JP2009148574A - 熱拡散を減少させる電気外科器具 - Google Patents

Abstract

【課題】対向するエンドエフェクタ、およびこれらのエンドエフェクタの互いに対する移動を生じるためのハンドルを備える、電気外科器具を提供する。
【解決手段】ハウジングおよび一対の電極１１０，１２０を備える。各電極１１０，１２０は、好ましくは、導電性表面１１６，１２６（これは例えば、シーリング、クランピングおよび／または切断のための寸法にされ得る）および絶縁基材１１１，１２１を備え、この絶縁基材１１１，１２１は、この電極１１０，１２０が互いに対して対向する関係にあるように、エンドエフェクタに係合可能であるような寸法にされる。絶縁基材１１１，１２１の寸法は、隣接する組織構造への熱拡散を減少させるために、導電性表面１１６，１２６の寸法とは異なる。絶縁基材１１１，１２１は、フラッシュオーバーの発生率を減少させるために、約３００ボルト〜約６００ボルトの比較追跡指数を有する材料から作製される。
【選択図】図１３Ａ

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、１９９９年９月１日出願の米国出願番号０９／３８７，８８３（これは、１９９７年１１月１２日出願の米国出願番号０８／９６８，４９６の継続出願である）（これらの内容は、その全体が本明細書中で参考として援用される）の一部継続である。

（背景）
本開示は、開放外科手順および内視鏡外科手順のために使用される電気外科器具に関する。より具体的には、本開示は、双極鉗子に関し、この鉗子は、隣接する組織構造への熱拡散を制限し、そして／またはこの熱拡散を減少させ、かつ作動の間のフラッシュオーバーの発生率を低下させるように設計された電極アセンブリを有する。

（技術分野）
止血鉗子または鉗子は、簡単なプライヤー様ツールであり、これは、そのジョー間での機械的な動作を使用して組織を締め付け、そして一般に、組織を握り、解剖し、そして／またはクランプするために、開放外科的手順において使用されている。電気外科鉗子は、組織および血管を加熱して組織を凝固、焼灼および／または封着することにより止血をもたらすために、機械的クランプ動作および電気的エネルギーの両方を利用する。

電気外科鉗子を使用して、外科医は、組織に適用される電気外科エネルギーの強度、頻度および持続期間を制御することによって、組織を焼灼、凝固／乾燥させ得るか、そして／または出血を単純に減少させ得るかもしくは遅延させ得る。一般に、電気外科鉗子の電気的構成は、以下の２つの分類に分けられ得る：１）単極電気外科鉗子；および２）双極電気外科鉗子。

単極鉗子は、クランピングエンドエフェクタを伴う１つの活性電極および外部から患者に装着される遠隔患者リターン電極またはパッドを利用する。電気外科エネルギーが適用される場合、このエネルギーは、活性電極から外科的部位に、そして患者を通ってリターン電極へと伝わる。

双極電気外科鉗子は、２つのほぼ対向した電極を利用し、これらの電極は、一般に、エンドエフェクタの内向表面または対向表面上に配置され、このエンドエフェクタは、次に、電気外科用発生器へと電気的に連結される。各電極は、異なる電位に荷電している。組織は、電気的エネルギーのコンダクタであるので、エンドエフェクタが、その間の組織をクランプし、握り、封着し、そして／または切断するために使用される場合、この電気的エネルギーは、組織を通って選択的に伝達され得る。

過去数十年にわたって、内視鏡および内視鏡器具（これらは、小さい穿刺様切開部を通って、器官にアクセスする）を使って、生命の維持に重要な器官および体腔にアクセスし得る伝統的な開放方法を称賛する外科医が増えている。内視鏡器具は、カニューレまたはポート（これは、トロカールと共に作製されている）を介して患者に挿入される。カニューレの典型的な大きさは、３ミリメートルから１２ミリメートルの範囲である。通常、より小さいカニューレが好ましいが、理解され得るように、これにより、最終的には、カニューレを介して適合する外科器具を製造するための方法を見出さなければならない器具製造業者に対して、設計上の難題を示す。

特定の外科手順では、血管または血管組織を封着することが必要である。しかしながら、空間的に制限されているので、外科医は、血管を縫合することまたは出血を抑える他の伝統的な方法（例えば、横に切開した血管のクランプおよび／または縛り）を実行するのが困難となり得る。血管は、直径２ミリメートル未満の範囲では、しばしば、標準的な電気外科技術を使用して閉じられ得る。より大きい血管が切断される場合、外科医は、内視鏡手順を開放外科手順に切り替えて、それにより、腹腔鏡検査の利点を放棄する必要があり得る。

小血管を凝固するプロセスは、血管封着とは原理的に異なることが公知である。本明細書中の目的のために、用語「凝固」は、その組織細胞が破裂されて乾いた組織を乾燥するプロセスとして定義される。用語「血管封着」とは、組織が架橋し、そして融合した塊に再形成するように、組織内のコラーゲンを液化するプロセスとして定義される。従って、小血管の凝固は、それらを閉じるのに十分であるが、より大きい血管は、永久的な閉鎖を確実にするために、封着される必要がある。

いくつかの学術論文には、電気外科を使用して小血管を封着する方法が開示されている。表題Ｓｔｕｄｉｅｓ ｏｎ Ｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ ｔｈｅ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ａｎ Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｂｉｐｏｌａｒ Ｃｏａｇｕｌａｔｏｒ（Ｊ．Ｎｅｕｒｏｓｕｒｇ．，第７５巻、１９９１年７月）の論文は、小血管を封着するのに使用される双極凝固装置を記述している。この論文は、２〜２．５ｍｍより大きい直径を有する動脈を安全に凝固できないことを述べている。第二の論文は、表題Ａｕｔｏｍａｔｉｃａｌｌｙ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｂｉｐｏｌａｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ−「ＣＯＡ−ＣＯＭＰ」（Ｎｅｕｒｏｓｕｒｇ．Ｒｅｖ．（１９８４），ｐｐ．１８７〜１９０）であり、血管壁の焦げを回避し得るように、血管に電気外科的動力を伝達する方法を記述している。

血管封着に特に関連して、大きい血管の適切な封着をもたらすために、２つの主な機械的パラメータ（血管に適用される圧力および電極間の間隙距離（これらの両方は、封着した血管の厚さに影響を与える））を正確に制御しなければならない。より具体的には、圧力を正確に適用することは、以下のいくつかの理由のために重要である：１）血管の壁を対向させるため；２）十分な電気外科エネルギーを組織に通すのに十分に低い値まで組織インピーダンスを低くするため；３）組織加熱中の膨張力に打ち勝つため；そして４）良好な封着の指標である最終組織厚に寄与するため。いくつかの例において、融合した血管壁は、０．００１インチと０．００６インチとの間が最適である。この範囲より低いと、その封着は、ちぎれるかまたは引き裂かれ得、そしてこの範囲より高いと、管腔は、適切にも効果的にも封着されないかもしれない。

多数の双極電気外科器具が、種々の開放外科手順および内視鏡外科手順のために、過去提案されてきた。例えば、Ｗｉｌｌｉｓに対する米国特許第２，１７６，４７９号、Ｈｉｌｔｅｂｒａｎｄｔに対する米国特許第４，００５，７１４号および同第４，０３１，８９８号、Ｂｏｅｂｅｌらに対する米国特許第５，８２７，２７４号、同第５，２９０，２８７号および同第５，３１２，４３３号、Ｌｏｔｔｉｃｋに対する米国特許第４，３７０，９８０号、同第４，５５２，１４３号、同第５，０２６，３７０号および同第５，１１６，３３２号、Ｓｔｅｒｎらに対する米国特許第５，４４３，４６３号、Ｅｇｇｅｒｓらに対する米国特許第５，４８４，４３６号ならびにＲｉｃｈａｒｄｓｏｎらに対する米国特許第５，９５１，５４９号は、全て、血管または組織を凝固、封着および／または切断するための電気外科器具に関する。

