JP5210301B2 - マイクロ切除及び誘発電位監視システム - Google Patents

Description

本発明は、外科用切除及び外科用切除器具に関する。より詳しくは、特徴は、高速切除及び電気的探索の両方又は誘発電位監視機能、並びに、そのような機器を有効利用する処置を可能にする外科用切除器具及びシステムに関する。

細長で回転可能な刃又は切除部材が細長の外側部材内に支持される外科用マイクロ切除器具は、多様な外科用切除処置、例えば、狭い入口又は通路を介して外科的部位へのアクセスが得られる処置における使用によく認容される。一般に、外管は、切除窓部を形成する末端セクションを、切除先端を形成する内側部材と共に有する。内側部材は、切除窓部において露出される切除先端と共に、外側部材内に回転可能に配設される。回転及び／又は振動で、切除先端は、接触した組織の例えば切断、切除、研磨、研削等所望の外科用処置を効率化する。切除先端は通常、刃／歯又はバー（bur）の形状である。

マイクロ切除処置（例えばＥＮＴ）は一般に、別の方法で神経又は他のデリケートな身体的構造に非常に近い身体的領域から組織や骨等を除去することを必要とする。その結果、不注意な切除又は過熱を通して神経を切断するか、或いは、そうでなければ神経（又は他の組織）に損傷を与えるという潜在的な危険が存在する。従って、従来のマイクロ切除処置はしばしば、処置を安全に完了するために神経の配置を測定するための追加の手順と器具とを要求する。誘発電位監視機器は、神経に対する切除先端の意図された配置を定期的に評価するために採用される。そのような処置を実行する一方で、外科医はマイクロ切除器具を使って組織／骨を実質的に除去するように要求され、それから、そうでなければ誘発電位監視機器を備えた別個の器具を使って、神経（又は他の身体的構造）を切除する範囲を探索するように要求される。これは明らかに時間を要し、そのように望ましいものではない。

本発明の原理に従ったいくつかの特徴は、患者の標的部位において外科用マイクロ切除処置を実行する方法に関する。方法は、外側管状部材と内側部材とハブ組立体と電気的に非導電性の材料とワイヤとを有するマイクロ切除器具を提供する工程を有する。外側管状部材は、管腔と基端セクションと末端セクションとを有する。末端セクションは、別の方法で管腔に流体的に接続される切除窓部を形成する。内側部材は管腔内に配設され、基端部分と末端部分とを有する。末端部分は、最終的に組み立てられるとき切除窓部に配置される切除先端を有する。ハブ組立体は、外側管状部材の基端セクションと内側部材の基端部分とを維持する。電気的に非導電性の材料はハブ組立体の末端側にある外側管状部材の領域をカバーする。最後に、ワイヤは外側管状部材に電気的に接続される。この構造で、器具は、別の方法で、非導電性材料を含まない切除窓部に近接する探針表面を画成する。更に、電気的経路はワイヤから探針表面へ確立される。器具のワイヤは、誘発電位監視機器のエネルギ源が探針表面と電気通信状態にあるように、誘発電位監視機器に電気的に接続される。外側管状部材の末端セクションは、切除窓部が標的部位に近接するように、標的部位に向けて分配される。刺激エネルギは、エネルギ源とワイヤとを介して探針表面に適用される。誘発電位監視機器は、適用された刺激エネルギに対する参照に基づいて、重要な身体的構造に対する探針表面の近辺を評価するように操作される。最後に、内側部材は外側管状部材に対して回転してマイクロ切除操作を実行し、標的部位における身体的物体が切除窓部内で切除先端によって切除される。いくつかの実施形態では、マイクロ切除操作及び近辺評価は同時に実行され、標的部位の組織は、適用された刺激エネルギに反応して焼灼されることはない。

本発明の原理に従った他の特徴は、マイクロ切除器具とモータ駆動のハンドピースと誘発電位監視機器とを含む外科用マイクロ切除システムに関連する。マイクロ切除は、外側管状部材と内側部材とハブ組立体と電気的に非導電性の材料とワイヤとを有する。外側管状部材は、管腔と基端セクションと末端セクションとを有する。末端セクションは、別の方法で管腔に流体的に接続される切除窓部を形成する。内側部材は管腔内に回転可能に配設されて、基端部分と末端部分とを有する。末端部分は、最終的に組み立てられるとき切除窓部に配置される切除先端を含む。ハブ組立体は、外側管状部材の基端セクションと内側部材の基端部分とを維持する。非導電性材料は、ハブ組立体の末端側にある外側管状部材の領域をカバーする。最後に、ワイヤは外側管状部材に接続され、別の方法で非導電性材料によってカバーされない表面を有する探針表面と共に、ワイヤから切除窓部に近接して画成される探針表面への電気的経路を生成する。モータ駆動のハンドピースはハブ組立体に結合され、外側管状部材に対して内側管状部材を選択的に回転させるよう構成される。誘発電位監視機器は、ワイヤを介して刺激エネルギを探針表面に適用するワイヤに選択的に結合されるエネルギ源を有する。更に、誘発電位監視機器は、刺激エネルギへの参照に基づいて重要な身体的構造に対する探針表面の近辺を評価するように構成される。この構造で、システムは身体的物体の切除と誘発電位監視の両方が可能である。いくつかの実施形態では、ハブ組立体はマイクロ切除器具をモータ駆動のハンドピースから電気的に絶縁するように構成される。他の実施形態では、外側管状部材はハブ組立体の末端側で長手方向に沿って湾曲する。更に他の実施形態では、探針表面は少なくとも部分的には外側管状部材の露出された末端領域によって画成される。更に他の実施形態では、探針表面は少なくとも部分的には切除先端によって画成される。

本発明の原理に従って外科用切除器具の断面図である。 図１の外科用切除器具の破断された断面図である。 本発明の原理に従った他の外科用切除器具の断面図である 本発明の原理に従った他の外科用切除器具がモータ組立体と連結された、概念的に示された部分を含む、断面図である。 図５はモータ組立体と連結された本発明の原理に従った他の外科用切除器具の断面図である。 図５Ａの器具の一部分の断面図である。 本発明の原理に従った外科用切除システムの概念図である。 本発明の原理に従った他の外科用切除システムの概念図である。 外科用マイクロ切除器具を組み込んだ本発明の原理に従った他の外科用切除システムを、ブロック形式で示される部分と共に示す概念図である。 図８の外科用マイクロ切除器具の破断図である。 図９の外科用マイクロ切除器具の断面図である。 互いに組み立てられる器具及び図８のモータ駆動のハンドピースの部分の拡大された側面図である。 本発明の原理に従った外科用マイクロ切除器具を組み込んだ他の外科用切除器具を、ブロック形式に示された部分と共に示す概念図である。 図１２のマイクロ切除器具の破断図である。

本発明の原理に従った外科用切除器具２０が図１及び図２に示される。外科用切除器具２０は、外側支持管２２と細長の駆動部材２４と切除先端２６と結合体（例えば突起部（tang））２８と筐体３０と電気コネクタ３２とを有する。全体的な説明では、細長の駆動部材２４は外側支持管２２内に同軸状に配設される。切除先端２６は細長の駆動部材２４に接続され、且つ、ここから末端方向に延伸する。結合体２８は細長の駆動部材２４に固定される。筐体３０は外側支持管２２及び結合体２８を維持する。電気コネクタ３２は、別の方法で結合体２８に近接して基端に取り付けられた構成要素（例えばモータ組立体）から電気的経路を電気的に絶縁する結合体２８と共に、少なくとも一部は駆動部材２４によって確立された電気的経路を介して電気エネルギを電源（不図示）から切除先端２６へ伝える。

いくつかの実施形態において、細長の駆動部材２４が外管２２に対して（例えばモータ組立体（不図示）を介して）回転するとき、細長の駆動部材２４と外管２２との間にジャーナル軸受が確立される。いくつかの実施形態において、外管２２と共に、その結果として細長の駆動部材２４と共に極めて高い回転速度（８０，０００ＲＰＭ以上）を容易にし、所望であれば１又は２以上の湾曲セグメントを画成する１つ又は２以上の特徴部を、外科用切除器具２０及びその構成要素は提供する。米国特許出願シリアル番号１０／７７６，８３５（２００４年２月１１出願の発明の名称「高速度の外科用切除器具（High Speed Surgical Cutting Instrument）」）は、一実施形態に従ってそのような特徴の例を記載する。開示は参照されてここに組み込まれる。

外管２２は、基端端部４２にて終わる基端領域４０と、末端端部４６にて終わる末端領域４４と、基端領域４０及び末端領域４４間の中間領域４７とを画成する細長の管状体である。更に、外管２２は、基端端部４２から末端端部４６へ延伸する管腔４８（図２に最も良く示される）を画成する。その結果、外管２２の内面５０は管腔４８を形成する。

外管２２は、多様な長手方向の形状を取ることが可能である。図１において符号５２で示されるように、ある実施形態において、外管２２は、中間領域４７及び／又は端末領域４４の一方又は両方で、又はこれに沿った湾曲セグメントを含む。加えて、外管２２は、図１に示される実施形態における細長の駆動部材２４に対して、回転ジャーナル軸受（例えば、摩擦摺動するジャーナル軸受）の形成を容易にするように構成される。以下に更に詳細に述べられるように、外管２２は、本発明のいくつかの実施形態における電気的経路の一部として作動する。そのように、外管２２の少なくとも一部分は、外管２２が細長の駆動部材２４及び電気コネクタ３２と電気通信状態であることが可能となるように、電気的に導電性の材料で構成される。外管２２はまた、外管２２に高強度で高剛性の特性を提供するように選択されて、寸法面及び湾曲の制約を要望通りに満足する材料で構成される。ある実施形態では、外管２２は、例えばステンレス鋼等のような従来の外科用器具の材料で作られる。

図２に戻って、細長の駆動部材２４は、基端セクション６０及び末端セクション６２を含む。細長の駆動部材２４は、最終的に組み立てられるとき基端セクション６０及び末端セクション６２がそれぞれ外管２２の端部４２，４６から延伸するように、外管２２より大きい長手方向の全長を有する。細長の駆動部材２４はまた比較的薄く構成される。好適で最小化された外径を備えるときでさえ、適切な材料（例えば１７−４ステンレス鋼等）が外管２２に選択されるとき、外管２２は必要な剛性を提供するために充分な厚さを有することができるように、特に、器具２０の部分としてのボール軸受組立体の欠如と組み合わせて、細長部材２４の薄さは、管腔４８が比較的小さい直径を有することを可能にする。

いくつかの実施形態において、細長の駆動部材２４はまた、湾曲した軸長に沿って構造的一体性を維持しながら、外管２２に対して回転ジャーナル軸受を容易にするように構成される。特に、細長の駆動部材２４は高強度と良好な疲労特性とを示すように形成される。加えて、細長の駆動部材２４の少なくとも一部分は導電性材料で構成され、外側支持管２２と細長の駆動部材２４と、以下に更に詳細に記載されるように、切除先端２６との間の電気通信を容易にする。その結果、ある実施形態では、細長の駆動部材２４は、Ｍ２硬度の工具鋼で形成される。代替的に、所望の耐性、摩擦抵抗、電気伝導度等を示す他の材料が細長の駆動部材２４に採用されることもある。

外科用切除器具２０の組立体を、以下に更に詳細に記載する。しかし、外管２２と細長の駆動部材２４との組立体に関して、潤滑剤（不図示）は２つの構成要素２２、２４の間の境界面の長手方向に沿って好適に提供され、その間に流体ジャーナル軸受の形成を容易にする。細長の駆動部材２４が回転するとき、細長の駆動部材２４は流体力学的効果によって支持されるので、外管２２に対して効果的に「浮動する」。以下に更に詳細に記載されるように、外管２２と駆動部材２４との間は完全に接触しているので、構成要素２２、２４の間で所望の電気的経路が絶えず維持されることを確実にし、潤滑剤は必ずしも電気的に導電性である必要はないようにしている。他の実施形態では、潤滑剤は電気的に導電性を有し、外管２２と細長の駆動部材２４との間の電気通信を更に容易にする。その結果、ある実施形態では、潤滑剤は電気的に導電性を有するグリース潤滑剤であり、例えば、登録商標ナイオゲル（Nyogel(R)）７５６Ｇの名前で、マサチューセッツ州フェアヘブン（Fairhaven）のナイ・ルブリカンツ（Nye Lubricants）から入手可能な潤滑剤である。しかし、この記載を考慮して、他の導電性潤滑剤が採用される場合があることは理解されるべきである。

