JPH06511400A - 止血を併せて行う二極式電気外科用切断装置 - Google Patents

止血を併せて行う二極式電気外科用切断装置

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JPH06511400A
JPH06511400A JP5500642A JP50064292A JPH06511400A JP H06511400 A JPH06511400 A JP H06511400A JP 5500642 A JP5500642 A JP 5500642A JP 50064292 A JP50064292 A JP 50064292A JP H06511400 A JPH06511400 A JP H06511400A
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イガーズ，フィリップ　イー．
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バイタル　メディカル　プロダクツ　コーポレイション
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 止血を併せて行う二極式電気外科用切断装置および方法 本発明は止血を併せて行う向上した電気外科用器具に関する。詳しくは、組織の 切断および止血を行うための、同上した二極式電気外科用器具に関する。
λ肌旦１１ 手術において、手術時間の大部分は出血の制御に費やされる。特に、組織を切開 または切断するとき起こる出血により、執刀医が部位をはっきりと見ることがで きない、手術が長引く、また切断の精度が悪くなるなどの８Ｍが起こり得る。手 術中の出血により輸血が必要となるため、患者に危害を及ぼす危険度が増大する 。
切開手術の前、手術中、および手術後の切開される組織からの出血を減らすため の、止血を併せて行う外科手術がいくつか知られている。このような方法の１つ では、加熱要素を用いて切断される組織に熱を伝達し、これによってコラーゲン を改質する。器具から組織に伝達された熱により、コラーゲンの薄い膜が形成さ れ、これが切断された血管および毛細管を密閉して出血を減らす。局所的に熱を 加えることにより、回復が遅れる原因となり得る組織の壊死または損傷が少なく てすむ。
患者の組織の両側に２本の電極を置いてこの間に高周波すなわちラジオ周波電流 を通して組織の切断および止血の両方を行う電気外科方法もまた知られている。
組織に電流を通すことにより、電流密度および電流が通る組織の抵抗の関数とし て、組織にジュール（オーミック）熱が与えられる。このような加熱により組織 のタンパク質が変性して血塊が形成され、出血部位が密閉される 単極性電気外科用器具は、執刀医が手に持つ取っ手の端部の小さな電極と、患者 の下に患者に接触させて配置する大きな電極プレートとを使用する。電気回路を 構成するのに必要な２つの電極の一方のみが執刀医によって操作され、手術が行 われている組織の上またはその近くに置かれる。他方の電極は患者の下の大きな プレートである。電気外科用電源により、これら２つの電極間に数千ボルトの高 周波電圧スパイクが印加され、これにより、執刀医が保持する小さな操作電極か ら最も近くの組織へ、次に患者の体を通って患者の下の大きな電極プレートへ至 るアークが生成される。電流は患者の体内では熱に変換される。電流が最も集中 する、手に持った小さな電極の直下の組織が最も熱くなる。
この単極性電気焼灼法の主な欠点は、電流が完全に患者の体を突き抜けることで ある。これら高周波電流は小さな電極から近くの標的ではない生体組織にアーク を生成、または患者の体内を流れるとき迷走路を通ることもあり得るため、電極 の近くおよびある程度離れた位置の組織に損傷を与え得る。
単極性電気外科装置の別の欠点は、組織の炭化など、高電圧のアークによって過 度の組織損傷が引き起こされ、傷の回復が難しくなることである。さらに、単極 性装置では通常、煙が発生し部位がはっきり見えなくなるため、煙を手術部位か ら除去する必要が生じる。
二極式電気外科装置では、２つの電極は接近して配置され、組織と接触する表面 積は同じである。従って、電流は、電極間に置かれこれらと電気的に接続する組 織のみに局所的に流れる。
従来の電気外科用装置では、患者の組織を通る電流を制御して、隣接する組織ま で加熱して望ましくない外傷を引き起こさずに局所領域の止血を行うことが困難 である。二極式電気外科用装置を導入することにより電流を局所的に流すことが できるが、従来の二極式電気外科用装置では、電流を選択的に印加することは困 難である。
例えば、Ｉｆ　Ｉｄｅｂｒａｎｄｔらの米国特許第３．６５１．８１１号および ソビエト連邦特許第５７５．１０３号には、活性電極を形成する対向する切断刃 を有する二極式電気外科用はさみが記載されている。
これらの装置では、執刀医は、組織内の血管を連続的に凝血させ、次にこの組織 をはさみの刃によって機械的に切断することが可能である。しかし、これらの装 置では、組織内の止血を行い次に組織を切断する別々の工程の間、執刀医は電極 への電力供給を周期的に行う必要があるのは明かである。特に、これらの従来技 術では、執刀医は先ず電極に通電してから組織を把持して止血を行う。組織内の 血管が凝血すると、電極への通電は停止され、はさみの刃を完全に閉じてから組 織を機械的に切断する。次の切断を行うためには、はさみを再配置し、再びはさ みへの通電を周期的に行って組織の凝血を行う。通電中に刃が互いに接触すると 電源が短絡または損傷し得るため、これらの装置のいずれも電極を連続して通電 状態に維持することはできないようにみえる。
従って、従来の止血を併せて行う二極式電気外科用切断装置の主な欠点は、電流 を選択的に供給して、組織内のある部位を止血すると同時に、止血のためにすで に加熱された組織を切断するという課題についての認識もなければこれを解決し てもいないことである。従って、電極を短絡させずに、また組織を止血するため の電流供給を妨げずに、電流供給位置が切断点に先行するようにこれを自動的お よび連続的に調整する、二極式電気外科用器具を提供することが望まれる。
従来の二極式電気外科用装置の別の欠点は、電極表面に血塊が堆積し易いことで ある。このような堆積は装置の切断能力を低下させ、組織が装置に固着する原因 となり、また手術部位で装置を操作する執刀医の腕を鈍らせる。
また、従来の二極式電気外科用装置は、電極の近（で電流の漏洩が起こり易いと いう欠点がある。これは同様に、電気外科用器具の非活性表面に血塊が堆積する 結果となり得る。
従って、器具の表面に血塊が堆積するのを押え、これによって手術部位での器具 の操作性を向上させ、また隣接する組織に外傷が生じるのを押さえる、電気外科 用器具を提供することが望まれる。
現時点では、平坦な組織領域の切断および止血を行うための二極式電気外科用器 具で、上述の問題を認識またはこれらを解決しているものはない。組織内の止血 を行うと同時にこの組織を切断するための、止血を併せて行う向上した電気外、 材用はさみ型装置は依然として必要とされている。
１艶立斐１ 従って、本発明の目的は、組織の止血を行うと同時に、はさみ部材の切断刃部に 沿って前進する切断点で連続して機械的に組織を切断する、二極式電気外科用は さみ型切断器具を提供することである。
本発明の他の目的は、執刀医が、組織の止血を行う工程および組織を機械的に切 断する工程の間、はさみ部材の電極を導電および非導電にする必要のない、電気 外科用はさみ型切断器具を提供することである。従って、本発明の原理に従って 形成される器具では、切断の間に電極が短絡する可能性が低減され、これにより 、止血を行いながら連続的に組織を切断することが可能となる。この結果、断続 的で非連続的な方法で個別の組織部位の止血および切断を行う従来の装置に比べ て、より円滑で精度の高い切断を行う器具が得られる。
本発明のさらに他の目的は、器具の作動および非作動表面ヘの商魂の堆積および 組織の固着を低減する、止血を併せて行う同上した電気外科用はさみ型切断器具 を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、電気外科用器具を用いて止血を行いながら組織を切 断することにより、執刀医が電気外科用器具を連続的に使用するために必要とさ れる工程数を低減する方法を提供することである。
本発明の他の目的は、器具の表面への商魂の堆積および組織の固着を低減する電 気外科用器具を使用する方法を提供することである。
上記のおよび他の目的は本発明の原理に従って、二極式電気外科用はさみ型器具 を提供することによって達成される。
この器具において、各はさみ部材は、組織の止血を行うための電極と、組織を機 械的に切断するための剪断表面とを備えている。器具を操作している間、はさみ 部材の電気活性部分はいかなる地点でも互いに接触しないように、はさみの少な くとも一方の剪断表面には絶縁材料よりなる層が配備される。
従って、電流ははさみ部材間を組織を通って流れるが、止血を停止させるような 短絡は起こらない。この配置によれば、止血と切断とは、はさみの刃部間に置か れる組織に沿って連続的に行われる。
特に、本発明により形成される電気外科用器具は、第１および第２はさみ部材を 有するはさみ型器具を含む。各はさみ部材は、刃型部分すなわち剪断表面を有す る剪断部材と切断刃部と外側表面とを備える。第１および第２はさみ部材は、各 々の剪断表面が従来のはさみ状の切断動作においである移動領域にわたって移動 するように、連結手段によって連結される。周知のように、この切断動作は、移 動領域にわたって各々の剪断部材の切断刃部に沿って移動する切断点を定義する 。本発明の器具は、各剪断部材に配備された、高周波電流を供給する電源に接続 された電極をさらに含む。各剪断部材の電極が移動領域では互いに接触しないよ うに、電極間には電気絶縁材料が配備される。絶縁材料は、電流が切断点から離 れた各剪断部材の電極間は通るが剪断表面間は通らないように配備される。
