JPH10504751A - 人間および動物の生体組織内の出血を停止する装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 この発明は、プラズマジェット手段により中程度または重度に出血している人間および動物の生体組織の凝結および痴皮の形成を改善することに関する。装置は電気的に伝導性の本体（６）からなるプラズマジェット発生手段を備え、これは正の電位を有するガス出力源の正極に接続されている。本体（６）はプラズマ生成ガスを加熱するために設けられた円筒状チャネル（１７）とともに形成されている。チャネル（１７）は複数のセクション（８，９，１０）から構成され、これらは互いに電気的に絶縁されているとともに、それぞれがブッシュ（２２）を介して本体（６）に接続されている。ブッシュはセクション（８，９，１０）と同心上にあり電気的に絶縁されている。ブッシュ（２２）は、冷却液をガス加熱チャネル（１７）に向かってまたこれから誘導するよう設置されたチャネル（１９）とともに形成されている。

Description

【発明の詳細な説明】 人間および動物の生体組織内の出血を停止する装置 この発明は、プラズマジェット方式によって人間および動物の生体組織内の出 血を止め、痴皮を形成するための装置に関する。この発明はプラズマ手術に関し 、より具体的には凝固および止血効果を達成するための新型および改良型のプラ ズマ手術方法に関し、すなわち組織層への微弱なプラズマジェット出力の付加な らびに生体組織内の液体要素への強力なプラズマジェット出力の付加により乾燥 および凝固を達成するものである。 本発明の目的は、所定の熱力学特性を有するプラズマジェットを直接的に付加 する手段によって、手術個所をプラズマ力学によって乾燥し、また前記個所の一 部分に中程度または重度の出血の速度を超える速度をもって熱的壊死を発生させ ることである。 プラズマ流、レーザ照射ならびに電気的手術は、手術の際の精密な切開、切開 および止血作用の結合、ならびに手術切創の止血の達成の目的で使用される。 組織への強力なエネルギー照射によって引き起こされる主要な反応は、実質的 に生体のエネルギー吸収に起因する熱化学的なものである。このエネルギーの大 部分は熱に転換される。 強力なエネルギー流の付加の熱効果は、この付加の最中ならびにその後におい て組織内に生じる生理反応の特性に相応する。 組織上における凝集されたプラズマ流の照射の生理的作用および止血作用の解 析により、幾つかのゾーンからなる熱変化部分（ＡＴＣ）の形成が確認された。 組織表面への強力な出力の付加の結果として組織表面がが乾燥し、この組織表面 上にスポンジ状の乾燥した壊死層が形成される。スポンジ層の表面は炭化し、炭 化スポンジ層（ＣＳＬ）となる。熱伝達の誘導性により気密壊死層（ＣＮＬ）が 形成される。この層はスポンジ層と影響を受けていない生きた組織との間に形成 される。この気密壊死層の発生は、５６℃以上への熱上昇において生じる蛋白質 の熱変成の結果によるものである。 医療生理学的視点から出血の停止はＡＴＣの形成によって達成され、止血の信 頼性のレベルはＡＴＣのサイズならびにその形成速度に依存する。特に、異なっ た付加方法（レーザ照射、プラズマジェットおよび電気施術）の先行した適用に よって、ＡＴＣの平均の厚さを約１．０ｍｍとすると治療プロセス中における適 正な止血および危険の回避がなされることが示された。 本発明の開発作業において、従来の方式を使用する際に発生する熱変化領域内 の異なる層の特性が慎重に検査された。 熱変化の領域に複数の異なった壊死層が形成された際の出血速度について検討 することにより、種々の熱付加方法について根本的な難点が発見された。その結 果、相当に出血している臓器の手術において高い効果を得るために新しい方式を 開発する必要が認識された。異なるＡＴＣのゾーンの特性を生成するための種々 の方法について以下に記述する。 従来の技術による作業においては、その方法を急速に出血している臓器に適用 する際に決定的な要素として出血速度に重点が置かれていた。組織内の血液流が 多量であり、手術切開部からの出血が多大である場合、液体要素の蒸発速度が切 開部に向かって移動する血液の流速より速くなることを保持するために、ＡＴＣ を形成することが必要になる。