JP2000041993A

JP2000041993A - 電気外科手術装置

Info

Publication number: JP2000041993A
Application number: JP10215416A
Authority: JP
Inventors: 裕之 ▲高▼橋; Hiroyuki Takahashi; Kazuya Hijii; 一也肘井; Masahide Oyama; 雅英大山; Kenji Harano; 健二原野
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1998-07-30
Filing date: 1998-07-30
Publication date: 2000-02-15

Abstract

(57)【要約】【課題】電源の大型化を防止すると共に高価な電源を必
要とせずに出力を上昇させることができ、高周波漏れ電
流を減少させること。【解決手段】この電気外科手術装置では、高周波パルス
により直流電力がスイッチング駆動されることで可変電
源４９及び並列共振アンプ４３によって高周波電力が生
成される。そして、この並列共振アンプ４３で生成され
る高周波電力は、主制御部４２によって所定の設定出力
に設定される。主制御部４２からは、波形生成回路４１
に上記高周波パルスの生成を指示する制御信号が出力さ
れる。更に、この主制御部４２により、上記設定出力に
応じて上記高周波パルスのデューティが変化される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】この発明は電気外科手術装置
に関し、より詳細には、生体組織に高周波電流を流して
この高周波電流により生じる発熱により生体組織の切
除、凝固等の処置を行う電気外科手術装置に関するもの
である。

【０００２】

【従来の技術】電気外科手術装置は、生体組織に高周波
電流を流して生体組織の切除、凝固等の処置を行うもの
で、一般外科手術等に用いられている。このような電気
外科手術装置は、電気外科装置本体と、アクティブ電極
を有した処置具と、患者の体表面に接触させる帰還電極
より構成されている。

【０００３】そして、電気外科手術装置本体によって高
周波電力を発生し、アクティブ電極を処置部位に接触さ
せて生体組織に集中的に高周波電流を流入し、帰還電極
より高周波電流を分散して回収することによって、生体
組織の切除、凝固等の処置を行えるようになっている。

【０００４】また、特開平９−５６７２５号公報には、
操作パネルと、この操作パネルからの操作内容により装
置全体を制御する制御回路と、操作内容による出力モー
ドに対応した制御回路からの波形選択信号を受信するこ
とで出力モードに応じた波形を生成する波形生成回路
と、波形生成回路からの波形によりオン／オフ駆動され
るスイッチング回路と、上記制御回路の制御により設定
された直流電力を発生する可変電源回路と、上記スイッ
チング回路の駆動により可変電源回路の直流電力を共振
させ高周波電力を発生させる共振回路とを備え、制御回
路が波形生成回路による高周波波形の出カタイミングを
制御する高周波電気メス装置が開示されている。

【０００５】そして、この特開平９−５６７２５号公報
に記載の高周波電気メス装置では、スイッチング回路の
駆動波形を変更することによって種々の出力が得られる
ようになっている。また、上記共振回路のスイッチング
素子への制御信号は、出力モードによって切換えている
だけで、負荷の状態には依存していないものであった。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】ところで、波形生成回
路で生成される波形、例えば切開モード、混合モード、
凝固モードの波形は、そのデューティが固定された信号
を使用している。そして、共振回路を構成するうえで、
例えば切開モードのように連続してスイッチングを行っ
て、且つデューティが固定の場合は、出力を上昇させる
ためには並列の共振回路に供給される電圧を上昇させな
ければならない。

【０００７】しかしながら、上記公報に記載の高周波電
気メス装置のように、スイッチングの制御信号のデュー
ティが小さいと、共振回路に供給される電源は、かなり
高圧の電源が必要となる。それ故、電源が大型化して装
置も大型化をしてしまう、或いは高価な電源が必要とい
った課題を有するものであった。加えて、供給電圧を大
きくすると、高周波漏れ電流が発生するという課題も有
している。

【０００８】この発明は上記実状に鑑みてなされたもの
であり、電源の大型化を防止すると共に高価な電源を必
要とせずに出力を上昇させることができ、高周波漏れ電
流を減少させることのできる電気外科手術装置を提供す
ることを目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】すなわちこの発明は、高
周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科
手術装置に於いて、高周波パルスにより直流電力をスイ
ッチング駆動することで上記高周波電力を生成する高周
波電力生成手段と、この高周波電力生成手段で生成され
る高周波電力を所定の設定出力に設定する設定手段と、
上記高周波パルスを生成するパルス生成手段と、このパ
ルス生成手段に上記高周波パルスの生成を指示する制御
信号を出力する制御手段とを具備し、上記制御手段は、
上記設定手段で設定される設定出力に応じて、上記高周
波パルスのデューティを変化させることを特徴とする。