本発明の第１の実施態様では、第１および第２剪断部材は、各々第１および第２ 電極を含むように、導電性材料により形成される。剪断表面の少なくとも一方に は電気絶縁材料よりなる第１の層が配備され、これによりこの剪断部材の切断刃 部および剪断表面が形成される。これらの実施態様では、剪断部材が連結手段に よって電気的に絶縁されるように、連結手段は電気絶縁材料を含む。絶縁材料よ りなる第１の層は、剪断表面の一方に配備される場合でも両方に配備される場合 でも、全体の厚さは０．００２〜ｏ、　ｏｓｏインチの範囲、好ましくは０．０ ０３〜０．００フインチの範囲である。
本発明の利点をさらに得るために、第１の実施態様の器具の各々は以下のものを １つ以上含み得る。すなわち、剪断部材の外側表面の一方または両方に導電性お よび熱伝導性が高い材料よりなる層、切断刃部に近接する領域以外の剪断部材の 外側表面に配備される絶縁材料よりなる第２の層、および組織と接触する器具の 最外部に配備される粘着材料よりなる層である。これらの層により、はさみの非 作動表面への商魂の堆積が低減し、これにより隣接する組織の固着および組織へ の外傷が低減する。また、器具の操作性および執刀医の視界が向上するため、切 断の精度が高くなる。
剪断表面の一方に第１の硬度を有する第１の層、および他方の剪断表面に第２の 異なる硬度を有する第２の層を形成することによって、自らを先鋭化する特性を 得ることができる。
剪断表面の一方に他方より硬い材料を使用すると、２〜３回の操作サイクル後に は整合の優れた切断刃部が得られ、繰り返し使用しても切断刃部は先鋭に維持さ れる。
本発明の第２の実施態様では、第１および第２剪断部材は非導電性材料によって 形成され、電極は各剪断部材の外側表面に配備される導電性材料よりなる層を含 む。この配置では、電気絶縁材料が剪断部材を構成する。各々の剪断部材の導電 層は、切断点が移動領域にわたって移動するとき、切断点で０、００２〜ｏ、ｏ ｓｏインチ、好ましくは０．００３〜０．００フインチの範囲の距離だけ離れて いる。各剪断部材の導電性材料よりなる層は、導電性および熱伝導性が高い材料 よりなる内部層と、導電性および熱伝導性が高く耐酸化性の材料よりなる外部層 とを含み得、該外部層が該内部層の上に重ねられ電気接触している。
本発明の第２の実施態様の器具の各変形例では、導電層を覆う粘着層、および各 剪断部材の切断刃部に近接する領域以外の導電層をすべて覆う電気絶縁材料より なる層を含み得る。
本発明はまた、組織の止血を行うと同時にこの組織を連続して機械的に切断し、 しかも顕著な商魂の堆積または固着を起こさない、二極式電気外科用器具を使用 する方法を含む。
この方法は以下の工程を包含する。
（ａ）各々が剪断表面と切断刃部と電極とを備えた第１および第２剪断部材を配 備する工程。剪断部材は、剪断表面がある移動領域にわたって切断刃部に沿って 移動する切断点を定義するはさみ状の動作においてその移動領域にわたって対向 して移動するように互いに連結される。
（ｔ＋）　１！極を電源に接続する工程。
（Ｃ）電源においてほぼ定電圧レベルの出力を選択およびこれを維持する工程。
この電圧レベルの出力は電源に接続される負荷のインピーダンスに左右されない 。
（ｄ）第１および第２電極が上記の移動領域において互いに接触しないように、 これら電極間に電気絶縁材料を配備する工程。
（ｅ）高周波電流が電極間を切断点から離れた組織を通って流れるが、剪断表面 間は流れないように、電極を切断される組織と電気接触状態で配置する工程。お よび、Ｃｆ）第１および第２剪断部材を上記移動領域にわたって移動させ、これ により電流を切断点から離れた領域の組織に通すことで、組織の止血と切断点で の組織の切断とを同時に行う工程。
本発明の方法は、本発明を用いるための適切な電圧および電流範囲を選択する工 程を包含する。本方法は、１に近い波高率すなわちピーク電圧対二乗平均（ＲＭ Ｓ）電圧の比率を有する交流電圧波形を使用することをさらに包含する。
図面の簡単な説明 本発明の上記および他の目的および利点は、添付の図面を参照して以下の詳細な 説明を考慮すれば明かである。図面において、類似の参照番号は類似の構成部分 を示す。
図１は、本発明の第１の実施態様の典型的な例により形成されるはさみの斜視図 である。
図２は、剪断部材間に組織を挟んだ状態の、図１のはさみの側面図である。
図３は、図２のライン３−３に沿った断面図である。
図４〜図８は、本発明の様々な変形実施態様のための、図２に類似した断面図で ある。
ｌ艶Δ１皿屋説里 図１〜図３は、患者の組織１００の止血および剪断を同時に行うための二極式電 気外科用はさみ１０を示す。はさみ１０は、留め具４０によって旋回可能に連結 された第１はさみ部２０と第２はさみ部３０とを備えている。本発明により形成 される第１の実施態様では、はさみ部２０は導電性材料により形成され、一方の 端部に第１剪断部材２１を有する。剪断部材２１は、剪断表面２２と切断刃部２ ３と外側表面２４とを含む第１の電極を形成する。はさみ部２０は他方の端部に 、好ましくは、はさみ部２０を操作するための親指孔または指孔を備えた形状の 支持部材２５と、電極をケーブル２７を介して既知の定常電圧源ＩＯに接続させ る電気接続部２６とを備えている。はさみ部３０も同様に導電性材料よりなり、 一方の端部に剪断部材３１を有する。剪断部材３１は、剪断表面３２と切断刃部 ３３と外側表面３４とを含む第２の電極を形成する。はさみ部３０は他方の端部 に、好ましくは、はさみ部３０を操作するための親指孔または指孔を備えた形状 の支持部材３５と、ケーブル３７を介して電源１１０に接続する電気接続部３６ とを備えている。
電源１１０は、選択可能な出力レベルでほぼ定電圧を有する高周波電圧源であり 得る。このような装置は、例えば、米国特許第４．０９２．９８６号および第４ ，９６９，８８５号に記載されている。
本発明と共に使用される電源は、好ましくは、ユーザの選択したレベルでほぼ一 定であり、電極による電気抵抗には左右されない出力電圧レベルを供給する。
はさみの作業表面に商魂が堆積するのを低減するために、出願人は、負荷インピ ーダンス、低い電源インピーダンス、および１に近い波高率すなわちピーク電圧 対ＲＭＳｉｉ圧の比率を有する交流電圧波形に左右されないほぼ定電圧の出力を 供給する電源を開発した。このような電源によって通電されると、本発明は、組 織にアークまたは炭化を発生させずに、また商魂の堆積もほとんどなく、止血を きわめて良好に行うことが観察されている。
はさみ部２０および３０は好ましくは、はさみ状の先鋭な切断刃部２３および３ ３を保持し得る、ステンレススチールまたはマルテンサイトステンレススチール などの硬質の構造材料により形成される。もしくは、銅または銅合金などの、導 電性および熱伝導性が高く、また組織を剪断するのに十分な構造的強度を有する 材料を使用し得る。はさみ部２０および３０は留め具４０によって旋回可能に対 向して連結され、これにより剪断部材の剪断表面２２および３２と切断刃部２３ および３３とは、ある移動領域にわたってはさみ状に対向して移動し、間に挟ん だ組織１００を切断する。
留め具４０は例えば、旋回点ではさみ部２０および３０を電気的に絶縁するネジ またはりベントであり得る。留め具は、例えばポリアミドまたはナイロンなどの 絶縁材料により形成され得る。もしくは、留め具４０は、ナイロン製ブッシング によってはさみ部２０および３０の一方または両方から絶縁されるステンレスス チール類のネジなどの、非絶縁材料と絶縁材料との組み合せで有り得る。
はさみ支持部材２５および３５は、これら支持部材を互いからおよびはさみ１０ を使用している執刀医から電気的に絶縁するために領域Ｌ１に絶縁コーティング １１を有する０絶縁コーテイング１１は塩化ビニル、ナイロン、または他のプラ スチック絶縁材料を含み得、はさみ１０の、組織を切断するために使用されない 領域に塗布され得る。
図３に示すように、剪断部材の剪断表面２２および３２以外の、各々の外側表面 ２４および３４は、例えば銀または銅などの、導電性および熱伝導性が高い材料 よりなるコーティング１２を有し得る。コーティング１２は外側表面２４および ３４と、剪断部材２１および３１が互いに相対移動するときこれら表面と接触す る組織との間を良好に電気接触させる。
コーティング１２は、コーティングの熱伝導表面領域を通して熱を放散させるこ とによって、剪断部材２１および３１の外側表面２４および３４の局所的な加熱 を押さえる。コーティング１２はまた、剪断部材２１および３１でジュール熱が 発生する可能性を減らす。これは局所的な電流がコーテイング１２全体にわたっ て再分配されるためである。この結果、コーティング１２は、使用中に、血液お よび組織が熱により変質するのをならびにこれらがはさみ１０の外側表面２４お よび３４に固着するのを押さえる。
剪断表面２２および３２の各々には、電気絶縁材料よりなる薄膜コーティング１ ３が形成され、少なくとも、はさみ部２０および３０の全移動領域内で互いに接 触し得る限りの剪断表面を覆う。絶縁コーティング１３は切断刃部２３および３ ３を覆うため、切断刃部は電気的に不活性であり非導電性である。
図４に示すように、１つの変形実施態様では、絶縁コーティング１３は剪断部材 ３１の剪断表面３２にのみ設けられる。
