JPH08500024A - バイポーラ外科用シュリンゲおよびその使用方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 手術用バイポーラシュリンゲ装置（１０）が提供される。シュリンゲ装置（１０）は、フレキシブルな連続的電気絶縁性ループ（２０）を含んで、患者の突出した組織の局部選択的壊死および止血を行うシュリンゲループ（１２）を有する。

Description

【発明の詳細な説明】バイポーラ外科用シュリンゲおよびその使用方法 本発明は、手術用シュリンゲに関する。さらに詳しくは、本発明は、バイポー ラ外科用シュリンゲおよびそのようなシュリンゲの使用方法に関する。発明の背景 へん桃、ポリープなどの突出した組織を除去するためのバイポーラ外科用シュ リンゲ(snare)装置は、よく知られている。例えば、米国特許第4,493,320号、第 5,026,371号、および第5,078,716号は各々、電気絶縁性コネクタによって接続さ れてシュリンゲループを形成する、一対の互いに対向するフレキシブルな伝導性 非絶縁性シュリンゲワイヤを含むバイポーラシュリンゲ装置について記載してい る。互いに対向するシュリンゲワイヤは、装置のバイポーラ電極を形成する。交 流電位がシュリンゲループの電極間に印加されるように、電気絶縁性コネクタは 、互いに対向するシュリンゲワイヤを分離している。 上記バイポーラシュリンゲ装置は各々、互いに対向するシュリンゲワイヤの端 部を分離する電気絶縁性コネクタの使用に関連する欠点をーつ以上有する。互い に対向するシュリンゲワイヤの端部を電気絶縁性コネクタによって接続すること により、製造工程が複雑になる。なぜなら、コネクタは、プ ラスチック、セラミック、ガラスまたはエポキシベースの材料などの電気絶縁性 材料により形成されなければならないからである。 電気絶縁性コネクタは、手術中の負荷を支持するために、シュリンゲワイヤに 十分強力に連結されなければならない。コネクタにこのような強度を必要とする こともまた、シュリンゲの設計を複雑にする。例えば、Treatによる米国特許第4 ,493,320号は、Ｖ形状、中実矩形状、および円形状を有する電気絶縁性コネクタ について記載している。これらのコネクタにおいて、シュリンゲワイヤの端部は コネクタ内に埋められている。 シュリンゲワイヤと絶縁性コネクタとの間の連結が、シュリンゲループの作動 中に発生する引張り強さを支持することができなければ、装置は手術中に機能不 全になり得る。極端な場合には、コネクタが両方のシュリンゲウィヤから外れて 、シュリンゲ装置全体から外れ得る。内視鏡による手術において、外れたコネク タを遠隔操作によって回収することは非常に困難であり得るため、このような機 能不全は深刻な結果を引き起こし得る。さらに、手術が終了するまえコネクタが 外れたことに気づかなければ、患者はさらなる治療をしなければならないことが あり得る。 従来周知のバイポーラシュリンゲ装置のさらなる欠点は、装置を作動させる際 に、互いに対向するシュリンゲワイヤを均等に引き出し延出させることが必要で あることである。組 織の効果的な選択的壊死および止血のためには、バイポーラ電極の長さが装置の 作動範囲全体において同一であることが望ましい。従来周知のバイポーラシュリ ンゲの中には、電極を形成するシュリンゲワイヤが側部から側部に優先的に引き 出されるか、または立ち上げられ、そのため電極の露出部の長さが異なるように なっているものもある。その結果、このような場合に得られる選択的壊死および 止血は、手術の目的を達成するために望まれるよりも少ないことがあり得る。 上記の点を鑑みると、従来周知のシュリンゲの欠点を克服する、改良された手 術用バイポーラシュリンゲ装置を提供することが望ましい。 また、従来周知のバイポーラシュリンゲ装置の電気絶縁性コネクタに関連する 設計上および製造上の複雑性を持たない手術用シュリンゲ装置を提供することが 望ましい。 さらに、機能不全になった場合に装置の部品が手術中の患者の内部組織領域に 入る可能性を低下させる、手術用シュリンゲ装置を提供することが望ましい。 さらに、動作の全段階においてバイポーラ電極の長さを同一にすることにより 効果的な選択的壊死および止血を促進させ、且つ、互いに対向するシュリンゲワ イヤの優先的立ち上げにより起こる非効果的壊死および止血の可能性を低下させ る、バイポーラシュリンゲ装置を提供することが望ましい。発明の要旨 上記を鑑みて、本発明の目的は、従来周知のシュリンゲの欠点を克服する、改 良された手術用バイポーラシュリンゲ装置を提供することである。 本発明の他の目的は、従来周知のバイポーラシュリンゲ装置の電気絶縁性コネ クタに関連する設計上および製造上の複雑性を持たない手術用シュリンゲ装置を 提供することである。 本発明のさらに他の目的は、機能不全になった場合に装置の部品が手術中の患 者の内部組織領域に入る可能性を低下させる、手術用シュリンゲ装置を提供する ことである。 本発明のさらに他の目的は、動作の全段階においてバイポーラ電極の長さを同 一にすることにより効果的な選択的壊死および止血を促進させる、バイポーラシ ュリンゲ装置を提供することである。 本発明によると、連続的電気絶縁性材料のストランド（strand）を含むフレキ シブルなシュリンゲループを有するバイポーラ外科用シュリンゲ装置が提供され る。装置のバイポーラ電極を形成するために、第１および第２の電極が電気絶縁 性材料のループ上に設けられている。 