JP2002503508A - 電気外科的な脊椎外科用のシステムおよび方法 - Google Patents
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Abstract
Description
26,851号および第09/026,698号( 代理人整理番号:S-2 およびS-3)に由来するが
、これらの出願は1996年7 月18日に出願された米国特許出願第08/690,159号( 代
理人整理番号:16238-001610) の一部継続出願であり、それらの全ての開示内容
は全ての目的のための参考として本明細書に合体される。
理人整理番号:16238-001300) および1997年12月15日に出願された米国特許出願
第08/990,374号( 代理人整理番号:E-3)に関しており、それらの全ての開示内容
は全ての目的のための参考として本明細書に合体される。本出願は更に、本出願
と同様に本出願人に譲渡されると共に同時係属中の、1997年11月14日に出願され
た米国特許出願第08/970,239号( 代理人整理番号:16238-001640) 、1997年11月
25日に出願された米国特許出願第08/977,845号 (代理人整理番号:D-2)、1996年
11月22日に出願された米国特許出願第08/753,227号( 代理人整理番号:16238-00
2200) 、および、1994年5 月10日に出願されたPCT 国際出願の米国国内段階出願
第PCT/US94/05168号であり今や米国特許第5,697,281 号( 代理人整理番号:1623
8-000440) である米国国内段階出願第PCT/US94/05168号にも関連しているが、該
米国国内段階出願第PCT/US94/05168号は、1992年1 月7 日に出願された米国特許
出願第07/817,575号( 代理人整理番号:16238-00040)の一部継続出願である如く
1992年10月9 日に出願された米国特許出願第07/958,977号( 代理人整理番号:16
238-000410) の一部継続出願である如く1993年5 月10日に出願された米国特許出
願第08/059,681号( 代理人整理番号:16238-000420) の一部継続出願であり、そ
れらの全ての開示内容は全ての目的のための参考として本明細書に合体される。
本発明は更に、本出願と同様に本出願人に譲渡されると共に1995年11月22日に出
願された米国特許第5,697,882 号( 代理人整理番号:16238-000700) および1995
年6 月2 日に出願された米国特許第5,697,536 号( 代理人整理番号:16238-0006
00) にも関しており、それらの全ての開示内容は全ての目的のための参考として
本明細書に合体される。
周波数の電気エネルギを採用する外科治療用の装置および方法に関する。本発明
は特に、ヘルニア様の椎間板(herniated discs)の治療に適している。
の環の分離、椎間板の慢性炎症( 例えばヘルニア形成) 、又は、変性の疾患によ
り生ずることの多い不安定性の如く所定の椎間板を囲繞する各椎体の相対的不安
定性である。脊椎の椎間板は主として脊椎骨の各々を緩衝して連繋すべく機能す
ることにより、患者の脊椎に対して可撓性および安定性を提供する。脊椎の椎間
板の各々は中心の流体静力学的なクッション部である髄核(nucleus palposus)
を備え、該髄核は線維輪である多層靱帯により囲繞されている。各椎間板が変性
すると、それらは水分および高さを喪失し、各脊椎骨を相互に近接せしめる。そ
の結果、椎間板の緩衝特性は低下すると共に脊柱の両側の神経開口が狭まり、神
経が締め付けられる。この椎間板変性は結果的に、背中および脚の痛みを引き起
こし得る。椎間板変性もしくは椎間板損傷により環が弱くなると、椎間腔内から
髄核の断片が脊椎管内へと移動し得る。そして、たとえばヘルニア形成などの様
に、変位された線維輪の核もしくは突起が脊髄神経に衝当することもある。髄核
もしくは損傷環が神経に接近するだけで神経に対する直接的圧力を引き起こし、
脚筋の麻痺および弱体化に繋がり得る。
薬物、または、副腎皮質ホルモンの硬膜外注射などの非外科的手段により好首尾
に治療され得る。或る場合には、椎間板組織は治療不能に損傷され、そのため、
炎症および圧力の根源を排除すべくその椎間板の一部またはその椎間板全体を除
去することが必要となる。更に厳しい場合には、障害的な背中の痛みの再発を防
止すべく、椎間板構成物質の切除に続いて近隣の各椎体が安定化されねばならな
い。脊椎骨を安定化すべく脊椎固定術と称される1つの手法は、変性椎間板の跡
となる空間内に椎体間の移植片または移植物を挿入するものである。この処置に
おいては、股関節などの他の身体部分の一部から少量の骨組織が移植物内に充填
される。このことは骨組織が移植物を貫通し移植物の回りで成長し各椎体が融合
することを可能にする。
に筋肉の外傷性解離および骨組織除去もしくは骨組織融合に帰着していた。而し
て、従来の外傷性脊椎手術の不都合を克服すべく、侵襲が最小な脊椎手術が開発
された。内視鏡による脊椎処置においては脊椎管が侵襲されないので、必ず瘢痕
化する硬膜外出血は最小化されもしくは完全に回避される。これに加え、内視鏡
処置における靱帯および骨組織の除去による不安定性のリスクは、開放性椎間板
切除術におけるよりも一般的に小さい。また、回復が早いので、社会復帰および
仕事への復帰も促進される。
融解術、レーザ技術および機械的技術が挙げられる。これらの処置において外科
医は一般的に、手術器具および移植物などを通過させるべく患者の外表面から脊
椎椎間板まで通路もしくは手術用溝を形成する。代表的には、この手術用溝を形
成する為には、処置( すなわち、腹腔鏡、胸腔鏡、関節鏡、背部など) に依存し
て、軟組織、筋肉もしくは他の種類の組織を除去する必要がある。この組織は通
常、脳下垂体用骨鉗子、キュレット、把持器、カッタ、ドリル、微細創傷清浄化
器(microdebrider) などの機械的器具により除去される。残念乍ら、これらの機
械的器具は処置を相当に長時間化すると共にその複雑さを高める。更に、これら
の器具は組織内の血管を切断し、目的部位に対する外科医の視界を遮る大量の出
血を引き起こすのが通常である。
部もしくは全てが脳下垂体用骨鉗子などの機械的器具により除去される。機械的
器具に依る上記の問題に加えてこれらの器具には重大な懸念がある、と言うのも
、これらの器具は正確で無く、且つ、処置の間においては、標的椎間板組織と、
骨組織、軟骨組織、靱帯、神経および非標的組織などの他の構造とを区別するこ
とが困難だからである。故に外科医は相当の注意を払い、脊椎内における軟骨組
織および骨組織に対する損傷を最小化すると共に、脊髄神経などの神経と脊髄を
囲繞する硬膜とに対する損傷を回避せねばならない。
その理由は、レーザは熱に依り組織を切除しまたは気化し、その組織における小
形の血管を焼灼して封止するよう作用するからである。不運なことであるが、レ
ーザは高価であると共にこれらの処置で使用するには幾分か冗長である。レーザ
による別の不都合は、組織を離解する深さを判断するのが困難なことである。一
般的に外科医は組織に接触せずにレーザを向けて発射することから、レーザの切
開深度を判断する何らの触感的フィードバックも付与されない。多くの場合にお
いて脊椎椎間板の近傍には健常な組織、骨組織、靱帯および脊髄神経が存するこ
とから、組織損傷の深度は最小に維持するのが必須であるが、レーザでは必ずし
も確実に行われ得ない。
た役割ではあるが単極性の無線周波数の装置が使用されて来た。しかし、これら
の単極性の装置は、患者の身体内の不確定経路を電流が流れることにより患者の
身体の各部が不都合に電気刺激されるというリスクを高めるのが問題である。こ
れに加え、患者の身体を通る確定経路は( 患者の身体の大なる距離または抵抗性
による) 比較的大きなインピーダンスを有することから、標的の組織を切除また
は切断するに適した電流を生成すべく、通常は戻り電極と活性電極との間に大き
な電圧差が印加されねばならない。ところが、この電流は所定電流経路よりも小
さなインピーダンスを有する身体経路に沿って偶発的に流れ、これらの身体経路
を流れる電流を相当に増加し、周囲組織または隣接する末梢神経の損傷を引き起
こし又は破壊することもある。
電気エネルギを選択的に印加するシステム、装置および方法を提供する。本発明
のシステムおよび方法は、開放性脊椎手術および内視鏡式脊椎手術において組織
および他の身体の構造の切除(ablation)、リセクション(resection)、吸引除
去(aspiration)、コラーゲン収縮および/または止血に特に有用である。
する方法が提供される。特に、本発明の方法は、( 内視鏡的に、又は、開放性処
置を介して) 脊柱内に電気外科用プローブを導入することから1個以上の電極端
子が標的の椎間板ヘルニアと少なくとも部分的に接触されもしくはその近傍にも
たらされる段階を備えている。次に、上記電極端子と1個以上の戻り電極との間
に高周波数の電圧が印加されて椎間板組織に対して十分なエネルギを印加して椎
間板の所定体積を減少することにより、脊髄神経への圧力を軽減する。一実施例
において、上記高周波電圧は、髄核の一部、即ち、環の外側への突出部分、もし
くは、環内における髄の一部もしくは全て、のいずれかを離解するに十分である
。別実施例においては、上記電極端子が上記環内に進入されると共に、上記髄核
内におけるコラーゲン線維を縮小もしくは収縮させるべく十分な高周波数の電圧
が印加される。これにより上記髄は収縮し、脊髄神経への衝当から撤退する。他
の実施例において本発明は、髄核の突出部分を切除し、次に内部椎間板物質を縮
小または収縮して環の回復を許容すべく使用され得る。
電極端子との間の目的部位へと導かれる。単極性実施例において、導電性流体は
電極端子を囲繞して端子と組織との間に流体の層を提供するに十分であることの
みが必要である。2極性の実施例において、導電性流体は好適には電極端子と1
個以上の戻り電極との間に電流経路を生成する。
され、目的部位における組織内のコラーゲン線維の温度を、身体温度( 約37℃)
から、約45℃乃至90℃、通常は約60℃乃至70℃の範囲の組織温度へと上昇させ、
これらのコラーゲン線維を実質的に非可逆的に縮小させる。好適実施例において
は、電極端子と、該電極端子に近接して位置せしめられた一個以上の戻り電極と
の間に導電流体が提供され、上記組織から離間し乍ら、上記電極端子から上記戻
り電極までの電流経路を提供する。上記電流経路は、上記戻り電極を通る流体経
路に沿って導電流体を目的部位へと導くことにより、又は、ゲルなどの粘性導電
流体を目的部位に配置すると共に該導電性ゲル内に戻り電極を浸漬することによ
り、生成され得る。上記コラーゲン線維は、電流が戻り電極に戻る前に選択深度
まで組織を貫通して電流を通過させることにより、および/または、上記導電流
体を加熱すると共に加熱された流体の噴流もしくは煙条を生成してこれを標的組
織へと向けて導くことにより、加熱され得る。後者の実施例において、電流は組
織内へと全く通過しないこともある。両実施例において、加熱された流体および
/または電流はコラーゲンの温度を十分に上昇させてコラーゲン線維の水熱収縮
を引き起こす。
スにより除去される。これらの実施例において、電極端子に印加される高周波電
圧は電極端子と組織との間における導電流体( 例えば、ゲルもしくは塩水) を気
化するに十分である。気化された流体内においてはイオン化プラズマが形成され
ると共に、荷電粒子( 例えば、電子) が組織に向けて加速され、組織の数層の細
胞の分子破壊もしくは分解を引き起こす。この分子解離には、組織の体積除去が
伴う。プラズマ層内において加速された荷電粒子の近達は表面層に対する分子解
離プロセスを局限することにより、下側に位置する組織に対する損傷および壊死
を最小化する。このプロセスは、周囲のもしくは下側に位置する組織構造の加熱
もしくは損傷を最小とし乍ら、10乃至150 ミクロンもの薄さで組織の体積除去を
行うべく正確に制御され得る。この現象の更に完全な記述は、本出願と同様に本
出願人に譲渡された米国特許第5,697,882 号に記述されるが、それの全ての開示
内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
領域との間の手術用溝もしくは通路の形成を助長する上で有用である。該手術用
溝は代表的には、経皮的貫通部を貫通して脊椎内の標的領域へと1つまたは複数
の拡張器を挿入し、次に最大径の医療用拡張器上を管状開創器もしくは類似の器
具を導入することにより先ず形成される。それが達成されたとき、開創器の中空
内部( これは、内視鏡などの所要器具を導入する為の手術用溝の役割を果たす)
は典型的に、軟組織、筋肉および他の身体構造で部分的に充填されている。本発
明は、これらの身体構造を正確かつ迅速に除去して上記手術用溝を確保する上で
特に有用である。この目的の為に、本発明に係る電気外科用プローブが中空開創
器内に投入され、且つ、除去されるべき軟組織もしくは他の身体構造の近傍にも
しくはそれと接触して一個以上の電極端子が位置決めされる。電極端子と一個以
上の戻り電極との間には、組織が除去される如く高周波電圧が印加される。
部分的に離解され且つ部分的に切除されて該手術用溝から吸引除去され得る。後
者の実施例において本発明の方法は、電気外科器具もしくは別の器具内の吸引除
去内孔を介して組織断片および流体を吸引除去する段階を更に備えて成る。好適
な配置構成において上記プローブは、上記吸引除去内孔の末端開口においてもし
くは該末端開口の近傍にて一個以上の吸引除去用電極を含む。該実施例において
、吸引除去用電極と一個以上の戻り電極( これは組織を離解すべく使用されたも
のと同一の又は別体の電極とされ得る) との間には高周波電圧が印加されて、上
記内孔内に吸引除去された組織断片をそのまま部分的にもしくは完全に離解する
ことにより、上記内孔の目詰まりを防止して組織除去プロセスを促進する。
いて多数の利点を提供する。組織の体積除去を正確に制御する能力は、極めて限
定されると共に一貫した且つ予期可能な組織離解もしくは除去の範囲に帰着する
。また、組織の加熱が浅い深度であることから、標的組織の近傍であることが多
い健常な組織構造、軟骨組織、骨組織および/または脊髄神経に対する損傷の最
小化しもしくは完全な排除が助長される。これに加え、組織内における小血管は
組織が除去されると同時に焼灼かつシールされることにより、処置の間における
止血を継続的に維持する。これにより、外科医の視界は増大されると共に、処置