他方の剪断表面２１および切断刃部２３は電気的に活性すなわち導電性である。
この実施態様では、はさみ部２０および３０間の電気絶縁は単一層の絶縁材料に よって行われる。
絶縁コーティング１３によって、二極式電極を形成するはさみ部が互いに相対移 動すると、電流は剪断部材２１の外側表面２４と剪断部材３１の外側表面３４と の間を流れるが、はさみ部２０および３０が互いに電気接触することはな−１゜ この構成によって、切断刃部は、短絡を生じさせることなく互いに接触して組織 を切断することができ、これにより組織を通る血管を同時に凝血させることがで きる。はさみ部が互いに近接して閉じるとき、コーティング１３により対向する 剪断表面２２および３２間を電流が直接流れるのが実質的１こ防止される。電流 は電極間の最も抵抗が小さい通路、すなわち、剪断部材の外側表面２４および３ ４の各々の領域２８および３８と直接接触する組織を通って流れる。この電流の 流れを図３および図４に示す流束ライン９９により概略的ζこホす。
本発明の配置によれば、外側表面２４および３４の領域２８および３８間の電流 の流れが、領域１０１（図２参照）（こ限定される。切断刃部２３および３３は この領域から切断点から離れた遠位点まで互いに接触する。この遠位点は、組織 が電極表面間で電気接続を形成しない領域（図２の領域１０２）、またははさみ 部２０および３０間の間隔が大きいため低い電流密度では組織に顕著なジュール 熱を起こさない領域（図２の領域１０３）にある。
従って、はさみ１０が閉じるに従って、切断点は剪断部材２１および３１の切断 刃部２３および３３に沿って、留め具４０より離れた方向に移動し、その前方に は領域１０１が絶えず存在し、ここで電流が一方のはさみ部から他方に流れて組 織の止血が行われる。従って、切断点の前方の位置で止血が行われると同時に、 切断刃部２３および３３が止血のために加熱された組織を切断する。
図４の実施態様では、図３の実施態様に比べて、はさみ部２０および３０間には 非対称の電流が流れる。特に、切断点の近くでは、電流は絶縁されていない剪断 表面からこの表面と接触した組織に流れ、次に組織から他方の剪断部材の絶縁さ れていない部分に流れ得る。この非対称性によって、止血を併せて行う切断手術 がまたは組織に電流を送る装置の能力が、図３の実施態様に比べて、顕著な影響 を受けることはないことが、出願人によって確かめられている。
電気絶縁層１３は好ましくは、従来のはさみ型装置を製造するために使用される 鋼鉄または他の導電性材料より高いまたは実質的に高い硬度を有する材料により 形成される。例えば、図４に示す実施態様では、剪断部材２１および３１はマル テンサイトステンレススチール、例えばＡｌ５Ｉ　４２０により形成され得る。
絶縁層１３は、ガラス、セラミック、窒化物、ホウ化物、合成ダイヤモンドなど の無機の電気絶縁材料を含む。選択する材料に応じて、絶縁層１３は例えばプラ ズマまたは火炎溶射堆積法などの従来の方法によって剪断表面３２に堆積させ得 る。アルミナまたはジルコニアなどのセラミック材料を用いることにより良好な 結果が得られている。
塗布されたコーティングはその剪断部材のための非導電性切断刃部を形成し、鋼 鉄基板および対向する剪断部材２１の鋼鉄より硬度が高い。この結果、コーティ ング１３が剪断部材２１の切断刃部２３または剪断表面２２と擦り合うと、鋼鉄 製の剪断表面２２と切断刃部２３とはこれらより硬い絶縁材料１３によって機械 的に摩耗または研磨される。従って、はさみ１０は自らによって先鋭化され、連 続使用の間も脱皮が保たれる。さらに、鋼鉄製の切断刃部２３は硬度が相対的に 低いため、これより硬い電気絶縁コーティング１３の絶縁特性または構造を衰退 または低下させることはなく、従って、耐久性のある器具が提供される。
絶縁コーティング１３の硬度が相対的に高いことにより得られる自己先鋭化特性 により、剪断部材２１および３１用としてより安価な材料を使用することができ る。例えば、はさみ１０は、より硬いコーティングを塗布することによって得ら れる自己先鋭化特性がなければ繰り返しの使用によって切断刃部の脱皮を保持し 得ない材料によっても製造され得る。
この特性ははさみ１０を使い捨て用として構成するとき、または剪断部材２１お よび３１を各支持部材２５および３５（図示せず）から取り外して使い捨てとす るとき特に有利である。
絶縁性コーティング１３は、０．００２インチから約ｏ、ｏｓｏインチの範囲、 好ましくは０．００３から０．００フインチの範囲の厚さを有する層として堆積 される。絶縁層１３の厚さが９．００１インチ以下では電極の短絡を防ぐには不 十分であることが分かった。
０．００２インチより厚＜　ｏ、ｏｓｏインチより薄い絶縁層により十分な止血 が得られる。しかし、電流が組織を流れる領域では、対向する電極の近位の通電 部分間の最小距離が大きいほど、組織を通る電流路は長くなり、また所望の程度 の止血を得るのが困難になることが観察されている。上述のセラミック絶縁材料 では、ｏ、ｏｓｏインチを超える絶縁層の厚さはほとんどの適用にとって大きす ぎると考えられる。
図１のはさみの別の実施態様を図５に示す。このはさみは、図３に関連して述べ たものと同じ方法で形成されるが、コーティング１２上に粘着性材料よりなるコ ーティング１４が形成されている。コーティング１４を構成する粘着性材料は、 高周波電流を貫通させ得、血液および組織が剪断部材の外側表面２４および３４ に固着および堆積するのをさらに低減させる。コーティング１４のための適切な 粘着性材料としては、過フッ化炭化水素材料、導電体を充填した過フ・ツ化炭化 水素コーティング、または厚さが約０．０００２インチより小さい（しかし電気 絶縁性であり得る）薄膜の過フ１化炭化水素コーティング、例えば、デュポン社 から市販されているＶｙｏｌｅｘ　１００Ｏ２がある。
図６は、本発明の二極式電気外科用器具のさらに別の実施態様を示す。この実施 態様は、剪断部材２１および３１の外側表面２４および３４には粘着性材料より なるコーティング１４のみが形成され、電気絶縁コーティング１２は塗布されな い点を除いては、図４の実施態様と同様である。
図７は、本発明の別の変形実施態様を示す。この実施態様は図４に関連して述べ たものと実質的に同じである。しかし、この実施態様は以下の点で異なる。すな わち、図４の実施態様の導電性コーティング１２の代わりに、剪断部材２１およ び３１の外側表面２４および３４に電気絶縁層１５が形成される。層１５は切断 刃部２３および３３に直接隣接する領域２８および３８には形成されない。絶縁 層１５は、切断刃部２３および３３に隣接した領域２８および３８を介する以外 に電流が組織に流れるのを妨げる。従って、組織の加熱は剪断領域内のおよびこ れに先行する領域に局所化されるため、剪断部材２１および３１の外側表面の絶 縁層１５によって覆われる部分に近接する組織にジュール熱が発生するのを低減 する。絶縁層１５に使用される適切な材料としては、酸化アルミニウム、過フッ 化炭化水素、ポリアミド、およびシリコーンをベースにしたコーティングがある 。
図８は、本発明により形成される第２の実施態様の１つの実施例である。類似し た構成部品は類似した参照番号で示す。
本実施態様は外観は図１のはさみに類似するが、対向する剪断部材２１’　およ び３１′は電気絶縁材料、例えば、酸化ジルコニウムまたは酸化アルミニウムを ベースとしたセラミ。
りなどのセラミック材料により形成される。部材２１′および３１′の外側表面 、すなわち剪断表面２２′および３２′ならびに切断刃部２３′および３３′以 外の部分は、導電性および熱伝導性が高い材料、すなわち銅、銀、または二、ケ ルを含むコーティング１６を有する。このように、コーティング１６によって、 剪断部材２１’　および３１′の外側表面２４′および３４′に塗布されたコー ティング１６間に挟まれた組織を通って高周波電流を伝導させるための対向する 電極が提供される。この実施態様では、コーティング１６は、切断刃部２３′お よび３３′に最も近い電流路部分が０．００２〜ｏ、ｏｓｏインチ、より好まし くは０．００３〜０．００フインチより離れるように、剪断部材２１’　および ３１’　の外側表面のほとんどを覆う。図８の実施態様の構成では、剪断部材２ １’　および３１′により電極間に所望の絶縁材料が提供される。
爽亀亘 図１〜図３および図４に示す実施態様のはさみは、マルテンサイトステンレスス チール材料（グレードＡｌ５Ｉ　４２０）により形成されている。はさみ部２０ および３０は公称で長さフインチ、留め具４０から先の長さは１．５インチとし た。剪断部材２１および３１は幅０．１〜０．３インチおよび厚さ０．０７〜０ ．１０インチで、寸法はピボットから遠いほど小さい。剪断部材３１の剪断表面 ３２にはプラズマ溶射アルミナによって絶縁コーティング１３を０．００３〜０ ．００フインチの範囲の厚さに堆積した。コーティング１３は、全移動領域にお いて対向する部材２１に接触する部材３１の長さに沿って塗布した。外側表面２ ４および３４には、従来の電気メツキ方法により次の３つの層からなる導電性お よび熱伝導性が高い材料よりなるコーティング１２を形成した。すなわち、 ０、００２〜０．００３インチの厚さの銅よりなる第１の層、剪断表面以外のす べての表面に堆積、 ０．０１０〜０．０４０インチの厚さのニッケルよりなる第２の層、上記銅層の 上に堆積、および ００２０〜０．０４０インチの厚さの金よりなる第３の層、上記ニッケル層の上 に堆積。
ニッケル層および金層は、これらの下の熱伝導性および導電性の銅層のための耐 酸化保護層である。支持部材２５および３５には約０．００５インチの厚さの絶 縁材料よりなるコーティング１１を形成した。
