒を促進しやすい。ラジカル濃度が上記上限値以下であると、被照射面への刺激を低減できる。

　ラジカル濃度は、例えば、以下の方法で測定できる。
　ＤＭＰＯ（５，５－ジメチル－１－ピロリン－Ｎ－オキシド）０．２ｍｏｌ／Ｌ溶液０．４ｍＬに対して、医療用照射ガスを６０秒間照射する。この際、照射口１ａから液面までの距離を４．０ｍｍとする。医療用照射ガスを照射した溶液について、電子スピン共鳴（ＥＳＲ）法を利用してヒドロキシルラジカル濃度を測定し、これをラジカル濃度とする。

　医療用照射ガス中における一重項酸素の濃度（一重項酸素濃度）は、０．１～３００μｍｏｌ／Ｌが好ましく、０．１～１００μｍｏｌ／Ｌがより好ましく、０．１～５０μｍｏｌ／Ｌがさらに好ましい。一重項酸素濃度が上記下限値以上であると、細胞、生体組織及び生物個体等の被照射物の清浄化、賦活化又は異常の治癒を促進しやすい。上記上限値以下であると、被照射面への刺激を低減できる。

　一重項酸素濃度は、例えば、以下の方法で測定できる。
　ＴＰＣ（２，２，５，５－テトラメチル－３－ピロリン－３－カルボキサミド）０．１ｍｏｌ／Ｌ溶液０．４ｍＬに対して、医療用照射ガスを６０秒間照射する。この際、照射口１ａから液面までの距離を４．０ｍｍとする。医療用照射ガスを照射した溶液について、電子スピン共鳴（ＥＳＲ）法を利用して一重項酸素濃度を測定し、これを一重項酸素濃度とする。

　予備加熱工程を行わない状態で、医療用ガスの照射を５回行った際の、各照射回における医療用照射ガス中における活性種濃度をそれぞれ、Ｃ_１、Ｃ_２、Ｃ_３、Ｃ_４、Ｃ_５とした場合、Ｃ_１が最小の値となり、回数を追うごとに、活性種濃度の値は所定の値に収束する。すなわち、Ｃ_１／Ｃ_５＜Ｃ_５／Ｃ_５（＝１）となる。各照射の間隔は例えば６０秒間である。
　予備加熱工程行った後、医療用ガスの照射を５回行った際の、各照射回における医療用照射ガス中における活性種濃度をそれぞれ、Ｃ_１’、Ｃ_２’、Ｃ_３’、Ｃ_４’、Ｃ_５’とした場合、Ｃ_１’／Ｃ_５’は、０．８～１であることが好ましく、０．９～１であることがより好ましく、０．９５～１であることがさらに好ましい。Ｃ_１’／Ｃ_５’が前記下限値以上であるということは、医療用照射ガスに含まれる活性種の濃度が安定していることを意味する。各照射の間隔は、上記Ｃ_１～Ｃ_５と同様である。
　本実施形態の予備加熱工程を実施することにより、Ｃ_１’／Ｃ_５’を前記範囲内とすることができる。

　照射口１ａから吐出する医療用照射ガスの流量は、１～１０Ｌ／ｍｉｎが好ましい。
　照射口１ａから吐出する医療用照射ガスの流量が上記下限値以上であると、医療用照射ガスが被照射面に作用する効果を充分に高められる。照射口１ａから吐出する医療用照射ガスの流量が上記上限値以下であると、医療用照射ガスの被照射面の温度が過度に高まることを防止できる。加えて、被照射面が濡れている場合には、被照射面の急速な乾燥を防止できる。さらに、被照射面が患部である場合には、患者への刺激を抑制できる。医療用プラズマ発生装置１００において、照射口１ａから吐出する医療用照射ガスの流量は、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給量で調節できる。

　医療用プラズマ発生装置１００によって生じる医療用照射ガスは、外傷や異常の治癒を促進する効果を有する。医療用照射ガスを細胞、生体組織又は生物個体に照射することによって、その被照射部分の清浄化、賦活化、又はその被照射部分の治癒を促進できる。

　外傷や異常の治癒を促進する目的で医療用照射ガスを照射する場合、その照射頻度、照射回数及び照射期間は特に制限はない。例えば、１～５．０Ｌ／ｍｉｎの照射量で医療用照射ガスを患部に照射する場合、１日１～５回、毎回１０秒～１０分、１～３０日間、等の照射条件が、治癒を促進する観点から好ましい。

　医療用プラズマ発生装置を使用する際、使用開始時の電極の温度は、室温程度となっているのが通常である。この状態で、電極に電圧を印加すると、プラズマの強度が高まらず、生成される活性種の種類又は含有量が所望の組成と異なる。このため、照射工程当初においては、医療用照射ガスは、所望の組成となっていない。
　本実施形態の医療用プラズマ発生装置によれば、予備加熱機構を有するため、照射工程において、所望する組成の医療用照射ガスを速やかに吐出できる。加えて、本実施形態の医療用プラズマ発生装置は、予備加熱機構による電極への加熱処理の間、医療用照射ガスの吐出の開始指示を禁ずるため、より確実に予備加熱工程で電極を加熱できる。
　本実施形態の医療用プラズマ発生装置によれば、予備加熱工程を有するため、照射工程において、所望する組成の医療用照射ガスを速やかに吐出できる。

＜第一の医療用プラズマ発生装置の第二の実施形態＞
　本発明の第二の実施形態に係る第一の医療用プラズマ発生装置について、図面を参照して説明する。図中、第一の実施形態の第一の医療用プラズマ発生装置と同じ構成には同じ符号をつけてその説明を省略し、主に第一の実施形態と異なる点について説明する。
　図４～５に示すように、本実施形態の医療用プラズマ発生装置１００ａは、照射器具１０と、供給器２０ａと、接続ケーブル３０と、を備える。第二の実施形態にかかる第一の医療用プラズマ発生装置１００ａは、供給器２０に代えて供給器２０ａを有する点で、第一の実施形態にかかる第一の医療用プラズマ発生装置１００と異なる。

　供給器２０ａは、第一の実施形態における供給器２０の照射操作部９及び予備加熱操作部１９に代えて、照射操作部９ａを有する。本実施形態における照射操作部９ａは、第一の実施形態における照射操作部９の機能と予備加熱操作部１９の機能とを兼ねる。
　本実施形態において、照射操作部９ａと、電気供給線３２と、制御部９０と、給電部５０とで、予備加熱機構を構成している。
　照射操作部９ａは、第一の実施形態における照射操作部９と同様である。

　本実施形態の医療用照射ガスの生成方法について、説明する。
　使用者は、供給器２０ａの主電源をオンとし、タイマ８０で照射工程における照射時間を設定する。次いで、使用者は、照射操作部９ａを操作する。照射操作部９ａからの信号を受けた制御部９０は、ガス供給源７０からプラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給を停止する。加えて、制御部９０は、給電部５０を操作して、電源から照射器具１０のプラズマ発生部１２への電気供給を開始し、プラズマ発生部１２の電極へ電圧を印加して、電極に加熱処理を施し、電極を任意の温度とする（予備加熱工程）。予備加熱工程で電極への加熱処理を終了したことを、報知部２２で使用者に知らせてもよい。あるいは、予備加熱工程の間、報知部２２で使用者に加熱処理を施していることを通知してもよい。

