JP5870109B2

JP5870109B2 - 電気手術用導電性ガスによる焼痂を改善するための切開ならびに血管および組織のシーリングを可能に成すためのシステムおよび方法

Info

Publication number: JP5870109B2
Application number: JP2013537802A
Authority: JP
Inventors: キャナディ，ジェローム; ヴィエラ，エドソン; ヴィエラ，ニコラス; ワイリー，キンバリー
Original assignee: US Patent Innovations LLC
Current assignee: US Patent Innovations LLC
Priority date: 2010-11-02
Filing date: 2011-11-02
Publication date: 2016-02-24
Anticipated expiration: 2031-11-02
Also published as: ES2686530T3; EP2635226A2; CN103429185B; WO2012061535A3; BR112013010868A2; CA2816424C; BR112013010868B1; AU2011323341A1; AU2011323341B2; EP3292834A1; JP2013545530A; CA2816424A1; RU2603296C2; US10765468B2; US20180344379A1; CN103429185A; US10052146B2; WO2012061535A2; RU2013125100A; PL2635226T3

Description

（関連出願との相互参照）
本出願は、２０１０年１１月２日に本発明者らにより出願された米国仮特許出願第６１／４０９，１３８号および２０１１年１０月２４日に本発明者らにより出願された米国仮特許出願第６１／５５０，９０５号に関連するものである。

前述の仮特許出願は、これをもって、参照によりそれらの内容全体が本明細書に組み入れられる。
（連邦政府から資金援助を受けた研究または開発に関する言明）

なし。

本発明は電気手術システムおよび電気手術方法に関係し、より具体的には、切開モードで操作する際にアルゴンプラズマを用いる電気手術システムおよび電気手術方法に関係する。

外傷および手術による失血を制御するための標準的な手段は電気手術用ジェネレーターおよびレーザーであり、それらの手段は、覆っている血液および血管壁を凝固させるため、出血している血管に熱を局部的に集中させるべく、それぞれ、高周波電流または光エネルギーを差し向ける。止血および組織の破壊は、手術および治療を目的とした内視鏡検査で異常な組織を取り除く際に決定的に重要な事象である。単極式の電気手術の場合には、電気手術用ジェネレーターから電気エネルギーが発生し、手術部位に電気エネルギーを集中させるべく典型的には小さな断面表面積を有する活性電極を介して、その電気エネルギーが標的組織へ印加される。活性電極と比べて相対的に大きな不活性リターン電極または患者プレートが、その組織を通じる電気回路を完結させるべく、上述の手術部位から離れた場所で患者と接触することとなる。一方、双極式の電気手術の場合には、一対の活性電極が使用され、電気エネルギーは直接的にそれら２つの活性電極の間に位置する組織を通じて流れることとなる。

ＭｃＧｒｅｅｖｙに付与された米国特許第４，４２９，６９４号は、主としてその電気手術用ジェネレーターから送給される電気エネルギーの特性に依存して達成され得る種々の異なる電気手術効果を開示している。それらの電気手術効果には、純粋な切開効果、切開と止血との複合効果、高周波凝固効果および乾固効果が含まれている。ときとして、高周波凝固と乾固はまとめて凝固と呼ばれることがある。

図１Ｂに示されている従来型の乾固処置は、典型的には、活性電極を組織と接触させた状態で保持することにより果たされる。電気抵抗加熱による組織の加熱をもたらすべく、ラジオ周波（ＲＦ）電流が電極からその組織内へ直接的に通される。この加熱効果がその組織細胞を破壊し、電極と組織との間での接触ポイントから放射状に広がる壊死領域を生成する。この壊死は、通常、深部にまで及ぶ。

図１Ａに示されている従来型の高周波凝固処置は、その電気手術用ジェネレーターにより印加される電圧および電力を様々に変えることにより得ることができる。従来型の高周波凝固処置は、典型的には、デューティサイクルは低いものの、高いピーク電圧を有する波形を用いて果たされる。この活性電極が、組織と接触はしないものの、組織に近付けられ、且つ、そのピーク電圧がＲＦアークを生成させるのに充分な程度の大きさであったときには、そのアークが組織と接触したポイントで高周波凝固が起こったであろう。しかしながら、デューティサイクルが低いため、その組織に加えられた単位時間当たりの電力は、切開効果が最小化されてしまう程に充分に低かった。

図１Ｃに示されている従来型の切開処置は、細胞の水分を蒸発させるのに充分な程度の大きさを有する単位時間当たりの電力をその組織へ送給することにより得ることができる。印加される電力が充分に高い場合には、その活性電極と組織との間に蒸気層を形成するのに充分な量の蒸気が生成される。上述の蒸気層が形成されるときには、高度にイオン化された空気と水分子とから成るプラズマが電極と組織との間に形成される。このとき、そのプラズマ内でＲＦアークが発現する。そのアークが組織と接触する場所では、電力密度が極めて高くなり、瞬時にその組織構造を崩壊させる。これにより、新たな蒸気が生成され、前述の蒸気層が維持される。その電力密度が充分な大きさであった場合には、充分な量の細胞が破壊され切開作用が惹起される。正弦曲線などの反復性の電圧波形は、連続的な一連のアークを送給し、非常に僅かな壊死および僅かな止血を伴った状態での切開を生成する。

また、組織に加えられる電気的な波形を様々に変えることにより、上述の効果を組み合わせた複合効果を創出することも可能であった。具体的には、従来型の切開と乾固との組み合わせは、従来型の切開処置を果たすために典型的に使用される連続的な正弦波形電圧を周期的に中断することにより生成することができた。その中断が充分である場合には、電極と組織との間に存在するプラズマ中のイオン化粒子が崩れ、これにより、一時的にその電極が組織と接触する状態が引き起こされたであろう。前述の接触は組織を乾固させ、これにより、その電極の近傍にある血管をシールする状態がもたらされたであろう。

従来型の電気手術用ジェネレーターは、典型的には、「ｃｕｔ」すなわち切開モードと「ｃｏａｇ」すなわち凝固モードとの両方の操作モードを有している。これまでに記されているように、ｃｕｔモードは、典型的には、例えば１００％などの高いデューティサイクルを伴った低い電圧波形の形態を有しているであろう。一方、電気手術用ジェネレーターのｃｏａｇモードは、止血（凝固）を達成するため、典型的には、大きな振幅ではあるものの、持続時間が短い「スパイク」を伴った波形を創出する。例えば、ｃｏａｇモードでは、電気手術用ジェネレーターは、６％のデューティサイクルにおいて高い電圧波形を使用することができる。周囲の組織は、その波形が急上昇するときに加熱され、その後、（スパイクと次のスパイクとの間の期間で）冷め、それらの細胞の凝固をもたらす。高周波凝固は、手術用の「活性電極」の先端が組織の上で保持されている状態（但し、組織と接触はしていない状態）のときに、その電気手術用ジェネレーターのｃｏａｇモードで達成される。電気手術での乾固は、そのジェネレーターのｃｕｔモードまたはｃｏａｇモードのいずれかで達成される。乾固と高周波凝固との相違は、乾固を達成するためには、図１Ｂに示されているように、「活性電極」の先端が組織と接触していなければならないということである。典型的には、直接的な組織との接触を通じて組織の乾固を達成するための一層望ましいモードはｃｕｔモードである。例えば５０％オン／５０％オフや、４０％オン／６０％オフ、または２５％オン／７５％オフなど、様々な程度の「配合」波形を利用することにより、様々に異なる止血（凝固）の程度を達成することができる。