シュリンゲ装置はさらに、基端部および遠方端部を有する支持軸を含み、シュ リンゲループが遠方端部から設けられ、シュリンゲループを操作するアクチュエ ータが基端部から設けられている。 本発明の絶縁性ループと第１および第２の電極とは、第１および第２の電極が シュリンゲループの互いに対向する部分 上の設けられるように構成されている。別の実施態様によると、第１および第２ の電極はシュリンゲループの上部および下部に沿って連続的に延びてその間の電 気的分離ギャップを限定する。 本発明は、バイポーラシュリンゲ装置の提供に加えて、遠方端部および基端部 を有する支持軸、支持軸の遠方端部から設けられた第１および第２の電極を有す るシュリンゲループ、および支持軸の基端部から設けられた装置を操作し、シュ リンゲループの周縁部を様々に変更するアクチュエータを有する装置を用いて、 患者の突出した組織に手術を行うための方法を含み、上記方法は、 （ａ）バイポーラシュリンゲ装置の第１および第２の電極を、交流電力を装置 に供給する電源に接続する工程、 （ｂ）患者の体腔に開口部を形成するか、または自然な体内オリフィスを用い て、患者の組織へのアクセスを提供する工程、 （ｃ）シュリンゲループが患者の突出した組織に隣接して位置するように、装 置の動作表面および支持軸をアクセス開口部を介して挿入する工程、 （ｄ）電 源において、電源に接続された負荷のインピーダンスとは独立した実質的に一定 の電圧レベル出力を選択且つ維持する工程、 （ｅ）突出した組織回りにシュリンゲループを位置づける工程、 （ｆ）アクチュエータ手段を作動して、バイポーラ電極が突出した組織に接触 するようにシュリンゲループの周縁部を減少させる工程、および （ｇ）交流電流が電極と突出した組織との間に組織の選択的壊死および止血を 引き起こすように、バイポーラ電極をオンする工程を包含する。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述べる以下 の詳細な説明により明かになる。添付の図面において、同様の部分には同様の参 照符号を付す。 図１は、本発明の原理により構成されたバイポーラ外科用シュリンゲ装置の、 一部切欠き斜視図である。 図２は、図１のバイポーラ外科用シュリンゲの動作端部を詳細に示す、一部切 欠き斜視図である。 図３Ａは、シュリンゲ内の突出した組織を示す、図２の３−３線に沿った、本 発明のシュリンゲループの断面図である。 図３Ｂおよび図３Ｃは、図３Ａのシュリンゲループを示す図３Ａに類似である が、シュリンゲループが組織回りに閉じた状態を示す図である。 図４は、本発明のシュリンゲループの別の実施態様の動作端部の詳細な斜視図 である。 図５は、図４の５−５線に沿った、シュリンゲループの斜視断面図である。 図６は、突出した組織の回りに位置するシュリンゲループを示す、図５の６− ６線に沿った、部分側面図である。 図７は、本発明のシュリンゲループの別の実施態様の動作端部の詳細な斜視図 である。 図８は、図７のシュリンゲループの、図７の８−８線に沿った斜視断面図であ る。発明の詳細な説明 図ｌ〜図３を参照して、本発明のシュリンゲ装置１０の第１の実施態様を説明 する。シュリンゲ装置１０は、ポリープなどの突出した組織を切除し、且つ、そ のような組織に局部的加熱を供給して選択的壊死および止血を引き起こすために 用いられる。シュリンゲ装置１０は、基端部および遠方端部を有する支持軸１１ を含む。支持軸１１は、シュリンゲ装置の使用目的によって、フレキシブルまた は剛性のいずれであってもよい。シュリンゲループを含む動作端部１２は、支持 軸１１の遠方端部から突出し、他方、装置の操作およびシュリンゲループの作動 を容易にするシュリンゲアクチュエータ１３は支持軸１１の基端部側に位置する 。シュリンゲループ１２は、各々バイポーラ焼灼を供給する第１および第２の電 極１４および１５を含む。電気リード線１６が、その一端において電源１７に（ 各々電気コネクタ１８ａおよび１８ｂを介して）接続され、他端においてシュリ ンゲアクチュエータ１３を介して各々電極１４および１５に接続されている。 特に図３Ａ〜図３Ｃを参照して、シュリンゲ装置１０の動作を説明する。シュ リンゲアクチュエータ１３は、シュリンゲループ１２が突出した組織１００また は他の同様の組織回りに位置する（図３Ａ参照）ように、装置１０の動作端部を 操作するために用いられる。その後、シュリンゲループ１２が突出する組織１０ ０に接触する（図３Ｂ参照）ように、シュリンゲループ１２の周縁部１２ａがア クチュエータ１３を用いて減少され得る。組織に接触した後、シュリンゲループ １２の周縁部１２ａは、突出した組織１００の切除を開始するために、さらにア クチュエータ１３によって収縮され得る。または、シュリンゲループ１２の周縁 部１２ａに囲まれた断面部分がさらに減少する前に、交流（ＡＣ）電圧を電極１ ４および１５に印加するために、電源１７がオンされ得る。特定の手術工程に適 するように、これらのステップを組み合わせても実行され得る（すなわち、交流 電圧を印加する間にシュリンゲループが収縮され得る、図３Ｃ参照）。 電源１７は、電極１４と１５との間に突出した組織１００（図３Ｃ参照）を介 して交流電流１９を供給する。このバイポーラ伝導工程の結果、電極１４および １５に隣接する組織領域において、突出した組織１００の局部加熱が起こる。こ の局部加熱の結果、温度が組織の選択的壊死および止血に十分なレベルにまで上 昇する。シュリンゲ装置１０のバイポーラという特徴により、手術可能な組織か ら離れた組織における伝導は小さいことが保証される。 本発明によると、シュリンゲループ１２は伝導性材料と電気絶縁性材料との複 合物である。