上述のはさみを実験用の電源と共に使用して、生体組織およびビーフステーキの 生肉を用いて実験を行った。実験用電源を４００〜８００　ｋＨｚの範囲の様々 に選択される定周波数で、およびはさみの両電極で１０〜１２０ボルト（ＥＭＳ ）の範囲のほぼ定電圧の出力レベルを提供する選択されたレベルで作動させた。
この電源は低いインピーダンスを有し、また波高率が１に近い交流電圧波形を供 給した。この電圧波形は、高負荷のとき出力電圧が顕著に下がらないという意味 で実質的に一定のレベルに維持された。
上述の実施態様のための好適な作動範囲は、器具の電極で１０〜１２０ボルト、 より好ましくは３０〜９０ボルト（ＲＭＳ）の電圧を供給することであることが 分かった。器具は上記の作動条件の範囲すべてにわたって良好に作動し、組織の 止血を行いまた組織の出血を最小限に押さえて組織を切断した。はさみに商魂お よび組織が堆積することも僅かであった。
１００　ｋＨｚより低い周波数は患者の神経筋系に影響を及ぼし、望ましくない 刺激を引き起こし得ることが知られている。８゜ＯｋＨｚを超える周波数は作動 に利点を与えることはなくまた電源のコストが高くなることが分かった。２　Ｍ Ｈｚまでのさらに高い周波数を使用することは可能であると考えるが、電気外科 用器具を電源に接続するケーブルで生じるライン損失のため、このような周波数 を使用するのは実用的ではない。
１０ポル）　（ＲＭＳ）より低い電圧（電極）では、組織内に止血を行うための 十分なジュール熱を生成しないことが分かった。従来の止血を併せて行う二極式 電気外科方法では、組織の止血を行うには１２０ボルト（ＲＭＳ）を超える電圧 が最も望ましいことが示されたが、１２０ボルト（ＲＭＳ）を超える電圧だと、 電極が局所的に過熱しまた商魂が過度に堆積する問題が生じることが分かった。
１２０ボルト（ＲＭＳ）を超えると、急速に商魂が堆積して、例えば３回切断す る毎に１回の頻度ではさみを洗浄することが必要であった。
図４に示す装置は、コーティング１３を一方の剪断表面にしか形成していないが 、絶縁層を両方の剪断表面に形成した装置と同じ程度の性能を示す（同じ条件下 で操作する場合）ことが分かった。これら２つの実施態様では、切断組織の両側 における加熱量および止血の深さは実質的に均一である。
もっと高いインピーダンスを有する組織の止血を行うには、上記に特定した範囲 より高い電圧レベルを使用することが適切であることは、当業者には明かである 。
本発明のはさみはまた、例えば、皮膚弁を持ち上げてはさみを組織内に入り込ま せながら広げることによって、鈍端切開（ｂｌｕｎｔ　ｄｉｓｓｅｃｔｉｏｎ） を行うために使用することができる。
このような実施態様に対しては、はさみの鈍端部は鈍端切開手術の間に止血が行 われるような構成とされる。このような手術では、はさみは閉じたままで挿入さ れ、その後徐々に広げられ、電流は切断点より外側に、すなわち切開される組織 が止血を行いながら切断されるように流れる。
以上述べた様々な実施態様は例示的なものであって限定的なものではない。本発 明は、互いに相対的に移動し得る２つの切断または剪断部材を有するすべての型 または大きさの外科用はさみ型器具により実行され得る。従って、本発明により 形成される器具は、例えば、顕微手術、肉眼手術、腹腔鏡、および他の外科的方 法で必要とされ得る、表面組織、深部組織、および内部組織、血管、毛細管、ま たは器官の切断を行うとき使用され得る。
本発明は、電極を含む剪断部材を有する装置を使用する工程を含む。この工程で は、装置の操作は組織の止血と組織の切断が同時に行われる。上述の実施例の項 で示したように、４００〜８００　ｋＨｚの範囲の周波数および１０〜１２０ボ ルト（ＲＭＳ）で、絶縁材料よりなる介在層によって分離された電極を使用する はさみ型装置を使用すると良好な結果が得られることが分かった。
幅広い範囲の外科手術で使用するのに適した本発明の方法は以下の工程を包含す る。
（ａ）各々が剪断表面と切断刃部と電極とを備えた第１および第２剪断部材を配 備する工程。剪断部材は、剪断表面がある移動領域にわたって切断刃部に沿って 移動する切断点を定義するはさみ状の動作においてその移動領域にわたって対向 して移動するように互いに連結される。
（ｂ）電極を電源に接続する工程。
（Ｃ）ｉｌ源においてほぼ定電圧レベルの出力を選択およびこれを維持する工程 。この電圧レベルの出力は電源に接続される負荷のインピーダンスに左右されな い。
（ｄ）第１および第２３１極が上記の移動領域において互いに接触しないように 、これら電極間に電気絶縁材料を配備する工程。
（ｅ）高周波電流が電極間を切断点から離れた組織を通って流れるが、剪断表面 間は流れないように、電極を切断される組織と電気的に接触した状暢で配置する 工程。および、（ｆ）第１および第２剪断部材を上記移動領域にわたって移動さ せ、これにより電流を切断点から離れた領域の組織に通すことで、組織の止血と 切断点での組織の切断とを同時に行う工程。
当然ながら、単に前述の装置を配備することで上述の工程（ａ）および（ｄ）は １つにまとめられ得る。外科手術の間に生じる組織のインピーダンスに応じて、 多くの場合、装置を３０〜９０ポルｌ−（ＲＭＳ）の範囲内で動作させるのが望 ましい。
負荷インピーダンスに左右されない選択可能なほぼ定電圧レベルの出力を宵する 電源を使用すると、効果的な止血を行うのに十分な電力が供給される。従来の電 気外科用器具で一般に使用されるレベルより低い定電圧出力レベルを使用すると 、電極が組織と接触していないとき、すなわち開放回路のときは電極に送られる 電力は減少し、電極が組織に接触すると電流アークが生成される可能性が減少す る。
負荷インピーダンスに左右されない定電圧レベルの出力を用いると、切開中に組 織の抵抗が増大するとき過度の電流が組織を流れるのを防ぐ。この結果、組織内 で得られる止血の深さをさらに正確に制御し得、電極の局所的な過熱をより良好 に防ぎ得る。また、電極の局所的な加熱が減少すること（こより、効率的な止血 を妨げまた器具の操作性を損なう結果となる商魂の堆積も防止される。
当業者には明らかなように、本発明は上述の実施態様以外の態様によっても実行 され得、また本発明は以下のクレームによってのみ限定される。
補正書の写しく翻訳文）提出書（特許法第１８４条の８）平成５年１２月７日 、、１□１８カ　ぼ １、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ９２１０４６６４ ２、発明の名称 止血を併せて行う二極式電気外科用切断装置および方法 ３、特許出願人 住所　アメリカ合衆国　カリフォルニア　９４１０４−２４１２サンフランシス コ、サーティーンス　フロ乙カリフォルニア　ストリート３５１ 名称　へモスタティクス　コーポレイション４、代理人 住所　〒５４０　大阪府大阪市中央区域見−下目２番２７号５、補正書の提出年 月日 手段は電気絶縁材料を含む。絶縁材料よりなる第１の層は、剪断表面の一方に配 備される場合でも両方に配備される場合でも、全体の厚さは０．０５０ｍｍ＋〜 １．２７０１ｍ　（０，００２〜０．０５０インチ）の範囲、好ましくは０．０ ７６〜０．１７８ｍｍ　（０，００３〜０．００フインチ）の範囲である。
本発明の利点をさらに得るために、第１の実施態様の器具の各々は以下のものを １つ以上含み得る。すなわち、剪断部材の外側表面の一方または両方に導電性お よび熱伝導性が高い材料よりなる層、切断刃部に近接する領域以外の剪断部材の 外側表面に配備される絶縁材料よりなる第２の層、および組織と接触する器具の 最外部に配備される粘着材料よりなる層である。これらの層により、はさみの非 作動表面への商魂の堆積が低減し、これにより隣接する組織の固着および組織へ の外傷が低減する。また、器具の操作性および執刀医の視界が向上するため、切 断の精度が高くなる。
剪断表面の一方に第１の硬度を有する第１の層、および他方の剪断表面に第２の 異なる硬度を有する第２の層を形成することによって、自らを先鋭化する特性を 得ることができる。
剪断表面の一方に他方より硬い材料を使用すると、２〜３回の操作サイクル後に は整合の優れた切断刃部が得られ、繰り返し使用しても切断刃部は先鋭に維持さ れる。
本発明の第２の実施態様では、第１および第２剪断部材は非導電性材料によって 形成され、電極は各剪断部材の外側表面に配備される導電性材料よりなる層を含 む。この配置では、電気絶縁材料が剪断部材を構成する。各々の剪断部材の導電 層は、切断点が移動領域にわたって移動するとき、切断点で０、０５０ｍｎ＋〜 １．２７０ｍｍ　（０，００２〜０．０５０インチ）、好ましくは０．０７６〜 ０．１７１１＋＋ｍ　（０，００：ｌ−０，００フインチ）の範囲の距離だけ離 れている。各剪断部材の導電性材料よりなる層は、導電性および熱伝導性が高い 材料よりなる内部層と、導電性および熱伝導性が高く耐酸化性の材料よりなる外 部層とを含み得、該外部層が該内部層の上に重ねられ電気接触している。
本発明の第２の実施態様の器具の各変形例では、導電層を覆う粘着層、および各 剪断部材の切断刃部に近接する領域以外の導電層をすべて覆う電気絶縁材料より なる層を含み得る。
本発明はまた、組織の止血を行うと同時にこの組織を連続して機械的に切断し、 しかも顕著な商魂の堆積または固着を起こさない、二極式電気外科用器具を使用 する方法を含む。
この方法は以下の工程を包含する。
（ａ）各々が剪断表面と切断刃部と電極とを備えた第１および第２剪断部材を配 備する工程。剪断部材は、剪断表面がある移動領域にわたって切断刃部に沿って 移動する切断点を定義するはさみ状の動作においてその移動領域にわたって対向 して移動するように互いに連結される。
（ｔ＋）　ｉｆ！極を電源に接続する工程。
