JP2012506760A

JP2012506760A - 制御可能な電場プロファイルを有する電気外科デバイス

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Publication number: JP2012506760A
Application number: JP2011534704A
Authority: JP
Inventors: イリヤ・ビストリャク; リム・チャン
Original assignee: Smith and Nephew Inc
Current assignee: Smith and Nephew Inc
Priority date: 2008-10-28
Filing date: 2009-10-28
Publication date: 2012-03-22
Also published as: AU2009308877A1; US8388615B2; US8500729B2; US20130138100A1; EP2370014A1; WO2010051305A1; US9023028B2; CN102202591A; US20100145329A1; US20130331834A1

Abstract

電気外科デバイスは、組織処置面を形成するように配置された複数の電極および電源を備える。電源は、第1の位相を有する第1の駆動信号を複数の電極のうちの少なくとも第1の電極へ、および第2の位相を有する第2の駆動信号を複数の電極のうちの少なくとも第2の電極へ、電場が組織処置面から延在し、第1の位相と第2の位相とが異なるよう、送出するように構成される。電源は、電気外科デバイスの操作者からの入力を受け取り、操作者からの入力に応答して、組織処置面から延在する電場の様相が変わるよう、第1の位相または第2の位相を調整するように、さらに構成される。

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、その開示が全体として参照により本明細書に組み込まれている、2008年10月28日に出願した米国特許出願第61/109,125号の優先権を主張するPCT国際出願である。

本説明は、制御可能な電場プロファイルを有する電気外科デバイスに関する。

処理のためにRFエネルギーを採用する外科用器具が、様々な外科処置において使用されている。こうした器具は、電気外科処置により影響を受ける、身体の部分へRFエネルギーを送出するRFプローブを一般に備える。

RFプローブは、単極または双極であり得る。単極プローブは、単一のRF電極を有する。単極プローブのRFエネルギーは、RF電極から処置をすべき領域を通り、次いで身体に、しばしば足またはRF電極からより離れた個所に取り付けられた帰還電極へと流れる。双極プローブは、2つの端子、活性電極および帰還電極を備えており、両方とも患者内の処置されるべき区域に位置することができる。

米国特許出願第61/109,125号

一態様では、電気外科デバイスは、組織処置面を形成するように配置された複数の電極および電源を備える。電源は、第1の位相を有する第1の駆動信号を複数の電極のうちの少なくとも第1の電極へ、および第2の位相を有する第2の駆動信号を複数の電極のうちの少なくとも第2の電極へ、電場が組織処置面から延在し、第1の位相と第2の位相とが異なるよう、送出するように構成される。電源は、電気外科デバイスの操作者からの入力を受け取り、操作者からの入力に応答して、組織処置面から延在する電場の様相が変わるよう、第1の位相または第2の位相を調整するように、さらに構成される。

どのような態様の実施も、以下の特徴を1つまたは複数含み得る。電源は、AC電力信号をDC電力信号へ変換するように構成された力率補正および整流モジュール、および複数の位相シフトされた電力信号を発生するように構成された位相シフトモジュールを備え得る。電源は、組織処置面の前にプラズマが形成されるよう、第1の駆動信号および第2の駆動信号を送出するように構成され得る。プラズマの形状は、組織処置面から延在する電場の様相が変わるとき、変わり得る。

複数の電極は、複数の電極のうちの第1の電極、複数の電極のうちの第2の電極、およびグラウンドと結合されている第3の電極を含み得る。

複数の電極は、第1の対の電極および第2の対の電極を含み得る。ここで、第1の対の電極は、複数の電極のうちの第1の電極および第3の電極を含み、第2の対の電極は、複数の電極のうちの第2の電極および第4の電極を含む。電源は、第1の駆動信号を第3の電極へ第1の位相に対し180度位相をずらして送出し、第2の駆動信号を第4の電極へ第2の位相に対し180度位相をずらして送出するように構成され得る。第1の駆動信号および第2の駆動信号は、3MHzより大きな周波数を有するRF駆動信号であり得る。また、接地パッドは、グラウンドと結合され得、使用中は患者の身体と結合されるように構成され得る。

