JP2001519199A - 軟組織凝固プローブ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 軟組織凝固プローブ（２５０）は、以下を包含する：比較的に短いシャフト（２５４）であって、このシャフトは、遠位末端および近位末端を規定する；ハンドル（２６６）であって、このハンドルは、シャフト（２５４）の近位末端に付随している；および少なくとも２個の間隔を置いて配置した軟組織凝固電極（２９４）であって、この軟組織凝固電極は、シャフト（２５４）に付随しており、そしてハンドル（２６６）に対して間隔を置いて配置されており、この少なくとも２個の軟組織凝固電極（２９４）の各個のサイズおよび間隔は、それによる不関電極（５１９）への同時のエネルギー伝達が少なくとも２個の軟組織凝固電極（２９４）にかかる領域の凝固組織を生じるような程度である。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （発明の分野） 本発明は、一般に、１個またはそれ以上の診断用要素または治療用要素を体内
に配置するための構造体に関し、さらに特定すると、心臓病の治療に特に適して
いる装置に関する。

【０００２】 （関連技術の説明） 診断用要素および治療用要素を体内に挿入しなければならない多くの場合があ
る。１つの場合は、心房細動および心房粗動（これらは、不整脈と呼ばれる不快
で不規則な心拍を引き起こす）のような心臓病の治療に関与している。

【０００３】 心臓の正常な洞調律は、電気インパルスを発生する洞房結節（または「ＳＡ結
節」）で開始する。このインパルスは、通常、右心房および左心房および心房中
隔を横切って、房室結節（または「ＡＶ結節」）へと均一に伝播する。この伝播
により、心房は、組織的な様式で収縮して、心房から心室へと血液を運搬し、そ
して心室に定期的な刺激を与える。このＡＶ結節は、房室束（または「ＨＩＳ」
束）への伝播の遅延を調節する。心臓のこの組み合わせによる電気的活動は、心
室性拡張期中の心房収縮を引き起こす。これは、次に、心臓の機械的な機能を改
善する。心房細動は、心臓内の身体構造の障害物が心房での電気インパルスの正
常で均一な伝播を中断させるときに、起こる。これらの身体構造障害物（これは
、「伝導ブロック」と呼ぶ）は、この電気インパルスを、この障害物の回りを循
環する数個の円形小波（ｗａｖｅｌｅｔｓ）へと衰退させることができる。これ
らの小波は、「再入回路（ｒｅｅｎｔｒｙ ｃｉｒｃｕｉｔｓ）」と呼ばれるが
、左心房および右心房の正常で均一な活動を中断させる。

【０００４】 房室の同調性が失われたために、心房細動および粗動を罹った人はまた、結果
的に、損なわれた血行力学および心臓効率損失に見舞われる。彼らはまた、効果
的な収縮の損失および心房血行停止のために、発作および他の血栓塞栓性の合併
症に罹る危険が高い。

【０００５】 心房細動および粗動には、薬理学的な治療が利用できるものの、この治療は、
完全にはほど遠い。例えば、キニジンおよびプロカインアミドのようなある種の
抗不整脈薬は、心房細動発症の発生率および持続期間の両方を低下できる。しか
し、これらの薬剤は、しばしば、患者における洞調律を維持しない。ジギタリス
、β遮断薬およびカルシウムチャンネル遮断薬のような心臓作用性薬剤もまた、
心室応答を制御するために、投与できる。しかしながら、多くの人々は、このよ
うな薬剤に耐えられない。抗凝固剤療法もまた、血栓塞栓性合併症と闘うが、そ
れらを除去しない。残念なことに、薬理学的療法は、しばしば、不規則な心拍に
付随した自覚症状を治療しない。それらはまた、心臓の血行動力学を正常に回復
させず、また、血栓塞栓症の危険を取り除かない。

【０００６】 心房細動および粗動の３つの有害な結果の全てを実際に治療する唯一の方法は
、心室再入回路のための潜在的な経路の全てを積極的に遮断することであると考
えている人は多い。

【０００７】 再入回路のための経路を遮断することにより心房細動を治療する外科的方法の
１つは、いわゆる「迷路処置」であり、これは、左心房および右心房内での電気
的伝播用の渦巻き形経路または迷路を身体構造に合わせて作成するために、所定
パターンの切開部に依存している。これらの切開部は、この電気インパルスを、
ＳＡ結節から、規定の経路に沿って、両心房の全ての領域を通るように向けて、
正常な心室運搬機能に必要な均一な収縮を引き起こす。これらの切開部は、最終
的には、このインパルスをＡＶ結節へと向けて、心室を活性化し、正常な房室同
調性を回復させる。これらの切開部はまた、最も一般的な再入回路の伝導経路を
遮断するように、注意深く配置される。この迷路処置は、心房細動を治癒するの
に非常に効果的であることが分かった。しかしながら、この迷路処置は、実施す
るのが技術的に困難である。それはまた、開心術が必要であり、また、非常に費
用がかかる。それゆえ、それが臨床的な大きな成功を収めているにもかかわらず
、毎年、少数の迷路処置が行われているにすぎない。

【０００８】 さらに最近では、迷路様処置が開発されてており、これは、所定の経路で電気
伝導用の迷路を効果的に作成するために、心内膜に外傷を形成できるカテーテル
を使用する。代表的なカテーテルは、本願と同じ譲渡人に譲渡された米国特許第
５，５８２，６０９号で開示されている。典型的には、これらの外傷は、カテー
テルに運ばれた電極を用いて組織を切除することにより、形成される。この電極
により加えられる電磁気高周波（「ＲＦ」）エネルギーは、組織を加熱して最終
的に殺して（すなわち、「切除して」）、外傷を形成する。軟組織（すなわち、
血液、骨および結合組織以外の組織）の切除中にて、組織の凝固が起こり、この
組織を殺すのは、この凝固である。それゆえ、軟組織の切除との言及は、必然的
に、軟組織の凝固との言及になる。「組織凝固」とは、組織内のタンパク質を架
橋して組織をゼリー状にするプロセスである。軟組織では、ゼリー状になって細
胞を殺し、それにより、組織を殺すのは、組織細胞膜内の液体である。

【０００９】 外傷（この外傷は、３〜１５ｃｍの長さである）を作成するのに使用されるカ
テーテルは、典型的には、比較的に長く比較的に可撓性の本体部分を包含し、こ
れは、その遠位末端に切除電極を有する。このカテーテル本体部分のうち、患者
に挿入される部分は、典型的には、５８．４〜１３９．７ｃｍの長さであり、患
者の外側の部分（ハンドルを含めて）は、２０．３〜３８．１ｃｍであり得る。
このカテーテル本体の近位末端は、操縦制御装置を含むハンドルに接続される。
このカテーテル本体の長さおよび可撓性により、大静脈または大動脈（典型的に
は、大腿動脈）に挿入して、心臓の内部へと向け、次いで、この切除電極が切除
する組織に接触するように操作できるようになる。このカテーテルの位置の視覚
的な表示を医師に送るために、蛍光透視画像化が使用される。

【００１０】 心耳は、血栓形成の主要な潜在的原因である。心耳は、首部がおそらく小袋よ
りも狭い袋様の幾何学的配置を有するので、血液の運搬に特に重要である。この
場合、心耳の収縮は、潜在的な血行停止領域（これは、血栓形成を引き起こし得
る）をなくすのに充分に高い平均絶対血流速度を維持するのに、必須である。

【００１１】 開心術によって実施される迷路処置では、心房の内部への典型的なアクセス点
は、心耳である。従って、この外科的処置の結果、心耳によって占められている
領域は、心耳を外科的に除去することにより、取り除かれる。これは、心耳での
血行停止だけでなく心房の他の領域からの心耳の電気的な分離に起因する引き続
いた問題を緩和する。しかしながら、上で述べたように、開心術は、非常に費用
がかかり、そして、この切開ベースの迷路処置は、実施するのが困難である。カ
テーテルベースの処置は、心耳の外科的な除去を許容しないものの、心耳の位置
を別の場所に移して変えた場所で固着させるかおよび／または心耳の壁を互いに
融合して心耳を分離し、血行停止領域を少なくし、最終的に、血栓形成を減らす
カテーテルベースの処置および装置が最近開発されている。このような処置およ
び装置は、本願と同じ譲渡人に譲渡された米国特許第５，８６５，７９１号（こ
れは、「Ａｔｒｉａｌ Ａｐｐｅｎｄａｇｅ Ｓｔａｓｉｓ Ｒｅｄｕｃｔｉｏ
ｎ Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅｓ」の表題であり、その内容
は、本明細書中で参考として援用されている）で開示されている。これらの処置
の１つは、心耳を取り囲んで締め付けられる投げ縄（ｌａｓｓｏ）を有するカテ
ーテルの使用を包含する。ＲＦエネルギーは、次いで、この投げ縄を経由して、
心耳に伝達されて、心耳の壁を互いに熱的に融合し、それにより、心耳を分離す
る。

【００１２】 心房細動および粗動の治療には、心臓組織にて、異なる長さおよび曲線形状の
長く薄い外傷を形成する必要があると考えられている。このような長い曲線状の
外傷パターンには、複数の切除領域を有する可撓性切除要素を心臓内に配備する
必要がある。切除によるこれらの外傷の形成は、侵襲的な開心術なしで、この外
科的迷路処置が現在設けている複雑な切開部パターンと同じ治療上の利点をもた
らすことができる。

【００１３】 さらに大きなおよび／または長い複数電極要素を使うと、この切除方法のさら
に正確な制御が要求されている。切除エネルギーの送達は、組織損傷および凝塊
形成の発生を回避するように、管理しなければならない。切除エネルギーの送達
もまた、切除した組織にホットスポットおよびギャップを形成することなく、均
一で連続的な外傷の形成を保証するように、注意深く制御しなければならない。

【００１４】 この作業は、心臓房室のサイズが個人個人で変わるので、さらに困難になる。
それらは、また、患者の状態によって変わる。心臓病の１つの共通の影響には、
心臓房室の肥大がある。例えば、心房細動に見舞われている心臓では、心房のサ
イズは、正常な心房の３倍までであり得る。

【００１５】 カテーテルベースの切除および心耳分離は、従来の開心術ベースの手法よりも
著しい進歩であることが判明している。それにもかかわらず、本発明者は、さら
に大きな改善が可能であることを確認した。

【００１６】 例えば、特に、切除処置に関連して、本発明者は、比較的に長いカテーテル本
体の遠位末端を遠隔ハンドルから操作することにより、切除電極を心内膜表面に
正確に位置づけることは、極めて困難であり得ることを確認した。このことは、
特に、左心房部位に関して当てはまる。本発明者はまた、蛍光透視法が、位置決
めの際、およびこれらの切除電極が組織と正しく接触しているかどうかを決定す
るときに、これらの電極を視覚化するには、あまり正確ではない方法であること
を確認した。

【００１７】 さらに、いずれかの切除処置の主要な目標は、組織を過熱したり凝塊および焦
げを引き起こすことなく、連続した外傷（しばしば、長く曲線状の外傷）を作成
することである。組織切除は５０℃で起こるのに対して、過熱は、１００℃で起
こる。本発明者は、さらに、比較的に長いカテーテルの遠位末端に電極を取り付
けて、この結果を達成する組織接触を生じるのは、困難であり得ることを確認し
た。このことは、特に、このカテーテルの遠位先端の電極が、組織に沿って引き
ずられる処置において、当てはまる。このような引きずりにより、また、この電
極の正確に配置するのが非常に困難になる。本発明者が確認した他の欠点は、こ
れらの電極上の血液プールの対流的な冷却効果に関係している。例えば、このシ
ステムの出力要件は、この対流冷却のために起こる熱損失を補うのに充分に高く
なければならない。

【００１８】 従来の切除カテーテルに付随した過熱の問題を解決する１つの提案された方法
は、いわゆる「冷却先端」法である。ここで、組織の表面は、生理食塩水溶液で
冷却される。この生理食塩水は、ある程度、この表面温度を過熱温度よりも低く
保つのに有用であるものの、表面下の組織温度は、依然として、１００℃よりず
っと高く上がり得る。このような温度は、この表面下の組織内の気体を膨張させ
る。最終的に、この組織は、引き裂かれるかまたは飛び出て、その結果、心外膜
表面の穿孔および／または大量の組織の除去が起こり、これらは、発作を引き起
こし得る。

【００１９】 心耳の分離に目を向けると、本発明者は、カテーテルベースの処置が、上で述
べた欠点と同じものの多く（例えば、位置決めおよび視覚化に関するもの）があ
ることを確認した。さらに、本発明者は、その投げ縄を締め付けたとき、この投
げ縄が組織を１カ所に集めることができること、およびこの集中を回避すれば、
組織融合は改善されるであろうと決定した。

【００２０】 エネルギー制御に関して、従来の切除装置は、ＲＦエネルギー源または足ペダ
ルのいずれかに位置している制御装置を包含する。本発明者は、このような配置
が不便であること、および外科的処置中にて、出力を制御することが困難である
ことを確認した。

【００２１】 外科的処置一般に目を向けると、多くの外科的処置に付随した１つの問題点に
は、過剰な出血がある。例えば、高い出血レベルは、しばしば、肝臓葉およびあ
る種の癌性腫瘍の除去に付随している。本発明者は、本発明の外科的方法が、血
液損失領域を改善できることを確認した。

【００２２】 （発明の要旨） 従って、本発明の一般的な目的は、体内に作動要素（例えば、切除電極）を位
置づけるための装置であって、実用的な目的のために、上述の問題を回避する装
置を提供することにある。特に、本発明の１目的は、非常に侵襲的な外科的処置
を必要とすることなく、有益な治療上の成果を与える組織切除システムおよび方
法を提供することにある。本発明の他の目的は、軟組織（例えば、心臓の心筋組
織）において、複雑な外傷パターンの作成を簡単にするシステムを提供すること
にある。

【００２３】 上記目的および他の目的を達成するために、本発明の１実施態様に従った外科
用装置は、比較的に短いシャフト、可屈曲性スプラインアセンブリおよび作動要
素を包含し、このスプラインアセンブリは、このシャフトの遠位末端に付随して
おり、そして所定の形状を有し、そしてこの作動要素は、この可屈曲性スプライ
ンに付随しており、ここで、このスプラインアセンブリは、外力に応答して崩壊
するように、また、この外力を取り除くと拡大するように、適合されている。必
要に応じて、このシャフトの回りには、実質的に管状の部材が配置され得る。こ
のスプラインアセンブリに対して、この実質的に管状の部材を移動させることに
より、このスプラインアセンブリは崩壊し、これに対して、このスプラインアセ
ンブリは、この実質的に管状の部材の後退に応答して、所定の形状へと拡大する
。

【００２４】 上記目的および他の目的を達成するために、本発明の１発明の１実施態様に従
った軟組織凝固プローブは、比較的に短いシャフト、ハンドル、および少なくと
も１個の軟組織凝固電極を包含し、このシャフトは、遠位末端および近位末端を
規定し、このハンドルは、このシャフトの近位末端に付随しており、そしてこの
軟組織凝固電極は、このシャフトに付随していて、このハンドルに対して間隔を
置いた関係で位置している。

【００２５】 上記目的および他の目的を達成するために、本発明の他の実施態様に従った外
科用装置は、比較的に堅いシャフト、ハンドル、および遠位先端アセンブリを包
含し、このハンドルは、このシャフトの近位末端に付随しており、そしてこの遠
位先端アセンブリは、このシャフトの遠位末端に付随しており、ここで、この遠
位先端アセンブリは、遠位部材および作動要素を包含し、この遠位部材は、可撓
性および／または可鍛性であり、そしてこの作動要素は、この遠位部材により、
運ばれる。

【００２６】 この目的および他の目的を達成するために、本発明の他の実施態様に従った外
科用装置は、シャフト、比較的に堅い管状部材、遠位先端アセンブリ、および旋
回アセンブリを包含し、この管状部材は、このシャフトの所定部分の回りに位置
づけられていて、それに対して移動可能であり、この遠位先端アセンブリは、こ
のシャフトの遠位末端に付随しており、また、可撓性遠位部材およびこの遠位部
材により運ばれる作動要素を包含し、そしてこの旋回アセンブリは、この管状部
材の遠位端およびこの先端アセンブリの遠位部分に付随している。

【００２７】 これらの発明に付随した多くの利点がある。例えば、本発明の上記実施態様は
、心房細動を治療する方法で使用され得、ここで、心臓へのアクセスは、胸部造
瘻術により得られる。ここで、この作動要素は、切除電極である。このような方
法はまた、僧帽弁手術中にて、心房細動を治療するのに使用され得、ここで、心
臓へのアクセスは、胸部造瘻術、開胸術または正中胸骨切開術により、得られる
。

【００２８】 この比較的に短いシャフトおよび挿入様式により、この切除電極は、心房に容
易に挿入して所望の位置へと視覚的に案内できるようになる。それゆえ、本発明
の装置での切除電極は、血管内カテーテルの比較的に長いシャフトを操作するこ
とによって案内する必要はない。これにより、心臓内でのこれらの電極の配置が
容易かつ正確となる。本発明の装置を使用する外科的方法により、肉眼、光ファ
イバーカメラまたは他の画像化様式で心内膜を直接見ることが可能になるので、
心内膜の視覚化もまた、改善される。これにより、蛍光透視画像の必要がなくな
り、また、カテーテルベースの処置と比較して、必要な放射線の量が少なくなる
。さらに、本発明の装置でのシャフトは、本発明のシャフトが心臓への蛇行した
血管経路を通って移動する必要がないので、カテーテルシャフトと比較して、比
較的に堅くされ得る。本発明のシャフトの比較的に短い長さと共に、この堅牢性
の付加は、トルクの伝達を高め、そして優れた信頼できる電極−心内膜接触力を
与える。

【００２９】 本発明に従った外科用装置はまた、組織外傷を作成するために、弁交換のよう
な処置（この場合、患者に、心肺バイパスが取り付けている）中にて使用され得
る。バイパスを取り付けた状態では、これらの電極要素は、血管プールと接触せ
ず、従って、対流的な冷却の影響を受けない。

【００３０】 患者は、約４時間にわたって、バイパスが取り付けられ得るにすぎない。長い
バイパス時間は、高い罹患率および死亡率を伴う。それゆえ、バイパスを取り付
けて実施する全ての処置は、迅速に完了しなければならない。本発明に従った外
科用装置は、一連の温度制御した電極を包含し、これらにより、迅速な様式（す
なわち、約３０〜１２０秒）で、長い外傷を作成することができる。本発明の外
科用装置および方法が迅速な外傷を作成するという性能により、バイパスを取り
付けた状態では、時間的な制約のために従来できなかった処置を実施できるよう
になる。例えば、従来の迷路処置は、完了するのに約１２時間かかる（この処置
の一部は、患者にバイパスを取り付けていない間に、実施される）のに対して、
本発明の装置および方法を使用するこのような処置は、約５〜１５分間で完了し
得る。