切除先端２６は様々な形態を取ることが可能であり、ある実施形態では切除バー（cutting bur）７０と取付端部７２とを有する。取付端部７２は、細長の駆動部材２４の末端セクション６２を受け入れるように大きさが定められる。この目的のため、切除先端２６は、細長の駆動部材２４の末端セクション６２に、例えば、溶接（welding）、ロウ付け（braising）、圧接、熱収縮接合、接着剤等多くの既知の工程を介して固定される。代替的には、細長の駆動部材２４と切除先端２６とは、例えば原材料の単一片から細長の駆動部材２４と切除先端２６とを機械加工することによって、一体として形成されることがある。しかし、細長の駆動部材２４と切除先端２６とは、２つの構成要素２４、２６間で電気通信が容易になるような方法で取り付けられるべきである。そのようにすることで、ある実施形態では、切除先端２６は、例えばニッケル合金等の電気的に導電性の材料で形成される。切除先端２６は小さなダイヤモンドのバーのような切除構造物を有する一方で、そのような構造物と組織との間の空間及び切除操作に関連した流体が、切除領域（不図示）と切除先端２６の導電性部分との間の電気的インターフェースを可能にすることを理解すべきである。しかし、切除バー７０の全体の形式はこの技術分野において既知の多様な形及び大きさ（例えば、２ｍｍの溝付き、１ｍｍの菱形等）を取ることができる。代替的には、切除先端２６は組織及び／又は骨の切除処置に好適な他の任意の形態を取ることが可能である。

結合体２８は多様な形態を取ることが可能であるが、一般にモータ組立体（不図示）を細長の駆動部材２４に接続することを容易にするように構成される。以下において更に詳細に理解されるように、本発明のいくつかの実施形態は、モータ組立体が細長の駆動部材２４から電気的に絶縁されることを要求する。そのようなある実施形態では、モータ組立体が細長の駆動部材２４から電気的に絶縁されることを確実にするために、結合体２８は非導電性材料で形成される。例えば、結合体２８は、非導電性のセラミックやプラスチック材料、例えばマサチューセッツ州ピットフィールド（Pittsfield）のジーイー・プラスチック（GE Plastics）から入手可能な登録商標ウルテン（Ulten(R)）樹脂や、類似の引張り強度を示す他のポリマー又はセラミック材料で形成されることができる。代替的に、結合体２８は薄くて非導電性の外部コーティングを備えた金属／合金で形成されることもある。

モータ組立体（不図示）は例えば電気式、電池動力又は空気駆動の外科用切除器具に一般に採用される型を有することは理解されるべきである。ある実施形態のモータ組立体は、登録商標ヴィサオ（Visao(R)）の名前でフロリダ州ジャクソンヴァイル（Jacksonville）のメドトロニック・ゾーメド（Medtronic-Xomed）から入手可能である。代替的には、他の型のモータやドリル駆動システムが採用されることがある。全体的な説明において、モータ組立体は駆動モータを維持する筐体を有する。切除器具２０がモータ組立体に搭載されるとき、モータは細長の駆動部材２４に接続される軸や他の駆動機構を駆動させる（例えば回転させる）。この目的のため、駆動機構は、例えば機械式接続具（例えば駆動機構は駆動モータと反対側にモータ駆動軸から延伸するチャックを有する）や非接触の空気駆動の結合等切除機器への接続や結合を容易にする、一般に外科用切除器具に採用される型の接続具を有することがある。この点に留意すれば、図１及び図２の結合体２８は、結合体２８が駆動機構に選択的に取り付けられる機械式の駆動機構接続具（例えばチャック）と共に使用されるために採用され、結合体２８は駆動機構とその結果としてのモータとを細長の駆動部材２４から電気的に絶縁する。

更に特殊な説明では、結合体２８は末端部８０及び基端部８２によって画成される。末端部８０はその末端端部８６から延伸する第１の通路８４を形成する。第１の通路８４は、外管２２の基端端部４２を緩やかに受け入れるために大きさが決められた直径を画成し、外管２２を基端部８２に対して全体として整合させるように作用する。重要なことは、末端部８０は外管２２の回りで自由に回転できることである。基端部８２は、第１の通路８４から基端方向に延伸する第２の通路８７を形成する。第２の通路８７は、細長の駆動部材２４の基端セクション６０を受け入れ維持するように大きさが決められる。この点に関して、結合体２８は多様な技術によって細長の駆動部材２４の基端セクション６０に更に固定される。例えば、結合体２８は細長の駆動部材２４の上に重なるように成型されることがある。しかし、ある実施形態では、例えばヘンケル・ロクタイト・コーポレーション（Henkel Loctite Corp.）から入手可能な登録商標ロクタイト（Loctite(R)）の商標Ｍ−３１ＣＬ（M-31CL ^TM）等のようなエポキシ系樹脂によって、結合体２８は更に細長の駆動部材２４の基端セクション６０に固定される。代替的には、他のエポキシ系樹脂や接着剤が使用される。

結合体２８の基端部８２は、溝部９０と突起部（tang）９２とを形成する例えばチャックなど各々がモータ組立体駆動機構（不図示）への結合を容易にするように採用される。突起部９２は、駆動機構の結合体２８に対して迅速でしっかりと組み立てられることを促進する案内面として機能する。しかし、この場合にも、結合体２８は、多様な他の構成を取ることがある。

結合体２８と同様に、筐体３０は多様な形式を取ることが可能であり、モータ組立体や「ハンドピース」（不図示）への結合体２８及び細長の駆動部材２４の取り付けを容易にするのと同様に、一般に外管２２を支持するように構成される。器具筐体３０はモータ組立体／ハンドピースに関連した任意の筐体とは別に提供される。切除器具２０がモータ組立体に組み立てられるとき、モータ組立体が細長の駆動部材２４から特に切除先端２６から筐体３０によって電気的に容易に絶縁されるように、筐体３０は非導電性材料で形成されることもある。例えば、ある実施形態では、筐体３０は液晶ポリマーで形成される。この目的のため、筐体３０は外管２２上にインサート成形されることがある。代替的には、例えば接着、溶接、圧接、熱収縮接合等他の多様な組立技術が等しく適用可能である。筐体３０は、モータ組立体への取り付けを容易にする多様な特徴を組み込むことが可能である。ある実施形態では、筐体３０は、一定の間隔が空いた複数の指部（fingers）１０４によって画成される開いた基端端部１０２を有する中央孔部１００を形成する。中央孔部１００は、モータ組立体を孔部１００に把持するように機能する指部１０４で、モータ組立体の少なくとも一部分（例えば、別の方法でモータ組立体駆動機構のチャック部分を維持するコレット（collet））を受け入れるように大きさが定められる。加えて又は代替的に、筐体３０は、スナップ嵌め、ねじ、締まり嵌め等を介してモータ組立体への取り付けを容易にするように構成されることがある。更に、図１及び図２の実施形態では、筐体３０は孔部１００に流体的に接続された通路１０６を画成する。通路１０６は外管２２を維持するように大きさが定められ、インサート成形処置中に形成されることがある。

電気コネクタ３２は、露出された端部１１２を有する絶縁ワイヤ１１０を有する。明瞭さの目的のために、ワイヤ１１０の大きさは、図１及び図２で誇張されている。図１に示されるように、露出された端部１１２は、筐体３０によって支持されているワイヤの末端部分で、外側支持管２２の外側表面に半田付けされる。しかし、他の実施形態では、電気コネクタ３２は外側支持管２２に溶接され、金属接続具（例えばねじ）で取り付けられ、圧接され縁曲げ（crimp）され、導電性接着剤で取り付けられ、或いは、それらと一体に形成されることがある。一般的な説明では、電気コネクタ３２、特にワイヤ１１０は、外管２２の長手方向に沿って任意の場所に電気的に接続されることがあるが、筐体３０に最も近い領域や筐体３０中の包囲された領域に接続されることは、最も人間工学的である。

外科用切除器具２０は、外管２２の管腔４８内に細長の駆動部材２４を同軸状に配設することにより組み立てられる。上述したように、いくつかの実施形態では、グリース潤滑剤（不図示）が細長の駆動部材２４と外管２２の内面５０との間の境界面の少なくとも一部分、好ましくはその全体に配設される。外管２２は、図１に示すように、筐体３０に組み付けられ、中間領域４７及び末端領域４４が筐体３０の末端側に延伸する。上述したように、外管２２の一部分に半田付けされているので、電気コネクタ３２の絶縁されたワイヤ１１０は外管２２と電気通信状態にある。

筐体３０は、そのとき管腔４８内に置かれた細長の駆動部材２４と共に、外管２２及び外管２２から延伸する電気コネクタ３２の一部分の両方の上にインサート成形されることがある。加えて、いくつかの実施形態では、外側の非導電性コーティング又はスリーブ部（不図示）が筐体３０の末端方向の外管２２上に形成され、或いは、提供される。例えば、非導電性のスリーブ部（例えばポリエステルの収縮管）は、別の方法で筐体３０から末端端部４６まで末端方向に延伸する外管２２の外側部分の周りに適合される。以下で更に詳細に理解されるように、非導電性の被覆又はスリーブ部は切除先端２６の能力が電気探針として作用することを促進し、刺激エネルギがそれに適用されるとき（金属管２２が外側に「露出された」ままであるのなら別の方法で起こるであろう）、周囲の組織、骨、他の構造物に対する電流の分岐を妨げる。加えて、例えば材料選択や形成されるジャーナル軸受等、外科用切除器具２０の他の多様な設計上の特徴は、図１において符号Ｂで代表される外管２２の末端端部４６の末端側で、細長の駆動部材２４の露出を制限することだけを許容する。例えば、細長の駆動部材２４の露出された長さＢは、好ましくは、２．５４ｍｍ（０．１インチ）よりも大きくはなく、更に好ましくは、１．３ｍｍ（０．０５インチ）よりも大きくはない。この開示を考慮すれば、細長の駆動部材２４の環境に対するこの限定された露出部（即ち別の方法で電気的に導電性を有する露出部）は、潜在的な電気的分岐を減らし、電気探針としての切除先端２６の更なる効率的使用を促進することが可能である。

しかし、切除先端２６は細長の駆動部材２４の末端セクション６２に取り付けられる一方で、結合体２８は細長の駆動部材２４の基端セクション６０に固定される。この組立体を備えて、電気コネクタ３２の絶縁ワイヤ１１０は外側支持管２２と電気通信状態にあり、外側支持管２２は順次細長の駆動部材２４と電気通信状態にあり、細長の駆動部材２４は順次切除先端２６と電気通信状態にある。このことは、電気コネクタ３２と外側支持管２２と細長の駆動部材２４と切除先端２６とで構成される電気的経路を形成する。

上にて触れたように、器具２０は電気コネクタ３２と切除先端２６との間に極めて安定した電気的経路を提供する。いくつかの実施形態において、外管２２と細長の駆動部材２４との間の完全な接触（少なくとも部分的には曲げ部による接触）は、外管２２と駆動部材２４との間に提供される任意の潤滑剤が電気的に導電性を有する必要がないように、２つの構成要素２２，２４間に継続的な電気的結合を確立して維持する。他の実施形態では、ジャーナル軸受への導電性グリースの使用は、外側支持管２２と細長の駆動部材２４との間の継続的な電気通信を更に維持するために作用する。しかし、ジャーナル軸受は、休止のとき、及び、例えば２００００ＲＰＭよりも速く、特に約８００００ＲＰＭに到達する高速度切除処置中の両方で、電気コネクタ３２と切除先端２６との間の継続的な電気通信を維持するために作用する。替わって、非導電性の結合体２８と非導電性の筐体３０とは、モータ組立体（不図示）を電気的経路から絶縁するように作用し、電流の中断又は誤方向が電気的経路を通って切除先端２６へ移動することを防ぐ。モータ組立体のこの電気的絶縁は、モータ組立体（又はハンドピース）が接地されるとき、特に重要である。特に、それは、電気コネクタ３２と切除先端２６との間の電気的経路から電流が分岐することを防ぐ。

