JP2003500099A - 椎間板の電気外科的治療用のシステムおよび方法 - Google Patents

椎間板の電気外科的治療用のシステムおよび方法

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ブイ． タプリヤル，ヒラ
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Abstract

(57)【要約】 本発明は、開放式及び内視鏡的脊椎手術における組織等の身体構造の切除、切断、吸引、コラーゲン収縮、止血のためのシステム、装置、方法である。特に、本発明にはチャネリング技術が含まれ、そこでは脊椎椎間板内に小さな穴または通路が形成され、その穴または通路をすぐ近くで取り囲む組織表面に熱エネルギーが印加されて組織表面に熱的損傷を与え、それによって周囲の組織構造を剛化し椎間板の容積を低減して周囲の神経への圧力を軽減する。高周波電圧が一つかそれ以上の能動電極（３６２）と一つかそれ以上の復帰電極（３６０）との間に印加され椎間板組織の少なくとも一部を容積除去または切除する。能動電極は切除される組織によって残される空間を通じて前進し、椎間板組織内に通路、穴、ディボット、または他の空間を形成する。さらに、高周波電圧は穴を取り囲む組織の熱的加熱の深さを制御し、椎間板構造をデバルク及び／または剛化し、それによって頸部または背中の痛みを軽減する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 関連出願 本出願は、１９９９年４月２１日に出願された米国特許出願第０９／２９５，
６８７号（代理人整理番号：Ｅ−７−２）ならびに１９９８年４月２日及び１９
９９年３月１５日に夫々出願された米国特許出願第０９／０５４，３２３号およ
び０９／２６８，６１６号（代理人整理番号：Ｅ−５およびＥ−７−１）の一部
継続出願であり、これらの出願は、１９９５年６月７日に出願された米国特許出
願第０８／４８５，２１９号（代理人整理番号：１６２３８−０００６００）の
一部継続出願である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）の一部継続出願であり、それらの
全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する
。本出願はまた、１９９６年７月１６日に出願された米国特許出願第０８／６９
０，１５９号（代理人整理番号：１６２３８−００１６１０）の一部継続出願で
ある１９９９年２月２０日に出願された米国特許出願第０９／０２６，８５１号
（代理人整理番号：Ｓ−２）の一部継続出願でもあり、それらの全ての開示内容
は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。
【０００２】 本発明はまた、本出願と同様に本出願人に譲渡された同時係属の：１９９８年
１０月２８日に出願された米国特許出願第０９／１８１，９２６号（代理人整理
番号：Ｓ−１−２）、１９９８年８月７日に出願された米国特許出願第０９／１
３０，８０４号（代理人整理番号：Ｓ−４）、１９９８年４月１０日に出願され
た米国特許出願第０９／０５８，５７１号（代理人整理番号：ＣＢ−２）、１９
９９年２月１２日に出願された米国特許出願第０９／２４８，７６３号（代理人
整理番号：ＣＢ−７）、１９９８年２月２０日に出願された米国特許出願第０９
／０２６，６９８号（代理人整理番号：Ｓ−３）、１９９８年５月６日に出願さ
れた米国特許出願第０９／０７４，０２０号（代理人整理番号：Ｅ−６）、１９
９８年１月２１日に出願された米国特許出願第０９／０１０，３８２号（代理人
整理番号：Ａ−６）、１９９８年２月２７日に出願された米国特許出願第０９／
０３２，３７５号（代理人整理番号：ＣＢ−３）、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）、
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）、１９９６年１１月２２日に出願さ
れた米国特許出願第０８／７５３，２２７号（整理番号：１６２３８−００２２
００）、１９９６年７月１８日に出願された米国特許出願第０８／６８７７９２
号（整理番号：１６２３８−００１６００）；ならびに、１９９２年１月７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：１６２３８−０００４１０
）の一部継続出願である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
出願であり且つ今は米国特許第５，６９７，９０９号（代理人整理番号：１６２
３８−０００４４０）とされた１９９４年５月１０日に出願されたＰＣＴ国際出
願の合衆国国内段階出願第ＰＣＴ／Ｕ５９４／０５１６８号；に関しており、そ
れらの全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援
用する。本発明はまた、１９９５年１１月２２日に出願され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（代理人整理番号：１６２３
８−０００７００）にも関連するが、その全ての開示内容は言及したことにより
全ての目的に対して本明細書中に援用する。
【０００３】 発明の背景 本発明は電気外科の分野に関し、特に、脊柱（せきちゅう）の領域における組
織を治療（ｔｒｅａｔ）する高周波電気エネルギを採用した手術用デバイスおよ
び方法に関する。本発明は特に、椎間板ヘルニアの治療に適している。
【０００４】 持続的であると共に障害に繋がることも多い背中の痛覚の主な理由は、椎間板
環帯の分離、椎間板の慢性炎症（たとえばヘルニア形成）、又は、退行性疾患（
ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｖｅ ｄｉｓｅａｓｅ）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。脊柱椎間板は主
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、患者の脊柱に対
して可撓性および安定性を提供する。脊柱椎間板の各々は中心の流体静力学的な
緩衝部である髄核を備え、該髄核は線維輪である多層線維靱帯により囲繞されて
いる。各椎間板が変性（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｅ）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、背中および脚部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帯が弱くなると、椎間腔内から髄核の断片が脊柱管内へと
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帯が神経に
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。
【０００５】 椎間板ヘルニアに依る炎症は多くの場合、休息、運動療法、経口的な抗炎症薬
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。一定の場合、椎間板組織が治療不能に損傷された場合、炎症およ
び圧力の根源を排除すべくその椎間板の一部もしく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、椎間板物質の切除に続き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ひとつの手法は、変性椎間板の跡となる空間
内に椎体間移植片もしくはインプラントを挿入するものである。この処置（ｐｒ
ｏｃｅｄｕｒｅ）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
織がインプラント内に充填される。これにより、その骨組織はインプラントを貫
通すると共にインプラントの回りで成長し、各椎体を融合すると共に痛覚を緩和
し得る。
【０００６】 最近まで脊柱椎間板切除術および固定処置は、大がかりな手術を行うと共に筋
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、
従来の外傷性脊柱手術の不都合を克服すべく、侵襲が最小な脊柱手術が開発され
た。内視鏡による脊柱処置においては脊柱管が侵襲されないので、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依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。
【０００７】 脊柱疾患もしくは脊柱障害の治療に対する最少侵襲技術としては、化学的髄核
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、手術器具およびインプラントなどを通過させるべく患者の外表面
から脊柱椎間板まで通路もしくは手術用溝を形成する。典型的には、この手術用
溝を形成する為には、処置（すなわち、腹腔鏡処置、胸腔鏡処置、関節鏡処置、
背部処置など）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、掻爬器、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では処置の時間が相当に長くなり、
処置が更に複雑となる。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。
【０００８】 而して、手術用溝が確立されたなら、神経根が引き抜かれると共に、椎間板の
一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脊柱内の他の構造とを
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、脊柱内にお
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。
【０００９】 レーザは最初は脊柱手術に対して理想的なものと考えられた、と言うのも、レ
ーザは熱に依り組織を離解（ａｂｌａｔｅ）もしくは気化（ｖａｐｏｒｉｚｅ）
し、その組織における小血管を焼灼してシールすべく作用するからである。残念
乍ら、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時間が掛か
る。レーザに依る別の不都合は、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触れずにその組織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受けない。
多くの場合において脊柱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。
【００１０】 脊柱手術においては、切断された血管を焼灼して視覚化を改善すべく、限られ
た役割ではあるが単極性無線周波デバイスが使用されて来た。しかし乍らこれら
の単極性デバイスは、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という問題がある
。これに加え、患者の身体を通る確定経路は（患者の身体の大きな距離または抵
抗性の故に）比較的大きなインピーダンスを有することから、標的組織を離解も
しくは切断（ｃｕｔ）するに適した電流を生成すべく、通常は戻り電極および活
性電極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。
【００１１】 特に単極性デバイスなどの従来のＲＦデバイスの他の不都合は、手術室におけ
る神経監視機器による神経刺激および該機器による神経への干渉である。更にこ
れらのデバイスは典型的には活性電極と標的組織との間に電圧差を生成して作動
することから、上記電極と組織との間の物理的間隙に亙り電気アークを引き起こ
す。斯かる電気アークが組織と接触する箇所にては、上記電極および組織の間に
おける高電流密度に依り急激な組織加熱が生ずる。この高電流密度により細胞液
は急激に気化して蒸気となり、局限された組織加熱の系路に沿った”切断効果（
ｃｕｔｔｉｎｇ ｅｆｆｅｃｔ）”を生成する。故に組織は、気化された細胞液
の系路に沿って分断され、標的組織部位の周囲領域において不都合な付随的組織
損傷（ｃｏｌｌａｔｅｒａｌ ｔｉｓｓｕｅ ｄａｍａｇｅ）が誘起される。こ
の付随的組織損傷は多くの場合に無差別の組織破壊を引き起こし、その組織の適
切な機能が失われることになる。更に、上記デバイスは任意の組織を直接的に除
去するのでは無く所定領域の組織を破壊すると共に、破壊された組織を身体が最
終的に排除し得るのである。
【００１２】 発明の概要 本発明は、脊柱内もしくは脊柱の回りの組織などの患者の身体内の構造に対し
て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、開放性脊柱手術および内視鏡式脊柱手術において組
織および他の身体構造（ｂｏｄｙ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）の離解、切除、吸引除
去、コラーゲン収縮および／または止血に対して特に有用である。特に本発明は
チャネル形成技術（ｃｈａｎｎｅｌｉｎｇ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）を含み、該技
術においては、椎間板内に小寸の孔もしくはチャネルが形成されると共に、これ
らの孔もしくはチャネルを近接囲繞する組織には熱的エネルギが印加されて組織
表面に温熱損傷を引き起こすことにより、周囲組織構造を強化し且つ椎間板の体
積を減少することで、周囲神経に対する圧力が軽減される。
【００１３】 本発明の方法は、患者の脊柱内に一つ以上の活性電極を導入する段階と、上記
活性電極をたとえば椎間板などの標的組織の近傍に位置決めする段階とを含む。
上記活性電極と一つ以上の戻り電極との間には高周波電圧が印加されることで上
記標的組織の少なくとも一部が容積測定的に除去もしくは離解され、且つ、離解
された組織により残置された空間を通して上記活性電極が前進されることで、上
記椎間板組織内にはチャネル、孔、窪み（ｄｉｖｏｔ）などが形成される。次に
上記活性電極は上記チャネルから引き抜かれ、椎間板内の適切な箇所には他のチ
ャネルもしくは孔が形成され得る。好適実施例においては、上記活性電極が上記
孔もしくはチャネルから引き抜かれるときに該活性電極に対しては高周波電圧が
印加される。上記高周波電圧は組織の離解に対するスレッショルド値より低いの
で、上記孔を囲繞する組織表面内において切断された血管の止血を行う。上記高
周波電圧は更に上記孔の周囲組織の熱的加熱（ｔｈｅｒｍａｌ ｈｅａｔｉｎｇ
）の深度を制御して、上記孔の周囲組織を温熱損傷しまたは該周囲組織内に損傷
（ｌｅｓｉｏｎ）を生成することで椎間板構造を減量（ｄｅｂｕｌｋ）且つ／又
は強化して、頸部もしくは背中の痛覚を軽減する。
【００１４】 特定の形態においては、等張塩水もしくは導電性ゲルなどの導電媒体が脊柱内
の目的部位へと供給され、上記導電媒体内の活性電極を実質的に囲繞する。上記
導電媒体は器具を介して特定目的部位まで供給され得るか、または、処置の間に
おいて電極端子が浸漬される如く目的領域全体が導電媒体で充填され得る。代替
的に、上記器具の末端は患者の身体内への導入に先立ち、上記導電媒体に浸漬さ
れ又は該媒体が塗付され得る。これらの全ての実施例において上記導電媒体は、
該導電媒体が上記活性電極および戻り電極の間に電流経路を提供すべく塗付もし
くは供給される。他の実施例において、患者の組織内の細胞内導電性流体は、目
的部位に対して注入もしくは供給される上記導電媒体の代替物としてまたは該導
電媒体に対する補足物として使用され得る。たとえば一定の実施例において、上
記器具は導電媒体内に浸漬されることにより、離解の必要条件を開始するに十分
な量の流体を提供し得る。開始の後、患者の組織内に既に存在する上記導電流体
はこれらの状態を持続すべく使用される。
【００１５】 代表的実施例において上記活性電極は離解モードにて標的椎間板組織内へと前
進されるが、該モードにおいて上記高周波電圧は分子解離もしくは分子分解プロ
セスにより標的組織を離解もしくは除去するに十分である。これらの実施例にお
いて上記活性電極に印加される上記高周波電圧は、上記活性電極および組織の間
の（たとえばゲル、塩水および／または細胞内流体などの）導電流体を気化する
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、（たとえば電子などの）荷電粒子が上記組織に向けて加速されることによ
り、上記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。
【００１６】 上記活性電極は上記孔もしくはチャネルから通常は離解補助モード（ｓｕｂａ
ｂｌａｔｉｏｎ ｍｏｄｅ）または熱的加熱モード（ｔｈｅｒｍａｌ ｈｅａｔ
ｉｎｇ ｍｏｄｅ）にて引き抜かれるが、該モードにおいて上記高周波電圧は上
述の如く離解に対するスレッショルド値より低いが、切断された血管を凝固する
と共に上記各孔の少なくとも周囲表面組織に温熱損傷を加えるに十分である。一
定の実施例において上記活性電極は、離解補助モードとされた直後に上記孔から
引き抜かれる。他の実施例にて医師は上記離解補助モードにおいて上記活性電極
の引抜速度を制御し且つ／又はたとえば約５〜３０秒程度で孔内に活性電極を放
置し、椎間板組織に対する温熱損傷の深度の増加を望むこともある。
【００１７】 ひとつの方法において、高周波電圧は離解モードにて、一つ以上の活性電極と
該活性電極から軸心方向に離間された戻り電極との間に印加されると共に、上記
活性電極は上記組織内に前進されて上述の如き孔もしくはチャネルを形成する。
次に熱的加熱モードにおいて、電気外科器具が上記孔から引き抜かれるときに、
上記戻り電極と一つ以上の第三の電極との間に高周波電圧が印加される。一実施
例において上記第三の電極は、皮膚の外表面上の分散的戻りパッド（ｄｉｓｐｅ
ｒｓｉｖｅ ｒｅｔｕｒｎ ｐａｄ）である。該実施例において上記熱的加熱モ
ードは、電流が戻り電極から患者の身体を通り上記戻りパッドに流れるという単
極モードである。他の実施例において上記第三の電極は上記電気外科器具上に載
置されると共に、上記熱的加熱モードは二極性である。上記実施例の全てにおい
て上記第三の電極は、椎間板に適用されるべき温熱損傷を増加すべく上記離解モ
ードにて組織内への電流貫通の深度を増加すべく設計される。
【００１８】 他の方法において、上記活性電極が離解モードに置かれると同時に、上記第三
の電極もしくは凝固用電極は熱的加熱モードに置かれる。該実施例において電流
は、上記凝固用電極から上記孔の周囲組織を通り上記戻り電極に通過すると同時
に、上記電流は上記活性電極および戻り電極の間を通過する。特定の形態におい
てこれは、電源および凝固用電極の間に受動的もしくは能動的な電圧低下素子を
連結して上記凝固用電極に印加される電圧を減少することで達成される。この様
にして、上記凝固用電極が上記組織内に前進されるとき、上記凝固用電極および
戻り電極の間の電気回路は上記孔の周囲組織により閉成されることで直ちに該組
織の加熱および凝固を開始する。
【００１９】 別の方法においては、電極アセンブリを有する電気外科器具が導電流体内に浸
漬され、上記導電流体は上記電極アセンブリにおける活性電極および戻り電極の
回りに且つ両電極の間に配置される。上記器具は次に経皮的にもしくは開放性処
置のいずれかにより患者の脊柱内に導入され、且つ、椎間板内には上述の如く複
数の孔が形成される。上記器具は上記熱的加熱モードにて各孔から引き抜かれ、
温熱損傷を生成すると共に血管を凝固する。典型的に上記器具は各孔から引き抜
かれた後に上記導電流体内に浸漬されれることから、プラズマ形成に十分な導電
流体が確実に存在すると共に上記活性電極および戻り電極間に電流が導通される
。この処置によれば椎間板の体積が減少されることから、頸部および背中の痛覚
の緩和が促進される。
【００２０】 本発明の他の側面において、変性椎間板（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｖｅ ｉｎｔ
ｅｒｖｅｒｔｅｂｒａｌ ｄｉｓｃ）の治療方法は、上記椎間板の壁部内で選択
された神経の近傍に一つ以上の活性電極を位置決めする段階と、上記椎間板内も
しくは上記椎間板上にて上記活性電極の近傍に一つ以上の戻り電極を位置決めす
る段階を含む。上記活性電極および戻り電極の間には十分な高周波電圧差が印加
され、上記椎間板内において被選択神経を脱神経（ｄｅｎｅｒｖａｔｅ）し又は
酵素系と痛覚生成神経伝達物質とを破壊することで、痛覚を軽減する。一定の実
施例において、上記活性電極および戻り電極の間の上記電流経路は、上記目的部
位に導入される導電流体により少なくとも部分的に生成される。他の実施例にお
いては、椎間板組織がこの電流経路を完成する。
【００２１】 本発明の他の側面において変性椎間板の治療方法は、髄核の近傍にもしくは髄
核の内部に一つ以上の活性電極を位置決めする段階と、上記椎間板内もしくは上
記椎間板上にて上記活性電極の近傍に一つ以上の戻り電極を位置決めする段階を
含む。上記活性電極および戻り電極間には十分な高周波電圧差が印加され、上記
髄核の水分を減少し且つ／又は上記髄核内のコラーゲン線維を収縮することで、
上記椎間板が引き締められる。一定の実施例において、上記活性電極および戻り
電極間の電流経路は、上記目的部位に導入された導電流体により少なくとも部分
的に生成される。他の実施例において、上記椎間板組織がこの電流経路を完成す
る。
【００２２】 本発明の更に別の側面において、変性椎間板の治療方法は、線維輪の内壁上の
環状裂溝（ａｎｎｕｌａｒ ｆｉｓｓｕｒｅ）の近傍のもしくは内部に一つ以上
の活性電極を位置決めする段階と、上記椎間板内もしくは上記椎間板の回りにお
ける上記活性電極の近傍に一つ以上の戻り電極を位置決めする段階とを含む。上
記活性電極および戻り電極間には十分な高周波電圧差が印加されて上記環状裂溝
内のコラーゲン線維を溶着、シールもしくは収縮することにより、上記裂溝を修
復する。上記電圧は典型的に、各コラーゲン線維が相互に収縮もしくは溶着する
に十分な時間に亙り少なくとも約５０℃乃至７０℃へと組織温度を上昇するに十
分なエネルギを上記裂溝に提供すべく選択される。一定の実施例において、上記
活性電極および戻り電極間の電流経路は上記目的部位に導入された導電流体によ
り少なくとも部分的に生成される。他の実施例においては、上記椎間板組織がこ
の電流経路を完成する。
【００２３】 本発明に係るシステムは概略的に、基端および末端を備えたシャフトを有する
電気外科器具と、上記末端における電極アセンブリと、上記電極アセンブリを高
周波電気エネルギ源に連結する一つ以上のコネクタとを含む。上記器具は、基端
と、上記電極アセンブリを支持する末端とを有するプローブもしくはカテーテル
・シャフトを備える。上記プローブもしくはカテーテルは広範な形状を取り得る
が、その主な目的は、（開放性処置もしくは内視鏡処置にて）患者の脊柱に対し
て上記電極アセンブリを導入し、治療を行う医師が上記シャフトの基端から上記
電極アセンブリを操作するのを許容することである。上記電極アセンブリは、組
織離解用の形状とされた一つ以上の活性電極と、上記器具シャフト上で上記活性
電極から離間された戻り電極と、上記器具シャフト上で上記戻り電極から離間さ
れた第三の凝固用電極とを含む。
【００２４】 上記システムは更に、上記活性電極および戻り電極間に且つ上記凝固用電極お
よび戻り電極間に同時に高周波電圧を印加すべく上記器具シャフト上で上記各電
極に連結された電源を含む。一実施例において上記システムは、上記凝固用電極
に印加される上記電圧を減少すべく上記電源および凝固用電極の間に連結された