このことは、外部からの付加によって生じる組織 の単位容積あたりの熱エネルギーが、切開部に向かって流れる単位容積の血液の 蒸発のために消費される総出力を超越する必要があることを示している。 組織表面上にスポンジ状乾燥層を形成するために、この層の昇華の境界を液体 用の蒸発の境界から間隔を開けて分離する必要がある。この場合、境界が血液流 と等しい速度で付加部分に向かって移動し、スポンジ状壊死層の形成を阻止する 。 組織に付加されるエネルギー技術に応じて異なった付加方法が可能であり、そ の中には組織表面に熱源を伝送する方法が含まれており、この組織表面において 組織が加熱され熱伝導性を使用してＡＴＣ内の壊死ゾーンの形成がなされる。Ｃ Ｏ₂レーザならびにプラズマジェットを使用する方法はこの分野に属する。この 場合、乾燥を行いスポンジ状乾燥層を形成するために、熱伝導手段によって液体 要素の蒸発境界に熱が誘導される。組織の乾燥の間にその熱伝導性は乾燥されな い組織のものと比べて４ないし６倍程、すなわち０．６２Ｗ／ｍ．℃削減される ため、蒸発境界の移動速度は液体要素の減少に相関するものとなり、このことは ＡＴＣ形成速度の相当な低下を意味する。 この方法を使用することにより、スポンジ状壊死層か微弱もしくは穏やかな出 血の最中にのみ形成されることを可能にする。このことは以下の例によって理解 することができる。血液が２ｍｍ／ｓの速度で逆方向に流れている場合に強力な 加熱の最中に組織層を乾燥させるために、組織内の液体要素の蒸発強化における 熱流は４．６×１０⁶Ｗ／ｍ²超とする必要がある。しかしながら、乾燥層の厚さ が０．２５ｍｍに近い場合、液体要素の蒸発境界における熱流の量は４×１０⁵ Ｗ／ｍ²を越えないものとする。 このことは、乾燥およびチャージされる表面の昇華温度が約７００℃であり、 液体要素の蒸発温度が約１００℃であることによる。これは、組織表面への熱供 給を含む方法を使用して重度の出血を削減および停止することの困難性を示して いる。特に、組織表面に沿ったプラズマジェット流においては重度の出血を停止 させることはできない。 別の方式によれば、組織にエネルギーが付加され、その内部に浸透することが 可能となる。この方法によれば、可視および近赤外線領域のＹＡＧ（Ｎｄ−ＹＡ Ｇ）レーザビームと、これと同様に電気手術法が使用される。一番目のケースに おいて、エネルギーは１．０ｍｍの深さで組織内に吸収される。レーザビームの 付加中に組織表面の効果的な乾燥を達成するために、組織の単位容積あたりに浸 透する熱エネルギーの総量が組織内の血液流の乾燥に必要とされるエネルギーを わずかに超過する必要があり、また乾燥が達成された瞬間に付加を停止する必要 がある。これは実質的に組織表面上の重度の昇華領域を排除するためであり、そ うでなければ、乾燥層は非乾燥層よりはるかに高いエネルギー吸収率を有するた め、新しく形成された壊死層が破壊されてしまう。スポンジ上層が形成された後 も付加を継続すると乾燥された層の強度の昇華が生じる。この特性は、実質的に 中程度および重度の出血を停止するために可視および近赤外線領域のレーザ放射 を使用する際の最も大きな難点である。 第二のケースにおいては、組織に高周波電流を付加することによって組織への エネルギー供給が実施される。乾燥が達成されると同時に、そのインピーダンス が大きく上昇し、これが付加の終局と乾燥の達成をもたらす。 最も効果的に重度の出血を停止する方法は、電気手術技術を使用して凝結を得 るものであり、これは米国特許第４７８１１７５号に記載されている。この公開 文書はあらかじめ設定された可イオン化ガスをジェットの形であらかじめ設定さ れた流速をもって組織へと供給することに関しており、このあらかじめ設定され た流速は自然体液の組織を除去し、結合性組織（支質）を本質的な程度まで露出 させるために充分なものである。電気放射周波エネルギーはガスジェット内のイ オン化された伝導経路内を組織まで誘導される。高周波治療を実施するため電気 エネルギーがアークの形でイオン化された伝導経路内を誘導される。非接触式の 電気手術乾燥を達成するため、電気エネルギーは非アーク拡散電流としてイオン 化された伝導経路内を誘導される。 