の時間は短くなる。更に、本発明は( 先行技術の二極性式および単極性式の電気
外科技術と対照的に) 導電流体を使用することから、処置の間においては等張塩
水が使用され得る。塩水は洗浄液として好適な媒体である、と言うのも、それは
体液と同一の濃度を有することから他の流体ほどは身体に吸収されないからであ
る。
しくはカテーテルと、上記末端における一個以上の電極端子と、該電極端子を高
周波数の電気エネルギ源に連結する一個以上のコネクタとを含む。内視鏡式脊柱
手術に対し、上記シャフトは患者の脊椎内の隣接する脊椎骨の間に嵌入するサイ
ズとされた端部を有する。一定の実施例において上記末端部分は実質的に平坦で
あり、これは低断面を提供することにより、脊椎骨もしくは脊髄神経などの周囲
身体構造もしくは神経に対する医原性損傷のリスクなしで局限空間へのアクセス
を許容する。通常、上記末端部分は2mm 未満かつ好適には1mm 未満の合計高さ(
即ち、活性電極を含む高さ) を有する。
給する流体供給要素を更に含む。該流体供給要素は上記プローブ上に配置された
例えば流体内孔もしくは管とされ得るか、又は、該流体供給要素は別体器具の一
部とされ得る。代替的に、塩水電解液又は他の導電性ゲルなどの導電性ゲルもし
くは噴霧剤が目的部位に塗付され得る。該実施例において上記装置は流体供給要
素を有さないこともある。両実施例において、上記導電流体は好適には上記電極
端子と一個以上の戻り電極との間に電流経路を生成する。代表的実施例において
上記戻り電極は上記プローブ上に配置されると共に上記電極端子から十分な距離
だけ離間されて、それらの電極間における電流短絡を実質的に回避もしくは最小
化すると共に戻り電極を目的部位における組織から遮蔽する。
て組織治療表面を有する電極用電気絶縁式支持部材を含む。上記電極端子が上記
戻り電極から離間される如く、一個以上の電極端子が上記電極支持部材に対して
連結され又は該電極支持部材と一体化される。一実施例において上記プローブは
電極配列を含むが、該電極配列は、上記電極端子が上記電極支持部材の上記組織
治療表面から末端方向に向けて約0.2mm 乃至約10mmだけ延在する如く上記電極支
持部材内に埋設された複数の電極端子であって相互に電気的に絶縁された複数の
電極端子、を有する。該実施例において上記プローブは更に、上記電極支持部材
の上記組織治療表面の回りにおける一個以上の開口に対して導電流体を供給する
一個以上の内孔を含む。代表的実施例において上記内孔は、上記プローブ・シャ
フトの外部において上記戻り電極の基端側で終端する流体管を貫通して延在する
。
ける一個以上の温度センサに連結された温度コントローラを含み得る。上記コン
トローラは、温度設定点および測定温度値に応じて上記電源の出力電圧を調節す
る。上記温度センサは例えば、絶縁支持部材内に配置されて上記プローブの上記
末端の温度を測定する熱電対とされ得る。該実施例において上記温度設定点は好
適には、例えばコラーゲン組織の縮小に帰着する組織温度すなわち約60℃乃至70
℃に対応するものである。代替的に、上記温度センサは組織温度を直接的に測定
し得る( 例えば、赤外線センサ) 。
くは身体上の標的位置に対して電気エネルギを選択的に印加するシステムおよび
方法を提供する。これらの処置としては、椎間板ヘルニアを治療する為の椎弓切
除術/椎間板切除術の処置;腰仙椎および頚椎棘状突起における狭窄症に対する
除圧椎弓切除術;中央脊椎関節突起切除術;後部腰仙椎および頚椎棘状突起の固
定術;脊椎骨の疾患に伴う脊柱側湾症の治療;神経根圧縮を軽減すべく椎骨間小
孔の天蓋を除去する間孔天蓋切除術;および、前部頚椎棘状突起および腰仙椎の
椎間板切除術;などが挙げられる。これらの処置は、開放性処置を介して、又は
、胸腔鏡、関節鏡、腹腔鏡などを使用する最少侵襲技術を使用して実施され得る
。
F)電気エネルギが印加され、組織構造の構造を除去および/または改変する。特
定の処置に依存して本発明は:(1) 組織、骨組織、靱帯もしくは軟骨組織を容積
測定的に除去し( すなわち、身体構造を離解しもしくはその分子解離行い) ;(2
) 組織もしくは他の身体構造を切開もしくは切除し;(3) コラーゲン結合組織を
収縮もしくは縮小し;および/または、(4) 切断された血管を凝結させる;為に
使用される。
、目的部位におけるコラーゲン結合組織を収縮もしくは縮小させることが望まれ
る。これらの処置において、RFエネルギは組織を、該組織を通る電流により直接
的に、および/または、RFエネルギにより加熱された流体に対して組織を露出す
ることで間接的に加熱し、組織温度を通常体温( たとえば37℃) から45℃乃至90
℃の範囲、好適には約60℃乃至70℃の範囲の温度へと上昇せしめる。コラーゲン
線維の熱収縮は狭い温度範囲で生ずるものであり、哺乳類のコラーゲンでは60℃
乃至70℃の範囲である(Deak, C. 等による“局所光学染色反応の偏光光学分析に
より示現されるコラーゲン線維の熱収縮プロセス[The Thermal Shrinkage Proce
ss of Collagen Fibres as Revealed by Polarization Optical Analysis of To
pooptical Staining Reactions] ”、ハンガリー形態科学協会公式記録[Acta Mo
rphologica Acad. Sci. of Hungary] 、第15(2) 巻、第195 〜208 頁、1967年)
。
れた研究では、コラーゲン・マトリクス内における内部安定架橋の裂開に対して
はコラーゲンの熱収縮を伴っていた(Deak の同上箇所) 。コラーゲン温度が70℃
以上とされたときにコラーゲン・マトリクスは再び弛緩して収縮効果が逆転して
正味収縮が無くなることも報告されている(Allain, J. C.等による“ラット皮膚
の熱水腫脹の間に進展した等尺伸張[Isometric Tensions Developed During the
Hydrothermal Swelling of Rat Skin] ”、結合組織研究[Connective Tissue R
esearch]、第7 巻、第127 〜133 頁、1980年) 。故に、正確な深度へと組織の加
熱を制御することは、治療的なコラーゲン収縮を達成する上で重要である。また
、本明細書中で先に言及援用された処の、1997年10月2 日に出願された米国特許
出願第08/942,580号( 代理人整理番号:16238-001300) には、コラーゲン収縮の
更に詳細な記述が見られる。
乃至70℃の温度まで上昇される組織の深度) は概略的に、(1) 組織の厚み、(2)
損傷温度に露出されるべきでない近傍構造( 例えば神経) の位置、および/また
は、(3) 脊髄神経への圧力を軽減すべく望まれる縮小の体積、に依存する。加熱
の深度は通常は0 乃至3.5mm の範囲である。髄核内のコラーゲンの場合、加熱深
度は好適には約0 乃至約2.0mm の範囲である。
される。この処置においては、一個以上の電極端子と一個以上の戻り電極との間
に高周波の電圧差が印加され、標的組織部位の近傍に大きな電界強度を展開させ
る。電界強度が大きいことから、( 熱的な気化もしくは炭化ではなく、) 電界に
より誘起された分子解離を介して標的組織の分子破壊が行われる。本出願人とし
ては、大きな有機分子を、水素、炭素酸化物、炭化水素および窒素化合物などの
小さな分子および/または原子へと分子分解することにより、組織構造が容積測
定的に除去されると確信する。この分子分解は組織構造を完全に除去するが、こ
のことは、電気外科的な乾燥および気化では典型的な如く組織の細胞内の液体を
除去して組織構成物質を脱水するのと対照的である。
て電極端子の少なくとも一部に亙り、導電流体を気化させるに十分な高周波電圧
を印加することで生成される。導電流体は、目的部位に供給された気体もしくは
等張塩水などの液体、又は、目的部位に配置されたゲルなどの粘性流体とされ得
る。後述の実施例では、外科処置の間において電極端子は導電ゲル内に浸漬され
る。蒸気層もしくは気化領域は比較的に大きな電気インピーダンスを有すること
から、該層もしくは領域は電極端子尖端と組織との間の電圧差を増加すると共に
イオン化可能種( 等張塩水が導電流体である場合にはナトリウム) の存在に依り
蒸気層内のイオン化を引き起こす。最適条件下で、このイオン化は蒸気層から標
的組織の表面に対するエネルギ含有電子および光子の放出を誘起する。このエネ
ルギは、エネルギ含有光子( 例えば紫外線放射線) 、エネルギ含有粒子( たとえ
ば電子) もしくはそれらの組合せの形態であり得る。Coblation(登録商標) と称
されるこの冷間離解現象の更に詳細な記述は、本出願と同様に本出願人に譲渡さ
れた米国特許第5,697,882 号に見られるものであり、その全ての開示内容は言及
したことにより本明細書に合体される。
り組織構造を除去( すなわちリセクト、切断、または切除) しまたは縮小させる
と共に、標的組織内の領域において離断された血管をシールする。本発明は特に
、たとえば1mm 以上の大きな動脈血管をシールするのに有用である。或る実施例
においては、組織の分子解離もしくは分子分解を行うに十分な第1 電圧を電極端
子に印加する切除モードと、組織内において切断された血管の止血を達成するに
十分な第2 の低電圧を( 同一もしくは異なる電極である) 電極端子に印加する凝
結モードとを有する高周波電源が配備される。他の実施例においては、動脈血管
などの切断血管をシールすべき形状とされた一個以上の凝結電極と、たとえば組
織に対して分子解離を行うに十分なエネルギを印加することにより組織内のコラ
ーゲン線維を縮小させるか組織を除去( 切除) すべき形状とされた一個以上の電
極端子とを有する電気外科用プローブが提供される。後者の実施例において、凝
結電極は、該凝結電極により凝結を行うと共に電極端子により切除または縮小を
行うべく単一電圧が印加される如き形状とされ得る。他の実施例においては、電
源が凝結モード( 低い電圧) にあるときは凝結電極が使用されると共に電源が切
除モード( より高い電圧) にあるときは電極端子が使用されるように、電源は凝
結プローブと組合わされる。
へともたらされ、且つ、電源は、以下に記述される如く十分な電圧が電極端子と
戻り電極との間に印加されて分子解離により組織を容積測定的に除去する如く、
離解モードにおいて起動される。このプロセスの間、組織内の血管は切断される
。小さな血管は本発明のシステムおよび方法により自動的にシールされる。大き
な血管、および、動脈血管などの大きな流速を有する血管は、離解モードにおい
て自動的にシールされ得る。これらの場合、切断血管は制御器( 例えば足踏みペ
ダル) を起動することにより凝結モードへの電源の電圧を減少することでシール
され得る。このモードにおいて、電極端子は切断血管に対して押圧され、その血
管をシールおよび/または凝結しても良い。代替的に、同一のもしくは異なるプ
ローブ上に配置された凝結電極が切断血管に対して押圧されても良い。血管が適
切にシールされたなら、外科医は制御器( 例えば別の足踏みペダル) を起動して
電源の電圧を離解モードへと戻して増加する。
などの神経、の回りの組織を除去もしくは離解する上で特に有用である。先行技
術のカッタ、把持器およびレーザに伴う大きな欠点のひとつは、これらのデバイ
スが標的組織とその周囲の神経もしくは骨組織とを区別しないことである。故に
外科医はこれらの処置の間において、脊髄の内部および回りの骨組織もしくは神
経の損傷を回避すべく相当の注意わねばならない。本発明においては上述の如く
、組織を除去するCoblation(登録商標) プロセスにより、付随する組織損傷は極
めて小さな深度である。この故に、神経繊維に対して付随損傷を引き起こすこと
なく外科医は神経に近接する組織を除去することができる。
去の間において近隣神経が損傷されないことを確実にする付加的方法を発見した
。本発明に依れば、神経繊維の直近を囲繞する脂肪組織と、処置の間に除去され
るべき通常組織とを区別するシステムおよび方法が提供される。通常的に神経は
、神経繊維の束を囲繞してこれらの神経繊維を保護する結合組織外鞘すなわち神
経内膜を備えている。この保護的組織外鞘は典型的には、たとえば脊柱処置の間
において脊柱から除去されるべき椎間板および他の周囲組織などの通常標的組織
とは相当に異なる電気特性を有する脂肪組織(たとえば、動物性脂肪組織) を備
えている。本発明のシステムは、一個以上の電極端子により、プローブの尖端に
おける組織の電気特性を測定する。これらの電気特性としては、1つの、数個の
、もしくは一定範囲( たとえば1 kHz 乃至100 MHz の範囲) の周波数における導
電率が挙げられる。この実施例においては、神経を囲繞する脂肪組織をプローブ
の尖端の検知電極が検出したときに可聴信号が生成され得るか、または、プロー
ブの尖端もしくは作動端部に当接した組織が測定電気特性に基づき通常組織であ
れば電極端子に対して個別にのみまたは電極の全体配列に対して電力を供給すべ
く直接的フィードバック制御が提供され得る。
インピーダンスがスレッショルド・レベルに到達したときに各電極端子が作動停
止もしくは作動切断される如く配置構成される。このスレッショルド・レベルが
神経を囲繞する脂肪組織のインピーダンスに設定された場合には、電極端子は神
経に接触したときもしくは神経の近傍に来たときは常に作動切断される。一方、
通常組織に接触したもしくは通常組織の近傍にある他の電極端子は、戻り電極に
対して電流を導通し続ける。本発明のCoblation(登録商標) メカニズムと組合さ
れて低インピーダンス組織をこの様に選択的に離解もしくは除去することにより
、外科医は神経もしくは骨組織の回りの組織を正確に除去し得る。
織構造に対して殆ど影響を与えずに一定の組織構造を離解もしくは除去すべく操
作され得ることを発見した。上記で論じた如く本発明は、導電流体を気化して電
極端子の回りにプラズマ層もしくは遊離領域を形成し、次に、このプラズマ層も
しくは蒸気層からのエネルギ放出を誘起して組織構造の分子結合を破壊するとい
う技術を使用する。最初の実験に基づき本出願人は、イオン化された蒸気層中の
自由電子が電極尖端の近傍の高電界内で加速されるものと確信する。蒸気層( も
しくは導電液体内で形成された泡体内) の密度が十分に低くなったとき( すなわ
ち、約1020原子/cm3 水溶液) 、電子の平均自由行程が長くなることにより、引
き続き放出される電子はこられの低密度領域( すなわち蒸気層もしくは泡体) 内
における衝突電離を引き起こし得る。エネルギ含有電子により放出されたエネル
ギ( たとえば4 〜5 eV) は引き続き分子を衝撃してその結合を破壊して分子をフ