電気外科器具を使用して組織を封着、切断および／または焼灼すると、隣接した組織構造を横切って、ある程度の、いわゆる「熱拡散」が生じ得ることが見出されている。本明細書中の目的のために、用語「熱拡散」は、一般に、導電性表面の周縁部に沿って移動する、熱移動（熱伝導、熱対流または電流損失）をいう。これはまた、隣接した組織に対する「付随的な損傷」とも呼ばれ得る。理解され得るように、電気的手順の間の熱拡散を低下させることは、意図される処置部位に隣接した周辺組織構造に対する、意図されない付随的な損傷または望ましくない付随的な損傷の可能性を低下させる。

外面に沿って配置される誘電性コーティングを備える器具が公知であり、これを使用して、作動部位に対して正常な点で組織が「ブランチングする」のを防ぐ。言い換えると、これらのコーティングは、外面エンドエフェクタとの偶発的な接触の結果として、組織が偶発的に燃焼するのを減少させるように主に設計されている。知られている限りでは、これらのコーティングは、隣接する組織（組織平面に沿って位置する組織）に対する付随的組織損傷または熱拡散を減少させるようには設計されていないし、それらは意図されていない。

多数の先行技術の双極器具を洗浄および滅菌することは、しばしば、電極および／または絶縁体が損傷され得るので、非現実的であることもまた見出されている。より具体的には、電気的に絶縁性の材料（例えば、プラスチック）が、繰り返される滅菌サイクル（これは、器具の信頼性を最終的にもたらし得、そしていわゆる「フラッシュオーバー」を引き起こし得る）によって損傷または損なわれ得ることが公知である。本明細書中で使用する場合、フラッシュオーバーは、器具が手術の間に繰り返し使用される場合に生じ得る絶縁体もしくは絶縁コーティングの表面上の一貫しない電流トラッキング、および／または起動不規則性の結果として発生する可視的な異常に関する。簡単に言うと、フラッシュオーバーは、絶縁体の表面を黒焦げにする傾向があり、器具のおよび／または電極アセンブリの寿命に影響を及ぼし得る。フラッシュオーバーに関する効果および工業規格は、Ａｎｎｕａｌ Ｂｏｏｋ ｏｆ ＡＳＴＭ Ｓｔａｎｄａｒｄｓ、Ｖｏｌ．１０．０２、記号：Ｄ４９５−８４；Ｄ６１８；Ｄ２３０３およびＤ３６３８において詳細に考察される。

異なる大きさの血管を封着、切断、焼灼および／または凝固することに関する上記の問題の多くを解決することが知られている、いくつかの電気外科器具が導入されている。これらの器具のいくつかは、１９９８年１０月２３日出願の同時係属中の米国特許出願番号０９／１７８，０２７、表題ＯＰＥＮ ＶＥＳＳＥＬ ＳＥＡＬＩＮＧ ＦＯＲＣＥＰＳ ＷＩＴＨ ＤＩＳＰＯＳＡＢＬＥ ＥＬＥＣＴＲＯＤＥＳ；１９９９年１０月２２日出願の同時係属中の米国特許出願番号０９／４２５，６９６、表題ＯＰＥＮ ＶＥＳＳＥＬ ＳＥＡＬＩＮＧ ＦＯＲＣＥＰＳ ＷＩＴＨ ＤＩＳＰＯＳＡＢＬＥ ＥＬＥＣＴＲＯＤＥＳ；１９９８年１０月２３日出願の同時係属中の米国特許出願番号０９／１７７，９５０、表題ＥＮＤＯＳＣＯＰＩＣ ＢＩＰＯＬＡＲ ＥＬＥＣＴＲＯＳＵＲＧＩＣＡＬ ＦＯＲＣＥＰＳ；および２０００年７月２１日出願の同時係属中の米国特許出願番号０９／６２１，０２９、表題ＥＮＤＯＳＣＯＰＩＣ ＢＩＰＯＬＡＲ ＥＬＥＣＴＲＯＳＵＲＧＩＣＡＬ ＦＯＲＣＥＰＳ（これら全ての全内容は、本明細書中で参考として援用される）に記載される。

従って、組織構造にわたる熱拡散の所望でない効果を効果的に減少し得、そしてフラッシュオーバーの発生率を効果的に減少し得る器具を含む、電気外科器具を開発する必要性が存在する。

（要旨）
本開示は、一般に、開放および／または内視鏡電気外科用器具に関し、これは、電極を備え、この電極は、独特に設計された絶縁性基材および導電性表面によって、この器具の残部から電気的および熱的に分離された電極である。導電性表面の幾何学的形状に対するこの絶縁性基材の幾何学的形状が、隣接組織構造に対する付随的な損傷の全体的な減少に寄与することが想定される。絶縁基材の化学的特徴と組み合わせた、絶縁基材の独特に設計された幾何学的形状はまた、フラッシュオーバーの発生率の減少に寄与する。したがって、本発明は、以下をも提供する。
（１） 電気外科器具であって、該電気外科器具は、対向するエンドエフェクタ、および該エンドエフェクタの互いに対する移動を生じるためのハンドルを有し、該電気外科器具は、以下：
ハウジング；ならびに
一対の電極であって、該電極の各々が導電性表面および絶縁基材を備え、該絶縁基材の寸法は、隣接する組織構造への熱拡散を減少させるために、該導電性表面の寸法とは異なり、そして該絶縁基材は、フラッシュオーバーの発生率を減少させるために、約３００ボルト〜約６００ボルトの比較追跡指数を有する材料から作製されている、一対の電極、
を備える、電気外科器具。
（２） 前記絶縁基材が、約３００ボルト〜約６００ボルトの比較追跡指数を有する材料から作製されている、項目１に記載の電気外科器具。
（３） 前記絶縁基材が、ナイロン、シンジオタクチックポリスチレン、ポリブチレンテレフタレート、ポリカーボネート、アクリロニトリルブタジエンスチレン、ポリフタルアミド、ポリミド、ポリエチレンテレフタレート、ポリアミド−イミド、アクリル、ポリスチレン、ポリエーテルスルホン、脂肪族ポリケトン、アセタールコポリマー、ポリウレタン、ポリフェニレンオキシドを分散させたナイロン、およびアクリロニトリルスチレンアクリレートからなる群より選択される、項目１に記載の電気外科器具。
（４） 前記絶縁基材が、スタンピングされたプレートをオーバーモールディングすることによって、前記導電性表面に取り付けられている、項目１に記載の電気外科器具。
（５） 前記絶縁基材が、金属射出成形されたプレートをオーバーモールディングすることによって、前記導電性表面に取り付けられている、項目１に記載の電気外科器具。
（６） 少なくとも１つの電極の前記導電性表面が、ピンチトリムを備え、そして前記絶縁基材が、該導電性表面の周囲を越えて延びている、項目１に記載の電気外科器具。
（７） 前記電極の各々の前記絶縁基材が、前記器具の対応する前記エンドエフェクタに配置された相補機械的インターフェースを係合するための、少なくとも１つの機械的インターフェースを備える、項目１に記載の電気外科器具。
（８） 前記対向するジョー部材の前記導電性表面が、組織をシールするように協働する、項目１に記載の電気外科器具。
（９） 前記対向するジョー部材の前記導電性表面が、組織を切断するように協働するせん断表面を備える、項目１に記載の電気外科器具。
（１０） 電気外科器具であって、該電気外科器具は、ハンドルおよび少なくとも１つのシャフトを有し、該シャフトは、対向する一対のエンドエフェクタの互いに対する移動を生じるためのものであり、該電気外科器具は、以下：
ハウジング；
一対の電極であって、該電極の各々が、第一の幾何学的形状を有する導電性表面および第二の幾何学的形状を有する絶縁基材を有し、該電極は、該電極が互いに対向する関係にあるように、該器具のエンドエフェクタと一体的に結合している、電極、
を備え、
ここで、該絶縁基材の該第二の幾何学的形状は、隣接する組織構造への熱拡散を減少させるために、該導電性表面の該第一の幾何学的形状とは異なり、そして該絶縁基材は、フラッシュオーバーの発生率を減少させるために、約３００ボルト〜約６００ボルトの比較追跡指数を有する材料から作製されている、電気外科器具。