図３に示すように、シュリンゲループ１２は、その端部がアクチュ エータ１３に接続され、且つ中央部が支持軸１１の遠方端部から突出して連続的 ループ２０を形成する、電気絶縁性材料のストランドから形成されている。ルー プ２０は、アクチュエータ１３の動作により退避または延出され得る。電極１４ および１５は電気絶縁性ループ２０の内表面２０ａ上に位置して、ループ内に位 置する組織に交流電位を印加する。 ループ２０は、その動作端部上の電極を保持するために適した電気絶縁性フレ キシブル材料の連続的ストランドから形成される。特に、ループ２０を形成する 材料は、装置の動作により付与される引張り負荷に耐えることができなければな らない。適した材料には、例えばポリアミド系材料であるKA ともデラウェア州ウィルミングトンのE.I．du Pont de Nemours & Co., In c.から入手可能である。 本発明の第１の実施態様において、図１〜図３に示す絶縁性ループ２０は好適 には、幅約３ミリメートルで厚み約１〜２ ミル（２５〜５０ミクロン）のリボ ンを含む。言うまでもなく、使用される材料および使用目的に応じて他の形状お よびサイズも可能である。 絶縁性ループ２０は、ループの端部が支持軸１１の穴においてアクチュエータ １３と係合するように、支持軸１１内に 延出している。所望であれば、ループ１２の基端部に対するアクチュエータ１３ の連結を容易にするために、支持軸１１の穴内に中間コネクタが設けられ得る。 シュリンゲループ１２の周縁部１２ａは、ループホルダ２１を介してループ１２ の基端部を往復運動させることにより調整される。ループがループホルダ２１を 介して支持軸１１内に引き込まれると、シュリンゲループ内に位置する組織１０ ０はまず収縮し、その後ループによって絞扼される。ループに接している組織の 選択的壊死は、電極１４および１５と組織との間を流れる電流によって引き起こ され、組織を弱体化させる。それにより、ループが組織を切除することが可能に なる。 図ｌはシュリンゲループ１２の周縁部を減少させるアクチュエータの一例を示 すにすぎない。必要な動作を提供するために、ピストルおよびトリガーまたは摺 動構成などの他のタイプのアクチュエータも容易に構成され得る。アクチュエー タはシュリンゲループの周縁部の調整を行い、それにより断面の調整を行えれば よい。 同様に図１は、本発明のシュリンゲループを保持する支持軸の一例を示すにす ぎない。保持手段は、上記したような本発明のシュリンゲループの操作および収 縮を提供すべきである。本発明の第１の実施態様において、支持軸１１は好適に は、標準サイズの市販の標準サイズトロカール管に適合するように、直径５ミリ メートルである。言うまでもなく、使用目的に応じて他の直径および形状が望ま れることがあり得る。 本発明のさらなる特徴は、支持軸１１の、遠方端部近傍の部分が、患者の曲が った通路内に挿入され得るようにフレキシブルであり得ることである。または、 支持軸が曲がった通路、例えば腸管に挿入され得るように、フレキシブルな部分 が基端部まで延出され得る。このような軸により、シュリンゲループ１２が遠方 の処置部位、例えば結腸の入口よりも遠方の部位に到達することが可能になる。 電極１４および１５は、絶縁性ループ２０の内表面２０ａ（図３参照）に電気 絶縁性材料、好適には金属または合金により形成されている。適した材料には、 例えば銅およびニッケルがある。電極１４および１５は、支持軸１１に延出し、 そこにおいて電気リード線１６に電気的に接続されている。電気リード線１６は 、取り外し可能、または従来の技術、例えばクリンピングまたは半田づけを用い て電極１４および１５に接続され得る。 電極１４および１５は、めっき、気相成長、または化学的結合などの、強力且 つ耐久性に優れた連結を提供する従来の技術を用いて、絶縁性ループ２０の内表 面２０ａに取り付けられ得る。電極１４および１５は、手術中に絶縁性ループ２ ０から分離しないように、十分強力に絶縁性２０に密着すべきである。この連結 はまた、複数の滅菌による低下に抵抗するために十分強力且つ耐久性に優れたも のであるべきである。本発明の第１の実施態様において、電極１４および１５は 好適には厚み約０．５から２ミル（１２．５〜５０ミクロン） である。当業者には明かであるように、シュリンゲループに印加すべき電流密度 に応じて、他の厚みも用いられ得る。 電極１４および１５は、絶縁性ループ２０の動作端部において、分離ギャップ ２２により互いに分離されている。分離ギャップ２２は、電極１４および１５の 直接短絡の可能性を低減する。出願人は、本発明の第１の実施態様において、分 離ギャップ２２は電極１４と１５との間に少なくとも約２０ミル（０．５ミリメ ートル）のギャップを供給するべきであると判断している。 電極１４および１５は、支持軸１１内において、支持軸１１の穴内に延びるル ープホルダ２１により互いに電気的に分離されている（図２参照）。ループホル ダ２１は、電気絶縁性材料、好適にはナイロンまたはテフロンベースの材料から 形成され、好適には押し出し工程により形成される。ループホルダ２１は、支持 軸１１内を、電極１４と１５とを互いに、および支持軸１１から分離するために 十分な距離だけ延びている。言うまでもなく、シュリンゲ装置１１が腸管または 他の曲がった通路に挿入され、支持軸１１がフレキシブルな材料により形成され る場合、ループホルダ２１もまた、支持軸１１の屈曲に対応するようにフレキシ ブルな材料により形成されるべきである。 本発明の他の局面によると、電極１４および１５もまた所望であれば、絶縁性 「非粘性」コーティングによりコートされ得る。