加えて、患者に適用される構成要素（例えば切除先端２６）をモータ組立体（不図示）から電気的に絶縁することによって、非導電性の結合体２８及び筐体３０は、モータ組立体から切除先端２６への任意の電気的ノイズ又は摩擦電気のノイズの伝導を防ぐために作用する。別の方法で、ノイズは、適切な手術のために手術室の近く又は手術室に配置されて患者からの生体信号に依存する他の機器との干渉を引き起こすかもしれない。その結果、切除器具２０は、例えばＥＭＧ，ＥＫＧ，ＥＥＧ，ＡＢＲ等低水準の生体信号を、内部の手術的に患者の状態を監視する目的で、増幅する他の機器との使用のために高度の互換性を有する。実際、別個の患者監視機器と連携して使用されるとき、存在する設計上の異なる改善を提供する、形成される切除器具で、電気的導体３２を省くことが可能である。

外科用切除器具２０は、高速度操作が可能な湾曲した軸の構成を提供するように記載されてきたが、他の実施形態では更に、従来の真直ぐの軸の設計が採用されることがあり、それは（例えば、バルク骨除去手術のために）更に大きい軸径と直径７ｍｍかそれ以上の直径の切除先端とを支持することが可能である。例えば、外科用切除器具２０は外管２２で形成され、その結果として細長の駆動部材２４で形成されることがあり、真直ぐ即ち直線状の形状となる。代替的には、図３は、細長の駆動部材１２４と切除先端１２６と結合体１２８と筐体１３０と電気コネクタ１３２と軸受組立体１３４とを有し、本発明の原理に従った他の外科用切除器具１２０を示す。外科用切除器具１２０は「鼻ピース」として使用されることがあり、時には「バー延伸器」として呼ばれるものに類似し、モータ組立体又は「ハンドピース」（不図示）の前面に適合され、細長の駆動部材１２４及び切除先端１２６に更なる安定性を提供する（例えば、ぐらつきを防ぐ）。加えて、以下に記述されるように、外科用切除器具１２０は、電気コネクタ１３２から切除先端１２６への電気的経路を確立するように独特に構成される。

組立体と機能との一般的な説明において、細長の駆動部材１２４は筐体１３０内に同軸状に配設される。切除先端１２６は細長の駆動部材１２４に接続され、末端方向に延伸する。結合体１２８は細長の駆動部材１２４に固定され、モータ組立体（不図示）の機械式接続具（不図示）へ接続されるように採用される。筐体１３０はモータ組立体とは別に提供され、電気コネクタ１３２と軸受組立体１３４とを維持する。その結果、筐体１３０は、（それに固定される切除先端１２６と同様に）細長の駆動部材１２４と軸受組立体１３４とを維持し支持するように作用する。最後に、電気的経路は、例えば軸受組立体１３４と駆動部材１２４とを介して電気コネクタ１３２から切除先端１２６へ確立される。しかし、示された導電性の結合関係に替わって、切除器具１２０は、切除先端１２６への帰納的な又は容量的な結合を確立するように構成されることがある点に留意すべきである。

細長の駆動部材１２４は、基端セクション１６０と末端セクション１６２とを有する。示されるように、最終的に組み立てられるとき末端セクション１６２が筐体１３０から延伸するように、細長の駆動部材１２４は筐体１３０の全長よりも大きい長手方向の全長を有する。細長の駆動部材１２４の少なくとも一部分は、以下に更に詳細に記載されるように、切除先端１２６との電気通信を容易にするために導電性材料で形成される。いくつかの適切な材料は、例えばＭ系列工具鋼やＡ系列工具鋼等のステンレス鋼や工具鋼材料を含む。代替的には、望ましい耐久性、摩擦抵抗、導電性等を示す他の材料は、細長の駆動部材１２４に採用されることがある。

結合体１２８は多様な形態を取ることが可能であるが、一般にモータ組立体の機械式接続具（不図示）が細長の駆動部材１２４へ接続されることを容易にするように構成される。一つの参考として、、モータ組立体（不図示）及び機械式接続具は、他の実施形態との関連で上記したように、多様な形態を取ることが可能である（例えばチャックを含むことが可能である）。結合体１２８は、末端部分１８０と基端部分１８２とによって画成される。結合体１２８の末端部分１８０は、細長の駆動部材１２４が結合体１２８へ結合されることを容易にするように構成される。例えば接着剤、雄ねじ及び／又は雌ねじ、細長の駆動部材１２４上へ重なるようにした結合体１２８の成形その他を介して等の多様な技術によって、結合体１２８は細長の駆動部材１２４の基端セクション１６０へ固定されることがある。替わって、基端部分１８２は、モータ組立体の機械式接続具（例えばチャック）が結合体１２８へ迅速でしっかりと組み立てられることを促進する案内面として作用するよう構成される。しかし、この場合にも、結合体１２８は他の多様な形式を取ることが可能であり、結合体１２８が細長の駆動部材１２４へ組み立てられること、及び／又は、モータ組立体駆動機構へ組み立てられることが可能である。

上記した他の実施形態に類似して、結合体１２８は非導電性材料で形成され、細長の駆動部材１２４をモータ組立体（不図示）から電気的に絶縁することを助けるように作用する。従って、非導電性の結合体１２８は、上記のような多様な非導電性材料で形成されることが可能である。

切除先端１２６はまた、以前に記述した形態を含んで、多様な形態を取ることが可能である。切除先端１２６は切除バー１７０と取付端部１７２とを有する。取付端部１７２は細長の駆動部材１２４の末端セクション１６２を受け入れるように構成される。この目的のため、切除先端１２６は、例えば溶接、融着、圧入、熱収縮接合、粘着、雄ねじ及び／又は雌ねじ等のたくさんの既知の方法を介して、細長の駆動部材１２４の末端セクション１６２に固定されることが可能である。細長の駆動部材１２４と切除先端１２６とは、代替的に、例えば原材料の単一片から細長の駆動部材１２４と切除先端１２６とを機械加工することによって、一体として形成されることがある。加えて、切除バー１７０はこの技術分野において既知の多様な形と大きさとを取ることができる（例えば、２ｍｍと１ｍｍのダイヤモンド等）。しかし、細長の駆動部材１２４と切除先端１２６とは、他の実施形態に関連して以前に記述したように、電気通信状態にあるように一緒に固定される。

筐体１３０は多様な形態を取ることが可能であり、切除器具１２０がモータ組立体（不図示）へ取り付けられることを容易にするのと同様に、一般に、細長の駆動部材１２４と電気コネクタ１３２と軸受組立体１３４とを維持するように構成される。この目的のため、筐体１３０は、電気コネクタ１３２の一部分及び軸受組立体１３４の上にインサート成形されることがある。代替的に、他の多様な製造技術、例えば接着、溶接、圧入、熱収縮接合等が、等しく適用可能である。筐体１３０は、上記のそれらを含めて、モータ組立体への組立を容易にする多様な特徴を組み込むことが可能である。例えば、ある実施形態では、筐体１３０は、この技術分野の通常の知識を有する者に既知の方法を介して、モータ組立体が対応する構成要素（例えば、コレット）へ取り付けられるために構成された開放型の基端端部２０２を有する中央孔部１００を形成する。中央孔部２００は、モータ組立体の少なくとも一部分を受け入れ把持するように大きさが定められる。加えて又は代替的には、筐体１３０は、スナップ嵌め、ねじ、締まり嵌め等を介してモータ組立体への取り付けを容易にするように構成されることがある。筐体１３０は、以下に記述されるように、切除器具１２０によって形成される電気的経路からモータ組立体を電気的に絶縁されることを助けるために、非導電性材料（例えば液晶ポリマー）で形成されることがある。

電気コネクタ１３２は、電気的経路を介してエネルギ源（不図示）から切除先端１２６への刺激エネルギが伝わることを容易にするように構成される。従って、ある実施形態では、電気コネクタ１３２は、露出された端部２１２を有する絶縁ワイヤ２１０を有する。以下に更に詳細に記載されるように、絶縁されたワイヤ２１０は、神経監視システム（不図示）のエネルギー源のような監視システムに接続されることがある。図３に示されるように、絶縁されたワイヤ２１０は、露出された端部２１２を軸受組立体１３４に接触させて、筐体１３０へ重なるように成形されてきた。特に、露出された端部２１２は半田付けられるか、或いは、別の方法で、軸受組立体１３４に電気的に結合される（例えば、金属ファスナ、導電性接着剤、クリンピング（crimping）、圧入等）。他の実施形態では、電気コネクタ１３２は、他の手段を介して切除先端１２６への電気的経路を確立することがある。例えば、絶縁されたワイヤ２１０は、例えば、細長の駆動部材１２４に接触するモータ組立体（不図示）に使用されるそれらに類似のベリリウムブラシのような、ワイヤブラシに接続されることがある。

いくつかの実施形態では、軸受組立体１３４はボール軸受型の機器であり、内側のレース又はリング２２０と外側のレース又はリング２２２と回転要素（又はボール軸受）２２４とを有し、それらすべては例えばステンレス鋼のような電気的に導電性の材料で形成される。軸受組立体１３４はまた、いくつかの実施形態では電気的に導電性の材料で形成される必要のない軸受リテーナリングを有する。軸受組立体１３４、特に内側リング２２０は、細長の駆動部材１２４を同軸状に受け入れるように構成された穿孔（bore）を画成する。細長の駆動部材１２４は充分なほど完全に内側のリング２２０内に受容され、２つの構成要素１２４，２２０の間に継続的に電気的経路を生成する点に留意すべきである。

以上の記述から、その２つが電気通信状態にあるように、軸受組立体１３４は電気コネクタ１３２と細長の駆動部材１２４との間の電気的経路として作動する点は理解されるであろう。受動化された軸受及び非導電性の潤滑剤で潤滑された、或いは、別の方法であれば潤滑されないであろう軸受は、電気コネクタ１３２と細長の駆動部材１２４との間の電気的経路の形成を干渉することがある点は、驚くことに発見されてきた。例えば、軸受組立体１３４は、回転要素２２４とレース２２０，２２２との間に小さな空隙を設けて設計される。その空隙は、回転要素２２４が高速度動作中に時間の例において効率的に浮遊することを可能にする。更に、回転要素２２４は、回転要素２２４と外側リング２２２と内側リング２２０との間の選択的な接触に結果としてなる奇抜さを有することがある。従って、軸受組立体１３４は導電性グリース（不図示）を含むことがあり、回転要素２２４と内側リング２２０と外側リング２２２との間の空隙（不図示）を充足する。従って、ある実施形態では、軸受組立体は、例えば、マサチューセッツ州フェアヘイブン（Fairhaven）のナイ・ルブリカンツ（Nye Lubricants）から入手可能な登録商標ナイオゲル（Nyogel(R)）７５６Ｇのような、導電性潤滑剤で潤滑される。述べたように、例えば酸化クロム及び／又は酸化ニッケルのような回転要素２２４上の不動態化層は、回転要素の腐食抵抗と硬度とを増すのにしばしば使用されるが、それらを電気的に非導電性のままにするのに役立つことがある。従って、ある実施形態では、回転要素２２４は、不動態化されたステンレス鋼で形成される。重要なことに、そのような特徴を組み込むことによって、切除先端１２６は休止の間、そして、２００００ＲＰＭを超える相対的に高い回転速度、いくつかの実施形態では８００００ＲＰＭに近い速度で回転している間、軸受組立体１３４は細長の駆動部材１２４と電気コネクタ１３２と共に継続的な電気的経路、即ち、継続的な電気通信状態を形成することが可能である点が発見されてきた。