電場の様相は、電場の形状および/または強度であり得る。

他の一態様では、電気外科デバイスを用いて電気手術を行う方法は、第1の位相を有する第1の駆動信号を少なくとも第1の電極へ、および第2の位相を有する第2の駆動信号を少なくとも第2の電極へ、電場が組織処置面から延在し、第1の位相と前記第2の位相とが異なるように送出する段階を含む。本方法は、電気外科デバイスの操作者からの入力を受け取る段階と、操作者からの入力に応答して、組織処置面から延在する電場の様相が変わるように、第1の位相または第2の位相を調整する段階とをさらに含む。

どのような態様の実施も、以下の特徴を1つまたは複数含み得る。電気外科手術を行う段階は、第3の電極を接地する段階を含み得る。電場の様相は、電場の形状および/または強度であり得る。

本方法は、第1の駆動信号を第3の電極へ第1の位相に対し180度位相をずらして送出する段階と、第2の駆動信号を第4の電極へ第2の位相に対し180度位相をずらして送出する段階とを含み得る。第1の駆動信号および前記第2の駆動信号を送出する段階は、3MHzより大きな周波数を有するRF駆動信号を送出する段階を含み得る。電気手術を行う段階はまた、接地パッドを接地する段階と、接地パッドを患者の身体と結合させる段階とを含み得る。

第1の駆動信号および前記第2の駆動信号を送出する段階は、組織処置面の前にプラズマが形成されるように、第1の駆動信号および第2の駆動信号を送出する段階を含み得る。プラズマの形状は、組織処置面から延在する電場の様相が変わるとき、変わり得る。

1つまたは複数の実施形態の詳細を、添付の図面および以下の説明で示す。他の特徴、目的、および利点は、説明および図面ならびに特許請求の範囲から明らかとなる。

電気外科デバイスの側面図である。電気外科デバイスの遠位部の斜視図である。電気外科デバイスの遠位部の平面図である。電気外科デバイスの遠位部の、図2Bの線2C-2Cに沿う断面図である。 RF発電機への入力およびRF発電機からの出力を示す概略図である。 RF発電機で発生されたRF信号の例を示す図表である。電気外科デバイスの遠位部から延在する電場の例を示す図である。電気外科デバイスの遠位部から延在する電場の別の例を示す図である。 RF発電機の例の概略図である。多極RFエネルギー電気外科デバイスの使用を示す側面図である。電気外科デバイスの、電極および信号の代替構成を示す概略図である。 RF発電機により発生されたRF信号の例を示す図表である。 6つの電極対を備える、電気外科デバイスの遠位部の上面図である。電力リミッタを含む、電極および信号の代替構成を示す概略図である。電力リミッタの例を示す概略図である。電極配置を示す、電気外科デバイスの遠位部の上面図である。別の電極配置を示す、電気外科デバイスの遠位部の上面図である。さらに別の電極配置を示す、電気外科デバイスの遠位部の上面図である。

図1を参照すると、電気外科デバイス100は、細長い軸110および電力ケーブル120に連結されたハンドル105を備える。電力ケーブル120は、RF発電機(図示せず)など電気エネルギー源への接続用の電力コネクタ125を備える。軸110は、中空で、例えば、テフロン（登録商標）、ポリエチレン、ポリスチレン、他の熱成形プラスチックなど絶縁性プラスチックで形成されるか、または金属管で作られる。一般に、デバイス100は、内視鏡手術用に寸法と形状が決められる。こうした手術は、例えば、焼灼、切開、または凝固を含み得る。

軸110は、ディスク210を終端とする絶縁領域205を備える遠位部115を有し、ディスク210は、埋込み電極230a〜230e(図2A)および組織処置面225を備える。電極230a〜230eのうちの1つまたは複数の電極にRF信号を印加すると、組織処置面から延在する電場が発生する。さらに後述のように、操作者は、電場の所望の形状および/または強度を指示するために、例えば、RF発電機への入力を使用し得る。操作者入力の結果、所望の形状および/または強度を実現するために、電極230a〜230eに印加される1つまたは複数の信号の位相、振幅、および/または周波数が変えられる。

ディスク210は、例えば、直径約5mmで、約25〜60ミル(約0.64〜1.52mm)の全厚を有する。ディスク210は、隣接する電極間の電圧破壊を抑えるために、高い電気的遮蔽性を有することが好ましい絶縁性材料から形成され、RFプラズマの高温および侵襲性化学環境に耐性を有することが好ましい。