このようなコーティングにより 、ループ１２表面に おける凝塊の蓄積が減少する。非粘性コーティングは、ループ１２の表面と強力 に接触するが、突出する組織を介する電流の流れを大幅には妨げない。さらに、 言うまでもなく、非粘性コーティングは、ループ１２に塗布された場合、電極１ ４および１５の電気的短絡を許可すべきではない。したがって、非粘性コーティ ング材料は、伝導性非粘性コーティングの連続的通路（例えば、ループ１２の外 表面）があれば電極間の短絡が起こり得るような、分離ギャップ２２または他の 領域には供給されるべきではない。所望の領域に非粘性コーティングを供給し、 電極間の短絡を防止するために、マスキング、選択的除去工程、または他の従来 の技術が用いられ得る。 非粘性コーティングが所望であれば、その厚みは好適には約０．５〜１ミル（ １２．５〜２５ミクロン）の範囲であるべきである。さらに材料は、例えば銀と テフロンとの複合物であり得る。特にコーティングは、ミシガン州ポートヒュー ロンのAcheson Industries, Inc.の一部門であるAcheson-Colloids Companyより 入手可能な、銀充填テフロン材料である製品番号RW 271790Aであり得る。 本発明のさらなる局面によると、所望であれば、電極１４および１５は、電極 １４および１５と組織との間の化学的相互反応を防止する生物学的適合性金属ま たは合金からなる外層によりコートされ得る。このような外層により、電極１４ および１５が不都合にも患者の組織と相互反応をし得る成分 を含んでいた場合に、患者がこれらの電極に曝されることを防止する。好適な外 層の材料には、例えば、厚み約２０〜２００ミクロンのプラチナまたはチタンが ある。電極に生物分学的適合性金属の外層を塗布するためには、いかなる従来の 技術も用いられ得、例えば、めっきまたは気相成長が用いられ得る。 図４〜６を参照して、本発明の別の実施態様３０を説明する。シュリンゲ装置 ３０は、シュリンゲループ４０の構成を除いて他の点では図１〜図３に示すシュ リンゲ装置１０に類似である。したがって、シュリンゲ装置３０は、支持軸１１ 、ループホルダ２１、支持軸１１の基端部から設けられたアクチュエータ（図示 せず）、およびシュリンゲ装置３０の電極を電源に接続する電気リード線（図示 せず）を含む。 シュリンゲループ４０は、各々絶縁性ループ４４の内表面４３の上部周囲およ び下部周囲に互いに平行に設けられた電極４１および４２を含む。電極４１およ び４２は、図１〜図３に示す本発明の第１の実施態様について記載した分離ギャ ップ２２と同一の目的を達成する分離ギャップ４５により互いに分離されている 。すなわち分離ギャップ４５は、電極４１と４２とを電気的に分離する。 特に図６を参照して、シュリンゲ装置３０は、以下のようにポリープなどの突 出した組織の選択的壊死および止血を行う。シュリンゲループ４０が突出する組 織１０１回りに位置づけられ、それに接すると、交流電位が電極４１と４２との 間に印加される。電極４１と４２との間の交流電流４５は、表面電流４５ａとバ ルク電流４５ｂとを含む。 表面電流４５ａは、電極４１と４２との間に電位差があるときにはいつでも伝 導する。本発明によると、この電流は局部選択的壊死および止血を組織１０１に 提供する。なぜなら、電極４１と４２との間の分離距離４６は、シュリンゲルー プの形状により決定されるからである。各電極がシュリンゲループの半分を構成 する他のタイプのバイポーラシュリンゲとは対照的に、表面電流４５ａの電流密 度は概してシュリンゲループ４０の周縁部に依存しない。したがって、この実施 態様は、２つのバイポーラ電極が、互いに定められた距離に維持されているため 、突出した組織の大きな直径部分にさえも、大きな表面電流密度が供給される。 したがって、この電流密度の大きさは、電極４１と４２との間の定められた分離 距離４６を選択することにより、特定の範囲に定められ得る。 第２のタイプの電流であるバルク電流４５ｂは、突出した組織１０１の幅４７ が、電極４１と４２との間の横方向分離距離４６に接近したときに供給される。 バルク電流４５ｂは、図６に示すように突出した組織１０１の主要部を介して伝 導し、そのときにシュリンゲループ４０の断面領域が収縮する。好適には、突出 した組織の一定の部分に、電極間を通過する電流が流れる。したがって、組織の より半分を超える領域が電流によって弱体化され、さらなるシュリンゲの収縮に より組織の切除が容易になる。 シュリンゲループ４０の製造は電極４１および４２で終了するが、図１〜図３ に示すシュリンゲ装置の第１の実施態様について上記した材料および原理を用い て達成される。好適には、電極４１および４２の各々の幅Ｗ１およびＷ２（図５ 参照）は、約１ミリメートルである。さらに、電極４１と４２との分離領域Ｗ３ もまた、約１ミリメートルである。絶縁性ループ４４は、好適には約１〜２ミル （２５〜５０ミクロン）の厚みを有し、電極４１および４２はここでも好適には 約０．５〜２ミル（１２．５〜５０ミクロン）の厚みを有する。さらに、シュリ ンゲループ４０はここでもまた、図１〜図３のシュリンゲループ１２に関して上 記した、非粘性コーティングまたは生物学的適合性電極外層を含み得る。 図７および図８を参照して、本発明の別の実施態様５０を説明する。シュリン ゲ装置５０は、シュリンゲループ６０の構成以外は、図１〜図３に示すシュリン ゲ装置１０に類似である。