【００３１】 本発明の他の有利な局面によれば、このシャフトおよび／または鞘（もし、存
在するなら）は、可鍛性材料から形成され得、これは、医師が所望の形状に曲げ
ることができ、また、解放したとき、その形状のままであり得る。可鍛性である
ものの、このような材料の堅さは、少なくとも、このシャフトおよび／または鞘
（もし、存在するなら）が、外科的処置中にて、それに力を加えても、曲がらな
いような程度である。その代わりに、またはそれに加えて、この装置の遠位末端
もまた、可鍛性であり得、それにより、医師は、この装置の遠位末端を、それを
作用させる身体の構造に対応する形状へと曲げることができるようになる。この
ことは、心内膜表面が、典型的には、右心房および左心房に存在している稜およ
び小柱（ｔｒａｂｅｃｕｌａｅ）を備えていて一様ではないので、心内膜用途に
て、特に重要である。また、患者ごとおよび外傷ごとに、心内膜表面形態間にて
、劇的な相違がある。外科的手法を用いて連続した外傷を作成するためには、こ
の装置は、心房を膨張させてこの不均一性を平らにしなければならないか、また
はこのプローブは、この心房面に適合するように設計しなければならないか、い
ずれかである。しかしながら、小柱、オリフィスおよび稜があるために、心房が
平坦状態へと膨張できない領域が一部にある。外科医は、心房面を観察して、そ
れに適合するように本発明の可鍛性装置を曲げることができる。この遠位末端は
、その代わりに、バネ様または剛性でさえあり得る（用途によって、そのような
構造が必要なら）。

【００３２】 上で確認した目的および他の目的を達成するために、本発明の他の発明の１実
施態様に従った外科用装置は、ハンドル、第一および第二支持部材、および少な
くとも１個の切除電極を包含し、このハンドルは、少なくとも１個の可動ハンド
ル部材を包含し、この第一および第二支持部材は、このハンドルに操作可能に接
続されており、この支持部材の少なくとも１個は、この少なくとも１個の可動ハ
ンドル部材の運動に応答して、他の支持部材に対して、移動可能であり、そして
この切除電極は、この第一支持部材に付随している。

【００３３】 この発明に付随した多くの利点がある。例として、本発明は、心耳を分離する
方法で、特に有用である。心房へのアクセスは、例えば、胸部造瘻術により得ら
れ、心耳は、これらの支持部材間にて、捕捉され得る。次いで、心耳の補足部分
には、ＲＦエネルギーが加えられて、心耳の壁が互いに熱的に融合される。この
方法は、これらの支持部材間で補足されたときに、投げ縄を締め付けたときのよ
うに組織が１カ所に集まらないので、投げ縄カテーテルベースの手法よりも良好
な加熱および融合を与える。さらに、カテーテル一般を使用することとに付随し
た欠点もまた、回避される。

【００３４】 本発明の他の発明の１実施態様に従った外科用クランプは、第一および第二ク
ランプ部材、および少なくとも１個の電極を包含し、この電極は、これらのクラ
ンプ部材の少なくとも１個に付随している。このクランプは、先の段落で記述し
た様式と類似した様式で、同じ有利な結果を伴って、心耳を分離するのに使用さ
れ得る。その後、このクランプは、取り除かれるかまたは適当な位置に残される
か、いずれかであり得る。

【００３５】 本発明の他の発明の１実施態様に従った外科用装置は、エネルギー源、少なく
とも１個のエネルギー伝達装置、およびハンドルを包含し、このハンドルは、こ
のエネルギー源およびこの少なくとも１個のエネルギー伝達装置に連結されたエ
ネルギー制御装置を包含する。このエネルギー制御装置は、このエネルギー源か
ら、このエネルギー伝達装置へのエネルギーの伝達を選択的に制御するように、
適合されている。このエネルギー制御装置は、このハンドル（これは、必然的に
、医師により握られる）上に位置しているので、本発明の外科用装置は、従来の
装置で見られるよりも便利なエネルギー制御を与える。

【００３６】 あるいは、本発明の他の発明の１実施態様に従って、エネルギー制御は、遠隔
エネルギー制御装置（これは、出力ユニットに接続されているが、患者に近接し
て位置しているか、そうでなければ、手術室の無菌ゾーン内にある）の使用によ
り、達成され得る。このような配置はまた、従来の装置で見られるよりも便利な
エネルギー制御を与える。

【００３７】 さらに、この出力制御インターフェイスが、外科用プローブのハンドルに位置
していようと、遠隔制御装置に位置していようと、この全体的な電気生理学的シ
ステムの出力制御局面は、本発明の外科用プローブおよび遠隔制御装置の両方が
容易に滅菌できるので、さらに便利に、この無菌ゾーンへと運ぶことができる。
他方、従来の出力制御インターフェイスは、出力制御ユニットの一部であり、容
易に滅菌できない。

【００３８】 組織接触をさらに改良するために、本発明の他の発明の１実施態様に従って、
支持部材上にエネルギー伝達装置を有するプローブと共に、圧力適用プローブが
使用され得る。この圧力適用プローブは、細長本体部分および係合装置を包含し
、係合装置は、この支持部材を解除可能に係合するように、適合されている。こ
の圧力適用プローブは、エネルギー伝達前に、充分な組織接触が達成されること
を保証するために、使用できる。

【００３９】 本発明の他の発明に従って、この支持部材上のエネルギー伝達装置を有するプ
ローブと共に、連結装置もまた使用できる。この連結装置の１実施態様は、ベー
ス部材および係合装置を包含し、このベース部材は、このプローブの可撓性支持
部材の第一部分に取り外し可能に固定されるように、適合されており、そしてこ
の係合装置は、このベース部材に接続されており、そしてこの可撓性支持部材の
第二部分に取り外し可能に固定されるように、適合されている。この連結装置に
より、医師は、望ましいとき、この支持部材にて、遠位ループを形成できるよう
になり、それにより、このプローブの可撓性が高まる。

【００４０】 ある種の外科的処置に付随した血液損失を減らすために、本発明の他の発明の
従った外科的方法は、軟組織を凝固させる工程、およびこの軟組織に切開部を形
成する工程を包含する。もし、この切開部が、この凝固よりも深くないなら、こ
の切開部は、著しい出血を生じることはない。この方法は、所望の深さの切開部
が得られるまで、繰り返すことができる。

【００４１】 本発明が、添付の図面に関連して考慮すると、以下の発明の詳細な説明を参照
してさらによく理解されるので、本発明に付随した上記特徴および他の多くの特
徴は、明らかとなる。

【００４２】 （発明の詳細な説明） 本発明の好ましい実施態様の詳細な説明は、添付の図面を参照して、なされる
。

【００４３】 以下は、本発明を実施する現在既知の最良の様式の詳細な説明である。この説
明は、限定する意味と解するべきではなく、本発明の一般的な原理を例示する目
的でのみ、なされる。

【００４４】 好ましい実施態様の詳細な説明は、以下のように体系化される： Ｉ．プローブ型装置 ＩＩ．作動要素 ＩＩＩ．プローブ型装置の心外膜用途 ＩＶ．プローブ型装置の心内膜用途 Ｖ．他の外科的用途 ＶＩ．クランプ力を加える装置 ＶＩＩ．クランプ力を加える装置の用途 ＶＩＩＩ．出力制御 本発明の詳細な説明の節の表題および全体的な体系化は、便宜上にすぎず、本発
明を限定することを意図されない。

【００４５】 本明細書は、主として、心臓での切除に関連して、多くの電極構造（これらの
構造は、心筋組織で使用するのによく適しているので）を開示している。それに
もかかわらず、これらの構造は、他の型の軟組織が関与している療法での使用に
適用できることを理解すべきである。例えば、本発明の種々の局面は、身体の他
の領域（例えば、前立腺、肝臓、脳、胆嚢、子宮および他の固形臓器）に関係し
た処置において、用途を有する。

【００４６】 （Ｉ．プローブ型装置） 例えば、図１および２で図示しているように、患者内に作動要素２５２を位置
づけるための外科用装置（すなわち「プローブ」）２５０は、比較的短いシャフ
ト２５４および可屈曲性スプラインアセンブリ２５６（これは、この作動要素を
支持するために、このシャフトの遠位末端に付随している）を包含する。ここで
、作動要素２５２は、以下のＩＩ節でさらに詳細に論述するように、複数の電極
要素２９４の形状である。好ましくは、この比較的短いシャフトは、約１０．２
ｃｍと４５．７ｃｍの間の長さ、好ましくは、２０．３ｃｍの長さであり得るの
に対して、このシャフトの外径は、好ましくは、約２ｍｍと８ｍｍの間である。
スプラインアセンブリ２５６は、所定の使用形状を有する。図１および２で示す
代表的な実施態様では、このスプラインアセンブリは、一対のスプライン脚部２
５８および２６０および環状部材２６２（これは、作動要素２５２を支持する）
を包含する。この外科用装置はまた、管状部材２６４（代表的な実施態様では、
円筒形状の鞘）を含み、これは、シャフト２５４の一部を覆い、また、それに対
して滑り可能である。スプラインアセンブリ２５６は、その遠位方向では、実質
的に管状の部材２６４の運動に応答して、崩壊するように（挿入形状）、そして
この実質的に管状の部材が近位方向に移動するとき、この所定の使用形状へと拡
大するように、適合されている。シャフト２５４の近位末端には、ハンドル２６
６が設けられ得る。管状部材２６４は、好ましくは、高くした握り面２６８を含
む。

【００４７】 患者内に作動要素を位置づけるための別の代表的な外科用装置（または「プロ
ーブ」）は、一般に、参照番号２７０で表わされるが、図３ａ〜４で図示されて
いる。ここで、この外科用装置は、実質的に三角形の形状のスプラインアセンブ
リ２７２を含み、これは、第一および第二側面脚部２７４および２７６および遠
位脚部２７８を包含する。遠位脚部２７８は、好ましくは、端から端まで、非直
線状であり、約１０〜１２ｃｍの長さであるが、第一および第二直線状部分２８
０および２８２および曲げ部分２８４（これは、これらの末端間の中間に位置し
ている）を包含する。このスプライン形状は、使用中にて、選択した身体表面（
例えば、心臓処置では、心房壁）に対してバネ力を与え、遠位脚部２７８の曲げ
は、作動要素２５２とこの選択表面との間の接触を最適にする。スプラインアセ
ンブリ２７２は、管状部材２６４がその上を前進するとき、図４で示した様式で
崩壊し、そしてこの管状部材が後退すると、図３ａで示した配向に戻る。外科用
装置２７０はまた、第二ハンドル２６７を包含する。

【００４８】 図１〜４で示した代表的な外科用装置の使用中にて、ハンドル２６６（図１）
または２６７（図３ａ）は、外科医が握り、シャフト２５４および側面脚部２５
８および２６０（図１）または２７４および２７６（図３ａ）を介して、環状部
材２６２（図１）または遠位脚部２７８（図３ａ）を支持する作動要素へと、力
が加えられる。それゆえ、このシャフトおよび側面脚部（この側面脚部が合流し
ている領域を含めて）は、この力が加えられたとき、崩壊を防止するのに充分に
強力であるべきである。現在の装置が蛇行した血管経路を通って対象部位へと入
らないという事実により、このシャフトおよびスプライン脚部は、従来のカテー
テルシャフトよりも堅くできる。本発明のこの局面は、以下でさらに詳細に論述
する。あるいは、シャフト２５４および側面脚部２７４および２７６は、図３ａ
および４で示した実施態様では、このシャフトに力が加えられたとき、遠位脚部
２７８を用いて崩壊して半円形を形成するように、設計され得る（図３ｂに注目
せよ）。ここで、この作動要素は、この作動要素の目的身体構造との接触を制限
するために、以下で記述する様式の１つで、適切に覆い隠すべきである。

【００４９】 図５で例として示すように、身体構造のアンカー部位（例えば、図５で示した
肺静脈の１つ）にて、代表的なスプラインアセンブリ２７２の遠位脚部２７８を
向けるおよび／または係留するために、ガイドワイヤ２８６が使用され得る。ガ
イドワイヤ２８６は、シャフト２５４にある管腔を通過する。ガイドワイヤ２８
６の遠位末端は、スプラインアセンブリ側面脚部２７４および２７６の１個に形
成された管腔２８８を通過するのに対して、その近位末端は、ハンドル２９０に
固定されている。あるいは、スプラインアセンブリ２７２を２個の身体構造アン
カー部位に係留するために、２個のガイドワイヤ（１個ずつ、これらの側面脚部
の各々を通過する）が使用され得る。両方のワイヤは、同じハンドルへと伸長す
る。

【００５０】 図１〜５で図示した代表的な実施態様はまた、管状部材２６４なしで提供され
得る。このような装置は、開胸術または胸骨正中切開術に関連した外科的処置で
、特に有用であり、この場合、これらのスプラインアセンブリは、容易に崩壊し
て所望位置に前進できるか、または崩壊することなく所望位置に前進できる。こ
こで、これらのスプラインアセンブリは、もし、望ましいなら、単に可屈曲性で
あるのとは反対に、可鍛性であり得る。

【００５１】 図６ａおよび６ｂに目を向けると、一対の管腔を有する管状部材２６４’の１
管腔には、内視鏡２９２が通され得る。あるいは、シャフト２５４および内視鏡
２９２は、共通管腔を通過できる。

【００５２】 図１〜５で図示したスプラインアセンブリは、好ましくは、ニッケルチタン（
これは、ニチノール材料として市販されている）または１７−７ステンレス鋼の
ような弾性で不活性のワイヤから製造される。しかしながら、弾性射出成形不活
性プラスチックもまた、使用できる。このワイヤまたは成形プラスチックは、適
当な生体適合性の熱可塑性またはエラストマー性材料（例えば、ＰＥＢＡＸ（登
録商標）またはＰｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標））により被覆される。好まし
くは、これらのスプラインアセンブリの種々の部分は、弾性金属またはプラスチ
ック材料の薄い直線で囲まれた細片から構成される。さらに、他の断面形状およ
び縦方向形状は、使用できる。例えば、これらのスプライン脚部は、その長さに
沿って異なる堅牢性を与えるために、例えば、厚さまたは幅または直径（もし、
円形なら）を変えることにより、遠位方向での断面積を減らすことができる。異
なる堅牢性はまた、材料の組成変化により、または異なる材料加工方法により、
得ることができる。図３ａ〜５で図示した実施態様をさらに詳細に参照すると、
遠位脚部２７８は、この脚部が遠位末端で平坦となるように、しかし、その堅牢
性輪郭にテーパーを付けてこのスプラインアセンブリを側方移動を防止するため
に、この脚部が近位になるにつれて、さらに半円形の断面となるように、設計さ
れ得る。このスプライン脚部の曲率もまた変えられ得、この遠位脚部の側方末端
は、側方安定性をさらに与えるために、強化され得る。

【００５３】 図９ａ〜９ｅで例として示すように、図３ａおよび４で示したプローブのスプ
ラインアセンブリは、曲がったスプラインアセンブリ３００で置き換えられ得る
。ここで、このスプラインアセンブリは、平坦な不活性ワイヤ３０２（これは、
好ましくは、ニチノールから形成され、そしてバネとして作用する）および外部
３０４（これは、好ましくは、ＰＥＢＡＸ（登録商標）またはＰｅｌｌｅｔｈａ
ｎｅ（登録商標）から形成される）を含む。断面で見ると、平ワイヤ３０２は、
長面および短面を有する。これらの短面は、図９ｄで示した平面と平行な平面に
ある。そのようにして、スプラインアセンブリ３００は、このスプラインアセン
ブリに「面内（ｉｎ ｐｌａｎｅ）」力Ｆが加えられると、図９ｂおよび９Ｃで
示す様式で、反れる。逆に、このアセンブリは、図９ｄで示した様式で「面外（
ｏｕｔ ｏｆ ｐｌａｎｅ）」力が加えられると、曲げに対して抵抗する。その
ようにして、それは、例えば、肺静脈の回りに外傷が形成される処置中にて、ア
ーチ形外傷を形成するのに使用され得る。

【００５４】 ワイヤ３０２は、図示したような長方形の断面でなくてもよいことに注目すべ
きである。長さが幅より大きい他の断面形状もまた、使用できる。ワイヤ３０２
はまた、上で述べたバネ様材料に代わりに、可鍛性材料（例えば、部分的または
完全にアニールしたステンレス鋼）から製造できる。これらの可鍛性実施態様に
より、オペレータは、この切除要素支持体構造を不規則な身体構造に合わせて形
成できるようになる。

【００５５】 図９ｆで示すように、代表的なスプラインアセンブリ３００’は、第一および
第二操縦ワイヤ３０１ａおよび３０１ｂを含み、これらは、例えば、溶接、機械
的なクリンピングまたは接着剤結合により、平ワイヤ３０２に固定される。操縦
ワイヤ３０１ａおよび３０１ｂの近位末端は、カム（図示せず）によって、ハン
ドル２６６’上のノブ３０３に操作可能に接続される。ハンドル２６６’は、ノ
ブ３０３、操縦ワイヤ３０１ａおよび３０１ｂに対するカムおよび設備を除いて
、図１で示したハンドル２６６と実質的に類似している。ノブ３０３を回転させ
ると、このスプラインアセンブリは、例えば、図９ｃで図示した様式で、側面か
ら側面へと移動される。それゆえ、このハンドルを単に移動させることに加えて
、医師は、ノブ３０３を回転させることにより、患者内にて、作動要素２５２を
移動させることができる。このような運動は、医師がこの作動要素を患者内に正
確に位置づけるようとしているとき、および／またはこの作動要素と組織表面と
の間の接触力を抑制しようとしているとき、有用である。このことは、このハン
ドルおよび／またはシャフト２５４が身体構造的または外科的束縛のために移動
できないとき、特に当てはまる。

【００５６】 代表的な実施態様では、操縦ワイヤ３０１ａおよび３０１ｂは、共に、この平
ワイヤループの的中間点で固定される。ノブ３０３を回転した後に望ましいルー
プ形状に依存して、他の形状は可能である。例えば、１つのワイヤは、他のもの
よりも、このループの頂部に近づいて固定できる。このカムの形状もまた、変え
られ得る。操縦ワイヤの使用のさらに詳細な論述は、たとえ従来のカテーテル設
定であっても、本願と同じ譲渡人に譲渡された米国特許第５，１９５，９６８号
、同第５，２５７，４５１号および同第５，５８２，６０９号（これらの内容は
、本明細書中で参考として援用されている）で見られる。