アルゴンプラズマ技術を介する単極式電気手術の別の方法が、１９７７年のＭｏｒｒｉｓｏｎの米国特許＃４，０４０，４２６号およびＭｃＧｒｅｅｖｙの米国特許第４，７８１，１７５号に記載されている。アルゴンプラズマ凝固（ＡＰＣ）もしくはアルゴンビーム凝固と呼ばれるこの方法は、ここ２０年間、手術で広く用いられている非接触型の単極式熱焼灼による電気的な凝固方法である。一般的に、ＡＰＣは、活性電極を通してアルゴンなどのイオン化可能なガスを標的組織へ供給すること、および非アーク放電拡散電流としてイオン化された経路内にあるその標的組織へ電気エネルギーを伝導することを含んでいる。Ｃａｎａｄｙは、米国特許第５，２０７，６７５号において、内視鏡検査でのＡＰＣの利用を可能に成す、可撓性カテーテルを介するＡＰＣの開発について記載している。これらの新たな方法により、外科医および内視鏡専門医は、標準的な単極式電気焼灼器と組織を凝固させるためのプラズマガスとを組み合わせることが可能になった。

ＡＰＣは、手術中における血管およびヒト組織の凝固に効果的であることが実証されている。ＡＰＣは非接触様式で機能する。電流は、ハンドピースまたはカテーテルの先端が標的組織の１センチメートル以内にあるときにだけ起動し、はっきりした輪郭の一様な１ｍｍ乃至２ｍｍの焼痂を生成する。ＡＰＣにより創出されるこの焼痂は、更に、従来型の電気手術高周波凝固からもたらされる焼痂と比べて、黒焦げおよび炭化の減少もしくは不在によっても特徴付けられる。その焼痂は、上層を成す凝固した血液の黒焦げとなった層が存在することとなる他の凝固様式とは対照的に、その組織にしっかりと付着した状態のまま残る。ＡＰＣの場合には、組織の壊死が最小限度で済む。

Ｄｅｌａｈｕｅｒｇａらに付与された米国特許第５，２１７，４５７号および第５，０８８，９９７号には、「アルゴン包み込み切開」と呼ばれる処置を果たすための装置が開示されている。この装置は、生物学的組織を切開するための先端を定める遠位側端部を伴った露出電極と、前述の電極の先端で、もしくは前述の電極の先端付近で、その電極を包み込むような仕方で不活性ガスの流れの経路を定めるためにその電極の周りに取り付けられているノーズピースとを有する電気手術用ペンシルであった。凝固モードのときには、不活性ガスの集束流がその電極の先端に直接的に差し向けられた。また、凝固モードの場合、その電圧は、不活性ガス内で放電を開始させるのに充分な大きさであった。切開モードの場合には、イオン化されたガスの流れは、その電極の先端から離れてはいるものの、その先端に隣接したポイントで電極に斜めに突き当たるように差し向けられた。また、切開モードの場合、その開路電圧は、一般的に、不活性ガスを連続的にプラズマ化し、且つ、放電を開始および維持するのに充分な程には高くなかった。したがって、切開モードの場合、不活性ガスの役割は、放電を開始させることではなく、その電極の周りにシュラウドを提供することである。

商業的に入手可能な種々の電気手術用ジェネレーターや、それらのジェネレーターにより生成される電圧波形について開示および検討している多数の文献が存在する。例えば、他にも数ある中でもとりわけ、Ａ．Ｅｒｗｉｎｅによる「ＥＳＵ−２０００ＳｅｒｉｅｓＰｒｏｄｕｃｔＯｖｅｒｖｉｅｗＡＰａｒａｄｉｇｍＳｈｉｆｔｉｎＥｌｅｃｔｒｏｓｕｒｄｅｒｙＴｅｓｔｉｎｇＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙａｎｄＣａｐａｂｉｌｉｔｙＩｓＨｅｒｅ」ＢＣＧｒｏｕｐＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ，Ｉｎｃ．（２００７年）は、ＥＲＢＥＥｌｅｋｔｒｏｍｅｄｉｚｉｎＧｍｂＨａｎｄＣｏｎＭｅｄＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから入手可能な電気手術用ジェネレーターについて記載している。

１つの好適な実施形態においては、本発明は、電極およびチャンネルを有する電気手術装置を用いて組織の切開および凝固を同時的に果たすための電気手術方法であって、ここで、前述のチャンネルは、前述の電極の近位側端部の近くに、その電極の前述の近位側端部へガスを差し向けるためのポートを有している。本方法は、ガスが前述のチャンネルを通って流れ、且つ、前述のポートから出る状態を惹起するステップや、前述のガスが前述のチャンネルを通って流れている間に前述の電極に高周波エネルギーを印加するステップを含んでいて、ここで、前述の電極に印加される前述の高周波エネルギーは前述のポートから出るガスを連続的にプラズマ化するものであり、前述の方法は、更に、前述の連続的にプラズマ化されているガスを通じて前述の電極から前述の組織へ放電を開始するステップや、前述の電極を用いて組織を切開するステップ、および、前述の切開と同時的に前述の電極の前述の近位側端部に隣接している組織の凝固を惹起させるべく、前述の電極を用いて組織を切開しながら、前述のプラズマ化されているガスを通じた前述の電極からの前述の放電を維持するステップを含んでいる。前述のガスはアルゴンなどの不活性ガスを含んでいてよい。前述の電極に高周波エネルギーを印加するステップは、その電極に７０−１００Ｗの電力を印加することを含んでいてよい。また、ガスが前述のチャンネルを通って流れる状態を惹起する前述のステップは、不活性ガスが７Ｌ／分の流量で前記チャンネルを通って流れる状態を惹起することを含んでいてよい。本電気手術装置は電気手術用ジェネレーターに接続されていて、そのジェネレーターは、反復電圧波形を含むｃｕｔモードと変動電圧波形を含むｃｏａｇモードとを有しており、ここで、前述の電極に高周波エネルギーを印加するステップは、前述の電気手術用ジェネレーターを前述のｃｕｔモードで起動することを含んでいる。前述の反復電圧波形は正弦波形であってよい。不活性ガスは前述の電極に実質的に平行な方向で前述のポートから出てよい。前述のチャンネルに設けられている前述のポートに隣接した前述のチャンネルのうちの一部は、標的組織の表面に対して４５°乃至６５°のある角度で保持されていてよい。同時的に行われる切開および凝固は、その組織に深度の低い損傷をもたらし、且つ、その組織に小さな径の損傷をもたらす。

