JP2005501609A - 流体補助式医療器具、この器具のための流体供給システムとコントローラ及び方法 - Google Patents

流体補助式医療器具、この器具のための流体供給システムとコントローラ及び方法 Download PDF

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Abstract

生体組織を処置するための医療器具、方法、およびシステムを提供する。典型的システムは、流体源から所定の流体流量で供給される流体と、電力と流体とを組織に提供する手術器具と、手術器具から供給される流体の流量を変え、手術器具から供給される電力レベルを変える制御機構とからなる。流体の流量は少なくとも２つの非ゼロ流量の間で変化し、エネルギー供給量は少なくとも２つの非ゼロ供給量の間で変化する。典型的方法は、流体源から流体を流体流量で供給すること、電力と流体とを組織に供給する手術器具を提供すること、手術器具から供給される電力レベルを変えて手術器具から供給される流体の流体流量を変化させること、から成る。

Description

【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に、手術時において人体に対して使用される医療器具、方法、およびシステムの分野に関し、特に、手術時に人体組織に対して使用される電気手術器具、方法、およびシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
電気手術器具は、組織の切開、または血管の焼灼に電気エネルギー、最も一般的には高周波（RF）エネルギーを使用する。使用時に器具の先端部に電圧勾配をかけることで、組織内に電流とそれに付随した熱の発生を引き起こす。電気エネルギーのレベルが充分高ければ、発生する熱は組織を切開するのに充分で、また断ち切られた血管からの出血を止めるのにも充分であるという利点がある。
【０００３】
現在の電気手術器具は、処置する組織の温度を１００℃よりかなり高い温度まで上昇させることから、組織乾燥、電極への組織付着、組織穿孔、炭化物の形成、および煙の発生をもたらすことがある。対象組織のRF処置の結果、ピーク組織温度は３２０℃にも達することがあり、このような高温は熱拡散により周辺組織に伝達される。このような周辺組織への伝達による好ましくない結果には、意図しない組織の熱的損傷も含まれる。
【０００４】
組織にRF電気エネルギーを結合するために生理食塩水を使用することにより、付着、乾燥、煙の発生、炭化物形成等の望ましくない結果が押さえられる。組織の温度が１００℃を超えると組織は乾燥し、すべての細胞内の水が沸騰蒸発し、極乾燥の状態となり、組織の伝導率は大幅に下がるが、その乾燥を抑制するのが変動主要因の一つである。しかしながら、生理食塩水の流量が制御されないと、電極と組織間の界面で過度の除熱を引き起こす可能性がある。この除熱は処置される対象組織の温度を低下させるが、組織の熱凝固の速度は組織温度により決定されるものである。同様に、組織の焼灼や切開のために望ましい組織温度に達成するには、処置時間が長引くことにもなる。できるだけ迅速に外科手術を行うことは、患者、医者と病院にとって最大の関心事であり、長い処置時間は執刀医にとって好ましくない。
【０００５】
汎用の発電機を使用した場合、組織に供給されるRFエネルギーは予測できず、また最適ではないことが多い。ほとんどの汎用のRF発電機は、様々な波形（切開、凝固、またはその混合波形）と器具のタイプ（単極式、双極式）に合わせた作動モードおよびワット数で設定できる電力レベルとを備えている。しかし、これらの設定の選択後、組織インピーダンスがRF処置の進行で変化するにつれ、組織に供給される実際の電力は時間と共に劇的に変化する可能性がある。これは、ほとんどの発電機から供給される電力が組織インピーダンスによって変化し、インピーダンスがゼロに向かって減少していくか、または数千オームまで増加するにつれて、その電力が徐々に減少するためである。
【０００６】
現在の電気手術器具への他の制限としては、一回の外科手術で対処する組織のサイズに比べて器具のサイズ的な制約がある。例えば、一回の施術において執刀医はしばしば多様なサイズの組織に直面することがある。組織片が大きければ大きいほど、それに対応した大きな電極ジョーか先端部が必要となるため手術器具には様々なサイズがあるが、小さい組織片に大き過ぎるRF器具を用いるのは最良の処置ではない。一回の外科手術に多数の手術器具を要することは、貴重な手術室時間の浪費、処置箇所の正確な位置の再確認が困難となる可能性、感染リスクの増加、外科手術の完遂に要する手術器具の数の増加に伴う費用の増加につながり、望ましくない。
【０００７】
例えば、３０ｍｍの組織を有効に封着できる長いジョーを持つ双極式の生理食塩水増進型組織封着用鉗子を、長さ１０ｍｍの組織の封着に用いることは望ましくないと思われる。一方の電極ジョーからの余分な生理食塩水（双極式器具の場合）は、組織が介在しない空間を通じて他方の電極へ流れることができる。この電導性生理食塩水の流れは、対象組織を通る電気経路と並列した電気抵抗として機能することができる。生理食塩水を通る電流は、RFエネルギーを対象組織から逸らせるか、または分流させることになり、対象組織の加熱・処置を減速することになる。
【０００８】
手術の初めに、執刀医は、楔状切除術の一部として生体組織検査のために肺葉の先端部を取り除くのに長さ３０ｍｍのジョー全体を２-３回使って肺の組織を切開・封着することもある。もし手術中の組織病理学検査により疑わしい組織に悪性腫瘍の兆候があれば、執刀医は施術を肺葉切除術に変更することもあり得る。肺葉切除術の一部として、執刀医は、この肺葉に血液を供給する大きい血管を封着・切開することもある。代替方法として、執刀医は、RFで大血管を強化または凝固してから、切開の前に止血を保証するために結紮クリップを使うこともある。圧縮された場合でも、これらの血管は長さ３０ｍｍの電極ジョーのわずかな部分にしか満たないかもしれない。少なくとも上記の理由で、これは現在の電気手術器具において望ましくない状況である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
一つの典型的な実施形態において、本発明は、動力計測装置、動力計測装置に連結された流量コントローラ、および高周波電力と電導性流体を組織に供給するように構成・配置された電気手術器具を備え、流量コントローラが動力計測装置からの信号に基づいて組織への電導性流体の流量を変更するように構成・配置された組織処置システムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
流量コントローラは、電導性流体の加熱に用いられる熱と電導性流体を蒸気に変えるために用いられる熱に基づいて、組織への電導性流体の流量を変更することが望ましい。望ましい実施形態としては、流量コントローラは、以下の関係を用いて組織への電導性流体の流量を変更する。
Q = K × P
式中、流量Ｑは電力Ｐに比例し、比例定数Ｋは以下のように求められる。
【００１１】
【数１】
Figure 2005501609
【００１２】
別の実施形態においては、本発明は組織に供給される高周波電力の計測により、組織への電導性流体の流量を変更する器具を提供する。この器具は、電導性流体の加熱に用いられる熱と電導性流体を蒸気に変えるのに用いられる熱に基づいて組織への電導性流体の流量を変更するように構成・配置された流量コントローラを具備する。この器具は、以下の関係に基づいて組織への電導性流体の流量を変更することが望ましい。
【００１３】
【数２】
Figure 2005501609
【００１４】
代替の実施形態においては、本発明は高周波電力および電導性流体を使って組織を処置する器具を提供する。この器具は、検出装置とその検出装置に連結したプロセッサで構成され、該プロセッサが検出装置を用いて組織に与えた高周波電力のレベルを測定し、組織への電導性流体の流量を調整することにより、組織への電導性流体の流量を調整するように構成・配置されたものである。プロセッサは、電導性流体の加熱に用いる熱と電導性流体を蒸気に変えるのに用いる熱に基づいて、組織への電導性流体の流量を調整するように構成・配置されたものであることが望ましい。流量コントローラは、以下の関係を用いて組織への電導性流体の流量を変更することが望ましい。
【００１５】
【数３】
Figure 2005501609
【００１６】
別の実施形態においては、本発明は、電導性流体を所定の流体流量で組織に供給する手術器具による組織への高周波電力と電導性流体の供給、組織に供給される高周波電力量の測定、および組織に供給される電力に基づく流体流量の変更からなる組織処置方法を提供する。組織に付与される電力に基づいて流体流量を変更するステップには、電導性流体の加熱に用いられ熱と電導性流体を蒸気に変えるのに用いられる熱に基づいた組織への電導性流体流量の変更を含むことが望ましい。組織に付与される電力に基づいて流体流量を変更するステップには、以下の関係を用いた流体流量の決定を含むことが望ましい。
【００１７】
【数４】
Figure 2005501609
【００１８】
代替の実施形態においては、本発明は電極を備えた手術器具からなる組織の処置方法を提供し、該手術器具は無線周波数電力と電導性流体を受けて、組織にこの無線周波数電力と電導性流体を供給し、組織に付与される無線周波数電力を測定し、および所定の流体流量で電導性流体を組織に供給し、また該流体流量が組織の上での電導性流体の沸騰を制御するよう変更される構成・配置である。所定の流体流量で電導性流体を組織に供給するステップは、電導性流体の加熱に用いられる熱と電導性流体を蒸気に変えるのに用いられる熱に基づいて電導性流体を組織に供給することを含むのが望ましい。望ましい実施形態として、所定の流体流量で電導性流体を組織に供給するステップは、以下の関係を用いた電導性流体の組織への供給を含む。
【００１９】
【数５】
Figure 2005501609
【００２０】
別の実施形態においては、本発明は動力計測装置、動力計測装置に連結された流量コントローラ、流量コントローラに連結された流れ制御装置、および流れ制御装置と動力計測装置とに連結された電気手術器具を備え、電気手術器具は無線周波数電力と電導性流体を組織に供給するよう構成・配置され、また流量コントローラは電気手術器具への電導性流体の流量を変更するよう構成・配置された組織処置システムを提供する。流れ制御装置は、ポンプを備えていることが望ましい。ある実施形態では、ポンプが蠕動ポンプで構成される。別の実施形態においては、ポンプがシリンジポンプで構成されるものもある。電気手術器具は、双極式電気手術器具で構成されることが望ましい。
【００２１】
この実施形態によれば、流量コントローラは電導性流体の加熱に用いられる熱と電導性流体を蒸気に変換するのに用いられる熱に基づいて流れ制御装置への電導性流体の流量を変更するよう構成・配置されたものである。望ましい実施形態では、流量コントローラは以下の関係を用いて組織への電導性流体の流量を変更するように構成・配置される。
【００２２】
【数６】
Figure 2005501609
【００２３】
本発明では、電極と組織の境界面において沸騰で除かれる電導性流体の割合を制御し、電極と組織の境界面が望ましい温度 （例えば、１００℃を少し超える） 範囲にあることを保証することにより、流体増進式電気手術による組織凝固の速度を改善することができる。この改善は、器具に供給される電力を測定し、器具への流体の流れを調整することで達成される。本発明によれば、組織センサー（例えば、組織温度や組織インピーダンスを測定するもの）は不要であることが望ましい。
【００２４】
本発明の実施形態によっては、迅速かつ効果的な方法で望みの組織効果（例えば、凝固、切開等）を達成する能力のような１つまたは複数の利点を提供することができる。また本発明は、器具に内蔵した組織センサー（例えば、温度センサー）や特別注文の専用発電機を使用せず、迅速に組織を処置する能力を提供できる。本発明は、執刀医がさまざまな汎用の発電機と共にさまざまな電気手術器具を使用することを可能にする。更に、本発明は迅速かつ有効にさまざまなサイズと厚さの組織を封着できる電気手術器具を使用する能力を提供する。
【００２５】
特定の適用例では組織処置システムが提供される。このシステムは、エネルギー源からのエネルギー、流体源からの流体、エネルギーと流体とを組織に供給する手術器具、および手術器具からのエネルギー供給量の変化に合わせて手術器具から供給される流体の流量を変える流体流れ制御機構で構成される。流体の流量は少なくとも２つの非ゼロ流量の間で変化し、エネルギー供給量は少なくとも２つの非ゼロ供給量の間で変化する。
【００２６】
適用例によっては、手術器具から供給されるエネルギー供給量の増加・減少に合わせて流体の流量をそれぞれ増加・減少させる流体流れ制御機構もある。別法または代替方法として、流体流れ制御機構は、手術器具から供給されるエネルギー供給量の増加・減少に合わせて流体流量をそれぞれ増加・減少させることができる。
【００２７】
適用例によっては、手術器具から供給されるエネルギーが手術器具から供給される流体の少なくとも一部の加熱を引き起こし、流体の加熱は流体の少なくとも一部の特性変化をもたらす。場合によっては、流体の特性変化は流体に存在している染料による色の変化、または液相から蒸気相への相転移を含む。別法または代替方法として、流体の加熱は流体の少なくとも一部の気化をもたらす。
【００２８】
手術器具から供給されるエネルギーは、一般に組織の加熱を引き起こし、流体の気化は組織の加熱に対する温度調整機構を提供する。本発明の別の見地によれば、温度調整機構には流体の気化熱を含む。
【００２９】
ここに記載された技術の適用例によっては、手術器具から供給される流体の沸騰する割合が増加するのに合わせて、流体流れ制御機構が流量を増加させるものもある。代替方法または別法として、沸騰する流体の割合が減少するのに合わせて、流体流れ制御機構は流体の流量を減少させる。
【００３０】
システムによっては、流体流量コントローラとエネルギー源出力計測装置が提供され、エネルギー源出力計測装置から受信された手術器具のエネルギー供給量の変化を示す入力信号が変化する結果、手術器具が供給する流体の流量を変えるように流体流量コントローラが出力信号を提供する。
【００３１】
適用例によっては、エネルギー源は発電機で構成され、エネルギーは交流電気エネルギーからなる。更に、交流電気エネルギーは周波数帯域の中にある周波数を有し、周波数帯域は約９ｋHｚ〜３００GHzである。
【００３２】
システムによっては、流体源は静脈バッグの中の流体からなり、流体は電導性流体からなる。電導性流体は、生理食塩水で構成してももよい。適用例によっては、手術器具からの流体の流量はおよそ１立方センチメートル毎分から１００立方センチメートル毎分の範囲である。
【００３３】
ある適応では、手術器具からのエネルギー供給量は、およそ１〜４００ワットの範囲にある。
【００３４】
適用例によっては、エネルギー源はトランスデューサで構成され、エネルギーは力学的エネルギーからなる。他の適用例においては、エネルギ源はレーザーで構成され、エネルギーは放射エネルギーからなる。
【００３５】
適用例によっては、手術器具は単極式電気手術器具または双極式電気手術器具である。
【００３６】
精選適用例では、流体流れ制御機構は、手術器具から供給される流体の流量変更（即ち、増加または減少させる）を手動で起動させる装置からなる。この手動で起動される装置は、ローラークランプ、流量コントローラ、およびポンプの内の少なくとも一つであってもよい。別の精選適用例では、エネルギー制御機構は手術器具からのエネルギー供給量の増減を手動で起動させる装置を備え、この装置はエネルギー源の切り替えスイッチであってもよい。
【００３７】
また別の精選適用例では、流体流れ制御機構は流体の流体流量の増減を自動的に起動する装置を備え、この装置は流量コントローラであってもよい。別の精選適用例では、エネルギー制御機構はエネルギー源の内部構成要素のように、手術器具からのエネルギー供給量の増減を自動的に起動する装置を備える。
【００３８】
場合によっては、手術器具からのエネルギー供給量の変化の結果、流体流れ制御機構が流量を変化させることもある。流量は、第１の非ゼロ流量から第二の非ゼロ流量に変化するか、または何れの２つの非ゼロ流量の間でも変化することができる。同様に、エネルギー供給量の変化は、エネルギーの第１の非ゼロ供給量からエネルギーの第二の非ゼロ供給量への変化であってもよく、またはエネルギーの何れの２つの非ゼロ供給量の間の変化であってもよい。
【００３９】
場合によっては、エネルギーは電気エネルギーからなり、流体は電導性流体からなる。エネルギーは、電気エネルギー、力学的エネルギー、熱エネルギー、放射エネルギー、超音波エネルギーであってもよい。流体は、電導性流体または非電導性流体であってもよい。
【００４０】
特定の付加的な実施形態では、組織処置用の手術器具を提供する。手術器具は、協働するジョーを有する組織用マニピュレータで構成される先端部分、ジョーによって操られる組織にエネルギーを供給するジョーに連動したエネルギー供給素子、およびジョーに沿って画成され配置された複数の流体出口を備え、流体出口はジョーによって操られる組織に流体を供給し、少なくともジョーの一部は多孔質材料を含み、多孔質材料は少なくとも一個の多孔質材料流体入口表面と少なくとも一個の多孔質材料流体出口表面を含み、流体入口表面と流体出口表面が多孔質材料である複数の曲がりくねった経路によって接続される。多孔質材料は、親水性であってもよい。
【００４１】
適用例によっては、ジョーの少なくとも一部は組織操作表面を含み、該組織操作表面は第１の側壁、第二の対向側壁、および底壁で構成された流体流路を形成する凹部によって中断され、流路の底壁の少なくとも一部はエネルギー供給素子を含み、流体出口は少なくともエネルギー供給素子の一部、多孔質材料で構成された流体流路の第１の側壁または第二の側壁の少なくとも一方の一部、および少なくとも流体入口表面を含む第１の側壁または第二の側壁の表面と流体出口表面を含むジョーの組織非操作表面の一部の下に位置するマニホールドからエネルギー供給素子を通して設けたものである。
【００４２】
特定の実施形態においては、手術器具はジョーに沿って手前側に引込み、先側に向かって延びるように設計された切開機構を備える。
【００４３】
適用例によっては、多孔質材料を通る流体流路の第１の側壁または第二の側壁のどちらか一方はジョーの外壁の一部を含み、流体入口表面を含む第１の側壁または第二の側壁の表面は外壁の内面を含み、ジョーの組織非操作表面は外壁の表面を含む。
【００４４】
多孔質材料は、更に第二の多孔質材料流体出口表面を含むことも可能で、第二の多孔質材料流体出口表面は少なくとも組織操作表面の一部を含むことができる。
【００４５】
この開示は、もう一つの組織処置用の手術器具を提供する。この器具は、協働するジョーを有する組織用マニピュレータで構成された先端部分、ジョーによって操られる組織にエネルギーを供給するためにジョーと連動するエネルギー供給素子、およびジョーに沿って画成された複数の流体出口を備え、流体出口はジョーによって操られる組織への流体およびジョーの間で挟持される組織のサイズに合わせた出力を供給する。
【００４６】
実施形態によっては、出力は、組織に対する組織処置予定時間を提供するか、または測定スケールによる計測値を提供するように設計されている。この測定は、単位はなくてもよいし、組織の寸法（組織の長さ、組織の幅または組織の厚さ）、組織の部位、または組織の体積で構成されてもよい。測定スケールは、手術器具（例：ジョー、ハンドル）の上に配置し、ダイヤルゲージの目盛りがあってもよい。