最終的に組み立てられるとき、安定した電気的経路が電気コネクタ１３２から切除先端１２６へ確立される。これとは逆に、結合体１２８は、筐体１３０と同様に、切除器具１２０をモータ組立体へ搭載する際に記述される電気的経路からモータ組立体（不図示）を電気的に絶縁するために作動する。要するに、軸受組立体１３４は材料を有し、動作中に完結的な中断なく細長の駆動部材１２４が例えば２００００ＲＰＭよりも速い速度、８００００ＲＰＭ程度の高速度回転の間に、電気的経路が継続的に維持されるように構成される。非導電性の結合体１２８は、結合体１２８が取り付けられるモータ組立体駆動機構の対応する構成要素から駆動部材１２４（即ち、別の表現では、電気的経路の一部）を電気的に絶縁する。ところが、非導電性の筐体１３０（即ち、別の方法で電気的経路に接触する）は、機器筐体１３０が取り付けられるモータ組立体の対応する構成要素（例えば、モータ組立体筐体又はコレット）から切除器具１２０を電気的に絶縁する。細長の駆動部材１２４が筐体１３０から望ましい端末方向に延伸することに依存して、細長の駆動部材１２４は更に、非導電性で外側のコーティング又はスリーブ部を有し、電気コネクタ１３２から切除先端１２６への所望の電気的経路からの電流の分岐、及び／又は、モータ組立体との不注意な接触を防ぐ。

安定した電気的経路を確実にすることに加えて、非導電性の結合体１２８及び筐体１３０は、別の方法で細長の駆動部材１２４に搭載されて回転／駆動するモータ組立体（不図示）によって生成される電気的ノイズ又は摩擦電気のノイズから切除先端１２６を絶縁するのに作用する。その結果、代替の実施形態の上記の外科用切除要素２０（図１）に類似して、外科用切除器具１２０は電気コネクタ１３２を有する必要はなく、形成される器具は、別の方法で別個の内部操作的な患者監視機器の適切な操作を干渉する方法で、電気的ノイズ及び摩擦電気のノイズが切除先端１２６へ伝送されることを防ぐ。

モータ組立体２３２の部分に関連して、本発明の原理に従った他の外科用切除器具２３０の一部分は、図４に示される。器具２３０は、細長の駆動部材２３４と切除先端２３６と結合体２３８と筐体２４０と流体結合組立体２４２（一般に参照された）と電気コネクタ２４４とを有する。図示を容易にするために、駆動部材２３４と切除先端２３６と結合体２３８とモータ組立体２３２の部分とは、図４に概略的に示される。以下に記載されるように、器具２３０は上記の実施形態に類似する方法で動作し、ここで、結合体２３８は、切除先端２３６を回転させるモータ組立体２３２に（例えばチャック２４６を介して）結合される。更に、電気コネクタ２４４によって伝えられる刺激電流は、誘発電位監視操作の一部として、流体結合組立体２４２を介して切除先端２３６へ流れる。

駆動部材２３４は堅牢で電気的に導電性の材料（例えば鋼）で形成され、末端部分２４８と中間部分２５０と基端部分２５２とを画成する。末端部分２４８は、切除先端２３６に取り付けられ、或いは、別の方法で、切除先端２３６で終わり、その結果、筐体２４０に対して切除先端２３６の軸方向の長さや延伸を画成し、多様な長さを取ることが可能である。基端部分２５２は結合体２３８を終えるか形成する。しかし、中間部分２５０は末端部分２４８及び基端部分２５２に比較して（少なくとも、中間部分２５０に直ちに近接するこれらの領域において）大きな外径を有することが可能であり、中間部分２５０は末端部分２４８及び基端部分２５２に比較して外部に露出して特徴付けられる。更に特別に、駆動部材２３４の外側部分は、電気的に非導電性で絶縁性の（一般に参照された）コーティング２５４によって、中間部分２５０を除くすべての領域において包囲される。一つの参考として、、絶縁されたコーティング２５４の厚さは、明瞭さの目的のために、図４において誇張される。駆動部材２３４が結合体２３８を形成する構成を備え、結合体２３８はまたコーティング２５４でカバーされる（結合体２３８は駆動部材２３４とは別に形成され、実質的に駆動部材２３４に取り付けられる代替の実施形態のために、結合体２３８は電気的に非導電性の材料から構成され、及び／又は、電気的に絶縁されたカバーリングでコーティングされることが理解される）。これとは逆に、駆動部材２３４は切除先端２３６を形成する構成で、切除先端２３６は絶縁コーティング２５４を含まない。しかし、絶縁性のコーティング２５４は多様な形態を取ることが可能であり、多数の形式において適用されることが可能である。例えば、絶縁性コーティング２５４は、電気的に非導電性の材料で構成される成形プラスチック等の上のプラスチックの収縮管である。

切除先端２３６と結合体２３８とは、上記した任意の形態を取ることが可能である。その結果、切除先端２３６は、バー、切除の歯等になり得る。上にて触れたように、結合体２３８は、駆動部材２３４によって一体的に形成されることがあり、或いは、別個に提供されることがある。しかし、他の実施形態では、結合体２３８はチャック２４６に解除可能に係合する溝部２５６を形成する。代替的には、結合体２３８は、モータ組立体２３２の対応する構成要素と釣り合った他の構成をとるとことが可能である。

筐体２４０は上述した様々な特徴を組み込むことが可能であり、電気的に非導電性の材料で形成されたり、外側がコーティングされる（例えば、筐体２４０は、電気的に絶縁されたプラスチックで形成されることが可能である）。筐体２４０は、末端領域２５８と基端領域２６０と中央通路２６２とを画成する。基端領域２６０に沿った通路２６２は、モータ組立体２３２の対応する筐体２６３（概念的に図示した）に一致して受け入れるように大きさが定められる。これとは逆に、末端領域２５８は、駆動部材２３４の直径よりも僅かに大きいように通路２６２を形成し、以下に記載されるように流体的結合組立体２４２の一部分を維持するように構成される。

流体的結合組立体２４２は、導電性スペーサ２６４と、電気的に導電性の流体源（不図示）に流体的に接続された配管２６６とを有する。導電性スペーサ２６４は硬化された電気的に導電性を有する金属で形成されて、通路２６２回りの筐体２４０の末端領域２５８に搭載される。いくつかの実施形態では、導電性スペーサ２６４は、内部の孔部２６８（一般に参照される）を画成するリング又は他の円筒形状である。内部の孔部２６８は、最終的に組み立てられたとき中間部分２５０が導電性スペーサ２６４に適切に接触するように、駆動部材２３４の中間部分２５０の外径とほぼ同じ直径を有する。導電性スペーサ２６４はポーラス（多孔質）であり、及び／又は、以下に記載される理由で径方向の開口部（それの１つを図４において符号２７０で図示する）を形成する。

配管２６６は電気的に絶縁された材料で形成され、基端端部（不図示）にて電気的に導電性の流体（不図示）源に流体的に結合される。例えば、電気的に導電性の流体は塩水などである。しかし、配管２６６の末端端部は、例えば筐体２４０内に形成されたポート２７２を介して、導電性スペーサ２６４に流体的に接続される。この構成で、配管２６６からの導電性流体は、上記のように導電性スペーサ２６４内のポーラス又は他の形成された開口部２７０のいずれかのために、導電性スペーサ２６４に流れ、それから内側表面に流れる。

最後に、電気コネクタ２４４は、電流を伝えることが可能な絶縁されたワイヤ又は他の本体である。電気コネクタ２４４は（例えば溶接されて）導電性スペーサ２６４に電気的に接続される。その結果、示されるように、電気コネクタ２４４の一部分は筐体２４０を通って延伸することがある。

使用中、切除器具２３０は、示されるようにモータ組立体２３２に搭載される。一つの参考として、、モータ組立体２３２は、結合体２３８の溝部２５６内に入れ子状に重なる内部フランジ２７４を形成するチャック２４６を有し、結合体２３８／チャック２４６間の係合を容易にする。更に、モータ組立体２３２は、チャック２４６／結合体２３８の駆動される回転によって回転されるとき、駆動部材２３４を支持する軸受２７６（概念的に示した）を有することが可能である。しかし、配管２６６を介して導電性スペーサ２６４に導電性流体を供給することによって、誘発電位監視操作（切除と関連して起こるかもしれないし起こらないかもしれない）の一部として、刺激電流は切除先端２３６に伝えられる。導電性スペーサ２６４内のポーラス及び／又は他の開口部２７０のために、導電性流体は導電性スペーサ２６４と駆動部材２３４の中間部分２５０との間の境界面又は空隙に流れる。示されるように、導電性流体フィルム２７８は形成されて、導電性スペーサ２６４と駆動部材２３４とを電気的に結合する。所望されれば、シール部（不図示）は導電性スペーサ２６４の末端側及び／又は基端側に提供され、導電性スペーサ２６４／駆動部材２３４の境界面にて導電性流体を含む。しかし、刺激電流が電気的なコンダクタ２４４から（別の方法で刺激エネルギ源（不図示）に電気的に接続される）導電性スペーサ２６４と導電性流体フィルム２７８とを通って、駆動部材２３４を通って、切除先端２３６へ流れる電気的経路を確立する。絶縁性コーティング２５４は電気的な探針として切除先端２３６の使用を促進し、周囲の組織への電流の分岐を防ぐ。更に、非導電性の筐体２４０に関連して、結合体２３８（又は結合体２３８の他の非導電性の構成）上の絶縁性コーティング２５４は、別の方法で筐体２４０を取り扱うユーザから上述の導電性経路を絶縁するのと同様に、モータ組立体２３２から導電性経路を電気的に絶縁する。

上述したモータ組立体２３２の一部分に関連して、本発明の原理に従った他の外科用切除器具２８０の一部分が図５Ａに示される。この器具２８０は、類似の参照符号を有する類似の要素を備えた上述の器具２３０（図４）に多くの点で類似する。これに留意して、器具２８０は、細長の駆動部材２３４と切除先端２３６と結合体２３８と筐体２８２と電気的結合組立体２８４（一般に参照される）と電気コネクタ２４４とを有する。以下に記載されるように、器具２８０は、上記の実施形態に類似の方法で動作し、ここで、モータ組立体２３２は、切除先端２３６を回転させる結合体２３８に（例えばチャック２４６を介して）結合される。更に、電気コネクタ２４４によって（例えば刺激エネルギ源（不図示）から）伝えられる刺激電流は、誘発電位監視操作の一部としての電気的結合組立体２８４を介して切除先端２３６へ流れる。

上記の実施形態に類似して、駆動部材２３４は堅牢で電気的に導電性の材料で形成されるかコーティングされて、末端部分２４８と中間部分２５０と基端部分２５２とを画成する。この点に関して、末端部分２４８と基端部分２５２とは上述のように電気的に非導電性で絶縁されたコーティング２５４（一般に参照された）によって包囲されるかカバーされ、一方、中間部分２５０は外部に露出する。

筐体２８２は、上記の実施形態に類似して、例えばプラスチック等電気的に非導電性の材料で形成される。加えて、筐体２８２は、例えば圧入適合を介して、電気的結合組立体２８４を受け入れ維持するように構成される。代替的には、筐体２８２は、電気的結合組立体２８４を更に確実に受け入れ維持する付加的な内部的特徴を有することがある。