（ｃ）ｉｉ源においてほぼ定電圧レベルの出力を選択およびこれを維持する工程 。この電圧レベルの出力はｉＩ！ｉＸに接続される負荷のインピーダンスに左右 されない。
（ｄ）第１および第２ｉＩ極が上記の移動領域において互いに接触しないように 、これら電極間に電気絶縁材料を配備する工程。
（ｅ）高周波電流が電極間を切断点から離れた組織を通って流れるが、剪断表面 間は流れないように、電極を切断される組織と電気接触状態で配置する工程。お よび、（ｆ）第１および第２剪断部材を上記移動領域にわたって移動させ、これ により電流を切断点から離れた領域の組織に通すことで、組織の止血と切断点で の組織の切断とを同時に行う工程。
本発明の方法は、本発明を用いるための適切な電圧および電流範囲を選択する工 程を包含する。本方法は、１に近い波高率すなわちピーク電圧対二乗平均（ＲＭ Ｓ）電圧の比率を有する交流電圧波形を使用することをさらに包含する。
の　な１　日 本発明の上記および他の目的および利点は、添付の図面を参照して以下の詳細な 説明を考慮すれば明かである。図面において、類似の参照番号は類似の構成部分 を示す。
図１は、本発明の第１の実施態様の典型的な例により形成されるはさみの斜視図 である。
図２は、剪断部材間にＭｉ織を挟んだ状態の、図１のはさみの側面図である。
図３は、図２のライン３−３に沿った断面図である。
図４〜図８は、本発明の様々な変形実施態様のための、図２に類似した断面図で ある。
λ１Δ１亙友説里 図１〜図３は、患者の組織１００の止血および剪断を同時に行うための二極式電 気外科用はさみ１０を示す。はさみ１０は、留め具４０によって旋回可能に連結 された第１はさみ部２０と第２はさみ部３０とを備えている。本発明により形成 される第１の実施態様では、はさみ部２０は導電性材料により形成され、一方の 端部に第１剪断部材２１を有する。剪断部材２１は、剪断表面２２と切断刃部２ ３と外側表面２４とを含む第１の電極を形成する。はさみ部２０は他方の端部に 、好ましくは、はさみ部２０を操作するための親指孔または指孔を備えた形状の 支持部材２５と、電極をケーブル２７を介して既知の定常電圧源１０に接続させ る電気接続部２６とを備えている。はさみ部３０も同様に導電性材料よりなり、 一方の端部に剪断部材３１を有する。剪断部材３１は、剪断表面３２と切断刃部 ３３と外側表面３４とを含む第２の電極を形成する。はさみ部３０は他方の端部 に、好ましくは、はさみ部３０を操作するための親指孔または指孔を備えた形状 の支持部材３５と、ケーブル３７を介して電源１１０に接続する電気接続部３６ とを備えている。
電源１１０は、選択可能な出力レベルでほぼ定電圧を有する高周波電圧源であり 得る。このような装置は、例えば、米国特許第４．０９２．９８６号および第４ ．９６９．８８５号に記載されている。
本発明と共に使用される電源は、好ましくは、ユーザの選択したレベルでほぼ一 定であり、電極による電気抵抗には左右されない出力電圧レベルを供給する。
はさみの作業表面に商魂が堆積するのを低減するために、出願人は、負荷インピ ーダンス、低い電源インピーダンス、および１に近い波高率すなわちピーク電圧 対１？Ｍｓ電圧の比率を有する交流電圧波形に左右されないほぼ定電圧の出方を 供給するｉｉ源を開発した。このようなＮ源によって通電されると、本発明は、 組織にアークまたは炭化を発生させずに、また商魂の堆積もほとんどなく、止血 をきわめて良好に行うことが観察されている。
はさみ部２０および３０は好ましくは、はさみ状の先鋭な切断刃部２３および３ ３を保持し得る、ステンレススチールまたはマルテンサイトステンレススチール などの硬質の構造材料により形成される。もしくは、銅または銅合金などの、導 電性および熱伝導性が高く、また組織を剪断するのに十分な構造的強度を有する 材料を使用し得る。はさみ部２ｏおよび３０は留め具４０によって旋回可能に対 向して連結され、これにより剪断部材の剪断表面２２および３２と切断刃部２３ および３３とは、ある移動領域にわたってはさみ状に対向して移動し、間に挟ん だ組織ｌｏＯを切断する。
留め具４０は例えば、旋回点ではさみ部２０および３ｏを電気的に絶縁するネジ またはリベットであり得る。留め具は、例えばポリアミドまたはナイロンなどの 絶縁材料（どより形成され得る。もしくは、留め具４０は、ナイロン製ブッシン グによってはさみ部２０および３０の一方または両方から絶縁されるステンレス スチール製のネジなどの、非絶縁材料と絶縁材料との組み合せで有り得る。
はさみ支持部材２５および３５は、これら支持部材を互いからおよびはさみｌＯ を使用している執刀医から電気的に絶縁するために領域Ｌ１に絶縁コーティング １１を有する。絶縁コーティング１１は塩化ビニル、ナイロン、または他のプラ スチック絶縁材料を含み得、はさみ１０の、組織を切断するために使用されない 領域に塗布され得る。
図３に示すように、剪断部材の剪断表面２２および３２以外の、各々の外側表面 ２４および３４は、例えば銀または銅などの、導電性および熱伝導性が高い材料 よりなるコーティング１２を有し得る。コーティング１２は外側表面２４および ３４と、剪断部材２１および３１が互いに相対移動するときこれら表面と接触す る組織との間を良好に電気接触させる。
コーティング１２は、コーティングの熱伝導表面領域を通して熱を放散させるこ とによって、剪断部材２１および３１の外側表面２４および３４の局所的な加熱 を押さえる。コーティング１２はまた、剪断部材２１および３１でジュール熱が 発生する可能性を減らす。これは局所的な電流がコーテイング１２全体にわたっ て再分配されるためである。この結果、コーティング１２は、使用中に、血液お よび組織が熱により変質するのをならびにこれらがはさみ１０の外側表面２４お よび３４に固着するのを押さえる。
剪断表面２２および３２の各々には、電気絶縁材料よりなる薄膜コーティング１ ３が形成され、少なくとも、はさみ部２０および３０の全移動領域内で互いに接 触し得る限りの剪断表面を覆う。絶縁コーティング１３は切断刃部２３および３ ３を覆うため、切断刃部は電気的に不活性であり非導電性である。
図４に示すように、１つの変形実施態様では、絶縁コーティング１３は剪断部材 ３１の剪断表面３２にのみ設けられる。
他方の剪断表面２１および切断刃部２３は電気的に活性すなわち導電性である。
この実施態様では、はさみ部２０および３０間の電気絶縁は単一層の絶縁材料に よって行われる。
絶縁コーティング１３によって、二極式電極を形成するはさみ部が互いに相対移 動すると、電流は剪断部材２１の外側表面２４と剪断部材３１の外側表面３４と の開を流れるが、はさみ部２０および３０が互いに電気接触することはない。
この構成によって、切断刃部は、短絡を生じさせることなく互いに接触して組織 を切断することができ、これにより組織を通る血管を同時に凝血させることがで きる。はさみ部が互いに近接して閉じるとき、コーティング１３により対向する 剪断表面２２および３２間を電流が直接流れるのが実質的に防止される。電流は 電極間の最も抵抗が小さい通路、すなわち、剪断部材の外側表面２４および３４ の各々の領域２８および３８と直接接触する組織を通って流れる。
（し／Ｘ千休体） 例えば、はさみ１０は、より硬いコーティングを塗布することによって得られる 自己先鋭化特性がなければ繰り返しの使用によって切断刃部の脱炭を保持し得な い材料によっても製造され得る。この特性ははさみ１０を使い捨て用として構成 するとき、または剪断部材２１および３１を各支持部材２５および３５（図示せ ず）から取り外して使い捨てとするとき特に有利である。
絶縁性コーティング１３は、０．０５０１１Ｉ１１〜約１．’２７０ｍｍ　（０ ，００２〜約ｏ、ｏｓｏインチ）の範囲、好ましくは０．０７６〜０．１’Ｈｍ ｍ　（０，００３〜０．００フインチ）の範囲の厚さを有する層として堆積され る。
絶縁層１３の厚さが０．０２５ｍｍ　（０，００１インチ）以下では電極の短絡 を防ぐには不十分であることが分かった。０．０５０＋Ｉ１ｍ　（０，００２イ ンチ）より厚＜　１．２７０ｍｍ　（０，０５０インチ）より薄い絶縁層により 十分な止血が得られる。しかし、電流が組織を流れる領域では、対向する電極の 近位の通電部分間の最小距離が大きいほど、組織を通る電流路は長くなり、また 所望の程度の止血を得るのが困難になることが観察されている。上述のセラミッ ク絶縁材料では、１．２７０１１ｍ　（０，０５０インチ）を超える絶縁層の厚 さはほとんどの適用にとって大きすぎると考えられる。
図１のはさみの別の実施態様を図５に示す。このはさみは、図３に関連して述べ たものと同じ方法で形成されるが、コーティング１２上に粘着性材料よりなるコ ーティング１４が形成されている。コーティング１４を構成する粘着性材料は、 高周波電流を貫通させ得、血液および組織が剪断部材の外側表面２４および３４ に固着および堆積するのをさらに低減させる。コーティング１４のための適切な 粘着性材料としては、過フッ化炭化水素材料、導電体を充填した過フッ化炭化水 素コーティング、または厚さが約０．（１０５１ｍｍ　（０，００（１２インチ ）より小さい（しかし電気絶縁性であり得る）薄膜の過フッ化炭化水素コーティ ング、例えば、デュポン社から市販されているＶｙｏｌｅｘ　１０００２がある 。
図６は、本発明の二極式電気外科用器具のさらに別の実施態様を示す。この実施 態様は、剪断部材２１および３１の外側表面２４および３４には粘着性材料より なるコーティング１４のみが形成され、電気絶縁コーティング１２は塗布されな い点を除いては、図４の実施態様と同様である。