リー・ラジカルへと解離し、該ラジカルは次に結合して最終的な気体種もしくは
液体種となる。
更され得るが、それはたとえば:電極端子の個数;電極のサイズおよび間隔;電
極の表面積;電極表面の粗さおよび鋭利縁部;電極材料;印加される電圧および
電力;インダクタなどの電流制限手段;電極と接触する流体の導電率;流体の密
度;および他の要因;である。故に、これらの要因は励起電子のエネルギ・レベ
ルを制御すべく操作され得る。異なる組織構造は異なる分子結合を有することか
ら本発明は一定の組織の分子結合を破壊すべく配置構成されるが、他の組織の分
子結合は破壊しないほど低いエネルギを有する。たとえば脂肪組織( たとえば動
物性脂肪組織) は、破壊するには4 〜5 eVよりも相当に高いエネルギ・レベルを
要する二重結合を有する。故に本発明はその電流形態において概略的に、斯かる
脂肪組織を離解もしくは除去しない。もちろん、これらの二重結合が破壊され得
る如く( たとえば、電圧を増大し、または、電極形状を変更して電極尖端におけ
る電流密度を増加するなどして) 各要因は変更され得る。
に一個以上の電極端子を支持するシャフトもしくはハンドピースを備える。該シ
ャフトもしくはハンドピースは広範囲な形状を取り得ると共に、その主要目的は
、活性電極を機械的に支持して該シャフトの基端から医師が電極を操作するのを
許容することである。上記シャフトは堅固でありもしくは撓曲可能とされ、撓曲
可能シャフトは機械的支持の為の概略的に堅固な外部管と選択的に組合される。
撓曲可能シャフトは、引張ワイヤ、形状記憶アクチュエータおよび他の公知のメ
カニズムと組合され、シャフトの末端を選択的に偏向して電極配列の位置決めを
促進する。上記シャフトは通常は自身を軸心方向に貫通する複数のワイヤもしく
は他の導電要素を含むことにより、シャフトの基端にて電極配列がコネクタに接
続されるのを許容する。
することにより、外科医は該シャフトを胸腔、腹腔などを介して投入することに
より( たとえば椎間板などの) 目的部位へと到達し得る。故に上記シャフトは通
常、約5.0 乃至30.0cmの範囲の長さと約0.2mm 乃至約20mmの範囲の直径とを有す
る。代替的に、上記シャフトは後方手法において患者の背中を介して直接的に投
入され得るが、これは必要なシャフトの長さを相当に減少するものである。これ
らの実施例のいずれにおいても、上記シャフトは堅固なもしくは撓曲可能な内視
鏡を介して導入され得る。詳細なシャフト設計態様は、各図面に関して以下に詳
述される。
接的に導入され得る( 図34乃至図36参照) 長寸で細径( たとえば、約1mm 程
度以下の直径) のニードルから成り得る。上記ニードルは、脊柱内の組織に対し
て電気エネルギを印加する為の一個以上の活性電極を含む。上記ニードルは一個
以上の戻り電極を含み得るか、または、上記戻り電極は分散パッドとして患者の
背中に位置せしめられ得る。いずれの実施例においても、ニードルを介して活性
電極に対し十分な電気エネルギが印加され、脊柱椎間板内のコラーゲン線維を収
縮するか、または、椎間板内の組織を離解する。
とえば、導電ゲルなどの液体もしくは粘性流体内) に浸漬することにより、また
は、目的部位得への流体経路に沿って導電流体( すなわち、等張塩水などの液体
、または、アルゴンなどの気体) を導くことにより、生成され得る。この後者の
方法は乾燥環境( すなわち、組織は流体内に浸漬されない) で特に有効である、
と言うのも、導電流体は電極端子から戻り電極までの適切な電流経路を提供する
からである。活性電極と戻り電極との間に導電流体を導く代表的方法の更に完全
な記述は、本明細書中で先に言及援用した米国特許第5,697,536 号に記述されて
いる。
もしくは吸引除去することも必要である。これに加え、高周波エネルギにより完
全に分解されない組織の小片、または、血液、粘液などの目的部位の他の流体、
離解の気体生成物などを吸引除去することが望ましい。故に本発明のシステムは
目的部位から流体を吸引除去すべく、プローブ内の、または他の器具上の、吸引
内孔を含むのが通常である。これに加えて本発明は、離解されずに内孔内に吸引
除去された組織断片を離解しまたは少なくともその体積を減少すべく吸引内孔の
末端に連結された一個以上の吸引除去用電極を含み得る。上記吸引除去用電極は
主として、大きな組織断片が吸引されたときに生じ得る上記内孔の閉塞を防止す
べく機能する。上記吸引除去用電極は上記離解用電極端子とは異なるものでもよ
く、または、同一の電極が両機能を達成し得る。吸引除去用電極を取り入れたプ
ローブの更に完全な記述は、1998年1 月21日に出願されると共に本出願と同様に
本出願人に譲渡された同時係属中の米国特許出願第09/010,382号に見られるが、
その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
電極配列を使用し得る。後者の実施例において上記電極配列は通常、電流制限さ
れたおよび/または電力制御された複数の独立した電極端子を含み、これらの電
極端子は標的組織に対して選択的に電気エネルギを印加する一方、血液、通常塩
水、導電ゲルなどの周囲導電液体内への電力消散から帰着した周囲組織および環
境への不要な電気エネルギの印加を制限する。上記各電極端子は、各端子を相互
から絶縁すると共に、他の電極端子から絶縁された別体電源に対して各端子を接
続することにより独立的に電流制限され得る。代替的に、各電極端子はプローブ
の基端もしくは末端にて相互に接続されることにより、電源に連結された単一ワ
イヤを形成し得る。
度とを促進すべき形状とされた表面幾何形状を有する活性部分もしくは活性表面
を有する。適切な表面幾何形状は、選択的鋭利縁部を含む電極形状を形成するこ
とにより、または、電極の活性表面上に凹凸もしくは他の表面起伏を形成するこ
とにより獲得される。本発明に係る電極形状は( たとえば、成形ダイを介して丸
ワイヤを引き抜くことにより) 細工ワイヤを使用し、正方形、矩形、L もしくは
V 形状などの種々の断面形状を備えた電極を形成し得る。電極縁部もまた、長寸
金属電極の一部を除去して断面を整形することにより形成され得る。たとえば、
丸形もしくは中空のワイヤ電極の丈に沿い構成物質を研削することにより、切開
方向を向いた縁部を有するD もしくはC 形状ワイヤを夫々形成し得る。代替的に
、電極の丈に沿い接近離間した間隔で構成物質を除去することにより、電極に沿
い横手方向の溝、スロット、螺条などを形成し得る。
磨的な方法で加工することにより電極表面に複数の表面凹凸を形成し得る。これ
らの表面凹凸は、活性電極表面と標的組織との間に大きな電界強度を促進するこ
とにより組織の離解もしくは切開を促進する。たとえば、表面凹凸は、7.0 未満
のpHを有する食刻剤により活性電極を食刻することにより、または、( たとえば
グリットブラスト[grit blasting] などの) 研磨粒子の高速流を使用することに
より、長寸電極の表面上に形成され得る。
式支持部材内に取付けられる。一定の実施例において上記電極支持部材は、たと
えばガラス用接着剤などで相互に結合された複数のウェハ層、または、単一ウェ
ハから成る。上記ウェハ層には、電極端子および戻り電極を形成すべく導電性帯
片が印刷される。一実施例において上記ウェハ層の基端は、導電性帯片からウェ
ハ層の露出表面まで延在する多数の孔であって電気外科用プローブもしくはハン
ドピースにおける導電体リード線トレースへと結合する多数の孔を有する。上記
ウェハ層は好適にはアルミナなどのセラミック材料から成り、且つ、電極は好適
には、金、銅、白金、パラジウム、銀などの金属材料から成る。適切な多層セラ
ミック電極は、たとえばオレゴン州、Beaverton のVisro 社から市販されている
。
ローブ内における上記配列の他の全ての電極端子から電気絶縁されると共に、上
記配列における他の電極端子の各々から絶縁された電源に対して接続され、また
は、( たとえば、血液、導電性の塩水洗浄液もしくは導電性ゲルなどの) 低抵抗
性物質が戻り電極と独立的な各電極端子との間に低インピーダンス経路を形成し
たときに電極端子に対する電流の流れを制限もしくは遮断する回路に対して接続
される。独立的な電極端子の各々に対して区別された各電源は、低インピーダン
スの戻り経路が生じたときに対応電極端子への電力を制限する内部インピーダン
ス特性を有する独立した電源回路とされ得る。たとえば、区別された電源は、ユ
ーザ選択可能な定電流源とされ得る。
する、と言うのも、熱量は作動電流とインピーダンスの2乗との積に比例するか
らである。代替的に単一の電源が、独立的に起動可能なスィッチを介して、また
は、インダクタ、コンデンサ、抵抗器および/またはそれらの組合せなどの独立
的な電流制限要素により、各電極端子へと接続され得る。上記電流制限要素は、
プローブ、コネクタ、ケーブル、コントローラの内部に、又は、コントローラか
らプローブの末端尖端までの導電経路に沿って、配備され得る。代替的に、上記
抵抗および/または静電容量は、選択された電極端子( 白金などの金属の表面上
におけるチタンもしくは抵抗被覆) を形成する酸化物層に依り上記活性電極端子
上に生じ得る。
れた多数の独立的電極端子を備え得る。導電性流体に対する電気エネルギの選択
的印加は、独立的な各電極端子と戻り電極とを、独立的に制御されたもしくは電
流制限されたチャネルを有する電源へと接続することで達成される。戻り電極は
、その尖端において電極配列に近接する導電性材料製の単一筒状部材から成り、
該筒状部材は活性電極と戻り電極との間に導電流体を供給する管路の役割も果た
し得る。代替的に上記プローブは、該プローブの末端尖端にて( 活性電極と共に
) 戻り電極の配列を備えることにより該尖端における電流を維持しても良い。戻
り電極と電極配列との間に高周波電圧を印加することにより、電極端子の末端尖
端に大きな電界強度が生成され、独立的な各電極端子から戻り電極へと高周波電
流が導通される。独立的な各電極端子から戻り電極までの電流の流れは、周囲の
導電性流体に対して電気エネルギを供給する一方で周囲の( 非標的) 組織へのエ
ネルギ供給を最小化する能動手段もしくは受動手段またはそれらの組合せにより
制御される。
とにより、標的組織の切開、除去、離解、成形、縮小もしくは改変が行われる。
エネルギが散逸する( すなわち高電流密度が存在する) 組織体積はたとえば複数
の小寸電極端子を使用して正確に制御され得るが、小寸電極端子の実効直径もし
くは主要寸法は、約5mm 乃至0.01mm、好適には約2mm 乃至0.05mm、更に好適には
約1mm 乃至0.1mm の範囲である。円形および非円形の端子の両者に対する電極面
積は、25mm2 以下、好適には0.0001mm2 乃至1mm2の範囲、更に好適には0.005mm2 乃至0.5mm2の範囲の( 1個の電極端子当たりの) 接触面積を有する。電極配列の
限局面積は、0.25mm2 乃至200mm2の範囲、好適には0.5mm2乃至100mm2の範囲であ
り、且つ、上記シャフト上の末端接触表面上に配設された少なくとも2個、好適
には少なくとも5個、多くの場合には10個より多く、50個以上となることさえあ
る電極端子を含んでいる。小径の電極端子を使用すると、各電極端子の露出表面
から出る電流力線が発散する結果として電界強度は小さくなると共に組織加熱の
範囲もしくは深度は減少される。
状を有し得るが、特定用途に対しては特定の領域および幾何形状が選択される。
活性電極表面は、0.25mm2 乃至75mm2 の範囲、通常は約0.5mm2乃至40mm2 の範囲
の面積を有し得る。また、幾何形状は、平坦、凹状、凸状、半球、円錐、線形の
“直列”配列、または、実質的に任意の他の規則的もしくは不規則的形状とされ
得る。最も通常的には、上記活性電極もしくは電極端子は、電気外科用プローブ
シャフトの末端尖端に形成されると共に、多くの場合、整形処置に使用されるべ
く平坦、ディスク形状、または半球状の表面とされ、または、切開の為に線形配
列とされる。代替的にもしくは付加的に、上記活性電極は( たとえばスパチュラ
における如く) 電気外科用プローブシャフトの側部表面に形成され、内視鏡処置
において一定の身体構造へのアクセスを促進し得る。
レッショルド導電率を有さねばならない。また、上記流体の導電率( センチメー
トル当たりミリジーメンスの単位、すなわち mS/cm) は通常、0.2 mS/cm より大
きく、好適には2 mS/cm より大きく、更に好適には10 mS/cmより大きい。代表的
実施例において導電流体は、約17 mS/cmの導電率を有する等張塩水である。代替
的に上記流体は、塩水電解液ゲル、導電性ECG 噴霧剤、電極導電ゲル、超音波伝
導用ゲルもしくは超音波スキャン用ゲルなどの、導電ゲルもしくは噴霧剤とされ
得る。適切なゲルもしくは噴霧剤は、ニューヨーク州、Hauppauge のGraham-Fie
ld社から市販されている。
はハンドピースの外側面から陥没形成され、電極支持部材を直近囲繞する領域に
導電流体を局限し得る。これに加え、上記シャフトは上記電極支持部材と流体吐
出口との回りにキャビティを形成する形状とされ得る。これにより、導電流体が
電極端子および戻り電極と接触し続けて両者間に導電経路を確実に維持するのを
助長する。また、これにより更に、処置の間に亙り治療部位にて電極端子と組織
との間に蒸気層もしくはプラズマ層を維持するのが助長され、これにより、導電
性流体が無くて蒸気層が消滅されたとすれば生じるであろう温熱損傷が減少され
る。目的部位の回りに導電流体を配備することによっても、組織温度を所望レベ
ルに維持することが助長される。
り、典型的には約5 kHz 乃至20 MHz、通常は約30 kHz乃至2.5 MHz 、好適には約
50 kHz乃至500 kHz 、多くの場合には350 kHz 以下、且つ、多くの場合には約10
0 kHz 乃至200 kHz である。印加されたRMS(二乗平均) 電圧は通常、電極端子の
サイズ、特定の処置の作動周波数および作動モードもしくは組織に対する所望効
果( すなわち、縮小、凝結もしくは離解) に依存して、約5 ボルト乃至1,000 ボ
ルトの範囲、好適には約10ボルト乃至500 ボルトの範囲である。典型的には、ピ
ーク間電圧は( 再び電極サイズ、作動周波数および作動モードに依存して)10 乃
至2,000 ボルトの範囲、好適には20乃至1,200 ボルトの範囲、更に好適には40乃
至800 ボルトの範囲である。
ルス化される小深度のネクロシスに該当するレーザなどと比較して) 電圧が実効
的に継続的に印加される如く、十分に大きな周波数( たとえば、5 kHz 乃至20 M
