JPH11507857A - 電気外科器具 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 導電性流体媒体の存在下での組織の処置（例えば”水中外科法”）を行うための電気外科器具において、二極電極アッセンブリは露出した組織処置部（３４Ａ）を有する活性電極と、露出した流体接触面を有するリターン電極（３８）と、活性電極とリターン電極との間に配置されてこれらを絶縁する絶縁部材（３６）とを有する。絶縁部材は露出した活性電極の処置部とリターン電極電極の露出した流体接触部とを隔てる役割を果たす。これらの電極の露出部と絶縁部材の寸法形状は、電極アッセンブリが導電性流体媒体内に浸漬された状態で、活性電極とリターン電極との間の最長と最短の導通経路の長さの比が２：１よりも小さいか等しくなるようなものになっている。本発明はまた電気外科器具と無線周波数ジェネレータとの組み合わせも含んでいる。

Description

【発明の詳細な説明】 電気外科器具 （産業上の利用分野） この発明は導電性流体媒体の存在下において組織の処置を行うための電気外科 器具に関し、さらにはこのような器具を含む電気外科システム装置に関する。 （従来の技術） 内視鏡電気外科法は体腔内の組織を処置するのに有用であり、通常は拡延媒体 の存在下で行われる。拡延媒体が液体で有る場合、このような技法は一般に水中 電気外科法と呼ばれており、この用語は手術箇所において液体に浸される一つの 処置電極もしくは複数の処置電極を備えた電気外科器具を利用して生体組織を処 置する電気外科法を示すものである。腹腔鏡外科や胃腸外科の場合においてしば しばなように、内視鏡外科法を液体媒体の使用に適しないような大きな潜在的容 積の拡延可能な体腔において行う場合には気体媒体が一般に採用されている。 水中外科法は一般に内視鏡技術を利用して行われるものであり、そこでは内視 鏡自体が電極が通るための導管（一般にはワーキングチャンネルと呼ばれる）を 提供する。それに代えて、（切除用内視鏡におけるように）内視鏡を電極を取り 付ける手段を含むように特に適合させるか、あるいは電極を内視鏡に対して別個 のアクセス手段によって角度を持ってで体腔内に導入してもよく、これは一般に トライアンギュレーション(triangulation)と呼ばれている技術である。このよ うな技術は外科の専門家により様々に細分化されており、これらの技術のどれか が特定の体腔へのアクセスルートを与えるのに特に有利である。ワーキングチャ ンネルを一体で備えた内視鏡或いは、切除用内視鏡として特徴づけられているも のは、通常、体腔が例えば子宮内腔にアクセスするための子宮頚管や、前立腺や 膀胱にアクセスするための尿道のような、本来的な体の開口を通じてアクセスで きるものである場合に採用されている。子宮内腔における利用のために特に設計 された内視鏡は子宮鏡と呼ばれており、尿路における利用のために設計された内 視鏡には膀胱鏡、尿道鏡及び切除用内視鏡が含まれる。経尿道的切除や前立腺の 蒸 発の手法はそれぞれＴＵＲＰ及びＥＶＡＰとして知られている。内視鏡が通る本 来的な体の開口がなければ一般にトライアンギュレーションが採用される。トラ イアンギュレーションは一般に膝や肩のような関節腔についての水中電気外科法 の際に利用されるものである。これらの処置において利用される内視鏡は一般に 関節鏡と呼ばれている。 電気外科法は通常単極器具か二極器具のいずれかを用いて実施される。単極電 気外科法の場合、手術領域においては活性電極が利用され、患者の皮膚には導電 性のリターンプレートが固定される。このような構成により、電流は活性電極か ら患者の組織を通って外部のリターンプレートへと流れる。患者は回路の大部分 を占めるので、入力パワーレベルは患者の組織による電流制限抵抗を補償するた めに、高く（一般に１５０〜２５０ワット）なければならず、水中電気外科法の 場合には、血液その他の体液の存在によって部分的には導電性となる流体媒体に よるパワーがロスする。単極構造で大きな電力を利用するのは、リターンプレー トにおいて組織が加熱され、皮膚が激しく焼かれてしまうことがあるのでこれも 危険である。また、体腔への入口点において器具と患者組織との間に容量結合が 生じるおそれもある。 二極電気外科法では一対の電極（活性電極及びリターン電極）がともに組織の 適用箇所において用いられる。このような構成は、２つの電極が相対的に接近し ており、無線周波数電流はこれらの電極の間に限定されるので、安全性の見地に おいて有利である。しかしながら効果の深さは２つの電極の間の距離に直接的に 関連しており、非常に小さな電極を必要とする用途においては電極間距離が非常 に小さくなるので組織への効果と出力電力が制限される。電極間をさらに広げる と適用箇所が見えにくくなるのがしばしばであり、両電極の組織への直接の接触 を確実にするには外科技法を変える必要が有る。 二極プローブの基本的な設計には多数の変形が有る。例えばアメリカ合衆国特 許第４７０６６６７号には基礎的な設計の一つ、すなわち、リターン電極の接触 面積と活性電極の接触面積との比は切断の目的では７：１よりも大きく、２０： １よりも小さい設計が記載されている。この範囲は切断電極構造のみに関するも のである。二極器具が乾燥や凝固に利用される場合の２つの電極の接触面積の比 は、組織と電極との間の接点において生じる差分電気ストレスを避けるために約 １：１まで小さくされる。 リターン電極と組織との間の電気的接続は例えば通常生理食塩溶液のような導 電性溶液によって組織を濡らすことで維持することができる。これによって、外 科効果は、２つの電極間の回路を組織によって完成することで、ニードルすなわ ち活性電極に制限することが確実化される。この設計の明白な制限の一つはリタ ーン電極が回路を完全なものとするためには針を組織内に完全に埋め込まなけれ ばならないということである。もう一つの問題は方向の問題であり、組織面に対 する適用角度が理想的な垂直接触から比較的僅かに変わっても、接触面積の比が 変わってリターン電極に接触する組織において外科作用が生じてしまうことであ る。 体腔の拡延は手術箇所へのアクセスを得るためのスペースを提供して可視化を 改善し、器具の操作を可能とする。体腔の容積が小さい場合、特に高圧でその体 腔を拡延するのが望ましい場合には、気体よりも液体のほうが、光学的特性が良 いことと、血液を手術箇所から洗い流すことの理由で、より一般的に利用されて いる。 （発明が解決しようとする課題） 従来の水中電気外科法は電気の導通ロスを排除するため、灌注剤(irrigant)あ るいは拡延媒体として非導電性の液体（例えば１．５％のグリシン）を利用して 行われている。グリシンは脈管内吸収が生じたときに血液に浸透圧変化が生じる ことを防ぐために、等張濃度で利用される。手術の過程で血管が切れると、この 液体が循環内に入る結果、とりわけ水中毒として知られる状態に導く可能性のあ る血清ナトリウムの希釈を生じる。 （課題を解決するための手段） 本願の出願人は、水中内視鏡電気外科法において、非導電性で無電解質の溶液 に代えて通常生理食塩溶液のような導電性液体媒体を利用できることを見いだし た。通常生理食塩溶液は、電気外科法を考えないとき、すなわちレーザー処置の ような非電気的組織作用を利用するときには、水中内視鏡外科法において好まし い拡延媒体である。 通常生理食塩溶液(0.9%w/v;150mmol/l)は殆どの生体組織よりも幾分大きな導 電性を有しているけれども、手術箇所からの吸収あるいは溢出による移動によっ ても生理的影響を殆ど生じず、かつ非導電性で無電解質の溶液によるいわゆる水 中毒作用を回避することができる。 本願の出願人は導電性液体媒体を利用した水中電気外科法に適した二極器具を 開発した。本発明の第１のアスペクトは本明細書に添付した請求項１に限定され ている。本発明の他のアスペクトは器具とジェネレータとを含む電気外科システ ムについての請求項７、各々電気外科器具についてのものである請求項１２、１ ９及び２３、組織を乾燥し蒸発するための方法についての請求項３１及び３７に 記載してある。本発明の様々なアスペクトの好ましい特徴のいくつかが従属項に 記載されている。 導電性流体媒体と組み合わせたこの器具の電極構造は単極あるいは二極電気外 科法において経験された問題を大幅に回避するするものである。特に、入力電圧 レベルは単極構造において通常必要なレベル（一般に１００ワット）よりも非常 に低くなっている。さらに、電極間の比較的大きな間隔によって、従来の二極構 造と比較してより改善された作用深さを得ることができる。 （図面の簡単な説明） 次に本発明を実施形態により、図面を参照して説明する。図において、 図１は本発明による電気外科システムを示す図； 図２は図１のシステムの一部を構成する電気外科器具を部分的に示す側面図； 図３は本発明による別例の電気外科器具の一部の、器具の長手方向軸に沿う断 面での断面図； 図４は本発明の器具の乾燥モードと蒸発モードでの利用の間に生じる電気負荷 インピーダンスと消費無線周波数電力のヒステリシスを示すグラフ； 図５は図１に示した電気外科システムのジェネレータのブロック線図； 図６は蒸発による組織除去のための利用を示す、図３の器具の側面図； 図７は組織の乾燥もしくは凝固のための利用を示す、図６に示したものと類似 した器具の側面図；及び 図８、図９及び図１０は様々な電極及び絶縁構造を示す、本発明によるさらな る電気外科器具の側面図である。 （実施の形態） 図面を参照すると、図１はハンドピース２及び着脱自在な電極ユニット２８の 形態の二極器具のために接続コード１４を介して無線周波数（ＲＦ）出力を提供 する出力ソケット１０Ｓを有する電気外科法ジェネレータ１０を含む電気外科装 置を示している。