【００４７】
適用例によっては、組織処置用の手術器具が提供され、その器具は協働するジョーを有する組織用マニピュレータで構成された先端部分、ジョーによって操られる組織にエネルギーを供給するためにジョーと連動するエネルギー供給要素、およびジョーに沿って画成される複数の流体出口を備え、流体出口はジョーによって操られる組織への流体と組織が占めたジョーの部分だけに流体を付与する流体付与機構を提供する。
【００４８】
更にまた開示された適用例では、流体付与機構は、組織が弁に接触すると弁が流体出口を開く複数の流体供給弁を備えるか、または組織がガターの先端に接触するとガターが先側に向けてジョーに沿って引き込まれガターの先端から組織への流体付与を導くガターを備えることができる。
【００４９】
ここで開示される特定の技術によれば、組織を処置するための手術方法が提供される。この手術方法は、協働するジョーを有する組織マニピュレータで構成される先端部分の提供、ジョーによって操られる組織にエネルギーを供給するためにジョーと連動するエネルギー供給素子の提供、ジョーによって操られる組織へ流体を供給するジョーに沿って画成される複数の流体出口の提供、およびジョーの間で挟持される組織のサイズに関連した出力の供給で構成される。
【００５０】
別の技術においては、組織処置用の手術方法が提供され、その方法は協働するジョーを有する組織用マニピュレータで構成された先端部分の提供、ジョーによって操られる組織にエネルギーを供給するためにジョーと連動するエネルギー供給素子の提供、ジョーによって操られる組織に流体を供給するジョーに沿って画成された複数の流体出口の提供、および組織に占められたジョーの部分だけに流体を付与する流体付与機構の提供で構成される。
【００５１】
また更なる技術は、組織処置用の手術方法を提供し、この方法はエネルギー源からのエネルギーの供給、流体源からの流体の供給、エネルギーと流体を組織に供給する手術器具の提供、および少なくとも２つの非ゼロエネルギー供給量の間で変化する手術器具からのエネルギー供給量の変化に合わせて手術器具から供給される流体の流量を少なくとも二つの非ゼロ流量の間で変化させることで構成される。
【００５２】
流体の流量の変更は、手動式または自動的に行うことができ、またエネルギー供給量の変更も手動式または自動的に行うことができる。流体の流量の変更は、手術機から供給されるエネルギー供給量の変化に頼らずに行うことができる。代替方法として、流体の流量の変更は、手術器具から供給されるエネルギー供給量の変化により行うことができる。
【００５３】
更に別の組織処置用の手術方法が提供され、その方法はエネルギー源からのエネルギーの供給、流体源からの流体の供給、エネルギーと流体を組織に供給する手術器具の提供、エネルギーを用いた組織の加熱、および少なくとも流体の一部を蒸発させることによる組織の加熱制御から構成される。
【００５４】
別の組織処置用の手術方法が提供され、その方法はエネルギー源からのエネルギーの供給、流体源からの流体の供給、エネルギーと流体を組織に供給する手術器具の提供、エネルギーを用いて少なくとも流体の一部を加熱・蒸発させること、および流体の沸騰する割合を変えるために流体の流量を変えることから構成される。
【００５５】
手術器具から供給される流体の流量を増加・減少させることで、流体の沸騰している割合をそれぞれ増加・減少させることが望ましい。
【００５６】
組織処置用の手術方法が提供され、その方法はエネルギー源からのエネルギーの供給、流体源からの流体の供給、エネルギーと流体を組織に供給する手術器具の提供、エネルギーを用いて組織と流体とを加熱すること、および少なくとも流体の一部を蒸発させることにより流体から熱を放散させることから構成される。
【００５７】
また更に、組織処置用の手術方法が提供され、その方法はエネルギー源からのエネルギーの供給、流体源からの流体の供給、流体源からの沸点のある流体の供給、エネルギーと流体を組織に供給する手術器具の提供、およびエネルギーを用いて組織と流体を加熱し、少なくとも流体の一部を蒸発させることにより流体から熱を放散させて組織の温度を流体の沸点以下に維持することから構成される。
【００５８】
他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の供給、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織に高周波電力を供給するように設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および組織温度の指標として流体結合を用いることで構成される。様々な実施形態において、組織温度の示標として流体結合を用いるステップは、更に組織温度の指標としての流体結合沸騰の使用、組織温度の指標としての流体結合沸騰の量の使用、および組織温度の指標としての流体結合沸騰の開始の使用の内、少なくとも一項目から構成することができる。
【００５９】
また更に、他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は、組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の提供、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織へ高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および組織の冷却への流体結合の使用から構成される。
【００６０】
また更に、他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は、組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の供給、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および流体結合に熱を伝達することによる組織からの熱の放散から構成される。
【００６１】
また更に、他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は、組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の供給、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および流体結合の少なくとも一部の沸騰による組織と流体結合の少なくとも一方からの熱の放散から構成される。
【００６２】
また更に、他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は、組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の供給、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および流体結合の沸騰による高周波電力レベルと電導性流体流量の少なくともいずれか一方の調整から構成される。様々な実施形態において、流体結合の沸騰により高周波電力レベルと電導性流体流量の少なくとも一方を調整するステップは、流体結合沸騰の開始、増加、減少、または除去の内いずれか一項目から構成してもよい。
【００６３】
また更に他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は、組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の供給、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織へ高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および組織表面での組織の温度をほぼ流体結合の沸点に制限することから構成される。
【００６４】
また更に他の組織処置用の手術方法が提供され、その方法は、組織表面を持つ組織の提供、ある電力レベルでの高周波電力の供給、ある流体流量での電導性流体の供給、電導性流体と伴に組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具の提供、組織と電気手術器具を連結する電導性流体からなる流体結合の形成、および流体結合を用いて組織の乾燥状態を防ぐことから構成される。様々な実施形態において、流体結合を用いて組織の乾燥状態を防ぐステップは、更に少なくとも流体結合の一部の沸騰により組織の乾燥状態を防ぐために流体結合を用いることから構成してもよい。その上に、様々な実施形態では、少なくとも流体結合の一部の沸騰により組織の乾燥状態を防ぐために流体結合を使用するステップは、更に少なくとも流体結合の一部を組織の乾燥状態を防ぐ温度で沸騰させることにより組織の乾燥状態を防ぐために流体結合を用いることから構成してもよい。
【００６５】
ここに開示された他の方法と共に使用可能な別の組織処置用の手術方法が提供されたが、その方法は電導性流体を組織表面上で組織に供給し、組織表面上と組織表面下で組織内に流体結合を通じて高周波電力を組織に供給することで構成される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６６】
この説明を通じ、いくつかの図において、類似の参照符号は対応の構造を示し、この対応構造について別途説明しない。本発明の実施形態に類似する要素に対して、特定の連続する参照符号を付与するよう試みた。換言すれば、例えば、ある実施形態において１０で示された要素は、後の実施形態においてそれぞれ１１０、２１０等で対応して示される。従って、ある実施形態の説明中である要素を参照数字で示す場合、該要素が共通する他の実施形態においても該参照数字がシリーズとして用いられる。更に、特定の実施形態のどのような特定の特徴も、この明細書にある他の実施形態に該当する限り、同様に適用例される。言い換えれば、ここに説明される様々な実施形態の特徴は、排他的ではなく、置き換え可能である。
【００６７】
本発明は、医療施術中に処置箇所での組織の温度制御の改善が望めるようなシステム、器具、および方法を提供する。本発明は、繰り返して組織を切開・凝固するような外科手術を人体組織に対して行う際に、特に有用なものである。本発明は、電気外科処置の使用にかかわることが望ましく、その処置においては組織を処置するのにRF電力と流体を利用することが望ましい。適切な組織温度の範囲は、流体流量など組織/電極界面での温度に影響するパラメータを調整することで達成することが望ましい。ある実施形態においては、器具は組織/電極界面で沸騰している流体の適切な割合を用いることによって適切な組織温度に達することができる。別の実施形態においては、本発明は制御装置を提供し、その装置はシステムに付与される電力を示す信号を受信し、流体源から電気手術器具へ流れる電導性流体の流量を調整する流量コントローラを備える。また、本発明は流量コントローラ、システムに付与される電力を測定する計測装置、および選択された流量で流体を供給するポンプを備えた制御システムを提供する。
【００６８】
図１により、本発明を全体的に説明する。図１は、本発明のシステムの一つの典型的な実施態様の構成図を示す。一実施形態においては、流体は食塩溶液からなることがある。図１に示すように、流体は流体源１から流体管路２を通じて、電気手術器具５に接続された出口流体管路４を有するポンプ３に供給されることが望ましい。ある実施形態においては、流体は食塩溶液からなることもある。生理食塩水は滅菌生理食塩水が望ましく、また正常食塩溶液であればより望ましい。この説明の一部は、流体として生理食塩水の使用を特に記述するが、本発明によれば、他の電導性流体および非電導性流体を使用することもできる。
【００６９】
例えば、生理的食塩水（正常食塩水、等張食塩水または０.９％塩化ナトリウム溶液（NaCl）としても知られている）からなる電導性流体に加えて、電導性流体は高張生理食塩溶液、低張食塩溶液、リンゲル氏液（特定量の塩化ナトリウム、塩化カルシウム、および塩化カリウムを含む蒸留水の生理溶液）、乳酸リンゲル液（特定の量の塩化カルシウム、塩化カリウム、塩化ナトリウム、および乳酸ナトリウムを含む蒸留水の結晶性電解質滅菌溶液）、ロッケ・リンゲル溶液（特定の量の塩化ナトリウム、塩化カリウム、塩化カルシウム、重炭酸ナトリウム、塩化マグネシウム、およびデキストロースを含む蒸留水の緩衝等張液）、またはいかなる他の電解質溶液からでも構成できる。言い換えれば、電解質を通して電気を伝える溶液は、水などの溶剤に溶解されると荷電イオンに解離する物質（塩、酸または塩基）の溶液でありイオン電導体からなる。
【００７０】
本明細書を読み進めば明らかになるが、流体は非電導性流体で構成してもよい。ある特定の実施形態においては、非電導性流体は電気を伝えないので、電導性流体の使用は非電導性流体の使用より好ましい。しかし、非電導性流体の使用は、例えば、組織が電極に付着する発生率の減少、組織そして/又は電極の冷却、および電極そして/又は組織処置場所に組織蛋白変性物が存在する場合はその除去など、乾いた電極の使用に比べてある利点を提供する。更に、他の実施形態においては、ここにより詳しく説明するように、流体を通じての電気分流を減少するため、非電導性流体の使用は電導性流体の使用より望ましいこともある。従って、脱イオン水などの非電導性流体の使用も発明の範囲に入る。他の非電導性流体は、デキストロース５％ w/v注射液（米国薬局方）（即ち、１００ｍｌの水に５ｇの加水デキストロースを加えた滅菌溶液）とデキストロース１０％ w/v注射液（米国薬局方）（即ち、１００mlの水に１０gの加水デキストロースの滅菌溶液）、グリシンの１.５％ w/v灌注液（米国薬局方）（即ち、１００mlの水に１.５gグリシンの滅菌溶液）、マンニトール５％ w/v、１０％ w/v、１５％ w/vおよび２０％ w/vの注射液（米国薬局方）（即ち、それぞれ１００mlの水に５g、１０g、１５g、および２０gマンニトールの滅菌溶液）、 ソルビトール３％灌注液（米国薬局方）（即ち、１００mlの水のなかに３gソルビトールの滅菌溶液）、 ０.５４％ソルビトール/２.７５％のマンニトール灌注液（米国薬局方）（すなわち、１００mlの水に０.５４gソルビトールと２.７５gマンニトールの滅菌溶液）、および灌注液のための滅菌水（米国薬局方）を含んでいる。
【００７１】
組織を加熱するエネルギーは、RF交流電力を測定する動力計測装置８等のエネルギー源出力計測装置へケーブル７を通じてRF交流エネルギーを供給する発電機６のようなエネルギー源から供給されることが望まれる。この典型的な実施形態では、如何なる時も動力計測装置８が電力をオン・オフしたりまたは電力を変更しないことが望ましい。発電機６に接続される電源スイッチ１５は、発電機メーカーによって提供されて、発電機６をオン・オフするのに使用されることが望ましい。電源スイッチ１５は、電力のオン・オフにどのようなスイッチで構成でき、一般的に足踏みスイッチか、または電気手術器具５に取り付けられたスイッチ１５aなどのように、容易に操作できる他のスイッチの形で提供される。更に、電源スイッチは、手術器具５からのエネルギー供給量を増加・減少させる手動式装置として機能するものでもよい。代替方法として、発電機６の内部回路と他の構成部品は、手術器具５からのエネルギー供給量の自動的な増加・減少に用いてもよい。ケーブル９は、動力計測装置８から電気手術器具５にRFエネルギーを伝えることが望ましい。電力や他のいかなるエネルギー源からの出力も、電気手術器具５に達する前に測定されることが望ましい。
【００７２】
キャパシテーションと誘導の効果が無視し得る程度に小さい場合には、オームの法則に基づいて、電力P、即ちエネルギー配送量（例、ジュール/秒）は電流と電圧との積（即ち、I × V）、電流の二乗と抵抗の積（すなわち、I２× R）、または抵抗で割った電圧の二乗（すなわち、V２/R）で表すことができ、ここでは、電流Iはアンペアで測定でき、電圧Vはボルトで測定でき、電気抵抗Rはオームで測定でき、そして、電力Pはワット（ジュール/秒）で測定できる。電力Pが上記のように電流I、電圧V、および抵抗Rの関数であると仮定すれば、少なくとも一つの入力変数の変化を反映して電力Pが変化がすることは理解されるべきである。かくして、代替方法として電力Pを直接測定するより、むしろこのような入力変数自体の変化を測定することも可能であり、上記のように入力変数のこのような変化は電力Pの変化に数学的に対応する。
【００７３】
高周波電気エネルギーの周波数に関しては、周波数は３００GHz（ギガヘルツ）〜９kHz（キロヘルツ）の範囲の周波数帯域（即ち、２つの制限周波数の間で広がる周波数の連続的な範囲）において供給されることが望ましい。RFエネルギーが周波数帯域の中で、およそ５０kHz（キロヘルツ）から５０MHz（メガヘルツ）までの範囲において供給されることがより望ましい。RFエネルギーが周波数帯域の中で、およそ２００kHz（キロヘルツ）から２MHz（メガヘルツ）までの範囲において供給されることが一段と望ましい。RFエネルギーが周波数帯域の中で、およそ４００kHz（キロヘルツ）から６００ｋHz（キロヘルツ）までの範囲において供給されることが最も望ましい。更に、上記のどのような周波数帯域においても、上・下限の範囲内に入る周波数の範囲を１（壱）ヘルツ毎の増加幅で狭めて行けることは理解すべきである。
【００７４】
高周波電気エネルギーは望ましいが、電気エネルギー（即ち、代表的には導体を通じてまたは自己伝播する電荷の流れによって利用可能になるエネルギー）が、ガンマ線、エックス線、紫外線、可視光線、赤外線、超短波電波、およびそれらの任意の組み合わせを含み、またそれらのみに限定されない電磁波スペクトルの何れの周波数（すなわち、周波数が１０２３ヘルツから０ヘルツまで延びる輻射の全体範囲）からでも構成できることは理解されるべきである。
【００７５】
電気エネルギーの使用に関しては、組織の加熱を抵抗加熱によって行うのがこのましい。言い換えれば、組織を電流が通る結果として組織の温度を上昇させるのであり、電圧から電気エネルギーが吸収され、加速されたイオンの運動により組織の電気抵抗の関数として熱エネルギー（すなわち、熱）に変換される。
【００７６】
また、電気エネルギーによる加熱は、誘電加熱（キャパシテーション）によって実行されることがある。言い換えれば、組織が高周波（例えば、極超短波）、交流電磁界などの変動電界に置かれれば、内部誘電損失による電気エネルギーの放散の結果として組織の温度を増加することである。誘電損失は、印加電場が存在する場合、分極の過程で熱として失われるエネルギーである。交流場の場合、エネルギーは交流電圧から吸収され、分子が分極する間に熱に変換される。
【００７７】
しかしながら、組織を加熱するために供給されるエネルギーが電気手術器具以外の手術器具、発電機以外のエネルギー源、電気エネルギー以外のエネルギー形態、および抵抗加熱以外の機構からでも構成できることは理解すべきである。例えば、温度差のある（例えば、温度の高い）エネルギー源から熱エネルギーを組織に供給することもできる。例えば、エネルギー源との直接接触（伝導）により、または組織に流れている流体との接触（対流）により、また遠隔熱源（輻射）で組織を加熱する加熱器具からこのような供給を行うことができる。
【００７８】
また例えば、高周波電流を超音波手術器具等において使用可能な振動超音波に変換する圧電体（例えば、水晶発振器）を含むトランスデューサ等のエネルギー源から供給される機械的振動のような分子の加速運動により熱エネルギーに変えられる力学的エネルギーを用いてエネルギーを組織に供給できる。
