JP4290894B2 - System and method for electrosurgical treatment of an intervertebral disc - Google Patents

System and method for electrosurgical treatment of an intervertebral disc Download PDF

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Description

【０００１】
関連出願
本出願は、１９９９年４月２１日に出願された米国特許出願第０９／２９５，６８７号（代理人整理番号：Ｅ−７−２）ならびに１９９８年４月２日及び１９９９年３月１５日に夫々出願された米国特許出願第０９／０５４，３２３号および０９／２６８，６１６号（代理人整理番号：Ｅ−５およびＥ−７−１）の一部継続出願であり、これらの出願は、１９９５年６月７日に出願された米国特許出願第０８／４８５，２１９号（代理人整理番号：１６２３８−０００６００）の一部継続出願である１９９７年１２月１５日に出願された米国特許出願第０８／９９０，３７４号（代理人整理番号：Ｅ−３）の一部継続出願であり、それらの全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。本出願はまた、１９９６年７月１６日に出願された米国特許出願第０８／６９０，１５９号（代理人整理番号：１６２３８−００１６１０）の一部継続出願である１９９９年２月２０日に出願された米国特許出願第０９／０２６，８５１号（代理人整理番号：Ｓ−２）の一部継続出願でもあり、それらの全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。
【０００２】
本発明はまた、本出願と同様に本出願人に譲渡された同時係属の：１９９８年１０月２８日に出願された米国特許出願第０９／１８１，９２６号（代理人整理番号：Ｓ−１−２）、１９９８年８月７日に出願された米国特許出願第０９／１３０，８０４号（代理人整理番号：Ｓ−４）、１９９８年４月１０日に出願された米国特許出願第０９／０５８，５７１号（代理人整理番号：ＣＢ−２）、１９９９年２月１２日に出願された米国特許出願第０９／２４８，７６３号（代理人整理番号：ＣＢ−７）、１９９８年２月２０日に出願された米国特許出願第０９／０２６，６９８号（代理人整理番号：Ｓ−３）、１９９８年５月６日に出願された米国特許出願第０９／０７４，０２０号（代理人整理番号：Ｅ−６）、１９９８年１月２１日に出願された米国特許出願第０９／０１０，３８２号（代理人整理番号：Ａ−６）、１９９８年２月２７日に出願された米国特許出願第０９／０３２，３７５号（代理人整理番号：ＣＢ−３）、１９９７年１１月２５日に出願された米国特許出願第０８／９７７，８４５号（代理人整理番号：Ｄ−２）、１９９７年１０月２日に出願された米国特許出願第０８／９４２，５８０号（代理人整理番号：１６２３８−００１３００）、１９９６年１１月２２日に出願された米国特許出願第０８／７５３，２２７号（整理番号：１６２３８−００２２００）、１９９６年７月１８日に出願された米国特許出願第０８／６８７７９２号（整理番号：１６２３８−００１６００）；ならびに、１９９２年１月７に出願された米国特許出願第０７／８１７，５７５号（代理人整理番号：１６２３８−０００４０）の一部継続出願である１９９２年１０月９日に出願された米国特許出願第０７／９５８，９７７号（代理人整理番号：１６２３８−０００４１０）の一部継続出願である１９９３年５月１０日に出願された米国特許出願第０８／０５９，６８１号（代理人整理番号：１６２３８−０００４２０）の一部継続出願であり且つ今は米国特許第５，６９７，９０９号（代理人整理番号：１６２３８−０００４４０）とされた１９９４年５月１０日に出願されたＰＣＴ国際出願の合衆国国内段階出願第ＰＣＴ／Ｕ５９４／０５１６８号；に関しており、それらの全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。本発明はまた、１９９５年１１月２２日に出願され本出願と同様に本出願人に譲渡された米国特許第５，６９７，８８２号（代理人整理番号：１６２３８−０００７００）にも関連するが、その全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。
【０００３】
発明の背景
本発明は電気外科の分野に関し、特に、脊柱（せきちゅう）の領域における組織を治療（ｔｒｅａｔ）する高周波電気エネルギを採用した手術用デバイスおよび方法に関する。本発明は特に、椎間板ヘルニアの治療に適している。
【０００４】
持続的であると共に障害に繋がることも多い背中の痛覚の主な理由は、椎間板環帯の分離、椎間板の慢性炎症（たとえばヘルニア形成）、又は、退行性疾患（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｖｅ ｄｉｓｅａｓｅ）により生ずることの多い不安定性の如く所定の椎間板を囲繞する各椎体の相対的不安定性である。脊柱椎間板は主として脊椎骨の各々を緩衝して連繋すべく機能することにより、患者の脊柱に対して可撓性および安定性を提供する。脊柱椎間板の各々は中心の流体静力学的な緩衝部である髄核を備え、該髄核は線維輪である多層線維靱帯により囲繞されている。各椎間板が変性（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｅ）すると、それらは水分および高さを喪失し、各脊椎骨を相互に近接せしめる。その結果、椎間板の緩衝特性は低下すると共に脊柱の両側の神経開口が狭まり、神経が締め付けられる。この椎間板変性は結果的に、背中および脚部の痛みを引き起こし得る。椎間板変性もしくは椎間板損傷により環帯が弱くなると、椎間腔内から髄核の断片が脊柱管内へと移動し得る。そして、たとえばヘルニア形成などの様に、変位された線維輪の核もしくは突起が脊髄神経に衝当することもある。髄核もしくは損傷環帯が神経に接近するだけで神経に対する直接的圧力を引き起こし、脚筋の麻痺および弱体化に繋がり得る。
【０００５】
椎間板ヘルニアに依る炎症は多くの場合、休息、運動療法、経口的な抗炎症薬物、または、副腎皮質ホルモンの硬膜外注射などの非外科的手段により好首尾に治療され得る。一定の場合、椎間板組織が治療不能に損傷された場合、炎症および圧力の根源を排除すべくその椎間板の一部もしくはその椎間板全体を除去することが必要となる。更に厳しい場合には、障害的な背中の痛みの再発を防止すべく、椎間板物質の切除に続き近隣の各椎体が安定化されねばならない。脊椎骨を安定化すべく脊椎固定術と称されるひとつの手法は、変性椎間板の跡となる空間内に椎体間移植片もしくはインプラントを挿入するものである。この処置（ｐｒｏｃｅｄｕｒｅ）においては、股関節などの他の身体部分の一部から少量の骨組織がインプラント内に充填される。これにより、その骨組織はインプラントを貫通すると共にインプラントの回りで成長し、各椎体を融合すると共に痛覚を緩和し得る。
【０００６】
最近まで脊柱椎間板切除術および固定処置は、大がかりな手術を行うと共に筋肉の外傷性解離および骨組織除去もしくは骨組織融合に帰着していた。而して、従来の外傷性脊柱手術の不都合を克服すべく、侵襲が最小な脊柱手術が開発された。内視鏡による脊柱処置においては脊柱管が侵襲されないので、瘢痕化する硬膜外出血は最小化されもしくは完全に回避される。これに加え、内視鏡処置における靱帯および骨組織の除去に依る不安定性のリスクは、開放性椎間板切除術におけるよりも一般的に小さい。また、回復が早いので、社会復帰および仕事への復帰も促進される。
【０００７】
脊柱疾患もしくは脊柱障害の治療に対する最少侵襲技術としては、化学的髄核融解術、レーザ技術および機械的技術が挙げられる。これらの処置において外科医は一般的に、手術器具およびインプラントなどを通過させるべく患者の外表面から脊柱椎間板まで通路もしくは手術用溝を形成する。典型的には、この手術用溝を形成する為には、処置（すなわち、腹腔鏡処置、胸腔鏡処置、関節鏡処置、背部処置など）に依存して、軟組織、筋肉もしくは他の種類の組織を除去する必要がある。この組織は通常、脳下垂体用骨鉗子、掻爬器、把持器、カッタ、ドリル、微細創傷清浄化器（ｍｉｃｒｏｄｅｂｒｉｄｅｒ）などの機械的器具により除去される。残念乍ら、これらの機械的器具では処置の時間が相当に長くなり、処置が更に複雑となる。更に、これらの器具は組織内の血管を切断し、目的部位に対する外科医の視界を遮る大量の出血を引き起こすのが通常である。
【０００８】
而して、手術用溝が確立されたなら、神経根が引き抜かれると共に、椎間板の一部もしくは全てが脳下垂体用骨鉗子などの機械的器具により除去される。機械的器具に依る上記の問題に加えてこれらの器具には重大な懸念がある、と言うのも、これらの器具は正確で無く、且つ、処置の間においては、標的椎間板組織と、骨組織、軟骨組織、靱帯、神経および非標的組織などの脊柱内の他の構造とを区別することが困難だからである。故に外科医は相当の注意を払い、脊柱内における軟骨組織および骨組織に対する損傷を最小化すると共に、脊髄神経などの神経と脊髄を囲繞する硬膜とに対する損傷を回避せねばならない。
【０００９】
レーザは最初は脊柱手術に対して理想的なものと考えられた、と言うのも、レーザは熱に依り組織を離解（ａｂｌａｔｅ）もしくは気化（ｖａｐｏｒｉｚｅ）し、その組織における小血管を焼灼してシールすべく作用するからである。残念乍ら、レーザは高価であると共にこれらの処置で使用するには幾分か時間が掛かる。レーザに依る別の不都合は、組織を離解する深さを判断するのが困難なことである。一般的に外科医は組織に触れずにその組織にレーザを向けて発射することから、レーザの切開深度を判断する何らの触感的フィードバックも受けない。多くの場合において脊柱椎間板の近傍には健常な組織、骨組織、靱帯および脊髄神経が存することから、組織損傷の深度は最小に維持するのが必須であるが、レーザでは必ずしも確実に行われ得ない。
【００１０】
脊柱手術においては、切断された血管を焼灼して視覚化を改善すべく、限られた役割ではあるが単極性無線周波デバイスが使用されて来た。しかし乍らこれらの単極性デバイスは、患者の身体内の不確定経路を電流が流れることにより患者の身体の各部が不都合に電気刺激されるというリスクを高めるという問題がある。これに加え、患者の身体を通る確定経路は（患者の身体の大きな距離または抵抗性の故に）比較的大きなインピーダンスを有することから、標的組織を離解もしくは切断（ｃｕｔ）するに適した電流を生成すべく、通常は戻り電極および活性電極の間に大きな電圧差が印加されねばならない。ところが、この電流は所定電流経路よりも小さなインピーダンスを有する身体経路に沿って偶発的に流れ、これらの身体経路を流れる電流を相当に増加し、周囲組織または隣接する末梢神経の損傷を引き起こし又は破壊することもある。
【００１１】
特に単極性デバイスなどの従来のＲＦデバイスの他の不都合は、手術室における神経監視機器による神経刺激および該機器による神経への干渉である。更にこれらのデバイスは典型的には活性電極と標的組織との間に電圧差を生成して作動することから、上記電極と組織との間の物理的間隙に亙り電気アークを引き起こす。斯かる電気アークが組織と接触する箇所にては、上記電極および組織の間における高電流密度に依り急激な組織加熱が生ずる。この高電流密度により細胞液は急激に気化して蒸気となり、局限された組織加熱の系路に沿った”切断効果（ｃｕｔｔｉｎｇ ｅｆｆｅｃｔ）”を生成する。故に組織は、気化された細胞液の系路に沿って分断され、標的組織部位の周囲領域において不都合な付随的組織損傷（ｃｏｌｌａｔｅｒａｌ ｔｉｓｓｕｅ ｄａｍａｇｅ）が誘起される。この付随的組織損傷は多くの場合に無差別の組織破壊を引き起こし、その組織の適切な機能が失われることになる。更に、上記デバイスは任意の組織を直接的に除去するのでは無く所定領域の組織を破壊すると共に、破壊された組織を身体が最終的に排除し得るのである。
【００１２】
発明の概要
本発明は、脊柱内もしくは脊柱の回りの組織などの患者の身体内の構造に対して電気エネルギを選択的に印加するシステム、装置および方法を提供する。本発明のシステムおよび方法は、開放性脊柱手術および内視鏡式脊柱手術において組織および他の身体構造（ｂｏｄｙ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）の離解、切除、吸引除去、コラーゲン収縮および／または止血に対して特に有用である。特に本発明はチャネル形成技術（ｃｈａｎｎｅｌｉｎｇ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）を含み、該技術においては、椎間板内に小寸の孔もしくはチャネルが形成されると共に、これらの孔もしくはチャネルを近接囲繞する組織には熱的エネルギが印加されて組織表面に温熱損傷を引き起こすことにより、周囲組織構造を強化し且つ椎間板の体積を減少することで、周囲神経に対する圧力が軽減される。
【００１３】
本発明の方法は、患者の脊柱内に一つ以上の活性電極を導入する段階と、上記活性電極をたとえば椎間板などの標的組織の近傍に位置決めする段階とを含む。上記活性電極と一つ以上の戻り電極との間には高周波電圧が印加されることで上記標的組織の少なくとも一部が容積測定的に除去もしくは離解され、且つ、離解された組織により残置された空間を通して上記活性電極が前進されることで、上記椎間板組織内にはチャネル、孔、窪み（ｄｉｖｏｔ）などが形成される。次に上記活性電極は上記チャネルから引き抜かれ、椎間板内の適切な箇所には他のチャネルもしくは孔が形成され得る。好適実施例においては、上記活性電極が上記孔もしくはチャネルから引き抜かれるときに該活性電極に対しては高周波電圧が印加される。上記高周波電圧は組織の離解に対するスレッショルド値より低いので、上記孔を囲繞する組織表面内において切断された血管の止血を行う。上記高周波電圧は更に上記孔の周囲組織の熱的加熱（ｔｈｅｒｍａｌ ｈｅａｔｉｎｇ）の深度を制御して、上記孔の周囲組織を温熱損傷しまたは該周囲組織内に損傷（ｌｅｓｉｏｎ）を生成することで椎間板構造を減量（ｄｅｂｕｌｋ）且つ／又は強化して、頸部もしくは背中の痛覚を軽減する。
【００１４】
特定の形態においては、等張塩水もしくは導電性ゲルなどの導電媒体が脊柱内の目的部位へと供給され、上記導電媒体内の活性電極を実質的に囲繞する。上記導電媒体は器具を介して特定目的部位まで供給され得るか、または、処置の間において電極端子が浸漬される如く目的領域全体が導電媒体で充填され得る。代替的に、上記器具の末端は患者の身体内への導入に先立ち、上記導電媒体に浸漬され又は該媒体が塗付され得る。これらの全ての実施例において上記導電媒体は、該導電媒体が上記活性電極および戻り電極の間に電流経路を提供すべく塗付もしくは供給される。他の実施例において、患者の組織内の細胞内導電性流体は、目的部位に対して注入もしくは供給される上記導電媒体の代替物としてまたは該導電媒体に対する補足物として使用され得る。たとえば一定の実施例において、上記器具は導電媒体内に浸漬されることにより、離解の必要条件を開始するに十分な量の流体を提供し得る。開始の後、患者の組織内に既に存在する上記導電流体はこれらの状態を持続すべく使用される。
【００１５】
代表的実施例において上記活性電極は離解モードにて標的椎間板組織内へと前進されるが、該モードにおいて上記高周波電圧は分子解離もしくは分子分解プロセスにより標的組織を離解もしくは除去するに十分である。これらの実施例において上記活性電極に印加される上記高周波電圧は、上記活性電極および組織の間の（たとえばゲル、塩水および／または細胞内流体などの）導電流体を気化するに十分である。気化された流体内においては、イオン化プラズマが形成されると共に、（たとえば電子などの）荷電粒子が上記組織に向けて加速されることにより、上記組織の数層の細胞の分子破壊もしくは分解を引き起こす。この分子解離には、組織の体積除去が伴う。プラズマ層内において加速された荷電粒子の近達は表面層に対する分子解離プロセスを局限することにより、下側に位置する組織に対する損傷および壊死を最小化する。このプロセスは、周囲のもしくは下側に位置する組織構造の加熱もしくは損傷を最小とし乍ら、１０乃至１５０ミクロンもの薄さで組織の体積除去を行うべく正確に制御され得る。この現象の更に完全な記述は、本出願と同様に本出願人に譲渡された米国特許第５，６９７，８８２号に記述されるが、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００１６】
上記活性電極は上記孔もしくはチャネルから通常は離解補助モード（ｓｕｂａｂｌａｔｉｏｎ ｍｏｄｅ）または熱的加熱モード（ｔｈｅｒｍａｌ ｈｅａｔｉｎｇ ｍｏｄｅ）にて引き抜かれるが、該モードにおいて上記高周波電圧は上述の如く離解に対するスレッショルド値より低いが、切断された血管を凝固すると共に上記各孔の少なくとも周囲表面組織に温熱損傷を加えるに十分である。一定の実施例において上記活性電極は、離解補助モードとされた直後に上記孔から引き抜かれる。他の実施例にて医師は上記離解補助モードにおいて上記活性電極の引抜速度を制御し且つ／又はたとえば約５〜３０秒程度で孔内に活性電極を放置し、椎間板組織に対する温熱損傷の深度の増加を望むこともある。
【００１７】
ひとつの方法において、高周波電圧は離解モードにて、一つ以上の活性電極と該活性電極から軸心方向に離間された戻り電極との間に印加されると共に、上記活性電極は上記組織内に前進されて上述の如き孔もしくはチャネルを形成する。次に熱的加熱モードにおいて、電気外科器具が上記孔から引き抜かれるときに、上記戻り電極と一つ以上の第三の電極との間に高周波電圧が印加される。一実施例において上記第三の電極は、皮膚の外表面上の分散的戻りパッド（ｄｉｓｐｅｒｓｉｖｅ ｒｅｔｕｒｎ ｐａｄ）である。該実施例において上記熱的加熱モードは、電流が戻り電極から患者の身体を通り上記戻りパッドに流れるという単極モードである。他の実施例において上記第三の電極は上記電気外科器具上に載置されると共に、上記熱的加熱モードは二極性である。上記実施例の全てにおいて上記第三の電極は、椎間板に適用されるべき温熱損傷を増加すべく上記離解モードにて組織内への電流貫通の深度を増加すべく設計される。
【００１８】
他の方法において、上記活性電極が離解モードに置かれると同時に、上記第三の電極もしくは凝固用電極は熱的加熱モードに置かれる。該実施例において電流は、上記凝固用電極から上記孔の周囲組織を通り上記戻り電極に通過すると同時に、上記電流は上記活性電極および戻り電極の間を通過する。特定の形態においてこれは、電源および凝固用電極の間に受動的もしくは能動的な電圧低下素子を連結して上記凝固用電極に印加される電圧を減少することで達成される。この様にして、上記凝固用電極が上記組織内に前進されるとき、上記凝固用電極および戻り電極の間の電気回路は上記孔の周囲組織により閉成されることで直ちに該組織の加熱および凝固を開始する。
【００１９】
別の方法においては、電極アセンブリを有する電気外科器具が導電流体内に浸漬され、上記導電流体は上記電極アセンブリにおける活性電極および戻り電極の回りに且つ両電極の間に配置される。上記器具は次に経皮的にもしくは開放性処置のいずれかにより患者の脊柱内に導入され、且つ、椎間板内には上述の如く複数の孔が形成される。上記器具は上記熱的加熱モードにて各孔から引き抜かれ、温熱損傷を生成すると共に血管を凝固する。典型的に上記器具は各孔から引き抜かれた後に上記導電流体内に浸漬されれることから、プラズマ形成に十分な導電流体が確実に存在すると共に上記活性電極および戻り電極間に電流が導通される。この処置によれば椎間板の体積が減少されることから、頸部および背中の痛覚の緩和が促進される。
【００２０】
本発明の他の側面において、変性椎間板（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｖｅ ｉｎｔｅｒｖｅｒｔｅｂｒａｌ ｄｉｓｃ）の治療方法は、上記椎間板の壁部内で選択された神経の近傍に一つ以上の活性電極を位置決めする段階と、上記椎間板内もしくは上記椎間板上にて上記活性電極の近傍に一つ以上の戻り電極を位置決めする段階を含む。上記活性電極および戻り電極の間には十分な高周波電圧差が印加され、上記椎間板内において被選択神経を脱神経（ｄｅｎｅｒｖａｔｅ）し又は酵素系と痛覚生成神経伝達物質とを破壊することで、痛覚を軽減する。一定の実施例において、上記活性電極および戻り電極の間の上記電流経路は、上記目的部位に導入される導電流体により少なくとも部分的に生成される。他の実施例においては、椎間板組織がこの電流経路を完成する。
【００２１】
本発明の他の側面において変性椎間板の治療方法は、髄核の近傍にもしくは髄核の内部に一つ以上の活性電極を位置決めする段階と、上記椎間板内もしくは上記椎間板上にて上記活性電極の近傍に一つ以上の戻り電極を位置決めする段階を含む。上記活性電極および戻り電極間には十分な高周波電圧差が印加され、上記髄核の水分を減少し且つ／又は上記髄核内のコラーゲン線維を収縮することで、上記椎間板が引き締められる。一定の実施例において、上記活性電極および戻り電極間の電流経路は、上記目的部位に導入された導電流体により少なくとも部分的に生成される。他の実施例において、上記椎間板組織がこの電流経路を完成する。
【００２２】
本発明の更に別の側面において、変性椎間板の治療方法は、線維輪の内壁上の環状裂溝（ａｎｎｕｌａｒ ｆｉｓｓｕｒｅ）の近傍のもしくは内部に一つ以上の活性電極を位置決めする段階と、上記椎間板内もしくは上記椎間板の回りにおける上記活性電極の近傍に一つ以上の戻り電極を位置決めする段階とを含む。上記活性電極および戻り電極間には十分な高周波電圧差が印加されて上記環状裂溝内のコラーゲン線維を溶着、シールもしくは収縮することにより、上記裂溝を修復する。上記電圧は典型的に、各コラーゲン線維が相互に収縮もしくは溶着するに十分な時間に亙り少なくとも約５０℃乃至７０℃へと組織温度を上昇するに十分なエネルギを上記裂溝に提供すべく選択される。一定の実施例において、上記活性電極および戻り電極間の電流経路は上記目的部位に導入された導電流体により少なくとも部分的に生成される。他の実施例においては、上記椎間板組織がこの電流経路を完成する。
【００２３】
本発明に係るシステムは概略的に、基端および末端を備えたシャフトを有する電気外科器具と、上記末端における電極アセンブリと、上記電極アセンブリを高周波電気エネルギ源に連結する一つ以上のコネクタとを含む。上記器具は、基端と、上記電極アセンブリを支持する末端とを有するプローブもしくはカテーテル・シャフトを備える。上記プローブもしくはカテーテルは広範な形状を取り得るが、その主な目的は、（開放性処置もしくは内視鏡処置にて）患者の脊柱に対して上記電極アセンブリを導入し、治療を行う医師が上記シャフトの基端から上記電極アセンブリを操作するのを許容することである。上記電極アセンブリは、組織離解用の形状とされた一つ以上の活性電極と、上記器具シャフト上で上記活性電極から離間された戻り電極と、上記器具シャフト上で上記戻り電極から離間された第三の凝固用電極とを含む。
【００２４】
上記システムは更に、上記活性電極および戻り電極間に且つ上記凝固用電極および戻り電極間に同時に高周波電圧を印加すべく上記器具シャフト上で上記各電極に連結された電源を含む。一実施例において上記システムは、上記凝固用電極に印加される上記電圧を減少すべく上記電源および凝固用電極の間に連結された電圧低下素子を備える。上記電圧低下素子は典型的には、コンデンサ、抵抗器、インダクタなどの受動素子から成る。好適実施例において上記電源は上記活性電極および戻り電極間に約１５０乃至６００ボルトＲＭＳ（ｖｏｌｔ ｒｍｓ）の電圧を印加し、且つ、上記電圧低下素子はこの電圧を約２０乃至３００ボルトＲＭＳまで減少する。この様にして、上記凝固用電極に供給された電圧は組織の離解用のスレッショルド値よりは低いが組織を凝固して加熱するには十分に高い。
【００２５】
上記活性電極は、典型的にはセラミクス、シリコーンまたはガラスなどの無機材料から成る電気絶縁支持部材から延在する、単一活性電極もしくは電極配列から成り得る。上記活性電極は通常は上記戻り電極および凝固用電極よりも小寸の露出表面積を有することから、上記活性電極における電流密度は他の各電極における電流密度よりも相当に大きい。好適には、上記戻り電極および凝固用電極は上記器具シャフトの回りに延在する比較的に大寸で円滑な表面を有して電流密度を減少し、これにより、近傍の組織に対する損傷を最小とする。
【００２６】
上記装置は更に、上記活性電極および上記目的部位に対して導電流体を供給する為の流体供給要素を含み得る。上記流体供給要素は器具上に載置されるたとえば流体孔もしくは管などとされ得るか、又は該流体供給要素は別体器具の一部とされ得る。代替的に、上記電極アセンブリもしくは上記目的部位に対しては塩水電解液もしくは他の導電性ゲルなどの、導電性ゲルもしくは噴霧剤が供給され得る。この実施例において上記装置は流体供給要素を有さなくても良い。いずれの実施例においても上記導電流体は、上記活性電極および戻り電極の間に電流経路を好適に生成する。
【００２７】
好ましい実施形態の説明
本発明は、特に脊柱内における組織もしくは他の身体構造などの患者の身体の内部もしくは身体上の標的箇所に対して電気エネルギを選択的に印加するシステムおよび方法を提供する。これらの処置としては、変性椎間板の治療；椎間板ヘルニアを治療する為の椎弓切除術／椎間板切除術の処置；腰仙椎および頚椎棘状突起における狭窄症に対する除圧椎弓切除術；環帯における局部的な裂開もしくは裂溝；髄核切開術（ｎｕｃｌｅｏｔｏｍｙ）；椎間板固定処置；中央脊椎関節突起切除術；後部腰仙椎および頚椎棘状突起の固定術；脊椎骨の疾患に伴う脊柱側湾症の治療；神経根圧縮を軽減すべく椎骨間小孔の天蓋を除去する間孔天蓋切除術；および、前部頚椎棘状突起および腰仙椎の椎間板切除術；などが挙げられる。これらの処置は、開放性処置を介して、又は、胸腔鏡、関節鏡、腹腔鏡などを使用する最少侵襲技術を使用して実施され得る。
【００２８】
本発明は、ＲＦエネルギにより椎間板異常性を治療する技術を包含する。一定の実施例においてＲＦエネルギは、椎間板の組織構造を離解、減量且つ／又は強化して椎間板の体積を減少することにより頸部および背部の痛覚を軽減すべく使用される。本発明のひとつの側面において、脊柱椎間板組織は容積測定的に除去もしくは離解され、椎間板内に孔、チャネル、窪みもしくは他の空間を形成する。この処置においては、一つ以上の活性電極と一つ以上の戻り電極との間に高周波電圧差が印加され、標的組織の近傍に大きな電界強度を展開する。上記活性電極の近傍では電界強度が大きいことから、（熱的な気化もしくは炭化ではなく、）電界により誘起された分子解離を介して標的組織の分子破壊が行われる。本出願人としては、大きな有機分子を、水素、炭素酸化物、炭化水素および窒素化合物などの小さな分子および／または原子へと分子分解することにより、組織構造が容積測定的に除去されると確信する。この分子分解は組織構造を完全に除去するが、このことは、電気外科的な乾燥および気化では典型的な如く組織の細胞内の液体を除去して組織構成物質を脱水するのと対照的である。
【００２９】
上記の大きな電界強度は、活性電極の末端尖端と標的組織との間の領域において活性電極の少なくとも一部に亙り、導電流体を気化させるに十分な高周波電圧を印加することで生成され得る。上記導電流体は、目的部位に供給されたもしくは目的部位に既に存在する等張塩水、血液もしくは細胞内流体などの液体もしくは気体、又は、目的部位に供給されたゲルなどの粘性流体とされ得る。蒸気層もしくは気化領域は比較的に大きな電気インピーダンスを有することから、電極端子尖端と組織との間の電圧差は増加されると共にイオン化可能種（たとえば等張塩水が導電流体である場合にはナトリウム）の存在に依り蒸気層内のイオン化が引き起こされる。本明細書中に記述される条件下で、このイオン化は蒸気層から標的組織の表面に対するエネルギ含有電子および光子の放出を誘起する。このエネルギは、エネルギ含有光子（たとえば紫外線放射線）、エネルギ含有粒子（たとえば電子もしくはイオン）又はそれらの組合せの形態であり得る。Ｃｏｂｌａｔｉｏｎ（登録商標）と称されるこの現象の更に詳細な記述は、本出願と同様に本出願人に譲渡された米国特許第５，６９７，８８２号に見られるものであり、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００３０】
本出願人は、本発明のＣｏｂｌａｔｉｏｎ（登録商標）メカニズムにおける組織除去の主要メカニズムは、活性電極の近傍のプラズマ内で励起されたエネルギ含有電子もしくはイオンであると確信する。液体の各原子が再凝結するより速く各原子が液体表面から気化されるに十分な様に液体が加熱されたときには、気体が形成される。上記気体が十分に加熱されて各原子が相互に衝突して上記プロセスにおいて夫々の電子を叩き出すなら、イオン化気体もしくはプラズマ（所謂る”物質の第四の状態”）が形成される。プラズマに関する更に完全な記述は、プリンストン大学（Ｐｒｉｎｃｅｔｏｎ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ）のプラズマ物理研究所（Ｐｌａｓｍａ Ｐｈｙｓｉｃｓ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ）のＲ． Ｊ． ＧｏｌｄｓｔｏｎおよびＰ．Ｈ． Ｒｕｔｈｅｒｆｏｒｄによるプラズマ物理（Ｐｌａｓｍａ Ｐｈｙｓｉｃｓ）（１９９５）に見られる。蒸気層（もしくは導電液体内で形成された泡体内）の密度が十分に低くなったとき（すなわち、水溶液に対して約１０２０原子／ｃｍ３未満）、電子の平均自由行程が長くなることにより、引き続き放出される電子はこられの低密度領域（すなわち蒸気層もしくは泡体）内における衝突電離を引き起こし得る。プラズマ層内のイオン粒子が十分なエネルギを有したなら、これらのイオン粒子は標的組織に向けて加速される。エネルギ含有電子により放出されたエネルギ（たとえば３．５ ｅＶ〜５ ｅＶ）は引き続き分子を衝撃することでその結合を破壊して分子をフリー・ラジカルへと解離し、該ラジカルは次に結合して最終的な気体種もしくは液体種となる。
【００３１】
プラズマは、気体を加熱すると共に、該気体に電流を通して又は該気体内に電波を照射して該気体をイオン化することで形成され得る。概略的に、これらのプラズマ形成方法はプラズマ内の自由電子に対してエネルギを直接的に与えてから、電子／原子衝突により更に多くの電子が解放され、上記プロセスは所望程度のイオン化が達成されるまで連鎖する。多くの場合、電子は電流を担持するか電波を吸収することから、イオンよりもホット（ｈｏｔ）である。故に本出願人の発明において、組織から戻り電極に向けて運ばれる各電子はプラズマの熱の殆どを担持することから、各イオンは実質的に非熱的様式にて組織分子から剥がされる。
【００３２】
本発明は導電媒体環境において高周波（ＲＦ）電気エネルギを印加することにより組織構造を除去（すなわち切除、切開もしくは離解）すると共に、標的組織の領域内で離断された血管をシールする。本発明はまた、たとえば約１ｍｍ程度の直径の大きな動脈血管をシールするのに有用である。一定の実施例においては、組織の分子解離もしくは分子分解を行うに十分な第一の電圧を電極端子に印加する離解モードと、組織内において切断された血管の止血を達成するに十分な第二の低電圧を（同一もしくは異なる電極である）電極端子に印加する凝固モードとを有する高周波電源が配備される。他の実施例においては、動脈血管などの切断血管をシールすべき形状とされた一つ以上の凝固用電極と、たとえば組織に対して分子解離を行うに十分なエネルギを印加することにより組織内のコラーゲン線維を縮小させるか組織を除去（離解）すべき形状とされた一つ以上の電極端子とを有する電気外科器具が提供される。後者の実施例において、凝固用電極は、該凝固用電極により凝固を行うと共に電極端子により離解を行うべく単一電圧が印加される如き形状とされ得る。他の実施例においては、電源が凝固モード（低電圧）にあるときは凝固用電極が使用されると共に電源が離解モード（高電圧）にあるときには電極端子が使用される如く、電源は凝固用器具と組合される。
【００３３】
本発明のひとつの方法においては、一つ以上の電極端子が目的部位における組織の近傍へともたらされ、且つ、電源は、以下に記述される如く十分な電圧が電極端子と戻り電極との間に印加されて分子解離により組織を容積測定的に除去する如く、離解モードにおいて起動される。このプロセスの間、組織内の血管は切断される。小さな血管は本発明のシステムおよび方法により自動的にシールされる。大きな血管、および、動脈血管などの大きな流速を有する血管は、離解モードにおいて自動的にシールされ得る。これらの場合、切断血管は制御器（たとえば足踏みペダル）を起動することにより凝固モードへの電源の電圧を減少することでシールされ得る。このモードにおいて、電極端子は切断血管に対して押圧され、その血管をシール且つ／又は凝固しても良い。代替的に、同一のもしくは異なる器具上に配置された凝固用電極が切断血管に対して押圧されても良い。血管が適切にシールされたなら、外科医は制御器（たとえば別の足踏みペダル）を起動して電源の電圧を離解モードへと戻して増加する。
【００３４】
本発明の一定の実施例において、組織は熱的加熱モードにおいて意図的に損傷されることで、組織表面に壊死組織もしくは瘢痕組織を生成する。上述の如く、上記熱的加熱モードにおける高周波電圧は離解のスレッショルド値より低いが、その場における組織を気化したり減量すること無く、上記各電極を近接囲繞する組織に対する一定の温熱損傷を引き起こすに十分である。典型的には、通常は約１〜２ｍｍである約０．２〜５ｍｍの深度まで約６０℃〜１００℃の範囲で組織温度を達成するのが望ましい。この温熱損傷の為に必要な電圧は、電極形状と、各電極を近接囲繞する領域の導電率と、当該電圧が印加される時間長と、所望される組織損傷の深度と、に部分的に依存する。本出願に記述された電極形状（たとえば図１５Ａ乃至図１５Ｄ）に依れば、熱的加熱に対する電圧レベルは通常は約２０〜３００ボルトＲＭＳ、好適には約６０〜２００ボルトＲＭＳである。約２の波高率を有する矩形波形態による熱的加熱に対するピーク間電圧は典型的には、ピーク間で約４０〜６００ボルト、好適にはピーク間で約１２０〜４００ボルトの範囲である。この範囲内では、電圧が高いほど、必要とされる時間は短い。但しもし電圧が高すぎると、表面組織は気化、減量もしくは離解されて好ましく無い。
【００３５】
他の実施例において本発明は、裂溝（ｆｉｓｓｕｒｅ）または裂開（ｔｅａｒ）により変性椎間板を治療すべく使用され得る。これらの実施例において上記活性電極および戻り電極は、活性電極が裂溝の近傍となる如く、椎間板環帯の内壁内にもしくは該内壁の回りに位置される。上記活性電極および戻り電極間に高周波電圧が印加されて上記裂溝を加熱し且つコラーゲン線維を収縮させると共に上記内壁内をシールもしくは溶着することにより、環帯における裂溝の閉成を助力する。これらの実施例において、上記戻り電極は典型的には上記器具シャフト上において上記活性電極から基端側に位置されると共に、目的部位に対しては導電流体が供給され、上記活性電極および戻り電極間の必要な電流経路が生成される。代替実施例においては、椎間板組織がこの電流経路を完成し得る。
【００３６】
本発明はまた、脊柱、末梢神経もしくは脳神経などの神経の回りの組織を除去もしくは離解するためにも有用である。先行技術の削り器または微細創傷清浄化器、従来の電気手術用デバイスおよびレーザに伴う大きな欠点のひとつは、これらのデバイスが標的組織とその周囲の神経もしくは骨組織とを区別しないことである。故に外科医はこれらの処置の間において、目的部位の内部および回りの骨組織もしくは神経の損傷を回避すべく相当の注意を払わねばならない。本発明においては上述の如く、組織を除去するＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）プロセスにより、付随する組織損傷の深度は極めて小さくなる。この故に外科医は、神経繊維に対して付随損傷を引き起こすことなく、神経に近接する組織を除去し得る。
【００３７】
本発明の新規なメカニズムの概略的に正確な性質に加え、本出願人は、組織除去の間において近隣神経が損傷されないことを確実にする付加的方法を見出した。本発明に依れば、神経繊維の直近を囲繞する脂肪組織と、処置の間に除去されるべき通常組織とを区別するシステムおよび方法が提供される。通常的に神経は、神経繊維の束を囲繞する結合組織外鞘すなわち神経上膜を備え、各束はそれ自身の結合組織の鞘体（神経鞘）により囲繞されて神経繊維を保護している。上記外側保護組織外鞘もしくは神経上膜は典型的には、たとえば洞処置（ｓｉｎｕｓ ｐｒｏｃｅｄｕｒｅ）の間において鼻から除去される鼻甲介（ｔｕｒｂｉｎａｔｅ）、ポリープ、粘液組織などの通常標的組織とは相当に異なる電気特性を有する脂肪組織（たとえば、動物性脂肪組織）を備えている。本発明のシステムは、一つ以上の電極端子により、プローブの尖端における組織の電気特性を測定する。これらの電気特性としては、一つの、数個の、もしくは一定範囲（たとえば１ｋＨｚ乃至１００ＭＨｚの範囲）の周波数における導電率が挙げられる。この実施例においては、神経を囲繞する脂肪組織をプローブの尖端の検知電極が検出したときに可聴信号が生成され得るか、または、プローブの尖端もしくは作動端部に当接した組織が測定電気特性に基づき通常組織であれば電極端子に対して個別にのみまたは電極の全体配列に対して電力を供給すべく直接的フィードバック制御が提供され得る。
【００３８】
一実施例において、（上記において詳細に論じられた）電流制限要素は、電気インピーダンスがスレッショルド・レベルに到達したときに各電極端子が作動停止もしくは作動切断される如く配置構成される。このスレッショルド・レベルが神経を囲繞する脂肪組織のインピーダンスに設定された場合には、電極端子は神経に接触したときもしくは神経の近傍に来たときは常に作動切断される。一方、組織に接触したもしくは組織の近傍にある他の電極端子は、戻り電極に対して電流を導通し続ける。本発明のＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）メカニズムと組合されて低インピーダンス組織をこの様に選択的に離解もしくは除去することにより、外科医は神経もしくは骨組織の回りの組織を正確に除去し得る。本出願人は、神経の機能を阻害すること無く且つ神経上膜の組織を殆ど損傷すること無く、本発明は神経の直近の組織を容積測定的に除去し得ることを見出した。先行技術の微細創傷清浄化器、従来の電気手術用デバイスおよびレーザに伴う大きな欠点のひとつは、これらのデバイスが標的組織とその周囲の神経もしくは骨組織とを区別しないことである。故に外科医はこれらの処置の間において、鼻腔の内部および回りの骨組織もしくは神経の損傷を回避すべく相当の注意を払わねばならない。本発明においては上述の如く、組織を除去するＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）プロセスにより、付随的組織損傷の深度は極めて小さくなる。この故に外科医は、神経繊維に対して付随損傷を引き起こすことなく、神経に近接する組織を除去し得る。
【００３９】
上記に加えて本出願人は、本発明のＣｏｂｌａｔｉｏｎ（商標）メカニズムは他の組織構造に対して殆ど影響を与えずに一定の組織構造を離解もしくは除去すべく操作され得ることを見出した。上記で論じた如く本発明は、導電流体を気化して電極端子の回りにプラズマ層もしくは遊離領域を形成し、次に、このプラズマ層もしくは蒸気層からのエネルギ放出を誘起して組織構造の分子結合を破壊するという技術を使用する。最初の実験に基づき本出願人は、イオン化された蒸気層中の自由電子が電極尖端の近傍の高電界内で加速されるものと確信する。蒸気層（もしくは導電液体内で形成された泡体内）の密度が十分に低くなったとき（すなわち、水溶液に対して約１０２０原子／ｃｍ３未満）、電子の平均自由行程が長くなることにより、引き続き放出される電子はこられの低密度領域（すなわち蒸気層もしくは泡体）内における衝突電離を引き起こし得る。エネルギ含有電子により放出されたエネルギ（たとえば４〜５ ｅＶ）は引き続き分子を衝撃してその結合を破壊して分子をフリー・ラジカルへと解離し、該ラジカルは次に結合して最終的な気体種もしくは液体種となる。
【００４０】
エネルギ含有電子により放出されるエネルギは種々の要因を調節することで変更され得るが、それはたとえば：電極端子の個数；電極のサイズおよび間隔；電極の表面積；電極表面の粗さおよび鋭利縁部；電極材料；印加される電圧および電力；インダクタなどの電流制限手段；電極と接触する流体の導電率；流体の密度；および他の要因；である。故に、これらの要因は励起電子のエネルギ・レベルを制御すべく操作され得る。異なる組織構造は異なる分子結合を有することから本発明は一定の組織の分子結合を破壊すべく配置構成されるが、他の組織の分子結合は破壊しないほど低いエネルギを有する。たとえば脂肪組織（たとえば動物性脂肪組織）は、破壊するには４〜５ ｅＶよりも相当に高いエネルギ・レベル（典型的には約８ｅＶ程度）を要する二重結合を有する。故に本発明はその電流形態において概略的に、斯かる脂肪組織を離解もしくは除去しない。もちろん、これらの二重結合が単結合におけるのと同様に破壊され得る如く（たとえば、電圧を増大し、または、電極形状を変更して電極尖端における電流密度を増加するなどして）各要因は変更され得る。この現象の更に完全な記述は１９９８年２月２７日に出願された同時係属の米国特許出願第０９／０３２，３７５号（代理人整理番号：ＣＢ−３）に見られるが、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００４１】
本発明はまた、腫瘍からの生存細胞の拡散を最小化し乍ら、たとえば顔面腫瘍もしくは他の不都合な身体構造などの腫瘍を除去するシステム、装置および方法も提供する。斯かる腫瘍を除去する従来の技術は一般的に、電気外科的煙条もしくはレーザ煙条と称される手術環境の煙を生成するが、斯かる煙は、腫瘍または病巣から手術チームに対しもしくは患者の身体の他の部分に対し、無傷で生存する細菌性もしくはウイルス性の粒子を拡散し得る。斯かる生存細胞もしくは粒子の可能的拡散により、肝炎、ヘルペス、ＨＩＶおよび乳頭腫ウイルスなどの一定の消耗性で致命的な疾患の拡散の懸念が大きくなる。本発明においては各電極端子と一つ以上の戻り電極との間に高周波電圧が印加され、腫瘍における組織細胞の少なくとも一部は、有機分子が非生存的な原子もしくは分子へと解離もしくは分解されて容積測定的に除去される。本発明は特に、固体の組織細胞を無傷ではなく生存可能でもない凝縮不能な気体へと変換することから、患者の脳の他の部分に対し又は手術スタッフに対して生存腫瘍粒子は拡散し得ない。上記高周波電圧は好適には、周囲組織もしくは下側組織に対する実質的な組織壊死を最小化し乍ら、組織細胞の除去を制御様式で行うべく選択される。この現象の更に完全な記述は１９９８年６月３０日に出願された同時係属の米国特許出願第０９／１０９，２１９号（代理人整理番号：ＣＢ−１）に見られるが、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００４２】
他の処置においては、椎間板内におけるコラーゲン結合組織を収縮もしくは縮小させることが望まれる。これらの処置において、ＲＦエネルギは組織を、該組織を通る電流により直接的に、および／または、ＲＦエネルギにより加熱された流体に対して組織を露出することで間接的に加熱し、組織温度を通常体温（たとえば３７℃）から４５℃乃至９０℃の範囲、好適には約６０℃乃至７０℃の範囲の温度へと上昇せしめる。コラーゲン線維の熱収縮は狭い温度範囲で生ずるものであり、哺乳類のコラーゲンでは６０℃乃至７０℃の範囲である（Ｄｅａｋ， Ｃ．等による”局所光学染色反応の偏光光学分析により示現されるコラーゲン線維の熱収縮プロセス［Ｔｈｅ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｓｈｒｉｎｋａｇｅ Ｐｒｏｃｅｓｓ ｏｆ Ｃｏｌｌａｇｅｎ Ｆｉｂｒｅｓ ａｓ Ｒｅｖｅａｌｅｄ ｂｙ Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｔｏｐｏｏｐｔｉｃａｌ Ｓｔａｉｎｉｎｇ Ｒｅａｃｔｉｏｎｓ］”、ハンガリー形態科学協会公式記録［Ａｃｔａ Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａ Ａｃａｄ． Ｓｃｉ． ｏｆ Ｈｕｎｇａｒｙ］、第一の５（２）巻、第一の９５〜２０８頁、１９６７年）。コラーゲン線維は典型的には６０℃乃至約７０℃の範囲で熱収縮する。先に報告された研究では、コラーゲン・マトリクス内における内部安定架橋の裂開に対してはコラーゲンの熱収縮を伴っていた（Ｄｅａｋの同上箇所）。コラーゲン温度が７０℃以上とされたときにコラーゲン・マトリクスは再び弛緩して収縮効果が逆転して正味収縮が無くなることも報告されている（Ａｌｌａｉｎ， Ｊ． Ｃ．等による”ラット皮膚の熱水腫脹の間に進展した等尺伸張［Ｉｓｏｍｅｔｒｉｃ Ｔｅｎｓｉｏｎｓ Ｄｅｖｅｌｏｐｅｄ Ｄｕｒｉｎｇ ｔｈｅ Ｈｙｄｒｏｔｈｅｒｍａｌ Ｓｗｅｌｌｉｎｇ ｏｆ Ｒａｔ Ｓｋｉｎ］”、結合組織研究［Ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｅ Ｔｉｓｓｕｅ Ｒｅｓｅａｒｃｈ］、第７巻、第一の２７〜１３３頁、１９８０年）。故に、正確な深度へと組織の加熱を制御することは、治療的なコラーゲン収縮を達成する上で重要である。また、１９９７年１０月２日に出願された上記米国特許出願第０８／９４２，５８０号（代理人整理番号：１６２３８−００１３００）には、コラーゲン収縮の更に詳細な記述が見られる。
【００４３】
加熱領域においてコラーゲンの収縮を行う加熱の好適な深度（すなわち、６０℃乃至７０℃の温度まで上昇される組織の深度）は概略的に、（１）椎間板の厚み、（２）損傷温度に露出されるべきでない近傍構造（たとえば神経）の位置、および／または、（３）内部において治療的収縮が行われるべきコラーゲン組織層の箇所、に依存する。加熱の深度は通常は１．０乃至５．０ｍｍの範囲である。
【００４４】
上記電気外科用プローブもしくはカテーテルは、基端と、一つ以上の電極端子を支持する末端とを有するシャフトもしくはハンドピースを備える。該シャフトもしくはハンドピースは広範囲な形状を取り得ると共に、その主要目的は、活性電極を機械的に支持して該シャフトの基端から医師が電極を操作するのを許容することである。上記シャフトは堅固でありもしくは撓曲可能とされ、撓曲可能シャフトは機械的支持の為の概略的に堅固な外部管と選択的に組合される。撓曲可能シャフトは、引張ワイヤ、形状記憶アクチュエータおよび他の公知のメカニズムと組合され、シャフトの末端を選択的に偏向して電極配列の位置決めを促進する。上記シャフトは通常は自身を軸心方向に貫通する複数のワイヤもしくは他の導電要素を含むことにより、シャフトの基端にて電極配列がコネクタに接続されるのを許容する。
【００４５】