したがって、シュリンゲ装置５０は、支持軸１１、ル ープホルダ５１、支持軸１１の基端部から設けられたアクチュエータ（図示せず ）、およびシュリンゲ装置５０の電極を電源に接続する電気リード線（図示せず ）を含む。 シュリンゲループ６０は、絶縁性材料の連続的ループ６３上に設けられた電極 ６１および６２を含む。また、絶縁性ループ６３は、シュリンゲループ６０に付 与される典型的な引張り負荷に耐えることのできる連続的ベースループ６４を含 む。したがって、図１〜図６に示す本発明の上記実施態様と は対照的に、シュリンゲの引張り負荷は装置の絶縁性ループに直接付与されない 。 ベースループ６４は、金属製ワイヤまたは他の同様な材料であり得、好適には 直径約１５ミル（０．３８ミリメートル）である。ベースループ６４は、電気絶 縁性材料により覆われて、絶縁性ループ６３を形成する。絶縁性ループ６３は好 適には、例えばテフロンベースの材料の厚み０．５〜２ミル（１２．５〜５０ミ クロン）のコーティングである。シュリンゲループ６０の動作端部には、電極６ １を６２から分離する分離ギャップ６５が設けられている。シュリンゲループ６ ０はまた、上記したように非粘性コーティングまたは生物学的適合性電極外層を 含み得る。 本発明はまた、交流波形を供給する電源と組み合わせた、上記装置の使用をも 含む。このような装置は、例えばSchneidermanによる米国特許第4,092,986号お よびFarinによる米国特許第4,969,885号に記載されている。 しかしより好適には、本発明は、電極に付与されるインピーダンスとは独立し て、ユーザ選択可能レベルの実質的に一定の電圧を印加する交流波形を供給する 電源および制御回路と組み合わせて使用される。波形は好適には、方形波の使用 により印加されるような最低ピークツーピーク電圧レベルを用いて最大電力供給 を可能にする。このような電源および制御回路は、同時係属中であり本出願と同 一の出願人に譲渡されている1992年５月１日出願の米国特許出願第07/877,533号 に記載されている。この電源および制御回路は、均一の方形波信号という形態で 、選択可能且つ実質的に一定の出力電圧レベルの交流波形を供給することができ る。 本発明の定出力電圧レベルという特徴により、シュリンゲ装置の動作表面に付 着する組織が減少する。なぜなら、出願人は、より大きなピークツーピーク電圧 の使用により凝塊が起こることを観察したからである。このような選択可能且つ 制御可能な電圧を本発明のシュリンゲ装置と組み合わせて用いることにより、実 質的に一定の選択的壊死および止血を、粘着または凝塊をほとんど起こすことな く実行する装置が製造される。 したがって本発明は、バイポーラ電極を有するシュリンゲ装置を用いる方法の 工程を含む。この方法において、装置の動作により、突出した組織の選択的壊死 および止血がシュリンゲループへの粘着または凝塊をほとんど起こすことなく達 成される。上記したように、装置は好適には、負荷とは独立した実質的に一定の 出力電圧レベルを有する交流電源と組み合わせて用いられる。シュリンゲ装置の 電極において、約１００キロヘルツ〜１メガヘルツの範囲の周波数およびできる だけ均一（例えば方形波形）に近い波高率（すなわち、ＲＭＳ電圧に対するピー ク電圧の割合）を有する約１０〜１２０ボルト（ＲＭＳ）の範囲のピークツーピ ーク電圧が望ましい。 本発明の方法は、遠方端部および基端部を有する支持軸、支持軸の遠方端部か ら設けられた第１および第２の電極を有 するシュリンゲループ、および支持軸の基端部から設けられた装置を操作し、シ ュリンゲループの拡張および収縮を行うアクチュエータを有する装置を用いて、 様々なタイプの突出した組織に様々な手術を行うための使用に適しており、 （ａ）バイポーラシュリンゲ装置の第１および第２の電極を、交流電力を装置 に供給する電源に接続する工程、 （ｂ）患者の体腔に開口部を形成するか、または自然な体内オリフィスを用い て、患者の組織へのアクセスを提供する工程、 （ｃ）シュリンゲループが患者の突出した組織に隣接して位置するように、装 置の動作表面および支持軸をアクセス開口部を介して挿入する工程、 （ｄ）電源において、電源に接続された負荷のインピーダンスとは独立した実 質的に一定の電圧レベル出力を選択且つ維持する工程、 （ｅ）突出した組織回りにシュリンゲループを位置づける工程、 （ｆ）アクチュエータ手段を作動して、バイポーラ電極が突出した組織に接触 するようにシュリンゲループの断面領域を減少させる工程、および （ｇ）交流電流が電極間および突出した組織を介して組織の選択的壊死および 止血を引き起こすように、バイポーラ電極をオンする工程を含む。 手術中に発生する突出した組織のインピーダンスによるが、 多くの場合、３０〜９０ボルト（ＲＭＳ）の範囲での装置の動作が望まれる。言 うまでもなく、当業者であれば、上記の電圧が電源の出力端というよりはバイポ ーラ装置の電極に付与されるものであることも認識する。なぜなら、シュリンゲ 装置を電源に接続するケーブルにおいて発生するライン損失に許容が設けられな ければならないからである。 負荷インピーダンスとは独立した選択的且つ実質的に一定の電圧レベル出力を 有する電源の使用により、組織の選択的壊死および止血を引き起こすための十分 な電力が供給される。実質的に一定の出力レベルを使用することにより、電極が 組織に接触していないとき、すなわち開回路のときに電極に供給される電力が減 少し、且つ電極が組織と接触したときに電流アークが発生する可能性が減少する 。さらに、負荷インピーダンスとは独立した定電圧レベル出力の使用により、手 術する組織に過電流が流れることが阻止される。その結果、組織の壊死の深さを より精密に制御することができ、電極の局部的超過加熱を回避することができる 。電極の局部加熱が減少することによって、効率的な凝固および装置のシュリン ゲ動作を妨げる凝塊の発生が阻止される。 本明紬書に記載した様々な実施態様は、例示のために提供したものであり本発 明を限定するものではない。本発明は、シュリンゲループ上に設けられた２つの 電極を有する、如何なるタイプのバイポーラシュリンゲ装置においても実施され 得る。本発明の装置および方法は、如何なる突出する組織、 体管、または器官の手術における使用にも必要に応じて適用され得る。

