JP4610902B2 - 電気外科用器具および使用法 - Google Patents

Description

発明の背景
1.発明の技術分野
本発明は、医療用具および技術に関し、より詳細に述べると、嵌合表面の局所的ミクロスケール部分を横切る組織に加えられるRf出力レベルを実際に独立して変調することができる、嵌合表面から組織へエネルギーを加えることができる電気外科用器具の作業端であり、Rfエネルギーは単独の供給源から送出される作業端に関する。

2.背景技術の説明
先行技術においては、直視下手術および腹腔鏡手術において、組織容積（tissue volume）を共に凝着（coagulate）、封止（seal）、または結合（join together）するために、高周波(Rf)供給源、超音波供給源、およびレーザーのような様々なエネルギー供給源が開発されている。最も重要な外科的適用は、その中にかなりの液圧を含む血管を封止することに関連している。概して、いずれかのエネルギー源を使用する器具の作業端は、処置直後の非常に強固な「組織溶着（tissue weld）」または「組織融着」を形成する上で信頼できることは証明されていない。そのために、市販の器具、典型的にはRfまたは超音波により出力される器具の使用は、小さな血管および微小血管を伴う組織塊の封止にほとんど限定されている。先行技術のRf装置も、不揃いな壁または厚い繊維状内容物を有する解剖学的構造において、非対応性の解剖学的構造の束状構造において、実質的に厚い解剖学的構造において、または厚い筋膜層を伴う組織(例えば、直径の大きい血管)において、実質的強度を伴う封止を提供することに失敗している。

基本的双極性Rfジョー（jaw）の配置において、相対する第一および第二のジョーの各面は、電極および相対する極性電極の間に捕獲された（captured）組織を横切るRf電流を含む。組織の相対する側を嵌合するこのような先行技術のRfジョーは、典型的には、捕獲された組織が薄いか実質的に厚いかにかかわらず、組織において均一な温熱作用を引き起こすことができない。組織のRfエネルギー密度が増大するにつれ、組織表面は乾燥し始め、さらなるオーム加熱に抵抗する。局所的な組織乾燥および炭化は、組織インピーダンスが上昇するとほぼ瞬時に生じ、これは次に組織において不均一な封止を生じ得る。典型的先行技術のRfジョーは、嵌合された組織から側方へのRf密度の伝搬により、更に望ましくない作用を生じ、その結果望ましくない側副の温熱損傷を引き起こすことがある。

市販のRf封止器具は典型的には、組織内のRfエネルギー送出を「制御する」2つの方法の一方を使用する。第一の「出力調節」法において、Rfシステムコントローラーは、組織インピーダンスまたは電極温度を測定する能動電極に連結したフィードバック回路部品に反応して、ジョーの嵌合表面に送出された総出力のレベルを迅速に調節することができる。第二の「電流経路指示」法において、器具のジョーは、相対する極性電極が絶縁部材により離れて配置された電極配置を保持し、これは、単純に第一および第二のジョーの表面の間よりもむしろ、捕獲された組織を通って伸びた経路内に電流の流れを引き起こすことができる。協働するジョー作用面内に電気的に孤立された電極配置でジョーを有する電気外科用把持器具が、Yatesらの米国特許第5,403,312号；第5,735,848号および第5,833,690号に提案されている。

図1A〜1Dの血管壁の図解は、組織の封止のための先行技術のRf作業端の限界を理解する上で有用である。図1Bは、任意のμm寸法のグリッドに分割された組織の、相対する血管壁部分2aおよび2bの図示を提供する。例えば、グリッドは、標的化された組織の各側上に5μmで示すことができる。組織において最も効果的な「溶着」を形成するために、組織の各μm寸法の容積は、その中のタンパク質を変性するのに必要な温度へ同時に上昇されなければならない。より詳細に以下に説明するように、組織の「溶着」を形成するためには、嵌合された組織容積内のコラーゲン、エラスチン、および他のタンパク質分子が、分子間および分子内の水素結合を破壊し、続いて熱緩和時に再架橋し、互いに融着された組織塊を形成することにより変性されなければならない。組織内のオーム加熱が均一でない場合は、よくても真に「溶着された」組織の局所化されたスポットを形成しうることが容易に理解することができる。このような不均一に変性された組織容積は、依然「凝着され」、ほとんど圧力を持たない小さな血管の血流を妨害するであろう。しかし、このような不均一に変性した組織は、例えば高い圧力を持つ2mm〜10mmの動脈において、有意な強度の封止を生じないと考えられる。

次に図1Cを見ると、エネルギー送出するための「出力調節」法は、グリッド内の各μmスケールの組織容積内で均一な温度を同時に生じる可能性が高いかどうか、そして選択された期間その温度を維持するかどうかを調べることが妥当である。図1Cは、組織のいずれかの側上の相対する極性電極の破断仮想図で圧縮されている相対する血管壁2aおよび2bを示している。このような電極配置の1つの利点は、各ジョーの嵌合表面の100％が、電流の「能動的」導体を備え、その結果組織は、理論的には絶縁体近傍にデッドスポット(オーム加熱されない)を生じるであろう絶縁体により嵌合されないことである。図1Cは、マイクロ秒(μs)隔てることができる任意の期間での、組織内の電流「経路」pを図示している。このような電流経路pはランダムであり、相対する極性電極の間の組織を通る一過性の最も導電性の経路に沿って、一貫してフラックス内にある。「経路」の厚さは、一貫して調節している出力レベルを表わすことが意図されている。新たな導電性経路を見いだす前の、いずれかの電流経路pに沿ったエネルギー密度の持続期間がマイクロ秒範囲内であり、組織の熱緩和時間がミリ秒(ms)範囲であると仮定するならば、このように全くランダムな電流経路が、熱緩和前に、標的とされた温度で各個別のμmスケールの組織容積を再訪して維持する確率はどのようなものであろうか？組織の水和は、オーム加熱の間は一貫して低下されるので、より多く乾燥された組織の領域はいずれもそのオーム加熱を必ず喪失し、隣接する組織容積へ「溶着」することはできないであろう。「出力調節」法は、迅速な全組織の乾燥を防ぐ上でおそらく有用である。しかし組織内の全く「ランダム」な電流経路pに頼る方法はいずれも、出力レベルを問わず、全ての嵌合された組織容積中において組織構成物質の同時の変性を引き起こすことができず、その結果組織において効果的な高強度の「溶着」を形成することができないことは自明のことである。

ここで図1Dを参照すると、ジョー構造においてエネルギー送出する第二の「電流経路指示」法を評価することが可能である。図1Dは、嵌合された組織の各側の相対する極性(+)および(-)電極の破断仮想図により、相対するジョー表面間に嵌合された血管壁2aおよび2bを示している。破断図に10で示された絶縁体は、ジョー内の電極を電気的に孤立させる。ジョー嵌合表面内の絶縁体10を使用する重大な欠点の1つは、組織のオーム加熱は、絶縁体10により嵌合された組織容積に直接送出できないことである(図1D参照)。直接絶縁体10と接触している組織は、電流経路pが間隔のあいた電極間の組織を通じて伸びている場合には、オーム加熱されるのみであろう。図1Dは、例えばマイクロ秒範囲の、任意の時間間隔での電流経路pを図示している。やはりこのような電流経路pはランダムであり、一過性の導電性経路に沿って一定のフラックス内にあることになるであろう。

組織を通じる経路p内のこの種のランダムで一過性のRfエネルギー密度は、いずれかの経路がマイクロ秒間隔でのみ生じうる場合、全部の嵌合された組織容積においてタンパク質を均一に変性する可能性は高くない。組織封止のための「電流経路指示」法は、組織の凝集または限定された強度の封止を達成するのみであると考えられる。

発明の簡単な概要
本発明に対応するシステムおよび方法は、未変性(native)の組織容積内の熱的「溶着」または「融着」の形成に関する。組織「溶着」および組織「融着」の代替的用語は、処理直後に実質的引張り強度を提供する実質的に均一な互いに融着された組織塊を生じる標的化された組織容積の熱処理を説明するために、本明細書において互換的に使用される。このような引張り強度(測定法を問わず)は、(i)血管離断法における血管の溶着のため、(ii)切除法における臓器辺縁の溶着のため、(iii)永久的な閉鎖が必要とされる他の解剖学的管路の溶着のため、および同じく(iv)血管吻合、血管閉鎖、または解剖学的構造もしくはそれらの一部を互いに結合する他の手法のために、特に重要である。

本明細書に開示されるような組織の溶着または融着は、「凝着」、「封止」、「止血」ならびに一般に小さな血管または血管新生された組織内の血流の崩壊および閉塞に関連する他の類似の説明用語とは区別されるべきである。例えば、熱エネルギーのいずれかの表面への適用は、凝固または止血を生じることができるが、これは本明細書において使用される用語としての「溶着」の範疇には入らない。このような表面凝着は、罹患した組織において実質的強度を提供するような溶着を形成しない。

分子レベルでは、本明細書において開示されるような真に「溶着する」組織の現象は、完全には理解されないかもしれない。しかし本発明者らは、組織溶着を達成することができるパラメーターを確定した。本明細書に開示されるような効果的「溶着」は、一過的な液体またはゲル様のタンパク質性アマルガムを形成するための、標的化された組織容積内におけるコラーゲン、エラスチン、および他のタンパク質分子の熱的に誘導された変性から生じる。選択されたエネルギー密度は、標的化された組織に、コラーゲンおよび他のタンパク質の分子間および分子内水素架橋結合の水熱作用による破壊を生じる。変性したアマルガムは、非常に短時間であることができる選択された時間間隔の間、選択された水和レベル（乾燥を伴わない）で維持される。標的化された組織容積は、変性したタンパク質の巻き付き合っていない鎖がそれらの巻き付き合いおよび絡み合いを可能にするように密に隣接していることを保証するために、選択された非常に高レベルの機械的圧縮の下で維持される。熱緩和時に、混合されたアマルガムは、再架橋または復元が起こって「タンパク質絡み合い」を生じ、これにより均一な互いに融着された塊を生じる。

熱により誘導されたタンパク質変性が生じ、所望のタンパク質の絡み合いおよび再架橋が続くようなスケールのより良い理解のために、その未変性の状態におけるコラーゲン分子は、直径約15Åを有すると考えられる。コラーゲン分子は、長さ約1000Åのペプチド鎖の三重らせんからなる(図2参照)。別の表現をすると、溶着の標的とされた組織の1μm³(立方マイクロメーター)は、このようなコラーゲン分子を数万個(10's of thousands)含むであろう。図2において、グリッド内の各組織容積は、約1μm〜5μm(ミクロン)の任意のサイズを表わしている。エラスチンおよび変性のための他の分子は、寸法がコラーゲンに類似していると考えられる。