【００７９】
また例えば、組織吸収によって熱エネルギーに変換された放射エネルギー（即ち、輻射/波によって伝えられるエネルギー）を使ってエネルギーを組織に供給できる。その輻射/波は、電波、極超短波、赤外線、可視光線輻射、紫外線、エックス線、およびガンマ線からも構成できることが望ましいが、これらに限定されせずに電磁放射/波で構成することもできる。このような放射エネルギーは、周波数が３x１０１６Hz〜３x１０１１Hzの範囲にあるエネルギー（すなわち、電磁波スペクトルの赤外、可視、および紫外線周波数帯域）からなることがより望ましい。また、電磁波はコヒーレントであり、電磁放射はレーザー装置などのエネルギー源から放射されることが望ましい。流量コントローラ１１は、沸騰流体の望ましいレベルの割合（例えば、１００％、９８％、８０％沸騰）を達成するように設定できる選択スイッチ１２を備えることが望ましい。流量コントローラ１１は、動力計測装置８から入力信号１０を受信して選択スイッチ１２によって指示された沸騰割合に基づいて、数学的に決められた適切な流体流量を算出することが望ましい。望ましい実施形態として、発電機６をオンにする前に流体系に流体を注入（空気抜き）しておけるように流体スイッチ１３を提供する。流量コントローラ１１の出力信号１６は、流体の流量を規制するようポンプ３モーターに送られ、これにより供給されている電力の大きさに対応する適切な流体流量を供給することが望ましい。
【００８０】
ある典型的な実施形態においては、本発明はRF電力源と流体源、例えば電導性流体の源に接続されるように構成・配置された流量コントローラを備える。本発明の器具は、電気手術器具に付与されるRF電力のレベルに関する情報を受信して電気手術器具への流体流量を調整し、それによって組織処置場所における温度を制御する。
【００８１】
別の典型的な実施形態では、システムの構成要素は１つの電子外囲体の中に物理的に一緒に含まれている。そのような実施形態の１つは、図１の点線枠１４の中に示される。図に示した実施形態においては、ポンプ３、流量コントローラ１１、および動力計測装置８は外囲体に封入され、これらの構成要素は、信号１０を動力計測装置８から流量コントローラ１１に伝え、信号１６を流量コントローラ１１からポンプ３へ伝えるために電気的接続で接続される。また、システムが望む適用例、ユーザーからの要求等の要因により、１つの外囲体にシステムの他の構成要素が含まれることもある。
【００８２】
ポンプ３は、施術の際に望まれる流量での生理食塩水または他の流体の供給に使用される適切なポンプであればいかなるポンプであってもよい。ポンプ３は、蠕動ポンプからなることが望ましい。回転式の蠕動ポンプの場合、通常、流体は可撓管を通じて外部から機械的に可撓管に加えられる収縮の波によって運ばれ、その波は通常、サポートに対して断続的に可撓管を絞る回転ロールにより生じる。代替方法として、回転式の蠕動ポンプの場合には、通常、流体は可撓管を通して外部から機械的に可撓管に加えられる収縮の波によって運ばれ、その波は通常断続的に支持体に対して可撓管を押し付ける一連の圧迫指状部材またはパッドにより生じる。一般的に、電気機械力の機構（例えば、原動機により駆動されるローラー）は流体に接触しないので、蠕動ポンプは使用に望ましく、かくして、不注意な汚染の可能性を低減する。
【００８３】
代替方法として、ポンプ３は流体供給装置を内蔵する「シリンジポンプ」であってもよい。このようなポンプの場合、シリンジに含まれた流体の配送を強制するため、通常、シリンジのプランジャーに作用する電気機械力の機構（例えば電動機によって動かされるラム）の上に満たされたシリンジは位置する。代替方法として、シリンジポンプは、同時または断続的に給水容器から生理食塩水を吸い込むことのできる２つのシリンジを持つ複動式シリンジ・ポンプを備えることができる。複動式シリンジポンプの場合には、ポンプ機構は一般に排出と吸い込みを行うことができる。流体が１つのシリンジから排出される間、通常、もう一方のシリンジは別の給水容器から流体を得ている。このように、シリンジが連続して機能するので、流体の配送は途切れることなく継続される。代替方法として、２つのシリンジ、または幾つものシリンジがある複数シリンジ・ポンプを本発明と共に使用できることを理解すべきである。
【００８４】
更に、電導性流体などの流体は、静脈（IV）バッグから重力の作用（即ち、力）で供給することもできる。この様に、流体は直接電気手術器具５に流すか、または中間にあるポンプ３に最初に流すことができる。代替方法として、光学的ドロップ・カウンターなどのセンサーで流量を感知している間、流路オリフイス（例えば、電気手術器具との接合用管のルーメン）の横断面積を調整することにより望みの流量を供給できるIV流量制御器を通じて、IVバッグなどの流体源からの流体を供給することができる。更には、ローラークランプなどの流量制御器のような手動式または自動的に起動される装置を通じて、IVバッグのような流体源からの流体が供給されることもあり、その場合は、制御器は流路オリフイスの横断面積を調整し、また器具の使用者は組織処置場所における目視観測（例えば、流体の沸騰）に応じて制御器を手動で調整することができる。
【００８５】
他の同様のポンプを本発明と共に使用することも可能であり、代表的な実施形態のみを図に示した。ポンプ３の正確な形状は、本発明には重要ではない。例えば、ポンプ3は他のタイプの注入と汲み上げポンプを含むことがある。更に、ポンプ３はピストン・ポンプ、回転羽根ポンプ（例えば、送風機、軸状のインペラー、遠心羽根車）、カートリッジ・ポンプ、および膜ポンプとして分類されるポンプでも構成できる。実施形態によっては、ポンプをIVバッグと共に使用される手動のローラークランプ等の任意のタイプの流量制御器に取り替えることができ、ユーザーによる器具への電導性流体の流量制御を可能にするため、ポンプを流量制御器と組合わせて用いることができる。代替方法として、弁状の装置でポンプ３の代用とすることもできる。
【００８６】
更には、システムの同様の構成を本発明と共に使用することができ、図に示したものは典型的な実施形態のみである。例えば、システムの流体源１、ポンプ３、発電機６、動力計測装置８、流量コントローラ１１、または上記に明記しなかった他の構成部品も電気手術器具５の一部を構成することができる。例えば、ある典型的な実施形態においては、流体源は参照符号１aで示すように流体を含む電気手術器具５のコンパートメントを構成することができる。別の典型的な実施形態において、ねじの噛み合いにより器具５に取り付けられる小缶のようなコンパートメントは、着脱自在に電気手術器具５に接続できる。更に、別の典型的な実施形態においては、コンパートメントは、流体を直接保持するより、むしろ流体であらかじめ満たされたカートリッジを保持するよう設計されたものである。
【００８７】
また、例えば発電機に関しては、参照符号６aで示すように、特定の周波数で交流を発電するためにインバータ回路とトランスを共に使用する直流（DC）バッテリー等のエネルギー源を電気手術器具５を構成する一部とすることもできる。ある実施形態においては、エネルギー源の電池は再充電可能な電池で構成することもできる。更に別の典型的な実施形態では、電池は再充電などのために着脱自在に電気手術器具５に接続される。また他の典型的実施形態においては、流体かエネルギー源のどちらかを電気手術器具５の基端側（器具５aのユーザにとって）のハンドル２０（図７を参照）または電気手術器具５の軸１７の上に配置することができる。ハンドル２０は、滅菌可能で硬い高分子等の非電導体（例えば、ポリカーボネート）で作られていることが望ましい。以下に、更に詳しくシステムの構成部品を説明する。明細書において、「先側」と「手前（基）側」という用語の使用は、患者ではなく、器具の使用者を基準としていることが明らかである。
【００８８】
流量コントローラ１１は、流体源１からの流量を制御する。流体源１からの流体流量は、発電機６から電気手術器具５に供給されるRF電力量によることが望ましい。言い換えれば、図２に示すように、流体の流量とRF電力との間に関係があることが望ましい。より正確に言えば、図２に示すように、流体流量とRF電力との関係は直接的に、直線関係として表すことができる。ここに説明するように、生理食塩水等の流体の流量は、RF電力および対象組織と電極からの熱移動の様々なモードと相互に作用し合う。
【００８９】
この開示の中では、「生理食塩水の沸点」、「生理食塩水の気化点」という用語、およびそれの変形が使用される場合、食塩溶液中の水の沸点を意味する。
【００９０】
図２は、以下で詳しく述べる生理食塩水の流量、組織へのRF電力、および沸騰の方式の関係を説明した概略図である。熱移動の簡単な一次元一括変数系モデルに基づいてピーク組織温度を概算することができ、一端、組織温度が推定されれば、生理食塩水を沸騰させるのに充分な高温か否かの結論に達する。
P = ΔT/R + ρcρQlΔT +ρQbhv・・・・・・・・（１）
ここで、Pは熱に変換される総高周波電力である。
【００９１】
熱伝導 方程式（１）における第１項[ΔT/R]は、図２の７０で表される周辺組織に伝えられる熱である。ΔT =（T - T\）であり、ピーク組織温度（T）と人体組織の平熱（T\）の温度差（℃）である。人体組織の平熱は、一般に３７℃ である。そして、R＝周囲の組織の熱抵抗、即ち温度差と熱流の比率（℃/ワット）である。
【００９２】
人間組織の実験により発行されたデータから、この熱抵抗を推定することができる（Phipps J.H. "Thermometry studies with bipolar diathermy during hysterectomy" Gynaecological Endoscopy、３:５-７、１９９４）。Philippsによれば、クレピンガー双極鉗子を５０ワットのRF電力下で使用し、ピーク組織温度は３２０℃に達している。例えば、方程式（１）のエネルギー収支を用いて、組織に与えられたすべての高周波熱が伝導で消失すると仮定した場合、Rの概算を得ることができる。
R ＝ ΔT/P = （３２０-３７）/５０ = ５.７ （６℃/ワット）
【００９３】
しかしながら、組織温度が３２０℃に達する場合、組織が乾燥状態になるので、望ましくない。３２０℃の温度では、組織に含まれる流体は全て沸騰・蒸発するので、上記の望ましくない組織効果をもたらす。むしろ組織の乾燥を抑制するため、ピーク組織温度は約１００℃以下に保つ方が望ましい。生理食塩水が約１００℃で沸騰すると仮定すれば、方程式（１）の第１項（ΔT/R）は、（１００ ? ３７）/６ = １０.５ ワットに等しい。かくしてこの例に基づいて、重篤な組織乾燥のリスクをおかさずに周辺組織に伝えられる熱の最高値は１０.５ワットである。
【００９４】
図２においては、X軸はP（ワット）で表される組織へのRF電力、Y軸はQで表される生理食塩水の流量（ｃｃ/分）である。生理食塩水の流量がゼロに等しい場合（Q=０）、傾きのある直線７６、７８、および８０の起点を右に移行させる「オフセット」のRF電力がある。このオフセットは、周辺組織に伝えられた熱である。双極鉗子を例にとった場合、上記の計算によれば、このオフセットRF電力は約１０.５ワットである。生理食塩水の流れなしでこのレベル以上に電力が増加する場合には、ピーク組織温度は１００℃以上に上昇し、組織細胞内の水の沸騰による組織乾燥をもたらす可能性もある。
【００９５】
対流 方程式（１）における第２項[ρcρQlΔT]は、生理食塩水を沸騰させないで生理食塩水の流れを暖めるために使用する熱であり、図２において７２で表されるが、ここで、
ρ = 熱くなるが沸騰しない生理食塩液の密度（約１.０グラム/立方センチメートル）、
cρ = 生理食塩水の比熱（約４.１ワット・秒/グラム・℃）、
Ql = 加熱された生理食塩水の流量（立方センチメートル/秒）、そして、
ΔT = 生理食塩水の温度上昇である。電極に達する前に生理食塩水が体温まで加熱されると仮定すれば、ピーク生理食塩水温度はピーク組織温度と同じであり、これは上記の熱伝導計算の場合と同じΔTである。
【００９６】
方程式（１）において、右側の最後の項をゼロ （沸騰しない）（ρQbhv = ０）として、方程式（１）を解きQを得ると、沸騰の開始を予測することができる。
Ql = [P−ΔT/R]/ρcρΔT・・・・・・・・・（２）
この方程式は、図２に示した線を沸騰開始線７６として定義する。
【００９７】
沸騰 方程式（１）における第三項「ρQbhv」は、液体生理食塩水に含まれる水を水蒸気に変換する熱に関するもので、図２において７２で示され、ここでは、
Qb = 沸騰する生理食塩水の流量（立方センチメートル/秒）、そして、
hv = 生理食塩水の気化熱（約２０００ワット・秒/グラム）である。
【００９８】
流量の１ｃｃ/分だけを全て沸騰させれば、多大な熱量を吸収することができ、これは約ρQbhv =（１）（１/６０）（２０００） = ３３.３ワットとなる。それに比べて、この流量を体温から１００℃ まで加熱するのに必要な熱は小さく、約ρcρQlΔT = （１）（４.１）（１/６０）（１００ ? ３７） = ４.３ワットである。言い換えれば、ぬれた電極器具からの熱移動に影響を与える最も重要な要因は分別沸騰であるかもしれない。本発明は、この事実を認識し、これを利用している。
【００９９】
分別沸騰は、以下の方程式（３）によって表わされる。
【０１００】
【数７】
Figure 2005501609
【０１０１】
Qb/Qlの比率が０.５０でれば、図２に示した７８の５０％沸騰線である。その比率が１.０であれば、図２に示した１００％沸騰線８０となる。
【０１０２】
先にこの明細書に述べたように、組織とエネルギーを結合するのに流体を用いることは、付着、乾燥、煙の発生、および炭化物形成などのような望ましくない結果を抑制することができ、この主要因は、組織の温度が１００℃を超え、すべての細胞内の水が沸騰・蒸発し、組織を極乾燥の状態にし、電導率を大いに下げる組織乾燥を抑制することである。
【０１０３】
図２で示すように、電気手術器具５で用いることのできる制御方法または機構は、ある流量Qにおいて使用される電力Pが、流体の１００％を沸騰させるのに必要な電力P以下で、流体の１００％を沸騰させるのに必要な電力Pを超えないように電力Pと流量Qを調整することである。言い換えれば、この制御方法は、図２のT ＜ １００℃とT = １００℃の１００％沸騰線８０を含む領域内で電気手術器具５を使用することを意図している。換言すれば、この制御方法は、図２のT >> １００℃の領域では電気手術器具５を使用しないことを意図している。
【０１０４】
電気手術器具５に対して使用可能な他の制御方法は、T＜１００℃の領域では、０.０１秒の曝露時間で約８５℃にさらされるか、または１５分の曝露時間で約６５℃にさらされると収縮するＩ型コラーゲンを含む組織（例えば、血管壁、気管支、胆管など）を収縮させるのに充分に高い温度で器具５を操作することである。組織収縮のための典型的な目標温度/時間は、１秒の曝露時間で７５℃ にさらすことである。
【０１０５】
ここに述べたように、目盛りの最高値（即ち、流体の温度が１００℃に達する時）の判断については、流体が液体から蒸気に相転移することを基にできる。しかしながら、目盛りの最低部分 （例えば、流体が１秒間７５℃などに達する場合）での判断には、流体の温度が沸点より下にあり、そのような相転移が明らかでないので異なった機構を必要とする。流体がいつ７５℃ などの組織収縮を容易にする温度に達するかを判断するため、熱変色性染料（例えば、ロイコ染料）等の熱変色性材料を流体に加えることができる。７５℃などの閾値温度以下の温度では流体に第１所定色相を生じさせ、そして、７５℃に加熱した後に、「透明」等の第二色相を生じさせて流体を透明（即ち、無色または減色したもの）となるよう染料を配合することができる。この変色は、緩慢、段階的な増加、または瞬時であってもよい。かくして、第１色相から第２色相（または色の欠乏）への流体の変色は、流体閾値温度に達した時点で電気手術器具５の使用者に視覚的表示を提供する。熱変色性染料は、例えば、Color Change Corporation １７４０ Cortland Court, Unit A, Addison, ＩＬ ６０１０１などから購入することができる。
【０１０６】
上記の機構（即ち、染料による流体の変色）は、流体が組織壊死を容易にする温度に達する時点の検出に用いることが可能なことに留意すべきであり、その温度は一般的に約６０℃では ０.０１秒の曝露時間から約４５℃での１５分の曝露時間の間で変化する。曝露時間が約１秒の場合、組織壊死のための典型的な目標温度/時間は約５５℃である。
【０１０７】
凝固時間が減少するため、図２の１００℃の領域において電気手術器具５を使用するのはT＜１００℃領域において電気手術器具５を使用するより望ましい。その結果、図２に示すように、電気手術器具５で用いることのできる他の制御方法は、対応する流量Qで使用される電力Pは、流体の沸騰を開始するのに必要な電力P以上、かつ流体の１００％を沸騰させるのに必要な電力P以下であるように、電力Pと流量Qを調整することである。言い換えれば、この制御方法は、図２のT = １００℃、および沸騰開始線７６と１００％沸騰線８０を含む領域で電気手術器具５を使用することを意図している。言い換えれば、この制御方法は、沸騰開始線７６と１００％沸騰線８０の上、またはそれらの線の間で電気手術器具５を使用し、図２におけるT ＜ １００℃とT ≫ １００℃の領域で電気手術器具５を使用しないことを意図するものである。
【０１０８】
一貫した組織効果を得るために、生理食塩水の流量がいつも「一定％沸騰線」にあり、例えば、図２に示すように、常に沸騰開始線７６、１００％沸騰線８０、またはそれらの線の間にある任意の一定％沸騰線（例えば、５０％沸騰線７８）にあるように生理食塩水の流量を制御することが望ましい。その結果、電気手術器具５に用いることが可能な他の制御方法は、対応する流量Qで使用される電力Pが一定％沸騰線を対象とするように電力Pと流量Qを調整することである。
【０１０９】
全ての一定％沸騰線の勾配は、上記の方程式から知られていることに留意すべきである。例えば、沸騰開始線７６の場合、線の勾配は（ρcpΔT）であり、１００％沸騰線８０の勾配は１/（ρcpΔT + hv）である。５０％沸騰線７８を例にとれば、勾配は１/（ρcpΔT +ρhv０.５）から求められる。
【０１１０】
電気手術器具５を組織に使用しても流体の沸騰が検知されないなら、それは図２の領域に示す温度が１００℃以下であり、沸騰を開始するためには流量Qを減少しなければならないことを示す。流体の沸騰が最初に検知されるまで流量Qを減少すれば、その時点で沸騰開始線７６を超え、線７６上の越境点が決定される。特定の電力Pと流量Qでは、このように決定した沸騰開始線７６上の点および上記に概略を記した線７６の既知の勾配（即ち、１/ρcpΔT）から、周辺組織７０に伝わる熱を求めることができる。
【０１１１】
逆に、組織に電気手術器具５を使用して流体の沸騰が検知されるなら、それは図２の領域に示すように温度が約１００℃であること、および沸騰が止まるまで沸騰を減少するよう流量Qを増加しなければならないことを示し、沸騰が止まる時点で沸騰開始線７６を超え、線７６上の越境点が決定される。以上と同様に、ある電力Pと流量Qでは、このように決定した沸騰開始線７６上の点および線７６の既知の勾配から、周辺組織７０に伝わる熱を求めることができる。
【０１１２】