【手続補正書】特許法第１８４条の８ 【提出日】１９９３年１１月３０日 【補正内容】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述べる以下 の詳紬な説明により明かになる。添付の図面において、同様の部分には同様の参 照符号を付す。 図１は、本発明の原理により構成されたバイポーラ外科用シュリンゲ装置の斜 視図である。 図２は、図１のバイポーラ外科用シュリンゲの動作端部を詳紬に示す、一部切 欠き斜視図である。 図３Ａは、シュリンゲ内の突出した組織を示す、図２の３−３線に沿った、本 発明のシュリンゲループの断面図である。 図３Ｂおよび図３Ｃは、図３Ａのシュリンゲループを示す図３Ａに類似である が、シュリンゲループが組織回りに閉じた状態を示す図である。 図４は、本発明のシュリンゲループの別の実施態様の動作端部の詳細な斜視図 である。 図５は、図４の５−５線に沿った、シュリンゲループの斜視断面図である。 図６は、突出した組織の回りに位置するシュリンゲループを示す、図５の６− ６線に沿った、部分側面図である。 図７は、本発明のシュリンゲループの別の実施態様の動作端部の詳細な斜視図 である。請求の範囲 ： １．突出した組織の電気外科手術を行う際に使用するシュリンゲ装置であって 、 基端部、遠方端部、および穴を有する支持軸、 第１および第２の端部を有するフレキシブルな電気絶縁性材料のストランドで あり、該ストランドが該支持軸の該遠方端部から突出した連続的シュリンゲルー プを形成するように、該ストランドの該第１および第２の端部が該支持軸の該穴 に係合している、ストランド、 該ストランド上に設けられた第１および第２の電極、 該支持軸の該基端部から設けられ、各々該第１および第２の電極に接続されて いる、第１および第２の電気リード線、および 該ストランドの該第１および第２の端部に接続されて、該連続的シュリンゲル ープを拡張および収縮し、該シュリンゲループが該突出した組織回りに収縮した ときに電流が該第１および第２の電極間を選択的に通過して該突出した組織の選 択的壊死および止血を引き起こすように、該支持軸の該基端部から設けられたア クチュエータ、を有するシュリンゲ装置。 ２．前記第１および第２の電極がフレキシブルな電気絶縁性材料の前記ストラ ンド上で互いに間隔をあけて設けられて、その間に分離ギャップを形成する、請 求項１に記載のシュリンゲ装置。 ３．前記ストランド上に設けられた前記第１の電極が該ス トランドの前記第１の端部から前記分離ギャップまで延びており、該ストランド 上に設けられた前記第２の電極が該ストランドの前記第２の端部から該分離ギャ ップまで延びている、請求項２に記載のシュリンゲ装置。 ４．前記第１および第２の電極および前記分離ギャップが、前記ストランドの 前記第１の端部から前記第２の端部まで連続的に延びており、該分離ギャップが 該電極を互いに電気的に分離している、請求項２に記載のシュリンゲ装置。 ５．前記ストランドがさらに、内表面を有し、該内表面上に前記第１および第 ２の電極が設けられている、請求項３に記載のシュリンゲ装置。 ６．前記ストランドがさらに、内表面を有するリボン状構造を有し、該内表面 上に前記第ｌおよび第２の電極が設けられている、請求項４に記載のシュリンゲ 装置。 ７．前記ストランドがさらに、外表面を有する実質的に円形状の断面を有し、 前記第１および第２の電極が該外表面上に設けられた金属コーティングを有する 、請求項３に記載のシュリンゲ装置。 ８．フレキシブルな電気絶縁性材料の前記ストランドがさらに、外表面を有す る高強度材料の内ストランドおよび該外表面上に設けられた電気絶縁性材料のコ ーティングを有する、請求項１に記載のシュリンゲ装置。 ９．フレキシブルな電気絶縁性材料の前記ストランドがさらに、外表面を有す る高強度材料の内ストランドおよび該外 表面上に設けられた電気絶縁性材料のコーティングを有する、請求項７に記載の シュリンゲ装置。 １０．前記支持軸がさらに、前記遠方端部近傍にフレキシブルな部分を有して 該支持軸が曲がりくねった通路に挿入されることを可能にする、請求項１に記載 のシュリンゲ装置。 １１．前記フレキシブルな部分が、前記基端部まで延びて、該支持軸が患者の 腸管に挿入されることを可能にする、請求項１に記載のシュリンゲ装置。 １２．前記第１および第２の電極がさらに、該電極と患者の組織との間の化学 的相互反応を阻止する生物学的適合性の外層を有する、請求項１に記載のシュリ ンゲ装置。 １３．前記第１および第２の電極がさらに、伝導性非粘性材料のコーティング を有する、請求項１に記載のシュリンゲ装置。 １４．出力の負荷インピーダンスとは独立した選択可能な実質的に一定の電圧 レベル出力を有する高周波電流源、 該源の出力に第１の電気リード線を電気的に接続する第１の手段、および 該源の出力に第２の電気リード線を電気的に接続する第２の手段、と組み合わ された請求項１に記載のシュリンゲ装置。 １５．