ジェネレータ１０の起動はコード１４の制御コネクションを介 してハンドピース１２から行われ、或いはフットスイッチ接続コード１８により 図示のようにジェネレータ１０の後部に別個に接続されたフットスイッチユニッ ト１６によって行われる。図示した実施形態において、フットスイッチユニット １６はジェネレータ１０の乾燥モードと蒸発モードとの選択をそれぞれ行うため の２つのフットスイッチ１６Ａ及び１６Ｂを有している。ジェネレータのフロン トパネルにはディスプレイ２４に示される乾燥及び蒸発のパワーレベルをそれぞ れ設定するためのプッシュボタン２０及び２２が有る。プッシュボタン２６は乾 燥及び蒸発モードの間の選択のための選定手段として提供されている。 本器具はハンドピースを有さずに例えば切除用内視鏡のような別の装置に取り 付けるためのコネクタを単に有するものであってもよい。図１において装置はハ ンドピース１２に取り付けた状態で示した電極ユニット２８を有している。 電極ユニット２８は多くの様々な形態をとることができ、それらのいくつかを 以下で説明する。 図２に示すように、基本的な構成として、器具のハンドピースに着脱自在に取 り付けるための電極ユニットは絶縁シース３０Ｓで覆われた導電性チューブであ るシャフト３０を有し、このシャフト３０の先端に電極アッセンブリ３２が設け られている。軸の他端（図示しない）には、このユニットをハンドピースに機械 的及び電気的に接続するための手段が設けられている。 電極アッセンブリ３２は中央の活性電極３４を有し、該活性電極３４はユニッ トの先端において露出し、電極の処置部を形成している。活性電極は好ましくは 金属ワイヤであり、シャフト３０全体を通る中央導体として基端の接点（図示し ない）まで延びている。絶縁スリーブ３６が電極３４と内部導体とを取り囲んで おり、その先端は電極３４の露出した処置部の基端側で露出している。一般に、 このスリーブはアーキングによる損傷に抗するようにセラミック材料で形成され ている。金属チューブの形態のリターン電極３８がスリーブ３６を取り囲んでお り、シャフト３０の金属チューブ本体と電気的に（随意に機械的にも）一体とな っている。このリターン電極はスリーブ３６の端部に及ばない点で止まっており 、活性電極３４の露出した処置部の後方に位置して、これより半径方向及び軸方 向の両方向で隔てられている。理解されるように、主としてリターン電極の径が 組織に接触する電極の径よりもだいぶ大きいという理由で、リターン電極は露出 した活性電極の処置部よりもかなり大きな表面積の露出した流体接触面を提供し ている。絶縁シース３０Ｓは、リターン電極の流体接触面に必要な表面積を提供 するため、リターン電極３８の先端から基端方向に離れた位置で止まっている。 電極ユニットの先端におけるリターン導体の径は１mm〜５mmの範囲である。リタ ーン電極の露出部の流体接触面の長手方向の範囲は、リターン電極３８から活性 電極の処置部までの長手方向の間隔が１mmと５mmの間として、一般に１mm〜５mm である。電極アッセンブリの形状及び寸法のさらなるアスペクトは以下にさらに 詳細に記載する。 作用において、図２に示した電極構造は、電極のうちの一つ（３４）だけが実 際にユニットの先端まで延びている、二極のものである。これは、電極アッセン ブリが導体流体媒体内に浸漬される通常の利用では、リターン電極３８が処置を 受けている組織から離隔したままであり、組織とリターン電極に接触する導電性 流体媒体とを介して２つの電極間に電流経路が存在することを意味する。 電極が軸方向に隔てられていることにより、露出電極面間が単に半径方向に隔 てられているだけの二極電極よりも絶縁路が非常に長くなるので、径の点で非常 に細い電極構造になっている。これによって、望ましくないアーキングを生じる ことなく、また電気外科切断或いは蒸発処置の場合に高温での過剰アーキングに よる電極ユニットの損傷を生じることなく、従来の電極構造よりも大きな電力の 利用が可能となる。 図示した特定の位置ずれ配置によって、組織に接触する電極チップを外科医が 見ることができるようになり、また組織面に対する大きな範囲の適用角度が可能 となり、これは内視鏡外科に一般的である限られたスペースにおいて特に重要で ある。 図３を参照すると、図１に示した電気外科器具のハンドピース１２に着脱自在 に取り付けられる別例の電極ユニットはシャフト３０を有し、このシャフトは先 端に電極アッセンブリ３２を有するステンレススチールもしくは銅か金を電気メ ッキしたphynoxで形成された半可撓性のチューブから構成されている。シャフト ３０の他端（図示しない）には電極ユニットをハンドピースに機械的かつ電気的 に接続するための手段が設けられている。 電極アッセンブリ３２は中央の活性電極すなわち組織接触電極３４を有し、こ の電極はプラチナかプラチナ／イリジウム或いはプラチナ／タングステンででき ており、ほぼ半球状の露出チップ３４Ａと一体の中央導体３４Ｂとによって構成 されている。導体３４Ｂは、細いステンレススチールのスプリング３４Ｄを導体 ３４Ｂ及び３４Ｃの隣接する端部上に取り付けることによって、中央の銅製導体 ３４Ｃに電気的に接続されており、それによって、器具のハンドピースと露出チ ップ３４Ａとの間の電気的接続が提供されている。導体３４Ｂ、スプリング３４ Ｄ及び銅製導体３４Ｃの隣接する端部はセラミックの絶縁スリーブ３６で取り囲 まれている。スリーブ３６は導体３４Ｂの先端部を取り囲む露出部３６Ａを有し ている。円筒状の流体接触面を提供するシャフト３０の先端部を形成するリター ン電極３８はスリーブ３６を密に取り囲んで銅製導体３４Ｃに沿って延びており 、銅製導体３４Ｃは絶縁スリーブ４０によってリターン電極３８から隔てられて いる。シャフト３０とリターン電極３８の基端側部分は外側の絶縁熱収縮被覆す なわちポリイミド被覆３０Ｓによって取り囲まれている。 図１に示した電気外科ジェネレータと組み合わせて用いると、図３の電極ユニ ットは、導電性流体媒体内において、ジェネレータの制御方法に応じて、蒸発に よる組織除去のためや関節鏡外科の際の彫刻や外形成形のため、或いは乾燥のた めに利用できる。図４は電極ユニットの乾燥モードと蒸発モードとの間に存在す るヒステリシスを利用すべくジェネレータがいかにして制御されるかを示してい る。つまり、ユニットの電極アッセンブリ３２が生理食塩水のような導電性媒体 内に浸漬されているとすると、ポイント”Ｏ”で最初の負荷インピーダンス”ｒ ”が現れ、その大きさは電極アッセンブリの幾何学的属性や流体媒体の導電率に よって決まる。活性電極が組織に接触すると”ｒ”の値は変化し、”ｒ”の値が 高くなるほど電極アッセンブリ３２の蒸発モードに入る性向が大きくなる。ＲＦ 電力が電極アッセンブリ３２に加えられると、流体媒体が昇熱する。流体媒体が 通常の生理食塩水(0.9% w/v)であるとすると、流体媒体の導電率の温度係数は正 であり、従って、対応するインピーダンス係数は負である。つまり、電力が供給 されると、インピーダンスは始めに下がり、消費電力の増加に伴ってポイント” Ｂ”まで下がり続け、このポイントで電極３２と密接する生理食塩水が沸点に達 する。活性チップ３４Ａの表面に蒸気の小さな泡ができるとインピーダンスは上 がり始める。ポイント”Ｂ”以後は消費電力がさらに増加するに伴ってインピー ダンスの正の電力係数が支配的となり、電力増加がインピーダンスの増加を引き 起こす。 蒸発した泡により蒸気のポケットが形成されるに伴って残りの電極／生理食塩 水界面（インターフェース）における電力密度が増加する。しかしながら、蒸気 の泡により覆われていない活性電極チップ３４Ａの露出領域が有るので、これが 界面をさらに強勢し、さらに多くの蒸気の泡ができてさらに高い電力密度となる 。これは電極が完全に蒸気で囲まれた状態となったときにおいてのみ平衡点とな る暴走状態である。所定の変数組に対しては、この新しい平衡点に達する（ポイ ント”Ｃ”）以前に電力の閾値が有る。 グラフにおけるポイント”Ｂ”と”Ｃ”の間の領域は、従って、乾燥モードの 上限を表す。一旦蒸発平衡状態になると、インピーダンスは１０００オームぐら いまで急速に増加し、その絶対値はシステムの変数に依存する。蒸気ポケットは 次いで該蒸気ポケットを横切る活性電極チップ３４Ａと蒸気／生理食塩水界面と の間の放電によって維持される。電力消費の大部分がこのポケット内で生じ、結 果としてチップ３４Ａが熱せられる。エネルギーの消費量及びポケットのサイズ は出力電圧に依存する。出力電圧が低すぎるとポケットは維持されず、高すぎる と電極アッセンブリ３２がこわれる。つまり、電極アッセンブリ３２の破壊を防 止するためには、ジェネレータの電力出力はインピーダンスがポイント”Ｄ”に 一旦達したら減少させなければならない。注目すべきことは、電力がこのポイン トに達しないと、電力／インピーダンス曲線は上昇し続け、電極の破壊が生じる であろうということである。 点線Ｅはそれ以上では電極の破壊が不可避な電力レベルを示している。電力が 減少するにつれて、ポイント”Ａ”において蒸気ポケットが壊れて電極アッセン ブリ３２が乾燥モードに戻るまで、インピーダンスが下がる。このポイントでは 蒸気ポケット内の電力消費はそれを維持するのに不十分であり、活性電極チップ ３４Ａと生理食塩水との間の直接の接触が再び起こって、インピーダンスが急激 に下がる。チップ３４Ａにおける電力密度も下がり、生理食塩水の温度は沸点以 下まで下がる。電極アッセンブリ３２は次いで安定した乾燥モードとなる。 所要の乾燥、組織切断及び蒸発機能を達成するためのジェネレータの電力制御 はジェネレータの出力コネクション間に現れるピークＲＦ電圧を検出することに よって、また予め選択されたピーク電圧閾値に達したら送電出力電圧を常に迅速 に減少させることによって、実行される。