Hz程度) を有する一連の電圧パルスもしくは時的変化する電圧振幅の交流電流で
供給される。これに加え、デューティ・サイクル( すなわち、エネルギが印加さ
れる任意の1秒間における累積時間) は、約0.0001%のデューティ・サイクルを
有するのが典型的なパルス化レーザと比較して、本発明では約50%程度である。
端に対して選択された最大許容温度に依存して、電極当たり数ミリワット〜数十
ワットに亙る平均電力レベルを生成すべく選択可能な高周波電流を供給する。上
記電源によればユーザは、特定の脊柱処置、関節鏡手術、皮膚処置、眼球処置、
FESS処置、開放性手術または他の内視鏡式外科処置の特定要件に従い電圧レベル
を選択し得る。適切な電源に関する記述は、1997年10月23日に出願された米国仮
特許出願第60/062,997号( 代理人整理番号:16238-007400) に見られるが、その
全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
様に電流制限されもしくは制御され得る。本発明の現在における好適実施例にお
いて、独立的な各電極端子と直列に電流制限インダクタが載置され、該インダク
タのインダクタンスは、標的組織の電気特性、所望の組織加熱速度および作動周
波数に依存して、10μH 乃至50,000μH の範囲である。代替的に、前述した同時
係属中のPCT 出願第PCT/US94/05168号に記述された如くコンデンサ−インダクタ
(LC)回路構造が採用され得るが、該出願の全ての開示内容は言及したことにより
本明細書中に援用する。付加的に、電流制限抵抗器が選択され得る。好適には、
これらの抵抗器は大きな正の温度抵抗係数を有することから、低抵抗性媒体( た
とえば、塩水洗浄液もしくは導電性ゲル) と接触する任意の個別電極端子に対し
て電流レベルが上昇し始めると、電流制限抵抗器の抵抗は相当に増加することに
より上記電極端子から上記低抵抗性媒体( たとえば、塩水洗浄液もしくは導電性
ゲル) への電力供給を最小化する。
定されないことを明確に理解すべきである。たとえば上記活性電極端子の配列は
、プローブ・シャフトを介して高周波電流の電源まで延在する単一のリード線に
接続され得る。代替的に上記プローブは単一電極を取り入れ、該単一電極が上記
プローブ・シャフトを介して直接的に延在し又は電源まで延在する単一リード線
に接続されても良い。上記活性電極は、( たとえば、組織の気化および乾燥の為
の) ボール形状、( 高速の組織分解および乾燥の為の) スプリング形状、捻り金
属形状、環状もしくは中実の管形状などを有し得る。代替的に上記電極は、複数
のフィラメント、( 類線維腫、膀胱腫瘍または前立腺アデノーマなどの腫瘍を分
解する為の) 堅固なもしくは撓曲可能なブラシ電極、シャフトの側部表面上の副
次的効果ブラシ電極、コイル電極などから成り得る。一実施例において上記プロ
ーブは、該プローブの末端におけるたとえばセラミクスなどの絶縁部材から延在
する単一の活性電極端子から成り得る。上記絶縁部材は好適には管状構造であり
、該管状構造は、活性電極端子を、該絶縁部材と上記活性電極とに近接して位置
せしめられた管状もしくは環状の戻り電極から分離する。
11を詳述する。電気外科システム11は概略的に、目的部位に対して高周波電圧を
提供する電源28に接続された電気外科的ハンドピースもしくはプローブ10と、該
プローブ10に対して導電流体50を供給する流体源21とを備えている。これに加え
、電気外科システム11は、特に内視鏡式脊柱処置において手術部位を視認する為
の光ファイバ・ヘッドライトを備えた( 図示せず) 内視鏡を含み得る。上記内視
鏡はプローブ10と一体的とされ得るか、又は、別体器具の一部とされ得る。シス
テム11はまた、目的部位を吸引除去すべくプローブ10における吸引内孔もしくは
管211(図2参照) に連結される( 図示せず) 真空源も含み得る。
58の配列12を有する長寸シャフト18とを含む。接続ケーブル34は、電極端子58を
電源28に電気接続するコネクタ26を有する。各電極端子58は相互から電気的に絶
縁されると共に、電極端子58の各々は個別に絶縁された( 図示せず) 複数の導体
により、電源28内の能動的もしくは受動的な制御ネットワークに接続される。プ
ローブ10の流体管14には、目的部位に対して導電流体50を供給する流体供給管15
が接続される。
操作者が制御可能な電圧レベル調整器30を有する。電源28はまた、第1 、第2 お
よび第3 の足踏みペダル37、38、39と、電源28に着脱可能に連結されたケーブル
36とを含んでいる。足踏みペダル37、38、39により外科医は、電極端子58に印加
されるエネルギ・レベルを遠隔的に調節し得る。代表的実施例において第1 足踏
みペダル37は上記電源を“離解”モードとすべく使用され、第2 足踏みペダル38
は電源28を“凝結”モードに定める。第3 足踏みペダル39によりユーザは、“離
解”モード内で電圧レベルを調節し得る。離解モードにおいては、電極端子に対
して十分な電圧が印加されて組織の分子解離に対する必要条件( すなわち、導電
流体の一部を気化し、蒸気層内の荷電粒子をイオン化し、且つ、これらの荷電粒
子を組織に対して加速する条件) を確立する。上記で論じた如く、離解に対する
必要電圧レベルは、各電極の個数、サイズ、形状および間隔、各電極が支持部材
から延在する距離などに依存して変化する。外科医が上記電源を“離解モード”
に定めると、電圧レベル調整器30もしくは第3 足踏みペダル39が使用されて電圧
レベルを調節することで離解の度合いもしくは侵攻性を調節する。
は理解される。但し本出願人は、足踏みペダルが外科処置の間においてプローブ
を操作し乍ら電源を制御する好都合な方法であることを発見した。
て十分に低い電圧を印加し、導電流体の気化と、その結果としての組織の分子解
離を回避する。外科医は、足踏みペダル37、38を交互に踏み込むことにより、切
除モードと凝結モードとの間で電源を自動的に2方向切替えし得る。これにより
外科医は、自身の集中力を手術範囲から逸らすこと無く、且つ、助手に対して電
源を切替えることを要求することなく、その場で凝結と切除との間を迅速に移動
し得る。例えば外科医が切除モードにおいて軟組織を彫刻するとき、上記プロー
ブは代表的には組織内における小寸の切断血管を同時にシールおよび/または凝
結する。しかし、大形の血管、又は、大きな流体圧力を有する血管( 例えば、動
脈血管) は、切除モードにおいてシールされないこともある。故に外科医は足踏
みペダル38を単純に踏み込み、切除に対するスレッショルド・レベル以下に電圧
レベルを自動的に下げると共に、切断血管に対して十分な時間に亙り十分な圧力
を付与して血管をシールおよび/または凝結し得る。これが完了された後、足踏
みペダル37を踏み込むことで外科医は迅速に切除モードへと戻り得る。本発明と
共に使用され得る適切な電源の詳細設計は、先に言及することにより本明細書中
に援用された処の、1997年10月23日に出願された米国仮特許出願第60/062,997号
( 代理人整理番号:16238-007400) に見られる。
20を示している。図2に示された如くプローブ20は概略的に、撓曲可能もしくは
堅固とされた長寸シャフト100 と、シャフト100 の基端に連結されたハンドル20
4 と、シャフト100 の末端に連結された電極支持部材102 とを含む。シャフト10
0 は好適には、図2に示された形状へと容易に型成形され得るプラスチック材料
から成る。( 図示せず) 代替実施例においてシャフト100 は、タングステン、ス
テンレス鋼合金、白金もしくはその合金、チタンもしくはその合金、モリブデン
もしくはその合金、およびニッケルもしくはその合金から成る群から選択された
通常は金属である導電材料から成る。該実施例においてシャフト100 は、ポリテ
トラフルオロエチレン、ポリイミドなどの一個以上の電気絶縁外鞘もしくは被覆
として典型的に形成された電気絶縁外套108 を含む。上記シャフト上に上記電気
絶縁外套を配備することにより、これらの金属要素と一切の近傍身体構造もしく
は外科医との間の直接的電気接触が防止される。その様な身体構造( たとえば腱
) と露出電極との間の直接的電気接触は、接触点における構造の不要な加熱に帰
着してネクロシスを引き起こし得る。
型成形されるプラスチック材料から成る。ハンドル204 は、電気接続部250(図5
) を収納する( 図示せず) 内側キャビティを画成すると共に、電気接続ケーブル
22( 図1) に対する接続の適切なインタフェースを提供する。電極支持部材102
は、シャフト100 の末端から( 通常は約1 乃至20mmだけ) 延在すると共に、電気
的に絶縁された複数の電極端子104(図4) に対する支持部材を提供する。図2に
示された如く、流体管233 はハンドル204 における開口を介して延在すると共に
、流体供給源へと接続されて目的部位へと導電流体を供給するコネクタ235 を含
む。流体管233 は末端流体管239 に連結されるが、該末端流体管239 は、以下で
詳細に論じられる如く、シャフト100 の外側面に沿いプローブ20の末端における
開口237 まで延在する。本発明がこの配置構成に限定されないのは勿論である。
たとえば流体管233 はシャフト100 内における( 図示せず) 単一内孔を貫通して
延在し得るか、又は、流体管233 は、シャフト100 の末端における複数の開口ま
で該シャフト100 を貫通して延在する( 図示せず) 複数の内孔に連結され得る。
プローブ20はまた、目的部位に対する導電流体の流速を制御する為のバルブ17(
図1) または等価構造も含み得る。
表面212 を有すると共に、特定の処置の要件に依り製造時に平坦、半球もしくは
他の形状に形成され得る( たとえば、アルミナ、酸化ジルコニウムなどのセラミ
ックもしくはガラス材料などの) 適切な絶縁材料からなる。好適な支持部材材料
は、その高い熱伝導率、良好な電気絶縁特性、大きな曲げ係数、炭素追跡に対す
る抵抗性、生体適合性、および高融点の故に、イリノイ州、ElkgroveのKyocera
Industrial Ceramics 社から入手可能なアルミナである。而して上記支持部材10
2 は、該支持部材102 とプローブ20の基端との間の殆どもしくは全てに亙り延在
する( 図示せず) 管状支持部材に対して接着的に接合される。その筒状部材は好
適には、エポキシもしくはシリコーン系材料などの電気絶縁材料から成る。
を貫通し、所望距離にて組織治療表面212 上に突出する如く延在する。上記電極
は次に、典型的には無機シール材料により支持部材102 の組織治療表面212 に対
して結合される。このシール材料は、実効的な電気絶縁と、アルミナ製部材102
および白金もしくはチタン製の電極端子104 の両者に対する良好な接着とを提供
すべく選択される。上記シール材料は付加的に、互換的熱膨張係数と、白金、ま
たは、代表的にはガラスもしくはガラス・セラミックであるチタンおよびアルミ
ナもしくは酸化ジルコニウムよりも相当に低い融点とを有さねばならない。
電源28( 図1参照) との間における電流経路を完成する為の戻り電極112 を含む
。示された如く、戻り電極112 は好適には、電極支持部材102 の組織治療表面21
2 に僅かに、典型的には約0.5 乃至10mm、更に好適には約1 乃至10mmだけ近接さ
れてシャフト100 の末端に連結された環状導通帯から成る。戻り電極112 はコネ
クタ258 に連結されるが、該コネクタ258 はプローブ10の基端まで延在し、其処
で適切にプローブ10に接続される( 図1) 。
てはいない。電極端子104 が戻り電極112 に電気接続される如く該電流経路を完
成する為に、( たとえば等張塩水などの) 導電流体がそれらの間に流される。好
適実施例において、導電流体は上述の如く外部流体管239 を介して開口237 へと
供給される。代替的に、上記流体はプローブ20とは別体の( 図示せず) 流体供給
要素により供給され得る。たとえば一定のマイクロ内視鏡による椎間板切除処置
においては、トロカール・カニューレに等張塩水が満液され、プローブ20はこの
満液キャビティ内に導入される。導電流体は別体器具により連続的に再補給され
て、戻り電極112 と電極端子104 との間の導電経路を維持する。
と管状支持部材との間における( 図示せず) 内側内孔もしくは環状間隙により形
成され得る。この環状間隙は、導電流体が目的部位に向けて内径方向に流れ易い
様にシャフト100 の周縁部の近傍に形成され得るか、または、環状間隙は流体が
外径方向に流れる如くシャフト100 の中心に形成され得る。これらの実施例の両
者において、流体源( たとえば、手術部位の上方に載置されもしくはポンプ・デ
バイスを有する、流体の容器) は、制御可能なバルブを有し得るもしくは有さな
い( 図示せず) 流体供給管を介してプローブ90へと連結される。一個以上の流体
内孔を取り入れた電気外科用プローブの更に完全な記述は、1995年6 月7 日に出
願された親米国特許第5,697,281 号( 代理人整理番号:16238-000600) に見られ
るが、その全ての開示内容は言及したことにより既に本明細書中に援用されてい
る。
材102 の組織治療表面212 上に亙り相互に離間されている。上記組織治療表面お
よび個々の電極端子104 は通常、上記に示された範囲の寸法を有する。好適実施
例において、組織治療表面212 は約1mm 乃至30mm、通常は約2 乃至20mmの範囲の
直径を有する円形断面形状を有する。個々の電極端子104 は好適には約0.1 乃至
8mm 、通常は約0.2 乃至4mm の距離だけ組織治療表面212 から外方に延在する。
本出願人は、この配置構成が電極端子104 の回りにおける大きな電界強度および
対応電流密度を増加することにより上記で詳述した如き組織の離解を促進するこ
とを発見した。
ける単一の大寸の開口209 と、表面212(図3参照) の周縁部の回りにおける( た
とえば約3 乃至15個の) 複数の電極端子とを含む。代替的に上記プローブは、組
織治療表面の周縁部における単一の環状のまたは部分的に環状の電極端子を含み
得る。中央開口209 は、目的部位から組織、流体および/または気体を吸引除去
する為に、シャフト100 内の吸引用もしくは吸引除去用内孔213(図2参照) と、
吸引管211(図2) とに連結される。この実施例において導電流体は概略的に、流
体管239 の各開口237 から内径方向に電極端子104 を通過して支持部材102 の中
央開口209 へと戻る様に流れる。手術の間において導電流体を吸引除去すること
により、外科医は目的部位を視認し得ると共に、たとえば脊柱、腹腔もしくは胸