前記第１および第２の電極における電圧レベルが、約１０〜１２０ボル ト（ＲＭＳ）の範囲から選択可能であり、高周波電流が、１００キロヘルツ〜１ メガヘルツの範囲から選択可能である、請求項１４に記載のシュリンゲ装置。 １６．遠方端部および基端部を有する支持軸であって、第ｌおよび第２の電極 を有して該支持軸の該遠方端部から設けられたシュリンゲループとともに用いら れる支持軸、および該支持軸の該基端部から設けられて装置を操作し、該シュリ ンゲループの拡張および収縮を行うアクチュエータを有する装置を用いて、患者 の突出した組織に手術を行うための方法であって、 （ａ）第１および第２の端部を有する、フレキシブルな電気絶縁性材料のスト ランドを含むシュリンゲループであって、該第１および第２の端部が該支持軸の 該遠方端部から設けられ、該ストランドが該第１および第２の端部間に連続的シ ュリンゲループを形成する、シュリンゲループを供給する工程、 （ｂ）バイポーラシュリンゲ装置の該第１および第２の電極を、交流電力を該 装置に供給する電源に接続する工程、 （ｃ）患者の体内の開口部を用いて、患者の組織へのアクセスを提供する工程 、 （ｄ）該シュリンゲループが該患者の突出した組織に隣接して位置するように 、該装置の動作表面および該支持軸を該開口部を介して挿入する工程、 （ｅ）該電源において、該電源に接続された負荷のインピーダンスとは独立し た実質的に一定の電圧レベル出力を選択且つ維持する工程、 （ｆ）該突出した組織回りに該シュリンゲループを位置づける工程、 （ｇ）該アクチュエータ手段を作動して、該第１および第２の電極が該突出し た組織に接触するように該シュリンゲループを収縮させる工程、および （ｈ）交流電流が該第１および第２の電極間および該突出した組織を介して該 組織の選択的壊死および止血を引き起こすように、該第１および第２の電極をオ ンする工程、を包含する方法。 １７．前記装置の前記電極における電圧が、約１０〜１２０ボルト（ＲＭＳ） の範囲であるように、前記電源の電圧レベル出力を設定する工程をさらに包含す る、請求項１６に記載の方法。 １８．ほぼ均一の波高率を有する交流電圧波形を選択することをさらに包含す る、請求項１６に記載の方法。 １９．約１００キロヘルツ〜１メガヘルツの範囲の周波数で電流を供給するよ うに前記電源を設定する工程をさらに包含する、請求項１６に記載の方法。 ２０．遠方端部および基端部を有する支持軸であって、第１および第２の電極 を有して該支持軸の該遠方端部から設けられたシュリンゲループとともに用いら れる支持軸、および該支持軸の該基端部から設けられて装置を操作し、該シュリ ンゲループの拡張および収縮を行うアクチュエータを有する装置を用いて、患者 の突出した組織に手術を行うための方法であって、 （ａ）該支持軸の該遠方端部から設けられた第１および第 ２の端部を有する、連続的ループという形態で第１の電極を供給する工程、 （ｂ）該支持軸の該遠方端部から設けられた第１および第２の端部を有する、 連続的ループという形態で第２の電極を供給する工程、 （ｃ）バイポーラシュリンゲ装置の該第１および第２の電極を、交流電力を該 装置に供給する電源に接続する工程、 （ｄ）患者の体内の開口部を用いて、患者の組織へのアクセスを提供する工程 、 （ｅ）該シュリンゲループが該患者の突出した組織に隣接して位置するように 、該装置の動作表面および該支持軸を該開口部を介して挿入する工程、 （ｆ）該電源において、該電源に接続された負荷のインピーダンスとは独立し た実質的に一定の電圧レベル出力を選択且つ維持する工程、 （ｇ）該突出した組織回りに該シュリンゲループを位置づける工程、 （ｈ）該アクチュエータ手段を作動して、該第１および第２の電極が該突出し た組織に接触するように該シュリンゲループを収縮させる工程、および （ｉ）交流電流が該第１および第２の電極間および該突出した組織を介して該 組織の選択的壊死および止血を引き起こすように、該第１および第２の電極をオ ンする工程、 （ｊ）該シュリンゲループの拡張および収縮の間、該第１ および第２の電極が互いに接触しないように、該第１および第２の電極間に均一 の空間を維持する工程、を包含する方法。 ２１．前記装置の前記電極における電圧が、約１０〜１２０ボルト（ＲＭＳ） の範囲であるように、前記電源の電圧レベル出力を設定する工程をさらに包含す る、請求項２０に記載の方法。 ２２．ほぼ均一の波高率を有する交流電圧波形を選択することをさらに包含す る、請求項２０に記載の方法。 ２３．約１００キロヘルツ〜１メガヘルツの範囲の周波数で電流を供給するよ うに前記電源を設定する工程をさらに包含する、請求項２０に記載の方法。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＣＡ， ＣＨ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＨＵ，Ｊ Ｐ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＵ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ ，ＮＬ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ， ＳＥ，ＳＫ，ＵＡ，ＶＮ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．