１つの別の実施形態においては、本発明は電気手術装置である。本装置は、連続的にプラズマ化されている不活性ガスを通じて電極から組織への放電を開始させるための手段、および、エネルギーが印加された電極を用いて行われる組織の切開と、前述のエネルギーが印加された電極を用いてその組織を切開しながら、上述のプラズマ化されている不活性ガスを通じて行われるその電極からの上述の放電を維持することによりもたらされるその組織の凝固とを同時的に行うための手段を含んでいる。プラズマ化されている不活性ガスを用いて行われる組織の切開とその組織の凝固とを同時的に行うための上述の手段は、遠位側端部に開口を有するハウジングや、そのハウジングの前述の遠位側端部から延びる電極、上述のハウジング内に設けられているチャンネルであって、そのチャンネルが前述のハウジングから延びる上述の電極に隣接したポートを有している、ハウジング内のチャンネル、不活性ガスが上述のチャンネルを通って流れ、且つ、上述のポートから出る状態を惹起するための手段、前述の不活性ガスが上述のチャンネルを通って流れている間に、上述の電極に高周波エネルギーを印加するための手段であって、ここで、その電極に印加される前述の高周波エネルギーが上述のポートから出る不活性ガスを連続的にプラズマ化するものである、高周波エネルギー印加手段、前述の連続的にプラズマ化されている不活性ガスを通じて行われる上述の電極からその組織への放電を開始させるための手段、および、前述の電極を用いて組織を切開しながら、上述の切開と同時的にその組織の凝固を惹起させるべく、上述のプラズマ化されている不活性ガスを通じて行われるその電極からの上述の放電を維持するための手段を含むことができる。本電気手術装置は、更に、上述のハウジングに接続されている伸縮式のノズルを含んでいてよく、その場合、前述の伸縮式のノズルは、上述のハウジングから延びている上述の電極の長さを変えるべく調節可能である。その電極は上述の伸縮式ノズルから２−２５ｍｍ延びている。

１つの好適な実施形態においては、本電気手術装置は、ハウジングや、電極であって、ここで、前述の電極が上述のハウジングを通じて延びていて、且つ、その電極の一部が前述のハウジングの遠位側端部から延びている、電極、前述の電極を電気手術用ジェネレーターに接続するためのコネクター、上述のハウジング内に設けられているチャンネル、前述のチャンネルを加圧不活性ガス源に接続するためにそのチャンネルの近位側端部に設けられているポート、および、上述のチャンネルを通って流れる不活性ガスを放出するためにそのチャンネルの遠位側端部に設けられているポート、ならびに、上述のチャンネルを通じる不活性ガスの流れを開始させるため、および上述の電極へ高周波電気エネルギーを印加するための制御手段であって、ここで、その制御手段が従来型の切開モード、従来型の凝固モード、アルゴンプラズマ凝固モード、およびプラズマ切開モードを提供する、制御手段、を含んでいる。上述のプラズマ切開モードは、上述の電極を用いて組織を切開しながら、その切開と同時的にその組織の凝固を惹起させるべく、上述のチャンネルから放出されているプラズマ化された不活性ガスを通じて行われる電極からの放電を維持することを含んでいる。

１つの実施形態においては、上述の制御手段は、本装置を上述の切開モードや、上述の従来型凝固モード、上述のアルゴンプラズマ凝固モード、および上述のプラズマ切開モードで操作することを可能に成すべく上述のハウジングに設けられた３つのボタンを含んでいる。１つの別の実施形態においては、上述の制御手段は、本装置を上述の切開モード、上述の従来型凝固モード、上述のアルゴンプラズマ凝固モード、および上述のプラズマ切開モードで操作することを可能に成すべく設けられたフットスイッチを含んでいる。同時的に行われる切開および凝固は、組織に深度の低い損傷をもたらすことができる。また、この同時的な切開および凝固は、組織に小さな径の損傷をもたらすことができる。上述のチャンネルを通じる不活性ガスの流量は、０．１Ｌ／分から１０Ｌ／分までの間であってよい。

本発明の更なる別の態様、特徴、および利点は、単に好適な実施形態および実現例を例示したにすぎない以下の詳細な説明から直ちに明白になるであろう。また、本発明は別な種々の異なる形態も可能であり、また、本発明の幾つかの詳細な項目は、すべて本発明の精神および範囲から逸脱することなく、様々な明白な観点において改変することができる。したがって、添付図面および本明細書での説明は、本来例証的なものであって、制限的なものであると見なされるべきではない。本発明の更なる目的および利点は、一部は、以下の説明で明示され、また、一部は、その説明から明らかになり、あるいは本発明を実践することにより学ぶことができよう。