組織を溶着するため、より詳細に述べると標的化された組織容積におけるタンパク質変性ならびに引き続く絡み合いおよび再架橋結合を熱により誘導するために、下記の相関した(interlinked)パラメーターが制御されなければならないことがわかっている：

(i)熱変性の温度
標的化された組織容積は、熱変性温度Tdに上昇させなければならず、これは約50℃〜90℃の範囲であり、より詳細に述べると約60℃〜80℃である。より大きい温度範囲内での最適Tdは、更に温熱作用の期間および嵌合された組織に加えられた圧力のレベルに応じて決まる。

(ii)処理期間
熱処理は、嵌合された組織容積に応じて選択された時間にわたっていなければならず、これは0.1秒未満〜約5秒の範囲であることができる。以下に説明されるように、本発明のシステムは、約500ミリ秒〜約3000ミリ秒の範囲の熱処理期間を利用する。タンパク質絡み合いの目的は、ミリ秒で(またはマイクロ秒でさえ)達成することができるTdで生じるので、本開示は全体的にミリ秒の処理期間を説明する。

(iii)温度の上昇；均一な温度プロファイル
標的化された組織内で温度が上昇することができるスピードに制限はない。しかし、「全ての」タンパク質が同じマイクロ秒間隔内で変性されるように、標的化された組織容積中に非常に均一な温度を維持することが最も重要である。均一な温度Tdからの熱緩和のみが、全組織容積内に完全なタンパク質絡み合いおよび再架橋結合を生じることができる。このような温度上昇および緩和の均一性を伴わずに処理された組織は、互いに融着された組織塊とならず、その結果望ましい強度を有さないであろう。

別の表現をすると、標的化された容積に、十分なエネルギーを堆積させ、それが隣接組織容積へ拡散する前にこれを所望の温度Tdに上昇させることが必要である。熱拡散プロセスは、伝導および対流のプロセスを説明し、標的化された容積の熱緩和時間(温度が半分に低下する時間と定義されることが多い)を定義する。このような熱緩和時間は、球形容積中の処理した容積の直径の平方に対応し、直径の減少につれ減少する。一般に、組織は、1ミリ秒の範囲の熱緩和時間を有すると考えられる。圧縮されない組織容積、またはわずかに圧縮された組織容積において、ランダム電流経路は非常にむらのあるオーム加熱を生じるので、Rf適用における組織の熱緩和は、典型的には均一な溶着を妨害するであろう(図1C〜1D参照)。

(iv)器具嵌合表面
この器具の嵌合表面は、すべての器具表面の平方マイクロメーターが、Rfエネルギー適用時に組織と接触することを保証するという特徴を有さなければならない。嵌合表面と組織の間のいずれの空気ギャップも、絶縁ギャップを超えた電気エネルギーのアークを引き起こす可能性があり、その結果組織の炭化を生じる。このような炭化(乾燥)は、局所化された組織容積の溶着を全体的に防止し、試みた溶着のいずれをも弱める更なる側副作用を生じるであろう。この理由のために、本発明に対応する嵌合表面は、(i)マクロスケールで実質的に滑らかであり、および(ii)処理時に組織表面に動的に合致する(conform)ことができる少なくとも部分的に弾性のマトリックスである。本発明のジョー構造は、典型的にはエネルギー送出する嵌合表面の側方にある握り要素を備える。さもなければ握り鋸歯は、組織と嵌合表面の間に、望ましくない「ギャップ」およびマイクロスケールの捕捉されたエアーポケットを生じうる。

(v)圧力
標的化された組織容積に対する非常に高い外部の機械的圧力は、例えばジョー構造の嵌合表面間の、組織の溶着において重要であることが分かっている。ある局面において、先に説明したように、高い圧縮力により、変性したタンパク質が互いに押し潰され、これにより最終的には熱緩和時に高度の架橋を生じるであろう変性したタンパク質鎖の混合または挿入(intercalation)を促進しうる。

従って本発明の電気外科用装置のような機器類は、組織に嵌合する表面および組織に嵌合する表面の少なくとも一部を形成している可変電気抵抗本体を備える。この本体は、多数の低い電気抵抗流れ経路を提供する。個々の電流経路は、体温および体温を上回るいくつかの予め定められた温度である場合に、それらの低い抵抗状態を維持するが、それらのいずれかの部分が予め選択された温度を上回る、典型的には50℃〜80℃の範囲、しばしば65℃〜75℃の範囲である場合は、増加した電気的抵抗を示すであろう。低い抵抗から高い抵抗へ移行するための他の特定の範囲は、本出願の別の所に示されている。

通常、可変電気抵抗本体は、熱膨張性の非導電性マトリックスの少なくとも一部にわたって分布された導電性粒子の3次元アレイを含む。これらの粒子は、それらの十分な数が、マトリックスを通じて複数の電流経路を提供するように接触する一方で、そのマトリックスが予め選択された温度またはそれ未満であり続けるように分布される。しかし、この予め選択された温度よりも高く加熱される場合、マトリックスは熱的に膨張し、前もって隣接した導電性粒子の少なくとも一部の間の電気的接触を破壊し、その結果関連した流れ経路内で電気的接触を破壊し、電気抵抗が増加する。導電性粒子の好ましいサイズおよび種類は、本出願の別の所に示している。例証的マトリックス材料は、高い熱膨張係数を備える、通常はセラミックまたはシリコーンエラストマーのような熱可塑性エラストマーであろう。本明細書の他所に例示されるように、この装置は通常、ジョー構造、典型的には相対するジョーの対を含み、ここで組織に嵌合する表面は、ジョーの少なくとも一方の上に、しばしば相対するジョーの両方の上に配置される。

高周波エネルギーを組織へ送出する本発明の方法は、このような可変電気抵抗の本体を組織に対して嵌合することを含む。この本体は、体温で、多数の低い電気抵抗電流経路を提供するであろう。本体を通じて高周波電流を組織に適用することにより、組織のオーム加熱を実現することができる。このような組織加熱は十分に高い場合、組織と接触している本体の部分は、同じく上昇したその温度を有するであろう。温度が予め選択されたレベルを上回って上昇した場合、本体内の複数の電流経路の少なくとも一部は、増大した電気抵抗を示し、その結果経路を通る電流を阻害し、その本体の部分が接触している組織の加熱を低下させるあるいは排除するであろう。

別の局面において、提唱された高い圧縮力(と考えられる)は、実際に莫大な量で嵌合された組織の熱緩和時間を増加することができる。相対する嵌合表面間の膜の寸法、例えば約0.001"の厚さに高度に圧縮された嵌合された組織により、その中で熱拡散が生じ得る「捕獲された」組織は事実上ほとんどない。更に嵌合された組織の辺縁の非常に薄い組織断面は、ジョー構造の外側の組織容積への熱伝導を妨害する。

更に別の局面において、高い圧縮力は、最初に嵌合された組織からの液体の側方移動を生じ、このことはその後の溶着プロセスを補助する。高度に水和された組織は組織溶着において不要であることがわかっている。重要なことは、先行技術に典型的なように乾燥することなく、選択されたレベルで標的化された組織を維持することである。更に非常に高い圧縮力は、エネルギー送出前に、嵌合された組織容積中に水和の均等な分布を引き起こす。

更に別の局面において、高い圧縮力は、これらのジョーの嵌合面が標的化された組織の表面と完全に接触していることを保証し、従って先に説明したように、「ギャップ」を超える電気的エネルギーのアークが組織炭化を引き起こす可能性を妨げる。

本明細書に開示される1つの例証的態様は特に、嵌合表面のμmスケールの「ピクセル」を横切るRfエネルギー適用の独立した空間的局在および変調に実際に適している。この器具のジョー構造は、高い機械的圧縮を嵌合された組織に加える相対する嵌合面を規定する。少なくとも1つの嵌合面は、導電性-抵抗性マトリックスの第一および第二の部分を含む表面層を有し、好ましくは、シリコーンのようなエラストマー(第一部分)およびその中に分布された導電性粒子(第二部分)を含む。電源が作業端に連結され、その結果導電性-抵抗性マトリックスおよび嵌合された組織の組合せが、それらに連結された電源の第一および第二の極性を規定する相対する導体を仲介する。この導電性-抵抗性マトリックスは、独自の抵抗-温度特性を示すようにデザインされ、ここでマトリックスは、選択された温度範囲にわたり低い基本抵抗を維持し、選択された狭い温度範囲以上で抵抗が劇的に増加する。

作動中は、導電性-抵抗性マトリックスおよび嵌合面を通じた電流は、マトリックスのいずれかの部分が、そのコンダクタンスを実質的に低下する範囲に加熱される時点まで、能動Rfエネルギー(オーム加熱)を嵌合された組織に加えるであろうということが理解される。この作用は、マトリックスの表面を横切って生じ、その結果各マトリックス部分が、それらを通じ独立したレベルの出力を送出することを可能にする。この場合、Rfエネルギー適用の局在的な低下は、嵌合面に隣接する組織の実質的脱水を妨げるための力となり得る。このシステムは、乾燥の可能性を除外し、その結果先に述べた他のいくつかのパラメーターに合致する。

本発明の導電性-抵抗性マトリックスおよびジョー本体は更に、実質的熱容量を提供するのに適当な断面および質量を提供することができる。従ってこのマトリックスが、選択された熱処理範囲まで温度上昇された場合、マトリックス容積に保持された熱は、熱エネルギーを嵌合された組織容積に、伝導および対流により、効果的に適用することができる。作動中は、作業端は、標的化された組織の能動Rf加熱と受動熱伝導の間のエネルギーの組織への適用を自動的に変調し、目標とする温度レベルを維持することができる。

特に興味深いのは、本明細書に開示されるもう1つのシステム態様が、その伴流(wake)において組織構成物質を変性するために組織を横切って掃引（sweep）するための、オーム加熱の「波」を生じるのに適合することである。この態様も、先に説明されたように、導電性-抵抗性マトリックスを保持するジョー構造の少なくとも1個の嵌合面を利用する。相対する極性導体の少なくとも一方は、嵌合面に曝されたその部分を有する。導電性-抵抗性マトリックスはやはり、相対する極性導体の中間にある。出力送出が開始された場合、このマトリックスは、2つの極性の界面について微小電流が最も強いその中の「界面」を規定し、これはこのマトリックスは、単純な導体ではないからである。嵌合された組織は、事実上、マトリックスにより形成された微小電流の界面の延長となり、これはその結果界面に近接した組織を横切るオーム加熱を局在化する。マトリックス内の極性および微小電流の界面は、マトリックスが温度上昇される際の界面の周りのより少ないコンダクタンスのために、フラックス内にあるであろう。従って極性間の微小電流の「波様」ゾーンは、マトリックスを横切り、嵌合された組織を横切って伝搬するであろう。この組織を導電性-抵抗性マトリックスと嵌合する手段により、エネルギー密度の波は、組織を横切った掃引を引き起こし、タンパク質を均一に変性し、これは次に再架橋結合し、独自の強力な溶着を形成する。