【００５７】 シャフト２５４は、好ましくは、比較的に堅い。本明細書中で使用する「比較
的に堅い」との語句は、このシャフト（または他の構造要素）が、剛性、可鍛性
、またはある程度可撓性のいずれかであることを意味する。剛性シャフトは、曲
げることができない。可鍛他姓シャフトとは、解放されたとき、跳ね返ることな
く、医師が所望の形状に容易に曲げることができ、その結果、外科的処置中にて
、その形状のままとどまるシャフトである。それゆえ、可鍛性シャフトの剛性は
、このシャフトを曲げることができる程度に充分に低くなければならないが、外
科的処置に関連して、このシャフトに力を加えたとき、曲げに抵抗するのに充分
に高くなければならない。ある程度可撓性のシャフトは、解放したとき、曲がっ
て跳ね返る。しかしながら、このシャフトを曲げるのに必要な力は、相当でなけ
ればならない。剛性またはある程度可撓性のシャフトは、好ましくは、ステンレ
ス鋼から形成されるのに対して、可鍛性シャフトは、アニールしたステンレス鋼
から形成される。

【００５８】 シャフトの可撓性を定量する１方法は、本発明によるシャフトであろうと、従
来のカテーテルのシャフトであろうと、一端を片持ち様式で固定してこれらの末
端間のどこかで、このシャフトの縦軸に垂直な力を加えたとき、このシャフトの
反りを見ることである。このような反り（σ）は、以下のようにして、表わされ
る： σ＝ＷＸ²（３Ｌ−Ｘ）／６ＥＩ ここで： Ｗは、このシャフトの縦軸に垂直に加えられる力である、 Ｌは、このシャフトの長さである、 Ｘは、このシャフトの固定末端と加えた力との間の距離である、 Ｅは、弾性率である、そして Ｉは、このシャフトの慣性モーメントである。 この力を、このシャフトの自由末端に加えたとき、反りは、以下のようにして表
される： σ＝ＷＬ³／３ＥＩ 異なるシャフトを比較したとき、ＷおよびＬが等しいと仮定すると、それぞれの
ＥおよびＩの値は、これらのシャフトがどの程度曲がるかを決定する。言い換え
れば、シャフトの堅牢性は、ＥおよびＩの積の関数である。この積は、本明細書
中では、「曲げ係数」と呼ぶ。Ｅは、このシャフトを形成する材料の性質である
のに対して、Ｉは、シャフトの幾何学的配置、壁厚さなどの関数である。従って
、比較的に軟らかい材料から形成されたシャフトは、比較的に硬い材料から形成
されたシャフトとは、軟らかいシャフトの慣性モーメントが硬いシャフトのもの
よりも充分に大きいなら、同じ曲げ係数を有し得る。

【００５９】 例えば、比較的に堅い５．１ｃｍシャフト（可鍛性でるか、またはある程度可
撓性であるか、いずれかである）は、少なくとも約２８Ｎ−ｃｍ²の曲げ係数を 有する。好ましくは、比較的に堅い５．１ｃｍシャフトは、約８６Ｎ−ｃｍ²と 約１４３５Ｎ−ｃｍ²との間の曲げ係数を有する。比較すると、従来のカテーテ ルシャフトの５．１ｃｍ片は、静脈を通って移動するのに充分に可撓性でなけれ
ばならないが、典型的には、約２．８Ｎ−ｃｍ²と約８．６Ｎ−ｃｍ²との間の曲
げ係数を有する。ここで述べた曲げ係数範囲は、主として、初期の反りに関係し
ていることに注目すべきである。言い換えれば、これらの曲げ係数範囲は、この
片持ち梁シャフトの縦軸の自由末端におよびそれと垂直に加えた力の量、すなわ
ち、静止（または反りなし）位置から２．５ｃｍの反りを生じるのに必要な力の
量に基づいている。

【００６０】 上で述べたように、シャフトの反りは、その慣性モーメントだけでなく、この
シャフトの組成に依存している。このシャフトは、弾性材料、プラスチック材料
、エラストマープラスチック材料またはそれらの組み合わせから製造できる。シ
ャフト２５４を比較的に堅く（および好ましくは、可鍛性に）設計することによ
り、この外科的器具は、この外科的処置中に遭遇する束縛に対して、さらに良好
に適合される。比較的に堅い５．１ｃｍ長シャフトを曲げるのに必要な力は、約
６．７Ｎ〜約５３．４Ｎの範囲であるべきである。比較すると、従来のカテーテ
ルシャフトの５．１ｃｍ片を曲げるのに必要な力は、約０．９Ｎ〜１．１Ｎの間
であるべきである。再度、このような力の値は、この片持ち梁シャフトの縦軸の
自由末端におよびそれと垂直に加えた力の量、すなわち、静止（または反りなし
）位置から２．５ｃｍの反りを生じるのに必要な力の量に関係している。

【００６１】 延性材料は、このような材料が破砕による破断前に、可塑的に変形できるため
に、多くの用途で好ましい。材料は、この破砕が起こるとき、伸長率に基づいて
、延性または脆性のいずれかに分類される。破砕前に５％以上の伸長を有する材
料は、延性であると見なされるのに対して、破砕前に５％未満の伸長を有する材
料は、一般に、脆性であると見なされる。材料延性は、初期断面積に対する破砕
時の断面積の比較を基準にできる。この特性は、この材料の弾性には依存してい
ない。

【００６２】 あるいは、このシャフトは、被覆（金属スパイラル形ジャケット）導管または
可撓性Ｌｏｃ−Ｌｉｎｅ（登録商標）（これは、中心管腔を有し得る連動ボール
およびソケット連結の線形セットである）と類似した機械的要素であり得る。こ
れらは、ヒンジ様のセグメント化された部分であり、これらは、このシャフトを
製造するために、直線状に組み立てられる。

【００６３】 図１〜６ｂで図示した代表的な管状部材２６４は、好ましくは、比較的に薄い
円筒形鞘（これは、例えば、約１．２ｍｍの壁厚を有する）の形状であり、そし
て好ましくは、４６ｍｍ未満の外径を有する。この鞘の材料は、好ましくは、ま
た、シャフト２５４およびスプラインアセンブリ２５６および２７２に対するこ
の鞘の運動中での摩擦を少なくするために、潤滑性である。例えば、ポリテトラ
フルオロエチレン（ＰＴＦＥ）から製造した材料は、この鞘に使用できる。この
鞘の遠位末端は、損傷を防止するために、比較的に可撓性であるべきである。も
し、必要なら、この鞘に、ＰＥＢＡＸ（登録商標）材料（これは、ナイロンに関
連したポリエーテルブロックアミドを含有する）で被覆した編組材料で裏打ちす
ることにより、この鞘の残りの部分に対して、堅牢性を追加できる。堅い外層で
編組したＰＴＦＥおよび他の潤滑性材料から製造した他の組成は、使用できる。

【００６４】 あるいは、管状部材２６４は、比較的に堅く、そしてシャフト２５４に関して
上で記述した材料から形成され得る。

【００６５】 図１０ａで例として示すように、本発明の別の実施態様による外科用プローブ
３０８は、比較的に堅いシャフト３１０、ハンドル３１２および遠位部分３１４
を包含する。シャフト３１０は、ハイポチューブ３１６（これは、剛性であるか
または比較的に堅いかのいずれかである）およびこのハイポチューブの上の外部
高分子チュービング３１８からなる。比較的に堅いチューブは、可鍛性またはあ
る程度可撓性のいずれかであるが、好ましくは、約８６Ｎ−ｃｍ²と約１４３５ Ｎ−ｃｍ²の間の曲げ係数を有する。ハンドル３１２は、このプローブの遠位部 分上の作動要素を電源に接続するためのＰＣ板３２０を包含する点で、上で述べ
たハンドル２６６と類似している。ハンドル３１２は、好ましくは、２個の成形
ハンドル半分からなり、また、歪み軽減要素３２２を備えている。作動要素２５
４（ここでは、複数の電極要素２９４の形態である）は、遠位部分３１４に設け
られている。この実施態様は、導入ポート（例えば、外套針）を通して患者に容
易に挿入できるので、特に有用である。

【００６６】 図１０ａで示したハンドル３１２は、従来の出力供給設計で使用することを意
図しており、ここで、ＲＦ発生器（または他のエネルギー源）から電極２９４へ
の出力の伝達は、足スイッチにより制御される。図１０ｄで例として示すように
、本発明の１実施態様に従って、ハンドル３１２’は、手動オンオフスイッチ３
１３を備えている。オンオフスイッチ３１３により、医師は、このプローブの遠
位部分上の電極（単数または複数）へのＲＦ切除エネルギー（および他の型の出
力）の供給を選択的に使用可能および使用不能にできるようになる。

【００６７】 包括的なオンオフスイッチ３１３に加えて、図１０ｅで示した代表的なハンド
ル３１２’’はまた、これらの電極の各々に対する複数の個々のオンオフスイッ
チ３１５を包含する。個々のオンオフスイッチ３１５により、医師は、個々の電
極への出力の供給を選択的に制御できるようになる。代表的なハンドル３１２’
’は、７個の個々のオンオフスイッチ３１５を有しているが、好ましくは、７個
の電極を有するプローブで使用される。もし、例えば、医師が、これらの電極の
うちの３個だけを使って組織を切除しようとするなら、選択された３個の電極は
、包括的なオンオフスイッチ３１３を「オン」位置にする前に、対応するスイッ
チ３１５によって使用可能にされ得る。

【００６８】 図１０ｅで示した代表的なハンドル３１２’’上には、複数の指示器要素３１
７もまた、設けられる。好ましくは、オンオフスイッチ３１５の各々に対して、
１つの指示器要素３１７が存在する。図示した実施態様では、指示器要素３１７
は、対応するオンオフスイッチ３１５を押したときに浮かび上がるボタンの形状
である。これにより、医師は、スイッチ３１５のオンオフ状態の触覚指示および
視覚指示が得られる。指示器要素３１７はまた、指示器ライトの形状でもあり得
る。スイッチ３１５のオンオフ状態の音ベースの指示もまた、使用され得る。例
えば、スイッチ３１５のうちのどれが「オン」位置にあるかを定期的に指示する
ために、このハンドルまたは出力供給装置のスピーカーが使用され得る。

【００６９】 本発明の別の局面に従って、プローブは、このハンドルが再使用可能であって
、このプローブの残りの部分が使い捨て可能または別個に再使用可能であるよう
に、設計され得る。図１０ｆおよび１０ｇに目を向けると、代表的なハンドル３
１２’’は、エッジ型コネクタを包含し、これは、このハンドル上の第一部分３
１９およびこのプローブの残りの部分上の第二部分３２１を有する。図示した実
施態様では、この残りの部分は、主として、シャフト３１０であり、これは、上
記のように、複数の電極要素（図示せず）を支持する。

【００７０】 第一および第二コネクタ部分３１９および３２１は、このハンドルをこのプロ
ーブの残りの部分に機械的に連結して、望ましいときにこれら２つを解除する要
素を有する。これらの第一および第二コネクタ部分はまた、これらの電極（また
は他の作動要素）および温度センサからの信号ワイヤを、このエネルギー源へと
接続する。これらの２個のコネクタ部分間の接続の完全性を維持するために、ロ
ッキング機構（図示せず）が使用され得る。このハンドルをエネルギー源に接続
するために、ケーブル３２３が設けられ得る。

【００７１】 図１０ｅ〜１０ｇで示したハンドルは、本明細書中で開示したプローブのいず
れかとともに使用され得、このようなハンドルの特徴は、本明細書中で開示した
他のハンドルのいずれかに組み込まれ得る。

【００７２】 図１０ｈおよび１０ｉで例として示したように、本発明の１実施態様に従って
、外科用プローブ３０８またはカテーテル（図示せず）と共に、遠隔出力制御ユ
ニット３２５が使用され得る。遠隔出力制御ユニット３２５は、本体３２７ａお
よび複数のオン／オフスイッチ３２７ｂを包含する。好ましくは、各電極に対し
て１個のオン／オフスイッチ３２７ｂが存在し、図示した実施態様では、７個の
電極および７個のオン／オフスイッチが存在する。この遠隔出力制御ユニットは
また、包括的な出力のオン／オフスイッチ（図示せず）を包含できる。あるいは
、同じ機能を果たすために、足ペダル（図示せず）が設けられ得る。

【００７３】 遠隔出力制御ユニット３２５のサイズおよび形状により、医師または手術室ス
タッフの他の要員が片手でそれを容易に握ることができるようになる。好ましく
は、遠隔出力制御ユニット３２５は、約２０．３ｃｍの長さ、約３．８ｃｍの幅
および約１．３ｃｍの厚さである。もちろん、このサイズおよび形状は、特定の
要求に合うように、調節できる。

【００７４】 遠隔出力制御ユニット３２５は、従来の電気生理学的出力制御ユニット、例え
ば、米国特許第５，５４５，１９３号で示されたもの（これらは、エネルギー（
例えば、切除エネルギー）源に接続されており、個々の電極制御を提供する）と
共に使用され得る。このような使用を容易にするために、この遠隔出力制御装置
は、接続装置を包含し、これは、図示した実施態様では、ケーブル３２９ａおよ
びコネクタ３２９ｂからなる。ケーブル３２９ａは、比較的に長く（すなわち、
約１．８ｍと約４．６ｍの間の長さ）するべきであり、好ましくは、３ｍである
。この接続装置はまた、ワイヤレス伝達装置／受信装置の配置、または任意の他
の適当な装置の形態であり得る。外科用プローブ３０８はまた、この電気生理学
的出力制御ユニットに接続される。足ペダルを使用する場合は、それもまた、こ
の電気生理学的出力制御ユニットに接続される。

【００７５】 代表的な遠隔出力制御ユニット３２５は、外科用プローブの遠位部分の形状の
刻印（ｉｎｄｉｃｉａ）３３３、指示器ライト３３５、およびこのプローブの各
個の電極に対応する数字を包含する。刻印、ライトおよび数字の組み合わせによ
り、医師は、どの電極が使用可能であり、そしてどの電極が使用不能であるかを
容易に決定できるようになる。

【００７６】 外科用プローブ３０８（および本明細書中で開示した他のプローブ）および遠
隔出力制御ユニット３２５は、滅菌可能である。その目的のために、これらの装
置は、包括的に密閉的に密封されているか、または選択した部分（例えば、電極
要素を取り囲んでいる部分）が密封されているか、いずれかである。密封されて
いない部品は、気体滅菌剤（例えば、エチレンオキシド（ＥｔＯ））を貫通でき
る。これらの外科用プローブおよび遠隔出力制御ユニットはまた、はね水（ｓｐ
ｌａｓｈ）に耐性であるべきである。

【００７７】 可鍛性シャフト３１０が望ましい場合には、ハイポチューブ３１６は、図１０
ａ、１２および１３で示した熱処理した可鍛性ハイポチューブ３１６であり得る
。このハイポチューブの特定の部分を選択的に熱処理することにより、このハイ
ポチューブの一部（好ましくは、その遠位部分）を、他の部分よりも可鍛性にで
きる。これは、遠位部分３１４が可鍛性であるとき、この遠位部分とシャフト３
１０との間の任意の不連続性を軽減する。

【００７８】 本明細書中で開示した任意の代表的な装置にて、電極要素２９４の上、下、そ
の長手末端縁に接して、またはその間にて、複数の温度感知要素（例えば、図示
していない熱電対）が配置され得る。さらに、参照温度感知要素が設けられ得る
。例えば、参照温度感知要素３２４は、図１０ａで示したように、参照として室
温が使用されるように、このハンドルに配置され得る。この参照温度センサは、
あるいは、この装置の遠位先端上またはその近くに設けられ得る。別の代替は、
この参照温度センサとして機能する電子回路を使用することである。参照温度セ
ンサはまた、患者または手術室に配置でき、医師は、単に、この参照温度をこの
出力制御装置に入力できる。この参照温度センサの精度は、患者にバイパスを取
り付けた用途では、これらの電極を過ぎて流れる血液の対流冷却効果が実質的に
低下するので、それ程重要ではないことに注目するべきである。また、本外科用
装置は、従来のカテーテルベースの装置よりも良好な組織接触をもたらし、これ
は、さらに正確な温度モニタリングを与える。

【００７９】 遠位部分３１４は、それを押し付けた表面に適合し、次いで、この表面から取
り除いたとき、その初期形状に跳ね返るという点で、ある程度可撓性であるか、
または上で述べたように、可鍛性であるか、いずれかであり得る。８６Ｎ−ｃｍ ² と５０Ｎ−ｃｍ²との間の曲げ係数が好ましい。図１１ａで例として示したよう
に、ある程度可撓性の遠位部分３１４は、バネ部材３３０を包含し得、これは、
好ましくは、頑丈な平ワイヤバネ（図示のような）、丸ワイヤ、または３枚平ワ
イヤニチロールバネのいずれかであり、ハイポチューブ３１６の遠位末端に接続
されている。１７−７または大工鋼（ｃａｒｐｅｎｔｅｒ’ｓ ｓｔｅｅｌ）の
ような材料から形成される他のバネ部材もまた、使用され得る。一連のリードワ
イヤ３３２および３３４は、電極要素２９４および温度センサ要素を、それぞれ
、ＰＣ板３２０に接続する。バネ部材３３０ならびにリードワイヤ３３２および
３３４は、可撓性本体３３６（これは、好ましくは、ＰＥＢＡＸ（登録商標）材
料、ポリウレタン、または他の適切な材料から形成される）に封入される。バネ
部材３３０はまた、その遠位先端が図１０ａで示した様式で予め曲げられるよう
に、予め応力がかけられ得る。また、絶縁スリーブ３３１は、バネ部材３３０と
リードワイヤ３３２および３３４との間に配置され得る。

【００８０】 可鍛性遠位末端３１４が望ましい場合には、バネ部材３３０は、例えば、図１
１ｂで図示したように、適当に可鍛性の材料（例えば、アニールしたステンレス
鋼またはベリリウム銅）から製造した心棒３３７で置き換えられ得る。この心棒
は、理想的には、（例えば、ハンダ付け、スポット溶接または接着剤により）、
この装置の遠位先端に固定され、そしてこのシャフトを通ってハンドルへと延び
、ここで、また、この遠位先端の良好なトルク伝達および安定性を保証するため
に、固定される。あるいは、この可鍛性心棒は、このシャフトのハイポチューブ
３１６の遠位末端内に直接固定され、そして例えば、ハンダ付け、スポット溶接
または接着剤により、固着され得る。

【００８１】 あるいは、図１１ｃで例として示すように、ハイポチューブ３１６’には、ス
ロット３３９が形成され得る。可鍛性心棒３３７は、スロット３３９内に挿入さ
れ、次いで、スポット溶接３４１（図示）、ハンダ付けまたは接着剤により、適
当な位置で保持される。スロット３３９は、その一端に開口部３４１を包含し、
そこを通って、心棒３３７が伸長している。スロット３３９はまた、他端にて、
他の開口部を包含できる。スロット３３９は、ハイポチューブ３１６’の近位末
端と間隔を置いた関係で位置しており、それを曲げて種々の形状に形成するとき
に、心棒３３７に対するさらなる支持を生み出す。心棒３３７の長さを短くする
ことにより、成形した遠位アセンブリのトルクは、上記実施態様（ここで、この
心棒は、このハンドル内で係留されている）に比べて、高くなる。