腔などの患者の身体内に流体が流入するのが防止される。但しこの吸引除去は、
活性電極端子と戻り電極との間の導電経路を導電性流体が維持する如く制御され
ねばならない。
えば上記プローブは、組織治療表面212 の外側周縁部の回りに複数の開口209 を
含み得る( この実施例は図示されていない) 。斯かる実施例において電極端子10
4 は、組織治療表面212 の中心に向けて各開口209 から内径方向に延在する。而
して各開口は、目的部位に対して導電流体を供給する流体管233 と、戻り電極11
2 と電極端子104 との間の導電経路を完成した後に流体を吸引除去する吸引除去
用内孔213 と、に対して適切に連結される。
る間における目詰まりを防止すべく吸引除去内孔に連結された一個以上の吸引除
去用電極も含む。図6に示された如く一個以上の電極端子104 は、シャフト100
内における吸引内孔の末端開口209 に交差して延在するループ電極140 を備え得
る。好適実施例においては2個の電極端子104 が、末端開口209 上に交差するル
ープ電極140 から成る。単一のループ電極、または、示されたのとは異なる形状
を有する複数のループ電極などの種々の形状が可能であることは当然理解されよ
う。これに加え、上記電極は図6および図7に示されたコイル形状などのループ
以外の形状を有し得る。代替的に、上記電極は図8に示された如く末端開口209
に近接して吸引内孔内に形成され得る。ループ電極140 の主要機能は、吸引内孔
内に吸引された組織の部分を離解することで該内孔の目詰まりを防止することで
ある。
他の電極端子104 から電気的に絶縁される。而してループ電極140 は相互から電
気的に絶縁されてもされなくても良い。ループ電極140 は通常は、電極支持部材
104 の組織治療表面から約0.05乃至4mm 、好適には約0.1 乃至1mm だけ延在する
。
に示された如く上記吸引除去用電極は、吸引内孔の末端開口209 と交差して延在
する一対のコイル電極150 を備え得る。コイル電極150 の表面積は大きいことか
ら、末端開口209 を通過する組織断片に対する電極150 の効果は通常は高められ
る。また、図8において上記吸引除去用電極は、吸引内孔の末端開口209 と交差
して通過する単一のコイル電極152 を備える。この単一の電極152 は、吸引内孔
の目詰まりを防止するに十分なこともある。代替的に上記吸引除去用電極は、末
端開口209 に近接して吸引内孔内に位置せしめられ得る。好適にはこれらの電極
は、組織が電極154 に到達する前に開口209 を目詰まりしない様に、開口209 に
近接される。該実施例においては別体の戻り電極156 が吸引内孔内に配備されて
その内部の電流を局限し得る。
162 内の吸引除去用電極160 を取り入れている。示された如く電極160 は開口20
9 の直近に位置せしめられることから、組織断片は内孔162 に進入すると離解さ
れる。好適実施例において上記吸引除去用電極160 は、吸引除去内孔162 と交差
して延在するループ電極から成る。但し、他の多くの形状が可能であることは理
解されよう。該実施例において戻り電極164 は、前述の各実施例と同様にプロー
ブの外側に配置される。代替的に、戻り電極は吸引除去用電極160 を備えた吸引
除去内孔162 の内部に配置され得る。たとえば内孔162 内の部分には内側絶縁被
覆163 が露出されて、戻り電極164 の該露出部分と吸引除去用電極160 との間に
導電経路を提供する。後者の実施例は、電流を吸引除去内孔内に局限する利点を
有する。これに加え、目的部位に対して導電性流体が供給されるという乾燥領域
において、後者の実施例では活性電極と戻り電極との間に導電性流体経路を維持
するのが通常は容易である、と言うのも、導電性流体は組織断片と共に内孔162
を貫通して吸引除去されるからである。
て延在するワイヤ・メッシュ電極600 を取り入れている。示された如くメッシュ
電極600 は複数の開口602 を含むことにより、流体および組織断片が吸引除去内
孔162 内を貫通して流れるのを許容する。開口602 のサイズは種々の要因に依存
して変化する。上記メッシュ電極は、セラミック支持部材102 の末端表面もしく
は基端表面に連結され得る。ワイヤ・メッシュ電極600 は、チタン、タンタル、
鋼鉄、ステンレス鋼、タングステン、銅、金などの導電性材料から成る。好適実
施例においてワイヤ・メッシュ電極600 は、活性電極端子104 と異なる電位を有
する異なる材料から成る。好適にはメッシュ電極600 は鋼鉄から成り、電極端子
はタングステンから成る。本出願人は、メッシュ電極600 と電極端子104 との間
の僅かな電位の相違が上記デバイスの性能を改善することを発見した。勿論、先
の各実施例の如く、メッシュ電極が活性電極端子から電気絶縁され得ることは理
解されよう。
例が示されている。示された如く金属遮壁610 は、電極端子104 を受容する複数
の周縁開口612 と、吸引除去内孔の開口609 を貫通して流体および組織の吸引除
去を許容する複数の内側開口614 とを有する。示された如く、遮壁610 は電極端
子104 上に圧入されてからプローブ20のシャフト100 に接着される。メッシュ電
極の実施例と同様に金属遮壁610 は、チタン、タンタル、鋼鉄、ステンレス鋼、
タングステン、銅、金などの種々の導電性金属から成り得る。好適実施例におい
て金属遮壁610 は、活性電極端子104 に直接的に連結され、または、活性電極端
子104 と一体とされる。該実施例において活性電極端子104 および金属遮壁610
は、相互に電気接続される。
例を示している。図32Aおよび図32Bに示された如くプローブは、( 図示せ
ず) 吸引除去内孔162 内に延在して吸引除去された組織に対する電極の効果を増
加する導電性ケージ電極620 を含み得る。図33A乃至図33Cは、当該遮壁電
極630 を導電性スペーサ634 に取付ける為の一個以上の( 好適実施例では4個の
) 繋錨632 を含むドーム状遮壁電極630 を示している。遮壁電極630 は、流体お
よび組織断片が吸引除去内孔162 を貫通して通過するのを許容する為の複数の孔
631 を含む。遮壁電極630 は、活性電極端子104 を受容する孔633 を含む繋錨63
2 を除き、吸引除去内孔162 の開口609 内に嵌入するサイズとされる。スペーサ
634 は、電極端子104 を受容する周縁孔636 と、吸引内孔162 と整列された中央
孔638 とを含む。スペーサ634 は更に、電極端子104 から遮壁電極630 を電気的
に絶縁する絶縁孔640 を含み得る。図33Cに示された如く、ドーム状遮壁電極
630 は好適には、プローブ・シャフト100 から末端方向に向けて電極端子104 と
略々同一の距離だけ延在する。本出願人はこの形状が、吸引除去されて遮壁630
を貫通通過する組織断片を離解する能力を維持し乍ら、電極端子104 の近傍の組
織に対する離解速度を強化することを発見した。
内の電気接続部250 を示している。示された如く、複数のワイヤ252 はシャフト
100 を貫通して延在することにより端子104 を複数のピン254 に連結するが、こ
れらのピン254 は接続ケーブル22 (図1) に連結されたコネクタ・ブロック256
に差込まれる。同様に、戻り電極112 はワイヤ258 およびプラグ260 を介してコ
ネクタ・ブロック256 に連結される。
有の識別要素(identification element)を含むことから、異なる電気外科的作動
に対して同一の電源28が使用され得る。たとえば一実施例においてプローブ20は
、電極端子104 と戻り電極112 との間に印加された電圧を低下せしめる電圧低下
素子もしくは電圧低下回路を含む。電圧低下素子は電源により印加された電圧を
低下する役割を果たすことから、電極端子と戻り電極との間の電圧は十分に低く
されることにより、導電媒体への電力の過剰散逸および/または目的部位におけ
る軟組織の離解を回避する。電圧低下素子は基本的に、組織の離解もしくは気化
の為に高電圧を印加し得るArthroCare社の他の発電器に対して電気外科用プロー
ブ20が互換性を有するのを許容する。たとえば組織を縮小させる為に電圧低下素
子は、(ArthroCare 社のモデル970 および980(すなわち2000) 発電器における1
の設定である) 約100 乃至135 ボルトRMS の電圧を、組織の( たとえば分子解離
などの) 離解無しで組織を縮小するに適した電圧である約45乃至60ボルトRMS ま
で低下すべく機能する。
は電圧低下素子を必要としない。代替的に、上記プローブは所望であれば電圧上
昇要素もしくは回路を含み得る。
サ262 は戻り電極ワイヤ258 に連結された第1 脚部264 と、コネクタ・ブロック
256 に連結された第2 脚部266 とを有する。上記コンデンサは勿論、上記ケーブ
ル、発電器、コネクタなどの内部にもしくはその丈に沿い分散されるなどして、
上記システム内の他の箇所に配置され得る。これに加え、ダイオード、トランジ
スタ、インダクタ、抵抗器、コンデンサもしくはそれらの組合せなどの他の電圧
低下素子が本発明に関して使用され得ることは理解されよう。たとえばプローブ
90は、戻り電極112 と電極端子104 との間に印加された電圧を、組織の縮小に適
切なレベルまで降下させるべく構成された( 図示せず) コード化抵抗器を含み得
る。これに加え、この目的の為の電気回路が採用され得る。
低下素子として使用され得る。上記ケーブルは、もし該ケーブルが電源、電極端
子および戻り電極の間の電気回路内に載置されたとすれば電源電圧を低下すべく
使用され得る固有静電容量を有している。該実施例においてケーブル22は、単独
で、または、たとえばコンデンサなどの上述の電圧低下素子のひとつと組合せて
使用され得る。
対して識別要素を連結かつ分離することを外科医に許容する( 図示せず) スィッ
チもしくは他の入力を含んでいる。たとえば外科医が同一の処置において同一の
プローブを組織の離解および組織の縮小に使用したいとき、これはそのスィッチ
を操作することで達成され得る。故に組織の離解に対して外科医は電子的機器か
ら電圧低下素子を分離することから、電源により印加される全電圧がプローブ上
の各電極に印加される。また、組織を縮小するに適切なレベルへと電圧を低下す
ることを外科医が望んだとき、外科医は電圧低下素子を電子的機器へと連結する
ことにより、各電極端子に対して電源から印加される電圧を低下せしめる。
用され得ることを銘記すべきである。該実施例においては、電圧低下素子もしく
は回路は不要となることもある。
視鏡による椎間板切除処置において有用である。図12乃至図15に示された如
く、患者の背中272 には経皮的貫通270 が行われることから、頭部近位層板(sup
erior lamina)274に対するアクセスが可能となる。典型的には、椎間腔レベルを
探るべく最初に( 図示せず) 小寸ニードルが使用されると共に、側方蛍光X 線透
視の下で層板274 の頭部遠位縁部(inferior edge) に対して( 図示せず) ガイド
ワイヤが挿入かつ前進せしめられる。引き続きガイドワイヤ上を医療用管状拡張
器276 が挿入され、切開部220 から層板274 までの孔が提供される。第1 の医療
用拡張器は層板274 を“触診”すべく使用され、その尖端が、層板274 の頭部遠
位縁部の直上の棘状突起と小関節面複合体(facet complex) との間の適切な箇所
となることを確実なものとする。図13に示された如く、次に管状開創器278 が
最大の医療用拡張器上を層板274 まで通過せしめられる。次に医療用拡張器276
が除去され、管状開創器278 内に手術用溝を確立する。
に、内視鏡280 を固定すべくリング鉗子282 が使用される。典型的には、開創器
278 内に上記手術用溝を形成する為には、層板274 に向けて医療用拡張器276 お
よび開創器278 が前進せしめられたときに該溝内に押し進められた軟組織、筋肉
もしくは他の種類の組織を除去することが必要である。斯かる組織は通常は、脳
下垂体用骨鉗子、掻爬器、把持器、カッタ、ドリル、微細創傷清浄化器などの機
械的器具により除去される。残念乍ら、これらの機械的器具は処置を相当に長時
間化すると共にその複雑さを増大する。これに加え、これらの器具は該当組織内
の血管を切断し、目的部位に対する外科医の視界を遮る大量の出血を引き起こす
。
ブもしくはカテーテル284 が導入されて該溝から軟組織、筋肉および他の障害物
を除去することから、外科医は層板274 に対して容易にアクセスして該層板274
を視覚化し得る。外科医が到達してプローブ284 を導入したなら、管233 および
開口237(図2参照) を介して導電流体285 が組織へと供給される。上記流体は、
上記シャフトの末端において戻り電極112 を通過して電極端子104 へと流れる。
流体の速度は、組織と電極支持部材102 との間の領域が定常的に流体に浸漬され
る如くバルブ17( 図1) により制御される。次に電源28が投入されると共に、電
極端子104 と戻り電極112 との間に高周波電圧差が印加される如く調節される。
上記導電流体は、電極端子104 と戻り電極112 との間の導電経路( 電流力線を参
照) を提供する。
( 図示せず) イオン化蒸気層もしくはプラズマに変換するに十分なものである。
電極端子104 と標的組織との間における印加電圧差( すなわち、プラズマ層に亙
る電圧勾配) の結果として、プラズマ内の荷電粒子( すなわち電子) は組織に向
けて加速される。十分な高電圧差にては、これらの荷電粒子は組織構造内におけ
る分子結合の解離を引き起こすに十分なエネルギを獲得する。この分子解離には
、組織の体積除去( すなわち、離解昇華) と、酸素、窒素、二酸化炭素、水素お
よびメタンなどの低分子量気体の生成が伴う。組織内において加速された荷電粒
子の近達の故に分子解離プロセスは表面層に局限されて、下側に位置する組織に
対する損傷およびネクロシスを最小化する。
引除去される。これに加え、過剰な導電流体および他の流体( たとえば、血液)
は上記手術用溝から吸引除去されて外科医の視界を高める。組織の離解の間にお
いて電流力線により生成された残留熱( 典型的には150 ℃以下) は通常は、該当
部位にて切断された一切の血管を凝結するに十分である。そうでなければ上述の
如く外科医は、流体の気化の為のスレッショルド以下のレベルへと電圧を降下す
ることにより電源28を凝結モードへと切替え得る。この同時的止血により、出血
は少なくなると共に処置を実施する外科医の技量は高められる。
組織に対するネクロシスもしくは温熱損傷を引き起こすことなく軟組織を正確に