本発明および種々の本発明の利点に関する一層完全な理解を得るため、次に、以下の説明および添付図面への参照がなされる。

図１Ａは、電気手術装置の従来型高周波凝固操作モードを描いているダイアグラムである。図１Ｂは、電気手術装置の従来型乾固操作モードを描いているダイアグラムである。図１Ｃは、電気手術装置の従来型切開操作モードを描いているダイアグラムである。図２Ａは、本発明の第１の好適な実施形態による、ハウジング内に引っ込められた状態の電極を有する電気手術用ハンドピースの透視図である。図２Ｂは、本発明の第１の好適な実施形態による、ハウジングの遠位側端部から延びている状態の電極を有する電気手術用ハンドピースの透視図である。図２Ｃは、本発明の第１の好適な実施形態による電気手術用ハンドピースの組立図である。図３Ａは、アルゴン凝固モードにおける試験での実験用セットアップを描いているダイアグラムである。図３Ｂは、ハイブリッドプラズマ切開モードにおける本発明の１つの好適な実施形態を試験するための実験用セットアップを描いているダイアグラムである。図４Ａは、従来型の凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度およびスパーク長さのグラフである。図４Ｂ−Ｃは、図４Ａのグラフに対応した数値による表である。図５Ａは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、様々なアルゴン流量設定における電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図５Ｂは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、様々な電力設定におけるアルゴン流量の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図５Ｃは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、様々なアルゴン流量設定における電力の関数としてのアルゴンビーム長さのグラフである。図５Ｄは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、様々な電力設定におけるアルゴン流量の関数としてのアルゴンビーム長さのグラフである。図５Ｅ−Ｆは、図５Ａ−Ｄのグラフに対応した数値による表である。図６Ａは、従来型の切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いて実行された、電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図６Ｂは、図６Ａのグラフに対応した数値による表である。図７Ａは、本発明によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いて実行された、様々な流量における電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図７Ｂは、本発明によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いて実行された、様々な電力設定におけるガス流量の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図７Ｃは、図７Ａおよび７Ｂのグラフに対応した数値による表である。図８Ａは、従来型の凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度およびスパーク長さのグラフである。図８Ｂ−Ｃは、図８Ａのグラフに対応した数値による表である。図９Ａは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、様々なアルゴン流量設定における電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図９Ｂは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、様々な電力設定におけるアルゴン流量の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図９Ｃは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、様々なアルゴン流量設定における電力の関数としてのアルゴンビーム長さのグラフである。図９Ｄは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、様々な電力設定におけるアルゴン流量の関数としてのアルゴンビーム長さのグラフである。図９Ｅ−Ｆは、図９Ａ−Ｄのグラフに対応した数値による表である。図１０Ａは、従来型の切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いて実行された、電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図１０Ｂは、図１０Ａのグラフに対応した数値による表である。図１１Ａは、本発明によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いて実行された、様々な流量における電力の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図１１Ｂは、本発明によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いて実行された、様々な電力設定におけるガス流量の関数としてのブタの肝臓サンプル温度のグラフである。図１１Ｃは、図１１Ａおよび１１Ｂのグラフに対応した数値による表である。図１２Ａは、従来型の切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、２０Ｗの電力設定における１．２ｍｍの損傷深度を描いている組織画像である。図１２Ｂは、従来型の凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、２０Ｗの電力設定における１．５ｍｍの損傷深度を描いている組織画像である。図１２Ｃは、ハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、２０Ｗの電力設定および０．１ｌ／分の流量設定における０．１ｍｍの損傷深度を描いている組織画像である。図１２Ｄは、アルゴンプラズマ凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、２０Ｗの電力設定および０．５ｌ／分の流量設定における０．６ｍｍの損傷深度を描いている組織画像である。図１３Ａおよび１３Ｂは、ＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、従来型の切開データの表およびグラフである。図１４Ａおよび１４Ｂは、ＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、従来型の凝固データの表およびグラフである。図１５Ａおよび１５Ｂは、ＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、アルゴンプラズマ凝固データの表およびグラフである。図１６Ａおよび１６Ｂは、本発明の１つの好適な実施形態によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、ハイブリッドプラズマ切開データの表およびグラフである。図１７Ａおよび１７Ｂは、本発明の１つの好適な実施形態によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、ハイブリッドプラズマ切開データの表およびグラフである。図１８Ａは、従来型の切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、損傷深度データの表である。図１８Ｂは、従来型の凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、損傷深度データの表である。図１８Ｃは、アルゴン凝固モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、損傷深度データの表である。図１８Ｄは、本発明の１つの好適な実施形態によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムを用いた場合の、損傷深度データの表である。図１８Ｅは、本発明の１つの好適な実施形態によるハイブリッドプラズマ切開モードにおいてＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムを用いた場合の、損傷深度データの表である。図１９Ａは、アルゴンプラズマ凝固モードおよびハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムでの損傷深度データを比較するグラフである。図１９Ｂは、ハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムでの損傷深度データとハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムでの損傷深度データとを比較するグラフである。図１９Ｃは、従来型の切開モード、従来型の凝固モード、２．５ｌ／分のガス流量を用いたアルゴンプラズマ凝固モード、および２．５ｌ／分のガス流量を用いたハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムでの損傷深度データを比較するグラフである。図１９Ｄは、従来型の切開モード、従来型の凝固モード、５ｌ／分のガス流量を用いたアルゴンプラズマ凝固モード、および５ｌ／分のガス流量を用いたハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２システムでの損傷深度データを比較するグラフである。図２０Ａは、アルゴンプラズマ凝固モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２での損傷深度データのグラフである。図２０Ｂは、本発明の１つの好適な実施形態によるハイブリッドアルゴン切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２での損傷深度データのグラフである。図２０Ｃは、本発明の１つの好適な実施形態によるハイブリッドアルゴン切開モードにおけるＵＳＭＩＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４システムでの損傷深度データのグラフである。図２１Ａは、ハイブリッドプラズマ切開モード：２０ｗ＠３リットル／分、２秒、損傷深度０．２ｍｍ、焼痂１．５ｍｍにおけるインビボ豚皮膚の組織画像である。図２１Ｂは、従来型の切開モード：２０ｗ＠３リットル／分、２秒、損傷深度（０．４ｍｍ）、焼痂（２．５ｍｍ）におけるインビボ皮膚の組織画像である。図２１Ｃは、従来型の凝固モード：２０ｗ＠３リットル／分、２秒、損傷深度（３．４ｍｍ）、焼痂（５．０ｍｍ）におけるインビボの組織画像である。図２１Ｄは、アルゴンプラズマ凝固モード：２０ｗ＠３リットル／分、２秒、損傷深度２．０ｍｍ、焼痂５．０ｍｍにおける組織画像である。図２１Ｅは、アルゴンプラズマ凝固モード：損傷深度（１．０ｍｍ）、焼痂（１０．０ｍｍ）、＠４０ｗ、３リットル／分における組織画像である。図２１Ｆは、ハイブリッドプラズマ切開モード：損傷深度（０．２ｍｍ）、焼痂（１．４ｍｍ）、４０ｗ＠３リットル／分におけるインビボの組織画像である。図２１Ｇは、ハイブリッドプラズマ切開モード：損傷深度（０．２ｍｍ）、焼痂（１．０ｍｍ）、＠４０ｗ、３リットル／分、３秒におけるインビボ豚十二指腸第１部分切除の組織画像である。図２１Ｈは、損傷深度０．６ｍｍ、１２０ｗ＠５リットル／分におけるインビボ豚胸骨切除の組織画像である。図２１Ｉおよび２１Ｊは、＠１２０ｗ、５リットル／分において骨髄損傷が最小限度（０．２ｍｍ）のインビボ豚モデルにおけるインビボ胸骨切除の組織画像である。