全体的に、Rfエネルギー送出に関する導電性-抵抗性マトリックスのシステムは、有利なことに、単独のエネルギー供給源に連結された単独のエネルギー放出表面を横切る選択された離れた位置からのエネルギー適用の空間的局在化および変調のための手段を提供する。

Rfエネルギー送出に関する導電性-抵抗性マトリックスシステムは、組織においてオーム加熱の動的波を引き起こし、嵌合された組織を横切り伝搬する手段を提供する。

Rfエネルギー送出のための導電性-抵抗性マトリックスシステムは、相対する電位が、単独の嵌合表面において、その間の伝導性マトリックスに曝されることを可能にし、嵌合表面の100％がエネルギーを組織へ放出することができる。

組織へのRfエネルギー適用のための導電性-抵抗性マトリックスシステムは、双極性電位が、単独の嵌合表面において、中間の絶縁体部分を伴うことなく曝されることを可能にする。

エネルギー送出のための導電性-抵抗性マトリックスシステムは、能動オーム加熱の自動変調ならびに伝導および対流による受動加熱が、組織を処理することを可能にする。

組織へのエネルギー適用のための導電性-抵抗性マトリックスシステムは、約500ミリ秒〜2秒以内の組織内の「溶着」の形成を有利に可能にする。

組織へのエネルギー適用のための導電性-抵抗性マトリックスシステムは、非常に高い強度を有する血管における「溶着」を提供する。

本発明の追加の目的および利点は、以下の説明、添付図面および添付の特許請求の範囲から明らかであろう。

発明の詳細な説明
次に図2について、熱により誘導される組織溶着にとって重要な必要要件は、以下に関連することが概念的に理解することができる：(i)嵌合された組織et内のエネルギー密度の「非ランダム空間的局在化」のための手段、(ii)そのように空間的に局在化された出力適用のエネルギー密度の「制御された、時刻を決めた間隔」のための手段、および(iii)いかなるそのような局在化され時間が制御されたエネルギー適用の「出力レベルを変調する」ための手段。

図2は、組織から遠ざかった下側ジョーの嵌合表面15を伴う、仮定の組織容積を図示している。この組織は、図2において矢印で示されている非常に高い圧縮下で嵌合されている。嵌合表面15は、「ピクセル」またはμm寸法の表面領域20の仮定的グリッドに分けて示されている。従って、図2は、有効な組織溶着を形成するために、エネルギー送出が、嵌合表面15の各ピクセル20に対し制御されランダムではなく空間的に局在化されることを図解している。

更に図2を参照し、空間的に局在化され、時間が制御されたエネルギー適用が、タンパク質変性のために組織において均一なエネルギー密度を形成することができるような2つのモダリティがあることを理解することができる。第一のモダリティにおいて、嵌合された組織の全ての立方ミクロン(図2)は、必要なエネルギー密度および温度を同時に上昇させ、溶着を形成することができる。第二のモダリティにおいて、必要なエネルギー密度の「波」は、それによりその伴流内に溶着された組織を残存することができる嵌合された組織etを横切って掃引することができる。本発明者らは、このような両モダリティを実現するためのRfシステムを、研究、開発および統合した。

1.組織溶着のための例証的ジョー構造
図3Aおよび3Bは、捕獲された組織の離断および捕獲された組織辺縁のRfエネルギーの制御された適用による同時的溶着に適合させた、本発明の外科的把持器具の作業端を例示している。内視鏡手術においてカニューレと協働するためまたは直視下手術手技における使用のための、ジョーアセンブリ100Aは、直径が約2mm〜20mmの範囲でありうる導入器スリーブ部材106の遠位端104で保持されている。導入器部分106は、近位ハンドル(図示せず)から伸びている。このハンドルは、ピストル型の握り、またはジョーを作動するためのアクチュエーターレバー、トリガー、もしくはスライダーを保持する当技術分野において公知の他のハンドル型のいずれの型でもよく、より詳細に説明される必要はない。導入器スリーブ部分106は、ジョーを作動させるアクチュエーター機構を保持するために、また電気的エネルギーを作業端の電気外科用構成要素に送出するためのリード線109a-109bを保持するために、それを通じて伸びている穴108を有する。

図3Aおよび3Bに認められるように、ジョーアセンブリ100Aは、軸115を取り囲むまたは接近するように適合されている、第一(下側)ジョー要素112Aおよび第二(上側)ジョー要素112Bを備える。ジョー要素は両方共移動可能であるか、または一方のジョーが回転し、ジョー開放位置およびジョー閉鎖位置を提供することができる。図3Aおよび3Bの例証的態様において、両方のジョーは、導入器部分106に対して移動可能である。

特に興味深いのは、ジョーアセンブリ100Aの開放-閉鎖機構が、往復部材140によるカム機構を基に、非常に高い圧縮力を組織へ加えることが可能であることである。この嵌合表面は更に、(i)非常に高い圧縮力を加えるためにジョーアセンブリを(第二の)閉鎖位置へ移動するため、および(ii)組織を「解離」するために実質的に高い開放力を加えるためにジョーを(第一の)開放位置へと移動するために、カムの(camming)表面の正の嵌合を提供する。この重要な特徴は、外科医が、閉鎖されたジョーの先端を解離可能な組織面へと挿入し、その後ジョーを開放して組織に対してこのような解離力を加えることを可能にする。先行技術の器具は、開放位置に対してばねが取り付けられており、これは組織を解離するために有用でない。

図3Aおよび3Bの態様において、往復部材140は、部材140の近位端141に連結されているレバーアームなどのいずれか適当な機構により、器具のハンドルから作動可能である。部材140の近位端141および内側部分は、導入器スリーブ106の穴108内を往復するような寸法である。往復部材140の遠位部分142は、第一(下側)および第二(上側)の側方に伸びているフランジ要素144Aおよび144Bを保持し、これらは中間の横断要素145により連結されている。横断要素は更に、ブレードまたは切断電極であることができる前線146によりジョーの間に捕獲された組織を横断するように適合されている(図3A)。横断要素145は、対をなした第一および第二のジョー中の溝148aおよび148b内をスライドするように適合され、これによりジョーを開閉する。往復部材140およびジョー表面のカム作用は、2002年1月11日に出願された同時継続中の米国特許仮出願第60/337,695号、発明の名称「電気外科用器具のためのジョー構造および使用法（Jaw Structure for Electrosurgical Instrument and Method of Use）」に完全に詳細に記載されており(ドケット番号SRX-013)、これは本明細書に参照として組入れられる。

図3Aおよび3Bにおいて、第一および第二のジョー112Aおよび112Bは、嵌合面150を取り囲み、以下に説明されるように嵌合された組織に接触しそこへ電気エネルギー手段からエネルギーを送出する、組織に嵌合する表面層155Aおよび155Bを規定する。ジョーは、組織を把持するための歯または鋸歯156を、いずれか適当な長さで有しうる。図3Aおよび3Bの1つの好ましい態様は、溝148aおよび148bに沿ってジョーの内側部分にこのような鋸歯156を提供し、その結果組織把持要素の側方外側に実質的に滑らかな嵌合表面層155Aおよび155Bがあることを可能にする。Lで示されたジョー112Aおよび112Bの軸長は、離断および封止のために標的化された解剖学的構造に応じていずれか適当な長さであることができ、典型的には約10mm〜50mmの範囲であろう。このジョーアセンブリは、肺または肝臓のような臓器を切除および封止するために、例えば最大約200mmのような、非常に長い長さにわたって非常に高い圧縮を加えることができる。本発明の範囲は、ジョーの長さが約5.0mm以下でありうる、顕微手術に使用される器具のためのジョーアセンブリも対象としている。

図3Aおよび3Bの例証的態様において、下側ジョー112Aの嵌合表面155Aは、少なくとも一部は本発明の導電性-抵抗性マトリックスCMを通じて、組織へエネルギーを送出するために適合される。上側ジョー112Bの組織に接触している表面155Bは、好ましくは類似の導電性-抵抗性マトリックスを保持するか、またはこの表面は、以下に説明されるような伝導性電極またはおよび絶縁層であることができる。あるいは、ジョーの嵌合表面は、2001年10月22日に出願された同時継続中の米国特許出願第09957,529号、発明の名称「制御されたエネルギー送出のための電気外科用ジョー構造（Electrosurgical Jaw Structure for Controlled Energy Delivery）」(ドケット番号SRX-011)、ならびに2001年12月3日に出願された米国特許仮出願第60/339,501号、発明の名称「制御されたエネルギー送出のための電気外科用ジョー構造（Electrosurgical Jaw Structure for Controlled Energy Delivery）」(ドケット番号SRX-012)に開示されている、エネルギー送出構成要素のいずれかを保持することができ、これらは両方共本明細書に参照として組入れられる。

図4を参照すると、代替的なジョー構造100Bが、類似の参照番号112A-112Bを有する下側および上側ジョーと共に示されている。図4のジョーの単純なはさみ作用は、組織離断を必要としない手法における組織の溶着に有用であることが認められる。ジョーのはさみ作用は、本発明の方法を実行するために、ジョーの間に捕獲された組織に対して高い圧縮力を加えることができる。図3Bと図4を比較することによりわかるように、いずれかの態様のジョー100Aまたは100Bは、同じエネルギー送出構成要素を保持することができ、これは次に説明する。

制御されたRfエネルギー送出と組合わせた組織の非常に高い圧縮は、組織の離断と同時の、嵌合された組織容積の溶着に最適であることがわかっている。好ましくは、嵌合された組織を膜の厚さまで減少させるために、嵌合面の間の嵌合ギャップgは、約0.0005"〜約0.050"の範囲である。より好ましくは、嵌合面の間のギャップgは、約0.001"〜約0.005"の範囲である。