脊柱内における内視鏡処置に対し、上記シャフトは適切な直径および長さを有することから、外科医は該シャフトを胸腔、腹腔などを介して投入することで（たとえば椎間板などの）目的部位へと到達し得る。故に上記シャフトは通常、約５．０乃至３０．０ｃｍの範囲の長さと約０．２ｍｍ乃至約２０ｍｍの範囲の直径とを有する。代替的に、上記シャフトは後方手法において患者の背中を介して直接的に投入され得るが、これは必要なシャフトの長さを相当に減少するものである。これらの実施例のいずれにおいても、上記シャフトは堅固なもしくは撓曲可能な内視鏡を介して導入され得る。代替的に、上記シャフトは患者の体内に経皮的貫通により導入される可撓カテーテルとされ得る。詳細なシャフト設計態様は、各図面に関して以下に詳述される。
【００４６】
代替実施例において上記プローブは、患者の背中を介して脊柱内に経皮的に直接的に導入され得る長寸で細径（たとえば、約１ｍｍ程度以下の直径）のニードルから成り得る。上記ニードルは、脊柱内の組織に対して電気エネルギを印加する為の一つ以上の活性電極を含む。上記ニードルは一つ以上の戻り電極を含み得るか、または、上記戻り電極は分散パッドとして患者の背中に位置せしめられ得る。いずれの実施例においても、ニードルを介して活性電極に対し十分な電気エネルギが印加され、脊柱椎間板内のコラーゲン線維を収縮するか、または、椎間板内の組織を離解する。
【００４７】
上記電気外科器具はまた従来のもしくは特定の案内カテーテルを通して挿入することにより患者の身体内に経皮的および／または孔内的に投入されるカテーテルともされ得るか、又は、本発明は当該カテーテルの末端と一体的な活性電極もしくは電極配列を有するカテーテルを含み得る。上記シャフトは堅固でありもしくは撓曲可能とされ、撓曲可能シャフトは機械的支持の為の概略的に堅固な外部管と選択的に組合される。撓曲可能シャフトは、引張ワイヤ、形状記憶アクチュエータおよび他の公知のメカニズムと組合され、シャフトの末端を選択的に偏向して各電極もしくは電極配列の位置決めを促進する。上記カテーテル・シャフトは通常は自身を軸心方向に貫通する複数のワイヤもしくは他の導電要素を含むことにより、該カテーテル・シャフトの基端にて各電極もしくは電極配列ならびに各戻り電極がコネクタに接続されるのを許容する。上記カテーテル・シャフトは目的部位へと該カテーテルを案内するガイドワイヤを含み得るか、又は、上記カテーテルは操舵可能な案内カテーテルを備え得る。上記カテーテルはまた実質的に堅固な末端部分を含むことにより、該カテーテルが患者の身体内に更に前進されるときに該末端部分のトルク制御を強化しても良い。特定のシャフト設計態様は、以下において各図面を参照して詳述する。
【００４８】
上記電極端子は好適には、上記器具シャフトの末端の近傍に位置された無機絶縁支持体内にもしくは該支持体により支持される。上記戻り電極は、上記器具シャフト上、他の器具上、または、患者の外表面（すなわち分散パッド）上に載置され得る。但し、脊髄内もしくは脊髄の回りにおいては神経および他の敏感な組織が近接していることから二極設計態様が更に好適となる、と言うのも、該設計態様によれば非標的組織と周囲神経とを通る電流の流れが最小化されるからである。故に上記戻り電極は、上記器具本体、または、該本体の近傍に配置された他の器具のいずれかと一体化されれば好適である。上記（各）器具の基端は、上記戻り電極および電極端子を電気外科用発電機などの高周波電源に連結する適切な電気接続部を含む。
【００４９】
一定の実施例において上記活性電極は、該電極の前縁に沿う電界強度と関連電流密度とを促進すべき形状とされた表面幾何形状を有する活性部分もしくは活性表面を有する。適切な表面幾何形状は、選択的鋭利縁部を含む電極形状を形成することにより、または、電極の活性表面上に凹凸もしくは他の表面起伏を形成することにより獲得される。本発明に係る電極形状は（たとえば、成形ダイを介して丸ワイヤを引き抜くことにより）細工ワイヤを使用し、正方形、矩形、Ｌ形状もしくはＶ形状などの種々の断面形状を備えた電極を形成し得る。電極縁部もまた、長寸金属電極の一部を除去して断面を整形することにより形成され得る。たとえば、丸形もしくは中空のワイヤ電極の丈に沿い構成物質を研削することにより、切開方向を向いた縁部を有するＤ形状もしくはＣ形状ワイヤを夫々形成し得る。代替的に、電極の丈に沿い接近離間した間隔で構成物質を除去することにより、電極に沿い横手方向の溝、スロット、螺条などを形成し得る。
【００５０】
これに加えまたは代替的に、上記活性電極表面は化学的、電気化学的または研磨的な方法で加工することにより電極表面に複数の表面凹凸を形成し得る。これらの表面凹凸は、活性電極表面と標的組織との間に大きな電界強度を促進することにより組織の離解もしくは切開を促進する。たとえば、表面凹凸は、７．０未満のｐＨを有する食刻剤により活性電極を食刻することにより、または、（たとえばグリットブラスト［ｇｒｉｔ ｂｌａｓｔｉｎｇ］などの）研磨粒子の高速流を使用することにより、長寸電極の表面上に形成され得る。斯かる電極形状の更に詳細な記述は米国特許第５，８４３，０１９号に見られるが、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００５１】
上記戻り電極は典型的には上記活性電極から基端側に適切な距離だけ離間され、導電流体の存在下での上記活性電極および戻り電極間の短絡を回避する。本明細書中に記述された実施例の殆どにおいて、上記戻り電極の露出表面の末端側縁部は、上記活性電極の露出表面の基端側縁部から約０．５〜２５ｍｍ、好適には約１．０〜５．０ｍｍだけ離間される。この距離はもちろん、異なる電圧範囲、導電流体に依り、且つ、活性電極および戻り電極に対する組織構造の接近性に依存して変化し得る。上記戻り電極は典型的には、約１〜２０ｍｍの範囲の露出長さを有する。
【００５２】
上記電極端子と上記戻り電極との間の電流経路は、組織部位を導電流体内（たとえば、導電ゲルなどの粘性流体内）に浸漬することにより、または、目的部位への流体経路に沿って導電流体（すなわち、等張塩水、低張塩水などの液体、または、アルゴンなどの気体）を導くことにより、生成され得る。上記導電性ゲルはまた、導電流体を更に低速で制御し乍ら目的部位へと供給する為にも使用され得る。これに加え、ゲルの粘性特徴によれば外科医は、目的部位の回りに（たとえば等張塩水を含ませようとするよりも）更に容易にゲルを含ませ得る。活性電極および戻り電極間に導電流体を導く代表的方法の更に完全な記述は、言及することにより本明細書中に先に援用された米国特許第５，６９７，２８１号に記述されている。代替的に、血液もしくは細胞内塩水は、上述の如く、上記戻り電極と電極端子との間の導電経路を確立すると共に蒸気層を確立するための条件を提供する上で十分とされ得る。但し、血液は一定温度で凝固し易いので、患者の身体内に導入されるのは血液よりも導電流体が好適である。これに加え、患者の血液は一定の用途においてプラズマを適切に形成するに十分な電気伝導率を有さないこともある。好適には、標的組織表面を同時に”湿らす（ｂａｔｈｅ）”べく液体の導電流体（たとえば等張塩水）が使用され、任意の組織を除去するための付加的手段を提供すると共に、先の時点で離解された標的組織の領域を冷却しても良い。
【００５３】
上記電源は、上記電極端子の回りの導電流体が不十分なときに上記電極端子に対する電力を中断するための流体連鎖（ｆｌｕｉｄ ｉｎｔｅｒｌｏｃｋ）を含み得る。これにより確実に、導電流体が存在しないときに上記器具は起動されず、その他の場合には生じ得る組織損傷を最小化し得る。斯かる流体連鎖の更に詳細な記述は１９９８年４月１０日に出願された同時係属の米国特許出願第０９／０５８，３３６号（代理人整理番号：ＣＢ−４）に見られるが、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００５４】
一定の処置においては、導電流体、および／または、離解による非凝縮気体生成物の回収もしくは吸引除去が必要なこともある。これに加え、高周波エネルギにより完全に分解されない組織もしくは他の身体構造の小片、または、血液、粘液などの目的部位の他の流体、離解の気体生成物などを吸引除去することが望ましい。故に本発明のシステムは、目的部位から流体を吸引除去すべく適切な真空源に連結された、上記器具内の、または他の器具上の、一本以上の吸引内孔を含み得る。これに加えて本発明は、離解されずに内孔内に吸引除去された組織断片を離解しまたは少なくともその体積を減少すべく吸引内孔の末端に連結された一つ以上の吸引除去用電極を含み得る。上記吸引除去用電極は主として、大きな組織断片が吸引されたときに生じ得る上記内孔の閉塞を防止すべく機能する。上記吸引除去用電極は上記離解用電極端子とは異なるものでもよく、または、同一の電極が両機能を達成し得る。吸引除去用電極を取り入れた器具の更に完全な記述は、１９９８年１月２１日に出願されると共に本出願と同様に本出願人に譲渡され、”組織を切除、離解および吸引除去するシステムおよび方法”と称された同時係属中の米国特許出願に見られるが、その全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。
【００５５】
吸引の代わりにもしくは吸引に加え、バスケット、引込可能鞘体などの拘束器により、目的部位におけるまたは目的部位の近傍における過剰な導電流体、組織断片および／または離解による気体生成物を拘束することが望ましい。該実施例に依れば、導電流体、組織断片もしくは離解生成物が患者の脈管構造を通りまたは身体の他の部分内へと流れないことが確実になるという利点がある。更に、吸引の量を制限することにより、切断血管の止血に対する吸引の不都合な影響を制限することが望ましいこともある。
【００５６】
本発明は、単一の活性電極端子、または、カテーテルもしくはプローブの末端表面の回りに離間された電極端子の配列を使用し得る。後者の実施例において上記電極配列は通常、電流制限されたおよび／または電力制御された複数の独立した電極端子を含み、これらの電極端子は標的組織に対して選択的に電気エネルギを印加する一方、血液、通常塩水などの周囲導電流体内への電力消散から帰着した周囲組織および環境への不要な電気エネルギの印加を制限する。上記各電極端子は、各端子を相互から絶縁すると共に、他の電極端子から絶縁された別体電源に対して各端子を接続することにより独立的に電流制限され得る。代替的に、各電極端子はカテーテルの基端もしくは末端にて相互に接続されることにより、電源に連結された単一ワイヤを形成し得る。
【００５７】
ひとつの配置構成において、電極配列における独立的な各電極端子は、上記器具内における上記配列の他の全ての電極端子から電気絶縁されると共に、上記配列における他の電極端子の各々から絶縁された電源に対して接続され、または、（たとえば、血液、導電性の塩水洗浄液もしくは導電性ゲルなどの）低抵抗性物質が戻り電極と独立的な各電極端子との間に低インピーダンス経路を形成したときに電極端子に対する電流の流れを制限もしくは遮断する回路に対して接続される。独立的な電極端子の各々に対して区別された各電源は、低インピーダンスの戻り経路が生じたときに対応電極端子への電力を制限する内部インピーダンス特性を有する独立した電源回路とされ得る。たとえば、区別された電源は、ユーザ選択可能な定電流源とされ得る。この実施例において低インピーダンス経路は自動的に低抵抗加熱レベルに帰着する、と言うのも、熱量は作動電流とインピーダンスの２乗との積に比例するからである。代替的に単一の電源が、独立的に起動可能なスィッチを介して、または、インダクタ、コンデンサ、抵抗器および／またはそれらの組合せなどの独立的な電流制限要素により、各電極端子へと接続され得る。上記電流制限要素は、器具、コネクタ、ケーブル、コントローラの内部に、又は、コントローラから器具の末端尖端までの導電経路に沿って、配備され得る。代替的に、上記抵抗および／または静電容量は、選択された電極端子（白金などの金属の表面上におけるチタンもしくは抵抗被覆）を形成する酸化物層に依り上記活性電極端子上に生じ得る。
【００５８】
上記器具の尖端領域は、該尖端の近傍に電気エネルギを供給すべく設計された多数の独立的電極端子を備え得る。導電性流体に対する電気エネルギの選択的印加は、独立的な各電極端子と戻り電極とを、独立的に制御されたもしくは電流制限されたチャネルを有する電源へと接続することで達成される。戻り電極は、その尖端において電極配列に近接する導電性材料製の単一筒状部材から成り、該筒状部材は活性電極と戻り電極との間に導電流体を供給する管路の役割も果たし得る。代替的に上記器具は、該器具の末端尖端にて（活性電極と共に）戻り電極の配列を備えることにより該尖端における電流を維持しても良い。戻り電極と電極配列との間に高周波電圧を印加することにより、電極端子の末端尖端に大きな電界強度が生成され、独立的な各電極端子から戻り電極へと高周波電流が導通される。独立的な各電極端子から戻り電極までの電流の流れは、周囲の導電性流体に対して電気エネルギを供給する一方で周囲の（非標的）組織へのエネルギ供給を最小化する能動手段もしくは受動手段またはそれらの組合せにより制御される。
【００５９】
適切な時的間隔に対して戻り電極と電極端子との間に高周波電圧を印加することにより、標的組織の切開、除去、離解、成形、縮小もしくは改変が行われる。本発明の一定の実施例において、エネルギが散逸する（すなわち高電流密度が存在する）組織体積はたとえば複数の小寸電極端子を使用して正確に制御され得るが、小寸電極端子の実効直径もしくは主要寸法は、約１０ｍｍ乃至０．０１ｍｍ、好適には約２ｍｍ乃至０．０５ｍｍ、更に好適には約１ｍｍ乃至０．１ｍｍの範囲である。該実施例において、円形および非円形の端子の両者に対する電極面積は、電極配列に対しては５０ｍｍ２以下であり且つ単一電極実施例に対しては７５ｍｍ２もの大きさの（一つの電極端子当たりの）接触面積を有する。複数電極配列の実施例において、各電極端子の接触面積は典型的には０．０００１ｍｍ２乃至１ｍｍ２、更に好適には０．００１ｍｍ２乃至０．５ｍｍ２の範囲である。上記電極配列もしくは電極端子の限局面積は０．２５ｍｍ２乃至７５ｍｍ２、好適には０．５ｍｍ２乃至４０ｍｍ２の範囲である。複数電極の実施例において上記配列は、上記シャフト上の末端接触表面上に配設された少なくとも二つ、多くの場合には少なくとも五つ、多くの場合には１０個より多く、５０個以上となることさえある電極端子を含んでいる。小径の電極端子を使用すると、各電極端子の露出表面から出る電流力線が発散する結果として電界強度は小さくなると共に組織加熱の範囲もしくは深度は減少される。
【００６０】
組織治療表面の面積は広範に変化し得ると共に、組織治療表面は種々の幾何形状を有し得るが、特定用途に対しては特定の領域および幾何形状が選択される。また、幾何形状は、平坦、凹状、凸状、半球、円錐、線形の”直列”配列、または、実質的に任意の他の規則的もしくは不規則的形状とされ得る。最も通常的には、上記活性電極もしくは電極端子は、電気外科用器具シャフトの末端尖端に形成されると共に、多くの場合、整形処置に使用されるべく平坦、ディスク形状、または半球状の表面とされ、または、切開の為に線形配列とされる。代替的にもしくは付加的に、上記活性電極は（たとえばスパチュラにおける如く）電気外科用器具シャフトの側部表面に形成され、内視鏡処置において一定の身体構造へのアクセスを促進し得る。
【００６１】
一定の実施例において上記電極支持部材および流体吐出口は、器具もしくはハンドピースの外側面から陥没形成され、電極支持部材を直近囲繞する領域に導電流体を局限し得る。これに加え、上記シャフトは上記電極支持部材と流体吐出口との回りにキャビティを形成する形状とされ得る。これにより、導電流体が電極端子および戻り電極と接触し続けて両者間に導電経路を確実に維持するのを助長する。また、これにより更に、処置の間に亙り治療部位にて電極端子と組織との間に蒸気層および引き続くプラズマ層を維持するのが助長され、これにより、導電性流体が無くて蒸気層が消滅されたとすれば生じるであろう温熱損傷が減少される。目的部位の回りに導電流体を配備することによっても、組織温度を所望レベルに維持することが助長される。
【００６２】
他の実施例において、上記活性電極は組織から十分な距離だけ離間されることにより、組織と、活性電極の回りに形成された蒸気層との間の接触を最小化もしくは回避する。これらの実施例においては蒸気層内の高温電子が蒸気層から導電流体を通り、戻り電極まで後方に向けて進行するので、組織とこれらの電子との間の接触は最小化される。但し、電圧レベルが高いなどの一定条件下でプラズマ内のイオンは、蒸気層を越えて組織まで加速されるに十分なエネルギを有する。故に、先の各実施例におけるのと同様に組織結合は解離もしくは破壊される一方、電子流を最小化するが故に、組織と接触する熱的エネルギを最小化する。
【００６３】
上記導電流体は、戻り電極と電極端子との間に適切な導電経路を配備すべくスレッショルド導電率を有さねばならない。また、上記流体の導電率（センチメートル当たりミリジーメンスの単位、すなわちｍＳ／ｃｍ）は通常、０．２ｍＳ／ｃｍより大きく、好適には２ｍＳ／ｃｍより大きく、更に好適には１０ｍＳ／ｃｍより大きい。代表的実施例において導電流体は、約１７ｍＳ／ｃｍの導電率を有する等張塩水である。本出願人は、更に導電的な流体、または、更に高いイオン濃度の導電流体は通常、更に攻撃的な離解速度を提供することを見出した。たとえば、（約０．９％程度の塩化ナトリウムである）従来の塩水よりも高レベルのたとえば１％より高いまたは約３％〜２０％の塩化ナトリウムを含む塩水溶液が望ましい。代替的に本発明は、たとえばプラズマ内のイオンの量を増加することにより、または、ナトリウム・イオンより高いエネルギ・レベルを有するイオンを準備することにより、プラズマ層のパワーを増大する異なる種類の導電流体と共に使用され得る。たとえば本発明はナトリウム以外の、カリウム、マグネシウム、カルシウム、ならびに、周期表の左側に近い他の金属などの元素と共に使用され得る。これに加え、塩素の代わりにフッ素などの他の電気陰性元素が使用され得る。
【００６４】
戻り電極と電極端子との間に印加される電圧は、高周波もしくは無線周波であり、典型的には約５ｋＨｚ乃至２０ＭＨｚ、通常は約３０ｋＨｚ乃至２．５ＭＨｚ、好適には約５０ｋＨｚ乃至５００ｋＨｚ、多くの場合には３５０ｋＨｚ以下、且つ、多くの場合には約１００ｋＨｚ乃至２００ｋＨｚである。一定の用途において本出願人は約１００ｋＨｚの周波数が有用なことを見出した、と言うのも、組織インピーダンスはこの周波数にて相当に大きいからである。また、心臓もしくは頭部および頸部における又はこれらの内部における処置などの他の用途においては、心臓内への又は頭部および頸部の神経内への低周波電流の流れを最小化すべく更に高い周波数（たとえば４００〜６００ｋＨｚ）が望ましい。印加されるＲＭＳ（二乗平均）電圧は通常、電極端子のサイズ、特定の処置の作動周波数および作動モードもしくは組織に対する所望効果（すなわち、縮小、凝固、切断もしくは離解）に依存して、約５ボルト乃至１，０００ボルトの範囲、好適には約１０ボルト乃至５００ボルト、多くの場合には約１５０乃至４００ボルトの範囲である。典型的には、矩形波形態により離解もしくは切断する為のピーク間電圧は（再び電極サイズ、電子の個数、作動周波数および作動モードに依存して）１０乃至２，０００ボルトの範囲、好適には１００乃至１，８００ボルトの範囲、更に好適には約３００乃至１，５００ボルトの範囲、多くの場合には約３００乃至８００ボルトの範囲である。組織凝固、組織の熱的加熱、又は、コラーゲン縮小に対しては更に低いピーク間電圧が使用されると共に、典型的には、５０乃至１，５００ボルトの範囲、好適には１００乃至１，０００ボルトの範囲、更に好適には１２０乃至４００ボルトの範囲である。また、骨組織などの更に硬い物質の離解に対しては、電極形状と導電流体の組成などの他の要因に依存して、たとえば約８００ボルトの更に高いピーク間電圧が望ましい。
【００６５】
上記で論じた如く上記電圧は通常は、（たとえば、概略的に約１０乃至２０Ｈｚでパルス化される小深度の壊死に該当するレーザなどと比較して）電圧が実効的に継続的に印加される如く、十分に大きな周波数（たとえば、５ｋＨｚ乃至２０ＭＨｚ程度）を有する一連の電圧パルスもしくは時的変化する電圧振幅の交流電流で供給される。これに加え、デューティ・サイクル（すなわち、エネルギが印加される任意の１秒間における累積時間）は、約０．０００１％のデューティ・サイクルを有するのが典型的なパルス化レーザと比較して、本発明では約５０％程度である。
【００６６】
本発明の好適な電源は、加熱される標的組織の体積および／または器具尖端に対して選択された最大許容温度に依存して、電極当たり数ミリワット〜数十ワットに亙る平均電力レベルを生成すべく選択可能な高周波電流を供給する。上記電源によればユーザは、特定の神経外科処置、心臓手術、関節鏡手術、皮膚処置、眼球処置、開放性手術または他の内視鏡式外科処置の特定要件に従い電圧レベルを選択し得る。心臓処置および可能的には神経手術に対して電源は、１００ｋＨｚ未満、特に約６０ｋＨｚの電圧における漏出電圧をフィルタリングするために付加的フィルタを有し得る。代替的に、低周波数の漂遊電流が問題となり得る一定の処置においては、たとえば３００乃至６００ｋＨｚの高作動周波数を有する電源が使用され得る。適切な電源の記述は１９９８年４月１０日に出願された同時係属の特許出願第０９／０５８，５７１号および第０９／０５８，３３６号（代理人整理番号：ＣＢ−２およびＣＢ−４）に見られるが、両出願の全ての開示内容は言及したことにより全ての目的に対して本明細書中に援用する。
【００６７】
上記電源は、標的組織もしくは周囲（非標的）組織の不都合な加熱が生じない様に電流制限されもしくは制御され得る。本発明の現在における好適実施例において、独立的な各電極端子と直列に電流制限インダクタが載置され、該インダクタのインダクタンスは、標的組織の電気特性、所望の組織加熱速度および作動周波数に依存して、１０μＨ乃至５０，０００μＨの範囲である。代替的に、前述の米国特許第５，６９７，９０９号に記述された如くコンデンサ−インダクタ（ＬＣ）回路構造が採用され得るが、該特許の全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。付加的に、電流制限抵抗器が選択され得る。好適には、これらの抵抗器は大きな正の温度抵抗係数を有することから、低抵抗性媒体（たとえば、塩水洗浄液もしくは血液）と接触する任意の個別電極端子に対して電流レベルが上昇し始めると、電流制限抵抗器の抵抗は相当に増加することにより上記電極端子から上記低抵抗性媒体（たとえば、塩水洗浄液もしくは血液）への電力供給を最小化する。
【００６８】
尚、本発明は電気的に分離された各電極端子、または、複数の電極端子、に限定されないことを明確に理解すべきである。たとえば上記活性電極端子の配列は、プローブ・シャフトを介して高周波電流の電源まで延在する単一のリード線に接続され得る。代替的に上記器具は単一電極を取り入れ、該単一電極が上記カテーテル・シャフトを介して直接的に延在し又は電源まで延在する単一リード線に接続されても良い。上記活性電極は、（たとえば、組織の気化および乾燥の為の）ボール形状、（高速の組織分解および乾燥の為の）スプリング形状、捻り金属形状、環状もしくは中実の管形状などを有し得る。代替的に上記電極は、複数のフィラメント、（類線維腫、膀胱腫瘍または前立腺アデノーマなどの腫瘍を分解する為の）堅固なもしくは撓曲可能なブラシ電極、シャフトの側部表面上の副次的効果ブラシ電極、コイル電極などから成り得る。
【００６９】
次に図１を参照し、脊柱内における組織を治療する代表的な電気外科システム１１を詳述する。電気外科システム１１は概略的に、目的部位に対して高周波電圧を提供する電源２８に接続された電気外科的ハンドピースもしくはプローブ１０と、該プローブ１０に対して導電流体５０を供給する流体源２１とを備えている。これに加え、電気外科システム１１は、手術部位を視認する為の光ファイバ・ヘッドライトを備えた（不図示の）内視鏡を含み得る。上記内視鏡はプローブ１０と一体的とされ得るか、又は、別体器具の一部とされ得る。システム１１はまた、目的部位を吸引除去すべくプローブ１０における吸引内孔もしくは管２０５（図２参照）に連結される（不図示の）真空源も含み得る。
【００７０】
示された如く、プローブ１０は概略的に、基部ハンドル１９と、末端に電極端子５８の配列１２を有する長寸シャフト１８とを含む。接続ケーブル３４は、電極端子５８を電源２８に電気接続するコネクタ２６を有する。各電極端子５８は相互から電気的に絶縁されると共に、電極端子５８の各々は個別に絶縁された（不図示の）複数の導体により、電源２８内の能動的もしくは受動的な制御ネットワークに接続される。プローブ１０の流体管１４には、目的部位に対して導電流体５０を供給する流体供給管１５が接続される。所望であれば、流体供給管１５は（不図示の）適切なポンプに接続され得る。
【００７１】
電源２８は、電圧レベル表示器３２にて観察可能な印加電圧レベルを変更する為に操作者が制御可能な電圧レベル調整器３０を有する。電源２８はまた、第一の、第二のおよび第三の足踏みペダル３７、３８、３９と、電源２８に着脱可能に連結されたケーブル３６とを含んでいる。足踏みペダル３７、３８、３９により外科医は、電極端子５８に印加されるエネルギ・レベルを遠隔的に調節し得る。代表的実施例において第一の足踏みペダル３７は上記電源を”離解”モードとすべく使用され、第二の足踏みペダル３８は電源２８を”離解補助（ｓｕｂ−ａｂｌａｔｉｏｎ）”モード（たとえば組織の凝固もしくは縮小）に定める。第三の足踏みペダル３９によりユーザは、”離解”モード内で電圧レベルを調節し得る。離解モードにおいては、電極端子に対して十分な電圧が印加されて組織の分子解離に対する必要条件（すなわち、導電流体の一部を気化し、蒸気層内の荷電粒子をイオン化し、且つ、これらの荷電粒子を組織に対して加速する条件）を確立する。上記で論じた如く、離解に対する必要電圧レベルは、各電極の個数、サイズ、形状および間隔、各電極が支持部材から延在する距離などに依存して変化する。外科医が上記電源を”離解モード”に定めると、電圧レベル調整器３０もしくは第三の足踏みペダル３９が使用されて電圧レベルを調節することで離解の度合いもしくは侵攻性を調節する。
【００７２】
勿論、上記電源の電圧および形式は他の入力デバイスにより制御され得ることは理解される。但し本出願人は、足踏みペダルが外科処置の間においてプローブを操作し乍ら電源を制御する好都合な方法であることを見出した。
【００７３】
離解補助モードにおいて上記電源２８は、上記電極端子に対して十分に低い電圧を印加し、導電流体の気化と、その結果としての組織の分子解離を回避する。外科医は、足踏みペダル３７、３８を交互に踏み込むことにより、離解モードと離解補助モードとの間で電源を自動的に二方向切替えし得る。これにより外科医は一定の実施例において、自身の集中力を手術範囲から逸らすこと無く、且つ、助手に対して電源を切替えることを要求することなく、その場で凝固／熱的加熱と離解との間を迅速に移動し得る。たとえば外科医が離解モードにおいて軟組織を彫成（ｓｃｕｌｐｔ）するとき、上記プローブは典型的に組織内における小寸の切断血管を同時にシール且つ／又は凝固する。しかし乍ら、大寸の血管、又は、大きな流体圧力を有する血管（たとえば、動脈血管）は、離解モードにおいてシールされないこともある。故に外科医は足踏みペダル３８を単純に踏み込み、離解に対するスレッショルド・レベル以下に電圧レベルを自動的に下げると共に、切断血管に対して十分な時間に亙り十分な圧力を付与して血管をシール且つ／又は凝固し得る。これが完了された後、足踏みペダル３７を踏み込むことで外科医は迅速に離解モードへと戻り得る。
【００７４】
次に図２および図３を参照し、本発明の原理に従い使用される代表的な高周波電源を記述する。本発明の上記高周波電源は、一つ以上の電極端子（および／または凝固用電極）と一つ以上の戻り電極との間に約１０乃至５００ボルトＲＭＳを印加すべく配置構成される。代表的実施例において上記電源は、離解モードにおいては約７０乃至３５０ボルトＲＭＳ、離解補助モードにおいては約２０乃至９０ボルト、好適には離解補助モードにおいて４５乃至７０ボルトを印加する（もちろん、これらの値は上記電源に取付けられたプローブ形状および所望の作動モードに依存して変化する）。
【００７５】
本発明の好適な電源は、加熱される標的組織の体積および／またはプローブ尖端に対して選択された最大許容温度に依存して、電極当たり数ミリワット〜数十ワットに亙る平均電力レベルを生成すべく選択可能な高周波電流を供給する。上記電源によればユーザは、関節鏡手術、皮膚処置、眼球処置、開放性手術または他の内視鏡式外科処置などの特定の処置の特殊要件に従い電圧レベルを選択し得る。
【００７６】
図２に示された如く上記電源は概略的に、電気外科用プローブが使用される場合には上記電極アセンブリにより代表される負荷インピーダンスへと電力出力信号１０２を介して連結される出力接続を有する無線周波（ＲＦ）電力発振器１００を備える。好適実施例において上記ＲＦ発振器は、約１００ｋＨｚで動作する。上記ＲＦ発振器はこの周波数に制限されるのでは無く、約３００ｋＨｚ乃至６００ｋＨｚの周波数で動作し得る。特に心臓用途において上記ＲＦ発振器は好適に、約４００ｋＨｚ乃至約６００ｋＨｚの範囲で動作する。上記ＲＦ発振器は概略的に、約１乃至２の波高率を有する矩形波信号を供給する。この信号は勿論、用途、ならびに、印加される電圧、電極の個数および幾何学形状などの他の要因に依存して正弦波信号もしくは他の適切な波形信号とされ得る。電力出力信号１０２は、負荷時に蒙る電圧低下（すなわちサグ［ｓａｇ］）が最小となるべく設計される。これにより、上記電極端子および戻り電極に印加される電圧が改善されることから、組織の容積測定的な除去（離解）の速度が改善される。
【００７７】
発振器１００に対する電力は、従来の変圧器ではなく、電力ラインと上記ＲＦ発振器との間に連結された切換電源１０４により供給される。切換電源１４０に依れば上記発電機は、大寸で重量が在り嵩張る変圧器なしで、高ピークの電力出力を達成し得る。上記切換電源のアーキテクチャはまた、合衆国および他国のＥＭＩ要件が満足される如く電磁ノイズを減少する様にも設計される。このアーキテクチャは、電圧がゼロであるときに各トランジスタをＯＮおよびＯＦＦとするゼロ電圧切換もしくは交差（ｚｅｒｏ ｖｏｌｔａｇｅ ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ ｏｒ ｃｒｏｓｓｉｎｇ）を含んでいる。故に、上記各トランジスタの切換えにより引き起こされる電磁ノイズは相当に減少される。代表的実施例において切換電源１０４は約１００ｋＨｚで動作する。
【００７８】
操作者用の各制御子１０５（すなわち各足踏みペダルおよび電圧選択器）およびディスプレイ１１６に連結された制御器１０６は、供給電圧変更により上記発電機の出力電力を調節すべく切換電源１０４の制御用入力に接続される。制御器１０６は、マイクロプロセッサもしくは集積回路とされ得る。上記電源はまた、出力電流を検出する一つ以上の電流センサ１１２も含む。上記電源は好適には、当該金属ケーシング内の電気的構成要素に対する耐久容器を提供する金属ケーシング内に収納される。これに加えて上記金属ケーシングは上記電源内で発生した電磁ノイズを減少する、と言うのも、接地された上記金属ケーシングは”ファラデー・シールド”として機能することにより、内部の電磁ノイズ源を周囲から遮蔽するからである。
【００７９】
上記電源は概略的に、多くの異なる外科処置（たとえば関節鏡的、泌尿器的、一般的、皮膚的、神経的な手術など）に必要な汎用電気的構成要素を含むメインまたはマザー・ボードと、用途に特有な電流制限回路（たとえば、インダクタ、抵抗器、コンデンサなど）を含むドーターボードを含む。上記ドーターボードは上記マザー・ボードに対して着脱可能なマルチピン・コネクタにより連結されることから、たとえば異なる電流制限回路設計態様を必要とする用途に対して上記電源は好都合に変換され得る。たとえば関節鏡に対して上記ドーターボードは好適には、電極端子０２（図２参照）へと電流を供給する各チャネルに対し、約２００乃至４００マイクロ・ヘンリー、通常は約３００マイクロ・ヘンリーの複数個のインダクタを備える。
【００８０】
代替的に一実施例においては、各々独立した電極端子に対して電流制限インダクタが直列に載置され、その場合にインダクタのインダクタンスは、標的組織の電気的特性、所望の組織加熱速度および作動周波数に依存して、１０μＨ乃至５０，０００μＨの範囲である。代替的に、前述した同時係属中のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１６８号に記述された如くコンデンサ−インダクタ（ＬＣ）回路構造が採用され得るが、該出願の全ての開示内容は言及したことにより本明細書中に援用する。付加的に、電流制限抵抗器が選択され得る。好適には、これらの抵抗器は大きな正の温度抵抗係数を有することから、低抵抗性媒体（たとえば、塩水洗浄液もしくは導電性ゲル）と接触する任意の個別電極端子に対して電流レベルが上昇し始めると、電流制限抵抗器の抵抗は相当に増加することにより上記電極端子から上記低抵抗性媒体（たとえば、塩水洗浄液もしくは導電性ゲル）への電力供給が最小化される。電力出力信号は、好適にはドーターボード上に載置される複数の電流制限要素９６にも連結され得る、と言うのも、上記各電流制限要素は用途に依存して変化し得るからである。代表的な電源の更に詳細な記述は、本出願と同様に本出願人に譲渡されると共に言及により先に本明細書中に援用された米国特許出願第０９／０５８，５７１号に見られる。
【００８１】
図４乃至図６は、本発明の原理に従い構成された代表的な電気外科用プローブ２０を示している。図４に示された如くプローブ９０は概略的に、撓曲可能もしくは堅固とされ得る長寸シャフト１００と、シャフト１００の基端に連結されたハンドル２０４と、シャフト１００の末端に連結された電極支持部材１０２とを含む。シャフト１００は好適には、タングステン、ステンレス鋼合金、白金もしくはその合金、チタンもしくはその合金、モリブデンもしくはその合金、およびニッケルもしくはその合金から成る群から選択された通常は金属である導電材料から成る。該実施例においてシャフト１００は、ポリテトラフルオロエチレン、ポリイミドなどの一つ以上の電気絶縁外鞘もしくは被覆として典型的に形成された電気絶縁外套１０８を含む。上記シャフト上に上記電気絶縁外套を配備することにより、これらの金属要素と一切の近傍身体構造もしくは外科医との間の直接的電気接触が防止される。その様な身体構造（たとえば腱）と露出電極との間の直接的電気接触は、接触点における構造の不都合な加熱に帰着して壊死を引き起こし得る。代替的に、上記戻り電極は、絶縁シャフトに連結された環状バンドであって該シャフト内において該シャフトの基端まで延在するコネクタを有する環状バンドから成り得る。
【００８２】
ハンドル２０４は典型的には、外科医により操作されるべき適切形状へと容易に型成形されるプラスチック材料から成る。ハンドル２０４は、電気接続部２５０（図６）を収納する（不図示の）内側キャビティを画成すると共に、電気接続ケーブル２２（図１参照）に対する接続の適切なインタフェースを提供する。電極支持部材１０２は、シャフト１００の末端から（通常は約１乃至２０ｍｍだけ）延在すると共に、電気的に絶縁された複数の電極端子１０４（図５参照）に対する支持部材を提供する。図４に示された如く、流体管２３３はハンドル２０４における開口を介して延在すると共に、流体供給源に接続されて目的部位へと導電流体を供給するコネクタ２３５を含む。シャフト１００の末端表面の形状に依存して、流体管２３３はシャフト１００内における（不図示の）単一内孔を貫通して延在し得るか、又は、流体管２３３は、シャフト１００の末端における複数の開口まで該シャフト１００を貫通して延在する（これもまた不図示の）複数の内孔に連結され得る。好適実施例において流体管２３９は、シャフト１００の外部に沿って戻り電極１１２の正に末端（図５参照）の点まで延在するプラスチック管である。該実施例において流体は、開口２３７を通り、戻り電極１１２を越えて電極端子１０４まで導かれる。プローブ２０はまた、目的部位に対する導電流体の流速を制御する為のバルブ１７（図１）または等価構造も含み得る。
【００８３】
図４に示された如く、シャフト１００の末端部分は好適には屈曲されて、治療されつつある組織の手術部位に対するアクセスを改善する。電極支持部材１０２は実質的に平坦な組織治療表面２１２（図５）を有するが、該表面２１２は通常はシャフト１００の長手軸心に対し、約１０乃至９０°、好適には約３０乃至９０°、更に好適には約４５°の角度とされる。代替実施例においてシャフト１００の上記末端部分は、該シャフトの長手軸心に対して撓曲され得る可撓材料から成る。斯かる撓曲は、たとえば引張ワイヤの機械的張力により、又は、外部から付与された温度変化により膨張もしくは収縮する形状記憶ワイヤにより、選択的に誘起され得る。該実施例の更に完全な記述は、言及することにより本明細書中に先に援用された米国特許第５，６９７，９０９号に記述されている。代替的に、本発明のシャフト１００は従来の屈曲用工具などを使用して医師により適切な角度へと屈曲され得る。
【００８４】
図４乃至図６に示された実施例においてプローブ２０は、電極端子１０４と高周波電源２８（図１参照）との間における電流経路を完成する為の戻り電極１１２を含む。図示された如く戻り電極１１２は好適には、電極支持部材１０２の組織治療表面２１２に僅かに、典型的には約０．５乃至１０ｍｍ、更に好適には約１乃至１０ｍｍだけ近接されてシャフト１００の末端の近傍における環状導通帯として成形されたシャフト１００の露出部分から成る。戻り電極１１２もしくはシャフト１００はコネクタ２５８に連結されるが、該コネクタ２５８はプローブ１０の基端まで延在し、其処で適切に電源１０に接続される（図１）。
【００８５】
図４に示された如く、戻り電極１１２は電極端子１０４に対して直接的に接続されてはいない。電極端子１０４が戻り電極１１２に電気接続される如く該電流経路を完成する為に、（たとえば等張塩水などの）導電流体がそれらの間に流される。好適実施例において、導電流体は上述の如く流体管２３３を介して開口２３７へと供給される。代替的に、上記流体はプローブ２０とは別体の（不図示の）流体供給要素により供給され得る。たとえば関節鏡式手術において、体腔には等張塩水が満液され、プローブ９０はこの満液体腔内に導入される。導電流体は連続的に再補給されて、戻り電極１１２と電極端子１０４との間の導電経路を維持する。他の実施例においてプローブ２０の末端部分は、目的部位への位置決めに先立ち、ゲルもしくは等張塩水などの導電流体源内に浸漬され得る。本出願人は以下に記述される如く、流体の表面張力および／またはゲルの粘性特徴に依れば上記導電流体は本発明に係る機能を達成するに十分なだけ長時間に亙り上記活性電極および戻り電極の回りに留まり得ることを見出した。代替的にゲルなどの導電流体は目的部位に対して直接的に供給される。
【００８６】
代替実施例において上記流体経路はたとえば、シャフト１００の内部で戻り電極と管状支持部材との間における内側内孔もしくは環状間隙（図８Ａおよび図８Ｂ参照）によりプローブ９０内に形成され得る。この環状間隙は、導電流体が目的部位に向けて内径方向に流れ易い様にシャフト１００の周縁部の近傍に形成され得るか、または、環状間隙は流体が外径方向に流れる如くシャフト１００の中心に形成され得る。これらの実施例の両者において、流体源（たとえば、手術部位の上方に載置されもしくはポンプ・デバイスを有する、流体の容器）は、制御可能なバルブを有し得るもしくは有さない（不図示の）流体供給管を介してプローブ９０へと連結される。一つ以上の流体内孔を取り入れた電気外科用プローブの更に完全な記述は米国特許第５，６９７，２８１号に見られるが、その全ての開示内容は言及したことにより既に本明細書中に援用されている。
【００８７】
図５を参照すると、相互に電気的に絶縁された各電極端子１０４は、電極支持部材１０２の組織治療表面２１２上に亙り相互に離間されている。上記組織治療表面および個々の電極端子１０４は通常、上記に示された範囲の寸法を有する。好適実施例において、組織治療表面２１２は１ｍｍ乃至２０ｍｍの範囲の直径を有する円形断面形状を有する。個々の電極端子１０４は好適には約０．１乃至４ｍｍ、通常は約０．２乃至２ｍｍの距離だけ組織治療表面２１２から外方に延在する。本出願人は、この配置構成が電極端子１０４の回りにおける大きな電界強度および対応電流密度を増加することにより上記で詳述した如き組織の離解を促進することを見出した。
【００８８】
図４乃至図６の実施例において上記プローブは、組織治療表面２１２の中心における単一の大寸の開口２０９と、表面２１２（図５参照）の周縁部の回りにおける（たとえば約３乃至１５個の）複数の電極端子とを含む。代替的に上記プローブは、組織治療表面の周縁部における単一の環状のまたは部分的に環状の電極端子を含み得る。中央開口２０９は、目的部位から組織、流体および／または気体を吸引除去する為に、シャフト１００内の（不図示の）吸引内孔と、吸引管２１１（図４）とに対して連結される。この実施例において導電流体は概略的に、内径方向に電極端子１０４を通り中央開口２０９を介して戻る様に流れる。手術の間において導電流体を吸引除去することにより、外科医は目的部位を視認し得ると共に、患者の身体内に流体が流入するのが防止される。
【００８９】
上記プローブの末端尖端が種々の形状を有し得ることは勿論理解される。たとえば上記プローブは、組織治療表面２１２の外側周縁部の回りに複数の開口２０９を含み得る（図７Ｂ参照）。斯かる実施例において各電極端子１０４は、各電極端子１０４が各開口２０９の内径方向に載置される如く、組織治療表面２１２の中心から末端方向に向けて延在する。而して各開口は、目的部位に対して導電流体を供給する流体管２３３と、戻り電極１１２と電極端子１０４との間の導電経路を完成した後に流体を吸引除去する吸引管２１１と、に対して適切に連通される。
【００９０】
図６は、電極端子１０４と戻り電極１１２とを電源２８に連結する為のハンドル２０４内の電気接続部２５０を示している。図示された如く、複数のワイヤ２５２はシャフト１００を貫通して延在することにより端子１０４を複数のピン２５４に連結するが、これらのピン２５４は接続ケーブル２２（図１）に連結されたコネクタ・ブロック２５６に差込まれる。同様に、戻り電極１１２はワイヤ２５８およびプラグ２６０を介してコネクタ・ブロック２５６に連結される。
【００９１】
本発明に依ればプローブ２０は更に、特定の電極アセンブリに特有の識別要素（ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｅｌｅｍｅｎｔ）を含むことから、異なる電気外科的作動に対して同一の電源２８が使用され得る。たとえば一実施例においてプローブ２０は、電極端子１０４と戻り電極１１２との間に印加された電圧を低下せしめる電圧低下素子もしくは電圧低下回路を含む。電圧低下素子は電源により印加された電圧を低下する役割を果たすことから、電極端子と戻り電極との間の電圧は十分に低くされることにより、導電媒体への電力の過剰散逸および／または目的部位における軟組織の離解を回避する。一定の実施例において、電源２８は２種の異なる電極（図１５Ｄ参照）に対して同時に２種の異なる電圧を印加し得る。他の実施例において、電圧低下素子は基本的に、組織の離解もしくは気化の為に高電圧を印加し得るＡｒｔｈｒｏＣａｒｅ社の他の発電器に対して電気外科用プローブ９０が互換性を有するのを許容する。たとえば組織の熱的加熱もしくは凝固に対して電圧低下素子は、（ＡｒｔｈｒｏＣａｒｅ社のモデル９７０および９８０（すなわち２０００）発電器における設定１もしくは２である）約１００乃至１７０ボルトＲＭＳの電圧を、組織の（たとえば分子解離などの）離解無しで組織を縮小するに適した電圧である約４５乃至６０ボルトＲＭＳまで低下すべく機能する。
【００９２】
勿論、一定の処置に対し、上記プローブは典型的には電圧低下素子を必要としない。代替的に、上記プローブは所望であれば電圧上昇要素もしくは回路を含み得る。代替的にもしくは付加的に、電源１０をプローブ９０に連結するケーブル２２は、電圧低下素子として使用され得る。上記ケーブルは、もし該ケーブルが電源、電極端子および戻り電極の間の電気回路内に載置されたとすれば電源電圧を低下すべく使用され得る固有静電容量を有している。該実施例においてケーブル２２は、単独で、または、たとえばコンデンサなどの上述の電圧低下素子のひとつと組合せて使用され得る。更に、本発明は組織を治療すべく選択範囲内で電圧を印加し得る電源と共に使用され得ることを銘記すべきである。該実施例においては、電圧低下素子もしくは回路は不要となることもある。
【００９３】
図８Ａ乃至図８Ｃは、本発明に係るプローブ９０の３つの異なる実施例の末端部分の断面図である。図８Ａに示された如く各電極端子１０４は、特定の処置の要件に依り製造時に平坦、半球もしくは他の形状に形成され得る（たとえば、シリコーン、又は、アルミナ、酸化ジルコニウムなどのセラミックもしくはガラス材料などの）適切な絶縁材料から成る。好適な支持マトリクス材料は、その高い熱伝導率、良好な電気絶縁特性、大きな曲げ係数、炭素追跡に対する抵抗性、生体適合性、および高融点の故に、イリノイ州、ＥｌｋｇｒｏｖｅのＫｙｏｃｅｒａ Ｉｎｄｕｓｔｒｉａｌ Ｃｅｒａｍｉｃｓ社から入手可能なアルミナである。而して上記支持マトリクス１０２は、該支持マトリクス１０２とプローブ９０の基端との間の距離の殆どもしくは全てに亙り延在する管状支持部材７８に対して接着的に接合される。管状部材７８は好適には、エポキシもしくはシリコーン系材料などの電気絶縁材料から成る。
【００９４】
好適な構成技術において電極端子１０４は支持マトリクス１０２内に予備形成された開口を貫通し、所望距離にて組織治療表面２１２上に突出する如く延在する。上記電極は次に、典型的には無機シール材料８０により支持マトリクス１０２の組織治療表面２１２に対して結合される。シール材料８０は、実効的な電気絶縁と、アルミナ・マトリクス１０２および白金もしくはチタン製の電極端子の両者に対する良好な接着とを提供すべく選択される。シール材料８０は付加的に、互換的熱膨張係数と、白金およびチタン、並びに、典型的にはガラスもしくはガラス・セラミックであるアルミナもしくは酸化ジルコニウムよりも相当に低い融点とを有さねばならない。
【００９５】
図８Ａに示された実施例において、戻り電極１１２はプローブ９０のシャフト１００の外部回りに位置せしめられた環状部材から成る。プローブ９０は管状支持部材７８を完全にもしくは部分的に囲繞することにより、以下で論じられる如く導電流体５０を流すための環状間隙５４を両者９０、７８間に形成する。間隙５４は好適には、０．２５ｍｍ乃至４ｍｍの範囲の幅を有する。代替的にプローブは、支持部材７８と戻り電極１１２との間に複数の長手リブを含むことで、シャフト１００の周縁部に沿って延在する複数の流体内孔を形成しても良い。該実施例において上記複数の内孔は複数の開口まで延在する。
【００９６】
戻り電極１１２は、ポリテトラフルオロエチレン、ポリイミドなどの一つ以上の電気絶縁外鞘もしくは被覆として典型的に形成された電気絶縁外套１８内に配設される。上記戻り電極１１２上に上記電気絶縁外套１８を配備することにより、戻り電極５６と一切の近傍身体構造との間の直接的電気接触が防止される。その様な身体構造（たとえば腱）と露出電極部材１１２との間の直接的電気接触は、接触点における構造の不要な加熱に帰着して壊死を引き起こし得る。