　電極が任意の温度に到達するか、又は電極が任意の温度に到達し得る時間が経過した後、予備加熱工程に続き、制御部９０は、タイマ８０を作動し、ガス供給源７０からガス供給部６０及びガス管路３６を介して照射器具１０のプラズマ発生部１２にプラズマ生成用ガスを供給し、プラズマ発生部１２への供給電圧を調節し、電極に電圧を印加する。
　照射工程における任意の照射時間（タイマ８０での設定時間）が経過すると、制御部９０は、プラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給及びプラズマ発生部１２への電気の供給の少なくも一方を停止して、医療用照射ガスの吐出を終える（照射工程）。この際、プラズマ発生部１２への電気の供給（即ち、電極への電圧の印加）及びプラズマ発生部１２へのプラズマ生成用ガスの供給を停止して、照射操作部９ａによる指示を停止することが好ましい。

　なお、上述の医療用照射ガスの生成方法においては、照射操作部９ａの操作による信号に基づき、制御部９０が予備加熱工程と照射工程とをこの順で実施する。しかし、制御部９０は、上記予備加熱工程（プラズマ生成用ガスの供給をせずに電極に電圧を印加する）を制御する機能を有しなくてもよい。この場合、使用者は、照射操作部９ａを操作して、予備加熱工程を実施し、所望の組成の医療用照射ガスを照射しうる状態（即ち、プラズマ発生部の電極の温度が高まった状態）とする。その後、照射器具１０のノズル１を被照射物に向け、照射操作部９ａを新たに操作して、医療用照射ガスを吐出する。

　本実施形態の予備加熱工程における電極の到達温度は、第一の実施形態の到達温度と同様である。
　本実施形態の予備加熱時間は、第一の実施形態の予備加熱時間と同様である。
　本実施形態の予備加熱工程における電極への印加電圧は、第一の実施形態における印加電圧と同じである。
　本実施形態の予備加熱工程におけるプラズマ発生部１２の電極に印加する交流電流の周波数は、第一の実施形態における周波数と同じである。

　本実施形態の照射工程におけるプラズマ発生部１２の電極に印加する電圧は、第一の実施形態における電圧と同様である。
　本実施形態の照射工程におけるプラズマ発生部１２の電極に印加する交流電流の周波数は、第一の実施形態における周波数と同様である。
　照射工程における医療用照射ガスの照射時間は、第一の実施形態における照射時間と同じである。

　ノズル１の照射口１ａから照射する医療用照射ガスの温度は、第一の実施形態における医療用照射ガスの温度と同様である。
　本実施形態における照射距離は、第一の実施形態における照射距離と同様である。
　本実施形態における照射口１ａから１ｍｍ以上１０ｍｍ以下の距離で離れた位置の被照射面の温度は、第一の実施形態における被照射面における温度と同様である。

　本実施形態の医療用照射ガスに含まれる活性種は、第一の実施形態の活性種と同様である。
　本実施形態の医療用照射ガス中におけるラジカル濃度は、第一の実施形態のラジカ濃度と同様である。
　本実施形態の医療用照射ガス中における一重項酸素濃度は、第一の実施形態の一重項酸素濃度と同様である。
　本実施形態の医療用照射ガス中における上述したＣ_１’／Ｃ_５’の好ましい範囲は、第一の実施形態と同様である。
　本実施形態における照射口１ａから吐出する医療用照射ガスの流量は、第一の実施形態における医療用照射ガスの流量と同様である。

　本実施形態の医療用プラズマ発生装置によれば、照射操作部のみの操作で予備加熱工程及び照射工程を行える。

＜第二の医療用プラズマ発生装置＞
　本発明の第二の医療用プラズマ発生装置について、図面を参照して説明する。
　図１１に示すように、本実施形態の医療用プラズマ発生装置１００ｂは、プラズマ発生部２３と、供給器２６と、電気供給線３３と、接地線３５を、備える。図１１中、接地線は直接、地面（接地面）と接続されているが、供給器２６を介して接続されていてもよい。

　図１１に示すように、プラズマ発生部２３は、高圧電極２４と、接地電極２５を有する。
　高圧電極２４は、高圧電極軸Ｏ３方向に延びる部材である。なお、高圧電極２４の形状は特に限定されず、平板、針状の形態が例示される。電気供給線３３と接続されている部分および被処理物と対抗している面以外の高圧電極２４の表面の全面又は一部は、断熱材で覆われていることが好ましい。断熱材としては第一の医療用プラズマ発生装置で説明した断熱材を用いることができる。高圧電極２４は、その位置を変更できるよう可動式となっていることが好ましい。
　接地電極２５の形状は、特に限定されず、平板の形態が例示される。
　高圧電極２４は、接地電極２５と離間している。高圧電極２４と、接地電極２５は対向している。
　高圧電極２４は、電気供給線３３に接続されている。
　接地電極２５は、電気供給線３３に接続されている。また、接地電極２５は、接地線３５に接続され、電気的に接地されている。

　高圧電極２４の外径ｄ１は、医療用プラズマ発生装置１００ｂの用途等（照射する対象の大きさ）を勘案して、適宜決定できる。外径ｄ１は、例えば、０．０５～１００ｍｍであってもよく、０．１～１０ｍｍであってもよい。

　高圧電極２４の材料は、導電材であれば特に制限はなく、例えば上述の内部電極４で例示した材料が挙げられる。

　接地電極２５の材料は、導電材であれば特に制限はなく、例えば上述の外部電極５で例示した材料が挙げられる。

　高圧電極２４と、接地電極２５との距離Ｌ３は、０．０１～２０ｍｍが好ましく、０．０５～１０ｍｍがより好ましい。距離Ｌ３が上記下限値以上であれば、プラズマを安定に生成することが出来る。距離Ｌ３が上記上限値以下であれば、より低い電圧でプラズマを発生させることが出来る。距離Ｌ３は、高圧電極２４の位置を変えることにより調整することができる。

　本発明の一つの側面としては、プラズマ発生部２３は、接地電極２５を有していなくてもよい。接地電極２５を有していない場合、高圧電極２４と地面（接地面）との間に被照射物を設置すればよい。この場合、プラズマ発生部２３は、被照射物を設置する設置台（不図示）を高圧電極２４と地面（接地面）との間に有する。高圧電極２４と被照射物との距離は、プラズマにより発生した活性粒子が被照射面に届くように、０．０１～２０ｍｍが好ましく、０．１～１０ｍｍがより好ましい。