電圧低下素子を備える。上記電圧低下素子は典型的には、コンデンサ、抵抗器、
インダクタなどの受動素子から成る。好適実施例において上記電源は上記活性電
極および戻り電極間に約１５０乃至６００ボルトＲＭＳ（ｖｏｌｔ ｒｍｓ）の
電圧を印加し、且つ、上記電圧低下素子はこの電圧を約２０乃至３００ボルトＲ
ＭＳまで減少する。この様にして、上記凝固用電極に供給された電圧は組織の離
解用のスレッショルド値よりは低いが組織を凝固して加熱するには十分に高い。
【００２５】 上記活性電極は、典型的にはセラミクス、シリコーンまたはガラスなどの無機
材料から成る電気絶縁支持部材から延在する、単一活性電極もしくは電極配列か
ら成り得る。上記活性電極は通常は上記戻り電極および凝固用電極よりも小寸の
露出表面積を有することから、上記活性電極における電流密度は他の各電極にお
ける電流密度よりも相当に大きい。好適には、上記戻り電極および凝固用電極は
上記器具シャフトの回りに延在する比較的に大寸で円滑な表面を有して電流密度
を減少し、これにより、近傍の組織に対する損傷を最小とする。
【００２６】 上記装置は更に、上記活性電極および上記目的部位に対して導電流体を供給す
る為の流体供給要素を含み得る。上記流体供給要素は器具上に載置されるたとえ
ば流体孔もしくは管などとされ得るか、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、上記電極アセンブリもしくは上記目的部位に対しては塩水
電解液もしくは他の導電性ゲルなどの、導電性ゲルもしくは噴霧剤が供給され得
る。この実施例において上記装置は流体供給要素を有さなくても良い。いずれの
実施例においても上記導電流体は、上記活性電極および戻り電極の間に電流経路
を好適に生成する。
【００２７】 好ましい実施形態の説明 本発明は、特に脊柱内における組織もしくは他の身体構造などの患者の身体の
内部もしくは身体上の標的箇所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、変性椎間板の治療；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；環帯における局部的な裂開もしく
は裂溝；髄核切開術（ｎｕｃｌｅｏｔｏｍｙ）；椎間板固定処置；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。
【００２８】 本発明は、ＲＦエネルギにより椎間板異常性を治療する技術を包含する。一定
の実施例においてＲＦエネルギは、椎間板の組織構造を離解、減量且つ／又は強
化して椎間板の体積を減少することにより頸部および背部の痛覚を軽減すべく使
用される。本発明のひとつの側面において、脊柱椎間板組織は容積測定的に除去
もしくは離解され、椎間板内に孔、チャネル、窪みもしくは他の空間を形成する
。この処置においては、一つ以上の活性電極と一つ以上の戻り電極との間に高周
波電圧差が印加され、標的組織の近傍に大きな電界強度を展開する。上記活性電
極の近傍では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。
【００２９】 上記の大きな電界強度は、活性電極の末端尖端と標的組織との間の領域におい
て活性電極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得る。上記導電流体は、目的部位に供給されたもしく
は目的部位に既に存在する等張塩水、血液もしくは細胞内流体などの液体もしく
は気体、又は、目的部位に供給されたゲルなどの粘性流体とされ得る。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、電極端
子尖端と組織との間の電圧差は増加されると共にイオン化可能種（たとえば等張
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が
引き起こされる。本明細書中に記述される条件下で、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（たとえば紫外線放射線）、エネルギ含有粒子（た
とえば電子もしくはイオン）又はそれらの組合せの形態であり得る。Ｃｏｂｌａ
ｔｉｏｎ（登録商標）と称されるこの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中に援用する。
【００３０】 本出願人は、本発明のＣｏｂｌａｔｉｏｎ（登録商標）メカニズムにおける組
織除去の主要メカニズムは、活性電極の近傍のプラズマ内で励起されたエネルギ
含有電子もしくはイオンであると確信する。液体の各原子が再凝結するより速く
各原子が液体表面から気化されるに十分な様に液体が加熱されたときには、気体
が形成される。上記気体が十分に加熱されて各原子が相互に衝突して上記プロセ
スにおいて夫々の電子を叩き出すなら、イオン化気体もしくはプラズマ（所謂る
”物質の第四の状態”）が形成される。プラズマに関する更に完全な記述は、プ
リンストン大学（Ｐｒｉｎｃｅｔｏｎ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ）のプラズマ物理
研究所（Ｐｌａｓｍａ Ｐｈｙｓｉｃｓ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ）のＲ． Ｊ．
ＧｏｌｄｓｔｏｎおよびＰ．Ｈ． Ｒｕｔｈｅｒｆｏｒｄによるプラズマ物理
（Ｐｌａｓｍａ Ｐｈｙｓｉｃｓ）（１９９５）に見られる。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、水
溶液に対して約１０２０原子／ｃｍ３未満）、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。プラズマ層内のイオン粒子が
十分なエネルギを有したなら、これらのイオン粒子は標的組織に向けて加速され
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３．５ ｅＶ〜５
ｅＶ）は引き続き分子を衝撃することで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。
【００３１】 プラズマは、気体を加熱すると共に、該気体に電流を通して又は該気体内に電
波を照射して該気体をイオン化することで形成され得る。概略的に、これらのプ
ラズマ形成方法はプラズマ内の自由電子に対してエネルギを直接的に与えてから
、電子／原子衝突により更に多くの電子が解放され、上記プロセスは所望程度の
イオン化が達成されるまで連鎖する。多くの場合、電子は電流を担持するか電波
を吸収することから、イオンよりもホット（ｈｏｔ）である。故に本出願人の発
明において、組織から戻り電極に向けて運ばれる各電子はプラズマの熱の殆どを
担持することから、各イオンは実質的に非熱的様式にて組織分子から剥がされる
。
【００３２】 本発明は導電媒体環境において高周波（ＲＦ）電気エネルギを印加することに
より組織構造を除去（すなわち切除、切開もしくは離解）すると共に、標的組織
の領域内で離断された血管をシールする。本発明はまた、たとえば約１ｍｍ程度
の直径の大きな動脈血管をシールするのに有用である。一定の実施例においては
、組織の分子解離もしくは分子分解を行うに十分な第一の電圧を電極端子に印加
する離解モードと、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
二の低電圧を（同一もしくは異なる電極である）電極端子に印加する凝固モード
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つ以上の凝固用電極と、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（離解）すべき形状とされた一つ以上の電極端子
とを有する電気外科器具が提供される。後者の実施例において、凝固用電極は、
該凝固用電極により凝固を行うと共に電極端子により離解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、電源が凝固モード（低
電圧）にあるときは凝固用電極が使用されると共に電源が離解モード（高電圧）
にあるときには電極端子が使用される如く、電源は凝固用器具と組合される。
【００３３】 本発明のひとつの方法においては、一つ以上の電極端子が目的部位における組
織の近傍へともたらされ、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（たとえ
ば足踏みペダル）を起動することにより凝固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、その血管をシール且つ／又は凝固しても良い。代替的に、同一のもしくは異
なる器具上に配置された凝固用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（たと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。
【００３４】 本発明の一定の実施例において、組織は熱的加熱モードにおいて意図的に損傷
されることで、組織表面に壊死組織もしくは瘢痕組織を生成する。上述の如く、
上記熱的加熱モードにおける高周波電圧は離解のスレッショルド値より低いが、
その場における組織を気化したり減量すること無く、上記各電極を近接囲繞する
組織に対する一定の温熱損傷を引き起こすに十分である。典型的には、通常は約
１〜２ｍｍである約０．２〜５ｍｍの深度まで約６０℃〜１００℃の範囲で組織
温度を達成するのが望ましい。この温熱損傷の為に必要な電圧は、電極形状と、
各電極を近接囲繞する領域の導電率と、当該電圧が印加される時間長と、所望さ
れる組織損傷の深度と、に部分的に依存する。本出願に記述された電極形状（た
とえば図１５Ａ乃至図１５Ｄ）に依れば、熱的加熱に対する電圧レベルは通常は
約２０〜３００ボルトＲＭＳ、好適には約６０〜２００ボルトＲＭＳである。約
２の波高率を有する矩形波形態による熱的加熱に対するピーク間電圧は典型的に
は、ピーク間で約４０〜６００ボルト、好適にはピーク間で約１２０〜４００ボ
ルトの範囲である。この範囲内では、電圧が高いほど、必要とされる時間は短い
。但しもし電圧が高すぎると、表面組織は気化、減量もしくは離解されて好まし
く無い。
【００３５】 他の実施例において本発明は、裂溝（ｆｉｓｓｕｒｅ）または裂開（ｔｅａｒ
）により変性椎間板を治療すべく使用され得る。これらの実施例において上記活
性電極および戻り電極は、活性電極が裂溝の近傍となる如く、椎間板環帯の内壁
内にもしくは該内壁の回りに位置される。上記活性電極および戻り電極間に高周
波電圧が印加されて上記裂溝を加熱し且つコラーゲン線維を収縮させると共に上
記内壁内をシールもしくは溶着することにより、環帯における裂溝の閉成を助力
する。これらの実施例において、上記戻り電極は典型的には上記器具シャフト上
において上記活性電極から基端側に位置されると共に、目的部位に対しては導電
流体が供給され、上記活性電極および戻り電極間の必要な電流経路が生成される
。代替実施例においては、椎間板組織がこの電流経路を完成し得る。
【００３６】 本発明はまた、脊柱、末梢神経もしくは脳神経などの神経の回りの組織を除去
もしくは離解するためにも有用である。先行技術の削り器または微細創傷清浄化
器、従来の電気手術用デバイス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、目的部位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を払わねばならない。本発明に
おいては上述の如く、組織を除去するＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）プロセスによ
り、付随する組織損傷の深度は極めて小さくなる。この故に外科医は、神経繊維
に対して付随損傷を引き起こすことなく、神経に近接する組織を除去し得る。
【００３７】 本発明の新規なメカニズムの概略的に正確な性質に加え、本出願人は、組織除
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見出した
。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する結合組織外鞘すなわち神経上膜を備え、各束はそれ自
身の結合組織の鞘体（神経鞘）により囲繞されて神経繊維を保護している。上記
外側保護組織外鞘もしくは神経上膜は典型的には、たとえば洞処置（ｓｉｎｕｓ
ｐｒｏｃｅｄｕｒｅ）の間において鼻から除去される鼻甲介（ｔｕｒｂｉｎａ
ｔｅ）、ポリープ、粘液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
、一つ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、一つの、数個の、もしくは一定範囲（たとえば
１ｋＨｚ乃至１００ＭＨｚ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。
【００３８】 一実施例において、（上記において詳細に論じられた）電流制限要素は、電気
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、
組織に接触したもしくは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（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。本出願人は、神
経の機能を阻害すること無く且つ神経上膜の組織を殆ど損傷すること無く、本発
明は神経の直近の組織を容積測定的に除去し得ることを見出した。先行技術の微
細創傷清浄化器、従来の電気手術用デバイス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、鼻腔の内部および
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を払わねばならない。
本発明においては上述の如く、組織を除去するＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）プロ
セスにより、付随的組織損傷の深度は極めて小さくなる。この故に外科医は、神
経繊維に対して付随損傷を引き起こすことなく、神経に近接する組織を除去し得
る。
【００３９】 上記に加えて本出願人は、本発明のＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）メカニズムは
他の組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見出した。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、水溶液に対して約１０２０原子／ｃｍ３未満）、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。
【００４０】 エネルギ含有電子により放出されるエネルギは種々の要因を調節することで変
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（典型的には約８ｅＶ程度）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単結合におけるのと同様に破壊され得る如く（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。この現象の更に完全な記述は１９９８年２
月２７日に出願された同時係属の米国特許出願第０９／０３２，３７５号（代理
人整理番号：ＣＢ−３）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。
【００４１】 本発明はまた、腫瘍からの生存細胞の拡散を最小化し乍ら、たとえば顔面腫瘍
もしくは他の不都合な身体構造などの腫瘍を除去するシステム、装置および方法
も提供する。斯かる腫瘍を除去する従来の技術は一般的に、電気外科的煙条もし
くはレーザ煙条と称される手術環境の煙を生成するが、斯かる煙は、腫瘍または
病巣から手術チームに対しもしくは患者の身体の他の部分に対し、無傷で生存す
る細菌性もしくはウイルス性の粒子を拡散し得る。斯かる生存細胞もしくは粒子
の可能的拡散により、肝炎、ヘルペス、ＨＩＶおよび乳頭腫ウイルスなどの一定
の消耗性で致命的な疾患の拡散の懸念が大きくなる。本発明においては各電極端
子と一つ以上の戻り電極との間に高周波電圧が印加され、腫瘍における組織細胞
の少なくとも一部は、有機分子が非生存的な原子もしくは分子へと解離もしくは
分解されて容積測定的に除去される。本発明は特に、固体の組織細胞を無傷では
なく生存可能でもない凝縮不能な気体へと変換することから、患者の脳の他の部
分に対し又は手術スタッフに対して生存腫瘍粒子は拡散し得ない。上記高周波電
圧は好適には、周囲組織もしくは下側組織に対する実質的な組織壊死を最小化し
乍ら、組織細胞の除去を制御様式で行うべく選択される。この現象の更に完全な
記述は１９９８年６月３０日に出願された同時係属の米国特許出願第０９／１０
９，２１９号（代理人整理番号：ＣＢ−１）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。
【００４２】 他の処置においては、椎間板内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 Ｐｒｏｃ
ｅｓｓ ｏｆ Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｆｉｂｒｅｓ ａｓ Ｒｅｖｅａｌｅｄ ｂ
ｙ Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｔ
ｏｐｏｏｐｔｉｃａｌ Ｓｔａｉｎｉｎｇ Ｒｅａｃｔｉｏｎｓ］”、ハンガリ
ー形態科学協会公式記録［Ａｃｔａ Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａ Ａｃａｄ．
Ｓｃｉ． ｏｆ Ｈｕｎｇａｒｙ］、第一の５（２）巻、第一の９５〜２０８頁
、１９６７年）。コラーゲン線維は典型的には６０℃乃至約７０℃の範囲で熱収
縮する。先に報告された研究では、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（Ａｌｌａ
ｉｎ， 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 Ｓｋｉ
ｎ］”、結合組織研究［Ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｅ Ｔｉｓｓｕｅ Ｒｅｓｅａｒｃ
ｈ］、第７巻、第一の２７〜１３３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、１９９７年１０月２日に出願された上記米国特許出願第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。
【００４３】 加熱領域においてコラーゲンの収縮を行う加熱の好適な深度（すなわち、６０
℃乃至７０℃の温度まで上昇される組織の深度）は概略的に、（１）椎間板の厚
み、（２）損傷温度に露出されるべきでない近傍構造（たとえば神経）の位置、
および／または、（３）内部において治療的収縮が行われるべきコラーゲン組織
層の箇所、に依存する。加熱の深度は通常は１．０乃至５．０ｍｍの範囲である
。
【００４４】 上記電気外科用プローブもしくはカテーテルは、基端と、一つ以上の電極端子
を支持する末端とを有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。
【００４５】 脊柱内における内視鏡処置に対し、上記シャフトは適切な直径および長さを有
することから、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で（
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。代替的に、上記シャフトは患者の体内に経
皮的貫通により導入される可撓カテーテルとされ得る。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。
【００４６】 代替実施例において上記プローブは、患者の背中を介して脊柱内に経皮的に直
接的に導入され得る長寸で細径（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
る為の一つ以上の活性電極を含む。上記ニードルは一つ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。
【００４７】 上記電気外科器具はまた従来のもしくは特定の案内カテーテルを通して挿入す
ることにより患者の身体内に経皮的および／または孔内的に投入されるカテーテ
ルともされ得るか、又は、本発明は当該カテーテルの末端と一体的な活性電極も
しくは電極配列を有するカテーテルを含み得る。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
して各電極もしくは電極配列の位置決めを促進する。上記カテーテル・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、該カテーテル・シャフトの基端にて各電極もしくは電極配列ならびに
各戻り電極がコネクタに接続されるのを許容する。上記カテーテル・シャフトは
目的部位へと該カテーテルを案内するガイドワイヤを含み得るか、又は、上記カ
テーテルは操舵可能な案内カテーテルを備え得る。上記カテーテルはまた実質的
に堅固な末端部分を含むことにより、該カテーテルが患者の身体内に更に前進さ
れるときに該末端部分のトルク制御を強化しても良い。特定のシャフト設計態様
は、以下において各図面を参照して詳述する。
【００４８】 上記電極端子は好適には、上記器具シャフトの末端の近傍に位置された無機絶
縁支持体内にもしくは該支持体により支持される。上記戻り電極は、上記器具シ
ャフト上、他の器具上、または、患者の外表面（すなわち分散パッド）上に載置
され得る。但し、脊髄内もしくは脊髄の回りにおいては神経および他の敏感な組
織が近接していることから二極設計態様が更に好適となる、と言うのも、該設計
態様によれば非標的組織と周囲神経とを通る電流の流れが最小化されるからであ
る。故に上記戻り電極は、上記器具本体、または、該本体の近傍に配置された他
の器具のいずれかと一体化されれば好適である。上記（各）器具の基端は、上記
戻り電極および電極端子を電気外科用発電機などの高周波電源に連結する適切な
電気接続部を含む。
【００４９】 一定の実施例において上記活性電極は、該電極の前縁に沿う電界強度と関連電
流密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形状
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形状もしくは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。
【００５０】 これに加えまたは代替的に、上記活性電極表面は化学的、電気化学的または研
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。斯かる電極形状の
更に詳細な記述は米国特許第５，８４３，０１９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。
【００５１】 上記戻り電極は典型的には上記活性電極から基端側に適切な距離だけ離間され
、導電流体の存在下での上記活性電極および戻り電極間の短絡を回避する。本明
細書中に記述された実施例の殆どにおいて、上記戻り電極の露出表面の末端側縁
部は、上記活性電極の露出表面の基端側縁部から約０．５〜２５ｍｍ、好適には