【００８２】 遠位部分３１４もまた、ハイポチューブにより形成され得、これは、単に、シ
ャフトハイポチューブ３１６の延長である。しかしながら、もし、この遠位末端
ハイポチューブが、このシャフトハイポチューブとは異なる堅牢性（または曲げ
特性）を有するのが望ましいなら、この遠位末端ハイポチューブは、シャフトハ
イポチューブ３１６に接続された別個の要素であり得る。

【００８３】 シャフト３１０は、１０．２ｃｍ〜４５．７ｃｍの長さであり得、好ましくは
、１５．２ｃｍ〜２０．３ｃｍである。遠位部分３１４は、２．５ｃｍ〜２５．
４ｃｍの長さであり得、好ましくは、５．１ｃｍ〜７．６ｃｍである。長い連続
的な外傷の形成を容易にするためには、遠位部分３１４は、好ましくは、６個の
間隔を置いて配置した電極要素２９４（これらは、約１２ｍｍの長さである）を
包含する。電極要素２９４の数および長さは、もちろん、特定の用途に合うよう
に、変えることができる。

【００８４】 本発明のある実施態様に従って、図１０ｂおよび１０ｃで例として示している
ように、遠位部分３１４は、遠位（または先端）電極を備え得る。まず、図１０
ｂを参照すると、遠位電極３２６は、１個またはそれ以上の温度センサ用の貫通
穴を有する頑丈な電極であり得る。別の代表的な電極は、図１０ｃで示す殻（ｓ
ｈｅｌｌ）電極３２８であり、これもまた、１個またはそれ以上の温度センサを
内部に有し得る。これらの遠位電極は、種々の用途を有する。例えば、遠位電極
は、長い外傷を形成するために、解剖学上の表面に沿って引きずられ得る。この
遠位電極はまた、もし、例えば、遠位部分３１４が、解剖学上の表面、および電
極要素２９４により作製された連続的な外傷に正確に適合しないなら、これらの
電極要素により作製された外傷を（直線状または曲線状に）改良する（ｔｏｕｃ
ｈ ｕｐ）のに使用され得る。この遠位電極はまた、解剖学的稜（これは、もし
、遠位部分３１４がこの稜に適合するように曲げられるなら、この外科用装置の
完全性が損なわれるような形状である）で外傷を作製するのに使用され得る。

【００８５】 図１３で例として示すように、代表的な外科用プローブ３４０は、引張りワイ
ヤ３４２を備えており、これにより、医師は、遠位部分３１４の曲率を、曲線な
しから、僅かな曲線、極端な曲線、またはループでさえ、望ましいように調節で
きるようになる。引張りワイヤ遠位部分３４４は、遠位部分３１４の遠位先端に
接続される。この引張りワイヤの遠位部分は、これらの切除電極に近接したシャ
フトに入り、近位部分３４６は、ハンドル３１２で形成された開口部を通って出
ていく。引張りワイヤ３４２を除いて、プローブ３４０は、図１０ａおよび１１
ａで示したバネ先端プローブ型と実質的に同じである。あるいは、引張りワイヤ
３４２の近位部分は、図９ｆで示したようなハンドル／ノブ配置に付随され得る
。

【００８６】 本発明の他の実施態様に従って、例えば、図１４および１５で図示されている
ように、外科用プローブ３４８は、遠位ループ構造体３５０を備えており、これ
は、複数の電極２９４の形状で、作動要素２５２を包含する。遠位ループ構造体
３５０は、鞘３５４の開口部３５２を通って伸長しているが、シャフト３５６に
接続されている。このシャフトは、順に、ハンドル３１２に接続される。鞘３５
４の遠位部分は、ハンドル３５８を包含し、これにより、この鞘は、遠位および
近位に移動できるようになる。ループ構造体３５０の堅牢性は、鞘３５４の堅牢
性よりも低い。そのようにして、鞘３５４は、近位方向に引かれ、ループ構造体
３５０は、図１４で示した様式で、鞘開口部３５２から***する。鞘３５４がそ
の最遠位位置に戻ると、ループ構造体３５０は、この鞘およびループ構造体が同
軸ととなるように、この鞘へと滑って戻る。

【００８７】 代表的なループ構造体３５０は、バネ部材（図示せず）、例えば、板バネまた
は平ワイヤバネ（好ましくは、ニチノールから形成したもの）を包含し、これは
、可撓性材料（例えば、ＰＥＢＡＸ（登録商標）チューブ３５９）で被覆されて
いるという点で、図１０ａおよび１１ａで示したプローブの遠位部分３１４と類
似している。遠位部分３５０が外向きに***できることに加えて、このバネ部材
は、弾性も与えて、この遠位部分が目的の構造表面に適合するのを助け、「平面
外曲げ」を防止するように、平坦であり得る。

【００８８】 図１４および１５で図示した代表的な実施態様では、鞘３５４の遠位末端には
、旋回アセンブリ３６０が設けられる。旋回アセンブリ３６０は、ベース部材３
６２および旋回部材３６４（これは、旋回ピン３６６により、このベース部材に
固定されている）を包含する。図１５をさらに詳細に参照すると、旋回部材３６
４は、ベース部材３６２に形成されたスロット３６８内で旋回する。スロット３
６８のサイズおよび形状、およびその中の旋回部材３６４の位置は、このループ
の形状を調節するために、調節され得る。例えば、旋回部材３６４の位置および
スロット３６８の形状およびサイズは、この旋回部材が３０°、６０°、９０°
または１８０°でだけ回転できるように、変えられ得る。しかしながら、２７０
°までの回転が可能である。旋回部材３６４は、ループ構造体３５０の遠位末端
をこの旋回部材に固定するためのコネクタ３７２（例えば、例示したネジ筋付き
または棘付きのコネクタ）を包含する。

【００８９】 プローブ３４８の剛性、可鍛性または可撓性は、多くの様式で与えられ得る。
例えば、鞘３５４は、剛性ステンレス鋼ハイポチューブ、比較的に堅くある程度
可撓性のステンレス鋼ハイポチューブ、または比較的に堅く可鍛性のアニールし
たステンレス鋼ハイポチューブから形成され得る。それに加えて、またはそれに
代えて、シャフト３５６は、剛性（またはある程度可撓性）ステンレス鋼ハイポ
チューブまたは可鍛性のアニールしたステンレス鋼ハイポチューブであり得る。
いずれの場合でも、シャフト３５６の遠位末端３７４は、ループ構造体３５０の
可撓性部分と接している。ステンレス鋼に代えて、他の材料は、もちろん、使用
できる。例えば、この鞘またはシャフトでは、このステンレス鋼ハイポチューブ
に代えて、剛性の高デュロメータープラスチックチューブで置き換え得る。

【００９０】 一旦、鞘３５４およびシャフト３５６が、所望のループを生じるように、互い
に対して位置づけられると、この鞘は、トウハイボースト（ｔｏｕｈｙ ｂｏｒ
ｓｔ）コネクタ３７６（これは、ハンドル３５８とハンドル３１２との間で、鞘
３５４の遠位末端に固定されている）により、このシャフトに固定され得る。

【００９１】 本発明の他の局面による切除プローブ３７８は、例えば、図１６で図示されて
いる。このプローブは、シャフト３８０（これは、上記シャフト２５４、３１０
または３５６と類似している）を包含し、この上には、１個またはそれ以上の切
除電極２９４が取り付けられている。以下のＩＩ節でさらに詳細に記述するよう
に、その切除エネルギーの集中を抑制するためおよび／またはこのプローブを血
液プールに置いたときの対流冷却を防止するために、マスキング２９６が使用さ
れ得る。ハンドル２６６もまた提供される。シャフト３８０は、好ましくは、約
１０．１ｃｍと４０．６ｃｍの間の長さであり、約３ｍｍと８ｍｍの間の直径で
ある。さらに、このシャフトは、剛性であるか、または比較的に堅いかいずれか
であり得、もし、比較的に堅いなら、可鍛性またはある程度可撓性のいずれかで
あり得る。切除プローブ３８７は、種々の処置に使用され得る。例えば、このシ
ャフトは、切除処置を実施するために、心臓に挿入され得る。

【００９２】 図３４および３５に目を向けると、圧力適用プローブ６５０は、図１０ａで示
したプローブ３０８のようなプローブの遠位部分または他の任意の作動要素支持
装置に圧力を加えるのに使用され得る。プローブ６５０を用いた圧力の適用によ
り、組織と、例えば、プローブ３０８の遠位部分３１４との接触レベルを改善で
きる。圧力適用プローブ６５０は、細長本体部分６５２および少なくとも１個の
係合装置６５４を包含する。図３４および３５で示した代表的な圧力適用プロー
ブはまた、第二係合装置６５８を包含する。以下でさらに詳細に論述するように
、第二係合装置６５８は、係合装置６５４と僅かに異なる形状を有する。

【００９３】 本体部分６５２は、好ましくは、剛性、可鍛性またはある程度可撓性のいずれ
かであり、そして約１０．２ｃｍ〜約４５．７ｃｍの長さであるが、この長さは
、特定の用途に合うように、調節され得る。可鍛性本体部分が望ましいとき、本
体部分６５２は、シャフト２５４に関して上で記述した様式で形成され得、好ま
しくは、軟質金属ロッドまたはチューブ、または硬化性プラスチックロッドまた
はチューブからなる。例えば、シャフト２５４は、ニッケルチタンロッドまたは
チューブから形成され得、これは、室温で延性であり、そして高温（例えば、オ
ートクレーブ滅菌中に使用する温度）では、真っ直ぐになる。堅牢性とは関係な
く、本体部分６５２の外面は、絶縁材料（例えば、ＰＥＢＡＸ（登録商標）また
はウレタン）で被覆すべきである。係合装置６５４は、好ましくは、絶縁材料（
例えば、ポリカーボネート、ウレタン、ガラス充填熱可塑性物またはＡＢＳ）か
ら形成される。

【００９４】 この係合装置は、任意の種々の形状を有し得る。図３４および３５で図示した
代表的な実施態様では、係合装置６５４および６５８は、一般に、Ｃ形状であり
、係合装置６５８は、より開いた形状を有する。使用時には、このＣ形状は、こ
れらの係合装置を、外科用プローブ３０８の遠位部分にある所望位置で維持する
のを助け、それにより、この所望位置に圧力を加えることができるようになる。
係合装置６５８の開口形状により、この係合装置は、この外科用プローブの組織
に対する位置を乱すことなく、この外科用プローブの遠位部分に沿って容易に再
配置できるようになる。

【００９５】 Ｃ形状係合装置６５４は、そのプローブの遠位先端を開口部６５６に挿入する
ことにより、またはこの遠位部分の上に係合装置６５４をスナップ嵌め込みする
ことにより、いずれかによって、図３４で示したプローブ３０８の遠位部分３１
４または任意の他のプローブに連結できる。スナップ嵌め込みすることが望まし
いとき、この係合装置は、ある程度可撓性であるべきである。この配置により、
圧力適用プローブ６５０は、プローブ３０８に対して、両者を係合したとき、回
転させることができる。結果として、圧力適用プローブ６５０は、プローブ３０
８を移動させることなく、再配向できる。圧力適用プローブ６５０はまた、両者
を係合したときに耐えられる範囲内で、プローブ３０８を移動させるのに使用さ
れ得る。

【００９６】 図３６で例として示すように、代表的な圧力適用プローブ６６０は、比較的に
狭い輪郭を有する係合装置６６２を備えている。この狭い輪郭により、２個の装
置を、互いに対して急な角度で配向したときでさえ、プローブ６６０は、作動要
素支持装置の遠位部分（例えば、プローブ３０８の遠位部分３１４）に係合でき
るようになる。もちろん、この係合装置は、図３４〜３６で示した形状に限定さ
れない。プローブの遠位部分を係合できる任意の形状が使用され得る。

【００９７】 このような用途には限定されないものの、図３４〜３６で示した圧力適用プロ
ーブは、胸腔鏡検査処置（ｔｈｏｒｏｓｃｏｐｉｃ ｐｒｏｃｅｄｕｒｅ）で特
に有用である。ここで、この圧力適用プローブは、１ポートを通って患者に挿入
され得るのに対して、この電極支持プローブは、別のポートを通って挿入され、
そしてこの圧力適用プローブに接続される。

【００９８】 図１０ａで示したプローブ３０８のようなプローブと共に使用され得る他の装
置は、例えば、図３７で図示されている。代表的な連結装置６６４は、ベース部
材６６６、一般にＣ形状の係合装置６６８（上記のものと類似している）および
図示した実施態様では、接続部材６７０を包含する。ベース部材６６６および係
合装置６６８はまた、互いに直接的に接続できる。

【００９９】 連結装置６６４は、広い範囲の用途を有する。例えば、この連結装置は、図３
８で示すように、圧力適用プローブ６７２の一部であり得る。連結装置６６４の
別の代表的な用途は、図３９で示されている。ここで、連結装置６６４は、プロ
ーブ３０８のようなブローブに配置され、そして遠位ループを作成するのに使用
される。この連結装置は、このループの形状を制御するために、このプローブの
長さに沿って、異なる地点に位置でき、そしてこのプローブに対して異なる回転
配向（矢印６７４ａおよび６７４ｂで示す）で配置できる。その目的のために、
ベース部材６６６および遠位部分３１４の一部は、各セットの歯（これにより、
連結装置６６４の回転配向は、プローブ３０８に対して固定できるようになる）
を包含できる。図４０の歯６７６に注目せよ。

【０１００】 連結装置の用途の数を増やすために、連結部材６７０は、種々の様式で構成さ
れ得る。例えば、接続部材６７０は、剛性、可撓性、ある程度可撓性、または可
鍛性であり得る。接続部材６７０はまた、スイベルまたはピボットの形状であり
得る。ベース部材６６６および係合装置６６８はまた、互いに対して種々の角度
で固定できる（例えば、図３８に注目せよ）。

【０１０１】 （ＩＩ．作動要素） （Ａ．代表的な作動要素） 図１〜１６で図示した代表的な実施態様では、作動要素２５２は、複数の電極
要素２９４から構成される。電極要素２９４は、種々の異なる目的に役立つこと
ができる。作動要素２５２はまた、化学的切除、レーザーアレイ、超音波変換器
、マイクロ波電極、およびＤ．Ｃ．ホットワイヤのための管腔であり得る。

【０１０２】 図示した実施態様では、これらの電極要素の主要な用途は、電気エネルギー（
さらに特定すると、ＲＦエネルギー）を伝達して、心臓組織を切除することであ
る。しかしながら、これらの電極要素はまた、心臓組織での電気的現象を感知す
るのに使用できる。その代わりに、またはそれに加えて、これらの電極要素は、
心臓組織のインピーダンスを測定する電気パルスを伝達するのに、心臓組織を鼓
動させるのに、または従来の鼓動および感知技術を使用して組織接触を評価する
のに、役立つことができる。一旦、医師が、所望の心臓領域の組織との接触を確
立すると、医師は、これらの電極要素に、切除エネルギーを加える。

【０１０３】 図１〜１６で示した代表的な実施態様では、電極要素２９４は、個々のワイヤ
（図８ｂおよび９ｅでは、参照番号２９５、そして図１１ａ、１１ｂおよび１２
では、参照番号３３２を参照）に電気的に連結されて、それらに切除エネルギー
を伝導する。これらのワイヤは、通常の様式で、これらのスプライン脚部の１個
およびシャフト２５４を通って伸長している管腔を通過して、ハンドル２６６の
プリント基板に入り、ここで、それらは、コネクタ２９６（これは、ポート２９
８で受容されている（図１を参照））に電気的に連結される。コネクタ２９６は
、ＲＦ切除エネルギー源に差し込まれる。本明細書で示したスプラインアセンブ
リには、複数の温度感知要素（図示せず）（例えば、熱電対またはサーミスタ）
もまた、設けられ得る。このような温度感知要素は、電極要素２９４の上、下、
その長手方向末端に接して、またはその間にて、位置し得る。温度制御目的には
、温度感知要素からの信号は、ワイヤ（図８ｂおよび９ｅでは、参照番号２９７
、そして図１１ａ、１１ｂおよび１２では、参照番号３３４を参照）（これらは
また、このプリント基板に接続されている）によって、この切除エネルギー源に
伝達される。適切な温度感知要素および制御装置（これは、感知した温度に基づ
いて、電極への出力を制御する）は、米国特許第５，４５６，６８２号および第
５，５８２，６０９号（これらの内容は、本明細書中で参考として援用されてい
る）で開示されている。ワイヤのそれぞれの数は、もちろん、特定の用途で使用
されるセンサおよび電極の数に依存する。適切な温度制御システムは、図２８〜
３１を参照して、以下で記述する。

【０１０４】 これらの電極要素は、種々の様式で組み立てることができる。それらは、例え
ば、複数の一般に剛性の電極要素（これらは、間隔を置いて分割した関係で、配
列されている）を包含できる。これらの分割した電極は、それぞれ、白金のよう
な導電性材料の頑丈なリングを包含でき、これは、この環状スプライン部材の周
りに、締まりばめを形成する。あるいは、これらの電極セグメントは、白金−イ
リジウムまたは金のような導電性材料を包含でき、これは、通常の塗装技術また
はイオンビーム補助蒸着（ＩＢＡＤ）方法を使用して、この装置の上に被覆され
る。良好な付着のためには、ニッケルまたはチタンの下塗りを塗布できる。これ
らの電極はまた、螺旋リボンの形状であり得る。

【０１０５】 あるいは、これらの電極要素は、一般に可撓性の電極要素のアレーを形成する
ために、この装置の周りに包んで密接に巻き付けた渦巻コイルの間隔を置いた長
さを包含できる。これらのコイルは、銅合金、白金、もしくはステンレス鋼のよ
うな導電性材料、または引き抜き充填チュービング（ｄｒａｗｎ−ｆｉｌｌｅｄ
ｔｕｂｉｎｇ）（例えば、白金ジャケットを有する銅核）等の構成から製造さ
れる。これらのコイルの導電性材料は、さらに、その伝導性および生体適合性を
改良するために、白金−イリジウムまたは金で被覆できる。

【０１０６】 電極要素は、非導電性管状体の上にパッド印刷（ｐａｄ ｐｒｉｎｔｅｄ）さ
れた導電性インク化合物で形成できる。好ましい導電性インク化合物は、銀ベー
スの可撓性接着性導電性インク（ポリウレタン結合剤）であるが、しかしながら
、他の金属ベースの接着性導電性インク（例えば、白金ベース、金ベース、銅ベ
ースなど）もまた、電極を形成するのに使用され得る。このようなインクは、エ
ポキシベースのインクよりも可撓性である。