本発明による電気手術装置１００の１つの好適な実施形態について、図２Ａ−２Ｃを参照しながら説明する。本電気手術装置のハンドピースまたはペンシル１００は、剛性ハウジング１１０および伸縮式のノズルまたは先端部１２０を有している。前述の剛性ハウジングは、例えば成形側面１０２および１０４から形成されていてよい。これら２つの側面１０２、１０４は接合されて、その内部に中空のチャンバーを有するハウジング１１０を形成する。ハウジング１１０の内部には、電極２３０や、電極用管状構造物２７０およびガラス繊維プレート２４０が存在する。電極２３０は、電極用管状構造物２７０を通じて延びている。この電極用管状構造物は、更に、不活性ガスを管状構造物２２０の遠位側端部から導き、その不活性ガスが電極用管状構造物２７０を通って、その電極用管状構造物２７０から出て行くことができるようにするためのチャンネル、チューブまたは他の手段を有している。上述の電極用管状構造物に設けられているチャンネルから出た不活性ガスは、その後、ノズル１２０の遠位側端部に設けられている開口から出て行く。ガラス繊維プレート２４０および電極２３０は電気ケーブル・アセンブリ２１０に接続されている。電極用管状構造物は、それの遠位側端部において、前述のホース管状構造物２２０に接続されている。伸縮式ノズルと電極用管状構造物との間にはＯ−リングが配置されていて、それらの間でのシールを形成している。電極がノズル１２０の遠位側端部に設けられている開口を貫通しているので、ノズル１２０が熱損傷を受けないように保護するため、伸縮式の先端部またはノズル１２０の遠位側端部にセラミック製の先端部２５０を配置してもよい。電気ケーブル・アセンブリはハウジング１１０の近位側端部から延びており、それの遠位側端部にプラグ２１２を有している。本装置を操作する際には、このコネクター２１２が電気手術用ジェネレーターに接続される。また、ＰＶＣホース管状構造物もハウジング１１０の近位側端部から延びていて、それの遠位側端部に、ガスコネクター本体２２２や、ガスコネクター先端部２２４およびＯ−リング２２６を有している。本装置を操作する際には、このガス・コネクター・アセンブリ（２２２、２２４、２２６）がアルゴンなどの不活性ガス源に接続される。

ハウジング１１０は、複数の制御手段またはボタン１４０、１５０、１６０を受け入れるための複数の開口または穴を有している。伸縮式のノズルまたは先端部１２０は、ハウジング１１０に設けられているスロット１１２を通じて延びる制御エレメント１２２を有している。この制御エレメント、タブ、ノウまたはスライダー１２２は、外科医がハウジング１２０の遠位側端部に設けられている開口に嵌入すべく伸縮式先端部１２０を移動させるために使用され、またはその開口から取り外すべく伸縮式先端部１２０を移動させるために使用される。これら３つの制御手段またはボタン１４０、１５０、１６０は、ハウジング１１０に設けられている開口から延びていて、且つ、それらの制御手段またはボタンとガラス繊維プレートまたはコネクター２４０との間にはバネ１５２を有しており、ここで、それらのバネは、前述のプレートまたはコネクター２４０から離れる方向に前述の制御手段またはボタンに対してバイアスをかけるために使用されている。

本発明の電気手術装置は、例えば以下の４つの異なるモード：従来型の切開モード、従来型の凝固モード、アルゴンプラズマ凝固モード、およびハイブリッドプラズマ切開モード；で操作することができる。本発明によるハイブリッドプラズマ切開モードでの切開および凝固からもたらされる焼痂は、従来型の高周波凝固、切開およびアルゴンプラズマ凝固技術の場合よりも実質的に良好である。これに加え、本発明によるハイブリッドプラズマ切開モードでは、隣接組織の黒焦げ、炭化、組織壊死および破壊は実質的に存在しない。したがって、損傷深度、組織壊死、焼痂および炭化を最小限度に成しながら、組織を精確に切開し、それと同時的に隣接血管をシールすることができる。

本プラズマ切開モードでは、高周波エネルギーと組み合わされた不活性ガスがかなりのスピードおよび正確度をもって組織（すなわち、皮膚、筋肉、骨または血管）を精確に切開することができる。

不活性ガスをイオン化してガスの流れを形成すべく高周波電圧を供給するあらゆるジェネレーターを使用することができる。好適なジェネレーターは、ＣａｎａｄｙＰｌａｓｍａＴＭＥｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｅｒｙＵｎｉｔモデル（ＳＳ−６０１ＭＣａ）およびＣａｎａｄｙＰｌａｓｍａ（商標）ＥｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｅｒｙＵｎｉｔモデル（ＳＳ−２００Ｅ）を含み、好適には、それらのジェネレーターは、それぞれ、ＡｒｇｏｎプラズマユニットＣａｎａｄｙＰｌａｓｍａＴＭＡｒｇｏｎ４Ｃｏａｇｕｌａｔｏｒ（ＣＰＣ４）およびＣａｎａｄｙＰｌａｓｍａＴＭＡｒｇｏｎ２Ｃｏａｇｕｌａｔｏｒ（ＣＰＣ２）と共に使用される。ＣＰＣ４は、アルゴンプラズマ凝固モードおよびハイブリッドプラズマ切開モードで操作する際に、本電気手術装置へ不活性ガスの制御された流れを提供する。その流量および電力は手動で設定することができる。凝固モードの場合、そのジェネレーターは、例えば９０００ボルト未満のピーク対ピーク電圧を送給する。切開モードの場合には、例えば、そのジェネレーターは３８００ボルト未満のピーク対ピーク電圧を送給する。最も好適には、そのジェネレーターにより１００ボルトから９０００ボルトまでのピーク対ピーク電圧が送給される。

この電気手術ユニット／プラズマユニットの組み合わせにあらゆる付属装置を取り付けることができる。例証的な装置は、電気手術装置（ハンドピース）もしくはアルゴンプラズマ可撓性プローブ（カテーテル）、剛性プローブまたは腹腔鏡検査用プローブである。

本電気手術装置を操作する際には、高周波電流をそれぞれ従来型切開モード用および従来型凝固モード用の２つのプッシュボタンにより起動させることができる。第３のプッシュボタンを起動させることによりアルゴンガスを送給することができる。この起動は、アルゴンプラズマ凝固モードおよびハイブリッドプラズマ切開モードを可能に成すであろう。このプラズマ切開モードは、組織の切開および凝固を同時に行うであろう。それぞれのボタンを起動させることにより、これらの異なるモード間での切り替えは容易に行うことができる。また、このプラズマまたは電流はフットスイッチにより起動させることもできる。

本電気手術装置の伸縮式ノズルは、プラズマ処置を行うときに、要望どおりに電極上で伸張または短縮することができる。１つの好適な実施形態においては、電極は、伸縮式ノズルの外側へ２乃至２５ｍｍ延びる。

本電極は、本技術分野の最先端におけるあらゆる通常の材料でできていてよい。１つの好適な実施形態においては、本電極はタングステン線である。

１つの好適な実施形態においては、本発明は、高周波エネルギーとの組み合わせにおけるイオン化可能な不活性ガス源の使用により切開および凝固を同時的に成し遂げるための電気手術方法である。前述のイオン化可能な不活性ガス源は、あらゆる種類のイオン化可能な不活性ガスであってよい。切開で使用するのに好適なタイプのガスは純粋なアルゴンである。アルゴンガスは組織温度の低下をもたらし、これにより、組織の微小破壊が制限され、組織の導電性が改善され、更に、低い組織温度での組織の高周波切開が可能になる。また、不活性ガスは手術領域から酸素分子を消散させて組織の酸化を防止し、これにより、局所的な組織温度の低下がもたらされ、炭化を防ぐことができる。流量は様々に変えることができ、切開されている組織に依存して調節することができる。