組織体内へのエネルギーの誘導は記述されている方式の利点の一つとして指摘 され、重度に出血している手術切開部の表面上に急速に乾燥層を形成することを 達成する。 手術部分から血液を除去しまた電気出力を組織内の実質的に一様に分散させる ために不活性ガスの直線ジェットを使用することにより、熱乾燥された層が従来 の電気手術技術のものと比較して一様な深度を有することが可能になる。 加えて、この方法は付加中におけるフィードバックを含んでおり、これは組織 表面の乾燥の瞬間、すなわちスポンジ状壊死層の最終的な形成の後にエネルギー 供給が停止するからである。これがこの方法の有害な作用を全般的に抑制し、確 実な出力量およびしたがって重度の出血の確実な停止効果を有するあらかじめ設 定された規則性を選択する可能性を提供する。 生体組織への電気手術の適用における主な難点を以下に示す。重度の出血を停 止するために、付加するエネルギーの総量を増加させる必要があり、これは組織 と手術機器との間のマイクロアーク発生の規則性を使用して実施される。生体組 織内へのエネルギーの発散は患者への電流の導通を含んでおり、これが使用を制 限する（例えば心臓疾患等の場合）可能性がある。この方法は、レーザビーム方 式の特徴とは逆に、組織内における精密な切開は不可能である。 従来型のプラズマ方式は、プラズマ流手段によって組織の表面に熱エネルギー を供給することを特徴としており、これが中程度および重度の出血における使用 を困難にしている。プラズマ付加の難点はプラズマ流と生体組織との間の熱交換 によってのみ防止され得る。 本発明は、従来の種々の方式において検知された難点を防止する方式により、 人間および動物の生体組織の出血を停止する装置を提供する。装置の基本的な特 徴は併記された請求項１によって示されている。 本発明を添付図面を参照しながら詳細に説明する。ここで、 図１は、本発明に係る装置によって治療された傷の断面図、 図２は、電気手術方式によって治療された組織の断面図、 図３ａおよびｂは、これらに対応して組織へのまたは組織からの相互作用的な 流れを概略的に示した断面図、 図４および５は、測定された熱エネルギー値をプラズマジェットの関数として 示した曲線を有する座標図、 図６は不活性ガスを使用する本発明の一実施例に係るプラズマノズルの縦方向 断面図、 図６ａは、図６の線Ａ−Ａに沿った断面図、 図７および７ａは対応する断面図であるがガスとして空気を使用する別のプラ ズマノズルの実施例を示し、 図８および８ａは、水蒸気を使用するプラズマノズルの第三の実施例を示した 対応する断面図である。 図１は組織内の治療された傷の断面図である。参照符号１はスポンジ状乾燥層 を示し、部分的な死細胞（壊死）を現している。この層１は炭化層２によって被 覆されている。熱変換のためスポンジ状乾燥層１の下側にコンパクトな壊死層３ が形成される。この壊死層はスポンジ状層１と作用を受けていない生きた組織４ との間に形成される。 図２は電気手術技術を用いて治療された傷を示している。この場合、スポンジ 層１が実質的に均一な深度を有する外側の支持組織（網状質）によって被覆され ていることを特徴とし、これは光アーク手段によって形成された複数の孔５を備 えている。孔５は実質的に同一の断面を有しており、実質的に均一に痂皮面に配 分されている。隣接する孔５の間の組織は痂皮の柔軟性を提供して破損を防止し ている。さらに、全般的に均一な深さで熱乾燥された層３はアーク孔の網状質を 作用されていない組織から分離している。 壊死層（以下に記述されるように、約７５−８５％の組織内液体成分を含んで いる）の高い細孔性は、実施的に新規な方式のプラズマ流を使用して大規模な出 血においてこの層を形成することを可能にする。 前述したように、重度の出血を停止する際の困難性は、組織表面の昇華の外部 境界を間隔的に分離し、組織の深部において液体成分の蒸発の境界を提供する必 要性に関するものである。後者の境界は付加部に向かう血液流の速度と等速で移 動し、特に重度の出血の場合において、スポンジ状壊死層の形成を阻止する。 種々の形態のエネルギー源の提供は、プラズマジェットの特徴である。プラズ マ流エネルギーは、プラズマエンタルピ、ジェットエネルギーの動的要素および イオン化ガスの広域放射の形式に凝縮される。プラズマを発生させるガスの消費 量、プラズマジェットの断面積およびその温度を変化させることにより、プラズ マ流の動的圧力を制御することが可能になる。