少なくとも乾燥モードにおいてはこの ような電力減少はピーク出力電圧を単に閾値以下に下げるのに必要な電力減少よ りも非常に大きなものである。図４を参照して上記に説明したヒステリシス特性 を利用するために、電力減少は少なくとも５０％であるのが好ましい。 図５を参照すると、ジェネレータは無線周波数（ＲＦ）電力発振器６０を有し 、該発振器は使用の際に電極アッセンブリに代表される負荷インピーダンス６４ に出力端子６２を介して接続するための一対の出力コネクション６０Ｃを有して いる。電力は切替モード電源装置６６により発振器６０に供給される。 好ましい実施形態において、ＲＦ発振器６０は４００kHzで作動するものであ るが、３００kHzからその上のＨＦ領域内に至るいかなる周波数も利用できる。 切替モード電源装置は一般に２５〜５０kHzの範囲の周波数で作動する。出力コ ネクション６０Ｃの間には電圧閾値検出器６８が接続されており、該検出器は切 替モード電源装置１６に接続された第１出力１８Ａと、”ＯＮ”時間制御回路７ ０に接続された第２出力１８Ｂとを有している。操作者コントローラ及びディス プレイ（図１に示したもの）に接続されたマイクロプロセッサコントローラ７２ は、供給電圧の変化によってジェネレータ出力電力を調節するために電源装置６ ６の制御入力６６Ａに接続され、またピータＲＦ出力電圧限界を設定するために 電圧閾値検出器６８の閾値設定入力６８Ｃに接続されている。 運転において、ハンドピースもしくはフットスイッチ（図１参照）に設けられ る起動スイッチ装置を外科医が操作することによって電気外科電力が要求される と、マイクロプロセッサコントローラ７２は電力が切替モード電源装置６６に加 わるようにする。ジェネレータのフロントパネルにおける制御設定（図１参照） によって、入力６８Ｃを介する供給電力とは独立して一定の出力電圧閾値が設定 される。一般に、乾燥及び凝固のためには、閾値は１５０ボルトと２００ボルト の間の乾燥閾値に設定される。切断或いは蒸発出力が要求される場合、閾値は２ ５０もしくは３００ボルトから６００ボルトまで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。これらがピーク値であることは、少なくとも乾燥 のためには低波高率の出力ＲＦ波形を有して、電圧が与えられた値でクランプさ れる以前に最大電力が与えられるようにするのが好ましいということを意味する 。一般に１．５かそれ以下の波高率が得られる。 ジェネレータが最初に起動されると、ＲＦ発振器６０の制御入力６０Ｉ（これ は”ＯＮ”時間制御回路７０に接続されている）の状態は”ＯＮ”であり、発振 器６０の発振エレメントを構成する電力切替装置が各発振サイクルの間の最大導 通時間についてＯＮに切替えられる。負荷６４に送られる電力は切替モード電源 装置６６からＲＦ発振器６０に加わる供給電圧に部分的に依存し、また負荷イン ピーダンス６４に部分的に依存する。供給電圧が十分に高ければ電気外科器具の 電極を取り囲む液体媒体の温度（或いはガス媒体内や組織内に含まれる液体の温 度）は、液体媒体が蒸発して負荷インピーダンスが急速に増加し、その結果端子 １２間に加わる出力電圧が急速に増加するような範囲まで上昇する。これは乾燥 出力が要求される場合には望ましくない状況の事態である。このために、乾燥出 力のための電圧閾値が設定され、閾値に達すると”ＯＮ”時間制御回路７０と切 替モード電源装置６６とにトリガ信号が送られるようにしている。”ＯＮ”時間 制御回路７０はＲＦ発振切替装置の”ＯＮ”時間を実質的に瞬時に減少させる作 用を有している。同時に、切替モード電源装置は禁止状態となり、発振器６０に 供給される電圧が下がり始める。 ジェネレータの出力電圧は運転モードにとって重要である。事実、出力モード は純粋に出力電圧、特にピーク出力電圧によって決定される。出力電圧の絶対的 な測定が必要なのは多項目制御のためだけである。しかしながら、出力電圧を所 定の制限電圧までに制限するために、このジェネレータにおいて簡単な単項目制 御（すなわち一つの制御変数を利用する）を利用することができる。つまり、図 ５に示した電圧閾値検出器６８はＲＦピーク出力電圧を予め設定されたＤＣ閾レ ベルと比較するもので、十分に速い応答を有するものであり、一つのＲＦ半サイ クル内において”ＯＮ”時間制御回路７０に対するリセットパルスを作る。 最大吸収電力は蒸気の泡が形成される直前に存在する電極状態と合致しており 、その理由はこれが最大給電と最大濡れ電極面積とに合致しているからである。 従って、最大乾燥電力のためには電極が濡れた状態のままであるのが望ましい。 電力限界検出を利用することで、蒸気の泡が壊れることを許容しひいては活性電 極の電力吸収能力を高めるような電力減少を生じさせることができる。この理由 から、ジェネレータは大きなオーバーシュートを有する制御ループを含み、また 所定の閾値に達したピーク電圧のフィードバック励振によって、閾値検出器６８ により設定されるピーク出力電圧レベルよりも非常に低いレベルまでのピーク出 力電圧の減少を生じさせることで、電力の大幅で瞬時の減少を生じさせる。この ような制御のオーバーシュートにより、所要の濡れた状態への復帰が確実化とな る。 ジェネレータのさらなる詳細とその作動は我々の共に係属中のイギリス国特許 出願第９６０４７７０．９号に記載されており、その内容は参考のために本明細 書に導入されている。 以上に照らし合わせると、図３の電極ユニットはグラフ内のポイント”Ｏ”と 、ポイント”Ｂ”と”Ｃ”間の領域内のポイントとの間の領域においてユニット を運転することで乾燥に利用できることが理解されよう。この場合、電極アッセ ンブリ３２は、活性チップ３４Ａが処置すべき組織の近傍に位置し、また組織と 活性チップとリターン電極とを生理食塩水中に浸漬させた状態で、選択された手 術箇所内に導入される。ジェネレータが次いで起動されて（かつ上記したように 繰り返し制御されて）活性チップ３４Ａ近傍の生理食塩水が、活性チップをとり 囲む上記ポケットを形成することなく、沸点或いはそのすぐ下に維持されるよう に、十分な電力を電極アッセンブリ３２に供給する。電極アッセンブリは活性チ ップ３４Ａに近接する所要の領域における組織を熱して乾燥させるように操作さ れる。電極ユニットはポイント”Ｄ”と、それ以下のレベルでは蒸発が安定しな いレベルを形成する点線Ｆとの間の領域において、蒸発のために利用できる。こ の曲線の上側部分は蒸発による組織除去に利用される。このモードでは処置すべ き組織へ器具を軽く当てることで彫刻と成形を行うことができる。 電極アッセンブリ３２はリターン電極表面積：活性電極表面積の比が５：１〜 ４０：１の範囲にある（すなわち２つの電極の露出部の表面積比がこの範囲にあ る）一体化された電極を有することが好ましい。 図６は図３の電極ユニットを蒸発による組織除去に利用する場合を示しており 、電極ユニットは導電性流体７８内に浸漬されている。つまり、組織８０を蒸発 させて、活性チップを取り囲む蒸気ポケット８２を形成するため、電極ユニット は活性チップ３４Ａにおいて十分に高いエネルギー密度を生じている。蒸気ポケ ット８２の形成によって約１０フォールド（１０−fold）の接触インピーダンス の増加を生じ、結果として出力電圧が増加する。蒸気ポケット８２にはアーク８ ４が生じてリターン電極３８への回路が形成される。蒸気ポケット８２と接触す る組織８０は回路を完成するための最小電気抵抗の経路となる。組織８０が活性 チップ３４Ａにより近づくと、導電性流体（この場合は生理食塩水）を通じたリ ターン経路が蒸気ポケット８２の高いインピーダンスバリヤによって妨げられる ことで、アーク８４が細胞に当たって細胞が破裂する程度まで、組織により多く のエネルギーが集中する。生理食塩水溶液はまた蒸発による固形生成物を溶解し あるいは分散させる作用を行う。 使用において、電極アッセンブリ３２は、活性チップ３４Ａが蒸発すべき組織 の近傍に位置し、また組織と活性チップとリターン電極３８とを生理食塩水７８ 中に浸漬させた状態で、選択された手術箇所内に導入される。ＲＦジェネレータ が起動されて、生理食塩水を蒸発させて組織に接触する電極をとり囲む蒸気ポケ ットが維持されるように、（図４を参照して上記で説明したような）十分な電力 を電極アッセンブリ３２に供給する。電極ユニットが関節鏡外科の際の彫刻もし くは成形による半月切除術(menisci)に利用される場合、電極アッセンブリ２３ は選択された手術箇所に軽い圧力で適用されて、活性チップ３４Ａの部分球面が 処 置すべき面を横切って動いて組織を平らにするように、特に半月切除術において は、彫刻もしくは成形アクションを伴って操作される。 図７は組織の乾燥に用いられる図３のものと類似の電極ユニットの利用を示し ている。乾燥モードにおいては、出力電力は第１の出力範囲で電極に送られ、電 流が活性電極３４からリターン電極３８に流れる。上記したように、出力電力に よって、活性電極３４に近接する生理食塩水溶液が好ましくはその沸点もしくは その近傍まで熱せられる。これによって活性電極３４の表面に小さな蒸気の泡が でき、活性電極３４まわりのインピーダンスが増加する。 体組織８０のインピーダンスは一般に蒸気の泡と活性電極３４近傍の生理食塩 水との組み合わせにおけるインピーダンスよりも低い。活性電極３４が小さな蒸 気の泡で囲まれて、生理食塩水溶液が組織８０と接触すると、組織８０は好まし い電流経路の一部となる。つまり、この好ましい電流経路は図７に示したように 組織との接触点において活性電極３４を出て、生理食塩水溶液を経てリターン電 極３８に戻る。 