【００９７】
図８Ａに示された如く、戻り電極１１２は電極端子１０４に対して直接的に接続されてはいない。端子１０４が戻り電極１１２に電気接続される如く該電流経路を完成する為に、（たとえば等張塩水などの）導電液体５０が流体経路８３に沿って流される。流体経路８３は外側戻り電極１１２と管状支持部材との間の環状間隙５４により形成される。図８Ａにおける電流力線６０により示された如く流体経路８３を流れる導電流体５０は、電極端子１０４と戻り電極１１２との間の電流に対する系路を提供する。電極端子１０４と戻り電極１１２との間に電圧差が印加されたときに電極端子１０４の末端尖端には電界強度が生成されて、電流は電極端子１０４から標的組織を介して戻り電極へと流れることから、領域８８における組織５２が離解される。
【００９８】
図８Ｂは、管状部材７８内に位置された戻り電極１１２を有する電気外科用プローブ９０の別の代替実施例を示している。戻り電極１１２は好適には、該戻り電極１１２と電気接続すべく（たとえば等張塩水などの）導電流体５０を通流せしめる内側内孔５７を画成する筒状部材である。該実施例においては電極端子１０４と戻り電極１１２との間に電圧差が印加され、電流力線６０により示された如く導電流体５０を通る電流に帰着する。電極端子１０４の尖端において印加された電圧差および付随する大きな電界強度の結果、組織５２は領域８８において離解もしくは離断される。
【００９９】
図８Ｃは、図８Ａおよび図８Ｂの各実施例を組合せたプローブ９０の別実施例を示している。示された如く該プローブは、導電流体を流すための内側内孔５７および外側間隙もしくは複数の外側内孔５４の両者を含んでいる。該実施例において戻り電極１１２は、図８Ｂにおける如く管状部材７８内、図８Ａにおける如く管状部材７８の外側、又は、両方の位置に配置され得る。
【０１００】
一定の実施例においてプローブ２０はまた、手術部位から組織断片を吸引除去する間における目詰まりを防止すべく吸引除去内孔に連結された一つ以上の吸引除去用電極も含む。図９に示された如く一つ以上の電極端子１０４は、シャフト１００内における吸引内孔の末端開口２０９に交差して延在するループ電極１４０を備え得る。好適実施例においては二つの電極端子１０４が、末端開口２０９上に交差するループ電極１４０から成る。単一のループ電極、または、示されたのとは異なる形状を有する複数のループ電極などの種々の形状が可能であることは当然理解されよう。これに加え、上記電極は図１０および図１１に示されたコイル形状などのループ以外の形状を有し得る。代替的に、上記電極は図１３に示された如く末端開口２０９に近接して吸引内孔内に形成され得る。ループ電極１４０の主要機能は、吸引内孔内に吸引された組織の部分を離解することで該内孔の目詰まりを防止することである。
【０１０１】
一定の実施例において各ループ電極１４０は、本明細書中で以下において離解用電極１０４と称され得る他の電極端子１０４から電気的に絶縁される。他の実施例においてループ電極１４０および電極端子１０４は両者が共に起動される如く相互に電気接続され得る。而してループ電極１４０は相互から電気的に絶縁されてもされなくても良い。ループ電極１４０は通常は、電極支持部材１０４の組織治療表面から約０．０５乃至４ｍｍ、好適には約０．１乃至１ｍｍだけ延在する。
【０１０２】
次に図１０および図１１を参照し、吸引除去用電極の代替実施例を記述する。図１０に示された如く上記吸引除去用電極は、吸引内孔の末端開口２０９と交差して延在する一対のコイル電極１５０を備え得る。コイル電極１５０の表面積は大きいことから、末端開口２０９を通過する組織断片に対する電極１５０の効果は通常は高められる。また、図１１において上記吸引除去用電極は、吸引内孔の末端開口２０９と交差して通過する単一のコイル電極１５２を備える。この単一の電極１５２は、吸引内孔の目詰まりを防止するに十分なこともある。代替的に上記吸引除去用電極は、末端開口２０９に近接して吸引内孔内に位置せしめられ得る。好適にはこれらの電極は、組織が電極１５４に到達する前に開口２０９を目詰まりしない様に、開口２０９に近接される。該実施例においては別体の戻り電極１５６が吸引内孔内に配備されてその内部の電流を局限し得る。
【０１０３】
図１３を参照すると、本発明の別実施例は、プローブの吸引除去内孔１６２内の吸引除去用電極１６０を取り入れている。示された如く電極１６０は末端開口２０９の直近に位置せしめられることから、組織断片は内孔１６２に進入すると離解される。好適実施例において上記吸引除去用電極１６０は、吸引除去内孔１６２と交差して延在するループ電極から成る。但し、他の多くの形状が可能であることは理解されよう。該実施例において戻り電極１６４は、前述の各実施例と同様にプローブの外側に配置される。代替的に、戻り電極は吸引除去用電極１６０を備えた吸引除去内孔１６２の内部に配置され得る。たとえば内孔１６２内の部分には内側絶縁被覆１６３が露出されて、戻り電極１６４の該露出部分と吸引除去用電極１６０との間に導電経路を提供する。後者の実施例は、電流を吸引除去内孔内に局限する利点を有する。これに加え、目的部位に対して導電性流体が供給されるという乾燥領域において、後者の実施例では活性電極と戻り電極との間に導電性流体経路を維持するのが通常は容易である、と言うのも、導電性流体は組織断片と共に内孔１６２を貫通して吸引除去されるからである。
【０１０４】
図１２を参照すると本発明の別実施例は、吸引除去内孔１６２の末端部分と交差して延在するワイヤ・メッシュ電極６００を取り入れている。示された如くメッシュ電極６００は複数の開口６０２を含むことにより、流体および組織断片が吸引除去内孔１６２内を貫通して流れるのを許容する。開口６０２のサイズは種々の要因に依存して変化する。上記メッシュ電極は、セラミック支持部材１０２の末端表面もしくは基端表面に連結され得る。ワイヤ・メッシュ電極６００は、チタン、タンタル、鋼鉄、ステンレス鋼、タングステン、銅、金などの導電性材料から成る。好適実施例においてワイヤ・メッシュ電極６００は、活性電極端子１０４と異なる電位を有する異なる材料から成る。好適にはメッシュ電極６００は鋼鉄から成り、電極端子はタングステンから成る。本出願人は、メッシュ電極６００と電極端子１０４との間の僅かな電位の差が上記デバイスの性能を改善することを見出した。勿論、先の各実施例の如く、メッシュ電極が活性電極端子から電気絶縁され得ることは理解されよう。
【０１０５】
次に図１４Ａ乃至図１４Ｃを参照すると、金属遮壁６１０を取り入れた代替実施例が示されている。示された如く金属遮壁６１０は、電極端子１０４を受容する複数の周縁開口６１２と、吸引除去内孔の開口６０９を貫通して流体および組織の吸引除去を許容する複数の内側開口６１４とを有する。示された如く、遮壁６１０は電極端子１０４上に圧入されてからプローブ２０のシャフト１００に接着される。メッシュ電極の実施例と同様に金属遮壁６１０は、チタン、タンタル、鋼鉄、ステンレス鋼、タングステン、銅、金などの種々の導電性金属から成り得る。好適実施例において金属遮壁６１０は、活性電極端子１０４に直接的に連結され、または、活性電極端子１０４と一体とされる。該実施例において活性電極端子１０４および金属遮壁６１０は、相互に電気接続される。
【０１０６】
図１５Ａ乃至図１５Ｄは、椎間板ヘルニアもしくは疾患脊柱椎間板に対して特に設計された電気外科用プローブ３５０の実施例を示している。図１５Ａを参照すると、プローブ３５０は、導電シャフト３５２と、該シャフト３５２の基端に連結されたハンドル３５４と、シャフト３５２の末端における電気絶縁支持部材３５６とを備える。プローブ３５０は更に、シャフト３５２上に収縮巻回された絶縁スリーブ３５８と、戻り電極３６０として機能するシャフト３５２の露出部分とを含む。好適実施例においてプローブ３５０は、支持部材３５６の末端から延在する複数の活性電極３６２を備える。示された如く戻り電極３６０は、上述の各実施例におけるよりも更なる距離だけ活性電極３６２から離間される。該実施例において戻り電極３６０は約２．０乃至５０ｍｍ、好適には約５乃至２５ｍｍの距離だけ離間される。これに加え、戻り電極３６０は先の各実施例よりも大きな露出表面積を有し、約２．０乃至４０ｍｍ、好適には約５乃至２０ｍｍの範囲の長さを有する。故に、活性電極３６２から戻り電極３６０へと流れる電流は、先の各実施例におけるよりもシャフト３５２から更に離間した電流経路３７０に追随する。一定の用途において該電流経路３７０は、同一電圧レベルにより周囲組織に対して更に深く貫通することから、組織の熱的加熱を増加する。上記で論じられた如くこの様に熱的加熱が増加されると、椎間板異常を治療する一定の用途にて利点を有し得る。典型的には、通常は約１〜２ｍｍである約０．２〜５ｍｍの深度まで約６０℃〜１００℃の範囲で組織温度を達成するのが望ましい。この温熱損傷の為に必要な電圧は、電極形状と、各電極を近接囲繞する組織および領域の導電率と、当該電圧が印加される時間長と、所望される組織損傷の深度と、に部分的に依存する。図１５Ａ乃至図１５Ｄに記述された電極形状に依れば、熱的加熱に対する電圧レベルは通常は約２０〜３００ボルトＲＭＳ、好適には約６０〜２００ボルトＲＭＳである。約２の波高率を有する矩形波形態による熱的加熱に対するピーク間電圧は典型的には、ピーク間で約４０〜６００ボルト、好適にはピーク間で約１２０〜４００ボルトの範囲である。この範囲内では、電圧が高いほど、必要とされる時間は短い。但しもし電圧が高すぎると、表面組織は気化、減量もしくは離解されて好ましく無い。
【０１０７】
代替実施例において、プローブ３５０と組合せて使用される電気外科システムは、二極モードおよび単極モード間を切換える分散戻り電極４５０（図１６参照）を含み得る。該実施例において上記システムは、分散パッド４５０が起動されると共に活性電極３６２および戻り電極３６０間に電圧が印加されるという離解モードと、活性電極３６２が作動停止されると共に分散パッド４５０と戻り電極３６０の間に電圧が印加されるという離解補助モードもしくは熱的加熱モードと、の間を切換える。離解補助モードにおいては典型的に低電圧が印加されると共に戻り電極３６０は活性電極として機能することにより、戻り電極３６０を囲繞する組織に対する熱的加熱および／または凝固が行われる。
【０１０８】
図１５Ｂは、本発明の更に別の実施例を示している。示された如く電気外科用プローブ３５０は、先の各実施例におけるのと同様に一つ以上の活性電極３６２と、基端側に離間された戻り電極３６０とを備える。戻り電極３６０は典型的には活性電極３６２から約０．５乃至２５ｍｍ、好適には１．０乃至５．０ｍｍだけ離間されると共に、約１乃至２０ｍｍの露出長さを有する。これに加えて電極アセンブリ３７２は、戻り電極３６０の各側上にて軸心方向に離間された二つの付加的電極３７４、３７６を含む。電極３７４、３７６は典型的に、戻り電極３６０から約０．５乃至２５ｍｍ、好適には約１乃至５ｍｍだけ離間される。好適実施例においては、電極３７４、３７６と戻り電極３６０との間に電圧差が印加され得る如く、付加的電極３７４、３７６はシャフト３５２の露出部分であり且つ戻り電極３６０はシャフト３５２から電気絶縁される。この実施例においてプローブ３５０は、離解モードおよび離解補助モードもしくは熱的加熱モードの少なくとも２種のモードで使用され得る。離解モードにおいては上述の如く導電流体の存在下で活性電極３６２および戻り電極３６０間に電圧が印加される。離解モードにおいて電極３７４、３７６は作動停止される。熱的加熱モードもしくは凝固モードにおいては図１５Ｂに示された如く活性電極３６２は作動停止されると共に電極３７４、３７６間に電圧差が印加されて電極３７４、３７６間に高周波電流３７０が流れる。熱的加熱モードにおいては典型的に、プラズマ形成および離解に対するスレッショルド値よりは低いが、各電極を近接囲繞する組織を気化もしくは減量せずに該組織に一定の温熱損傷を引き起こすに十分な低電圧が印加されることから、電流３７０は電極３６０、３７２、３７４を囲繞する組織の熱的加熱および／または凝固を行う。
【０１０９】
図１５Ｃは、先の各実施例におけるのと同様に一つ以上の活性電極３６２と基端側に離間された戻り電極３６０とを有する電極アセンブリ３７２を取り入れたプローブ３５０の別実施例を示している。戻り電極３６０は典型的には活性電極３６２から約０．５乃至２５ｍｍ、好適には１．０乃至５．０ｍｍだけ離間されると共に、約１乃至２０ｍｍの露出長さを有する。これに加えて電極アセンブリ３７２は、電気絶縁スペーサ３８２により戻り電極３６０から離間された第二の活性電極３８０を含む。該実施例においてハンドル３５４は、少なくとも２種類の異なるモードすなわち離解モードおよび離解補助モードもしくは熱的加熱モード間でプローブ３５０を二方向切替えするスィッチ３８４を含む。離解モードにおいては上述の如く、導電流体の存在下で活性電極３６２および戻り電極３６０の間に電圧が印加される。離解モードにおいて電極３８０は作動停止される。熱的加熱モードもしくは凝固モードにおいて、活性電極３６２は作動停止され得ると共に、電極３８０および電極３６０間に高周波電流３７０が流れる如く電極３８０および電極３６０間には電圧差が印加される。代替的に活性電極３６２は作動停止されなくても良い、と言うのも、小寸電極の抵抗は大きいので電極３６２を上記回路から物理的に分離しなくとも電流は自動的に電極３８０に流れ得るからである。熱的加熱モードにおいては典型的に、プラズマ形成および離解に対するスレッショルド値よりは低いが、各電極を近接囲繞する組織を気化もしくは減量せずに該組織に一定の温熱損傷を引き起こすに十分な低電圧が印加されることから、電流３７０は電極３６０、３８０を囲繞する組織の熱的加熱および／または凝固を行う。
【０１１０】
此処で、上述の各実施例と同様の機能を達成すべく他の種々の実施例が使用され得ることは勿論理解される。たとえば、電気外科用プローブ３５０はシャフト３５２の回りに形成された複数の螺旋バンドを含み、該螺旋バンドの一つ以上は該バンドの一部に連結された電極を有することで、シャフト３５２上にて軸心方向に相互に離間された一つ以上の電極を形成しても良い。
【０１１１】
図１５Ｄは、組織を貫通してチャネル形成すると共に組織内に損傷（ｌｅｓｉｏｎ）を生成し、脊柱椎間板および／または鼾（いびき）ならびに睡眠時無呼吸症を治療すべく設計された本発明の別実施例を示している。示された如くプローブ３５０は図１５Ｃのプローブと同様に、戻り電極３６０と、該戻り電極３６０から基端側に離間された第三の凝固用電極３８０とを有する。この実施例において活性電極３６２は、絶縁支持部材３５６から末端方向に向けて延在する単一の電極ワイヤから成る。活性電極３６２は勿論、自身の表面上の電流密度を増大すべく、たとえば末端箇所に向けて傾斜する円錐形状、中空円筒、ループ電極などの種々の形状を有し得る。好適実施例において支持部材３５６および３８２は、セラミクス、ガラス、シリコーンなどの無機材料で構成される。基端側支持部材３８２はまた更に習用的な有機材料からも成り得る、と言うのも該支持部材３８２は概略的に、有機材料を食刻もしくは損耗するプラズマの存在下では使用されないからである。
【０１１２】
図１５Ｄのプローブ３５０は切換要素を含まない。該実施例においては、電源が起動されたときに全ての３種の電極が起動される。戻り電極３６０は、示された如く活性電極３６２および凝固用電極３８０から該戻り電極３６０へと電流３７０が流れる如く、活性電極３６２および凝固用電極３８０とは逆の極性を有する。好適実施例において上記電気外科システムは、凝固用電極３８０および戻り電極３６０間に印加される電圧を減少する電圧低下素子もしくは電圧低下回路を含む。上記電圧低下素子に依れば電源２８は事実上、２種の異なる電極に対して２種の異なる電圧を同時に印加し得る。故に組織を貫通してチャネル形成するために操作者は、プローブの尖端における組織（すなわち活性電極３６２の近傍の組織）の離解を提供するに十分な電圧を印加し得る。同時に、凝固用電極３８０に印加される電圧は組織を離解するには不十分なものである。組織の熱的加熱もしくは凝固の為に、上記電圧低下素子はたとえば約１００乃至３００ボルトＲＭＳの電圧を、組織の離解（たとえば分子解離）無しで組織凝固を行うに適した電圧である約４５乃至９０ボルトＲＭＳへと低下する役割を果たす。
【０１１３】
代表的な実施形態では、電圧低減要素は電源及び凝固電極３８０に結合されるコンデンサ（図示せず）である。このコンデンサは普通（５００ボルトで）約２００〜５００ｐＦ、好適には（５００ボルトで）約３００〜３５０ｐＦの静電容量を有する。もちろん、コンデンサは、ケーブル、発電機、コネクタ等の中、またはそれらの長さに沿って分散的に、システム内の別の場所に配置されることがある。さらに、認識されるように、ダイオード、トランジスタ、インダクタ、抵抗、コンデンサまたはそれらの組み合わせといった他の電圧低減要素が本発明と共に使用されることもある。例えば、プローブ３５０は、復帰及び凝固電極３６０、３８０の間に印加される電圧を下げるよう構成されるコード抵抗（図示せず）を含むことがある。さらに、電気回路がこの目的で利用されることもある。
【０１１４】
もちろん、手順によっては、プローブが通常電圧低減要素を必要としないものもある。また、望ましい場合、プローブに電圧増大要素が含まれることもある。代替的または追加的に、電源１０をプローブ９０に結合するケーブル２２が電圧低減要素として使用されることもある。ケーブルは固有の静電容量を有するので、ケーブルが電源、電極端子及び復帰電極の間の電気回路に配置される場合それが電源電圧を低減するために使用される。この実施形態では、ケーブル２２は単独でか、または上記で論じられた電圧低減要素の一つ、例えばコンデンサと組み合わせて使用される。さらに、注意されるように、本発明は組織の治療のために選択される範囲内で二つの異なった電圧を印加するようにした電源と共に使用することも可能である。この実施形態では、電圧低減要素または回路は必要とされないこともある。
【０１１５】
一つの特定実施形態では、プローブ３５０は、まずワイヤの末端部分がチューブの末端部分を通じて延びるように電極ワイヤ（能動電極３６２）をセラミック・チューブ（絶縁部材３６０）に挿入し、通常適当なエポキシによってワイヤをチューブに接着することによって製造される。次にステンレス鋼チューブ（復帰電極３５６）がセラミック・チューブの近端部分の上に配置され、ワイヤ（例えば、ニッケル・ワイヤ）が、通常スポット溶接によって、ステンレス鋼チューブの内面に接合される。ステンレス鋼チューブはエポキシによってセラミック・チューブに結合され、この装置はオーブンまたは他の適切な熱源内で硬化される。次に第二のセラミック・チューブ（絶縁部材３８２）がステンレス鋼チューブの近端部分の内部に配置され、同様の方法で接合される。次に軸３５８が第二のセラミック・チューブの近端部分に接合され、絶縁スリーブ（例えば、ポリイミド）が軸３５８の周囲に巻き付けられるので、軸の末端部分だけが露出する（すなわち、凝固電極３８０）。ニッケル・ワイヤ接続は軸３５８の中心を通って延び、復帰電極３５６を電源に接続する。能動電極３６２は軸３５８の末端部分を形成するか、または軸３５８を通じて電源に延びるコネクタを有することもある。
【０１１６】
使用の際、医師は能動電極３６２を治療する組織表面（すなわち、脊椎椎間板）に隣接して配置する。電源が起動され、能動及び復帰電極３６２、３６０の間の切除電圧と、凝固及び復帰電極３６０、３８０の間の凝固または熱的加熱電圧とを提供する。次に能動電極３６２の周囲と、能動及び復帰電極３６０、３６２の間の接合部に電気伝導性流体が提供され、それらの間の電流経路を提供する。これは、上記で論じられたように多様な方法で達成される。次に能動電極３６２が切除される組織によって残される空間を通じて前進し、椎間板内の通路を形成する。切除の際、切除及び復帰電極は組織表面を通じて能動電極３６２によって形成される通路に至るが、それらの電極の間の電流は通常組織の表面を損傷するほど大きいものではない。適当な深さまで通路を形成すると、医師は能動電極を前進させるのを止め、その場所に器具を５〜３０秒保持するか、または器具の末端をすぐに通路から取り除く（この後の詳細な議論参照）。何れの場合でも、能動電極は前進させられない時、最終的に組織の切除を停止する。
【０１１７】
能動電極３６２によって形成される通路に入る前、復帰及び凝固電極３６０、３８０の間には開回路が存在する。凝固電極３８０がこの通路に入ると、電流が凝固電極３８０から、通路を取り囲む組織を通じて、復帰電極３６０に流れる。この電流は通路をすぐ近くで取り囲む組織を加熱し、通路の表面で切断された脈管を凝固させる。医師が希望する場合、以下さらに詳細に論じられるように、器具は通路の周囲に外傷を形成する間の期間通路内に保持される。
【０１１８】
図１６は、電気外科プローブ４００に取り付けられる分散型復帰パッド４５０を組み込んだ電気外科システム４４０のまた別の実施形態を例示する。この実施形態では、本発明は上記で説明されたように二極モードで機能する。さらに、システム４４０は単極モードで機能し、その場合高周波電圧差が能動電極４１０と分散型復帰パッド４５０との間に印加される。例示実施形態では、パッド４５０とプローブ４００は互いに結合され、両方とも使い捨て、一回使用式品目である。パッド４５０には、プローブ４００のハンドル４０４の中に延び電源に直接接続する電気コネクタ４５２が含まれる。もちろん、本発明は、直接電源に接続される標準復帰パッドによっても動作可能である。この実施形態では、電源４６０には、単極及び二極モードを切り換えるスイッチ、例えば足踏みペダル４６２が含まれる。二極モードでは、電源への復帰経路は、上記で説明されたように、プローブ４００上の復帰電極４０８に結合される。単極モードでは、電源への復帰経路はパッド４５０のコネクタ４５２に結合され、能動電極４１０は電気回路から切り離され、復帰電極４０８は能動電極として機能する。これによって外科医は、外科治療中、またはその前に二極及び単極モードを切り換える。場合によっては、深い電流の浸透と、ひいては復帰電極を取り囲む組織の多くの熱的加熱を提供するため単極モードで動作するのが望ましいことがある。また、組織の切除のような他の場合には、組織への電流浸透を制限する二極属性が好適なこともある。
【０１１９】
一つの構成では、分散型復帰パッド４５０は対象領域にかなり接近した領域で患者の外部表面に結合するようになっている。例えば、頭部及び頸部の組織の治療の際、分散型復帰パッドは、患者の肩、背中上部または胸部上部領域またはその周囲に配置されるような設計と構成である。この設計によって患者の身体を通じて頭部及び頸部の範囲に至る電流経路が制限されるので、特に患者の心臓を通る電流を制限することによって、患者の身体内の不要な電流によって発生する損傷は最小になる。また、復帰パッドはパッドでの電流密度が最小になるよう設計されており、それによってパッドが取り付けられる領域での患者の皮膚の火傷が最小になる。
【０１２０】
図１７を参照すると、本発明による電気外科装置はカテーテル・システム４００としても構成される。図１７に示されるように、カテーテニ・システム４００は一般に、相互接続ケーブル４８６によって電源２８に接続され高周波電圧を目標組織に提供する電気外科カテーテル４６０と、電気伝導性流体を目標部位に提供する灌注液貯蔵槽または供給源６００とを備えている。カテーテル４６０は一般に、本体４６２の末端の組織除去または切除領域４６４を含む細長い可撓軸本体４６２を備えている。カテーテル４６０の近端部分には、カテーテル４６０内の内腔と電気リード線との間の相互接続を提供する多数内腔備品６１４と、備品６１４に近接した導管及びケーブルとが含まれる。一例として、カテーテルの電気コネクタ４９６は末端ケーブル・コネクタ４９４に取り外し式に接続され、次にそれはコネクタ４９２を通じて発電機２８に取り外し式に接続される。カテーテル４６０内の一つかそれ以上の電気伝導性リード線ワイヤ（図示せず）が、能動電極ケーブル分岐４８７を介して、組織切除領域４６４の一つかそれ以上の電極４６３及び凝固電極４６７と、カテーテル・コネクタ４９６の一つかそれ以上の対応する電気端子（やはり図示せず）との間に延びる。同様に、組織切除領域４６４の復帰電極４６６は、リード線ワイヤ（図示せず）によってカテーテル・コネクタ４９６の復帰電極ケーブル分岐４８９に結合される。もちろん、能動及び復帰両方の電極のために一つのケーブル分岐（図示せず）が使用されることもある。
【０１２１】
カテーテル本体４６２には、本体４６２の少なくとも末端切除領域４６４の壁に強化ファイバまたは編組（図示せず）が含まれることがあり、組織嵌入時の電極端子の回転に対する応答トルク制御を提供する。カテーテル本体４６２のこの剛体部分は好適には約７〜１０ｍｍ延び、その一方カテーテル本体４６２の残りの部分は可撓性で、目標組織の近くで電極を前進させ位置決めする際良好な追従性を提供する。
【０１２２】
導電性流体３０は、カテーテル４６０内の内腔（図１７では図示せず）を介してカテーテル４６０の組織切除領域４６４に提供される。流体は、多数内腔備品１１４で内部カテーテルに結合される導電性流体供給管路６０２及び導管６０３に沿って供給源から内腔に供給される。導電性流体（例えば、等張食塩水）の供給源は灌注液ポンプ・システム（図示せず）または、患者及び組織切除領域８の水準より数フィート上に配置される灌注液貯蔵槽６００といった重力による供給装置でよい。制御弁６０４は流体供給管路６０２と導管６０３の境界面に配置され、電気伝導性流体３０の流量の手動制御を可能にする。また、導電性流体の流量を正確に制御するため、計量ポンプまたは流量調節器が使用されることもある。
【０１２３】
システム４００にはさらに、液体及び気体を目標部位から吸引する吸引または真空システム（図示せず）が含まれる。吸引システムは普通、吸引コネクタ６０５によって備品６１４に結合される真空源を備えている。
【０１２４】
本発明は、例えば腰部椎間板切除術によって神経根を減圧するための微小内視鏡椎間板切除処置で特に有用である。図１８〜図２３に示されるように、患者の背中２７２で椎弓板上部２７４に到達できるような経皮的穿通がなされる。通常、椎間板腔の水準を突き止めるためまず小さな針（図示せず）が使用され、案内ワイヤ（図示せず）が挿入されて側方Ｘ線透視法の元で椎弓板２７４の下部縁端まで前進する。一連のカニューレ状拡張器２７６が案内ワイヤの上に挿入され、切り目から椎弓板２７４までの穴を提供する。最初の拡張器は椎弓板２７４を「触ってみる」ために使用され、その先端が椎弓板７４の下部縁端のすぐ上で棘突起と小関節面複合体の間に正しく配置されるようにする。図２１に示されるように、管状開創器２７８が、一番大きな拡張器の上を通って下向きに椎弓板２７４まで送られる。拡張器２７６が取り出され、管状開創器２７８内に手術用通路が確立される。
【０１２５】
図１９に示されるように、次に内視鏡２８０が管状開創器２７８内に挿入され、輪状クランプ２８２が使用されて内視鏡２８０を固定する。通常、開創器２７８内に手術用通路を形成するには、軟質組織、筋肉または、拡張器２７６と開創器２７８が下向きに椎弓板２７４まで前進する時この通路内で押される他の種類の組織を除去する必要がある。この組織は普通、下垂体骨鉗子、有窓鋭匙、把持器、カッタ、ドリル、マイクロデブリーダ等といった機械器具によって除去される。不都合にも、こうした機械器具は処置の時間を延長し、複雑さを増大する。さらに、こうした器具はこの組織内の血管を切断し、目標部位への外科医の視界を遮る多量の出血を発生する。
【０１２６】
本発明の一つの態様によれば、上記で説明された電気外科プローブまたはカテーテル２８４は、軟質組織、筋肉及び他の障害を通路から除去する開創器２７８内で手術用通路に導入されるので、外科医は容易に椎弓板２７４に到達しそれを視認することができる。外科医がそこに到達しプローブ２８４を導入すると、電気伝導性流体２８５がチューブ２３３と開口２３７を通じて組織に供給される（図２参照）。流体は復帰電極１１２を通過して軸の末端の電極端子１０４に流れる。流体の流量は、組織と電極支持具１０２の間の区域が常に流体に浸漬するように、弁１７（図１）によって制御される。次に電源２８が投入され、高周波電圧差が電極端子１０４と復帰電極１１２の間に印加されるように調整される。電気伝導性流体は、電極端子１０４と復帰電極１１２の間の導電経路（電流束線参照）を提供する。
【０１２７】
高周波電圧は、目標組織と電極端子１０４の間の電気伝導性流体（図示せず）を電離気体層またはプラズマ（図示せず）に変換するのに十分なものである。電極端子１０４と目標組織の間に印加された電圧差（すなわち、プラズマ層にかかる電圧勾配）の結果、プラズマ中の荷電粒子は組織の方向に加速される。十分に高い電圧差では、こうした荷電粒子は組織構造内の分子結合を解離させる十分なエネルギーを得る。この分子解離は、組織の容積除去（すなわち切除昇華）と、酸素、窒素、二酸化炭素、水素及びメタンといった低分子量気体の生成によって達成される。組織内の加速荷電粒子の飛程が短いため、分子解離作用は表面層だけに制限されるので、下にある組織の損傷と壊死は最小化される。
【０１２８】
この処理の際、気体は開口２０９と吸引チューブ２１１を通じて真空源に吸引される。さらに、余分の電気伝導性流体と他の流体（例えば、血液）は、外科医の視界を向上するため手術用通路から吸引される。組織の切除の際、電流束線によって生成される残留熱（通常１５０℃未満）は普通その部位の切断された血管を凝固させるのに十分である。十分でない場合、外科医は、上記で論じられたように、流体気化のためのしきい値より低い水準まで電圧を下げることによって電源２８を凝固モードに切り換える。この同時止血の結果出血が少なくなり、処置を行う外科医の能力が向上する。
【０１２９】
本発明のもう一つの利点は、下及び周囲の組織、神経または骨の壊死または熱による損傷を発生することなく、軟質組織を正確に切除する能力である。さらに、目標部位に向けられるエネルギーが椎弓板２７４を切除するには不十分になるように電圧が制御されるので、外科医は、切除または他の形で椎弓板を大きく損傷することなく組織を事実上椎弓板２７４から除去することができる。
【０１３０】
ここで図２０及び図２１を参照すると、手術用通路が十分に清掃されると、椎弓切開術及び内側脊椎関節突起切除術が、従来の技術（例えば、ケリソンパンチまたは高速ドリル）によってか、または上記で論じられた電気外科プローブ２８４かの何れかによって達成される。神経根が識別されると、開創器２８８によって開創が達成されるか、または本発明が使用され椎間板を正確に切除する。必要な場合、硬膜外静脈が自動的にか、または本発明の凝固モードによって焼灼される。線維輪切除術が必要な場合、開創器２８８で神経根を保護しつつ、マイクロナイフまたは本発明の切除機構によって達成される。次に、椎間板ヘルニア２９０は、下垂体骨鉗子による標準的な方法、または再度上記で説明されたような切除によって除去される。
【０１３１】
別の実施形態では、本発明はチャネリング技術を伴うが、そこでは小さな穴または通路が椎間板２９０内に形成され、熱エネルギーがこれらの穴または通路をすぐ近くで取り囲む組織表面に印加されるため熱的損傷が発生し、それによって椎間板の周囲組織構造を剛化及びデバルクする。出願人が発見したところによれば、椎間板中の組織構造をこのように剛化することは、椎間板によって脊髄神経に加えられる圧力を低減し、それによって背中及び頸部の痛みを軽減する助けとなる。
【０１３２】
図２１に示されるように、電気外科器具３５０は、上記で説明された方法か、または別の経皮的方法で椎間板２９０の目標部位に導入される（以下図２３〜図２５参照）。電極組立体３５１が椎間板表面に隣接または対抗して配置され、電気伝導性流体が、上記で説明されたように目標部位に供給される。また、導電性流体が目標部位に塗布されることや、プローブ３５０を患者に導入する前にプローブ３５０の末端を導電性流体またはゲルに浸漬することもある。次に電源２８が起動され、上記で説明されたように高周波電圧差が電極組立体に印加されるように調整される。
【０１３３】
処置によっては、外科医は電極を目標部位に対して移動させ、椎間板内に穴、通路、すじ、ディボット、クレータ等を形成することがある。さらに、外科医は故意にこうした穴、または通路の中にある程度の熱的損傷を発生させ、椎間板を剛化及びデバルクする瘢痕組織を形成することもある。一つの実施形態では、外科医は、組織が容積除去されて内部に一つかそれ以上の穴７０２を形成するのに連れて電極組立体３５１を軸方向に椎間板組織内に移動させる（やはり図２２参照）。穴７０２は通常２ｍｍ未満、好適には１ｍｍ未満の直径を有する。もう一つの実施形態（図示せず）では、外科医は椎間板の外面にわたって能動電極を移動させ、一つかそれ以上の通路または溝を形成する。出願人が発見したところによれば、本発明は、上記で説明された低温切除術によって組織内のこうした穴、ディボットまたは通路を迅速かつきれいに形成することができる。組織内に穴または通路を形成する方法のさらに完全な説明は米国特許第５，６８３，３６６号に見られ、その完全な開示を全ての目的で引用によって本出願の記載に援用する。
【０１３４】
図２２は、椎間板２９０内に穴７０２を形成する図１５Ｄのプローブ３５０のさらに詳細な図である。穴７０２は好適には上記で詳細に説明された方法によって形成される。すなわち、電流３６１が能動電極３６２から導電性流体を通じて復帰電極３６０に通るような電気伝導性流体の存在下で、高周波電圧差が能動及び復帰電極（それぞれ３６２、３６０）に印加される。図２２に示されるように、この結果椎間板組織７０４への電流の浸透は浅いかまたは全くなくなる。流体は目標部位に供給されるか、直接目標部位に塗布されるか、またはプローブの末端が処置の前に流体に浸漬される。電圧は、能動電極３６２の周囲の流体を気化させ、組織の分子解離を起こすのに十分なエネルギーを有するプラズマを形成するのに十分なものである。次に、組織がプローブ３５０の前でプラズマによって除去されるのに連れてプローブ３５０の末端が組織を通じて軸方向に前進させられる。穴７０２は通常、約０．５〜２．５ｃｍ、好適には約１．２〜１．８ｃｍの範囲内の深さＤと、約０．５〜５ｍｍ、好適には約１．０〜３．０ｍｍの直径を有する。正確な直径は、もちろん、処置のために使用される電気外科プローブの直径に依存する。
【０１３５】
各穴７０２の形成の際、能動及び復帰電極３６２、３６０の間の導電性流体は一般に周囲組織への電流を最小にするので、組織への熱的損傷も最小になる。従って、電極３６２が組織を通じて前進する際、穴７０２の表面７０５上の切断された血管は凝固されない。さらに、処置によっては、組織を剛化するため穴７０２の表面７０５に対する熱的損傷が望ましいことがある。こうした理由から、処置によっては、穴７０２を取り囲む組織に対して発生する熱的損傷を増大するのが望ましいことがある。図１５Ｄに示される実施形態では、（１）（図２２に示されるように）凝固電極３８０が少なくとも部分的に椎間板組織７０４の外面を過ぎて穴７０２の中に前進した後プローブ３５０を穴７０２からゆっくりと引き抜くか、または（２）プローブ３５０を穴７０２内に所定の時間、例えば１〜３０秒程度保持するかの何れかが必要である。凝固電極が組織に接触または隣接すると、電流７５５は穴７０２を取り囲む組織を通じて流れ、熱的損傷を発生する。凝固及び復帰電極３８０、３６０はどちらも比較的大型で平滑な露出表面を有し、その表面での高電流密度を最小化し、それによって穴の表面７０５への損傷を最小化する。一方、これらの電極３６０、３８０の寸法と間隔は組織７０４への比較的深い電流浸透を考慮している。代表的な実施形態では、熱的壊死７０６は穴７０２の表面７０５から約１．０〜５．０ｍｍ延びる。この実施形態では、プローブには、電源２８上の一つかそれ以上の温度ディスプレイに結合されるプローブ上の一つかそれ以上の温度感知器が含まれることがあり、医師は処置中の穴７０２の内部の温度を知ることができる。
【０１３６】
別の実施形態では、医師は、穴７０２が形成された後、電気外科システムを切除モードから亜切除または熱的加熱モードに切り換える。これは通常、（上記で説明されたように）スイッチまたは足踏みペダルを押して、印加される電圧をその処置で使用される個々の電極構成と導電性流体について必要なしきい値より低い水準に低下させることによって達成される。亜切除モードでは、医師は穴７０２からプローブ３５０の末端を取り除く。プローブが引き抜かれると、高周波電流が能動電極３６２から周囲の組織を通じて復帰電極３６０に流れる。この電流によって表面７０４で組織が加熱され、切断した血管が凝固する。
【０１３７】
別の実施形態では、本発明の電気外科プローブは椎間板２９０内の軟質組織を切除及び／または収縮し、線維輪２９２が自己修復するようにすることでこの処置の再発生を防止するために使用される。組織収縮の場合、電極端子１０４と復帰電極１１２の間に、組織温度を正常な体温（例えば、３７℃）から４５℃〜９０℃の範囲、好適には６０℃〜７０℃の範囲の温度まで上昇させる十分な電圧差が印加される。この温度上昇によって椎間板組織内のコラーゲン結合線維の収縮を発生し、椎間板２９０は線維輪２９２内に引っ込む。
【０１３８】
本発明による組織収縮の一つの方法では、電気伝導性流体が上記で説明されたように目標部位に導入され、目標部位のコラーゲン線維の収縮または縮みを発生する十分な温度まで加熱される。電気伝導性流体は、コラーゲン線維をほぼ不可逆的に収縮させるのに十分な温度まで加熱されるが、これは一般に約４５℃〜９０℃、普通約６０℃〜７０℃の組織温度を必要とする。流体は、電気伝導性流体に接触する電極端子に高周波電気エネルギーを印加することによって加熱される。電極端子１０４から出る電流は流体を加熱し、加熱流体のジェットまたはプルームを発生するが、これは目標部位の方向に向けられる。加熱流体はコラーゲンの温度を、コラーゲン線維の熱水収縮を発生する十分な温度まで上昇させる。復帰電極１１２は電流を組織部位から抜き去って組織への電流の浸透の深さを制限し、それによってコラーゲン組織の分子解離及び分解を防止し、目標組織部位以外の周囲及び下の組織構造への損傷を最小化または完全に回避する。例示実施形態では、電極端子１０４は組織から十分な距離だけ離して保持されるので、ＲＦ電流は全く組織に伝わらず、むしろ電気伝導性流体を通過して復帰電極に戻る。この実施形態では、エネルギーを組織に伝える主要な機構は、電流ではなく加熱流体である。
【０１３９】
代替実施形態では、電極端子１０４は目標組織に接触またはごく近接しているので、電流は選択された深さまで組織に直接伝わる。この実施形態では、復帰電極は電流を組織部位から引き離し、組織への浸透の深さを制限する。出願人が発見したところによれば、電流浸透の深さは、電極端子と復帰電極に印加される電圧の周波数を変化させることで、本発明の電気外科システムによって変化させることもできる。これは、電気伝導性の細胞液を取り囲む細胞膜の電気的特性によって、周波数が増大すると組織の電気インピーダンスが低下することが知られているからである。低い周波数（例えば、３５０ｋＨｚ未満）では、組織のインピーダンスが高くなり、本発明の復帰電極及び電極端子構成（以下詳細に論じられる）が存在することで、電流束線の浸透は浅くなり、その結果組織の加熱の深さは小さくなる。例示実施形態では、約１００〜２００ｋＨｚの動作周波数が電極端子に印加され、（例えば、普通１．５ｍｍ未満及び好適には０．５ｍｍ未満といった）浅い深さのコラーゲン収縮が得られる。
【０１４０】
本発明の別の態様では、組織の治療のために利用される電極端子の大きさ（例えば、直径または主要寸法）は、組織治療の目的とする深さによって選択される。同時係属ＰＣＴ国際特許出願、米国国内出願番号第ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１６８号で以前説明されているように、組織への電流浸透の深さは、（電流の周波数、復帰電極の構成等といったほかの要素は一定であると想定すると）個々の能動電極の寸法を増大することによって増大する。電流浸透の深さ（すなわち、コラーゲン収縮、不可逆的壊死等といった変化を組織内にもたらすのに十分な電流密度の深さ）は本発明の二極構成において約１００ｋＨｚ〜約２００ｋＨｚの周波数で動作する場合、能動電極の直径と同等である。従って、小さな深さの電流浸透を必要とする適用業務の場合、小さい寸法の一つかそれ以上の電極端子が選択される。逆に、大きな深さの電流浸透を必要とする適用業務の場合、大きな寸法の一つかそれ以上の電極端子が選択される。
【０１４１】
図２３〜図２５は、本発明による脊椎椎間板の膨張またはヘルニアを治療する別のシステム及び方法を例示する。この処置では、電気外科プローブ７００は、腹部または胸郭を通じて前から、または患者の背中を通じて直接脊椎に、経皮的に導入される（例えば、直径約１ｍｍまたはそれ未満程度の）長く細い針状軸７０２を備えている。軸７０２は医師が選択する到達方法に応じて可撓性のこともそうでないこともある。プローブ軸７０２には、電気エネルギーを脊椎内の組織に印加する一つかそれ以上の能動電極７０４が含まれる。プローブ７００には一つかそれ以上の復帰電極７０６が含まれるか、または、復帰電極は、分散型パッド（図示せず）として患者の背中に配置されることもある。しかし、以下説明されるように、二極設計が好適である。
【０１４２】
図２３に示されるように、軸７０２の末端部分は、小さな経皮的穿通を通じて目標脊椎椎間板の線維輪７１０に前から導入される。この処理を促進するために、軸７０２の末端は先細になって鋭い点（例えば、針）になることがあり、これはその後後退して能動電極７０４を露出させる。また、電極は軸の先細末端部分の表面の周囲に形成されることもある（図示せず）。どちらの実施形態でも、軸の末端は線維輪７１０を通じて目標髄核２９０に導入されるが、髄核はヘルニア化していることも、突出型であることも非突出型であることもあり、また単に膨張しているだけのこともある。図２４に示されるように、能動電極７０４と復帰電極７１０の間に高周波電圧が印加され、周囲のコラーゲンを収縮に適した温度（すなわち、通常約５５℃〜約７０℃）に加熱する。上記で論じられたように、この処置は単極構成によっても同様に達成される。しかし、出願人が発見したところによれば、図２３〜図２５に示される二極構成は、高周波電流の制御を向上させるので、脊髄神経を損傷する危険が減少する。
【０１４３】
図２４及び図２５に示されるように、髄核２９０が十分に収縮して神経７２０への衝突部から後退すると、プローブ７００は目標部位から除去される。代表的な実施形態では、プローブが線維輪７１０を通じて引き抜かれる際高周波電圧が能動及び復帰電極７０４、７０６の間に印加される。この電圧は線維輪７１０内のコラーゲン線維の収縮を発生するのに十分なものであり、プローブ７００が形成する穴の周囲で線維輪７１０を収縮させ、それによってこの穴の癒合を改善する。すなわち、プローブ７００は椎間板から引き抜かれる際自分の通路を閉鎖する。
【０１４４】
図２６〜図２８は、内視鏡椎間板切除術、例えば、突出型または非突出型椎間板ヘルニアの治療用に特に構成された代替電気外科システム３００を例示する。図２６に示されるように、システム３００には、カテーテル組立体３０４を患者への経皮的穿通を通じて患者の脊椎内の目標部位に導入するトロカール・カニューレ３０２が含まれる。上記で論じられたように、カテーテル組立体３０４は、胸腔鏡処置により胸腔を通じて、腹腔鏡処置により腹部を通じて、または患者の背中を通じて直接導入される。カテーテル組立体３０４には、複数の内部内腔（図示せず）を有するカテーテル本体３０６と、カテーテル本体３０６を通じて目標部位に至る様々な器具を受ける近端ハブ３０８とが含まれる。この実施形態では、組立体３０４には、可撓軸３１２を有する電気外科器具３１０と、吸引カテーテル３１４と、目標部位を視認するための内視鏡３１６及び照明ファイバ軸３１８とが含まれる。図２６及び図２７に示されるように、吸引カテーテル３１４には、末端ポート３２０と、カテーテル３１４を真空源（図示せず）に取り付ける近端備品３２２とが含まれる。内視鏡３１６は普通、末端のレンズ３２４を有する細い金属チューブ３１７と、近端の接眼レンズ（図示せず）とを備えている。
【０１４５】
例示実施形態では、電気外科器具３１０には、プローブの軸方向行程距離ＴＤを制御する、軸３１２の近端のツイストロック止め３３０が含まれる。以下詳細に論じられるように、この構成によって外科医は椎間板内の切除の距離を「設定」することができる。さらに、器具３１０には、器具３１０の末端部分の回転位置を外科医に表示する回転表示器３３４が含まれる。この回転表示器３３４によって、外科医は、視認が困難な場合、またはこの処置で内視鏡が使用されていない場合、内視鏡３１６に頼らずに回転位置を視認することができる。
【０１４６】
ここで図２７を参照すると、電気外科器具３１０とカテーテル本体３０６の末端部分３４０が説明される。図示されるように、器具３１０は、比較的硬いが、偏向可能な電気絶縁支持カニューレ３１２と、カニューレ３１２に可動式に結合される作業用端部３４８とを備え、作業用端部を回転及び並進運動させる。電気外科器具３１０の作業用端部３４８は回転及び並進し、椎間板内の髄核の容積を切除及び除去する。支持カニューレ３１２は内部内腔３４４を通じてカテーテル本体３０６の末端３４６を越えて延びる。また、支持カニューレ３１２は器具３１０から独立していることも、またさらにはカテーテル本体３０６の一体型部分であることもある。作業用端部３４８の末端部分には、セラミックのような絶縁支持部材３５４によって能動電極アレイ３５２と分離された露出復帰電極３５０が含まれる。代表的な実施形態では、電極アレイ３５２は、セラミック支持部材３５４の一方の側面だけに配置されるので、もう一方の側面は絶縁性であり組織に対して非外傷性である。器具３１０にはまた、作業用端部３４８内に末端ポート３６０を有する流体内腔（図示せず）が含まれ、電気伝導性流体を目標部位に供給する。
【０１４７】
使用の際、トロカール・カニューレ３０２は脊椎内の目標椎間板への内視鏡導入に適した経皮的穿通に導入される。トレフィン（図示せず）または他の従来の器具が使用され、トロカール・カニューレ３０２から線維輪３７０を通じて髄核に至る通路を形成する。また、上記で論じられたように、この目的でプローブ３１０が使用されることもある。次に、器具３１０の作業用端部３４８は、図２８に示されるように、カニューレ３０２を通じて髄核の中に短い距離だけ（例えば、約７〜１０ｍｍ）前進させられる。電極アレイ３５２が定位置に達すると、電気伝導性流体が末端ポート３６０を通じて供給され、能動電極アレイ３５２を流体中に浸漬する。また、必要な場合、真空源が起動され電極アレイ３５２から復帰電極３５０を過ぎて吸引ポート３２０に至る導電性流体の流れを確保する。実施形態によっては、機械式止め３３０が器具３１０の近端に設定され、作業用端部３４８の軸方向行程距離を制限することがある。好適には、この距離は周囲の線維輪の切除を最小化（または完全に無くす）ように設定される。
【０１４８】
次に、高周波電圧差を電極アレイ３５２と復帰電極３５０の間に印加することによってプローブが通電され、電流が導電性流体を通じてアレイ３５２から復帰電極３５０に流れる。この電流によって流体が気化し、上記で詳細に説明されたように、髄核組織の分子解離が確保される。次に器具３１０は、所定の限度まで軸方向に前後に移動させられる。通電されかつ移動しながら、作業用端部３４８は回転し、電極アレイ３５２を取り囲む組織を切除する。代表的な実施形態では、作業用端部３４８にはまた電極アレイ３５２の反対側の膨張式グランド３８０が含まれ、支持カニューレ３１２に対する作業用端部の偏向を可能にする。図２８に示されるように、作業用端部３４８は髄核内に大きな直径をボアを生じるように偏向し、切除する組織表面との密接な接触を確保する。また、除去される髄核の容積を増大するため、カテーテル本体３０６全体、またはカテーテル本体３０６の末端が偏向することもある。