約１．０〜５．０ｍｍだけ離間される。この距離はもちろん、異なる電圧範囲、
導電流体に依り、且つ、活性電極および戻り電極に対する組織構造の接近性に依
存して変化し得る。上記戻り電極は典型的には、約１〜２０ｍｍの範囲の露出長
さを有する。
【００５２】 上記電極端子と上記戻り電極との間の電流経路は、組織部位を導電流体内（た
とえば、導電ゲルなどの粘性流体内）に浸漬することにより、または、目的部位
への流体経路に沿って導電流体（すなわち、等張塩水、低張塩水などの液体、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。上記導電性ゲル
はまた、導電流体を更に低速で制御し乍ら目的部位へと供給する為にも使用され
得る。これに加え、ゲルの粘性特徴によれば外科医は、目的部位の回りに（たと
えば等張塩水を含ませようとするよりも）更に容易にゲルを含ませ得る。活性電
極および戻り電極間に導電流体を導く代表的方法の更に完全な記述は、言及する
ことにより本明細書中に先に援用された米国特許第５，６９７，２８１号に記述
されている。代替的に、血液もしくは細胞内塩水は、上述の如く、上記戻り電極
と電極端子との間の導電経路を確立すると共に蒸気層を確立するための条件を提
供する上で十分とされ得る。但し、血液は一定温度で凝固し易いので、患者の身
体内に導入されるのは血液よりも導電流体が好適である。これに加え、患者の血
液は一定の用途においてプラズマを適切に形成するに十分な電気伝導率を有さな
いこともある。好適には、標的組織表面を同時に”湿らす（ｂａｔｈｅ）”べく
液体の導電流体（たとえば等張塩水）が使用され、任意の組織を除去するための
付加的手段を提供すると共に、先の時点で離解された標的組織の領域を冷却して
も良い。
【００５３】 上記電源は、上記電極端子の回りの導電流体が不十分なときに上記電極端子に
対する電力を中断するための流体連鎖（ｆｌｕｉｄ ｉｎｔｅｒｌｏｃｋ）を含
み得る。これにより確実に、導電流体が存在しないときに上記器具は起動されず
、その他の場合には生じ得る組織損傷を最小化し得る。斯かる流体連鎖の更に詳
細な記述は１９９８年４月１０日に出願された同時係属の米国特許出願第０９／
０５８，３３６号（代理人整理番号：ＣＢ−４）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。
【００５４】 一定の処置においては、導電流体、および／または、離解による非凝縮気体生
成物の回収もしくは吸引除去が必要なこともある。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もしくは他の身体構造の小片、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適切な真空
源に連結された、上記器具内の、または他の器具上の、一本以上の吸引内孔を含
み得る。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
つ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器具の更に完全な記述
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、”組織を切除、離解および吸引除去するシステムおよび方法”と称された同
時係属中の米国特許出願に見られるが、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。
【００５５】 吸引の代わりにもしくは吸引に加え、バスケット、引込可能鞘体などの拘束器
により、目的部位におけるまたは目的部位の近傍における過剰な導電流体、組織
断片および／または離解による気体生成物を拘束することが望ましい。該実施例
に依れば、導電流体、組織断片もしくは離解生成物が患者の脈管構造を通りまた
は身体の他の部分内へと流れないことが確実になるという利点がある。更に、吸
引の量を制限することにより、切断血管の止血に対する吸引の不都合な影響を制
限することが望ましいこともある。
【００５６】 本発明は、単一の活性電極端子、または、カテーテルもしくはプローブの末端
表面の回りに離間された電極端子の配列を使用し得る。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、通常塩水などの周囲導電流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
電極端子はカテーテル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。
【００５７】 ひとつの配置構成において、電極配列における独立的な各電極端子は、上記器
具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。この実施例において低インピーダンス経路は自
動的に低抵抗加熱レベルに帰着する、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、器具、コネクタ、ケーブル、コントローラの内部
に、又は、コントローラから器具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。
【００５８】 上記器具の尖端領域は、該尖端の近傍に電気エネルギを供給すべく設計された
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。代替的に上記器具は、該器具の末端尖端にて（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。
【００５９】 適切な時的間隔に対して戻り電極と電極端子との間に高周波電圧を印加するこ
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。
本発明の一定の実施例において、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１０ｍｍ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。該実施例において、円形および非円形の端子の両者に対する電極面
積は、電極配列に対しては５０ｍｍ２以下であり且つ単一電極実施例に対しては
７５ｍｍ２もの大きさの（一つの電極端子当たりの）接触面積を有する。複数電
極配列の実施例において、各電極端子の接触面積は典型的には０．０００１ｍｍ ２ 乃至１ｍｍ２、更に好適には０．００１ｍｍ２乃至０．５ｍｍ２の範囲である
。上記電極配列もしくは電極端子の限局面積は０．２５ｍｍ２乃至７５ｍｍ２、
好適には０．５ｍｍ２乃至４０ｍｍ２の範囲である。複数電極の実施例において
上記配列は、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二つ、多
くの場合には少なくとも五つ、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。
【００６０】 組織治療表面の面積は広範に変化し得ると共に、組織治療表面は種々の幾何形
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。
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、電気外科用器具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
用器具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。
【００６１】 一定の実施例において上記電極支持部材および流体吐出口は、器具もしくはハ
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
間に蒸気層および引き続く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。
【００６２】 他の実施例において、上記活性電極は組織から十分な距離だけ離間されること
により、組織と、活性電極の回りに形成された蒸気層との間の接触を最小化もし
くは回避する。これらの実施例においては蒸気層内の高温電子が蒸気層から導電
流体を通り、戻り電極まで後方に向けて進行するので、組織とこれらの電子との
間の接触は最小化される。但し、電圧レベルが高いなどの一定条件下でプラズマ
内のイオンは、蒸気層を越えて組織まで加速されるに十分なエネルギを有する。
故に、先の各実施例におけるのと同様に組織結合は解離もしくは破壊される一方
、電子流を最小化するが故に、組織と接触する熱的エネルギを最小化する。
【００６３】 上記導電流体は、戻り電極と電極端子との間に適切な導電経路を配備すべくス
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、０．２ｍＳ／
ｃｍより大きく、好適には２ｍＳ／ｃｍより大きく、更に好適には１０ｍＳ／ｃ
ｍより大きい。代表的実施例において導電流体は、約１７ｍＳ／ｃｍの導電率を
有する等張塩水である。本出願人は、更に導電的な流体、または、更に高いイオ
ン濃度の導電流体は通常、更に攻撃的な離解速度を提供することを見出した。た
とえば、（約０．９％程度の塩化ナトリウムである）従来の塩水よりも高レベル
のたとえば１％より高いまたは約３％〜２０％の塩化ナトリウムを含む塩水溶液
が望ましい。代替的に本発明は、たとえばプラズマ内のイオンの量を増加するこ
とにより、または、ナトリウム・イオンより高いエネルギ・レベルを有するイオ
ンを準備することにより、プラズマ層のパワーを増大する異なる種類の導電流体
と共に使用され得る。たとえば本発明はナトリウム以外の、カリウム、マグネシ
ウム、カルシウム、ならびに、周期表の左側に近い他の金属などの元素と共に使
用され得る。これに加え、塩素の代わりにフッ素などの他の電気陰性元素が使用
され得る。
【００６４】 戻り電極と電極端子との間に印加される電圧は、高周波もしくは無線周波であ
り、典型的には約５ｋＨｚ乃至２０ＭＨｚ、通常は約３０ｋＨｚ乃至２．５ＭＨ
ｚ、好適には約５０ｋＨｚ乃至５００ｋＨｚ、多くの場合には３５０ｋＨｚ以下
、且つ、多くの場合には約１００ｋＨｚ乃至２００ｋＨｚである。一定の用途に
おいて本出願人は約１００ｋＨｚの周波数が有用なことを見出した、と言うのも
、組織インピーダンスはこの周波数にて相当に大きいからである。また、心臓も
しくは頭部および頸部における又はこれらの内部における処置などの他の用途に
おいては、心臓内への又は頭部および頸部の神経内への低周波電流の流れを最小
化すべく更に高い周波数（たとえば４００〜６００ｋＨｚ）が望ましい。印加さ
れる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、凝固、切
断もしくは離解）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、多くの場合には約１５０乃至４００ボルトの
範囲である。典型的には、矩形波形態により離解もしくは切断する為のピーク間
電圧は（再び電極サイズ、電子の個数、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１００乃至１，８００ボルトの範
囲、更に好適には約３００乃至１，５００ボルトの範囲、多くの場合には約３０
０乃至８００ボルトの範囲である。組織凝固、組織の熱的加熱、又は、コラーゲ
ン縮小に対しては更に低いピーク間電圧が使用されると共に、典型的には、５０
乃至１，５００ボルトの範囲、好適には１００乃至１，０００ボルトの範囲、更
に好適には１２０乃至４００ボルトの範囲である。また、骨組織などの更に硬い
物質の離解に対しては、電極形状と導電流体の組成などの他の要因に依存して、
たとえば約８００ボルトの更に高いピーク間電圧が望ましい。
【００６５】 上記で論じた如く上記電圧は通常は、（たとえば、概略的に約１０乃至２０Ｈ
ｚでパルス化される小深度の壊死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、５ｋＨｚ乃至２
０ＭＨｚ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。
【００６６】 本発明の好適な電源は、加熱される標的組織の体積および／または器具尖端に
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、特定の神経外科処置、心臓手術、関節鏡手術、皮膚処置、
眼球処置、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。心臓処置および可能的には神経手術に対して電源は、１００ｋＨ
ｚ未満、特に約６０ｋＨｚの電圧における漏出電圧をフィルタリングするために
付加的フィルタを有し得る。代替的に、低周波数の漂遊電流が問題となり得る一
定の処置においては、たとえば３００乃至６００ｋＨｚの高作動周波数を有する
電源が使用され得る。適切な電源の記述は１９９８年４月１０日に出願された同
時係属の特許出願第０９／０５８，５７１号および第０９／０５８，３３６号（
代理人整理番号：ＣＢ−２およびＣＢ−４）に見られるが、両出願の全ての開示
内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。
【００６７】 上記電源は、標的組織もしくは周囲（非標的）組織の不都合な加熱が生じない
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
の米国特許第５，６９７，９０９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、該特許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血液）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血液）への
電力供給を最小化する。
【００６８】 尚、本発明は電気的に分離された各電極端子、または、複数の電極端子、に限
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。代替的に上記器具は単一電極を取り入れ、該単一電極が上記カテ
ーテル・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。
【００６９】 次に図１を参照し、脊柱内における組織を治療する代表的な電気外科システム
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１
０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、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（不図示の）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２０
５（図２参照）に連結される（不図示の）真空源も含み得る。
【００７０】 示された如く、プローブ１０は概略的に、基部ハンドル１９と、末端に電極端
子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（
不図示の）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。所望であれば、流体供給管１５
は（不図示の）適切なポンプに接続され得る。
【００７１】 電源２８は、電圧レベル表示器３２にて観察可能な印加電圧レベルを変更する
為に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、第一
の、第二のおよび第三の足踏みペダル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一の足踏みペダル３７は上記電源を”離解”モードと
すべく使用され、第二の足踏みペダル３８は電源２８を”離解補助（ｓｕｂ−ａ
ｂｌａｔｉｏｎ）”モード（たとえば組織の凝固もしくは縮小）に定める。第三
の足踏みペダル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
しくは第三の足踏みペダル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。
【００７２】 勿論、上記電源の電圧および形式は他の入力デバイスにより制御され得ること
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見出した。
【００７３】 離解補助モードにおいて上記電源２８は、上記電極端子に対して十分に低い電
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、離解モードと
離解補助モードとの間で電源を自動的に二方向切替えし得る。これにより外科医
は一定の実施例において、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、その場で凝固／熱的加熱
と離解との間を迅速に移動し得る。たとえば外科医が離解モードにおいて軟組織
を彫成（ｓｃｕｌｐｔ）するとき、上記プローブは典型的に組織内における小寸
の切断血管を同時にシール且つ／又は凝固する。しかし乍ら、大寸の血管、又は
、大きな流体圧力を有する血管（たとえば、動脈血管）は、離解モードにおいて
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、
離解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且つ／
又は凝固し得る。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
医は迅速に離解モードへと戻り得る。
【００７４】 次に図２および図３を参照し、本発明の原理に従い使用される代表的な高周波
電源を記述する。本発明の上記高周波電源は、一つ以上の電極端子（および／ま
たは凝固用電極）と一つ以上の戻り電極との間に約１０乃至５００ボルトＲＭＳ
を印加すべく配置構成される。代表的実施例において上記電源は、離解モードに
おいては約７０乃至３５０ボルトＲＭＳ、離解補助モードにおいては約２０乃至
９０ボルト、好適には離解補助モードにおいて４５乃至７０ボルトを印加する（
もちろん、これらの値は上記電源に取付けられたプローブ形状および所望の作動
モードに依存して変化する）。
【００７５】 本発明の好適な電源は、加熱される標的組織の体積および／またはプローブ尖
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、関節鏡手術、皮膚処置、眼球処置、開放性手術または
他の内視鏡式外科処置などの特定の処置の特殊要件に従い電圧レベルを選択し得
る。
【００７６】 図２に示された如く上記電源は概略的に、電気外科用プローブが使用される場
合には上記電極アセンブリにより代表される負荷インピーダンスへと電力出力信
号１０２を介して連結される出力接続を有する無線周波（ＲＦ）電力発振器１０
０を備える。好適実施例において上記ＲＦ発振器は、約１００ｋＨｚで動作する
。上記ＲＦ発振器はこの周波数に制限されるのでは無く、約３００ｋＨｚ乃至６
００ｋＨｚの周波数で動作し得る。特に心臓用途において上記ＲＦ発振器は好適
に、約４００ｋＨｚ乃至約６００ｋＨｚの範囲で動作する。上記ＲＦ発振器は概
略的に、約１乃至２の波高率を有する矩形波信号を供給する。この信号は勿論、
用途、ならびに、印加される電圧、電極の個数および幾何学形状などの他の要因
に依存して正弦波信号もしくは他の適切な波形信号とされ得る。電力出力信号１
０２は、負荷時に蒙る電圧低下（すなわちサグ［ｓａｇ］）が最小となるべく設
計される。これにより、上記電極端子および戻り電極に印加される電圧が改善さ
れることから、組織の容積測定的な除去（離解）の速度が改善される。
【００７７】 発振器１００に対する電力は、従来の変圧器ではなく、電力ラインと上記ＲＦ
発振器との間に連結された切換電源１０４により供給される。切換電源１４０に
依れば上記発電機は、大寸で重量が在り嵩張る変圧器なしで、高ピークの電力出
力を達成し得る。上記切換電源のアーキテクチャはまた、合衆国および他国のＥ
ＭＩ要件が満足される如く電磁ノイズを減少する様にも設計される。このアーキ
テクチャは、電圧がゼロであるときに各トランジスタをＯＮおよびＯＦＦとする
ゼロ電圧切換もしくは交差（ｚｅｒｏ ｖｏｌｔａｇｅ ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ
ｏｒ ｃｒｏｓｓｉｎｇ）を含んでいる。故に、上記各トランジスタの切換えに
より引き起こされる電磁ノイズは相当に減少される。代表的実施例において切換
電源１０４は約１００ｋＨｚで動作する。
【００７８】 操作者用の各制御子１０５（すなわち各足踏みペダルおよび電圧選択器）およ
びディスプレイ１１６に連結された制御器１０６は、供給電圧変更により上記発
電機の出力電力を調節すべく切換電源１０４の制御用入力に接続される。制御器
１０６は、マイクロプロセッサもしくは集積回路とされ得る。上記電源はまた、
出力電流を検出する一つ以上の電流センサ１１２も含む。上記電源は好適には、
当該金属ケーシング内の電気的構成要素に対する耐久容器を提供する金属ケーシ
ング内に収納される。これに加えて上記金属ケーシングは上記電源内で発生した
電磁ノイズを減少する、と言うのも、接地された上記金属ケーシングは”ファラ
デー・シールド”として機能することにより、内部の電磁ノイズ源を周囲から遮
蔽するからである。
【００７９】 上記電源は概略的に、多くの異なる外科処置（たとえば関節鏡的、泌尿器的、
一般的、皮膚的、神経的な手術など）に必要な汎用電気的構成要素を含むメイン
またはマザー・ボードと、用途に特有な電流制限回路（たとえば、インダクタ、
抵抗器、コンデンサなど）を含むドーターボードを含む。上記ドーターボードは
上記マザー・ボードに対して着脱可能なマルチピン・コネクタにより連結される
ことから、たとえば異なる電流制限回路設計態様を必要とする用途に対して上記
電源は好都合に変換され得る。たとえば関節鏡に対して上記ドーターボードは好
適には、電極端子０２（図２参照）へと電流を供給する各チャネルに対し、約２
００乃至４００マイクロ・ヘンリー、通常は約３００マイクロ・ヘンリーの複数
個のインダクタを備える。
【００８０】 代替的に一実施例においては、各々独立した電極端子に対して電流制限インダ
クタが直列に載置され、その場合にインダクタのインダクタンスは、標的組織の
電気的特性、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５
０，０００μＨの範囲である。代替的に、前述した同時係属中のＰＣＴ出願第Ｐ
ＣＴ／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）への電力供給が最小化される。電力出力信号は、好適にはドーターボード上
に載置される複数の電流制限要素９６にも連結され得る、と言うのも、上記各電
流制限要素は用途に依存して変化し得るからである。代表的な電源の更に詳細な
記述は、本出願と同様に本出願人に譲渡されると共に言及により先に本明細書中
に援用された米国特許出願第０９／０５８，５７１号に見られる。
【００８１】 図４乃至図６は、本発明の原理に従い構成された代表的な電気外科用プローブ
２０を示している。図４に示された如くプローブ９０は概略的に、撓曲可能もし
くは堅固とされ得る長寸シャフト１００と、シャフト１００の基端に連結された
ハンドル２０４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１００は好適には、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つ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都合な加熱に帰着して壊死を引き起