図2A〜図2Cを参照すると、ディスク210の材料が電極230a〜230eを覆わないので、埋込み電極230a〜230eは、組織処置面225で露出している。電極230a〜230eは互いに隣接し、電極230cはディスク210の中心にあり、電極230a、230b、230d、および230eは電極230cを囲んでいる。電極230a、230b、230d、および230eは、電極230cから等しい距離d離れ、互いに等しい距離x離れ、電極230cの周りに正方形を形成している。電極230a〜230eは、例えば、直径が10ミリメートル程度でよく、距離dおよびxは、例えば、1から10ミリメートルの間にあり得る。距離dは、距離xと等しくてもよく、異なってもよい。

図2A〜図2C、および図3Aに示すように、電極230aは、電力ケーブル120およびコネクタ125を介して電極230aをRF発電機310の第1の端子330a(図3A)に接続する第1のリード線232aに接続される。同様に、電極230b〜230eは、電極をRF発電機310のそれぞれの端子330b〜330e(図3A)に接続するリード線232b〜232eにそれぞれ接続される。リード線232a〜232eは、軸110の空洞部を通って電力ケーブル120へ至る。リード線232a、232b、232d、および232eは、RF発電機310により、それぞれ、端子330a、330b、330d、および330eを介して異なる位相を有するRF信号を供給される。リード線232cは、RF発電機310の接地端子330cに接続される。電極230a、230b、230d、および230eに印加されるRF信号は、組織処置面225から延在する電場および電極230a〜230e間の電流を引き起こす。電場の形状および強度は、後述のように、RF信号の位相および電圧強度に基づいて変わることになる。したがって、実施されている手術のために電場の所望の形状および/または強度を指定する操作者入力320に基づいて、RF発電機310は、端子330a、330b、330d、および330eに印加すべき、異なる位相および/または電圧強度を有する、適切なRF信号を発生する。

図3Bを参照すると、端子330a、330b、330d、および330eに印加される、長時間にわたるRF信号340の例が示されている。図示の例では、端子330a、330b、330d、および330eに印加されるRF信号の大きさは等しいが、RF信号の位相はそれぞれ異なっている。具体的には、図3Bに示す例では、端子330a、330b、330d、および330eに印加されるRF信号は、360度/非接地電極の個数(例えば、90度)だけ位相がずれている。

端子330a、330b、330d、および330eに印加されるRF信号340は、正弦波である。しかし、方形波や三角形波など他のタイプの信号も使用することができる。さらに、電場の所望の形状および/または強度を実現するために、端子330a、330b、330d、および330eに印加されるRF信号の電圧の大きさもまた調整され得る。

電極に印加されたRF信号に起因する電場のプロファイルは、電極の個数、電極の構成、RF信号間の位相差など、いくつかの変数に依存する。例えば、いくつかの構成では、RF信号間の位相差が360度/非接地電極の個数ならば、図4Aに示すように、実質的に均一な電場が発生する。所与の構成および位相差に対する正確な電場プロファイルは、例えば、有限要素解析を用いるシミュレーションで決定することができる。

図4Aを再び参照すると、いくつかの場合には、電極230a、230b、230d、および230e間の位相差が等しいと、組織処置面225から延在し、組織処置面225から所与の距離のところで組織処置面225にわたって実質的に均一である電場400aを得ることができる。実質的に均一な電場は、例えば、図3Bに示された信号により発生し得る。組織処置面225から所与の距離のところでの実質的に均一な電場の強度の大きさは、

に比例する。ここで、xはディスク210に埋め込まれた非接地電極の個数に等しく、rは組織処置面225からの距離に等しい。

電場400aは、近接場410および遠方場420を含む。近接場410および遠方場420中の破線は、電場の等電位線を表す。近接場410は、組織処置面225で露出している電極230a〜230eに近接しているため、遠方場420よりも強い。

図4Bを参照すると、電場の強度プロファイルは、端子330a、330b、330d、および330eに印加されるRF信号間の位相差を変えることにより、変えることができる。例えば、操作者が電場のより狭い強度プロファイルを所望するならば、操作者は、より狭い電場プロファイルを指示するためにRF発電機310への操作者入力320を使用することができる。その結果、RF発電機310は、図4Bに電場400bで示すように、電場がより狭く集中するように、位相差を変える。電場400bは、近接場430および遠方場440を含む。近接場430は、組織処置面225で露出している電極230a〜230eに近接しているため、遠方場440よりも強い。電場410〜440の強度は、それぞれRF信号の大きさを増大または減少させることにより、増大または減少させ得る。