突出した組織の電気外科手術を行う際に使用するシュリンゲ装置であって 、 基端部、遠方端部、および穴を有する支持軸、 第１および第２の端部を有するフレキシブルな電気絶縁性材料のストランドで あり、該ストランドが該支持軸の該遠方端部から突出した連続的シュリンゲルー プを形成するように、該ストランドの該第１および第２の端部が該支持軸の該穴 に係合している、ストランド、 該ストランド上に設けられた第１および第２の電極、 該支持軸の該基端部から設けられ、各々該第１および第２の電極に接続されて いる、第１および第２の電気リード線、および 該ストランドの該第１および第２の端部に接続されて、該連続的シュリンゲル ープを拡張および収縮し、該シュリンゲループが該突出した組織回りに収縮した ときに電流が該第１および第２の電極間を選択的に通過して該突出した組織の選 択的壊死および止血を引き起こすように、該支持軸の該基端部から設けられたア クチュエータ、を有するシュリンゲ装置。 ２．前記第１および第２の電極がフレキシブルな電気絶縁性材料の前記ストラ ンド上で互いに間隔をあけて設けられて、その間に分離ギャップを形成する、請 求項１に記載のシュリンゲ装置。 ３．前記ストランド上に設けられた前記第１の電極が該ス 卜ランドの前記第１の端部から前記分離ギャップまで延びており、該ストランド 上に設けられた前記第２の電極が該ス卜ランドの前記第２の端部から該分離ギャ ップまで延びている、請求項２に記載のシュリンゲ装置。 ４．前記第１および第２の電極および前記分離ギャップが、前記ストランドの 前記第１の端部から前記第２の端部まで連続的に延びており、該分離ギャップが 該電極を互いに電気的に分離している、請求項２に記載のシュリンゲ装置。 ５．前記ストランドがさらに、内表面を有し、該内表面上に前記第１および第 ２の電極が設けられている、請求項３に記載のシュリンゲ装置。 ６．前記ストランドがさらに、内表面を有するリボン状構造を有し、該内表面 上に前記第１および第２の電極が設けられている、請求項４に記載のシュリンゲ 装置。 ７．前記ストランドがさらに、外表面を有する実質的に円形状の断面を有し、 前記第１および第２の電極が該外表面上に設けられた金属コーティングを有する 、請求項３に記載のシュリンゲ装置。 ８．フレキシブルな電気絶縁性材料の前記ストランドがさらに、外表面を有す る高強度材料の内ストランドおよび該外表面上に設けられた電気絶縁性材料のコ ーティングを有する、請求項１に記載のシュリンゲ装置。 ９．フレキシブルな電気絶縁性材料の前記ストランドがさらに、外表面を有す る高強度材料の内ストランドおよび該外 表面上に設けられた電気絶縁性材料のコーティングを有する、請求項７に記載の シュリンゲ装置。 １０．前記支持軸がさらに、前記遠方端部近傍にフレキシブルな部分を有して 該支持軸が曲がりくねった通路に挿入されることを可能にする、請求項１に記載 のシュリンゲ装置。 １１．前記フレキシブルな部分が、前記基端部まで延びて、該支持軸が患者の 腸管に挿入されることを可能にする、請求項１に記載のシュリンゲ装置。 １２．前記第１および第２の電極がさらに、該電極と患者の組織との間の化学 的相互反応を阻止する生物学的適合性の外層を有する、請求項１に記載のシュリ ンゲ装置。 １３．前記第１および第２の電極がさらに、伝導性非粘性材料のコーティング を有する、請求項１に記載のシュリンゲ装置。 １４．出力の負荷インピーダンスとは独立した選択可能な実質的に一定の電圧 レベル出力を有する高周波電流源、 該源の出力に第１の電気リード線を電気的に接続する第１の手段、および 該源の出力に第２の電気リード線を電気的に接続する第２の手段、と組み合わ された請求項１に記載のシュリンゲ装置。 １５．前記第１および第２の電極における電圧レベルが、約１０〜１２０ボル ト（ＲＭＳ）の範囲から選択可能であり、高周波電流が、１００キロヘルツ〜１ メガヘルツの範囲から選択可能である、請求項１４に記載のシュリンゲ装置。 １６．遠方端部および基端部を有する支持軸、該支持軸の該遠方端部から設け られた第１および第２の電極を有するシュリンゲループ、および該支持軸の該基 端部から設けられて装置を操作し、該シュリンゲループの拡張および収縮を行う アクチュエータを有する装置を用いて、患者の突出した組織に手術を行うための 方法であって、 （ａ）バイポーラシュリンゲ装置の該第１および第２の電極を、交流電力を該 装置に供給する電源に接続する工程、 （ｂ）患者の体内の開口部を用いて、患者の組織へのアクセスを提供する工程 、 （ｃ）該シュリンゲループが該患者の突出した組織に隣接して位置するように 、該装置の動作表面および該支持軸を該開口部を介して挿入する工程、 （ｄ）該電源において、該電源に接続された負荷のインピーダンスとは独立し た実質的に一定の電圧レベル出力を選択且つ維持する工程、 （ｅ）該突出した組織回りに該シュリンゲループを位置づける工程、 （ｆ）該アクチュエータ手段を作動して、該第１および第２の電極が該突出し た組織に接触するように該シュリンゲループを収縮させる工程、および （ｇ）交流電流が該第１および第２の電極間および該突出した組織を介して該 組織の選択的壊死および止血を引き起こすように、該第１および第２の電極をオ ンする工程、を包含 する方法。 １７．前記装置の前記電極における電圧が、約１０〜１２０ボルト（ＲＭＳ） の範囲であるように、前記電源の電圧レベル出力を設定する工程をさらに包含す る、請求項１６に記載の方法。 １８．ほぼ均一の波高率を有する交流電圧波形を選択することをさらに包含す る、請求項１６に記載の方法。 １９．約１００キロヘルツ〜１メガヘルツの範囲の周波数で電流を供給するよ うに前記電源を設定する工程をさらに包含する、請求項１６に記載の方法。