　本発明の第二の医療用プラズマ発生装置は、後述の予備加熱工程において使用される擬似被照射物を有することが好ましい。本明細書において、「擬似被照射物」とは、医療用プラズマ発生装置の処理対象ではない、無機物及び／又は有機物であり、予備加熱工程に使用される物質を意味する。プラズマ発生部２３が、接地電極２５を有する場合、擬似被照射物は、接地電極２５そのものとしてもよいが、高圧電極２４と接地電極２５の間に配置することが好ましく、接地電極２５上に配置することがより好ましい。また、擬似被照射物は、接地電極２５とは別に設けた接地電極上に配置していてもよい。擬似被照射体を接地電極２５又は前記接地電極２５とは別に設けた接地電極２５上に配置する場合、電極保護の観点から、セラミック等の誘電体を介して配置することが好ましい。プラズマ発生部２３が、接地電極２５を有しない場合、擬似被照射物は、高圧電極２４と地面（接地面）との間に位置することが好ましい。この場合、擬似被照射物を設置する設置台（不図示）を高圧電極２４と地面（接地面）との間に有していてもよい。擬似被照射物又は前記設置台は、その位置を変更できるよう可動式となっていることが好ましい。

　供給器２６は、上述の供給器２０又は供給器２０ａと実質的に同じである。以下、図３、５を参照して供給器２６と、供給器２０、供給器２０ａとの相違点を説明する。下記で説明する相違点以外の構成は、照射器具１０をプラズマ発生部２３と、電気供給線３２を電気供給線３３と読み替える以外は、供給器２０又は供給器２０ａと同じとすることができる。
　供給器２６は、図３、５において、ガス供給部６０、ガス供給源７０、ガス管路３６を有していてもよく、有していなくてもよい。給電部５０は、電気供給線３３を介して、プラズマ発生部２３の高圧電極２４及び接地電極２５と接続されている。プラズマ発生部２３が接地電極を有しない場合は、給電部５０は、電気供給線３３を介して、プラズマ発生部２３の高圧電極２４と接続されている。
　本実施形態において、供給器２０の場合、予備加熱操作部１９と、電気供給線３３（図３の電気供給線３２）と、制御部９０と、給電部５０とで、予備加熱機構を構成している。供給器２０ａの場合、照射操作部９ａと、電気供給線３３（図５の電気供給線３２）と、制御部９０と、給電部５０とで、予備加熱機構を構成している。

＜医療用プラズマの照射方法１＞
　本実施形態の医療用プラズマの照射方法について、説明する。具体的には、第二のプラズマ照射装置における供給器２６が供給器２０に相当する供給器である場合の医療用プラズマの照射方法について、説明する。
　例えば、使用者は、供給器２６の主電源をオンとし、タイマ８０で照射工程における照射時間を設定する。次いで、使用者は、予備加熱操作部１９を操作する。予備加熱操作部１９からの信号を受けた制御部９０は、給電部５０を操作して、電源からプラズマ発生部２３への電気供給を開始し、プラズマ発生部２３の電極へ電圧を印加して、電極に加熱処理を施して、電極を任意の温度とする（予備加熱工程）。予備加熱工程で電極への加熱処理を終了したことを、報知部２２で使用者に知らせてもよい。あるいは、予備加熱工程で電極に加熱処理を施している間、予備加熱工程中であることを報知部２２で使用者に知らせてもよい。予備加熱工程においては、プラズマ発生部２３中（具体的には、高圧電極２４と接地電極２５の間）に被照射物を設置しなくてもよい。接地電極２５上又は接地電極２５とは別の接地電極上（以下、接地電極２５と接地電極２５とは別の接地電極を総称して「接地電極等」ともいう。）に、擬似被照射物を設置することが好ましい。擬似被照射物としては、導電性材料でもよいが、例えば、セラミック、ガラス、樹脂等の誘電体が好ましい。誘電体の擬似被照射物を設置することにより、放電の強度が弱くなり、高圧電極の損耗を抑えることができる。プラズマ発生部２３が接地電極２５を有しない場合は、上述した設置台に擬似被照射物を設置する。擬似被照射物の設置は、手動で行ってもよく、前記予備加熱操作部１９を操作し、予備加熱操作部１９からの信号を受けた制御部９０が可動式の擬似被照射物を動作させることにより行ってもよい。擬似被照射物の設置は、予備加熱前に行うことが好ましい。また、この際に前記予備加熱操作部１９を操作し、予備加熱操作部１９からの信号を受けた制御部９０が可動式の高圧電極２４を、擬似被照射物を挟んで擬似被照射物が接地された接地電極等（接地面も含む）と対向する位置に移動させてもよい。
　擬似被照射物の形状としては、特に限定されないが、被照射物の高圧電極２４と、接地電極等と対向する面の面積は、前記高圧電極２４、接地電極等の対向面の面積よりも大きいことが好ましい。
　高圧電極２４と擬似被照射物の距離としては、０．１～１０ｍｍが好ましく、０．５～５ｍｍがより好ましく、１～３ｍｍがさらに好ましい。

　予備加熱工程の間、予備加熱操作部１９が１回の操作で電気信号を１回だけ発信する場合、制御部９０は、以下のように給電部５０を制御する。
　予備加熱操作部１９からの電気信号を制御部９０が受け付けると、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部２３の電極に電圧を印加する。この際（又は印加の前に）、可動式の擬似被照射物を動作させ、擬似被照射物を高圧電極２４と接地電極等（又は接地面）との間に移動させてもよい。また、可動式の高圧電極２４を、擬似被照射物を挟んで擬似被照射物が接地された接地電極等（接地面も含む）と対向する位置に移動させてもよい。電極が所定の温度に達するか、電極への電圧の印加時間が所定の時間に達すると、制御部９０は、報知部２２を作動する。

　予備加熱操作部１９が、操作をし続けている間、電気信号を発信し続ける場合は、制御部９０は、例えば、以下のように給電部５０を制御する。
　予備加熱操作部１９からの電気信号を制御部９０が受け付けている間、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部２３の電極に電圧を印加する。この際（又は印加の前に）、可動式の擬似被照射物を動作させ、擬似被照射物を高圧電極２４と接地電極２５（又は接地面）との間に移動させてもよい。また、可動式の高圧電極２４を、擬似被照射物を挟んで擬似被照射物が接地された接地電極等（接地面も含む）と対向する位置に移動させてもよい。電極が所定の温度に達するか、電極への電圧の印加時間が所定の時間に達すると、制御部９０は、報知部２２を作動する。

　予備加熱工程における電極の到達温度は、例えば、２５℃以上が好ましく、２５～３６５℃がより好ましく、３６～７０℃がさらに好ましい。到達温度が上記下限値以上であれば、電極の温度を充分に高めて、任意の組成の医療用プラズマをより確実に照射できる。到達温度が上記上限値以下であれば、医療用プラズマを照射するまでの待ち時間をより短縮できる。

　予備加熱工程における加熱処理の時間（予備加熱時間）は、電極に印加する電圧等に応じて適宜決定され、例えば、１～１５０秒間が好ましく、１～１０秒間がより好ましく、１～４秒間がさらに好ましい。予備加熱時間が上記下限値以上であれば、電極の温度を充分に高めて、任意の組成の医療用プラズマをより確実に照射できる。予備加熱時間が上記上限値以下であれば、医療用プラズマを照射するまでの待ち時間をより短縮できる。予備加熱時間を長くするほど、後述の照射工程を終えてからも電極の温度を高く維持できる。このため、予備加熱時間を長くすれば、その後の照射工程を時間を空けて行える。
　なお、予備加熱時間は、任意の設定温度に達し得る時間を予め設定してもよいし、電極の温度を測定し、任意の温度に到達するまでの時間としてもよい。任意の設定温度に達し得る時間を予め設定する場合、制御部９０は、予備加熱工程における電極への電圧の印加を予め設定された時間とする。電極の温度を測定する場合には、プラズマ発生部２３に温度計を設けてもよい。
　また、予備加熱工程を行った後、照射工程までに時間を要すると、時間の経過と共に電極の温度が低下する。この場合、予備加熱工程から所定の時間が経過し、又は電極の温度が所定の温度未満になると、電極の温度が未達であること（即ち、医療用プラズマの生成に適した状態でないこと）を報知部２２で使用者に通知してもよい。