流体の沸騰の検知に関しては、電極と組織間の界面での流体結合から発生する気泡か蒸気のどちらかの形態で、電気手術器具５の使用者は沸騰を物理的に（例えば、肉眼観察により）検知することができる。代替方法として、そのような相転移（すなわち、液体から蒸気へまたはその逆）をセンサー（図１０の７９参照）により測定することができ、そのセンサーは絶対的変化（例えば、沸騰の存在か非存在、二者択一の回答で）あるいは物理量か強度の変化を検出し、変化を情報収集システムのため役に立つ入力信号に変換することが望ましい。例えば、沸騰の開始に付随する相転移を電気手術器具５上にある圧力変換器などの圧力センサーにより検出することができる。
【０１１３】
代替方法として、沸騰の開始に付随する相転移を電気手術器具５上の電極などに隣接させたサーミスタや熱電対などの温度検出器により検出することができる。
【０１１４】
更なる代替方法として、沸騰の開始に付随する相転移を流体自体の電気的性質の変化から検出することもできる。例えば、流体の電気抵抗の変化はオームメーターによって検出され、アンペア数の変化は電流計によって測定され、電圧の変化は電圧計によって検出され、そして電力の変化は電力メーター測定される。
【０１１５】
電気手術器具５に使用可能なもう一つの制御方法は、方程式（１）の熱伝導の項（すなわち、ΔT/R）を消去することである。例えば、周辺組織に伝えられる熱の量は組織の型などによって異なることもあり正確に予測することは難しいので、制御の見地から、熱伝導ゼロの最悪の状況を仮定して、必要なら生理食塩水を加熱・沸騰させるのに全てのRF電力を使用してもピーク組織温度が１００℃を大幅に超過しないだけの充分な生理食塩水を供給することが望ましいかもしれない。図３の概略図に、この状況を示す。
【０１１６】
言い替えれば、周辺組織７０に伝えられる熱を過大に見積もると、１００％沸騰線８０と交差するのに必要な電力Pの概算値も過大となる可能性もあり、そうなれば１００％沸騰線８０が図２のT >> １００℃領域に超えて入ってしまうので、上記で立証したように望ましくない。従って、熱伝導がゼロの最悪の状況を仮定することは、８の１００％沸騰線を超えるのを避けるための「安全係数」を提供する。周辺組織への熱伝導７０がゼロであると仮定すると、組織による、即ち組織の型に依存する唯一の項が方程式（１）から消去されるという別の利点もある。上記のように、ρ、cp、ΔTおよびhvが既知であると仮定すれば、いずれの定数の％沸騰線に対する方程式も既知である。従って、例えば９８％沸騰線、８０％沸騰線などは、選択スイッチ１２からの対応した入力に応じて決定することができる。柔軟性を持たせるため、選択スイッチからの入力は、沸騰のいずれの割合ででも構成可能なことが望ましいことを理解すべきである。沸騰の割合は、１％の増分（即ち、１００％、９９％、９８％等）で選択されるのが望ましい。
【０１１７】
沸騰開始線76、100％沸騰線80、またはいずれかの一定％沸騰線の決定後、一般に一貫した組織効果を得るために、流量Qがいつも特定の一定％沸騰線上にあるよう流量Qを制御することが望ましい。以下に詳しく述べるように、このような状況では、発電機6によって供給される電力Pの変化を反映するために、流量コントローラー11は流体の流量Qを調整する。このような使用のために、流量コントローラーを一定沸騰線モードに設定してから沸騰の％をそれに応じて選択することができる。
【０１１８】
上記のように、一貫した組織効果を得るため、流量Qがいつも一定％沸騰線にあるよう生理食塩水の流量を制御することが望ましい。しかしながら、望ましい一定％沸騰線は、電気手術器具5の型式によって異なることがある。例えば、生理食塩水を通しての分路に(以下に詳細に説明するように)問題がなければ、図３の７６aのような沸騰開始線の近くに、あるいは直接その線上で器具を操作するのは望ましいが、その線を越えて操作するのは望ましくない。これにより、乾燥状態を引き起こさずに組織をできるだけ熱い状態に維持することができる。余分な生理食塩水を通しての電気エネルギーの分流が問題であれば、代替方法として、図３の78a、即ち50%の線のような一定沸騰線に沿って器具を操作することが望ましいかもしれない。この簡単な比例制御を使用すると流量は方程式(4)から求められ、ここでKは比例定数である。
Ql ＝ K × P ・・・・・・・・・（４）
【０１１９】
要するに、電力Pが上昇すれば、流量Qは比例して増加することになる。逆に、電力Pが低下すれば、流量Qは比例して減少することになる。
【０１２０】
熱伝導項(ΔT/R)を無視し、方程式(4)を用いてPを消去した後にKを求めて方程式(３)を解いた場合の方程式(5)で示されるように、比例定数Kは主として生理食塩水の沸騰する部分に依存している。
【０１２１】
【数８】
Figure 2005501609
【０１２２】
かくして、本発明は、組織と電極の界面で電導性流体などの流体の沸騰を制御するための方法を提供する。望ましい実施形態において、本発明は、温度やインピーダンス・センサーなどの組織センサーを使用せずに組織を処置する方法を提供する。本発明は、組織と電極の界面で電導性流体の沸騰を制御することにより、フィードバックループを使用しないで組織温度を制御することができることが望ましい。
【０１２３】
以上に説明された本発明による電気手術器具の制御方法についての説明での焦点は、定常状態であった。しかしながら、ピーク温度（T）まで組織を加熱するのに必要な熱は、以下のように方程式（1）に組み入れることができる。
P＝ΔT/R + ρcρQlΔT + ρQbhv + ρcρVΔT/Δt ・・・・・・（６）
ここでは、ρcρVΔT/Δtは組織をピーク温度(T)68まで加熱するのに必要な熱を表し、そして:
ρは、熱くなるが、沸騰しない生理食塩液の密度（約1.0グラムの/立方センチメートル）、
cρ は、生理食塩水の比熱（約4.1ワット・秒/グラム・℃）、
Vは、処置している組織の体積。
ΔTは、(T - T\)であり、ピーク組織温度（T）と人体組織の平熱（T\) の間の温度差（℃）
人体組織の平熱は一般に37℃である、そして
Δtは、(ｔ ? ｔ\) であり、人体組織の平熱（T\) （℃）からピーク組織温度（T）に達する時間差。
【０１２４】
組織をピーク温度（T）まで加熱するのに必要な熱が制御方法に包含された状態を、図4の68で図示した。
【０１２５】
制御方法に関しては、沸騰開始線76の位置を検出するために行われる流量Qの調整の前に、組織をピーク温度(T)68まで加熱するのに必要な熱の効果を考慮に入れるべきである。言い換えれば、沸騰開始線76の位置が過渡期の間動き続けるので、少なくとも準定常状態が達成される前に沸騰の不足に応じて流量Qを減少するべきでない。そうでなければ、過渡期の間に流量Qが減少するなら、流れQは沸騰開始線76を越える点まで減少し、引き続いて100%沸騰線80も越えてしまう可能性もあり、望ましくないことになる。言い換えれば、温度(T)に近づくにつれ、熱68がゼロに向かって減少するので一定沸騰線はY軸に向かって左に移っている。
【０１２６】
図５は、RF電力Pが75ワットである場合の流量Q対沸騰の％の典型的なグラフを示す。沸騰％はX軸で表わされ、生理食塩水の流量Q(cc/分)はY軸で表わされる。この例によれば、100％沸騰レベルでは生理食塩水の最も望ましい所定流量Qは2cc/分である。更に、この例によれば、沸騰％に対する流量Qのグラフの残りの箇所では、以下の非線形関係を示す。
【０１２７】
表1 − 75ワットのRF電力Pでの沸騰％と流量Q(cc/分)
0％ 17.4
10％ 9.8
20％ 6.8
30％ 5.2
40％ 4.3
50％ 3.6
60％ 3.1
70％ 2.7
80％ 2.4
90％ 2.2
100％ 2.0
【０１２８】
この分野で使用される代表的なRF発電機には300ワットまでの電力を選択できる電力切替スイッチがあり、時折、最大400ワットまでの電力が選択可能な発電機もある。上記の原理によれば、0％沸騰で対応する電力が300ワットの場合、流量Qの計算値は69.7cc/分であり、対応する電力が400ワットの場合には流量Qの計算値は92.9cc/分となる。かくして、本発明がこの分野での代表的なRF発電機と共に使用される場合、約100cc/分以下の流体流量Qがほとんどの適用例に充分であると予想される。
【０１２９】
ここに述べるように、発電機が一定のワット数に「設定」された場合でも組織へのRFエネルギーの伝送は予測できず、時間によって変化することがある。図6の概略図は、代表的な汎用発電機の出力曲線の一般的な傾向を示し、負荷（組織とケーブル）インピーダンスZの変化に伴い、出力電力が変化することを示す。負荷インピーダンスZ（オーム）はX軸で表わされ、発電機出力電力P（ワット）はY軸で表わされる。図示した実施形態では、電気手術用電力（高周波）は双極モードで75ワットに設定されている。図示するように、インピーダンスZがインピーダンスの2つのカットオフ、即ち高いカットオフと低いカットオフの間、図示の実施形態を例にとれば、50オームと300オームの間にある限り、電力は設定された通り一定に維持される。低いインピーダンス傾斜線48により示されるように、負荷インピーダンスZが５０オーム以下なら、電力Pは減少する。高いインピーダンス傾斜線46により示されるように、負荷インピーダンスZが300オーム以上なら、電力Pは減少する。生理食塩水増進型電気手術にとって特別の関心事は、インピーダンスZが更に低下するにつれて電力が徐々に減少し始める低インピーダンス・カットオフ（低いインピーダンス傾斜線48）である。この出力の変化は、発電機の使用者の眼には見えず、手術室内などで発電機の使用中には明白ではない。
【０１３０】
図７は、生理食塩水増進型電気手術の場合に組織インピーダンスがどう時間によって変化するかを一般的な傾向の形で示している。細胞内の生理食塩水と組織の温度係数により、組織が加熱されるにつれて組織インピーダンスは減少し、定常温度に達すれば一定にとどまる。故に、組織が加熱されるにつれて負荷インピーダンスZは減少し、50オームのインピーダンスZのカットオフ値に近づく可能性がある。組織が充分加熱され低インピーダンス・カットオフを越えると、電力Pは図6の低インピーダンス傾斜線48に沿って減少する。
【０１３１】
図６と図７に示した効果を合わせると、汎用発電機を「一定」の電力に設定して使用する場合、組織が加熱されインピーダンスが低下するにつれて、供給される実際の電力が時間によって劇的に変化することがあることは明らかである。図６において、インピーダンスZは時間が経つにつれて100オームから７５オームまで低下すると、曲線はこのインピーダンス領域で「平坦」であるため出力は変化しない。しかしながら、インピーダンスZが75オームから３０オームまで減少すれば、低インピーダンスのカットオフを越えて曲線の低インピーダンス傾斜線48部分へ「角を曲がる」ことによって出力は劇的に減少する可能性がある。
【０１３２】
本発明の典型的な一実施形態によれば、流量コントローラー11などの制御装置は、組織に供給される実際の電力の減少を示す信号を受信し、組織/電極界面を望みの温度に維持するよう生理食塩水の流量Qを調整する。望ましい実施形態では、供給される実際の電力Pの減少は(図1に示す)、動力計測装置8によって検出され、流量コントローラー11 (これも図1に示す) によって生理食塩水の流量Qは減少される。この生理食塩水の流量Qの減少が乾燥を起こすことなく、できるだけ熱い状態で組織温度を維持することが望ましい。制御装置が作動していなくて流量Qがより高いままで残った場合、より低い電力の入力で組織は冷やされ過ぎることになる。結果として、処置場所で組織の温度を減少させることになる。
【０１３３】
図１の流量コントローラー11は、使用者かメーカーによるプログラミングは不要な簡単な「物理的配線」のアナログまたはディジタル装置であってもよい。替わりに、流量コントローラー11は、決定手順をソフトウェア、ハードウェア、またはそれらの組み合わせを用いて実行する記憶媒体を有するまたは有しないプロセッサーを含んでもよい。別の実施形態においては、流量コントローラー11には、Verilogのようなハードウェア記述言語を用いてプログラムされた半プログラマブルなハードウェアを含むことができる。別の実施形態では、図1の流量コントローラー11は、ソフトウェアを内蔵したコンピューターやマイクロプロセッサー作動のコントローラーである。更に別の実施形態では、流量コントローラー11は、組織封着の強度を増加させることができる組織の凝固後冷却か「焼き入れ」を提供するため、高周波がオフにされた後に数秒間自動的に生理食塩水の流れをオンに維持するタイマーのような遅延機構など他の特徴を追加で含むこともある。また、別の実施形態においては、流量コントローラー11は、付着、乾燥、煙の発生、および炭化物形成のような望ましくない効果の可能性を防ぐため、高周波がオンにされる数秒前に自動的に生理食塩水の流れをオンにするタイマーのような遅延機構を含むことができる。更に別の実施形態においては、流量コントローラー11は、通常、電気手術器具5の使用中に見られる手術用の流れレベル以下の（RF電力がオフにされた時、流量がゼロになるのを防ぐ）待機流れレベルで生理食塩水を流し続ける弁のような低レベルの流れ待機機構を含むことができる。
【０１３４】
これまでに述べてきたように、生理食塩水は、分路として機能し、対象組織からエネルギーを逸らせることができる。生理食塩水分路の基礎をなす問題について説明するため、本発明による典型的な双極式内視鏡的電気手術器具を以下に詳しく説明する。本発明の双極式電気手術器具は、本発明のシステムの他の部分の使用に関して説明されるが、その組み合わせの説明は本発明のシステムの他の部分の例証とする目的のためだけであることは理解されるべきである。その結果、本発明の双極式電気手術器具は、単独または本発明のシステムの他の部分と合わせて使用することができ、また逆に本発明のシステムの他の部分を多様な電気手術器具と合わせて使用できることは理解されるべきである。
【０１３５】
本発明の制御装置は、生理食塩水の流れを制御できる（例えば、生理食塩水が電気手術器具から組織へ放出される位置を制御することによる）電気手術器具に関連させて使用されることが望ましい。生理食塩水の流れを制御できるいずれの電気手術器具でも、ここに述べた発明と関連させて使用するのが望ましい。
【０１３６】
図8は、双極式であり、組織を操る（例えば、把持、凝固、および切開する）ために設計・構成された電気手術器具5aの典型的な一実施態様の総合的で簡単な概略側面図を示す。電気手術器具5aは、軸17の先側の端部か終端部53に位置する二つの対立する協働ジョー18a、18bを備えた組織用マニピュレーターに接続された中空軸17を備える中間的分節を含んでいることが望ましい。また、電気手術器具5aは、軸17全体を回転させ基側ハンドル20を軸17の基端に接続するためのカラー19、望ましくは作動レバー21を備えた作動機構66、より望ましくは締めれば対立するジョー18a、18bを閉じる第１種のレバー（即ち、入力と出力の間に支点を持つレバー）を備えた作動機構66、内蔵された切開機構31（図示せず）を起動させる一組のパドル22、およびジョー18a、18bから軸17とハンドル20とを通して延びる2本の導線と1つの流体通路（個別には図示せず）を含むハンドル20に取り付けられ、そこから延びるケーブル23を備えることが望ましい。使用中に、処置すべき組織は、器具5aのジョー18a, 18bの間に置かれる。
【０１３７】
図9で示されるように、作動レバー21の掴み部分66aが矢印58の方向に動かされてハンドル20に向かって絞られることにより、レバー21を固定軸またはピボット66bに従って回転軸のまわりに回転させ、またレバー21のヘッド部分66cを先側に向けて動かす。作動レバー21は、作動レバー21とハンドル20のそれぞれの側にある整列した孔を通して延びるピン66dを備えた固定機構によってピボットの周りで支えられることが望ましい。レバー21は、作動機構66からの入力、ここではレバー21からの出力変位そして/又は力を受けてジョー18a, 18bを操作するアクチュエーター67（即ち、別の器具を操作する器具、ここではジョー18a, 18b）と機械的に連結されることが望ましい。
【０１３８】
更に詳しくは、アクチュエーター67が基端で作動機構コネクター69によって機械的に作動レバー21と連結される細長い中空部材67aを備えることが望ましい。作動機構コネクター69は、スピンドルにより隔てられた固定先側フランジ69aと固定基側フランジ69bを備えたスプールから構成されることが望ましい。以下に説明されるように、先側フランジ69aと基側のフランジ69bは、細長い中空部材67aに相対的に固定されている。
【０１３９】
スプールは、先側フランジ69aとスピンドル69dの第１部分からなる先側スプール部分69c、および基側フランジ69bとスピンドル69fの第二部分からなる基側スプール部分69eの二つの部分から構成されることが望ましい。先側フランジ69aとスピンドル69dの第１部分からなる先側スプール部分69cは一体でできたものであり、基側フランジ69bとスピンドル69fの第二部分からなる基側スプール部分69eも一体化されたものであることが望ましい。
【０１４０】
スプール69cの先側部分とスプール69eの基側の部分は、細長い中空部材67aの雄ねじに螺合するそれぞれの中空スプール部分69c、69eの雌ねじを用いて細長い中空部材67aの基端67bに螺合されることによって、細長い中空部材67aに相対的に固定されることが望ましい。しかしながら、他の実施形態では、少なくとも作動機構コネクター69の一部（例えば、スプール）をアクチュエーター67、特に細長い部材67aに一体化することができ、または作動機構コネクター69を溶接、ピン止め、またはプレスばめ等によって細長の部材67aに接続することができる。
【０１４１】
また、スピンドル69d、69fが少なくともスピンドル69d、69fの一部に沿って滑る可動フランジ69gを支持することが望ましい。図9で示されるように、望ましくは圧縮コイルばねを備えた圧力操作部材69hが、先側フランジ69aと可動フランジ69gの間に位置することが望ましい。図９に示されるように、レバー21のヘッド部分66cはスピンドル部分の両側で延び、可動フランジ69gと基側フランジ69bに連動する二つの略平行なタブ66eを含むヨーク構造により、機械的に作動機構コネクター69と連結するよう設計されることが望ましい。ヘッド部分66cと作動機構コネクター69のこのような構造は、ヘッド部分66cと作動機構コネクター69の回転可能な連動を可能にする利点がある。
【０１４２】
アクチュエーターの中空の細長い部材部分の先端は、組織用マニピュレーター・コネクター71により機械的にジョー18a, 18bと連結されることが望ましい。アクチュエーター67、特に細長い部材67aと組織用マニピュレーター・コネクター71とは一体化されているか、または組織用マニピュレーター・コネクター71が溶接、螺合、ピン止め、またはプレスばめに限定しないが、このような方法によって細長い部材67aに接続されることがある。
【０１４３】
組織用マニピュレーター・コネクター71は、細長い部材67aの先端67cから平行に先側に向けて延びるバー部分71aおよびバー部分71aから細長い部材67aの先端67cに対して垂直に延びるピボット・ピン部分71bを備えることが望ましい。
【０１４４】
図１０に示されるように、それぞれのジョー18a、18bの組織用マニピュレーター・コネクター71のピボット・ピン部分71bは、移動ピボット孔73の内部へ延び、各移動ピボット孔73の回転軸線はそれぞれのジョー18a、18bの共通の固定ピボット孔75の回転軸線に平行かつ等間隔に配置されるよう構成され、その位置はジョー18a, 18bと軸17のそれぞれ反対側の整列した孔を通して延びるピン77により固定されることが望ましい。