電気手術用ジェネレーターにより供給された高周波電流は電極を通じて伝送される。電極は、例えばタングステンや、ステンレス鋼、セラミックまたは何らかの導電性材料から構成することができる。放電は活性電極と組織との間で創出される。この放電は、それぞれ４ｋＶおよび３５０ｋＨｚ超の典型的な振幅および周波数を有するＡＣ電圧によって引き起こされる。その電圧波形は、好適には、大凡等しい振幅の交互する正の区域と負の区域とを含んでいる正弦波形である。不活性ガスは電極を含有しているチャンネルを通って流れる。電極は組織と接触し、その組織を通じてイオン化されたプラズマ高周波電流を送給する。本発明により、組織を通じて精確に切開し、それと同時的に、隣接する血管および組織を共にシールすることができるという新たな現象が創出される。

次に、本発明を以下の実施例により更に証拠立てする。
（エクスビボ豚モデル）

すべてのエクスビボ豚実験は、ＭｉｃｒｏｐｒｏｐｕｌｓｉｏｎａｎｄＮａｎｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙＬａｂｏｒａｔｏｒｙ（ＭｐＮＬ）、ＧｅｏｒｇｅＷａｓｈｉｎｇｔｏｎＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ、Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ，Ｄ．ＣおよびＷＥＭＥｑｕｉｐａｍｅｎｔｏｓＰｌａｓｍａＲｅｓｅａｒｃｈＬａｂｏｒａｔｏｒｙ、ＲｉｂｅｉｒａｏＰｒｅｔｏ−ＳａｏＰａｕｌｏ、Ｂｒａｚｉｌにおいて、外植体豚肝臓サンプルで実施された。それらの肝臓サンプルは直ちにｐｈ７．０の１０％ホルマリン溶液に入れられ、病理スライドのＨ＆Ｅ調製および解釈を求めてＬａｂｏｒａｔｏｒｉｏｄｅＰａｔｏｌｏｇｉａＣｉｒｕｒｇｉｃａＤｒＰｒａｔｅｓ、ＲｉｂｅｉｒａｏＰｒｅｔｏ−ＳａｏＰａｕｌｏ、Ｂｒａｚｉｌに送られた。
（インビボ豚モデル）

インビボ豚での外科手術はＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＳａｏＰａｕｌｏ、ＤｅｐａｒｔｍｅｎｔｏｆＳｕｒｇｅｒｙａｎｄＡｎａｔｏｍｙ、ＡｎｉｍａｌＲｅｓｅａｒｃｈＬａｂｏｒａｔｏｒｙ、ＲｉｂｅｉｒａｏＰｒｅｔｏ、ＳＰ、Ｂｒａｚｉｌで行われた。動物研究機関の責任者により承認が得られた。この研究では３匹のダールランド雌ブタ（平均体重１４．５ｋｇ）が使用された。麻酔は、ｄｏｐａｓｅｒ−キシラジン２００ｍｇ／１０ｃｃと混合されたケタミン５０ｍｇ／ｃｃを筋肉内に投与することにより導入された。この後、それらの動物は挿管され、ＮａＰｅｎｔａｔｈｏｌで麻酔の効果が維持された。アルコールを用いて皮膚を手術用に準備し、通常の無菌的な仕方を用いて滅菌布で覆った。プラズマスカルペルを用いる手術の際には、メルセデス切開、腹部正中線切開、および胸骨正中切開を行った。胸骨正中切開、胃切除、脾部分切除、腎部分切除、肝部分切除、肝臓の楔状切除、腸切除および皮膚切開などの多数の外科的処置が施された。手術はビデオに録画された。それらの処置を行っている間に観察された手術関連性出血が記録された。損傷の深度および焼痂が以下の４種類の高周波操作モードで比較された：従来型の切開および従来型の凝固、アルゴンプラズマ凝固、ならびにハイブリッド・アルゴン・プラズマ切開。皮膚、肝臓、胃、腸、および骨のサンプルはｐｈ７．０の１０％ホルマリン溶液に入れられ、病理スライドのＨ＆Ｅ調製ならびに損傷の深度および焼痂の径の測定を求めてＬａｂｏｒａｔｏｒｉｏｄｅＰａｔｏｌｏｇｉａＣｉｒｕｒｇｉｃａＤｒＰｒａｔｅｓ、ＲｉｂｅｉｒａｏＰｒｅｔｏ−ＳａｏＰａｕｌｏ、Ｂｒａｚｉｌに送られた。それらの実験動物は、ペントバルビタールナトリウムおよびフェニトインナトリウムの静脈内注射を用いることにより犠牲にされた。

本発明のハイブリッド・プラズマ・スカルペル・ブレードをＵＳＭＩのＳＳ−２００Ｅ／Ａｒｇｏｎ２およびＳＳ−６０１ＭＣａ／Ａｒｇｏｎ４と組み合わせて使用し、以下の４種類の高周波操作モードで評価した：（ｉ）従来型の切開；（ｉｉ）従来型の凝固；（ｉｉｉ）従来型のアルゴンプラズマ凝固（ＡＰＣ）；および（ｉｖ）ハイブリッドプラズマ切開。上述の本発明の背景の項で説明されているように、従来型の切開モードおよび従来型の凝固モードはアルゴンなどの不活性ガスの使用を含まない。代わりに、それらのモードは活性電極を標的組織に触れさせることにより果たされる。また、従来型のアルゴンプラズマ凝固も、上述の本発明の背景の項で既に説明されているようにして果たされる。前述のハイブリッドプラズマ切開モードは、上述の好適な実施形態の詳細な説明の項で記述されている本発明のモードである。４つすべてのモードで使用された本ハイブリッド・プラズマ・スカルペルは、図２−Ｃを参照しながら上で説明されているとおりのものである。

以下の４つのパラメータが測定された：高周波操作モードによるプラズマ放電柱の長さ、組織の加熱、焼痂の径および損傷の深度。プラズマの長さは、そこで放電を持続することができる本ハイブリッド・プラズマ・スカルペルを用いて組織を処置している間に観測された放電プラズマ柱の最大長さにより特徴づけられた。それらの処置の様子がデジタルカメラＮｉｋｏｎＣｏｏｌｐｉｘ（１５フレーム／秒）によりビデオに録画され、そして、放電プラズマ柱の最大長さ（Ｌ）は、記録されたビデオの実験後の評価により測定された。組織の加熱は、ハイブリッド・プラズマ・スカルペルを適用した結果として現れるブタの肝臓サンプルの温度増分（ΔＴ）により特徴づけられた。ΔＴは、ブタの肝臓に埋め込まれた熱電対（Ｋ型）プローブを用いて測定された。温度および長さの測定の精度は、それぞれ、５℃および０．５ｍｍであった。処置前の組織温度は１８−２０℃であった。本プラズマ・スカルペル・ブレードにより生じた焼痂の径はデジタル式キャリバーを用いて測定された。損傷深度の計算は、病理学者がａｎＭｏｔｉｍＣａｍｅｒａ１０００、１．３ａｎＯｌｙｍｐｕｓＭｉｃｒｏｓｃｏｐｅＢｘ４１を用いて行った。