【０１０７】 図７で例えば図示しているように、これらの電極要素はまた、多孔性材料被覆
２９９を包含でき、これは、電流を流したイオン性媒体を介して、切除エネルギ
ーを伝達する。例えば、ＰＣＴ公報第ＷＯ９８／５８６８１号（これは、「Ｓｕ
ｒｆａｃｅ Ｃｏａｔｉｎｇｓ Ｆｏｒ Ｃａｔｈｅｔｅｒｓ，Ｄｉｒｅｃｔ
Ｃｏｎｔａｃｔｉｎｇ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉ
ｃ Ｄｅｖｉｃｅｓ」の表題であり、その内容は、本明細書中で参考として援用
されている）で開示されているように、電極要素および温度センサ要素は、導電
性成分を有する再生セルロース、ヒドロゲルまたはプラスチックで被覆され得る
。再生セルロースに関して、その被覆は、人体との電気的な接触を与えつつ、こ
の外科用装置の部品（例えば、電極）間で機械的障壁として作用して、血球、病
原菌（例えば、ウイルスおよび細菌）および大きな生体分子（例えば、タンパク
質）の進入を防止する。この再生セルロース被覆はまた、この装置の部品と人体
との間の生体適合性障壁として作用して、それにより、これらの部品は、今では
、ある程度毒性の材料（例えば、銀または銅）から製造できる。

【０１０８】 この切除電極が流れている血液および組織と接触する用途（例えば、患者にバ
イパスを取り付けていないとき）には、再生セルロースでの被覆電極は、再生セ
ルロースが金属と比較して劣った熱伝導体であるので、この電極に対する対流的
な冷却効果を少なくする。それゆえ、この再生セルロース被覆電極を過ぎて流れ
る血液による対流冷却の効果は、低下される。これは、最も熱い組織温度がこの
切除電極に近くなるので、外傷発生プロセスのよりうまい制御が得られる。

【０１０９】 さらに、この再生セルロース被覆は、ＲＦエネルギーを電極に送達することに
起因する末端効果（これは、この導電性電極と絶縁材料との間での急激な移行を
有する）を減らす。この電極に沿った電流密度および組織内の出力密度は、さら
に均一であり、これは、焦げおよび／または凝塊形成の発生率および程度を減ら
す。この装置の軸に沿ったさらに均一な電流密度によりまた、この電極では、さ
らに均一な温度分布が得られ、これは、これらの切除電極にて温度センサを正確
に配置する必要性を少なくする。さらに、装置を再生セルロースで被覆してその
外面を作成することにより、電極を形成して電極面にワイヤを結合するのに、そ
れ程労力のかからない方法が使用できる。

【０１１０】 この被覆工程中にて、上記遠位スプラインアセンブリの１個のような装置は、
ビスコース溶液で被覆される。このビスコース溶液は、好ましくは、セルロース
キサンテートであり、これは、水酸化ナトリウム溶液に溶解した可溶化セルロー
ス誘導体の形状である。このビスコース溶液は、この遠位末端アセンブリ（これ
は、これらの電極、信号ワイヤ、温度センサなどを包含する）上へ浸漬被覆され
る。被覆した装置は、次いで、それを酸（例えば、硫酸）（これは、このキサン
テートをそのセルロース構造に転化し戻す）と接触させることにより再生される
。再生セルロースとの用語は、可溶化セルロース誘導体から純粋セルロース構造
へと転化し戻したセルロースを意味する。この再生工程は、この被覆において、
マイクロサイズの細孔を作成し、これは、イオンの輸送を可能にするのに充分に
大きいが、しかし、血球、病原菌（例えば、ウイルスおよび細菌）および大きな
生物学的分子（例えば、タンパク質）の進入を防止するのに充分に小さい。

【０１１１】 一旦、このセルロースが再生されると、それは、水でリンスされて、酸残留物
およびイオウ化合物が除去される。イオウ化合物の除去を促進するために、この
リンス水には、酸化剤（漂白剤など）が添加され得る。このセルロースを再生し
た後、それは、低湿度の環境チャンバにて、完全に硬化される。その後、乾燥し
たとき、この再生セルロースを可撓性にすることが好ましく、そうするためには
、この環境チャンバをより高い湿度に設定することにより、このセルロース被覆
材料には、水分が再導入される。あるいは、この被覆には、グリセロールのよう
な材料の少量が塗布され得、このグリセロールの吸湿性（ｈｙｄｒｏｓｃｏｐｉ
ｃ ｎａｔｕｒｅ）は、このセルロース被覆を水和して、充分な可撓性を生じる
。作動性再生セルロース被覆の全体的な厚さ範囲は、０．２５ｍｍ〜３．８ｍｍ
であり、好ましい厚さ範囲は、０．２５ｍｍ〜０．７６ｍｍであり；好ましい厚
さは、約０．５１ｍｍである。

【０１１２】 機械的に頑丈で適当な特性を有する再生セルロース以外の材料は、この被覆材
料に使用できる。多孔度１〜１０％で５００〜５００，０００ダルトンの有効細
孔サイズを有する親水性材料であって、生体適合性の材料は、効果的であり得る
。ある種のヒドロゲル（例えば、使い捨てコンタクトレンズで使用されているも
の）は、良好な候補材料である。半導性とするために添加剤を有するプラスチッ
ク材料もまた、使用できる。装填されるプラスチックは、約２００〜２，０００
ｏｈｍ−ｃｍの範囲の抵抗を有する必要があり、また、この装置に対して、非常
に薄いフィルムで適用できる必要がある。

【０１１３】 このセルロース被覆の厚さは、この被覆溶液の粘度および浸漬速度により制御
され、また、この被覆溶液の異なる粘度は、この水酸化ナトリウム溶液でそれを
希釈することにより、達成できる。可変の壁厚は、この浸漬工程中の摘出速度を
変えることにより、達成できる。この摘出速度が遅くなるほど、この壁厚は薄く
なり、また、この摘出速度が速くなるほど、この壁厚は厚くなる。被覆壁厚を増
加することはまた、複数層の被覆により、得ることができる。このような層間の
適切な積層を保証するために、各層は、他の層を塗布する前に、塩溶液（硫酸ナ
トリウムなど）で凝固される。さらに、可変の壁厚のセルロース被覆を達成する
ために、これらの電極および遠位部分の上に、このビスコース溶液を噴霧および
共押出することもまた、使用できる。

【０１１４】 遠位電極アセンブリを覆う他の方法では、心棒上に、再生セルロース材料の管
状ケーシングが形成される。この再生セルロースケーシングは、次いで、この遠
位アセンブリ上へと収縮される。

【０１１５】 この再生セルロース被覆はまた、「湿潤」電極要素に塗布され得る。この湿潤
電極要素からの水分は、切除処置中にて、これらの電極要素が組織に固着するの
を防止する。湿潤電極要素は、液体に対して高い吸収能力を有する材料（例えば
、オープンセルスポンジ、ヒドロゲルまたは布）により、形成される。あるいは
、この再生セルロース被覆は、単に、この処置（例えば、切除処置）前に、湿潤
され得る。

【０１１６】 これらの電極要素は、単極モードで操作され得、ここで、これらの電極要素に
より放射された切除エネルギーは、患者の皮膚に外側から装着した不関パッチ電
極（図示せず）を通って、戻される。あるいは、これらの要素は、二極モードで
操作され得、ここで、１個またはそれ以上の電極要素により放射された切除エネ
ルギーは、他の電極要素を通って、戻される。組織を切除するのに必要な電力量
は、５〜１５０ｗの範囲である。

【０１１７】 これらの電極要素は、好ましくは、約４ｍｍ〜約２０ｍｍの長さである。隣接
した電極要素をこの電極セグメントの直径の約２．５倍以下の間隔で配置すると
き、連続した外傷パターンが均一に得られる。連続した長く薄い外傷パターンの
形成のさらなる詳細は、ＰＣＴ公報第ＷＯ９５／１０３１８号（これは、「Ｓｙ
ｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｆｏｒｍｉｎｇ Ｅｌｏｎｇａ
ｔｅｄ Ｌｅｓｉｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎｓ ｉｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ Ｕ
ｓｉｎｇ Ｓｔｒａｉｇｈｔ ｏｒ Ｃｕｒｖｉｌｉｎｅａｒ Ｅｌｅｃｔｒｏ
ｄｅ Ｅｌｅｍｅｎｔｓ」の表題であり、その内容は、本明細書中で参考として
援用されている）に見出される。類似のサイズ決定および間隔取りは、本明細書
中で例示した他の実施態様に関連して、使用され得る。

【０１１８】 剛性電極セグメントを用いると、各電極セグメントの長さは、約２ｍｍ〜約１
０ｍｍで変えることができる。約１０ｍｍよりも長い複数の剛性電極セグメント
を用いると、各々は、この要素の全体的な可撓性に悪影響を与える。一般的に言
えば、約２ｍｍ未満の長さを有する隣接した剛性電極セグメントは、所望の連続
した外傷パターンを一貫しては形成しない。

【０１１９】 可撓性電極セグメントを使用するとき、約１０ｍｍより長い電極セグメントが
使用できる。可撓性電極セグメントは、５０ｍｍ程度の長さであり得る。所望な
らば、この可撓性電極構造体は、支持スプラインの全長に沿って、中断されるこ
となく伸長できる。

【０１２０】 （Ｂ．非対流冷却環境での作動要素の要件） 例えば、図１〜６ａ、７、９ａ〜ｆ、１０、１３および１４で示した代表的な
実施態様では、これらの電極要素は、遮蔽されていない。このような実施態様は
、流体流れが殆どまたは全く存在しないとき（例えば、心臓にバイパスを取り付
け、心臓内に血流がないとき）にて、特に有用である。ここで、空気は、断熱材
として作用し、流れている血液プール（これは、事実上静止している空気よりも
高い対流係数を有する）と比較すると、穏やかな対流冷却効果のみを生じる。エ
ネルギー伝達は、従って、本質的に、ＲＦエネルギーに限られ、これは、組織と
接触している電極表面の部分から、接地電極、またはこの電極要素群の他の電極
のいずれかへと伝達される。このシステムの全体的なインピーダンスは、この電
極と組織との間のより小さい有効表面積のために、（血液が存在する状況と比較
すると）、高くなる。

【０１２１】 これらの状態の両方（すなわち、集中したＲＦエネルギーおよび空気への低い
熱損失）は、対流冷却が与える放熱なしに、高い熱局所堆積（ｄｅｓｐｏｓｉｔ
ｉｏｎ）を伴って、高い電流密度を生じるので、この切除に影響を与える。従来
のカテーテルで長い外傷を作成するとき、その先端が引きずるにつれて、この高
い電流密度のために、また、組織温度をモニターしたりこの引きずり工程で固有
の出力を制御することが難しいために、焦げを発生し得る。本発明は、しかしな
がら、これらの電極が引きずられないので、この高い電流密度が利用できる。例
えば、これらの切除電極の全ての間の有効（組織接触）表面積はより小さく、ま
た、その対流冷却効果は、血液が存在する場合と比較して低下するので、同時に
切除するために、多数の電極が使用できる。これは、このシステムの出力要件を
低くする。さらに、（従来の頑丈な先端の電極と比較すると）、より低いサーマ
ルマス（ｔｈｅｒｍａｌ ｍａｓｓ）を有する電極を使用することにより、この
電極には、より少ない熱が保持されており、組織表面にて、より良好な温度感知
を行うことができる。これは、外傷の作成を加速し、より良好な外傷作成制御を
可能にする。

【０１２２】 この装置の遠位末端を組織に押し付けるとき、組織を、部分的に、これらの電
極に包み込むことができるので、以下の節で記述するマスキングは、バイパスを
取り付けている間、有用であり得ることに注目すべきである。このようなマスキ
ングはまた、外傷厚さを制御するのに使用できる。

【０１２３】 （Ｃ．対流冷却環境での作動要素の要件） 患者にバイパスを取り付けておらず、これらの電極を過ぎて血液が流れる場合
、または流体流れが存在する他の状況では、これらの電極要素（または他の作動
要素）のうち組織と接触することが意図されない部分は、好ましくは、電気的お
よび熱的に絶縁性の材料を用いて、種々の方法によって、遮蔽され得る。例えば
、ＵＶ接着剤（または他の接着剤）層は、これらの電極要素のうち予め選択した
部分に塗装されて、これらの要素のうち組織と接触することが意図されない部分
を絶縁し得る。あるいは、これらの電極要素のうち組織と接触することが意図さ
れない部分には、スロット付き鞘が配置され得る。堆積技術はまた、このスプラ
インアセンブリのうち組織と接触することが意図される部分のみに伝導性表面を
配置するように、実施され得る。被覆は、これらの電極要素をポリテトラフルオ
ロエチレン（ＰＴＦＥ）材料に浸漬することにより、形成され得る。

【０１２４】 図８ａで例として示したように、高分子層２９６は、電極２９４に熱的に融合
されて、これらの電極の所望部分を遮蔽し得る。この層は、切除エネルギーが血
液プール中へと直接伝達されるのを防止し、また、加えた切除エネルギーを、組
織の方へとおよび組織中へと直接向ける。

【０１２５】 この高分子層を適用する代表的なプロセスは、以下のようである。シャフトチ
ュービングのセグメントは、所望電極を覆うのに充分な長さに切断され、次いで
、その軸に沿って、半分（または他の所望の角度）に分割される。１つの半分は
、これらの電極のうち遮蔽されるべき面を覆うように、組み立てた遠位部分に配
置される。高分子収縮チュービング（好ましくは、ＲＮＦ−１００または照射し
たＬＤＰＥ）の１片は、次いで、このカテーテルの遠位末端を注意深く滑らされ
、その結果、この遮蔽チュービングは、これらの電極上での位置から移動せず、
また、このチュービング半分の末端を約２ｃｍ超えて、停止する。この遠位末端
は、次いで、制御した熱源にて、約２０４℃で加熱され、この遮蔽チュービング
は、その長さに沿って、この遠位シャフトチュービングへと融合され、また、そ
の全ての縁部は、被覆した電極が押し分けて進み始める程には融合されずに、こ
のシャフトチュービングへとうまく融合される。最後に、この高分子収縮チュー
ビングが一端で分割され、このアセンブリは、この高分子収縮チュービングを融
合カテーテルシャフトからゆっくりと剥離しつつ、約１０７℃で加熱される。

【０１２６】 さらに、図８ｂで図示されているように、電極２９４’の形状は、組織と接触
することを意図されない領域の金属材料が除去されているようにされ得る。

【０１２７】 先の段落で記述したマスキング技術は、これらの電極の表面積を小さくするこ
とにより、従って、組織を加熱するのに必要なエネルギーを少なくすることによ
り、例えば、切除処置の効率を改良する。このマスキングは、狭い電極（これは
、患者にバイパスを取り付けたときさえ、時々望ましい）を形成するのに使用で
きる。この電極によって流れている血液の対流冷却効果もまた、小さくされる。
さらに、意図していない解剖学的構造へのＲＦエネルギーの伝達が防止される。
これは、この切除電極要素が、複数の解剖学的構造（例えば、大動脈および肺動
脈を含めて）間で挟まれ得るとき、心外膜適用にて、特に重要である。このマス
キング技術はまた、切除エネルギーの適用を集中させて、この外傷の特性を制御
するのを助ける。

【０１２８】 （ＩＩＩ．プローブ型装置の心外膜適用） 上記発明（主に、図１０ａ〜１４を参照して上で述べたもの）は、種々の心外
膜処置で使用され得る。１つのこのような処置には、心房細動を防止するための
迷路様切除処置がある。胸部造瘻術（これは、開胸術または胸骨正中切開術より
侵襲性ではない外科的処置である）は、心房へのアクセスを得るのに、使用され
得る。ここで、肋間腔にて、比較的に小さな切開部が作成される。これらの切開
部の各々では、胸腔にアクセスするためのポートを設けるために、外套針が使用
され得る。これらのポートは、光ファイバーカメラ、超音波、または他の画像化
装置での視覚化のため、および組織を切除する外科用装置のために、使用され得
る。これらの外科用装置は、例えば、患者の左側に設置したポート（これは、左
心房への直接のアクセスを与える）を通って、挿入され得る。これらの装置は、
次いで、心外膜表面にて、長く薄い曲線状の外傷または環状の外傷を作成するの
に、使用され得る。もし、必要なら、右肺のみを膨張させる気管内チューブを挿
入することにより、この処置中にて、肺葉（ｌｕｎｇ ｌｏｂｅｓ）が収縮され
得る。左肺は、開胸したとき、つぶれる。

【０１２９】 肺静脈に近接した心房細動基質もまた、高い罹患率がある。肺静脈の回りまた
は肺静脈間の心外膜表面にて、外傷が作成され得る。しかしながら、肺静脈領域
にて脂肪堆積物があるために、心外膜へのアクセスに関連したいくつかの問題が
ある。上記装置は、脂肪堆積物を貫通して、これらの切除電極が心外膜と接触す
る程度まで残留脂肪を圧縮するのに充分な力を心外膜表面に加えることができる
ので、肺静脈に近接した心外膜表面にて、外傷を作成できる。しかしながら、こ
の組織とこれらの電極との間で適切な接触を達成することは、非常に困難である
。それゆえ、下記の様式にて、肺静脈の回りまたはその間にて、心内膜切除を実
施するのが好ましい。

【０１３０】 （ＩＶ．プローブ型装置の心内膜適用） 上記発明は、種々の心内膜処置で使用され得る。心内膜表面で外傷を作成する
ためには、左心房の内部へのアクセスもまた、得なければならない。胸部造瘻術
により左心房への胸腔鏡アクセスを得るためには、左心耳または左心室自由壁（
ｆｒｅｅ ｗａｌｌ）を通って、カニューレが挿入され得る。特に、もし、医師
が、この処置の終わりに左心耳を分離するつもりなら、好ましいアクセス点は、
左心耳である。さらに具体的には、図３２および３３で例として示すように、心
耳ＡＰを捕捉し、引っ張って、伸展するためには、可動握りプロング６４４を有
するグラビングカテーテル６４２（これは、「Ａｔｒｉａｌ Ａｐｐｅｎｄａｇ
ｅ Ｓｔａｓｉｓ Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ ａｎｄ Ｄｅ
ｖｉｃｅｓ」の表題の米国特許第５，８６５，７９１号で記述されている）が使
用され得る。次に、心耳の基部に近い左心耳を取り囲むために、投げ縄６４８を
有する投げ縄カテーテル６４６（これもまた、米国特許第５，８６５，７９１号
で記述されている）が使用され得る。このグラビングカテーテルは、この投げ縄
を通して心耳を引くことにより、この投げ縄を心耳の基部に位置決めすることを
容易にする。次いで、心耳壁を穿刺して左心房へのアクセスを得るために、針が
使用される。この針を通って左心房へと、ガイドワイヤが前進される。この針は
、次いで、取り除かれて、このガイドワイヤが適当な位置に残る。次いで、この
ガイドワイヤの上を左心房へと、導入器／拡張器の組み合わせが前進される。次
に、この投げ縄は、次いで、この導入器の回りで締め付けられて、血流がこの導
入器を過ぎて心耳の遠位領域へと入るのを防止する。この拡張器は、次いで、取
り除かれて、この導入器が、左心房の内部へのアクセスとして残る。