2. 組織溶着における制御されたエネルギー送出のための"A"型導電性-抵抗性マトリックスシステム
図5は、ジョー112Aおよび112B内の嵌合表面層155Aおよび155Bを保持するジョー構造の拡大断面図を図示している。嵌合表面層155Aおよび155Bは、便宜上はさみ型ジョー(図4と比較)で示されており、導電性-抵抗性マトリックスシステムは、図3A〜3Bに示されたような離断しているジョー構造の各側で同一であることは理解されるべきである。

図5において、下側ジョー112Aは、組織とジョー嵌合表面層155Aまたは155Bとの間の界面として規定される嵌合面150に少なくとも部分的に曝されている導電性-抵抗性マトリックスCMとして本明細書において説明される構成要素を保持することを認めることができる。より詳細に述べると、導電性-抵抗性マトリックスCMは、第一の部分160aおよび第二の部分160bを備える。第一の部分は好ましくは、典型的には第二の部分の材料の膨張係数よりも大きい、選択された膨張係数を有する非導電性材料である。1つの好ましい態様において、マトリックスの第一の部分160aはエラストマー、例えば医療用シリコーンである。マトリックスの第一の部分160aは、良好な熱導体でないことも好ましい。更に以下に説明するパラメーターと共に膨張熱係数を有するセラミックのような他の熱可塑性エラストマーが、本発明の範囲に含まれる。

図5を参照すると、マトリックスCMの第二の部分160bは、導電性であり、第一の部分160a内に分布されている材料である。図5において、第二の部分160bは、マトリックスCMのエラストマー第一部分160a内で混合された球状要素162として表わされている(等縮ではない(not-to-scale))。要素162は、規則的または不規則な形状であることができ、また長い要素であるかまたは導電性フィラメントを含むことができる。要素162の寸法は、典型的ジョー構造において、それらの主軸差し渡しスケール約1nm〜2nmを有するナノ粒子から、約100μmのはるかに大きい断面までの範囲であることができる。非常に大きいジョーにおいて、マトリックスCM中の要素162は、全体的に球形の100μmの比較的大きい寸法を有することができる。またマトリックスCMは、エラストマー性の第一の部分160a内に包埋されたスチールウールの形状と類似した相互に絡み合ったフィラメント(または複数のフィラメント)の形状の、第二の部分160bを保持することができ、本発明の範囲に含まれる。従って、第二の部分160bは、導電性塊をマトリックスCMの全容積中に分布するいずれの形でもありうる。

図5の下側ジョー112Aにおいて、マトリックスCMは、高い圧縮力を嵌合された組織に加えるのに十分な強度を有するいずれの適当な金属または他の材料であることができる支持構造または本体部分158内に保持される。典型的には、支持構造158は、ジョーアセンブリの外側の組織へのならびに支持構造158とマトリックスCM間へのおよびその中の伝導性要素165への電流を防ぐために、絶縁コーティング159を有する。

特に興味深いのは、第一および第二の部分160aおよび160bの組合せが、その中の温度変化に反応して可変抵抗性(Ω-cmにおいて)であるマトリックスCMを提供することである。温度依存型抵抗を伴うこのマトリックス組成物は、温度係数材料として本明細書において別に説明されている。1つの態様において、導電性ナノ粒子または要素162の第二の部分160bの容積比に対する非導電性エラストマーの第一の部分160aの容積比を選択することにより、マトリックスCMは、マトリックス温度の小さい変化で抵抗の非常に大きい変化を示すように操作することができる。別の表現をすると、温度の変化による抵抗の変化は、抵抗の「正の」温度係数を生じる。

第一の好ましい態様において、マトリックスCMは、正勾配の温度-抵抗曲線により表わされる独自の抵抗-温度特性を示すように操作される(図6参照)。より詳細に述べると、図6に示された第一の例証的マトリックスCMは、選択された基礎温度範囲にわたって低い基礎抵抗を維持し、材料の選択された狭い温度範囲(本明細書においてスイッチング範囲と称されることが多い。図6参照)において、抵抗を劇的に増加する。例えば、約37℃〜65℃の間では、基礎抵抗は低い、すなわち導電性は高く、約65℃〜75℃の間で抵抗が大きく増加し、それを通じる伝導を実質的に制限することができる(電気外科において典型的に利用される出力レベルで)。図6に説明された第二の例証的マトリックス態様において、マトリックスCMは、50℃から約80℃までの範囲にわたり、より連続した正勾配の温度-抵抗により特徴付けられる。従って本発明の範囲は、以下に説明するような組織の溶着に適するそのような正勾配を伴う、任意の特別に操作されたマトリックスCMを含む。

1つの好ましい態様において、マトリックスCMは、選択された容積の導電性粒子、例えば前述のようなミクロンより下の寸法の炭素粒子を添加された医療用シリコーンから加工された第一の部分160aを有する。本発明の組成物が、それを通じての導電性を実質的に制限するように機能する選択された範囲を提供するために、シリコーン-炭素の質量比は、約10/90〜約70/30(シリコーン／炭素)の範囲であることができる。より好ましくは、マトリックスCM中の炭素の割合は、約40％〜80％であり、それ以外はシリコーンである。この方式でマトリックスCMを加工する際に、単分子結合(single molecular bond)を有する炭素型を使用することが好ましい。小さい断面のマトリックス内で使用した場合に破壊される可能性があり、その結果互いに融着するマトリックスCMの劣化した粒子内に永久的導電性経路の可能性を生じるような二重結合を有する炭素型を使用することは余り好ましくない。1つの好ましい組成物は、約75℃〜80℃の熱処理範囲を提供するように開発されており、このマトリックスは炭素を約50〜60％有し、それ以外はシリコーンである。従って本発明のマトリックスCMは、選択された比較的高い温度範囲で電流に対し可逆的に抵抗し始め、基礎温度範囲内で実質的に導電性に戻る。1つの好ましい態様において、シリコーンベースのマトリックスCMの硬度は、ショアA範囲が約95未満内である。より好ましくは、例証的シリコーンベースのマトリックスCMは、ショアA範囲約20〜80を有する。シリコーンベースのマトリックスCMの好ましい硬度は、ショアDスケールにおいて約150以下である。以下に説明するように、一部の態様は、少なくとも2つの異なる硬度比を有する協働マトリックス部分を保持するジョーを含む。

別の態様において、粒子または要素162は、薄い導電性コーティングを伴うポリマービーズであることができる。金属コーティングは、当技術分野において公知である無電解メッキ法または他の蒸着法により付着することができ、このコーティングは、金、白金、銀、パラジウム、スズ、チタン、タンタル、銅またはそのような金属の組合せもしくは合金などのいずれか適当な薄層付着、またはそのような材料の様々な層の付着を含むことができる。金属コーティングのこのようなポリマー要素への付着の1つの好ましい様式は、Micro Plating社(8110 Hawthorne Dr., Erie, PA 16509-4654)により提供された無電解メッキ法を含む。金属コーティングの厚さは、約0.00001"〜0.005"の範囲でありうる(適当な導電性-抵抗性マトリックスCMは、下記図8A〜8Bに図示したような作用を作り出すために、金属処理されたポリマービーズのような圧縮可能粒子の第二の部分160bと組合せたセラミックの第一の部分160aを含むことができる)。

本発明の1つの局面は、第一の温度(TE1)および組織溶着のための標的化された組織温度に近い第二の温度(TE2)の間に選択された処理範囲を伴うジョーの嵌合表面層155Aにおける、図5に図示したようなマトリックスCMの使用に関する(図6参照)。先に定義したようなマトリックスの選択されたスイッチング範囲は、例えば、実質的に狭く、1℃〜10℃の範囲であることができ、これは組織溶着に最適な処理温度のほぼ最大値である。別の温熱療法のために、このスイッチング範囲は、より大きい組織処理範囲約50℃〜200℃に収まることができる。

マトリックスCMの温度-抵抗曲線の傾斜特性を問わず(図6参照)、好ましい態様は、ジョーアセンブリにおいてその選択された寸法を超える電流に対し選択された抵抗を有するように操作されるマトリックスCMを含み、37℃の場合、それは約0.0001Ω〜1000Ωの範囲である。より好ましくは、マトリックスCMは、37℃でその選択された寸法を超えるデザインされた抵抗を有し、これは約1.0Ω〜1000Ωの範囲である。更により好ましくは、マトリックスCMは、37℃でその選択された寸法を超えるデザインされた抵抗を有し、これは約25Ω〜150Ωの範囲である。いずれの事象においても、例証的ジョーにおいて37℃でマトリックスCMを超える選択された抵抗は、嵌合した組織または本体構造の抵抗に合致するかまたはこれをわずかに超える。マトリックスCMは更に、標的化された熱処理範囲の高い限界(最高)を構成する選択された温度に対応するそれを通る電流を実質的に制限する選択されたコンダクタンスを有するように操作される。先に概説したように、組織溶着のためのこのような最高温度は、約50℃〜90℃の間で選択された温度であることができる。より好ましくは、マトリックスの選択されたコンダクタンスが電流を実質的に制限する選択された温度は、約60℃〜80℃の間で生じる。

図5の例証的ジョー112Aにおいて、嵌合表面層155Aの全表面積は、導電性-抵抗性マトリックスCMを含み、この嵌合表面は、組織に電位を加えることができる組織に接触する部分として規定される。好ましくは、あらゆる器具の嵌合表面は、その表面積の少なくとも5％を占めるマトリックスCMを有する。より好ましくは、マトリックスCMは、嵌合表面の表面積の少なくとも10％を占める。更により好ましくは、マトリックスCMは、ジョーの嵌合表面の表面積の少なくとも20％を占める。マトリックスCMは、いずれの適当な断面寸法をも有することができ、これは全般的に図5のmd1およびmd2で示され、好ましくはこのような断面は、支持構造158に対するジョーの有意な部分容積を占める。以下に説明されるように、一部の態様において、嵌合された組織への熱の受動的伝導を最適化するために熱的塊（thermal mass）を提供することが望ましい。

図5に認めることができるように、ジョー112Aの内部は、マトリックスCMの内部表面166との境界となっている165で示された導電性要素(または電極)を保持する。導電性要素165は、リード線109aにより、電圧(Rf)供給源180および選択的コントローラー182に連結されている(図4)。このように、Rf供給源180は、電位(第一の極性の)を、導体165を通じてマトリックスCMに加え、その後、マトリックスCMを通じて嵌合面150に加えられる。図5の相対する第二のジョー112Bは、上側嵌合表面155B内に曝されているリード線109bにより供給源180に連結された、185で示された導電性材料(電極)を有する。