一実施例では、タッチスクリーンを操作者入力デバイスとして使用することができる。タッチスクリーンは、組織処置面から延在する近接場を表示する。所望の近接場プロファイルを示すように、操作者は、近接場曲線に沿う点を操作することができる。その後、RF発電機310は、発生した電場が所望の近接場プロファイルを有するように、RF信号の位相差および/または大きさを変える。

様々な処置のために電場の異なる強度を使用することができる。例えば、高密度電場は、組織の焼灼または切開に使用するために、プラズマ放電を開始させることができる。例えば、ある環境では、約200V/mil(これは7.9kV/mmに等しい)までの高密度電場を、プラズマを放電開始させるために使用することができる。所与の環境および構成に対しプラズマを放電開始させるのに必要な特定の密度は、日常業務の実験またはシミュレーションにより決定することができる。電場強度プロファイルは、プラズマ放電の形状を制御することになる。また、例えば、図4Aに示した実質的に均一な電場に基づいて放電開始されるプラズマの形状は、図6に示すプラズマ615のように、組織処置面225にわたって実質的に均一になる。別の一実施例では、図4Bに示すより狭い電場強度に基づいて放電開始されるプラズマの形状は、相応してより狭くなる。

一方、凝固などの処置では、電場のエネルギー密度は、プラズマ放電の開始を防ぐため、十分低く保たれる。凝固は、例えば約0.8A/mm²までのRF電流密度での熱処置を用いて行われる。同様に、低電力密度の電場は、処置区域内の細胞を殺すために使用することができる。

また、様々な処置のために、異なる電場強度プロファイルを使用することができる。例えば、大きな表面区域を処置するために、図4Aに示された実質的に均一な電場のような広い電場プロファイルを使用することができる。一方、より具体的には、不健康な組織を目標にしたり、小動脈を凝固したりするために、より狭い電場プロファイルを使用することができる。

図5を参照すると、RF発電機310の一実施形態は、力率補正および整流回路510、位相シフト回路520、波形調節回路530、マイクロプロセッサ540、多位相同期変調コントローラ回路550、および多インバータコントローラ回路560を備える。

力率補正および整流回路510は、交流(AC)電力信号512および接地信号514を受け取る。力率補正および整流回路510は、力率補正および整流回路510の負荷、すなわち抵抗が線形となるように、力率補正を行う。こうして、AC電力信号512上の電流は、AC電力信号512の電圧に追随する。また、力率補正および整流回路510は、AC電力信号512を整流し、正の直流(DC)電力信号516および負のDC電力信号518を発生する。さらに、接地信号514は、力率補正および整流回路510により、接地信号519として出力される。

位相シフト回路520および波形調節回路530は、DC電力信号516および518をN個の位相シフト正弦波電力信号524へ変換する。個数Nは、ディスク210に埋め込まれた非接地電極の個数または、図7Aに示された電極対のような電極対の個数に等しくすることができる。位相シフト回路520は、各インバータが、異なる位相を有する正方形波電力信号を発生するように、N個のインバータを含むことができる。N個の位相シフト正方形波電力信号522は、波形調節回路530により、位相シフト正弦波524を発生するように調節される。

マイクロプロセッサ540は、電場の所望の形状および/または強度を指定する操作者入力320を受け取る。操作者入力320に基づいて、マイクロプロセッサ540は、所望の形状および/または強度を実現するために、電力信号522間の適切な位相差および、必要ならば、適切な周波数および/または大きさを決定する。所望の形状および/または強度を発生するのに必要な位相、周波数、および/または大きさは、例えば、参照テーブル内に記憶される。マイクロプロセッサ540は、電力信号522の、決定された周波数、大きさ、および/または位相を多位相同期変調コントローラ回路550に供給する。

また、マイクロプロセッサ540は、制御信号を多インバータコントローラ回路560に供給する。これらの制御信号は、安全上の理由で多インバータ回路を制御するために使用される。例えば、もし組織処置面225での温度が閾値を超えるならば、マイクロプロセッサ540は、信号を多インバータコントローラ回路560に送り、電力信号522の大きさを低減させる、そうでなければ、電力信号522の特性を調整する、またはインバータコントローラ回路560を停止させることができる。