【０１４９】
（ポート３２４を通じた直接の観察に基づいてか、または器具３１０の作業用端部３４８の運動からの運動感覚性フィードバックによって）望ましい容積の髄核が除去された後、器具３１０はカテーテル本体３０６の中に引っ込められ、カテーテル本体が患者から取り出される。通常、除去される組織の好適な容積は約０．２ｃｍ３〜５．０ｃｍ３である。
【０１５０】
ここで図２９〜図３５を参照すると、制限された（例えば、狭い）身体空間内の組織を切除する代替システム及び方法が説明される。図２９は、本発明による平面切除プローブ４００の例を示す。上記で説明された器具と同様、プローブ４００は、電気外科システム１１（または他の適切なシステム）に組み込まれ、単極または二極何れかの属性で動作する。プローブ４００には一般に、支持部材４０２と、支持部材４０２の末端に取り付けられる末端作業用端部４０４と、支持部材４０２の近端に取り付けられる近端ハンドル４０８とが含まれる。図２９に示されるように、ハンドル４０６には、ハンドピース４０８と、ハンドピース４０８に取り外し式に結合され作業用端部４０４をケーブル３４（図１参照）を通じて電源２８に電気的に接続する電源コネクタ４１０とが含まれる。
【０１５１】
図２９に示される実施形態では、平面切除プローブ４００は二極属性で動作するよう構成される。従って、支持部材４０２は復帰電極として機能し、チタン、またはニッケル、クロム、鉄、コバルト、銅、アルミニウム、プラチナ、モリブデン、タングステン、タンタルまたは炭素の一つかそれ以上を含む合金といった電気伝導性材料を含んでいる。好適実施形態では、支持部材４０２は、マサチューセッツ州メドウェイ（Ｍｅｄｗａｙ）のマイクログループ社（ＭｉｃｒｏＧｒｏｕｐ，Ｉｎｃ．）製の３０４ステンレス鋼といったオーステナイト系ステンレス鋼である。図２９に示されるように、支持部材４０２は絶縁層４１２によってほぼ覆われ、電流が周囲の組織を損傷するのが防止される。支持部材４０２の露出部分４１４はプローブ４００にとっての復帰電極として機能する。露出部分４１４は好適には、能動電極４１６から近端方向に約１ｍｍ〜２０ｍｍの間隔にある。
【０１５２】
図３０及び図３１を参照すると、平面切除プローブ４００はさらに、支持部材４０２の末端で電気絶縁スペーサ４１８から延びる複数の能動電極４１６を備えている。もちろん、認識されるように、プローブ４００には、加熱される目標組織の大きさと治療部位の到達しやすさに応じて、一つの電極が含まれることもある（例えば、図３５参照）。絶縁スペーサ４１８は好適には適切なエポキシ接着剤４１９によって支持部材４０２に接着され、機械的結合と流体に対する封止を形成する。電極４１６は普通、スペーサ４１８から約２．０ｍｍ〜２０ｍｍ、好適には１０ｍｍ未満だけ延びる。支持舌４２０は支持部材４０２の末端から延び、能動電極４１６を支持する。支持舌４２０と能動電極４１６はかなり薄い輪郭を有するので、隣接する椎骨間、及び患者の膝の関節軟骨と半月の間といった患者の身体内の狭い空間への到達が容易になる。従って、舌４２０と電極４１６は、普通４．０ｍｍ未満、好適には２．０ｍｍ未満、及びさらに好適には１．０ｍｍ未満の組み合わせ高さを有するほぼ平面の輪郭を有する。電極４１６及び支持舌４２０の幅は普通１０．０ｍｍ未満、及び好適には約２．０ｍｍ〜４．０ｍｍである。
【０１５３】
支持舌４２０には、能動電極４１６に向かい合い、電気絶縁層（図示せず）によって覆われた「非能動」表面４２２が含まれ、隣接する組織または流体への望ましくない電流を最小化する。非能動表面４２２は好適には非外傷性であり、すなわち角の丸められた平滑で平坦な表面を有し、プローブ４００の作業用端部が狭い、制限された身体空間に導入される時、椎間板組織または近くの脊髄神経といった、接触する組織または神経への望ましくない傷害を最小化する。舌４２０の非能動表面４２２は組織及び神経への医原性傷害を最小化する助けとなるので、プローブ４００の作業用端部４０４は患者の身体内の制限された空間に安全に到達できる。
【０１５４】
図３１及び図３２を参照すると、電気絶縁性支持部材４３０は支持舌４２０と能動電極４１６の間に配置され、電流が舌４２０に流れるのを抑制または防止する。絶縁部材４３０と絶縁層４１２は好適には、セラミック、ガラスまたはアルミナのようなガラス・セラミック材料を含んでいる。絶縁部材４３０は、適切なエポキシ接着剤によって支持舌４２０に機械的に結合され、能動電極４１６を舌４２０から電気的に絶縁する。絶縁部材４３０は、能動電極４１６と絶縁材料に覆われた支持舌４２０の間の電気経路長さを増大するため支持舌４２０の上に張り出すことがある。
【０１５５】
図３１〜図３３に示されるように、能動電極４１６は好適には中空の丸いチューブから構成されるが、電極４１６の少なくとも末端部分４３２は削り取られ、第一の及び第二の端部４４０、４４２が支持舌４２０から離れた方向に面する半円筒形チューブを形成する。好適には、電極４１６の近端部分４３４は円筒形のままであり、能動電極４１６とリード線ワイヤ４５０の間の圧着型電機接続の形成を促進する。電極４１６の円筒形近端部分４３４は、０．１ｍｍ〜０．４ｍｍというわずかな距離だけスペーサ４１８を越えて延びる。末端電極部分４３２の半円筒形形状によって、上記で論じられたように、端部４４０、４４２の縁端付近の電界強度と関連する電流密度は増大する。また、能動電極４１６は、上記で説明された形状及び構成または、正方形ワイヤ、三角形状ワイヤ、Ｕ形または溝形ワイヤ等といった他の形状のうち何れかのものでありうる。さらに、能動電極４１６の表面は、電極４１６の末端部分４３２付近の電界強度と関連する電流密度をさらに増大するため、例えばグリットブラスト、化学的または電気化学的エッチングによって粗くされることがある。
【０１５６】
図３４に示されるように、各リード線ワイヤ４５０は、ハンドピース４０８内のピン絶縁体ブロック４５４に収容されるコネクタ・ピン４５２を終端とする。リード線ワイヤ４５０は絶縁層（図示せず）、例えばテフゼル（Ｔｅｆｚｅｌ）（ｔｍ）で覆われ、支持部材４０２の内部部分から粘着性シールによって封止されている（図３２）。好適実施形態では、各電極４１６は電源２８内の別個の電圧源に結合される。そのため、コネクタ・ピン４５２はコネクタ４１０内の組み合わせソケット４５６に取り外し式に結合され、能動電極４１６及び電源２８との電気的伝達を提供する（図１）。電気絶縁リード線ワイヤ４５８はソケット４５６を電源２８内の対応する電圧源に接続する。支持部材４０２の電気伝導性壁４１４は復帰電極の役目を果たし、リード線ワイヤ４５０の一つに適切に結合される。
【０１５７】
代替実施形態では、隣接する電極４１６は反対の極性の電源２８に接続され、電流は能動電極４１６と復帰電極４１４の間ではなく隣接する能動電極４１６の間を流れる。一例として、図３１Ｂは、電極４１６ａ及び４１６ｃが一つの電圧極性（すなわち正）であり、電極４１６ｂ及び４１６ｄが反対の電圧極性（すなわち負）である平面切除プローブ４００’の末端部分を例示する。電気伝導性液体の存在下で電極４１６ａ、４１６ｃと電極４１６ｂ、４１６ｄの間に高周波電圧が印加されると、電流束線５２２’によって例示されるように、電流は電極４１６ａ、４１６ｃと４１６ｂ、４１６ｄの間に流れる。上記の実施形態と同様、プローブ４００’の作業用端部４０４’の反対側の表面４２０は一般に非外傷性で能動電極４１６ａ、４１６ｂ、４１６ｃ及び４１６ｄから電気的に絶縁されており、接触する組織への望ましくない傷害を最小化する。
【０１５８】
例示構成では、各電圧源には電流制限要素または回路（図示せず）が含まれ、個々の電極４１６各々と復帰電極４１４の間のインピーダンスに基づいて独立電流制限を提供する。電流制限要素は、電源２８、リード線ワイヤ４５０、ケーブル３４、ハンドル４０６、または支持部材４０２のハンドル４０６から遠い部分に収容される。一例として、電流制限要素には、抵抗、コンデンサ、インダクタ、またはそれらの組み合わせが含まれる。また、電流制限機能は（１）電極への電流が所定の値を越えると電流を中断する電流感知回路、及び／または（２）測定インピーダンスが所定の値より低い場合電流を中断する（または印加電圧をゼロまで下げる）インピーダンス感知回路によって行われることもある。別の実施形態では、全ての電極４１６が復帰電極４１４に対して常に同じ印加電圧になるように、二つかそれ以上の電極４１６が一つのリード線ワイヤ４５０に接続される。すなわち、電流制限要素または回路は何れも、前の実施形態で論じられたように、電極４１６のアレイへの供給電流または印加電圧を調整するのであって、個別に制限するのではない。
【０１５９】
図３５を参照すると、本発明による平面切除プローブ４００によって組織構造を切除する方法が説明される。すなわち、脊椎中の隣接椎骨５４２、５４４の表面から軟質組織を除去する例示方法が説明される。この処置では、平面切除プローブ４００の少なくとも作業用端部４０４が最小侵襲性の技術または開放式手術の何れかによって治療部位に導入される。電気伝導性液体が治療部位に導入され、電圧が電源２８から能動電極４１６と復帰電極４１４の間に印加される。この電圧は好適には、上記で詳細に説明されたように、電気伝導性液体中に気体層を形成し、気体層からエネルギーの放電を誘発して治療部位の組織を切除する電界強度を能動電極の近くに発生する十分なものである。
【０１６０】
この軟質組織５４０の除去は、例えば隣接椎骨を融合または接合する外科処置で必要になることが多い。組織５４０の除去に続いて、隣接椎骨５４２、５４４は安定化され、一つの一体となった椎骨を形成するその後の融合が可能になる。図示されるように、プローブ４００の作業用端部４０４の輪郭は薄いので（すなわち、厚さの値は０．２ｍｍ程度）、狭い間隔の椎骨の到達と表面の準備が可能である。さらに、整形された電極４１６は能動電極４１６と復帰電極４１４の間のかなり高い電界強度と関連する電流密度を促進するので、下にある骨に大きな損傷を与えることなく骨の表面に付着した組織の効率的な除去が可能になる。また、作業用端部４０４の「非能動」絶縁側面５２１もこの側面５２１での電界の生成を最小化し、隣接椎骨５４２の切除を減少させる。
【０１６１】
目標組織は一般に、上記で説明された軟質組織の除去といった脊椎内の外科処置の際電気伝導性液体に完全に浸漬されない。従って、電気伝導性液体は好適にはこの処置の際隣接椎骨５４２、５４４間の制限された空間５１３に導入される。流体はプローブ４００の支持部材４０２内の液体通路（図示せず）を通じてか、または別の適切な液体供給器具を通じて供給される。
【０１６２】
ここで図３６〜図３８を参照すると、平面切除プローブ４０４用の代替電極支持部材５００が詳細に説明される。図示されるように、電極支持部材５００は好適には、セラミックのような適切な高温電気絶縁材料を含む多層または単層基板５０２を備えている。基板５０２は、セラミック・ウェハに付着、例えばメッキされた導電性ストリップを有する薄膜または厚膜ハイブリッドである。導電性ストリップは通常タングステン、金、ニッケルまたは同等の材料を含んでいる。例示実施形態では、導電性ストリップはタングステンを含み、ウェハ層と一緒に焼成されて一体型パッケージを形成する。導電性ストリップは、セラミック層を通じて穴開けされ、メッキまたは他の方法で導電性材料によって覆われた穴または通路によって外部ワイヤ・コネクタに結合される。
【０１６３】
代表的な実施形態では、支持部材５００は、ウェハ５０２の一方の側面に形成された複数の縦方向***５０４を有する単一セラミック・ウェハを備えている。通常、ウェハ５０２は未焼成の状態でプレス加工され、焼成されて必要な形態（例えば、***５０４）を形成する。次に導電性材料が***５０２に付着させられ、ウェハ５０２の上に軸方向に延び互いに間隔の開いた導電性ストリップ５０６を形成する。図示されるように、導電性ストリップ５０６はプローブ４０４の軸４１２内のリード線ワイヤ５０８に取り付けられ、導電性ストリップ５０６を電源２８（図１）に電気的に結合する。この実施形態はプローブ４０４の比較的薄い輪郭の作業用端部を提供するが、それは処置の際の曲げ力に耐える十分な機械的構造を有する。
【０１６４】
図３９Ａ〜図４１は、本発明による脊椎椎間板を治療及び切除するシステムと方法を例示する。電気外科プローブ８００は一般に、腹部または胸郭を通じて前から、または患者の背中を通じて後ろから直接椎骨に経皮的に導入される軸８０２を備えている。プローブ軸８０２には、電気エネルギーを脊椎椎間板に印加する一つかそれ以上の電極８０４が含まれる。このシステムには一つかそれ以上の復帰電極８０６が含まれる。復帰電極８０６は電気外科プローブ上または別個の器具（図示せず）上に能動電極８０４の近端側に配置される。図３９Ａに示される切除プローブ８００は二極属性で動作するよう構成されている。しかし、代替実施形態では、復帰電極８０６は分散型パッド（図示せず）として患者の背中に配置され、単極属性で動作する。
【０１６５】
図３９Ａ及び図３９Ｂに示される例示実施形態では、軸８０２の末端は屈曲または湾曲しており、治療される椎間板への到達を改善する。電気外科プローブの治療表面８０８は普通軸１００の縦軸に対して約１０度〜９０度、好適には約１５度〜６０度、さらに好適には約１５度屈曲または湾曲している。代替実施形態では、軸８０２の末端部分は、軸の縦軸に対して偏向する可撓材料を含んでいる。こうした偏向は、例えば、引っ張りワイヤの機械的張力、または外部から印加される熱の変化によって膨張または収縮する形状記憶ワイヤによって選択的に誘発される。この実施形態のさらに完全な説明は米国特許第５，６９７，９０９号に見られ、その完全な開示をすでに引用によって本出願の記載に援用している。また、本発明の軸８０２は、従来の曲げ工具等を使用して医師が適当な角度に曲げることもある。
【０１６６】
能動電極８０４は通常、プローブ軸８０２の電極支持部材８１０の能動組織治療表面から延びる。能動電極８０２の反対側は非能動絶縁側面８１２であり、硬膜８１６と他の対象でない脊髄組織８１８を保護するよう構成された絶縁体８１４を有する。絶縁体８１４は非能動側面での電界の生成を最小化し、椎間板切除の際の硬膜８１６及び脊柱８１８への電気的な損傷を低減する。絶縁体８１４は能動電極アレイ８０４の反対側に示されているが、認識されるように、絶縁体８１４はプローブの周囲全体に配置されることや、プローブの一部の周囲だけに配置されることや、能動電極アレイの側面に沿って配置されること等もある。
【０１６７】
組織治療表面８０８と個々の能動電極８０４は普通上記記載の範囲内の寸法を有する。実施形態の中には、上記で説明されたように、能動電極８０４が絶縁支持部材８１０の内部またはその上に配置されるものもある。代表的な実施形態では、能動電極８０４の表面は、約１ｍｍ〜３０ｍｍ、普通約２ｍｍ〜２０ｍｍの範囲内の直径の円形断面形状を有する。個々の能動電極８０２は好適には、組織治療表面８０８から、約０．１ｍｍ〜８ｍｍ、普通約０．２ｍｍ〜４ｍｍの距離だけ外向きに延びる。出願人が発見したところによれば、以下詳細に説明されるように、この構成によって能動電極１０４の周囲の高電界強度と関連する電流密度が増大し、組織の切除が促進される。もちろん、認識されるように、能動電極は多様な別の構成を有しうる。例えば、能動電極のアレイの代わりに、単一の能動電極が使用されることもある。
【０１６８】
ここで目標脊椎椎間板８２２を切除及び除去する例示方法が説明される。例えば、ケージの配置または隣接椎骨の融合または接合の際の外科処置では、変性または損傷した椎間板８２２の除去が必要である。椎間板８２２の除去に続いて、隣接椎骨８２４が安定化され、一つの一体となった椎骨を形成するその後の融合が可能になる。この処置の際、硬膜８１６及び脊髄８１８を電気外科プローブ８００による損傷から保護することが好適である。
【０１６９】
使用の際、プローブ８００の末端は最小侵襲性の技術または開放式手術の何れかによって治療部位に導入される。電気外科プローブ８００の末端部分は、カニューレのような経皮的穿通８２６によって体腔８２８内に導入される。プローブ８００の挿入は普通内視鏡（図示せず）によって誘導されるが、内視鏡には光源とビデオ・カメラが含まれ、外科医は脊柱内の範囲を選択的に視認することができる。軸８０２の末端部分は小さな経皮的穿通を通じて目標脊椎椎間板８２２の線維輪８２０に前から導入される（図４０）か、または背中の小さな経皮的穿通を通じて後ろから導入される（図４１）。
【０１７０】
明瞭な視界を維持し気体層の生成を促進するため、等張食塩水のような透明な電気伝導性灌注液（図示せず）がプローブ８００または別の器具の液体通路を通じて治療部位に注入される。灌注液を治療部位に供給する適切な方法は同じ譲受人に譲受される同時係属出願である、１９９５年６月７日出願の米国特許第５，６９７，２８１号（弁理士整理番号１６２３８−０００６００）で説明されており、これはすでに引用によって本出願の記載に援用している。
【０１７１】
電気外科プローブ８００の脊椎椎間板８２２への導入の後（またはその間）、電気伝導性液体８３０が治療部位に供給され、電圧が電源２８から能動電極８０４と復帰電極８０６の間に導電性流体を通じて印加される。この電圧は好適には、上記で詳細に説明されたように、電気伝導性液体中に気体層を形成し、気体層からエネルギーの放電を誘発して治療部位の組織を切除する電界強度を能動電極８０６の近くに発生する十分なものである。プローブ軸８０２が脊椎椎間板８２２を通じて移動するので、絶縁材８１２は硬膜８１６をふさぐように配置され、電流による損傷から硬膜８１６（及び脊髄８１８）を保護する。
【０１７２】
図４２〜図４３は本発明のまた別の実施形態を示す。電気外科プローブ８００には、目標範囲を吸引する吸引内腔８３２と、電気伝導性流体８３０を目標範囲に向ける流体供給内腔８３４とが含まれる。実現によっては、吸引内腔８３２と流体供給内腔８３４が、電気外科プローブの外面に沿って環状パターンで互いに結合されるものもある。吸引内腔８３２の末端は通常復帰電極８０６の近端であり、流体供給内腔８３４の末端は電気外科プローブ８００の末端に隣接した点まで延びる。図４３に示されるように、流体供給内腔８３４は好適には環状領域の大部分を占める。一つの特定実施形態では、流体供給内腔は環状領域の約３分の２を占める。
【０１７３】
電気外科プローブは単一能動電極８０４または、プローブの接触表面にわたって分布した電極アレイを有する。後者の実施形態では、電極アレイには普通複数の独立した電流制限及び／または電力制御能動電極が含まれ、周囲組織及び環境への電気エネルギーの不要な印加を制限しつつ目標組織に選択的に電気エネルギーを印加する。一つの特定実施形態では、電気外科プローブは２３の能動電極を備えている。もちろん、認識されるように、能動電極の数、大きさ及び形状は、電気外科プローブの個々の用途（例えば、組織の収縮、組織の切除等）に応じて変化しうる。
【０１７４】
軸８０２は普通、軸方向に貫通し電極アレイ８０４が軸の近端のコネクタ（図示せず）に接続するのを可能にする複数のワイヤまたは他の導電性要素を収容する。能動電極アレイは、他の能動電極から隔離された別個の電源に接続されることもある。また、能動電極はプローブの近端または末端の何れかで互いに接続され、電源に接続する単一のワイヤを形成することもある。
【０１７５】
能動電極８０４は通常、電気外科プローブ８００から延びる電気絶縁電極支持部材８３６によって支持される。電極支持部材８３６は通常軸８０２の末端から約１ｍｍ〜２０ｍｍ延びる。電極支持部材８３６は通常、製造時に個々の処置の要求により平板、半球状または他の形状に形成される絶縁材料（例えば、セラミックまたは、アルミナ、ジルコニア等といったガラス材料）を含んでいる。
【０１７６】
使用の際、電気外科プローブ８００は、上記で説明されたように目標組織に隣接して配置される。椎間板を治療する際、軸の末端は通常線維輪を通じて髄核に供給されるが、髄核はヘルニア化していることも、突出型であることも非突出型であることもあり、また単に膨張しているだけのこともある。図４４に示されるように、能動電極８０４と復帰電極８０６の間に高周波電圧が印加され、周囲のコラーゲンを収縮（すなわち、通常約５５℃〜約７０℃）または切除（すなわち、通常１５０℃未満）に適した温度に加熱する。上記で論じられたように、この処置は単極構成によっても同様に達成される。しかし、出願人が発見したところによれば、二極構成は高周波電流の制御を向上させるので、脊髄神経を損傷する危険が減少する。
【０１７７】
例示実施形態では、電気伝導性流体が流体供給内腔８３４を通じて目標部位に供給される。こうした実施形態では、能動電極に印加される高周波電圧は、能動電極と組織の間の電気伝導性流体（例えば、ゲルまたは食塩水）を気化させる十分なものである。気化された流体中で、電離プラズマが形成され、荷電粒子（例えば、電子）が組織の方向に加速され、組織のいくつかの細胞層で分子の破壊または分解が発生する。この分子解離は組織の容積除去を伴う。吸引内腔８３２は復帰電極の近端側（かつ通常脊椎椎間板８２２の外側）に配置されているので、吸引内腔８３２は通常脊椎椎間板から気泡を除去し、椎間板組織を比較的無傷のままにする。さらに、吸引内腔８３４は目標範囲から間隔が開いているので、導電性流体８３０は目標範囲に長くとどまることができ、さらに強度のプラズマが形成される。
【０１７８】
図４５Ａ〜図４５Ｄは、椎間板内の電気外科プローブ８００の誘導を改善する湾曲型または操縦式末端を有する本発明の電気外科プローブの実施形態を示す。ここで図４５Ａを参照すると、プローブ８００は、電気伝導性軸８０２と、軸８０２の近端に結合されるハンドル８０３と、軸８０２の末端の電気絶縁支持部材８３６とを備えている。プローブ８００にはさらに、軸８０２の上の絶縁スリーブ８３８と、復帰電極８０６として機能する軸８０２の露出部分とが含まれる。代表的な実施形態では、プローブ８００は、支持部材８３６の末端から延びる複数の能動電極８０４を備えている。図示されるように、復帰電極８０６は、上記で説明された実施形態の場合よりも能動電極８０４からの距離が大きい。この実施形態では、復帰電極８０６は、約２．０ｍｍ〜５０ｍｍ、好適には約５ｍｍ〜２５ｍｍの距離だけ間隔が開いている。さらに、復帰電極８０６は前の実施形態より大きな露出表面積を有し、約２．０ｍｍ〜４０ｍｍ、好適には約５ｍｍ〜２０ｍｍの範囲内の長さを有する。従って、能動電極８０４から復帰電極８０６に通る電流は、前の実施形態の場合よりも軸８０２から離れた電流経路８４０をたどる。適用業務によっては、この電流経路８４０の結果、同じ電圧レベルで周囲組織へのさらに深い電流浸透が生じ、組織の熱的加熱が増大するものがある。上記で論じられたように、この熱的加熱の増大は、椎間板または他の脊椎の異常を治療する適用業務で利点を有することがある。通常、約０．２ｍｍ〜５ｍｍ、普通約１ｍｍ〜２ｍｍの深さまで約６０℃〜１００℃の範囲内の組織温度を達成することが望ましい。この熱的損傷のために必要な電圧は部分的に、電極構成、組織と電極をすぐ近くで取り囲む範囲の導電率、電圧が印加される期間、及び望ましい組織損傷の深さに依存する。図４５Ａ〜図４５Ｄで説明される電極構成では、熱的加熱のための電圧レベルは普通実効値で約２０ボルト〜３００ボルト、好適には実効値で約６０ボルト〜２００ボルトの範囲内である。約２の波高率を有する方形波形の場合熱的加熱のためのピークツーピーク電圧は通常約４０〜６００ボルト・ピークツーピーク、好適には約１２０〜４００ボルト・ピークツーピークの範囲内である。電圧がこの範囲内で高ければ高いほど、必要な時間は短くなる。しかし、電圧が高すぎると、表面組織は気化、デバルク、または切除されることがあり、これは望ましくないことが多い。
【０１７９】
図４５Ａ〜図４５Ｄに点線で示されるように、電気外科プローブ８００の末端８３７は、線維輪の内面８３９の湾曲に近似するように事前成形された湾曲を有するか、または曲がった形状になるように操縦できる（図４６）。実施形態によっては、末端８３７は、線維輪の内側湾曲に近似した形状に整形できる形状記憶材料から製造されることもある。別の実施形態では、電気外科プローブ８００の末端８３７はユーザによって操縦可能または偏向可能である。可撓軸及び操縦式末端は引っ張りワイヤ、形状記憶作動器、熱作動材料、または他の従来のものまたは所有権下にある機構と結合され、軸の末端の選択的変更を行い電極アレイの位置決めを促進する。ユーザはＸ線透視法、光ファイバ、プローブ上に配置された変換器等を使用して操縦式末端の位置を追跡することができる。
【０１８０】
実施形態によっては、電気外科プローブ８００には二極及び単極モードを切り換える分散型復帰電極８４２（図４６）が含まれることもある。この実施形態では、電源２８には通常単極及び二極モードを切り換えるスイッチ、例えば足踏みペダル８４３が含まれる。このシステムは、分散型パッド８４２が停止され電圧が能動及び復帰電極８０４、８０６の間に印加される切除モードと、能動電極８０４が停止され、電圧が分散型パッド８４２と復帰電極８０６の間に印加される亜切除または熱的加熱モードとの間で切り換わる。亜切除モードでは、印加される電圧は低くなり、復帰電極８０６は能動電極として機能し、復帰電極８０６を取り囲む組織の熱的加熱及び／または凝固を提供する。分散型復帰電極の使用は、１９９９年５月２１日出願の同時係属米国特許出願第０９／３１６，４７２号でさらに完全に説明されており、その完全な開示をすでに引用によって本出願の記載に援用している。
【０１８１】
図４５Ｂは、本発明のまた別の実施形態を例示する。図示されるように、電気外科プローブ８００は、前の実施形態と同様、一つかそれ以上の能動電極８０４と、近端側の間隔の開いた復帰電極８０６とを有する電極組立体を備えている。復帰電極８０６は通常、能動電極８０４から約０．５ｍｍ〜２５ｍｍ、好適には１．０ｍｍ〜５．０ｍｍの間隔を有し、約１ｍｍ〜２０ｍｍの露出長さを有する。さらに、電極組立体には復帰電極８０６の何れかの側に軸方向に間隔の開いた二つの追加電極８４４、８４６が含まれることがある。電極８４４、８４６は通常復帰電極８０６から通常約０．５ｍｍ〜２５ｍｍ、好適には約１ｍｍ〜５ｍｍの間隔が開いている。代表的な実施形態では、追加電極８４４、８４６は軸８０２の露出した部分であり、復帰電極８０６は軸８０２から電気的に絶縁されているので、電極８４４、８４６と電極８０４の間に電圧差が印加される。この実施形態では、プローブ８００は、切除モードと亜切除または熱的加熱モードという少なくとも二つの異なったモードで使用される。切除モードでは、上記で説明されたように、電気伝導性流体の存在下で能動電極８０４と復帰電極８０６の間に電圧が印加される。切除モードでは、電極８４４、８４６は停止される。熱的加熱または凝固モードでは、能動電極８０４は停止され、図１５Ｂに示されるように、電極８４４、８４６と電極８０６の間に電圧差が印加され、高周波電流８４０がそれらの間に流れる。熱的加熱モードでは、通常、プラズマ形成及び切除用のしきい値より低いが、電極のすぐ周囲の組織を気化または他の形でデバルクすることなくこの組織にある程度の熱的損傷を発生する十分な電圧を印加するので、電流８４０は電極８０４、８４４、８４６の周囲の組織の熱的加熱及び／または凝固を提供する。
【０１８２】
図４５Ｃは、前の実施形態と同様、一つかそれ以上の能動電極８０４と、近端側に間隔の開いた復帰電極８０６とを有する電極組立体を組み込んだプローブ８００の別の実施形態８００を例示する。復帰電極８０６は通常、能動電極８０４から約０．５ｍｍ〜２５ｍｍ、好適には１．０ｍｍ〜５．０ｍｍの間隔を有し、約１ｍｍ〜２０ｍｍの露出長さを有する。さらに、電極組立体には、電気絶縁スペーサ３８２によって復帰電極３６０から分離された第二の能動電極８４８が含まれる。この実施形態では、ハンドル８０３には、切除モードと亜切除または熱的加熱モードという少なくとも二つの異なったモードの間でプローブ８００を切り換えるスイッチ８５０が含まれる。切除モードでは、上記で説明されたように、電気伝導性流体の存在下で能動電極８０４と復帰電極８０６の間に電圧が印加される。切除モードでは、電極８４８は停止される。熱的加熱または凝固モードでは、能動電極８０６は停止され、電極８４８と電極８０６の間に電圧差が印加され、高周波電流８４０がそれらの間に流れる。また、さらに小さな電極の高い抵抗が、電極８０４を回路から物理的に切り離す必要なしに電極８４８に電流を自動的に送るため、能動電極８０４は停止されないこともある。熱的加熱モードでは、通常、プラズマ形成及び切除用のしきい値より低いが、電極のすぐ周囲の組織を気化または他の形でデバルクすることなくこの組織にある程度の熱的損傷を発生する十分な電圧を印加するので、電流８４０は電極８０４、８４８の周囲の組織の熱的加熱及び／または凝固を提供する。
【０１８３】
図４５Ｄは、脊椎椎間板の内部組織を治療するための組織のチャネリングと外傷の形成のために設計された本発明のまた別の実施形態を例示する。図示されるように、プローブ８００は図４５Ｃのプローブと同様であり、復帰電極８０６と、復帰電極８０６の近端側に間隔の開いた第三の凝固電極８４８とを有する。この実施形態では、能動電極８０４は、絶縁支持部材８３６から末端方向に延びる単一電極ワイヤを備えている。もちろん、能動電極８０４は、例えば末端の点に向かって先細になった円錐形、中空円筒形、ループ電極等といった、表面の電流密度を増大する多様な構成を有しうる。代表的な実施形態では、支持部材８３６及び８５２は、セラミック、ガラス、シリコン等といった無機材料から構成される。また、近端支持部材８５２は一般に、有機材料を腐食または破壊するプラズマの存在下には置かれないので、この支持部材８５２はより一般的な有機材料を含むこともある。
【０１８４】
図４５Ｄのプローブ８００にはスイッチ要素は含まれない。この実施形態では、電源が起動されると３つの電極全てが起動される。復帰電極８０６は能動及び凝固電極８０４、８４８と反対の極性を有するので、電流８４０は図示されるように後者の電極から復帰電極８０６に流れる。好適実施形態では、電気外科システムには、凝固電極８４８と復帰電極８０６の間に印加される電圧低減要素または電圧低減回路が含まれる。電圧低減要素によって、電源２８（図１）は、実際に、二つの異なった電圧を同時に二つの異なった電極に印加することができる。従って、組織のチャネリングの場合、操作員はプローブの先端の組織（すなわち、能動電極８０４に隣接する組織）の切除を提供する十分な電圧を印加することができる。同時に、凝固電極８４８に印加される電圧は組織を切除するには不十分である。例えば、組織の熱的加熱または凝固の場合、電圧低減要素は、実効値で約１００ボルト〜３００ボルトの電圧を約４５ボルト〜９０ボルトに低減する役目を果たすが、これは組織を切除（例えば、分子解離）することなく組織を凝固させるのに適した電圧である。
【０１８５】
代表的な実施形態では、電圧低減要素は、電源と凝固電極８４８に結合されるコンデンサ（図示せず）である。コンデンサは普通（５００ボルトで）約２００ｐＦ〜５００ｐＦ、好適には（５００ボルトで）約３００ｐＦ〜３５０ｐＦの静電容量を有する。もちろん、コンデンサは、ケーブル、発電機、コネクタ等の中、またはそれらの長さに沿って分散的に、システム内の別の場所に配置されることがある。さらに、認識されるように、ダイオード、トランジスタ、インダクタ、抵抗、コンデンサまたはそれらの組み合わせといった他の電圧低減要素が本発明と共に使用されることもある。例えば、プローブ８００は、復帰及び凝固電極８０６、８４８の間に印加される電圧を下げるよう構成されるコード抵抗（図示せず）を含むことがある。さらに、電気回路がこの目的で利用されることもある。
【０１８６】
もちろん、手順によっては、プローブが通常電圧低減要素を必要としないものもある。また、望ましい場合、プローブに電圧増大要素が含まれることもある。代替的または追加的に、電源２８をプローブに結合するケーブル２２が電圧低減要素として使用されることもある（図１）。ケーブルは固有の静電容量を有するので、ケーブルが電源、能動電極及び復帰電極の間の電気回路に配置される場合それが電源電圧を低減するために使用される。この実施形態では、ケーブル２２は単独でか、または上記で論じられた電圧低減要素の一つ、例えばコンデンサと組み合わせて使用される。さらに、注意されるように、本発明は組織の治療のために選択される範囲内で二つの異なった電圧を印加するようにした電源と共に使用することも可能である。この実施形態では、電圧低減要素または回路は必要とされないこともある。
【０１８７】
使用の際、図４５Ａ〜図４５Ｄの電気外科器具が使用され、椎間板８２２内の組織を治療する。すなわち、電気外科器具８００が使用され、損傷した椎間板（例えば、ヘルニア化、膨張、裂傷、突出等）の治療、線維輪中に埋め込まれた神経の選択的除神経、線維輪中に食い込んだ肉芽組織の焼灼、線維輪の内面に沿った裂傷の密閉等を行う。好適には、電気外科プローブ８００は、椎間板内の含水量と組織質量を維持する最小限に破壊的な方法でこれらの結果を達成することができる。もちろん、本発明は組織を切除しまた椎間板内の含水量を低減するために利用することもできる。
【０１８８】
好適実施形態では、電気外科プローブ８００は、線維輪８２２の内面に沿って移動することで髄核８２１の切除を最小化する。従って、電気外科プローブ８００の末端が椎間板８２０に挿入された後（図４５）、末端８３７は線維輪と髄核８２１の間の境界面に沿って操縦できる。
【０１８９】
ここで図４７を参照すると、大部分の方法で、医師は能動電極８０４を治療する組織表面（すなわち、脊椎椎間板）に隣接して配置する。電源が起動され、能動及び復帰電極８０４、８０６の間の切除電圧と、凝固及び復帰電極８０６、８４８の間の凝固または熱的加熱電圧を提供する。次に能動電極８０４の周囲と、能動及び復帰電極８０４、８０６の間の接合部に電気伝導性流体が提供され、それらの間の電流経路を提供する。これは、上記で論じられたように多様な方法で達成される。次に能動電極８０４が切除される組織によって残される空間を通じて前進し、椎間板内の通路を形成する。切除の際、切除及び復帰電極は組織表面を通じて能動電極８０４によって形成される通路に至るが、それらの電極の間の電流は組織の表面を損傷するほど大きいものではない。適当な深さまで通路を形成すると、医師は能動電極を前進させるのを止め、その場所に器具を５秒〜３０秒保持するか、または器具の末端をすぐに通路から取り除く（この後の詳細な議論参照）。何れの場合でも、能動電極は前進させられない時、最終的に組織の切除を停止する。
【０１９０】
能動電極８０４によって形成される通路に入る前、復帰及び凝固電極８０６、８４８の間には開回路が存在する。凝固電極８４８がこの通路に入ると、電流が凝固電極８４８から、通路を取り囲む組織を通じて、復帰電極８０６に流れる。この電流は通路をすぐ近くで取り囲む組織を加熱し、通路の表面で切断された脈管を凝固させる。医師が希望する場合、器具は通路の周囲に外傷を形成する間の期間通路内に保持される。
【０１９１】
例示実施形態では、電気外科プローブ８００の末端８３７が線維輪８２２を通ると、末端８３７は、線維輪８２２の内面に沿って移動するように操縦または偏向される。図４８Ａ及び図４８Ｂに示されるように、電気外科装置は椎間板内に前進し、医師は電気外科装置の近端（図示せず）から末端を同時に操縦することができる。上記で注意されたように、電気外科装置の末端は好適には、線維輪８２２の内面に沿って操縦または偏向される。医師はＸ線透視法を使用してプローブの末端の位置及び運動を監視することができる。また、外科医は造影装置または変換器を直接椎間板に挿入して電極アレイの位置を監視することもある。造影装置（図示せず）は電気外科プローブ上に配置されるか、また別個の器具のこともある。
【０１９２】
別の実施形態では、操縦式末端８３７の代わりに、電気外科プローブ８００の末端は、線維輪の内面と近似した湾曲を有するように事前整形された形状記憶材料から構成される。形状記憶先端はあらかじめ曲がった形状になるようにバイアスをかけられているので、（例えば、線維輪内、チューブ内等で）真っ直ぐにする力がない時、末端は曲がった形状になろうとする。例えば、目標部位までの手術用通路が形成された後、電気外科プローブは線維輪の外面に隣接して移動できる。能動電極は、上記で説明されたように、強靭な線維輪８２２を通ることができる。末端８３７が髄核８２１に入ると、末端は強靭な線維輪８２２によってほぼ真っ直ぐな形状に制約されず、末端はあらかじめ曲げられた形状になろうとする。電気外科器具が椎間板８２０内に前進するに連れて、バイアスをかけられた末端は電気外科器具が線維輪の湾曲した内面８３９に追従するように促す。
【０１９３】
上記で詳細に説明されたように、電気外科プローブが目標位置まで操縦されると、二極モードまたは単極モードで能動電極と復帰電極の間に高周波電圧が供給され、線維輪の内面８３９を治療する。実施形態によっては、等張食塩水のような電気伝導性流体が能動電極に供給される。上記で注意されたように、組織の切除を必要とする処置では、組織は分子解離または分解作用によって除去される。こうした実施形態では、能動電極に印加される高周波電圧は、能動電極と組織の間の電気伝導性流体を気化させる十分なものである。気化された流体内で、電離プラズマが形成され、荷電粒子（例えば、電子）が組織の方向に加速され、組織のいくつかの細胞層で分子の破壊または分解が発生する。この分子解離は組織の容積除去を伴う。プラズマ層内の加速された荷電粒子の飛程は短いので、分子解離作用は表面層に制限され、下にある脊椎椎間板組織の損傷と壊死は最小化される。単極実施形態では、導電性流体は好適には、能動電極と復帰電極の間の電流経路を生成する。
【０１９４】
処置に応じて、線維輪の内面８３９は切除、収縮、密閉等される。例えば、高周波電圧が使用され、線維輪の裂傷中の痛覚受容器を除神経し、神経伝達物質を不活性化し、熱感受性酵素を不活性化し、線維輪の壁に埋め込まれた神経を除神経し、線維輪中の肉芽組織を切除し、線維輪中のコラーゲンを収縮させる、等の処置を行う。
【図面の簡単な説明】
【図１】 電源と、組織の離解、切除、切開、縮小ならびに血管止血を行う電気外科用プローブを取り入れた本発明に係る電気外科システムの斜視図である。
【図２】 本発明に係る電源の一実施例の概略図である。
【図３】 複数の活性電極および対応する各電流制限要素を示す図である。
【図４】 本発明に係る電気外科用プローブの側面図である。
【図５】 図２のプローブの末端部分を示す図である。
【図６】 上記電気外科用プローブの基端部分の分解図である。
【図７Ａ】 内側流体孔を取り入れた代替的な電気外科用プローブの斜視図である。
【図７Ｂ】 内側流体孔を取り入れた代替的な電気外科用プローブの端面図である。
【図８Ａ】 本発明に係る電気外科用プローブの３つの異なる実施例の末端部分の断面図である。
【図８Ｂ】 本発明に係る電気外科用プローブの３つの異なる実施例の末端部分の断面図である。
【図８Ｃ】 本発明に係る電気外科用プローブの３つの異なる実施例の末端部分の断面図である。
【図９】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１０】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１１】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１２】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１３】 吸引除去用電極を取り入れた図４のプローブの代替実施例の各端面図である。
【図１４Ａ】 遮壁電極を取り入れた代替実施例を示す図である。
【図１４Ｂ】 遮壁電極を取り入れた代替実施例を示す図である。
【図１４Ｃ】 遮壁電極を取り入れた代替実施例を示す図である。
【図１５Ａ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図１５Ｂ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図１５Ｃ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図１５Ｄ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図１６】 単極および／または二極動作に対する分散的戻りパッドを取り入れた電気外科システムを示す図である。
【図１７】 本発明に係る椎間板の電気外科的治療用のカテーテル・システムを示す図である。
【図１８】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図である。
【図１９】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図である。
【図２０】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図である。
【図２１】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図である。
【図２２】 本発明の原理に従いマイクロ内視鏡式椎間板切除術を実施する方法を示す図である。
【図２３】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の方法を示す図である。
【図２４】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の方法を示す図である。
【図２５】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の方法を示す図である。
【図２６】 本発明のカテーテルもしくはプローブの一方により脊柱椎間板を治療する別の方法を示す図である。
本発明に係る電気外科器具を取り入れた内視鏡式脊柱手術用の別の電気外科システムの基端部分の概略図である。
【図２７】 図２６の電気外科器具の末端部分の拡大図である。
【図２８】 図２６の電気外科システムにより椎間板ヘルニアの髄核から所定体積の組織を離解する方法を示す図である。
【図２９】 患者の身体内の局限空間内の組織を離解する本発明の離解用平坦プローブを示す図である。
【図３０】 図１９の離解用平坦プローブの末端部分を示す図である。
【図３１Ａ】 半円筒状活性電極の配列を示す上記離解用平坦プローブの前部断面図である。
【図３１Ｂ】 逆極性を有する各活性電極の配列を示す、代替的離解用平坦プローブの前部断面図である。
【図３２】 図２９の離解用平坦プローブの作動端部の部分的頂部断面図である。
【図３３】 図３２の活性電極のひとつとの電気接続を示す、上記離解用平坦プローブの上記作動端部の側断面図である。
【図３４】 電源コネクタとの電気接続を示す上記離解用平坦プローブの基端の側断面図である。
【図３５】 本発明の上記離解用平坦プローブにより脊椎骨の近傍表面から軟組織を離解する方法を示す概略図である。
【図３６】 導電性帯片がプリントされたセラミック支持構造を取り入れた上記離解用平坦プローブの代替実施例の斜視図である。
【図３７】 図２９の離解用平坦プローブの部分的頂部断面図である。
【図３８】 図２９のプローブの端面図である。
【図３９Ａ】 湾曲末端尖端と硬膜を保護する絶縁体とを有するシステムを示す図である。
【図３９Ｂ】 図３９Ａのシステムの一実施例の端面図である。
【図４０】 目標の脊柱椎間板内に身体前部から経皮的に導入された図３９Ａの上記システムを示す図である。
【図４１】 目標の脊柱椎間板内に背中側から経皮的に導入された図３９Ａの上記システムを示す図である。
【図４２】 流体供給内孔および吸引除去内孔を有する電気外科用プローブを示す図である。
【図４３】 図４２の電気外科用プローブの端面図である。
【図４４】 吸引除去内孔および流体供給内孔を有するシステムを示す図である。
【図４５Ａ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図４５Ｂ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図４５Ｃ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図４５Ｄ】 特に脊柱欠陥を治療すべく設計された電気外科用プローブの４種の実施例を示す図である。
【図４６】 単極および／または二極動作に対する分散的戻りパッドを有する電気外科システムを示す図である。
【図４７】 椎間板内に挿入された電気外科用プローブを示す図である。
【図４８Ａ】 線維輪の内面に沿って移動する上記電気外科用プローブの末端尖端を示す図である。
【図４８Ｂ】 線維輪の内面に沿って移動する上記電気外科用プローブの末端尖端を示す図である。[0001]
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This application is based on US patent application Ser. No. 09 / 295,687 (Attorney Docket No. E-7-2) filed on April 21, 1999, and April 2, 1998 and March 15, 1999. US patent application Ser. Nos. 09 / 054,323 and 09 / 268,616 (Attorney Docket Nos .: E-5 and E-7-1), respectively, US patent filed on December 15, 1997, which is a continuation-in-part of US patent application Ser. No. 08 / 485,219 filed Jun. 7, 1995 (Attorney Docket No. 16238-000600) This is a continuation-in-part of application 08 / 990,374 (Attorney Docket No. E-3), the entire disclosure of which is incorporated herein by reference for all purposes. . This application is also filed on February 20, 1999, which is a continuation-in-part of U.S. Patent Application No. 08 / 690,159 (Attorney Docket No. 16238-001610) filed July 16, 1996. US patent application Ser. No. 09 / 026,851 (Attorney Docket No. S-2), the entire disclosure of which is hereby incorporated by reference for all purposes. Incorporate inside.