こし得る。代替的に、上記戻り電極は、絶縁シャフトに連結された環状バンドで
あって該シャフト内において該シャフトの基端まで延在するコネクタを有する環
状バンドから成り得る。
【００８２】 ハンドル２０４は典型的には、外科医により操作されるべき適切形状へと容易
に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２５
０（図６）を収納する（不図示の）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１参照）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５参照）に対
する支持部材を提供する。図４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、流体供給源に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。シャフト１００の末端表面の形状に依
存して、流体管２３３はシャフト１００内における（不図示の）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（これもまた不図示の）複数の
内孔に連結され得る。好適実施例において流体管２３９は、シャフト１００の外
部に沿って戻り電極１１２の正に末端（図５参照）の点まで延在するプラスチッ
ク管である。該実施例において流体は、開口２３７を通り、戻り電極１１２を越
えて電極端子１０４まで導かれる。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。
【００８３】 図４に示された如く、シャフト１００の末端部分は好適には屈曲されて、治療
されつつある組織の手術部位に対するアクセスを改善する。電極支持部材１０２
は実質的に平坦な組織治療表面２１２（図５）を有するが、該表面２１２は通常
はシャフト１００の長手軸心に対し、約１０乃至９０°、好適には約３０乃至９
０°、更に好適には約４５°の角度とされる。代替実施例においてシャフト１０
０の上記末端部分は、該シャフトの長手軸心に対して撓曲され得る可撓材料から
成る。斯かる撓曲は、たとえば引張ワイヤの機械的張力により、又は、外部から
付与された温度変化により膨張もしくは収縮する形状記憶ワイヤにより、選択的
に誘起され得る。該実施例の更に完全な記述は、言及することにより本明細書中
に先に援用された米国特許第５，６９７，９０９号に記述されている。代替的に
、本発明のシャフト１００は従来の屈曲用工具などを使用して医師により適切な
角度へと屈曲され得る。
【００８４】 図４乃至図６に示された実施例においてプローブ２０は、電極端子１０４と高
周波電源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１１
２を含む。図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２１２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の末端の近傍における環状導通帯
として成形されたシャフト１００の露出部分から成る。戻り電極１１２もしくは
シャフト１００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、其処で適切に電源１０に接続される（図１）。
【００８５】 図４に示された如く、戻り電極１１２は電極端子１０４に対して直接的に接続
されてはいない。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流体管２３３を介して開口２
３７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（不図示の
）流体供給要素により供給され得る。たとえば関節鏡式手術において、体腔には
等張塩水が満液され、プローブ９０はこの満液体腔内に導入される。導電流体は
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。他の実施例においてプローブ２０の末端部分は、目的部位への位置決め
に先立ち、ゲルもしくは等張塩水などの導電流体源内に浸漬され得る。本出願人
は以下に記述される如く、流体の表面張力および／またはゲルの粘性特徴に依れ
ば上記導電流体は本発明に係る機能を達成するに十分なだけ長時間に亙り上記活
性電極および戻り電極の回りに留まり得ることを見出した。代替的にゲルなどの
導電流体は目的部位に対して直接的に供給される。
【００８６】 代替実施例において上記流体経路はたとえば、シャフト１００の内部で戻り電
極と管状支持部材との間における内側内孔もしくは環状間隙（図８Ａおよび図８
Ｂ参照）によりプローブ９０内に形成され得る。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（不図示の）流体供給管を介してプロ
ーブ９０へと連結される。一つ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米国特許第５，６９７，２８１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既に本明細書中に援用されている。
【００８７】 図５を参照すると、相互に電気的に絶縁された各電極端子１０４は、電極支持
部材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１ｍｍ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４
ｍｍ、通常は約０．２乃至２ｍｍ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
進することを見出した。
【００８８】 図４乃至図６の実施例において上記プローブは、組織治療表面２１２の中心に
おける単一の大寸の開口２０９と、表面２１２（図５参照）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（不図示の）吸引内孔と、吸引管２
１１（図４）とに対して連結される。この実施例において導電流体は概略的に、
内径方向に電極端子１０４を通り中央開口２０９を介して戻る様に流れる。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、患者の身体内に流体が流入するのが防止される。
【００８９】 上記プローブの末端尖端が種々の形状を有し得ることは勿論理解される。たと
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２０
９を含み得る（図７Ｂ参照）。斯かる実施例において各電極端子１０４は、各電
極端子１０４が各開口２０９の内径方向に載置される如く、組織治療表面２１２
の中心から末端方向に向けて延在する。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１１２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管２１１と、に対して適切に連通さ
れる。
【００９０】 図６は、電極端子１０４と戻り電極１１２とを電源２８に連結する為のハンド
ル２０４内の電気接続部２５０を示している。図示された如く、複数のワイヤ２
５２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２
５４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２
５８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。
【００９１】 本発明に依ればプローブ２０は更に、特定の電極アセンブリに特有の識別要素
（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。一定の実施例において、電源
２８は２種の異なる電極（図１５Ｄ参照）に対して同時に２種の異なる電圧を印
加し得る。他の実施例において、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９０が互換性を有するのを許容する。たとえば組織の熱的加熱
もしくは凝固に対して電圧低下素子は、（ＡｒｔｈｒｏＣａｒｅ社のモデル９７
０および９８０（すなわち２０００）発電器における設定１もしくは２である）
約１００乃至１７０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。
【００９２】 勿論、一定の処置に対し、上記プローブは典型的に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。代替的にもしくは付加的に、電源１０をプローブ９０に連結するケーブル
２２は、電圧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。更に、本発明は組織を治療すべく選択範囲内で電
圧を印加し得る電源と共に使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。
【００９３】 図８Ａ乃至図８Ｃは、本発明に係るプローブ９０の３つの異なる実施例の末端
部分の断面図である。図８Ａに示された如く各電極端子１０４は、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、シ
リコーン、又は、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成る。好適な支持マトリクス材料は、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Ｋｙｏｃｅｒ
ａ Ｉｎｄｕｓｔｒｉａｌ Ｃｅｒａｍｉｃｓ社から入手可能なアルミナである
。而して上記支持マトリクス１０２は、該支持マトリクス１０２とプローブ９０
の基端との間の距離の殆どもしくは全てに亙り延在する管状支持部材７８に対し
て接着的に接合される。管状部材７８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。
【００９４】 好適な構成技術において電極端子１０４は支持マトリクス１０２内に予備形成
された開口を貫通し、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８０により支持マトリクス１０
２の組織治療表面２１２に対して結合される。シール材料８０は、実効的な電気
絶縁と、アルミナ・マトリクス１０２および白金もしくはチタン製の電極端子の
両者に対する良好な接着とを提供すべく選択される。シール材料８０は付加的に
、互換的熱膨張係数と、白金およびチタン、並びに、典型的にはガラスもしくは
ガラス・セラミックである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。
【００９５】 図８Ａに示された実施例において、戻り電極１１２はプローブ９０のシャフト
１００の外部回りに位置せしめられた環状部材から成る。プローブ９０は管状支
持部材７８を完全にもしくは部分的に囲繞することにより、以下で論じられる如
く導電流体５０を流すための環状間隙５４を両者９０、７８間に形成する。間隙
５４は好適には、０．２５ｍｍ乃至４ｍｍの範囲の幅を有する。代替的にプロー
ブは、支持部材７８と戻り電極１１２との間に複数の長手リブを含むことで、シ
ャフト１００の周縁部に沿って延在する複数の流体内孔を形成しても良い。該実
施例において上記複数の内孔は複数の開口まで延在する。
【００９６】 戻り電極１１２は、ポリテトラフルオロエチレン、ポリイミドなどの一つ以上
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１８内に配
設される。上記戻り電極１１２上に上記電気絶縁外套１８を配備することにより
、戻り電極５６と一切の近傍身体構造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）と露出電極部材１１２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壊死を引き起こし得る。
【００９７】 図８Ａに示された如く、戻り電極１１２は電極端子１０４に対して直接的に接
続されてはいない。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）導電液体５０が流体経路８３に
沿って流される。流体経路８３は外側戻り電極１１２と管状支持部材との間の環
状間隙５４により形成される。図８Ａにおける電流力線６０により示された如く
流体経路８３を流れる導電流体５０は、電極端子１０４と戻り電極１１２との間
の電流に対する系路を提供する。電極端子１０４と戻り電極１１２との間に電圧
差が印加されたときに電極端子１０４の末端尖端には電界強度が生成されて、電
流は電極端子１０４から標的組織を介して戻り電極へと流れることから、領域８
８における組織５２が離解される。
【００９８】 図８Ｂは、管状部材７８内に位置された戻り電極１１２を有する電気外科用プ
ローブ９０の別の代替実施例を示している。戻り電極１１２は好適には、該戻り
電極１１２と電気接続すべく（たとえば等張塩水などの）導電流体５０を通流せ
しめる内側内孔５７を画成する筒状部材である。該実施例においては電極端子１
０４と戻り電極１１２との間に電圧差が印加され、電流力線６０により示された
如く導電流体５０を通る電流に帰着する。電極端子１０４の尖端において印加さ
れた電圧差および付随する大きな電界強度の結果、組織５２は領域８８において
離解もしくは離断される。
【００９９】 図８Ｃは、図８Ａおよび図８Ｂの各実施例を組合せたプローブ９０の別実施例
を示している。示された如く該プローブは、導電流体を流すための内側内孔５７
および外側間隙もしくは複数の外側内孔５４の両者を含んでいる。該実施例にお
いて戻り電極１１２は、図８Ｂにおける如く管状部材７８内、図８Ａにおける如
く管状部材７８の外側、又は、両方の位置に配置され得る。
【０１００】 一定の実施例においてプローブ２０はまた、手術部位から組織断片を吸引除去
す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つ以上の吸引
除去用電極も含む。図９に示された如く一つ以上の電極端子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１４
０を備え得る。好適実施例においては二つの電極端子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１０および図１１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１３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１
４０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。
【０１０１】 一定の実施例において各ループ電極１４０は、本明細書中で以下において離解
用電極１０４と称され得る他の電極端子１０４から電気的に絶縁される。他の実
施例においてループ電極１４０および電極端子１０４は両者が共に起動される如
く相互に電気接続され得る。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。
【０１０２】 次に図１０および図１１を参照し、吸引除去用電極の代替実施例を記述する。
図１０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１１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。
【０１０３】 図１３を参照すると、本発明の別実施例は、プローブの吸引除去内孔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は末端開口
２０９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１
６２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１６
０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。
【０１０４】 図１２を参照すると本発明の別実施例は、吸引除去内孔１６２の末端部分と交
差して延在するワイヤ・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差が上記デバイスの性能を改善す
ることを見出した。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。
【０１０５】 次に図１４Ａ乃至図１４Ｃを参照すると、金属遮壁６１０を取り入れた代替実
施例が示されている。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。
【０１０６】 図１５Ａ乃至図１５Ｄは、椎間板ヘルニアもしくは疾患脊柱椎間板に対して特
に設計された電気外科用プローブ３５０の実施例を示している。図１５Ａを参照
すると、プローブ３５０は、導電シャフト３５２と、該シャフト３５２の基端に
連結されたハンドル３５４と、シャフト３５２の末端における電気絶縁支持部材
３５６とを備える。プローブ３５０は更に、シャフト３５２上に収縮巻回された
絶縁スリーブ３５８と、戻り電極３６０として機能するシャフト３５２の露出部
分とを含む。好適実施例においてプローブ３５０は、支持部材３５６の末端から
延在する複数の活性電極３６２を備える。示された如く戻り電極３６０は、上述
の各実施例におけるよりも更なる距離だけ活性電極３６２から離間される。該実
施例において戻り電極３６０は約２．０乃至５０ｍｍ、好適には約５乃至２５ｍ
ｍの距離だけ離間される。これに加え、戻り電極３６０は先の各実施例よりも大
きな露出表面積を有し、約２．０乃至４０ｍｍ、好適には約５乃至２０ｍｍの範
囲の長さを有する。故に、活性電極３６２から戻り電極３６０へと流れる電流は
、先の各実施例におけるよりもシャフト３５２から更に離間した電流経路３７０
に追随する。一定の用途において該電流経路３７０は、同一電圧レベルにより周
囲組織に対して更に深く貫通することから、組織の熱的加熱を増加する。上記で
論じられた如くこの様に熱的加熱が増加されると、椎間板異常を治療する一定の
用途にて利点を有し得る。典型的には、通常は約１〜２ｍｍである約０．２〜５
ｍｍの深度まで約６０℃〜１００℃の範囲で組織温度を達成するのが望ましい。
この温熱損傷の為に必要な電圧は、電極形状と、各電極を近接囲繞する組織およ
び領域の導電率と、当該電圧が印加される時間長と、所望される組織損傷の深度
と、に部分的に依存する。図１５Ａ乃至図１５Ｄに記述された電極形状に依れば
、熱的加熱に対する電圧レベルは通常は約２０〜３００ボルトＲＭＳ、好適には
約６０〜２００ボルトＲＭＳである。約２の波高率を有する矩形波形態による熱
的加熱に対するピーク間電圧は典型的には、ピーク間で約４０〜６００ボルト、
好適にはピーク間で約１２０〜４００ボルトの範囲である。この範囲内では、電
圧が高いほど、必要とされる時間は短い。但しもし電圧が高すぎると、表面組織
は気化、減量もしくは離解されて好ましく無い。
【０１０７】 代替実施例において、プローブ３５０と組合せて使用される電気外科システム
は、二極モードおよび単極モード間を切換える分散戻り電極４５０（図１６参照
）を含み得る。該実施例において上記システムは、分散パッド４５０が起動され
ると共に活性電極３６２および戻り電極３６０間に電圧が印加されるという離解
モードと、活性電極３６２が作動停止されると共に分散パッド４５０と戻り電極
３６０の間に電圧が印加されるという離解補助モードもしくは熱的加熱モードと
、の間を切換える。離解補助モードにおいては典型的に低電圧が印加されると共
に戻り電極３６０は活性電極として機能することにより、戻り電極３６０を囲繞
する組織に対する熱的加熱および／または凝固が行われる。
【０１０８】 図１５Ｂは、本発明の更に別の実施例を示している。示された如く電気外科用
プローブ３５０は、先の各実施例におけるのと同様に一つ以上の活性電極３６２
と、基端側に離間された戻り電極３６０とを備える。戻り電極３６０は典型的に
は活性電極３６２から約０．５乃至２５ｍｍ、好適には１．０乃至５．０ｍｍだ
け離間されると共に、約１乃至２０ｍｍの露出長さを有する。これに加えて電極
アセンブリ３７２は、戻り電極３６０の各側上にて軸心方向に離間された二つの
付加的電極３７４、３７６を含む。電極３７４、３７６は典型的に、戻り電極３
６０から約０．５乃至２５ｍｍ、好適には約１乃至５ｍｍだけ離間される。好適
実施例においては、電極３７４、３７６と戻り電極３６０との間に電圧差が印加
され得る如く、付加的電極３７４、３７６はシャフト３５２の露出部分であり且
つ戻り電極３６０はシャフト３５２から電気絶縁される。この実施例においてプ
ローブ３５０は、離解モードおよび離解補助モードもしくは熱的加熱モードの少
なくとも２種のモードで使用され得る。離解モードにおいては上述の如く導電流
体の存在下で活性電極３６２および戻り電極３６０間に電圧が印加される。離解
モードにおいて電極３７４、３７６は作動停止される。熱的加熱モードもしくは
凝固モードにおいては図１５Ｂに示された如く活性電極３６２は作動停止される
と共に電極３７４、３７６間に電圧差が印加されて電極３７４、３７６間に高周
波電流３７０が流れる。熱的加熱モードにおいては典型的に、プラズマ形成およ
び離解に対するスレッショルド値よりは低いが、各電極を近接囲繞する組織を気
化もしくは減量せずに該組織に一定の温熱損傷を引き起こすに十分な低電圧が印
加されることから、電流３７０は電極３６０、３７２、３７４を囲繞する組織の
熱的加熱および／または凝固を行う。
【０１０９】 図１５Ｃは、先の各実施例におけるのと同様に一つ以上の活性電極３６２と基
端側に離間された戻り電極３６０とを有する電極アセンブリ３７２を取り入れた
プローブ３５０の別実施例を示している。戻り電極３６０は典型的には活性電極
３６２から約０．５乃至２５ｍｍ、好適には１．０乃至５．０ｍｍだけ離間され
ると共に、約１乃至２０ｍｍの露出長さを有する。これに加えて電極アセンブリ
３７２は、電気絶縁スペーサ３８２により戻り電極３６０から離間された第二の
活性電極３８０を含む。該実施例においてハンドル３５４は、少なくとも２種類
の異なるモードすなわち離解モードおよび離解補助モードもしくは熱的加熱モー
ド間でプローブ３５０を二方向切替えするスィッチ３８４を含む。離解モードに
おいては上述の如く、導電流体の存在下で活性電極３６２および戻り電極３６０
の間に電圧が印加される。離解モードにおいて電極３８０は作動停止される。熱
的加熱モードもしくは凝固モードにおいて、活性電極３６２は作動停止され得る
と共に、電極３８０および電極３６０間に高周波電流３７０が流れる如く電極３
８０および電極３６０間には電圧差が印加される。代替的に活性電極３６２は作
動停止されなくても良い、と言うのも、小寸電極の抵抗は大きいので電極３６２
を上記回路から物理的に分離しなくとも電流は自動的に電極３８０に流れ得るか
らである。熱的加熱モードにおいては典型的に、プラズマ形成および離解に対す
るスレッショルド値よりは低いが、各電極を近接囲繞する組織を気化もしくは減
量せずに該組織に一定の温熱損傷を引き起こすに十分な低電圧が印加されること
から、電流３７０は電極３６０、３８０を囲繞する組織の熱的加熱および／また
は凝固を行う。
【０１１０】 此処で、上述の各実施例と同様の機能を達成すべく他の種々の実施例が使用さ
れ得ることは勿論理解される。たとえば、電気外科用プローブ３５０はシャフト