図５Ｂを更に参照して、電気的結合組立体２８４は、回転可能で軸受型の構成を有し、内部ハーネス２８６と外部レース２８８と軸受体２９０とを有する。内部ハーネス２８６は、ベース２９２と複数の指部２９４とを画成する、一般にリング形状の本体である。指部２９４は、ベース２９２から一般に長手軸流に（駆動部材２３４によって画成される長手軸に対して）延伸し、駆動部材２３４の中間部分２５０の外径と概ね同じ内径を画成するように結合される。その結果、最終的に組み立てられるとき、指部２９４は駆動部材２３４の中間部分２５０に接触し係合する。ある実施形態では、しっかりとして継続的な接触を確実にするために、指部２９４は、ベース２９２に対して径方向内側に向けて延伸するように「予め荷重が加えられ」、中間部分２５０の外形よりも小さい内径と自然になるように結合される。しかし、内部ハーネス２８６は、例えば鋼のような電気的に導電性の金属で形成される。外部レースは同様に導電性金属で形成され、筐体２８２への固定（例えば圧入適合）のために大きさが定められる。最後に、軸受体２９０はまた電気的に導電性で、外部レース２８８に対する内部ハーネス２８６の回転を容易にするように採用される。例えば、軸受体２９０はフェロー流体軸受の場合がある。加えて、又は、代替案として、軸受体２９０は、電気的に導電性の材料（例えば鋼）で形成される１又は２以上のボール軸受を有することがある。しかし、電気コネクタ２４４は、外部レース２８８に電気的に結合された（例えば溶接された）断熱ワイヤを含み、その結果、筐体２８２の厚さを通して延伸することが可能である。この構成では、電気コネクタ２４４から電気的結合組立体２８４と駆動部材２３４とを介して切除先端２３６への電気的経路が確立される。

図５Ａに戻って、使用中、器具２８０はモータ組立体２３２に接続される。例えば、上記したように駆動部材２３４を支持する軸受２７４（概念的に示される）と共に、チャック２４６（概念的に示される）は結合体２３８に接続される。チャック２４６の回転は、切除操作の一部として切除先端２３６を回転するようにする。加えて、器具２８０は、組織切除とは別に又は同時に誘発電位監視操作を実行するように採用されることがある。刺激電流は、電気コネクタ２４４を介して電気的結合組立体２８４に伝えられる。特に、刺激電流は、替わって、軸受組立体２９０を介して内部ハーネスへ電流を導く外部レース２８８へ伝えられる。（駆動部材２３４が回転するかどうかにかかわらず、）内部ハーネス２８６と駆動部材２３４との間の完全な接触は、切除先端２３６へ適用される電流を導く。この場合にも、絶縁性コーティング２５４は、電流が切除先端２３６に焦点を合わせるように、筐体２８２の端末側から電流が分岐するのを防ぐ。加えて、絶縁性コーティング２５４（及び／又は結合体２３８に関連した非導電性の特徴）と筐体２８２とは、モータ組立体２３２を電流から絶縁し、別の方法で筐体２８２を扱うユーザから、同様に絶縁する。いくつかの実施形態では、筐体２８２／電気的結合組立体２８４は再使用可能な機器として作動し、その結果、他の多様な駆動部材２３４（その結果として、切除先端２３６と結合体２３８）の構成と共に、繰り返し採用される。

外科用切除器具の正確な形態にもかかわらず、外科用切除システムは本発明の原理に従って提供されることがある。例えば、図６は、本発明の原理に従った外科用切除システム３００を概略的に図示する。外科用切除システム３００は、外科用切除器具３１０とモータ組立体３２０と誘発電位監視（又は継続監視）システム又は機器３３０とを有する。探索しそれから切除するという連続しているが別個の工程、或いは、その逆の工程は、過去において要求されてきたように、外科用切除システム３００によって詳述される潜在的な改善領域であり、結果として、例えば、医師の治療によって神経組織に損傷を与える可能性を警告する外科医のための早期警戒システムとなるということが発見されてきた。以下に記述される切除と探索の同時の処置は、探索操作の間に適切な切除深さを手動で見積もることをもはや外科医に要求せず、全体の処置時間を減らすことが可能となるので、（切除と探索とを二者択一する従来技術に比較して）患者にとってより安全である。

外科用切除器具３１０は、上記の外科用切除器具２０（図１）、１２０（図３）、２３０（図４）、２８０（図５Ａ）に類似の設計を有することがあり、一般に切除先端３１２と電気コネクタ３１４とを有し、電気コネクタ３１４は上記のように切除器具３１０によって確立される電気的経路を介して切除先端３１２に電気的に接続される。モータ組立体３２０は、概念的に示されるが、既知の任意の形状を取ることが可能であり、一般に、上記のように互いに取り付けられるために採用される外科的切除器具３１０及びモータ組立体３２０と共に、筐体とモータと駆動機構／接続具とを有する。しかし、切除操作を実行するためにモータ組立体３２０が切除先端３１２を駆動させる（例えば回転させる）ように、モータ組立体３２０及び外科用切除器具３１０は組み立てられる。著しくは、上記のように、切除器具３１０がモータ組立体３２０へ搭載されるとき、モータ組立体３２０は切除先端３１２及び電気的経路から電気的に絶縁される。

誘発電位監視システム３３０は統合型神経監視システムであり、例えばフロリダ州ジャクソンヴィル（Jacksonville）のメドトロニック・ゾーメド（Medtronic-Xomed, Inc.）から入手可能な登録商標エヌ・アイ・エム レスポンス（NIM-Response(R)）２．０統合型神経監視システム等である。一般的な説明では、誘発電位監視システム３３０は、例えば切除先端３１２等エネルギが付与された探針が外科的な切除処置中に神経３４０（概念的に示す）の近辺にあるときを示すように採用される。例えば、誘発電位監視システム３３０は回路と関連機材とを維持する患者インターフェイスコンソールを含み、コンソールはシステム３３０の一部として提供された刺激エネルギ源を介して刺激エネルギ又は探針に電流を供給することが可能である。加えて、電極（不図示）は、期待された切除領域の近辺で、神経によって弱められた筋肉の上又は中に置かれ、インターフェイスコンソールに電気的に結合される。この方法で、刺激電流が重要な神経を弱めるとき、電極は、患者インターフェイスコンソールの内部設備（例えば処理部）に反応を信号として送る。誘発電位監視システム３３０はまた、この技術分野で既知のように、警報機又は他の表示機を有する。しかし、電気コネクタ３１４は、誘発電位監視システム３３０及び切除先端３１２の両方と（電気的経路を介して）電気通信状態にある。この方法では、電気コネクタ３１４を介してエネルギが付与されるとき、切除先端３１２は誘発電位監視システム３３０と連携した電気的探針として作用する。

使用中、刺激エネルギ（例えば電流）が電気コネクタ３１４を通って切除先端３１２へ切除器具３１０によって確立された電気的経路を介して伝えられる（好ましくは継続的に伝えられる）ことを、誘発電位監視システム３３０は促進する。上記の外科用切除器具２０（図１）、１２０（図３）、２３０（図４）、２８０（図５Ａ）は、刺激エネルギが継続して切除先端３１２へ伝えられることを確実にすることができる器具のいくつかの例である。適切に配置された患者電極（不図示）は、適用された刺激電流に反応する神経３４０に対する切除先端３１２の近辺を示す情報を誘発電位監視システム３３０に提供する。例えば、適用された刺激電流を患者電極からの信号化された情報と比較した結果に基づいて、誘発電位監視システム３３０は、重要な神経３４０から距離Ｄの位置にあるエネルギを付与された切除先端３１２又は距離Ｄ内の切除先端３１２を検知すること、及び／又は、切除先端３１２を示す情報をユーザに提供することが可能である。モータ組立体３２０は、別の方法で伝えられた刺激エネルギから電気的に絶縁され、切除先端３１２を回転させるように同時にエネルギが与えられる。その結果、同時の又は実質的に同時に処理された骨又は組織の切除及び神経探索機能は、システム３００によって実行されることが可能である。更に、誘発電位監視は、切除器具３１０を介してモータ組立体３２０を不活性化させ（即ち「オフ」、又は、別の方法で切除器具３１０を駆動させることなく）実行されることが可能である。

図７に示される関連した外科用切除システム３５０において、切除先端３５３を有する外科用切除器具３５２は、（図７に切除器具３５２の部分として概念的に図示された）モータ組立体によって再び動力が付与される。外科用切除器具３５２は、上記した任意の形状を取ることが可能である。切除器具／モータ組立体３５２は、例えばモータ組立体３５２に伝えられる動力を制御する内部回路を有する登録商標エックスピーエス（XPS (R)）コンソール（フロリダ州ジャクソンヴィル（Jacksonville）のメドトロニック・ゾーメド（Medtronic-Xomed, Inc.））等の外科用ドリルコンソール３５４に電気的に結合される。システム３５０は更に、例えば上記したような誘発電位監視システム等の患者監視システム３５６、又は、例えば、フロリダ州ジャクソンヴィル（Jacksonville）のメドトロニック・ゾーメド（Medtronic-Xomed, Inc.）から登録商標ランドマーエックス（LandmarX (R)）要素アイ・ジー・エス システム（IGS System）として入手可能な画像案内システム等の外科用ナビゲーションプラットフォームを有する。正確な構成にもかかわらず、通信リンク３５８（ワイヤ接続又はワイヤレス接続）は、外科用ドリルコンソール３５４と患者監視システム３５６との間に確立され、外科用ドリルコンソール３５４が通信リンク３５８を通って伝えられる信号を介してモータ組立体３５２を使用不能となるように促進するために患者監視システム３５６が採用される（例えば処理器は適切なプログラムに従って動作する）。

更に特別に、患者監視システム３５６は、外科用切除器具３５２を含んだ外科処置中に患者３６０を監視するように採用される。患者監視は上記のような誘発電位監視を有することがあり（例えばワイヤ３６２は患者監視システム３５６から切除器具３５２まで刺激電流を提供することがあり）、或いは、他の任意の適切な型の監視（例えば、画像ガイド）であり得る。例えば、いくつかの実施形態では、患者監視システム３５６は、刺激戻り経路電極３６８（「ＳＴＩＭ ＲＥＴＵＲＮ」）及び参照電極３７０（「ＲＥＦＥＲＥＮＣＥ」）と共に、ＥＭＧ電極３６４，３６６（「ＣＨ１」及び「ＣＨ２」）を有する。ＥＭＧ電極３６４，３６６は、重要な神経によって刺激された筋肉内に置かれる。戻り経路電極３６８は、伝えられた刺激電流が接地されて参照されていない（それゆえにそれ自身の絶縁された戻りを必要としない）絶縁された出力である実施形態のために、切除先端３５３によって伝えられた刺激電流のための戻り経路を提供する。参照電極３７０は、患者３６０と（記録増幅器の入力範囲内でＥＭＧ信号を中心にするように要求された）患者監視システム３５６との間に共通の参照を提供する。戻り経路３６８及び参照電極３７０は、患者３６０の例えば胸骨、肩、額等様々な場所に置かれることがある。しかし、切除先端３５３が患者３６０の非常に重要な解剖学的組織（例えば神経）の近辺であることを検知するか、或いは、別の方法で決定するとき、患者監視システム３５６は、使用不能となる信号を外科用ドリルコンソール３５４に対して伝えるように採用され、切除器具／モータ組立体３５２の動力を断とするように促進する。その結果、システム３５０は、患者の安全を更に確実にするために、自動の「殺すスイッチ」を効率的に提供する。

本発明の原理に従った他の外科用切除システム４００が図８において概念的に図示される。システム４００は、外科用切除器具４０２と監視されたハンドピース又はモータ組立体４０４と誘発電位監視機器２０６とを有する。一般的な説明において、システム４００は、監視されたハンドピース４０４が、誘発電位探索処置を実行するように器具４０２を有効利用する誘発電位監視機器４０６と共に、切除処置（以下に記述されるように）を実行するように器具４０２を操作する点で、上記したシステム３００，３５０に非常に類似する。しかし、図８の構成と共に、外科用器具４０２は、いくつかの実施形態で、以下に記述される特徴を組み込むマイクロ切除器具である。

図９及び図１０を更に参照して、いくつかの実施形態では、外科用マイクロ切除器具４０２は、外側管状部材４１０と内側部材４１２とハブ組立体４１４とワイヤ／ケーブル（又は電気コネクタ）４１６とを有する。構成要素４１０〜４１６は、以下に更に詳細に記述される。更に一般的に、内側部材４１２は外側管状部材４１０内で同軸状に配設される。ハブ組立体４１４は、内側管状部材４１２が外側部材４１０に対して回転／振動することを可能にする方法で、外側管状部材４１０に対して内側部材４１２を維持する。外側部材４１０及び内側部材４１２の一方又は両方は、（以下に記述されるように）探針表面を提供する。探針表面では、初期化される誘発電位評価処置の一部として刺激エネルギがワイヤ４１６を介して誘発電位監視機器４０６によって患者に適用される。