離解する機能である。これに加え、上記電圧は目的部位に導かれたエネルギが層
板274 を離解するには不十分である如く制御され得ることから、該層板を離解し
たり相当に損傷したりせずに、外科医は層板274 から組織を厳密な意味で除去清
掃し得る。
、従来の技術( たとえば、Kerrisonパンチもしくは高速ドリルなど) 又は上述の
電気外科用プローブ284 のいずれかにより、椎弓切除術および中央脊椎関節突起
切除術が行われる。神経根が識別された後、開創器288 により医学的な退縮が達
成され得るか、又は、本発明を使用して椎間板が正確に切除され得る。必要であ
れば、自動的に又は本発明の凝結モードのいずれかにより硬膜外静脈が焼灼され
る。もし環の切除(annulotomy)が必要であれば、それは開創器288 により神経根
を保護しながら、マイクロナイフもしくは本発明の離解メカニズムにより行われ
得る。次に、標準的な手法で脳下垂体用骨鉗子により、又は、再び上述の切除に
より、ヘルニア椎間板290 が除去される。
軟組織を離解および/または縮小させることにより環帯292 が自身で回復するの
を許容し、該処置の再発を防止することも可能である。組織を縮小させる為には
、電極端子104 と戻り電極112 との間に十分な電圧差が印加され、組織温度を通
常体温( たとえば37℃) から、45℃乃至90℃の範囲、好適には60℃乃至70℃の範
囲の温度まで上昇せしめる。この温度上昇は椎間板組織内のコラーゲン結合線維
を縮小させることから、椎間板290 は環帯292 内へと引込む。
供給されると共に十分な温度まで加熱されることにより、標的組織におけるコラ
ーゲン線維の縮小もしくは収縮を誘起する。上記導電流体はコラーゲン線維を実
質的に非可逆的に縮小させるに十分な温度まで加熱されるが、これは概略的に約
45℃乃至90℃、通常は約60℃乃至70℃の範囲の組織温度を必要とする。上記導電
流体は、該流体と接触する上記電極端子に対して高周波電気エネルギを印加する
ことにより加熱される。電極端子104 から発する電流は上記流体を加熱すると共
に加熱流体の噴流または羽毛状物を生成し、これは標的組織へと導かれる。加熱
された流体は、コラーゲン線維の水熱収縮を引き起こすに十分な様にコラーゲン
の温度を上昇させる。戻り電極112 は、組織部位から離間する様に電流を吸引し
て該組織内への電流の貫通深度を制限することにより、コラーゲン組織の分子解
離および破壊を防止し且つ標的組織部位の上方の周囲および下側に位置する組織
構造の損傷を最小化しもしくは完全に回避する。代表的実施例において上記電極
端子104 は、RF電流が組織に対しては全く通過しないが導電流体を介して戻り電
極へと戻り通過する如く、十分な距離だけ組織から離間保持される。該実施例に
おいては、組織に対してエネルギを与える主要メカニズムは、電流では無く加熱
された流体である。
たらされることから、電流は選択深度まで直接的に組織内を通過する。該実施例
において戻り電極は組織部位から電流を吸引し、該組織内への貫通深度を制限す
る。本出願人は、電極端子と戻り電極との間に印加される電圧の周波数を変化さ
せることにより、本発明の電気外科システムにより電流貫通の深度も変更され得
ることを発見した。これは、導電性の細胞液を囲繞する細胞膜の電気特性の故に
、周波数を増加すると組織の電気インピーダンスが減少することが知られている
からである。( 例えば350 kHz より小なる) 低周波数においては組織のインピー
ダンスが高く、( 以下で詳述する如く) 本発明の戻り電極および電極端子の配置
構成が存在すると、電流力線が一層浅く貫通し、小さな深度で組織加熱を行うこ
とになる。代表的実施例においては、約100 乃至200 kHz の作動周波数が電極端
子に印加されて、浅い深度( 例えば、通常は1.5mm 未満、好適には0.5mm 未満)
のコラーゲン収縮が行われる。
イズ( たとえば直径もしくは主要寸法) は、組織治療の所期深度に従い選択され
る。同時係属中の上記PCT 国際出願米国国内段階PCT/US94/05168において既に記
述された如く、組織内への電流貫通の深度は、個々の活性電極の寸法が大きくな
るにつれて大きくなる( 但し、電流の周波数、戻り電極の形状などの他の要因は
一定とする) 。電流貫通の深度( これはコラーゲン収縮、非可逆的ネクロシスな
どの組織変化を引き起こすに十分な電流密度が存在する深度を指す) は、本発明
の二極性形状に対すると共に約100 kHz 乃至約200 kHz の周波数で動作する活性
電極の直径程度である。故に、小深度の電流貫通が必要な用途に対しては、小寸
の一個以上の電極端子が選択される。逆に、大深度の電流貫通が必要な用途に対
しては、大寸の一個以上の電極端子が選択される。
の内視鏡式椎間板切除処置用に特に配置構成された代替的な電気外科システム30
0 を示している。図16に示された如くシステム300 は、患者を経皮的に貫通し
て患者の脊柱内の標的椎間板へとカテーテル・アセンブリ304 を導入する為のト
ロカール・カニューレ(trocar cannula)302 を含む。上記で論じた如くカテーテ
ル・アセンブリ304 は、胸腔鏡処置において胸部を介し、腹腔鏡処置において腹
腔を介し、又は、患者の背中を介して直接的に導入され得る。カテーテル・アセ
ンブリ304 は、( 図示せず) 複数の内側内孔を備えたカテーテル本体306 と、該
カテーテル本体306 を介して目的部位へと通過する種々の器具を受容する基部ハ
ブ308 とを含む。該実施例においてアセンブリ304 は、可撓シャフト312 を備え
た電気外科用器具310 と、吸引除去カテーテル314 と、内視鏡316 と、目的部位
を視認する為の照射ファイバ・シャフト318 とを含む。図16および図17に示
された如く吸引除去カテーテル314 は、末端ポート320 と、該カテーテル314 を
( 図示せず) 真空源に取付ける為の基部装具322 とを含む。内視鏡316 は通常は
、末端にてはレンズ324 を備えた細径金属管317 と、基端にては( 図示せず) 接
眼レンズとを備えている。
おいて詳述する如く、この配置構成により外科医は椎間板内における離解の距離
を“設定”し得る。これに加えて上記器具310 は、該器具310 の末端部分の回転
位置を外科医に対して表示する為の回転インジケータ334 を含んでいる。該回転
インジケータ334 により外科医は、視覚化が困難な場合、又は、処置において内
視鏡が使用されていない場合に、内視鏡316 に頼らずに該回転位置を視認し得る
。
分340 を記述する。示された如く器具310 は、比較的に堅固であるが撓曲可能な
電気絶縁支持カニューレ312 と、当該作用端部348 の回転移動および並進移動を
行うべく該カニューレ312 に移動可能に連結された作用端部348 とを備えている
。電気外科用器具310 の作用端部348 は、椎間板内における所定体積の髄核を離
解して除去すべく回転かつ並進移動され得る。支持カニューレ312 は、カテーテ
ル本体306 の内側内孔344 を貫通すると共に末端346 を越えて延在する。代替的
に、支持カニューレ312 は器具310 と別体とされ得るか、又は、カテーテル本体
306 の一体的部分ともされ得る。作用端部348 の末端部分は、セラミックなどの
絶縁支持部材354 により活性電極配列352 から分離された露出戻り電極350 を含
んでいる。好適実施例において、電極配列352 はセラミック支持部材354 の一側
にのみ配設されていることから、その他側は絶縁されて組織に対して非衝撃性と
なっている。器具310 はまた、目的部位に対して導電流体を供給すべく作用端部
348 にて末端ポート360 を有する( 図示せず) 流体内孔も含んでいる。
部に、トロカール・カニューレ302 が導入される。トロカール・カニューレ302
から線維輪370 を貫通して髄核までのチャネルを形成すべく、( 図示せず) 穿孔
器もしくは他の従来器具が使用され得る。代替的に、上述の如くこの目的の為に
プローブ310 が使用され得る。次に図18に示された如く、器具310 の作用端部
348 がトロカール・カニューレ302 を貫通して短距離( 例えば、約7 乃至10mm)
だけ髄核372 内に進入せしめられる。電極配列352 が所定位置となれば、末端ポ
ート360 を介して導電流体が供給されて該流体内に活性電極配列352 を浸漬する
。必要であれば、電極配列352 と、戻り電極350 を越えたところの吸引ポート32
0 との間の導電流体の流れを確実にすべく、上記真空源が起動され得る。一定実
施例においては次に、機械式停止部材330 が器具310 の基端にて設定され、作用
端部348 の軸心移動距離を制限し得る。好適には該距離は、周囲環帯の離解を最
小化すべく( もしくは完全に排除すべく) 設定される。
を印加することで励起されることから、電流は導電性流体を通り配列352 から戻
り電極350 へと流れる。この電流は流体の気化を引き起こすと共に、上記で詳述
した如く髄組織の分子解離を引き起こす。次に器具310 は、軸心方向において所
定限界まで前後に並進移動され得る。依然として励起され且つ並進移動され乍ら
、作用端部348 も回転されることにより電極配列352 を囲繞する組織を離解し得
る。好適実施例において作用端部348 はまた、電極配列352 と対向する膨張可能
パッキン押さえ380 も含むことにより支持カニューレ312 に対して作動端部が撓
曲するのを許容する。図示される如く、作用端部348 は撓曲されることにより髄
内に大径ボアを生成し、離解されるべき組織表面との密着を確実にし得る。代替
的に、カテーテル本体306 の全体、又は、カテーテル本体306 の末端が撓曲され
ることで、除去される髄の体積を増加しても良い。
の移動からの筋肉感覚フィードバックにより) 髄核の所望体積が除去された後、
器具310 はカテーテル本体306 内に引込められると共に該カテーテル本体は患者
から引き抜かれる。典型的には、除去される組織の好適体積は約0.2 乃至5cm3で
ある。
て組織を離解する代替的なシステムおよび方法を記述する。図19は、本発明に
係る代表的な離解用平坦プローブ400 を示している。上述の各器具と同様に該プ
ローブ400 は、二極性形式もしくは単極性形式のいずれかで動作する電気外科シ
ステム11( 又は他の適切なシステム) に取り入れられ得る。プローブ400 は概略
的に、支持部材402 と、該支持部材402 の末端に取付けられた作用末端404 と、
支持部材402 の基端に取付けられた基端ハンドル408 とを含んでいる。図19に
示された如くハンドル406 は、ハンドピース408 と、該ハンドピース408 に着脱
可能に連結されることによりケーブル34を介して作用末端404 を電源28( 図1参
照) に電気接続する電源コネクタ410 と、を含んでいる。
動作すべく配置構成される。故に支持部材402 は戻り電極として機能すると共に
、チタンなどの導電材料、又は、ニッケル、鉄、コバルト、銅、アルミニウム、
白金、モリブデン、タングステン、タンタルもしくは炭素の内のひとつ以上を含
む合金などの導電材料から成る。好適実施例において支持部材402 は、マサチュ
ーセッツ州、MedwayのMicroGroup社からのステンレス鋼タイプ304 などのオース
テナイト系ステンレス鋼合金である。図19に示された如く支持部材402 は絶縁
層412 により実質的に覆われて、周囲組織を電流が損傷するのを防止する。支持
部材402 の露出部分414 は、プローブ400 の戻り電極として機能する。露出部分
414 は好適には、活性電極416 から基端側に約1 乃至20mmの距離だけ離間される
。
材402 の末端にて電気絶縁スペーサ418 から延在する複数の活性電極416 を備え
ている。治療されるべき標的組織のサイズと、治療部位のアクセス性( たとえば
図26参照) とに依存してプローブ400 が単一電極を含み得ることは当然理解さ
れよう。絶縁スペーサ418 は適切なエポキシ接着剤419 により支持部材402 に対
して好適に結合され、物理的結合および液密シールを形成する。電極416 は通常
、スペーサ418 から約2.0mm 乃至20mm、好適には10mm以下だけ延在する。支持用
舌部420 は支持部材402 の末端から延在して活性電極416 を支持する。支持用舌
部420 および活性電極416 は相当に低い外形を有することにより、隣接する脊椎
骨同士の間の空間、および、患者の膝関節における関節軟骨と半月板との間の空
間などの、患者の身体内の狭幅の空間へのアクセスを促進する。故に舌部420 お
よび電極416 は、通常は4.0mm 未満、好適には2.0mm 未満、更に好適には1.0mm
未満の合計高さHeの実質的に平坦な外形を有する( 図25参照) 。関節軟骨の近
傍の半月板を離解する場合、舌部420 および電極416 の両者の高さHeは好適には
、約0.5 乃至1.5mm である。電極416 および支持用舌部420 の幅は通常は、10.0
mm未満、好適には約2.0 乃至4.0mm である。
不都合な電流の流れを最小化すべく( 図示せず) 電気絶縁層により覆われた“非
活性”表面422 を含む。絶縁層412 は好適には非衝撃性とされ即ち丸められた角
部を備えた平滑平坦表面を有することにより、プローブ400 の作動端部が狭幅で
局限された身体空間内に導入されたときに椎間板組織もしくは近傍の脊髄神経な
どの組織もしくは神経と接触して不都合に損傷するのを最小化する。舌部420 の
非活性表面422 は組織および神経に対する医原性損傷の最小化を助けることから
、プローブ400 の作用末端404 は患者の身体内における局限空間へと安全にアク
セスし得る。
縁支持部材430 が配設され、舌部420 内へ電流が流れるのを阻止もしくは防止し
ている。絶縁部材430 および絶縁層412 は好適には、セラミック、ガラス、又は
、アルミナなどのガラス・セラミック材料から成る。絶縁部材430 は適切なエポ
キシ接着剤により支持用舌部420 に物理的に結合されることにより、活性電極41
6 を舌部420 から電気絶縁する。図26に示された如く絶縁部材430 は支持用舌
部420 から張出すことにより、活性電極416 と絶縁被覆された支持用舌部420 と
の間の電流経路長さを増加する。
から構成され、各活性電極416 の少なくとも末端部分432 が削り取られることに
より半円筒状の管を形成し、その第1 および第2 端部440 、442 は支持用舌部42
0 から離間した方向に向けられている。好適には電極416 の基部434 は円筒状の
ままとされ、活性電極416 とリード線450 との間の波形電気接続部の形成を促進