　予備加熱工程における高圧電極２４と接地電極２５との間に印加する交流電圧は、１ｋＶｐｐ以上４０ｋＶｐｐ以下が好ましく、３ｋＶｐｐ以上３０ｋＶｐｐ以下がより好ましい。
　印加する交流電圧が上記上限値以下であると、電極や擬似被照射物の損耗を抑えられる。印加する交流電圧が上記下限値以上であると、放電が発生し得る。
　予備照射工程における内部電極４と外部電極５との間に印加する交流電流の周波数は、０．５ｋＨｚ以上１ＭＨｚ以下が好ましく、５ｋＨｚ以上５００ｋＨｚ以下がより好ましく、１０ｋＨｚ以上３００ｋＨｚ以下がさらに好ましい。交流電流の周波数が上記下限値以上であると、電極をより速やかに加熱できる。交流電流の周波数が上記上限値以下であると、電極の温度の過度の上昇を抑制できる。

　使用者は、予備加熱工程の終了後、被照射物を接地電極２５上に設置する。また被照射物は予め接地電極２５上に設置されていてもよい。予備加熱工程に擬似被照射物を使用する場合は、擬似被照射物を被照射物に置き換える。
　また、被照射物と擬似被照射物が別々の接地電極上に配置されている場合は、可動式の高圧電極２４を、被照射物を挟んで被照射物が配置された接地電極と対向する位置に移動させてもよい。プラズマ発生部２３が接地電極２５を有しない場合は、上述した設置台に被照射物を設置する。予備加熱工程に擬似被照射物を使用する場合は、設置台の擬似被照射物を被照射物に置き換える。また、被照射物と擬似被照射物が別々の設置台に配置されている場合は、可動式の高圧電極２４を、被照射物を挟んで接地面と対向する位置に移動させてもよい。
　この擬似被照射物から被照射物への置き換えは、手動で行ってもよく、後述の照射操作部９を操作し、照射操作部９からの信号を受けた制御部９０が可動式の擬似被照射物及び可動式の照射物（又は照射物が接地された可動式の設置台）を動作させることにより行ってもよい。また、被照射物と擬似被照射物が別々の接地電極上又は別々の設置台上に設置されている場合は、上記高圧電極２４の移動は手動で行ってもよく、後述の照射操作部９を操作し、照射操作部９からの信号を受けた制御部９０が可動式の高圧電極２４を動作させることにより行ってもよい。
　電極が所望する温度に達する（又は達し得る時間の加熱処理を施す）した後、使用者が照射操作部９を操作すると、制御部９０は、タイマ８０を作動し、プラズマ発生部２３への供給電圧を調節し、電極に電圧を印加する。なお、上述の疑似被照射物から被照射物への置き換え、又は可動式の高圧電極２４の移動の間は、電極への電圧の印加を一旦停止し、上記置き換え、又は高圧電極２４の移動が完了した後に、プラズマ発生部２３への供給電圧を調節し、電極に電圧を印加してもよい。

　高圧電極２４と接地電極２５の間に存在する気体は、電圧を印加した高圧電極２４と接地電極２５とが対向する位置において電離し、プラズマになる。この際、予備加熱工程で電極の温度が予め高められているので、照射操作部９を操作すると、直ちに、プラズマ発生部２３で所望する強度のプラズマを生じる。このようにして生じたプラズマは、高圧電極２４と接地電極２５の間に設置された被照射物に照射される。

　本実施形態においては、予備加熱工程で電極の温度が予め高められており、照射操作部９を操作すると、直ちに、所望する強度のプラズマを生じる。このため、照射操作部９を操作すると、直ちに所望の組成の医療用プラズマを照射できる。
　照射工程における任意の照射時間（タイマ８０での設定時間）が経過すると、制御部９０は、プラズマ発生部２３への電気の供給を停止して、医療用プラズマの照射を終える（照射工程）。この際、プラズマ発生部２３への電気の供給（即ち、電極への電圧の印加）を停止して、照射操作部９による指示を停止することが好ましい。

　照射工程において、照射操作部９が、１回の操作で電気信号を１回だけ発信する場合は、制御部９０は、例えば、以下のように、タイマ８０及び給電部５０を制御する。
　照射操作部９からの電気信号を制御部９０が受け付けると、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部２３への供給電圧を調整し、電極に電圧を印加する。また、制御部９０がタイマ８０を起動する。タイマ８０が所定の時間に達すると、制御部９０はタイマ８０からの信号を受け、プラズマ発生部２３の電極への電圧の印加を停止する。その結果、使用者が照射操作部９を１回操作すると、所定の組成の医療用プラズマが照射される。

　照射工程において、照射操作部９が、操作をし続けている間、電気信号を発信し続ける場合は、制御部９０は、例えば、以下のようにタイマ８０及び給電部５０を制御する。
　照射操作部９からの電気信号を制御部９０が受け付けている間、制御部９０が、給電部５０を制御して、プラズマ発生部２３への供給電圧を調整し、電極に電圧を印加する。また、制御部９０がタイマ８０を起動する。照射操作部９の操作を停止すると、制御部９０は、プラズマ発生部２３の電極への電圧の印加を停止する。その結果、使用者が照射操作部９を操作している間、所定の組成の医療用プラズマが照射される。

　被照射物としては、上述した細胞、生体組織、生物個体等を例示できる。
　本実施形態においては、被照射物は細胞であることが好ましい。
　細胞としては、例えば、ヒトを含む動物細胞、ヒト以外の動物個体、ヒトの個体から採取された細胞、ヒトの個体内の細胞、ヒトの個体、植物細胞、微生物細胞などが挙げられる。これらの標的細胞は、単一の種類を用いてもよいし、二種以上を混合して用いてもよい。

　本実施形態においては、医療用プラズマを、所定の細胞や組織、および、それらを含む溶液に照射することにより、殺菌、細胞の増殖促進、細胞の炎症抑制、がん細胞の死滅、細胞融合、遺伝子導入等を行うことが出来る。
　標的細胞としては、上記に例示した細胞を採用することができる。

　さらに、上記のヒト以外の動物細胞および植物細胞には、個体内に存在する細胞と、組織内に存在する細胞と、個体や組織から採取された細胞と、個体や組織から採取された細胞から培養された細胞とが含まれる。

　ここで、上記とは別の側面から捉えれば、本発明に用いる細胞には、大腸菌、放線菌、枯草菌などの原核細胞や、酵母、ヒト以外の動物細胞、ヒトの個体から採取された細胞、ヒトの個体に含まれる細胞、植物細胞などの真核細胞が含まれる。