３５２の回りに形成された複数の螺旋バンドを含み、該螺旋バンドの一つ以上は
該バンドの一部に連結された電極を有することで、シャフト３５２上にて軸心方
向に相互に離間された一つ以上の電極を形成しても良い。
【０１１１】 図１５Ｄは、組織を貫通してチャネル形成すると共に組織内に損傷（ｌｅｓｉ
ｏｎ）を生成し、脊柱椎間板および／または鼾（いびき）ならびに睡眠時無呼吸
症を治療すべく設計された本発明の別実施例を示している。示された如くプロー
ブ３５０は図１５Ｃのプローブと同様に、戻り電極３６０と、該戻り電極３６０
から基端側に離間された第三の凝固用電極３８０とを有する。この実施例におい
て活性電極３６２は、絶縁支持部材３５６から末端方向に向けて延在する単一の
電極ワイヤから成る。活性電極３６２は勿論、自身の表面上の電流密度を増大す
べく、たとえば末端箇所に向けて傾斜する円錐形状、中空円筒、ループ電極など
の種々の形状を有し得る。好適実施例において支持部材３５６および３８２は、
セラミクス、ガラス、シリコーンなどの無機材料で構成される。基端側支持部材
３８２はまた更に習用的な有機材料からも成り得る、と言うのも該支持部材３８
２は概略的に、有機材料を食刻もしくは損耗するプラズマの存在下では使用され
ないからである。
【０１１２】 図１５Ｄのプローブ３５０は切換要素を含まない。該実施例においては、電源
が起動されたときに全ての３種の電極が起動される。戻り電極３６０は、示され
た如く活性電極３６２および凝固用電極３８０から該戻り電極３６０へと電流３
７０が流れる如く、活性電極３６２および凝固用電極３８０とは逆の極性を有す
る。好適実施例において上記電気外科システムは、凝固用電極３８０および戻り
電極３６０間に印加される電圧を減少する電圧低下素子もしくは電圧低下回路を
含む。上記電圧低下素子に依れば電源２８は事実上、２種の異なる電極に対して
２種の異なる電圧を同時に印加し得る。故に組織を貫通してチャネル形成するた
めに操作者は、プローブの尖端における組織（すなわち活性電極３６２の近傍の
組織）の離解を提供するに十分な電圧を印加し得る。同時に、凝固用電極３８０
に印加される電圧は組織を離解するには不十分なものである。組織の熱的加熱も
しくは凝固の為に、上記電圧低下素子はたとえば約１００乃至３００ボルトＲＭ
Ｓの電圧を、組織の離解（たとえば分子解離）無しで組織凝固を行うに適した電
圧である約４５乃至９０ボルトＲＭＳへと低下する役割を果たす。
【０１１３】 代表的な実施形態では、電圧低減要素は電源及び凝固電極３８０に結合される
コンデンサ（図示せず）である。このコンデンサは普通（５００ボルトで）約２
００〜５００ｐＦ、好適には（５００ボルトで）約３００〜３５０ｐＦの静電容
量を有する。もちろん、コンデンサは、ケーブル、発電機、コネクタ等の中、ま
たはそれらの長さに沿って分散的に、システム内の別の場所に配置されることが
ある。さらに、認識されるように、ダイオード、トランジスタ、インダクタ、抵
抗、コンデンサまたはそれらの組み合わせといった他の電圧低減要素が本発明と
共に使用されることもある。例えば、プローブ３５０は、復帰及び凝固電極３６
０、３８０の間に印加される電圧を下げるよう構成されるコード抵抗（図示せず
）を含むことがある。さらに、電気回路がこの目的で利用されることもある。
【０１１４】 もちろん、手順によっては、プローブが通常電圧低減要素を必要としないもの
もある。また、望ましい場合、プローブに電圧増大要素が含まれることもある。
代替的または追加的に、電源１０をプローブ９０に結合するケーブル２２が電圧
低減要素として使用されることもある。ケーブルは固有の静電容量を有するので
、ケーブルが電源、電極端子及び復帰電極の間の電気回路に配置される場合それ
が電源電圧を低減するために使用される。この実施形態では、ケーブル２２は単
独でか、または上記で論じられた電圧低減要素の一つ、例えばコンデンサと組み
合わせて使用される。さらに、注意されるように、本発明は組織の治療のために
選択される範囲内で二つの異なった電圧を印加するようにした電源と共に使用す
ることも可能である。この実施形態では、電圧低減要素または回路は必要とされ
ないこともある。
【０１１５】 一つの特定実施形態では、プローブ３５０は、まずワイヤの末端部分がチュー
ブの末端部分を通じて延びるように電極ワイヤ（能動電極３６２）をセラミック
・チューブ（絶縁部材３６０）に挿入し、通常適当なエポキシによってワイヤを
チューブに接着することによって製造される。次にステンレス鋼チューブ（復帰
電極３５６）がセラミック・チューブの近端部分の上に配置され、ワイヤ（例え
ば、ニッケル・ワイヤ）が、通常スポット溶接によって、ステンレス鋼チューブ
の内面に接合される。ステンレス鋼チューブはエポキシによってセラミック・チ
ューブに結合され、この装置はオーブンまたは他の適切な熱源内で硬化される。
次に第二のセラミック・チューブ（絶縁部材３８２）がステンレス鋼チューブの
近端部分の内部に配置され、同様の方法で接合される。次に軸３５８が第二のセ
ラミック・チューブの近端部分に接合され、絶縁スリーブ（例えば、ポリイミド
）が軸３５８の周囲に巻き付けられるので、軸の末端部分だけが露出する（すな
わち、凝固電極３８０）。ニッケル・ワイヤ接続は軸３５８の中心を通って延び
、復帰電極３５６を電源に接続する。能動電極３６２は軸３５８の末端部分を形
成するか、または軸３５８を通じて電源に延びるコネクタを有することもある。
【０１１６】 使用の際、医師は能動電極３６２を治療する組織表面（すなわち、脊椎椎間板
）に隣接して配置する。電源が起動され、能動及び復帰電極３６２、３６０の間
の切除電圧と、凝固及び復帰電極３６０、３８０の間の凝固または熱的加熱電圧
とを提供する。次に能動電極３６２の周囲と、能動及び復帰電極３６０、３６２
の間の接合部に電気伝導性流体が提供され、それらの間の電流経路を提供する。
これは、上記で論じられたように多様な方法で達成される。次に能動電極３６２
が切除される組織によって残される空間を通じて前進し、椎間板内の通路を形成
する。切除の際、切除及び復帰電極は組織表面を通じて能動電極３６２によって
形成される通路に至るが、それらの電極の間の電流は通常組織の表面を損傷する
ほど大きいものではない。適当な深さまで通路を形成すると、医師は能動電極を
前進させるのを止め、その場所に器具を５〜３０秒保持するか、または器具の末
端をすぐに通路から取り除く（この後の詳細な議論参照）。何れの場合でも、能
動電極は前進させられない時、最終的に組織の切除を停止する。
【０１１７】 能動電極３６２によって形成される通路に入る前、復帰及び凝固電極３６０、
３８０の間には開回路が存在する。凝固電極３８０がこの通路に入ると、電流が
凝固電極３８０から、通路を取り囲む組織を通じて、復帰電極３６０に流れる。
この電流は通路をすぐ近くで取り囲む組織を加熱し、通路の表面で切断された脈
管を凝固させる。医師が希望する場合、以下さらに詳細に論じられるように、器
具は通路の周囲に外傷を形成する間の期間通路内に保持される。
【０１１８】 図１６は、電気外科プローブ４００に取り付けられる分散型復帰パッド４５０
を組み込んだ電気外科システム４４０のまた別の実施形態を例示する。この実施
形態では、本発明は上記で説明されたように二極モードで機能する。さらに、シ
ステム４４０は単極モードで機能し、その場合高周波電圧差が能動電極４１０と
分散型復帰パッド４５０との間に印加される。例示実施形態では、パッド４５０
とプローブ４００は互いに結合され、両方とも使い捨て、一回使用式品目である
。パッド４５０には、プローブ４００のハンドル４０４の中に延び電源に直接接
続する電気コネクタ４５２が含まれる。もちろん、本発明は、直接電源に接続さ
れる標準復帰パッドによっても動作可能である。この実施形態では、電源４６０
には、単極及び二極モードを切り換えるスイッチ、例えば足踏みペダル４６２が
含まれる。二極モードでは、電源への復帰経路は、上記で説明されたように、プ
ローブ４００上の復帰電極４０８に結合される。単極モードでは、電源への復帰
経路はパッド４５０のコネクタ４５２に結合され、能動電極４１０は電気回路か
ら切り離され、復帰電極４０８は能動電極として機能する。これによって外科医
は、外科治療中、またはその前に二極及び単極モードを切り換える。場合によっ
ては、深い電流の浸透と、ひいては復帰電極を取り囲む組織の多くの熱的加熱を
提供するため単極モードで動作するのが望ましいことがある。また、組織の切除
のような他の場合には、組織への電流浸透を制限する二極属性が好適なこともあ
る。
【０１１９】 一つの構成では、分散型復帰パッド４５０は対象領域にかなり接近した領域で
患者の外部表面に結合するようになっている。例えば、頭部及び頸部の組織の治
療の際、分散型復帰パッドは、患者の肩、背中上部または胸部上部領域またはそ
の周囲に配置されるような設計と構成である。この設計によって患者の身体を通
じて頭部及び頸部の範囲に至る電流経路が制限されるので、特に患者の心臓を通
る電流を制限することによって、患者の身体内の不要な電流によって発生する損
傷は最小になる。また、復帰パッドはパッドでの電流密度が最小になるよう設計
されており、それによってパッドが取り付けられる領域での患者の皮膚の火傷が
最小になる。
【０１２０】 図１７を参照すると、本発明による電気外科装置はカテーテル・システム４０
０としても構成される。図１７に示されるように、カテーテニ・システム４００
は一般に、相互接続ケーブル４８６によって電源２８に接続され高周波電圧を目
標組織に提供する電気外科カテーテル４６０と、電気伝導性流体を目標部位に提
供する灌注液貯蔵槽または供給源６００とを備えている。カテーテル４６０は一
般に、本体４６２の末端の組織除去または切除領域４６４を含む細長い可撓軸本
体４６２を備えている。カテーテル４６０の近端部分には、カテーテル４６０内
の内腔と電気リード線との間の相互接続を提供する多数内腔備品６１４と、備品
６１４に近接した導管及びケーブルとが含まれる。一例として、カテーテルの電
気コネクタ４９６は末端ケーブル・コネクタ４９４に取り外し式に接続され、次
にそれはコネクタ４９２を通じて発電機２８に取り外し式に接続される。カテー
テル４６０内の一つかそれ以上の電気伝導性リード線ワイヤ（図示せず）が、能
動電極ケーブル分岐４８７を介して、組織切除領域４６４の一つかそれ以上の電
極４６３及び凝固電極４６７と、カテーテル・コネクタ４９６の一つかそれ以上
の対応する電気端子（やはり図示せず）との間に延びる。同様に、組織切除領域
４６４の復帰電極４６６は、リード線ワイヤ（図示せず）によってカテーテル・
コネクタ４９６の復帰電極ケーブル分岐４８９に結合される。もちろん、能動及
び復帰両方の電極のために一つのケーブル分岐（図示せず）が使用されることも
ある。
【０１２１】 カテーテル本体４６２には、本体４６２の少なくとも末端切除領域４６４の壁
に強化ファイバまたは編組（図示せず）が含まれることがあり、組織嵌入時の電
極端子の回転に対する応答トルク制御を提供する。カテーテル本体４６２のこの
剛体部分は好適には約７〜１０ｍｍ延び、その一方カテーテル本体４６２の残り
の部分は可撓性で、目標組織の近くで電極を前進させ位置決めする際良好な追従
性を提供する。
【０１２２】 導電性流体３０は、カテーテル４６０内の内腔（図１７では図示せず）を介し
てカテーテル４６０の組織切除領域４６４に提供される。流体は、多数内腔備品
１１４で内部カテーテルに結合される導電性流体供給管路６０２及び導管６０３
に沿って供給源から内腔に供給される。導電性流体（例えば、等張食塩水）の供
給源は灌注液ポンプ・システム（図示せず）または、患者及び組織切除領域８の
水準より数フィート上に配置される灌注液貯蔵槽６００といった重力による供給
装置でよい。制御弁６０４は流体供給管路６０２と導管６０３の境界面に配置さ
れ、電気伝導性流体３０の流量の手動制御を可能にする。また、導電性流体の流
量を正確に制御するため、計量ポンプまたは流量調節器が使用されることもある
。
【０１２３】 システム４００にはさらに、液体及び気体を目標部位から吸引する吸引または
真空システム（図示せず）が含まれる。吸引システムは普通、吸引コネクタ６０
５によって備品６１４に結合される真空源を備えている。
【０１２４】 本発明は、例えば腰部椎間板切除術によって神経根を減圧するための微小内視
鏡椎間板切除処置で特に有用である。図１８〜図２３に示されるように、患者の
背中２７２で椎弓板上部２７４に到達できるような経皮的穿通がなされる。通常
、椎間板腔の水準を突き止めるためまず小さな針（図示せず）が使用され、案内
ワイヤ（図示せず）が挿入されて側方Ｘ線透視法の元で椎弓板２７４の下部縁端
まで前進する。一連のカニューレ状拡張器２７６が案内ワイヤの上に挿入され、
切り目から椎弓板２７４までの穴を提供する。最初の拡張器は椎弓板２７４を「
触ってみる」ために使用され、その先端が椎弓板７４の下部縁端のすぐ上で棘突
起と小関節面複合体の間に正しく配置されるようにする。図２１に示されるよう
に、管状開創器２７８が、一番大きな拡張器の上を通って下向きに椎弓板２７４
まで送られる。拡張器２７６が取り出され、管状開創器２７８内に手術用通路が
確立される。
【０１２５】 図１９に示されるように、次に内視鏡２８０が管状開創器２７８内に挿入され
、輪状クランプ２８２が使用されて内視鏡２８０を固定する。通常、開創器２７
８内に手術用通路を形成するには、軟質組織、筋肉または、拡張器２７６と開創
器２７８が下向きに椎弓板２７４まで前進する時この通路内で押される他の種類
の組織を除去する必要がある。この組織は普通、下垂体骨鉗子、有窓鋭匙、把持
器、カッタ、ドリル、マイクロデブリーダ等といった機械器具によって除去され
る。不都合にも、こうした機械器具は処置の時間を延長し、複雑さを増大する。
さらに、こうした器具はこの組織内の血管を切断し、目標部位への外科医の視界
を遮る多量の出血を発生する。
【０１２６】 本発明の一つの態様によれば、上記で説明された電気外科プローブまたはカテ
ーテル２８４は、軟質組織、筋肉及び他の障害を通路から除去する開創器２７８
内で手術用通路に導入されるので、外科医は容易に椎弓板２７４に到達しそれを
視認することができる。外科医がそこに到達しプローブ２８４を導入すると、電
気伝導性流体２８５がチューブ２３３と開口２３７を通じて組織に供給される（
図２参照）。流体は復帰電極１１２を通過して軸の末端の電極端子１０４に流れ
る。流体の流量は、組織と電極支持具１０２の間の区域が常に流体に浸漬するよ
うに、弁１７（図１）によって制御される。次に電源２８が投入され、高周波電
圧差が電極端子１０４と復帰電極１１２の間に印加されるように調整される。電
気伝導性流体は、電極端子１０４と復帰電極１１２の間の導電経路（電流束線参
照）を提供する。
【０１２７】 高周波電圧は、目標組織と電極端子１０４の間の電気伝導性流体（図示せず）
を電離気体層またはプラズマ（図示せず）に変換するのに十分なものである。電
極端子１０４と目標組織の間に印加された電圧差（すなわち、プラズマ層にかか
る電圧勾配）の結果、プラズマ中の荷電粒子は組織の方向に加速される。十分に
高い電圧差では、こうした荷電粒子は組織構造内の分子結合を解離させる十分な
エネルギーを得る。この分子解離は、組織の容積除去（すなわち切除昇華）と、
酸素、窒素、二酸化炭素、水素及びメタンといった低分子量気体の生成によって
達成される。組織内の加速荷電粒子の飛程が短いため、分子解離作用は表面層だ
けに制限されるので、下にある組織の損傷と壊死は最小化される。
【０１２８】 この処理の際、気体は開口２０９と吸引チューブ２１１を通じて真空源に吸引
される。さらに、余分の電気伝導性流体と他の流体（例えば、血液）は、外科医
の視界を向上するため手術用通路から吸引される。組織の切除の際、電流束線に
よって生成される残留熱（通常１５０℃未満）は普通その部位の切断された血管
を凝固させるのに十分である。十分でない場合、外科医は、上記で論じられたよ
うに、流体気化のためのしきい値より低い水準まで電圧を下げることによって電
源２８を凝固モードに切り換える。この同時止血の結果出血が少なくなり、処置
を行う外科医の能力が向上する。
【０１２９】 本発明のもう一つの利点は、下及び周囲の組織、神経または骨の壊死または熱
による損傷を発生することなく、軟質組織を正確に切除する能力である。さらに
、目標部位に向けられるエネルギーが椎弓板２７４を切除するには不十分になる
ように電圧が制御されるので、外科医は、切除または他の形で椎弓板を大きく損
傷することなく組織を事実上椎弓板２７４から除去することができる。
【０１３０】 ここで図２０及び図２１を参照すると、手術用通路が十分に清掃されると、椎
弓切開術及び内側脊椎関節突起切除術が、従来の技術（例えば、ケリソンパンチ
または高速ドリル）によってか、または上記で論じられた電気外科プローブ２８
４かの何れかによって達成される。神経根が識別されると、開創器２８８によっ
て開創が達成されるか、または本発明が使用され椎間板を正確に切除する。必要
な場合、硬膜外静脈が自動的にか、または本発明の凝固モードによって焼灼され
る。線維輪切除術が必要な場合、開創器２８８で神経根を保護しつつ、マイクロ
ナイフまたは本発明の切除機構によって達成される。次に、椎間板ヘルニア２９
０は、下垂体骨鉗子による標準的な方法、または再度上記で説明されたような切
除によって除去される。
【０１３１】 別の実施形態では、本発明はチャネリング技術を伴うが、そこでは小さな穴ま
たは通路が椎間板２９０内に形成され、熱エネルギーがこれらの穴または通路を
すぐ近くで取り囲む組織表面に印加されるため熱的損傷が発生し、それによって
椎間板の周囲組織構造を剛化及びデバルクする。出願人が発見したところによれ
ば、椎間板中の組織構造をこのように剛化することは、椎間板によって脊髄神経
に加えられる圧力を低減し、それによって背中及び頸部の痛みを軽減する助けと
なる。
【０１３２】 図２１に示されるように、電気外科器具３５０は、上記で説明された方法か、
または別の経皮的方法で椎間板２９０の目標部位に導入される（以下図２３〜図
２５参照）。電極組立体３５１が椎間板表面に隣接または対抗して配置され、電
気伝導性流体が、上記で説明されたように目標部位に供給される。また、導電性
流体が目標部位に塗布されることや、プローブ３５０を患者に導入する前にプロ
ーブ３５０の末端を導電性流体またはゲルに浸漬することもある。次に電源２８
が起動され、上記で説明されたように高周波電圧差が電極組立体に印加されるよ
うに調整される。
【０１３３】 処置によっては、外科医は電極を目標部位に対して移動させ、椎間板内に穴、
通路、すじ、ディボット、クレータ等を形成することがある。さらに、外科医は
故意にこうした穴、または通路の中にある程度の熱的損傷を発生させ、椎間板を
剛化及びデバルクする瘢痕組織を形成することもある。一つの実施形態では、外
科医は、組織が容積除去されて内部に一つかそれ以上の穴７０２を形成するのに
連れて電極組立体３５１を軸方向に椎間板組織内に移動させる（やはり図２２参
照）。穴７０２は通常２ｍｍ未満、好適には１ｍｍ未満の直径を有する。もう一
つの実施形態（図示せず）では、外科医は椎間板の外面にわたって能動電極を移
動させ、一つかそれ以上の通路または溝を形成する。出願人が発見したところに
よれば、本発明は、上記で説明された低温切除術によって組織内のこうした穴、
ディボットまたは通路を迅速かつきれいに形成することができる。組織内に穴ま
たは通路を形成する方法のさらに完全な説明は米国特許第５，６８３，３６６号
に見られ、その完全な開示を全ての目的で引用によって本出願の記載に援用する
。
【０１３４】 図２２は、椎間板２９０内に穴７０２を形成する図１５Ｄのプローブ３５０の
さらに詳細な図である。穴７０２は好適には上記で詳細に説明された方法によっ
て形成される。すなわち、電流３６１が能動電極３６２から導電性流体を通じて
復帰電極３６０に通るような電気伝導性流体の存在下で、高周波電圧差が能動及
び復帰電極（それぞれ３６２、３６０）に印加される。図２２に示されるように
、この結果椎間板組織７０４への電流の浸透は浅いかまたは全くなくなる。流体
は目標部位に供給されるか、直接目標部位に塗布されるか、またはプローブの末
端が処置の前に流体に浸漬される。電圧は、能動電極３６２の周囲の流体を気化
させ、組織の分子解離を起こすのに十分なエネルギーを有するプラズマを形成す
るのに十分なものである。次に、組織がプローブ３５０の前でプラズマによって
除去されるのに連れてプローブ３５０の末端が組織を通じて軸方向に前進させら
れる。穴７０２は通常、約０．５〜２．５ｃｍ、好適には約１．２〜１．８ｃｍ
の範囲内の深さＤと、約０．５〜５ｍｍ、好適には約１．０〜３．０ｍｍの直径
を有する。正確な直径は、もちろん、処置のために使用される電気外科プローブ
の直径に依存する。
【０１３５】 各穴７０２の形成の際、能動及び復帰電極３６２、３６０の間の導電性流体は
一般に周囲組織への電流を最小にするので、組織への熱的損傷も最小になる。従
って、電極３６２が組織を通じて前進する際、穴７０２の表面７０５上の切断さ
れた血管は凝固されない。さらに、処置によっては、組織を剛化するため穴７０
２の表面７０５に対する熱的損傷が望ましいことがある。こうした理由から、処
置によっては、穴７０２を取り囲む組織に対して発生する熱的損傷を増大するの
が望ましいことがある。図１５Ｄに示される実施形態では、（１）（図２２に示
されるように）凝固電極３８０が少なくとも部分的に椎間板組織７０４の外面を
過ぎて穴７０２の中に前進した後プローブ３５０を穴７０２からゆっくりと引き
抜くか、または（２）プローブ３５０を穴７０２内に所定の時間、例えば１〜３
０秒程度保持するかの何れかが必要である。凝固電極が組織に接触または隣接す
ると、電流７５５は穴７０２を取り囲む組織を通じて流れ、熱的損傷を発生する
。凝固及び復帰電極３８０、３６０はどちらも比較的大型で平滑な露出表面を有
し、その表面での高電流密度を最小化し、それによって穴の表面７０５への損傷
を最小化する。一方、これらの電極３６０、３８０の寸法と間隔は組織７０４へ
の比較的深い電流浸透を考慮している。代表的な実施形態では、熱的壊死７０６
は穴７０２の表面７０５から約１．０〜５．０ｍｍ延びる。この実施形態では、
プローブには、電源２８上の一つかそれ以上の温度ディスプレイに結合されるプ
ローブ上の一つかそれ以上の温度感知器が含まれることがあり、医師は処置中の
穴７０２の内部の温度を知ることができる。
【０１３６】 別の実施形態では、医師は、穴７０２が形成された後、電気外科システムを切
除モードから亜切除または熱的加熱モードに切り換える。これは通常、（上記で
説明されたように）スイッチまたは足踏みペダルを押して、印加される電圧をそ
の処置で使用される個々の電極構成と導電性流体について必要なしきい値より低
い水準に低下させることによって達成される。亜切除モードでは、医師は穴７０
２からプローブ３５０の末端を取り除く。プローブが引き抜かれると、高周波電
流が能動電極３６２から周囲の組織を通じて復帰電極３６０に流れる。この電流
によって表面７０４で組織が加熱され、切断した血管が凝固する。
【０１３７】 別の実施形態では、本発明の電気外科プローブは椎間板２９０内の軟質組織を
切除及び／または収縮し、線維輪２９２が自己修復するようにすることでこの処
置の再発生を防止するために使用される。組織収縮の場合、電極端子１０４と復
帰電極１１２の間に、組織温度を正常な体温（例えば、３７℃）から４５℃〜９
０℃の範囲、好適には６０℃〜７０℃の範囲の温度まで上昇させる十分な電圧差
が印加される。この温度上昇によって椎間板組織内のコラーゲン結合線維の収縮
を発生し、椎間板２９０は線維輪２９２内に引っ込む。
【０１３８】 本発明による組織収縮の一つの方法では、電気伝導性流体が上記で説明された
ように目標部位に導入され、目標部位のコラーゲン線維の収縮または縮みを発生
する十分な温度まで加熱される。電気伝導性流体は、コラーゲン線維をほぼ不可
逆的に収縮させるのに十分な温度まで加熱されるが、これは一般に約４５℃〜９
０℃、普通約６０℃〜７０℃の組織温度を必要とする。流体は、電気伝導性流体