したがって、プラズマジェットが この層に完全または部分的に浸透する際に、プラズマジェットとスポンジ状壊死 層との間の相互作用を達成することが可能になる。結果として、スポンジ状壊死 層を加熱している間にプラズマジェットが部分的に冷却され、プラズマジェット ・エネルギーの残りの部分は組織の液体成分の蒸発の境界において吸収される。 プラズマジェットの低圧領域によって冷却されたプラズマ生成ガスおよび水蒸気 流の濾過が実施される。前述した方式のプラズマジェットと組織表面との間の相 互作用は図３に概略的に示されている。 この分析は、イオン化ガス流のプラズマ力学作用の使用によって組織にエネル ギーを誘導する新しい原理の可能性を示している。あらかじめ設定されたプラズ マ流内の熱力学および気体力学パラメータによって達成されたスポンジ状壊死層 の高い細孔性は、この層３ｂ内におけるプラズマジェットの気体力学的および熱 的浸透をもたらす。この場合、組織へのエネルギーの誘導において、スポンジ状 壊死層への大出力の伝送とスポンジ状層内での組織の液体成分の表面加熱を組み 合わせた特性を実現することが可能になる。 スポンジ層の多孔性の研究により、典型的な柔軟性組織の臓器における細孔直 径ｄおよび多孔度Ｐは；肺においてｄ＝０．０６−０．０９ｍｍ，Ｐ＝０．９− ０．９５、脾臓においてｄ＝０．０４−０．０７ｍｍ，Ｐ＝０．８５−０．９、 肝臓においてｄ＝０．０３５−０．０６ｍｍ，Ｐ＝０．７５−０．８、腎臓にお いてｄ＝０．０２−０．０４ｍｍ，Ｐ＝０．６５−０．７となることが示された 。結果として、スポンジ状壊死層内においてプラズマ流が０．２５ｍｍの深度ま で浸透することを実現するプラズマジェットの最大断面は、肺においては約３． ５ｍｍ、脾臓においては約３．０ｍｍ、肝臓においては約２．５ｍｍ、腎臓にお いては約１．５ｍｍとなる。 これらのデータはアルゴンプラズマジェットに適用することができる。より軽 いガス（ネオン、空気およびヘリウム）の使用は許容可能な面積の縮小をもたら す。 重度の出血の停止効果にプラズマ生成ガスのパラメータの作用を与えるために 、実験対象物（５３頭の犬において５００回以上の実験）における出血停止の調 査が行われた。犬は麻酔をかけられ部分的な切開が行われた。傷面積は３ないし １４ｃｍ²とされた。傷面の凝結が開始する前に、傷の出血の値が固定的な時間 ならびに傷面積において測定され、その結果から傷からの出血の平均流速を計算 し出血の程度を定義することが可能となった。 肝臓の傷における面積の範囲内からの平均的な出血速度は０．６−１．８ｍｍ ／ｓ、脾臓の傷からは０．８−２．５ｍｍ／ｓとなった。重度の出血は平均出血 速度Ｕ＞１．０ｍｍ／ｓに相当することを指摘する必要がある。 これにしたがって、１．５−２．０ｍｍ／ｓの出血速度の処理により、種々の 動作源が互いに比較された。ヘリウム、ネオン、アルゴン、窒素および空気上で 作動するマイクロプラズマトロンを使用した検査において、このマイクロプラズ マトロンは手術用プラズマ発生器について要求される幾つかの制限、特に以下の もの：小さな寸法、操作および取り扱いの容易性、安定性および信頼性、頻繁な オーバーホール、電極上における最小の腐食生成量、ガス塞栓症を防止するため に制限されたガス消費量またはその他の制限を考慮に入れずに製造されているこ とから、プラズマ流のパラメータは広範囲の領域において変化させることがで きた。 これらの実験の結果は図４および図５に示されている。黒点は重度の出血の確 実な停止を達成する熱出力およびプラズマジェット温度に相当する。線Ｉ，II， IIIは、それ以下においては出血を止めることが不可能になるプラズマジェット の限界を示している。 ヘリウムを使用した際、出血速度がＵ≦１．０ｍｍ／ｓである場合にのみ確実 な出血停止の達成が可能であった。 これらの結果は、プラズマ生成ガスおよびプラズマの熱物理特性の基本的な効 果の実証を提供する。特にヘリウムプラズマは全ての領域において重度の出血の 停止に失敗している。アルゴン、ネオンおよび空気を使用することにより重度の 出血を停止することができるが、これらの使用においては、プラズマ流の熱物理 的パラメータ、プラズマ生成ガスの消費量の範囲、およびプラズマジェットの断 面積の制限が含まれている。 