本発明は組織の乾燥に特に適用できる。組織乾燥のための一つの好ましいアプ ローチは活性電極がその一部においてのみ組織と接触し、活性電極の残りの部分 は組織から遠くに維持されて生理食塩水溶液によって囲まれるようにすることで あり、これによって、電流は活性電極から生理食塩水溶液を経て組織を通ること なく、リターン電極に流れる。例えば、図７に示した実施形態では、活性電極の 先端部分だけが組織と接触しており、基端部分は組織から離れた状態に維持され ている。 本発明は組織の炭化を生じることなくあるいは最小の炭化で乾燥を行うことが できる。活性電極３４が組織８０に接触すると組織を電流が流れ、組織の接触点 及びそのまわりにおける乾燥を生じさせる。乾燥組織の面積及び体積は接触点か らほぼ半径方向外側に広がる。 図７に示した実施形態において、活性電極３４の露出した処置部は長さが幅よ りも大きくなっている。これによって、器具を組織面に対して傾けた場合ですら 露出した処置部の殆どの部分が組織との非接触を維持されつつ、電極チップが組 織と接触できるようになる。電極の露出部の殆どの部分が組織と非接触状態であ ることから、十分な組織体積の乾燥が行われると、電流経路は組織を通る経路か ら活性電極から直接生理食塩水に行く経路に、より容易にシフトできる。 図３に示した電極ユニットにおいて、活性電極３４の露出部分は活性電極３４ とリターン電極３８との間の絶縁部材３６の長さと比べると相対的に短い。この ような電極構造によって、図４を参照して上記に説明したヒステリシス特性に固 有な器具の二安定作用を利用して、器具を乾燥モードもしくは低電力蒸発モード において利用できるようにすることができる。或る状況下、特に活性電極の露出 した処置部が長い場合には二安定作用を得ることは困難である。 次に、このような困難性を克服するための手段を図８を参照して説明すると、 同図にはステンレススチールもしくは銅か金を電気メッキしたPhynoxでできた半 可撓性のチューブからなり、先端に電極アッセンブリ３２を備えたシャフト３０ を有する電極ユニットが示されている。電極アッセンブリ３２は細長い露出され た処置部３４Ａ（”ニードル”電極と称される）を有する中央の活性電極３４と 、一体の中央導体３４Ｂとを有している。円筒状のセラミック絶縁スリーブ３６ が導体３４Ｂを取り囲んでおり、シャフト３０の先端部により構成されるリター ン電極３８はスリーブ３６の基端に当接している。外側の絶縁ポリイミド被覆４ ０はリターン電極３８近傍のシャフトの基端部を取り囲んで、被覆４０のエッジ から絶縁スリーブ３６まで延びる環状の流体接触面をリターン電極に提供してい る。絶縁スリーブ３６は先端面３６Ａを有し、この先端面３６Ａは段階半径（端 面３６Ａの外周縁と活性電極３４の外径との間の距離）が露出した活性電極処置 部３４Ａの長さの少なくとも１／２０であるような直径を有している。つまり、 絶縁スリーブ３６は活性電極３４と同軸の肩部（すなわち段部）を有している。 利用において、この段部は露出した活性電極処置部３４Ａの基端においてさもな いと生じるであろう、処置部３４Ａの先端を非有効化する、局所的なアーキング を防止する。 電極ユニットが組織切除もしくは蒸発モードで操作される場合の電極の作用を さらに詳しく考察すると、活性電極処置部３４Ａのまわりに蒸気の泡が形成され る。この泡はその内部のアーキングによって維持される。加えられる電圧が高く なるほど、泡のサイズは大きくなる。各アークにより消費されるエネルギーのイ ンピーダンスは、導通経路内の残りの流体やジェネレータのソースインピーダン スによって制限される。しかしながら、アークは負インピーダンスとして作用し 、アークのエネルギーが十分に高ければ非常に低いインピーダンスのイオン化経 路が形成される。このことは、泡とリターン電極との間の流体のインピーダンス が消費電力についてのリミットとして作用するに十分でない限り、イオン化経路 インピーダンスが永久に減少する不安定状態がもたらされる。蒸気ポケットがリ ターン電極に入り込んで活性電極処置部のまわりに存在することも可能である。 これらの状況において、アークのエネルギーはジェネレータのソースインピーダ ンスによってのみ制限されるが、このような電力制限は不十分なものであり、電 極のサイズに応じて調整することはできない。これらの理由から、絶縁スリーブ ３６の寸法形状は活性電極処置部３４Ａとリターン電極３８の流体接触面との間 に１mmの最小導通経路長を限定するものであるべきである。この最小経路長は図 ８の実施形態の場合では、図８に示すようにスリーブ３６の長さａに段部半径ｃ を加えたものである。 蒸気ポケットが活性電極３４の露出した処置部３４Ａの一部上にのみ形成され る可能性をさらに考察する。印加電圧と電力が十分に高い場合には蒸気ポケット は活性電極の露出した処置部のまわりに形成されるであろう。このポケットは処 置部の全長にわたり均一に形成されるのが好ましい。このような情況において、 ジェネレータに与えられる負荷インピーダンスは２０のファクターほど変化する 。しかしながら、リターン電極の流体接触面と、露出した活性電極処置部３４Ａ の複数の異なる部分との間の導通経路長さに大きな違いが有ると、各電極の長さ にわたって電圧勾配ができる。流体接触面は十分に大きくまた、その長さが少な くともその径ぐらいに大きいような縦横比を有して、その面にわたる電圧勾配を 最小とするものであるのが好ましい。さもなくば、絶縁スリーブ及び活性電極を 或る形状にすることで、露出した処置部の最先端が導体流体と依然として接触し たままで、露出した処置部の流体接触面に最も近い部分のみにわたって蒸気ポケ ットが形成されることができるように、電圧勾配を十分に大きくすることもでき る。つまり、蒸気ポケットのエッジが活性電極処置部３４Ａの面と交差するとこ ろの導電流体内において電圧勾配がつくられる。このように部分的に取り囲まれ た活性電極処置部の電気的作用は完全に取り囲まれた処置部の作用と全く異なっ ている。濡れた状態から蒸気でとり囲まれた状態へのインピーダンス遷移は図４ を参照して上記したものよりも遥かに目立たない。ピーク電圧を検出することに よってジェネレータ出力を制御する点から、電極アッセンブリの作用はもはや二 安定ではない。しかしながら、活性電極処置部の低インピーダンスの濡れた領域 において現れる蒸発電圧の結果として、要求電圧はかなり高くなっている。臨床 的な作用としては要求された蒸発だけでなく、電力消費の増加から生じる望まし くない熱的損傷作用もある。 活性電極処置部の部分的な取り囲みは、活性電極処置部の最も遠い部分と流体 接触面との間の導電経路の長さと、活性電極処置部と流体接触面との間の最短導 通経路の長さとの比が２：１よりも小さいか等しい、すなわちｂ/（ａ＋ｃ）≦ ２とすることを確保することで大幅に回避することができる。 或る情況においては、活性電極とリターン電極との間の導電経路長さが長すぎ ると、その結果としての流体によって示される大きな一連のインピーダンスによ って、導電性流体の蒸発を許容してしまうことが見いだされよう。電圧降下が大 きいと、蒸発が行われる以前に予設定された電圧閾値に達してしまう。それで、 最大導電経路長さとリターン電極の流体接触面の環状周縁の長さとの比は１．４ ３：１を超えないことが好ましい。活性電極と同軸の円筒状流体接触面の場合、 最大導電経路長さと流体接触面の直径との比は４．５：１よりも小さいか等しく される。つまり、図８を参照するとｂ/ｄ≦４．５となる。 図８に示した電極ユニットの主たる用途は、活性電極処置部３４Ａの少なくと も一部が処置すべき組織内に突入し、ジェネレータが図４のインピーダンス／電 力特性の蒸発部分で作動されることによる、組織の切断である。 活性電極構造の別構造には露出した処置部３４Ａが図９に示すようにフックと して形成されることが含まれる。この場合、絶縁スリーブはリターン電極３８の 流体接触面から先端面３６Ａに向けてテーパ状となった円錐形である。 図１０に示したさらなる別の実施形態はループ状に曲がったフックの形状の活 性電極処置部３４Ａを有している。 図８、９及び１０の実施形態において、寸法ａ，ｂ，ｃ，ｄは上記した比の限 界内にあることが理解されよう。さらに、各々の場合において、電極アッセンブ リは処置軸４２を有し、この軸に沿って器具が組織に向けて導入されるものであ り、またリターン電極は活性電極３４Ａから処置軸の方向で後方に設定されてい ることが見受けられよう。リターン電極と活性電極の処置部の様々な部分との間 の様々な導通経路長さを比較するためには、処置軸４２を含む面である共通の面 における経路を考察すべきである。図８、９及び１０の図示の場合、示した経路 長さは勿論図を載せた紙の面内でのものである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９７年７月２１日 【補正内容】 図２は図１のシステムの一部を構成する電気外科器具を部分的に示す側面図； 図３は本発明による別例の電気外科器具の一部の、器具の長手方向軸に沿う断 面での断面図； 図４は本発明の器具の乾燥モードと蒸発モードでの利用の間に生じる電気負荷 インピーダンスと消費無線周波数電力のヒステリシスを示すグラフ； 図５は図１に示した電気外科システムのジェネレータのブロック線図； 図６は蒸発による組織除去のための利用を示す、図３の器具の側面図； 図７は組織の乾燥もしくは凝固のための利用を示す、図６に示したものと類似 した器具の側面図；及び 図８、図９及び図１０は様々な電極及び絶縁構造を示す、本発明によるさらな る電気外科器具の側面図である。 （実施の形態） 図面を参照すると、図１はハンドピース１２及び着脱自在な電極ユニット２８ の形態の二極器具のために接続コード１４を介して無線周波数（ＲＦ）出力を提 供する出力ソケット１０Ｓを有する電気外科法ジェネレータ１０を含む電気外科 装置を示している。ジェネレータ１０の起動はコード１４の制御コネクションを 介してハンドピース１２から行われ、或いはフットスイッチ接続コード１８によ り図示のようにジェネレータ１０の後部に別個に接続されたフットスイッチユニ ット１６によって行われる。図示した実施形態において、フットスイッチユニッ ト１６はジェネレータ１０の乾燥モードと蒸発モードとの選択をそれぞれ行うた めの２つのフットスイッチ１６Ａ及び１６Ｂを有している。ジェネレータのフロ ントパネルにはディスブレイ２４に示される乾燥及び蒸発のパワーレベルをそれ ぞれ設定するためのプッシュボタン２０及び２２が有る。プッシュボタン２６は 乾燥及び蒸発モードの間の選択のための選定手段として提供されている。 本器具はハンドピースを有さずに例えば切除用内視鏡のような別の装置に取り 付けるためのコネクタを単に有するものであってもよい。図１において装置はハ ンドピース１２に取り付けた状態で示した電極ユニット２８を有している。 電極ユニット２８は多くの様々な形態をとることができ、それらのいくつかを 以下で説明する。 図２に示すように、基本的な構成として、器具のハンドピースに着脱自在に取 り付けるための電極ユニットは絶縁シース３０Ｓで覆われた導電性チューブであ るシャフト３０を有し、このシャフト３０の先端に電極アッセンブリ３２が設け られている。軸の他端（図示しない）には、このユニットをハンドピースに機械 的及び電気的に接続するための手段が設けられている。 電極アッセンブリ３２は中央の活性電極３４を有し、該活性電極３４はユニッ トの先端において露出し、電極の処置部を形成している。活性電極は好ましくは 金属ワイヤであり、シャフト３０全体を通る中央導体として基端の接点（図示し ない）まで延びている。絶縁スリーブ３６が電極３４と内部導体とを取り囲んで おり、その先端は電極３４の露出した処置部の基端側で露出している。一般に、 このスリーブはアーキングによる損傷に抗するようにセラミック材料で形成され ている。金属チューブの形態のリターン電極３８がスリーブ３６を取り囲んでお り、シャフト３０の金属チューブ本体と電気的に（随意に機械的にも）一体とな っている。このリターン電極はスリーブ３６の端部に及ばない点で止まっており 、活性電極３４の露出した処置部の後方に位置して、これより半径方向及び軸方 向の両方向で隔てられている。理解されるように、主としてリターン電極の径が 活性電極の径よりもだいぶ大きいという理由で、リターン電極は露出した活性電 極の処置部よりもかなり大きな表面積の露出した流体接触面を提供している。 点線Ｅはそれ以上では電極の破壊が不可避な電力レベルを示している。電力が 減少するにつれて、ポイント”Ａ”において蒸気ポケットが壊れて電極アッセン ブリ３２が乾燥モードに戻るまで、インピーダンスが下がる。このポイントでは 蒸気ポケット内の電力消費はそれを維持するのに不十分であり、活性電極チップ ３４Ａと生理食塩水との間の直接の接触が再び起こって、インピーダンスが急激 に下がる。チップ３４Ａにおける電力密度も下がり、生理食塩水の温度は沸点以 下まで下がる。電極アッセンブリ３２は次いで安定した乾燥モードとなる。 所要の乾燥、組織切断及び蒸発機能を達成するためのジェネレータの電力制御 はジェネレータの出力コネクション間に現れるピークＲＦ電圧を検出することに よって、また予め選択されたピーク電圧閾値に達したら送電出力電圧を常に迅速 に減少させることによって、実行される。少なくとも乾燥モードにおいてはこの ような電力減少はピーク出力電圧を単に閾値以下に下げるのに必要な電力減少よ りも非常に大きなものである。図４を参照して上記に説明したヒステリシス特性 を利用するために、電力減少は少なくとも５０％であるのが好ましい。 図５を参照すると、ジェネレータは無線周波数（ＲＦ）電力発振器６０を有し 、該発振器は使用の際に電極アッセンブリに代表される負荷インピーダンス６４ に出力端子６２を介して接続するための一対の出力コネクション６０Ｃを有して いる。電力は切替モード電源装置６６により発振器６０に供給される。 好ましい実施形熊において、ＲＦ発振器６０は４００kHzで作動するものであ るが、３００kHzからその上のＨＦ領域内に至るいかなる周波数も利用できる。 切替モード電源装置は一般に２５〜５０kHzの範囲の周波数で作動する。出力コ ネクション６０Ｃの間には電圧閾値検出器６８が接続されており、該検出器は切 替モード電源装置１６に接続された第１出力６８Ａと、”ＯＮ”時間制御回路７ ０に接続された第２出力６８Ｂとを有している。操作者コントローラ及びディス プレイ（図１に示したもの）に接続されたマイクロプロセッサコントローラ７２ は、供給電圧の変化によってジェネレータ出力電力を調節するために電源装置６ ６の制御入力６６Ａに接続され、またピークＲＦ出力電圧限界を設定するために 電圧閾 値検出器６８の閾値設定入力６８Ｃに接続されている。 運転において、ハンドピースもしくはフットスイッチ（図１参照）に設けられ る起動スイッチ装置を外科医が操作することによって電気外科電力が要求される と、マイクロプロセッサコントローラ７２は電力が切替モード電源装置６６に加 わるようにする。ジェネレータのフロントパネルにおける制御設定（図１参照） によって、入力６８Ｃを介する供給電力とは独立して一定の出力電圧閾値が設定 される。一般に、乾燥及び凝固のためには、閾値は１５０ボルトと２００ボルト の間の乾燥閾値に設定される。切断或いは蒸発出力が要求される場合、閾値は２ ５０もしくは３００ボルトから６００ボルトまで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。これらがピーク値であることは、少なくとも乾燥 のためには低波高率の出力ＲＦ波形を有して、電圧が与えられた値でクランプさ れる以前に最大電力が与えられるようにするのが好ましいということを意味する 。一般に１．５かそれ以下の波高率が得られる。 ジェネレータが最初に起動されると、ＲＦ発振器６０の制御入力６０Ｉ（これ は”ＯＮ”時間制御回路７０に接続されている）の状態は”ＯＮ”であり、発振 器６０の発振エレメントを構成する電力切替装置が各発振サイクルの間の最大導 通時間についてＯＮに切替えられる。負荷６４に送られる電力は切替モード電源 装置６６からＲＦ発振器６０に加わる供給電圧に部分的に依存し、また負荷イン ピーダンス６４に部分的に依存する。供給電圧が十分に高ければ電気外科器具の 電極を取り囲む液体媒体の温度（或いはガス媒体内や組織内に含まれる液体の温 度）は、液体媒体が蒸発して負荷インピーダンスが急速に増加し、その結果端子 ６２間に加わる出力電圧が急速に増加するような範囲まで上昇する。これは乾燥 出力が要求される場合には望ましくない状況の事態である。このために、乾燥出 力のための電圧閾値が設定され、閾値に達すると”ＯＮ”時間制御回路７０と切 替モード電源装置６６とにトリガ信号が送られるようにしている。”ＯＮ”時間 制御回路７０はＲＦ発振切替装置の”ＯＮ”時間を実質的に瞬時に減少させる作 用を有している。同時に、切替モード電源装置は禁止状態となり、発振器６０に 供給される電圧が下がり始める。 ジェネレータの出力電圧は運転モードにとって重要である。事実、出力モード は純粋に出力電圧、特にピーク出力電圧によって決定される。出力電圧の絶対的 な測定が必要なのは多項目制御のためだけである。しかしながら、出力電圧を所 定の制限電圧までに制限するために、このジェネレータにおいて簡単な単項目制 御（すなわち一つの制御変数を利用する）を利用することができる。つまり、図 ５に示した電圧閾値検出器６８はＲＦピーク出力電圧を予め設定されたＤＣ閾レ ベルと比較するもので、十分に速い応答を有するものであり、一つのＲＦ半サイ クル内において”ＯＮ”時間制御回路７０に対するリセットパルスを作る。 最大吸収電力は蒸気の泡が形成される直前に存在する電極状態と合致しており 、その理由はこれが最大給電と最大濡れ電極面積とに合致しているからである。 従って、最大乾燥電力のためには電極が濡れた状態のままであるのが望ましい。 電力限界検出を利用することで、蒸気の泡が壊れることを許容しひいては活性電 極の電力吸収能力を高めるような電力減少を生じさせることができる。この理由 から、ジェネレータは大きなオーバーシュートを有する制御ループを含み、また 所定の閾値に達したピーク電圧のフィードバック励振によって、閾値検出器６８ により設定されるピーク出力電圧レベルよりも非常に低いレベルまでのピーク出 力電圧の減少を生じさせることで、電力の大幅で瞬時の減少を生じさせる。この ような制御のオーバーシュートにより、所要の濡れた状態への復帰が確実化とな る。 ジェネレータのさらなる詳細とその作動は我々の共に係属中のイギリス国特許 出願第９６０４７７０．９号に記載されている。 以上に照らし合わせると、図３の電極ユニットはグラフ内のポイント”Ｏ”と 、ポイント”Ｂ”と”Ｃ”間の領域内のポイントとの間の領域においてユニット を運転することで乾燥に利用できることが理解されよう。この場合、電極アッセ ンブリ 器具が組織に向けて導入されるものであり、またリターン電極は活性電極の露出 した処置部３４Ａから処置軸の方向で後方に設定されていることが見受けられよ う。リターン電極と活性電極の処置部の様々な部分との間の様々な導通経路長さ を比較するためには、処置軸４２を含む面である共通の面における経路を考察す べきである。図８、９及び１０の図示の場合、示した経路長さは勿論図を載せた 紙の面内でのものである。 請求の範囲 １．