図７は、本発明の別の変形実施態様を示す。この実施態様は図４に関連して述べ たものと実質的に同じである。しかし、この実施態様は以下の点で異なる。すな わち、図４の実施態様の導電性コーティング１２の代わりに、６剪断部材２１お よび３１の外側表面２４および３４に電気絶縁層１５が形成される。層１５は切 断刃部２３および３３に直接隣接する領域２８および３８には形成されない。絶 縁層１５は、切断刃部２３および３３に隣接した領域２８および３８を介する以 外に電流が組織に流れるのを妨げる。従って、組織の加熱は剪断領域内のおよび これに先行する領域に局所化されるため、剪断部材２１および３１の外側表面の 絶縁層１５によって覆われる部分に近接する組織にジュール熱が発生するのを低 減する。絶縁層１５に使用される適切な材料としては、酸化アルミニウム、過フ ッ化炭化水素、ポリアミド、およびシリコーンをベースにしたコーティングがあ る。
図８は、本発明により形成される第２の実施態様の１つの実施例である。類似し た構成部品は類似した参照番号で示す。
本実施態様は外観は図１のはさみに類似するが、対向する剪断部材２１’　およ び３１”は電気絶縁材料、例えば、酸化ジルコニウムまたは酸化アルミニウムを ベースとしたセラミ。
りなどのセラミック材料により形成される。部材２１’　および３１′の外側表 面、すなわち剪断表面２２″および３２′ならびに切断刃部２３′および３３′ 以外の部分は、導電性および熱伝導性が高い材料、すなわち銅、銀、またはニッ ケルを含むコーティング１６を存する。このように、コーティング１６によって 、剪断部材２１′および３１′の外側表面２４”および３４′に塗布されたコー ティング１６間に挟まれた組織を通って高周波電流を伝導させるための対句する 電極が提供される。この実施態様では、コーティングＪ６は、切断刃部２３′お よび３３′に最も近い電流路部分が０．０５０１１１ｍ〜１．２７０ｍｍ　（０ ，００２〜０．０５０インチ）、より好ましくは０．０７６〜０．１７８ｍｍ　 （０，００３〜０．００フインチ）より離れるように、剪断部材２１’　オヨヒ ３１’　の外側表面のほとんどを覆う。図８の実施態様の構成では、剪断部材２ １′および３１′により電極間に所望の絶縁材料が提供される。
尖１１匹 図１〜図３および図４に示す実施態様のはさみは、マルテンサイトステンレスス チール材料（グレードＡＩＳ＋　４２０）により形成されている。はさみ部２０ および３０は公称で長さ１７７．８ｍｍ（フインチ）、留め具４０から先の長さ は３８．１ｍｍ　（１，５インチ）とした。剪断部材２１および３１は幅２．５ 〜７．６ｍｍ（０，１〜０．３インチ）および厚さ１．７８〜２．５４ｍｍ　（ ０，０７〜０．１０インチ）で、寸法はピボットから遠いほど小さい。剪断部材 ３１の剪断表面３２にはプラズマ溶射アルミナによって絶縁コーティング１３を ０．０７６〜０．１７８ｍｍ　（０，００３〜０．００フインチ）の範囲の厚さ に堆積した。コーティング１３は、全移動領域において対向する部材２１に接触 する部材３１の長さに沿って塗布した。外側表面２４および３４には、従来の電 気メツキ方法により次の３つの層からなる導電性および熱伝導性が高い材料より なるコーティング１２を形成した。すなわち、００５０〜０．０７６ｍｍ　（０ ，００２〜０．００３インチ）の厚さの銅よりなる第１の層、剪断表面以外のす べての表面に堆積、０．２５４〜１．０１６ａｕｓ　（０，０１０〜０．０４０ インチ）の厚さのニッケルよりなる第２の層、上記鋼層の上に堆積、および０、 ５０１１−１．０１６ｍｍ　（０，０２０〜０．０４０インチ）の厚さの金より なる第３の層、上記ニッケル層の上に堆積。
ニッケル層および金層は、これらの下の熱伝導性および導電性の銅層のための耐 酸化保護層である。支持部材２５および３５には約０．１２７ｍ＋ｉ　（０，０ ０５インチ）の厚さの絶縁材料よりなるコーティング１１を形成した。
上述のはさみを実験用の電源と共に使用して、生体組織およびビーフステーキの 生肉を用いて実験を行った。実験用電源を４００〜８００　ｋＨｚの範囲の様々 に選択される定周波数で、およびはさみの両電極で１０〜１２０ボルト（ＲＭＳ ）の範囲のほぼ定電圧の出力レベルを提供する選択されたレベルで作動させた。
この１１源は低いインピーダンスを有し、また波高率が１に近い交流電圧波形を 供給した。この電圧波形は、高負荷のとき出力電圧が顕著に下がらないという意 味で実質的に一定のレベルに維持された。
上述の実施態様のための好適な作動範囲は、器具の電極で１０〜１２０ボルト、 より好ましくは３０〜９０ボルト（ＲＭＳ）の電圧を供給することであることが 分かった。器具は上記の作動条件の範囲すべてにわたって良好に作動し、組織の 止血を行いまた組織の出血を最小限に押さえて組織を切断した。はさみに商魂お よび組織が堆積することも僅かであった。
１００　ｋＨｚより低い周波数は患者の神経筋系に影響を及ぼし、望ましくない 刺激を引き起こし得ることが知られている。８００　ｋＨｚを超える周波数は作 動に利点を与えることはなくまた電源のコストが高くなることが分かった。２　 ＭＨｚまでのさらに高い周波数を使用することは可能であると考えるが、電気外 科用器具を電源に接続するケーブルで生じるライン損失のため、このような周波 数を使用するのは実用的ではない。
１０ボ、ルト（ＲＭＳ）より低い電圧（１！極）では、組織内に止血を行うため の十分なジニール熱を生成しないことが分かった。従来の止血を併せて行う二極 式電気外科方法では、組織の止血を行うには１２０ボルト（ＲＭＳ）を超える電 圧が最も望ましいことが示されたが、１２０ポル）　（ＲＭＳ）を超える電圧だ と、電極が局所的に過熱しまた商魂が過度に堆積する問題が生じることが分かっ た。１２０ボルト（ＲＭＳ）を超えると、急速に商魂が堆積して、例えば３回切 断する毎に１回の頻度ではさみを洗浄することが必要であった。
図４に示す装置は、コーティング１３を一方の剪断表面にしか形成していないが 、絶縁層を両方の剪断表面に形成した装置と同じ程度の性能を示す（同じ条件下 で操作する場合）ことが分かった。これら２つの実施態様では、切断組織の両側 における加熱量および止血の深さは実質的に均一である。
もっと高いインピーダンスを有する組織の止血を行うには、上記に特定した範囲 より高い電圧レベルを使用することが適切であることは、当業者には明かである 。
＊＊＊ 本発明のはさみはまた、例えば、皮膚弁を持ち上げてはさみを組織内に入り込ま せながら広げることによって、鈍端切開（ｂｌｕｎｔ　ｄｉｓｓｅｃｔｉｏｎ） を行うために使用することができる。
このような実施態様に対しては、はさみの鈍端部は鈍端切開手術の間に止血が行 われるような構成とされる。このような手術では、はさみは閉じたままで挿入さ れ、その後徐々に広げられ、電流は切断点より外側に、すなわち切開される組織 が止血を行いながら切断されるように流れる。
以上述べた様々な実施態様は例示的なものであって限定的なものではない。本発 明は、互いに相対的に移動し得る２つの切断または剪断部材を有するすべての型 または大きさの外科用はさみ型器具により実行され得る。従って、本発明により 形成される器具は、例えば、顕微手術、肉眼手術、腹腔鏡、および他の外科的方 法で必要とされ得る、表面組織、深部組織、および内部組織、血管、毛細管、ま たは器官の切断を行うとき使用され得る。
本発明は、電極を含む剪断部材を有する装置を使用する工程を含む。この工程で は、装置の操作は組織の止血と組織の切断が同時に行われる。上述の実施例の項 で示したように、４００〜８００　ｋＨｚの範囲の周波数および１０〜１２０ボ ルト（ＲＭＳ）で、絶縁材料よりなる介在層によって分離された電極を使用する はさみ型装置を使用すると良好な結果が得られることが分かった。
幅広い範囲の外科手術で使用するのに適した本発明の方法は以下の工程を包含す る。
（ａ）各々が剪断表面と切断刃部と電極とを備えた第１および第２剪断部材を配 備する工程。剪断部材は、剪断表面がある移動領域にわたって切断刃部に沿って 移動する切断点を定義するはさみ状の動作においてその移動領域にわたって対向 して移動するように互いに連結される。
（ｂ）ｉｉ極を電源に接続する工程。
（Ｃ）１ｉ源においてほぼ定電圧レベルの出力を選択およびこれを維持する工程 。この電圧レベルの出力は電源に接続される負荷のインピーダンスに左右されな い。
（ｄ）第１および第２電極が上記の移動領域において互いに接触しないように、 これら電極間に電気絶縁材料を配備する工程。
（ｅ）高周波電流が電極間を切断点から離れた組織を通って流れるが、剪断表面 間は流れないように、電極を切断される組織と電気的に接触した状態で配置する 工程。および、（ｆ）第１および第２剪断部材を上記移動領域にわたって移動さ せ、これにより電流を切断点から離れた領域の組織に通すことで、組織の止血と 切断点での組織の切断とを同時に行う工程。
当然ながら、単に前述の装置を配備することで上述の工程（ａ）および（ｄ）は １つにまとめられ得る。外科手術の間に生じる組織のインピーダンスに応じて、 多（の場合、装置を３０〜９０ボルト（ＲＭＳ）の範囲内で動作させるのが望ま しい。
負荷インピーダンスに左右されない選択可能なほぼ定電圧レベルの出力を有する 電源を使用すると、効果的な止血を行うのに十分な電力が供給される。従来の電 気外科用器具で一般に使用されるレベルより低い定電圧出力レベルを使用すると 、電極が組織と接触していないとき、すなわち開放回路のときは電極に送られる 電力は減少し、電極が組織に接触すると電流アークが生成される可能性が減少す る。