これらの制限の特性を解析するために、プラズマ流と生きた組織との間の相互 作用の数値モデルが開発された。このモデルは： −組織内の液体成分の比率 −傷からの出血速度 −組織内の血液流の容積密度 −相構造的変化およびＡＴＣの形成に基づいた組織の熱物理的な各特性の差別 化 −組織の液体要素の蒸発温度と炭化スポンジ層の昇華温度との差別化 −プラズマジェットおよびスポンジ状壊死層内の水蒸気流の気体力学特性 を含んでいる。 実験データの解析および数値モデルの実現によって、重度の出血を確実に停止 するプラズマ流パラメータに関する各制限の存在が、以下のプラズマジェットお よび生きた組織との間の相互作用の原理的な特性によって決定されることが示さ れている。 １．境界線Ｉはプラズマ流が多孔性の乾燥組織層内へ０．２−０．２５ｍｍ、 すなわち典型的な孔の直径ｄを３−５倍上回る深度で気体力学的に浸透するた めの条件を定義している。境界Ｉの位置は組織の特性によって決定され、またプ ラズマジェットの断面積に依存する。 ２．境界線IIは組織の液体要素が出血の速度を超えて蒸発する条件を定義する 。境界IIはスポンジ状壊死層の部内におけるプラズマジェットの冷却の進展によ って定義され、またパラメータ （λ_f・Ｐ）／（Ｃ_pf・μ_f・ｄ） すなわちプラズマ生成ガスの種類によって定義される。 ガスが流れる細孔システム内における熱伝導プロセスの調査の解析よって孔内に おける熱伝導の強度が λ_f／（Ｃ_pf・μ_f）＜２．０ によって決定されることが示された。 したがって、このことはスポンジ状の乾燥層の形成が実験中に得られたプラズマ 流の熱物理的特性に依存することを示している。 ３．境界線IIIは組織の昇華の境界が液体成分の境界と等速に進行する際の炭 化スポンジ層の高い昇華の条件を定義している。前述した制限の他に、プラズマ 生成ガスの消費量の大きな増加がガス塞栓症の原因となり得ることを計算に入れ る必要がある。実験により、ガス塞栓症の発生を防止するために、アルゴンおよ び空気の消費の数値が２．０ｌ／ｍｉｎを越えてはならないことが判明した。ア ルゴンプラズマジェットの温度を１０５００°Ｋ超に上昇させるために放電電流 量を３０Ａ超に上昇させる必要があり、これは電極の腐食を誘起し、また作用部 分の腐食の発生を誘起する。これらの要素を考慮すると、プラズマジェット手段 による重度の出血の停止に最も適したパラメータはマークされた領域内のものと なる。 実験の結果は、プラズマ付加の結果としての重度の出血の停止はプラズマジェ ットの熱物理特性および気体力学パラメータの限られた領域内において達成され ることを証明している。加えて、高い熱伝導性、低熱容量、および低い粘性を有 するプラズマ生成ガスが使用される場合、重度の出血の確実な停止は達成されな い。 最も広範囲のプラズマ・パラメータの変化領域を備え重度の出血を停止するガ スはアルゴンである。プラズマ生成ガスとして空気を使用しても重度の出血の停 止が可能であるが、これはアルゴンと比べてはるかに狭いプラズマ・パラメータ の変化領域を備えている。前述したパラメータを有するプラズマ流を発生させる ためには、プラズマ手術機器に関する幾つかの制限を考慮する必要がある。特に 、手術用マイクロプラズマトロンは比較的高い数値（アルゴンで７５００−１０ ５００°Ｋ、空気で４５００−５０００°Ｋ）を必要とする特定のガス（アルゴ ンまたは空気）に対して有効な平均質量温度を有するプラズマ流を発生させ、プ ラズマ生成ガスの消費の変化時においてごく僅か（１．０−２．０ｌ／ｍｉｎの 制限の間）にのみ変化させるプラズマ流を発生させる必要がある。さらに、マイ クロプラズマトロンの電極の腐食を防止するために、前述したプラズマ流のパラ メータを約３０Ａのレベルの放電電流値の制限とともに達成する必要がある。 出血の程度が大きく変化している間に傷表面において確実な止血作用を得るた めに、プラズマ手術機器が安定かつ比較的高レベルの温度においてプラズマジェ ットを発生させる必要がある。プラズマ生成ガスの調節の間においてジェットの 温度が大きく変化することは許容されない。高レベルのプラズマ流温度を達成す るために、ガスを加熱する電気アークの断面サイズを縮小する必要がある。