[0002]
The present invention is also co-pending and commonly assigned to the same applicant as the present application: US patent application Ser. No. 09 / 181,926 filed Oct. 28, 1998 (Attorney Docket No. S-1). -2), US Patent Application No. 09 / 130,804 filed on August 7, 1998 (Attorney Docket No. S-4), US Patent Application No. 09 filed on April 10, 1998 / 058,571 (Attorney Docket Number: CB-2), US Patent Application No. 09 / 248,763 (Attorney Docket Number: CB-7) filed on February 12, 1999, 1998 US Patent Application No. 09 / 026,698 filed on May 20 (Attorney Docket No. S-3), US Patent Application No. 09 / 074,020 filed May 6, 1998 (Representative) Person reference number: E-6), issued on January 21, 1998 US Patent Application No. 09 / 010,382 (Attorney Docket No. A-6), US Patent Application No. 09 / 032,375 filed on February 27, 1998 (Attorney Docket No. CB) -3), US Patent Application No. 08 / 977,845 filed on November 25, 1997 (Attorney Docket No. D-2), US Patent Application No. 08 filed on October 2, 1997 / 942,580 (Attorney Docket No. 16238-001300), U.S. Patent Application No. 08 / 753,227 (Docket No. 16238-002200) filed on November 22, 1996, July 18, 1996 U.S. patent application Ser. No. 08 / 687,792 (Docket No. 16238-001600) filed on the same day; and U.S. patent application Ser. No. 07 / 817,5 filed Jan. 7, 1992. US Patent Application No. 07 / 958,977 (Attorney Docket No .: 16238-000410) filed on Oct. 9, 1992, which is a continuation-in-part of US Pat. US Pat. No. 08 / 059,681 (Attorney Docket No. 16238-000420) filed May 10, 1993, which is a continuation-in-part, and is now a continuation-in-part of U.S. Pat. , 697,909 (Attorney Docket No. 16238-000440), PCT International Application No. PCT / U594 / 05168, filed May 10, 1994, all of which The disclosure of which is incorporated herein by reference for all purposes. The present invention also relates to US Pat. No. 5,697,882 (Attorney Docket No. 16238-000700) filed on Nov. 22, 1995 and assigned to the same applicant as the present application. The entire disclosure of which is incorporated herein by reference for all purposes.
[0003]
Background of the Invention
The present invention relates to the field of electrosurgery, and more particularly to surgical devices and methods employing high frequency electrical energy to treat tissue in the region of the spinal column. The present invention is particularly suitable for the treatment of disc herniation.
[0004]
The main reason for back pain sensation that is both persistent and often leading to disability is often caused by separation of the disc annulus, chronic inflammation of the disc (eg, hernia formation), or degenerative disease It is the relative instability of each vertebral body surrounding a given disc, such as instability. The spinal disc provides flexibility and stability to the patient's spinal column primarily by functioning to buffer and link each of the vertebrae. Each of the spinal discs includes a nucleus pulposus that is a central hydrostatic buffer, which is surrounded by a multi-layered fibrous ligament that is an annulus. As each intervertebral disc degenerates, they lose moisture and height, bringing the vertebrae closer together. As a result, the cushioning properties of the intervertebral disc are reduced and the nerve openings on both sides of the spinal column are narrowed, tightening the nerves. This intervertebral disc degeneration can result in back and leg pain. When the annulus weakens due to disc degeneration or disc damage, fragments of the nucleus pulposus can move from within the intervertebral space into the spinal canal. And, for example, in the case of hernia formation, the displaced nucleus or process of the annulus may hit the spinal nerve. Simply approaching the nucleus pulposus or damaged annulus can cause direct pressure on the nerve, which can lead to leg muscle paralysis and weakening.
[0005]
Inflammation due to herniated discs can often be successfully treated by non-surgical means such as rest, exercise therapy, oral anti-inflammatory drugs, or epidural injections of corticosteroids. In certain cases, if the disc tissue is damaged irreparably, it may be necessary to remove a portion of the disc or the entire disc to eliminate the source of inflammation and pressure. In more severe cases, each adjacent vertebral body must be stabilized following resection of the disc material to prevent recurrence of disabling back pain. One technique, called spinal fusion, to stabilize the vertebrae is to insert an interbody implant or implant into the space that marks the degenerative disc. In this procedure, a small amount of bone tissue is filled into the implant from a part of another body part such as the hip joint. This allows the bone tissue to penetrate and grow around the implant, fuse each vertebral body and relieve pain.
[0006]
Until recently, spinal discectomy and fixation procedures have resulted in extensive surgery and traumatic dissection of the muscle and bone tissue removal or bone tissue fusion. Thus, minimally invasive spinal surgery has been developed to overcome the disadvantages of conventional traumatic spinal surgery. Since endoscopic spinal procedures do not invade the spinal canal, scarring epidural hemorrhage is minimized or completely avoided. In addition, the risk of instability due to removal of ligaments and bone tissue in endoscopic procedures is generally less than in open discectomy. Also, since the recovery is quick, the return to society and return to work are also promoted.
[0007]
Minimally invasive techniques for the treatment of spinal diseases or spinal disorders include chemical nucleolysis, laser techniques and mechanical techniques. In these procedures, surgeons typically form a passage or surgical groove from the patient's outer surface to the spinal disc to allow passage of surgical instruments, implants, and the like. Typically, to form this surgical groove, depending on the procedure (ie, laparoscopic, thoracoscopic, arthroscopic, dorsal, etc.) soft tissue, muscle or other types of tissue Need to be removed. This tissue is usually removed by mechanical instruments such as pituitary bone forceps, curettes, graspers, cutters, drills, microdebriders and the like. Unfortunately, with these mechanical instruments, the treatment time is considerably longer and the treatment is further complicated. In addition, these instruments typically cut blood vessels in the tissue and cause a large amount of bleeding that obstructs the surgeon's view of the target site.
[0008]
Thus, once the surgical groove is established, the nerve root is withdrawn and some or all of the intervertebral disc is removed with a mechanical instrument such as a pituitary bone forceps. In addition to the above problems due to mechanical instruments, there are significant concerns with these instruments, because they are not accurate and during the procedure, the target disc tissue and bone tissue Because it is difficult to distinguish from other structures in the spinal column, such as cartilage tissue, ligaments, nerves and non-target tissues. Surgeons must therefore take great care to minimize damage to cartilage and bone tissue in the spinal column and avoid damage to nerves such as spinal nerves and the dura mater surrounding the spinal cord.
[0009]
The laser was initially considered ideal for spinal surgery, because the laser ablates or vaporizes the tissue by heat and cauterizes small blood vessels in that tissue. This is because it acts to seal. Unfortunately, lasers are expensive and take some time to use in these procedures. Another disadvantage with lasers is that it is difficult to determine the depth at which tissue is disaggregated. Since the surgeon typically fires the laser at the tissue without touching it, it does not receive any tactile feedback to determine the laser incision depth. In many cases there is healthy tissue, bone tissue, ligaments and spinal nerves in the vicinity of the spinal disc, so it is essential to keep the depth of tissue damage to a minimum, but lasers can do this reliably. Absent.
[0010]
In spinal surgery, unipolar radio frequency devices have been used, albeit in a limited role, to cauterize severed blood vessels to improve visualization. However, these unipolar devices have the problem of increasing the risk of inadvertent electrical stimulation of parts of the patient's body due to current flowing through indeterminate paths within the patient's body. In addition, the deterministic path through the patient's body has a relatively large impedance (due to the large distance or resistance of the patient's body), thus producing a current suitable for disentangling or cutting the target tissue. Usually, a large voltage difference must be applied between the return electrode and the active electrode. However, this current flows accidentally along body pathways that have a smaller impedance than the predetermined current pathway, significantly increasing the current flowing through these body pathways, causing or destroying surrounding tissue or adjacent peripheral nerves. Sometimes.
[0011]
Another disadvantage of conventional RF devices, particularly unipolar devices, is nerve stimulation by nerve monitoring equipment in the operating room and interference to nerves by the equipment. In addition, these devices typically operate by creating a voltage difference between the active electrode and the target tissue, thus causing an electrical arc across the physical gap between the electrode and tissue. Where such an electric arc contacts the tissue, rapid tissue heating occurs due to the high current density between the electrode and the tissue. This high current density causes the cell fluid to rapidly vaporize into vapor, producing a “cutting effect” along the localized tissue heating path. Thus, the tissue is disrupted along the path of the vaporized cell fluid, causing adverse collateral tissue damage in the area surrounding the target tissue site. This incidental tissue damage often results in indiscriminate tissue destruction and the proper functioning of the tissue is lost. Furthermore, the device does not directly remove any tissue, but destroys a region of tissue and the body can eventually eliminate the destroyed tissue.
[0012]
Summary of the Invention
The present invention provides systems, devices and methods for selectively applying electrical energy to structures within a patient's body, such as in or around the spine. The systems and methods of the present invention are particularly useful for tissue and other body structure dissection, excision, aspiration removal, collagen contraction and / or hemostasis in open and endoscopic spine surgery. is there. In particular, the present invention includes channeling techniques in which small holes or channels are formed in the intervertebral disc and thermal energy is present in the tissue that closely surrounds these holes or channels. By applying thermal damage to the tissue surface when applied, the pressure on the surrounding nerves is reduced by strengthening the surrounding tissue structure and reducing the volume of the disc.
[0013]
The method of the present invention includes introducing one or more active electrodes into a patient's spinal column and positioning the active electrodes in the vicinity of a target tissue, such as an intervertebral disc. A high frequency voltage is applied between the active electrode and the one or more return electrodes so that at least a portion of the target tissue is removed or disaggregated volumetrically and left by the dissociated tissue. As the active electrode is advanced through the space, channels, holes, divots, etc. are formed in the disc tissue. The active electrode can then be withdrawn from the channel and another channel or hole can be formed at an appropriate location within the disc. In a preferred embodiment, a high frequency voltage is applied to the active electrode when the active electrode is withdrawn from the hole or channel. Since the high-frequency voltage is lower than the threshold value for tissue disaggregation, hemostasis is performed on the cut blood vessel in the tissue surface surrounding the hole. The high frequency voltage further controls the depth of thermal heating of the tissue surrounding the hole, causing thermal damage to the tissue surrounding the hole or creating a lesion in the surrounding tissue. Debulk and / or strengthen the structure to reduce neck or back pain.
[0014]
In certain forms, a conductive medium, such as isotonic saline or conductive gel, is supplied to a target site within the spinal column, substantially surrounding the active electrode in the conductive medium. The conductive medium can be supplied to the specific target site via the instrument, or the entire target area can be filled with the conductive medium so that the electrode terminals are immersed during the procedure. Alternatively, the distal end of the device can be dipped or applied to the conductive medium prior to introduction into the patient's body. In all these embodiments, the conductive medium is applied or supplied so that the conductive medium provides a current path between the active electrode and the return electrode. In other embodiments, intracellular conductive fluid in a patient's tissue can be used as an alternative to or as a supplement to the conductive medium that is injected or delivered to the target site. For example, in certain embodiments, the device may be immersed in a conductive medium to provide a sufficient amount of fluid to initiate the disaggregation requirement. After initiation, the conducting fluid already present in the patient's tissue is used to sustain these conditions.
[0015]
In an exemplary embodiment, the active electrode is advanced into the target disc tissue in a disaggregation mode, where the high frequency voltage is sufficient to disaggregate or remove the target tissue by a molecular dissociation or molecular degradation process. In these embodiments, the radio frequency voltage applied to the active electrode is sufficient to vaporize a conductive fluid (eg, gel, saline and / or intracellular fluid) between the active electrode and tissue. Within the vaporized fluid, an ionized plasma is formed and charged particles (eg, electrons) are accelerated towards the tissue, causing molecular destruction or degradation of several layers of cells in the tissue. . This molecular dissociation is accompanied by tissue volume removal. The proximity of accelerated charged particles within the plasma layer minimizes damage and necrosis to the underlying tissue by localizing the molecular dissociation process to the surface layer. This process can be precisely controlled to remove tissue volumes as thin as 10 to 150 microns with minimal heating or damage to surrounding or underlying tissue structures. A more complete description of this phenomenon is described in US Pat. No. 5,697,882, assigned to the same applicant as the present application, the entire disclosure of which is hereby incorporated by reference. Incorporated into.
[0016]
The active electrode is normally extracted from the hole or channel in a sub-dissociation mode or thermal heating mode, where the high-frequency voltage is lower than the threshold value for disaggregation as described above. Is sufficient to coagulate the cut blood vessel and to cause thermal damage to at least the surrounding surface tissue of each of the holes. In certain embodiments, the active electrode is withdrawn from the hole immediately after being in a disaggregation assist mode. In another embodiment, the physician controls the withdrawal speed of the active electrode in the disintegration assist mode and / or leaves the active electrode in the hole in about 5-30 seconds, for example, to reduce the depth of thermal damage to the disc tissue. May want to increase.
[0017]
In one method, a high frequency voltage is applied in a disaggregation mode between one or more active electrodes and a return electrode spaced axially from the active electrodes, and the active electrodes are within the tissue. Advance to form holes or channels as described above. Next, in a thermal heating mode, when the electrosurgical instrument is withdrawn from the hole, a high frequency voltage is applied between the return electrode and one or more third electrodes. In one embodiment, the third electrode is a dispersive return pad on the outer surface of the skin. In this embodiment, the thermal heating mode is a monopolar mode in which current flows from the return electrode through the patient's body to the return pad. In another embodiment, the third electrode is mounted on the electrosurgical instrument and the thermal heating mode is bipolar. In all of the above embodiments, the third electrode is designed to increase the depth of current penetration into the tissue in the disaggregation mode to increase the thermal damage to be applied to the disc.
[0018]
In another method, the third electrode or coagulation electrode is placed in a thermal heating mode at the same time the active electrode is placed in a disaggregation mode. In this embodiment, current passes from the coagulation electrode through the tissue surrounding the hole to the return electrode, and at the same time, the current passes between the active electrode and the return electrode. In a particular form, this is accomplished by connecting a passive or active voltage reducing element between the power source and the coagulation electrode to reduce the voltage applied to the coagulation electrode. In this way, when the coagulation electrode is advanced into the tissue, the electrical circuit between the coagulation electrode and the return electrode is immediately closed by the tissue surrounding the hole, thereby heating the tissue immediately. Start coagulation.
[0019]
In another method, an electrosurgical instrument having an electrode assembly is immersed in a conductive fluid, and the conductive fluid is disposed about and between the active and return electrodes in the electrode assembly. The instrument is then introduced into the patient's spinal column, either percutaneously or by an open procedure, and a plurality of apertures are formed in the disc as described above. The instrument is withdrawn from each hole in the thermal heating mode, creating thermal damage and coagulating the blood vessel. Typically, the instrument is withdrawn from each hole and then immersed in the conductive fluid, ensuring that there is sufficient conductive fluid to form a plasma and conducting current between the active and return electrodes. . This procedure reduces the volume of the intervertebral disc and thus promotes relief of neck and back pain.
[0020]
In another aspect of the present invention, a method for treating a degenerative intervertebral disc includes positioning one or more active electrodes in the vicinity of a selected nerve in a wall of the intervertebral disc; and Positioning one or more return electrodes on the intervertebral disc in the vicinity of the active electrode. A sufficient high-frequency voltage difference is applied between the active electrode and the return electrode, and denervation of the selected nerve in the intervertebral disc or destruction of the enzyme system and the pain-generating neurotransmitter cause pain sensation. Reduce. In certain embodiments, the current path between the active electrode and the return electrode is generated at least in part by a conducting fluid introduced to the target site. In other embodiments, disc tissue completes this current path.
[0021]
In another aspect of the present invention, a method for treating a degenerative disc includes positioning one or more active electrodes in the vicinity of or within the nucleus pulposus, and the active electrode within or on the intervertebral disc. Positioning one or more return electrodes in the vicinity. A sufficient high-frequency voltage difference is applied between the active and return electrodes to reduce the water in the nucleus pulposus and / or contract collagen fibers in the nucleus pulposus, thereby tightening the intervertebral disc. In certain embodiments, the current path between the active electrode and the return electrode is generated at least in part by a conductive fluid introduced into the target site. In another embodiment, the disc tissue completes this current path.
[0022]
In yet another aspect of the present invention, a method for treating a degenerative disc includes positioning one or more active electrodes in the vicinity of or within an annular fissure on the inner wall of the annulus fibrosus, Or positioning one or more return electrodes in the vicinity of the active electrode around the intervertebral disc. A sufficient high-frequency voltage difference is applied between the active electrode and the return electrode to weld, seal, or contract the collagen fibers in the annular fissure, thereby repairing the fissure. The voltage is typically selected to provide the fissure with sufficient energy to raise the tissue temperature to at least about 50 ° C. to 70 ° C. for a time sufficient for the collagen fibers to contract or weld together. Is done. In certain embodiments, the current path between the active electrode and the return electrode is generated at least in part by a conductive fluid introduced into the target site. In another embodiment, the disc tissue completes this current path.
[0023]
The system according to the present invention generally includes an electrosurgical instrument having a shaft with a proximal end and a distal end, an electrode assembly at the distal end, and one or more connectors for coupling the electrode assembly to a high frequency electrical energy source. Including. The instrument includes a probe or catheter shaft having a proximal end and a distal end that supports the electrode assembly. The probe or catheter can take a wide variety of shapes, the main purpose of which (with open or endoscopic procedures) is to introduce the electrode assembly into the patient's spinal column and allow the treating physician to Allowing the electrode assembly to be manipulated from the proximal end of the shaft. The electrode assembly includes one or more active electrodes configured for tissue disaggregation, a return electrode spaced from the active electrode on the instrument shaft, and a first electrode spaced from the return electrode on the instrument shaft. Three coagulation electrodes.
[0024]
The system further includes a power source coupled to each electrode on the instrument shaft to simultaneously apply a high frequency voltage between the active electrode and the return electrode and between the coagulation electrode and the return electrode. In one embodiment, the system includes a voltage reducing element coupled between the power source and the coagulation electrode to reduce the voltage applied to the coagulation electrode. The voltage drop element typically includes a passive element such as a capacitor, a resistor, or an inductor. In a preferred embodiment, the power source applies a voltage of about 150 to 600 volts RMS (volt rms) between the active and return electrodes, and the voltage reducing element reduces this voltage to about 20 to 300 volts RMS. . In this way, the voltage supplied to the coagulation electrode is lower than the tissue disaggregation threshold, but is sufficiently high to coagulate and heat the tissue.
[0025]
The active electrode may consist of a single active electrode or an electrode array, typically extending from an electrically insulating support member made of an inorganic material such as ceramic, silicone or glass. Since the active electrode usually has a smaller exposed surface area than the return electrode and the coagulation electrode, the current density at the active electrode is significantly greater than the current density at the other electrodes. Preferably, the return and coagulation electrodes have a relatively large and smooth surface extending around the instrument shaft to reduce current density, thereby minimizing damage to nearby tissue. And
[0026]
The apparatus may further include a fluid supply element for supplying a conductive fluid to the active electrode and the target site. The fluid supply element may be, for example, a fluid hole or tube mounted on the instrument, or the fluid supply element may be part of a separate instrument. Alternatively, a conductive gel or propellant, such as a saline electrolyte or other conductive gel, can be supplied to the electrode assembly or the target site. In this embodiment, the device may not have a fluid supply element. In either embodiment, the conductive fluid suitably generates a current path between the active electrode and the return electrode.
[0027]
DESCRIPTION OF PREFERRED EMBODIMENTS
The present invention provides systems and methods for selectively applying electrical energy to a target site within or on a patient's body, such as tissue or other body structure, particularly within the spinal column. These include degenerative disc treatment; laminectomy / discectomy treatment to treat herniated disc; decompression laminectomy for stenosis in lumbosacral and cervical spinous processes; Local dehiscence or fissure in the nucleus; Nucleotomy; Intervertebral disc fusion; Central spine arthrotomy; Fixation of the posterior lumbosacral spine and cervical spinous process; Treatment of symptom; foramen canal resection to remove canopy of intervertebral foramen to reduce nerve root compression; and spinectomy of anterior cervical spine and lumbosacral spine; These procedures can be performed through open procedures or using minimally invasive techniques using thoracoscopes, arthroscopes, laparoscopes and the like.
[0028]
The present invention encompasses techniques for treating disc abnormalities with RF energy. In certain embodiments, RF energy is used to reduce cervical and dorsal pain sensations by disaggregating, reducing and / or strengthening the tissue structure of the disc to reduce the disc volume. In one aspect of the invention, spinal disc tissue is removed or dissociated volumetrically to form holes, channels, depressions or other spaces in the disc. In this procedure, a high frequency voltage difference is applied between one or more active electrodes and one or more return electrodes to develop a large electric field strength in the vicinity of the target tissue. Since the electric field strength is large in the vicinity of the active electrode, the target tissue undergoes molecular destruction through molecular dissociation induced by the electric field (not thermal vaporization or carbonization). Applicants believe that the molecular structure of large organic molecules can be removed volumetrically by molecular decomposition into small molecules and / or atoms such as hydrogen, carbon oxides, hydrocarbons and nitrogen compounds. To do. This molecular degradation completely removes the tissue structure, as opposed to the dehydration of tissue constituents by removing the intracellular fluids of the tissue as is typical in electrosurgical drying and vaporization. is there.
[0029]
The high electric field strength can be generated by applying a high frequency voltage sufficient to vaporize the conductive fluid over at least a portion of the active electrode in the region between the distal tip of the active electrode and the target tissue. The conductive fluid can be a liquid or gas such as isotonic saline supplied to the target site or already present at the target site, blood or intracellular fluid, or a viscous fluid such as a gel supplied to the target site. Since the vapor layer or vaporized region has a relatively large electrical impedance, the voltage difference between the electrode terminal tip and the tissue is increased and ionizable species (for example, sodium isotonic when isotonic saline is a conducting fluid). ) Causes ionization in the vapor layer. Under the conditions described herein, this ionization induces the emission of energy-containing electrons and photons from the vapor layer to the surface of the target tissue. This energy can be in the form of energy-containing photons (eg, ultraviolet radiation), energy-containing particles (eg, electrons or ions), or combinations thereof. A more detailed description of this phenomenon, referred to as Coblation®, can be found in US Pat. No. 5,697,882, assigned to the present applicant as well as the present application, the entire disclosure thereof. The contents of which are incorporated herein by reference.
[0030]
Applicants believe that the primary mechanism of tissue removal in the Coblation® mechanism of the present invention is energy-containing electrons or ions excited in the plasma in the vicinity of the active electrode. A gas is formed when the liquid is heated so that each atom is vaporized from the liquid surface faster than each atom of the liquid recondenses. If the gas is sufficiently heated so that the atoms collide with each other and knock out their respective electrons in the process, an ionized gas or plasma (the so-called “fourth state of matter”) is formed. A more complete description of plasma can be found in R.P. of the Plasma Physics Laboratory at Princeton University. J. et al. Goldston and P.M. H. See in Plasma Physics (1995) by Rutherford. When the density of the vapor layer (or the foam formed in the conducting liquid) is sufficiently low (ie about 10 for aqueous solutions) 20 Atom / cm 3 Less), due to the longer mean free path of electrons, subsequently emitted electrons can cause impact ionization in these low density regions (ie, vapor layers or bubbles). If the ion particles in the plasma layer have sufficient energy, they are accelerated towards the target tissue. The energy released by the energy-containing electrons (eg 3.5 eV to 5 eV) subsequently bombards the molecule, breaking its bonds and dissociating the molecules into free radicals, which are then bound The final gaseous or liquid species.
[0031]
The plasma can be formed by heating a gas and ionizing the gas by passing a current through the gas or irradiating a radio wave into the gas. In general, these plasma formation methods provide energy directly to the free electrons in the plasma and then more electrons are released by electron / atom collisions, and the process achieves the desired degree of ionization. Chain until In many cases, electrons are hotter than ions because they carry current or absorb radio waves. Thus, in the Applicant's invention, each electron carried from the tissue toward the return electrode carries most of the heat of the plasma, so that each ion is stripped from the tissue molecule in a substantially non-thermal manner.
[0032]
The present invention removes tissue structures (ie, excises, incisions or dissections) by applying radio frequency (RF) electrical energy in a conductive media environment and seals dissected blood vessels within the target tissue region. The present invention is also useful for sealing large arterial vessels, for example, about 1 mm in diameter. In certain embodiments, a disaggregation mode in which a first voltage sufficient to cause molecular dissociation or degradation of the tissue is applied to the electrode terminals and a second sufficient to achieve hemostasis of the blood vessel severed within the tissue. A high frequency power supply having a coagulation mode for applying a low voltage to the electrode terminal (which is the same or different electrode) is provided. In another embodiment, one or more coagulation electrodes shaped to seal a cutting blood vessel, such as an arterial blood vessel, and applying sufficient energy to perform molecular dissociation on the tissue, for example, An electrosurgical instrument is provided having one or more electrode terminals shaped to reduce the collagen fibers or to remove (disaggregate) tissue. In the latter embodiment, the coagulation electrode may be shaped such that a single voltage is applied to coagulate with the coagulation electrode and to disaggregate with electrode terminals. In another embodiment, the power source is for coagulation, such that the coagulation electrode is used when the power source is in coagulation mode (low voltage) and the electrode terminal is used when the power source is in disaggregation mode (high voltage). Combined with equipment.
[0033]
In one method of the present invention, one or more electrode terminals are brought into the vicinity of the tissue at the target site, and the power source has a sufficient voltage between the electrode terminals and the return electrode as described below. Is activated in a disaggregation mode so that the tissue is removed volumetrically by molecular dissociation. During this process, blood vessels in the tissue are severed. Small blood vessels are automatically sealed by the system and method of the present invention. Large blood vessels and blood vessels with large flow rates such as arterial blood vessels can be automatically sealed in the disaggregation mode. In these cases, the cutting vessel can be sealed by reducing the voltage of the power supply to coagulation mode by activating a controller (eg, a foot pedal). In this mode, the electrode terminal may be pressed against the cutting vessel to seal and / or coagulate the vessel. Alternatively, coagulation electrodes placed on the same or different instruments may be pressed against the cutting vessel. If the blood vessel is properly sealed, the surgeon activates a controller (eg, another foot pedal) to increase the voltage of the power supply back to disband mode.
[0034]
In certain embodiments of the present invention, the tissue is intentionally damaged in a thermal heating mode to produce necrotic or scar tissue on the tissue surface. As described above, the high-frequency voltage in the thermal heating mode is lower than the threshold value of disaggregation, but causes constant thermal damage to the tissue surrounding each electrode without vaporizing or reducing the tissue in the field. It is enough. Typically, it is desirable to achieve tissue temperature in the range of about 60 ° C. to 100 ° C. to a depth of about 0.2-5 mm, which is typically about 1-2 mm. The voltage required for this thermal damage depends in part on the electrode shape, the conductivity of the area surrounding each electrode, the length of time the voltage is applied, and the desired depth of tissue damage. Dependent. Depending on the electrode geometry described in this application (eg, FIGS. 15A-15D), the voltage level for thermal heating is typically about 20-300 volts RMS, preferably about 60-200 volts RMS. The peak-to-peak voltage for thermal heating with a rectangular wave form having a crest factor of about 2 is typically in the range of about 40-600 volts between peaks, preferably about 120-400 volts between peaks. Within this range, the higher the voltage, the shorter the time required. However, if the voltage is too high, the surface texture is not preferable because it is vaporized, reduced or disaggregated.
[0035]
In other embodiments, the present invention can be used to treat degenerative discs by fissure or tear. In these embodiments, the active and return electrodes are positioned within or around the inner wall of the intervertebral disc annulus such that the active electrode is in the vicinity of the fissure. A high frequency voltage is applied between the active electrode and the return electrode to heat the fissure and contract the collagen fibers and to seal or weld the inner wall, thereby helping to close the fissure in the annulus. In these embodiments, the return electrode is typically located proximally from the active electrode on the instrument shaft, and a conductive fluid is supplied to the target site, the active electrode and the return electrode. The necessary current path between is generated. In an alternative embodiment, disc tissue may complete this current path.
[0036]
The present invention is also useful for removing or disentangling tissues around nerves such as the spinal column, peripheral nerves or cranial nerves. One of the major drawbacks associated with prior art sharpeners or fine wound cleaners, conventional electrosurgical devices and lasers is that these devices do not distinguish between the target tissue and the surrounding nerve or bone tissue. Thus, surgeons must take great care during these procedures to avoid damage to bone tissue or nerves in and around the target site. In the present invention, as described above, the Colation ™ process for removing tissue results in a very low depth of associated tissue damage. This allows the surgeon to remove tissue adjacent to the nerve without causing collateral damage to the nerve fibers.
[0037]
In addition to the generally accurate nature of the novel mechanism of the present invention, Applicants have found additional ways to ensure that neighboring nerves are not damaged during tissue removal. In accordance with the present invention, a system and method is provided that distinguishes between adipose tissue surrounding the immediate vicinity of nerve fibers and normal tissue to be removed during treatment. Normally, nerves have a connective tissue sheath or epithelium surrounding a bundle of nerve fibers, each bundle being surrounded by its own connective tissue sheath (nerve sheath) to protect the nerve fibers. . The outer protective tissue outer sheath or epineural membrane is typically considerably different from normal target tissues such as turbinates, polyps, mucus tissues that are removed from the nose, for example during sinus procedures. It comprises adipose tissue (eg, animal adipose tissue) having different electrical characteristics. The system of the present invention measures the electrical properties of the tissue at the tip of the probe with one or more electrode terminals. These electrical characteristics include electrical conductivity at one, several, or a certain range (for example, a range of 1 kHz to 100 MHz). In this embodiment, an audible signal can be generated when the sensing electrode at the tip of the probe detects adipose tissue surrounding the nerve, or the tissue abutting the tip or working end of the probe is measured electrical properties. For normal tissue, direct feedback control can be provided to supply power to the electrode terminals only individually or to the entire array of electrodes.
[0038]
In one embodiment, the current limiting element (discussed in detail above) is arranged such that each electrode terminal is deactivated or deactivated when the electrical impedance reaches a threshold level. When this threshold level is set to the impedance of the adipose tissue surrounding the nerve, the electrode terminal is always disconnected when it comes into contact with or near the nerve. On the other hand, other electrode terminals that are in contact with or in the vicinity of the tissue continue to conduct current to the return electrode. By selectively disaggregating or removing low impedance tissue in this manner in combination with the Coblation ™ mechanism of the present invention, the surgeon can accurately remove tissue around nerve or bone tissue. The Applicant has found that the present invention can volumetrically remove the immediate tissue of the nerve without impairing the function of the nerve and with little damage to the tissue of the epithelium. One of the major drawbacks associated with prior art micro-wound cleaners, conventional electrosurgical devices and lasers is that these devices do not distinguish between the target tissue and the surrounding nerve or bone tissue. Thus, surgeons must take great care during these procedures to avoid damage to bone tissue or nerves in and around the nasal cavity. In the present invention, as described above, the Coblation ™ process for removing tissue significantly reduces the depth of collateral tissue damage. This allows the surgeon to remove tissue adjacent to the nerve without causing collateral damage to the nerve fibers.
[0039]
In addition to the above, Applicants have found that the Coblation ™ mechanism of the present invention can be manipulated to disaggregate or remove certain tissue structures with little impact on other tissue structures. As discussed above, the present invention vaporizes the conductive fluid to form a plasma layer or free region around the electrode terminals, and then induces energy release from the plasma layer or vapor layer to induce a molecule of tissue structure. Use a technique that breaks the bond. Based on initial experiments, Applicants believe that free electrons in the ionized vapor layer are accelerated in a high electric field near the electrode tip. When the density of the vapor layer (or the foam formed in the conducting liquid) is sufficiently low (ie about 10 for aqueous solutions) 20 Atom / cm 3 Less), due to the longer mean free path of electrons, subsequently emitted electrons can cause impact ionization in these low density regions (ie, vapor layers or bubbles). The energy released by the energy-containing electrons (eg 4-5 eV) continues to bombard the molecule, breaking its bonds and dissociating the molecule into free radicals, which then bind to the final gas Seeds or liquid species.
[0040]
The energy emitted by the energy-containing electrons can be altered by adjusting various factors, such as: number of electrode terminals; electrode size and spacing; electrode surface area; electrode surface roughness and sharp edges; Electrode material; applied voltage and power; current limiting means such as an inductor; conductivity of the fluid in contact with the electrode; fluid density; and other factors. Thus, these factors can be manipulated to control the energy level of the excited electrons. Because different tissue structures have different molecular bonds, the present invention is arranged to break the molecular bonds of certain tissues, but has a low energy that does not break the molecular bonds of other tissues. For example, adipose tissue (eg, animal adipose tissue) has a double bond that requires significantly higher energy levels (typically on the order of about 8 eV) to break down. Thus, the present invention generally does not disaggregate or remove such adipose tissue in its current form. Of course, each factor is such that these double bonds can be broken in the same way as in a single bond (for example, increasing the voltage or changing the electrode shape to increase the current density at the electrode tip). Can be changed. A more complete description of this phenomenon can be found in co-pending US patent application Ser. No. 09 / 032,375 filed Feb. 27, 1998 (Attorney Docket No. CB-3), all of which is disclosed. The contents of which are incorporated herein by reference.
[0041]
The present invention also provides systems, devices and methods for removing tumors such as facial tumors or other undesirable body structures while minimizing the spread of viable cells from the tumor. Conventional techniques for removing such tumors typically produce smoke in a surgical environment referred to as electrosurgical smoke or laser smoke, which smoke or from the lesion to the surgical team or Bacterial or viral particles that are intact and live can spread to other parts of the patient's body. Such potential spread of viable cells or particles raises concerns about the spread of certain debilitating and fatal diseases such as hepatitis, herpes, HIV and papillomavirus. In the present invention, a high-frequency voltage is applied between each electrode terminal and one or more return electrodes, and at least some of the tissue cells in the tumor have organic molecules dissociated or decomposed into non-viable atoms or molecules. Removed volumetrically. In particular, the present invention converts solid tissue cells into a non-condensable gas that is neither intact nor viable, so that viable tumor particles can diffuse to other parts of the patient's brain or to surgical staff. Absent. The high frequency voltage is preferably selected to control tissue cell removal in a controlled manner while minimizing substantial tissue necrosis relative to surrounding or underlying tissue. A more complete description of this phenomenon can be found in co-pending US patent application Ser. No. 09 / 109,219 filed Jun. 30, 1998 (Attorney Docket No. CB-1), all of which is disclosed. The contents of which are incorporated herein by reference.
[0042]
In other procedures, it is desirable to contract or shrink collagen connective tissue within the disc. In these procedures, the RF energy heats the tissue directly by an electrical current through the tissue and / or indirectly by exposing the tissue to a fluid heated by the RF energy, thereby increasing the tissue temperature. The temperature is raised from normal body temperature (for example, 37 ° C.) to a temperature in the range of 45 ° C. to 90 ° C., preferably about 60 ° C. to 70 ° C. Thermal contraction of collagen fibers occurs in a narrow temperature range, and in mammalian collagen, it is in the range of 60 ° C. to 70 ° C. (collagen fibers shown by polarization optical analysis of local optical staining reaction by Deak, C. et al.) The Thermal Shrinkage Process of Collagen Fibres as Revealed by Polarized Optical Analysis of Topical Sing. , First 95-208, 1967). Collagen fibers typically heat shrink in the range of 60 ° C to about 70 ° C. Previously reported studies involved the thermal contraction of collagen to the cleavage of internal stable bridges within the collagen matrix (Deak, ibid). It has also been reported that when the collagen temperature is raised to 70 ° C. or higher, the collagen matrix relaxes again, the contraction effect is reversed and the net contraction is lost (Allain, J. C. et al., “Hot water in rat skin”). Isometric Extensions Developed During Swelling [Isomeric Tensions Developing The Rat Skin], Connective Tissue Research [Connective Tissue Research, Vol. 7, pp. 19-13] Thus, controlling the heating of the tissue to the correct depth is important in achieving therapeutic collagen contraction. Further, in the above-mentioned U.S. Patent Application No. 08 / 942,580 filed on October 2, 1997 (Attorney Docket No. 16238-001300), a more detailed description of collagen contraction can be found.