波形調節回路530からのフィードバック、あるいは、RF発電機310が波形調節回路530を備えない実施形態では、位相シフト回路520からのフィードバックは、多位相同期変調コントローラ回路550に供給される。

多位相同期変調コントローラ回路550は、電力信号522の周波数、大きさ、および/または位相のどのような不正確も補正するように、マイクロプロセッサ540から受け取った電力信号522の必要とされる周波数、大きさ、および/または位相ならびに波形調節回路530からのフィードバックに基づくフィードバックループを実行する。多位相同期変調コントローラ回路550は、電力信号522の周波数、大きさ、および/または位相を制御するために、1つまたは複数の信号を多インバータコントローラ回路560に出力する。

多インバータコントローラ回路560は、多位相同期変調コントローラ回路550から受け取った電力信号522の周波数、大きさ、および/または位相ならびにマイクロプロセッサ540から受け取った制御信号に基づく位相シフト電力信号522の発生のため、位相シフト回路520へ転送されるゲート信号を発生する。

図6を参照すると、電気外科デバイス100が、例えば関節軟骨など生体組織605を処置するために使用されている。組織処置面225は、組織処置部位610に接して、または、組織処置部位610に電場またはプラズマ放電領域が影響を及ぼすくらい十分に組織処置部位610に近接して置かれる。ひとたび操作者が電場の所望の形状および/または強度を指定すると、RF発電機310は、図4Aおよび図4Bの電場のような電場を発生するように、電極230a〜230eへ印加される対応するRF信号を発生する。例えば、組織処置部位610での組織の焼灼を含む処置では、電極230a〜230eへ印加されるRF信号は、プラズマ615が組織処置面225に形成されるようなものである。組織のある区域を焼灼するためには、プラズマ615を伴う遠位部115は、組織の所望の焼灼区域に沿って動かされる。

他の外科処置(例えば、皮膚損傷の凝固または処置)は、プラズマを形成せずに行われる。より正確には、組織処置面225にわたって分布し、組織処置面225から延在する電場および/または電場に起因する任意の熱エネルギーが、処置部位610を処置するために使用される。熱が処置組織内で散逸するので、周囲の組織へのいかなる付随的な損傷も抑えられる。

図7Aを参照すると、電気外科デバイスの電極および信号の代替構成を示す概略図が示されている。この実施形態では、電極710a、710b、712a、および712bは、ディスク750a内に埋め込まれ、ディスク750aの材料が電極710a、710b、712a、および712bを覆わないように、組織処置面225で露出している。電極710a、710b、712a、および712bは、互いに隣接している。電極710aおよび710bならびに電極712aおよび712bの各対は、距離y隔てられている。また、電極710aおよび712bならびに電極710bおよび712aも距離yまたは異なる距離だけ隔てられ得る。

接地パッドは、患者の身体に取り付けられ、電極710aおよび710bは、信号Aで駆動され、電極712aおよび712bは、信号Bで駆動される。図7Bに示すように、例えば、信号Aと信号Bとは、等しい電圧の大きさを有するが、位相がずれている(例えば、90度位相がずれている)。信号Aおよび信号Bは、RF発電機により供給される。

信号Aは、2つの入力信号725aおよび725bに変換され、入力信号725aおよび725bは、それぞれ電極710aおよび710bに印加される。信号725aは、信号725bから180度位相がずれている。図7Aに示すように、信号725aの位相を表す黒い円は、接地端子727に最も近く、信号725bの位相を表す黒い円は、接地端子727から最も遠い。

同様に、信号Bはまた、互いに180度位相がずれ、それぞれ電極712aおよび712bへ印加される2つの信号735aおよび735bへ変換される。接地端子727および737は、生体組織に貼り付けられた接地パッドまたはRF電源内の接地部に接続されている。信号725aと725bとの対および信号735aと735bとの対は、いずれも180度位相がずれていて、その結果、電極のうちの1つからのいかなる電流も相殺されるので、接地端子に電流はまったく印加されない。