図１は、本開示の一実施形態に従う開放電気外科用器具の斜視図である。 図２は、図１に示される電気外科用器具の遠位端の拡大斜視図である。 図３は、図１に示される電気外科用器具の斜視図であり、ここで部品は分離されている。 図４は、図１の電極アセンブリの拡大側面図であり、これはカバープレートなしで示されている。 図５は、図４の電極アセンブリの遠位端の拡大斜視図である。 図６は、図５の電極アセンブリの上部電極の斜視図であり、ここで部品は分離されている。 図７Ａは、図５の電極アセンブリの下部電極の斜視図であり、ここで部品は分離されている。 図７Ｂは、電極が絶縁体の側面上に延在する従来技術の電極構成の断面である。 図７Ｃは、半径形電極（ｒａｄｉｕｓｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）の側面を越えて延びる絶縁体を有する電極の断面である。 図７Ｄは、オーバーモールドスタンプ電極構成の断面であり、伝導性表面から垂下したピンチトリムを捕獲する絶縁体を示す。 図７Ｅは、電極構成の断面であり、対向する電極および絶縁体の周囲の周りに配置される伝導性表面から分散する熱を制御／調節するしなやかなバリアを示す。 図８Ａは、本開示の開放鉗子の斜視図であり、管状血管の周りの電気外科用器具の操作的移動を示す。 図８Ｂは、本開示の内視鏡バージョンの斜視図であり、この器具の操作的移動を示す。 図９は、管状血管のシーリング部位の拡大部分斜視図である。 図１０は、図９の線１０−１０に沿ってとったシーリング部位の長手軸方向断面である。 図１１は、管状血管の分離後の、図９のシーリング部位の長手軸方向断面である。 図１２は、絶縁体なしの電極を使用して、組織を横切る電気外科用電流の散逸を示す、等高線プロットである。 図１３Ａは、フラッシュ絶縁体を有する電極を使用して、組織を横切る電気外科用電流の散逸を示す等高線プロットである。 図１３Ｂは、図１３Ａの拡大等高線プロットであり、隣接している縁部または絶縁体と導電性表面との間の界面における、電気外科用電流の電流密度および相対散逸を示す。 図１３Ｃは、図１３Ａの電極構成の電場の大きさの拡大プロットであり、隣接している縁部、または絶縁体と導電性表面との間の界面における電気外科用電場分布の電流密度および相対散逸を示す。 図１４Ａは、導電性表面と絶縁体との間に突出した導電性表面および半円の界面を有する電極を使用して、組織を横切る電気外科用電流の散逸を示す、等高線プロットである。 図１４Ｂは、隣接している縁部または絶縁体と導電性表面との間の界面における、電気外科用電流の電流密度および相対散逸を示す、図１４Ａの拡大等温線プロットである。 図１４Ｃは、図１４Ａの電極構成の電場の大きさの拡大プロットであり、隣接している縁部または絶縁体と導電性表面との間の界面における電気外科用電場分布の電流密度および相対散逸を示す。 図１５は、突出した導電性表面、および導電性表面と絶縁との間の９０°の界面を有する電極を使用して、組織を横切る電気外科用電流の散逸を示す、等高線プロットである。

より詳細には、本開示は、電気外科器具に関し、この電気外科器具は、対向するエンドエフェクタおよび互いに対してこのエンドエフェクタを移動させるためのハンドルを備える。この器具は、ハウジングおよび１対の電極を備える。各電極は、好ましくは、導電性表面（例えば、封着、クランピングおよび／または切断のために寸法決めされ得る導電性表面）および絶縁性基材を備え、この絶縁基材は、エンドエフェクタと選択的に係合可能であるように寸法決めされ、その結果、電極は、互いに対して対向する関係に存在する。この絶縁性基材の寸法は、隣接組織構造への熱拡散を減少させるために、導電性表面の寸法とは異なる。絶縁基材は、フラッシュオーバーの発生率を減少させるために、約３００ボルト〜約６００ボルトの比較トラッキング指数を有する材料から作製される。

好ましくは、この絶縁基材の寸法は、隣接組織構造への熱拡散を低減するだけでなく、フラッシュオーバーの発生率の減少に寄与し得る導電性表面の寸法とは異なる。

他の実施形態において、絶縁性基材は、スタンピングにより、オーバーモールディング（ｏｖｅｒｍｏｌｄｉｎｇ）により、スタンピングしたプレートをオーバーモールディングすることにより、および／または金属射出成形したプレートをオーバーモールディングすることにより、導電性表面に取り付けられる。これらの製造技術の全てが、絶縁基材によって実質的に取り囲まれる導電性表面を有する電極を製造する。本明細書中に記載されるこれらの独特に記載された実施形態は、起動中および／または起動直後の隣接組織構造への熱拡散を効果的に低減することが意図される。さらに、特定の断面の偏りもまた、フラッシュオーバーの発生率の減少に寄与し得る。この導電性表面はまた、ピンチトリムを備え得、このピンチトリムは、絶縁基材に対する導電性表面の固定係合を容易にし、そしてまた製造プロセス全体を単純化する。

別の実施形態において、導電性表面は外周縁部を備え、この外周縁部はある半径を有し、そして絶縁体は隣接縁部にそって導電性表面と接触し、この隣接縁部は、一般に、半径に対して接線方向であるか、そして／または半径に沿って接触する。好ましくは、界面で、導電性表面は、絶縁体に対して盛り上がっている。

絶縁基材は、約３００ボルト〜約６００ボルトの比較トラッキング指数を有する、プラスチックまたはプラスチックベースの材料から作製され得る。好ましくは、この絶縁基材は、以下を含む材料の群から作製される基材である：ナイロン、シンジオタクチックポリスチレン（ＳＰＳ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、アクリロニトリルブタジエンスチレン（ＡＢＳ）、ポリフタルアミド（ＰＰＡ）、ポリミド、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリアミド−イミド（ＰＡＩ）、アクリル（ＰＭＭＡ）、ポリスチレン（ＰＳおよびＨＩＰＳ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、脂肪族ポリケトン、アセタール（ＰＯＭ）コポリマー、ポリウレタン（ＰＵおよびＴＰＵ）、ポリフェニレンオキシドを分散させたナイロン、およびアクリロニトリルスチレンアクリレート。あるいは、非プラスチックの絶縁材料（例えば、セラミック）が代わりに使用されるか、または１種以上の上記の材料と組み合わせて使用されて、製造プロセスを容易にし得、そして隣接組織構造への熱拡散の全体的な減少に寄与し得る。