この ことは、電気アーク手段によってプラズマ生成ガスを加熱するためのチャンバ・ チャネルが縮小された断面サイズを有する必要があることを意味する。 要求されるレベルのガス消費（１．０−２．０ｌ／ｍｉｎ）に起因して、また 加熱の間の熱封止の除去を考慮に入れて、プラズマ生成ガスを加熱するためのチ ャンバ・チャネルの最低断面直径は０．５ｍｍであり、実験によればその最適な サイズは空気の場合で０．７−１．０ｍｍ、アルゴンの場合には１．０−１．５ ｍｍの範囲となる。 この電気アークの断面はチャネル内の電界の強さが高い数値である際に生じ、 ２．０ｌ／ｍｉｎの消費速度の際にアルゴンの加熱に必要とされるチャネルの長 さは電気放電距離の強度を提供する。この場合において、電気アークのプラズマ 内における電圧降下は１５Ｖ−１６Ｖ超に増加し、その結果一つの長いアークの 代わりに二つの連続するアークか発生し、これは低い電圧で発生すするとともに 高温へのガスの加熱を提供する。 プラズマ生成ガスを加熱するために設けられたチャネル内での電気破壊を防止 するために、このチャネルは電気絶縁セクションとして設計されている。その数 は３未満とすることはできない。最も高い電界強度はカソード付近の最初の電気 アーク界によって生成され、ここでは冷却されたガスがアークに向かって進入す る。チャネル・セクションの長さは電界の強度が減少するためにカソードからの 距離によって増加する必要がある。最も好適なチャネルの形状は、そのカソード 付近の第一のセクションの長さが横断長に等しくなり（ｌ₁＝ｄ_c）、後続する各 セクションの長さはｌ_n＝ｎ・ｄ_cとなり、ここでｎはセクションの番号を示して いる。各セクションは非電気的に伝導性のガスケットを介して互いに接続されて いる。第一のチャネル・セクションはパルス周期エネルギー緩衝器の正の電極お よび高電圧スパーク間隙（手術用マイクロプラズマトロンのシステムをトリガす る）に接続される。 最後のセクションは、手術用マイクロプラズマトロンの主出力源の正の電極に 接続される。このセクションの好適な長さはチャネルの直径ｄの２ないし３倍と なる。最後のものを除いた全てのチャネル・セクションは、等しい断面の寸法を 有する。最後のセクションは、組織を最適な動作モードにおいて切開するため、 ０．４ないし０．６ｍｍのチャネル幅を有する。その設計はこの目的に使用され る際にはプラズマ生成ガスの種類には依存しない。 しかしながら、傷表面からの出血を停止するためにマイクロプラズマトロンが 使用される際、最後のチャネル・セクションのサイズは組織の特性およびプラズ マ生成ガスの種類の両方に依存する。 肺、脾臓および肝臓上の手術切開部からの出血を停止するためにアルゴンガス が使用される場合、最後のチャネル・セクションの断面の寸法は２．５ｍｍ，腎 臓の場合は１．５ｍｍとするべきである。 図６ａにはプラズマ手術装置の基本的な実施例が示されており、所要の断面を 有するプラズマジェットを形成するための先端部７を有するペンシル形状の電導 性本体６を備えており、これがガス出力源の正の電位を有する正電極に接続され ている。本体６はプラズマ生成ガスを加熱するための円筒状のチャネルを備えて おり、これはチャネル・セクション８，９，１０から構成され、これらは互い に電気的に絶縁されるとともに電気的に絶縁された同心のブッシュ１１を介して 本体６に接続されており、このブッシュ１１は冷却液をガス加熱チャネルへとま たガスチャネルから伝送するためのチャネル１２を備えている。セクション８， ９，１０は非電気的に伝導性であるスリーブ２２の手段よって相互結合されてい る。 セクション８，９は等しい断面長ｄ_cおよび等しいチャネル長ｌ_nを有している が、セクション１０は別のものであり、ここでｎはカソード１３から数えたセク ションの数である。これらのセクションの総数は３未満とすることはできず、ま たカソードから離延する連続した各セクションの長さはｌ_n＝ｎ・ｄ_cとなる。 プラズマジェットを形成するために設計された最後のセクション１０は、先端 部７と接続されるとともに、大きな手術切創からの出血を停止するためのチャネ ル断面長ｄ_fを有する。この断面長はプラズマ生成ガスの種類および生体組織の 特性に依存する。 