図９に最も良く示されるように、外側管状部材４１０は細長管として形成され、末端セクション４３０と中間セクション４３２と基端セクション４３４とを画成する。管腔４３６は、末端セクション４３０から基端セクション４３４へ延伸する。最後に、基端セクション４３４は、別の方法で管腔４３６に流体的に接続される（図９において一般に参照される）開放された切除窓部４３８を形成する。基端セクション４３４は、切除窓部４３８の少なくとも一部分の周りに（図９において一般に参照された）切除表面又は端部４４０を形成することが可能である。例えば、図９の構成で、いくつかの歯は、切除窓部４３８のいずれかの側で形成される。しかし、切除表面４４０は、切除窓部４３８が管腔４３６に開放されるように、切除窓部４３８の近辺を画成する。この構成で、それから、末端セクション４３０は、別の方法で切除窓部４３８の末端側にある末端端部４４２にて終わる（その結果として、管腔４３６に対して閉じられる）。閉じられた末端端部４４２は、最終的に組み立てられたとき、内側部材４１２の切除表面を末端方向にシールドするように作用し、一方、切除窓部４３８は表面を露出する。いくつかの実施形態では、閉じられた末端端部４４２の外部表面は湾曲する。

中間セクション４３２は、末端セクション４３０から基端セクション４３４へ延伸し、曲げ部４５０を形成する。末端セクション４３０は、縦長の延伸部において直線状の場合がある。その結果、曲げ部４５０のために、末端セクション４３０は、基端セクション４３４の縦長軸Ａに対して曲げ角度Θにて延伸し、曲げ角度Θを形成する。曲げ角度Θは、特殊な外科用処置の一部分としての標的部位に末端セクション４３０を（その結果として、切除窓部４３８を）望ましく配置することを容易にするように選択される。このことに留意して、曲げ角度Θは、０°乃至１２０°の範囲中にある（即ち、曲げ角度０°のいくつかの実施形態では、中間セクション４３２はそれの全体に沿って直線状である）。これらの同一線上で２つ又はそれ以上の曲げ部は、外側管状部材４１０の長さに沿って（例えば、セクション４３０乃至４３４の１つ、２つ又はすべてに沿って）提供されることが可能である。更に、曲げ部４５０は、図８乃至図１０に示されるそれから変化する縦長の位置にて形成されることがある。

基端セクション４３４は、以下に記載されるように、ハブ組立体４１４に接続されるために採用される。いくつかの実施形態では、基端セクション４３４は、基端端部４５４に近接する統合された入口又は開口部４５２を形成する。入口４５２は管腔４３６に対して流体的に開放され、以下に記載されるように、管腔４３６とハブ組立体４１４の対応する構成要素との間に流体的な接続を確立する。代替的に、基端セクション４３４は他の多様な形態を取ることが可能である。

外側管状部材４１０は図示されたような曲げ形状を維持する一方、外側管状部材４１０は硬くて外科的に安全な材料で形成されることが可能であり、高速回転／高速振動の（例えば５０００ＲＰＭ台の振動速度の）内側管状部材４１２を支持することが可能である。加えて、外側管状部材４１０のための選択された材料は電気的に導電性を有する。その結果、例えば、他の多様な材料が等しく認容可能であるが、外側管状部材４１０は３０４Ｌステンレス鋼で形成されることが可能である。しかし、外側管状部材４１０の外側表面４６０（図９において一般に参照される）は、誘電性の電気的絶縁又は非導電性材料（図８及び図９において点線で符号４６２にて一般に示される）で、中間セクション４３２及び末端セクション４３０の少なくとも一部分に沿ってコーティングされるかカバーされる。非導電性コーティング４６２の材料はポリオレフィンのコーティングが可能であるが、他の既知の誘電性材料又は非導電性材料もまた採用されることが可能である（例えば外側管状部材４１０に適用される非導電性の収縮包装材料も可能である）。いくつかの実施形態では、基端セクション４３４に沿った外側表面４６０は好ましくは非導電性コーティング４６２を含まないで、ワイヤ４１６のための接触点を提供する。加えて、末端セクション４３０の末端領域４６４はまた、非導電性コーティング４６２を含まないこともある。以下に記述されるように、露出された末端領域４６４は電気エネルギが伝導されることが可能な表面を画成する。いくつかの実施形態では、露出された末端領域４６４は切除窓部４３８を包囲し、一方、他の実施形態では、切除窓部４３８は非導電性材料４６２によってカバーされる。

いくつかの実施形態では、内側部材４１２は細長管であり、その結果、「内側管状部材」として参照されることがあり、内側部材４１２が管状の設計に限定されないことが理解される。しかし、内側部材４１２は末端部分４７０と中間部分４７２と末端部分４７４とを画成する。更に、内側部材４１２は、末端部分４７０から基端部分４７４へ延伸する中央管腔４７６を画成することが可能である。内側部材４１２は、以下に記載されるようにハブ組立体４１４に搭載するために採用された基端部分４７４と共に、外側管状部材４１０内に同軸状に受容されるように大きさが定められる。

外側管状部材４１０に類似して、内側管状部材４１２は電気的に導電性の材料（例えば金属）で形成される。以下に記載されるように、部分４７０乃至４７４は同一に構成される必要はないが、外側管状部材４１０に組み立てられるとき電気エネルギが外側管状部材４１０から内側部材４１２へ伝導されることが可能となるよう、各々の部分４７０乃至４７４は電気的に導電性を有する。少なくとも中間部分４７２は、内側部材４１２を外側管状部材４１０内へ挿入するとき内側部材４１２が外側管状部材４１０（及び特に曲げ部４５０）の形状を取るように、柔軟性の構成を有することが可能である。例えば、中間部分４７２は、巻かれたコイル又は補強された管（例えば内側部材４１２の中に形成された螺旋状の切り込みの上に組み立てられた内側及び外側の螺旋状の包装）、一連のレーザによる切除／ぴったりと適合したセクション等の場合があり、或いは、それらを有する場合がある（中間セクション４７２は図９において一般に図示されることが理解される）。しかし、部分４７０乃至４７４は構造（例えば末端部分４７０及び基端部分４７４は金属管で、一方、中間部分４７２は巻かれた金属のコイルである）を画成してきたかもしれないが、高速（例えば５０００ＲＰＭ台の振動速度）で回転及び／又は振動するとき、内側部材４１２は構造的一体性を維持することが可能な全体構造を有する。

末端部分４７０は切除先端４８０を形成するか、或いは、切除先端４８０を有する。切除先端４８０は、中央管腔４７６に対して流体的に開放され（例えば、中央管腔４７６に対して口部として作用し）、複数の歯４８２（マイクロ切除「刃」として周知である）によって画成されるか、或いは、形成する。この構成で、切除先端４８０／歯４８２は、マイクロ切除表面を単独で提供するか、或いは、この技術分野において既知であるように、外側管状部材４１０に関連した切除表面４４０と結合して提供する。その結果、切除先端４８０は多様な形式を取ることが可能である。

いくつかの実施形態では、内側管状部材４１２の基端端部４８４もまた管腔４７６に対して開放されており、切除先端４８０から基端端部４８４まで管腔４７６を介して材料を吸い込むための吸込経路を提供する。

正確な構成にもかかわらず、外側管状部材４１０の内径の少なくとも大多数は、最終的に組み立てられるとき２つの構成要素４１０，４１２の間に空隙が確立されるように、内側部材４１２の外径よりわずかに大きい場合がある。以下に更に詳細に記載されるように、この空隙は、灌注流体が切除窓部４３８へ射出されることが可能な内部の灌注経路を確立する。

ハブ組立体４１４は第１のハブ４９０と第２のハブ４９２とを有することがある。ハブ４９０、４９２の１つの説明的な記述を以下に提供する。しかし、更に一般的な説明では、ハブ組立体４１４及び特にハブ４９０，４９２は、モータ駆動のハンドピース４０４（図８）を介して内側部材４１２を回転／振動する機構を提供するのと同様に、互いに関係して内側部材４１０及び外側部材４１２を保持するように構成される。加えて、ハブ組立体４１４は、内側部材４１０及び外側部材４１２をモータ駆動のハンドピース４０４から電気的に絶縁するように構成され、その結果として、電気的に非導電性の結合器として作用するように構成される。例えば、第１のハブ４９０及び第２のハブ４９２の各々は、例えばＡＢＳプラスチック等堅牢で電気的に非導電性の材料で形成されることがある。

上記の内容に留意して、第１のハブ４９０は外側のハブとして作用することがあり、内側部材４１２及び第２のハブ４９２と同様に、外側管状部材４１０を保持するように構成される。この点に関して、第１のハブ４９０は基端端部５００と末端端部５０２と基端通路５０４と末端通路５０６と吸引ポート５０８と灌注ポート５１０とを画成する細長体である。基端通路５０４は基端端部５００から延伸し、第２のハブ４９２の一部分を受け入れるように大きさが定められる。更に、基端通路５０４は吸引ポート５０８に流体的に結合される。末端通路５０６は基端通路５０４に流体的に結合され、基端通路５０４から延伸して、末端端部５０２で終わる。灌注ポート５１０は末端通路５０６に流体的に結合される。以下に記載されるように、最終的に組み立てられるとき外側管状部材４１０が第１のハブ４９０に結合されるように、末端通路５０６は外側管状部材４１０の外径に従って大きさが定められる。更に、最終的に組み立てられるとき灌注入口４５２が灌注ポート５１０に整合されるように、灌注ポート５１０の位置は外側管状部材４１０によって形成された灌注スロット４５２の位置に対応する。それから、以下に記載されるように、第１のハブ４９０は、使用中、内部を灌注する灌注経路と、更に流体及び他の本体物体を吸引する吸引経路との両方を提供する。

第２のハブ４９２は内部の回転するハブとして作用し、基端セグメント５２０及び末端セグメント５２２を画成する細長体である。基端セグメント５２０は、外科用マイクロ切除器具４０２をモータ駆動のハンドピース４０４に開放可能に固定するように構成され、例えばばね５２４のような結合器具を含むことがある。末端領域５２２は、第１のハブ４９０によって形成される基端通路５０４内に摺動可能に受容されるよう大きさが定められ、径方向通路５２６及び長手方向通路５２８を形成する。長手方向通路５２８は、内側部材４１２の基端端部４５４を受け入れ維持するように大きさが定められる。径方向通路５２６は長手方向通路５２８と流体的に連通状態にあり、最終的に組み立てられるとき、一般に吸引ポート５０８に整合される。それから、この構成で、流体及び他の本体物体は、吸引ポート５０８を介して内側部材４１２の中央管腔４７６を通って引かれることがある。

ワイヤ４１６は上記の電気コネクタ１３２（図１）に同類であり、その結果、端末端部５４０（図１０）を有する断熱ワイヤの場合がある。端末端部５４０は、例えば、半田付け、或いは、別の方法で外側管状部材４１０の基端セクション４３４に沿って「露出された」外側表面４６０への接続（例えば、金属ファスナ、導電性接着剤、クリンピング（crimping）、圧入適合など）によって、外側管状部材４１０に電気的に接続される。図８及び図９の構成で、電気的に非導電性のキャップ５４２は、端末端部５４０／外側管状部材４１０の境界面を取り囲むように供給される。非導電性キャップ５４２は外側管状部材４１０に永久的に組み立てられることが可能であり、或いは、電気ワイヤを器具の外側表面に固定することによって現存の外科用マイクロ切除器具を刺激探針へ変換するために使用される使い捨ての構成要素として提供されることがある。他の実施形態では、例えばキャップ５４２は除去されることが可能であるように、ワイヤ４１６は、（例えば上に成形する製造工程の一部分として）図１０に示されるように第１のハブ４９０内の通路を通って延伸する。