に接触する電極端子に高周波電気エネルギーを印加することによって加熱される
。電極端子１０４から出る電流は流体を加熱し、加熱流体のジェットまたはプル
ームを発生するが、これは目標部位の方向に向けられる。加熱流体はコラーゲン
の温度を、コラーゲン線維の熱水収縮を発生する十分な温度まで上昇させる。復
帰電極１１２は電流を組織部位から抜き去って組織への電流の浸透の深さを制限
し、それによってコラーゲン組織の分子解離及び分解を防止し、目標組織部位以
外の周囲及び下の組織構造への損傷を最小化または完全に回避する。例示実施形
態では、電極端子１０４は組織から十分な距離だけ離して保持されるので、ＲＦ
電流は全く組織に伝わらず、むしろ電気伝導性流体を通過して復帰電極に戻る。
この実施形態では、エネルギーを組織に伝える主要な機構は、電流ではなく加熱
流体である。
【０１３９】 代替実施形態では、電極端子１０４は目標組織に接触またはごく近接している
ので、電流は選択された深さまで組織に直接伝わる。この実施形態では、復帰電
極は電流を組織部位から引き離し、組織への浸透の深さを制限する。出願人が発
見したところによれば、電流浸透の深さは、電極端子と復帰電極に印加される電
圧の周波数を変化させることで、本発明の電気外科システムによって変化させる
こともできる。これは、電気伝導性の細胞液を取り囲む細胞膜の電気的特性によ
って、周波数が増大すると組織の電気インピーダンスが低下することが知られて
いるからである。低い周波数（例えば、３５０ｋＨｚ未満）では、組織のインピ
ーダンスが高くなり、本発明の復帰電極及び電極端子構成（以下詳細に論じられ
る）が存在することで、電流束線の浸透は浅くなり、その結果組織の加熱の深さ
は小さくなる。例示実施形態では、約１００〜２００ｋＨｚの動作周波数が電極
端子に印加され、（例えば、普通１．５ｍｍ未満及び好適には０．５ｍｍ未満と
いった）浅い深さのコラーゲン収縮が得られる。
【０１４０】 本発明の別の態様では、組織の治療のために利用される電極端子の大きさ（例
えば、直径または主要寸法）は、組織治療の目的とする深さによって選択される
。同時係属ＰＣＴ国際特許出願、米国国内出願番号第ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１
６８号で以前説明されているように、組織への電流浸透の深さは、（電流の周波
数、復帰電極の構成等といったほかの要素は一定であると想定すると）個々の能
動電極の寸法を増大することによって増大する。電流浸透の深さ（すなわち、コ
ラーゲン収縮、不可逆的壊死等といった変化を組織内にもたらすのに十分な電流
密度の深さ）は本発明の二極構成において約１００ｋＨｚ〜約２００ｋＨｚの周
波数で動作する場合、能動電極の直径と同等である。従って、小さな深さの電流
浸透を必要とする適用業務の場合、小さい寸法の一つかそれ以上の電極端子が選
択される。逆に、大きな深さの電流浸透を必要とする適用業務の場合、大きな寸
法の一つかそれ以上の電極端子が選択される。
【０１４１】 図２３〜図２５は、本発明による脊椎椎間板の膨張またはヘルニアを治療する
別のシステム及び方法を例示する。この処置では、電気外科プローブ７００は、
腹部または胸郭を通じて前から、または患者の背中を通じて直接脊椎に、経皮的
に導入される（例えば、直径約１ｍｍまたはそれ未満程度の）長く細い針状軸７
０２を備えている。軸７０２は医師が選択する到達方法に応じて可撓性のことも
そうでないこともある。プローブ軸７０２には、電気エネルギーを脊椎内の組織
に印加する一つかそれ以上の能動電極７０４が含まれる。プローブ７００には一
つかそれ以上の復帰電極７０６が含まれるか、または、復帰電極は、分散型パッ
ド（図示せず）として患者の背中に配置されることもある。しかし、以下説明さ
れるように、二極設計が好適である。
【０１４２】 図２３に示されるように、軸７０２の末端部分は、小さな経皮的穿通を通じて
目標脊椎椎間板の線維輪７１０に前から導入される。この処理を促進するために
、軸７０２の末端は先細になって鋭い点（例えば、針）になることがあり、これ
はその後後退して能動電極７０４を露出させる。また、電極は軸の先細末端部分
の表面の周囲に形成されることもある（図示せず）。どちらの実施形態でも、軸
の末端は線維輪７１０を通じて目標髄核２９０に導入されるが、髄核はヘルニア
化していることも、突出型であることも非突出型であることもあり、また単に膨
張しているだけのこともある。図２４に示されるように、能動電極７０４と復帰
電極７１０の間に高周波電圧が印加され、周囲のコラーゲンを収縮に適した温度
（すなわち、通常約５５℃〜約７０℃）に加熱する。上記で論じられたように、
この処置は単極構成によっても同様に達成される。しかし、出願人が発見したと
ころによれば、図２３〜図２５に示される二極構成は、高周波電流の制御を向上
させるので、脊髄神経を損傷する危険が減少する。
【０１４３】 図２４及び図２５に示されるように、髄核２９０が十分に収縮して神経７２０
への衝突部から後退すると、プローブ７００は目標部位から除去される。代表的
な実施形態では、プローブが線維輪７１０を通じて引き抜かれる際高周波電圧が
能動及び復帰電極７０４、７０６の間に印加される。この電圧は線維輪７１０内
のコラーゲン線維の収縮を発生するのに十分なものであり、プローブ７００が形
成する穴の周囲で線維輪７１０を収縮させ、それによってこの穴の癒合を改善す
る。すなわち、プローブ７００は椎間板から引き抜かれる際自分の通路を閉鎖す
る。
【０１４４】 図２６〜図２８は、内視鏡椎間板切除術、例えば、突出型または非突出型椎間
板ヘルニアの治療用に特に構成された代替電気外科システム３００を例示する。
図２６に示されるように、システム３００には、カテーテル組立体３０４を患者
への経皮的穿通を通じて患者の脊椎内の目標部位に導入するトロカール・カニュ
ーレ３０２が含まれる。上記で論じられたように、カテーテル組立体３０４は、
胸腔鏡処置により胸腔を通じて、腹腔鏡処置により腹部を通じて、または患者の
背中を通じて直接導入される。カテーテル組立体３０４には、複数の内部内腔（
図示せず）を有するカテーテル本体３０６と、カテーテル本体３０６を通じて目
標部位に至る様々な器具を受ける近端ハブ３０８とが含まれる。この実施形態で
は、組立体３０４には、可撓軸３１２を有する電気外科器具３１０と、吸引カテ
ーテル３１４と、目標部位を視認するための内視鏡３１６及び照明ファイバ軸３
１８とが含まれる。図２６及び図２７に示されるように、吸引カテーテル３１４
には、末端ポート３２０と、カテーテル３１４を真空源（図示せず）に取り付け
る近端備品３２２とが含まれる。内視鏡３１６は普通、末端のレンズ３２４を有
する細い金属チューブ３１７と、近端の接眼レンズ（図示せず）とを備えている
。
【０１４５】 例示実施形態では、電気外科器具３１０には、プローブの軸方向行程距離ＴＤ を制御する、軸３１２の近端のツイストロック止め３３０が含まれる。以下詳細
に論じられるように、この構成によって外科医は椎間板内の切除の距離を「設定
」することができる。さらに、器具３１０には、器具３１０の末端部分の回転位
置を外科医に表示する回転表示器３３４が含まれる。この回転表示器３３４によ
って、外科医は、視認が困難な場合、またはこの処置で内視鏡が使用されていな
い場合、内視鏡３１６に頼らずに回転位置を視認することができる。
【０１４６】 ここで図２７を参照すると、電気外科器具３１０とカテーテル本体３０６の末
端部分３４０が説明される。図示されるように、器具３１０は、比較的硬いが、
偏向可能な電気絶縁支持カニューレ３１２と、カニューレ３１２に可動式に結合
される作業用端部３４８とを備え、作業用端部を回転及び並進運動させる。電気
外科器具３１０の作業用端部３４８は回転及び並進し、椎間板内の髄核の容積を
切除及び除去する。支持カニューレ３１２は内部内腔３４４を通じてカテーテル
本体３０６の末端３４６を越えて延びる。また、支持カニューレ３１２は器具３
１０から独立していることも、またさらにはカテーテル本体３０６の一体型部分
であることもある。作業用端部３４８の末端部分には、セラミックのような絶縁
支持部材３５４によって能動電極アレイ３５２と分離された露出復帰電極３５０
が含まれる。代表的な実施形態では、電極アレイ３５２は、セラミック支持部材
３５４の一方の側面だけに配置されるので、もう一方の側面は絶縁性であり組織
に対して非外傷性である。器具３１０にはまた、作業用端部３４８内に末端ポー
ト３６０を有する流体内腔（図示せず）が含まれ、電気伝導性流体を目標部位に
供給する。
【０１４７】 使用の際、トロカール・カニューレ３０２は脊椎内の目標椎間板への内視鏡導
入に適した経皮的穿通に導入される。トレフィン（図示せず）または他の従来の
器具が使用され、トロカール・カニューレ３０２から線維輪３７０を通じて髄核
に至る通路を形成する。また、上記で論じられたように、この目的でプローブ３
１０が使用されることもある。次に、器具３１０の作業用端部３４８は、図２８
に示されるように、カニューレ３０２を通じて髄核の中に短い距離だけ（例えば
、約７〜１０ｍｍ）前進させられる。電極アレイ３５２が定位置に達すると、電
気伝導性流体が末端ポート３６０を通じて供給され、能動電極アレイ３５２を流
体中に浸漬する。また、必要な場合、真空源が起動され電極アレイ３５２から復
帰電極３５０を過ぎて吸引ポート３２０に至る導電性流体の流れを確保する。実
施形態によっては、機械式止め３３０が器具３１０の近端に設定され、作業用端
部３４８の軸方向行程距離を制限することがある。好適には、この距離は周囲の
線維輪の切除を最小化（または完全に無くす）ように設定される。
【０１４８】 次に、高周波電圧差を電極アレイ３５２と復帰電極３５０の間に印加すること
によってプローブが通電され、電流が導電性流体を通じてアレイ３５２から復帰
電極３５０に流れる。この電流によって流体が気化し、上記で詳細に説明された
ように、髄核組織の分子解離が確保される。次に器具３１０は、所定の限度まで
軸方向に前後に移動させられる。通電されかつ移動しながら、作業用端部３４８
は回転し、電極アレイ３５２を取り囲む組織を切除する。代表的な実施形態では
、作業用端部３４８にはまた電極アレイ３５２の反対側の膨張式グランド３８０
が含まれ、支持カニューレ３１２に対する作業用端部の偏向を可能にする。図２
８に示されるように、作業用端部３４８は髄核内に大きな直径をボアを生じるよ
うに偏向し、切除する組織表面との密接な接触を確保する。また、除去される髄
核の容積を増大するため、カテーテル本体３０６全体、またはカテーテル本体３
０６の末端が偏向することもある。
【０１４９】 （ポート３２４を通じた直接の観察に基づいてか、または器具３１０の作業用
端部３４８の運動からの運動感覚性フィードバックによって）望ましい容積の髄
核が除去された後、器具３１０はカテーテル本体３０６の中に引っ込められ、カ
テーテル本体が患者から取り出される。通常、除去される組織の好適な容積は約
０．２ｃｍ３〜５．０ｃｍ３である。
【０１５０】 ここで図２９〜図３５を参照すると、制限された（例えば、狭い）身体空間内
の組織を切除する代替システム及び方法が説明される。図２９は、本発明による
平面切除プローブ４００の例を示す。上記で説明された器具と同様、プローブ４
００は、電気外科システム１１（または他の適切なシステム）に組み込まれ、単
極または二極何れかの属性で動作する。プローブ４００には一般に、支持部材４
０２と、支持部材４０２の末端に取り付けられる末端作業用端部４０４と、支持
部材４０２の近端に取り付けられる近端ハンドル４０８とが含まれる。図２９に
示されるように、ハンドル４０６には、ハンドピース４０８と、ハンドピース４
０８に取り外し式に結合され作業用端部４０４をケーブル３４（図１参照）を通
じて電源２８に電気的に接続する電源コネクタ４１０とが含まれる。
【０１５１】 図２９に示される実施形態では、平面切除プローブ４００は二極属性で動作す
るよう構成される。従って、支持部材４０２は復帰電極として機能し、チタン、
またはニッケル、クロム、鉄、コバルト、銅、アルミニウム、プラチナ、モリブ
デン、タングステン、タンタルまたは炭素の一つかそれ以上を含む合金といった
電気伝導性材料を含んでいる。好適実施形態では、支持部材４０２は、マサチュ
ーセッツ州メドウェイ（Ｍｅｄｗａｙ）のマイクログループ社（ＭｉｃｒｏＧｒ
ｏｕｐ，Ｉｎｃ．）製の３０４ステンレス鋼といったオーステナイト系ステンレ
ス鋼である。図２９に示されるように、支持部材４０２は絶縁層４１２によって
ほぼ覆われ、電流が周囲の組織を損傷するのが防止される。支持部材４０２の露
出部分４１４はプローブ４００にとっての復帰電極として機能する。露出部分４
１４は好適には、能動電極４１６から近端方向に約１ｍｍ〜２０ｍｍの間隔にあ
る。
【０１５２】 図３０及び図３１を参照すると、平面切除プローブ４００はさらに、支持部材
４０２の末端で電気絶縁スペーサ４１８から延びる複数の能動電極４１６を備え
ている。もちろん、認識されるように、プローブ４００には、加熱される目標組
織の大きさと治療部位の到達しやすさに応じて、一つの電極が含まれることもあ
る（例えば、図３５参照）。絶縁スペーサ４１８は好適には適切なエポキシ接着
剤４１９によって支持部材４０２に接着され、機械的結合と流体に対する封止を
形成する。電極４１６は普通、スペーサ４１８から約２．０ｍｍ〜２０ｍｍ、好
適には１０ｍｍ未満だけ延びる。支持舌４２０は支持部材４０２の末端から延び
、能動電極４１６を支持する。支持舌４２０と能動電極４１６はかなり薄い輪郭
を有するので、隣接する椎骨間、及び患者の膝の関節軟骨と半月の間といった患
者の身体内の狭い空間への到達が容易になる。従って、舌４２０と電極４１６は
、普通４．０ｍｍ未満、好適には２．０ｍｍ未満、及びさらに好適には１．０ｍ
ｍ未満の組み合わせ高さを有するほぼ平面の輪郭を有する。電極４１６及び支持
舌４２０の幅は普通１０．０ｍｍ未満、及び好適には約２．０ｍｍ〜４．０ｍｍ
である。
【０１５３】 支持舌４２０には、能動電極４１６に向かい合い、電気絶縁層（図示せず）に
よって覆われた「非能動」表面４２２が含まれ、隣接する組織または流体への望
ましくない電流を最小化する。非能動表面４２２は好適には非外傷性であり、す
なわち角の丸められた平滑で平坦な表面を有し、プローブ４００の作業用端部が
狭い、制限された身体空間に導入される時、椎間板組織または近くの脊髄神経と
いった、接触する組織または神経への望ましくない傷害を最小化する。舌４２０
の非能動表面４２２は組織及び神経への医原性傷害を最小化する助けとなるので
、プローブ４００の作業用端部４０４は患者の身体内の制限された空間に安全に
到達できる。
【０１５４】 図３１及び図３２を参照すると、電気絶縁性支持部材４３０は支持舌４２０と
能動電極４１６の間に配置され、電流が舌４２０に流れるのを抑制または防止す
る。絶縁部材４３０と絶縁層４１２は好適には、セラミック、ガラスまたはアル
ミナのようなガラス・セラミック材料を含んでいる。絶縁部材４３０は、適切な
エポキシ接着剤によって支持舌４２０に機械的に結合され、能動電極４１６を舌
４２０から電気的に絶縁する。絶縁部材４３０は、能動電極４１６と絶縁材料に
覆われた支持舌４２０の間の電気経路長さを増大するため支持舌４２０の上に張
り出すことがある。
【０１５５】 図３１〜図３３に示されるように、能動電極４１６は好適には中空の丸いチュ
ーブから構成されるが、電極４１６の少なくとも末端部分４３２は削り取られ、
第一の及び第二の端部４４０、４４２が支持舌４２０から離れた方向に面する半
円筒形チューブを形成する。好適には、電極４１６の近端部分４３４は円筒形の
ままであり、能動電極４１６とリード線ワイヤ４５０の間の圧着型電機接続の形
成を促進する。電極４１６の円筒形近端部分４３４は、０．１ｍｍ〜０．４ｍｍ
というわずかな距離だけスペーサ４１８を越えて延びる。末端電極部分４３２の
半円筒形形状によって、上記で論じられたように、端部４４０、４４２の縁端付
近の電界強度と関連する電流密度は増大する。また、能動電極４１６は、上記で
説明された形状及び構成または、正方形ワイヤ、三角形状ワイヤ、Ｕ形または溝
形ワイヤ等といった他の形状のうち何れかのものでありうる。さらに、能動電極
４１６の表面は、電極４１６の末端部分４３２付近の電界強度と関連する電流密
度をさらに増大するため、例えばグリットブラスト、化学的または電気化学的エ
ッチングによって粗くされることがある。
【０１５６】 図３４に示されるように、各リード線ワイヤ４５０は、ハンドピース４０８内
のピン絶縁体ブロック４５４に収容されるコネクタ・ピン４５２を終端とする。
リード線ワイヤ４５０は絶縁層（図示せず）、例えばテフゼル（Ｔｅｆｚｅｌ）
（ｔｍ）で覆われ、支持部材４０２の内部部分から粘着性シールによって封止さ
れている（図３２）。好適実施形態では、各電極４１６は電源２８内の別個の電
圧源に結合される。そのため、コネクタ・ピン４５２はコネクタ４１０内の組み
合わせソケット４５６に取り外し式に結合され、能動電極４１６及び電源２８と
の電気的伝達を提供する（図１）。電気絶縁リード線ワイヤ４５８はソケット４
５６を電源２８内の対応する電圧源に接続する。支持部材４０２の電気伝導性壁
４１４は復帰電極の役目を果たし、リード線ワイヤ４５０の一つに適切に結合さ
れる。
【０１５７】 代替実施形態では、隣接する電極４１６は反対の極性の電源２８に接続され、
電流は能動電極４１６と復帰電極４１４の間ではなく隣接する能動電極４１６の
間を流れる。一例として、図３１Ｂは、電極４１６ａ及び４１６ｃが一つの電圧
極性（すなわち正）であり、電極４１６ｂ及び４１６ｄが反対の電圧極性（すな
わち負）である平面切除プローブ４００’の末端部分を例示する。電気伝導性液
体の存在下で電極４１６ａ、４１６ｃと電極４１６ｂ、４１６ｄの間に高周波電
圧が印加されると、電流束線５２２’によって例示されるように、電流は電極４
１６ａ、４１６ｃと４１６ｂ、４１６ｄの間に流れる。上記の実施形態と同様、
プローブ４００’の作業用端部４０４’の反対側の表面４２０は一般に非外傷性
で能動電極４１６ａ、４１６ｂ、４１６ｃ及び４１６ｄから電気的に絶縁されて
おり、接触する組織への望ましくない傷害を最小化する。
【０１５８】 例示構成では、各電圧源には電流制限要素または回路（図示せず）が含まれ、
個々の電極４１６各々と復帰電極４１４の間のインピーダンスに基づいて独立電
流制限を提供する。電流制限要素は、電源２８、リード線ワイヤ４５０、ケーブ
ル３４、ハンドル４０６、または支持部材４０２のハンドル４０６から遠い部分
に収容される。一例として、電流制限要素には、抵抗、コンデンサ、インダクタ
、またはそれらの組み合わせが含まれる。また、電流制限機能は（１）電極への
電流が所定の値を越えると電流を中断する電流感知回路、及び／または（２）測
定インピーダンスが所定の値より低い場合電流を中断する（または印加電圧をゼ
ロまで下げる）インピーダンス感知回路によって行われることもある。別の実施
形態では、全ての電極４１６が復帰電極４１４に対して常に同じ印加電圧になる
ように、二つかそれ以上の電極４１６が一つのリード線ワイヤ４５０に接続され
る。すなわち、電流制限要素または回路は何れも、前の実施形態で論じられたよ
うに、電極４１６のアレイへの供給電流または印加電圧を調整するのであって、
個別に制限するのではない。
【０１５９】 図３５を参照すると、本発明による平面切除プローブ４００によって組織構造
を切除する方法が説明される。すなわち、脊椎中の隣接椎骨５４２、５４４の表
面から軟質組織を除去する例示方法が説明される。この処置では、平面切除プロ
ーブ４００の少なくとも作業用端部４０４が最小侵襲性の技術または開放式手術
の何れかによって治療部位に導入される。電気伝導性液体が治療部位に導入され
、電圧が電源２８から能動電極４１６と復帰電極４１４の間に印加される。この
電圧は好適には、上記で詳細に説明されたように、電気伝導性液体中に気体層を
形成し、気体層からエネルギーの放電を誘発して治療部位の組織を切除する電界
強度を能動電極の近くに発生する十分なものである。
【０１６０】 この軟質組織５４０の除去は、例えば隣接椎骨を融合または接合する外科処置
で必要になることが多い。組織５４０の除去に続いて、隣接椎骨５４２、５４４
は安定化され、一つの一体となった椎骨を形成するその後の融合が可能になる。
図示されるように、プローブ４００の作業用端部４０４の輪郭は薄いので（すな
わち、厚さの値は０．２ｍｍ程度）、狭い間隔の椎骨の到達と表面の準備が可能
である。さらに、整形された電極４１６は能動電極４１６と復帰電極４１４の間
のかなり高い電界強度と関連する電流密度を促進するので、下にある骨に大きな
損傷を与えることなく骨の表面に付着した組織の効率的な除去が可能になる。ま
た、作業用端部４０４の「非能動」絶縁側面５２１もこの側面５２１での電界の
生成を最小化し、隣接椎骨５４２の切除を減少させる。
【０１６１】 目標組織は一般に、上記で説明された軟質組織の除去といった脊椎内の外科処
置の際電気伝導性液体に完全に浸漬されない。従って、電気伝導性液体は好適に
はこの処置の際隣接椎骨５４２、５４４間の制限された空間５１３に導入される
。流体はプローブ４００の支持部材４０２内の液体通路（図示せず）を通じてか
、または別の適切な液体供給器具を通じて供給される。
【０１６２】 ここで図３６〜図３８を参照すると、平面切除プローブ４０４用の代替電極支
持部材５００が詳細に説明される。図示されるように、電極支持部材５００は好
適には、セラミックのような適切な高温電気絶縁材料を含む多層または単層基板
５０２を備えている。基板５０２は、セラミック・ウェハに付着、例えばメッキ
された導電性ストリップを有する薄膜または厚膜ハイブリッドである。導電性ス
トリップは通常タングステン、金、ニッケルまたは同等の材料を含んでいる。例
示実施形態では、導電性ストリップはタングステンを含み、ウェハ層と一緒に焼
成されて一体型パッケージを形成する。導電性ストリップは、セラミック層を通
じて穴開けされ、メッキまたは他の方法で導電性材料によって覆われた穴または
通路によって外部ワイヤ・コネクタに結合される。
【０１６３】 代表的な実施形態では、支持部材５００は、ウェハ５０２の一方の側面に形成
された複数の縦方向隆起５０４を有する単一セラミック・ウェハを備えている。
通常、ウェハ５０２は未焼成の状態でプレス加工され、焼成されて必要な形態（
例えば、隆起５０４）を形成する。次に導電性材料が隆起５０２に付着させられ
、ウェハ５０２の上に軸方向に延び互いに間隔の開いた導電性ストリップ５０６
を形成する。図示されるように、導電性ストリップ５０６はプローブ４０４の軸
４１２内のリード線ワイヤ５０８に取り付けられ、導電性ストリップ５０６を電
源２８（図１）に電気的に結合する。この実施形態はプローブ４０４の比較的薄
い輪郭の作業用端部を提供するが、それは処置の際の曲げ力に耐える十分な機械
的構造を有する。
【０１６４】 図３９Ａ〜図４１は、本発明による脊椎椎間板を治療及び切除するシステムと
方法を例示する。電気外科プローブ８００は一般に、腹部または胸郭を通じて前
から、または患者の背中を通じて後ろから直接椎骨に経皮的に導入される軸８０
２を備えている。プローブ軸８０２には、電気エネルギーを脊椎椎間板に印加す
る一つかそれ以上の電極８０４が含まれる。このシステムには一つかそれ以上の
復帰電極８０６が含まれる。復帰電極８０６は電気外科プローブ上または別個の
器具（図示せず）上に能動電極８０４の近端側に配置される。図３９Ａに示され
る切除プローブ８００は二極属性で動作するよう構成されている。しかし、代替
実施形態では、復帰電極８０６は分散型パッド（図示せず）として患者の背中に
配置され、単極属性で動作する。
【０１６５】 図３９Ａ及び図３９Ｂに示される例示実施形態では、軸８０２の末端は屈曲ま
たは湾曲しており、治療される椎間板への到達を改善する。電気外科プローブの
治療表面８０８は普通軸１００の縦軸に対して約１０度〜９０度、好適には約１
５度〜６０度、さらに好適には約１５度屈曲または湾曲している。代替実施形態
では、軸８０２の末端部分は、軸の縦軸に対して偏向する可撓材料を含んでいる