器具シャフトと該シャフトの先端の電極アッセンブリとを有する、導電性流 体媒体の存在下で組織の処置を行うための電気外科器具であって、前記電極アッ センブリは、 露出した組織処置部を有する単一の活性電極と、 露出した流体接触面を有するリターン電極と、 前記活性電極と前記リターン電極との間に配置されてこれらを絶縁し、前記活 性電極の露出した前記処置部と前記リターン電極の露出した前記流体接触面とを 隔てる絶縁部材と、 を有し、前記リターン電極の流体接触面は前記活性電極の露出した処置部から 当該アッセンブリの処置軸の方向で後方に設置されており、 露出した前記処置部、露出した前記流体接触部及び前記絶縁部材の寸法形状は 、(ｉ)露出した前記流体接触面と該流体接触面から最も遠い露出した前記処置部 の部分との間の前記流体媒体を経た最短導通経路(Ｐ1)の長さと、(ii)露出した 前記流体接触面と露出した前記処置部との間の前記流体媒体を経た最短導通経路 (Ｐ2)の長さとの比が２：１より小さいかもしくは等しくなるようになっている 、 電気外科器具。 ２．前記活性電極の前記露出した処置部は前記絶縁部材から第１の方向に突出し ており、前記リターン電極の前記流体接触面は前記活性電極の前記処置部の後方 に設定されており、前記絶縁部材は前記活性電極の露出した処置部と前記リター ン電極の前記流体接触面との間において前記活性電極を取り囲み、前記第１の方 向と直角な第２の方向で外側に突出して、前記流体媒体を通る電流を逸らすため の絶縁バリヤを形成し、それによって、露出した前記流体接触面と露出した前記 処置部との間の前記最短導電経路(Ｐ2)の長さを増加させるものである、請求項 １の器具。 ３．前記第１の方向は処置軸を限定し、前記２つの最短導電経路（Ｐ1,Ｐ2）は 前記処置軸を含む共通の面内に有る請求項１の器具。 ４．露出した前記流体接触面と露出した前記処置部との間の前記流体媒体を経た 最短導電経路（Ｐ2）の長さは少なくとも１mmである、請求項１の器具。 ５．露出した前記流体接触面はほぼ円筒形であって長さと直径とを有し、前記流 体接触面の長さは少なくともその径ほどであり、（ｉ）前記流体接触面と露出し た前記処置部の前記流体接触面から最も遠い部分との間の前記流体媒体を経た前 記最短導電経路（Ｐ1）と（ii）前記流体接触面の直径の比は多くて４．５：１ である請求項１〜４のいずれかの器具。 ６．（ｉ）露出した前記流体接触面と露出した前記処置部の前記流体接触面から 最も遠い部分との間の前記流体媒体を経た前記最短導電経路（Ｐ1）の長さと(ii )露出した前記流体接触面と露出した前記処置部との間の前記流体媒体を経た最 短導電経路（Ｐ2）の長さの比は１．２５より大きいか等しい請求項１〜５のい ずれかの器具。 ７．請求項１〜６のいずれかの器具を含む電気外科システムであって、当該器具 に無線周波数電力を供給するための電気外科ジェネレータをさらに有し、該ジェ ネレータは当該器具の前記活性電極及びリターン電極にそれぞれ接続可能な少な くとも１対の電気外科出力コネクションを有する出力ステージと、前記出力コネ クション間に生じたピーク無線周波数出力電圧を表す検出信号を送出するための 検出回路と、前記検出信号によって所定のピーク無線周波数出力電圧に達したこ とが示されると送電出力電力の減少を自動的に生じさせる電力調整回路とを有し ている電気外科システム。 ８．前記電力調整回路は前記検出信号が前記閾値に達したことを示すと送電出力 電力の少なくとも５０％の減少を生じさせるように作動でき、この減少は１００ μｓもしくはそれ以下の時間で行われる、請求項７のシステム。 ９．前記電力調整回路は前記減少を２０μｓもしくはそれ以下の時間で行わせる ように作動できる請求項８のシステム。 １０．前記出力ステージは少なくとも１つの無線周波数電力装置を有し、前記制 御回路は、出力電力の前記の少なくとも５０％の減少を、無線周波数発振の個々 のサイクルの間に前記装置への供給電力とは独立して前記装置の導通時間を減少 させることによって行うように構成されている請求項７〜９のいずれかのシステ ム。 １１．前記検出回路と前記電力調整回路とは、ピークレベルから谷レベルまでの 電力装置のサイクル毎の導通時間の迅速な減少を、導通時間が再びピークレベル に達するまで、繰り返し行ない、谷レベルの後には導通時間の僅かな迅速な漸増 が続くように作動でき、一連の迅速な減少と漸増は、出力電圧が前記所定の閾値 を超えることなく前記ピーク導通時間レベルに達するまで前記出力ステージへの 供給電力を同時に減少させつつ、繰り返される請求項１０のシステム。 １２．器具本体と、細長い器具シャフトと、該シャフトの先端の電極アッセンブ リとを有する、導電性流体媒体の存在下で組織の処置を行うための電気外科器具 であって、前記電極アッセンブリは、 露出した組織処置部を有する単一の活性電極と、 前記活性電極の処置部の後方に位置し、絶縁部材によって前記処置部から隔て られた露出した流体接触面を有し、前記処置部が前記流体媒体内に浸漬された組 織面に近づけられる時には前記流体接触面が通常は前記組織面から隔てられて、 前記流体媒体が前記活性電極と前記リターン電極との間の導電経路となるように する、リターン電極と、 を有する電気外科器具。 １３．前記リターン電極は前記活性電極の後ろにおいて前記絶縁部材のまわりに 設けられた導電性のスリーブを有する請求項１２の器具。 １４．前記活性電極の前記処置部は前記アッセンブリの最先端に配置されており 、前記リターン電極の前記流体接触面は前記活性電極の前記処置部から基端方向 に隔てられており、前記活性電極の前記露出部は長さと幅とを有し、その長さは 幅の少なくとも半分よりも大きい請求項１２もしくは１３の器具。 １５．前記活性電極の前記露出部と前記リターン電極の前記流体接触面との間の 長手方向の間隔は少なくとも１mmである請求項１４の器具。 １６．（ｉ）前記活性電極の前記露出部の先端と前記リターン電極の最先端部分 との間の長手方向の距離と、（ii）前記活性電極の前記露出部と前記リターン電 極の最先端部分との間の最短長手方向距離との比は２：１よりも小さいか等しい 請求項１５の器具。 １７．前記リターン電極は前記絶縁部材を取り囲む流体接触面を有しており、（ ｉ）前記活性電極の前記露出部の先端と前記リターン電極の前記流体接触面の先 端縁との間の長手方向の距離と、（ii）前記先端縁の領域における前記流体接触 面の周との比は１．４３：１よりも小さいか等しい請求項１５もしくは１６の器 具。 １８．前記器具シャフトはその主たる構成部材として金属製のチューブを有して おり、前記リターン電極は前記チューブの先端部に一体で形成されている請求項 １２の器具。 １９．器具本体と、細長い器具シャフトと、該シャフトの先端の電極アッセンブ リとを有する、導電性流体媒体の存在下で組織の処置を行うための電気外科器具 であって、前記電極アッセンブリは、露出した活性電極処置インターフェースと 、該処置インターフェースの後方に位置し、絶縁部材によりこれから隔てられた 露出したリターン電極流体インターフェースとを有し、前記処置インターフェー スは前記絶縁部材から外方に突出しており、前記流体インターフェースの表面積 は前記処置インターフェースの表面積よりも大きく、前記処置インターフェース は前記外方と直角な方向の幅の半分よりも大きいか等しい距離で前記絶縁部材か ら外側に延びている、電気外科器具。 ２０．前記シャフトは長手方向軸を限定しており、前記処置インターフェースは 導電性の軸方向突部であって、その軸方向長さはその横方向の幅の半分よりも大 きく、前記絶縁部材は前記突部の基端方向に配置された同軸のセラミックスリー ブであり、前記流体インターフェースは前記絶縁部材を取り囲み、少なくとも１ mmの軸方向間隔で前記処置インターフェースから隔てられている導電性外側スリ ーブである請求項１９の器具。 ２１．前記処置インターフェースは前記絶縁部材から前記外方と直角な方向の幅 よりも大きな距離で外側に延びている請求項１９もしくは２０の器具。 ２２．前記活性電極処置インターフェースは導電性の活性電極チップを有し、そ の前記外方への長さは幅の少なくとも半分であり、前記絶縁部材は前記チップ部 材に近接する端面を有し、該端面は前記チップ部材の長さの半分以上には前記チ ップ部材を超えて横方向には延びない請求項１９〜２１のいずれかの器具。 ２３．導電性流体媒体の存在下において組織を処置するための電気外科器具であ って、 器具シャフトと、 前記シャフトの先端の電極アッセンブリとを有し、該電極アッセンブリは先端 を有しまた活性電極とリターン電極とを有し、前記電極アッセンブリの前記先端 には前記活性電極の露出部が位置し、また前記活性電極の前記露出部の基端方向 には前記リターン電極の流体接触面が位置しており、さらに、前記活性電極と前 記リターン電極との間に配置されてこれらを電気的に絶縁する絶縁部材を有し、 前記活性電極の前記露出部は長さと幅とを有し、該活性電極の露出部の長さは該 活性電極の露出部の幅よりも大きい、 電気外科器具。 ２４．前記活性電極の露出部は前記シャフトの前記先端から長手方向に延びてい る請求項２３の器具。 ２５．前記絶縁部材はほぼ円筒状のスリーブを有し、前記リターン電極は前記活 性電極の前記露出部から前記スリーブの長手方向外側に少なくとも１mmの距離で 位置している請求項２３もしくは２４の器具。 ２６．前記絶縁部材は肩部を形成する環状の先端面を有し、前記活性電極の露出 部は前記絶縁部材の先端面に対して中央に位置してこれから突出しており、前記 肩部の前記活性電極から横方向に離れる方向の深さは、ｌを中央の活性電極露出 部の長さとすると、０．０５ｌと０．５ｌとの間である請求項２５の器具。 ２７．