【０１４５】
上記の構成では、作動レバーの機械的拡大率は４：１（即ち、4対1）から10:1を含む範囲にあることが望ましい。言い換えれば、25lbf（111ニュートン）の力が作動レバー21の掴み部分66aに掛かる時、ヘッド部分66cが可動フランジ69gに加えることができる力は、通常、100ｌｂｆ（445ニュートン）から250ｌｂｆ（1112ニュートン）の範囲内にある。
【０１４６】
上記の構成の使用では、レバー21のヘッド部分66cが先側に向けてその伸張位置か静止位置から動くにつれ、充分硬い機械的部品と連結器に関連する運動力学原理により、作動レバー21のヘッド部分66cの上のタブ66eが可動フランジ69gと連動し、ジョー18a, 18bを閉じ、固定ピボット孔75にある固定ピボット・ピン77の周りにピボット孔73の中にあるピボット・ピン71bを放射状に動かす。
【０１４７】
圧縮可能な組織がジョー18a, 18bの境界か範囲内に置かれると、ジョー18a, 18bが閉じ組織が圧縮されるにつれて、組織によってジョー18a, 18bに掛かる閉鎖への抵抗は増加する。言い換えれば、組織が圧縮されれば圧縮されるほど、圧縮への抵抗は大きくなる。処置される組織の血管を封着するには、一定量の組織圧縮力は望ましいが、処置以前に血管を分けるのを避けるために組織に過度の力を掛けないことも同等に望まれる。
【０１４８】
以上を参考にして、以上に概略を述べたようにジョー18a, 18bを開・閉するよう組織用マニピュレーター動作機構の作業を構成したとき、最初に、機構の先側に向けた運動により移動ピボット孔73でジョー18a, 18bに加えるべき力の目標力範囲を決定した。組織を分けずに封着するためジョー18a、18bの表面29a、29bに垂直に充分な力を供給するには、それぞれの移動ピボット孔73でジョー18a、18bに加えられるべき力の典型的な目標となる力の範囲は、一つの孔あたり65lbf （289ニュートン）から90lbf（4003.3ニュートン）であった。
【０１４９】
以上を達成するため、圧力操作部材69hは、約130ｌｂｆ（578.3ニュートン）の典型的な第１の所定圧縮力まで予圧され、機構の約3mmの典型的な直線移動距離にわたって約180ｌｂｆ（800.7ニュートン）の典型的な第二の所定圧縮力まで増加させる圧縮コイルばねを備えることが望ましい。
【０１５０】
上記のように、伸張位置や静止位置などの第１の位置からラッチ止め位置などの第２の位置に向かってレバー21が先側に向けて移動するとき、上述の組織用マニピュレーター動作機構はそれに応じて先側に向けて移動し、ジョー18a、18bを閉じるよう構成されている。前述の機構の1つの利点は、第１の所定圧縮力（例えば、スプリングの予圧）に達する前に、動作機構が充分に硬直して動き、急勾配をもつ力に対する変位曲線を示すことである。言い換えれば、機構の変位によって、力が急速に増える。その結果、組織用マニピュレーター動作機構は、組織用マニピュレーター動作機構の先側に向けた最小限の移動により第１の所定圧縮力に達し、目標の力の範囲に入ることができる。
【０１５１】
しかしながら、一旦、第１の所定圧縮力に達すれば、力が第２の所定圧縮力を超えて上昇する前に、レバー21の第２の位置（例えば、ラッチ止め位置）に達するために増加した力の増加速度を下げることが望ましい。したがって、ゼロの力ないし第１の所定力の範囲に比べて、第１所定力と第２所定力の間の範囲では力の増加割合は減少する。
【０１５２】
先方向では、組織用マニピュレーター動作機構は組織の上にジョー18a、18bを閉じるよう対立するジョー18a, 18bを互いに向かって引き合う。しかしながら、作動レバー21が開放されれば、ジョー18a、18bを閉じると圧縮される圧縮コイルばね69hは伸長し、ジョー18a、18bの開離力を加え、細長い部材67aと作動レバー21をそれらのジョー開位置へ押し戻すことが望ましい。ジョー18a、18bが独立して開・閉できるよう細長い部材67aは、ジョー18a、18bに作用することが望ましい。
【０１５３】
他の実施形態では、アクチュエーターは、電気的、電気機械的、液圧的、または空気圧などの方法により作動機構、及び/又は、組織用マニピュレーターに連結可能な電気機械アクチュエーター、液圧作動体または空気圧アクチュエーターなどの他のアクチュエーターまたは機械的なアクチュエーター、例えば、ソレノイド、モーター、水圧ピストン、空圧ピストンなどから構成することができる。電気機械的な一実施形態では、作動機構は電気スイッチから、作動機構からの入力は電流から、作動機構コネクターはワイヤー導体から構成することができる。
【０１５４】
組織用マニピュレーターのジョー18a、18bを閉じた後、器具５aを通じてRFエネルギーと生理食塩水などの電導性流体を処置場所に付与することにより、組織を加熱して組織を凝固するか、または組織の望みの処置を達成する。必要に応じて、凝固の後、ジョー18a、18bの間に組織を締め付けたままで保持することができ、切開機構31で組織を切るために作動させることができる。
【０１５５】
図１０は、軸17の先端53にある電気手術器具5aの先側端部か終端45における二つのジョー18a、18bの概略クローズアップ断面図を示すものである。一実施形態においては、各ジョー18a、18bは、電極25a、25bなどのエネルギー供給部材を含んでいる。図10の実施形態に示したエネルギー供給部材は、少なくともエネルギー供給素子の一部の下に位置し、ジョー18a、18bを貫通する細長いU字形状マニホールド24a、24bおよび電極25a、25bを通して設けた少なくとも一個の、または図示のように、複数の円形の貫通孔または他の流体出口26a、26bを備えた細長いU字形状エネルギー供給部材である。それぞれのジョー18a、18bは、更に処置すべき組織に接触し、把持するための組織操作ジョー表面29a、29bを含んでいる。図10に示した実施形態においては、処置すべき組織を把持できるようジョーの表面29a、29bはきめが粗く作られている。しかしながら、ジョー表面29a、29bはきめを荒くする必要はなく、のこ歯切欠きなどいかなる望みの表面構成を含むことができ、滑らかな表面を備えることもできる。使用中、生理食塩水は30a、30bの方向にマニホールド24a、24b（即ち、導管）を通して流れ、マニホールド24a、24bは電極25a、25bに沿ってジョー18a、18bの電極25、25bに作られた全体として均等な間隔をおいて設けた複数の孔26a、26bに比較的均等に（即ち、比較的均一に）生理食塩水の流れを分配することができる。電極25a、25bは、ステンレスやチタニウムなどのように非腐食性の電導性金属からなる。他の金属は金、銀、白金、銅、アルミニウム、および金メッキされた銅のようにこれらの金属の多層のものも含む。この典型的な実施形態における孔26a、26bの直径は、約0.10mm〜2.0mmの範囲にあり、より好ましくは、約0.15mm〜0.020mmの範囲となる。
【０１５６】
望ましくは、ジョー18a、18bの構造材料の少なくとも一部が（例えば、電極25a、25bに直接接触するジョー18a、18bの部分、およびマニホールド24a、24bにおける電導性流体）、より望ましくは、その殆んどまたは全てが非電導性の材料から構成・製造されることである。材料は、ポリアミド（別名：ナイロン)、ポリフタルアミド(PPA)、ポリアミドイミド(PAI)、ポリエーテルイミド(PEI)、ポリエーテルエーテルケトン(PEEK)、ポリフェニレンサルファイド(PPS)、ポリスルホン(PSO)、ポリエーテルサルフォン(PES)、シンジオタクチックポリスチレン(SPS)、ポリイミド(PI)などの非電導性高分子または他のいかなる非電導性高分子、熱可塑性または熱硬化性高分子を含むのがより望ましい。実施形態によっては、高分子は液晶重合体、更に詳しくは、Ticona社（住所： 90 Morris Avenue, Summit, New Jersey 07901-3914）のVectra（登録商標） A130等のグラスファイバー補強された芳香族液晶ポリエステルからなることがある。この非電導性の材料または絶縁体は、参照番号27a、27bで図示され、電極25a、25bを保有し、マニホールド24a、24bの一部を形成するための兼用ハウジングを提供する。更に、実施形態によっては、ジョー18a、18bのジョー表面29a、29bなどの他の部分は非電導性の材料から構成・製造されることもある。
【０１５７】
他の実施形態では、ジョー18a、18bの非電導性の材料は、電導性材料の上の非電導性コーティングから構成されることがある。非電導性コーティングは、望ましくはステンレスやチタニウムなどのような非腐食性の基部となる金属の上に塗布された重合体コーティングからなることがある。
【０１５８】
図１０に示されるように、各ジョー18a、18bは流体流路を設けるためにジョー組織操作表面29a、29bにおいて凹部を形成するU字形状溝28a、28bを含むことができる。この実施形態では、生理食塩水は、流体流出孔26a、26bを通してマニホールド24a、24bから流れ出て、溝28a、28bを通して流れる。組織が把持されるか、またはジョーの間でその他の方法で操られるとき、生理食塩水は電極25a、25bと組織の間で溝の28a、28bを通して流れ、外部に開放された少なくとも一方の流出溝62a、62bを通じて出る。電極25a、25bは、少なくとも溝の28a、28bの底壁の一部を構成することが望まれる。溝28a、28bが使用されていない場合には、電極25a、25bはジョー表面29a、29bと同位置であって、少なくともその一部から構成されるか、ジョー表面29a、29bから突き出るか、またはジョー表面29a、29bの全てから構成される。
【０１５９】
図１０と図１２に示されるように、流体流出口は流出溝62a、62bの外壁59a、59bを形成するジョー18a、18bの部分に形成され、ジョー18a、18bの先端55a、55bに位置する。しかしながら、他の実施形態では、流体流出口は外壁59a、59bに沿って任意の位置に形成されるか、または流出溝62a、62bの内壁61a、61bを形成するジョー18a、18bの部分に形成されることがある。図12に示されるように、沸騰の開始に関連した相転移を検出する生理食塩水インピーダンス・センサー、圧力センサー、または温度検出器などのセンサーを電極25a、25bそして/又は組織に隣接して外壁59a, 59bに配置することができる。
【０１６０】
図１１は、図９と図１０に示した電気手術器具5aの全体的な概略平面図を示す。図１１に示されるように、ジョー18a、18bをU字形状ループ構成で設けることが望ましい。言い換えれば、マニホールド24a、24b、及び/又は電極25a、25b、及び/又は溝28a、28bが初めにジョー18a、18bの基端57a、57bからジョー18a、18bの先端55a、55bに向かって延び、それからジョー18a、18bの先端55a、55bからジョー18a、18bの基端57a、57bに向かって戻ることによってU字状の形態を形成するようジョー18a、18bを形成することができる。
【０１６１】
図１２は、電気手術器具5aの先端部45のループジョー18bの一つを断面で示したクローズアップ平面図を示す。この実施形態では、ジョー18a、18bは基側、そして、先側に向けて切開機構31を動かすことを可能にするスペース47a、47bを作りだすためにループ形態で設けてある。図11に示した電極配列は単に典型的な配列であり、電極を2つのループの形で形成する必要がないことが良く理解できる。例えば、電気手術器具は切開機構を含む必要はなく、これらの実施形態に本発明は特に、RFエネルギーと電導性流体を用いた組織の処置に使用できる全ての適切な電極配列を提供している。
【０１６２】
図１２に示したように、ジョー18a、18bは少なくとも一個の組織止め95a、95bを含む。使用中に、組織止め95a、95bは、組織がジョー18a、18bの中で電極25a、25bの終わりを越えて基側に向けて処置不能なところへ延びることを防ぐ。
【０１６３】
２つのジョー18a、18bが同じ構成部品からなるように、ジョー18a、18bは交換可能な構成からなることが望ましく、互いに交換可能であるので、製造費と組立ての複雑度を減少できる。しかしながら、他の実施形態では、ジョー18a、18bは異なった構成部品と構成からなることもある。
【０１６４】
上記のように、電気手術器具5aの電極25a、25bは、ハンドル20に含まれるケーブル9のワイヤー導体を通して電気的に発電機6と連結されることが望ましい。より詳しくは、電極25aに接続される1つのワイヤー導体は、例えば、陽端子からなり、電極25bに接続されるもう１つのワイヤー導体は、例えば、負端子からなる。図１２に示されるように、ワイヤー導体WCはU字状の形態の片端に銀鑞を用いて電導的に電極25a、25bに取り付けられていることが望ましい。
【０１６５】
例えば、１つの電極25a からもう一方の電極25bに流れる生理食塩水が明白に沸騰していないならば（例えば、生理食塩水の温度が沸点の下にある場合）、大部分のRFエネルギーを対象組織から逸らす可能性がある。RFエネルギーのこの「盗み」は、組織の凝固、組織に対して望まれる止血、または空気洩れ閉鎖を行う過程を劇的に減速させる傾向がある。この状況は、図13に示す。この実施形態においては、ジョー18a、18bによって把持される組織32は、ジョー表面29a、29bを部分的に占めているが、ジョー18a、18bを満たしてはいない。領域34と35は、ジョー18a、18bの間の空気の領域を示す。電気手術器具5aの方位により、生理食塩液はいくつかの位置において、例えば、ジョー18a、18bの先端55a、55bにある領域33においては上位の電極ジョー18aから下位の電極ジョー18bへ流れることができる。生理食塩液はまた、例えば、組織32と領域34の間の位置などの、ジョー18a、18bの先端55a、55bと基端57a、57bの間にあり、（電気手術器具5aのユーザに対する）組織32の基端に接触する位置において上位の電極ジョー18aから下位の電極ジョー18bへ流れることができる。生理食塩液はまた、ジョー18a、18bの基端57a、57bに隣接し、組織32の基端から離れた（即ち、それと接触しない）位置、例えば、領域34と35の間の位置において上位の電極ジョー18aから下位の電極ジョー18bへ流れることができる。領域34と35の間の生理食塩水が流れる位置は、ジョー18a、18bの間の生理食塩水の流れがもっとも可能な領域であるジョー（領域35）と組織境界32に沿った生理食塩水の流れの間の最も狭いギャップである。生理食塩水のほとんどが沸騰していないので、余分な生理食塩水36は下側のジョーから滴る。
【０１６６】
生理食塩水分路シナリオは、図１４に示されるように電気回路を用いて説明することができる。
【０１６７】
電気的には、並列抵抗として組織と生理食塩液分路をモデル化することができる。 オームの法則を使用すれば、生理食塩水分路で放散させられる総RF電力の割合は次のよう計算で求められる。
【０１６８】
【数９】
Figure 2005501609
【０１６９】
図1４に示した実施形態では、電流源54からの総電流（Ｉ）50は、2つの抵抗、組織電気抵抗（Rｔ）、および生理食塩水分路電気抵抗（Rt）に分離する。図15の概略図はこの関係を示し、生理食塩水対組織抵抗の比率（Rs/Rt）（X軸）と生理食塩水に分流させた電力の割合（Y軸）の関係を示す。図示のように、生理食塩水の抵抗が組織と等しい（Rｓ/Rt=1）場合、電力の半分が生理食塩水に分流される。例えば、生理食塩水の抵抗が組織のそれの4倍である場合、電力の２０％しか生理食塩水へ分流させられない。
【０１７０】
先にここで説明された、高い沸騰％が維持される流量制御方法の一つの利点は、例えば、生理食塩水の一方の電極25aから他方の電極25bへの流れが電極と組織の間の電極組織界面で沸騰により除かれるので全てが排除されるか、または流れの大部分が他方の電極へ流れる間に沸騰することである。この第２の場合は図１６に示すが、ここでは、生理食塩水の流れの大部分が他方の電極へ流れながら沸騰する。図１３に比べて、上位のジョー18aから下位のジョー18bへ流れる生理食塩水の量が小さく、また流れがある所では37と38の数箇所に見られる蒸気の泡で示されるように、活発に沸騰する流れに留意のこと。発明によれば、最短時間で凝固を行うようRF電力の殆どが組織に向けられることを生理食塩水の大部分の沸騰が保証している。換言すれば、本発明の他の制御方法は、生理食塩水の沸騰の％を増加させることで生理食塩水分路の存在を減少させることである。
【０１７１】
本発明の制御方法のもう一つの側面は、生理食塩水の流れが空間的に主としてRF電力を受けるべき対象組織３２に、またはそのごく近辺に向けられることである。RF電力が熱に変換される辺りに流量が達していなければ、生理食塩水が沸騰する間に過剰熱を放散させることにより、乾燥から組織３２を保護することができない。したがって、望ましい実施形態においては、電導性流体の流れを直接的に主として組織処置場所に向ける。
【０１７２】
電気手術器具5aの使用では、通常、図１７に示すように、執刀医は器具5aのごく先端部45を用いて少量の組織32を把持するだろう。電極ジョー18a、18bが把持される組織片の長さに比べて長く、組織32がジョー18a、18bの先端55a、55bに隣接する個所においてしか把持されない場合、ジョー18a、18bの中央とその基端部分57a、57bに隣接する孔26a、26bから出る生理食塩水は、先端部45の先端55aに向かって流れることができなくなり、上位のジョー18aに沿って漏れる可能性もある。電極25aの上面47（即ち、組織に直面する面）の表面張力と溝の28aの形状寸法は、生理食塩水の流れを溝28aの中に引き止めるよう作動するが、重力は表面張力の効果を上回り、集めた生理食塩水を向き合うジョー18bに直接流すことになる。これは前述のように望ましくない効果をもたらすだろう。
【０１７３】
本発明の別の典型的な実施形態では、図１７の器具5bが示すように、２つの摺動ガター39a、39bを設けることによって生理食塩水の流れを集め、先側の組織32に向けることができる。この実施形態では、生理食塩水は把持される組織のそれぞれの側に位置する領域33で一方のジョー18aから他方のジョー18bへ流れることができるが、他方のジョーに達する前にその大部分が沸騰してしまう。この実施形態によれば、ガター39a、39bはプラスチックとプラスチックで被覆した金属のようないずれの非電導性材料からでも作ることができる。図8に示すように、レバー21の起動の一部として、ガター39a、39bは器具5aの先端55a、55bに向かって滑ることができ、組織の存在により自動的に止まる。代替方法として、基側・先側に向けてガターを動かすための別の機構動作の一部として、例えば、ばねによってガター３９a、３９bを先端55a、55bに向かって前方に滑らせることもできる。言い換えれば、このばねが伸びた時、電極25a、25bを覆うように、ジョー18a、18bの先端55a、55bに向かって先側へガター39a、39bを動かす方向にばねを設けることができる。逆に、ばねの圧縮方向では、組織32の存在がばねを圧縮してジョー18a、18bの基端57a、57bに向かってガター39a、39bを動かす。非電導性のいずれの適切な材料からでも、例えば、プラスチックからガター39a、39bを作ることができる。
【０１７４】