生体組織を切開するために、チャネル・セクション１０は二つの同軸円筒状孔 １７および１８（図７参照）から構成され、これらは前述した全てのセクション の直径ｄ_cと等しい直径を有する入り口ならびに直径ｄ_f＝０．４−０．６ｍｍお よび長さｌ＝（１．５−２．０）・ｄ_fを有する出口孔１８とからなる。 第一のセクション８は空洞型の円筒状電極として形成されており、これは電気 的に絶縁されたブッシュ１１を介して本体６に、電気的に絶縁されたシーリング ・ブッシュ１５を介してカソード１３，１４と接続されている。各セクションは 電気的に絶縁されたガスケット２２を介して相互に結合されている。 カソードは電気的に伝導性のチューブ１４を備え、その一端部上に高溶融性金 属からなる電極１３が固定されており、これが放電電流の動作領域内における熱 電放射のために必要される電流レベルを提供する。チューブの反対側の端部はガ ス供給ユニットへの接続部として作用し、基本エネルギー源およびマイクロプラ ズマトロンのトリガシステムの負の電極と接続されている。電気的に伝導性のチ ューブ１４は、プラズマ生成ガスの入力ならびにマイクロプラズマトロンの放出 チャンバへの均一な分配を行うための孔１６とともに形成されている。 不活性のプラズマ生成ガス（アルゴン，クリプトン，キセノン）を用いて作動 するために、カソード１４の電極はウォルフラムまたはその合金から形成される 。プラズマ生成ガスとして空気または水蒸気を使用するために、カソード１３の 電極はジルコニウムまたはハフニウムから形成される（図７，８）。 プラズマ生成ガスとして水蒸気が使用される場合、最後から二番目および最後 の各セクション９および１０の開始点および末端がそれそれチャネル１９（図８ 参照）と接して配置されており、このチャネル１９はプラズマ生成ガスを加熱す るチャネルに接続され、また熱遮断された円筒形スリーブ２１の内側に位置する 細孔とともに形成された挿入部材２０の手段によって冷却水から分離された容積 を有している。多孔性の挿入部材２０は最後から二番目および最後のセクション ９および１０の外表面の少なくとも半分を被覆している。水分が充満した空洞は 、水蒸気の消費量を制御するために、水圧を調節するためのシステムに接続され ている。放電電流はプラズマ流に所要の温度を提供し、水蒸気消費の大きさは３ ．０ないし８．０Ａとなる。 本発明にしたがって提供された装置の使用によって形成される痴皮は、０．１ ５−０．２５ｍｍの厚さを有する明確に形成されたスポンジ状壊死層を有し、こ れが３ないし５の典型的な多孔性セクションに相当することが明白である。 本発明にしたがった多孔性の層は下方の組織に向かって明確に形成された境界 を有し、これがこの組織内への高度に限定された浸透および組織の液体成分の蒸 発の境界の領域内における局在性を提供する。 重度に出血している肝臓および脾臓の切創上にプラズマおよびレーザの照射す ることにより生じた壊死層（ＳＮＬ）の厚さを比較すると、前者の場合のＳＮＬ は後者の場合に比べて３ないし５倍の厚さを有するものとなる。 プラズマ照射による細孔サイズは、レーザ照射によるものに比べて１／１．５ 未満となり、細孔の間の組織の厚さは１．３倍となる。このことは、スポンジ状 乾燥層の透過性が、組織の液体成分の蒸発温度を僅かに越える温度においてゆっ くりと加熱する方法を使用して得られた乾燥組織の透過性にほぼ等しいものとな ることを示している。 これらの肝臓、肺および腎臓の組織内における回復プロセスの研究により、ア ルゴン、ネオンおよびヘリウム・プラズマ流の照射後の加熱が従来の方式によっ て実現することができ、使用されるガスの種類には依存しないことが判明した。 臓器の加熱はその内部の粗傷を整形することなく実行される。 