。こうした偏向は、例えば、引っ張りワイヤの機械的張力、または外部から印加
される熱の変化によって膨張または収縮する形状記憶ワイヤによって選択的に誘
発される。この実施形態のさらに完全な説明は米国特許第５，６９７，９０９号
に見られ、その完全な開示をすでに引用によって本出願の記載に援用している。
また、本発明の軸８０２は、従来の曲げ工具等を使用して医師が適当な角度に曲
げることもある。
【０１６６】 能動電極８０４は通常、プローブ軸８０２の電極支持部材８１０の能動組織治
療表面から延びる。能動電極８０２の反対側は非能動絶縁側面８１２であり、硬
膜８１６と他の対象でない脊髄組織８１８を保護するよう構成された絶縁体８１
４を有する。絶縁体８１４は非能動側面での電界の生成を最小化し、椎間板切除
の際の硬膜８１６及び脊柱８１８への電気的な損傷を低減する。絶縁体８１４は
能動電極アレイ８０４の反対側に示されているが、認識されるように、絶縁体８
１４はプローブの周囲全体に配置されることや、プローブの一部の周囲だけに配
置されることや、能動電極アレイの側面に沿って配置されること等もある。
【０１６７】 組織治療表面８０８と個々の能動電極８０４は普通上記記載の範囲内の寸法を
有する。実施形態の中には、上記で説明されたように、能動電極８０４が絶縁支
持部材８１０の内部またはその上に配置されるものもある。代表的な実施形態で
は、能動電極８０４の表面は、約１ｍｍ〜３０ｍｍ、普通約２ｍｍ〜２０ｍｍの
範囲内の直径の円形断面形状を有する。個々の能動電極８０２は好適には、組織
治療表面８０８から、約０．１ｍｍ〜８ｍｍ、普通約０．２ｍｍ〜４ｍｍの距離
だけ外向きに延びる。出願人が発見したところによれば、以下詳細に説明される
ように、この構成によって能動電極１０４の周囲の高電界強度と関連する電流密
度が増大し、組織の切除が促進される。もちろん、認識されるように、能動電極
は多様な別の構成を有しうる。例えば、能動電極のアレイの代わりに、単一の能
動電極が使用されることもある。
【０１６８】 ここで目標脊椎椎間板８２２を切除及び除去する例示方法が説明される。例え
ば、ケージの配置または隣接椎骨の融合または接合の際の外科処置では、変性ま
たは損傷した椎間板８２２の除去が必要である。椎間板８２２の除去に続いて、
隣接椎骨８２４が安定化され、一つの一体となった椎骨を形成するその後の融合
が可能になる。この処置の際、硬膜８１６及び脊髄８１８を電気外科プローブ８
００による損傷から保護することが好適である。
【０１６９】 使用の際、プローブ８００の末端は最小侵襲性の技術または開放式手術の何れ
かによって治療部位に導入される。電気外科プローブ８００の末端部分は、カニ
ューレのような経皮的穿通８２６によって体腔８２８内に導入される。プローブ
８００の挿入は普通内視鏡（図示せず）によって誘導されるが、内視鏡には光源
とビデオ・カメラが含まれ、外科医は脊柱内の範囲を選択的に視認することがで
きる。軸８０２の末端部分は小さな経皮的穿通を通じて目標脊椎椎間板８２２の
線維輪８２０に前から導入される（図４０）か、または背中の小さな経皮的穿通
を通じて後ろから導入される（図４１）。
【０１７０】 明瞭な視界を維持し気体層の生成を促進するため、等張食塩水のような透明な
電気伝導性灌注液（図示せず）がプローブ８００または別の器具の液体通路を通
じて治療部位に注入される。灌注液を治療部位に供給する適切な方法は同じ譲受
人に譲受される同時係属出願である、１９９５年６月７日出願の米国特許第５，
６９７，２８１号（弁理士整理番号１６２３８−０００６００）で説明されてお
り、これはすでに引用によって本出願の記載に援用している。
【０１７１】 電気外科プローブ８００の脊椎椎間板８２２への導入の後（またはその間）、
電気伝導性液体８３０が治療部位に供給され、電圧が電源２８から能動電極８０
４と復帰電極８０６の間に導電性流体を通じて印加される。この電圧は好適には
、上記で詳細に説明されたように、電気伝導性液体中に気体層を形成し、気体層
からエネルギーの放電を誘発して治療部位の組織を切除する電界強度を能動電極
８０６の近くに発生する十分なものである。プローブ軸８０２が脊椎椎間板８２
２を通じて移動するので、絶縁材８１２は硬膜８１６をふさぐように配置され、
電流による損傷から硬膜８１６（及び脊髄８１８）を保護する。
【０１７２】 図４２〜図４３は本発明のまた別の実施形態を示す。電気外科プローブ８００
には、目標範囲を吸引する吸引内腔８３２と、電気伝導性流体８３０を目標範囲
に向ける流体供給内腔８３４とが含まれる。実現によっては、吸引内腔８３２と
流体供給内腔８３４が、電気外科プローブの外面に沿って環状パターンで互いに
結合されるものもある。吸引内腔８３２の末端は通常復帰電極８０６の近端であ
り、流体供給内腔８３４の末端は電気外科プローブ８００の末端に隣接した点ま
で延びる。図４３に示されるように、流体供給内腔８３４は好適には環状領域の
大部分を占める。一つの特定実施形態では、流体供給内腔は環状領域の約３分の
２を占める。
【０１７３】 電気外科プローブは単一能動電極８０４または、プローブの接触表面にわたっ
て分布した電極アレイを有する。後者の実施形態では、電極アレイには普通複数
の独立した電流制限及び／または電力制御能動電極が含まれ、周囲組織及び環境
への電気エネルギーの不要な印加を制限しつつ目標組織に選択的に電気エネルギ
ーを印加する。一つの特定実施形態では、電気外科プローブは２３の能動電極を
備えている。もちろん、認識されるように、能動電極の数、大きさ及び形状は、
電気外科プローブの個々の用途（例えば、組織の収縮、組織の切除等）に応じて
変化しうる。
【０１７４】 軸８０２は普通、軸方向に貫通し電極アレイ８０４が軸の近端のコネクタ（図
示せず）に接続するのを可能にする複数のワイヤまたは他の導電性要素を収容す
る。能動電極アレイは、他の能動電極から隔離された別個の電源に接続されるこ
ともある。また、能動電極はプローブの近端または末端の何れかで互いに接続さ
れ、電源に接続する単一のワイヤを形成することもある。
【０１７５】 能動電極８０４は通常、電気外科プローブ８００から延びる電気絶縁電極支持
部材８３６によって支持される。電極支持部材８３６は通常軸８０２の末端から
約１ｍｍ〜２０ｍｍ延びる。電極支持部材８３６は通常、製造時に個々の処置の
要求により平板、半球状または他の形状に形成される絶縁材料（例えば、セラミ
ックまたは、アルミナ、ジルコニア等といったガラス材料）を含んでいる。
【０１７６】 使用の際、電気外科プローブ８００は、上記で説明されたように目標組織に隣
接して配置される。椎間板を治療する際、軸の末端は通常線維輪を通じて髄核に
供給されるが、髄核はヘルニア化していることも、突出型であることも非突出型
であることもあり、また単に膨張しているだけのこともある。図４４に示される
ように、能動電極８０４と復帰電極８０６の間に高周波電圧が印加され、周囲の
コラーゲンを収縮（すなわち、通常約５５℃〜約７０℃）または切除（すなわち
、通常１５０℃未満）に適した温度に加熱する。上記で論じられたように、この
処置は単極構成によっても同様に達成される。しかし、出願人が発見したところ
によれば、二極構成は高周波電流の制御を向上させるので、脊髄神経を損傷する
危険が減少する。
【０１７７】 例示実施形態では、電気伝導性流体が流体供給内腔８３４を通じて目標部位に
供給される。こうした実施形態では、能動電極に印加される高周波電圧は、能動
電極と組織の間の電気伝導性流体（例えば、ゲルまたは食塩水）を気化させる十
分なものである。気化された流体中で、電離プラズマが形成され、荷電粒子（例
えば、電子）が組織の方向に加速され、組織のいくつかの細胞層で分子の破壊ま
たは分解が発生する。この分子解離は組織の容積除去を伴う。吸引内腔８３２は
復帰電極の近端側（かつ通常脊椎椎間板８２２の外側）に配置されているので、
吸引内腔８３２は通常脊椎椎間板から気泡を除去し、椎間板組織を比較的無傷の
ままにする。さらに、吸引内腔８３４は目標範囲から間隔が開いているので、導
電性流体８３０は目標範囲に長くとどまることができ、さらに強度のプラズマが
形成される。
【０１７８】 図４５Ａ〜図４５Ｄは、椎間板内の電気外科プローブ８００の誘導を改善する
湾曲型または操縦式末端を有する本発明の電気外科プローブの実施形態を示す。
ここで図４５Ａを参照すると、プローブ８００は、電気伝導性軸８０２と、軸８
０２の近端に結合されるハンドル８０３と、軸８０２の末端の電気絶縁支持部材
８３６とを備えている。プローブ８００にはさらに、軸８０２の上の絶縁スリー
ブ８３８と、復帰電極８０６として機能する軸８０２の露出部分とが含まれる。
代表的な実施形態では、プローブ８００は、支持部材８３６の末端から延びる複
数の能動電極８０４を備えている。図示されるように、復帰電極８０６は、上記
で説明された実施形態の場合よりも能動電極８０４からの距離が大きい。この実
施形態では、復帰電極８０６は、約２．０ｍｍ〜５０ｍｍ、好適には約５ｍｍ〜
２５ｍｍの距離だけ間隔が開いている。さらに、復帰電極８０６は前の実施形態
より大きな露出表面積を有し、約２．０ｍｍ〜４０ｍｍ、好適には約５ｍｍ〜２
０ｍｍの範囲内の長さを有する。従って、能動電極８０４から復帰電極８０６に
通る電流は、前の実施形態の場合よりも軸８０２から離れた電流経路８４０をた
どる。適用業務によっては、この電流経路８４０の結果、同じ電圧レベルで周囲
組織へのさらに深い電流浸透が生じ、組織の熱的加熱が増大するものがある。上
記で論じられたように、この熱的加熱の増大は、椎間板または他の脊椎の異常を
治療する適用業務で利点を有することがある。通常、約０．２ｍｍ〜５ｍｍ、普
通約１ｍｍ〜２ｍｍの深さまで約６０℃〜１００℃の範囲内の組織温度を達成す
ることが望ましい。この熱的損傷のために必要な電圧は部分的に、電極構成、組
織と電極をすぐ近くで取り囲む範囲の導電率、電圧が印加される期間、及び望ま
しい組織損傷の深さに依存する。図４５Ａ〜図４５Ｄで説明される電極構成では
、熱的加熱のための電圧レベルは普通実効値で約２０ボルト〜３００ボルト、好
適には実効値で約６０ボルト〜２００ボルトの範囲内である。約２の波高率を有
する方形波形の場合熱的加熱のためのピークツーピーク電圧は通常約４０〜６０
０ボルト・ピークツーピーク、好適には約１２０〜４００ボルト・ピークツーピ
ークの範囲内である。電圧がこの範囲内で高ければ高いほど、必要な時間は短く
なる。しかし、電圧が高すぎると、表面組織は気化、デバルク、または切除され
ることがあり、これは望ましくないことが多い。
【０１７９】 図４５Ａ〜図４５Ｄに点線で示されるように、電気外科プローブ８００の末端
８３７は、線維輪の内面８３９の湾曲に近似するように事前成形された湾曲を有
するか、または曲がった形状になるように操縦できる（図４６）。実施形態によ
っては、末端８３７は、線維輪の内側湾曲に近似した形状に整形できる形状記憶
材料から製造されることもある。別の実施形態では、電気外科プローブ８００の
末端８３７はユーザによって操縦可能または偏向可能である。可撓軸及び操縦式
末端は引っ張りワイヤ、形状記憶作動器、熱作動材料、または他の従来のものま
たは所有権下にある機構と結合され、軸の末端の選択的変更を行い電極アレイの
位置決めを促進する。ユーザはＸ線透視法、光ファイバ、プローブ上に配置され
た変換器等を使用して操縦式末端の位置を追跡することができる。
【０１８０】 実施形態によっては、電気外科プローブ８００には二極及び単極モードを切り
換える分散型復帰電極８４２（図４６）が含まれることもある。この実施形態で
は、電源２８には通常単極及び二極モードを切り換えるスイッチ、例えば足踏み
ペダル８４３が含まれる。このシステムは、分散型パッド８４２が停止され電圧
が能動及び復帰電極８０４、８０６の間に印加される切除モードと、能動電極８
０４が停止され、電圧が分散型パッド８４２と復帰電極８０６の間に印加される
亜切除または熱的加熱モードとの間で切り換わる。亜切除モードでは、印加され
る電圧は低くなり、復帰電極８０６は能動電極として機能し、復帰電極８０６を
取り囲む組織の熱的加熱及び／または凝固を提供する。分散型復帰電極の使用は
、１９９９年５月２１日出願の同時係属米国特許出願第０９／３１６，４７２号
でさらに完全に説明されており、その完全な開示をすでに引用によって本出願の
記載に援用している。
【０１８１】 図４５Ｂは、本発明のまた別の実施形態を例示する。図示されるように、電気
外科プローブ８００は、前の実施形態と同様、一つかそれ以上の能動電極８０４
と、近端側の間隔の開いた復帰電極８０６とを有する電極組立体を備えている。
復帰電極８０６は通常、能動電極８０４から約０．５ｍｍ〜２５ｍｍ、好適には
１．０ｍｍ〜５．０ｍｍの間隔を有し、約１ｍｍ〜２０ｍｍの露出長さを有する
。さらに、電極組立体には復帰電極８０６の何れかの側に軸方向に間隔の開いた
二つの追加電極８４４、８４６が含まれることがある。電極８４４、８４６は通
常復帰電極８０６から通常約０．５ｍｍ〜２５ｍｍ、好適には約１ｍｍ〜５ｍｍ
の間隔が開いている。代表的な実施形態では、追加電極８４４、８４６は軸８０
２の露出した部分であり、復帰電極８０６は軸８０２から電気的に絶縁されてい
るので、電極８４４、８４６と電極８０４の間に電圧差が印加される。この実施
形態では、プローブ８００は、切除モードと亜切除または熱的加熱モードという
少なくとも二つの異なったモードで使用される。切除モードでは、上記で説明さ
れたように、電気伝導性流体の存在下で能動電極８０４と復帰電極８０６の間に
電圧が印加される。切除モードでは、電極８４４、８４６は停止される。熱的加
熱または凝固モードでは、能動電極８０４は停止され、図１５Ｂに示されるよう
に、電極８４４、８４６と電極８０６の間に電圧差が印加され、高周波電流８４
０がそれらの間に流れる。熱的加熱モードでは、通常、プラズマ形成及び切除用
のしきい値より低いが、電極のすぐ周囲の組織を気化または他の形でデバルクす
ることなくこの組織にある程度の熱的損傷を発生する十分な電圧を印加するので
、電流８４０は電極８０４、８４４、８４６の周囲の組織の熱的加熱及び／また
は凝固を提供する。
【０１８２】 図４５Ｃは、前の実施形態と同様、一つかそれ以上の能動電極８０４と、近端
側に間隔の開いた復帰電極８０６とを有する電極組立体を組み込んだプローブ８
００の別の実施形態８００を例示する。復帰電極８０６は通常、能動電極８０４
から約０．５ｍｍ〜２５ｍｍ、好適には１．０ｍｍ〜５．０ｍｍの間隔を有し、
約１ｍｍ〜２０ｍｍの露出長さを有する。さらに、電極組立体には、電気絶縁ス
ペーサ３８２によって復帰電極３６０から分離された第二の能動電極８４８が含
まれる。この実施形態では、ハンドル８０３には、切除モードと亜切除または熱
的加熱モードという少なくとも二つの異なったモードの間でプローブ８００を切
り換えるスイッチ８５０が含まれる。切除モードでは、上記で説明されたように
、電気伝導性流体の存在下で能動電極８０４と復帰電極８０６の間に電圧が印加
される。切除モードでは、電極８４８は停止される。熱的加熱または凝固モード
では、能動電極８０６は停止され、電極８４８と電極８０６の間に電圧差が印加
され、高周波電流８４０がそれらの間に流れる。また、さらに小さな電極の高い
抵抗が、電極８０４を回路から物理的に切り離す必要なしに電極８４８に電流を
自動的に送るため、能動電極８０４は停止されないこともある。熱的加熱モード
では、通常、プラズマ形成及び切除用のしきい値より低いが、電極のすぐ周囲の
組織を気化または他の形でデバルクすることなくこの組織にある程度の熱的損傷
を発生する十分な電圧を印加するので、電流８４０は電極８０４、８４８の周囲
の組織の熱的加熱及び／または凝固を提供する。
【０１８３】 図４５Ｄは、脊椎椎間板の内部組織を治療するための組織のチャネリングと外
傷の形成のために設計された本発明のまた別の実施形態を例示する。図示される
ように、プローブ８００は図４５Ｃのプローブと同様であり、復帰電極８０６と
、復帰電極８０６の近端側に間隔の開いた第三の凝固電極８４８とを有する。こ
の実施形態では、能動電極８０４は、絶縁支持部材８３６から末端方向に延びる
単一電極ワイヤを備えている。もちろん、能動電極８０４は、例えば末端の点に
向かって先細になった円錐形、中空円筒形、ループ電極等といった、表面の電流
密度を増大する多様な構成を有しうる。代表的な実施形態では、支持部材８３６
及び８５２は、セラミック、ガラス、シリコン等といった無機材料から構成され
る。また、近端支持部材８５２は一般に、有機材料を腐食または破壊するプラズ
マの存在下には置かれないので、この支持部材８５２はより一般的な有機材料を
含むこともある。
【０１８４】 図４５Ｄのプローブ８００にはスイッチ要素は含まれない。この実施形態では
、電源が起動されると３つの電極全てが起動される。復帰電極８０６は能動及び
凝固電極８０４、８４８と反対の極性を有するので、電流８４０は図示されるよ
うに後者の電極から復帰電極８０６に流れる。好適実施形態では、電気外科シス
テムには、凝固電極８４８と復帰電極８０６の間に印加される電圧低減要素また
は電圧低減回路が含まれる。電圧低減要素によって、電源２８（図１）は、実際
に、二つの異なった電圧を同時に二つの異なった電極に印加することができる。
従って、組織のチャネリングの場合、操作員はプローブの先端の組織（すなわち
、能動電極８０４に隣接する組織）の切除を提供する十分な電圧を印加すること
ができる。同時に、凝固電極８４８に印加される電圧は組織を切除するには不十
分である。例えば、組織の熱的加熱または凝固の場合、電圧低減要素は、実効値
で約１００ボルト〜３００ボルトの電圧を約４５ボルト〜９０ボルトに低減する
役目を果たすが、これは組織を切除（例えば、分子解離）することなく組織を凝
固させるのに適した電圧である。
【０１８５】 代表的な実施形態では、電圧低減要素は、電源と凝固電極８４８に結合される
コンデンサ（図示せず）である。コンデンサは普通（５００ボルトで）約２００
ｐＦ〜５００ｐＦ、好適には（５００ボルトで）約３００ｐＦ〜３５０ｐＦの静
電容量を有する。もちろん、コンデンサは、ケーブル、発電機、コネクタ等の中
、またはそれらの長さに沿って分散的に、システム内の別の場所に配置されるこ
とがある。さらに、認識されるように、ダイオード、トランジスタ、インダクタ
、抵抗、コンデンサまたはそれらの組み合わせといった他の電圧低減要素が本発
明と共に使用されることもある。例えば、プローブ８００は、復帰及び凝固電極
８０６、８４８の間に印加される電圧を下げるよう構成されるコード抵抗（図示
せず）を含むことがある。さらに、電気回路がこの目的で利用されることもある
。
【０１８６】 もちろん、手順によっては、プローブが通常電圧低減要素を必要としないもの
もある。また、望ましい場合、プローブに電圧増大要素が含まれることもある。
代替的または追加的に、電源２８をプローブに結合するケーブル２２が電圧低減
要素として使用されることもある（図１）。ケーブルは固有の静電容量を有する
ので、ケーブルが電源、能動電極及び復帰電極の間の電気回路に配置される場合
それが電源電圧を低減するために使用される。この実施形態では、ケーブル２２
は単独でか、または上記で論じられた電圧低減要素の一つ、例えばコンデンサと
組み合わせて使用される。さらに、注意されるように、本発明は組織の治療のた
めに選択される範囲内で二つの異なった電圧を印加するようにした電源と共に使
用することも可能である。この実施形態では、電圧低減要素または回路は必要と
されないこともある。
【０１８７】 使用の際、図４５Ａ〜図４５Ｄの電気外科器具が使用され、椎間板８２２内の
組織を治療する。すなわち、電気外科器具８００が使用され、損傷した椎間板（
例えば、ヘルニア化、膨張、裂傷、突出等）の治療、線維輪中に埋め込まれた神
経の選択的除神経、線維輪中に食い込んだ肉芽組織の焼灼、線維輪の内面に沿っ
た裂傷の密閉等を行う。好適には、電気外科プローブ８００は、椎間板内の含水
量と組織質量を維持する最小限に破壊的な方法でこれらの結果を達成することが
できる。もちろん、本発明は組織を切除しまた椎間板内の含水量を低減するため
に利用することもできる。
【０１８８】 好適実施形態では、電気外科プローブ８００は、線維輪８２２の内面に沿って
移動することで髄核８２１の切除を最小化する。従って、電気外科プローブ８０
０の末端が椎間板８２０に挿入された後（図４５）、末端８３７は線維輪と髄核
８２１の間の境界面に沿って操縦できる。
【０１８９】 ここで図４７を参照すると、大部分の方法で、医師は能動電極８０４を治療す
る組織表面（すなわち、脊椎椎間板）に隣接して配置する。電源が起動され、能
動及び復帰電極８０４、８０６の間の切除電圧と、凝固及び復帰電極８０６、８
４８の間の凝固または熱的加熱電圧を提供する。次に能動電極８０４の周囲と、
能動及び復帰電極８０４、８０６の間の接合部に電気伝導性流体が提供され、そ
れらの間の電流経路を提供する。これは、上記で論じられたように多様な方法で
達成される。次に能動電極８０４が切除される組織によって残される空間を通じ
て前進し、椎間板内の通路を形成する。切除の際、切除及び復帰電極は組織表面
を通じて能動電極８０４によって形成される通路に至るが、それらの電極の間の
電流は組織の表面を損傷するほど大きいものではない。適当な深さまで通路を形
成すると、医師は能動電極を前進させるのを止め、その場所に器具を５秒〜３０
秒保持するか、または器具の末端をすぐに通路から取り除く（この後の詳細な議
論参照）。何れの場合でも、能動電極は前進させられない時、最終的に組織の切
除を停止する。
【０１９０】 能動電極８０４によって形成される通路に入る前、復帰及び凝固電極８０６、
８４８の間には開回路が存在する。凝固電極８４８がこの通路に入ると、電流が
凝固電極８４８から、通路を取り囲む組織を通じて、復帰電極８０６に流れる。
この電流は通路をすぐ近くで取り囲む組織を加熱し、通路の表面で切断された脈
管を凝固させる。医師が希望する場合、器具は通路の周囲に外傷を形成する間の
期間通路内に保持される。
【０１９１】 例示実施形態では、電気外科プローブ８００の末端８３７が線維輪８２２を通
ると、末端８３７は、線維輪８２２の内面に沿って移動するように操縦または偏
向される。図４８Ａ及び図４８Ｂに示されるように、電気外科装置は椎間板内に
前進し、医師は電気外科装置の近端（図示せず）から末端を同時に操縦すること
ができる。上記で注意されたように、電気外科装置の末端は好適には、線維輪８
２２の内面に沿って操縦または偏向される。医師はＸ線透視法を使用してプロー
ブの末端の位置及び運動を監視することができる。また、外科医は造影装置また
は変換器を直接椎間板に挿入して電極アレイの位置を監視することもある。造影
装置（図示せず）は電気外科プローブ上に配置されるか、また別個の器具のこと
もある。
【０１９２】 別の実施形態では、操縦式末端８３７の代わりに、電気外科プローブ８００の
末端は、線維輪の内面と近似した湾曲を有するように事前整形された形状記憶材
料から構成される。形状記憶先端はあらかじめ曲がった形状になるようにバイア
スをかけられているので、（例えば、線維輪内、チューブ内等で）真っ直ぐにす
る力がない時、末端は曲がった形状になろうとする。例えば、目標部位までの手
術用通路が形成された後、電気外科プローブは線維輪の外面に隣接して移動でき
る。能動電極は、上記で説明されたように、強靭な線維輪８２２を通ることがで
きる。末端８３７が髄核８２１に入ると、末端は強靭な線維輪８２２によってほ
ぼ真っ直ぐな形状に制約されず、末端はあらかじめ曲げられた形状になろうとす
る。電気外科器具が椎間板８２０内に前進するに連れて、バイアスをかけられた
末端は電気外科器具が線維輪の湾曲した内面８３９に追従するように促す。
【０１９３】 上記で詳細に説明されたように、電気外科プローブが目標位置まで操縦される
と、二極モードまたは単極モードで能動電極と復帰電極の間に高周波電圧が供給
され、線維輪の内面８３９を治療する。実施形態によっては、等張食塩水のよう
な電気伝導性流体が能動電極に供給される。上記で注意されたように、組織の切
除を必要とする処置では、組織は分子解離または分解作用によって除去される。
こうした実施形態では、能動電極に印加される高周波電圧は、能動電極と組織の