図１８は、図１７に示したガターの概略断面図を示す。図１８の断面は、ジョー18a、18bの非電導性部分27a、２７ｂ、生理食塩水マニホールド24a、24b、電極25a、25b、孔26a、26b、溝28a、28b、切開機構31のためのスペース47a、47b、およびガター39a、39bを示す。ガター39a、39bの先端49a、49b近くでは、ガター39a、39bが組織32(図10に示す)にすり寄って押されても、ジョー18a、18bにおける流出溝62a、62bが組織32の縁の上に生理食塩水を流れさせることができる。
【０１７５】
図１９〜２１において、本発明の別の典型的な実施形態を器具5cにより示す。
【０１７６】
この実施形態では、先の実施形態と同様に、RFエネルギーを使用することで組織が加熱されている箇所に生理食塩水の流れを導くための機構を含み、組織32の存在により生理食塩水の付与をジョー18a、18bの領域に制限する生理食塩水付与機構を提供する。生理食塩水の流れを導くための機構は、１つ以上の組織作動弁51a、51bを含むことが望ましい。図１９〜２０において、器具5cのジョー18a、18bは隆起した部分52a、52bがプランジャーピン40a、40bの中くらいの部分にあり、ピン40a、40bが電極25a、25bにおける孔26a、26bに着座することができるよう構成されたピン40a、40bを含む。ピン40a、40bは更にに組織に接触するピン先端部41a、41bを含んでいることが望ましい。ピン先端部41a、41bは、組織損傷を減らすために、丸いか、または無外傷性である（即ち、鈍い）ことが望ましい。
【０１７７】
ガイドチューブ42a、42bはピン40a、40bを保持し、ばね43a、43bは凹部56a、56bの中へピン40a、40bの隆起部分52a、52bを押し、マニホールド領域24a、24bからの生理食塩水の流れを封止するために伸長力を供給することが望ましい。使用中に、ジョー18a、18bが組織を圧縮する時、ピン先端部41a、41bは組織に接触する。組織が圧縮される時、組織は先端部41a、41bに接触して上向きにピン40a、40bを押し上げるばね43a、43bの圧縮力を上回ることにより、凹部56a、56bからピン40a、40bの隆起部分52a、52bを離座させ、ピン40a、40bとカウンター・シンク孔26a、26bの間の環状の間隙を通して生理食塩水を44a、44bの矢印の方向に流れさせる。
【０１７８】
図２１は、組織３２を圧縮し、高周波により加熱するジョー18a、18bの領域だけに一連の組織作動弁51a、51bが生理食塩水の流れを供給するよう機能する一実施形態の概略図を示す。図１９−２１においては、組織32は領域60において圧縮され、孔26a、26bは生理食塩水の流れを組織処置場所に流れさせるために開いている。以上に説明したように、組織は先端部41a、41bに接触することにより、上向きにピン40a、40bを押し、凹部56a、56b（図２０に示した部分）からピン40a、40bの隆起部分52a、52bを離座させる。この相互作用は、器具5cから処置される組織32へ生理食塩水を流れさせる。図の領域６３では、組織は器具5cのジョー18a、18bの間で圧縮されず、このため孔26a、26bは器具5cからの生理食塩水の流れに対して閉じられている。ピン40a、40bの先端部41a、41bが組織32に接触しないので、ピン40a、40bには孔26a、26bの凹部56a、56b（図１９に示す）の中の着座位置から離される力は掛からない。
【０１７９】
組織の存在により生理食塩水の付与をジョーの領域に限定する生理食塩水付与機構を提供することに加えて、ガター39a、39bとピン40a、40bはジョーの中の組織の大きさに関連した出力を供給することができ、そうすることによりジョーの間に位置する組織の寸法、領域または容積を決定する機構の一部として使用されることもある。
【０１８０】
ジョーの間の組織の容積が予定組織処置時間に直接に関連し、それに相関するであろうことが判った。その結果、ジョーの間の組織の容積が判れば、確立した相関関係から予定処置時間も判明する。その結果、手術中に、実際の組織処置時間を予定組織処置時間と比較し、マイクロプロセッサーのメモリーや印刷した一覧表などで保存できる。そして、実際の組織処置時間が予定された組織処置時間と等しいかそれより長いと判明した場合、電気手術器具の使用者に予定組織処置時間に達したか、またはそれを超えたことを知らせれば、使用者は新しい組織処置場所に移ることができる。
【０１８１】
殆どの場合、組織処置場所がジョー18a、18bの幅に亘って延びるので、図１２に示したように、ジョー18a、18bの間の組織の幅 を考える際に、組織の幅Wをジョー18a、18bの幅で近似することができる。典型的な幅Wは、約8mm以下である。
【０１８２】
上記のように、ジョー18a、18bの間の組織32の長さを考える際、例えば、ジョー18a、18bの先端55a、55bとガター39a、39bの先端49a、49bの位置を比較することによって、長さLを決定することができる。ガター39a、39bの先端49a、49bがジョー18a、18bの先端55a、55bまで延びているとき、その間の組織の長さはゼロに等しい。そして、ガター39a、39bの先端49a、49bが組織32に妨げられ、ジョー18a、18bの先端55a、55bから基側に向けて引っ込むにつれて、ガター39a、39bの先端49a、49bとジョー18a、18bの先端55a、55bの間の線形変位は組織32の長さLを構成する。組織の典型的な長さは、約30mm以下である。
【０１８３】
ガター39a、39bの先端49a、49bとジョー18a、18bの先端55a、55bの間の線形変位の計測は、望むべくはガター39a、39bの側面、ジョー18a、18b、またはハンドルの上などのように器具5a上にある寸法目盛り（例えば、定規）などの測定スケールまたは時間スケールと機械的に相関することが望ましい。計測は、単位なし、または組織寸法（例えば、長さ）、組織部位や組織容積の入力から構成できる。代替方法として、線形変換器などの線形センサーを用いて、その線形変位を電気機械的に測定スケールに修正することができ、線形変位に対応する電気的出力信号をマイクロプロセッサーのメモリーに記憶しアルゴリズムで操作することにより、線形変位の計測値を提供できる。
【０１８４】
一旦ジョー18a、18bの間の組織32の長さが判明すれば、図２２に示すように、ジョー18a、18bの間にあり、ジョー表面29a、29bに垂直な組織面積を幾何学的方法から決定することができる。より詳しくは、ジョー18a、18bがピン77などの共通のピボットの周りに保持される状況においては、三角形の面積が関与する単純計算を行ってその組織の面積を決定することができる。例えば、図22に示すように、ジョー18a、18bはピボットの回転軸の周りでジョーの完全に閉じられた位置から等しい角度で位置し、第１上側と下側でそれぞれ直角三角形を形成し、各三角形の斜辺は回転軸からそれぞれのジョー18a、18bの先端55a、55bまで延びている。それぞれの第１上側の三角形と第１下側の三角形の中には、より小さい第２上側と下側の直角三角形があり、各三角形の斜辺は回転軸線からガター39a、39bの先端49a、49bまで延びている。それぞれの第１の、より大きい上下の直角三角形の面積から組織32の存在しないそれぞれの第２の、より小さい上下の直角三角形の面積を差し引けば、残る面積を組織の面積とすることにより、ジョー18a、18bの間の組織の面積を決定することができる。
【０１８５】
以上に述べたように、それぞれの第１と第２の上下の直角三角形の面積を決定するため、各三角形のそれぞれの斜辺の長さとジョー18a、18bの完全に閉じられた位置からの角変位を知ることが望ましい。それぞれの大きい上下の三角形の斜辺の長さに関しては、斜辺の長さはジョー18a、18bの先端55a、55bとピボットの回転軸の間の長さ、即ち、ピン77によって定められる。典型的な長さは、約45mmである。それぞれの第１の、より小さい上下の三角形の斜辺の長さに関しては、それぞれの第１の、より小さい上下の三角形の斜辺の長さから上記で決定された組織の長さLを差し引くことにより、それぞれの斜辺の長さを決定することができる。上記のように、組織の典型的な長さは約30mmである。その結果、第１の上下の三角形の斜辺の典型的な長さが45mmである時、それぞれの第１の小さい上下の三角形の斜辺の長さは約15mm（即ち、45mm−30mm）となる。
【０１８６】
完全に閉じている位置からのジョー18a、18bの角変位に関しては、ジョー18a、18bでの典型的な角変位はそれぞれ約6度以下である。典型的な実施形態では、ジョー18a、18bは片側につき約20度の角変位を提供し、それぞれのジョー18a、18bが開・閉した場合には、約40度以下の総角変位能力を提供するよう構成されている。
【０１８７】
30mmの典型的な組織の長さ、片側あたり6度のジョー18a、18bの典型的な角変位、およびジョー18a、18bの先端55a、55bとピボットの回転軸の間が45mmの典型的な長さの場合には、組織の横断面積は約187mm２（1.87cm２）からなると見積もられる。容積に関して、典型的なジョーの幅が8mmである場合、ジョー18a、18bの間の組織の体積は約1496mm3 （1.496立方センチメートル）となる。
【０１８８】
ジョー18a、18bが機械的に細長の部材67aと連結されていると仮定すれば、その角度位置を細長い部材の先側への線形変位に相関させることができる。したがって、ガター39a、39bと同様に、細長の部材67aの線形変位を測定スケールに相関させることができる。更に、測定スケールは組織32の長さLとジョーの角度位置の両方を利用することが好ましい。
【０１８９】
図２３で示されるように、一つの典型的な実施形態において、ジョーの間の組織32の長さLを25%、50%、および100%などジョーの長さとの百分率で相関させることができ、その百分率はジョー18a、18bの側面上など器具の上に使用者が判読可能か、またはその他の検知可能な方法で示す。そして、得た割合は、器具に位置するが望ましいダイヤルゲージ96のための多次元のダイヤル目盛り96dを形成する同心円96a-cの形態で表すことができる。したがって、ジョー18a、18bの側面で（組織の長さLに相関する)ジョーの長さとの百分率として読み取られた値は、器具のダイヤルスケール96dの一つと直接相関させることができる。
【０１９０】
ダイヤルゲージ96のダイヤル96eに関しては、ダイヤル96eの位置をラック・ピニオンを用いて（直接ジョー18a、18bの角度位置に関連する）細長い部材67aの位置と直接相関させることができる。例えば、図２４に示すように、ラック96fはダイヤル96eが接続されているピニオン96gに連動する細長い部材67aの上に配置することができる。したがって、細長い部材67aの変位をダイヤルゲージ96のダイヤル96eの位置と相関させることができる。各ダイヤルスケール96dは、ジョー18a、18bの間の組織の体積より、むしろ組織32の処置に必要な時間の近似値と相関させることが望ましい。このように、組織処置で実際に経過した実時間が、器具5aによって提供される近似された組織処置時間と等しいか、またはそれを超えたのを確証するため、器具5aの使用者は器具5aを使用することにより、組織処置時間の近似値を時計などの実際のタイミング装置の時間と相関させることができる。
【０１９１】
一般に、電極25a、25bの実質的に線状の貫通孔26a、26bは電導性流体を処置場所に供給する。
【０１９２】
しかしながら、器具5dとして図25に示した代替の実施形態においては、これらの孔は金属などの多孔質材料の形態で提供される。
【０１９３】
この実施形態で、電極25a、25bは非多孔性固体材料を通る不連続な実質的に線状の孔を含んでいないが、電極25a、25bと電極面自体が処置場所に流体を注入するための曲がりくねった通路により多孔性に作られている。
【０１９４】
多孔性の焼結金属は、多様な材料（例えば、316Lステンレス、チタニウム、ニクローム、および同種類）のものと、多様な形態（シリンダ、ディスク、プラグ、および同種類）のものをHenderson、NCのPorvairなどの会社から購入可能である。
【０１９５】
多孔質金属部品は、焼結金属粉末法によるか、または互いに繋がる細孔（開放された孔）を形成するように焼き抜けができる材料と金属の二つの部分が組合わされる射出成形することにより形成することができる。
【０１９６】
焼結の場合には、通常、例えば固体材料微粒子を熱と圧力の下で鋳型の中に置くことにより粒子の表面を軟化し、お互いに接着させると、細孔が粒子の間隙で構成される。
【０１９７】
代替方法として、材料の焼き抜けにより多孔性が形成される場合には、焼結のように粒子の間隙が多孔性を提供するのではなく、一般に焼き抜け温度より低い融解温度を有する成分の除去による材料の部分的な内容除去である。
【０１９８】
この実施形態では、流体は細孔が開いている至る所で電極25a、25bから流れ出る。
【０１９９】
このような多孔質金属電極部品25a、25bの外面（即ち、組織処置にかかわる器具5dの一部を含まない部品25a、25bの部分）は、細孔を塞ぎ、生理食塩水の流れと電気エネルギーの通過の両方を抑制する重合体コーティングなどの材料で覆うことが望ましい。
【０２００】
代替方法として、器具5dは、生理食塩水の流れを抑制することが望まれる領域で、生理食塩水の流れを抑制するためにガター39a、39bを含むことができる。更に別の実施形態では、多孔質ポリマーが多孔質金属の代わりに使用される。ポリマーは一般に非電導性ではあるが、供給された電導性流体は、多孔質ポリマー壁を通して処置するべき組織にRFエネルギーを伝える。
【０２０１】
適切な材料は他にもあるが、高温開放された細孔シリコンフォームと多孔性ポリカーボネートなどが挙げられる。
【０２０２】
材料の焼結や内容除去と異なり、開放された細孔ポリマーフォームでの多孔の形成は、通常、セル状構造を形成する形成段階か溶融段階で、化学的または物理的にポリマーにガス気泡を導入することによって達成される。
【０２０３】
しかしながら、材料の焼結や内容除去もポリマー材料に使用されることがある。
【０２０４】
多孔質セラミックもまた、電導性流体の流れを供給し、高温に耐え、および製造目的に合わせて機械加工または成型が可能であり、一般に非電導性の部類に入る。
【０２０５】
使用される材料は、流体の流れと電気エネルギーの両方を伝えることが望ましく、その結果、多孔性の炭素充填ポリマーのような、高電導性の金属と低い電導性のポリマーの中間の特性を持つ素材も考慮の対象となる。
【０２０６】
これらの実施形態では、流体は電極に沿って供給され、多孔質材料は電極の製造に使用される。本発明によれば、電極の全てまたは一部が多孔性であってもよい。
【０２０７】
多孔質材料における孔26a、26bの細孔寸法（断面寸法）は、約2.5マイクロメーター（0.0025mm）〜 500マイクロメーター（0.5mm）の範囲にあることが望ましく、約10ミクロメータ（0.01mm）〜 120ミクロメータ（0.12mm）の範囲にあることがより望ましい。更には、多孔質材料の細孔寸法は、約20マイクロメータ（0.02mm）〜80マイクロメーター（0.8mm）の範囲にあることが望ましい。
【０２０８】
以上に述べるように、ジョー18a、18bの流出溝62a、62bは、ジョー18a、18bの外部に開かれているジョー18a、18bからの流体流出口を提供する。代替の実施形態においては、ジョーからの流体流出口は、独立した開口部より、むしろ、例えば多孔質材料（前述の金属、ポリマーまたはセラミックなど）の一部として、多孔質構造の形態で提供されることがある。例えば、図26の器具5eに示すように、少なくとも器具5eのジョー18a、18bの外壁59a、59bの壁部分64a、64bが多孔質材料で構成されることが望ましい。図示されるように、外壁64a、64bの多孔質材料は、凹部28a、28bによる流体流路の側面を含む入口表面、および非組織操作表面を構成する流出口表面56a、65bからなる。更には、多孔質材料は組織操作表面29a、29bからなる追加流体出口表面から構成されることが望ましい。入口表面と出口表面は、多孔質材料内における多くの曲がりくねった経路によって繋がっている。
【０２０９】
図のように、多孔質材料が、組織処置場所と組織32から先側か離れて非組織操作表面65a、65bで終わり、多孔質材料流体出口表面の一部だけが組織32に接触する（即ち、組織操作表面29a、29bが組織32に接触している）ことが望ましい。使用時に、多孔質材料の流体出口表面全体が組織32に接触し、それにより覆われるなら、多孔質材料の細孔は遮断され、流体のための出口として機能しないかもしれない。図のように、壁部分64a、64bは、少なくとも組織処置の間は組織32に接触しているジョー表面29a、29bの一部からなる。また図のように、多孔質材料は、ジョー18aにより示したように、電極25aの少なくとも一部分と寄り添うことがある。また代替方法として、図のように、多孔質材料は少なくとも器具5eのジョー18a、18bの内壁61a、61bの壁部分からなることもある。
【０２１０】
多孔質材料は、多孔質材料の細孔に流体を吸い上げられる（即ち、流体を毛細管作用または毛管現象により吸い込む）ことが望ましい。多孔質材料の細孔への流体の吸い上げを促進するため、例えば、後処理（例えば、ハイパー洗浄、エッチングまたは微細粗化などのプラズマ表面処理、プラズマによる表面分子構造の改質、表面化学活性化または架橋）の有無にかかわらず多孔質材料自体、またはそれに塗布した界面活性剤などのコーティングを用いて提供できる親水性材料により多孔性部材が構成されることが望ましい。
【０２１１】
ジョー18a、18bの流体流出口をより均一に配置することに加えて、壁部分64a、64bの多孔質材料は他の利点を提供する。例えば、流出溝62a、62bなどの独立した開口は、0.276ミリメートル（0.007インチ）のサイズ以下に成形や機械加工することが難しい。逆に、多孔質材料は、より小さい寸法の出口を提供することができる。更に、一旦流出溝62a、62bが流体で満たされれば、出口溝62aの中の流体により表面張力流れバリアーが形成され、追加の流体の流れを抑制することがある。逆に、前述の吸い上げにより、溝28a、28bから多孔性を通して流体が伝えられることがある。
【０２１２】
外壁59a、59bの外部表面65a、65bに沿ってまたはジョー18a、18bの外部での流体出口の提供に加えて、多孔質材料は把持するか、またはその他の方法で組織32を操るジョー表面29a、29bの中に流体出口を提供する。その結果、加熱された、及び/又は電流が流れる流体をジョー表面29a、29bに供給することができるので、（電導性流体の場合に）流体を流れる熱、そして/又は、電流は、ジョー表面で流体を放散しない場合より広い組織封着領域を形成すること可能にする。
【０２１３】
以上に加えて、組織32に接触しているジョー表面29a、29bが流体を放散する場合には、ジョー表面が流体を放散させない場合に比べてジョー表面に組織32が付着する傾向が弱まる。更には、多孔質材料の粗さは、適切に組織32を把持するためのジョー表面29a、29bのノコ歯切欠きの必要性(そして、関連した組織の損傷)を減少することもできる。
【０２１４】