前記活性電極の露出部、前記リターン電極の流体接触面及び前記絶縁部材 の寸法形状は、前記電極アッセンブリが導電性流体媒体中に浸漬されたときに、 （ｉ）前記リターン電極の流体接触面と、前記活性電極の露出部の前記流体接触 面から最も遠い部分との間の前記流体媒体を経た最短導電経路の長さと(ii)前記 リターン電極の流体接触面と前記活性電極の前記部分との間の前記流体媒体を経 た最短導電経路の長さの比が２：１よりも小さいか等しくなるようなものである 請求項２６の器具。 ２８．前記リターン電極の流体接触面と前記活性電極の露出部との間の前記流体 媒体を経る最短導通経路の長さは少なくとも１mmである請求項２７の器具。 ２９．前記リターン電極の流体接触面は環状で長さと径を有しており、該流体接 触面の長さは少なくともその径ほどであり、（ｉ）前記リターン電極の流体接触 面と、前記活性電極の露出部の前記流体接触面から最も遠い部分との間の前記流 体媒体を経た最短導電経路の長さと(ii)前記流体接触面の径との比は多くて４． ５：１である請求項２７もしくは２８の器具。 ３０．前記絶縁部材は当該器具の先端に向けてテーパ状をなすほぼ円錐状部材を 有する請求項２４の器具。 ３１．活性電極とリターン電極とを有し、前記活性電極は露出した処置部を有し 、前記リターン電極は露出した前記処置部から隔てられて後方に位置された露出 した流体接触面を有してなる二極電極アッセンブリを用いて組織を乾燥させるた めの方法であって、 （ａ）前記電極アッセンブリを選択された手術箇所に導入する段階、 （ｂ）前記電極アッセンブリを導電性流体で取り囲んで、前記導電性流体が前 記活性電極及びリターン電極との間の電気経路を形成するようにする段階、 （ｃ）前記電極アッセンブリに十分な無線周波数出力電力を加えて、前記処置 部のまわりに蒸気ポケットを形成することなく前記活性電極に近接する前記導電 性流体の温度を上昇させる段階、 （ｄ）前記リターン電極の流体接触面の前記組織との非接触を維持しつつ前記 処置部を前記組織に接触させる段階、 を有する方法。 ３２．前記段階（ｄ）は露出した前記処置部の一部を前記組織と非接触状態に維 持する段階を含む請求項３１の方法。 ３３．前記段階（ｄ）は、 （ｅ）前記活性電極を前記組織の面を横切って動かす段階、 をさらに有する請求項３２の方法。 ３４．前記段階（ｅ）は、前記活性電極を前記組織面を横切って両辺動作(side- to-side-motion)で動かす段階を含む請求項３３の方法。 ３５．前記段階（ｃ）は前記活性電極の処置部の近傍の前記導電性流体の温度を 該導電性流体のほぼ沸点に維持する段階を含む請求項３１〜３４のいずれかの方 法。 ３６．前記導電性流体は生理食塩水からなる請求項３１〜３５のいずれかの方法 。 ３７．前記導電性流体は化合物乳酸ナトリウム溶液からなる請求項３１〜３５の いずれかの方法。 ３８．活性電極とリターン電極とを有し、前記活性電極は露出した処置部を有し てなる二安定電極アッセンブリを用いて組織を蒸発させるための方法であって、 （ａ）前記電極アッセンブリを選択された手術箇所に導入する段階、 （ｂ）前記電極アッセンブリを導電性流体で取り囲む段階、 （ｃ）前記電極アッセンブリに十分な無線周波数出力電力を加えて、前記活性 電極に近接する前記導電性流体を蒸発させて、前記処置部のまわりに蒸気ポケッ トを形成する段階、 （ｄ）前記リターン電極の流体接触面の前記組織との非接触を維持しつつ前記 蒸気ポケットが前記組織と接触した状態で前記活性電極の処置部を前記組織に近 接して位置させる段階、 を有する方法。 ３９．前記段階（ｄ）は、 （ｅ）前記活性電極の処置部を前記組織の面にわたって動かす段階 をさらに有する請求項３８の方法。 ４０．前記段階（ｅ）は前記活性電極を前記組織面にわたって両辺動作で動かす 段階を含む請求項３９の方法。 ４１．前記段階（ｅ）は前記組織を成形するために前記活性電極を前記組織面に わたって動かす段階を含む請求項３８〜４１のいずれかの方法。 ４２．前記導電性流体は生理食塩水溶液からなる請求項３８〜４１のいずれかの 方法。 ４３．前記導電性流体は化合物乳酸ナトリウム溶液からなる請求項３８〜４３の いずれかの方法。 ４４．前記活性電極の処置部は先端部であり、前記リターン電極の露出した流体 接触面は前記処置部から基端方向に隔てられており、前記段階（ａ）は露出した 処置部の一部を組織に近接して位置させ、時々組織と接触させる段階を含む請求 項３８の方法。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ９６００３５２．０ (32)優先日 1996年１月９日 (33)優先権主張国 イギリス（ＧＢ） (31)優先権主張番号 ９６００３５５．３ (32)優先日 1996年１月９日 (33)優先権主張国 イギリス（ＧＢ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，Ｂ Ｒ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ， ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，Ｌ Ｔ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ， ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，Ｕ Ｇ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ゴーブル，コリン・チャールズ・オーウェ ン イギリス国 シーエフ64 １エーティー サウス・グラモーガン，ペナース，クライ ヴ・クレセント，オンボーン・ハウス ５

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．器具シャフトと該シャフトの先端の電極アッセンブリとを有する、導電性流 体媒体の存在下で組織の処置を行うための電気外科器具であって、前記電極アッ センブリは、 露出した組織処置部を有する単一の活性電極と、 露出した流体接触面を有するリターン電極と、 前記活性電極と前記リターン電極との間に配置されてこれらを絶縁し、前記活 性電極の露出した前記処置部と前記リターン電極の露出した前記流体接触面とを 隔てる絶縁部材と、 を有し、露出した前記処置部、露出した前記流体接触部及び前記絶縁部材の寸 法形状は、(ｉ)露出した前記流体接触面と該流体接触面から最も遠い露出した前 記処置部の部分との間の前記流体媒体を経た最短導通経路(Ｐ1)の長さと、(ii) 露出した前記流体接触面と露出した前記処置部との間の前記流体媒体を経た最短 導通経路(Ｐ2)の長さとの比が２：１より小さいかもしくは等しくなるようにな っている、 電気外科器具。 ２．前記活性電極の前記露出した処置部は前記絶縁部材から第１の方向に突出し ており、前記リターン電極の前記流体接触面は前記活性電極の前記処置部の後方 に設定されており、前記絶縁部材は前記活性電極の露出した処置部と前記リター ン電極の前記流体接触面との間において前記活性電極を取り囲み、前記第１の方 向と直角な第２の方向で外側に突出して、前記流体媒体を通る電流を逸らすため の絶縁バリヤを形成し、それによって、露出した前記流体接触面と露出した前記 処置部との間の前記最短導電経路(Ｐ2)の長さを増加させるものである、請求項 １の器具。 ３．前記第１の方向は処置軸を限定し、前記２つの最短導電経路（Ｐ1,Ｐ2）は 前記処置軸を含む共通の面内に有る請求項１の器具。 ４．露出した前記流体接触面と露出した前記処置部との間の前記流体媒体を経た 最短導電経路（Ｐ2）の長さは少なくとも１mmである、請求項１の器具。 ５．露出した前記流体接触面はほぼ円筒形であって長さと直径とを有し、前記流 体接触面の長さは少なくともその径ほどであり、（ｉ）前記流体接触面と露出し た前記処置部の前記流体接触面から最も遠い部分との間の前記流体媒体を経た前 記最短導電経路（P1）と（ii）前記流体接触面の直径の比は多くて４．５：１で ある請求項１の器具。 ６．（ｉ）露出した前記流体接触面と露出した前記処置部の前記流体接触面から 最も遠い部分との間の前記流体媒体を経た前記最短導電経路（Ｐ1）の長さと（i i）露出した前記流体接触面と露出した前記処置部との間の前記流体媒体を経た 最短導電経路（Ｐ2）の長さの比は１．２５より大きいか等しい請求項１の器具 。 ７．当該器具に無線周波数電力を供給するための電気外科ジェネレータをさらに 有し、該ジェネレータは当該器具の前記活性電極及びリターン電極にそれぞれ接 続可能な少なくとも１対の電気外科出力コネクションを有する出力ステージと、 前記出力コネクション間に生じたピーク無線周波数出力電圧を表す検出信号を送 出するための検出回路と、前記検出信号によって所定のピーク無線周波数出力電 圧に達したことが示されると送電出力電力の減少を自動的に生じさせる電力調整 回路とを有している請求項１の電気外科システム。 ８．前記電力調整回路は前記検出信号が前記閾値に達したことを示すと送電出力 電力の少なくとも５０％の減少を生じさせるように作動でき、この減少は１００ μｓもしくはそれ以下の時間で行われる、請求項７のシステム。 ９．前記電力調整回路は前記減少を２０μｓもしくはそれ以下の時間で行わせる ように作動できる請求項８のシステム。 １０．前記出力ステージは少なくとも１つの無線周波数電力装置を有し、前記制 御回路は、出力電力の前記の少なくとも５０％の減少を、無線周波数発振の個々 のサイクルの間に前記装置への供給電力とは独立して前記装置の導通時間を減少 させることによって行うように構成されている請求項７のシステム。 １１．