　さらに、本発明に用いる細胞には、赤血球ゴーストやリポソームなどの脂質二重膜構造を持つものも含まれる。

　本明細書における「医療用」という文言は、生体組織又は生体個体の被照射部分の清浄化、賦活化、治癒による疾患、創傷の治癒だけに留まるものではなく、細胞の増殖促進、遺伝子導入等の細胞加工も含まれる。また、遺伝子導入された細胞に関しては、再生医療に用いられる場合（ヒトの個体に戻すことを前提とする）のみならず、医薬品の研究開発（ヒトの個体に戻すことを前提としない）などにも使用される。すなわち、本明細書における「医療用」という文言は、医薬品の研究開発用途なども含む広義の医療用途を意味する。

　プラズマ発生部２３の雰囲気（高圧電極２４と接地電極２５の間の雰囲気）としては、例えば、希ガス（ヘリウム、ネオン、アルゴン、クリプトン等）、窒素、酸素、空気等を例示できる。これらのガスは、１種単独で用いてもよいし、２種以上を組み合わせて用いてもよい。供給器２６が、ガス供給部６０、ガス供給源７０、ガス管路３６を有している場合、ガス供給部６０、ガス供給源７０、ガス管路３６を使用することにより、プラズマ発生部２３にガスを供給してもよい。ガスの供給方法は、上述の医療用照射ガスの生成方法と同様である。

　照射工程における高圧電極２４と接地電極２５との間に印加する交流電圧は、１ｋＶｐｐ以上４０ｋＶｐｐ以下が好ましく、３ｋＶｐｐ以上３０ｋＶｐｐ以下がより好ましい。
　印加する交流電圧が上記上限値以下であると、過剰な強度のプラズマの供給を抑えられる。印加する交流電圧が上記下限値以上であると、さらに効率的にプラズマを発生できる。

　照射工程における高圧電極２４と接地電極２５との間に印加する交流電流の周波数は、０．５ｋＨｚ以上１ＭＨｚ以下が好ましく、５ｋＨｚ以上５００ｋＨｚ以下がより好ましく、１０ｋＨｚ以上３００ｋＨｚ以下がさらに好ましい。交流電流の周波数が上記上限値以下であると、過剰な強度のプラズマによる刺激を抑えられる。交流電流の周波数が上記下限値以上であると、さらに効率的にプラズマを発生できる。

　照射工程における医療用プラズマを照射する時間（照射時間）は、医療用プラズマの組成等を勘案して決定され、例えば、１０秒間～１０分間が好ましく、１５秒間～６０秒間がより好ましい。照射時間は、照射工程を行う毎に設定してもよいし、予め設定された時間に基づいて、制御部９０がプラズマ発生部２３への電気の供給を停止してもよい。
　照射工程を繰り返し行う場合、任意の照射工程（第一の照射工程）と、その後の照射工程（第二の照射工程）との間の時間、又は、第二の照射工程開始前の電極の温度に応じて、第二の照射工程に対する予備加熱工程（第二の予備加熱工程）の予備加熱時間を決定できる。このため、第二の予備加熱工程の予備加熱時間は、第一の照射工程に対する予備加熱工程（第一の予備加熱工程）の予備加熱時間と同じでもよいし、短くてもよい。あるいは、第一の照射工程と第二の照射工程との間が短時間である場合、第一の照射工程が、第二の予備加熱工程を兼ねてもよい。また、第一の照射工程から一定の時間が経過した後に、自動で第二の予備加熱工程が開始されてもよい。一定の時間は用途によって適宜決定できるが、例えば、１～３分間、１～１０分間などが例として挙げられる。

　照射工程における高圧電極２４の温度は、例えば、２５℃以上が好ましく、２５～３６５℃がより好ましく、３６～７０℃がさらに好ましい。温度が上記下限値以上であれば、任意の組成の医療用プラズマをより確実に照射できる。

　照射工程における被照射物の温度は、８０℃以下が好ましく、６０℃以下がより好ましく、４０℃以下がさらに好ましい。被照射物の温度が上記上限値以下であると、被照射物の熱的損傷を抑えられる。

　高圧電極２４から被照射面までの距離（照射距離）は、例えば、０．０１～２０ｍｍが好ましく、０．１～１０ｍｍがより好ましい。照射距離が上記範囲内であると、プラズマにより発生した活性粒子が被照射物に届きやすい。

　プラズマ発生部２３の雰囲気に含まれる活性種としては、ヒドロキシルラジカル、一重項酸素、オゾン、過酸化水素、スーパーオキシドアニオンラジカル、一酸化窒素、二酸化窒素、ペルオキシナイトライト、過酸化亜硝酸、三酸化二窒素等を例示できる。プラズマ発生部２３の雰囲気に含まれる活性種の種類は、例えば、周辺もしくは供給気体の種類やプラズマの強度等によって調節できる。

　予備加熱工程を行わない状態で、医療用プラズマの照射を５回行った際の、各照射回における活性種濃度をそれぞれ、Ｃ_１、Ｃ_２、Ｃ_３、Ｃ_４、Ｃ_５とした場合、Ｃ_１が最小の値となり、回数を追うごとに、活性種濃度の値は所定の値に収束する。すなわち、Ｃ_１／Ｃ_５＜Ｃ_５／Ｃ_５（＝１）となる。各照射の間隔は例えば６０秒間である。
　予備加熱工程行った後、医療用プラズマの照射を５回行った際の、各照射回における活性種濃度をそれぞれ、Ｃ_１’、Ｃ_２’、Ｃ_３’、Ｃ_４’、Ｃ_５’とした場合、Ｃ_１’／Ｃ_５’は、０．８～１であることが好ましく、０．９～１であることがより好ましく、０．９５～１であることがさらに好ましい。Ｃ_１’／Ｃ_５’が前記下限値以上であるということは、活性種の濃度が安定していることを意味する。各照射の間隔は、上記Ｃ_１～Ｃ_５と同様である。
　本実施形態の予備加熱工程を実施することにより、Ｃ_１’／Ｃ_５’を前記範囲内とすることができる。

　医療用プラズマ発生装置１００によって生じる医療用プラズマは、外傷や異常の治癒を促進する効果を有する。医療用プラズマを細胞、生体組織又は生物個体に照射することによって、その被照射部分の清浄化、賦活化、又はその被照射部分の治癒を促進できる。