本開示の別の実施形態において、各々の電極の絶縁性基材は、器具の対応するエンドエフェクタ上に配置された相補（ｃｏｍｐｌｉｍｅｎｔａｒｙ）機械的インターフェースに係合するように、少なくとも１つの機械的インターフェースを備える。好ましくは、この基材の機械的インターフェースは、移動止めを備え得、対応するエンドエフェクタの機械的インターフェースは、この移動止めを収容するような、相補ソケットを備え得る。

本開示の他の実施形態は、ハウジングを備え、このハウジングは、弾力性でかつ可撓性の２つのプロングを形成する分岐遠位端を有し、このプロングは各々、対応するエンドエフェクタと係合するように設計された電極を有する。別の実施形態において、エンドエフェクタは、電気外科器具のシャフトの遠位端に対して、角度アルファ（α）で配置される。好ましくは、この角度は、約６０°〜約７０°である。エンドエフェクタ、次いで電極はまた、幅「Ｗ」に沿ったテーパを備えるように寸法決めされ得る（図２を参照のこと）。

本開示はまた、ハンドルおよび互いに対する１対の対向エンドエフェクタの移動をもたらす少なくとも１つのシャフトを有する電気外科器具に関する。この電極アセンブリは、シャフトを係合し、そして１対の電極を備える。各電極は、対応するエンドエフェクタと取り外し可能に係合可能であり、第一の幾何学的形状を有する導電性表面および第二の幾何学的形状を有する絶縁性基材を備える。好ましくは、この絶縁性基材の第二の幾何学的形状は、導電性表面の第一の幾何学的形状とは異なり、これは、隣接組織構造への熱拡散を効果的に減少させて、フラッシュオーバーの発生率の低下に寄与し得る。

１つの実施形態において、この器具に係合する電極アセンブリは、その意図される起動サイクル数を越えて使用された後に、取り外し可能で、使い捨て可能でかつ交換可能である。あるいは、電極アセンブリおよび／または電極は、器具のエンドエフェクタと一体となって結合され得、取り外し不可能である。この例において、電気外科器具（開放または内視鏡）は、単回使用適用のために設計され得、外科手術が完了した後、この器具全体が完全に使い捨て可能である。

（詳細な説明）
電極絶縁材料の構成を導電性表面に対し変更することによって、外科医はより容易に、より簡単に、かつより効率的に、隣接する組織を横切る熱拡散もしくは隣接する組織への熱拡散を減少し、そして／またはフラッシュオーバーの発生率を減少し得ることが見出されている。本明細書中の目的のために、用語「熱拡散」とは、一般に、導電性溶面または電気的に活性な表面の周辺にそって隣接する組織に散逸する熱の移動（熱伝導、熱対流または電流散逸）をいう。これはまた、隣接する組織に対する「付随的な損傷」とも呼ばれ得る。用語「フラッシュオーバー」は、単に、器具が手術の間に繰返し使用される場合に生じ得る絶縁体の表面上の一貫しない電流トラッキングおよび／または不規則な電流トラッキングの結果として作動中に発生する可視的な異常である。フラッシュオーバーは、絶縁体の表面を黒こげにする傾向があり、そして器具の寿命に影響し得る。

導電性表面の周囲をとりまく絶縁材料の構成が、隣接組織領域への電流散逸および熱散逸を効果的に減少し、そして一般に、対向する電極の間の領域への電流の移動を制限することが、想定される。上記のように、このことは、指定された部位に対して垂直な点で、組織の「ブランチング」を防止するために器具の外側表面を誘電的にコーティングすることとは異なる。これらのコーティングは、隣接組織（組織活性化平面に沿って存在する組織）への付随的な組織損傷または熱拡散を減少するように設計されてもいないし、これを減少することを意図してもいない。

より詳細には、導電性表面に対して絶縁体の幾何学的寸法を変えることは、電気通路を変更し、それにより隣接する組織構造に対する熱拡散／付随する損傷に影響を与えることが意図される。好ましくは、絶縁基材の形状はまた、２つの電気的に反対の極性（すなわち、電極）を互いに分離し、それにより、組織または組織流体が電流移動のための意図しないブリッジまたは経路を形成し得る可能性を減少する。言い換えると、以下でより詳細に記載されるように、この絶縁体および導電性表面は、好ましくは、電流が、対向する導電性表面の間に集中するような寸法にされる。

フラッシュオーバーの発生率を減少させる１つの方法は、電流が所定の電気経路に沿って移動するべき総距離を効果的に増加する導電性表面に関して、絶縁体の形状を変えることであることもまた、意図される。特定の特性を有する特定の材料から絶縁基材を製造することが、同様に、作動中のフラッシュオーバーの発生率を減少することもまた、想定される。

ここで図１〜３を参照すると、例として開放外科手順と併用して使用するための双極鉗子１０が示されており、この鉗子は、機械的鉗子２０および電極アセンブリ２１を備える。図面および以下の記載において、用語「近位」は、慣習的に、鉗子１０のうち、使用者に近い端部を意味するのに対して、用語「遠位」は、使用者から遠い端部を意味する。さらに、図のほとんど（すなわち、図１〜７Ａおよび８Ａ）は、開放外科手順と併用するための、本発明において記載される器具の１つの実施形態（例えば、鉗子２０）を示しているが、本明細書中において示され記載されるのと同じ特性もまた、図８Ｂの例によって示される実施形態のような内視鏡器具１００とともにかまたはそれと組み合わせて、使用され得る。

図１〜３は、機械的鉗子２０を示し、この鉗子は、第一部材９および第二部材１１を備え、これらの各々は、それぞれ細長シャフト１２および１４を有する。シャフト１２および１４の各々は、近位端１３および１５、ならびに遠位端１７および１９をそれぞれ備える。各シャフト部分１２、１４の各近位端１３、１５は、それに装着されたハンドル部材１６および１８を備え、これらハンドル部材により、使用者は、シャフト部分の少なくとも一方（例えば、１２）を他方（例えば、１４）に対して移動させることができる。各シャフト部分１２および１４の遠位端１７および１９から、エンドエフェクタ２４および２２がそれぞれ延びている。エンドエフェクタ２２および２４は、ハンドル部材１６および１８の移動に応答して、互いに対して移動可能である。

好ましくは、シャフト部分１２および１４は、旋回軸２５の周囲でエンドエフェクタ２４および２２の近位の点にて、互いに固定され、その結果、ハンドル１６、１８の一方の移動は、開放位置からエンドエフェクタ２４および２２を相対的に移動させる。ここでエンドエフェクタ２２および２４は、閉鎖位置に対し、互いに対して空間を空けた関係で配置されており、ここで、エンドエフェクタ２２および２４は、それらの間で管状血管１５０をシール、切断または把持するために組み込む（図８Ａおよび８Ｂを参照のこと）。旋回軸２５は広い表面積を有し、作動の間の鉗子１０のねじれおよび移動を抑えることが想定される。鉗子１０は、ハンドル１６および１８の一方または両方の移動が、エンドエフェクタの一方（例えば、２４）を他方のエンドエフェクタ（例えば、２２）に対して移動させるようにのみ、設計され得ることもまた、想定される。

図３を最も参照した場合、エンドエフェクタ２４は、上部ジョー部材すなわち第一ジョー部材４４を備え、このジョー部材は、内向表面４５およびその上に配置された複数の機械的インターフェースを有し、これらのインターフェースは、以下でより詳細に記載される電極アセンブリ２１の一部に取り外し可能に係合するように寸法決めされている。好ましくは、この機械的インターフェースは、ソケット４１を備え、このソケットは、ジョー部材４４の内向表面４５を少なくとも部分的に通って配置され、そして使い捨て可能な電極アセンブリ２１の上部電極１２０に装着された相補移動止め１２２を収容するように寸法決めされている。用語「ソケット」が本明細書中で使用されるが、メス型またはオス型の機械的インターフェースのいずれかが、ジョー部材４４に使用され得、嵌合した機械的インターフェースは、使い捨て可能な電極アセンブリ２１上に配置されることが企図される。