【０１３１】 この投げ縄技術の代わりに、パースストリング技術が使用され得、ここで、こ
の導入器の回りの心耳を締め付けるのに、縫合が使用される。

【０１３２】 上記の代表的な装置（例えば、図１〜９ｆを参照して記述したもの）の１つは
、次いで、そのスプラインをつぶして、心房へと挿入され得る。一旦、心房の内
側に入ると、その鞘は、このスプラインが所定形状に戻るように、引っ込められ
、そしてこの切除処置が実施される。この鞘は、この切除処置が完了すると、こ
のスプラインの上に押し付けられ、そしてこの装置は、心房から取り除かれる。
同様に、図１４および１５を参照して上で記述した装置は、そのループを引っ込
めた状態にして挿入され得るのに対して、図１３で示した装置は、その遠位先端
に装着されたワイヤを引っ張る前に、挿入され得る。これらの装置は、次いで、
これらのループが形成されるように、操作され得る。この切除処置が、次いで、
実施できる。図１０ａ〜ｃ、１２および１６を参照して上で記述した装置は、こ
の処置を実施するために挿入される必要があるにすぎない。同じことは、図１〜
９ｅで示した代表的な装置の可鍛性型にも当てはまる。

【０１３３】 完了すると、この導入器は取り除かれ、そしてこの投げ縄は締め付けられて、
左心耳が単離される。この投げ縄は、このプローブから取り外され、そして単離
した心耳を保持するために、適当な位置で残され得る。上述のパースストリング
技術を使用する場合には、それらの縫合は締め付けられて、心耳が単離され得る
。あるいは、心耳は、図２６を参照して以下で記述する様式にて、単離され得る
。

【０１３４】 胸腔鏡処置に加えて、本発明が有益な他の領域の心臓処置には、心房細動が僧
帽弁疾患の合併症であり得、僧帽弁手術の前後に起こるので、僧帽弁の修復およ
び交換（これには、典型的には、開胸術、胸骨正中切開術または胸部造瘻術が関
与する）がある。さらに具体的には、外科的処置（例えば、僧帽弁および胸腔鏡
処置）に続いて、切開再入（ｉｎｃｉｓｉｏｎａｌ ｒｅｅｎｔｒｙ）が展開で
き、この場合、心房壁にて、切開部が形成され、これは、引き続いて、縫合、機
械的閉合または他の類似装置のいずれかにより、閉鎖される。この切開部から僧
帽弁環帯（または他の解剖学的障壁）へと外傷を作成することにより、この切開
部の回りでの再入増殖（ｒｅｅｎｔｒａｎｔ ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ）の可能
性が少なくなり、従って、心房細動を終止するか、および／または心房細動が拡
大するのを防止する。例えば、もし、心内膜表面に外傷を作成する装置について
、左心房の内部にアクセスするために、左心耳が使用されるなら、この切開部を
閉じたときに切開性再入が展開しないように、このアクセス部位から僧帽弁環帯
へと、さらなる外傷を作成すべきである。この追加処置はまた、心房の内部にア
クセスするために切開部を使用する右心房処置にも、適用可能である。

【０１３５】 肺静脈に近接した心房細動基質もまた、高い罹患率がある。肺静脈間、単一の
肺静脈の回り、および／または肺静脈から僧帽弁環帯へと、長い曲線状の外傷を
作成することにより、心房細動が防止される。図１および２で図示した代表的な
装置（これは、環状電極アセンブリを有する）は、肺静脈の内側の回りに切除電
極を位置づけるのに特によく適している。あるいは、肺静脈の回りまたは肺静脈
間の心外膜表面にて、外傷が作成され得る。しかしながら、肺静脈領域にて脂肪
堆積物があるために、心外膜へのアクセスに関連したいくつかの問題がある。

【０１３６】 （Ｖ．他の外科的適用） 本発明による外科的方法は、外科的処置中での出血レベルを少なくするのに、
使用され得る。この方法は、一般に、組織を所定深さまで凝固（または切除）す
る工程、次いで、凝固した組織にて切開部を形成する工程を包含する。この凝固
は、例えば、図１０ａで示したプローブを用いて、ＲＦエネルギーを加えること
により、達成できる。組織が凝固されるので、この切開部は出血しない。

【０１３７】 本方法を使用する１つの代表的な処置には、病気の肝臓葉の除去がある。これ
は、比較的に時間のかかる処置であり、従来の外科的技術を使用すると、重篤な
出血の重大な危険がある。本発明の１実施態様に従って、この葉にある組織は、
ＲＦエネルギーを用いて、約３ｍｍ〜７ｍｍの深さまで凝固される。凝固した組
織は、次いで、メス、電気外科装置、または他の適当な器具を用いて、切断され
、分離される。出血を回避するために、この切断の深さは、凝固した組織の深さ
を超えるべきではない。組織を凝固して、次いで、凝固組織に切開部を形成する
工程は、この切開部が所望の深さに達するまで、繰り返すことができる。ここで
、各凝固および切開サイクルは、約９０秒間（この凝固を実施するのに６０秒間
、そいてこの切開を実施するのに３０秒間）かかる。

【０１３８】 本外科的技術は、もちろん、肝臓葉の除去以外の外科的処置に適用できる。こ
のような処置には、例えば、脾臓、腎臓、肝臓の他の領域、心臓、骨格筋、肺（
例えば、肺葉切除）および脳が挙げられ得る。本技術はまた、癌性腫瘍が非常に
血管新生化され易いので、腫瘍学的な外科的処置で有用である。１つの代表的な
腫瘍学的処置には、癌性腫瘍の減量（ｄｅ−ｂｕｌｋｉｎｇ）がある。

【０１３９】 本発明による外科的用具のセットは、特定の処置に必要な他の用具のうちで、
軟組織を凝固してこの組織を切断するための装置を包含する。軟組織を凝固する
のに適当な装置は、例えば、図１〜２７および３４〜４０で図示されている。図
１０ｆおよび１０ｇで示したプローブに関して、このプローブのうち、第二コネ
クタ部分３２１、シャフト３１０および複数の電極要素を包含する部分は、ハン
ドル３１２’’と共にまたはそれなしで、この用具セットに含めることができる
。上で述べたように、組織を切断するには、メス、電気外科装置、または他の適
当な器具が使用され得る。好ましくは、この用具セットは、無菌パッケージに収
容され、これは、平坦剛性底部および頂部透明トップカバー（これは、これらの
用具のために陥凹部を提供する）を有し、それにより、すぐに使える外科用キッ
トが提供される。この底部は、Ｔｙｖｅｋ（登録商標）スパンボンデッドプラス
チック繊維、または他の適当な材料から形成され得、それにより、これらの用具
をこのパッケージ内で密封した後、このパッケージの内容物を滅菌できるように
なる。

【０１４０】 （ＶＩ．クランプ力を付与する装置） 本発明の他の発明に従って、図１７〜１９で例として示すように、クランプ３
８２は、一対のクランプ部材３８４および３８６（これらは、ピン３８８により
、互いに旋回的に固定される）および作動要素２５２（これは、ＩＩ節で上で述
べた型であり得る）を包含する。ここで、この作動要素は、複数の切除電極２９
４からなる。クランプ３８２はまた、一対のロッキング部材３９０および３９２
ならびに電気的コネクタ３９４（これは、例えば、電極２９４をＲＦエネルギー
源に接続するのに、使用され得る）を包含する。図１９をさらに詳細に参照する
と、クランプ３８２はまた、望ましいなら、その長さにわたって、曲げられ得る
。もちろん、このクランプの全体的な形状は、意図している処置に依存する。

【０１４１】 ある処置には、この作動要素により実施される操作に加えて、対象身体構造に
クランプ力を付与する必要がある。このような処置の１つには、心耳の分離があ
り、これは、図２６を参照して、以下でさらに詳細に論述する。例えば、図２０
で図示しているように、このような処置で使用するのに適当な外科用装置３９６
は、互いに移動可能な一対のハンドル部材４００および４０２を有するハンドル
３９８を包含する。代表的な実施態様では、これらのハンドル部材は、ピン４０
４により、互いに旋回的に固定され、そして各個の開口部４０６および４０８を
包含する。ハンドル３９８は、ハサミと類似の様式で作動されるが、例えば、ハ
ウジング４１４内に位置している適当な機械的接合により、一対の支持部材４１
０および４１２に操作可能に接続される。ハンドル３９８の作動により、支持部
材４１０および４１２は、互いに対して移動されて、クランプ力を生じる。もち
ろん、これらの支持部材の運動を引き起こし得る他の型のハンドルもまた、使用
され得る。

【０１４２】 作動要素２５２は、支持部材４１０および４１２の１個または両方（図示して
いるように）に付随している。好ましくは、この作動要素は、各支持部材４１０
および４１２の上にある切除に適当な１個またはそれ以上の電極要素２９４（例
えば、上のＩＩ節で詳細に述べたものであり、単極または二極様式のいずれかで
作動できるもの）からなる。もちろん、作動要素２５２はまた、他の型の電極（
例えば、心耳壁を焼灼するためのホットチップ）の全体または一部にあり得る。
電極要素２９４（または他の作動要素）は、コネクタ４１６を経由して、制御／
電源外科用装置に接続され得る。ワイヤは、電極要素２９４から、支持部材４１
０および４１２およびハンドル３９８の管腔を通って、コネクタ４１６へと伸長
している。

【０１４３】 図２１に目を向けると、外科用装置４１８は、ハンドル３９８が機械的接合に
より作動要素支持部材４１０および４１２に接続されていないこと以外は、図２
０で示したものと類似している。その代わりに、ハンドル４２０および支持部材
４２２は、ハンドル４２４および支持部材４２６と同様に、一体化ユニットを形
成する。これらの一体化ユニットは、ピン４２８により、互いに旋回的に固定さ
れる。それゆえ、図２０で示された実施態様は、胸部造瘻術が使用される状況で
、特に有用であるのに対して、図２１で示した実施態様は、開胸術または正中胸
骨切開術に特に有用である。いずれの場合でも、心耳（または他の身体構造）は
、この外科用装置と垂直になるように、捕捉（またはクランプ固定）される。

【０１４４】 図２２および２３で例によって示すように、代表的な外科用装置４３０の作動
要素支持部材４３２および４３４は、それぞれ、ハンドル部材４３６および４３
８の遠位末端で固定され、これらの支持部材が、これらのハンドル部材と垂直に
なるようにされる。ハンドル部材４３６および４３８は、それぞれ、（図２３で
示すように、縦方向で見て）、支持部材４３２および４３４の中間部に固定され
るものの、これらの支持部材は、特定の要求に合うように、一方向または他の方
向で片寄り得る（図２３ａを注目せよ）。さらに、例えば、図２４ａおよび２４
ｂで図示しているように、これらの支持部材（４３２’および４３２’’）はま
た、曲げられ、または約９０°と約１８０°の間の角度θでＬ形状であり得る。
図２２〜２４ｂで示した好ましい実施態様は、身体構造がこの外科用装置と平行
になるように、それを保持する。

【０１４５】 図２２〜２４ｂで示した代表的な実施態様には、保持装置が備え付けられ得、
これは、身体構造を握り、そしてこの構造を近位方向に引っ張るのに、使用され
る。例えば、図２５で図示しているように、保持装置４４０は、円筒形部材４４
２を包含し、これは、バネ４４４により、近位方向に偏向される。一対のクラン
プ固定ジョー４４６は、円筒形部材４４２の遠位末端から外向きに伸長している
。クランプ固定ジョー４４６は、互いに対して旋回するが、ロッド４４８に接続
され、これは、円筒形部材４４２を通って、それに対して滑る。ロッド４４８は
、バネ４５０により近位方向で偏向され、これは、順に、円筒形部材４４２の遠
位末端に対して近位方向で、クランプ固定ジョー４４６を偏向する。そのように
して、クランプ固定ジョー４４６は、その閉鎖位置へと偏向され、また、これら
のジョーは、ロッド４４８を遠位方向に押すことにより、緩められ得る。

【０１４６】 （ＶＩＩ．クランプ力を加える装置の用途） 図１７〜１９で示した代表的なクランプ３８２は、身体構造を分離でき、作動
要素２５２の治療および／または診断効果を与える。例えば、心耳分離処置では
、クランプ３８２は、心耳を捕捉して心房の内部から分離するのに、使用され得
る。次いで、電極２９４（単極モーまたは二極モードのいずれか）を介して、Ｒ
Ｆエネルギーが送達され、心耳の壁が互いに融合され得る。その後、このクラン
プは、取り除かれるか、またはＲＦエネルギー源から連絡切断されて適当な位置
にとどまるか、いずれかであり得る。

【０１４７】 図２６に目を向けると、図２０で示した外科用装置３９６の代表的な１用途は
、心耳の分離である。ここで、この装置は、胸壁の１開口部へと挿入される。ハ
ンドル３９８を起動することにより、支持部材４１０および４１２の間にて、心
耳が捕捉される。次いで、１支持部材上の電極２９４から他の支持部材上の電極
へと（二極モード）、またはこれらの電極から、例えば、パッチ上の不関電極へ
と（単極モード）、ＲＦエネルギーが伝達されて、心耳の壁が共に熱的に融合さ
れ、そして心耳が分離される。図２１〜２６で示した外科用装置は、類似の様式
で使用され得る。

【０１４８】 図２７で例として示したように、この作動要素（例えば、電極２９４）は、支
持部材４５２および４５４の一面または他面へと片寄り得る。この片寄り設計は
、図２０〜２５で示した代表的な装置のいずれかと共に使用され得るが、心耳分
離処置で特に有用である。ここで、電極２９４は、支持部材４５２および４５４
のうち、左心房の内部に近接した側から片寄る。これらの支持部材のうち、これ
らの電極を支持しない部分を絶縁性にすることにより、また、このＲＦエネルギ
ーを心耳（または他の構造）の側面に向けることにより、これらの側面を互いに
融合するとき、血液プールから分離される心耳の部分において、加熱している静
止血液による凝塊または血栓が発生する。もちろん、患者にバイパスを取り付け
たとき、一定形状の外傷を作成するのに使用されるのでなければ、このようなマ
スキングは不要である。

【０１４９】 （ＶＩＩＩ．出力制御） （Ａ．一般） 図２８は、概略的な形状で、少なくとも部分的に、複数の感知要素により感知
される局所温度状態に基づいて、複数のエミッタにより切除エネルギーを付与す
るための代表的なシステム５００を示す。

【０１５０】 図２８では、これらの複数の感知要素は、熱電対５０８、５０９および５１０
を包含し、これらは、個々に、複数のエネルギー切除エミッタ（これらは、電極
領域５０１、５０２および５０３を包含する）に連結している。システム５００
はまた、共通参照熱電対５１１を包含し、これは、血液プールに晒すために、カ
ップラー要素内に備え付けられている。あるいは、例えば、サーミスタ、蛍光透
視（ｆｌｕｏｒｏｐｔｉｃ）センサ、および抵抗温度センサのような他の種類の
温度感知要素が使用でき、この場合、参照熱電対５１１は、典型的には、必要で
はない。

【０１５１】 システム５００は、さらに、二極モードでの操作用の不関電極５１９を包含す
る。

【０１５２】 切除エネルギーエミッタ５０１、５０２および５０３は、先に記述した剛性電
極セグメントを包含できる。あるいは、電極領域５０１、５０２および５０３は
、ラップワイヤまたはリボンの連続またはセグメント化した可撓性電極を包含で
きる。システム５００は、複数の独立して作動される切除要素を使用する任意の
切除要素と関連して、使用できる。

【０１５３】 システム５００は、切除エネルギー源５１７を包含する。図２８では、ソース
５１７は、高周波（ＲＦ）エネルギーを発生する。ソース５１７は、（通常の分
離出力ステージ５１６を介して）、出力スイッチ５１４（各電極領域５０１、５
０２および５０３に対して、１個）のアレーに接続される。コネクタ５１２（そ
のプローブハンドルに備え付けられている）は、各電極領域５０１、５０２およ
び５０３を、それ自身の出力スイッチ５１４およびシステム５００の他の部品に
接続する。

【０１５４】 システム５００はまた、マイクロ制御装置５３１を包含し、これは、インター
フェイス５３０を介して、各出力スイッチ５１４に連結される。マイクロ制御装
置５３１は、所定の出力スイッチ５１４をオンまたはオフにして、ＲＦ出力を、
ソース５１７から、個々に、電極領域５０１、５０２および５０３へと送達する
。送達されたＲＦエネルギーは、各電極領域５０１、５０２および５０３から、
組織を通って、不関電極５１９（これは、分離出力ステージ５１６のリターン経
路に接続されている）へと流れる。

【０１５５】 出力スイッチ５１４およびインターフェイス５３０の形状は、付与される切除
エネルギーの種類に従って、変えることができる。図２９は、ＲＦエネルギーを
付与する代表的な実装を示している。

【０１５６】 この実装では、各出力スイッチ５１４は、Ｎ−ＭＯＳ出力トランジスタ５３５
およびＰ−ＭＯＳ出力トランジスタ５３６（これらは、各電極領域５０１、５０
２および５０３の中間で連結されている）および出力源５１７の分離出力ステー
ジ５１６を包含する。

【０１５７】 ダイオード５３３は、ＲＦ切除エネルギーの正相を、この電極領域へと伝達す
る。ダイオード５３４は、ＲＦ切除エネルギーの逆相を、この電極領域へと伝達
する。抵抗器５３７および５３８は、Ｎ−ＭＯＳおよびＰ−ＭＯＳ出力トランジ
スタ５３５および５３６を、通常の様式でバイアスする。

【０１５８】 各出力スイッチ５１４用のインターフェイス５３０は、２個のＮＰＮトランジ
スタ５３９および５４０を包含する。ＮＰＮトランジスタ５３９のエミッタはＮ
−ＭＯＳ出力トランジスタ５３５のゲートに連結されている。ＮＰＮトランジス
タ５４０のコレクタは、Ｐ−ＭＯＳ出力トランジスタ５３４のゲートに連結され
ている。

【０１５９】 各出力スイッチ５１４用のインターフェイスはまた、マイクロ制御装置５３１
に連結された制御バス５４３を包含する。制御バス５４３は、各出力スイッチ５
１４を、マイクロ制御装置５３１のデジタルグランド（ＤＧＮＤ）に接続する。
制御バス５４３はまた、ＮＰＮトランジスタ５３９のコレクタに接続された（＋
）出力ライン（＋５Ｖ）およびＮＰＮインターフェイストランジスタ５４０のエ
ミッタに接続された（−）出力ライン（−５Ｖ）を包含する。