壁部分64a、64bは接着剤によってジョー18a、18bの他の部分に接合されることが望ましい。接着剤は熱硬化性ポリマーが望ましく、Delaware、OhioのEngineered Material Systems Inc.から購入可能な、EMS502-09の名称で販売される単一成分エポキシ熱硬化性接着剤からなることがより望ましい。他の実施形態では、接着剤は熱可塑性のポリマーからなることもある。更に他の実施形態では、壁部分64a、64bは、別の接着剤による接着結合以外の接合方法により、ジョー18a、18bの他の部分に接合されることがある。例えば、壁部分64a、64bは自然発生的にジョー18a、18bの他の部分に接着されることがある。言い換えれば、結合物質が壁部分64a、64b、及び/又はジョー18a、18bの素材自身からなる場合であり、接着剤のような別の材料の使用ではない。
【０２１５】
壁部分64a、64bとジョー18a、18bの自然発生の結合を実現するため、2つの材料の間の界面（例えば、接触位置）に熱と圧力が加えられる。壁部分64a、64bとジョー18a、18bに対する熱と圧力の作用により、少なくとも熱が加えられるジョー18a、18b、及び/又は壁部分64a、64bの表面の部分を軟化、そして/又は、溶融し、付着特性を与える。通常、ポリマー溶融物の薄層（ジョー18の壁64の少なくとも一方がポリマーで構成されている場合）を接合すべき表面の少なくとも一方の上に形成し、この時、壁部分64a、64bとジョー18a、18bを押し合わせることができる。次に、この材料は冷やされて、表面を接着し、この時、締め付ける力を取り除く。
【０２１６】
上記の説明は、熱的自然発生の結合として特徴付けることがより適切であろう。換言すれば、自然発生の結合は、結合するべき部材の少なくとも一方に熱を適用例することで達成される。更には、熱的自然発生の結合が起こる温度は「熱的自然発生の結合温度」と呼ぶことができる。
【０２１７】
自然発生の結合はまた、熱なしで行われることもあり、例えば、結合するべき部材に適切な溶剤を塗布することにより結合するべき表面を「軟化」する。付着は溶剤の蒸発、隣接している材料の中への溶剤の吸収、及び/又は界面を通しての液化した重合体分子または分子鎖セグメントの拡散により実現される。
【０２１８】
接着剤と自然発生の結合に加えて、壁部分64a、64bとジョー18a、18bの結合は、次に挙げる方法に限定するものではないが、振動溶接、超音波溶接、高周波溶接、電磁溶接、誘導溶接、摩擦圧接、熱風溶接、ホットプレート溶接、熱かしめ、接着結合、またはねじを含む機械的係止具などによる機械的固着など、自然発生かどうかにかかわらず適切な方法により実現することができることは理解すべきである。
【０２１９】
先にここに述べたように、電極と組織の間の界面における流体結合の存在は、付着、乾燥、煙の発生、および炭化物形成などの望ましくない効果を抑制する。しかしながら、これも先にも述べたように、流体の流量が制御されないと、電極と組織間の界面で過度の除熱を引き起こし、組織処置時間を増加する可能性があるので望ましくない。したがって、電極と組織間の界面にある流体の量は、相対する考慮事項のバランスをとらなければならない。図１８、および他の実施形態において示すように、溝28a、28bの幅は溝28a、28bの深さより大きい。
【０２２０】
あまりに多くのエネルギーがその間の流体結合において失われるほど組織が電極25a、25bから離れるのを防ぐために、溝の深さに対する溝の幅の縦横比は、いつも1.0以上であることが望ましい。溝の典型的な深さは約0.03インチ未満であるが、溝の典型的な幅は約0.04インチ以上である。
【０２２１】
更に合い対する関心事項のバランスを取ろうとする際、前述のように、電極25a、25bの上方にある流体流路を取り除くことができ、電極25a、25bはジョー表面29a、29bと同平面であり、少なくともその一部を含むことができる。図27-31の実施形態5fに示すように、電極25a、25bは、組織操作ジョー表面29a、29bの周囲の外部と内部と事実上の同平面であるよう構成されている。より詳しくは、図29に最もよく示されるように、電極25a、25bは組織操作ジョー表面29a、29bの周囲の部分と同平面であるよう構成されている。しかしながら、製造の許容誤差のため、電極25a、25bは、実際には組織操作ジョー表面29a、29bの周囲の内・外部から約±0.010インチ上下する範囲に入る可能性がある。
【０２２２】
溝28a、28bと電極25a、25bにある対応する流体流路が削除されている場合、器具5fについては、電極25a、25bに寄り添う組織32と電極25a、25bの接触は大幅に緊密度を増すことになる。電極25a、25bとの緊密な接触の増加のため、以上にここに述べたように、器具5fから供給される流体は非導電性流体で構成されることがより望ましい。このように、電極25a、25bから供給される電流は、流体を通して失われることはなく、前述の分路問題も解決される。
【０２２３】
電極25a、25bの上方にある溝28a、28bと対応する流体流路の削除により、電極25a、25bを通して延びる流体出口孔26a、26bは、電極25a、25bの表面の上に横たわる組織32により塞がれる傾向がある。このことが起これば、流体が孔26a、26bから流れることが不可能なら電極25a、25bの下の流体の沸騰を引き起こし、マニホールド24a、24bからの流れに対して抵抗圧をもたらす可能性もあり、望ましくない。その結果、ジョー18a、18bは、器具5fの使用時に組織により塞がれないよう組織との直接接触から離れた、組織との直接接触が実質的に不可能な場所で、かつ組織操作ジョー表面29a、29bから遠くに、少なくとも一つの流体出口を備えていることが望ましい。図27〜31に示されるように、ジョー18a、18bはジョー18a、18bの基端にある流体出口82a、82bの形態でそのような流体出口を備えている。更には、図のように、出口82a、82bは、軸17と組織止め95a、95bによって保護されている。
【０２２４】
電極25a、25bの上方にある溝28a、28bと対応する流体流路が削除されるので、電極25a、25bの表面の間の流体の量は大幅に減少するかもしれない。ハンドル20に対して先端部を下に向け器具5fを使用した場合、基側流体出口82a、82bからの流体はまだ電極25a、25bの表面を濡らすことができるが、それでも溝28a、28bの削除は界面での流体の量を減少させる。電極25a、25bへの組織の付着を防ぐために、ジョー18a、18bから、特に電極25a、25bからマニホールド24a、24bに流れる流体に熱を伝え、施術の間、電極の温度が70℃〜120℃の範囲に、特に80℃〜100℃の範囲に維持されるようマニホールド24a、24bが構成されることが望まれる。
【０２２５】
不注意による組織の切開を防ぐか、またはそのトラウマを減少するために、ここに開示された特定の実施形態のような鋭い外縁を持つよりも、むしろ組織操作ジョー表面29a、29bの周辺縁はハス縁で構成されてもよい。更には、ハス縁は、電極25a、25bに隣接して把持面の中間部分に位置する組織で熱に変換される電力と力の大部分を集中するよう構成されている。
【０２２６】
様々な実施形態において、電極25a、25bの表面と流体源1からの流体との関係は、電極25a、25bが組織を把持していない内に流体が連続した薄膜塗装を形成するよう電極25a、25bの表面を濡らし、孤立した細流または円形の滴を電極25a、25bの表面に形成しないものであることが望ましい。接触角(θ)は、液体による固体の濡れの定量的計測である。幾何学的には、その角度は液体、ガス、および固体が相交わる三相界面において液体が形成する角度として定義される。関連する素材の熱力学については、接触角θは方程式γLV cos θ = γSV ? γSL から求められる三相の間の界面自由エネルギーにかかわるものであり、ここではγLV、γSV、およびγSLがそれぞれ液体/蒸気、固体/蒸気、そして固体/液体の界面エネルギーを意味する。接触角θが90度未満であるなら、液体が固体を濡らすとされている。接触角が90度以上であれば、液体は非濡れ性である。接触角度θがゼロの場合は、完全な濡れを表す。したがって、接触角は90度未満であることが望ましい。
【０２２７】
更に説明すると、上記の方程式から接触角θが求められることが知られているが、実は接触角θは多くのモデルにより近似値として決定される。First Ten Angstroms社(住所：465 Dinwiddie Street, Portsmouth, Virginia 23704)からの"Surface Energy Calculations"「表面エネルギー計算」(2001年9月13日)という題名で出版された刊行物によると、接触角θを近似するのに広く使用される5つのモデルがあり、愛用者の少ない他のいくつかのモデルもある。5つの有力なモデルとその同義語は、以下の通りである。
【０２２８】
(1) Zismanの臨界濡れ張力、(2) Girifalco、Good、Fowkes、Youngの二液法、(3) Owens、Wendtの幾何平均法、(4) Wuの調和平均法および(5) Lewisの酸/塩基理論がある。更に、First Ten Angstroms刊行物によれば、公知の、性質がよく分かっている表面の場合には、モデルによって接触角θの値が25%も異なることがある。更に説明すると、残る4つのモデルがその実施形態の要求を満たさない接触角度θを算出しても、本発明の特定の実施形態に要求される接触角θまたは接触角θの特定範囲にある接触角度θを計算する上記5つのモデルの何れかのモデルは、その実施形態の要求に応じたものであると見做されなければならない。
【０２２９】
ここまでは、本発明は双極式の電気手術器具に関して説明してきたが、本発明と関連した使用に際して他の電気手術器具を容易に適合させられることは明らかであろう。例えば、電気手術器具を単極式器具として提供することができる。この実施形態において、双極式器具であれば接続されるワイヤの一方は、患者の背中、または他の適切な解剖学的部位に位置する接地パッド分散性電極に行く。最小限、電気手術器具は、RF電力と流体を組織に供給することができる。例えば、器具は、流体を組織に伝えるための内部ルーメンを持ったまっすぐな針を含むことができる。代替方法として、電気手術器具は、ループ、鉗子、羽根、および同種類の構成からなることもできる。
【０２３０】
ここに記載された本発明に関連して使用できる他の適切な電気手術器具は、米国特許出願No.09/668403（2000年9月22日出願）、Mulier達等による米国特許No.5897553 “Ball Point Fluid−Assisted Electrocautery Device”「ボールポイント型流体補助式の電気焼灼器具」、 Mulier達等による米国特許No.6063081“Fluid-Assisted Electrocautery Device”「流体補助式の電気焼灼器具」、Mulier達等による米国特許No.6096037“Tissue Sealing Electrosurgery Device and Methods of Sealing Tissue”「組織封着用電気手術器具と組織封着の方法」等に記載された器具を含むが、これらに制限するものではない。
【０２３１】
以上に説明されたステムの一つまたは複数の特徴は、特別注文RF発電機に組み込むことができる。この実施形態は、一つまたは複数の利点を提供することができる。例えば、このタイプのシステムは、使用者のためにスペースを節約し、総合的な複雑度を減少することができる。また、このシステムは、製造企業が低インピーダンス負荷に供給される電力の増加を可能にし、それにより更に望みの組織効果に達する時間を減少することができる。これは、インピーダンスに対する電力曲線の低いインピーダンス傾斜48の勾配を削除するか、または減少することにより、図５の曲線を変える。
【０２３２】
厚い組織を有効に処置するには、RF電力を断続パルスでオン・オフできる能力が有利なことがある。場合によっては、電極と組織間の界面は100℃で沸騰していても、組織深部の温度は急速に100℃の乾燥点を超えて上昇することもある。これは、組織の深部に発生する蒸気が早く沸騰し過ぎて、表面に向かって突出する「飛び出し」として現れる。本発明の一実施形態においては、使用者がRF電力の「パルス」モードを選択できるよう制御装置か特別注文発電機の上にスイッチを設ける。更には、この実施形態におけるRF電力システムは、ソフトウェアによって制御されることが望ましい。
【０２３３】
実施形態によっては、電導性流体が電気手術器具から放出される前にその温度を制御することが望ましい場合もある。一実施形態においては、生理食塩水の外に出て行く流れに対し、生理食塩水を加熱・冷却できるよう熱交換器が提供されている。熱交換器は、電気手術器具の一部として、または、外囲体14のようなシステムの別の部分の一部として提供されることがある。生理食塩水を沸騰以下の所定レベルまで予熱すれば、RFが初めにオンにされるとき、器具の過渡起動時間を減少し、組織の凝固を引き起こすのに必要な時間を減少する。代替方法として、電極と組織間の界面で、特定の組織を保護し、より深い組織だけを処置したい場合、生理食塩水を予冷することは役立つ。この実施形態の1つの典型的な適用例は静脈瘤血管の処置であり、この場合は皮膚表面への熱的損傷を避けることが望ましい。それと同時に、熱的凝固を用いてその下にある血管を縮めるために処置がおこなわれる。したがって、望みの処置効果を得るため、手術器具からの放出の前に電導性流体の温度を制御することができる。
【０２３４】
他の実施形態においては、組織処置場所で100%沸騰以上の沸騰を生じる生理食塩水の流量を供給するよう流量コントローラが修正されている。例えば、（図1に示す）流量コントローラ11の選択スイッチ12は、沸騰の110％、120％、およびより大きい割合に対応する設定を含むことができる。執刀医が厚い組織に直面し、この組織の肉厚により電極ジョーから逸れてしまう熱伝導が増加するような場合には、上記のより高い設定は執刀医の役に立つ。基本制御方法では熱伝導を無視しているので、100％沸騰にセットしても、熱伝導の量により、80％の90％沸騰となることもある。ここに含まれる教訓によれば、流量コントローラのスイッチは、組織処置場所で望みの生理食塩水沸騰を得るため、どのような望ましい流量設定も含むことができる。
【０２３５】
本発明のいくつかの実施形態は、現在の電気手術用技術と器具に比べて、一つまたは複数の利点を提供することができる。例えば、本発明においては、速やかに望みの組織効果（例えば、凝固、切開など）に達することが望ましい。望ましい実施形態において、積極的に生理食塩水の流量の量（Pに対するQ）と位置（例えば、ガターを用いて先側に向けて組織へ流体を向けるか、または孔を用いて流体の流れを向ける、またはその他の同種類の方法）の両面で制御することにより、電気手術器具は熱い非乾燥性電極・組織間の界面を作り出し、速い熱的に誘発された組織凝固効果を引き起こすことができる。
【０２３６】
開示した器具の使用は、肝臓切除術などの施術の際に、大幅に失血を減少することができる。右側肝切除術による典型的な失血は、５００〜１０００立方センチメートルである。肝臓の離断前の凝固を行うため、ここに開示した器具を使用すれば、５０〜３００立方センチメートルの範囲の失血となる。失血をこのように減少させれば、輸血の必要性が下がるか不要となり、これに伴い、長期の入院や癌の再発の可能性等の輸血に関連する消極的な臨床結果と費用も減少するか、または除くことができる。
【０２３７】
器具の使用は、胆管の改善された封着を保証し、主要な手術合併症であると見なされる術後の胆汁漏出の発生率を減少することができる。ここに開示された器具の使用は、リニアーステープラーを使う場合に比べて肺切除術後の空気漏れの発生率が低い。空気漏れのこの減少は、入院期間の長さと胸腔チューブが胸腔に留まるべき期間を短縮することができる。どのような異物も、肺の組織の空気漏れと失血の封着には不要なので、ここに開示した器具の使用は、吐き出されるステープラ（患者が咳をして出すステープラー）の頻度を減少することができる。病理学者が組織サンプルから何十もの小さいステープラーを慎重に取り除く必要はないので、ここに開示される器具の使用は、楔状切除術の一部として生体組織検査のために取り出された肺臓組の組織病理学的検査を早めて、簡素化することができる。
【０２３８】
本発明のある実施形態においては、器具に内装した温度検出器、または特別注文専用発電機を使用せずに組織の速い処置を行うことができる。望ましい実施形態においては、内蔵の温度検出器などの組織センサーや、どのような特別注文発電機も存在しない。本発明は、器具への流量を制御するための手段を提供し、それにより多様な汎用発電機と共に器具と流量コントローラが使用可能であることが望ましい。望みの電力を供給するために、流体送達システムと流量コントローラと共にどのような汎用発電機でも使用することが可能であり、流量コントローラは、電力を受け入れて、制御方法に従って絶えず生理食塩水の流量を調整する。発電機は本発明により積極的に制御されないので、本発明によっては規格の発電機を使用することが望まれる。器具からのどのような積極的なフィードバックもなく、生理食塩水の流量の制御は「開ループ」によるものが望ましい。したがって、この実施形態では、生理食塩水の流量の制御はフィードバックによらず、むしろ器具に供給されるRF電力の計測による。
【０２３９】
もう一つの面では、本発明は迅速かつ有効に多様な組織片サイズの封着を行うことができる電気手術器具の設計を提供することが望ましい。電気手術器具は、さまざまな組織のサイズと厚さを処置する能力を改良する多くの特性を提供する。望ましい実施形態は、例えば、80〜１００％等の高％沸騰に向かって生理食塩水の流れを制御する能力を提供する。このように、生理食塩水が他方の電極へ流れ始める前に、それを沸騰させて除くか、または生理食塩水が他方の電極へ流れる途中でそれを沸騰させることによりRFの分流を減少することになる。もう一つの面では、ある望ましい実施形態が電極に関連してガターを含んでいる。この実施形態では、生理食塩水の流れは組織処置場所に向けられ、それにより全てか実質的に全ての電導性流体を処置場所に供給する。したがって、処置される組織は、ここに述べる管理された電導性流体の沸騰を利用することにより、乾燥から十分に「保護」される。組織作動ジョーは、RF電力が熱に変換される箇所の近くに電導性流体を供給する別の方法を提供することが望ましい。
【０２４０】
特許請求の範囲において、「操る」という用語は組織の把持、挟持、固定、切開、解剖、暴露、除去、抽出、回収、凝固、切除、またはその他の方法による操作、および同様の処置の機能を含むが、それらに制限するものではない。また添付の特許請求の範囲の目的では、>「組織」という用語は器官（例えば、肝臓、肺、脾臓、胆嚢）、非常に血管の多い組織（例えば、肝臓、脾臓）、軟組織と硬組織(例えば、脂肪質、疎性、骨、気管支関連リンパ系、海綿骨、軟骨様、索の、クロム親和性、瘢痕性、結合、弾性、胚、内皮、上皮、勃起、脂肪、繊維、膠様、腺、肉芽、相同性、未分化、間質、リンパ節様、リンパ系、間葉、粘膜関連リンパ系、粘液様、筋、骨髄、神経、骨性、細網、瘢、強膜、骨格、脾臓、皮下)、組織塊（例えば、腫瘍）などを含むが、これらに制限するものではない。
【０２４１】
以上の説明では、ここに開示される特定の双極式と単極式器具について説明したが、本発明による器具は、器官、組織、組織塊、および物体の把持、挟持、固定、切開、解剖、暴露、除去、抽出、回収、およびその他の方法による操作と処置のために構成・配置され得ることは容易に理解される。以上、本発明の望ましい実施形態を説明したが、本発明の趣旨および特許請求の範囲から逸脱することなく、様々な変更、適用例および修正が可能であることが理解されるべきである。したがって、本発明の範囲の決定は、以上の説明によらず、特許請求の範囲とそれらと同等の物の全体の範囲により決定すべきである。更には、特許請求の範囲は、必ずしも出願人の請求権をもつ本発明の最大限の範囲または本発明の唯一の請求方法を包括せず、すべて記載された特徴が必ずしも必要ではないことは理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【０２４２】