いくつかの場合において、ジョー部材４４の別の面に沿った機械的インターフェース４１を製造し、異なる様式で（例えば、その面から）、電極アセンブリ２１の相補機械的インターフェースを係合するのが、好ましくあり得る。ジョー部材４４はまた、エンドエフェクタ２４の内向面４５を少なくとも部分的に通って配置される開口部６７を備え、この開口部は、電極アセンブリ２１の電極１２０上に配置された、相補ガイドピン１２４を受容するように寸法決めされる。

エンドエフェクタ２２は、第二ジョー部材すなわち低部ジョー部材４２を備え、このジョー部材は、内向表面４５に対向する内向表面４７を有する。好ましくは、ジョー部材４２および４４は、ほぼ対称的に寸法決めされるが、いくつかの場合において、特定の目的に依存する、非対称的な２つのジョー部材４２および４４を製造することが、好ましくあり得る。ジョー部材４４に対して上記とまさに同じ様式において、ジョー部材４２はまた、複数の機械的インターフェースまたはその上に配置されたソケット４３を備え、これらは、下記のように、電極アセンブリ２１の電極１１０上に配置された相補部分１１２と取り外し可能に係合するように寸法決めされる。同様に、ジョー部材４２はまた、内向面４７を少なくとも部分的に通って配置される開口部６５を備え、これは、使い捨て可能な電極アセンブリ２１の電極１１０上に配置された相補ガイドピン１２７（図４参照）を受容するように寸法決めされる。

好ましくは、エンドエフェクタ２２、２４（および、順に、ジョー部材４２および４４ならびに電極１１０および１２０）が、遠位端１９、１７に関して角度アルファ（α）で配置される（図２参照のこと）。この角度アルファ（α）は、遠位端１９、１７に関して約５０°〜約７０°の範囲であることが企図される。エンドエフェクタ２２、２４を遠位端１９、１７に関して角度αで角度を付けることは、以下の２つの理由で有利であることが想定される：１）エンドエフェクタ、ジョー部材および電極の角度によって、切断のためにより大きな定圧を適用し、そして／またはシーリング目的のために平行でより一様な組織厚さを適用する、そして、２）この電極のより厚い近位部分、例えば、１１０は、（幅「Ｗ」に沿ったテーパーの結果として）、組織１５０の反作用力のために折れ曲がりに屈しない。電極１１０のテーパー「Ｗ」形状（図２）は、電極１１０の遠位端から近位端への機械的なアドバンテージの変動を計算すること、および電極１１０の幅をそれに従って調節することによって決定される。約５０°〜約７０°の角度でエンドエフェクタ２２、２４の寸法決めをすることは、前立腺切除手術および膀胱切除手術に関わる特定の解剖学的構造（例えば、背静脈複合体および横行茎部（ｌａｔｅｒａｌ ｐｅｄｉｃｌｅ））の評価および活性化に関して好ましい。

好ましくは、機械的鉗子２０のシャフト部材１２および１４は、クランプ留めされる場合か、またはシーリングおよび／もしくは切断の間、それぞれジョー部材２２および２４の対向する内向表面に、特定の所望な力を伝達するように設計される。特に、シャフト部材１２および１４は、バネ様様式（すなわち、バネのように振舞う曲がり）で一緒に効果的に作用するので、シャフト部材１２および１４の長さ、幅、高さおよび偏向は、対向するジョー部材４２および４４に付与される全伝達力に直接的に影響を及ぼす。好ましくは、ジョー部材２２および２４は、シャフト部材１２および１４よりも剛性であり、かつこのシャフト部材１２および１４に保存されるひずみエネルギーは、ジョー部材４２と４４との間に一定の閉鎖力を提供する。

各シャフト部材１２および１４はまた、それぞれ、ラチェット部分３２および３４を備える。好ましくは、各ラチェット（例えば、３２）は、そのそれぞれのシャフト部材１２の近位端１３からもう一方のラチェット３４の方へ、ほぼ垂直に整列した様式で延び、その結果、各ラチェット３２および３４の内向表面は、エンドエフェクタ２２および２４が開放位置から閉鎖位置まで移動する際に、互いに接触する。各ラチェット３２および３４は、それぞれ、複数のフランジ３１および３３を備え、これは、各ラチェット３２および３４の内向表面から突出し、その結果、ラチェット３２および３４は、少なくとも１つの位置でインターロックされ得る。図１に示される実施形態において、ラチェット３２および３４は、いくつかの異なる位置でインターロックする。好ましくは、各ラチェット位置は、特定の（すなわち、一定の）ひずみエネルギーをシャフト部材１２および１４内で保持し、これは次いで、特定の力を、エンドエフェクタ２２および２４、従って電極１２０および１１０に伝達する。これは、特に、シーリングの間に関連する。

いくつかの場合において、互いに対してジョー部材４２および４４の移動を制御および／または制限するための他の機構を備えることが、好ましくあり得る。例えば、ラチェットおよびつめシステムは、別々のユニットへの２つのハンドルの移動を整列するのに使用され得、これは次いで、互いに対してジョー部材４２および４４を別々に移動させる。

好ましくは、シャフト部材の少なくとも１つ（例えば、１４）は、突起９９を備え、これは、外科手術状態の間に鉗子２０の操作を容易にし、かつ以下より詳細に記載されるように、機械的鉗子２０への電極アセンブリ２１の装着を容易にする。

図２、３および５で最もよく示されているように、電気外科器具の１つの実施形態は、電極アセンブリ２１を包含し、この電極アセンブリ２１は、機械的鉗子２０と組み合わせて作動するように設計される。好ましくは、電極アセンブリ２１は、近位端部７７、遠位端部７６およびそれらの間に配置される細長シャフトプレート７８を有するハウジング７１を備える。ハンドルプレート７２は、ハウジング７１の近位端７７の近くに配置され、そして機械的鉗子２０のハンドル１８を取り外し可能に係合し、そして／またはハンドル１８を取り囲むのに十分な寸法にされる。同様に、シャフト７８は、シャフト１４およびハウジング７１の遠位端７６近くに配置される旋回プレート７４を取り囲み、そして／または取り外し可能に係合するような寸法にされ、そして機械的鉗子２０の旋回点２５および遠位端１９の少なくとも一部を取り囲むような寸法である。電極アセンブリ２１は、機械的鉗子２０の第１部材９または第２部材１１、およびそのそれぞれの成分部分１２、１６または１４、１８のいずれかと係合するように係合するように製造され得る。

図３に示される実施形態において、ハンドル１８、シャフト１４、旋回点２５および遠位端１９の一部は、全て、ハウジング７１内に配置される対応するチャネル内に合うような寸法である。例えば、チャネル１３９は、ハンドル１８を受容するような寸法であり、チャネル１３７は、シャフト１４を受容するような寸法であり、チャネル１３３は、旋回点２５および遠位端１９の一部を受容するような寸法である。