【０１６０】 各出力スイッチ５１４用の制御バス５４３は、さらに、Ｅ_SELラインを包含す る。ＮＰＮトランジスタ５３９のベースは、制御バス５４３のＥ_SELラインに連 結されている。ＮＰＮトランジスタ５４０のベースもまた、Ｚｅｎｅｒダイオー
ド５４１および抵抗器５３２を経由して、制御バス５４３のＥ_SELラインに連結 されている。このＥ_SELラインは、抵抗器５３２を介して、Ｚｅｎｅｒダイオー ド５４１のカソードに連絡している。Ｚｅｎｅｒダイオード５４１は、Ｅ_SELが 約３ボルト（これは、特定の実施態様については、論理１である）を超えたとき
、ＮＰＮトランジスタ５４０がオンになるように、選択される。

【０１６１】 インターフェイス５３０は、他の論理レベル標準を取り扱うように設計できる
ことを理解すべきである。特定の実施態様では、それは、通常のＴＴＬ（トラン
ジスタ移動論理）レベルを取り扱うように、設計される。

【０１６２】 マイクロ制御装置５３１は、論理１または論理０のいすれかで、制御バス５４
３のＥ_SELを設定する。論理１では、Ｎ−ＭＯＳトランジスタ５３５のゲートは 、ＮＰＮトランジスタ５３９を介して、（＋）５ボルトラインに接続される。同
様に、Ｐ−ＭＯＳトランジスタ５３６のゲートは、ＮＰＮトランジスタ５４０を
介して、（−）５ボルトラインに接続される。これは、ソース５１７からのＲＦ
電圧を付随電極領域に伝達するように、出力トランジスタ５３５および５３６を
調整する。出力スイッチ５１４は、「オン」状態である。

【０１６３】 マイクロ制御装置５３１が、Ｅ_SELを論理０に設定するとき、ＮＰＮトランジ スタ５３９および５４０には、電流が流れない。これは、ＲＦ電圧の付随電極領
域への伝達を阻止するように、出力トランジスタ５３５および５３６を調整する
。出力スイッチ５１４は、「オフ」状態である。

【０１６４】 システム５００（図２８を参照）は、さらに、２個のアナログマルチプレクサ
（ＭＵＸ）５２４および５２５を包含する。マルチプレクサ５２４および５２５
は、各熱電対５０８、５０９、５１０および５１１からの電圧入力を受容する。
マイクロ制御装置５３１は、複数の温度感知熱電対５０８、５０９、５１０およ
び５１１からの電圧入力を選択するように、両方のマルチプレクサ５２４および
５２５を制御する。

【０１６５】 熱電対５０８、５０９、５１０および５１１からの電圧入力は、フロントエン
ド信号調整電子装置へと送られる。これらの入力は、差動増幅器５２６により増
幅され、これは、熱電対５０８／５０９／５１０および参照熱電対５１１の銅線
間の電圧差を読み取る。これらの電圧差は、要素５２７により調整され、そして
アナログ−デジタル変換器５２８により、デジタルコードに変換される。探索テ
ーブル５２９は、これらのデジタル信号を温度コードに変換する。これらの温度
コードは、マイクロ制御装置５３１により読み取られる。

【０１６６】 マイクロ制御装置５３１は、各熱電対５０８、５０９および５１０に対する温
度コードを、予め選択した規準と比較して、フィードバック信号を発する。この
予め選択した規準は、使用者インターフェイス５３２を介して、インプットされ
る。これらのフィードバック信号は、インターフェイス５３０を経由して、イン
ターフェイス出力スイッチ５１４を制御して、電極５０１、５０２および５０３
をオンおよびオフする。

【０１６７】 他のマルチプレクサ５２５は、マイクロ制御装置５３１により選択された熱電
対５０８、５０９、５１０および５１１を温度制御装置５１５に接続する。温度
制御装置５１５はまた、要素５２６、５２７、５２８および５２９に関連して既
に記述したように、フロントエンドシグナル調整電子装置を包含する。これらの
電子装置は、熱電対５０８／５０９／５１０および参照熱電対５１１の銅線間の
電圧差を温度コードに変換する。これらの温度コードは、この制御装置により読
み取られ、そして予め選択した規準と比較されて、フィードバック信号を発する
。これらのフィードバック信号は、電極５０１、５０２および５０３へと送達す
るためにソース５１７が発生させた電圧（または電流）の振幅を制御する。

【０１６８】 マイクロ制御装置５３１および温度制御装置５１５のフィードバック信号に基
づいて、システム５００は、複数の電極領域５０１、５０２および５０３に出力
を分配して、この切除要素に沿った均一な温度分布を確立し維持する。このよう
にして、システム５００は、切除エネルギーの複数のエミッタを使用して、安全
で効果的な外傷形成を得る。

【０１６９】 システム５００は、異なる様式で、切除エネルギーの送達を制御できる。代表
的なモードは、今ここで、記述する。

【０１７０】 （Ｂ．個別の振幅／集合的デューティサイクル） 電極領域５０１、５０２および５０３は、記号的に、Ｅ（Ｊ）と命名し、ここ
で、Ｊは、所定電極領域を表わす（Ｊ＝１〜Ｎ）。

【０１７１】 前に記述したように、各電極領域Ｅ（Ｊ）は、少なくとも１個の温度感知要素
５０８、５０９および５１０を有し、これらは、Ｓ（Ｊ，Ｋ）と命名し、ここで
、Ｊは、この電極領域を表わし、そしてＫは、各電極領域にある温度感知要素の
数を表わす（Ｋ＝１〜Ｍ）。

【０１７２】 このモード（図３０を参照）では、マイクロ制御装置５１６は、出力スイッチ
インターフェイス５３０を操作して、デューティーサイクル１／Ｎの複数のパル
スで、ソース５１７からのＲＦ電圧を送達する。

【０１７３】 パルス化した出力送達を用いて、各個々の電極に伝達される出力量（Ｐ_E(J)）
は、以下のようである： Ｐ_E(J)〜ＡＭＰ_E(J) ²ｘＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(J) ここで： ＡＭＰ_E(J)は、電極領域Ｅ（Ｊ）に伝達されたＲＦ電圧の振幅であり、そして ＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(J)は、このパルスのデューティーサイクルであり、以
下のように表わされる： ＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(J)＝ＴＯＮ_E(J)／［ＴＯＮ_E(J)＋ＴＯＦＦ_E(J)］ ここで： ＴＯＮ_E(J)は、各パルス周期中にて、電極領域Ｅ（Ｊ）がエネルギーを放射す
る時間であり、 ＴＯＦＦ_E(J)は、各パルス周期中にて、電極領域Ｅ（Ｊ）がエネルギーを放射
しない時間である。

【０１７４】 ＴＯＮ_E(J)＋ＴＯＦＦ_E(J)との式は、各電極領域Ｅ（Ｊ）に対するこのパルス
の周期を表わす。

【０１７５】 このモードでは、マイクロ制御装置５３１は、集合的に、各電極領域に対して
、１／Ｎのデューティーサイクル（ＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(J)）を確立する（Ｎ
は、電極領域の数に等しい）。

【０１７６】 マイクロ制御装置５３１は、先のパルスに対するデューティーサイクルの末端
が次のパルスに対するデューティーサイクルの開始と僅かに重なり合うように、
逐次の出力パルスを隣接電極領域へと配列し得る。パルスデューティーサイクル
のこの重なり合いは、ソース５１７が、連続した電極領域間でのパルス切換中に
て、開回路により引き起こされる中断期間なしに、連続的に出力を適用すること
を保証する。

【０１７７】 このモードでは、温度制御装置５１５は、各電極領域に対するＲＦ電圧の振幅
（ＡＭＰ_E(J)）の独立した調節を行い、それにより、マイクロ制御装置５３１に
より制御されるように、このデューティーサイクル中に各電極領域に伝達される
切除エネルギーの出力Ｐ_E(J)を個々に変える。

【０１７８】 このモードでは、マイクロ制御装置５３１は、連続的にデータ獲得サンプル周
期で、反復する。各サンプル周期中にて、マイクロ制御装置５３１は、個々のセ
ンサＳ（Ｊ，Ｋ）を選択し、（ＭＵＸ ５２５によつて）、制御装置５１５によ
り、電圧差が読み取られ、そして温度コードＴＥＭＰ（Ｊ）に変換される。

【０１７９】 所定電極領域に連結される１個より多い感知要素が存在するとき、制御装置５
１５は、所定電極領域に対する全ての感知温度を登録し、これらのうち、最も高
い感知温度（これは、ＴＥＭＰ（Ｊ）を構成する）を選択する。

【０１８０】 このモードでは、制御装置５１５は、各データ獲得周期にて各電極Ｅ（Ｊ）で
局所的に感知された温度ＴＥＭＰ（Ｊ）を、医師が確立した設定値温度ＴＥＭＰ _SET と比較する。この比較に基づいて、制御装置５１５は、電極領域Ｅ（Ｊ）に 送達されたＲＦ電圧の振幅ＡＭＰ_E(J)を変えるのに対して、制御装置５３１は、
その電極領域および全ての他の電極領域に対するＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(J)を維
持して、ＴＥＭＰ（Ｊ）を設定値温度ＴＥＭＰ_SETで確立して維持する。

【０１８１】 設定値温度ＴＥＭＰ_SETは、医師の判断および経験的なデータに従って、変え ることができる。心臓切除に対する代表的な設定値温度は、４０℃〜９５℃の範
囲にあると考えられており、７０℃は、代表的な好ましい値である。

【０１８２】 制御装置５１５がＡＭＰ_E(J)を支配する様式には、比例制御法、比例積分微分
（ＰＩＤ）制御法、またはファジー論理制御法を組み込むことができる。

【０１８３】 例えば、比例制御法を使用すると、もし、第一感知要素により感知された温度
がＴＥＭＰ（１）＞ＴＥＭＰ_SETなら、制御装置５１５により発生される制御信 号は、個々に、第一電極領域Ｅ（１）に付与されるＲＦ電圧の振幅ＡＭＰ_E(1)を
下げるのに対して、マイクロ制御装置５３１は、第一電極領域Ｅ（１）に対する
集合的ＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(1)を同じに維持する。もし、第二感知要素により
感知された温度がＴＥＭＰ（２）＜ＴＥＭＰ_SETなら、制御装置５１５の制御信 号は、第二電極領域Ｅ（２）に付与されるパルスの振幅ＡＭＰ_E(2)を上げるのに
対して、マイクロ制御装置５３１は、第二電極領域Ｅ（２）に対する集合的ＤＵ
ＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(2)をＤＵＴＹＣＹＣＬ Ｅ_E(1)と同じに維持するなど。もし
、所定感知要素により感知される温度が、設定点温度ＴＥＭＰ_SETであるなら、 付随した電極領域に対して、ＲＦ電圧振幅の変更はなされない。

【０１８４】 制御装置５１５は、逐次のデータ獲得周期中にて、電圧差入力を連続的に処理
して、各電極領域Ｅ（Ｊ）でのＡＭＰ_E(J)を個々に調節するのに対して、マイク
ロ制御装置５３１は、全ての電極領域Ｅ（Ｊ）に対して、その集合的なデューテ
ィーサイクルを同じに保つ。このようにして、このモードは、この切除要素の長
さに沿って、所望の温度均一性を維持する。

【０１８５】 比例積分微分（ＰＩＤ）制御法を使用すると、制御装置５１５は、所定サンプ
ル周期で起こる瞬間的な変化を考慮するだけでなく、先のサンプル周期で起こっ
た変化およびこれらの変化が長い間に変わる速度を考慮する。それゆえ、ＰＩＤ
制御法を使用すると、先の瞬間的な差と比較して、この差が大きくなっているか
小さくなっているか、また、先の試料以来、この差が変わっている速度が速くな
っているか遅くなっているかに依存して、ＴＥＭＰ（Ｊ）およびＴＥＭＰ_SETの 間の所定の比例的に大きな瞬間的差に対して、異なって応答する。

【０１８６】 （Ｃ．予測最高温度の誘導） この組織と電極領域との間の熱交換のために、これらの温度感知要素は、この
領域での最大温度を正確には測定し得ない。これは、最も高い温度の領域が、約
０．５〜２．０ｍｍの深さで、このエネルギー放射電極領域（および付随した感
知要素）が組織と接触する組織表面の下で生じるからである。もし、この出力が
、組織をあまりに迅速に加熱するなら、この表面下領域での実際の最大組織温度
は、１００℃を超えて、組織の乾燥および／または微小破裂を起こし得る。

【０１８７】 図３１は、ニュートラルネットワーク予測器６００の実装を示し、これは、各
電極領域にて、入力として、複数の感知要素Ｓ（Ｊ，Ｋ）により感知された温度
を受容し、ここで、Ｊは、所定電極領域を表わし（Ｊ＝１〜Ｎ）、そしてＫは、
各電極領域にある温度感知要素の数を表わす（Ｋ＝１〜Ｍ）。予想器６００は、
最も熱い組織領域の予測温度Ｔ_MAXPRED（ｔ）を出力する。制御装置５１５およ びマイクロ制御装置５３１は、ＴＥＭＰ（Ｊ）を用いて既に記述した様式と同じ
様式で、Ｔ_MAXPRED（ｔ）に基づいて、その振幅およびデューティーサイクル信 号を誘導する。

【０１８８】 予測器６００は、２層ニュートラルネットワークを使用するものの、さらに多
くの隠れ層は、使用できる。図３０で示すように、予測器６００は、第一および
第二隠れ層および４個のニューロンを包含し、これらは、Ｎ_(L,X)と命名され、 ここで、Ｌは、層１または２に一致し、そしてＸは、その層のニューロンに一致
する。第一層（Ｌ＝１）は、３個のニューロンを有し（Ｘ＝１〜３）、下記のと
おりである：Ｎ_(1,1)；Ｎ_(1,2)；およびＮ_(1,3)。第二層（Ｌ＝２）は、１個の 出力ニューロンを包含するが（Ｘ＝１）、Ｎ_(2,1)と命名される。

【０１８９】 これらの複数の感知要素からの温度の読みは、その２個だけ（ＴＳ１（ｎ）お
よびＴＳ２（ｎ））が例示の目的で示されているが、計量されて、第一層の各ニ
ューロンＮ_(1,1)；Ｎ_(1,2)；およびＮ_(1,3)に入力される。図３０は、加重値と してＷ^L _(k,N)を表わし、ここで、Ｌ＝１である；ｋは、入力センサ次数である；
そしてＮは、第一層の入力ニューロン番号１、２または３である。

【０１９０】 第二層の出力ニューロンＮ_(2,1)は、入力として、ニューロンＮ_(1,1)；Ｎ_{(1,2 )} ；およびＮ_(1,3)の計量した出力を受容する。図３０は、Ｗ^L _(O,X)として、出力
加重値を表わし、ここで、Ｌ＝２であり；Ｏは、第一層の出力ニューロン１，２
または３である；そしてＸは、第二層の出力ニューロン番号である。これらの計
量した入力に基づいて、出力ニューロンＮ_(2,1)は、Ｔ_MAXPRED（ｔ）を予測する
。あるいは、入力として、各センサから得た一連の過去の読みサンプルが使用で
きる。これを行うことにより、履歴期間は、最高組織温度の予測に寄与する。

【０１９１】 予測器６００は、感知要素の温度ＴＳ１およびＴＳ２および最も熱い領域の温
度を含む公知セットのデータ（これらは、以前に実験的に獲得した）について、
訓練しなければならない。例えば、後方伝播モデルを使用すると、予測器６００
は、最小の平均平方誤差で、このデータの公知の最高温度を予測するように訓練
できる。一旦、この訓練段階を完了すると、予測器６００は、Ｔ_MAXPRED（ｔ） を予測するように使用できる。

【０１９２】 Ｔ_MAXPRED（ｔ）を誘導するために、他の型のデータ処理法が使用できる。例 えば、「Ｔｉｓｓｕｅ Ｈｅａｔｉｎｇ ａｎｄ Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔ
ｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ Ｕｓｉｎｇ Ｐｒｅｄｉｃｔｅｄ Ｔｅｍｐ
ｅｒａｔｕｒｅ ｆｏｒ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ」の
表題の米国特許第５，９０６，６１４号を参照せよ。

【０１９３】 流体が殆どまたは全く存在しない状態で切除／凝固処置を実施するとき、一定
の要件を考慮すべきであることに注目すべきである。このような処置には、例え
ば、心臓にバイパスを取り付けた間に実施される処置が挙げられる。これらの要
件は、空気に関連した対流冷却効果が、血液および他の流体に関連したも効果よ
りもずっと低いという事実に由来している。さらに、これらの電極と組織との間
の密接な物理的（および熱的）接触により、その間で、比較的に自由に熱交換で
きるようになる。

【０１９４】 ＲＦエネルギーを伝達する電極は伝導率が高いので、ずっと少ないオーム抵抗
性加熱を受ける。しかしながら、組織にＲＦ出力が加えられるにつれて、この組
織からこれらの電極へと熱が引き出されて、最も高い組織温度とこの電極の温度
との間で時間差が生じるだけでなく、組織表面に近い組織内での温度勾配が生じ
る。この電極温度は、最終的には、この組織温度に近づく。この時点で、最も高
い組織温度とこの電極温度との間は、比較的に近づく小さい温度勾配が存在する
だけでなく、組織とこの電極との間では、比較的に少ない熱移動が存在する。従
って、この温度制御アルゴリズムは、この表面下組織温度とこの電極で感知され
た温度との間の時間差を考慮すべきである。しかしながら、水平域の組織温度と
感知温度との間の差は、典型的には、無視される。

【０１９５】 これらの制御要件に加えて、使用者インターフェイスはまた、医師が、対流冷
却が起こりそうかどうかを指示できるようになり、それにより、医師は、適当な
温度制御アルゴリズムを選択できるようになる。

【０１９６】 これらの説明した好ましい実施態様は、情報を分析してフィードバック信号を
発生させるために、コンピューターにより制御されたデジタル処理を使用した。
マイクロスイッチ、ＡＮＤ／ＯＲゲート、インバータ、アナログ回路などを使用
する他の論理制御回路は、この好ましい実施態様で示したマイクロプロセッサ制
御法と等価であることを理解すべきである。

【０１９７】 本発明は、上記好ましい実施態様によって記述したものの、上記好ましい実施
態様に対する多数の変更および／または改良は、当業者に容易に明らかとなる。
本発明の範囲は、このような変更および／または改良の全てに及ぶことを意図し
ている。

【図面の簡単な説明】

【図１】 図１は、本発明の１発明の好ましい実施態様に従う、患者内に作動要素を配置
するための外科用装置の側面部分断面図である。

【図２】 図２は、図１で示した外科用装置の末端図である。

【図３ａ】 図３ａは、本発明の１発明の別の好ましい実施態様に従う、患者内に作動要素
を配置するための外科用装置の側面図である。

【図３ｂ】 図３ｂは、図３ａで示した外科用装置の一部の部分側面図である。

【図４】 図４は、図３ａで示した外科用装置の一部の側面部分断面図である。

【図５】 図５は、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作動
要素を配置するための外科用装置の側面図である。