図5を参照すると、操作の第一の様式において、導体165に加えられた第一の極性の電位は、マトリックスCMおよび嵌合された組織etを通じて、相対する極性導体185への電流を生じるであろう。先に説明したように、マトリックスCMの37℃での抵抗は、嵌合された組織etのものとほぼ同じか、またはわずかに超えるように操作される。これにより、いかにして嵌合表面155Aは、図2の仮定的嵌合表面に類似した組織etへのエネルギーの送出を変調することができるかを説明することができる。嵌合表面の小さいセクションは、図2の図のμmサイズの表面積(またはピクセル)を表わしている(図5においてジョーは完全に閉じた位置ではないことに注意)ことを考慮されたい。好ましい膜厚の嵌合ギャップgは、図5に図示されている。

図7Aおよび8Aは、ジョー112Aおよび112BならびにマトリックスCMの拡大断面図を示している。導体165の電位は、相対する極性導体185に向かう導電性経路に沿って第二の部分160bの要素162の内部および周囲に電流を生じることが理解される。図8Aは、導電性要素162が実質的に接触しているマトリックス内の微小電流mcmの経路の図解をより詳細に示している。図7Aはまた、ギャップgを横切る嵌合された組織中の微小電流mctの経路を図示している。従って組織内の電流経路(導電性のナトリウム、カリウム、塩素イオンなどを横切る)は、ジョー112Aおよび112Bの間の嵌合された組織のオーム加熱を生じる。実際、マトリックス内の微小電流mcmおよび嵌合された組織内の微小電流mctのフラックスは、最も導電性の経路を探し、これは表面隆起または鋭端のように作用してそこから電流を誘導することができる嵌合層155Aの表面内の要素162の配置により補助される。

図7Bおよび8B中の嵌合された組織etの影付き部分188のオーム加熱(または能動加熱)は、その温度を標的化された範囲の最高の選択された温度に上昇させることを考慮されたい。熱は、加熱された組織に近接するマトリックス部分CMへと戻し伝導されるであろう。選択された温度で、マトリックスCMは、それを通る電流を実質的に低下し、従ってオーム組織加熱への寄与が次第に少なくなり、このことは図7Bおよび8Bに示されている。図7Bおよび8Bにおいて、第一のマトリックス部分160aのエラストマーの膨張の熱係数は、マトリックス内の第二の導電性部分160bのわずかな再分布を引き起こし、これは自然に導電性要素162間のより少ない接触を生じるであろう。要素162は圧縮に対して実質的に抵抗性であるように選択されるので、図8Bの矢印Aにより、このエラストマーはこれらの要素の間である最も少ない抵抗の向きへ膨張することを理解することができる。

特に興味深いのは、図8Aにおいて190で示されたマトリックスCMの小さい表面部分は、事実上、それにより嵌合された組織Tの表面に対する出力送出を変調するために独立して機能することである。この作用は、全嵌合表面層155Aを横切って生じ、嵌合された組織に能動エネルギー密度の実際無限の「空間的に局在化された」変調を提供するであろう。実際、この嵌合表面は、各ピクセルと接触する局在化された組織に対するエネルギー適用に関して独立して制御されるその表面のまわりに「ピクセル」を有するように規定することができる。ジョーにより適用された高い機械的圧縮のために、各ピクセルが隣接組織を処理範囲の最高にまで加熱するにつれて、嵌合された膜は全て同時に、選択された温度に上昇される。同じく図8Bに示されたように、エラストマー性マトリックス表面の熱膨張は、膜を押しつけ、更にエネルギーアークがギャップを横切る可能性を排除するために、組織が嵌合面150に沿って接触することを保証する。

特に興味深いのは、導電性-抵抗性マトリックスCMのいずれの部分も標的化された処理範囲の上限を下回ると、そのマトリックス部分は、そのコンダクタンスを増加し、導体165からマトリックスを通る電流経路によりオーム加熱を隣接組織に加えたことである。エネルギー送出のこの手段により、マトリックス塊およびジョー本体は、嵌合された組織同様に、標的化された処理範囲またはその付近で、温度において変調されるであろう。

図9は、実質的熱容量を提供するように適合されている選択された塊により高度に熱伝導性である材料の要素192を更に添加された導電性-抵抗性マトリックスCMの別の態様を示す。導電性でなくてよいこのような要素192を利用することにより、マトリックスは、より多くの熱的塊を提供し、これによりマトリックスCMが嵌合された組織への電流を実質的に低下する場合に、組織の受動伝導または対流加熱を増加することができる。別の態様(示さず)において、要素162の材料は、高い熱容量を有し、実質的に導電性および高度に熱伝導性の両方であることができる。

本発明の方法を実行するために図7A〜7Bのシステムを利用する方法は、相対するジョーの第一および第二の嵌合表面155Aおよび155B間の膜厚へ、嵌合された組織etを機械的に圧縮すること、そしてその後に電気外科において公知の周波数および出力レベルの電位を導体165へ適用することとして理解することができ、この電位はマトリックスCMを通じて伝導され、選択された時間間隔について嵌合された組織etを横切り選択された温度を維持する。通常の組織温度で、マトリックスCMの低い基本抵抗は、電圧電源180からの妨げられないRf電流を可能にし、これにより嵌合表面の100％を、電気エネルギーの能動導体とする。嵌合された組織は最初に、電流に対し実質的に均一なインピーダンスを有し、これは嵌合された組織がオーム加熱により水分を失うにつれ、実質的に増加するであろうということを理解することができる。任意の時間間隔(マイクロ秒〜ミリ秒の範囲)後に、膜厚に減少された、嵌合された組織のインピーダンスは、温度が上昇し、マトリックスCMへ熱を伝導する。次に、マトリックスCMは、それを通じる微小電流を一貫して調節し、各表面積の平方μmは、空間的に局所的な温度に応じて、それ自身選択された出力レベルを効果的に送出する。従って組織における局在化された微小電流のこの自動的低下は、嵌合された組織のあらゆる脱水を防止する。嵌合面に近接する組織中の水分の望ましいレベルを維持することにより、ジョーアセンブリは、組織構成成分の効果的変性を確実にし、その後強力な溶着を形成することができる。

マトリックスCMの選択された処理範囲における維持を引き起こす先に説明された機序により、嵌合された組織etに加えられた実際のRfエネルギーは、図2に説明するために先に使用された用語において、実際にはピクセル毎に、正確に変調することができる。更に、マトリックスCM中の要素192は、ジョーの本体およびジョーの熱的塊の実質的容積を占めることができ、温度が上昇した場合に、ジョーは、受動伝導加熱によってエネルギーを嵌合された組織へ送出することができ、同時にRfエネルギー送出は先に説明されたように変調される。この能動Rf加熱および受動伝導加熱(または放射対流加熱)のバランスは、任意の選択された時間間隔の間、目標とされた温度を維持することができる。

特に興味深いことに、嵌合した膜の全体に渡るオーム加熱の迅速な変調を可能にする本発明の前述の方法は、温度感知器からのフィードバックを基にした出力変調に頼る先行技術の器具とは対照的である。感知器または熱電対に頼るシステムにおいて、出力は、その全体が電極に対してのみ変調される。更に、感知器により得られる先行技術の温度測定値は、典型的にはジョー構造の単独の位置でのみ作成され、これはジョーの長さに及ぶ嵌合表面の各μmについて最適でありえない。このような温度感知器は、タイムラグによっても損なわれる。より更には、このような先行技術の温度感知器は、典型的感知器は、電極の温度を測定することができるのみであるので、実際の組織温度の間接的読み取り値しか提供しない。

導電性-抵抗性マトリックスシステムを操作する他の別の様式が可能である。操作の1つの別の様式において、(i)嵌合された組織と(ii)マトリックスCMとの組合せを通じて第一および第二の極性導体の間の電流の混成されたインピーダンスを測定するために、電圧電源180に連結されたシステムコントローラー182は、ジョー内の第一および第二の極性導体に連結されている電流回路からデータを獲得することができる(先に説明されたいずれかの位置において)。本発明のこの方法は、先に定義されたような混成されたインピーダンスのレベルを基に作業端への出力送出を変調または終結させるために、システムコントローラー182内にアルゴリズムを提供することができる。この方法は更に、出力オンおよび出力オフの間隔により、エネルギー送出を制御することを含み得、このような各間隔は、約1マイクロ秒〜1秒の範囲の選択された期間を有する。作業端およびシステムコントローラー182は、更に、本明細書に参照として組み入れられる、2001年11月9日に出願された米国特許仮出願第60/339,501号、発明の名称「電気外科用器具（Electrosurgical Instrument）」(ドケット番号S-BA-001)に開示された型の回路部品および作業端構成要素を備えることができる。

別の操作の様式において、システムコントローラー182は、測定したインピーダンスレベルからマトリックスCMの温度を引き出すためのアルゴリズムを備えることができ、これは、マトリックスは温度-抵抗曲線にわたり各選択された温度で選択された独自の抵抗を有するように操作されることにより可能である(図6参照)。このような温度測定値は、マトリックスCMの温度を基にした嵌合表面への出力送出を変調または終結するために、システムコントローラー182により利用することができる。この方法は、先に説明されたように、出力オンおよび出力オフの間隔により、エネルギー送出を制御することもできる。

図10〜11は、別のジョー構造100Cの断面図を図示し、ここでは下側および上側の嵌合表面155Aおよび155Bは両方とも、CMAおよびCMBで示された類似した導電性-抵抗性マトリックスを保持している。両方の相対する嵌合表面は、エネルギーを嵌合された組織に加えるために、図7A〜7Bおよび図8A〜8Bに説明されたように機能しうることが容易に理解することができる。図10〜11のジョー構造は、組織が、導電性-抵抗性マトリックスにより相対する側に嵌合され、各マトリックスCMAおよびCMBは、各々165および185で示された相対する極性電極と接触していることを図示している。相対する第一および第二の嵌合表面において協働する第一および第二の導電性-抵抗性マトリックスを提供することは、嵌合された組織への温熱作用の能動オーム加熱および受動伝導の両方を増強および制御することができることがわかっている。

3. 組織溶着のための"B"型導電性-抵抗性マトリックスシステム
図12および図14A〜14Cは、(i)嵌合された組織においてRfエネルギー密度および微小電流経路を制御するための、および(ii)嵌合された組織の受動伝導加熱を同時に制御するための、"B"型導電性-抵抗性マトリックスシステムを保持する例証的ジョーアセンブリ200を図示している。このシステムも、エラストマー性導電性-抵抗性マトリックスCMを使用するが、セラミック製の正の温度係数の材料の実質的に剛性の導電性-抵抗性マトリックスも説明され、これも本発明の範囲内である。このジョーアセンブリ200は、導入器部材の遠位端で保持され、はさみ型構造(図4と比較)または離断型ジョー構造(図3A〜3Bと比較)であることができる。便宜上、このジョーアセンブリ200は、説明を明確にするためにはさみ型器具として示されている。