ディスク750aから延在する電場強度プロファイルは、後述のように、信号725a、725bと735a、735bとの間の位相を調整する(信号Aと信号Bとの間の位相を調整する)ことにより、制御することができる。例えば、信号725a、725bと735a、735bとの間の位相が、90度ずれるように調整するならば、ディスク750aから延在する電場の強度は、ディスク750aにわたって実質的に均一になる。信号725a、725bと735a、735bとの間の位相のずれが等しくないならば、ディスク750aから延在する電場強度プロファイルは、変わることになる(例えば、より狭くなる)。

図7Cを参照すると、ディスクの代替電極配置が示されている。この実施例では、ディスク750bは、6つの電極対を備える。それぞれの電極対が相異なる駆動信号で駆動されたり、複数の電極対が同じ駆動信号で駆動されたりし得る。電極対の個数を増すと、発生される電場の形状または/および強度を追加することが可能になる。

図7A〜図7Cに示す代替の実施形態は、ディスク750aおよび750b中の電極と生体組織との間の電位の低減をもたらすことができる。さらに、容量結合による、外部接地部と患者の身体との間の同相電流は、低減される。具体的には、対称的な信号対725aおよび725bならびに735aおよび735bのために、容量性電流は相殺される。一般に、容量結合は、印加RF信号の周波数が増加するにつれ、増加し、同相電流の増加をもたらし、そのことが、火傷または他の組織損傷をもたらす。同相電流を相殺するために対称的な信号対を用いることにより、より高い周波数を有するRF信号を使うことができる。例えば、2MHz、4MHz、および13.56MHzの周波数を、容量結合に起因する同相電流を著しく生じさせずに、使用し得る。これらの周波数は、それ用の市販のRF発電機がすでに作り出されている標準FCC周波数である。したがって、製造コストを削減するために、これらの市販RF発電機を使用し得る。

図7Dは、電力リミッタ760a〜760dを備える、電極および信号の代替構成を示す概略図である。本実施形態は、電極710a、710b、712a、および712bへの入力信号を除いて、図7Aに示した実施形態と同じである。具体的には、入力信号725aおよび725bは、それぞれの電力リミッタ760aおよび760bを介して電極710aおよび710bにそれぞれ印加される。同様に、入力信号735aおよび735bは、それぞれの電力リミッタ760cおよび760dを介して電極712aおよび712bにそれぞれ印加される。

入力信号により供給されるレベル以下に電力を制限することにより、電力リミッタ760a、760b、760c、および760dは、実質的に同じ電力が電極710a、710b、712a、および712bのそれぞれに送られることを保証するように動作する。すなわち、電力リミッタ760a、760b、760c、および760dが電力を処置に必要な量まで低減させ、それにより各電極710a、710b、712a、および712bが同じ電力を受け取ることになるので、入力信号が、処置に必要とされるよりも多くの電力を供給するように設計し得る。実質的に同じ電力を各電極に送ることは、ある状況では有益であり得る。例えば、焼灼を行うためにプラズマを発生させたとき、実質的に同じ電力が各電極に供給されないならば、プラズマは、電極にわたってより均等に分布するよりむしろ、電極の1つの周りにより近接して形成され得る。

図7Eは、電力リミッタ762の実施の例であり、電力リミッタ760a、760b、760c、および760dの1つまたは全てを実施するのに使用し得る。電力リミッタ762は、入力信号を受け取ることができる第1の端子762bおよびコンデンサ762dの第1の端子でコンデンサ762dと結合した第2の端子762cを備える指示器762aを備える。コンデンサ762dのもう一方の端子は、グラウンドと結合している。電力リミッタ762の出力端子762eは、指示器762aの第2の端子762cと結合している。

電力リミッタを使用するよりも、他の実施では、電極710a、710b、712a、および712bのそれぞれに対して様々な電源、電力、電圧、および/または電流を使用し得る。そうすると、入力信号の位相および/または大きさを独立に変えることを可能になり得る。

図8A〜図8Cを参照すると、様々な数の電極および様々な電極形状を含む代替電極配置は、ディスク850a〜850cに含まれ得る。図8Aに電極802a〜802gおよび804を備えたディスク850aを示す。電極802a〜802gおよび804の形状は、電極230a〜230eの形状と実質的に同じである。しかし、ディスク850aがディスク210と実質的に同じ寸法であるならば、電極802a〜802gおよび804の直径は、より小さくなり得る。電極802a〜802gは、電極804から等しく距離dだけ離れ、互いに等しく距離xだけ離れ得る。いずれの距離も1〜10ミリメータであり得る。電極802a〜802gはRF発電機の異なるRF信号端子に接続され得る。電極804はグラウンドに接続され得る。他の一実施形態では、電極802a〜802gのうちのいずれか1つはグラウンドに接続され、電極804はRF発電機のRF信号端子に接続され得る。いくつかの実施形態では、電極802aおよび802bのような隣接する電極が電極対を構成し得る。他の実施形態では、電極802aおよび802eのような互いに反対側にある電極が電極対を構成し得る。