電極アセンブリ２１はまた、カバープレート８０を備え、このカバープレートはまた、ハウジング７１に関して記載された様式と類似の様式で、機械的鉗子２０を取り囲み、そして／または係合するように設計される。さらに詳細には、カバープレート８０は、近位端８５、遠位端８６およびそれらの間に配置される細長シャフトプレート８８を備える。ハンドルプレート８２は、近位端８５の近くに配置され、好ましくは、機械的鉗子２０のハンドル１８を取り外し可能に係合し、そして／または取り囲むような寸法である。同様に、シャフトプレート８８は、シャフト１４を取り囲み、そして／または取り外し可能に係合するための寸法であり、そして遠位端８６付近に配置される旋回プレート９４は、機械的鉗子２０の旋回点２５および遠位端１９を取り囲むように設計される。好ましくは、ハンドル１８、シャフト１４、旋回点２５および遠位端１９は、全て、ハウジング７１に関して上記される様式と類似の様式で、カバープレート８０内に配置される対応するチャネル（図示せず）内に合うような寸法である。

図３および４に関して最も良く示されているように、ハウジング７１およびカバープレート８０は、機械的鉗子２０の第１部材（例えば、１１）を覆って互いに係合するような寸法であり、その結果、第１部材１１およびそのそれぞれの成分部分（例えば、ハンドル１８、シャフト１４、遠位端１９および旋回点２５）は、それらの間に配置される。好ましくは、ハウジング７１およびカバープレート８０は、ハウジング７１およびカバープレート８０の内部に沿って種々の位置に配置されて、互いの機械的係合をもたらす、複数の機械的インターフェースを備える。さらに詳細には、複数のソケット７３が、ハウジング７１のハンドルプレート７２、シャフトプレート７８および旋回プレート７４の近くに配置され、そしてカバープレート８０から伸長する、対応する複数の移動止め（図示せず）を取り外し可能に係合するような寸法である。雄型機械的インターフェースまたは雌型機械的インターフェースのいずれかあるいは機械的インターフェースの組み合せが、カバープレート８０上またはカバープレート８０内に配置される嵌合機械的インターフェースとともに、ハウジング７１内に配置され得ることが想定される。

図５〜７Ａに関して最も良く示されているように、電極アセンブリ２１の遠位端７６は、２つのプロング様部材１０３および１０５が、その遠位端７６から外向きに伸長して電極１１０および１２０をそれぞれ支持するように、二股である。より詳細には、電極１２０は、プロング１０５の端部９０に付けられて、そして電極１１０は、プロング１０３の端部９１に付けられる。電極１１０および１２０が任意の公知の様式（例えば、摩擦ばめ、スライドフィット、スナップフィット係合、圧着など）で、端部９１および９０に付けられ得る。さらに、電極１１０および１２０が、特定の目的に依存して、そして／または電極アセンブリ２１の組み立てを容易にするために、端部９０および９１から選択的に取り外し可能であり得ることが企図される。上述のように、本明細書中に開示される本発明の概念はまた、選択的に脱着可能な電極アセンブリを備えないが、むしろ、その上に配置される、一体的に付随する電極を有するエンドエフェクターを備える電気外科器具に関し得る。

一対のワイヤ６０および６２は、図４および５に最もよく示されているように、それぞれ電極１２０および１１０に接続される。好ましくは、ワイヤ６０および６２は、一緒に束にされ、そしてワイヤバンドル２８（図４）を形成し、このワイヤバンドルは、端子コネクタ３０（図３を参照のこと）から、ハウジング７１の近位端７７へ、ハウジング７１の内部に沿って、遠位端７６へと及ぶ。ワイヤバンドル２８は、遠位端７６の近くでワイヤ６０および６２に別れ、そしてワイヤ６０および６２が、それぞれ、各電極１２０および１１０に接続される。いくつかの場合において、電極アセンブリ２１の内側空洞に沿った種々のピンチ点でワイヤ６０および６２またはワイヤバンドル２８を捕捉し、そしてカバープレート８０を装着することによって電極アセンブリ２１内でワイヤ６０および６２を取り囲むことが好ましくあり得る。

ワイヤ６０および６２のこの配置は、双極性鉗子１０の操作をほとんど妨害しないように、使用者にとって便利であるように設計される。上述のように、ワイヤバンドル２８の近位端は、端子コネクタ３０に接続されるが、いくつかの場合において、ワイヤ６０および６２を電気外科用発生器（図示せず）まで伸長させることが好ましくあり得る。

図６に最も良く示されているように、電極１２０は、導電性表面１２６および電気絶縁性基材１２１を備え、これらは、スナップフィット係合またはいくつかの他の組み立て方法（例えば、スライドフィット、スタンピングのオーバーモールディング（ｏｖｅｒｍｏｌｄｉｎｇ）または金属射出成形）によって互いに装着される。好ましくは、基材１２１は、成型されたプラスチック材料から作製され、そしてエンドエフェクター２４のジョー部材４４内に配置される対応するソケット４１と機械的に係合するように成形される（図２を参照のこと）。この基材１２１は、電流を絶縁するだけではなく、電極１２０を整列させ、これらの両方が、組織を横切る熱拡散の減少およびフラッシュオーバーの発生率の減少に寄与する。さらに、上記組み立て技術のうちの１つを使用して伝導性表面１２６を基材１２１に装着することによって、電極１２０の整列および厚み（すなわち、高さ「ｈ２」）が制御され得る。例えば、図７Ｂと７Ｃとを比較して最もよく図示されるように、オーバーモールディング製造技術は、従来の製造技術（「ｈ１」の高さを生じる）（図７Ｂ）と比較して、電極１２０の全体の高さ「ｈ２」（図７Ｃ）を減少する。より低い高さ「ｈ２」によって、使用者は、身体内のより小さな領域にアクセスすることができ、そしてより繊細な組織領域の回りでの作動を容易にする。

さらに、オーバーモールティング技術は、電極が組織にあまり接触しないことに起因して、熱拡散をまた減少させる導電性表面の側面に沿ってより大きな絶縁を提供することが企図される。このようにして（すなわち、導電性表面領域が減少される）、基材（例えば、１２１）および電極１２０の寸法を合わせることにより、意図された領域（電極１２０の外側縁部と接触し得る）の外側の組織に電流が流れるのではなく、意図された領域に電流が制限される（すなわち、集中される）ことが想定される（図７Ｂを参照のこと）。導電性表面の側面に沿ってより大きな絶縁を提供することはまた、フラッシュオーバーの発生率を効率的に減少させ得る。

好ましくは、基材１２１は、ソケット４１へ挿入する間に圧縮され、挿入後にソケット４１を拡張し、取り外し可能に係合するように形作られた、複数の二股移動止め１２２を備える。電極１２０およびジョー部材４４のスナップフィット係合は、広範な製造公差に適合することが想定される。基材１２１はまた、アラインメントピンまたはガイドピン１２４を備える。このピン１２４は、ジョー部材４４の開口部６７を係合するように寸法が合わせられている。スライドフィット技術はまた、同一人に譲渡された同時係属中の米国特許出願第２０３−２３４８ＣＩＰ２ＰＣＴ号（Ｔｅｔｚｌａｆｆら）（その全体の内容が、本明細書中に参考として援用される）に関して記載されるようなスライドフィット技術が企図される。

導電性表面１２６は、電極アセンブリ２１のプロング１０５の遠位端部９０を係合し、かつ電極アセンブリ２１内に位置したワイヤ６０に取り付けられた対応するワイヤコネクタを電気的に係合するように設計されたワイヤクリンプ１４５を備える。導電性表面１２６はまた、管状容器または組織１５０に対して保持された場合に、電気外科的電流を管状容器または組織１５０に通すように設計された対向面１２５を備える。導電性表面１２６（１１６）は、特定の目的に依存して、シーリング表面、クランピング表面および／または剪断表面もしくは切断表面として寸法が合わせられ得ることが想定される。