している( 図23参照) 。図26に示されるように、活性電極416 の円筒状基部
434 は0.1mm 乃至0.4mm の僅かな距離だけスペーサ418 を越えて延在する。末端
電極部分432 の半円筒形状により、上記で論じた如く各端部440 、442 の縁部の
回りにおける電界強度および対応電流密度が増加される。代替的に活性電極416
は、上述した形状および配置構成、又は、正方形ワイヤ、三角形状ワイヤ、U 形
状もしくはチャネル形状ワイヤなどの他の形状の任意の形状を有し得る。これに
加えて活性電極416 の表面は、たとえばグリットブラスト、化学的食刻もしくは
電気化学的食刻により粗面化されて、電極416 の末端部分432 の回りにおける電
界強度および対応電流密度を更に増加しても良い。
ロック454 に収納されたコネクタ・ピン452 で終端する。各リード線450 はたと
えばTefzel( 登録商標) などの( 図示せず) 絶縁層により覆われると共に、接着
剤シール457 により支持部材402 の内側部分からシールされる( 図22) 。好適
実施例において、各電極416 は電源28内の別体の電圧源に連結される。この目的
の為に、コネクタ・ピン452 はコネクタ410 内の協働ソケット456 に着脱可能に
連結されて、活性電極416 および電源28( 図1) の電気接続を提供する。電気絶
縁されたリード線458 は各ソケット456 を、電源28内の対応電圧源へと接続する
。支持部材402 の導電壁部414 は戻り電極の役割を果たすと共に、各リード線45
0 のひとつに適切に連結される。
から、電流は活性電極416 と活性電極416 との間では無く、隣接する活性電極41
6 同士の間を流れる。一例として図21Bは平坦な離解用プローブ400'の末端部
分を示しており、電極416aおよび416cはひとつの電圧極性( 即ち正) であり且つ
電極416bおよび416dは逆の電圧極性( 負) である。導電流体の存在下で電極416a
、416cと電極416b、416dとの間に高周波電圧が印加されたとき、電流力線522'に
より示された如く電極416a、416cと電極416b、416dとの間に電流が流れる。上記
の各実施例と同様に、プローブ400'の作用端404'の反対側表面420 は概略的に非
衝撃性であると共に電極416a、416b、416cおよび416dから電気絶縁され、該反対
側表面420 に接触する組織に対する不要な損傷を最小化する。
を含むことにより、各電極416 と戻り電極414 との間のインピーダンスに基づい
て独立的な電流制限を行う。電流制限要素は、電源28、リード線450 、ケーブル
34、ハンドル406 内、又は、ハンドル406 から遠位の支持部材402 の部分内に収
納され得る。たとえば電流制限要素は、抵抗器、コンデンサ、インダクタ、もし
くはそれらの組合せを含み得る。代替的に、電流制限機能は、(1) 電極に対する
電流の流れが所定値を超えれば電流の流れを遮断する電流検知回路、および/ま
たは、(2) 測定されたインピーダンスが所定値より低ければ電流の流れを遮断(
もしくは印加された電圧をゼロまで減少) するインピーダンス検知回路、により
実施され得る。別実施例においては、単一のリード線450 に対して2 個以上の電
極416 が接続され、戻り電極414 に対して全ての電極416 が常に同一電圧を印加
される様にしても良い。故に、任意の電流制限要素もしくは回路は、先の実施例
で論じた如く電流を個々に制限するのでは無く、電極416 の配列に供給される電
流もしくは印加される電圧を変調する。
る本発明の方法を記述する。特に、膝関節内の疾患半月板を治療する代表的方法
( 図29乃至図31) 、および、脊柱内において相互に隣接する脊椎骨の間の軟
組織を除去する方法( 図32) を記述する。両方の処置において、平坦な離解用
プローブ400 の少なくとも作用末端404 は最少侵襲技術もしくは開放性手術のい
ずれかにより治療部位へと導入される。治療部位には導電流体が供給されると共
に、電極416 と戻り電極414 との間に電源28から電圧が印加される。上記で詳述
された如く電圧は好適には、導電液体内に蒸気層を形成すると共に蒸気層からエ
ネルギを放出して治療部位における組織を離解する電界強度を活性電極の近傍に
生成するに十分なものとされる。
が、カニューレなどの経皮的貫通500 を介して関節キャビティ502 内に導入され
る。プローブ400 の挿入は通常、光源およびビデオカメラを含むことにより膝関
節内の所定領域を選択的に視覚化することを外科医に許容する( 図示せず) 関節
鏡により案内される。明瞭な視界を維持すると共に蒸気層の生成を促進すべく、
等張塩水などの透明な導電性洗浄液503 が、プローブ400 の支持部材402 内の液
体通路を介し、又は、他の器具を介して治療部位へと放出される。治療部位へと
洗浄液を供給する適切な方法は、本出願と同様に本出願人に譲渡され且つ先に言
及することにより本明細書中に援用された処の、1995年6 月7 日に出願された同
時係属中の米国特許第5,697,281 号( 代理人整理番号:16238-000600) に記述さ
れている。
端部表面を夫々覆う関節軟骨510 、508 に隣接する半月板506 の一部である。関
節軟骨508 、510 は関節の通常機能に対して重要であり、一旦損傷されると身体
は各関節のこの重要な内層を再生できない。故に外科医は、近傍半月板506 を治
療するときに相当の注意を払い、関節軟骨508 、510 に対する不要な損傷を回避
することが望ましい。膝関節における関節軟骨508 、510 と半月板506 との間の
局限空間513 は比較的に狭幅であり、典型的には約1.0mm 乃至5.0mm 程度である
。故に、離解用プローブ400 の狭幅で低断面の作用末端404 は、治療部位に対し
てこれらの局限空間513 内に理想的に導入され得る。前述の如く、電極416 およ
び支持用舌部420 の実質的に平坦な配置( 典型的に約0.5 乃至1.5mm の合計高さ
) によれば、外科医は関節軟骨508 、510 との接触を最小化し乍ら、プローブ40
0 の作用末端404 を局限空間513 内に投入し得る( 図26参照) 。
つの面上に配設される。故に、大きな電界強度の領域520 が作用末端404 のひと
つの面上に生成される一方、作用末端404 の反対側521 は組織に関して非衝撃性
である。これに加え、反対側521 は電極416 から絶縁されて、電流がこの面521
から組織( 即ち、関節軟骨508 の近傍の組織) に通るのを最小化する。図26に
示された如く、活性電極416 と戻り電極414 との二極性配置構成により電流は主
として導電性洗浄液503 を介して力線522 に沿い流れるが、導電性洗浄液503 は
組織と離解用プローブ400 の作用末端404 とを包囲すると共に電極416 と戻り電
極414 との間の導電経路を提供する。電極416 は標的の半月板506 と係合されも
しくはその近傍に位置せしめられることから、電極縁部に存在する高電界は蒸気
層を形成すると共に該蒸気層からのエネルギ放出を誘起することにより、制御さ
れ乍ら組織を離解する。これに加え、( ベクトル523 により示された如く) 半月
板506 に対する電極416 の動きにより、組織は制御された様式で除去される。洗
浄液の存在もまた離解プロセスの間において半月板の温度が上昇するのを最小化
する役割を果たす、と言うのも、洗浄液は概略的に、各電極416 のひとつが組織
の表面と交差して並進移動された直後に、治療された組織と接触するからである
。
織540 を除去する代表的方法を記述する。この軟組織540 の除去はたとえば、近
隣する脊椎骨同士を相互に融合もしくは接合する外科処置において多くの場合に
必要となる。組織540 の除去に続き、近隣の脊椎骨542 、544 は安定化され、引
き続く相互融合による単一の一体構造脊椎骨の形成を許容する。示された如くプ
ローブ400 の作用末端404 は小なる形態( 即ち、0.2mm ぐらい小なる厚さ) であ
ることから、近接して離間された脊椎骨同士に対するアクセスと表面調製とが許
容される。これに加え、成形された電極416 は該活性電極416 と戻り電極414 と
の間における相当に大きな電界強度および対応電流密度を促進して、下側に位置
する骨組織をそれほど損傷すること無く、骨組織の表面に付着する組織の効率的
な除去を許容する。作用末端404 の“非活性”絶縁側521 もまた、この側521 上
の電界の生成を最小化することにより近傍脊椎骨542 の離解を減少する。
処置の間において導電液体内に完全には浸漬されない。故に導電液体は好適には
、この処置の間において近隣脊椎骨542 、544 の間の局限空間513 内に供給され
る。流体は、プローブ400 の支持部材402 内の( 図示せず) 液体通路を介して、
または、他の適切な液体供給器具を介して供給され得る。
の改変および変更が為され得る。例えば、上述の平坦な離解用プローブ400 は、
代表的実施例において上述した如く複数の活性電極では無く、単一の活性電極を
取り入れ得る。図27は、標的組織552 を離解すべく高電界密度550 を生成する
単一の活性電極416'を取り入れた本発明の離解用平坦プローブの一部を示してい
る。電極416'は図31に示された如く基端支持部材から直接的に延在しても良く
、または、前述の実施例の如く下側に位置する( 図示せず) 支持用舌部上に支持
され得る。示された如く、好適な単一の活性電極416'は、上述の電極416 と同様
の半円筒状の断面を有する。但し単一の電極416'はまた、デバイスの機能に依存
して、上述した形状( 例えば、正方形もしくは星形状の中実ワイヤ) のいずれか
、又は、他の特殊形状も取り入れ得る。
材500 を詳細に記述する。示された如く電極支持部材500 は好適には、セラミッ
クなどの高温用の適切な電気絶縁材料から成る多層もしくは単層の基板502 を備
える。基板502 は、セラミック・ウェハに上に例えばメッキされて付着された導
電性帯片を有する薄寸もしくは厚寸の混成膜である。上記導電性帯片は典型的に
は、タングステン、金、ニッケルもしくは等価材料から成る。代表的実施例にお
いては、上記導電性帯片はタングステンから成り、且つ、それらはウェハ層と共
に共焼成されて、一体的なパッケージを形成する。上記導電性帯片は、セラミッ
ク層を介してドリルされた孔もしくは通路により外部ワイヤ・コネクタに連結さ
れると共に、導電性材料によりメッキもしくは被覆される。
の長手隆起部504 を有する単一のセラミック・ウェハから成る。典型的に、ウェ
ハ502 は未加工でプレスされると共に所用の微細構成( 例えば隆起部504)を形成
すべく焼成される。次に各隆起部502 に対して導電性材料が接着されて、ウェハ
502 上で軸心方向に延在すると共に相互から離間された導電性帯片506 を形成す
る。図示された如く、導電性帯片506 はプローブ404 のシャフト412 内における
リード線508 に対して取付けられて、各導電性帯片506 を電源28( 図1) に電気
接続する。該実施例は、処置の間において曲げ力に耐えるに十分な機械的構造を
有する、プローブ404 の比較的に低断面の作動端部を提供する。
する本発明の他のシステムおよび方法を示している。この処置において電気外科
用プローブ700 は、長寸で細径( 例えば約1mm 以下程度の直径) のシャフト702
を備え、該シャフト702 は腹腔もしくは胸部を介して身体前部から経皮的に、又
は、患者の背中を介して脊柱内に直接的に導入され得る。プローブ・シャフト70
2 は、脊柱内における組織に対して電気エネルギを印加する為の一個以上の活性
電極704 を含む。プローブ700 は一個以上の戻り電極706 を含み得るか、又は、
上記戻り電極は( 図示せず) 分散パッドとして患者の背中上に位置せしめられ得
る。
介して標的の脊柱椎間板の環帯710 内へと身体前部から導入される。このプロセ
スを促進すべく、シャフト702 の末端は鋭利点へと漸減され( 例えばニードル)
、それは次に引き抜かれて活性電極704 を露出する。代替的に、上記電極はシャ
フトの( 図示せず) テーパ末端部分の表面の回りに形成され得る。いずれの実施
例においてもシャフトの末端は環帯710 を介して、ヘルニア様の、挺出した、非
挺出の、又は、単純に膨張した標的髄核290 へと投入される。図35に示された
如く、高周波電圧が活性電極704 と戻り電極710 との間に印加されて、周囲のコ
ラーゲンを縮小に適した温度( 即ち典型的には約55℃乃至約70℃) へと加熱する
。上記で論じた如く、この処置は単極性形状に依っても達成され得る。但し本出
願人は、図34乃至図36に示された二極性形状が高周波電流の制御を増進し、
脊髄神経の損傷リスクを減少することを発見した。
対する衝当から引込められたなら、プローブ700 は目的部位から除去される。好
適実施例において、環帯710 を介してプローブが引込められるときに、活性電極
および戻り電極の間には高周波電圧が印加される。この電圧は環帯710 内のコラ
ーゲン線維の縮小を引き起こすに十分であることから、環帯710 はプローブ700
により形成された孔の回りで縮小することにより、この孔の治癒を改善する。故
に、プローブ700 は椎間板から引込められるときに該プローブ自体の通路をシー
ルする。
よう、他の修飾および変更がなされることができる。例えば、本発明は複数の電
極端子を備える電極配列に制限されないことに注意すべきである。また、本発明
は複数の戻り電極例えば2極性配列等を利用することが可能である。これに加え
、他の条件、例えばピーク間電圧、電極直径等に依存して、コラーゲン組織の縮
小、組織の切除等については、単一の電極端子で十分であることが可能である。
如く組織治療用の末端表面上に配置され得る。また、活性電極および戻り電極は
活性/戻り電極の対で配置され得るか、又は、一個以上の戻り電極が、電気的に
絶縁された複数の電極端子と共に末端尖端上に配置されても良い。これらの実施
例においては、基端の戻り電極が採用されてもされなくても良い。但し例えば、
プローブの末端尖端の回りにおいて電流力線を維持することが所望であれば、基
端の戻り電極は所望されない。
ローブを取り入れた本発明に係る電気外科システムの斜視図である。
す図である。
す図である。
す図である。
ある。
ある。
ある。
ある。
システムの基部の概略図である。
離解する方法を示す図である。
を示す図である。
図である。
作動端部の側断面図である。
である。
の離解プローブで離解するところを示す概略図である。
大図である。
す図である。