【００１０】またこの発明は、高周波電力により生体組
織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、高
周波パルスにより直流電力をスイッチング駆動すること
で上記高周波電力を生成する高周波電力生成手段と、上
記高周波パルスを生成するパルス生成手段と、上記生体
組織の状態を検出して状態検出信号を出力する状態検出
手段と、この状態検出手段から出力される状態検出信号
に応じて上記高周波パルスのデューティを変化させ、こ
のデューティの変化に従って上記パルス生成手段に上記
高周波パルスの生成を指示する制御信号を出力する制御
手段とを具備することを特徴とする。

【００１１】この発明は、高周波電力により生体組織を
切開及び凝固させる電気外科手術装置にあって、高周波
パルスにより直流電力がスイッチング駆動されることで
高周波電力生成手段によって上記高周波電力が生成され
る。そして、この高周波電力生成手段で生成される高周
波電力は、設定手段によって所定の設定出力に設定され
る。また、上記高周波パルスはパルス生成手段で生成さ
れる。このパルス生成手段に上記高周波パルスの生成を
指示する制御信号は、制御手段から出力される。更に、
この制御手段は、上記設定手段で設定される設定出力に
応じて、上記高周波パルスのデューティを変化させる。

【００１２】またこの発明は、高周波電力により生体組
織を切開及び凝固させる電気外科手術装置にあって、高
周波パルスにより直流電力がスイッチング駆動されるこ
とで上記高周波電力が高周波電力生成手段により生成さ
れる。上記高周波パルスはパルス生成手段により生成さ
れ、上記生体組織の状態は状態検出手段によって検出さ
れて状態検出信号が出力される。そして、状態検出手段
から出力される状態検出信号に応じて上記高周波パルス
のデューティが制御手段によって変化され、このデュー
ティの変化に従って上記パルス生成手段に上記高周波パ
ルスの生成を指示する制御信号が出力される。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照してこの発明の
実施の形態を説明する。図２は、この発明の第１の実施
の形態に係る電気外科手術装置の概略構成を示した図で
ある。

【００１４】図２に於いて、この電気外科手術装置１０
は、高周波電力を発生する高周波焼灼電源装置１１と、
アクティブラインのコード１２を介して接続されて患者
１４の処置部位に処置を施す処置用のアクティブ電極を
有したモノポーラ処置具１３と、患者１４の体表面上に
接触させるもので帰還用のコード１６に接続された帰還
電極１５と、フットスイッチ１７とにより構成される。

【００１５】このような構成に於いて、フットスイッチ
１７のオンによって高周波焼灼電源装置１１が起動され
る。そして、高周波焼灼電源装置１１によってエネルギ
ー源である高周波電力が発生され、モノポーラ処置具１
３のアクティブ電極を患者１４の処置部位に接触させて
生体組織に集中的に高周波電流が流入される。そして、
帰還電極１５より高周波電流が分散して回収されること
によって、上記処置部位の切除、凝固等の処置が行われ
るようになっている。

【００１６】尚、ここでは図示されていないが、フット
スイッチ１７の代わりにモノポーラ処置具１３に同様の
スイッチを設けても良い。図３（ａ）は、上記高周波焼
灼電源装置１１の内部構成を示した図である。

【００１７】図３（ａ）に於いて、商用電源２１には、
所望の供給電圧を供給するための電源回路２２が接続さ
れている。そして、この電源回路２２には、操作内容に
よる出力モードに対応した波形を発生させるための波形
発生回路２３と、高周波焼灼電源装置１１の装置全体を
制御するＣＰＵ２４とが接続されている。これら波形発
生回路２３及びＣＰＵ２４には、ＣＰＵ２４からのデジ
タル信号をアナログ信号に変換してアンプ２６を制御す
るためのＤ／Ａコンバータ２５と、波形発生回路２３に
より得られた微小な信号を増幅するためのアンプ２６と
が接続される。

【００１８】出力トランス２７は、その１次側がコンデ
ンサを介してアンプ２６に接続され、２次側がコンデン
サと、電圧センサ２８及び電流センサ２９を介して端子
１１ａ、１１ｂに接続される。上記電圧センサ２８及び
電流センサ２９で検知された信号は、Ａ／Ｄコンバータ
３０によってデジタル信号に変換されてＣＰＵ２４に出
力される。また、上記ＣＰＵ２４には、表示部３１が接
続されている。

【００１９】端子１１ａには、アクティブラインを介し
てモノポーラ処置具１３ａ、そしてモノポーラ電極１３
ｂが接続されている。一方、端子１１ｂには帰還用のラ
インを介して帰還電極１５が接続される。