電極１１０は、組織１５０への電気外科的電流を絶縁および通電するために、同様の要素および材料を含む。より具体的には、電極１１０は、導電性表面１１６および電気絶縁基材１１１を備える。この表面および基材は、上記アセンブリ方法のうちの１つにより互いに取り付けられている。基材１１１は、ジョー部材４２に位置した対応する複数のソケット４３および開口部６５を係合するように寸法が合わせられた複数の移動止め１１２を備える。導電性表面１１６は、プロング１０３の遠位端部９１を係合し、ハウジング７１に位置したワイヤ６２に取り付けられた対応するワイヤコネクタを電気的に係合するワイヤクリンプ１１９を有するエクステンション１５５を備える。導電性表面１１６はまた、管状容器または組織１５０に対して保持された場合に、管状容器または組織１５０に電気外科的電流を通電する対抗面１１５を備える。電極１１０および１２０は、一部品として形成され得、熱拡散およびフラッシュオーバーの発生率を効率的に減少させる様式にて電気エネルギーを絶縁および通電するための同様の構成要素および／または寸法を備え得る。漂遊電流は、鉗子を鋳造することならびに／または非導電性材料を使用して鉗子を製造することならびに／または絶縁コーティングにより電極１１０および１２０の縁部をコーティングすることによりさらに制限され得る。

上記のように、フラッシュオーバーおよび熱拡散は、絶縁体の物理的寸法（すなわち形状／形）および／または絶縁体の化学的特徴を変化させることにより減少され得ることが想定される。特に、熱拡散に関しては、この様式にて電極１１０および１２０を製造することは、熱拡散および電気外科的器具に流れ得る漂遊電流を減少させることが想定される。より具体的には、導電性表面１１６と比較して、絶縁体１１１の形状を変化させることはまた、作動する間に２つの対向する極を絶縁し、それにより組織または流体が周辺の組織へ漂遊電流が流れる経路をまたぐ可能性を減少させる。フラッシュオーバーに関して、絶縁体１１１および／または導電性表面の形状を変えることは、フラッシュオーバーが起こる前に絶縁体１１１の上を流れる電流のより長い経路を作り出す。

例えば、図７Ｂ（先行技術）と、新たに開示された図７Ｃ、７Ｄ、１４Ａおよび１４Ｂとの比較において最もよく示されるように、基材１１１、１２１は、幅「Ｗ」に沿って延びるように設計されており（図２）、その結果、絶縁基材（例えば、１１１）の幅は、導電性表面（例えば、１１６）の幅をより大きい。これら導電性表面１１６および絶縁体１１１の構成は、種々の製造技術（例えば、スタンピング成形および／または金属射出成形のオーバーモールティング）により達成され得ることが想定される。スタンピングは、業界で公知の実質的に任意の圧力操作を含むことが、本明細書中で規定される。これらの操作としては、以下が挙げられるが、これらに限定されない：ブランキング、剪断、熱間形成または冷間形成、延伸、曲げ加工および圧印加工。他の製造技術もまた、隣接組織への熱拡散を効果的に減少させる、同様の導電性表面１１６および絶縁体１１１の構成を達成するために使用され得る。

図７Ｄにおいて最もよく認められるように、電極１１６はまた、アセンブリプロセスおよび／または製造プロセスの間に絶縁体１１１および導電性表面１１６の固定、一体係合を容易にするピンチトリム１３１を備え得る。図７Ｅは、本開示の別の実施形態を示す。ここでコンプライアント材料１６１は、導電性表面１１６、１２６および基材１１１、１２１の外周部の周りに配置される。コンプライアント材料１６１は、表面から発生する熱および蒸気を制限し、それにより周辺組織への熱の広がりを減少させることにより、機械的障壁として作用することが想定される。１以上の障壁１６１は、特定の結果を達成するための特定の目的に依存して、エンドエフェクタ２２、２４および／または絶縁基材１１１、１２１に取り付けられ得る。

図１４Ａ、１４Ｂ、１４Ｃおよび１５は、絶縁コーティングまたは絶縁体１１１、１２１と比較して上昇された導電性表面１１６、１２６を示す。好ましくは、導電性表面１１６、１２６は、角に丸みがつけられるかまたは弯曲され、このことにより電流の集中および周辺組織構造へ漂遊電流の散逸が減少される。絶縁体１１１、１２１および導電性表面１１６、１２６は、境界または接合した長手方向に配向された縁部１２９、１３９にてまたはほぼこれらに沿って接触するように寸法が合わせられ得ることが想定される。これら縁部は、界面１２９、１３９および対向導電性表面１１６、１２６近辺の電流密度１４１および電流散逸を減少させるように角に丸みがつけられる。

例えば、そして例示により、図１２および１３Ａ〜１３Ｃは、先行技術において公知の他の電極１１０、１２０の構成を示す。図１２は、対向導電性表面１１６、１２６から発生する電場分布１３５を例示する、作動する間の非絶縁（すなわち、絶縁体１１１，１２１がない）対向電極１１０、１２０の例を示す（電流は、これら電場線に対して垂直に流れることが公知である）。認められ得るように、電場１３５は、意図される処置部位を十分に超えて発生し、これは、増大される側方組織損傷およびあり得る切断に寄与し得る。

図１３Ａ〜１３Ｃに示されるように、導電性表面１１６、１２６と接する絶縁体１１１、１２１を提供することにより、電場分布１３５は、大きく減少され得る。しかし、図１３Ｂおよび１３Ｃの拡大図が示すように、電流密度１４１は、界面１２９、１３９にてまたはこの界面付近にて、対向導電性表面１１６、１２６の間で発生する傾向がある。この電流密度１４１はまた、ネガティブな効果をもたらし得、おそらく組織の切断またはこの部位にて電極または導電性表面への組織の穿通を引き起こし得る。

図１４Ａ〜１５は、本開示に従う種々の電極１１０、１２０の構成を示し、ここで、導電性表面１１６、１２６および絶縁体１１１、１２１は、対向する電極１１０、１２０の間の電流密度１４１の量を減少させるように設計される。より具体的には、図１４Ａおよび１４Ｂは、（絶縁体１１１、１２１に対して）隆起した一対の導電性表面１１６、１２６を示し、これらは、それぞれ半径「ｒ」および「ｒ’」を有する外周１４５、１４７を備える。好ましくは、絶縁体１１１、１２１は、外周１４５、１４７に対面し、そしてそれぞれ半径「ｒ」および「ｒ’」に沿う隣接縁部またはインターフェース１２９、１３９を形成する。電極１１０、１２０をこの様式で構成することによって、対向する導電性表面１１６、１２６の外周１４５、１４７の間の電流密度１４１が効果的に減少することが、企図される。理解され得るように、導電性表面１１６、１２６および絶縁体１１１、１２１をこの独特のプロフィールで構成することによって、隣接する組織構造を横切るさらに均一な、一貫した、そしてより容易に制御可能な電場分布１３５が、さらに提供される。図７Ｃに戻ると、絶縁体１１１はまた、半径「ｒ」の周りでほぼ接する様式で、外周１４５に対面し得ることが予測される。再度、このプロフィールはまた、電流密度および熱拡散を減少させる傾向があり、そしてまた、フラッシュオーバーの発生の減少に寄与し得る。

図１５はまた、９０°の角度で対面するが、絶縁体１１１、１２１が導電性表面１１６、１２６の丸い（ｒａｄｉｕｓｅｄ）縁部１４５から遠くに位置する、絶縁体１１１、１２１および導電性表面１１６、１２６を示す。縁部１４５の露出があまりに大きいと、新しいおよび／またはさらなる漂遊電流または電場がインターフェース１２９、１３９の近くで形成され始め得、これによって、丸い縁部１４５を備える表面１１６、１２６の製造の利点をゼロにし得ると予測される。