マイクロ切除器具４０２の組立体では、ワイヤ４１６の端末端部５４０は外側管状部材４１０に電気的に結合される。外側管状部材４１０の基端セクション４３４は、それから、第１のハブ４９０の末端端部５０２に組み立てられる。図１０に示されるように、最終的に組み立てられるとき、外側管状部材４１０の灌注入口４５２は第１のハブ４９０の灌注ポート５１０に整合される。

内側部材４１２の基端部分４７４は、第２のハブ４９２の末端セグメント５２２に組み立てられる。内側部材４１２は、それから、外側管状部材４１０内に同軸状に配設される。この点において、第２のハブ４９２の末端セグメント４２２は、第１のハブ４９０内に同軸状に配設される。ある実施形態では、第１のハブ４９０の吸引ポート５０８に対して第２のハブ４９２の径方向通路５２６をシールするために、シールリング５５０（図１０）は径方向通路５２６の基端側及び末端側に位置する。シールリング５５０はまた、灌注ポート５１０に対して吸引ポート５０８をシールする。代替的な実施形態において、吸引又は灌注の特徴の一方は又は両方は除去されることが可能であり、従って、内側部材４１２は管である必要はなく、替わって、中実の軸である。

最終的に組み立てられるとき、電気的経路はマイクロ切除器具４０２によって外側管状部材４１０の電気的に導電性の構造を介してワイヤ４１６から（図８及び図１０で一般に参照される）探針表面５６０へ確立される。１つの実施形態では、探針表面５６０は少なくとも部分的には外側管状部材４１０の露出された末端領域４６４によって画成される。（例えば誘発電位探索処置の一部分のような）外側管状部材４１０に適用される電気エネルギは、外側管状部材４１０から離れて露出された領域４６４だけで伝導するように、外側管状部材４１０は（図１０の断面図である実施形態において非導電性材料４６２は非常に薄い性質のために視認できない点が理解される）非導電性材料４６２によって、露出された末端領域４６４を除くハブ組立体４１４の末端側で電気的に絶縁される。加えて、電気的経路はまた、探針表面５６０が切除先端４８０を更に有するように、電気エネルギが内側管状部材４１０の切除先端４８０へ伝導することもある。例えば、内側部材４１０及び外側部材４１２は部分的には曲げ部４５０のために、通常完全で金属と金属の接触状態にある。ワイヤ４１６から外側管状部材４１０へ伝導される電気エネルギは、内側部材４１２へ、その結果として、切除先端４８０へ同様に伝導される。所望であれば、内側部材４１０及び外側管状部材４１２の間に配設された電気的に導電性のグリース（不図示）の追加を介して、この電気的伝導は更に高められ、或いは、確実にされることがある。上記の内容に留意して、いくつかの実施形態では探針表面５６０は露出された末端領域４６４によってだけ画成され、他の実施形態では切除先端４８０によってだけ、更に他の実施形態では露出された末端領域４６４及び切除先端４８０を組み合わせて画成される。正確な構成にもかかわらず、探針表面５６０は、切除窓部４３８に近接しており、或いは、切除窓部４３８を有しており、その結果として、切除窓部４３８／切除先端４８０の配置を示す。

上記の電気的経路に加えて、マイクロ切除器具４０２は、中央管腔４７６を介して吸引ポート５０８から内側部材４１２の切除先端４８０への吸引経路を提供することが可能である。同様に、灌注経路が内側部材４１０及び外側部材４１２の間の空隙を介して灌注ポート５１０から切除窓部４３８へ提供される。代替的に、吸引経路及び／又は灌注経路は除去されることが可能である。

使用に先立ち、そして図８に戻り、外科用マイクロ切除器具４０２は、モータ駆動のハンドピース４０４に組み立てられる。モータ駆動のハンドピース４０４は、再び、非常に多様な形状を取ることが可能であり、一般に、第１のハブ４９０の部分及び第２のハブ４９２の部分を把持することによって外科用マイクロ切除器具４０２に組み立てられる。この関係の１つの例が図１１に示される（図１１の視点では、第２のハブ４９２はモータ駆動のハンドピース４０４内にすっかり包囲されることが理解される）。著しくは、モータ駆動のハンドピース４０４は第１のハブ４９０及び第２のハブ４９２に接触／係合する一方で、内側部材４１０及び外側部材４１２はハブ組立体４１４の非導電性という性質を介してモータ駆動のハンドピース４０４から電気的に孤立され絶縁される。その結果、ハブ組立体４１４は、マイクロ切除器具４０２によって確立される電気的経路からモータ駆動のハンドピース４０４を電気的に絶縁する組立体のための非導電性結合体として作用する。

図８に戻り、ワイヤ４１６は誘発電位監視機器４０６に接続される。特に、上記のように、誘発電位監視機器４０６に関連したエネルギ源（不図示）はワイヤ４１６に電気的に接続され、エネルギ源によって生成された電気エネルギは、ワイヤ４１６を通り、その結果として、探針表面５６０への電気的経路を通って伝導される。誘発電位監視機器４０６は更に、以下に記載されるように、ある種の検知されたイベントに反応してモータ駆動のハンドピース４０４を不能化するようにプログラムされた誘発電位監視機器４０６と共に、モータ駆動のハンドピース４０４に電気的に結合される場合がある。

使用中、システム３３０（図７）に関して上記の内容と非常に類似した方法で、システム４００は動作する。マイクロ切除処置の部分として、ユーザは、（例えば内視鏡処置の一部として）標的部位に向けて切除窓部４３８を方向付けする。この配置と結合して、誘発電位監視処置は、探針表面５６０の、その結果として、身体的部位又は重要な構造（例えば神経）に対する切除窓部４３８／切除先端４８０（図９及び図１０）の近辺を評価するように実行されることがある。特に、誘発電位監視機器４０６は、ワイヤ４１６を通してマイクロ切除機器４０２によって確立された電気的経路を介して探針表面５６０へ刺激エネルギ（例えば電流）を伝えること（好ましくは継続的に伝えること）を促進する。適切に配置された患者電極（不図示）は、誘発電位監視機器４０６に、適用された刺激エネルギに反応して重要な身体的構造（例えば神経）に対する、探針表面５６０の（その結果として、切除窓部４３８／切除先端４８０の）近辺を示す情報を提供する。例えば、適用された刺激エネルギを患者電極からの信号化された情報と比較した結果に基づいて、誘発電位監視機器４０６は、探針表面５６０（その結果として、切除窓部４３８／切除先端４８０）が重要な身体的構造の密接した近辺にあること又は身体的構造の中にあることを示す情報を検知することが可能であり、及び／又は、ユーザに提供することが可能である。

切除窓部４３８が神経（或いは他の重要な身体的部位又は構造）から安全に離れることに一旦ユーザが確信を持つようになると、モータ駆動のハンドピース４０４は標的部位でマイクロ切除処置を実行するように操作され、それによって、接触された骨や組織、又は、切除先端４８０（図９及び図１０）に接触する他の身体的物体が切除窓部４３８で切除されるように、内側部材４１２（図９及び図１０）は外側管状部材４１０に対して回転され／振動される。マイクロ切除操作中、誘発電位監視機器４０６は、神経や他の重要な部位の身体的構造に対して、探針表面５６０の近辺を継続的に評価するように操作されることがある。更に、いくつかの実施形態では、誘発電位監視機器４０６は、探針表面５６０が神経（又は他の身体的構造）に対してとても近くにあることを検知するとき、ユーザに向けて警報（視覚、聴覚或いは両方）を発するように採用されプログラムされる。他の実施形態では、誘発電位監視機器４０６は、探針表面５６０が重要な身体的部位／構造に対してとても近くにあると判断されるとき、モータ駆動のハンドピース４０４を自動的に不能化するように採用されプログラムされる。

所望であれば、外科用の標的部位及び／又は切除窓部４３８は、灌注源（不図示）から灌注ポート５１０へ、その結果として切除窓部４３８へ供給される流体を介して灌注されることがある。同様にして、別の方法で切除先端４８０（図９及び図１０）に流体的に接続される吸引ポート５０８に真空（不図示）を適用して、切除された身体的物体は標的部位から吸引されることがある。

神経に対して探針表面５６０の近辺が評価されるか或いは検知される手続（例えば、ＥＮＴ外科的処置（例えば副鼻腔手術（sinus surgery））、椎間板処置等の一部として）を参照してシステム４００の操作が記載される一方で、他の多様な外科的処置もまた、別の方法で誘発電位監視を提供するシステム４００から利益を得ることがある。例えば、探針表面５６０（その結果として切除窓部／切除先端４８０）が薄い又は脆い骨を通り抜けたかどうかを検知するために誘発電位監視機器４０６が使用されることがある目の外科的処置（ocular surgical procedure）の一部として、システム４００は使用される場合がある。特に、誘発電位監視機器４０６は、組織のインピーダンス（交流抵抗）における急激な下降を介して、軌道上の骨が処理されてきたことを検知することが可能である。このような状況のもとで、誘発電位監視機器４０６は、患者に起こり得る害を防ぐために、モータ駆動のハンドピース４０４の操作をすぐに不能化するように構成される場合がある。

システム４００が採用される特殊な外科的処置にもかかわらず、誘発電位監視操作の性能は、探針表面５６０に提供される低水準の刺激エネルギによって特徴付けられる。とりわけ、（０．０１ｍＡ乃至３０．０ｍＡ台の）低水準の刺激エネルギだけが要求され、人間組織を焼灼することを引き起こさないように選択される。その結果、いくつかの実施形態では、誘発電位監視システム４０６に関連したエネルギ源は、別の方法であれば探針表面５６０にて組織の焼灼を引き起こすかもしれないＲＦエネルギを伝えない。

本発明の特徴に従った他の外科用マイクロ切除システム６００が図１２に示される。システム６００は上記のシステム４００（図８）に類似し、マイクロ切除器具６０２とモータ駆動のハンドピース４０４と誘発電位監視機器４０６とを有する。図１３を更に参照して、マイクロ切除器具６０２は器具４０２（図８）に類似しており、一般に、外側管状部材６１０と内側部材６１２とハブ組立体６１４と灌注組立体６１６とワイヤ６１８とを有する。内側部材６１２は外側管状部材６１０内に同軸状に配設され、本実施形態では管形状である。ハブ組立体６１４は、モータ駆動のハンドピース４０４を介して内側部材６１２の回転が容易となるように、外側部材６１０及び内側６１２を維持する。灌注組立体６１６は、灌注源（不図示）からの灌注経路を提供する。ワイヤ６１８は、マイクロ切除器具６０２を誘発電位監視機器４０６に、特にそれのエネルギ源（不図示）に電気的に接続する。この点に関して、ハブ組立体６１４は、モータ駆動のハンドピース４０４からマイクロ切除器具６０２を非導電として結合し、電気的に絶縁するように作用する。

図１３を特に参照して、外側管状部材６１０は上記の外側管状部材４１０（図８）に多くの点で類似し、一般に、末端セクション６３０と中間セクション６３２と基端セクション６３４とを画成する。管腔６３６は、別の方法で管腔６３６に対して流体的に開放される切除窓部６３８を形成する末端セクション６３０と共に、末端セクション６３０から基端セクション６３４へ延伸する。いくつかの実施形態では、末端端部６４０が管腔６３６に対して径方向に開放されるように、切除窓部６３８は外側管状部材６１０の末端端部６４０へ延伸する。他の実施形態では、末端（不図示）が更に備えられ、切除窓部６３８の末端方向に延伸する。

中間セクション６３２は末端セクション６３０から延伸し、図１２及び図１３の１つの実施形態と共に、曲げ部６５０を形成する。この場合にも、曲げ部６５０は、非常に多様な形式又は角度をとることが可能であり、多数の曲げ部が画成される。これとは逆に、外側管状部材６１０は、それの全長に沿って直線状又は真直ぐである。