＜医療用プラズマの照射方法２＞
　他の実施形態の医療用プラズマの照射方法について、説明する。具体的には、第二のプラズマ照射装置における供給器２６が供給器２０ａに相当する供給器である場合の医療用プラズマの照射方法について、説明する。
　使用者は、供給器２６の主電源をオンとし、タイマ８０で照射工程における照射時間を設定する。次いで、使用者は、照射操作部９ａを操作する。照射操作部９ａからの信号を受けた制御部９０は、給電部５０を操作して、電源から照射器具１０のプラズマ発生部２３への電気供給を開始し、プラズマ発生部２３の電極へ電圧を印加して、電極に加熱処理を施し、電極を任意の温度とする（予備加熱工程）。予備加熱工程で電極への加熱処理を終了したことを、報知部２２で使用者に知らせてもよい。あるいは、予備加熱工程の間、報知部２２で使用者に加熱処理を施していることを通知してもよい。医療用プラズマの照射方法１と同様に、予備加熱工程においては、擬似被照射物を使用することが好ましい。また、医療用プラズマの照射方法１と同様に、擬似被照射物の設置は、手動で行ってもよく、前記照射操作部９ａを操作し、照射操作部９ａからの信号を受けた制御部９０が可動式の擬似被照射物を動作させることにより行ってもよい。擬似被照射物の設置は、予備加熱前に行うことが好ましい。また、この際に前記照射操作部９ａを操作し、照射操作部９ａからの信号を受けた制御部９０が可動式の高圧電極２４を適切な位置に移動させることが好ましい。なお、擬似被照射物の設置及び高圧電極２４の位置の調整と同時に予備加熱が開始されてもよい。

　使用者は、予備加熱工程終了後に、被照射物を接地電極２５上に設置する。予備加熱工程に擬似被照射物を使用する場合は、擬似被照射物を被照射物に置き換える。この擬似被照射物から被照射物への置き換えは、手動で行ってもよく、前記照射操作部９ａを操作し、照射操作部９ａからの信号を受けた制御部９０が可動式の擬似被照射物及び可動式の照射物（又は照射物が接地された可動式の設置台）を動作させることにより行ってもよい。

　電極が任意の温度に到達するか、又は電極が任意の温度に到達し得る時間が経過した後、予備加熱工程に続き、制御部９０は、タイマ８０を作動し、プラズマ発生部２３への供給電圧を調節し、電極に電圧を印加する。
　照射工程における任意の照射時間（タイマ８０での設定時間）が経過すると、制御部９０は、プラズマ発生部２３への電気の供給を停止して、医療用プラズマの照射を終える（照射工程）。この際、プラズマ発生部２３への電気の供給（即ち、電極への電圧の印加）を停止して、照射操作部９ａによる指示を停止することが好ましい。

　なお、上述の医療用照射ガスの生成方法１においては、照射操作部９ａの操作による信号に基づき、制御部９０が予備加熱工程と照射工程とをこの順で実施する。この場合、使用者は、照射操作部９ａを操作して、予備加熱工程を実施し、所望の組成の医療用プラズマを照射しうる状態（即ち、プラズマ発生部の電極の温度が高まった状態）とする。その後、接地電極２５に被照射物を設置し、照射操作部９ａを新たに操作して、医療用プラズマを吐出する。

　本実施形態の予備加熱工程における電極の到達温度は、医療用プラズマの照射方法１の到達温度と同様である。
　本実施形態の予備加熱時間は、医療用プラズマの照射方法１の予備加熱時間と同様である。
　本実施形態の予備加熱工程における電極への印加電圧は、医療用プラズマの照射方法１における印加電圧と同じである。
　本実施形態の予備加熱工程におけるプラズマ発生部２３の電極に印加する交流電流の周波数は、医療用プラズマの照射方法１における周波数と同じである。

　本実施形態の照射工程におけるプラズマ発生部２３の電極に印加する電圧は、医療用プラズマの照射方法１における電圧と同様である。
　本実施形態の照射工程におけるプラズマ発生部２３の電極に印加する交流電流の周波数は、医療用プラズマの照射方法１における周波数と同様である。
　照射工程における医療用プラズマの照射時間は、医療用プラズマの照射方法１における照射時間と同じである。

　照射工程における高圧電極２４の温度は、医療用プラズマの照射方法１における照射工程における高圧電極２４の温度と同様である。
　照射工程における被照射物の温度は、医療用プラズマの照射方法１における照射工程における被照射物の温度と同様である。
　本実施形態における高圧電極２４から被照射面までの距離は、医療用プラズマの照射方法１における高圧電極２４から被照射面までの距離と同様である。
　本実施形態の医療用プラズマ照射におけるプラズマ発生部２３の雰囲気に含まれる活性種は、医療用プラズマの照射方法１の活性種と同様である。
　本実施形態の医療用プラズマ照射における上述したＣ_１’／Ｃ_５’の好ましい範囲は、医療用プラズマの照射方法１と同様である。

（その他の実施形態）
　上述の実施形態（医療用照射ガスの生成方法、医療用プラズマの照射方法）では、プラズマ発生部の電極への電圧の印加によって、予備加熱工程を行っている。
　しかしながら、本発明はこれに限定されず、プラズマ発生部の電極の近傍に電熱線を配し、この電熱線に通電することで、プラズマ発生部の電極に加熱処理を施してもよい。
　また、予備加熱工程において、高温（例えば、１００℃）の気体をプラズマ発生部に供給し、この高温の気体でプラズマ発生部に加熱処理を施してもよい。高温の気体の発生源としては、例えば、ペルチェ素子とガス供給部との組み合わせ等が挙げられる。
　あるいは、加熱機構を備えたソケットでプラズマ発生部に加熱処理を施してもよい。また、プラズマ発生部を含む空間を加熱装置により加熱することにより、プラズマ発生部を加熱してもよい。

　上述の実施形態では、供給器における照射操作部又は予備加熱操作部の操作によって、予備加熱工程を開始しているが、本発明はこれに限定されない。
　例えば、主電源をオンとした際に、予備加熱工程を開始する機構としてもよい。また、主電源をオンとした際に上記ソケット及び加熱装置の加熱が開始されてもよい。
　例えば、主電源をオンとした際に、制御部は、電磁弁を閉とする。また、給電部を制御して、プラズマ発生部の電極に電圧を印加する。電極が所定の温度に達するか、電極への電圧の印加時間が所定の時間に達すると、制御部は、電磁弁に対して、閉とする信号を解除し、報知部を作動する。

　上述の実施形態では、医療用プラズマ発生装置が報知部を有するが、本発明の医療用プラズマ発生装置は、報知部を有しなくてもよい。
　例えば、プラズマーク（商品名、株式会社サクラクレパス）等のプラズマインジケータを用い、予備加熱工程における加熱処理が充分であるか否かを確認してもよい。プラズマインジケータは、医療用照射ガスを照射して着色させ、その着色の程度によって医療用照射ガス中の活性種の総量を測定する。

　図６及び図７は、プラズマーク（株式会社サクラクレパス製）とＥＳＲ測定との相関性を表したグラフである。図６は、縦軸にＥＳＲ測定で求められた一重項酸素濃度を採り、横軸にプラズマークの出力値ΔＥ^*ａｂを採ったグラフである。図７は、縦軸にＥＳＲ測定で求められたヒドロキシラジカル濃度を採り、横軸にプラズマークの出力値ΔＥ^*ａｂを採ったグラフである。
　プラズマーク及びＥＳＲの測定条件は以下のとおりである。