負荷インピーダンスに左右されない定電圧レベルの出力を用いると、切開中に組 織の抵抗が増大するとき過度の電流が組織を流れるのを防ぐ。この結果、組織内 で得られる止血の深さをさらに正確に制御し得、電極の局所的な過熱をより良好 に防ぎ得る。また、電極の局所的な加熱が減少することにより、効率的な止血を 妨げまた器具の操作性を損なう結果となる商魂の堆積も防止される。
当業者には明らかなように、本発明は上述の実施態様以外の態様によっても実行 され得、また本発明は以下のクレームによってのみ限定される。
慢述ＬＩＬ囲 １、止血を併せて行う組織を切断する装置であって、第１剪断表面と長さを有す る第１切断刃部と第１外側表面とを備え、該第１外側表面の該第１切断刃部に隣 接した部分が第１１Ｍ極を定義する、第１剪断部材と、第２剪断表面と第２切断 刃部と第２外側表面とを備え、該第２剪断部材の該第２切断刃部に隣接した部分 が第２１１極を定義する、第２剪断部材と、 該第１剪断表面が、はさみ状の切断動作においである移動領域にわたって該第２ 剪断表面に対して相対移動するように該第１および第２剪断部材を連結する手段 であって、該第１および第２切断刃部は互いに接近してこれらの間に配置される 組織を剪断し、該はさみ状の切断動作は、該第１および第２切断刃部が合わさる 部分から僅かに離れて位置する切断点を定義し、該切断点は、該第１および第２ 切断刃部が該移動領域にわたって合わさる部分に沿って遠位方向に移動する、連 結する手段と、 該第１および第２電極が該移動領域において互いに接触しないように該第１およ び第２１！極間に配備される電気絶縁材料であって、組織の止血を行うために１ ｉ流が該切断点から離れた該第１および第２４４極間を通るが、該第１および第 ２剪断表面間は通らないようにされ、該第１および第２切断刃部が該切断点で組 織を切断する、電気絶縁材料とを備え、 該第１および第２剪断部材が導電性材料を有し、該第１および第２剪断部材を連 結する手段が非導電性材料よりなり、また該電気絶縁材料が、該第１剪断部材に 配備されて、該第１切断刃部および該第１剪断表面の切断長さのほぼ全長を形成 する第１の材料層を宵する装置。
２、前記電気絶縁材料よりなる第１の層が第１の硬度を有し、前記第２剪断部材 が第２の硬度を有し、該第１の硬度が該第２の硬度より高い、請求項１に記載の 装置。
３、前記第１の層がｏ、　ｏｓｏ〜１．２７０ｍｌ１１の範囲で選択される厚さ を有する、請求項１に記載の装置。
４、前記第１の層が０．０７６〜０．１７ｇｏ＋ｉ＋の範囲で選択される厚さを 有する、請求項３に記載の装置。
５、前記第２剪断部材に電気絶縁材料よりなる第２の層がさらに配備されて、前 記切断刃部と前記剪断表面とを特徴する請求項１に記載の装置。
６、前記第１の層が第１の厚さを有し、また前記第２の層が第２の厚さを有し、 該第１および第２の厚さの合計が０．０５０〜１．２７０ｍｍの範囲である、請 求項５に記載の装置。
７、前記第１および第２の厚さの合計が０．０７６〜０．１７８ａ＋Ｉ１１の範 囲である、請求項６に記載の装置。
訳　前記第１の層が第１の硬度を有し、前記第２の層が該第１の硬度とは異なる 第３の硬度を有する、請求項５に記載の装置。
９、前記第１および第２外側表面の少なくとも一方に導電性および熱伝導性が高 い材料よりなる第２の層をさらに配備した、請求項１に記載の装置。
１０、前記第１および第２剪断部材の少なくとも一方に導電性の粘着材料よりな る最外層をさらに配備した、請求項１に記載の装置。
１１、前記第２の層に導電性の粘着材料よりなる層をさらに配備した、請求項９ に記載の装置。
１２、前記第１切断刃部に近接した第１の領域および前記第２切断刃部に近接し た第２の領域以外の前記第１および第２外側表面の各々に、電気絶縁材料よりな る第２の層をさらに配備した、請求項１に記載の装置。
１３、前記第１および第２外側表面の各々の上であって前記第２の層の下に、導 電性および熱伝導性が高い材料よりなる第３の層をさらに配備した、請求項１２ に記載の装置。
１４、前記第２の層が導電性および熱伝導性が高い金属よりなる内部層と、導電 性および熱伝導性が高い耐酸化性材料よりなる外部層とを有し、該外部層が該内 部層の上に重ねられ電気的に接触している、請求項９に記載の装置。
１５、負荷インピーダンスを有し、該負荷インピーダンスに左右されず選択可能 なほぼ定電圧レベルの出力を有する、高周波の交流波形を供給するｉ源と、該電 源を前記第１および第２電極に電気的に接続する手段とが組み合わされた、請求 項１に記載の装置。
１６、前記電源のほぼ定電圧レベルの出力が、前記第１および第２１１極間に１ ０〜１２０ポル）　ＲＭＳの範囲の電圧が供給されるように選択可能である、請 求項１５に記載の装置。
１７、前記電源が、１に近い波高率を有する電圧波形を特徴する請求項１６に記 載の装置。
１８、前記電源が、１００ｋＨｚ〜２ＭＨｚの範囲から選択される高周波を有す る交流電圧波形を特徴する請求項１６に記載の装置。
１９、止血を併せて行う組織を切断する装置であって、第１剪断表面と刃部を有 する第１切断刃部と第１外側表面とを備え、該第１切断刃部のほぼ全長に沿って 広がる非導電性材料を有する第１剪断部材と、 第２剪断表面と第２切断刃部と第２外側表面とを備え、非導電性材料を有する第 ２剪断部材と、 該第１剪断表面が、はさみ状の切断動作においである移動領域にわたって該第２ 剪断表面に対して相対移動するように該第１および第２剪断部材を連結する手段 であって、該第１および第２切断刃部は互いに接近してこれらの間に配置される 組織を剪断し、該はさみ状の切断動作は、該第１および第２切断刃部が合わさる 部分から僅かに離れて位置する切断点を定義し、該切断点は、該第１および第２ 切断刃部が該移動領域にわたって合わさる部分に沿って遠位方向に移動する、連 結する手段と、 該第１および第２剪断部材に各々配備される第１および第２電極であって、該第 １１！極は該第１外側表面に配備される導電性材料よりなる第１の層を有し、ま た該第２電極は該第２外側表面に配備される導電性材料よりなる第２の層を有し 、これにより該第１および第２１！極が該移動領域において互いに接触しないよ うにされ、また組織の止血を行うために電流が該切断点から離れた該第１および 第２電極間を通るが、該第１および第２剪断表面間は通らないようにされ、該第 １および第２切断刃部が該切断点で組織を切断する、第１および第２１！極と を備えた装置。
２０、前記第１切断刃部に近接した第１の領域および前記第２切断η部に近接し た第２の領域以外の前記第１および第２外側表面の各々に、電気絶縁材料よりな る第２の層をさらに配備した、請求項１９に記載の装置。
２１、前記第１および第２剪断部材の少な（とも一方に導電性の粘着材料よりな る最外層をさらに配備した、請求項２０に記載の装置。
２２、前記第１および第２の層の各々に粘着材料よりなる層をさらに配備した、 請求項１９に記載の装置。
２３、前記第１および第２の層の各々が、導電性および熱伝導性が高い材料より なる内部層と、導電性および熱伝導性が高く耐酸化性の材料よりなる外部層とを 有し、該外部層が該内部層の上に重ねられ電気的に接触している、請求項１９に 記載の装置。
２４、負荷インピーダンスを有し、該負荷インピーダンスに左右されず選択可能 なほぼ定電圧レベルの出力を有する、高周波の交流波形を供給する電源と、該ｉ ｉ源を前記第１および第２電極に電気的に接続する手段とが組み合わされた、請 求項１９に記載の装置。
２５、前記電源のほぼ定電圧レベルの出力が、前記第１および第２１！極間に１ ０〜１２０ポル）　ＲＭＳの範囲の電圧が供給されるように選択可能である、請 求項２４に記載の装置。
２６、前記電源が、１００ｋＨｚ〜２ＭＨｚの範囲から選択される周波数を有す る交流電圧波形を特徴する請求項２４に記載の装置。
２７、前記切断点が前記移動領域にわたって移動するとき、前記第１および第２ の層が該切断点で０．０５０〜１．２７（ｌＩＩＩａ＋の範囲の距離だけ離れて いる、請求項１９に記載の装置。
２８、前記第１および第２の層が前記切断点で０．０７６〜０．１７８ｍｌ１１ の距離だけ離れている、請求項２７に記載の装置。
２９、前記第１剪断部材が第１支持部材をさらに備え、また前記第２剪断部材が 第２支持部材をさらに備え、該第１および第２支持部材が前記第１および第２剪 断部材を連結する手段と共動し、また該第１および第２支持部材の上に電気絶縁 材料よりなる層が配備される、請求項１９に記載の装置。
３０、止血を併せて行う組織を切断する方法であって、電流を通すための第１お よび第２’ｌ極と、第１および第２剪断表面と、第１および第２切断刃部とを各 々備えた第１および第２剪断部材を備えた、負荷インピーダンスを有する装置を 提供する工程であって、該第１および第２剪断部材は、該第１および第２ｉｉ極 が互いに接触せず、該第１および第２剪断表面が、ある移動領域にわたって該第 １および第２切断刃部に沿って移動する切断点を定義するはさみ状の切断動作に おいてその移動領域にわたって対向して移動するように連結される、工程と、 負荷インピーダンスに左右されず選択可能なほぼ定電圧レベルの出力を有する、 高周波の交流波形を供給する電源を配備する工程と、 該第１および第２電極を該電源に接続する工程と、電流が、該切断点から離れた 組織を通って該第１および第２電極間を流れるが、該第１および第２剪断表面間 は流れないように、電流によって該切断点のおよびこれから離れた位置の組織の 止血が行われるように、該第１および第２電極を組織と接触させる工程と、 該組織を切断するために該第１および第２剪断部材を該移動領域にわたって同時 に移動させる工程とを包含する方法。
３１、前記第１および第２電極間に１０〜１２０ボルトＲＭＳの範囲のほぼ定電 圧レベルを選択および維持する工程をさらに包含する、請求項３０に記載の方法 ３２、前記電源が、ｌに近い波高率を有する電圧波形を特徴する請求項３１に記 載の方法。