基端セクション６３４は、ハブ組立体６１４によって維持されるように構成され、基端端部６６０にて終わる。

外側管状部材６１０は電気的に導電性の材料（例えばステンレス鋼）で形成され、基端セクション６３４にてワイヤ６１８に電気的に結合される。一つの参考として、、図１２及び図１３は、外側管状部材６１０／ワイヤ６１８間の境界面をハブ組立体６１４の末端方向に露出されたものとして図示する。非限定的で更に好ましい構造において、例えばハブ組立体６１４の構成要素内にあるワイヤ６１８の上に成形すること、（例えば図９のキャップ５４２に類似する）分離したキャップ／カバーを提供すること等によって、境界面は外方向に向けてカバーされる。しかし、誘電体の絶縁材料又は電気的に非導電性の材料６７０（図１２及び図１３において点線にて示される）は、中間セクション６３２及び少なくとも末端セクション６３０の一部に沿って、外側管状部材６１０の外側表面６７２（一般に参照される）に適用される。末端セクション６３０の末端領域６７４に沿った外側表面６７２は、基端セクション６３４に沿った表面と同様に、露出された状態のままである。この構成で、それから、ワイヤ６１８によって提供される電気エネルギは基端セクション６３４に適用され、外側管状部材６１０に沿って伝導される。非導電性材料６７０は、露出された末端領域６７４を除いて外側管状部材６１０を電気的に絶縁する。代替的には、末端セクション６３０の全体は、非導電性材料６７０によって包囲される。

内側部材６１２は上記した内側部材４１２（図８）に類似し、末端部分６８０と中間部分６８２と基端部分６８４と管腔６８６とを有する（内側部材５１２は管状の構成であるが）。末端部分６８０は、図１３の１つの実施形態において歯６９０を含むバー頭部（a bur head）である切除先端６８８を形成するか、切除先端６８８を有する。切除先端６８８は、管腔６８６に流体的に結合される中央開口部６９２（一般に参照される）を形成する。この構成で、そのとき、管腔６８６に真空を適用して開口部６９２を通して物体は吸引される場合がある。この点に関して、管腔６８６はまた、内側部材６１２の基端端部６９４にて開放される。内側部材６１２は変化する構造を有する場合があるが（例えば、末端部分６８０及び基端部分６８４は堅牢である一方で、中間部分６８２は柔軟性を有する）、内側部材６１２は全体として電気的に導電性を有する。

ハブ組立体６１４は多くの点で上記のハブ組立体４１４に（図８及び図９）に類似し、第１のハブ７００及び第２のハブ７０２を有する。一般の説明において、最終的に組み立てられるときハブ組立体６１４がモータ駆動のハンドピース（図１２）から外側部材６１０及び内側部材６１２を電気的に絶縁するように、ハブ７００，７０２は電気的に非導電性の材料（例えばプラスチック）で形成される。この点に留意して、第１のハブ７００は外側のハブとして作用し、第２のハブ７０２を同軸状に受け入れ維持するのと同様に、外側管状部材６１０の基端セクション６３４の上方へ組み立てられるように構成される。外側のハブ７００は、別の方法で外側のハブ７００内に形成される通路（不図示）に流体的に結合される吸引ポート７０４を形成する場合がある。第２のハブ７０２は内側の回転可能なハブとして作用し、第１のハブ７００内に回転可能に受容されるのと同様に、内側部材６１２の基端部分６８４に組み立てられるために採用される。第２のハブ７０２は、第１のハブ７００及び第２のハブ７０２を最終的に組み立てるとき、吸引ポート７０４に流体的に結合される吸引通路７０６を形成することが可能である。

最後に、いくつかの実施形態において、灌注組立体６１６は、開放された末端端部７１２から、結合部７１６に流体的に接続され及び／又は結合部７１６を形成する基端端部７１４へ延伸する灌注管７１０を有する。灌注管７１０は、外側管状部材６１０への組み立てを容易にするために、堅牢であるが展性を有する材料で形成されることがある。この点に関して、灌注管７１０は、切除窓部６３８に位置付けられた又は切除窓部６３８に近接して位置付けられた末端端部７１２と共に、曲げ部６５０に順応する。結合部７１６は、別の方法で灌注供給源（不図示）に関連した供給管（不図示）への流体的接続のために適切に構成される。この構成で、それから、灌注組立体６１６は、灌注源から末端端部７１２への灌注経路を確立する。

最終的に組み立てられるとき切除先端６８８が切除窓部６３８にて外部に晒されるように、内側部材６１２は外管６１０内に回転可能に配設される。外側管状部材６１０を保持する外側のハブ７００と共に、内側のハブ７０２は内側部材６１２に固定され、外側のハブ７００によって回転可能に維持される。従って、外側のハブ７００に対する内側のハブ７０２の回転は、切除窓部６３８において又は切除窓部６３８の中で切除先端６８８が回転するという結果となる。更に、吸引経路が切除先端６８８の開口部６９２から吸引ポート７０４へ確立される。最終的には、電気的経路が、マイクロ切除器具６０２によって、ワイヤ６１８から、別の方法で切除窓部６３８において或いはそれに近接して画成される探針表面７２０（一般に図１２に参照される）へと確立される。いくつかの実施形態では、外側管状部材６１０の露出された末端領域６７４は、探針表面７２０の少なくとも一部分として作用する。他の実施形態では、外側部材６１０と内側部材６１２との間の完全な金属と金属の接触が、外側管状部材６１０から内側部材６１２への、その結果としての切除先端６８８への電気エネルギの伝導を許容する。高速度操作の間、外側部材６１０と内側部材６１２との間に直接の接触がない時間の例があるかもしれないという可能性を考慮して、継続的な電気的継続性を確実にするために、電気的に導電性を有するグリースは部材６１０，６１２の間に提供される。しかし、切除先端６８８は、その結果、探針表面７２０の部分として作用することもある。実際、外側管状部材６１０の末端セクション６３０の全体は非導電性材料６７０で包囲されているところ、切除先端６８８は探針表面７２０である。

使用中、システム６００は、システム４００（図８）に関して以前に記載されたのと非常に類似の方法で動作する。特に、モータ駆動のハンドピース４０４は、切除窓部６３８内で切除先端６８８の回転を引き起こすために操作される。マイクロ切除処置中に定期的に、及び／又は、マイクロ切除処置と同時に、重要な身体的構造又は部位に対して、探針表面７２０の近辺、その結果として切除窓部６３８／切除先端６８８の近辺を評価するために、誘発電位監視はまた、誘発電位監視器具４０６の操作を介して実行されることがある。特に、誘発電位監視器具４０６に関連のあるエネルギ源（不図示）は、ワイヤ６１８を通して、その結果として、探針表面７２０へ刺激エネルギを伝えるように促進される。（例えば上記のような患者探針を介して）この刺激エネルギに対する検知された患者の反応は、重要な身体的構造（例えば神経）に対する探針表面７２０の近辺、その結果、切除窓部６３８／切除先端６８８の近辺を評価するために、誘発電位監視器具４０６によって採用される。この評価は定期的に又は継続して実行されることがあり、いくつかの実施形態では、誘発電位監視器具４０６は、潜在的に危険な切除箇所をユーザに警告するように、及び／又は、ハンドピース４０４を不能化するように採用されるかプログラムされる。

望まれるのであれば、標的部位又は外科的部位は、灌注管７１０を通した灌注流体の分配を介して灌注されることがある。そのように分配された灌注流体は、切除窓部６３８に又はそれの近辺に分注される。同様に、外科的部位又は標的部位の物体は、切除先端６８８において開口部６９２を通して物体を替わりに引く吸引ポート７０４へ真空を適用してそこから吸引されることがある。

上記を考慮して、不連続で高速切除及び探索又は他の監視の有利性は、本発明の実施形態に従って実現されることが可能である。外科用切除器具及び関連する外科用切除システムは、組織及び神経の切除又は他の組織の監視を必要とする任意の外科用処置を、そして、特にそれ以外の限られた外科用アクセス部位内で望ましい組織切除を効率化するために小径の切除先端が速度を上げて回転される処置と共に、仮想的に実行するために採用されることがある。例えば、本発明の実施形態の器具とシステムとは、少しだけ例を挙げれば、例えば副鼻腔手術（sinus surgery）、椎間板手術（intervertebral disc surgery）、目の手術（ocular surgery）等の処置を実行するために採用されることがある。本発明の特徴は、任意の特殊な処置、切除先端の形状、切除速度に限定されない。正確な処置にもかかわらず、本発明の実施形態の器具とシステムとは、別個の電気的探針器具を必要とすることなく、組織切除及び誘発電位（例えば神経）監視の両方を提供するために作動する。

特殊な実施形態がここに図示され記述されてきたが、様々な改変及び／又は同等の実行が、本発明の特許請求の範囲から離脱することなく、示され記述される特殊な実施形態のために代用されることを、本技術分野の通常の知識を有する者は理解するであろう。本出願は、ここにて議論される特殊な実施形態の任意の適用又は改変をカバーする意図がある。それゆえに、本発明は、特許請求の範囲及びその均等物によってのみ限定されることが意図される。

Claims (13)

1. 管腔と、基端セクションと、管腔に流体的に接続される切除窓部を形成する末端セクションとを有する外側管状部材と、
   前記管腔内に配設され、基端部分と最終的に組み立てられるときに前記切除窓部に配置される切除先端を含む末端部分とを有する内側部材と、
   前記基端セクションと前記基端部分とを維持するハブ組立体と、
   前記ハブ組立体の末端側にある前記外側管状部材の領域をカバーする電気的に非導電性の材料と、
   前記外側管状部材に電気的に接続されるワイヤと、を有するマイクロ切除器具であって、
   前記機器は、前記切除窓部に近接し前記非導電性材料がないことによって特徴付けられる探針表面であって、少なくとも部分的には前記切除先端によって画成される探針表面を画成し、
   前記ワイヤと前記内側管状部材との間に継続的な電気通信を確立する電気的結合と、
   更に、電気的経路が前記ワイヤから前記探針表面へ確立される、マイクロ切除器具と、
   前記外側管状部材に対して前記内側部材を回転させるために前記ハブ組立体に選択的に結合されるモータ駆動のハンドピースであって、当該ハブ組立体が前記マイクロ切除器具を当該モータ駆動のハンドピースから電気的に絶縁する、モータ駆動のハンドピースと、
   刺激エネルギを前記ワイヤを介して前記探針表面に適用するために当該ワイヤに選択的に結合されるエネルギ源を有し、重要な身体的構造に対して当該探針表面の近辺を評価するように構成された誘発電位監視機器と
   を有することを特徴とする外科用マイクロ切除システム。
2. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記外側管状部材は前記ハブ組立体の末端側で長手方向に沿って湾曲していることを特徴とするシステム。
3. 請求項１に記載のシステムにおいて、
   前記モータ駆動のハンドピースは前記誘発電位監視器具に電気的に結合され、
   更に、重要な身体的構造に対する前記探針表面の評価された近辺に基づいて前記誘発電位監視器具は前記モータ駆動のハンドピースの無能力化を促進するように採用されることを特徴とするシステム。
4. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記エネルギ源は人間組織を焼灼することができない低水準の刺激エネルギを生成することとして特徴付けられる、システム。
5. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記切除窓部は複数の歯を有することを特徴とするシステム。
6. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記切除先端は口部の周りに整列された複数の切除歯を有することを特徴とするシステム。
7. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記切除先端はバー（bur）であることを特徴とするシステム。
8. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記探針表面は少なくとも部分的には前記外側管状部材の露出された末端領域によって画成されることを特徴とするシステム。
9. 請求項１に記載のシステムにおいて、
   前記切除窓部に近接して終わる灌注経路と、
   前記灌注経路に流体的に結合された灌注源と
   を更に有することを特徴とするシステム。
10. 請求項９に記載のシステムにおいて、前記灌注経路は前記内側部材と前記外側管状部材との間に形成されることを特徴とするシステム。
11. 請求項９に記載のシステムにおいて、前記灌注経路は前記外側管状部材の外側に組み立てられた管を有することを特徴とするシステム。
12. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記器具は前記ワイヤと前記内側管状部材との間に継続的な電気通信を確立する電気的結合を更に有することを特徴とするシステム。
13. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記内側部材は管状で中央管腔を画成していることを特徴とするシステム。

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