【００２０】尚、図３（ａ）では、処置具としてモノポ
ーラ処置具を示しているが、図３（ｂ）に示されるよう
なバイポーラ処置具３２ａ及びバイポーラ電極３２ｂを
用いても良い。この場合、帰還電極１５は不要となる。

【００２１】図１は、高周波焼灼電源装置の主要部の構
成を示すブロック図である。図１に於いて、波形生成回
路４１は主制御部４２に接続されると共に並列共振アン
プ４３に接続される。この並列共振アンプ４３は、出力
トランス４４の一次巻線及びコンデンサ４５から成る共
振回路と、ダイオード４６及びＦＥＴ４７とにより構成
される。また、上記出力トランス４４の二次巻線には、
モノポーラ処置具１３と帰還電極１５とが接続されてい
る。

【００２２】上記出力トランス４４及びコンデンサ４５
から成る共振回路には、電圧を供給する可変電源４９が
接続される。また、上記主制御部４２には、Ｄ／Ａコン
バータ５０を介して上記可変電源４９が接続されると共
に、後述する並列共振アンプの供給電圧が記憶されてい
るＲＯＭ等のメモリ５１及びＡ／Ｄコンバータ５２が接
続される。このＡ／Ｄコンバータ５２には、上述した電
圧センサ２８、電流センサ２９が接続される。

【００２３】このような構成に於いて、波形生成回路４
１からパルス状の波形が出力されて、スイッチング素子
であるＦＥＴ４７がオン／オフされることにより、並列
共振回路に可変電源４９から電圧が供給される。これに
より、出力トランス４４を介してモノポーラ処置具１３
に高周波電流が供給され、図示されない生体を経て帰還
電極１５に至る。

【００２４】また、電圧センサ２８、電流センサ２９で
検知された信号は、Ａ／Ｄコンバータ５２によってデジ
タル信号に変換されて主制御部４２に供給される。更
に、上記電圧センサ２８、電流センサ２９で検知された
信号に基いて、主制御部４２はＤ／Ａコンバータ５０を
介して可変電源４９の電圧を制御する。

【００２５】次に、図４及び図５を参照して、第１の実
施の形態に於ける高周波焼灼電源装置１１の出力設定に
ついて説明する。図４は、メモリ５１に記憶されている
テーブルの例で、高周波焼灼電源装置１１の設定出力と
並列共振アンプ４３の制御信号のデューティ及び該アン
プへの供給電圧の関係を表した図、また、図５は上記制
御信号のデューティを説明する図である。

【００２６】図４及び図５を参照すると、設定出力が５
０Ｗ、１００Ｗ、１５０Ｗの場合は、アンプ供給電圧は
それぞれ３０Ｖ、６０Ｖ、９０Ｖである。これら設定出
力５０Ｗ、１０Ｗ、１５０Ｗの場合、制御信号のデュー
ティは何れも１２．５％に設定されている。

【００２７】そして、設定出力が２００Ｗ、２５０Ｗ、
３００Ｗの場合は、制御信号のデューティが１２．５％
から２５．０％に変更されて設定される。これら設定出
力が２００Ｗ、２５０Ｗ、３００Ｗの場合、アンプ供給
電圧はそれぞれ６０Ｖ、７５Ｖ、９０Ｖである。

【００２８】このように、設定出力の値が低い場合は制
御信号のデューティを小さく設定し、並列共振アンプへ
の供給電圧が所定の電圧となった場合に制御信号のデュ
ーティを大きく設定して設定出力を高くしながら、該ア
ンプの供給電圧は下げるようにする。したがって、電源
を大型化する必要がなく、小型化することが可能とな
る。また、アンプの供給電圧を小さくすることができる
ので、高周波漏れ電流を減少させることができる。

【００２９】尚、上述した実施の形態に於いて、制御信
号のデューティは１２．５％と２５．０％に限られるも
のではなく、設定出力に対してそのデューティを切換え
られるものであれば良い。また、上述した実施の形態で
は、デューティ小を１２．５％、デューティ大を２５．
０％としたが、例えば最初の設定出力を２００Ｗとした
場合、デューティ小が２５．０％、デューティ大がそれ
以上となるように、設定に応じて変更可能である。

【００３０】次に、この発明の第２の実施の形態を説明
する。図６は、組織抵抗の経時変化を表した特性図であ
る。出力スイッチがオンされて高周波出力が供給される
と、モノポーラ処置具１３が接触する生体組織の組織抵
抗値が上昇する。そして、組織抵抗の値が予め設定され
た規定値に到達すると、制御信号のデューティが変更さ
れて大きく設定される。