[0043]
The preferred depth of heating to effect collagen contraction in the heated region (ie, the tissue depth raised to a temperature between 60 ° C. and 70 ° C.) is generally exposed to (1) disc thickness, (2) injury temperature. Depending on the location of neighboring structures (eg nerves) that should not be done and / or (3) the location of the collagen tissue layer within which therapeutic contraction is to take place. The depth of heating is usually in the range of 1.0 to 5.0 mm.
[0044]
The electrosurgical probe or catheter includes a shaft or handpiece having a proximal end and a distal end that supports one or more electrode terminals. The shaft or handpiece can take a wide variety of shapes, and its primary purpose is to mechanically support the active electrode and allow the physician to manipulate the electrode from the proximal end of the shaft. The shaft is rigid or bendable, and the bendable shaft is selectively combined with a generally rigid outer tube for mechanical support. The bendable shaft is combined with pull wires, shape memory actuators and other known mechanisms to selectively deflect the distal end of the shaft to facilitate positioning of the electrode array. The shaft typically includes a plurality of wires or other conductive elements extending axially through itself to allow the electrode array to be connected to the connector at the proximal end of the shaft.
[0045]
For endoscopic procedures in the spinal column, the shaft has the appropriate diameter and length, so the surgeon can insert the shaft through the thoracic cavity, abdominal cavity, etc. to the target site (eg, an intervertebral disc). Can reach. Thus, the shaft typically has a length in the range of about 5.0 to 30.0 cm and a diameter in the range of about 0.2 mm to about 20 mm. Alternatively, the shaft can be inserted directly through the patient's back in a posterior approach, which significantly reduces the required shaft length. In any of these embodiments, the shaft can be introduced via a rigid or bendable endoscope. Alternatively, the shaft can be a flexible catheter introduced by percutaneous penetration into the patient's body. Detailed shaft design aspects are detailed below with respect to each drawing.
[0046]
In an alternative embodiment, the probe may consist of a long, narrow needle (eg, a diameter of about 1 mm or less) that can be introduced percutaneously directly into the spinal column through the patient's back. The needle includes one or more active electrodes for applying electrical energy to tissue within the spinal column. The needle may include one or more return electrodes, or the return electrodes may be positioned on the patient's back as a dispersion pad. In either embodiment, sufficient electrical energy is applied to the active electrode through the needle to contract the collagen fibers in the spinal disc or to dissociate the tissue in the disc.
[0047]
The electrosurgical instrument can also be a catheter that is percutaneously and / or perforated into the patient's body by insertion through a conventional or specific guiding catheter, or the present invention provides for the catheter. A catheter having an active electrode or electrode array integral with the distal end may be included. The shaft is rigid or bendable, and the bendable shaft is selectively combined with a generally rigid outer tube for mechanical support. The bendable shaft is combined with pull wires, shape memory actuators and other known mechanisms to selectively deflect the distal end of the shaft to facilitate positioning of each electrode or electrode array. The catheter shaft typically includes a plurality of wires or other conductive elements extending axially through itself so that each electrode or electrode array and each return electrode is connected to the connector at the proximal end of the catheter shaft. Allow to be done. The catheter shaft may include a guide wire that guides the catheter to a target site, or the catheter may comprise a steerable guide catheter. The catheter may also include a substantially rigid end portion to enhance torque control of the end portion as the catheter is further advanced into the patient's body. Specific shaft design aspects are described in detail below with reference to the drawings.
[0048]
The electrode terminals are preferably supported in or by an inorganic insulating support located near the end of the instrument shaft. The return electrode may be placed on the instrument shaft, on another instrument, or on the outer surface of the patient (ie, the dispersion pad). However, since the nerves and other sensitive tissues are close to each other in or around the spinal cord, the bipolar design aspect is more preferable because the non-target tissue and the surrounding area are more suitable. This is because the current flow through the nerve is minimized. Therefore, it is preferable that the return electrode is integrated with either the instrument body or another instrument disposed in the vicinity of the instrument body. The proximal end of the (each) instrument includes a suitable electrical connection that couples the return electrode and electrode terminal to a high frequency power source such as an electrosurgical generator.
[0049]
In certain embodiments, the active electrode has an active portion or surface having a surface geometry that is shaped to promote electric field strength and associated current density along the leading edge of the electrode. Appropriate surface geometry is obtained by forming an electrode shape that includes selective sharp edges or by forming irregularities or other surface relief on the active surface of the electrode. The electrode shape according to the present invention uses a crafted wire (for example, by drawing a round wire through a forming die) to form electrodes having various cross-sectional shapes such as a square, a rectangle, an L shape, or a V shape. obtain. The electrode edge can also be formed by removing a portion of the long metal electrode and shaping the cross section. For example, by grinding the constituent material along the length of a round or hollow wire electrode, a D-shaped or C-shaped wire having an edge facing the cutting direction can be formed, respectively. Alternatively, lateral material grooves, slots, threads, etc. may be formed along the electrode by removing constituents at closely spaced intervals along the length of the electrode.
[0050]
In addition or alternatively, the active electrode surface may be processed by a chemical, electrochemical or abrasive method to form a plurality of surface irregularities on the electrode surface. These surface irregularities promote tissue disaggregation or incision by promoting a large electric field strength between the active electrode surface and the target tissue. For example, surface irregularities can be produced by etching the active electrode with an etchant having a pH of less than 7.0, or by using a high velocity flow of abrasive particles (eg, grit blasting). Can be formed on the surface of the elongated electrode. A more detailed description of such electrode shapes can be found in US Pat. No. 5,843,019, the entire disclosure of which is incorporated herein by reference.
[0051]
The return electrode is typically spaced a suitable distance proximally from the active electrode to avoid a short circuit between the active electrode and the return electrode in the presence of a conductive fluid. In most of the embodiments described herein, the distal edge of the exposed surface of the return electrode is about 0.5-25 mm from the proximal edge of the exposed surface of the active electrode, preferably Separated by about 1.0-5.0 mm. This distance can of course vary depending on the different voltage ranges, the conducting fluid, and depending on the proximity of the tissue structure to the active and return electrodes. The return electrode typically has an exposed length in the range of about 1-20 mm.
[0052]
The current path between the electrode terminal and the return electrode is conducted by immersing the tissue site in a conductive fluid (for example, in a viscous fluid such as a conductive gel) or along the fluid path to the target site. It can be generated by directing a fluid (ie, a liquid such as isotonic saline, hypotonic saline, or a gas such as argon). The conductive gel can also be used to deliver a conductive fluid to a target site while controlling the conductive fluid at a lower speed. In addition, the viscosity characteristics of the gel allow the surgeon to include the gel more easily around the site of interest (eg, than to include isotonic saline). A more complete description of an exemplary method of conducting a conductive fluid between the active electrode and the return electrode is described in US Pat. No. 5,697,281, previously incorporated herein by reference. Alternatively, blood or intracellular saline may be sufficient to establish conditions for establishing a vapor path and establishing a conductive path between the return electrode and electrode terminal, as described above. However, since blood tends to coagulate at a constant temperature, a conductive fluid is preferable to blood to be introduced into a patient's body. In addition, the patient's blood may not have sufficient electrical conductivity to properly form a plasma in certain applications. Preferably, a liquid conducting fluid (eg, isotonic saline) is used to simultaneously “wet” the target tissue surface, providing an additional means for removing any tissue, and The target tissue region disaggregated in (1) may be cooled.
[0053]
The power source may include a fluid interlock for interrupting power to the electrode terminals when there is insufficient conductive fluid around the electrode terminals. This ensures that the instrument is not activated when no conductive fluid is present and may otherwise minimize tissue damage. A more detailed description of such a fluid chain can be found in co-pending US patent application Ser. No. 09 / 058,336 filed Apr. 10, 1998 (Attorney Docket No. CB-4), all of which The disclosure of which is incorporated herein by reference.
[0054]
Certain procedures may require collection or aspiration removal of the conductive fluid and / or non-condensed gas product by disaggregation. In addition, it is desirable to aspirate and remove small pieces of tissue or other body structures that are not completely decomposed by high frequency energy, or other fluids of the target site such as blood, mucus, dissociated gas products, and the like. Thus, the system of the present invention may include one or more suction bores in the instrument or on other instruments, connected to a suitable vacuum source to aspirate fluid from the target site. In addition, the present invention provides one or more suction removal electrodes connected to the ends of the suction bores to break apart or at least reduce the volume of the tissue pieces that have been suctioned away into the bores without being broken apart. Can be included. The suction removal electrode mainly functions to prevent the blockage of the inner hole that may occur when a large tissue fragment is sucked. The suction / removal electrode may be different from the disaggregation electrode terminal, or the same electrode may achieve both functions. A more complete description of an instrument incorporating an aspiration removal electrode was filed on Jan. 21, 1998 and assigned to the same applicant as the present application, and “a system for excising, disaggregating and aspirating and removing tissue” and The entire disclosure of which is found in a copending US patent application entitled "Method" is hereby incorporated by reference.
[0055]
Instead of or in addition to suction, restraints such as baskets, retractable sheaths, etc. can restrain excess conductive fluid, tissue fragments and / or gas products from disaggregation at or near the target site desirable. The embodiment has the advantage of ensuring that the conductive fluid, tissue fragment or disaggregation product does not flow through the patient's vasculature or into other parts of the body. Furthermore, it may be desirable to limit the adverse effects of suction on the hemostasis of the cut blood vessel by limiting the amount of suction.
[0056]
The present invention may use a single active electrode terminal or an array of electrode terminals spaced around the distal surface of the catheter or probe. In the latter embodiment, the electrode arrangement typically includes a plurality of independent electrode terminals that are current limited and / or power controlled, while these electrode terminals selectively apply electrical energy to the target tissue. Limit the application of unwanted electrical energy to surrounding tissues and the environment resulting from dissipation of power into surrounding conductive fluids such as blood, usually saline. The electrode terminals can be independently current-limited by insulating the terminals from each other and connecting the terminals to a separate power source insulated from the other electrode terminals. Alternatively, each electrode terminal may be connected to each other at the proximal or distal end of the catheter to form a single wire coupled to a power source.
[0057]
In one arrangement, each independent electrode terminal in the electrode array is electrically isolated from all other electrode terminals in the array in the instrument and insulated from each of the other electrode terminals in the array. A low resistance material (such as blood, conductive saline wash or conductive gel, for example) connected to a power source has formed a low impedance path between the return electrode and each independent electrode terminal Sometimes connected to a circuit that limits or blocks the flow of current to the electrode terminals. Each power supply distinguished for each of the independent electrode terminals can be an independent power supply circuit having internal impedance characteristics that limit the power to the corresponding electrode terminal when a low impedance return path occurs. For example, the distinguished power source may be a user selectable constant current source. In this embodiment, the low impedance path automatically results in a low resistance heating level because the amount of heat is proportional to the product of the operating current and the square of the impedance. Alternatively, a single power supply is connected to each electrode terminal via an independently startable switch or by independent current limiting elements such as inductors, capacitors, resistors and / or combinations thereof Can be done. The current limiting element may be deployed within the instrument, connector, cable, controller, or along a conductive path from the controller to the distal tip of the instrument. Alternatively, the resistance and / or capacitance may occur on the active electrode terminal depending on an oxide layer that forms a selected electrode terminal (titanium or resistive coating on the surface of a metal such as platinum).
[0058]
The tip region of the instrument may comprise a number of independent electrode terminals designed to provide electrical energy in the vicinity of the tip. Selective application of electrical energy to the conductive fluid is accomplished by connecting each independent electrode terminal and return electrode to a power source having an independently controlled or current limited channel. The return electrode is composed of a single cylindrical member made of a conductive material close to the electrode array at its tip, and this cylindrical member also serves as a conduit for supplying a conductive fluid between the active electrode and the return electrode. obtain. Alternatively, the instrument may maintain current at the tip by providing an array of return electrodes (along with the active electrode) at the distal tip of the instrument. By applying a high-frequency voltage between the return electrode and the electrode array, a large electric field strength is generated at the terminal tip of the electrode terminal, and a high-frequency current is conducted from each independent electrode terminal to the return electrode. Current flow from each independent electrode terminal to the return electrode provides an active or passive means of supplying electrical energy to the surrounding conductive fluid while minimizing energy supply to the surrounding (non-target) tissue. Controlled by means or a combination thereof.
[0059]
By applying a high frequency voltage between the return electrode and the electrode terminal for an appropriate time interval, the target tissue is dissected, removed, disaggregated, shaped, reduced or altered. In certain embodiments of the invention, the tissue volume from which energy is dissipated (ie, where there is a high current density) can be accurately controlled using, for example, a plurality of small electrode terminals, but the effective diameter of the small electrode terminals Alternatively, the major dimensions are in the range of about 10 mm to 0.01 mm, preferably about 2 mm to 0.05 mm, more preferably about 1 mm to 0.1 mm. In this example, the electrode area for both circular and non-circular terminals is 50 mm for the electrode array. 2 75 mm for a single electrode embodiment 2 It has a contact area of a certain size (per electrode terminal). In the multi-electrode array embodiment, the contact area of each electrode terminal is typically 0.0001 mm. 2 To 1mm 2 More preferably, 0.001 mm 2 To 0.5mm 2 Range. The limited area of the electrode array or electrode terminal is 0.25 mm. 2 ~ 75mm 2 , Preferably 0.5mm 2 To 40mm 2 Range. In the multi-electrode embodiment, the arrangement includes at least two, often at least five, often more than ten, more than fifty, disposed on the terminal contact surface on the shaft. Includes electrode terminals that may even become. The use of small diameter electrode terminals reduces the field strength and the extent or depth of tissue heating as a result of the divergence of current force lines emanating from the exposed surface of each electrode terminal.
[0060]
The area of the tissue treatment surface can vary widely, and the tissue treatment surface can have a variety of geometries, but a particular region and geometry is selected for a particular application. Also, the geometry can be flat, concave, convex, hemispherical, conical, linear “in-line” arrangement, or virtually any other regular or irregular shape. Most commonly, the active electrode or electrode terminal is formed at the distal tip of the electrosurgical instrument shaft and often has a flat, disc-shaped, or hemispherical surface for use in orthopedic procedures. Or a linear array for incision. Alternatively or additionally, the active electrode may be formed on the side surface of the electrosurgical instrument shaft (eg, as in a spatula) to facilitate access to certain body structures in an endoscopic procedure.
[0061]
In certain embodiments, the electrode support member and fluid outlet may be recessed from the outer surface of the instrument or handpiece to localize the conductive fluid in a region immediately surrounding the electrode support member. In addition, the shaft may be shaped to form a cavity around the electrode support member and the fluid discharge port. This helps to ensure that the conductive fluid remains in contact with the electrode terminal and the return electrode and maintains a conductive path therebetween. This also facilitates maintaining a vapor layer and subsequent plasma layer between the electrode terminal and the tissue at the treatment site during the treatment, thereby eliminating the vapor layer without any conductive fluid. If so, the thermal damage that would occur would be reduced. Deploying a conductive fluid around the target site also helps maintain the tissue temperature at the desired level.
[0062]
In other embodiments, the active electrode is spaced a sufficient distance from the tissue to minimize or avoid contact between the tissue and the vapor layer formed around the active electrode. In these embodiments, the hot electrons in the vapor layer travel from the vapor layer through the conducting fluid and travel back to the return electrode so that contact between the tissue and these electrons is minimized. However, ions in the plasma under certain conditions, such as high voltage levels, have sufficient energy to be accelerated to the tissue across the vapor layer. Thus, tissue bonds are dissociated or broken as in the previous embodiments, while minimizing electron flow and thus minimizing thermal energy in contact with the tissue.
[0063]
The conductive fluid must have a threshold conductivity to provide an appropriate conductive path between the return electrode and the electrode terminal. Also, the conductivity of the fluid (in units of milliSiemens per centimeter, ie mS / cm) is usually greater than 0.2 mS / cm, preferably greater than 2 mS / cm, more preferably greater than 10 mS / cm. . In an exemplary embodiment, the conductive fluid is isotonic saline having a conductivity of about 17 mS / cm. Applicants have found that more conductive fluids or higher ionic concentration conductive fluids usually provide more aggressive disaggregation rates. For example, an aqueous salt solution containing a higher level of sodium chloride (such as about 0.9% sodium chloride) than conventional salt water, such as higher than 1% or about 3% to 20% sodium chloride is desirable. Alternatively, the present invention provides different types of conduction that increase the power of the plasma layer, for example, by increasing the amount of ions in the plasma or by providing ions with higher energy levels than sodium ions. Can be used with fluids. For example, the present invention can be used with elements other than sodium, such as potassium, magnesium, calcium, and other metals near the left side of the periodic table. In addition to this, other electronegative elements such as fluorine can be used instead of chlorine.
[0064]
The voltage applied between the return electrode and the electrode terminal is high frequency or radio frequency, typically about 5 kHz to 20 MHz, usually about 30 kHz to 2.5 MHz, preferably about 50 kHz to 500 kHz, many In some cases, it is 350 kHz or less, and in many cases, about 100 kHz to 200 kHz. In certain applications, the Applicant has found that a frequency of about 100 kHz is useful because the tissue impedance is quite large at this frequency. Also, in other applications such as treatment in or within the heart or head and neck, it is even higher to minimize the flow of low frequency currents into the heart or into the nerves of the head and neck. A frequency (for example, 400 to 600 kHz) is desirable. The applied RMS (root mean square) voltage is typically about 5 volts, depending on the size of the electrode terminal, the frequency of operation of the particular procedure and the desired effect on the mode of operation or tissue (ie reduction, coagulation, cutting or disaggregation). To about 1,000 volts, preferably about 10 to 500 volts, and often about 150 to 400 volts. Typically, the peak-to-peak voltage for dissociation or disconnection in the form of a square wave (again depending on electrode size, number of electrons, operating frequency and operating mode) is in the range of 10 to 2,000 volts, preferably It is in the range of 100 to 1,800 volts, more preferably in the range of about 300 to 1,500 volts, and often in the range of about 300 to 800 volts. Even lower peak-to-peak voltages are used for tissue coagulation, tissue thermal heating, or collagen shrinkage, typically in the range of 50 to 1,500 volts, preferably 100 to 1,000. It is in the range of bolts, more preferably in the range of 120 to 400 volts. Also, for the disaggregation of harder materials such as bone tissue, a higher peak-to-peak voltage of about 800 volts, for example, is desirable, depending on other factors such as electrode geometry and conductive fluid composition.
[0065]
As discussed above, the voltage is typically applied effectively and continuously (as compared to, for example, a laser that corresponds to a small-depth necrosis pulsed approximately at about 10-20 Hz). As described above, it is supplied by a series of voltage pulses having a sufficiently large frequency (for example, about 5 kHz to 20 MHz) or an alternating current having a time-varying voltage amplitude. In addition, the duty cycle (ie, the accumulated time in any one second during which energy is applied), compared to a pulsed laser, which typically has a duty cycle of about 0.0001%. In the invention, it is about 50%.
[0066]
Preferred power sources of the present invention produce average power levels ranging from a few milliwatts to tens of watts per electrode, depending on the volume of target tissue to be heated and / or the maximum allowable temperature selected for the instrument tip. Supply selectable high-frequency current. The power source allows a user to select a voltage level according to the specific requirements of a particular neurosurgical procedure, cardiac surgery, arthroscopic surgery, skin treatment, eye treatment, open surgery or other endoscopic surgical procedure. For cardiac procedures and possibly neurosurgery, the power supply may have an additional filter to filter the leakage voltage at a voltage below 100 kHz, especially about 60 kHz. Alternatively, in certain procedures where low frequency stray currents can be a problem, a power supply having a high operating frequency of, for example, 300-600 kHz can be used. Descriptions of suitable power sources are co-pending patent applications 09 / 058,571 and 09 / 058,336 filed on April 10, 1998 (Attorney Docket Numbers: CB-2 and CB-4) However, the entire disclosures of both applications are incorporated herein by reference for all purposes.
[0067]
The power source may be current limited or controlled so that undesirable heating of the target tissue or surrounding (non-target) tissue does not occur. In the presently preferred embodiment of the present invention, a current limiting inductor is placed in series with each independent electrode terminal, the inductance of which depends on the electrical characteristics of the target tissue, the desired tissue heating rate and the operating frequency. In the range of 10 μH to 50,000 μH. Alternatively, a capacitor-inductor (LC) circuit structure may be employed as described in the aforementioned US Pat. No. 5,697,909, the entire disclosure of which is hereby incorporated herein by reference. Incorporated into. Additionally, a current limiting resistor can be selected. Preferably, these resistors have a large positive temperature resistance coefficient so that when the current level begins to rise for any individual electrode terminal in contact with a low resistance medium (eg, saline wash or blood). The resistance of the current limiting resistor is significantly increased to minimize the power supply from the electrode terminal to the low resistance medium (eg, saline solution or blood).
[0068]
It should be clearly understood that the present invention is not limited to electrically separated electrode terminals or a plurality of electrode terminals. For example, the array of active electrode terminals can be connected to a single lead that extends through the probe shaft to a high frequency current source. Alternatively, the instrument may incorporate a single electrode, which may be connected to a single lead that extends directly through the catheter shaft or extends to a power source. The active electrode may have a ball shape (eg, for tissue vaporization and drying), a spring shape (for rapid tissue degradation and drying), a twisted metal shape, an annular or solid tube shape, and the like. . Alternatively, the electrode may be a plurality of filaments, a solid or flexible brush electrode (for degrading tumors such as fibroids, bladder tumors or prostate adenomas), secondary on the side surface of the shaft It can consist of effect brush electrodes, coil electrodes and the like.
[0069]
Referring now to FIG. 1, a representative electrosurgical system 11 for treating tissue within the spinal column will be described in detail. The electrosurgical system 11 generally includes an electrosurgical handpiece or probe 10 connected to a power supply 28 that provides a high frequency voltage to a target site, and a fluid source 21 that supplies a conductive fluid 50 to the probe 10. And. In addition, the electrosurgical system 11 may include an endoscope (not shown) with a fiber optic headlight for viewing the surgical site. The endoscope can be integral with the probe 10 or can be part of a separate instrument. The system 11 may also include a vacuum source (not shown) coupled to the suction bore or tube 205 (see FIG. 2) in the probe 10 to aspirate and remove the target site.
[0070]
As shown, the probe 10 generally includes a base handle 19 and an elongate shaft 18 having an array 12 of electrode terminals 58 at the ends. The connection cable 34 includes a connector 26 that electrically connects the electrode terminal 58 to the power supply 28. Each electrode terminal 58 is electrically isolated from each other and each electrode terminal 58 is connected to an active or passive control network within the power supply 28 by a plurality of individually insulated conductors (not shown). Is done. A fluid supply pipe 15 that supplies a conductive fluid 50 to a target site is connected to the fluid pipe 14 of the probe 10. If desired, the fluid supply tube 15 can be connected to a suitable pump (not shown).
[0071]
The power supply 28 has a voltage level adjuster 30 that can be controlled by the operator to change the applied voltage level observable by the voltage level indicator 32. The power supply 28 also includes first, second and third foot pedals 37, 38, 39 and a cable 36 removably coupled to the power supply 28. The foot pedals 37, 38, 39 allow the surgeon to remotely adjust the energy level applied to the electrode terminal 58. In an exemplary embodiment, a first foot pedal 37 is used to place the power source in a “disaggregation” mode, and a second foot pedal 38 turns the power source 28 into a “sub-ablation” mode (eg, tissue coagulation). (Or reduction). The third foot pedal 39 allows the user to adjust the voltage level within the “disarm” mode. In the disaggregation mode, a sufficient voltage is applied to the electrode terminals to provide the necessary conditions for molecular dissociation of the tissue (ie, vaporize a portion of the conducting fluid, ionize charged particles in the vapor layer, and Establish conditions for accelerating charged particles against tissue. As discussed above, the required voltage level for disaggregation varies depending on the number, size, shape and spacing of each electrode, the distance that each electrode extends from the support member, and the like. When the surgeon sets the power source to the “disaggregation mode”, the voltage level adjuster 30 or the third foot pedal 39 is used to adjust the voltage level to adjust the degree of disaggregation or the aggressiveness.
[0072]
Of course, it is understood that the voltage and type of the power supply can be controlled by other input devices. However, Applicants have found that a foot pedal is a convenient way to control the power supply while manipulating the probe during the surgical procedure.
[0073]
In the disaggregation assist mode, the power supply 28 applies a sufficiently low voltage to the electrode terminals to avoid vaporization of the conductive fluid and the resulting molecular dissociation of the tissue. The surgeon can automatically switch the power source in two directions between the disaggregation mode and the disaggregation assist mode by alternately depressing the foot pedals 37 and 38. This allows the surgeon, in certain embodiments, to perform coagulation / thermal heating and disaggregation in situ without diverting his or her concentration from the operating range and without requiring the assistant to switch power. Can move quickly between. For example, when a surgeon sculpts soft tissue in a disaggregation mode, the probe typically seals and / or coagulates a small cut blood vessel in the tissue simultaneously. However, large vessels or vessels with high fluid pressure (eg, arterial vessels) may not be sealed in the disintegration mode. Thus, the surgeon simply depresses the foot pedal 38 to automatically lower the voltage level below the threshold level for disaggregation and apply sufficient pressure to the cut vessel for a sufficient amount of time to seal and / or seal the vessel. Can solidify. After this is complete, depressing the foot pedal 37 allows the surgeon to quickly return to the disband mode.
[0074]
Referring now to FIGS. 2 and 3, a typical high frequency power supply used in accordance with the principles of the present invention will be described. The high frequency power supply of the present invention is arranged and configured to apply about 10 to 500 volts RMS between one or more electrode terminals (and / or coagulation electrodes) and one or more return electrodes. In an exemplary embodiment, the power supply applies about 70 to 350 volts RMS in disaggregation mode, about 20 to 90 volts in disaggregation assist mode, and preferably 45 to 70 volts in disaggregation assist mode (of course, these The value varies depending on the probe geometry attached to the power source and the desired mode of operation).
[0075]
The preferred power source of the present invention produces an average power level ranging from several milliwatts to tens of watts per electrode, depending on the volume of target tissue to be heated and / or the maximum allowable temperature selected for the probe tip. Supply selectable high-frequency current. The power source allows the user to select a voltage level according to the special requirements of a particular procedure, such as arthroscopic surgery, skin treatment, eyeball treatment, open surgery or other endoscopic surgical procedure.
[0076]
As shown in FIG. 2, the power supply generally has an output connection coupled via a power output signal 102 to a load impedance typified by the electrode assembly when an electrosurgical probe is used. A radio frequency (RF) power oscillator 100 is provided. In the preferred embodiment, the RF oscillator operates at about 100 kHz. The RF oscillator is not limited to this frequency and can operate at a frequency of about 300 kHz to 600 kHz. Particularly in cardiac applications, the RF oscillator preferably operates in the range of about 400 kHz to about 600 kHz. The RF oscillator generally provides a square wave signal having a crest factor of about 1-2. This signal can of course be a sinusoidal signal or other suitable waveform signal depending on the application and other factors such as applied voltage, number of electrodes and geometry. The power output signal 102 is designed to minimize the voltage drop (ie, sag) experienced during loading. This improves the voltage applied to the electrode terminal and return electrode, thereby improving the rate of volumetric removal (disaggregation) of tissue.
[0077]
Power to the oscillator 100 is supplied by a switching power supply 104 connected between the power line and the RF oscillator, rather than a conventional transformer. Depending on the switched power supply 140, the generator can achieve high peak power output without a large, heavy and bulky transformer. The switched power supply architecture is also designed to reduce electromagnetic noise so that EMI requirements of the United States and other countries are met. This architecture includes zero voltage switching or crossing that turns each transistor on and off when the voltage is zero. Therefore, the electromagnetic noise caused by the switching of the transistors is considerably reduced. In the exemplary embodiment, switching power supply 104 operates at approximately 100 kHz.
[0078]
A controller 106 connected to each operator 105 (that is, each foot pedal and voltage selector) for the operator and the display 116 is for controlling the switching power supply 104 to adjust the output power of the generator by changing the supply voltage. Connected to input. The controller 106 can be a microprocessor or an integrated circuit. The power supply also includes one or more current sensors 112 that detect the output current. The power source is preferably housed in a metal casing that provides a durable container for the electrical components in the metal casing. In addition, the metal casing reduces electromagnetic noise generated in the power supply, because the grounded metal casing functions as a “Faraday shield” to surround the internal electromagnetic noise source. It is because it shields from.
[0079]
The power source generally includes a main or mother board that contains general purpose electrical components required for many different surgical procedures (eg, arthroscopic, urological, general, dermatological, neurosurgery, etc.) Includes a daughter board that includes application specific current limiting circuits (eg, inductors, resistors, capacitors, etc.). Since the daughter board is connected to the mother board by a detachable multi-pin connector, the power source can be conveniently converted, for example, for applications that require different current limiting circuit design aspects. For example, for an arthroscope, the daughter board is preferably a plurality of about 200 to 400 microhenries, usually about 300 microhenries, for each channel supplying current to electrode terminal 02 (see FIG. 2). With one inductor.
[0080]
Alternatively, in one embodiment, a current limiting inductor is placed in series with each independent electrode terminal, where the inductance of the inductor is the electrical characteristics of the target tissue, the desired tissue heating rate and the operating frequency. Depending on the range of 10 μH to 50,000 μH. Alternatively, a capacitor-inductor (LC) circuit structure may be employed as described in the aforementioned copending PCT application No. PCT / US94 / 05168, the entire disclosure of which is incorporated herein by reference This is incorporated herein. Additionally, a current limiting resistor can be selected. Preferably, these resistors have a large positive temperature resistance coefficient, which increases the current level for any individual electrode terminal in contact with a low resistance medium (eg, a saline cleaning solution or conductive gel). When started, the resistance of the current limiting resistor is increased considerably to minimize the power supply from the electrode terminal to the low resistance medium (eg, salt water wash or conductive gel). The power output signal can also be coupled to a plurality of current limiting elements 96, preferably mounted on the daughter board, since each current limiting element can vary depending on the application. . A more detailed description of a representative power supply can be found in US patent application Ser. No. 09 / 058,571, assigned to the present applicant as well as the present application and previously incorporated herein by reference.
[0081]
4-6 illustrate a representative electrosurgical probe 20 constructed in accordance with the principles of the present invention. As shown in FIG. 4, the probe 90 generally includes an elongate shaft 100 that can be bendable or rigid, a handle 204 coupled to the proximal end of the shaft 100, and an electrode coupled to the distal end of the shaft 100. Support member 102. The shaft 100 is preferably composed of a conductive material, usually a metal, selected from the group consisting of tungsten, stainless steel alloys, platinum or alloys thereof, titanium or alloys thereof, molybdenum or alloys thereof, and nickel or alloys thereof. In this embodiment, the shaft 100 includes an electrically insulating jacket 108 typically formed as one or more electrically insulating outer sheaths or coatings such as polytetrafluoroethylene, polyimide, and the like. By deploying the electrically insulating jacket on the shaft, direct electrical contact between these metal elements and any nearby body structure or surgeon is prevented. Direct electrical contact between such body structures (eg, tendons) and exposed electrodes can result in undesired heating of the structure at the point of contact and cause necrosis. Alternatively, the return electrode may comprise an annular band connected to an insulating shaft and having a connector within the shaft that extends to the proximal end of the shaft.
[0082]
The handle 204 is typically made of a plastic material that is easily molded into the appropriate shape to be manipulated by the surgeon. The handle 204 defines an inner cavity (not shown) that houses the electrical connection 250 (FIG. 6) and provides a suitable interface for connection to the electrical connection cable 22 (see FIG. 1). The electrode support member 102 extends from the end of the shaft 100 (usually by about 1 to 20 mm) and provides a support member for a plurality of electrically insulated electrode terminals 104 (see FIG. 5). As shown in FIG. 4, the fluid tube 233 includes a connector 235 that extends through an opening in the handle 204 and is connected to a fluid supply to supply conductive fluid to a target site. Depending on the shape of the end surface of the shaft 100, the fluid tube 233 can extend through a single bore (not shown) in the shaft 100, or the fluid tube 233 can be connected to the end of the shaft 100. Can be coupled to a plurality of bores (also not shown) extending through the shaft 100 to a plurality of openings in the. In the preferred embodiment, the fluid tube 239 is a plastic tube that extends along the exterior of the shaft 100 to the point just at the end of the return electrode 112 (see FIG. 5). In this embodiment, the fluid is directed through the opening 237 and past the return electrode 112 to the electrode terminal 104. The probe 20 may also include a valve 17 (FIG. 1) or an equivalent structure for controlling the flow rate of the conductive fluid relative to the target site.
[0083]
As shown in FIG. 4, the distal portion of shaft 100 is preferably bent to improve access to the surgical site of the tissue being treated. Electrode support member 102 has a substantially flat tissue treatment surface 212 (FIG. 5), which surface 212 is typically about 10-90 °, preferably about 30-90 relative to the longitudinal axis of shaft 100. More preferably, the angle is about 45 °. In an alternative embodiment, the distal portion of the shaft 100 is comprised of a flexible material that can be bent with respect to the longitudinal axis of the shaft. Such bending can be selectively induced, for example, by a mechanical force of the tension wire or by a shape memory wire that expands or contracts due to externally applied temperature changes. A more complete description of the examples is described in US Pat. No. 5,697,909, previously incorporated herein by reference. Alternatively, the shaft 100 of the present invention can be bent to an appropriate angle by a physician using a conventional bending tool or the like.
[0084]
In the embodiment shown in FIGS. 4-6, the probe 20 includes a return electrode 112 for completing a current path between the electrode terminal 104 and the high frequency power supply 28 (see FIG. 1). As shown, the return electrode 112 is preferably slightly adjacent to the tissue treatment surface 212 of the electrode support member 102, typically about 0.5 to 10 mm, and more preferably about 1 to 10 mm. The exposed portion of the shaft 100 shaped as an annular conduction band in the vicinity of the end of the shaft. The return electrode 112 or shaft 100 is coupled to a connector 258 that extends to the proximal end of the probe 10 where it is properly connected to the power supply 10 (FIG. 1).
[0085]
As shown in FIG. 4, the return electrode 112 is not directly connected to the electrode terminal 104. In order to complete the current path such that the electrode terminal 104 is electrically connected to the return electrode 112, a conductive fluid (eg, isotonic saline) is passed between them. In the preferred embodiment, the conductive fluid is supplied to the opening 237 via the fluid line 233 as described above. Alternatively, the fluid may be supplied by a fluid supply element (not shown) separate from the probe 20. For example, in arthroscopic surgery, the body cavity is filled with isotonic saline, and the probe 90 is introduced into the full liquid cavity. The conductive fluid is continuously replenished to maintain a conductive path between the return electrode 112 and the electrode terminal 104. In other embodiments, the distal portion of the probe 20 can be immersed in a source of conductive fluid such as gel or isotonic saline prior to positioning at the target site. Applicants will note that, as described below, depending on the surface tension of the fluid and / or the viscosity characteristics of the gel, the conductive fluid may be used for a long time sufficient to achieve the function according to the present invention and the active electrode and It has been found that it can remain around the return electrode. Alternatively, a conductive fluid such as a gel is supplied directly to the target site.
[0086]
In an alternative embodiment, the fluid path may be formed in the probe 90 by, for example, an inner bore or annular gap (see FIGS. 8A and 8B) within the shaft 100 between the return electrode and the tubular support member. The annular gap can be formed near the periphery of the shaft 100 so that the conductive fluid can easily flow in the inner diameter direction toward the target site, or the annular gap can be formed in the center of the shaft 100 so that the fluid can flow in the outer diameter direction. Can be formed. In both of these embodiments, the fluid source (eg, a fluid container mounted above the surgical site or having a pump device) may or may not have a controllable valve (not shown). ) It is connected to the probe 90 via a fluid supply pipe. A more complete description of an electrosurgical probe incorporating one or more fluid bores can be found in US Pat. No. 5,697,281, the entire disclosure of which has already been incorporated herein by reference. Has been incorporated.
[0087]
Referring to FIG. 5, the electrode terminals 104 that are electrically isolated from each other are spaced apart from each other over the tissue treatment surface 212 of the electrode support member 102. The tissue treatment surface and individual electrode terminals 104 typically have dimensions in the ranges indicated above. In the preferred embodiment, the tissue treatment surface 212 has a circular cross-sectional shape with a diameter in the range of 1 mm to 20 mm. The individual electrode terminals 104 preferably extend outwardly from the tissue treatment surface 212 by a distance of about 0.1 to 4 mm, usually about 0.2 to 2 mm. Applicants have found that this arrangement promotes tissue disaggregation as detailed above by increasing the large electric field strength and corresponding current density around the electrode terminals 104.
[0088]
In the embodiment of FIGS. 4-6, the probe includes a single large opening 209 at the center of the tissue treatment surface 212 and around the periphery of the surface 212 (see FIG. 5) (eg, about 3 to 15). And a plurality of electrode terminals. Alternatively, the probe may include a single annular or partially annular electrode terminal at the periphery of the tissue treatment surface. The central opening 209 is connected to a suction bore (not shown) in the shaft 100 and a suction tube 211 (FIG. 4) to suck away tissue, fluid and / or gas from the target site. . In this embodiment, the conductive fluid generally flows in the inner diameter direction so as to pass through the electrode terminal 104 and return through the central opening 209. By aspirating away the conductive fluid during surgery, the surgeon can see the target site and prevent fluid from flowing into the patient's body.
[0089]
It will of course be understood that the distal tip of the probe can have various shapes. For example, the probe may include a plurality of apertures 209 around the outer periphery of the tissue treatment surface 212 (see FIG. 7B). In such an embodiment, each electrode terminal 104 extends from the center of the tissue treatment surface 212 toward the distal end such that each electrode terminal 104 is mounted in the inner diameter direction of each opening 209. Thus, each opening has a fluid pipe 233 that supplies a conductive fluid to a target site, and a suction pipe 211 that sucks and removes the fluid after the conductive path between the return electrode 112 and the electrode terminal 104 is completed. It is communicated appropriately.
[0090]
FIG. 6 shows an electrical connection 250 in the handle 204 for connecting the electrode terminal 104 and the return electrode 112 to the power supply 28. As shown, the plurality of wires 252 extend through the shaft 100 to connect the terminal 104 to the plurality of pins 254, which are connectors connected to the connection cable 22 (FIG. 1). • Plugged into block 256. Similarly, return electrode 112 is coupled to connector block 256 via wire 258 and plug 260.
[0091]
In accordance with the present invention, probe 20 further includes an identification element that is specific to a particular electrode assembly, so that the same power source 28 can be used for different electrosurgical operations. For example, in one embodiment, probe 20 includes a voltage reduction element or voltage reduction circuit that reduces the voltage applied between electrode terminal 104 and return electrode 112. Since the voltage reducing element plays a role of reducing the voltage applied by the power source, the voltage between the electrode terminal and the return electrode is sufficiently lowered, so that excessive dissipation of power to the conductive medium and / or the target site is achieved. Avoid soft tissue disaggregation. In certain embodiments, the power supply 28 can apply two different voltages simultaneously to two different electrodes (see FIG. 15D). In other embodiments, the voltage reducing element is essentially compatible with the electrosurgical probe 90 for other ArthroCare generators that can apply high voltages for tissue disaggregation or vaporization. Allow. For example, a voltage drop element for thermal heating or coagulation of tissue may cause a voltage of about 100 to 170 volts RMS (which is setting 1 or 2 in ArthroCare models 970 and 980 (ie 2000) generators) to the tissue. It functions to reduce to about 45-60 volts RMS, a voltage suitable for shrinking tissue without disaggregation (eg, molecular dissociation).
[0092]
Of course, for certain procedures, the probe typically does not require a voltage drop element. Alternatively, the probe may include a voltage raising element or circuit if desired. Alternatively or additionally, the cable 22 that couples the power supply 10 to the probe 90 can be used as a voltage drop element. The cable has a specific capacitance that can be used to lower the power supply voltage if the cable is mounted in an electrical circuit between the power supply, electrode terminal and return electrode. In this embodiment, the cable 22 can be used alone or in combination with one of the above-described voltage reducing elements such as capacitors. Furthermore, it should be noted that the present invention can be used with a power supply that can apply a voltage within a selected range to treat tissue. In this embodiment, a voltage reducing element or circuit may be unnecessary.
[0093]
8A-8C are cross-sectional views of the distal portion of three different embodiments of a probe 90 according to the present invention. As shown in FIG. 8A, each electrode terminal 104 may be formed into a flat, hemispherical or other shape during manufacture depending on the requirements of the particular procedure (eg, silicone or ceramic or glass material such as alumina, zirconium oxide, etc.). Etc.) consisting of a suitable insulating material. A suitable support matrix material is obtained from Kyocera Industrial Ceramics, Elkrove, Illinois because of its high thermal conductivity, good electrical insulation properties, large bending modulus, resistance to carbon tracking, biocompatibility, and high melting point. Possible alumina. Thus, the support matrix 102 is adhesively bonded to a tubular support member 78 that extends over most or all of the distance between the support matrix 102 and the proximal end of the probe 90. Tubular member 78 is preferably made of an electrically insulating material such as an epoxy or silicone-based material.
[0094]
In a preferred construction technique, the electrode terminals 104 extend through a pre-formed opening in the support matrix 102 and project on the tissue treatment surface 212 at a desired distance. The electrodes are then bonded to the tissue treatment surface 212 of the support matrix 102, typically by an inorganic seal material 80. The seal material 80 is selected to provide effective electrical insulation and good adhesion to both the alumina matrix 102 and the platinum or titanium electrode terminals. Seal material 80 additionally must have a compatible coefficient of thermal expansion and a melting point that is significantly lower than that of platinum and titanium, and alumina or zirconium oxide, which is typically glass or glass ceramic.
[0095]
In the embodiment shown in FIG. 8A, the return electrode 112 comprises an annular member positioned around the exterior of the shaft 100 of the probe 90. The probe 90 completely or partially surrounds the tubular support member 78 to form an annular gap 54 between the two 90, 78 for flowing the conductive fluid 50 as discussed below. The gap 54 preferably has a width in the range of 0.25 mm to 4 mm. Alternatively, the probe may include a plurality of longitudinal ribs between the support member 78 and the return electrode 112 to form a plurality of fluid bores extending along the periphery of the shaft 100. In the embodiment, the plurality of inner holes extend to a plurality of openings.
[0096]
The return electrode 112 is disposed within an electrically insulating jacket 18 typically formed as one or more electrically insulating outer sheaths or coverings such as polytetrafluoroethylene, polyimide, and the like. By providing the electrically insulating jacket 18 on the return electrode 112, direct electrical contact between the return electrode 56 and any nearby body structure is prevented. Direct electrical contact between such body structures (eg, tendons) and exposed electrode member 112 can result in unnecessary heating of the structure at the point of contact, causing necrosis.
[0097]
As shown in FIG. 8A, the return electrode 112 is not directly connected to the electrode terminal 104. Conductive liquid 50 (eg, isotonic saline) is flowed along fluid path 83 to complete the current path such that terminal 104 is electrically connected to return electrode 112. The fluid path 83 is formed by an annular gap 54 between the outer return electrode 112 and the tubular support member. Conductive fluid 50 flowing through fluid path 83 as indicated by current force lines 60 in FIG. 8A provides a path for current between electrode terminal 104 and return electrode 112. When a voltage difference is applied between the electrode terminal 104 and the return electrode 112, an electric field strength is generated at the distal tip of the electrode terminal 104, and current flows from the electrode terminal 104 through the target tissue to the return electrode. Thus, the tissue 52 in the region 88 is disaggregated.
[0098]
FIG. 8B shows another alternative embodiment of an electrosurgical probe 90 having a return electrode 112 positioned within the tubular member 78. The return electrode 112 is preferably a cylindrical member that defines an inner bore 57 through which a conducting fluid 50 (eg, isotonic saline) is to be electrically connected to the return electrode 112. In this embodiment, a voltage difference is applied between the electrode terminal 104 and the return electrode 112, resulting in a current through the conductive fluid 50 as indicated by the current force line 60. As a result of the voltage difference applied at the apex of the electrode terminal 104 and the accompanying large electric field strength, the tissue 52 is disaggregated or disconnected in the region 88.
[0099]
FIG. 8C shows another embodiment of a probe 90 that combines the embodiments of FIGS. 8A and 8B. As shown, the probe includes both an inner bore 57 and an outer gap or plurality of outer bores 54 for flowing conductive fluid. In this embodiment, the return electrode 112 may be disposed within the tubular member 78 as in FIG. 8B, outside the tubular member 78 as in FIG. 8A, or at both locations.