先に図5および図7A〜7Bに説明された"A"型システムおよび方法は、効果的なピクセル毎の出力変調が可能であり、ここでマイクロスケールの空間的位置を、局在化された組織接触で、独立した出力レベルを加えるために考慮することができる。次に説明される"B"型導電性-抵抗性マトリックスシステムは、空間的に局在化された出力変調を可能にするためのみではなく、嵌合された組織におけるRfエネルギー密度の時期および動的局在化も加えて提供し、その結果これは、膜厚まで減少された嵌合された組織を横切る制御されたRfエネルギー密度の「波」または「ウォッシュ(wash)」を作成することができる。

図12を参照すると、特に興味深いことに、本発明の"B"型システムは、露出した表面部分222を有する第一の極性電極220と、露出した表面部分226を有する第二の極性電極225とを、導電性-抵抗性マトリックスCM中間体を含む少なくとも1つのジョー212Aおよび212Bの嵌合表面層に提供する。従って、能動加熱の短い間隔の間に組織内の微小電流は、同じ嵌合表面255A内の露出した表面部分222および226からおよびそこへと流れることができる。中間導電性-抵抗性マトリックスCMを含む嵌合表面に、相対する極性電極220および225を提供することにより、エネルギー密度の動的「波」(オーム加熱)が形成されうることが認められ、これは組織の選択された断面において均一な温度を作成するために非常に有効な手段であることを証明し、その結果非常に均一なタンパク質変性および熱緩和時に均一な架橋を提供し、強力な溶着を形成する。相対する極性電極220および225ならびにマトリックスCMは、嵌合表面255Aおよび255Bの両方に保持されうるが、本発明の方法は、上側ジョーの嵌合表面250Bが252として示される絶縁体である図11の例証的ジョーを用いて、より明確に説明することができる。

より特に、図12を参照すると、第一(下側)ジョー212Aは、嵌合表面255Aの中心部分に露出された導電性-抵抗性マトリックスCMと共に断面図で示されている。第一の極性電極220はマトリックスCMの片側に配置され、第二の極性電極225はマトリックスCMの反対側に露出されている。図12の態様において、ジョーの本体または支持構造258は、絶縁された本体部分262により分離された電極である電極220および225を含む。更にジョー本体の外側は、絶縁層261により被覆されている。他方でマトリックスCMは、各々電極220および225の内側部分262および264と接触されている。

ジョーアセンブリは、図13A〜13Cに示されるように、縦方向、斜め方向または横方向の任意の配置で、中間導電性-抵抗性マトリックス部分CMを含む、複数の交互の相対する極性電極部分220および225を保持することもできる。電極および中間導電性-抵抗性マトリックスのこれらの配置のいずれも、任意の対をなす電極および中間マトリックスCMに関して、減少させたスケールで以下に説明するように機能するであろう。

図14A〜14Cは、エネルギーの組織への制御された適用に関連し本発明の方法を実践するために、図11の嵌合表面層を使用する方法の連続図を図示している。説明を明確化するために、図14A〜14Cは、嵌合された組織etを横切り掃引するオーム加熱の「波」または「波頭」を作成することができる中間抵抗性マトリックスCMにより側方に隔てられて配置された、露出した電極表面部分220および225を示している。図14Aにおいて、上側ジョー212Bおよび嵌合表面250Bは、仮想図であり、絶縁体252を含む。ギャップ寸法gは、先に説明されたように等縮ではなく、説明を目的として実質的厚さを有する嵌合された組織で示されている。

図14Aは、時点T1での嵌合表面層250A内のマトリックスCMを図示し、この時点で、第一の極性(+で示す)の電位が、電圧電源180およびコントローラー182からのリード線を介し、電極220に加えられている。図14A〜14Cにおいて、マトリックスの球形の図式的要素162は等縮ではなく、非導電性エラストマー164内の導電性粒子の「領域」を表わすことが意図されている。従ってこの図式的要素162は、出力適用の開始直後の特定のマイクロ秒の時点での極性を規定する。図14Aにおいて、電極225を保持する本体部分は、第二の電位(-)を規定し、これはリード線により電圧電源180に連結されている。図14Aに認められるように、図示的要素162は、電極で電位に近接する一過性の正(+)または負(-)の極性を有するように示されている。図示的要素162が示された極性を有さない場合(図14Bおよび14C参照)、マトリックス領域が、電気コンダクタンスが限定されるマトリックスのスイッチング範囲で温度上昇していることを意味し、これは図6の正勾配の温度-抵抗曲線および図8Bの図解において図示されている。

図14Aに認められるように、時点T1でのエネルギー適用開始により、電流が相対する極性電極220および225の間を流れようとし、導電性マトリックスCMの中心部分内で微小電流mcが引き起こされる。次にマトリックスCM内の電流は、隣接する嵌合された組織et内の対応する微小電流mc'を局在化する。マトリックスCMは、組織とほぼ同じ速度で相対する極性の間でそれを横切り電気エネルギーを伝導するように操作されているので、マトリックスおよび組織の両方が約37℃である場合、マトリックスおよび組織は、電気的意味で最初は互いに類似している。時点T1のエネルギー適用の開始時に、最高のRfエネルギー密度は、図14Aにおいて面Pで図示された「界面」として定義することができ、これはマトリックスCMから嵌合された組織へ伸びているその界面に沿って、高度に局在化されたオーム加熱および変性作用を生じる。このように、図14Aは、オーム加熱および変性作用の「ランダムでない」局在化を規定する界面または面Pの簡略化された図解を提供し、これは嵌合された組織において全体にランダムな微小電流を引き起こす先行技術の方法すべてとは対照的である。別の表現をすると、能動Rf加熱が正確に局在化される相対する極性の間の界面は、中心組織位置で最初の加熱を作成するためのマトリックスCMの使用により、制御および局在化することができる。

更に図14Aを参照すると、組織はこの領域で温度が上昇するので、その領域の導電性-抵抗性マトリックスCMは、そのスイッチング範囲まで温度が上昇し、その中心領域が実質的に非導電性となる(図6参照)。

図14Bは、時点T1より後の任意のマイクロ秒またはミリ秒の時間が経過した、時点T2での界面または面Pを図示している。Rfエネルギー密度が最高である相対する極性間の動的界面は、導電性-抵抗性マトリックスCMを横切り伝搬する面PおよびP'ならびにマトリックスの実質的導電性部分と非導電性部分の間の「界面」により規定された組織として説明されるのに最良であり、これはやはり、マトリックスの局在化された温度により決定される。こうして、組織中の微小電流mc'は、面PおよびP'の位置で最高のRf密度を伴う組織膜を通じて伸びるように示されている。別の表現をすると、このシステムは、組織を横切り伝搬するRfエネルギー密度の波頭または波を作り出している。局在化された組織におけるRf密度(オーム加熱)が、非導電性となり始める隣接マトリックスCMにより低下するのと同時に、このマトリックスCMは、前述のような受動伝導加熱により、実質的温熱作用を組織へ適用し始める。

図14Cは、時点T2より後のさらに任意の時間が経過した時点T3での面PおよびP'の伝搬を図示する。導電性-抵抗性マトリックスCMは更に、 界面PおよびP'の後ろで温度が上昇し、これもやはり内部マトリックス部分の導電性を実質的に少なくする。従ってマトリックスの部分の温度が変化するにつれ、Rfエネルギー密度が嵌合表面255Aに対し組織においてさらに外側へと伝搬する。やはり、最高のRfエネルギー密度が、概して動的面PおよびP'の位置で生じる。同時に、マトリックスCMのより中心部分でのRf電流の欠如により、その温度が緩和し、その結果やはりその中心部分を導電性とする。中心マトリックス部分の増大した導電率も、図14Cにおいて(+)および(-)記号で示されている。こうして、Rfエネルギー密度の波の伝搬は、図14A〜14Cに示されたように繰返し、組織を効果的に溶着することができる。

対をなす電極および導電性-抵抗性マトリックスCMによる制御されたRfエネルギー適用に関して先に説明された方法を用いて、高い圧縮が施されたほとんどの組織において非常に強力な溶着を形成するために組織成分の再架橋結合を均一に変性するのに、約500ミリ秒〜4000ミリ秒の範囲の時間間隔で十分であることがわかっている。その他の別の態様は、協働する相対する極性電極220および225ならびに中間または周囲のマトリックス部分CMの数を増やすことが可能である。

図15は、図13Aの別の"B"型ジョー212Aの拡大図を示し、ここで嵌合表面250Aは、複数の相対する極性電極部分220および225の中間にある、複数の露出した導電性マトリックス部分CMを保持する。この下側ジョー212Aは、電極220および225ならびにジョーに必要な強度を提供する絶縁部材266を備える構造的本体を有する。絶縁層261は、嵌合表面255Aを除き、やはりジョーの外面に提供される。このジョーアセンブリの上側ジョー(図示せず)は、絶縁体、導電性-抵抗性マトリックス、能動電極部分またはそれらの組合せを含みうる。作動中は、露出した電極部分222および226の間に嵌合された組織の各領域は、図14A〜14Cに説明されたように機能することが容易に理解することができる。

図15に示された嵌合表面250Aの型は、任意の適当な寸法を有する露出した外側寄りの電極表面222および226を有する、内部の露出した電極幅ewを約0.005"〜0.20"の範囲に規定する電極部分を有することができる。同様に、嵌合表面250Aは、抵抗性マトリックス部分を有し、その部分は露出したマトリックス幅mwを約0.005"〜0.20"の範囲に規定する。

図15の態様において、電極部分220および225は、実質的に剛性であり、ジョー本体の絶縁部材266へ接触するように伸びており、マトリックスCMが柔軟性のあるシリコーンエラストマーであったとしても、嵌合表面の屈曲を実質的に防ぐ。図16は、電極部分220および225が、マトリックス250Aの表面層内にまたはその上に浮動している別の態様を示す。