【図１】本発明の大体の制御システムの一実施形態、および電気手術器具を示した構成図である。
【図２】周辺組織への熱伝導を考慮に入れた場合の組織に供給されるRF電力（P）、生理食塩水の流量（Q）、および組織温度（T）の関係を説明した概略図である。
【図３】周辺組織への熱伝導を考慮に入れない場合の組織に供給されるRF電力（P）、生理食塩水の流量（Q）、および組織温度（T）の関係を説明した概略図である。
【図４】ピーク温度（T）６８に組織の加熱に必要な熱を考慮に入れた場合の組織に供給されるRF電力（P）、生理食塩水の流量（Q）、組織温度（T）の関係を説明した概略図である。
【図５】典型的な７５ワットのRF発電機出力の場合に沸騰している生理食塩水の割合と生理食塩水の流量（ｃｃ/分）との関係を示したグラフである。
【図６】双極モードにおける典型的な７５ワットの発電機出力の場合の負荷インピーダンス（オーム、Z）と発電機出力電力（ワット、P）との関係を説明した概略図である。
【図７】RF起動後の時間（秒、ｔ）と組織インピーダンス（オーム、Z）の関係を説明した概略図である。
【図８】双極式電気手術器具の一実施形態の概略側面図である。
【図９】双極式電気手術器具の一実施形態の断面で示した概略側面図である。
【図１０】図８に挙げる器具の先端を図１２の線１０-１０に沿う断面で示したクローズアップ概略側面図である。
【図１１】図８に示した双極式電気手術器具の概略平面図である。
【図１２】図１１に挙げた器具の先端部の断面で示した概略クローズアップ平面図で、ジョー１８aを取り外した場合である。
【図１３】図１１に挙げた器具の電極の断面で示した概略クローズアップ側面図で、生理食塩水を沸騰させない場合の生理食塩水の分路を示す。
【図１４】単一の生理食塩水分路に並列となる組織に対して電気的等価となる回路を説明する。
【図１５】生理食塩水対組織抵抗の比率 （Rs/Rt）と生理食塩水に分流させた電力の割合の関係を説明したグラフである。
【図１６】図１１に挙げる器具の電極の断面で示した概略クローズアップ側面図で、大部分の生理食塩水が組織の処置箇所で沸騰することを示している。
【図１７】図１１に挙げる器具の電極の断面で示した概略クローズアップ側面図で、生理食塩水を組織に向けて先側に流すため、２つのガターを外へ滑り出させた状態を示す。
【図１８】図１７の線A-Aに沿った概略クローズアップ断面図で、生理食塩水の流れを集め、先に向けるために配置された２つのガターを示す。
【図１９】図１１に挙げる器具のジョーの一実施形態の概略クローズアップ断面図で、ジョーには着座位置にある組織作動弁が含まれる。
【図２０】図１１に示す器具のジョーの一実施形態の概略クローズアップ断面図で、ジョーには離座位置にある組織作動弁が含まれる。
【図２１】図１１に示す器具のジョーの一実施形態の概略クローズアップ断面図で、ジョーには先側に流れを向ける複数の組織作動弁が含まれる。
【図２２】図１７のガターが組織の横断面積を得るために直角三角形と関連して用いられる状態を断面で示した概略クローズアップ側面図である。
【図２３】電気手術器具と共に使用できるダイヤルゲージのクローズアップ正面図である。
【図２４】図２３のダイヤルゲージを電気手術器具に接続するのに用いることのできるラックとピニオンの側面図である。
【図２５】図１７の線A-Aに沿った概略クローズアップ断面図で、ジョーの代替の実施形態を示す。
【図２６】図１７の線A-Aに沿った概略クローズアップ断面図で、ジョーの代替の実施形態を示す。
【図２７】別の実施形態における先端部の概略斜視図で、開放位置にあるジョーを示す。
【図２８】ジョーが閉位置にある図２７の先端部分の概略側面図である。
【図２９】図２８の線２９-２９に沿った断面図である。
【図３０】図２８の線３０-３０に沿った断面図である。
【図３１】図２７のジョー１８bの概略正面斜視図で、ジョー１８aが取り外され、電極２５bも取り外された場合である。
【図３２】図２７のジョー１８bの概略背面斜視図で、ジョー１８aが取り外され、電極２５bも取り外された場合である。

Claims (41)

  1. 組織処置システムであって、
    電源からの電力レベルの電力と、
    流体源からの流体流量の流体と、
    組織を処置するために電力と流体を同時に提供する手術器具と、
    少なくとも二つの非ゼロ流体流量間で流体流量を変え、少なくとも二つの非ゼロレベル間で電力レベルを変える制御システムと、
    を備える組織処置システム。
  2. 前記制御システムは、電力レベルの増加に伴って流体流量を増加させ、電力レベルの減少に伴って流体流量を減少させる請求項１に記載の組織処置システム。
  3. 前記手術器具から提供される電力は、前記手術器具から供給される流体の少なくとも一部の加熱を引き起こし、この流体加熱が流体の少なくとも一部の特性変化をもたらす請求項１に記載の組織処置システム。
  4. 前記流体特性変化が変色を含む請求項３に記載の組織処置システム。
  5. 前記流体特性変化が液相から蒸気相への相転移を含む請求項３に記載の組織処置システム。
  6. 前記手術器具から供給される電力は、前記手術器具から供給される流体の少なくとも一部の加熱を引き起こし、この流体加熱が流体の少なくとも一部の気化をもたらす請求項１に記載の組織処置システム。
  7. 前記制御システムが、該流体の沸騰割合の増減に伴って流体流量を増減させる請求項６に記載の組織処置システム。
  8. 該電力が組織の加熱を引き起こし、該流体の気化が組織加熱のための温度制御機構を提供する請求項７に記載の組織処置システム。
  9. 該流体が第１気化熱を有し、前記温度制御機構が第１気化熱からなる請求項８に記載の組織処置システム。
  10. 前記制御システムは、更に流体流量コントローラと電源出力測定装置を含み、前記流体流量コントローラが、電源出力計測装置から受信する電力レベル変化を示す入力信号の変化の結果、該流体の流量を変える出力信号を供給する請求項１に記載の組織処置システム。
  11. 該電力が高周波電力からなる請求項１に記載の組織処置システム。
  12. 前記流体源が静脈流体バッグから成る請求項１に記載の組織処置システム。
  13. 該流体が導電性流体と非導電性流体の一方からなる請求項１に記載の組織処置システム。
  14. 前記制御システムは、流体流量を増減するための流体流制御機構と、前記手術器具から供給される電力レベルを増減する電力制御機構とからなり、前記電力制御機構が電力レベルを増加させれば前記流体流制御機構が流体流量を増加させ、前記電力制御機構が電力レベルを減少させれば前記流体流制御機構が流体流量を減少させる請求項１に記載の組織処置システム。
  15. 前記流体流制御機構が手動式装置を含み、前記電力制御機構が手動式装置を含む請求項１４に記載の組織処置システム。
  16. 前記流体流制御機構の手動式装置が、流量コントローラ、ローラークランプ及びポンプのうちの少なくとも１つから成る請求項１５に記載の組織処置システム。
  17. 前記電力制御機構の手動式装置が、前記電源の電力切替スイッチを含む請求項１５に記載の組織処置システム。
  18. 組織処置用システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体とともに組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具とを結合する電導性流体で構成される流体結合と、
    該流体結合が組織温度の指標として機能することと、
    から成る組織処置システム。
  19. 該流体結合が、沸騰することによって組織温度の指標として機能する請求項１８に記載の組織処置システム。
  20. 該流体結合が、沸騰割合によって組織温度の指標として機能する請求項１８に記載の組織処置システム。
  21. 該流体結合が、流体結合沸騰の開始によって組織温度の指標として機能する請求項１８に記載の組織処置システム。
  22. 組織処置システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体に伴って組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具を結合する該電導性流体で構成される流体結合と、
    該流体結合が該組織を冷却するよう機能することと、
    から成る組織処置システム。
  23. 組織処置システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体に伴って組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具とを結合する該電導性流体で構成された流体結合と、
    該流体結合が該組織から熱を放散するように機能することと、
    から成る組織処置システム。
  24. 組織処置システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体に伴って組織に高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具とを結合する該電導性流体で構成された流体結合と、
    該流体結合がその少なくとも一部を沸騰させることによって該組織と該流体結合の少なくとも一方から熱を放散するよう機能することと、
    から成る組織処置システム。
  25. 組織処置システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体に伴って組織へ高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具を結合する該電導性流体で構成された流体結合と、
    該高周波電力レベルと該電導性流体の流量の少なくとも一方が該流体結合の沸騰に使用されることと、
    から成る組織処置システム。
  26. 該流体結合の沸騰に使用される電導性流体流量と高周波電力レベルの少なくとも一方が、該流体結合の沸騰の開始、増加、減少または削除の効果の１つを含んでいる請求項２５に記載の組織処置システム。
  27. 組織処置システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体に伴って組織へ高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具を結合する該電導性流体で構成された流体結合と、
    該流体結合が、組織表面の組織温度を実質的に該流体結合の沸点に制限するよう機能することと、
    からなる組織処置システム。
  28. 組織処置システムであって、
    電源から電力レベルで供給される高周波電力と、
    流体源から流体流量で供給される電導性流体と、
    該電導性流体に伴って組織へ高周波電力を供給するよう設計された電気手術器具と、
    該組織と前記電気手術器具を結合する該電導性流体で構成された流体結合と、
    該流体結合が、該組織を乾燥から防ぐように機能することと、
    からなる組織処置システム。
  29. 乾燥から組織を防ぐよう機能する該流体結合が、更に、その少なくとも一部を沸騰させることによって該組織を乾燥から防ぐように機能する流体結合から成る請求項２８に記載の組織処置システム。
  30. 少なくとも一部を沸騰させることによって該組織を乾燥から防ぐよう機能する該流体結合が、更に、該組織を乾燥から防ぐ温度で少なくとも一部を沸騰させることによって該組織を乾燥から防ぐよう機能する流体結合から成る請求項２９に記載の組織処置システム。
  31. 組織処置用手術器具であって、
    器具ジョーを形成する第１ジョーと第２ジョーと、
    各ジョーを貫通する流体供給通路と、からなり、
    前記第１ジョーが第１電極を有し、この第１電極は内面と外面を有し、第１電極内面が前記第１ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成し、
    前記第２ジョーが第２電極を有し、この第２電極が内面と外面を有し、第２電極内面が前記第２ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成し、
    各ジョーが少なくとも一つの流体流出開口を備え、この流体流出開口が前記ジョーを貫通する前記流体供給通路と連通しており、
    各ジョーの少なくとも一部が多孔質材料で構成され、この多孔質材料が少なくとも１つの多孔質材料流体入口表面と、少なくとも一つの多孔質材料流体出口表面を含み、前記流体入口表面と前記流体出口表面が該多孔質材料における複数の曲がりくねった経路によって接続されている組織処置用手術器具。
  32. 組織処置用手術器具であって、
    器具ジョーを形成する第１ジョー及び第２ジョーと、
    器具ジョー間の組織のサイズに関連した出力と、からなり、
    該出力が、該組織に対する予定組織処置時間と測定スケールによる測定値の少なくとも一方を提供するよう設計されている組織処置用手術器具。
  33. 該測定スケールが前記手術器具上に配置されている請求項３２に記載の手術器具。
  34. 組織処置用手術器具であって、
    器具ジョーを形成する第１ジョー及び第２ジョーと、
    各ジョーを貫通する流体供給通路と、
    流体付与機構と、から成り
    第１ジョーが第１電極を有し、この第１電極が内面と外面を有し、第１電極内面が前記第１ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成しており、
    前記第２ジョーが第２電極を有し、この第２電極が内面と外面を有し、第２電極内面が前記第２ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成しており、
    各ジョーが少なくとも一つの流体流出開口を備え、この流体流出開口が前記ジョーを貫通する前記流体供給通路と連通しており、
    前記流体付与機構が、組織が占めるジョーの部分だけに各ジョーから供給される流体を付与する、組織処置用手術器具。
  35. 基端と先端を有する組織処置用手術器具であって、
    器具ジョーを形成する第１ジョー及び第２ジョーと、
    各ジョーを貫通する流体供給通路と、から成り、
    前記第１ジョーが第１電極を有し、この第１電極が内面と外面を有し、第１電極内面が前記第１ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成しており、前記第１電極外面が第１ジョー組織把持面の一部を提供し、
    前記第２ジョーが第２電極を有し、この第２電極が内面と外面を有し、第２電極内面が前記第２ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成し、第２電極外面が前記第２ジョー組織把持面の少なくとも一部を提供し、
    各ジョーが少なくとも一つの流体流出開口を備え、この流体流出開口が前記流体供給通路と連通しており、前記流体流出開口が前記流体供給通路から基端側に向けて流体を案内するように配置されている、組織処置用手術器具。
  36. 組織処置用手術器具であって、
    器具ジョーを形成する第１ジョー及び第２ジョーと、
    各ジョーを貫通する流体供給通路と、からなり、
    前記第１ジョーが第１電極を有し、この第１電極が内面と外面を有し、第１電極内面が前記第１ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成し、第１電極外面が第１ジョー組織把持面の一部を提供し、
    前記第２ジョーが第２電極を有し、この第２電極が内面と外面を有し、第２電極内面が前記第２ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成し、第２電極外面が第２ジョー組織把持面の少なくとも一部を提供し、
    各ジョーが少なくとも一つの流体流出開口を備え、この流体流出開口が流体供給通路と連通しており、前記流体流出開口が前記ジョー組織把持面から離れている、組織処置用手術器具。
  37. 組織処置用手術器具であって、
    器具ジョーを形成する第１ジョー及び第２ジョーと、
    各ジョーを貫通する流体供給通路と、
    各ジョーに設けられ、前記流体供給通路と連通する少なくとも一つの流体流出開口と、からなり、
    前記第１ジョーが第１電極を有し、この第１電極が内面と外面を有し、第１電極内面が前記第１ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成しており、
    前記第２ジョーが第２電極を有し、この第２電極が内面と外面を有し、第２電極内面が前記第２ジョーを貫通する前記流体供給通路の少なくとも一部を形成しており、
    前記第１ジョーが第１ジョー組織把持面を有し、この第１ジョー組織把持面が、外側の電気的に絶縁されたU字形状組織把持面と、内側の電気的に絶縁されたU字形状組織把持面と、第１電極外面とで構成され、第１電極外面が外側のU字形状組織把持面と内側のU字形状組織把持面の間に位置しており、
    前記第２ジョーが第２ジョー組織把持面を有し、この第２ジョー組織把持面が、外側の電気的に絶縁されたU字形状組織把持面と、内側の電気的に絶縁されたU字形状組織把持面と、第２電極外面とで構成され、第２電極外面が外側のU字形状組織把持面と内側のU字形状組織把持面の間に位置する、組織処置用手術器具。
  38. 前記第１ジョー外側の電気的に絶縁されたU字形状組織把持面は、前記第１電極面に対して面取りされており、前記第２ジョー外側の電気的に絶縁されたU字形状組織把持面は、前記第２電極面に対して面取りされている請求項３７に記載の組織処置用手術器具。
  39. 組織処置方法であって、
    内面と外面とを有する第１電極を備え、第１電極内面によって少なくとも一部が形成された流体供給通路が貫通する第１ジョーを提供する工程と、
    内面と外面とを有する第２電極を備え、第２電極内面によって少なくとも一部が形成された流体供給通路が貫通する第２ジョーを提供する工程と、
    第１ジョーと第２ジョーを互いに蝶着することによって器具ジョーを形成する工程と、
    前記第１電極外面及び前記第２電極外面を介して組織を器具ジョー間に把持する工程と、
    第１と第２電極から組織へ高周波電力を供給する工程と、
    体液と空気の流れの少なくとも一方に対して組織の封鎖する工程と、
    非導電性流体で組織と電極の少なくとも一方を冷やす工程と、
    から成る組織処置方法。
  40. 該組織が肺臓を含む請求項３２に記載の方法。
  41. 組織の空気洩れ閉塞方法であって、
    器具ジョーを備える電気手術用鉗子装置を提供する工程と、
    前記器具ジョーから非電導性流体と電気エネルギーを供給する工程と、
    前記器具ジョーで組織を把持しながら、該組織からの気流に対して該組織を封止するのに充分な量の流体電気エネルギーを供給する工程と、
    から成る組織空気洩れ閉塞方法。
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