【図６ａ】 図６ａは、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作
動要素を配置するための外科用装置の部分側面切取図である。

【図６ｂ】 図６ｂは、図６ａの線６ｂ−６ｂに沿って取り出した断面図である。

【図７】 図７は、再生セルロースで被覆した作動要素を示す断面図である。

【図８ａ】 図８ａは、部分的に遮蔽した作動要素を示す断面図である。

【図８ｂ】 図８ｂは、代替的な作動要素形状を示す断面図である。

【図９ａ】 図９ａは、本発明の１発明の１実施態様に従ったスプラインアセンブリの正面
図である。

【図９ｂ】 図９ｂは、本発明の１発明の１実施態様に従ったスプラインアセンブリの正面
図である

【図９ｃ】 図９ｃは、本発明の１発明の１実施態様に従ったスプラインアセンブリの正面
図である。

【図９ｄ】 図９ｄは、図９ａ〜９ｃで示したスプラインアセンブリの側面図である。

【図９ｅ】 図９ｅは、図９ａの線９ｅ−９ｅに沿って取り出した断面図である。

【図９ｆ】 図９ｆは、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作
動要素を配置するための外科用装置の部分正面部分断面図である。

【図１０ａ】 図１０ａは、本発明の１発明の好ましい実施態様に従う、患者内に作動要素を
配置するための外科用装置の側面図である。

【図１０ｂ】 図１０ｂは、図１０ａで示した装置と共に使用され得る代替の先端の側面部分
断面図である。

【図１０ｃ】 図１０ｃは、図１０ａで示した装置と共に使用され得る別の代替の先端の側面
断面図である。

【図１０ｄ】 図１０ｄは、本発明に従ったプローブハンドルの斜視図である。

【図１０ｅ】 図１０ｅは、本発明の別の実施態様に従ったプローブハンドルの斜視図である
。

【図１０ｆ】 図１０ｆは、本発明の１実施態様に従ったプローブの拡大斜視図である。

【図１０ｇ】 図１０ｇは、図１０ｆで示したプローブの一部の拡大図である。

【図１０ｈ】 図１０ｈは、本発明の１実施態様に従った電気生理学的システムの平面図であ
る。

【図１０ｉ】 図１０ｉは、図１０ｈで示した遠隔出力制御ユニットの拡大図である。

【図１１ａ】 図１１ａは、図１０ａの線１１ａ−１１ａに沿って取り出した図１０ａで示し
た装置の遠位部分の断面図である。

【図１１ｂ】 図１１ｂは、図１０ａで示した装置のための代替の遠位部分の断面図である。

【図１１ｃ】 図１１ｃは、図１０ａで示した装置のための別の代替の遠位部分の側面部分断
面図である。

【図１２】 図１２は、図１０ａの線１２−１２に沿って取り出した断面図である。

【図１３】 図１３は、本発明の１発明の別の好ましい実施態様に従う、患者内に作動要素
を配置するための外科用装置の側面図である。

【図１４】 図１４は、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作
動要素を配置するための外科用装置の側面図である。

【図１５】 図１５は、図１４で示した装置の一部の斜視図である。

【図１６】 図１６は、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作
動要素を配置するための外科用装置の側面図である。

【図１７】 図１７は、本発明の１発明の好ましい実施態様に従ったクランプの側面図であ
る。

【図１８】 図１８は、図１７の線１８−１８に沿って取り出した断面図である。

【図１９】 図１９は、図１７で図示したクランプの上面図である。

【図２０】 図２０は、本発明の１発明の好ましい実施態様に従う、患者内に作動要素を配
置して身体構造にクランプ力を加えるための外科用装置の側面図である。

【図２１】 図２１は、本発明の１発明の別の好ましい実施態様に従う、患者内に作動要素
を配置して身体構造にクランプ力を加えるための外科用装置の側面図である。

【図２２】 図２２は、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作
動要素を配置して身体構造にクランプ力を加えるための外科用装置の側面図であ
る。

【図２３】 図２３は、図２２で示した外科用装置の作動要素支持部材の上面図である。

【図２４ａ】 図２４ａは、別の作動要素支持部材の上面図である。

【図２４ｂ】 図２４ｂは、さらに別の作動要素支持部材の上面図である。

【図２５】 図２５は、本発明の１発明のさらに別の好ましい実施態様に従う、患者内に作
動要素を配置して身体構造にクランプ力を加えるための外科用装置の側面図であ
る。

【図２６】 図２６は、図２０で示した外科用装置が関与する代表的な処置の側面部分断面
図である。

【図２７】 図２７は、代替の支持部材形状を有する外科用装置が関与する代表的な処置の
側面部分断面図である。

【図２８】 図２８は、複数の温度感知入力を用いて複数の電極への切除エネルギーの適用
を制御するためのシステムの概略図である。

【図２９】 図２９は、複数の温度感知入力を用いて複数の電極への切除エネルギーの適用
を制御するためのシステムの概略図である。

【図３０】 図３０は、集合的デューティーサイクル制御を備えた個々の振幅制御を用いて
、図２８および２９で示した温度フィードバック制御装置の実施を示す概略流れ
図である。

【図３１】 図３１は、ニューラルネットワーク予測器の概略図であり、これは、所定電極
領域にて、入力として、複数の感知要素により感知された温度を受容し、そして
最も熱い組織領域の予測温度を出力する。

【図３２】 図３２は、反転した心耳壁を共に保持するために投げ縄カテーテルと組み合わ
せてグラビングカテーテルを使用することを示す断片的側面図である。

【図３３】 図３３は、図３２で示した併用の断片的な図であり、これは、心耳を反転配向
で結ぶというさらなる工程を図示している。

【図３４】 図３４は、本発明の好ましい実施態様に従った圧力適用プローブの斜視図であ
り、これは、作動要素支持プローブに固定されている。

【図３５】 図３５は、図３４で示した圧力適用プローブの拡大斜視図である。

【図３６】 図３６は、本発明の別の好ましい実施態様に従った圧力適用プローブの部分斜
視図である。

【図３７】 図３７は、本発明の好ましい実施態様に従った連結装置の斜視図である。

【図３８】 図３８は、図３７で示した圧力適用プローブおよび連結装置を示す斜視図であ
り、これは、図１０ａで示した外科用装置と組み合わせて使用される。

【図３９】 図３９は、図３７で示した連結装置を示す斜視図であり、これは、図１０ａで
示した外科用装置と組み合わせて使用される。

【図４０】 図４０は、本発明の別の好ましい実施態様に従った連結装置の斜視図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ０８／９４８，７２９ (32)優先日 平成９年10月10日(1997．10．10) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０８／９４９，０８４ (32)優先日 平成９年10月10日(1997．10．10) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０９／０７２，８７２ (32)優先日 平成10年５月５日(1998．5．5) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０９／０７２，９４１ (32)優先日 平成10年５月５日(1998．5．5) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０９／０７２，８３５ (32)優先日 平成10年５月５日(1998．5．5) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０９／０７２，８３４ (32)優先日 平成10年５月５日(1998．5．5) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０９／０７３，０５０ (32)優先日 平成10年５月５日(1998．5．5) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０９／０７２，６５０ (32)優先日 平成10年５月５日(1998．5．5) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者 フレイチマン， シドニー ディー. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94025, メンロ パーク， ウッドランド アベ ニュー 855 (72)発明者 コブリッシュ， ジョセフ ブイ. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94087, サニーベール， マネ ドライブ 1055 (72)発明者 トンプソン， ラッセル ビー. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94022, ロス アルトス， ウエスト ポートラ アベニュー 123 (72)発明者 ウェイン， ジェイムズ ジー. アメリカ合衆国 カリフォルニア 95070, サラトガ， ロス フェリス ロード 17930 (72)発明者 ジェンキンズ， トーマス アール. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94606, オークランド， ハノーバー アベニュ ー 322， アパートメント 302 (72)発明者 スナイダー， エドワード ジェイ. アメリカ合衆国 カリフォルニア 95125, サン ノゼ， エッジウッド ウェイ 1545 (72)発明者 バーンサイド， ロバート アメリカ合衆国 カリフォルニア 94040, マウンテン ビュー， ニルダ アベニ ュー 1226 (72)発明者 ヤング， イ アメリカ合衆国 カリフォルニア 94116, サン フランシスコ， 45ティーエイチ アベニュー 2394 Ｆターム(参考） 4C060 CC03 CC07 KK04 KK16 KK22 MM25

Claims (27)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 軟組織凝固プローブ（３０８）であって、該プローブは、ハ
   ンドル（３１２）、および少なくとも２個の間隔を置いて配置した軟組織凝固電
   極（２９４）を包含し、該軟組織凝固電極は、電極支持アセンブリで支持されて
   おり、該少なくとも２個の軟組織凝固電極（２９４）の各個のサイズおよび間隔
   は、それによる不関電極への同時のエネルギー伝達が該少なくとも２個の軟組織
   凝固電極にかかる領域の凝固組織領域を生じるような程度であり、 該ハンドル（３１２）から該電極支持アセンブリへと伸長している比較的に短
   い可鍛性シャフト（３１０）により特徴づけられ、 該可鍛性シャフト（３１０）は、曲げた後に所望の形状でとどまり、そして外
   科的処置中にて、そこに力を加えた状況下でさえ、解放されている、 軟組織凝固プローブ。
2. 【請求項２】 さらに、温度センサを包含し、該温度センサが、前記軟組織
   凝固電極の少なくとも１個の縦方向末端縁に位置している、請求項１に記載の軟
   組織凝固プローブ。
3. 【請求項３】 さらに、温度センサを包含し、該温度センサが、前記軟組織
   凝固電極の少なくとも１個に付随している、請求項１に記載の軟組織凝固プロー
   ブ。
4. 【請求項４】 前記電極支持アセンブリが、その遠位末端にて、所定形状を
   有する可屈曲性スプラインアセンブリ（２５６）を包含し、該スプラインアセン
   ブリが、外力の適用に応答して崩壊するように、また、外力の撤回に応答して該
   所定形状に拡大するように、適合されており、前記軟組織凝固電極（２９４）が
   、該可屈曲性スプラインアセンブリ上に位置している、請求項１に記載の軟組織
   凝固プローブ。
5. 【請求項５】 さらに、実質的に管状の部材（２６４）を包含し、該実質的
   に管状の部材が、前記シャフト（２５４）の回りに位置づけられており、そして
   該シャフトに対して滑らせることができ、 ここで、前記スプラインアセンブリ（２５６）が、その上の該実質的に管状の
   部材の運動に応答して崩壊するように、また、該実質的に管状の部材の後退に応
   答して前記所定形状に拡大するように、適合されている、請求項４に記載の軟組
   織凝固プローブ。
6. 【請求項６】 前記可屈曲性スプラインアセンブリ（２５６）が、実質的に
   環状の部分（２６２）を包含する、請求項４に記載の軟組織凝固プローブ。
7. 【請求項７】 前記シャフト（２５４）が、縦軸を規定しており、そして前
   記実質的に環状の部分（２６２）が、該縦軸に実質的に垂直に配向された平面に
   存在する、請求項６に記載の軟組織凝固プローブ。
8. 【請求項８】 前記可屈曲性スプラインアセンブリが、実質的に三角形の形
   状のスプラインアセンブリ（２７２）を包含する、請求項４に記載の軟組織凝固
   プローブ。
9. 【請求項９】 前記実質的に三角形の形状のスプラインアセンブリ（２７２
   ）が、第一および第二末端を規定する遠位脚部（２７８）を包含し、該遠位脚部
   が、該第一末端から該第二末端へと非直線状である、請求項８に記載の軟組織凝
   固プローブ。
10. 【請求項１０】 前記可屈曲性スプラインアセンブリが、ループ（３００）
    の形状である、請求項４に記載の軟組織凝固プローブ。
11. 【請求項１１】 前記電極支持アセンブリが、遠位先端アセンブリ（３５０
    ）を包含し、該遠位先端アセンブリが、遠位部材を包含し、該遠位部材が、可撓
    性、ある程度可撓性および可鍛性のうちの１つであり、前記軟組織凝固電極（２
    ９４）が、該遠位部材上に位置している、請求項１に記載の軟組織凝固プローブ
    。
12. 【請求項１２】 さらに、管状の部材（３５４）を包含し、該管状の部材が
    、前記シャフトの所定部分の回りに位置づけられており、それに対して移動可能
    であり、該管状部材が、近位末端、遠位末端、および該遠位および近位末端間の
    開口部を規定しており、 ここで、前記遠位先端アセンブリが、旋回アセンブリ（３６０）を包含し、該
    旋回アセンブリが、前記遠位部材の遠位部分に接続された第一旋回部材（３６４
    ）および該管状部材に接続された第二旋回部材（３６２）を有する、請求項１１
    に記載の軟組織凝固プローブ。
13. 【請求項１３】 前記ハンドル（３１２’’）が、エネルギー制御装置（３
    １５）を包含し、該エネルギー制御装置が、エネルギー源から前記少なくとも２
    個の軟組織凝固電極（２９４）へのエネルギーの伝達を選択的に制御するように
    、適合されている、請求項１に記載の軟組織凝固プローブ。
14. 【請求項１４】 前記エネルギー制御装置（３１５）が、オンオフスイッチ
    を包含する、請求項１３に記載の軟組織凝固プローブ。
15. 【請求項１５】 前記エネルギー制御装置（３１５）が、それぞれ、前記少
    なくとも２個の軟組織凝固電極（２９４）に連結された少なくとも２個のエネル
    ギー制御装置を包含する、請求項１３に記載の軟組織凝固プローブ。
16. 【請求項１６】 さらに、少なくとも２個の指示器（３１７）を包含し、該
    指示器が、前記少なくとも２個の軟組織凝固電極（２９４）のそれぞれの状態を
    指示するように、適合されている、請求項１５に記載の軟組織凝固プローブ。
17. 【請求項１７】 さらに、包括的エネルギー制御装置（３１３）を包含し、
    該包括的エネルギー制御装置が、前記エネルギー源から前記軟組織凝固電極（２
    ９４）の各々へのエネルギーの伝達を選択的に制御するように、適合されている
    、請求項１５に記載の軟組織凝固プローブ。
18. 【請求項１８】 さらに、指示器（３１７）を包含し、該指示器が、前記エ
    ネルギー制御装置の状態を指示するように、適合されている、請求項１３に記載
    の軟組織凝固プローブ。
19. 【請求項１９】 さらに、コネクタ（３１９）を包含し、該コネクタが、前
    記ハンドルを前記シャフトに解除可能に接続するように、適合されている、請求
    項１に記載の軟組織凝固プローブ。
20. 【請求項２０】 さらに、圧力適用プローブ（６５０）を包含し、該圧力適
    用プローブが、細長本体部分（６５２）および係合装置（６５４）を包含し、該
    係合装置が、前記シャフトを解除可能に係合するように、適合されている、請求
    項１に記載の軟組織凝固プローブ。
21. 【請求項２１】 前記係合装置（６５４）が、一般にＣ形状の部材を包含す
    る、請求項２０に記載の軟組織凝固プローブ。
22. 【請求項２２】 さらに、連結装置（６６４）を包含し、該連結装置が、ベ
    ース部材（６６６）および係合装置（６６８）を包含し、該ベース部材が、前記
    シャフトの第一部分に取り外し可能に固定されるように、適合されており、そし
    て該係合装置が、該ベース部材に接続され、そして該シャフトの第二部分に取り
    外し可能に固定されるように、適合されており、 ここで、該第一部分を該ベース部材に固定し該第二部分を該連結装置に固定す
    るとき、該シャフトが、ループを規定する、請求項１に記載の軟組織凝固プロー
    ブ。
23. 【請求項２３】 以下を包含する、外科用装置： ハンドル（３９８）であって、該ハンドルは、少なくとも１個の可動ハンドル
    部材（４００）を包含する； 第一および第二支持部材（４０１、４１２）であって、該第一および第二支持
    部材は、該ハンドルに操作可能に接続されており、該支持部材の少なくとも１個
    は、該少なくとも１個の可動ハンドル部材の運動に応答して、他の支持部材に対
    して、移動可能である；および 少なくとも１個の切除電極（２９４）であって、該切除電極は、該第一支持部
    材に付随している、 を包含する、外科用装置。
24. 【請求項２４】 以下を包含する、外科用クランプ： 第一および第二クランプ部材（３８４、３８６）であって、該第一および第二
    クランプ部材は、互いに旋回可能に固定されている； 少なくとも１個の電極（２９４）であって、該電極は、該第一および第二クラ
    ンプ部材の少なくとも１個に付随している；および ロッキング装置（３９２）であって、該ロッキング装置は、該第一および第二
    クランプ部材を互いに対して定位置で維持するように、適合されている、 を包含する、外科用クランプ。
25. 【請求項２５】 以下を包含する、外科用用具キット： 第一装置であって、該第一装置は、所定の深さまで軟組織を凝固するように、
    適合されている； 第二装置であって、該第二装置は、該凝固した軟組織にて、切開部を形成する
    ように、適合されている；および 無菌パッケージであって、該無菌パッケージは、該第一および第二装置を取り
    囲む、 を包含する、外科用用具キット。
26. 【請求項２６】 遠隔出力制御ユニットであって、該遠隔出力制御ユニット
    は、電気生理学的出力制御装置と共に使用するためにあり、該電気生理学的出力
    制御装置は、電気生理学的装置の支持体上の少なくとも１個の電極にエネルギー
    を供給するように、適合されており、該遠隔出力制御ユニットは、以下を包含す
    る： 本体（３２７ａ）； 該本体上の少なくとも１個のエネルギー制御装置（３２７ｂ）；および 接続装置（３２９ｂ）であって、該接続装置は、該少なくとも１個のエネルギ
    ー制御装置を該電気生理学的出力制御装置に接続するように、適合されている、 を包含する、遠隔出力制御ユニット。
27. 【請求項２７】 電気生理学的出力制御システムであって、該電気生理学的出
    力制御システムは、電気生理学的装置と共に使用するためにあり、該電気生理学
    的装置は、支持体上に少なくとも１個の電極（２９４）を有し、該システムは、
    以下を包含する： 電気生理学的出力制御装置であって、該電気生理学的出力制御装置は、該少な
    くとも１個の電極にエネルギーを選択的に供給するように、適合されている；お
    よび 遠隔出力制御ユニット（３２５）であって、該遠隔出力制御ユニットは、本体
    （３２７ａ）；該本体上の少なくとも１個のエネルギー制御装置（３２７ｂ）；
    および接続装置（３２９ｂ）を包含し、該接続装置は、該少なくとも１個のエネ
    ルギー制御装置を該電気生理学的出力制御装置に接続するように、適合されてい
    る、 を包含する、電気生理学的出力制御システム。