【００３１】次に、図７のフローチャートを参照して、
第２の実施の形態の動作を説明する。先ず、ステップＳ
１に於いて、高周波出力のスイッチ、すなわちフットス
イッチ１７がオンされたか否かが判別される。ここで、
フットスイッチ１７がオンされていれば、続くステップ
Ｓ２にて、高周波出力がモノポーラ処置具１３に供給さ
れる。この場合、最初はデューティが小、例えば１２．
５％に設定されている。

【００３２】次いで、ステップＳ３にて、電圧センサ２
８、電流センサ２９を通じて、モノポーラ処置具１３が
接触する生体の組織抵抗が検出される。そして、ステッ
プＳ４に於いて、該組織抵抗の値が規定値以上であるか
否かが判別される。

【００３３】ここで、規定値に達していない場合は上記
ステップＳ３に戻り、デューティが小のままで高周波出
力が供給される。ここでは、例えば高周波出力が１５０
Ｗまでは制御信号のデューティは１２．５％で、可変電
源４９の供給電圧は最大で９０Ｖである。

【００３４】上記ステップＳ４に於いて、組織抵抗の値
が規定値以上になったならば、ステップＳ５に進んで高
周波出力のデューティが大、例えば２５．０％に切換え
られて供給される。このとき、設定出力が２００Ｗ以上
になると、制御信号のデューティが１２．５％から２
５．０％に切換えられると同時に、可変電源４９からの
供給電圧が１５０Ｗ時の９０Ｖから６０Ｖに下がる。以
降、設定出力が上昇すれば可変電源４９の供給電圧も上
昇する。

【００３５】このように、生体の組織抵抗値に応じて制
御信号のデューティを切換えることで、設定出力を大き
くしながらも並列共振アンプへの供給電圧を下げること
ができる。したがって、電源を小型化することが可能と
なる。また、これにより、高周波漏れ電流を減少させる
ことができる。

【００３６】尚、上述した実施の形態に於いて、制御信
号のデューティは１２．５％と２５．０％に限られるも
のではなく、設定出力に対してそのデューティを切換え
られるものであれば良い。また、上述した実施の形態で
は、ステップＳ２のデューティ小を１２．５％、ステッ
プＳ５のデューティ大を２５．０％としたが、例えば最
初の設定出力を２００Ｗとした場合、デューティ小が２
５．０％、デューティ大がそれ以上となるように、設定
に応じて変更可能である。

【００３７】尚、この発明の上記実施態様によれば、以
下の如き構成を得ることができる。（１）高周波電力により生体組織を切開及び凝固させ
る電気外科手術装置に於いて、高周波パルスにより直流
電力をスイッチング駆動することで上記高周波電力を生
成する高周波電力生成手段と、この高周波電力生成手段
で生成される高周波電力を所定の設定出力に設定する設
定手段と、上記高周波パルスを生成するパルス生成手段
と、上記設定手段で設定される設定出力に応じて上記高
周波パルスのデューティを変化させて、上記パルス生成
手段に上記高周波パルスの生成を指示する制御信号を出
力する制御手段とを具備することを特徴とする電気外科
手術装置。

【００３８】（２）上記高周波電力生成手段は、直流
電圧を制御して高周波電力を生成することを特徴とする
上記（１）に記載の電気外科手術装置。（３）上記設定出力に対応した上記高周波パルスのデ
ューティを予め記憶している記憶手段を更に具備し、上
記制御手段はこの記憶手段に記憶された高周波パルスの
デューティに従って上記パルス生成手段に高周波パルス
の生成を指示することを特徴とする上記（１）に記載の
電気外科手術装置。

【００３９】（４）高周波電力により生体組織を切開
及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、高周波パル
スにより直流電力をスイッチング駆動することで上記高
周波電力を生成する高周波電力生成手段と、上記高周波
パルスを生成するパルス生成手段と、上記生体組織の状
態を検出して状態検出信号を出力する状態検出手段と、
上記状態検出手段から出力される状態検出信号に応じて
上記高周波パルスのデューティを変化させ、このデュー
ティの変化に従って上記パルス生成手段に上記高周波パ
ルスの生成を指示する制御信号を出力する制御手段とを
具備することを特徴とする電気外科手術装置。

【００４０】（５）上記状態検出信号は、少なくとも
出力電圧及び出力電流の少なくとも１つ以上のパラメー
タの演算による値で構成されることを特徴とする上記
（４）に記載の電気外科手術装置。