図8Bに、電極812a、812bおよび814を備えるディスク850bを示す。電極812a、812bおよび814は、実質的に同じ形状を有し、同心である。電極812aおよび812bはRF発電機の異なるRF信号端子に接続され得る。電極814はグラウンドに接続され得る。他の一実施形態では、電極812aおよび812bのうちのいずれか1つはグラウンドに接続され、電極814はRF発電機のRF信号端子に接続され得る。

図8Cに、電極822a〜822dおよび824を備えるディスク850cを示す。ディスク850cの形状に似て、電極822a〜822dおよび824の形状は、実質的に矩形であり得る。電極822a〜822dおよび824は、互いに等間隔をなしている。電極822a〜822dはRF発電機の異なるRF信号端子に接続され得る。電極824はグラウンドに接続され得る。他の一実施形態では、電極822a〜822dのうちのいずれか1つはグラウンドに接続され、電極824はRF発電機のRF信号端子に接続され得る。いくつかの実施形態では、電極822aおよび822bのような隣接する電極が1対の電極を構成し得る。他の実施形態では、電極822aおよび822dのような互いに反対側にある電極が1対の電極を構成し得る。

さらに、電気外科デバイス100は、他の構成を有することができる。例えば、電気外科デバイス100は、内部RF発電機を備えることができ、その場合、電力ケーブル120およびコネクタ125が内部RF発電機をACまたはDC電力に接続している。あるいは、内部RF発電機に加え、電気外科デバイスは、RF発電機に電力を供給するために、内部電池を備えることができる。その場合、電力ケーブル120およびコネクタ125は除き得る。

また、他の構成では、位相シフト回路520は、位相シフト信号を発生するために、N個のインバータを備えるよりはむしろ、単一のインバータおよび1つまたは複数の遅延素子を備え得る。波形調節回路530は、N個の位相シフト正弦波電力信号524から高周波雑音を除去するために、高域フィルタを備え得る。

いくつかの実施形態では、RF発電機310が波形調節回路530を備えず、したがって、
N個の位相シフト正方形波電力信号522が、組織処置面225で露出している電極230a〜230eへ直接供給されることになる。

電気外科デバイスは、内視鏡手術または関節鏡手術用に寸法が決まっているものとして、説明してきたが、他の実施例では、意図した特定の用途に応じて、より大きく、または、より小さく、寸法が決まることになる。そうした用途では、ディスク210の厚さおよび寸法は、その用途に応じて調整される。

したがって、他の実施形態は、添付の特許請求の範囲内にある。

100 電気外科デバイス
105 ハンドル
110 細長い軸
115 遠位部
120 電力ケーブル
125 電力コネクタ
205 絶縁領域
210、750a、750b、850a、850b、850c ディスク
225 組織処置面
230a、230b、230c、230d、230e 埋込み電極
232a 第1のリード線
232b、232c、232d、232e リード線
310 RF発電機
320 操作者入力
330a 第1の端子
330b、330d、330e 端子
330c、727、737 接地端子
340 RF信号
400a、400b 電場
410、430 近接場
420、440 遠方場
510 力率補正および整流回路
512 交流(AC)電力信号
514、519 接地信号
516 正の直流(DC)電力信号
518 負のDC電力信号
520 位相シフト回路
522 位相シフト正方形波電力信号
524 位相シフト正弦波電力信号
530 波形調節回路
540 マイクロプロセッサ
550 多位相同期変調コントローラ回路
560 多インバータコントローラ回路
605 生体組織
610 組織処置部位
615 プラズマ
710a、710b、712a、712b、802a、802b、802c、802d、802e、802f、802g、804、812a、812b、814、822a、822b、822c、822d、824 電極
725a、725b 入力信号
735a、735b 信号
760a、760b、760c、760d、762 電力リミッタ
762a 指示器
762b 第1の端子
762c 第2の端子
762d コンデンサ
762e 出力端子