ころを示す概略図である。
の代替実施例の斜視図である。
ジ状吸引除去用電極を示す図である。
ジ状吸引除去用電極を示す図である。
ム状吸引除去用電極を示す図である。
ム状吸引除去用電極を示す図である。
ム状吸引除去用電極を示す図である。
る別のシステムおよび方法を示している。
る別のシステムおよび方法を示している。
る別のシステムおよび方法を示している。
Claims (64)
- 【請求項1】 患者の脊椎内のヘルニア様の椎間板の近傍に電極端子を位置
決めする段階、および、 前記電極端子と戻り電極の間に前記椎間板の体積を減少し脊髄神経に対する圧
力を解放するに十分な高周波数の電圧差を印加する段階、 を備える、患者の脊椎内のヘルニア様の椎間板を治療する方法。 - 【請求項2】 前記ヘルニア様の椎間板の環における開口を介して前記電極
端子を導入する段階、および、 前記電極端子と戻り電極の間に十分な高周波数の電圧を印加して髄核の一部を
切除する段階、 を更に備える、請求項1記載の方法。 - 【請求項3】 前記環の外側における前記ヘルニア様椎間板の突出部分の近
傍に前記電極端子を位置決めする段階、および、 前記電極端子と戻り電極の間に十分な高周波数の電圧を印加して前記突出部分
の少なくとも一部を切除する段階、 を更に備える、請求項1記載の方法。 - 【請求項4】 前記ヘルニア様椎間板の環における開口を介して前記電極端
子を導入する段階、および、 前記電極端子と戻り電極の間に十分な高周波数の電圧を印加して髄核内のコラ
ーゲン線維を縮小せしめる段階、 を更に備える、請求項1記載の方法。 - 【請求項5】 前記電極端子と前記ヘルニア様椎間板の間に導電流体を供給
すると共に、前記戻り電極を前記導電流体内に位置決めすることで前記電極端子
と前記戻り電極との間の電流経路を完成する段階を更に備える、請求項1記載の
方法。 - 【請求項6】 前記戻り電極を患者の身体の外側面上に位置決めすると共に
、前記患者の身体を介して前記電極端子から前記戻り電極へと電流を導通する段
階を更に備える、請求項1記載の方法。 - 【請求項7】 前記電極端子は、シャフトの末端に単一の活性電極を備える
、請求項1記載の方法。 - 【請求項8】 前記電極端子は、シャフトの末端に電気的に絶縁された複数
の電極端子を備える、請求項1記載の方法。 - 【請求項9】 前記電極端子と前記戻り電極の間のインピーダンスに基づき
少なくとも2個の電極端子からの電流の流れを独立的に制御する段階を更に備え
る、請求項8記載の方法。 - 【請求項10】 前記導電流体の存在下で前記電極端子に十分な電圧を印加
して前記電極端子と前記椎間板の間における前記流体の少なくとも一部を気化す
ると共に、気化された前記流体から荷電粒子を前記組織に加速して前記椎間板内
の分子結合を解離する段階を更に備える、請求項5記載の方法。 - 【請求項11】 器具内の吸引除去内孔を介して前記椎間板から組織断片を
吸引除去する段階、および、 前記組織断片の少なくとも一部を除去するに十分な高周波数の電圧を、前記内
孔に連結された吸引除去用電極に対して印加する段階、 を更に備える、請求項1記載の方法。 - 【請求項12】 前記吸引除去用電極は、前記吸引除去用電極の末端開口と
交差して配置されたメッシュ電極であって、組織断片を前記開口自身を介して吸
引除去する為の複数の開口を有するメッシュ電極を備える、請求項11記載の方
法。 - 【請求項13】 患者の外部から患者の脊椎内の椎間板までの通路を生成す
る段階と、 電極端子を有する電気外科器具を前記通路内に導入する段階、および、 前記電極端子に対して十分な高周波数の電気エネルギを印加して前記通路内の
身体構造を切除する段階、 を備える、内視鏡式脊椎外科治療を実行する方法。 - 【請求項14】 前記通路は約2.0cm より小なる直径を有する、請求項13
記載の方法。 - 【請求項15】 前記生成段階は、 患者の経皮的貫通部を介して1個以上の医療用拡張器を導入する段階、および
、 前記医療用拡張器上に中空の管状器具を導入して該管状器具内に手術用溝を形
成する段階、 を備える、請求項13記載の方法。 - 【請求項16】 前記通路内に導電流体を導入して該流体により前記身体構
造を浸漬すると共に、前記電極端子と戻り電極を前記導電流体内に位置決めして
それらの間に導電経路を生成する段階を更に備える、請求項13記載の方法。 - 【請求項17】 前記経皮的貫通部は患者の背中に配置される、請求項13
記載の方法。 - 【請求項18】 前記患者の背中における経皮的貫通部から前記患者の脊椎
内の層板まで通路を生成する段階を更に備える、請求項13記載の方法。 - 【請求項19】 患者の脊椎内における近隣脊椎骨同士の間に電極端子を位
置決めする段階、および、 前記電極端子と戻り電極の間に前記各脊椎骨と接触する脊椎組織を前記各脊椎
骨を損傷すること無く除去するに十分な高周波数の電圧差を印加する段階、 を備える患者の脊椎内の変性の椎間板を治療する方法。 - 【請求項20】 前記除去段階の後に前記の隣接する脊椎骨を融合する段階
を更に備える、請求項19記載の方法。 - 【請求項21】 基端と前記患者の脊椎内における隣接する椎間円板の間に
嵌入する寸法を有する末端を有するシャフト、 該シャフトの前記末端部分上の電極端子、 戻り電極、および、 前記電極端子と前記戻り電極との間に高周波数の電圧差を印加することにより
前記椎間板の体積を減少させて脊髄神経上の圧力を軽減する手段、 を備える患者の脊椎内の組織を治療する電気外科的装置。 - 【請求項22】 前記電極端子と前記戻り電極との間に十分な高周波数の電
圧を印加して前記椎間板内における髄核の一部を切除する手段を更に備える、請
求項21記載の装置。 - 【請求項23】 前記電極端子と前記戻り電極との間に十分な高周波数の電
圧を印加して前記椎間板内における髄核内のコラーゲン線維を縮小させる手段を
更に備える、請求項21記載の装置。 - 【請求項24】 前記戻り電極および前記電極端子に対して接触して該戻り
電極と該電極端子との間に電流経路を生成する流体経路を画成する流体供給要素
を更に備える、請求項21記載の装置。 - 【請求項25】 前記シャフトの前記末端部分は約2.0mm より小なる直径を
有する、請求項21記載の装置。 - 【請求項26】 前記戻り電極は前記シャフトの一部を形成する、請求項2
1記載の装置。 - 【請求項27】 前記装置は、前記戻り電極と前記電極端子との間に位置す
る絶縁部材を更に含み、 前記電極端子が身体構造の近傍に位置せしめられ又は身体構造と部分的に接触
されたときに前記戻り電極と上記身体構造との間の直接的接触を最小化すべく、
前記戻り電極は上記電極端子から十分に離間される、請求項21記載の装置。 - 【請求項28】 前記流体供給要素は前記シャフトの外側面に沿い延在する
流体管を備え、該管は前記戻り電極の近傍に位置せしめられた取入口を有し、前
記戻り電極は前記電極端子から基端側に離間される、請求項27記載の装置。 - 【請求項29】 前記流体供給要素は、前記電気外科用プローブとは別体の
流体供給器具を備える、請求項27記載の装置。 【請求項29】 前記電極端子は前記シャフトの前記末端の近傍に配設され
た電極配列を備え、該配列は接触表面上に配設された複数の電極端子であって相
互に電気的に絶縁された複数の電極端子を含む、請求項21記載の装置。 - 【請求項30】 前記電極端子は、前記シャフトの前記末端の近傍に配設さ
れた単一の活性電極を備える、請求項21記載の装置。 - 【請求項31】 前記目的部位から流体を吸引除去する流体吸引除去要素を
更に備える、請求項21記載の装置。 - 【請求項32】 前記流体吸引除去要素は前記シャフトを貫通して延在する
吸引内孔を備え、 前記吸引内孔は前記電極端子の近傍にて前記シャフトの末端尖端に取入口を有
し、 前記装置は前記吸引除去用電極内へ吸引除去された組織断片を切除すべく前記
吸引内孔の前記取入口における又は該取入口の近傍の吸引除去用電極を更に備え
る、請求項31記載の装置。 - 【請求項33】 前記吸引除去用電極は、前記吸引内孔の前記取入口と交差
して位置させられた1個以上の開口を有するメッシュ電極を備える、請求項32
記載の装置。 - 【請求項34】 前記メッシュ電極および前記電極端子は相互に電気接続さ
れて単一電極を形成する、請求項33記載の装置。 - 【請求項35】 前記メッシュ電極は、前記電極端子とは相異なる電圧のポ
テンシャルを有する材料を備える、請求項33記載の装置。 - 【請求項36】 前記シャフトの前記末端部分は活性側と該活性側の反対側
となる実質的に平坦な非活性側を有し、 前記活性電極は、前記活性側上に配設されると共に、前記非活性側から絶縁さ
れ、 前記シャフトの前記末端部分は前記活性側から前記非活性側まで2mm 未満の厚
みを有する、請求項21記載の装置。 - 【請求項37】 前記装置は前記シャフトの前記末端部分から延在する電気
絶縁支持部材を更に備え、 前記電極端子は前記支持部材に取付けられ、 前記支持部材は前記シャフトの前記末端に配設された又は該末端の近傍に配設
された組織治療表面を有する絶縁ウェハであり、 前記絶縁ウェハは、活性電極を形成する少なくとも1個の導電性帯片を有し、 前記装置は前記導電性帯片から前記シャフトの前記基端まで延在する電気コネ
クタであって前記活性電極を高周波電圧源へと連結する電気コネクタを更に備え
る、請求項21記載の装置。 - 【請求項38】 前記装置は、前記組織治療表面上において相互に電気的に
絶縁された複数の活性電極の配列を形成すべく、前記絶縁ウェハ上に複数の導電
性帯片を更に備え、 前記各導電性帯片は実質的に直線状であると共に相互に平行であり、 前記ウェハは、前記組織治療表面から延在する複数の隆起部を含み、 前記各導電性帯片は前記各隆起部上に形成される、請求項37記載の装置。 - 【請求項39】 前記絶縁ウェハはセラミックから成り、前記導電性帯片は
タングステンを備える、請求項38記載の装置。 - 【請求項40】 患者の椎間板内における髄核へと環を貫通して電極端子を
導入する段階、および、 前記髄核内のコラーゲン線維を縮小するに十分な高周波数の電圧差を前記電極
端子と戻り電極の間に印加する段階、 を備える患者の脊椎内の組織を治療する方法。 - 【請求項41】 前記環を貫通して器具シャフトの末端部分を前記髄核内に
進入させる段階であって前記電極端子は前記末端部分上に配置される段階を更に
備える、請求項40記載の方法。 - 【請求項42】 前記器具の前記末端部分は1mm より小なる直径を有する、
請求項40記載の方法。 - 【請求項43】 前記器具シャフトは前記患者の身体前部を貫通して脊椎へ
導入される、請求項40記載の方法。 - 【請求項44】 前記器具シャフトの前記末端はテーパ付けられる、請求項
40記載の方法。 - 【請求項45】 前記髄核は前記環から延在する突出部分を含み、 前記方法は、前記電極端子を前記髄の非突出部分内に進入させる段階を備える
、請求項40記載の方法。 - 【請求項46】 前記髄核の一部を切除する段階を更に備える、請求項40
記載の方法。 - 【請求項47】 前記電極端子と前記髄核との間に導電流体を供給する段階
を更に備える、請求項40記載の方法。 - 【請求項48】 前記導電流体内に前記戻り電極を位置させることにより前
記電極端子と前記戻り電極との間の電流経路を完成する段階を更に備える、請求
項47記載の方法。 - 【請求項49】 前記戻り電極を前記患者の身体の外側面上に位置させると
共に、前記電極端子から前記患者の身体を介して前記戻り電極まで電流を導通す
る段階を更に備える、請求項40記載の方法。 - 【請求項50】 前記電極端子は、シャフトの末端における単一の活性電極
から成る、請求項40記載の方法。 - 【請求項51】 前記電極端子は、シャフトの末端において相互に電気的に
絶縁された複数の電極端子から成る、請求項40記載の方法。 - 【請求項52】 前記髄核および前記環から前記電極端子を引込める段階、
および、 前記引込段階の間において十分な高周波電圧を前記電極端子に印加して前記環
内におけるコラーゲン線維を縮小させる段階、 を更に備える、請求項40記載の方法。 - 【請求項53】 患者の脊椎内における組織を治療する方法であって、 患者の脊椎内における組織の近傍に電極端子および戻り電極を位置決めする段
階と、 前記組織内のコラーゲン線維を縮小するに十分な高周波数の電圧差を前記電極
端子と前記戻り電極の間に印加する段階と、 を備える患者の脊椎内の組織を治療する方法。 - 【請求項54】 前記組織は髄核である、請求項53記載の方法。
- 【請求項55】 前記組織は、前記髄核を囲繞する環である、請求項53記
載の方法。 - 【請求項56】 前記電極端子と前記戻り電極との間に導電流体を供給する
ことにより前記電極端子と前記戻り電極との間の電流経路を完成する段階を更に
備える、請求項53記載の方法。 - 【請求項57】 基端部分と電極端子を備えた末端部分であって患者の経皮
的貫通部を貫通し椎間板内の環を貫通し髄核内に進入すべきサイズとされた末端
部分を有するシャフト、 前記シャフトの前記末端部分上の戻り電極、および、 前記戻り電極と前記電極端子との間に連結されて両者間に高周波数の電圧差を
印加する高周波電源であって、脊柱組織内のコラーゲン線維を縮小させるに十分
な電圧差を印加すべく配置構成されるもの、 を備える、患者の脊椎内の組織を治療する電気外科的装置。 - 【請求項58】 前記シャフトの前記末端部分は2mm より小なる直径を有す
る、請求項57記載の装置。 - 【請求項59】 前記器具シャフトの前記末端はテーパ付けらると共に、前
記電極端子は前記シャフトの前記テーパ末端上に配置される、請求項57記載の
装置。 - 【請求項60】 前記電極端子は、シャフトの末端における単一の活性電極
を備える、請求項57記載の装置。 - 【請求項61】 前記電極端子は、シャフトの末端において相互に電気的に
絶縁された複数の電極端子から成る、請求項57記載の装置。 - 【請求項62】 前記電極端子と前記戻り電極との間に導電流体を供給する
流体供給要素を更に備える、請求項57記載の装置。 - 【請求項63】 前記目的部位から流体および組織断片を吸引除去する吸引
除去用要素、および、 該吸引除去用要素の末端におけるまたは該末端の近傍の吸引除去用電極であっ
て、上記吸引除去用要素内へ吸引除去される組織断片を切除する高周波数の電源
に連結されるもの、 を更に備える、請求項57記載の装置。 - 【請求項64】 前記吸引除去用電極は吸引除去内孔の遠隔の開口にまたが
り延びているワイヤのメッシュを備える、請求項63記載の装置。
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