間の電気伝導性流体を気化させる十分なものである。気化された流体内で、電離
プラズマが形成され、荷電粒子（例えば、電子）が組織の方向に加速され、組織
のいくつかの細胞層で分子の破壊または分解が発生する。この分子解離は組織の
容積除去を伴う。プラズマ層内の加速された荷電粒子の飛程は短いので、分子解
離作用は表面層に制限され、下にある脊椎椎間板組織の損傷と壊死は最小化され
る。単極実施形態では、導電性流体は好適には、能動電極と復帰電極の間の電流
経路を生成する。
【０１９４】 処置に応じて、線維輪の内面８３９は切除、収縮、密閉等される。例えば、高
周波電圧が使用され、線維輪の裂傷中の痛覚受容器を除神経し、神経伝達物質を
不活性化し、熱感受性酵素を不活性化し、線維輪の壁に埋め込まれた神経を除神
経し、線維輪中の肉芽組織を切除し、線維輪中のコラーゲンを収縮させる、等の
処置を行う。
【図面の簡単な説明】
【図１】 電源と、組織の離解、切除、切開、縮小ならびに血管止血を行う電気外科用プ
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。
【図２】 本発明に係る電源の一実施例の概略図である。
【図３】 複数の活性電極および対応する各電流制限要素を示す図である。
【図４】 本発明に係る電気外科用プローブの側面図である。
【図５】 図２のプローブの末端部分を示す図である。
【図６】 上記電気外科用プローブの基端部分の分解図である。
【図７Ａ】 内側流体孔を取り入れた代替的な電気外科用プローブの斜視図である。
【図７Ｂ】 内側流体孔を取り入れた代替的な電気外科用プローブの端面図である。
【図８Ａ】 本発明に係る電気外科用プローブの３つの異なる実施例の末端部分の断面図で
ある。
【図８Ｂ】 本発明に係る電気外科用プローブの３つの異なる実施例の末端部分の断面図で
ある。
【図８Ｃ】 本発明に係る電気外科用プローブの３つの異なる実施例の末端部分の断面図で
ある。
【図９】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１０】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１１】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１２】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１３】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１４Ａ】 遮壁電極を取り入れた代替実施例を示す図である。
【図１４Ｂ】 遮壁電極を取り入れた代替実施例を示す図である。
【図１４Ｃ】 遮壁電極を取り入れた代替実施例を示す図である。
【図１５Ａ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図１５Ｂ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図１５Ｃ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図１５Ｄ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図１６】 単極および／または二極動作に対する分散的戻りパッドを取り入れた電気外科
システムを示す図である。
【図１７】 本発明に係る椎間板の電気外科的治療用のカテーテル・システムを示す図であ
る。
【図１８】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図で
ある。
【図１９】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図で
ある。
【図２０】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図で
ある。
【図２１】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図で
ある。
【図２２】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図で
ある。
【図２３】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の
方法を示す図である。
【図２４】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の
方法を示す図である。
【図２５】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の
方法を示す図である。
【図２６】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の
方法を示す図である。 本発明に係る電気外科器具を取り入れた内視鏡式脊柱手術用の別の電気外科シ
ステムの基端部分の概略図である。
【図２７】 図２６の電気外科器具の末端部分の拡大図である。
【図２８】 図２６の電気外科システムにより椎間板ヘルニアの髄核から所定体積の組織を
離解する方法を示す図である。
【図２９】 患者の身体内の局限空間内の組織を離解する本発明の離解用平坦プローブを示
す図である。
【図３０】 図１９の離解用平坦プローブの末端部分を示す図である。
【図３１Ａ】 半円筒状活性電極の配列を示す上記離解用平坦プローブの前部断面図である。
【図３１Ｂ】 逆極性を有する各活性電極の配列を示す、代替的離解用平坦プローブの前部断
面図である。
【図３２】 図２９の離解用平坦プローブの作動端部の部分的頂部断面図である。
【図３３】 図３２の活性電極のひとつとの電気接続を示す、上記離解用平坦プローブの上
記作動端部の側断面図である。
【図３４】 電源コネクタとの電気接続を示す上記離解用平坦プローブの基端の側断面図で
ある。
【図３５】 本発明の上記離解用平坦プローブにより脊椎骨の近傍表面から軟組織を離解す
る方法を示す概略図である。
【図３６】 導電性帯片がプリントされたセラミック支持構造を取り入れた上記離解用平坦
プローブの代替実施例の斜視図である。
【図３７】 図２９の離解用平坦プローブの部分的頂部断面図である。
【図３８】 図２９のプローブの端面図である。
【図３９Ａ】 湾曲末端尖端と硬膜を保護する絶縁体とを有するシステムを示す図である。
【図３９Ｂ】 図３９Ａのシステムの一実施例の端面図である。
【図４０】 目標の脊柱椎間板内に身体前部から経皮的に導入された図３９Ａの上記システ
ムを示す図である。
【図４１】 目標の脊柱椎間板内に背中側から経皮的に導入された図３９Ａの上記システム
を示す図である。
【図４２】 流体供給内孔および吸引除去内孔を有する電気外科用プローブを示す図である
。
【図４３】 図４２の電気外科用プローブの端面図である。
【図４４】 吸引除去内孔および流体供給内孔を有するシステムを示す図である。
【図４５Ａ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図４５Ｂ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図４５Ｃ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図４５Ｄ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示
す図である。
【図４６】 単極および／または二極動作に対する分散的戻りパッドを有する電気外科シス
テムを示す図である。
【図４７】 椎間板内に挿入された電気外科用プローブを示す図である。
【図４８Ａ】 線維輪の内面に沿って移動する上記電気外科用プローブの末端尖端を示す図で
ある。
【図４８Ｂ】 線維輪の内面に沿って移動する上記電気外科用プローブの末端尖端を示す図で
ある。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 タプリヤル，ヒラ ブイ． アメリカ合衆国，カリフォルニア 94024， ロス アルトス，ボルティ レーン 1192 (72)発明者 エガーズ，フィリップ イー． アメリカ合衆国，オハイオ 43017，ダブ リン，リザーブ ドライブ 5366 Ｆターム(参考） 4C060 FF19 KK03 KK04 KK06 KK10 KK12 KK14 LL20

Claims (57)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 椎間板を治療する方法であって、 椎間板に隣接して能動電極を配置するステップと、 前記能動電極と復帰電極との間に高周波電圧を印加するステップであって、前
    記高周波電圧が前記椎間板の組織を切除する十分なものであるステップと、 前記印加ステップの間、前記組織内に空間を形成するため、前記能動電極を前
    記椎間板の組織内に前進させるステップと、 前記組織内の前記空間から前記能動電極を除去するステップとを含む方法。
  2. 【請求項２】 さらに、前記除去ステップの間、前記能動及び復帰電極の間
    に高周波電圧を印加するステップであって、前記高周波電圧が前記空間を取り囲
    む前記組織の表面の血液を凝固する十分なものであるステップを含む、請求項１
    に記載の方法。
  3. 【請求項３】 さらに、前記印加ステップの前に、前記能動電極の周囲、及
    び前記能動及び復帰電極の間に電気伝導性流体を提供するステップを含む、請求
    項１に記載の方法。
  4. 【請求項４】 前記電気伝導性流体によって前記能動及び復帰電極の間に電
    流経路を形成するステップを含む、請求項３に記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記能動電極が軸の末端の単一の能動電極を備える、請求項
    １に記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記能動電極が軸の末端の複数の電気絶縁電極端子を備える
    、請求項１に記載の方法。
  7. 【請求項７】 さらに、目標部位から流体を吸引するステップを含む、請求
    項３に記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記高周波電圧が、前記除去ステップの間前記空間を取り囲
    む前記椎間板の組織の表面に熱的に損傷を与える十分なものである、請求項２に
    記載の方法。
  9. 【請求項９】 さらに、前記椎間板の組織の少なくとも一部を通じて穴を形
    成するため前記能動電極を軸方向に移動させるステップを含む、請求項１に記載
    の方法。
  10. 【請求項１０】 さらに、前記椎間板の表面に沿って通路を形成するため、
    前記能動電極を前記椎間板の組織に対して横方向に移動させるステップを含む、
    請求項１に記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記能動及び復帰電極がどちらも電気外科器具の軸上に配
    置される、請求項１に記載の方法。
  12. 【請求項１２】 さらに、患者の経皮的穿通を通じて前記椎間板に軸の少な
    くとも末端部分を導入するステップを含む、請求項１に記載の方法。
  13. 【請求項１３】 前記復帰電極が前記能動電極から少なくとも約１．０ｍｍ
    軸方向に間隔の開いた、請求項１に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 さらに、前記除去ステップの間、前記能動電極を停止し、
    前記器具軸上の第二の能動電極と復帰電極との間に高周波電圧差を印加するステ
    ップを含む、請求項１に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 前記第二の能動電極が前記復帰電極から近端方向に間隔の
    開いた、請求項１４に記載の方法。
  16. 【請求項１６】 前記器具軸が前記第二の能動電極から近端方向に間隔の開
    いた第二の復帰電極を備え、前記方法が、前記除去ステップの間、前記第二の能
    動電極と前記第一の及び第二の復帰電極との間に高周波電圧差を印加するステッ
    プを含む、請求項１５に記載の方法。
  17. 【請求項１７】 さらに、前記除去ステップの間、前記能動電極を停止し、
    前記器具軸上の前記復帰電極と、患者の外面に結合される分散型復帰電極との間
    に高周波電圧差が印加される、請求項１に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 椎間板を治療する方法であって、 患者の脊椎椎間板に隣接して、またはその内部に能動電極を配置するステップ
    と、 前記能動電極と復帰電極との間に高周波電圧を印加するステップであって、前
    記高周波電圧が前記脊椎椎間板の容積が減少するように前記椎間板内の組織構造
    を修正する十分なものであるステップとを含む方法。
  19. 【請求項１９】 前記印加ステップが、前記組織構造に熱的に損傷を与える
    ため、前記能動及び復帰電極の間に十分な電圧を印加するステップを含む、請求
    項１８に記載の方法。
  20. 【請求項２０】 さらに、前記印加ステップの前に、前記組織構造内に空間
    を形成するため前記組織構造の一部を切除し、その後前記空間をすぐ近くで取り
    囲む表面を修正するため十分な高周波電圧を印加するステップを含む、請求項１
    ８に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 さらに、前記椎間板の内部または周囲の神経を減圧するた
    め前記椎間板の十分な容積を減少させるステップを含む、請求項１８に記載の方
    法。
  22. 【請求項２２】 変性椎間板を治療する方法であって、 椎間板の壁に埋め込まれた選択された神経に隣接して一つかそれ以上の能動電
    極を配置するステップと、 前記椎間板の内部または周囲の前記能動電極の近くに一つかそれ以上の復帰電
    極を配置するステップと、 前記選択された神経を除神経するため、前記能動及び復帰電極の間に十分な高
    周波電圧差を印加するステップとを含む方法。
  23. 【請求項２３】 変性椎間板を治療する方法であって、 椎間板の髄核に隣接して、またはその内部に一つかそれ以上の能動電極を配置
    するステップと、 前記椎間板の内部または周囲の前記能動電極の近くに一つかそれ以上の復帰電
    極を配置するステップと、 前記椎間板を引き締めるために前記髄核の含水量を低減し前記髄核内のコラー
    ゲン線維を収縮させるため、前記能動及び復帰電極の間に十分な高周波電圧差を
    印加するステップとを含む方法。
  24. 【請求項２４】 変性椎間板を治療する方法であって、 椎間板の線維輪の内壁上の環状裂傷に隣接して一つかそれ以上の能動電極を配
    置するステップと、 前記椎間板の内部または周囲の前記能動電極の近くに一つかそれ以上の復帰電
    極を配置するステップと、 前記環状裂傷内のコラーゲン線維を収縮させるため前記能動及び復帰電極の間
    に十分な高周波電圧差を印加するステップとを含む方法。
  25. 【請求項２５】 椎間板を治療するシステムであって、 近端部分と末端部分とを伴う軸を有する電気外科器具と、 前記軸の前記末端部分に配置される少なくとも一つの能動電極と、前記軸上に
    配置され前記能動電極から軸方向に間隔の開いた少なくとも一つの復帰電極とを
    備える電極組立体と、 凝固電極と、 前記能動、復帰及び第三の電極に結合される高周波電源であって、前記電源が
    、組織を切除するのに十分な前記能動及び復帰電極の間の第一の高周波電圧差と
    、血液を凝固するのに十分であって組織を切除するのに不十分な前記復帰電極と
    前記第三の電極との間の第二の高周波電圧差とを印加することができる高周波電
    源とを備えるシステム。
  26. 【請求項２６】 前記凝固電極が前記復帰電極から軸方向に間隔の開いた前
    記軸上に配置される、請求項２５に記載のシステム。
  27. 【請求項２７】 前記軸の前記末端部分が患者の経皮的開口を通じて椎間板
    に供給できる寸法である、請求項２５に記載のシステム。
  28. 【請求項２８】 さらに、前記凝固電極に印加される電圧を低減するため前
    記電源と前記凝固電極との間に結合される電圧低減要素を備える、請求項２５に
    記載のシステム。
  29. 【請求項２９】 前記凝固電極が、患者の外部皮膚表面に取り付けるよう構
    成される分散型復帰電極を備える、請求項２５に記載のシステム。
  30. 【請求項３０】 前記電源が同時に第一の及び第二の高周波電圧差を印加す
    る、請求項２５に記載のシステム。
  31. 【請求項３１】 前記凝固電極が前記能動及び復帰電極から軸方向に間隔の
    開いた前記器具軸上に配置される、請求項２５に記載のシステム。
  32. 【請求項３２】 さらに、前記第三の電極が停止し、前記電源が、組織を切
    除するのに十分な前記能動及び復帰電極の間の高周波電圧差を印加する切除モー
    ドと、前記能動電極が停止され、前記電源が、血液を凝固するのに十分であって
    組織を切除するのに不十分な前記復帰電極と前記第三の電極との間の高周波電圧
    差を印加する熱的モードとの間で切り換えを行うスイッチを備える、請求項２５
    に記載のシステム。
  33. 【請求項３３】 前記第二の高周波電圧差が実効値で約２０〜９０ボルトの
    範囲内であり、前記第一の高周波電圧差が実効値で約１５０〜３５０ボルトの範
    囲内である、請求項２５に記載のシステム。
  34. 【請求項３４】 前記凝固電極が、前記復帰電極から近端方向に間隔の開い
    た、前記表面上の電流密度を低減するためほぼ平滑な露出表面を有する環状帯を
    備える、請求項２５に記載のシステム。
  35. 【請求項３５】 前記凝固電極の露出表面が前記復帰電極の露出表面より大
    きな表面積を有する、請求項２５に記載のシステム。
  36. 【請求項３６】 患者の脊椎内の椎間板を治療する方法であって、前記脊椎
    が脊髄を取り囲む硬膜を備え、前記方法が、 前記患者の脊椎内の椎間板のごく近くに少なくとも一つの能動電極を配置する
    ステップと、 前記能動電極から前記硬膜を隔離するステップと、 前記能動電極と復帰電極との間に高周波電圧差を印加するステップであって、
    前記電圧差が前記椎間板の少なくとも一部を切除する十分なものであるステップ
    とを含む方法。
  37. 【請求項３７】 さらに、前記椎間板の線維輪内の開口を通じて電気外科プ
    ローブを導入するステップを含み、前記能動電極が前記電気外科プローブの能動
    側面に配置される、請求項３６に記載の方法。
  38. 【請求項３８】 脊椎外科を行う方法であって、前記方法が、 脊椎椎間板のすぐ近くに電気外科器具を配置するステップであって、前記器具
    が能動電極と復帰電極とを有するステップと、 電気伝導性流体を前記電気外科器具の末端の方向に供給するステップと、 前記伝導性流体が前記能動電極と前記復帰電極との間の電流経路を完成するよ
    うに、高周波電気エネルギーを前記能動電極に供給するステップと、 前記伝導性流体を吸引内腔を通じて吸引するステップであって、その際前記吸
    引内腔の末端が前記復帰電極の近くに配置されるステップとを含む方法。
  39. 【請求項３９】 前記吸引内腔の前記末端が前記脊椎椎間板から間隔が開い
    ている、請求項３８に記載の方法。
  40. 【請求項４０】 さらに、吸引電極によって吸引内腔を通じて吸引される組
    織の大きさを低減するステップを含む、請求項３８に記載の方法。
  41. 【請求項４１】 患者の脊椎内の組織を治療する電気外科装置であって、前
    記装置が、 能動側面と非能動側面とを備える末端部分を備える軸であって、前記軸が縦軸
    を形成する軸と、 前記軸の前記末端部分の前記能動側面上に配置される少なくとも一つの能動電
    極と、 前記軸の前記末端部分の前記非能動側面上に配置される絶縁体であって、前記
    絶縁体が前記能動電極から前記脊椎の硬膜を隔離するよう配置される絶縁体と、 復帰電極と、 前記組織を治療するため前記能動電極と前記復帰電極との間の電圧差を生成す
    る高周波電圧源とを備える電気外科装置。
  42. 【請求項４２】 前記能動電極が前記軸の前記縦軸にほぼ直交して延びる、
    請求項４１に記載の装置。
  43. 【請求項４３】 前記能動電極が、前記軸の前記末端の近くに配置される電
    極アレイを備え、前記アレイが、接触表面にわたって配置される複数の電気絶縁
    能動電極を含む、請求項４１に記載の装置。
  44. 【請求項４４】 前記軸の末端部分が湾曲または屈曲している、請求項４１
    に記載の装置。
  45. 【請求項４５】 前記絶縁体が前記能動電極のほぼ反対側に配置される、請
    求項４１に記載の装置。
  46. 【請求項４６】 さらに、前記復帰電極と前記能動電極との間の電流経路を
    生成するため、前記復帰電極と前記能動電極とに電気的接触する流体経路を形成
    する流体供給要素を備える、請求項４１に記載の装置。
  47. 【請求項４７】 前記高周波電圧が前記椎間板内の髄核の一部を切除する十
    分なものである、請求項４１に記載の装置。
  48. 【請求項４８】 前記椎間板内の前記髄核内のコラーゲン線維を収縮させる
    、請求項４１に記載の装置。
  49. 【請求項４９】 さらに、前記軸の前記末端部分から延びる電気絶縁支持部
    材を備え、前記能動電極が前記支持部材に設置される、請求項４１に記載の装置
    。
  50. 【請求項５０】 脊椎手術を行う装置であって、前記装置が、 末端部分を形成する軸と、 前記軸の前記末端部分に配置される少なくとも一つの能動電極と、 前記能動電極の近端方向に配置される復帰電極と、 伝導性流体を前記復帰電極の末端の点に供給する流体供給内腔と、 前記能動電極と前記復帰電極との間の電圧差を生成するよう構成される高周波
    エネルギー源と、 前記復帰電極の近端方向に配置される開口を備える吸引内腔であって、前記吸
    引内腔が、前記能動電極と前記復帰電極との間の電流経路を完成するように前記
    復帰電極の上で前記伝導性流体を吸引する吸引内腔とを備える装置。
  51. 【請求項５１】 前記流体供給内腔と前記吸引内腔とが半環状の形状である
    、請求項５０に記載の装置。
  52. 【請求項５２】 前記流体供給内腔と前記吸引内腔とが前記軸に沿って延び
    る、請求項５０に記載の装置。
  53. 【請求項５３】 椎間板を治療する装置であって、前記装置が、 末端部分を形成する操縦式軸であって、前記操縦式軸の末端部分が、前記線維
    輪の内面の湾曲に近似する湾曲した形状に動かせる操縦式軸と、 前記軸の前記末端部分に配置される少なくとも一つの能動電極と、 前記能動電極の近端方向に配置される復帰電極と、 前記能動電極と前記復帰電極との間の電圧差を生成するよう構成される高周波
    エネルギー源とを備える装置。
  54. 【請求項５４】 さらに、伝導性流体を前記能動電極に供給するよう構成さ
    れる流体供給内腔を備える、請求項５３に記載の装置。
  55. 【請求項５５】 さらに前記能動電極に隣接する前記伝導性流体を吸引する
    ようにした吸引内腔を備える、請求項５３に記載の装置。
  56. 【請求項５６】 さらに、前記高周波エネルギー源に結合される凝固電極を
    備える、請求項５３に記載の装置。
  57. 【請求項５７】 前記高周波電圧源が、組織を切除するには不十分な高周波
    電圧を前記凝固電極に供給するよう構成される、請求項５６に記載の装置。
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