＜プラズマーク＞
・照射口からプラズマークまでの距離：５ｍｍ。
・印加電圧：７．５ｋＶｐｐ。
・交流電流の周波数：２０ｋＨｚ。
・照射時間：６０秒間。

＜ＥＳＲ＞
・ウェルの液面までの距離：４．０ｍｍ。
・印加電圧：７．５ｋＶｐｐ。
・交流電流の周波数：２０ｋＨｚ。
・照射時間：６０秒間。

　図６～７に示すように、ＥＳＲの測定値とプラズマークの出力値とは、Ｒ^２＝０．９５以上の相関値が認められた。

　上述の通り、本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、電極を有するプラズマ発生部と、プラズマ発生部で生じたプラズマ及びプラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射口と、プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給するガス供給部と、電極に電圧を印加する給電部と、任意の組成の医療用照射ガスを吐出する前に、電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する。このため、この医療用プラズマ発生装置は、予め電極を加熱して、照射工程当初より、所望する組成の医療用照射ガスを安定して吐出できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、予備加熱機構が、プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給せずに、電極に電圧を印加して、電極を加熱する。このため、この医療用プラズマ発生装置は、プラズマ生成用ガスの消費量を低減できる。また、この医療用プラズマ発生装置は、電極を加熱する際にプラズマ生成用ガスを供給しないことで、廃熱を抑えられる。このため、予備加熱時間を短縮できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、給電部から電極への電圧の印加と、ガス供給部からプラズマ発生部へのプラズマ生成用ガスの供給と、照射口から医療用照射ガスの吐出との開始指示を発する照射操作部を有し、予備加熱機構は、予備加熱機構によって電極が加熱されるまでの間、照射操作部による前記開始指示を禁ずる。このため、この医療用プラズマ発生装置は、所望する組成を満たさない医療用照射ガスの吐出を防止できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、主電源をオンにした時に予備加熱機構を作動するため、予備加熱を行うための新たな操作を省略できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、照射操作部を操作した時に予備加熱機構を作動するため、この医療用プラズマ発生装置は、予備加熱を行うための新たな操作を省略できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、予備加熱操作部を有し、予備加熱操作部からの信号に基づき、電極に加熱処理を施す。このため、この医療用プラズマ発生装置の使用者は、予備加熱工程と、照射工程とを容易に識別できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置の一態様は、電極への加熱処理を施している状態であるか、又は電極への加熱処理を終了した状態であることを通知する報知部を有する。このため、この医療用プラズマ発生装置の使用者は、電極への加熱処理が終えたことを容易に認識できる。

　本発明の医療用照射ガスの生成方法の一態様は、電極を有するプラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給しつつ電極に電圧を印加してプラズマを生じ、生じたプラズマ及びプラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを任意の組成で吐出する照射工程と、照射工程の前段で、予め電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、を有する。このため、この医療用照射ガスの生成方法は、予め電極を加熱して、照射工程当初より、所望する組成の医療用照射ガスを安定して吐出できる。

　本発明の医療用照射ガスの生成方法の一態様は、プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給しつつ、電極に加熱処理を施す予備加熱工程を有する。このため、この医療用照射ガスの生成方法は、従来の医療用プラズマ発生装置においても、予備加熱工程を行って、照射工程当初より、所望する組成の医療用照射ガスを安定して吐出できる。また、この医療用照射ガスの生成方法は、予備加熱工程でプラズマ生成用ガスを供給するため、電極の劣化を抑制できる。

　本発明の医療用照射ガスの生成方法の一態様は、プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給せずに電極に加熱処理を施す予備加熱工程を有する。このため、この医療用照射ガスの生成方法は、プラズマ生成用ガスの消費量を低減できる。また、この医療用照射ガスの生成方法は、予備加熱工程でプラズマ生成用ガスを供給しないことで廃熱を抑えられる。このため、予備加熱時間を短縮できる。

　本発明の医療用照射ガスの生成方法の一態様は、電極に電圧を印加することで、電極を加熱する予備加熱工程を有する。このため、この医療用照射ガスの生成方法によれば、新たな加熱器を要することなく、予備加熱工程を行える。

　本発明の医療用照射ガスの生成方法の一態様は、前記電極の温度を２５℃以上とする予備加熱工程を有する。このため、この医療用照射ガスの生成方法によれば、照射工程当初から、医療証照射ガスをより安定した組成で吐出できる。

　本発明の医療用プラズマ発生装置は、生体組織の清浄化、生体組織の賦活化に好適に用いられる。生体組織の清浄化においては、殺菌、洗浄等の効果が期待される。生体組織の賦活化においては、細胞の遊走を促進する等、組織の活性化の効果が期待される。
　本発明の医療用プラズマ発生装置は、特に口腔内用治療器具、歯科用治療器具として有用である。また、本発明の医療用プラズマ発生装置は、動物治療用器具としても好適である。
　また、本実施形態の医療用プラズマ発生装置は、シャーレ内での細胞培養における培養促進や分子導入等にも好適である。

（実験例１）
　照射前の電極温度を測定した後、直ちに３０秒間照射し、６０秒間放置する工程を照射試験１サイクルとし、１０サイクルの照射試験を行い電極温度とプラズマークの出力値ΔＥ^*ａｂを測定し、その結果を図８に示す。照射条件は以下の通りとした。なお、電極温度は、内部電極と管状誘電体との間に位置させた熱電対で測定した。
＜照射条件＞
・照射口からプラズマークまでの距離：２ｍｍ。
・印加電圧：７．５ｋＶｐｐ。
・交流電流の周波数：２０ｋＨｚ。

　図８は、横軸に電極温度を採り、縦軸にプラズマークの出力値ΔＥ^*ａｂを採ったグラフである。
　図８に示すように、電極の温度が高まると、ΔＥ^*ａｂが高まる（即ち、生成された医療用照射ガス中の活性種濃度が高まる）ことが判った。

（実験例２）
　予備工程の時間を０、１、２、３、４、５、１０秒間とし、予備加熱工程直後の電極温度を実施例１と同様にして測定した。その結果を図９に示す。
＜照射条件＞
・印加電圧：７．５ｋＶｐｐ。
・交流電流の周波数：２０ｋＨｚ。

　図９は、横軸に予備加熱時間を採り、縦軸に電極温度を採ったグラフである。
　図９に示すように、予備加熱時間が長くなると、電極温度が上がっていた。

（実験例３－１～３－５、比較例３）
　予備加熱工程の時間を表１の時間とし、予備加熱工程（７．５ｋＶｐｐ、２０ｋＨｚ）→照射工程３０秒間（７．５ｋＶｐｐ、２０ｋＨｚ、ガス流量３Ｌ／ｍｉｎ）→室温放置６０秒間を１サイクルとし、５サイクルの照射試験を行った。各サイクルの照射工程で、プラズマークに医療用照射ガスを照射して、ΔＥ^＊ａｂの値を測定した。その結果を図１０に示す。また、５サイクルにおけるΔＥ^＊ａｂのＣＶ値及び変化率を算出し、これらの結果を表１に示す。
　ＣＶ値は、５サイクル全体のΔＥ^*ａｂの標準偏差、及び、５サイクル全体のΔＥ^*ａｂの平均値から算出する。具体的には、（標準偏差／平均値）×１００の式によって算出される値である。ＣＶ値が大きいほど、ばらつきが大きいことを意味する。即ち、活性種濃度が安定していないことを示す。
　変化率は、初期（１サイクル目）のΔＥ^*ａｂの値（即ち、初期値）、及び、ΔＥ^*ａｂの値が安定してくる３～５サイクルにおけるΔＥ^*ａｂの平均値（即ち、３サイクル以降の平均値）から算出する。具体的には、（（３サイクル以降の平均値／初期値）－１）×１００の式によって算出される値である。変化率が大きいほど、１サイクル時点での活性種濃度と、３サイクル以降の活性種濃度の平均値と、の差が大きいことを意味する。即ち、変化率が大きいほど、１サイクル時点での活性種濃度が低濃度であったといえる。