３３、前記電源を、１００ｋＨｚ〜２ＭＨｚの範囲の周波数を有する交流電圧波 形を供給するように設定する工程をさらに包含する、請求項３０に記載の方法。
３４、前記電圧レベルが３０〜９０ポル）　ＲＭＳの範囲から選択される、請求 項３１に記載の方法。

Claims (36)

    【特許請求の範囲】
  1. １．止血を併せて行う組織を切断する装置であって、第１剪断表面と第１切断刃 部と第１外側表面とを有する第１剪断部材と、 第２剪断表面と第２切断刃部と第２外側表面とを有する第２剪断部材と、 該第１および第２剪断表面が、ある移動領域にわたって該第１および第２切断刃 部に沿って移動する切断点を定義するはさみ状の切断動作においてその移動領域 にわたって移動するように、該第１および第２剪断部材を連結する手段と、該第 １および第２剪断部材と各々連結した、電流を通すための第１および第２電極と 、 該第１および第２電極が該移動領域において互いに接触しないように該第１およ び第２電極間に配備される電気絶縁材料であって、組織の止血を行うために電流 が該切断点から離れた該第１および第２電極間を通るが、該第１および第２剪断 表面間は通らないようにされ、該切断刃部が該切断点で組織を切断する、電気絶 縁材料と を備えた装置。
  2. ２．前記第１および第２剪断部材が導電性材料により形成され、各々該第１およ び第２電極を含み、該第１および第２剪断部材を連結する手段が非導電性であり 、また該電気絶縁材料が、該第１および第２剪断表面の一方に配備されてその剪 断部材の切断刃部と剪断表面とを形成する第１の材料層を含む、請求項１に記載 の装置。
  3. ３．前記電気絶縁材料よりなる第１の層が、前記第１および第２剪断部材の他方 の切断刃部および剪断表面の硬度より高い硬度を有する、請求項２に記載の装置 。
  4. ４．前記第１の層が０．００２〜０．０５０インチの範囲で選択される厚さを有 する、請求項２に記載の装置。
  5. ５．前記第１の層が０．００３〜０．００７インチの範囲で選択される厚さを有 する、請求項４に記載の装置。
  6. ６．前記第１および第２剪断表面の他方に電気絶縁材料よりなる第２の層がさら に配備されて、その剪断部材の切断刃部と剪断表面とを形成する、請求項２に記 載の装置。
  7. ７．前記第１の層が第１の厚さを有し、また前記第２の層が第２の厚さを有し、 該第１および第２の厚さの合計が０．００２〜０．０５０インチの範囲である、 請求項６に記載の装置。
  8. ８．前記第１および第２の厚さの合計が０．００３〜０．００７インチの範囲で ある、請求項７に記載の装置。
  9. ９．前記第１の層が第１の硬度を有し、前記第２の層が該第１の硬度とは異なる 第２の硬度を有する、請求項６に記載の装置。
  10. １０．前記第１および第２外側表面の少なくとも一方に導電性および熱伝導性が 高い材料よりなる第２の層をさらに配備した、請求項２に記載の装置。
  11. １１．前記第１および第２剪断部材の少なくとも一方に導電性の粘着材料よりな る最外層をさらに配備した、請求項２に記載の装置。
  12. １２．前記第２の層に導電性の粘着材料よりなる層をさらに配備した、請求項１ ０に記載の装置。
  13. １３．前記第１切断刃部に近接した第１の領域および前記第２切断刃部に近接し た第２の領域以外の前記第１および第２外側表面の各々に、電気絶縁材料よりな る第２の層をさらに配備した、請求項２に記載の装置。
  14. １４．前記第１および第２外側表面の各々の上であって前記第２の層の下に、導 電性および熱伝導性が高い材料よりなる第３の層をさらに配備した、請求項１３ に記載の装置。
  15. １５．前記第２の層が導電性および熱伝導性が高い金属よりなる内部層と、導電 性および熱伝導性が高い耐酸化性材料よりなる外部層とを有し、該外部層が該内 部層の上に重ねられ電気的に接触している、請求項１０に記載の装置。
  16. １６．負荷インピーダンスに左右されず選択可能なほぼ定電圧レベルの出力を有 する、高周波の交流波形を供給する電源と、該電源を前記第１および第２電極に 電気的に接続する手段とが組み合わされた、請求項２に記載の装置。
  17. １７．前記電源のほぼ定電圧レベルの出力が、前記第１および第２電極間に１０ 〜１２０ボルト（ＲＭＳ）の範囲の電圧が供給されるように選択可能である、請 求項１６に記載の装置。
  18. １８．前記電源が、１に近い波高率を有する電圧波形を供給する、請求項１７に 記載の装置。
  19. １９．前記電源が、１００〜２ＭＨｚの範囲から選択される高周波を有する交流 電圧波形を供給する、請求項１７に記載の装置。
  20. ２０．前記第１および第２剪断部材が非導電性材料により形成され、前記第１電 極が前記第１外側表面に配備される導電性材料よりなる第１の層を有し、前記第 ２電極が前記第２外側表面に配備される導電性材料よりなる第２の層を有し、ま た前記電気絶縁材料が該第１および第２剪断部材を含む、請求項１に記載の装置 。
  21. ２１．前記第１切断刃部に近接した第１の領域および前記第２切断刃部に近接し た第２の領域以外の前記第１および第２の層の各々に、電気絶縁材料よりなる層 をさらに配備した、請求項２０に記載の装置。
  22. ２２．導電性材料よりなる前記層に重ねて、導電性の粘着材料よりなる層をさら に配備した、請求項２１に記載の装置。
  23. ２３．前記第１および第２の層の各々に粘着材料よりなる層をさらに配備した、 請求項２０に記載の装置。
  24. ２４．前記第１および第２の層の各々が、導電性および熱伝導性が高い材料より なる内部層と、導電性および熱伝導性が高く耐酸化性の材料よりなる外部層とを 有し、該外部層が該内部層の上に重ねられ電気的に接触している、請求項２０に 記載の装置。
  25. ２５．負荷インピーダンスに左右されず選択可能なほぼ定電圧レベルの出力を有 する、高周波の交流波形を供給する電源と、該電源を前記第１および第２電極に 電気的に接続する手段とが組み合わされた、請求項２０に記載の装置。
  26. ２６．前記電源のほぼ定電圧レベルの出力が、前記第１および第２電極間に１０ 〜１２０ボルト（ＲＭＳ）の範囲の電圧が供給されるように選択可能である、請 求項２５に記載の装置。
  27. ２７．前記電源が、１００〜２ＭＨｚの範囲から選択される周波数を有する交流 電圧波形を供給する、請求項２５に記載の装置。
  28. ２８．前記切断点が前記移動領域にわたって移動するとき、前記第１および第２ の層が該切断点で０．００２〜０．０５０インチの範囲の距離だけ離れている、 請求項２０に記載の装置。
  29. ２９．前記第１および第２の層が前記切断点で０．００３〜０．００７インチの 距離だけ離れている、請求項２１に記載の装置。
  30. ３０．前記第１剪断部材が第１支持部材をさらに備え、また前記第２剪断部材が 第２支持部材をさらに備え、該第１および第２支持部材が前記第１および第２剪 断部材を連結する手段と共働し、また該第１および第２支持部材の上に電気絶縁 材料よりなる層が配備される、請求項１に記載の装置。
  31. ３１．止血を併せて行う組織を切断する方法であって、電流を通すための第１お よび第２電極と、第１および第２剪断表面と、第１および第２切断刃部とを各々 備えた第１および第２剪断部材を配備する工程であって、該第１および第２剪断 部材は、該第１および第２電極が互いに接触せず、該第１および第２剪断表面が 、ある移動領域にわたって該第１および第２切断刃部に沿って移動する切断点を 定義するはさみ状の切断動作においてその移動領域にわたって対向して移動する ように連結される、工程と、 負荷インピーダンスに左右されず選択可能なほぼ定電圧レベルの出力を有する、 高周波の交流波形を供給する電源を配備する工程と、 該第１および第２電極を該電源に接続する工程と、電流が、該切断点から離れた 組織を通って該第１および第２電極間を流れるが、該第１および第２剪断表面間 は流れないように、電流によって該切断点のおよびこれから離れた位置の組織の 止血が行われるように、該第１および第２電極を組織と接触させる工程と、 該組織を切断するために該第１および第２剪断部材を該移動領域にわたって同時 に移動させる工程とを包含する方法。
  32. ３２．前記第１および第２電極間に１０〜１２０ボルト（ＲＭＳ）の範囲のほぼ 定電圧レベルを選択および維持する工程をさらに包含する、請求項３１に記載の 方法
  33. ３３．前記電源が、１に近い波高率を有する電圧波形を供給する、請求項３２に 記載の装置。
  34. ３４．前記電源を、１００〜２ＭＨｚの範囲の周波数を有する交流電圧波形を供 給するように設定する工程をさらに包含する、請求項３１に記載の方法。
  35. ３５．前記電圧レベルが３０〜９０ボルト（ＲＭＳ）の範囲から選択される、請 求項３２に記載の方法。
  36. ３６．第１剪断表面、第１切断刃部、および第１の硬度を有する第１剪断部材と 、 第２剪断表面、第２切断刃部、および第２の硬度を有する第２剪断部材と、 該第１および第２剪断表面の一方に重ねて配備される、該第１および第２剪断部 材の他方の剪断表面の硬度より高い第３の硬度を有する材料層と、 該第１および第２剪断表面が、切断動作においてある移動領域にわたって対向し て移動するように、および該第１および第２剪断部材の他方の切断刃部が該移動 領域において該材料層に接触するように、該第１および第２剪断部材を連結する 手段と を備えた自らを先鋭化する切断器具。
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