Claims

組織処置面を形成するように配置された複数の電極と、
電源であって、
第1の位相を有する第1の駆動信号を前記複数の電極のうちの少なくとも第1の電極へ、および第2の位相を有する第2の駆動信号を前記複数の電極のうちの少なくとも第2の電極へ、電場が前記組織処置面から延在し、前記第1の位相と前記第2の位相とが異なるように送出し、
前記電気外科デバイスの操作者からの入力を受け取り、
前記操作者からの前記入力に応答して、前記組織処置面から延在する前記電場の様相が変わるよう、前記第1の位相または前記第2の位相を調整するように構成された電源とを備える電気外科デバイス。
前記複数の電極が、前記複数の電極のうちの前記第1の電極、前記複数の電極のうちの前記第2の電極、および第3の電極を備え、前記第3の電極がグラウンドと結合された、請求項1に記載の電気外科デバイス。
前記複数の電極が、第1の対の電極および第2の対の電極を備え、前記第1の対の電極が前記複数の電極のうちの前記第1の電極および第3の電極を含み、前記第2の対の電極が前記複数の電極のうちの前記第2の電極および第4の電極を含み、
前記電源が、前記第1の駆動信号を前記第3の電極へ前記第1の位相に対し180度位相をずらして送出し、前記第2の駆動信号を前記第4の電極へ前記第2の位相に対し180度位相をずらして送出するように構成された、請求項1に記載の電気外科デバイス。
前記第1の駆動信号および前記第2の駆動信号が、3MHzより大きな周波数を有するRF駆動信号である、請求項3に記載の電気外科デバイス。
グラウンドと結合されており、使用中は患者の身体と結合されるように構成された接地パッドをさらに備える、請求項3に記載の電気外科デバイス。
前記電源が、
AC電力信号をDC電力信号へ変換するように構成された力率補正および整流モジュールと、
複数の位相シフトされた電力信号を発生するように構成された位相シフトモジュールとを備える、請求項1に記載の電気外科デバイス。
前記電場の前記様相が前記電場の形状である、請求項1に記載の電気外科デバイス。
前記電場の前記様相が前記電場の強度である、請求項1に記載の電気外科デバイス。
前記電源が、前記組織処置面の前にプラズマが形成されるよう、前記第1の駆動信号および前記第2の駆動信号を送出するように構成された、請求項1に記載の電気外科デバイス。
前記組織処置面から延在する前記電場の前記様相が変わるとき、前記プラズマの形状が変わる、請求項1に記載の電気外科デバイス。
電気外科デバイスを用いて電気外科手術を行う方法であって、
第1の位相を有する第1の駆動信号を少なくとも第1の電極へ、および第2の位相を有する第2の駆動信号を少なくとも第2の電極へ、電場が組織処置面から延在し、前記第1の位相と前記第2の位相とが異なるように送出する段階と、
前記電気外科デバイスの操作者からの入力を受け取る段階と、
前記操作者からの前記入力に応答して、前記組織処置面から延在する前記電場の様相が変わるように、前記第1の位相または前記第2の位相を調整する段階とを含む、方法。
第3の電極を接地する段階をさらに含む、請求項11に記載の方法。
前記第1の駆動信号を第3の電極へ前記第1の位相に対し180度位相をずらして送出する段階と、
前記第2の駆動信号を第4の電極へ前記第2の位相に対し180度位相をずらして送出する段階とをさらに含む、請求項11に記載の方法。
前記第1の駆動信号および前記第2の駆動信号を送出する段階が、3MHzより大きな周波数を有するRF駆動信号を送出する段階を含む、請求項13に記載の方法。
接地パッドを接地する段階と、
前記接地パッドを患者の身体と結合させる段階とをさらに含む、請求項13に記載の方法。
前記電場の前記様相が前記電場の形状である、請求項11に記載の方法。
前記電場の前記様相が前記電場の強度である、請求項11に記載の方法。
前記第1の駆動信号および前記第2の駆動信号を送出する段階が、前記組織処置面の前にプラズマが形成されるように、前記第1の駆動信号および前記第2の駆動信号を送出する段階を含む、請求項11に記載の方法。
前記組織処置面から延在する前記電場の前記様相が変わるとき、前記プラズマの形状が変わる、請求項11に記載の方法。