　図１０に示すように、予備加熱を施した実施例３－１～３－５の照射回数１～２回目のΔＥ^＊ａｂは、いずれも比較例３の照射回数１～２回目のΔＥ^＊ａｂよりも高い値であった。
　加えて、実施例３－１～３－５のＣＶ値及び変化率は、比較例３のＣＶ値及び変化率よりも小さかった。
　これらの結果から、実施例３－１～３－５は、比較例３に比べて、照射工程当初から高濃度の活性種を含む医療用照射ガスを生成できることが判った。

１　　ノズル
１ａ　　照射口
１ｂ　　台座部
１ｃ　　照射管
２　　カウリング
２ａ　　ヘッド部
２ｂ　　胴体部
２ｃ　　嵌合孔
３　　管状誘電体
４　　内部電極
５　　外部電極
６　　ガス流路
７　　第一の活性ガス流路
８　　第二の活性ガス流路
９、９ａ　　照射操作部
１０　　照射器具
１２、２３　　プラズマ発生部
１９　　予備加熱操作部
２０、２０ａ、２６　　供給器
２１　　筐体
２２　　報知部
２４　　高圧電極
２５　　接地電極
３０　　接続ケーブル
３２、３３　　電気供給線
３４、３５　　接地線
３６　　ガス管路
５０　　給電部
６０　　ガス供給部
６１　　電磁弁
６３　　圧力レギュレータ
６４　　流量コントローラ
６５　　ガス配管
６６　　継手
７０　　ガス供給源
８０　　タイマ
９０　　制御部
１００、１００ａ、１００ｂ　　医療用プラズマ発生装置

Claims

　電極を有するプラズマ発生部と、
　前記プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射口と、
　前記プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給するガス供給部と、
　前記電極に電圧を印加する給電部と、
　前記医療用照射ガスを吐出する前に、前記電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する、医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、前記プラズマ発生部に前記プラズマ生成用ガスを供給せずに、前記電極に電圧を印加して、前記電極を加熱するように構成されている、請求項１に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記給電部から前記電極への電圧の印加と、前記ガス供給部から前記プラズマ発生部への前記プラズマ生成用ガスの供給と、前記照射口から前記医療用照射ガスの吐出との開始指示を発する照射操作部を有し、
　前記予備加熱機構は、前記予備加熱機構によって前記電極が加熱されるまでの間、前記照射操作部による前記開始指示を禁ずるように構成されている、請求項１又は２に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、主電源をオンにした時に作動するように構成されている、請求項３に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、前記照射操作部を操作した時に作動するように構成されている、請求項３に記載の医療用プラズマ発生装置。
　予備加熱操作部を有し、
　前記予備加熱操作部からの信号に基づき、前記電極に前記加熱処理を施すように構成されている、請求項１又は２に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、前記プラズマ発生部に不活性ガスを供給しつつ、前記電極に加熱処理を施すように構成されている、請求項１～６のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記電極への前記加熱処理を施している状態であるか、又は前記電極への前記加熱処理を終了した状態であることを通知する報知部を有する、請求項１～７のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　電極を有するプラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給しつつ前記電極に電圧を印加してプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を含む医療用照射ガスを吐出する照射工程と、
　前記照射工程の前段で、予め前記電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、を有する、医療用照射ガスの生成方法。
　前記予備加熱工程は、前記プラズマ発生部に前記プラズマ生成用ガスを供給しつつ、前記電極に加熱処理を施す、請求項９に記載の医療用照射ガスの生成方法。
　前記プラズマ生成用ガスは不活性ガスであり、前記予備加熱工程は、前記プラズマ発生部に前記不活性ガスを供給しつつ、前記電極に加熱処理を施す、請求項１０に記載の医療用照射ガスの生成方法。
　前記予備加熱工程は、前記プラズマ発生部にプラズマ生成用ガスを供給せずに前記電極に加熱処理を施す、請求項９に記載の医療用照射ガスの生成方法。
　前記加熱処理は、前記電極に電圧を印加する、請求項９～１２のいずれか一項に記載の医療用照射ガスの生成方法。
　前記予備加熱工程は、前記電極の温度を２５℃以上とする、請求項９～１３のいずれか一項に記載の医療用照射ガスの生成方法。
　電極を有するプラズマ発生部と、
　前記プラズマ発生部で生じたプラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する照射部と、
　前記電極に電圧を印加する給電部と、
　前記プラズマまたは前記活性種を照射する前に、前記電極に加熱処理を施す予備加熱機構と、を有する、医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、前記電極に電圧を印加して、前記電極を加熱する、請求項１５に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記電極に電圧を印加して、前記電極を加熱する時にプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する擬似被照射物をさらに有する、請求項１６に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記給電部から前記電極への供給電圧を調整する、電圧の調整開始指示を発する照射操作部を有し、
　前記予備加熱機構は、前記予備加熱機構によって前記電極が加熱されるまでの間、前記照射操作部による前記開始指示を禁ずるように構成されている、請求項１５～１７のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、前記照射操作部を操作した時に作動するように構成されている、請求項１８に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構は、主電源をオンにした時に作動するように構成されている、請求項１８のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記予備加熱機構が作動する前に、前記電極は前記擬似被照射物と対向する位置に移動するように構成されている、請求項１７に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記電極への前記加熱処理を終了した時に、前記電極は被照射物と対向する位置に移動するように構成されている、請求項１５～２１のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　予備加熱操作部を有し、
　前記予備加熱操作部からの信号に基づき、前記電極に前記加熱処理を施すように構成されている、請求項１５～２２のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　前記電極への前記加熱処理を施している状態であるか、又は前記電極への前記加熱処理を終了した状態であることを通知する報知部を有する、請求項１５～２３のいずれか一項に記載の医療用プラズマ発生装置。
　電極に電圧を印加してプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する照射工程と、
　前記照射工程の前段で、予め前記電極に加熱処理を施す予備加熱工程と、
を有する、医療用プラズマの照射方法。
　前記加熱処理は、前記電極に電圧を印加する、請求項２５に記載の医療用プラズマの照射方法。
　前記予備加熱工程において、前記電極に電圧を印加して、前記電極に加熱処理を施す時にプラズマを生じさせ、生じた前記プラズマ及び前記プラズマにより生じた活性種の双方もしくはいずれか一方を照射する、請求項２６に記載の医療用プラズマの照射方法。
　前記予備加熱工程において、擬似被照射物に前記プラズマまたは前記活性種を照射する、請求項２７に記載の医療用プラズマの照射方法。
　前記予備加熱工程は、前記電極の温度を２５℃以上とする、請求項２５～２８のいずれか一項に記載の医療用プラズマの照射方法。