ブタの肝臓サンプルは次のようにして本ハイブリッド・プラズマ・スカルペルにより処置された。凝固モードの場合、ブタの肝臓サンプルは、その肝臓サンプルの同一のポイントに本ハイブリッド・プラズマ・スカルペルを５回連続的に適用することにより処置された（合計処置持続時間は〜５秒であった）。熱電対は、図３Ａに示されているように、処置されたポイントの約３ｍｍ下方に配置された。切開モードの場合には、切開する部分に沿ってハイブリッド・プラズマ・スカルペルを５回連続的に通過させることにより（合計持続時間〜５秒）、ブタの肝臓サンプルに５ｍｍの真直ぐな切開部を創出し、そして、熱電対プローブはその切開部から約３ｍｍ側方に配置された（図３Ｂ参照）。本ハイブリッド・プラズマ・スカルペルは、Ａｒｇｏｎ２／ＳＳ−２００ＥシステムおよびＡｒｇｏｎ４／ＳＳ６０１ＭＣａシステムの両方で、それぞれ、０．５乃至５リットル／分の流量、ならびに０．１、３．０、７．０および１０．０リットル／分の流量において使用された。これらの実験から得られた結果のデータおよびグラフが図４−１１および図１３−２０に示されており、そして、処置された組織の画像が図１２Ａ−Ｄおよび図２１Ａ−Ｊに示されている。

４種類のそれぞれの操作モードの試験でのデータおよびグラフが以下のとおりの図面に示されている：ｉ）従来型の切開は図６Ａ−６Ｂ、図１０Ａ−Ｂ、図１３Ａ−Ｂおよび図１８Ａに示されており；（ｉｉ）従来型の凝固は図４Ａ−Ｃ、図１４Ａ−Ｂおよび図１８Ｂに示されており；（ｉｉｉ）従来型のアルゴンプラズマ凝固は図５Ａ−Ｆ、図９Ａ−Ｆ、図１５Ａ−Ｂおよび図１８Ｃに示されており；そして（ｉｖ）ハイブリッドプラズマ切開は図７Ａ−Ｃ、図１１Ａ−Ｃ、図１６Ａ−Ｂ、図１７Ａ−Ｂ（Ａｒｇｏｎ４／ＳＳ６０１ＭＣａを使用）、図１８Ｄおよび図１８Ｅ（Ａｒｇｏｎ４／ＳＳ６０１ＭＣａを使用）に示されている。様々な操作モードにおける性能を比較するグラフが図１９Ａ−Ｄおよび図２０Ａ−Ｃのグラフに示されている。

図１９Ｃ−Ｄは、Ａｒｇｏｎ２／ＳＳ−２００Ｅシステムを用いて実行された４種類の操作モードで見られた損傷深度の比較を示している。図１９Ｃは、２．５Ｌ／分のアルゴン流量における従来型のアルゴンプラズマ凝固モードと本発明のハイブリッドプラズマ切開モードとの両者の場合での比較を示している。図１９Ｄは、５Ｌ／分のアルゴン流量を用いた場合の比較を示している。図１９Ｃから、例えば７０Ｗ未満などの低めの電力設定で且つ２．５Ｌ／分の流量においては、本発明のハイブリッドプラズマ切開モードは従来型のアルゴンプラズマ凝固モードでの損傷深度よりも大きな組織損傷深度をもたらすことが分かる。本発明のハイブリッドプラズマ切開モードが使用されるときには、その電気手術用ジェネレーターは従来型の電気手術切開と同様な（または同一の）切開モードにあるため、従来型のアルゴンプラズマ凝固モードよりも大きな損傷深度をもたらすであろうと考えるのは理にかなっている。しかしながら、中等域から高域の電力範囲、例えば７０−１００Ｗにおいては（図中参照番号１９２０参照）、本発明のハイブリッドプラズマ切開モードは、従来型のアルゴンプラズマ凝固および従来型の電気手術切開よりも小さな損傷深度をもたらす。その結果は、従来型の電気手術切開よりも大いに優れており（ハイブリッドプラズマ切開での深度０．７−１．５ｍｍ対従来型切開での深度２．５−３．７ｍｍ）、且つ、従来型のＡＰＣよりも有意に良好である（プラズマ切開での０．６ｍｍ対従来型ＡＰＣでの１．２ｍｍ）。図１９Ｄは、５Ｌ／分のアルゴン流量における同様な結果を示している。低めの電力範囲においては（図中参照番号１９４０参照）、ハイブリッドプラズマ切開での損傷深度は、従来型の電気手術切開での損傷深度をなぞるように進行する傾向がある。しかしながら、中等域から高域の電力範囲、例えば７０−１００Ｗにおいては（図中参照番号１９３０参照）、本発明のハイブリッドプラズマ切開モードは、従来型のアルゴンプラズマ凝固（図中参照番号１９３０参照）および従来型の電気手術切開の両方と比べ、それよりも優れた損傷深度、すなわち、それよりも小さな損傷深度をもたらす。

図１９Ａは、２．５Ｌ／分および５．０Ｌ／分のアルゴン流量における、本発明のハイブリッドアルゴン切開モードでの損傷深度対従来型のアルゴンプラズマ凝固モードでの損傷深度の比較を示している。図１９Ａで描かれているグラフは、Ａｒｇｏｎ２／ＳＳ−２００Ｅシステムを用いた場合、本発明のハイブリッドプラズマ切開モードは、約７０−９０Ｗおよび２．５Ｌ／分の設定（図中参照番号１９０２参照）および５Ｌ／分における３０−５０Ｗの設定（図中参照番号１９０４参照）において、従来型のアルゴンプラズマ凝固と比べて実質的に優れた結果を達成することを示している。図１９Ｂは、２つの異なる試験システムを用いて実行された本発明のハイブリッドプラズマ切開モードの比較を示している。図１９Ｂにおいて、Ａｒｇｏｎ４／ＳＳ６０１ＭＣａシステムを用いた場合、本発明のハイブリッドプラズマ切開モードは、約５０−８０Ｗおよび７Ｌ／分の設定（図中参照番号１９１０参照）において意外な程に優れた結果を達成するが、それだけでなく、７Ｌ／分における５０−１００Ｗの電力範囲においても従来型のＡＰＣよりも優れていることが分かる。