前記検出回路と前記電力調整回路とは、ピークレベルから谷レベルまでの 電力装置のサイクル毎の導通時間の迅速な減少を、導通時間が再びピークレベル に達するまで、繰り返し行ない、谷レベルの後には導通時間の僅かな迅速な漸増 が続くように作動でき、一連の迅速な減少と漸増は、出力電圧が前記所定の閾値 を超えることなく前記ピーク導通時間レベルに達するまで前記出力ステージへの 供給電力を同時に減少させつつ、繰り返される請求項１０のシステム。 １２．器具本体と、細長い器具シャフトと、該シャフトの先端の電極アッセンブ リとを有する、導電性流体媒体の存在下で組織の処置を行うための電気外科器具 であって、前記電極アッセンブリは、 露出した組織処置部を有する単一の活性電極と、 前記活性電極の処置部の後方に位置し、絶縁部材によって前記処置部から隔て られた流体接触面を有し、前記処置部が前記流体媒体内に浸漬された組織面に近 づけられる時には前記流体接触面が通常は前記組織面から隔てられて、前記流体 媒体が前記活性電極と前記リターン電極との間の導電経路となるようにする、リ ターン電極と、 を有する電気外科器具。 １３．前記リターン電極は前記活性電極の後ろにおいて前記絶縁部材のまわりに 設けられた導電性のスリーブを有する請求項１２の器具。 １４．前記活性電極の前記処置部は前記アッセンブリの最先端に配置されており 、前記リターン電極の前記流体接触面は前記活性電極の前記処置部から基端方向 に隔てられており、前記活性電極の前記露出部は長さと幅とを有し、その長さは 幅の少なくとも半分よりも大きい請求項１２の器具。 １５．前記活性電極の前記露出部と前記リターン電極の前記流体接触面との間の 長手方向の間隔は少なくとも１mmである請求項１４の器具。 １６．（ｉ）前記活性電極の前記露出部の先端と前記リターン電極の最先端部分 との間の長手方向の距離と、（ii）前記活性電極の前記露出部と前記リターン電 極の最先端部分との間の最短長手方向距離との比は２：１よりも小さいか等しい 請求項１５の器具。 １７．前記リターン電極は前記絶縁部材を取り囲む流体接触面を有しており、（ ｉ）前記活性電極の前記露出部の先端と前記リターン電極の前記流体接触面の先 端縁との間の長手方向の距離と、（ii）前記先端縁の領域における前記流体接触 面の周との比は１．４３：１よりも小さいか等しい請求項１５もしくは１６の器 具。 １８．前記器具シャフトはその主たる構成部材として金属製のチューブを有して おり、前記リターン電極は前記チューブの先端部に一体で形成されている請求項 １２の器具。 １９．器具本体と、細長い器具シャフトと、該シャフトの先端の電極アッセンブ リとを有する、導電性流体媒体の存在下で組織の処置を行うための電気外科器具 であって、前記電極アッセンブリは、露出した活性電極処置インターフェースと 、該処置インターフェースの後方に位置し、絶縁部材によりこれから隔てられた 露出したリターン電極流体インターフェースとを有し、前記処置インターフェー スは前記絶縁部材から外方に突出しており、前記流体インターフェースの表面積 は前記処置インターフェースの表面積りも大きく、前記処置インターフェースは 前記外方と直角な方向の幅の半分よりも大きいか等しい距離で前記絶縁部材か ら外側に延びている、電気外科器具。 ２０．前記シャフトは長手方向軸を限定しており、前記処置インターフェースは 導電性の軸方向突部であって、その軸方向長さはその横方向の幅の半分よりも大 きく、前記絶縁部材は前記突部の基端方向に配置された同軸のセラミックスリー ブであり、前記流体インターフェースは前記絶縁部材を取り囲み、少なくとも１ mm軸方向間隔で前記処置インターフェースから隔てられている導電性外側スリー ブである請求項１９の器具。 ２１．前記処置インターフェースは前記絶縁部材から前記外方と直角な方向の幅 よりも大きな距離で外側に延びている請求項１９の器具。 ２２．前記活性電極処置インターフェースは導電性の活性電極チップを有し、そ の前記外方への長さは幅の少なくとも半分であり、前記絶縁部材は前記チップ部 材に近接する端面を有し、該端面は前記チップ部材の長さの半分以上には前記チ ップ部材を超えて横方向には延びない請求項１９の器具。 ２３．導電性流体媒体の存在下において組織を処置するための電気外科器具であ って、 器具シャフトと、 前記シャフトの先端の電極アッセンブリを有し、該電極アッセンブリは先端を 有しまた活性電極とリターン電極とを有し、前記電極アッセンブリの前記先端に は前記活性電極の露出部が位置し、また前記活性電極の前記露出部の基端方向に は前記リターン電極の流体接触面が位置しており、さらに、前記活性電極と前記 リターン電極との間に配置されてこれらを電気的に絶縁する絶縁部材を有し、前 記活性電極の前記露出部は長さと幅とを有し、該活性電極の露出部の長さは該活 性電極の露出部の幅よりも大きい、 電気外科器具。 ２４．前記活性電極の露出部は前記シャフトの前記先端から長手方向に延びてい る請求項２３の器具。 ２５．前記絶縁部材はほぼ円筒状のスリーブを有し、前記リターン電極は前記活 性電極の前記露出部から前記スリーブの長手方向外側に少なくとも１mmの距離で 位置している請求項２３の器具。 ２６．前記絶縁部材は肩部を形成する環状の先端面を有し、前記活性電極の露出 部は前記絶縁部材の先端面に対して中央に位置してこれから突出しており、前記 肩部の前記活性電極から横方向に離れる方向の深さは、ｌを中央の活性電極露出 部の長さとすると、０．０５ｌと０．５ｌとの間である請求項２５の器具。 ２７．前記活性電極の露出部、前記リターン電極の流体接触面及び前記絶縁部材 の寸法形状は、前記電極アッセンブリが導電性流体媒体中に浸漬されたときに、 （ｉ）前記リターン電極の流体接触面と、前記活性電極の露出部の前記流体接触 面から最も遠い部分との間の前記流体媒体を経た最短導電経路の長さと(ii)前記 リターン電極の流体接触面と前記活性電極の前記部分との間の前記流体媒体を経 た最短導電経路の長さの比が２：１よりも小さいか等しくなるようなものである 請求項２６の器具。 ２８．前記リターン電極の流体接触面と前記活性電極の露出部との間の前記流体 媒体を経る最短導通経路の長さは少なくとも１mmである請求項２７の器具。 ２９．前記リターン電極の流体接触面は環状で長さと径を有しており、該流体接 触面の長さは少なくともその径ほどであり、（ｉ）前記リターン電極の流体接触 面と、前記活性電極の露出部の前記流体接触面から最も遠い部分との間の前記流 体媒体を経た最短導電経路の長さと(ii)前記流体接触面の径との比は多くて４． ５：１である請求項２７の器具。 ３０．前記絶縁部材は当該器具の先端に向けてテーパ状をなすほぼ円錐状部材を 有する請求項２４の器具。 ３１．活性電極とリターン電極とを有し、前記活性電極は露出した処置部を有し 、前記リターン電極は露出した前記処置部から隔てられて後方に位置された露出 した流体接触面を有してなる二極電極アッセンブリを用いて組織を乾燥させるた めの方法であって、 （ａ）前記電極アッセンブリを選択された手術箇所に導入する段階、 （ｂ）前記電極アッセンブリを導電性流体で取り囲んで、前記導電性流体が前 記活性電極及びリターン電極との間の電気経路を形成するようにする段階、 （ｃ）前記電極アッセンブリに十分な無線周波数出力電力を加えて、前記処置 部のまわりに蒸気ポケットを形成することなく前記活性電極に近接する前記導電 性流体の温度を上昇させる段階、 （ｄ）前記リターン電極の流体接触面の前記組織との非接触を維持しつつ前記 処置部を前記組織に接触させる段階、 を有する方法。 ３２．前記段階（ｄ）は露出した前記処置部の一部を前記組織と非接触状態に維 持する段階を含む請求項３１の方法。 ３３．前記段階（ｄ）は、 （ｅ）前記活性電極を前記組織の面を横切って動かす段階、 をさらに有する請求項３２の方法。 ３４．前記段階（ｅ）は、前記活性電極を前記組織面を横切って両辺動作(side- to-Side-motion)で動かす段階を含む請求項３３の方法。 ３５．前記段階（ｃ）は前記活性電極の処置部の近傍の前記導電性流体の温度を 該導電性流体のほぼ沸点に維持する段階を含む請求項３１の方法。 ３６．前記導電性流体は生理食塩水からなる請求項３１の方法。 ３７．前記導電性流体は化合物乳酸ナトリウム溶液からなる請求項３１の方法。 ３８．活性電極とリターン電極とを有し、前記活性電極は露出した処置部を有し てなる二安定電極アッセンブリを用いて組織を蒸発させるための方法であって、 （ａ）前記電極アッセンブリを選択された手術箇所に導入する段階、 （ｂ）前記電極アッセンブリを導電性流体で取り囲む段階、 （ｃ）前記電極アッセンブリに十分な無線周波数出力電力を加えて、前記活性 電極に近接する前記導電性流体を蒸発させて、前記処置部のまわりに蒸気ポケッ トを形成する段階、 （ｄ）前記リターン電極の流体接触面の前記組織との非接触を維持しつつ前記 蒸気ポケットが前記組織と接触した状態で前記活性電極の処置部を前記組織に近 接して位置させる段階、 を有する方法。 ３９．前記段階（ｄ）は、 （ｅ）前記活性電極の処置部を前記組織の面にわたって動かす段階 をさらに有する請求項３８の方法。 ４０．前記段階（ｅ）は前記活性電極を前記組織面にわたって両辺動作で動かす 段階を含む請求項３９の方法。 ４１．前記段階（ｅ）は前記組織を成形するために前記活性電極を前記組織面に わたって動かす段階を含む請求項３９の方法。 ４２．前記導電性流体は生理食塩水溶液からなる請求項３８の方法。 ４３．前記導電性流体は化合物乳酸ナトリウム溶液からなる請求項３８の方法。 ４４．前記活性電極の処置部は先端部であり、前記リターン電極の露出した流体 接触面は前記処置部から基端方向に隔てられており、前記段階（ａ）は露出した 処置部の一部を組織に近接して位置させ、時々組織と接触させる段階を含む請求 項３８の方法。