好ましくは、導電性表面の外周１４５、１４７の半径「ｒ」および「ｒ’」は、およそ同じであり、そして約１０００分の１０インチ〜約１０００分の３０インチである。しかし、各半径「ｒ」および「ｒ’」は、特定の目的に依存して、または所望の結果を達成するために、異なる大きさにされ得ることが、企図される。

導電性シーリング表面１１６に対する絶縁体１１１の幾何学的改変は、フラッシュオーバーおよび熱拡散の発生を減少させることが企図されるが、いくつかの場合において、フラッシュオーバーおよび熱拡散を減少させるために、絶縁体に対して異なる材料を単に利用することが、好ましくあり得る。例えば、そして特にフラッシュオーバーに関して、全てのプラスチックは、フラッシュオーバーに対して異なる抵抗を有することが公知であり、これは、通常、比較追跡指数（Ｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅ Ｔｒａｃｋｉｎｇ Ｉｎｄｅｘ）（ＣＴＩ）を使用して測定される。フラッシュオーバーに抵抗するために必要とされるＣＴＩ値は、代表的に、電気外科用発生器の最大電圧によって部分的に決定されるが、他のパラメータ（例えば、周波数）もまた、代表的に、フラッシュオーバーをもたらす。

絶縁体１１１および／または導電性表面１１６の幾何学的構造を変化させる代わりに、またはそれに加えて、約３００〜約６００ボルトのＣＴＩ値を有するプラスチック絶縁が使用され得ることが見出された。高ＣＴＩ材料の例としては、ナイロンおよびシンジオタクチックポリスチレン（例えば、ＤＯＷ Ｃｈｅｍｉｃａｌによって製造されるＱＵＥＳＴＲＡ（登録商標））が挙げられる。他の材料（例えば、ナイロン、シンジオタクチックポリスチレン（ＳＰＳ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、アクリロニトリルブタジエンスチレン（ＡＢＳ）、ポリフタルアミド（ＰＰＡ）、ポリミド（Ｐｏｌｙｍｉｄｅ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリアミド−イミド（ＰＡＩ）、アクリル（ＰＭＭＡ）、ポリスチレン（ＰＳおよびＨＩＰＳ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、脂肪族ポリケトン、アセタール（ＰＯＭ）コポリマー、ポリウレタン（ＰＵおよびＴＰＵ）、ポリフェニレンオキシドを分散させたナイロンならびにアクリロニトリルスチレンアクリレート）もまた、単独でかまたは組合せのいずれかで、フラッシュオーバーを減少させるために利用され得る。

しかし、いくつかの場合において、絶縁体１１１および／または導電性表面１１６の両方の幾何学的形状を変化させること、ならびに／あるいは約３００〜約６００ボルトのＣＩＴ値を有さないプラスチック絶縁を利用することが、好ましくあり得る。あるいは、特定のコーティングが、単独でかまたは上記製造技術の１つと組み合わせてのいずれかで利用されて、フラッシュオーバーおよび熱拡散を減少させ得る。

図８Ａは、本開示の１つの実施形態を示し、これは、使用中の双極鉗子１０を示し、ここで、ハンドル部材１６および１８は、互いに近付いて移動されて、管状組織１５０にクランプ力を付与し、図９および１０に示されるように、シール１５２を生じる。一旦シールされると、管状血管１５０は、図１１に示されるように、シール１５２に沿って切断されて、組織１５０を分離し得、そしてそれらの間に間隙１５４を形成し得る。あるいは、導電性表面１１６、１２６、電極１１０、１２０および／またはジョー部材４２、４４は、ジョー部材４２、４４が互いに対して移動される場合に組織を効果的に切断する、せん断表面として寸法決めされ得る。

双極鉗子１０が使用された後、または電極アセンブリ２１が損傷した場合に、電極アセンブリ２１は、容易に取り外され得、そして／または交換され得、そして上記と同じ様式で、新たな電極アセンブリ２１が、鉗子に取り付けられ得る。電極アセンブリ２１を使い捨てにすることによって、電極アセンブリ２１は、損傷されにくくなることが予測される。なぜなら、この電極は単回作動のみを意図され、従って、洗浄または滅菌を必要としないからである。その結果、構成要素（例えば、導電性表面１２６、１１６および絶縁表面１２１、１１１）の機能性および一貫性は、組織を横切る熱拡散の、確かな減少を保証し、そして／またはフラッシュオーバーの発生率を減少させる。あるいは、電気外科器具全体が使い捨てであり得、これは再度、組織を横切る熱拡散の減少に寄与し得、そして／またはフラッシュオーバーの発生率を減少させ得る。

図８Ｂは、使用中の内視鏡双極器具１００を示し、ここで、ハンドルアセンブリ１２８の移動は、管状組織１５０に対してクランプ力を付与して、図９〜１１に示されるようなシール１５２を生じる。示されるように、シャフト１０９および電極アセンブリ１２２は、トロカール１３０およびカニューレ１３２を通して挿入され、そしてハンドルアセンブリ１１８は、電極アセンブリ１２２の対向するジョー部材の間に、管状血管１５０を把持させるように作動される。より具体的には、可動ハンドル１１８ｂは、固定ハンドル１１８ａの方に次第に移動され、この固定ハンドルが次に、間隔を空けた開位置から閉じた作動位置へのジョー部材の相対運動を引き起こす。回転部材１２３は、作動の前に、使用者が、管状組織１５０の周りの位置に電極アセンブリ１２２を回転させることを可能にする。再度、導電性表面１１６、１２６、電極１１０、１２０および／またはジョー部材４２、４４は、ジョー部材４２、４４が互いに対して移動される場合に組織を効果的に切断する、せん断表面として寸法決めされ得る。

ジョー部材が組織１５０の周りで閉じた後に、使用者は次いで、接続１２８を介して組織１５０へと電気外科エネルギーを印加する。組織１５０に印加される電気外科エネルギーの強度、周波数および持続時間を制御することによって、使用者は、周辺の組織に対する最小の付随する損傷または熱的損傷で、そして最小のフラッシュオーバーの発生率で、シールを焼灼、凝固／乾燥、シール、切断、および／または単なる出血の減少もしくは遅延のいずれかが可能である。

上述のことから、そして種々の図面を参照して、当業者は、本開示の範囲から逸脱することなく、本開示に対して特定の改変がまたなされ得ることを理解する。例えば、電極１１０および１２０が平行に対向して対面し、従って、同一平面で対面することが好ましいが、いくつかの場合において、電極１１０および１２０を、互いに遠位端で対面するようにわずかに偏倚させ、その結果、電極を同一面内に偏向させるために、ハンドル１６および１８に対するさらなる閉鎖力が必要とされることが、好ましくあり得る。

エンドエフェクタの外側表面が、作動の間にエンドエフェクタ（またはその構成要素）と周囲の組織との間の接触を減少させるように設計された、ニッケルに基づく材料、コーティング、スタンピング、金属射出成形品を備え得ることが、想定される。

本開示の１つの実施形態のみが記載されているものの、本開示は、当該分野が許容する程度に広い範囲であること、および本明細書も同様に読み取られることが意図されるので、本開示は、それに限定するようには解釈されない。従って、上述は、限定として解釈すべきではなく、好ましい実施形態の例示として単に解釈すべきである。当業者は、添付の特許請求の範囲の範囲および精神内で、他の変更を想定している。

Claims (1)

1. 明細書に記載の発明。