図２０Ａに示されているように、従来型のアルゴンプラズマ凝固に付随する損傷深度はアルゴン流量にそれほど依存性ではない。従来型のＡＰＣモードにおいてＡｒｇｏｎ２／ＳＳ−２００Ｅシステムを用いて試験されたそれぞれの電力レベルにおいて、そこでの損傷深度は試験されたそれぞれの流量において少ししか変動しなかった（大凡＜２ｍｍ）。それとは対照的に、本発明のハイブリッドプラズマ切開モードの場合には、図２０Ｂおよび２０Ｃに示されているように、電力とアルゴン流量との様々な組み合わせにおいて、損傷深度の有意な変動が見られた。図２０Ｂにおいて、ハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＡｒｇｏｎ２／ＳＳ−２００Ｅシステムでの６０−１００Ｗの比較的高い電力レベルでは、損傷深度は１−３Ｌ／分のアルゴン流量範囲（図中参照番号２０２０）において劇的に減少し、そして、１００Ｗの電力レベルでは、５Ｌ／分（この流量は上述のシステムで試験された最高の流量であった）まで流量が増大するに連れて着実に減少することが分かる。上述のシステムの場合、図２０Ｂに描かれているグラフは、電力レベルが約８０Ｗで且つアルゴン流量が約２．５Ｌ／分のときにもたらされる特別に有益な効果を示している。図２０Ｃにおいて、同様に、ハイブリッドプラズマ切開モードにおけるＡｒｇｏｎ４／ＳＳ６０１ＭＣａシステムでの６０−１００Ｗの比較的高い電力レベルでは、損傷深度は６−８Ｌ／分のアルゴン流量範囲（図中参照番号２０３０）において劇的に減少することが分かる。図２０Ｃに描かれているグラフにおいて、この一層強力なシステムを用いた場合には、特別に有益な効果は電力レベルが６０−１００Ｗで且つアルゴン流量が大凡７．０Ｌ／分のときに達成されることが分かる。

本発明の好適な実施形態についての前述の説明は、例証および説明を目的として提示されている。網羅的であることや、開示されているまさにその形態に本発明を限定すること意図したものではなく、上での教示に照らして種々の変更態様および変形態様が可能であり、あるいは、本発明の実践から種々の変更態様および変形態様を取得することもできよう。開示されている実施形態は、本発明の原理を説明するため、更には、想定されている特定の用途に合わせた様々な実施形態において当業者が本発明を利用することができるようにするための実践的な適用形態について説明することを目的として選択され、且つ、記述されている。本発明の範囲は、本明細書に添付されている特許請求の範囲およびそれらの同等物により定義されるべく意図されている。これまでの箇所で言及されているそれぞれの文書は、参照により、それらの内容全体が本明細書に組み入れられる。

Claims

ハウジングと、
前記ハウジング内に設けられ、内部を不活性ガスが流れるチャンネルと、
前記チャンネルの遠位側端部に設けられ、前記不活性ガスが放出される開口を有するノズルと、
前記チャンネルを通じて延びており、且つ、前記開口を貫通して一部が前記遠位側端部から延びる電極と、
前記不活性ガスが前記チャンネルを通って流れ、且つ、前記開口から前記電極と実質的に平行な方向に放出される状態を惹起するための不活性ガス源と、
前記不活性ガスが前記チャンネルを通って流れている間に、前記電極に単一周波数成分を有する高周波エネルギーを印加するための高周波エネルギー印加手段であって、ここで、前記高周波エネルギーは、前記電極を用いての組織の切開が可能であって、前記開口から出る不活性ガスを連続的にプラズマ化するものである、高周波エネルギー印加手段と、
前記電極を用いて組織を切開しながら、前記切開と同時的に前記組織の凝固を惹起するべく、前記不活性ガス源及び前記高周波エネルギー印加手段を起動させて、前記プラズマ化されている不活性ガスを通じて行われる前記電極から前記組織への放電を開始および維持するための制御手段と、を含む、電気手術装置。
前記ノズルは伸縮式であり、ここで、前記伸縮式のノズルは前記ハウジングから延びている前記電極の長さを変えるべく調節可能である、請求項１記載の電気手術装置。
前記電極が前記伸縮式ノズルから２−２５ｍｍ延びている、請求項２記載の電気手術装置。
前記不活性ガスがアルゴンを含む、請求項１記載の電気手術装置。
電気手術装置であって、前記装置が：
ハウジングと、
前記ハウジング内に設けられ、内部を不活性ガスが流れるチャンネルと、
電極であって、ここで、前記電極が前記チャンネルを通じて延びていて、且つ、前記電極の一部が前記ハウジングの遠位側端部から延びている、電極と、
前記電極を電気手術用ジェネレーターに接続して前記電気手術用ジェネレーターにて生成される高周波エネルギーを前記電極に印加するためのコネクタと、
前記チャンネルを不活性ガス源に接続して前記不活性ガス源からの不活性ガスを前記チャンネルを通って流すために、前記チャンネルの近位側端部に設けられているポートと、
前記チャンネルの遠位側端部に設けられたノズルであって、ここで、前記ノズルは、前記電極が貫通する開口を有し、前記開口から、前記チャンネルを通って流れる不活性ガスが前記電極と実質的に平行な方向で放出される、ノズルと、
前記開口から前記不活性ガスを放出させるために前記不活性ガス源を起動させる制御と、単一周波数成分の第１高周波エネルギーを前記電極に印加するために前記電気手術用ジェネレーターを起動させる制御とを実行して、組織の切開と同時的に前記組織を凝固するプラズマ切開モードを提供する制御手段であって、ここで、前記第１高周波エネルギーは、前記電極による組織の切開と、前記開口から放出される不活性ガスの連続的なプラズマ化とが可能であり、前記制御手段は、前記プラズマ化されている不活性ガスを通じての前記電極から前記組織への放電の開始および維持を制御する、制御手段と、
を含む、電気手術装置。
前記制御手段は、前記開口から前記不活性ガスを放出させるために前記不活性ガス源の起動だけを制御するプラズマ凝固モードの提供と、前記第１高周波エネルギーを前記電極に印加するために前記電気手術用ジェネレーターの起動だけを制御する従来型の切開モードの提供とが可能である、請求項５記載の電気手術装置。
前記制御手段は、前記第１高周波エネルギーとは異なる第２高周波エネルギーを前記電極に印加するために前記電気手術用ジェネレーターの起動だけを制御する従来型凝固モードの提供が可能であり、ここで、前記第２高周波エネルギーは、当該第２高周波エネルギーが印加された前記電極によって組織を凝固することができる、請求項５又は６記載の電気手術装置。
前記制御手段が、前記ハウジングに設けられた３つのボタンを含んでいる、請求項７記載の電気手術装置。
前記制御手段が、フットスイッチを含んでいる、請求項７記載の電気手術装置。