図17は、マトリックスCMの一部がその選択されたスイッチング範囲を上回って上昇される場合に、嵌合された組織の受動加熱を更に増大するように適合されている、別の"B"型態様を図示している。ジョー212Aおよび212Bならびに嵌合表面層255Aおよび255Bは両方共、マトリックスの実質的部分を嵌合された組織に対し露出している。このマトリックスのエラストマー特性は、ショアAスケールで約20〜95の範囲、またはショアDスケールで約40を上回ることができる。好ましくは、一方または両方の嵌合表面層255Aおよび255Bは、エラストマー性マトリックスCMが嵌合された組織を圧縮する傾向があることを保証するために、「冠飾がある(crowned)」か、または凸部であることができる。図17の態様は、第一の極性電極220がマトリックスCM上を浮動し接着剤もしくは任意の他の適当な手段によりそれに結合された金属材料の薄層であることを図示している。浮動電極220の厚さは、1μm〜200μmの範囲であることができる。第二の極性電極225は、嵌合した面255Aおよび255Bの外側寄りの部分で露出された部分272aおよび272bを有する。作動中、図17のジョー構造は、いくつかの異なる手段で、嵌合された組織における制御された熱作用を作り出す。図18A〜18Cに示されるように、第一に、Rfエネルギー密度の動的波は、厳密に先に説明されたように、相対する極性電極部分220および225の間ならびに中間マトリックスCMを横切って作り出される。第二に、上側ジョーの嵌合表面層255Bの電気的に能動的な構成要素は、嵌合表面層255Aおよび255Bの間に加え、外側寄りの露出した電極表面の露出部分272aおよび272b、選択されたスイッチング範囲を下回るマトリックスの任意の部分の間に、微小電流を引き起こす。第三に、各ジョーのマトリックスCMの実質的容積は、組織加熱が嵌合された組織etにおける増加したインピーダンスにより低下された後に、組織の受動加熱を非常に迅速に引き起こす実質的熱容量を提供する。

図19は、マトリックスCMの一部がその選択されたスイッチング範囲を上回って上昇される場合の嵌合された組織の増強された受動加熱のためにやはり適合されている、別のジョー構造の"B"型態様を図示する。ジョー212Aおよび212Bならびに嵌合表面層255Aおよび255Bはやはり、マトリックス部分を嵌合された組織へ露出している。上側ジョーの嵌合表面層255Bは凸部であり、ショアAスケール約20〜80の間の範囲のエラストマー性硬度を有し、先に説明されたように加工されている。

特に興味深いことには、図19の態様は、嵌合面255Aの中心部分に保持されているが、電極は図17の態様のように浮動していない第一の極性電極220を示している。この電極220は、実質的に剛性のシリコーンであるか、またはセラミック製の正の温度係数材料である第一のマトリックス部分CM1に保持されている。更に、第一のマトリックス部分CM1は、ジョー212Aの中心に位置した第二のマトリックス部分CM2とは異なる勾配の温度-抵抗プロファイルを有することが好ましい(図6と比較)。第一のマトリックス部分CM1は、シリコーンまたはセラミックであるかにかかわらず、ショアAスケール約90を上回る硬度を有するのに対し、第二のマトリックス部分CM2は、典型的には、先に説明したようなショアAスケールが約20〜80である硬度のシリコーン製である。更に、第一のマトリックス部分CM1は、第二のマトリックス部分CM2よりも高いスイッチング範囲を有する。作動中、電極220から、外側部分の露出した電極部分272aおよび272bへ向かう嵌合された組織を横切るRf密度の波は、図18A〜18Cに示されるように、例えば約70℃〜80℃である、第一の比較的高い温度スイッチング範囲を有するマトリックスCM1により誘導されるであろう。第一のマトリックスCM1の剛性は、嵌合面255Aの屈曲を妨げる。使用時に、受動加熱は、増強された様式で、電極220および、例えば約60℃〜70℃の、第二の選択された比較的低い温度スイッチング範囲を有する下側第二のマトリックスCM2から、組織へと伝導されるであろう。この"B"型システムは、組織を迅速に溶着するために非常に効果的であることがわかっており、これは部分的には、小さい断面積のジョーアセンブリにおいて使用される場合の、電極220の増大した表面積のためである(例えば、5mmの作業端)。

図20は、図3A〜3Bのものに類似する離断型のジョーアセンブリ200Dに保持された図17の嵌合面255Aを示す。先に示されたように、図12〜19の"B"型導電性-抵抗性マトリックスアセンブリが簡略化された形で示されている。図12〜19の電極-マトリックス配置はいずれも、離断ブレード部材と共にジョーの協働側において使用することができ、これは図20に示された態様に類似している。

3. 組織溶着のための"C"型システム
図21および22は、(i)嵌合された組織におけるRfエネルギー密度および微小電流経路の制御のため、ならびに(ii)嵌合された組織の受動伝導加熱の同時制御のために、先に説明されたような、少なくとも1つの導電性-抵抗性マトリックスCMを選択的に利用する"C"型システムを保持する、例証的ジョーアセンブリ400を図示している。

図21において、ジョー412Aおよび412Bは、それぞれ嵌合表面455Aおよび455Bを規定していることを認めることができる。上側ジョー412Bおよび嵌合表面455Bは、図17および19の態様に説明されたようなものであることができ、または上側嵌合表面は、図14A〜14Cの態様に説明されたように、完全に絶縁することができる。好ましくは、上側嵌合表面層455Bは、先に説明されたように、凸部であり、エラストマー材料製である。両方のジョーは、461で示された絶縁体層で外側表面が取り囲まれた導体の構造的本体部分458aおよび458bを有する。本体部分458aおよび458bは、電源180へ連結されており、第一の極性を規定する電極として利用するために、ジョーの嵌合面に露出した表面部分472aおよび472bを有しており、表面部分472aおよび472bは、次に説明される金属フィルム層475へ連結され、それに移行している。

図21に認められるように、下側ジョー412Aの全嵌合表面455Aは、475で示された任意の薄い導電性金属フィルム層を含んでいる。例えばこの層は、白金、チタン、金、タンタルなど、またはそれらの任意の合金であることができる。薄いフィルムの金属被覆は、無電解メッキ法、電気メッキ法、スパッタリング、または当技術分野において公知の他の蒸着法などにより作成することができる。金属層475の薄いフィルムの厚さftは、約1μm〜100μmでありうる。より好ましくは、金属フィルム層475は、約5〜50μmである。

マトリックスCMAは、好ましくは実質的に剛性であるが、他の点では前述のように作動する。金属フィルム層475は、電源180に連結されて第二の極性を規定する電極を含む、477で示された選択的な下側導電性部材を有するように示されている。

図22を参照すると、特に興味深いのは、嵌合表面455A全体が、隔てられている部分480Aおよび480Bにおいて電源により規定される相対する極性に連結されている薄い金属フィルム層475を含むことが認められることである。別の表現をすると、全嵌合表面は電気的に能動であり、本発明の方法の1つの局面において、上側ジョーと協働してジョーの嵌合表面の間に電界を作り出すことができる。図22に見ることができるように、金属フィルム層475の中間部分485(電源の相対する極性に連結された中心および外側寄りの金属フィルム部分の中間である)は、それを通る電流に対し違う抵抗を有するように作成され、これにより、中間部分485を通してよりもむしろ、隣接する嵌合された組織を通って流れる微小電流を誘導する。これは、嵌合された組織中の微小電流の局在の正確な制御のために有利である。同時に、フィルム475の薄い寸法は、温度を非常に迅速に調節することができ、その結果嵌合された組織が最早その中の能動Rf密度に関して十分に湿っていない場合には、嵌合された組織の増強された受動伝導加熱が可能である。中間部分485の加工の1つの好ましい様式は、その中にサイズが約5μm〜200μmの範囲でありうる穿孔または穴488を提供することである。別の表現をすると、中間部分485は、穴のサイズまたは形状に関わらず、その領域に約1％〜60％の開口を作成する穴488をその中に有することができる。より好ましくは、中間部分485は、約5％〜40％の開口である。穴488は、フォトレジスト法のような任意の適当な手段により、フィルム475に作成することができる。図22に示されるように、中間部分485は、等縮ではなく、典型的な電気外科用ジョーにおいて約0.005"〜0.20"の範囲であることができる幅wを有する。

図23は、図12および14A〜14Cの態様のように機能するジョー構造の別の態様を図示している。その改善点は、導電性-抵抗性マトリックスCMと接触しているジョーにおいて490で示された熱電冷却(TEC)層を含む。このようなTEC層は、当技術分野において公知であり、Ferrotec America社(40 Simon Street, Nashua, NH 03060)により設計されうる。作動中は、TEC層は、マトリックスCMを、比較的低い温度範囲へより迅速に回復し、その結果図14A〜14Cに示されたように、嵌合された組織においてRf密度伝搬の波のより迅速な反復を生じるであろう。

本発明の特定の態様が先に詳細に説明されているが、この説明は、単に例証を目的としていることは理解されるであろう。本発明の具体的特徴は、いくつかの図面において示されており、それ以外ではなく、これは単に便宜的なものであり、任意の特徴を本発明に従ってその他のものと組合わせうる。更なる変更が本開示を考慮し当業者には明らかであり、これは添付の特許請求の範囲の趣旨内であることが意図される。