本発明に係る装置は、以上において示された特徴に限定されるものではなく、 併記の請求項による本発明の範囲から逸脱することなく種々の設計変更をなし得 る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ)，ＡＭ，ＡＴ， ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｚ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ， ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，Ｎ Ｏ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＩ ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 人間および動物の生体組織内の出血をプラズマジェット手段によって停止 し痂皮を形成するための装置であり、 ペンシル状の外形を有し所要のプラズマジェット断面を形成するための先端部 （７）とともに形成された電気的に伝導性の本体（６）からなるプラズマジェッ ト発生手段を備え、前記本体（６）は正の電位を有するガス出力源の正極に接続 され、 本体（６）はプラズマ生成ガスを加熱するための円筒状チャネル（１７）を備 え、前記チャネルは複数のセクション（８，９，１０）からなり、これらのセク ションは互いに電気的に絶縁されるとともにそれそれが電気的に絶縁性のブッシ ュ（２２）を介して本体（６）に接続され、このブッシュはセクション（８，９ ，１０）と同心状であるとともに冷却液をガス加熱チャネル（１７）へおよびこ れから誘導するために設けられたチャネル（１９）とともに形成され、 前記セクション（８，９，１０）は、最も外側のセクション（１０）を除いて 、等しいチャネル横断長ｄ_cと等しいチャネル長ｌ_nとを有し、ｎはカソード（１ ３，１４）から計算したセクションの数に相当し、前記セクションの数は少なく とも３つであり、これに加えてカソード（１３）から離延して後続する各セクシ ョンの長さがｌ_n＝ｎ−ｄ_cとなる必要があり、 プラズマジェットを形成するために設けられた最も外側のセクション（１０） が本体（６）の先端部分（７）に接続されるとともに、切創からの出血を停止す るために、プラズマ生成ガスの種類および生体組織の特性に応じて設定されたチ ャネル横断長ｄ_fを有し、前記チャネルは生体組織を切開するために２つの円筒 状の空洞（１７，１８）として構成され、その入り口部分の横断長が先行する全 てのセクション（８，９）の横断長ｄ_cに等しくなるとともに出口部分は０．４ −０．６ｍｍ等しくなりさらにその長さｌは（１．５−２．０）×ｄ_fに等しく なることを特徴とする装置。 ２． 最も内側のセクション（８）が空洞状の円筒形電極の形で構成され、これ は電気的に絶縁性のブッシュ（１１）を介して本体（６）に接続され、さらに電 気的に絶縁性のシーリング・ガスケット（１５）を介してセクション（８）に接 続されたカソード（１３，１４）を備えることを特徴とする請求項１記載の装置 。 ３． カソード（１３，１４）が電気的に伝導性のチューブ（１４）からなり、 その一端部に高溶融性金属電極（１３）が接合され、前記電極は放電電流の動作 領域内における熱電放射のために必要とされる電流レベルを提供するために設け られており、さらに前記チューブ（１４）の反対側の端部はガス伝送ならびに基 礎エネルギー源およびマイクロプラズマトロンのトリガシステムの負極のための 接続要素として作用し、また電気的に伝導性のチューブ（１４）は孔（１６）と ともに形成され前記マイクロプラズマトロンの流動チャンバ内へプラズマ生成ガ スを伝送し均等に分散させることを特徴とする請求項１または２記載の装置。 ４． カソード（１３，１４）の電極（１３）がウォルフラムまたはその合金か らなることを特徴とする請求項２または３記載の装置。 ５． プラズマ生成ガスとして空気を使用し、カソード（１３，１４）の電極（ １３）がジルコニウムまたはハフニウムからなることを特徴とする請求項２また は３記載の装置。 ６． プラズマ生成ガスとして水蒸気を使用し、外側から二番目および最も外側 のセクション（９，１０）がそれらの前部および後部がチャネル（１９）に接し て形成され、これがプラズマ生成ガスを加熱するためのチャネル（１２）に接続 されるとともに、熱遮断された円筒形ブッシュ（２１）内に配置された多孔性挿 入部材の手段によって冷却水から隔離された空間を有しており、さらに前記多孔 性の挿入部材が外側から二番目および最も外側のセクション（９，１０）の少な くとも半分を被覆することを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の装 置。