[0100]
In certain embodiments, the probe 20 also includes one or more aspiration removal electrodes coupled to the aspiration removal lumen to prevent clogging during aspiration removal of tissue fragments from the surgical site. As shown in FIG. 9, the one or more electrode terminals 104 may include a loop electrode 140 that extends across the distal opening 209 of the suction bore in the shaft 100. In the preferred embodiment, the two electrode terminals 104 comprise a loop electrode 140 that intersects the distal opening 209. It will be appreciated that various shapes are possible, such as a single loop electrode or a plurality of loop electrodes having shapes different from those shown. In addition, the electrodes can have shapes other than loops, such as the coil shapes shown in FIGS. Alternatively, the electrode can be formed in the suction bore adjacent to the end opening 209 as shown in FIG. The main function of the loop electrode 140 is to prevent clogging of the inner hole by separating the portion of the tissue sucked into the suction inner hole.
[0101]
In certain embodiments, each loop electrode 140 is electrically isolated from other electrode terminals 104, which may be referred to herein as disaggregation electrodes 104. In other embodiments, loop electrode 140 and electrode terminal 104 can be electrically connected to each other such that both are activated. Thus, the loop electrodes 140 may or may not be electrically isolated from each other. The loop electrode 140 typically extends from the tissue treatment surface of the electrode support member 104 by about 0.05 to 4 mm, preferably about 0.1 to 1 mm.
[0102]
With reference now to FIGS. 10 and 11, an alternative embodiment of the suction removal electrode will be described. As shown in FIG. 10, the suction / removal electrode may include a pair of coil electrodes 150 extending across the end opening 209 of the suction inner hole. Since the surface area of the coil electrode 150 is large, the effect of the electrode 150 on tissue fragments passing through the distal opening 209 is usually enhanced. In addition, in FIG. 11, the suction removal electrode includes a single coil electrode 152 that crosses and passes through the end opening 209 of the suction inner hole. This single electrode 152 may be sufficient to prevent clogging of the suction bore. Alternatively, the suction removal electrode may be positioned in the suction bore adjacent to the end opening 209. Preferably, these electrodes are in close proximity to the opening 209 so that the tissue does not clog the opening 209 before reaching the electrode 154. In this embodiment, a separate return electrode 156 may be provided in the suction bore to localize the current inside.
[0103]
Referring to FIG. 13, another embodiment of the present invention incorporates a suction removal electrode 160 in the probe suction removal bore 162. As shown, the electrode 160 is positioned in the immediate vicinity of the distal opening 209 so that the tissue fragment is disaggregated as it enters the inner bore 162. In the preferred embodiment, the suction removal electrode 160 comprises a loop electrode extending across the suction removal inner hole 162. However, it will be appreciated that many other shapes are possible. In this embodiment, the return electrode 164 is disposed outside the probe in the same manner as in the previous embodiments. Alternatively, the return electrode may be disposed inside the suction removal inner hole 162 provided with the suction removal electrode 160. For example, the inner insulating coating 163 is exposed at a portion in the inner hole 162 to provide a conductive path between the exposed portion of the return electrode 164 and the suction removing electrode 160. The latter embodiment has the advantage of localizing the current in the suction removal bore. In addition to this, in the dry region where conductive fluid is supplied to the target site, it is usually easy to maintain a conductive fluid path between the active electrode and the return electrode in the latter embodiment. This is because the conductive fluid is sucked and removed through the inner hole 162 together with the tissue fragment.
[0104]
Referring to FIG. 12, another embodiment of the present invention incorporates a wire mesh electrode 600 that extends across the distal portion of the suction removal bore 162. As shown, the mesh electrode 600 includes a plurality of openings 602 to allow fluid and tissue fragments to flow through the aspiration removal bore 162. The size of the opening 602 varies depending on various factors. The mesh electrode may be connected to a distal surface or a proximal surface of the ceramic support member 102. The wire mesh electrode 600 is made of a conductive material such as titanium, tantalum, steel, stainless steel, tungsten, copper, or gold. In the preferred embodiment, the wire mesh electrode 600 is made of a different material having a different potential than the active electrode terminal 104. The mesh electrode 600 is preferably made of steel and the electrode terminals are made of tungsten. The Applicant has found that a slight potential difference between the mesh electrode 600 and the electrode terminal 104 improves the performance of the device. Of course, it will be understood that the mesh electrode can be electrically isolated from the active electrode terminals as in the previous embodiments.
[0105]
14A-14C, an alternative embodiment incorporating a metal barrier 610 is shown. As shown, the metal barrier 610 has a plurality of peripheral openings 612 that receive the electrode terminals 104 and a plurality of inner openings 614 that allow the suction and removal of fluid and tissue through the openings 609 of the suction removal bore. Have. As shown, the barrier wall 610 is press-fitted onto the electrode terminal 104 and then bonded to the shaft 100 of the probe 20. Similar to the mesh electrode embodiment, the metal barrier 610 may be made of various conductive metals such as titanium, tantalum, steel, stainless steel, tungsten, copper, gold, and the like. In a preferred embodiment, the metal barrier 610 is directly coupled to the active electrode terminal 104 or is integral with the active electrode terminal 104. In this embodiment, the active electrode terminal 104 and the metal barrier 610 are electrically connected to each other.
[0106]
FIGS. 15A-15D show an embodiment of an electrosurgical probe 350 specifically designed for disc herniation or diseased spinal discs. Referring to FIG. 15A, probe 350 includes a conductive shaft 352, a handle 354 coupled to the proximal end of the shaft 352, and an electrically insulating support member 356 at the distal end of the shaft 352. Probe 350 further includes an insulating sleeve 358 that is contracted and wound on shaft 352 and an exposed portion of shaft 352 that functions as return electrode 360. In the preferred embodiment, the probe 350 includes a plurality of active electrodes 362 extending from the distal end of the support member 356. As shown, the return electrode 360 is spaced from the active electrode 362 by a further distance than in the previous embodiments. In this embodiment, the return electrodes 360 are separated by a distance of about 2.0 to 50 mm, preferably about 5 to 25 mm. In addition, the return electrode 360 has a larger exposed surface area than the previous embodiments and has a length in the range of about 2.0 to 40 mm, preferably about 5 to 20 mm. Thus, the current flowing from the active electrode 362 to the return electrode 360 follows a current path 370 that is further away from the shaft 352 than in the previous embodiments. In certain applications, the current path 370 penetrates deeper into the surrounding tissue with the same voltage level, thus increasing the thermal heating of the tissue. This increased thermal heating as discussed above can have advantages in certain applications for treating disc abnormalities. Typically, it is desirable to achieve tissue temperature in the range of about 60 ° C. to 100 ° C. to a depth of about 0.2-5 mm, which is typically about 1-2 mm. The voltage required for this thermal damage depends on the electrode shape, the electrical conductivity of the tissues and regions surrounding each electrode, the length of time the voltage is applied, and the desired depth of tissue damage. Depends on. According to the electrode geometry described in FIGS. 15A-15D, the voltage level for thermal heating is typically about 20-300 volts RMS, preferably about 60-200 volts RMS. The peak-to-peak voltage for thermal heating with a rectangular wave form having a crest factor of about 2 is typically in the range of about 40-600 volts between peaks, preferably about 120-400 volts between peaks. Within this range, the higher the voltage, the shorter the time required. However, if the voltage is too high, the surface texture is not preferable because it is vaporized, reduced or disaggregated.
[0107]
In an alternative embodiment, the electrosurgical system used in combination with the probe 350 may include a distributed return electrode 450 (see FIG. 16) that switches between bipolar and monopolar modes. In this embodiment, the system includes a decoupled mode in which the dispersion pad 450 is activated and a voltage is applied between the active electrode 362 and the return electrode 360, and the active electrode 362 is deactivated and the dispersion pad 450 and the return electrode are activated. 360 is switched between a disaggregation assist mode or a thermal heating mode in which a voltage is applied during 360. In the disaggregation assist mode, a low voltage is typically applied and the return electrode 360 functions as an active electrode, thereby thermally heating and / or coagulating the tissue surrounding the return electrode 360.
[0108]
FIG. 15B shows yet another embodiment of the present invention. As shown, electrosurgical probe 350 includes one or more active electrodes 362 and a proximally spaced return electrode 360 as in the previous embodiments. The return electrode 360 is typically spaced from the active electrode 362 by about 0.5 to 25 mm, preferably 1.0 to 5.0 mm, and has an exposed length of about 1 to 20 mm. In addition, the electrode assembly 372 includes two additional electrodes 374, 376 that are axially spaced on each side of the return electrode 360. The electrodes 374, 376 are typically spaced from the return electrode 360 by about 0.5 to 25 mm, preferably about 1 to 5 mm. In the preferred embodiment, the additional electrodes 374, 376 are exposed portions of the shaft 352 and the return electrode 360 is electrically isolated from the shaft 352 so that a voltage difference can be applied between the electrodes 374, 376 and the return electrode 360. Is done. In this embodiment, the probe 350 can be used in at least two modes: a disaggregation mode and a disaggregation assist mode or a thermal heating mode. In the disaggregation mode, a voltage is applied between the active electrode 362 and the return electrode 360 in the presence of the conductive fluid as described above. In the disaggregation mode, the electrodes 374 and 376 are deactivated. In the thermal heating mode or the solidification mode, as shown in FIG. 15B, the active electrode 362 is deactivated and a voltage difference is applied between the electrodes 374 and 376 so that a high-frequency current 370 flows between the electrodes 374 and 376. In thermal heating mode, typically lower than the threshold value for plasma formation and disaggregation, but low enough to cause constant thermal damage to the tissue without vaporizing or reducing the tissue surrounding each electrode Current 370 causes thermal heating and / or coagulation of the tissue surrounding the electrodes 360, 372, 374.
[0109]
FIG. 15C shows another embodiment of a probe 350 that incorporates an electrode assembly 372 having one or more active electrodes 362 and a proximally spaced return electrode 360 as in the previous embodiments. Yes. The return electrode 360 is typically spaced from the active electrode 362 by about 0.5 to 25 mm, preferably 1.0 to 5.0 mm, and has an exposed length of about 1 to 20 mm. In addition, the electrode assembly 372 includes a second active electrode 380 spaced from the return electrode 360 by an electrically insulating spacer 382. In this embodiment, the handle 354 includes a switch 384 that switches the probe 350 bi-directionally between at least two different modes: a disaggregation mode and a disaggregation assist mode or a thermal heating mode. In the disaggregation mode, as described above, a voltage is applied between the active electrode 362 and the return electrode 360 in the presence of the conductive fluid. In the disaggregation mode, the electrode 380 is deactivated. In the thermal heating mode or solidification mode, the active electrode 362 can be deactivated and a voltage difference is applied between the electrode 380 and the electrode 360 such that a high frequency current 370 flows between the electrode 380 and the electrode 360. Alternatively, the active electrode 362 may not be deactivated because the resistance of the small electrode is large so that current automatically flows to the electrode 380 without physically separating the electrode 362 from the circuit. Because you get. In thermal heating mode, typically lower than the threshold value for plasma formation and disaggregation, but low enough to cause constant thermal damage to the tissue without vaporizing or reducing the tissue surrounding each electrode Current 370 causes thermal heating and / or coagulation of the tissue surrounding electrodes 360, 380.
[0110]
It will of course be understood that various other embodiments may be used to accomplish the same function as the embodiments described above. For example, the electrosurgical probe 350 includes a plurality of helical bands formed around the shaft 352, one or more of the helical bands having electrodes coupled to a portion of the bands so that the One or more electrodes spaced apart from each other in the axial direction may be formed.
[0111]
FIG. 15D illustrates another embodiment of the invention designed to channel through tissue and create a lesion in the tissue to treat spinal discs and / or snoring and sleep apnea. An example is shown. As shown, the probe 350 has a return electrode 360 and a third coagulation electrode 380 that is spaced proximally from the return electrode 360, similar to the probe of FIG. 15C. In this embodiment, the active electrode 362 consists of a single electrode wire extending distally from the insulating support member 356. The active electrode 362 can of course have various shapes, such as a conical shape that slopes towards the distal location, a hollow cylinder, a loop electrode, etc., to increase the current density on its surface. In the preferred embodiment, support members 356 and 382 are comprised of an inorganic material such as ceramics, glass, or silicone. The proximal support member 382 can also be made of a more conventional organic material because the support member 382 is generally not used in the presence of a plasma that etches or wears the organic material. .
[0112]
The probe 350 of FIG. 15D does not include a switching element. In this embodiment, all three types of electrodes are activated when the power source is activated. The return electrode 360 has opposite polarity to the active electrode 362 and the coagulation electrode 380 so that a current 370 flows from the active electrode 362 and the coagulation electrode 380 to the return electrode 360 as shown. In a preferred embodiment, the electrosurgical system includes a voltage reducing element or voltage reducing circuit that reduces the voltage applied between the coagulation electrode 380 and the return electrode 360. According to the voltage reducing element, the power supply 28 can effectively apply two different voltages to two different electrodes simultaneously. Thus, to channel through tissue, the operator can apply a voltage sufficient to provide dissection of the tissue at the tip of the probe (ie, tissue in the vicinity of the active electrode 362). At the same time, the voltage applied to the coagulation electrode 380 is insufficient to dissociate the tissue. For thermal heating or coagulation of the tissue, the voltage reducing element may have a voltage of, for example, about 100 to 300 volts RMS, a voltage suitable for performing tissue coagulation without tissue disaggregation (eg, molecular dissociation). It plays a role of reducing to 90 volts RMS.
[0113]
In the exemplary embodiment, the voltage reducing element is a capacitor (not shown) coupled to the power source and coagulation electrode 380. This capacitor typically has a capacitance of about 200-500 pF (at 500 volts), preferably about 300-350 pF (at 500 volts). Of course, the capacitors may be located elsewhere in the system, in cables, generators, connectors, etc., or distributed along their length. Further, as will be appreciated, other voltage reducing elements such as diodes, transistors, inductors, resistors, capacitors or combinations thereof may be used with the present invention. For example, the probe 350 may include a cord resistor (not shown) configured to reduce the voltage applied between the return and coagulation electrodes 360, 380. In addition, electrical circuits may be used for this purpose.
[0114]
Of course, in some procedures, the probe does not normally require a voltage reduction element. Also, if desired, the probe may include a voltage increasing element. Alternatively or additionally, a cable 22 that couples the power supply 10 to the probe 90 may be used as a voltage reduction element. Since the cable has an inherent capacitance, it is used to reduce the power supply voltage when the cable is placed in the electrical circuit between the power supply, electrode terminal and return electrode. In this embodiment, cable 22 is used alone or in combination with one of the voltage reduction elements discussed above, such as a capacitor. Further, as noted, the present invention can be used with a power supply adapted to apply two different voltages within a range selected for tissue treatment. In this embodiment, a voltage reduction element or circuit may not be required.
[0115]
In one particular embodiment, the probe 350 first inserts an electrode wire (active electrode 362) into a ceramic tube (insulating member 360) such that the end portion of the wire extends through the end portion of the tube, usually by a suitable epoxy. Manufactured by bonding wires to tubes. A stainless steel tube (return electrode 356) is then placed over the proximal end portion of the ceramic tube and a wire (eg, nickel wire) is joined to the inner surface of the stainless steel tube, usually by spot welding. The stainless steel tube is bonded to the ceramic tube by epoxy and the device is cured in an oven or other suitable heat source. A second ceramic tube (insulating member 382) is then placed inside the proximal end portion of the stainless steel tube and joined in a similar manner. The shaft 358 is then joined to the proximal end portion of the second ceramic tube and an insulating sleeve (eg, polyimide) is wrapped around the shaft 358 so that only the end portion of the shaft is exposed (ie, the coagulation electrode 380). ). A nickel wire connection extends through the center of shaft 358 and connects return electrode 356 to a power source. The active electrode 362 may form a distal portion of the shaft 358 or have a connector that extends through the shaft 358 to a power source.
[0116]
In use, the physician places the active electrode 362 adjacent to the tissue surface to be treated (ie, the spinal disc). The power source is activated to provide an ablation voltage between the active and return electrodes 362, 360 and a coagulation or thermal heating voltage between the coagulation and return electrodes 360, 380. An electrically conductive fluid is then provided around the active electrode 362 and at the junction between the active and return electrodes 360, 362, providing a current path therebetween. This can be accomplished in a variety of ways as discussed above. The active electrode 362 is then advanced through the space left by the tissue to be ablated to form a passage in the disc. During ablation, the ablation and return electrodes reach the passage formed by the active electrode 362 through the tissue surface, but the current between those electrodes is usually not so great as to damage the tissue surface. Once the passage is formed to the proper depth, the physician stops advancing the active electrode and holds the instrument in place for 5-30 seconds, or immediately removes the end of the instrument from the passage (detailed discussion below) reference). In either case, when the active electrode is not advanced, it eventually stops tissue ablation.
[0117]
Before entering the passage formed by the active electrode 362, there is an open circuit between the return and solidification electrodes 360, 380. As the coagulation electrode 380 enters this path, current flows from the coagulation electrode 380 to the return electrode 360 through the tissue surrounding the path. This current heats the tissue immediately surrounding the passage and causes the vessel that has been cut at the surface of the passage to coagulate. If desired by the physician, the instrument is held in the passage for a period of time during which trauma forms around the passage, as will be discussed in more detail below.
[0118]
FIG. 16 illustrates yet another embodiment of an electrosurgical system 440 that incorporates a distributed return pad 450 that is attached to the electrosurgical probe 400. In this embodiment, the present invention functions in the bipolar mode as described above. Further, the system 440 functions in a unipolar mode, in which a high frequency voltage difference is applied between the active electrode 410 and the distributed return pad 450. In the illustrated embodiment, pad 450 and probe 400 are coupled together and are both disposable, single use items. The pad 450 includes an electrical connector 452 that extends into the handle 404 of the probe 400 and connects directly to a power source. Of course, the present invention is also operable with a standard return pad connected directly to a power source. In this embodiment, power supply 460 includes a switch that switches between single pole and two pole modes, such as a foot pedal 462. In the bipolar mode, the return path to the power supply is coupled to the return electrode 408 on the probe 400 as described above. In monopolar mode, the return path to the power supply is coupled to the connector 452 of the pad 450, the active electrode 410 is disconnected from the electrical circuit, and the return electrode 408 functions as the active electrode. This allows the surgeon to switch between bipolar and monopolar modes during or before the surgical procedure. In some cases it may be desirable to operate in monopolar mode to provide deep current penetration and thus much thermal heating of the tissue surrounding the return electrode. In other cases, such as tissue ablation, bipolar attributes that limit current penetration into the tissue may be preferred.
[0119]
In one configuration, the distributed return pad 450 is adapted to couple to the patient's external surface in an area that is fairly close to the area of interest. For example, when treating head and neck tissue, the distributed return pad is designed and configured to be placed on or around the patient's shoulder, upper back or upper chest region. Because this design limits the current path through the patient's body to the head and neck areas, damage caused by unwanted current in the patient's body, especially by limiting the current through the patient's heart Be minimized. The return pad is also designed to minimize the current density at the pad, thereby minimizing patient skin burns in the area where the pad is attached.
[0120]
Referring to FIG. 17, the electrosurgical device according to the present invention is also configured as a catheter system 400. As shown in FIG. 17, the catheterization system 400 is generally connected to the power supply 28 by an interconnection cable 486 to provide an electrosurgical catheter 460 that provides a high frequency voltage to the target tissue, and irrigation to provide electrically conductive fluid to the target site. And a liquid storage tank or supply source 600. Catheter 460 generally includes an elongate flexible shaft body 462 that includes a tissue removal or ablation region 464 at the distal end of body 462. The proximal end portion of the catheter 460 includes a multi-lumen fixture 614 that provides an interconnection between the lumen within the catheter 460 and the electrical leads, and conduits and cables proximate the fixture 614. As an example, catheter electrical connector 496 is removably connected to end cable connector 494, which is then removably connected to generator 28 through connector 492. One or more electrically conductive lead wires (not shown) within the catheter 460 are routed through the active electrode cable branch 487 to one or more electrodes 463 and coagulation electrodes 467 in the tissue ablation region 464, and the catheter. • extends between one or more corresponding electrical terminals (also not shown) of connector 496; Similarly, return electrode 466 in tissue ablation region 464 is coupled to return electrode cable branch 489 of catheter connector 496 by a lead wire (not shown). Of course, a single cable branch (not shown) may be used for both active and return electrodes.
[0121]
The catheter body 462 may include a reinforcing fiber or braid (not shown) on the wall of at least the distal ablation region 464 of the body 462 to provide response torque control to rotation of the electrode terminals upon tissue insertion. This rigid portion of the catheter body 462 preferably extends approximately 7-10 mm, while the remaining portion of the catheter body 462 is flexible to provide good followability when advancing and positioning the electrode near the target tissue. To do.
[0122]
Conductive fluid 30 is provided to tissue ablation region 464 of catheter 460 via a lumen in catheter 460 (not shown in FIG. 17). Fluid is supplied from the source to the lumen along a conductive fluid supply line 602 and conduit 603 that are coupled to the internal catheter at multiple lumen fixtures 114. The source of conductive fluid (eg, isotonic saline) can be an irrigation pump system (not shown) or gravity, such as an irrigation fluid reservoir 600 placed several feet above the level of the patient and tissue excision region 8. According to the supply device. A control valve 604 is located at the interface between the fluid supply line 602 and the conduit 603 and allows manual control of the flow rate of the electrically conductive fluid 30. A metering pump or flow regulator may also be used to accurately control the flow rate of the conductive fluid.
[0123]
System 400 further includes a suction or vacuum system (not shown) that draws liquid and gas from the target site. The suction system typically includes a vacuum source that is coupled to fixture 614 by a suction connector 605.
[0124]
The present invention is particularly useful in microendoscopic discectomy procedures for decompressing nerve roots, for example by lumbar discectomy. As shown in FIGS. 18-23, a percutaneous penetration is made so that the patient's back 272 can reach the upper lamina 274. Typically, a small needle (not shown) is first used to locate the level of the disc space, and a guide wire (not shown) is inserted to the lower edge of the lamina 274 under lateral fluoroscopy. Advance. A series of cannulated dilators 276 are inserted over the guidewire to provide a hole from the incision to the lamina 274. The first dilator is used to “touch” the lamina 274, with its tip properly positioned between the spinous process and the facet complex just above the lower edge of the lamina 74. Like that. As shown in FIG. 21, a tubular retractor 278 is fed down over the largest dilator and down to the lamina 274. The dilator 276 is removed and a surgical passage is established in the tubular retractor 278.
[0125]
As shown in FIG. 19, the endoscope 280 is then inserted into the tubular retractor 278 and an annular clamp 282 is used to secure the endoscope 280. Typically, to create a surgical passage within the retractor 278, soft tissue, muscle, or other type of pusher within the passage as the dilator 276 and retractor 278 are advanced downward into the lamina 274. The tissue needs to be removed. This tissue is usually removed by mechanical instruments such as pituitary bone forceps, fenestrated sharps, graspers, cutters, drills, micro debleeders and the like. Unfortunately, these mechanical devices extend the time of treatment and increase complexity. In addition, these instruments cut blood vessels in the tissue and generate a large amount of bleeding that obstructs the surgeon's view of the target site.
[0126]
In accordance with one aspect of the present invention, the electrosurgical probe or catheter 284 described above is introduced into the surgical passage within the retractor 278 that removes soft tissue, muscle and other obstructions from the passage. The surgeon can easily reach the lamina 274 and view it. When the surgeon reaches and introduces the probe 284, the electrically conductive fluid 285 is delivered to the tissue through the tube 233 and the opening 237 (see FIG. 2). The fluid flows through the return electrode 112 to the electrode terminal 104 at the end of the shaft. The fluid flow rate is controlled by valve 17 (FIG. 1) so that the area between the tissue and electrode support 102 is always immersed in the fluid. Next, the power supply 28 is turned on and adjusted so that a high-frequency voltage difference is applied between the electrode terminal 104 and the return electrode 112. The electrically conductive fluid provides a conductive path (see current flux lines) between the electrode terminal 104 and the return electrode 112.
[0127]
The high frequency voltage is sufficient to convert an electrically conductive fluid (not shown) between the target tissue and the electrode terminal 104 into an ionized gas layer or plasma (not shown). As a result of the voltage difference applied between the electrode terminal 104 and the target tissue (ie, the voltage gradient across the plasma layer), the charged particles in the plasma are accelerated in the direction of the tissue. At sufficiently high voltage differences, these charged particles gain enough energy to dissociate molecular bonds within the tissue structure. This molecular dissociation is achieved by tissue volume removal (ie, excision sublimation) and the production of low molecular weight gases such as oxygen, nitrogen, carbon dioxide, hydrogen and methane. Due to the short range of accelerated charged particles in the tissue, the molecular dissociation action is limited to the surface layer only, so that underlying tissue damage and necrosis are minimized.
[0128]
During this process, the gas is sucked into the vacuum source through the opening 209 and the suction tube 211. In addition, excess electrically conductive fluid and other fluids (eg, blood) are aspirated from the surgical passage to improve the surgeon's view. During tissue ablation, the residual heat generated by the current flux (usually less than 150 ° C.) is usually sufficient to coagulate the severed blood vessel at that site. If not, the surgeon switches the power supply 28 to coagulation mode by reducing the voltage to a level below the threshold for fluid vaporization, as discussed above. This simultaneous hemostasis results in less bleeding and improves the surgeon's ability to perform the procedure.
[0129]
Another advantage of the present invention is the ability to accurately ablate soft tissue without necrosis or thermal damage of the underlying and surrounding tissues, nerves or bones. In addition, the voltage is controlled so that the energy directed to the target site is insufficient to ablate the lamina 274 so that the surgeon can remove tissue without severely damaging or otherwise damaging the lamina. Can be effectively removed from the lamina 274.
[0130]
Referring now to FIGS. 20 and 21, once the surgical passage is thoroughly cleaned, laminectomy and medial spine arthrotomy may be performed by conventional techniques (eg, Kerrison punch or high speed drill), or This is accomplished by any of the electrosurgical probes 284 discussed above. Once the nerve root has been identified, retraction is accomplished by the retractor 288 or the present invention is used to accurately excise the disc. If necessary, the epidural vein is cauterized automatically or by the coagulation mode of the present invention. If an annulotomy is required, it can be accomplished with a microknife or the excision mechanism of the present invention while protecting the nerve root with the retractor 288. The disc herniation 290 is then removed by standard methods with pituitary bone forceps or resection again as described above.
[0131]
In another embodiment, the present invention involves a channeling technique in which small holes or passages are formed in the disc 290 and heat is applied to the tissue surface immediately surrounding these holes or passages. Damage occurs, thereby stiffening and debulking the tissue surrounding the disc. Applicants have discovered that this stiffening of the tissue structure in the intervertebral disc helps reduce the pressure applied to the spinal nerves by the intervertebral disc, thereby reducing back and neck pain. Become.
[0132]
As shown in FIG. 21, the electrosurgical instrument 350 is introduced into the target site of the disc 290 in the manner described above or in another percutaneous manner (see FIGS. 23-25 below). An electrode assembly 351 is placed adjacent to or against the disc surface and electrically conductive fluid is supplied to the target site as described above. Also, a conductive fluid may be applied to the target site, or the end of the probe 350 may be immersed in the conductive fluid or gel before introducing the probe 350 into the patient. The power supply 28 is then activated and adjusted so that a high frequency voltage difference is applied to the electrode assembly as described above.
[0133]
Depending on the procedure, the surgeon may move the electrode relative to the target site to form a hole, passage, streak, divot, crater, etc. in the disc. In addition, the surgeon may intentionally cause some thermal damage in these holes or passages to form scar tissue that stiffens and debulks the disc. In one embodiment, the surgeon moves the electrode assembly 351 axially into the disc tissue as the tissue is volume removed to form one or more holes 702 therein (see also FIG. 22). ). The hole 702 typically has a diameter of less than 2 mm, preferably less than 1 mm. In another embodiment (not shown), the surgeon moves the active electrode over the outer surface of the disc to form one or more passages or grooves. Applicants have discovered that the present invention can quickly and cleanly form such holes, divots or passages in tissue by the cryoablation described above. A more complete description of how to form holes or passages in tissue can be found in US Pat. No. 5,683,366, the complete disclosure of which is incorporated herein by reference for all purposes.
[0134]
FIG. 22 is a more detailed view of the probe 350 of FIG. 15D forming a hole 702 in the intervertebral disc 290. Hole 702 is preferably formed by the method described in detail above. That is, a high frequency voltage difference is applied to the active and return electrodes (362, 360, respectively) in the presence of an electrically conductive fluid such that current 361 passes from the active electrode 362 through the conductive fluid to the return electrode 360. As shown in FIG. 22, this results in shallow or no current penetration into the disc tissue 704. The fluid is supplied to the target site, applied directly to the target site, or the end of the probe is immersed in the fluid prior to treatment. The voltage is sufficient to vaporize the fluid around the active electrode 362 and form a plasma with sufficient energy to cause molecular dissociation of the tissue. Next, as the tissue is removed by the plasma in front of the probe 350, the distal end of the probe 350 is advanced axially through the tissue. Hole 702 typically has a depth D in the range of about 0.5-2.5 cm, preferably about 1.2-1.8 cm, and about 0.5-5 mm, preferably about 1.0-3. It has a diameter of 0.0 mm. The exact diameter will, of course, depend on the diameter of the electrosurgical probe used for the procedure.
[0135]
As each hole 702 is formed, the conductive fluid between the active and return electrodes 362, 360 generally minimizes current to the surrounding tissue, thus minimizing thermal damage to the tissue. Thus, as the electrode 362 advances through the tissue, the severed blood vessel on the surface 705 of the hole 702 is not coagulated. Further, in some procedures, thermal damage to the surface 705 of the hole 702 may be desirable to stiffen the tissue. For these reasons, in some procedures it may be desirable to increase the thermal damage that occurs to the tissue surrounding the hole 702. In the embodiment shown in FIG. 15D, (1) probe 350 is inserted into hole 702 after coagulation electrode 380 is advanced at least partially past the outer surface of disc tissue 704 and into hole 702 (as shown in FIG. 22). Or (2) holding the probe 350 in the hole 702 for a predetermined time, for example, about 1 to 30 seconds. When the coagulation electrode contacts or is adjacent to the tissue, the current 755 flows through the tissue surrounding the hole 702 and causes thermal damage. Both the solidification and return electrodes 380, 360 have a relatively large and smooth exposed surface that minimizes the high current density at that surface, thereby minimizing damage to the surface 705 of the hole. On the other hand, the dimensions and spacing of these electrodes 360, 380 allow for relatively deep current penetration into the tissue 704. In the exemplary embodiment, thermal necrosis 706 extends about 1.0-5.0 mm from surface 705 of hole 702. In this embodiment, the probe may include one or more temperature sensors on the probe that are coupled to one or more temperature displays on the power supply 28, and the physician can identify the hole 702 being treated. You can know the internal temperature.
[0136]
In another embodiment, the physician switches the electrosurgical system from an ablation mode to a sub-ablation or thermal heating mode after the hole 702 is formed. This usually involves pressing a switch or foot pedal (as explained above) to reduce the applied voltage to a level below the required threshold for the individual electrode configuration and conductive fluid used in the procedure. Is achieved. In the subablation mode, the physician removes the end of the probe 350 from the hole 702. When the probe is withdrawn, a high frequency current flows from the active electrode 362 through the surrounding tissue to the return electrode 360. This current heats the tissue at the surface 704 and coagulates the cut blood vessel.
[0137]
In another embodiment, the electrosurgical probe of the present invention is used to prevent reoccurrence of this procedure by resecting and / or contracting soft tissue within the disc 290 and allowing the annulus fibrosus 292 to self-repair. Is done. In the case of tissue contraction, the tissue temperature between the electrode terminal 104 and the return electrode 112 is changed from a normal body temperature (for example, 37 ° C.) to a temperature in the range of 45 ° C. to 90 ° C., preferably 60 ° C. to 70 ° C. A sufficient voltage difference to be raised is applied. This increase in temperature causes contraction of collagen binding fibers in the disc tissue, and the disc 290 is retracted into the annulus fibrosus 292.
[0138]
In one method of tissue contraction according to the present invention, an electrically conductive fluid is introduced into the target site as described above and heated to a temperature sufficient to cause contraction or contraction of the collagen fibers at the target site. The electrically conductive fluid is heated to a temperature sufficient to cause the collagen fibers to contract almost irreversibly, but this generally requires a tissue temperature of about 45 ° C to 90 ° C, usually about 60 ° C to 70 ° C. . The fluid is heated by applying high frequency electrical energy to electrode terminals that are in contact with the electrically conductive fluid. The current exiting the electrode terminal 104 heats the fluid and generates a jet or plume of heated fluid that is directed toward the target site. The heated fluid raises the temperature of the collagen to a temperature sufficient to cause hot water contraction of the collagen fibers. The return electrode 112 draws current away from the tissue site to limit the depth of current penetration into the tissue, thereby preventing molecular dissociation and degradation of the collagen tissue and into surrounding and underlying tissue structures other than the target tissue site. Minimize or completely avoid damage. In the exemplary embodiment, the electrode terminal 104 is held a sufficient distance from the tissue so that no RF current is transmitted to the tissue, rather, it passes through the electrically conductive fluid and returns to the return electrode. In this embodiment, the primary mechanism for transferring energy to the tissue is a heated fluid rather than an electrical current.
[0139]
In an alternative embodiment, since the electrode terminal 104 is in contact with or in close proximity to the target tissue, the current is transmitted directly to the tissue to a selected depth. In this embodiment, the return electrode draws current away from the tissue site and limits the depth of penetration into the tissue. Applicants have discovered that the depth of current penetration can also be changed by the electrosurgical system of the present invention by changing the frequency of the voltage applied to the electrode terminal and the return electrode. This is because it is known that the electrical impedance of the tissue decreases as the frequency increases due to the electrical characteristics of the cell membrane surrounding the electrically conductive cell fluid. At low frequencies (eg, below 350 kHz), the tissue impedance is high and the presence of the return electrode and electrode terminal configuration of the present invention (discussed in detail below) results in shallow penetration of the current flux, resulting in The depth of tissue heating is reduced. In an exemplary embodiment, an operating frequency of about 100-200 kHz is applied to the electrode terminals, resulting in shallow depth collagen contraction (eg, typically less than 1.5 mm and preferably less than 0.5 mm).
[0140]
In another aspect of the invention, the size (eg, diameter or major dimension) of the electrode terminals utilized for tissue treatment is selected according to the intended depth of tissue treatment. As previously described in the co-pending PCT international patent application, US National Application No. PCT / US94 / 05168, the depth of current penetration into the tissue is determined by other factors such as current frequency, return electrode configuration, etc. Increased by increasing the size of the individual active electrodes (assuming the elements are constant). The depth of current penetration (i.e., the depth of current density sufficient to bring changes such as collagen contraction, irreversible necrosis, etc. into the tissue) operates at a frequency of about 100 kHz to about 200 kHz in the bipolar configuration of the present invention. In this case, it is equivalent to the diameter of the active electrode. Thus, for applications that require small depths of current penetration, one or more electrode terminals with small dimensions are selected. Conversely, for applications that require large depths of current penetration, one or more electrode terminals with large dimensions are selected.
[0141]
23-25 illustrate another system and method for treating spinal disc dilatation or hernia according to the present invention. In this procedure, the electrosurgical probe 700 is introduced percutaneously (eg, about 1 mm in diameter or less) into the spine, either through the abdomen or thorax, or directly through the patient's back. 702. The shaft 702 may or may not be flexible depending on the method of arrival chosen by the physician. The probe shaft 702 includes one or more active electrodes 704 that apply electrical energy to tissue in the spine. The probe 700 may include one or more return electrodes 706, or the return electrodes may be placed on the patient's back as a distributed pad (not shown). However, as described below, a bipolar design is preferred.
[0142]
As shown in FIG. 23, the distal portion of shaft 702 is introduced into the annulus 710 of the target spinal disc from the front through a small percutaneous penetration. To facilitate this process, the end of shaft 702 may taper and become a sharp point (eg, a needle), which then retracts to expose active electrode 704. The electrode may also be formed around the surface of the tapered end portion of the shaft (not shown). In either embodiment, the distal end of the shaft is introduced into the target nucleus 290 through the annulus fibrosus 710, but the nucleus pulposus may be herniated, protruding or non-protruding, and Sometimes it just expands. As shown in FIG. 24, a high frequency voltage is applied between the active electrode 704 and the return electrode 710 to heat the surrounding collagen to a temperature suitable for contraction (ie, usually about 55 ° C. to about 70 ° C.). As discussed above, this procedure is similarly achieved with a monopolar configuration. However, applicants have discovered that the bipolar configuration shown in FIGS. 23-25 improves the control of the high-frequency current, thus reducing the risk of damaging the spinal nerve.
[0143]
As shown in FIGS. 24 and 25, when the nucleus pulposus 290 sufficiently contracts and retracts from the collision portion with the nerve 720, the probe 700 is removed from the target site. In the exemplary embodiment, a high frequency voltage is applied between the active and return electrodes 704, 706 as the probe is withdrawn through the annulus fibre 710. This voltage is sufficient to cause contraction of the collagen fibers in the annulus 710, causing the annulus 710 to contract around the hole formed by the probe 700, thereby improving the healing of the hole. That is, the probe 700 closes its passage when it is withdrawn from the disc.
[0144]
FIGS. 26-28 illustrate an alternative electrosurgical system 300 that is specifically configured for the treatment of endoscopic discectomy, eg, protruding or non-protruding disc herniation. As shown in FIG. 26, the system 300 includes a trocar cannula 302 that introduces a catheter assembly 304 to a target site within a patient's spine through a percutaneous penetration into the patient. As discussed above, the catheter assembly 304 is introduced directly through the thoracic cavity by thoracoscopic procedures, through the abdomen by laparoscopic procedures, or through the patient's back. Catheter assembly 304 includes a catheter body 306 having a plurality of internal lumens (not shown) and a proximal hub 308 that receives various instruments through the catheter body 306 to a target site. In this embodiment, assembly 304 includes an electrosurgical instrument 310 having a flexible shaft 312, an aspiration catheter 314, an endoscope 316 for viewing a target site, and an illumination fiber shaft 318. As shown in FIGS. 26 and 27, the suction catheter 314 includes a distal port 320 and a near-end fixture 322 that attaches the catheter 314 to a vacuum source (not shown). The endoscope 316 typically includes a thin metal tube 317 having a distal lens 324 and a proximal eyepiece (not shown).
[0145]
In the illustrated embodiment, the electrosurgical instrument 310 includes a probe axial travel distance T. D A twist lock stop 330 at the proximal end of shaft 312 is included to control As discussed in detail below, this configuration allows the surgeon to “set” the distance of resection within the disc. In addition, instrument 310 includes a rotation indicator 334 that displays to the surgeon the rotational position of the distal portion of instrument 310. The rotation indicator 334 allows the surgeon to view the rotational position without relying on the endoscope 316 when viewing is difficult or when the endoscope is not used in this procedure.
[0146]
Referring now to FIG. 27, the electrosurgical instrument 310 and the distal portion 340 of the catheter body 306 will be described. As shown, the instrument 310 includes a relatively stiff but deflectable electrically insulating support cannula 312 and a working end 348 movably coupled to the cannula 312 for rotating and rotating the working end. Translate it. The working end 348 of the electrosurgical instrument 310 rotates and translates to excise and remove the nucleus pulposus volume within the disc. Support cannula 312 extends beyond distal end 346 of catheter body 306 through internal lumen 344. Also, the support cannula 312 may be independent of the instrument 310 or even an integral part of the catheter body 306. The distal portion of the working end 348 includes an exposed return electrode 350 separated from the active electrode array 352 by an insulating support member 354 such as ceramic. In the exemplary embodiment, electrode array 352 is disposed on only one side of ceramic support member 354 so that the other side is insulative and atraumatic to tissue. The instrument 310 also includes a fluid lumen (not shown) having a distal port 360 within the working end 348 to supply electrically conductive fluid to the target site.
[0147]
In use, the trocar cannula 302 is introduced into a percutaneous penetration suitable for endoscopic introduction into a target disc within the spine. A trephine (not shown) or other conventional instrument is used to form a passage from the trocar cannula 302 through the annulus fibrosus 370 to the nucleus pulposus. Also, as discussed above, the probe 310 may be used for this purpose. The working end 348 of the instrument 310 is then advanced a short distance (eg, about 7-10 mm) through the cannula 302 and into the nucleus pulposus, as shown in FIG. When the electrode array 352 reaches a home position, an electrically conductive fluid is supplied through the end port 360 to immerse the active electrode array 352 in the fluid. If necessary, a vacuum source is activated to ensure the flow of conductive fluid from the electrode array 352 past the return electrode 350 to the suction port 320. In some embodiments, a mechanical stop 330 may be set at the proximal end of the instrument 310 to limit the axial travel distance of the working end 348. Preferably, this distance is set to minimize (or completely eliminate) the removal of the surrounding annulus.
[0148]
Next, the probe is energized by applying a high-frequency voltage difference between the electrode array 352 and the return electrode 350, and current flows from the array 352 to the return electrode 350 through the conductive fluid. This current vaporizes the fluid and ensures molecular dissociation of nucleus pulposus tissue as described in detail above. The instrument 310 is then moved back and forth in the axial direction to a predetermined limit. While energized and moved, the working end 348 rotates to cut away the tissue surrounding the electrode array 352. In the exemplary embodiment, working end 348 also includes an inflatable gland 380 opposite the electrode array 352 to allow deflection of the working end relative to the support cannula 312. As shown in FIG. 28, the working end 348 deflects a large diameter in the nucleus pulposus to produce a bore, ensuring intimate contact with the tissue surface to be excised. Also, the entire catheter body 306 or the distal end of the catheter body 306 may be deflected to increase the volume of nucleus pulposus removed.
[0149]
After the desired volume of nucleus pulposus has been removed (based on direct observation through port 324 or by kinematic feedback from the movement of working end 348 of instrument 310), instrument 310 is removed from catheter body 306. Withdrawn, the catheter body is removed from the patient. Usually, a suitable volume of tissue to be removed is about 0.2 cm 3 ~ 5.0cm 3 It is.
[0150]
Referring now to FIGS. 29-35, an alternative system and method for ablating tissue in a restricted (eg, narrow) body space is described. FIG. 29 shows an example of a planar ablation probe 400 according to the present invention. Similar to the instrument described above, the probe 400 is incorporated into the electrosurgical system 11 (or other suitable system) and operates with either monopolar or bipolar attributes. The probe 400 generally includes a support member 402, a distal working end 404 that is attached to the distal end of the support member 402, and a proximal handle 408 that is attached to the proximal end of the support member 402. As shown in FIG. 29, the handle 406 includes a handpiece 408 and a power supply that is removably coupled to the handpiece 408 and electrically connects the working end 404 to the power supply 28 through the cable 34 (see FIG. 1). Connector 410 is included.
[0151]
In the embodiment shown in FIG. 29, the planar ablation probe 400 is configured to operate with a bipolar attribute. Thus, the support member 402 functions as a return electrode and is made of an electrically conductive material such as titanium or an alloy containing one or more of nickel, chromium, iron, cobalt, copper, aluminum, platinum, molybdenum, tungsten, tantalum or carbon. Contains. In a preferred embodiment, support member 402 is an austenitic stainless steel, such as 304 stainless steel from MicroGroup, Inc. of Medway, Massachusetts. As shown in FIG. 29, the support member 402 is substantially covered by an insulating layer 412 to prevent current from damaging surrounding tissue. The exposed portion 414 of the support member 402 functions as a return electrode for the probe 400. The exposed portion 414 is preferably spaced about 1 mm to 20 mm from the active electrode 416 in the proximal direction.
[0152]
Referring to FIGS. 30 and 31, the planar ablation probe 400 further includes a plurality of active electrodes 416 extending from the electrically insulating spacer 418 at the end of the support member 402. Of course, as will be appreciated, the probe 400 may include a single electrode depending on the size of the target tissue to be heated and the ease of reaching the treatment site (see, eg, FIG. 35). Insulating spacer 418 is preferably adhered to support member 402 by a suitable epoxy adhesive 419 to form a mechanical bond and a fluid tight seal. The electrode 416 typically extends from the spacer 418 by about 2.0 mm to 20 mm, preferably less than 10 mm. Support tongue 420 extends from the end of support member 402 and supports active electrode 416. The support tongue 420 and the active electrode 416 have a fairly thin profile that facilitates access to confined spaces within the patient's body, such as between adjacent vertebrae and between the articular cartilage and the meniscus of the patient's knee. Thus, tongue 420 and electrode 416 have a generally planar profile with a combined height that is typically less than 4.0 mm, preferably less than 2.0 mm, and more preferably less than 1.0 mm. The width of electrode 416 and support tongue 420 is typically less than 10.0 mm, and preferably about 2.0 mm to 4.0 mm.
[0153]
The support tongue 420 includes an “inactive” surface 422 facing the active electrode 416 and covered by an electrically insulating layer (not shown) to minimize undesirable current to adjacent tissue or fluid. The non-active surface 422 is preferably atraumatic, i.e. having a smooth, flat surface with rounded corners and when the working end of the probe 400 is introduced into a narrow, restricted body space, Minimize undesired damage to the contacting tissue or nerve, such as disc tissue or nearby spinal nerves. Because the inactive surface 422 of the tongue 420 helps to minimize iatrogenic injury to tissues and nerves, the working end 404 of the probe 400 can safely reach a confined space within the patient's body.