【００４１】（６）上記状態検出手段は、出力電圧を
検出する電圧センサ及び出力電流を検出する電流センサ
の少なくとも１つで構成されることを特徴とする上記
（４）に記載の電気外科手術装置。

【００４２】（７）上記高周波電力生成手段は、直流
電圧を制御して高周波電力を生成することを特徴とする
上記（４）に記載の電気外科手術装置。（８）上記状態検出手段の出力に対応した上記高周波
パルスのデューティを予め記憶している記憶手段を更に
具備し、上記制御手段はこの記憶手段に記憶された高周
波パルスのデューティに従って上記パルス生成手段に高
周波パルスの生成を指示することを特徴とする上記
（４）に記載の電気外科手術装置。

【００４３】

【発明の効果】以上のようにこの発明によれば、電源の
大型化を防止すると共に高価な電源を必要とせずに出力
を上昇させることができ、高周波漏れ電流を減少させる
ことのできる電気外科手術装置を提供することができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】高周波焼灼電源装置の主要部の構成を示すブロ
ック図である。

【図２】この発明の第１の実施の形態に係る電気外科手
術装置の概略構成を示した図である。

【図３】（ａ）は図２の高周波焼灼電源装置の内部構成
を示した図、（ｂ）はバイポーラ処置具の構成を示した
図である。

【図４】第１の実施の形態に於ける高周波焼灼電源装置
１１の出力設定について説明するもので、メモリ５１に
記憶されているテーブルの例で、高周波焼灼電源装置１
１の設定出力と並列共振アンプ４３の制御信号のデュー
ティ及び該アンプへの供給電圧の関係を表した図であ
る。

【図５】第１の実施の形態に於ける高周波焼灼電源装置
１１の出力設定について説明するもので、制御信号のデ
ューティを説明する図である。

【図６】この発明の第２の実施の形態を説明するもの
で、組織抵抗の経時変化を表した特性図である。

【図７】この発明の第２の実施の形態の動作を説明する
フローチャートである。

【符号の説明】

１０電気外科手術装置、１１高周波焼灼電源装置、１２アクティブラインのコード、１３、１３ａモノポーラ処置具、１３ｂモノポーラ電極、１４患者、１５帰還電極、１６帰還用のコード、１７フットスイッチ、２１商用電源、２２電源回路、２３波形発生回路、２４ＣＰＵ、２５Ｄ／Ａコンバータ、２６アンプ、２７出力トランス、２８電圧センサ、２９電流センサ、３０、５２Ａ／Ｄコンバータ、３１表示部、４１波形生成回路、４２主制御部、４３並列共振アンプ、４４出力トランス、４５コンデンサ、４６ダイオード、４７ＦＥＴ、４９可変電源、５０Ｄ／Ａコンバータ、５１メモリ。

フロントページの続き (72)発明者大山雅英東京都渋谷区幡ヶ谷２丁目43番２号オリンパス光学工業株式会社内 (72)発明者原野健二東京都渋谷区幡ヶ谷２丁目43番２号オリンパス光学工業株式会社内Ｆターム(参考） 4C060 KK23 KK26 KK30

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】高周波電力により生体組織を切開及び凝
固させる電気外科手術装置に於いて、高周波パルスにより直流電力をスイッチング駆動するこ
とで上記高周波電力を生成する高周波電力生成手段と、この高周波電力生成手段で生成される高周波電力を所定
の設定出力に設定する設定手段と、上記高周波パルスを生成するパルス生成手段と、このパルス生成手段に上記高周波パルスの生成を指示す
る制御信号を出力する制御手段とを具備し、上記制御手段は、上記設定手段で設定される設定出力に
応じて、上記高周波パルスのデューティを変化させるこ
とを特徴とする電気外科手術装置。
【請求項２】高周波電力により生体組織を切開及び凝
固させる電気外科手術装置に於いて、高周波パルスにより直流電力をスイッチング駆動するこ
とで上記高周波電力を生成する高周波電力生成手段と、上記高周波パルスを生成するパルス生成手段と、上記生体組織の状態を検出して状態検出信号を出力する
状態検出手段と、この状態検出手段から出力される状態検出信号に応じて
上記高周波パルスのデューティを変化させ、このデュー
ティの変化に従って上記パルス生成手段に上記高周波パ
ルスの生成を指示する制御信号を出力する制御手段とを
具備することを特徴とする電気外科手術装置。
【請求項３】上記状態検出信号は、少なくとも出力電
圧及び出力電流の少なくとも１つ以上のパラメータの演
算による値で構成されることを特徴とする請求項２に記
載の電気外科手術装置。