溶着について標的化された血管の図である。 図1Aの線分1B-1Bに沿って取り出した図1Aの血管の相対する壁部分の非常に拡大した断面図である。 先行技術の電気外科用ジョーにより嵌合された血管の相対する壁の説明図であり、相対する極性電極の間の嵌合された組織を横切る電流のランダム経路(オーム加熱を引き起こす)を示している。 組織の各側上に相対する極性電極の間に絶縁体を伴う、先行技術の電気外科用ジョーにより嵌合された血管の説明図であり、電流のランダム経路(オーム加熱)を示している。 組織に近接したエネルギー送出表面を伴う、非常に高い圧縮下で仮説的電気外科用ジョーにより嵌合された血管を図示している。 本発明の"A"型導電性-抵抗性マトリックスシステムを保持する組織離断・溶着器具のジョー構造の斜視図である。 図3Aの線分3B-3Bに沿って取り出した図3Aのジョー構造の断面図であり、導電性-抵抗性マトリックスの位置を示している。 組織を溶着するための"A"型導電性-抵抗性マトリックスシステムを保持する別の例証的外科的装置の斜視図である。 図4の線分5-5に沿って取り出した図4のジョー構造の断面図であり、これは導電性-抵抗性マトリックスの詳細を示している。 (i)図5のジョーにおいて保持することができる代替的な導電性-抵抗性マトリックスの温度-抵抗プロファイル、(ii)組織のインピーダンス、および(iii)システムコントローラーにより測定されるマトリックスおよび組織の組み合わせた抵抗を示すグラフである。 図5の導電性-抵抗性マトリックスおよびジョー本体の一部の拡大図であり、静止(resting)温度でのエラストマーの第一の部分および導電性粒子の第二の部分を示す。 図7Aの導電性-抵抗性マトリックスおよびジョー本体の別の図であり、これは部分が、それを通じての微小電流を変調するためにより高い温度に上昇した後の、その結果組織を嵌合している導電性-抵抗性マトリックスからのRfエネルギー適用を空間的に局在化および変調する本発明の方法を示している。 図7Aの導電性-抵抗性マトリックスの更なる拡大図であり、これは第一の部分(エラストマー)および第二の部分(導電性要素)ならびにそれを通じた微少電流の経路を示している。 図7Bのマトリックスの更なる拡大図であり、これは上昇した温度の作用、および微小電流に対する抵抗がRfエネルギー適用を空間的に局在化し変調する方法において引き起こされる様式を示す。 図7Aのものに類似する、更に熱伝導性の非導電性粒子を添加した別の導電性-抵抗性マトリックスの拡大図である。 両方の相対するジョーの嵌合表面に、導電性-抵抗性マトリックスを保持する以外は、図5および7Aのものに類似している代替的ジョー構造である。 図10の線分11-11に沿って取り出された図10のジョーの非常に拡大した断面図である。 嵌合表面中の中間導電性-抵抗性マトリックスを伴う、相対する極性電極を利用する、組織を溶着するための"B"型導電性-抵抗性マトリックスシステムを保持する別の例証的ジョー構造の断面図である。 嵌合表面中の中間導電性-抵抗性マトリックスを伴う複数の相対する極性電極を備える、代替的"B"型ジョーの断面図である。 異なる角度方向で、嵌合表面中の中間導電性-抵抗性マトリックスを伴う複数の相対する極性電極を備える、図13Aのものに類似している"B"型ジョーの断面図である。 別の角度方向で、中間マトリックスを伴う複数の相対する極性電極を備える、図13A-13Bのものに類似している別の"B"型ジョーの断面図である。 図14A-14Cは、組織構成要素を変性するために横断的におよび嵌合された組織膜を伝搬するためにRfエネルギー密度の波を引き起こす本発明の方法の図解示である： 図14Aは、エネルギー送出が局在的な微少電流およびオーム組織加熱を引き起こし始めた時点の、組織膜を嵌合している図12の嵌合表面であり； 図14Bは、任意のミリ秒またはマイクロ秒の時間間隔後の図12の嵌合表面であり、これはマトリックスの局在的な温度および抵抗が増加する際の、最初の局在的な微小電流から外側へ向かうエネルギーの波頭の伝搬を示し；および 図14Cは、別の短い間隔後の図12の嵌合表面であり、これはマトリックス部分の増加した温度および抵抗に起因した組織における外側へのエネルギー密度の波頭の伝搬を示している。 導電性-抵抗性マトリックス部分のいずれかの側に複数の相対する極性導体を伴う図13Aの例証的ジョー構造の拡大断面図である。 エラストマー性導電性-抵抗性マトリックス部分内に浮動している複数の相対する極性導体を伴う、図15のものに類似しているジョー構造の断面図である。 外側寄りの位置に相対する極性導体を伴う凸状エラストマー性導電性-抵抗性マトリックス上に浮動している単独の中心導体を備える、図16のものに類似しているジョー構造の断面図である。 図18A-18Cは、図14A-14Cにおいて示された方法に類似した、図17の態様におけるRfエネルギー密度の波を引き起こす方法の概略図を提供する： 図18Aは、図14Aの図に対応し、これはエネルギー送出の開始を示し； 図18Bは、図14Bの図に対応し、これは外向きのエネルギー密度の波頭の伝搬を示し；および 図18Cは、図14Cに対応し、これはエネルギー密度の波頭の更なる外向き伝搬を示し、これにより組織を溶着する。 2つの導電性-抵抗性マトリックス部分を保持し、各々が異なるデュロメーターおよび異なる温度係数プロファイルを有する、別の例証的ジョー構造の断面図である。 図3A-3Bのものに類似する離断型ジョーに保持された図17の嵌合面を備えるジョーアセンブリの断面図である。 それらの隣接部分に第一および第二の極性リード線に連結された完全に金属化された嵌合表面を伴う、類似の代替的ジョー構造の断面図である。 図21の完全に金属化された嵌合表面の拡大図であり、金属フィルム層に連結されている第一および第二の極性リード線を示している。 導電性-抵抗性マトリックスに連結された少なくとも1個の熱電流冷却層を伴う、図12のものに類似する代替的嵌合表面である。

Claims (10)

1. 組織を嵌合するための第1および第2の組織嵌合表面(155A,155B)と第1および第2の支持構造(158)とをそれぞれ有する第1および第2の開閉可能なジョー(112A,112B)を有する作業端を備え；
   前記第1の組織嵌合表面(155A)が、前記第1の支持構造(158)の一部とポリマー体(CM;CMA)とを含み、前記第1の支持構造(158)は、第1の極性電極(165;220)として構成され、少なくとも部分的に前記ポリマー体(CM;CMA)を囲み、前記ポリマー体(CM;CMA)は、選択された組織処理温度範囲において非直線正勾配温度抵抗プロファイルを有し；
   前記非直線正勾配温度抵抗プロファイルは、前記選択された組織処理温度範囲より低温の場合に、前記選択された組織処理温度範囲における抵抗よりも低い抵抗状態を維持し、前記選択された組織処理温度範囲において、温度上昇に従って抵抗を増加させ、
   前記第2の組織嵌合表面(155B)が、第2の極性電極(185;225)を含み、
   前記ポリマー体(CM;CMA)は、第一の部分(160a)および第二の部分(160b)を含み、前記第一の部分(160a)は、前記第二の部分(160b)よりも膨張係数の高い非導電性ポリマーからなり、前記第二の部分(160b)は、導電性材料からなり、前記第一の部分(160a)の中に分布されている、双極性電気外科用装置。
2. 前記ポリマー体(CM;CMA)が、前記第1のジョー(112A)の横断面において、前記第1の支持構造(158)の横断面に対して有意な部分領域を占める横断面を有する、請求項1記載の双極性電気外科用装置。
3. 前記第2の組織嵌合表面(155B)が、前記第2の支持構造の一部をさらに含む、請求項1記載の双極性電気外科用装置。
4. 前記第2の組織嵌合表面(155B)が別のポリマー体(CMB)をさらに含み、前記別のポリマー体(CMB)は、前記第2の組織嵌合表面(155B)から内側に向かって延び、選択された組織処理温度範囲において非直線正勾配温度抵抗プロファイルを有し、前記非直線正勾配温度抵抗プロファイルは、前記選択された組織処理温度範囲より低温の場合に、前記選択された組織処理温度範囲における抵抗よりも低い抵抗状態を維持し、前記選択された組織処理温度範囲において、温度上昇に従って抵抗を増加させ、
   前記別のポリマー体(CMB)は、第一の部分(160a)および第二の部分(160b)を含み、前記第一の部分(160a)は、前記第二の部分(160b)よりも膨張係数の高い非導電性ポリマーからなり、前記第二の部分(160b)は、導電性材料からなり、前記第一の部分(160a)の中に分布されている、請求項3記載の双極性電気外科用装置。
5. 前記第2の支持構造が少なくとも部分的に前記別のポリマー体(CMB)を囲む、請求項4記載の双極性電気外科用装置。
6. 前記別のポリマー体(CMB)が前記第2のジョー(112B)の横断面において、前記第2の支持構造の横断面に対して有意な部分領域を占める横断面を有する、請求項4記載の双極性電気外科用装置。
7. 前記第2の支持構造が第1の極性電極(165;220)として構成される、請求項4記載の双極性電気外科用装置。
8. 組織を嵌合するための第1および第2の組織嵌合表面(155A,155B)と第1および第2の支持構造(158)とをそれぞれ含む第1および第2の開閉可能なジョー(112A,112B)を有する作業端であって、前記第1の組織嵌合表面(155A)は第1の極性電極(165;220)を含み、前記第2の組織嵌合表面(155B)は第2の極性電極(185;225)を含む、作業端；および
   前記第2の組織嵌合表面(155B)から内側に向かって延び、部分的に前記第2の支持構造に囲まれたポリマー体(CMB)であって、前記ポリマー体(CMB)は前記第2のジョー(112B)の横断面において、前記第2の支持構造の横断面に対して有意な部分領域を占める横断面を有し、前記第2のジョー(112B)の横断面は前記第2の支持構造断面および前記ポリマー体(CMB)断面を含み、前記ポリマー体(CMB)は組織を溶着するための温度処理範囲を規定する非直線正勾配温度抵抗プロファイルを有する、ポリマー体を含み、
   前記非直線正勾配温度抵抗プロファイルは、前記温度処理範囲より低温の場合に、前記温度処理範囲における抵抗よりも低い抵抗状態を維持し、前記温度処理範囲において、温度上昇に従って抵抗を増加させ、
   前記ポリマー体(CMB)は、第一の部分(160a)および第二の部分(160b)を含み、前記第一の部分(160a)は、前記第二の部分(160b)よりも膨張係数の高い非導電性ポリマーからなり、前記第二の部分(160b)は、導電性材料からなり、前記第一の部分(160a)の中に分布されている、双極性電気外科用装置。
9. 前記第1の組織嵌合表面(155A)が第2の極性電極(185;225)をさらに含む、請求項8記載の双極性電気外科用装置。
10. 前記第1の組織嵌合表面(155A)から内側に向かって延びる別のポリマー体(CMA)であって、前記別のポリマー体(CMA)は、前記第1のジョー(112A)の横断面において、前記第1の支持構造(158)の横断面に対して有意な部分領域を占める横断面を有し、前記第1のジョー(112A)の横断面は前記第1の支持構造(158)断面および前記別のポリマー体(CMA)断面を含み、前記別のポリマー体(CMA)は、組織を溶着するための温度処理範囲を規定する非直線正勾配温度抵抗プロファイルを有する、ポリマー体(CM)をさらに含み、
    前記非直線正勾配温度抵抗プロファイルは、前記温度処理範囲より低温の場合に、前記温度処理範囲における抵抗よりも低い抵抗状態を維持し、前記温度処理範囲において、温度上昇に従って抵抗を増加させ、
    前記別のポリマー体(CM;CMA)は、第一の部分(160a)および第二の部分(160b)を含み、前記第一の部分(160a)は、前記第二の部分(160b)よりも膨張係数の高い非導電性ポリマーからなり、前記第二の部分(160b)は、導電性材料からなり、前記第一の部分(160a)の中に分布されている、請求項8記載の双極性電気外科用装置。

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