[0154]
Referring to FIGS. 31 and 32, the electrically insulating support member 430 is disposed between the support tongue 420 and the active electrode 416 to suppress or prevent current from flowing through the tongue 420. Insulating member 430 and insulating layer 412 preferably comprise a glass-ceramic material such as ceramic, glass or alumina. Insulating member 430 is mechanically coupled to support tongue 420 by a suitable epoxy adhesive to electrically insulate active electrode 416 from tongue 420. The insulating member 430 may overhang the support tongue 420 to increase the electrical path length between the active electrode 416 and the support tongue 420 covered with insulating material.
[0155]
As shown in FIGS. 31-33, the active electrode 416 is preferably comprised of a hollow round tube, but at least the distal portion 432 of the electrode 416 is scraped away to provide first and second ends 440, 442 forms a semi-cylindrical tube facing away from the support tongue 420. Preferably, the proximal end portion 434 of the electrode 416 remains cylindrical, facilitating the formation of a crimped electrical connection between the active electrode 416 and the lead wire 450. The cylindrical proximal end portion 434 of the electrode 416 extends beyond the spacer 418 by a small distance of 0.1 mm to 0.4 mm. The semi-cylindrical shape of the terminal electrode portion 432 increases the current density associated with the electric field strength near the edges of the ends 440, 442, as discussed above. In addition, the active electrode 416 can be any of the shapes and configurations described above or other shapes such as square wires, triangular wires, U-shaped or grooved wires, and the like. Further, the surface of the active electrode 416 may be roughened, for example by grit blasting, chemical or electrochemical etching, to further increase the current density associated with the electric field strength near the distal portion 432 of the electrode 416.
[0156]
As shown in FIG. 34, each lead wire 450 terminates in a connector pin 452 housed in a pin insulator block 454 in the handpiece 408. The lead wire 450 is covered with an insulating layer (not shown), for example, Tefzel (tm), and is sealed from the inner part of the support member 402 with an adhesive seal (FIG. 32). In the preferred embodiment, each electrode 416 is coupled to a separate voltage source within the power supply 28. As such, connector pin 452 is removably coupled to combination socket 456 in connector 410 to provide electrical communication with active electrode 416 and power supply 28 (FIG. 1). Electrically insulated lead wire 458 connects socket 456 to a corresponding voltage source in power supply 28. The electrically conductive wall 414 of the support member 402 serves as a return electrode and is suitably coupled to one of the lead wires 450.
[0157]
In an alternative embodiment, adjacent electrodes 416 are connected to a power supply 28 of opposite polarity, and current flows between adjacent active electrodes 416 rather than between active electrode 416 and return electrode 414. As an example, FIG. 31B illustrates a distal portion of a planar ablation probe 400 ′ where electrodes 416a and 416c are of one voltage polarity (ie positive) and electrodes 416b and 416d are of opposite voltage polarity (ie negative). When a high frequency voltage is applied between the electrodes 416a, 416c and the electrodes 416b, 416d in the presence of the electrically conductive liquid, the current is applied to the electrodes 416a, 416c and 416b, 416d, as illustrated by the current bundle 522 '. Flowing between. Similar to the above embodiment, the surface 420 of the probe 400 'opposite the working end 404' is generally atraumatic and electrically isolated from the active electrodes 416a, 416b, 416c and 416d, and is in contact with the tissue Minimize undesirable injuries to
[0158]
In the exemplary configuration, each voltage source includes a current limiting element or circuit (not shown) that provides independent current limiting based on the impedance between each individual electrode 416 and the return electrode 414. The current limiting element is housed in a portion of the power supply 28, lead wire 450, cable 34, handle 406, or support member 402 remote from the handle 406. As an example, the current limiting element includes a resistor, a capacitor, an inductor, or a combination thereof. In addition, the current limiting function is (1) a current sensing circuit that interrupts the current when the current to the electrode exceeds a predetermined value, and / or (2) interrupts (or applies) the current when the measured impedance is lower than the predetermined value. This may be done by an impedance sensing circuit (which reduces the voltage to zero). In another embodiment, two or more electrodes 416 are connected to one lead wire 450 so that all electrodes 416 are always at the same applied voltage to the return electrode 414. That is, any current limiting element or circuit adjusts the supply current or applied voltage to the array of electrodes 416, as discussed in the previous embodiment, and not individually.
[0159]
Referring to FIG. 35, a method for ablating tissue structure with a planar ablation probe 400 according to the present invention will be described. That is, an exemplary method for removing soft tissue from the surface of adjacent vertebrae 542, 544 in the spine is described. In this procedure, at least the working end 404 of the planar ablation probe 400 is introduced into the treatment site by either minimally invasive techniques or open surgery. An electrically conductive liquid is introduced into the treatment site and a voltage is applied from the power source 28 between the active electrode 416 and the return electrode 414. This voltage preferably activates a field strength that forms a gas layer in the electrically conductive liquid and induces a discharge of energy from the gas layer to ablate the tissue at the treatment site, as described in detail above. It is sufficient to occur near the electrodes.
[0160]
This removal of soft tissue 540 is often required, for example, in surgical procedures that fuse or join adjacent vertebrae. Following removal of the tissue 540, the adjacent vertebrae 542, 544 are stabilized, allowing subsequent fusion to form a unitary vertebra. As shown in the drawing, the working end 404 of the probe 400 has a thin outline (that is, a thickness value of about 0.2 mm), so that it is possible to reach vertebrae with a narrow interval and to prepare the surface. In addition, the shaped electrode 416 facilitates a current density associated with a fairly high electric field strength between the active electrode 416 and the return electrode 414 so that tissue attached to the bone surface without significant damage to the underlying bone. Can be efficiently removed. The “inactive” insulating side 521 of the working end 404 also minimizes the generation of an electric field at this side 521 and reduces the resection of the adjacent vertebra 542.
[0161]
The target tissue is generally not completely immersed in an electrically conductive liquid during an intravertebral surgical procedure such as the soft tissue removal described above. Thus, the electrically conductive liquid is preferably introduced into the limited space 513 between adjacent vertebrae 542, 544 during this procedure. The fluid is supplied through a liquid passage (not shown) in the support member 402 of the probe 400 or through another suitable liquid supply device.
[0162]
36-38, an alternative electrode support member 500 for the planar ablation probe 404 will now be described in detail. As shown, the electrode support member 500 preferably comprises a multilayer or single layer substrate 502 comprising a suitable high temperature electrical insulating material such as ceramic. Substrate 502 is a thin film or thick film hybrid with conductive strips attached, eg, plated to a ceramic wafer. The conductive strip usually comprises tungsten, gold, nickel or an equivalent material. In an exemplary embodiment, the conductive strip includes tungsten and is fired with the wafer layer to form an integral package. The conductive strip is drilled through the ceramic layer and bonded to the external wire connector by holes or passages that are plated or otherwise covered by the conductive material.
[0163]
In the exemplary embodiment, support member 500 comprises a single ceramic wafer having a plurality of longitudinal ridges 504 formed on one side of wafer 502. Typically, the wafer 502 is pressed in an unfired state and fired to form the required shape (eg, bumps 504). A conductive material is then deposited on the ridges 502 to form conductive strips 506 extending axially and spaced apart from each other on the wafer 502. As shown, the conductive strip 506 is attached to a lead wire 508 in the axis 412 of the probe 404 to electrically couple the conductive strip 506 to the power supply 28 (FIG. 1). Although this embodiment provides a relatively thin profile working end of the probe 404, it has sufficient mechanical structure to withstand bending forces during the procedure.
[0164]
39A-41 illustrate a system and method for treating and resecting a spinal disc in accordance with the present invention. The electrosurgical probe 800 generally includes an axis 802 that is percutaneously introduced into the vertebra directly from the front through the abdomen or thorax or from the back through the patient's back. The probe shaft 802 includes one or more electrodes 804 that apply electrical energy to the spinal disc. The system includes one or more return electrodes 806. The return electrode 806 is disposed on the proximal side of the active electrode 804 on an electrosurgical probe or on a separate instrument (not shown). The ablation probe 800 shown in FIG. 39A is configured to operate with a bipolar attribute. However, in an alternative embodiment, the return electrode 806 is placed on the patient's back as a distributed pad (not shown) and operates with a monopolar attribute.
[0165]
In the exemplary embodiment shown in FIGS. 39A and 39B, the distal end of the shaft 802 is bent or curved to improve access to the disc to be treated. The electrosurgical probe treatment surface 808 is bent or curved about 10 to 90 degrees, preferably about 15 to 60 degrees, and more preferably about 15 degrees relative to the normal axis 100 longitudinal axis. In an alternative embodiment, the distal portion of shaft 802 includes a flexible material that deflects relative to the longitudinal axis of the shaft. Such deflection is selectively induced by, for example, a shape memory wire that expands or contracts due to mechanical changes in the pulling wire or externally applied heat. A more complete description of this embodiment can be found in US Pat. No. 5,697,909, the full disclosure of which has already been incorporated by reference into the present application. Further, the shaft 802 of the present invention may be bent at an appropriate angle by a doctor using a conventional bending tool or the like.
[0166]
The active electrode 804 typically extends from the active tissue treatment surface of the electrode support member 810 of the probe shaft 802. Opposite the active electrode 802 is a non-active insulating side 812 having an insulator 814 configured to protect the dura 816 and other non-target spinal tissue 818. Insulator 814 minimizes the generation of an electric field on the inactive side and reduces electrical damage to the dura 816 and spinal column 818 during discectomy. Insulator 814 is shown on the opposite side of active electrode array 804, but as will be appreciated, insulator 814 may be placed around the entire circumference of the probe or only around a portion of the probe. Or arranged along the side surface of the active electrode array.
[0167]
The tissue treatment surface 808 and the individual active electrodes 804 typically have dimensions within the ranges described above. In some embodiments, the active electrode 804 is disposed within or on the insulating support member 810 as described above. In an exemplary embodiment, the surface of the active electrode 804 has a circular cross-sectional shape with a diameter in the range of about 1 mm to 30 mm, usually about 2 mm to 20 mm. The individual active electrodes 802 preferably extend outwardly from the tissue treatment surface 808 by a distance of about 0.1 mm to 8 mm, usually about 0.2 mm to 4 mm. Applicants have discovered that this configuration increases the current density associated with the high electric field strength around the active electrode 104 and facilitates tissue ablation, as will be described in detail below. Of course, as will be appreciated, the active electrode may have a variety of other configurations. For example, instead of an array of active electrodes, a single active electrode may be used.
[0168]
An exemplary method for excising and removing the target spinal disc 822 will now be described. For example, surgical procedures during cage placement or adjacent vertebra fusion or joining require the removal of degenerated or damaged disc 822. Following removal of the intervertebral disc 822, the adjacent vertebra 824 is stabilized, allowing subsequent fusion to form a unitary vertebra. During this procedure, it is preferred to protect the dura 816 and spinal cord 818 from damage by the electrosurgical probe 800.
[0169]
In use, the distal end of the probe 800 is introduced into the treatment site by either minimally invasive techniques or open surgery. The distal portion of the electrosurgical probe 800 is introduced into the body cavity 828 by a percutaneous penetration 826, such as a cannula. The insertion of the probe 800 is normally guided by an endoscope (not shown), which includes a light source and a video camera, allowing the surgeon to selectively view the area within the spinal column. The distal portion of the shaft 802 is introduced from the front through the small percutaneous penetration into the annulus 820 of the target spinal disc 822 (FIG. 40) or from the back through the small percutaneous penetration of the back (FIG. 41). .
[0170]
A transparent electrically conductive irrigation solution (not shown), such as isotonic saline, is injected into the treatment site through the probe 800 or another instrument's fluid passage to maintain a clear view and promote gas layer formation. The A suitable method of supplying irrigation fluid to a treatment site is a co-pending application assigned to the same assignee, US Pat. No. 5,697,281, filed Jun. 7, 1995 (Attorney Docket No. 16238-000600). Which has already been incorporated by reference into the description of the present application.
[0171]
After (or during) introduction of the electrosurgical probe 800 into the spinal disc 822, an electrically conductive liquid 830 is supplied to the treatment site and a voltage is applied from the power source 28 between the active electrode 804 and the return electrode 806 through a conductive fluid. Is done. This voltage preferably activates a field strength that forms a gas layer in the electrically conductive liquid and induces a discharge of energy from the gas layer to ablate the tissue at the treatment site, as described in detail above. It is sufficient to occur near the electrode 806. As the probe shaft 802 moves through the spinal disc 822, the insulation 812 is positioned to block the dura 816, protecting the dura 816 (and spinal cord 818) from current damage.
[0172]
42 to 43 show another embodiment of the present invention. The electrosurgical probe 800 includes a suction lumen 832 for aspirating the target area and a fluid supply lumen 834 for directing the electrically conductive fluid 830 to the target area. In some implementations, the suction lumen 832 and the fluid supply lumen 834 are coupled together in an annular pattern along the outer surface of the electrosurgical probe. The distal end of the suction lumen 832 is typically the proximal end of the return electrode 806 and the distal end of the fluid supply lumen 834 extends to a point adjacent to the distal end of the electrosurgical probe 800. As shown in FIG. 43, the fluid supply lumen 834 preferably occupies the majority of the annular region. In one particular embodiment, the fluid supply lumen occupies about two-thirds of the annular region.
[0173]
The electrosurgical probe has a single active electrode 804 or an electrode array distributed over the contact surface of the probe. In the latter embodiment, the electrode array typically includes a plurality of independent current limiting and / or power controlled active electrodes that are selectively targeted to the target tissue while limiting unwanted application of electrical energy to the surrounding tissue and environment. Apply electrical energy. In one particular embodiment, the electrosurgical probe comprises 23 active electrodes. Of course, as will be appreciated, the number, size, and shape of the active electrodes can vary depending on the particular application of the electrosurgical probe (eg, tissue contraction, tissue ablation, etc.).
[0174]
The shaft 802 typically contains a plurality of wires or other conductive elements that penetrate axially and allow the electrode array 804 to connect to a connector (not shown) at the proximal end of the shaft. The active electrode array may be connected to a separate power source that is isolated from other active electrodes. The active electrodes may also be connected together at either the proximal or distal end of the probe to form a single wire that connects to the power source.
[0175]
The active electrode 804 is typically supported by an electrically insulating electrode support member 836 extending from the electrosurgical probe 800. The electrode support member 836 typically extends from about 1 mm to 20 mm from the end of the shaft 802. The electrode support member 836 typically includes an insulating material (eg, ceramic or glass material such as alumina, zirconia, etc.) that is formed into a flat, hemispherical, or other shape as required by the individual procedure during manufacture.
[0176]
In use, the electrosurgical probe 800 is positioned adjacent to the target tissue as described above. When treating an intervertebral disc, the distal end of the shaft is usually supplied to the nucleus pulposus through the annulus fibrosus, but the nucleus pulposus may be herniated, protruding or non-protruding, or simply dilated Sometimes I just do it. As shown in FIG. 44, a high frequency voltage is applied between the active electrode 804 and the return electrode 806 to shrink (ie, typically about 55 ° C. to about 70 ° C.) or ablate (ie, typically below 150 ° C.) the surrounding collagen. ) To a suitable temperature. As discussed above, this procedure is similarly achieved with a monopolar configuration. However, applicants have found that the bipolar configuration improves the control of the high frequency current, thus reducing the risk of damaging the spinal nerve.
[0177]
In the exemplary embodiment, electrically conductive fluid is supplied to the target site through fluid supply lumen 834. In such embodiments, the high frequency voltage applied to the active electrode is sufficient to vaporize an electrically conductive fluid (eg, gel or saline) between the active electrode and the tissue. In the vaporized fluid, an ionized plasma is formed, charged particles (eg, electrons) are accelerated in the direction of the tissue, and molecular destruction or degradation occurs in several cell layers of the tissue. This molecular dissociation is accompanied by tissue volume removal. Because the suction lumen 832 is located near the return electrode (and usually outside the spinal disc 822), the suction lumen 832 usually removes air bubbles from the spinal disc and leaves the disc tissue relatively intact. To do. In addition, since the suction lumen 834 is spaced from the target range, the conductive fluid 830 can remain in the target range for a longer time and a more intense plasma is formed.
[0178]
45A-45D illustrate an electrosurgical probe embodiment of the present invention having a curved or steered end that improves the guidance of the electrosurgical probe 800 within the disc. Referring now to FIG. 45A, the probe 800 includes an electrically conductive shaft 802, a handle 803 coupled to the proximal end of the shaft 802, and an electrically insulating support member 836 at the distal end of the shaft 802. Probe 800 further includes an insulating sleeve 838 on shaft 802 and an exposed portion of shaft 802 that functions as return electrode 806. In the exemplary embodiment, probe 800 includes a plurality of active electrodes 804 extending from the distal end of support member 836. As shown, the return electrode 806 is at a greater distance from the active electrode 804 than in the embodiment described above. In this embodiment, the return electrodes 806 are spaced apart by a distance of about 2.0 mm to 50 mm, preferably about 5 mm to 25 mm. Furthermore, the return electrode 806 has a larger exposed surface area than the previous embodiment and has a length in the range of about 2.0 mm to 40 mm, preferably about 5 mm to 20 mm. Thus, the current passing from the active electrode 804 to the return electrode 806 follows a current path 840 that is more distant from the axis 802 than in the previous embodiment. In some applications, this current path 840 results in deeper current penetration into the surrounding tissue at the same voltage level, increasing the thermal heating of the tissue. As discussed above, this increased thermal heating may have advantages in applications that treat disc or other spinal abnormalities. It is usually desirable to achieve a tissue temperature in the range of about 60 ° C. to 100 ° C. to a depth of about 0.2 mm to 5 mm, usually about 1 mm to 2 mm. The voltage required for this thermal damage depends, in part, on the electrode configuration, the electrical conductivity in the immediate vicinity of the tissue and the electrode, the duration during which the voltage is applied, and the depth of tissue damage desired. In the electrode configuration described in FIGS. 45A-45D, the voltage level for thermal heating is typically in the range of about 20 volts to 300 volts, preferably about 60 volts to 200 volts in terms of effective values. . For a square waveform having a crest factor of about 2, the peak-to-peak voltage for thermal heating is typically in the range of about 40-600 volts peak-to-peak, preferably about 120-400 volts peak-to-peak. . The higher the voltage in this range, the shorter the required time. However, if the voltage is too high, the surface tissue can be vaporized, debulked, or ablated, which is often undesirable.
[0179]
45A-45D, the distal end 837 of the electrosurgical probe 800 has a pre-shaped curvature or a curved shape that approximates the curvature of the inner surface 839 of the annulus fibrosis. (Fig. 46). In some embodiments, the distal end 837 may be manufactured from a shape memory material that can be shaped to approximate the inner curvature of the annulus. In another embodiment, the distal end 837 of the electrosurgical probe 800 is steerable or deflectable by the user. The flexible shaft and the steerable end are coupled with a pull wire, shape memory actuator, thermally actuated material, or other conventional or proprietary mechanism to selectively change the end of the shaft and position the electrode array Promote. The user can track the position of the steerable end using fluoroscopy, optical fiber, a transducer placed on the probe, and the like.
[0180]
In some embodiments, electrosurgical probe 800 may include a distributed return electrode 842 (FIG. 46) that switches between bipolar and monopolar modes. In this embodiment, the power supply 28 includes a switch that switches between a normal and a bipolar mode, such as a foot pedal 843. This system includes an ablation mode in which the distributed pad 842 is stopped and voltage is applied between the active and return electrodes 804, 806, and the active electrode 804 is stopped and voltage is applied between the distributed pad 842 and the return electrode 806. Switch between applied sub-ablation or thermal heating mode. In the subablation mode, the applied voltage is low and the return electrode 806 functions as the active electrode, providing thermal heating and / or coagulation of the tissue surrounding the return electrode 806. The use of a distributed return electrode is described more fully in co-pending US patent application Ser. No. 09 / 316,472, filed May 21, 1999, the full disclosure of which has already been incorporated herein by reference. It is used.
[0181]
FIG. 45B illustrates yet another embodiment of the present invention. As shown, the electrosurgical probe 800 includes an electrode assembly having one or more active electrodes 804 and a proximally spaced return electrode 806, as in the previous embodiment. . The return electrode 806 typically has a spacing of about 0.5 mm to 25 mm, preferably 1.0 mm to 5.0 mm from the active electrode 804 and an exposed length of about 1 mm to 20 mm. Further, the electrode assembly may include two additional electrodes 844, 846 that are axially spaced on either side of the return electrode 806. The electrodes 844 and 846 are usually spaced from the return electrode 806 by a distance of about 0.5 mm to 25 mm, preferably about 1 mm to 5 mm. In the exemplary embodiment, the additional electrodes 844, 846 are exposed portions of the shaft 802, and the return electrode 806 is electrically isolated from the shaft 802, so that there is a voltage difference between the electrodes 844, 846 and the electrode 804. Is applied. In this embodiment, the probe 800 is used in at least two different modes: an ablation mode and a sub-ablation or thermal heating mode. In the ablation mode, a voltage is applied between the active electrode 804 and the return electrode 806 in the presence of an electrically conductive fluid, as described above. In the ablation mode, the electrodes 844, 846 are stopped. In the thermal heating or solidification mode, the active electrode 804 is turned off and a voltage difference is applied between the electrodes 844, 846 and the electrode 806 as shown in FIG. 15B, and a high frequency current 840 flows between them. Thermal heating mode is usually below the threshold for plasma formation and ablation, but is sufficient to cause some thermal damage to this tissue without vaporizing or otherwise debulking the tissue immediately surrounding the electrode Current 840 provides thermal heating and / or coagulation of the tissue surrounding the electrodes 804, 844, 846.
[0182]
FIG. 45C shows another embodiment 800 of a probe 800 that incorporates an electrode assembly having one or more active electrodes 804 and spaced return electrodes 806 on the proximal end, as in the previous embodiment. Illustrate. The return electrode 806 typically has a spacing of about 0.5 mm to 25 mm, preferably 1.0 mm to 5.0 mm from the active electrode 804 and an exposed length of about 1 mm to 20 mm. In addition, the electrode assembly includes a second active electrode 848 that is separated from the return electrode 360 by an electrically insulating spacer 382. In this embodiment, the handle 803 includes a switch 850 that switches the probe 800 between at least two different modes: an ablation mode and a sub-ablation or thermal heating mode. In the ablation mode, a voltage is applied between the active electrode 804 and the return electrode 806 in the presence of an electrically conductive fluid, as described above. In the ablation mode, the electrode 848 is stopped. In the thermal heating or solidification mode, the active electrode 806 is turned off, a voltage difference is applied between the electrodes 848 and 806, and a high frequency current 840 flows between them. Also, active electrode 804 may not be stopped because the higher resistance of the smaller electrode automatically sends current to electrode 848 without having to physically disconnect electrode 804 from the circuit. Thermal heating mode is usually below the threshold for plasma formation and ablation, but is sufficient to cause some thermal damage to this tissue without vaporizing or otherwise debulking the tissue immediately surrounding the electrode Current 840 provides thermal heating and / or coagulation of the tissue surrounding the electrodes 804, 848.
[0183]
FIG. 45D illustrates yet another embodiment of the present invention designed for tissue channeling and trauma formation to treat the internal tissue of the spinal disc. As shown, the probe 800 is similar to the probe of FIG. 45C and includes a return electrode 806 and a third coagulation electrode 848 spaced apart on the proximal end side of the return electrode 806. In this embodiment, the active electrode 804 comprises a single electrode wire extending distally from the insulating support member 836. Of course, the active electrode 804 can have a variety of configurations that increase the current density on the surface, such as a conical shape that tapers toward a distal point, a hollow cylindrical shape, a loop electrode, and the like. In the exemplary embodiment, support members 836 and 852 are comprised of an inorganic material such as ceramic, glass, silicon, or the like. Also, since the near-end support member 852 is generally not placed in the presence of a plasma that erodes or destroys the organic material, the support member 852 may include a more common organic material.
[0184]
The probe 800 of FIG. 45D does not include a switch element. In this embodiment, all three electrodes are activated when the power source is activated. Since the return electrode 806 has the opposite polarity to the active and coagulation electrodes 804, 848, current 840 flows from the latter electrode to the return electrode 806 as shown. In a preferred embodiment, the electrosurgical system includes a voltage reduction element or voltage reduction circuit applied between the coagulation electrode 848 and the return electrode 806. The voltage reduction element allows the power supply 28 (FIG. 1) to actually apply two different voltages to two different electrodes simultaneously. Thus, in the case of tissue channeling, the operator can apply a sufficient voltage to provide ablation of tissue at the tip of the probe (ie, tissue adjacent to the active electrode 804). At the same time, the voltage applied to the coagulation electrode 848 is insufficient to ablate tissue. For example, in the case of thermal heating or coagulation of tissue, the voltage reduction element serves to reduce the effective voltage from about 100 volts to 300 volts to about 45 volts to 90 volts, which removes the tissue (eg, This voltage is suitable for coagulating the tissue without molecular dissociation.
[0185]
In the exemplary embodiment, the voltage reducing element is a capacitor (not shown) coupled to the power source and coagulation electrode 848. Capacitors typically have a capacitance of about 200 pF to 500 pF (at 500 volts), preferably about 300 pF to 350 pF (at 500 volts). Of course, the capacitors may be located elsewhere in the system, in cables, generators, connectors, etc., or distributed along their length. Further, as will be appreciated, other voltage reducing elements such as diodes, transistors, inductors, resistors, capacitors or combinations thereof may be used with the present invention. For example, the probe 800 may include a cord resistor (not shown) that is configured to reduce the voltage applied between the return and coagulation electrodes 806, 848. In addition, electrical circuits may be used for this purpose.
[0186]
Of course, in some procedures, the probe does not normally require a voltage reduction element. Also, if desired, the probe may include a voltage increasing element. Alternatively or additionally, a cable 22 that couples the power supply 28 to the probe may be used as a voltage reduction element (FIG. 1). Since the cable has an inherent capacitance, it is used to reduce the power supply voltage when the cable is placed in the electrical circuit between the power supply, the active electrode and the return electrode. In this embodiment, cable 22 is used alone or in combination with one of the voltage reduction elements discussed above, such as a capacitor. Further, as noted, the present invention can be used with a power supply adapted to apply two different voltages within a range selected for tissue treatment. In this embodiment, a voltage reduction element or circuit may not be required.
[0187]
In use, the electrosurgical instrument of FIGS. 45A-45D is used to treat tissue within the disc 822. That is, an electrosurgical instrument 800 is used to treat a damaged intervertebral disc (eg, herniation, swelling, laceration, protrusion, etc.), selective denervation of nerves embedded in the annulus fibrosus, granulation that has engulfed in the annulus Tissues are cauterized and lacerations are sealed along the inner surface of the annulus. Preferably, the electrosurgical probe 800 can achieve these results in a minimally disruptive manner that maintains the moisture content and tissue mass within the disc. Of course, the present invention can also be used to ablate tissue and reduce the water content in the disc.
[0188]
In a preferred embodiment, the electrosurgical probe 800 moves along the inner surface of the annulus fibrosus 822 to minimize resection of the nucleus pulposus 821. Thus, after the distal end of electrosurgical probe 800 has been inserted into disc 820 (FIG. 45), distal end 837 can be steered along the interface between the annulus fibrosus and nucleus pulposus 821.
[0189]
Referring now to FIG. 47, in most ways, the physician places the active electrode 804 adjacent to the tissue surface to be treated (ie, the spinal disc). The power supply is activated to provide an ablation voltage between the active and return electrodes 804, 806 and a coagulation or thermal heating voltage between the coagulation and return electrodes 806, 848. An electrically conductive fluid is then provided around the active electrode 804 and at the junction between the active and return electrodes 804, 806, providing a current path between them. This can be accomplished in a variety of ways as discussed above. The active electrode 804 is then advanced through the space left by the tissue to be ablated to form a passage in the disc. During ablation, the ablation and return electrodes reach the passage formed by the active electrode 804 through the tissue surface, but the current between those electrodes is not so great as to damage the tissue surface. Once the passage is formed to the proper depth, the physician stops advancing the active electrode and holds the instrument in place for 5-30 seconds, or immediately removes the end of the instrument from the passage (details below). See discussion). In either case, when the active electrode is not advanced, it eventually stops tissue ablation.
[0190]
Before entering the passage formed by the active electrode 804, there is an open circuit between the return and coagulation electrodes 806, 848. As the coagulation electrode 848 enters this path, current flows from the coagulation electrode 848 to the return electrode 806 through the tissue surrounding the path. This current heats the tissue immediately surrounding the passage and causes the vessel that has been cut at the surface of the passage to coagulate. If desired by the physician, the instrument is held in the passage for a period of time during which trauma forms around the passage.
[0191]
In the illustrated embodiment, as the distal end 837 of the electrosurgical probe 800 passes through the annulus 822, the distal end 837 is steered or deflected to move along the inner surface of the annulus fibrosis 822. As shown in FIGS. 48A and 48B, the electrosurgical device is advanced into the disc and the physician can steer the distal end simultaneously from the proximal end (not shown) of the electrosurgical device. As noted above, the distal end of the electrosurgical device is preferably steered or deflected along the inner surface of the annulus fibrosis 822. The physician can use fluoroscopy to monitor the position and movement of the distal end of the probe. The surgeon may also insert an imaging device or transducer directly into the disc to monitor the position of the electrode array. A contrast device (not shown) may be placed on the electrosurgical probe or may be a separate instrument.
[0192]
In another embodiment, instead of the steerable end 837, the end of the electrosurgical probe 800 is comprised of a shape memory material that is pre-shaped to have a curvature that approximates the inner surface of the annulus fibrosus. Since the shape memory tip is biased to be bent in advance, the end will tend to be bent when there is no straightening force (eg, in the annulus fibrosus, tube, etc.). For example, after the surgical passage to the target site is formed, the electrosurgical probe can move adjacent to the outer surface of the annulus. The active electrode can pass through the tough annulus 822 as described above. When the distal end 837 enters the nucleus pulposus 821, the distal end is not constrained to a substantially straight shape by the tough annulus fibrosus 822, and the distal end tends to be pre-bent. As the electrosurgical instrument is advanced into the disc 820, the biased end urges the electrosurgical instrument to follow the curved inner surface 839 of the annulus.
[0193]
As described in detail above, when the electrosurgical probe is maneuvered to the target position, a high frequency voltage is applied between the active electrode and the return electrode in bipolar or monopolar mode to cause the inner surface 839 of the annulus to treat. In some embodiments, an electrically conductive fluid such as isotonic saline is supplied to the active electrode. As noted above, in procedures that require tissue resection, the tissue is removed by molecular dissociation or degradation. In such embodiments, the high frequency voltage applied to the active electrode is sufficient to vaporize the electrically conductive fluid between the active electrode and the tissue. Within the vaporized fluid, an ionized plasma is formed, charged particles (eg, electrons) are accelerated in the direction of the tissue, and molecular destruction or decomposition occurs in several cell layers of the tissue. This molecular dissociation is accompanied by tissue volume removal. Because the range of accelerated charged particles in the plasma layer is short, molecular dissociation is limited to the surface layer, and damage and necrosis of the underlying spinal disc tissue is minimized. In monopolar embodiments, the conductive fluid preferably creates a current path between the active electrode and the return electrode.
[0194]
Depending on the procedure, the inner surface 839 of the annulus is excised, contracted, sealed, and the like. For example, high-frequency voltage is used to denervate pain receptors during annulus fibrosis, inactivate neurotransmitters, inactivate heat-sensitive enzymes, and denervate nerves embedded in the annulus walls Then, the granulation tissue in the annulus is excised and the collagen in the annulus is contracted.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view of an electrosurgical system according to the present invention incorporating a power source and an electrosurgical probe for tissue disaggregation, excision, incision, reduction, and vascular hemostasis.
FIG. 2 is a schematic diagram of an embodiment of a power supply according to the present invention.
FIG. 3 shows a plurality of active electrodes and corresponding current limiting elements.
FIG. 4 is a side view of an electrosurgical probe according to the present invention.
FIG. 5 is a view showing an end portion of the probe shown in FIG. 2;
FIG. 6 is an exploded view of the proximal end portion of the electrosurgical probe.
FIG. 7A is a perspective view of an alternative electrosurgical probe incorporating an inner fluid hole.
FIG. 7B is an end view of an alternative electrosurgical probe incorporating an inner fluid hole.
8A is a cross-sectional view of the distal portion of three different embodiments of an electrosurgical probe according to the present invention. FIG.
8B is a cross-sectional view of the distal portion of three different embodiments of an electrosurgical probe according to the present invention. FIG.
8C is a cross-sectional view of the distal portion of three different embodiments of an electrosurgical probe according to the present invention. FIG.
9 is an end view of an alternative embodiment of the probe of FIG. 4 incorporating a suction removal electrode.
10 is an end view of an alternative embodiment of the probe of FIG. 4 incorporating a suction removal electrode. FIG.
11 is an end view of an alternative embodiment of the probe of FIG. 4 incorporating a suction removal electrode.
12 is an end view of an alternative embodiment of the probe of FIG. 4 incorporating a suction removal electrode. FIG.
13 is an end view of an alternative embodiment of the probe of FIG. 4 incorporating a suction removal electrode.
FIG. 14A shows an alternative embodiment incorporating a barrier electrode.
FIG. 14B shows an alternative embodiment incorporating a barrier electrode.
FIG. 14C shows an alternative embodiment incorporating a barrier electrode.
15A shows four examples of electrosurgical probes designed specifically to treat spinal defects. FIG.
FIGS. 15A-15B show four examples of electrosurgical probes specifically designed to treat spinal defects. FIGS.
FIGS. 15A-15C illustrate four examples of electrosurgical probes specifically designed to treat spinal defects. FIGS.
15A-15D show four examples of electrosurgical probes designed specifically to treat spinal defects.
FIG. 16 illustrates an electrosurgical system incorporating distributed return pads for monopolar and / or bipolar operation.
FIG. 17 illustrates a catheter system for electrosurgical treatment of an intervertebral disc according to the present invention.
FIG. 18 illustrates a method for performing a microendoscopic discectomy in accordance with the principles of the present invention.
FIG. 19 illustrates a method for performing a microendoscopic discectomy in accordance with the principles of the present invention.
FIG. 20 illustrates a method for performing a microendoscopic discectomy in accordance with the principles of the present invention.
FIG. 21 illustrates a method for performing a microendoscopic discectomy in accordance with the principles of the present invention.
FIG. 22 illustrates a method for performing a microendoscopic discectomy in accordance with the principles of the present invention.
FIG. 23 illustrates another method of treating a spinal disc with one of the catheters or probes of the present invention.
FIG. 24 illustrates another method of treating a spinal disc with one of the catheters or probes of the present invention.
FIG. 25 illustrates another method of treating a spinal disc with one of the catheters or probes of the present invention.
FIG. 26 illustrates another method of treating a spinal disc with one of the catheters or probes of the present invention.
FIG. 6 is a schematic view of a proximal portion of another electrosurgical system for endoscopic spinal surgery incorporating an electrosurgical instrument according to the present invention.
27 is an enlarged view of the distal portion of the electrosurgical instrument of FIG. 26. FIG.
FIG. 28 is a diagram showing a method of dissociating a predetermined volume of tissue from the nucleus pulposus of the herniated disc by the electrosurgical system of FIG. 26.
FIG. 29 is a diagram showing a flat probe for disintegration according to the present invention for disaggregating tissue in a confined space in a patient's body.
30 is a view showing an end portion of the disaggregation flat probe shown in FIG. 19;
FIG. 31A is a front cross-sectional view of the disaggregation flat probe showing an array of semi-cylindrical active electrodes.
FIG. 31B is a front cross-sectional view of an alternative disaggregation flat probe showing an array of active electrodes having opposite polarities.
32 is a partial top cross-sectional view of the working end of the disaggregation flat probe of FIG. 29. FIG.
33 is a side cross-sectional view of the working end of the disaggregation flat probe showing electrical connection with one of the active electrodes of FIG. 32. FIG.
FIG. 34 is a side sectional view of the proximal end of the disaggregation flat probe showing electrical connection with a power connector.
FIG. 35 is a schematic view showing a method of dissociating soft tissue from the surface near the vertebra with the flat probe for disaggregation of the present invention.
FIG. 36 is a perspective view of an alternative embodiment of the above flattening probe that incorporates a ceramic support structure printed with conductive strips.
37 is a partial top cross-sectional view of the disaggregation flat probe of FIG. 29. FIG.
38 is an end view of the probe of FIG. 29. FIG.
FIG. 39A illustrates a system having a curved distal tip and an insulator that protects the dura mater.
FIG. 39B is an end view of one embodiment of the system of FIG. 39A.
40 shows the system of FIG. 39A introduced percutaneously from the front of the body into the target spinal disc.
FIG. 41 shows the system of FIG. 39A introduced percutaneously from the back side into the target spinal disc.
42 shows an electrosurgical probe having a fluid supply bore and a suction removal bore. FIG.
43 is an end view of the electrosurgical probe of FIG. 42. FIG.
44 illustrates a system having a suction removal bore and a fluid supply bore. FIG.
45A shows four examples of electrosurgical probes specifically designed to treat spinal defects. FIG.
Figures 45A and 45B show four examples of electrosurgical probes specifically designed to treat spinal defects.
45C shows four examples of electrosurgical probes specifically designed to treat spinal defects. FIG.
45D shows four examples of electrosurgical probes designed specifically to treat spinal defects. FIG.
FIG. 46 illustrates an electrosurgical system having distributed return pads for monopolar and / or bipolar operation.
FIG. 47 shows an electrosurgical probe inserted into an intervertebral disc.
48A shows the distal tip of the electrosurgical probe moving along the inner surface of the annulus. FIG.
FIG. 48B shows the distal tip of the electrosurgical probe moving along the inner surface of the annulus fibrosis.

Claims (18)

患者の脊椎内の組織を治療する電気外科装置であって、前記装置が、
能動側面と非能動側面とを備える末端部分を備える軸であって、前記軸が縦軸を形成する軸と、
前記軸の前記末端部分の前記能動側面上に配置される少なくとも一つの能動電極と、
前記軸の前記末端部分の前記非能動側面上に配置される絶縁体であって、前記絶縁体が前記能動電極から前記脊椎の硬膜を隔離するよう配置される絶縁体と、
復帰電極と、
前記組織を治療するため前記能動電極と前記復帰電極との間の第一の高周波電圧差を生成する高周波電圧源と、
前記高周波電圧源に結合される凝固電極とを備え、
前記高周波電圧源が、血液を凝固させるのに十分であり、組織を切除するには不十分な第二の高周波電圧差を前記復帰電極と前記凝固電極の間に供給するよう構成される電気外科装置。An electrosurgical device for treating tissue in a patient's spine, the device comprising:
An axis comprising a distal portion comprising an active side and an inactive side, wherein the axis forms a longitudinal axis;
At least one active electrode disposed on the active side of the end portion of the shaft;
An insulator disposed on the inactive side of the distal portion of the shaft, the insulator disposed to isolate the spinal dura mater from the active electrode;
A return electrode;
A high frequency voltage source for generating a first high frequency voltage difference between the active electrode and the return electrode to treat the tissue ;
A coagulation electrode coupled to the high-frequency voltage source ,
The high frequency voltage source is sufficient to coagulate the blood, electrosurgical that will be configured to supply between the second high frequency voltage difference insufficient to ablate tissue said return electrode and the coagulation electrode apparatus. 前記能動電極が前記軸の前記縦軸にほぼ直交して延びる、請求項１に記載の装置。  The apparatus of claim 1, wherein the active electrode extends substantially perpendicular to the longitudinal axis of the axis. 前記能動電極が、前記軸の前記末端の近くに配置される電極アレイを備え、前記アレイが、接触表面にわたって配置される複数の電気絶縁能動電極を含む、請求項１に記載の装置。  The apparatus of claim 1, wherein the active electrode comprises an electrode array disposed near the distal end of the axis, the array comprising a plurality of electrically insulating active electrodes disposed over a contact surface. 前記軸の末端部分が湾曲または屈曲している、請求項１に記載の装置。  The apparatus of claim 1, wherein a distal portion of the shaft is curved or bent. 前記絶縁体が前記能動電極のほぼ反対側に配置される、請求項１に記載の装置。  The apparatus of claim 1, wherein the insulator is disposed substantially opposite the active electrode. さらに、前記復帰電極と前記能動電極との間の電流経路を生成するため、前記復帰電極と前記能動電極とに電気的接触する流体経路を形成する流体供給要素を備える、請求項１に記載の装置。  2. The fluid supply element of claim 1, further comprising a fluid supply element that forms a fluid path in electrical contact with the return electrode and the active electrode to generate a current path between the return electrode and the active electrode. apparatus. 前記第一の高周波電圧差が前記椎間板内の髄核の一部を切除する十分なものである、請求項１に記載の装置。The apparatus of claim 1, wherein the first high frequency voltage difference is sufficient to excise a portion of the nucleus pulposus within the intervertebral disc. 前記椎間板内の前記髄核内のコラーゲン線維を収縮させるように構成される、請求項１に記載の装置。The apparatus of claim 1 , configured to contract collagen fibers in the nucleus pulposus within the intervertebral disc. さらに、前記軸の前記末端部分から延びる電気絶縁支持部材を備え、前記能動電極が前記支持部材に設置される、請求項１に記載の装置。  The apparatus of claim 1, further comprising an electrically insulating support member extending from the distal portion of the shaft, wherein the active electrode is disposed on the support member. 伝導性流体を前記復帰電極の末端の点に供給する流体供給内腔と、
前記復帰電極の近端方向に配置される開口を備える吸引内腔であって、前記吸引内腔が、前記能動電極と前記復帰電極との間の電流経路を完成するように前記復帰電極の上で前記伝導性流体を吸引する吸引内腔と、
をさらに備える、請求項１に記載の装置。A fluid supply lumen for supplying a conductive fluid to a terminal point of the return electrode;
An aspiration lumen having an opening disposed in a near-end direction of the return electrode, wherein the suction lumen completes a current path between the active electrode and the return electrode. A suction lumen for sucking the conductive fluid at
The apparatus of claim 1, further comprising: 前記流体供給内腔と前記吸引内腔とが半環状の形状である、請求項１０に記載の装置。  The apparatus of claim 10, wherein the fluid supply lumen and the suction lumen are semi-annular. 前記流体供給内腔と前記吸引内腔とが前記軸に沿って延びる、請求項１０に記載の装置。  The apparatus of claim 10, wherein the fluid supply lumen and the suction lumen extend along the axis. 前記軸は、末端部分を形成する操縦式軸であって、前記操縦式軸の末端部分が、線維輪の内面の湾曲に近似する湾曲した形状に動かせる操縦式軸を有する、請求項１１に記載の装置。  12. The steerable shaft forming a distal portion, wherein the steerable shaft has a steerable shaft that can be moved to a curved shape that approximates the curvature of the inner surface of the annulus. Equipment. 前記凝固電極は、前記軸上に配置され、前記復帰電極から軸方向に間隔を開かれている、請求項１に記載の装置。The apparatus of claim 1 , wherein the coagulation electrode is disposed on the axis and is axially spaced from the return electrode. 前記凝固電極が停止され、前記高周波電圧源によって、組織を切除するのに十分な高周波電圧差が前記能動電極と前記復帰電極の間に印加される切除モードと、前記能動電極が停止され、前記高周波電圧源によって、血液を凝固させるのに十分であり、組織を切除するには不十分な高周波電圧差が前記復帰電極と前記凝固電極の間に加えられる熱的モードと、の間で切り換えを行うスイッチをさらに有する、請求項１に記載の装置。The coagulation electrode is stopped, the ablation mode in which a high frequency voltage difference sufficient to ablate tissue is applied between the active electrode and the return electrode by the high frequency voltage source, and the active electrode is stopped, A high frequency voltage source switches between a thermal mode that is sufficient to coagulate blood and an insufficient high frequency voltage difference applied to the tissue is applied between the return electrode and the coagulation electrode. further comprising a switch for apparatus of claim 1. 前記第二の高周波電圧差が実効値で約２０〜９０ボルトの範囲内であり、前記第一の高周波電圧差が実効値で約７０〜３５０ボルトの範囲内である、請求項１に記載の装置。Said second high frequency voltage difference is in the range of about 20 to 90 volts rms, the first high frequency voltage difference is within the range of from about 7 0 to 350 volts rms, according to claim 1 Equipment. 前記凝固電極は環状帯の形状を有し、該環状帯は、前記復帰電極から近端方向に間隔を開かれており、ほぼ平滑な露出された表面を、該表面上の電流密度を低減するために有する、請求項１に記載の装置。The coagulation electrode has an annular band shape that is spaced from the return electrode in a near-end direction to reduce the current density on the substantially smooth exposed surface. The apparatus according to claim 1 , wherein: 前記凝固電極の露出表面が前記復帰電極の露出表面より大きな表面積を有する、請求項１に記載の装置。The apparatus of claim 1 , wherein the exposed surface of the coagulation electrode has a larger surface area than the exposed surface of the return electrode.
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