JP2002065690A - 電気手術装置 - Google Patents
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Abstract
確実な凝固を行い、炭化を防止し、組織の電極への付着
を軽減できる電気手術装置を提供すること。 【解決手段】電気手術装置1は、高周波電流発生回路7
と波形回路8と出力トランス9からなる高周波電流発生手段
(7,8,9)と、前記高周波電流の出力を変更する出力
変更手段(6)と、生体組織の凝固状態を判断する凝固
状態判断手段(10,11,12,13)と、前記高周波電流の
出力を可変させるように前記出力変更手段6を制御する
もので、前記高周波電流が出力/一時停止を繰り返す様
に前記出力変更手段6を制御し、処置用電極3に前記高周
波電流を供給する制御手段(13)とを具備し、制御手段
13は、前記出力変更手段6による前記高周波電流の一時
停止を、前記凝固状態判断手段(10,11,12,13)から
の生体情報(組織インヒ゜ータ゛ンス,組織温度など)に基づい
て決定するようにした。
Description
に詳しくは高周波電流の出力制御部分に特徴のある電気
手術装置に関する。
外科手術あるいは内科手術で生体組織の切開や凝固、止
血等の処置を行う際に用いられる。この様な電気手術装
置には、高周波焼灼電源と、この高周波焼灼電源に接続
される処置具が設けられており、処置具を患者に接触さ
せて高周波焼灼電源から高周波電流を供給することで上
記処置を行う。
されており、例えば特開平8−98845号公報では、
凝固する組織の炭化を防止し、組織の電極への付着を防
止するため、凝固の終了を組織インピーダンスより判定
し、高周波出力を停止する技術が示されている。
電気手術装置では、特開平8−98845号公報と同様
の目的を達成するため高周波出力を低下させる技術が示
されている。
45号公報、及び特開平10−225462号公報の電
気手術装置では、凝固する組織の体積が極端に大きい場
合、十分な凝固力を得るために高周波出力を上げる必要
があり、完全に組織の炭化を防止し、組織の電極への付
着を防止することは出来なかった。
波電流を制御することよって、生体組織の確実な凝固を
行い、炭化を防止し、組織の電極への付着を軽減できる
電気手術装置を提供することを目的とするものである。
置は、高周波電流を発生する高周波電流発生手段と、前
記高周波電流の出力を変更する出力変更手段と、生体組
織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、前記高周
波電流の出力を可変させるように前記出力変更手段を制
御するもので、前記高周波電流が出力/一時停止を繰り
返す様に前記出力変更手段を制御し、手術具に前記高周
波電流を供給する制御手段とを有し、前記制御手段は、
前記出力変更手段による前記高周波電流の一時停止を、
前記凝固状態判断手段からの情報により決定することを
特徴とするものである。
出力/一時停止を繰り返し、更に高周波出力を生体組織
状態によって停止するため、組織の温度を炭化が発生し
ない範囲に保ちつつ繰り返して高周波電流を投与でき
る。この結果確実に凝固を行い、炭化を防止し、組織の
電極への付着を軽減できる。
参照して説明する。 〔第1の実施の形態〕図1〜図12に本発明による第1
の実施の形態を示している。図1は電気手術装置の構成
を示す構成図、図2は高周波焼灼電源の構成を示す構成
図、図3は高周波焼灼電源の第1の作用を説明する説明
図、図4は高周波焼灼電源の第2の作用を説明する説明
図、図5は図2の制御回路の制御の流れを示すフローチ
ャート、図6は高周波焼灼電源の第3の作用を説明する
説明図、図7は高周波焼灼電源の第4の作用を説明する
説明図、図8は高周波焼灼電源の第5の作用を説明する
説明図、図9は高周波焼灼電源の第6の作用を説明する
説明図、図10,図11は高周波焼灼電源の他の構成例
を示す構成図、図12は高周波焼灼電源の第7の作用を
説明する説明図である。
電気手術装置1は、高周波焼灼電源2を備え、高周波焼
灼電源2は処置具(手術具)の一部としての電極3を介
して患者4に接続される。また、高周波焼灼電源2には
フットスイッチ5が接続されている。なお、図1に示す
電極3は一対の電極で構成されているが、処置用電極3
としては、単極、多極、いづれの電極を用いても良い。
は、直流電流を供給する電源回路6と、電源回路6から
の直流電流を高周波電流に変換する高周波発生回路7
と、高周波発生回路7に対して高周波電流の波形を指示
する波形回路8と、高周波発生回路7からの高周波電流
を電極3に出力する出力トランス9と、出力トランス9
より出力される出力電流を検出する電流センサー10
と、出力トランス9より出力される出力電圧を検出する
電圧センサー11と、電流センサー10及び電圧センサ
ー11の信号をデジタルデータに変換するA/Dコンバ
ータ12と、A/Dコンパータ12からのデジタル化さ
れたデータに基づいて電源回路6及び波形回路8を制御
する制御回路13と、電流センサー10及び電圧センサ
ー11からの検出信号に基づいて得られた生体情報(組
織インピーダンスや、組織温度など)を表示する表示回
路(図示せず)とを備えて構成される。
8及び出力トランス9は、高周波電流を発生するための
高周波電流発生手段を構成している。制御回路13は、
電源回路6による直流電流の供給のオン/オフを制御で
きる一方、波形回路8による高周波電流の波形を制御で
きる。従って、電源回路6は、直流電流の供給のオン/
オフを制御されることで、高周波電流の出力を変更する
ための出力変更手段を構成している。電流センサー10
と電圧センサー11とA/Dコンバータ12と制御回路
13の一部とは、生体組織4aの生体情報を検出(測
定)し、その検出結果に基づいて生体組織の凝固状態を
判断するための凝固状態判断手段を構成している。ま
た、制御回路13の一部は、高周波電流の出力を可変さ
せるように前記出力変更手段を制御するもので、高周波
電流が出力/一時停止を繰り返す様に前記出力変更手段
を制御し、処置用電極3に高周波電流を供給するための
制御手段を構成している。そして、この制御手段は、前
記出力変更手段による高周波電流の一時停止を、前記凝
固状態判断手段からの生体情報(組織インピーダンス
や、組織温度など)に基づいて決定する機能を有してい
る。
の組織インピーダンスとしては、電流センサ10からの
電流検出データと電圧センサ11からの電圧検出データ
に基づいて制御回路13が一対の電極3間の生体組織4
aのインピーダンスを測定することによって取得するよ
うになっている。制御回路13では、測定した組織イン
ピーダンスに基づいて生体組織4aの凝固状態を判断す
ることが可能である。そして、制御回路13における組
織インピーダンスの測定動作は、電流センサ10からの
電流検出データと電圧センサ11からの電圧検出データ
に基づいて処置用電極3に高周波電流を出力中に行なっ
ても良いし、高周波電流の一時停止中に行なっても良
い。
ると、加熱により組織4aはタンパク変性し、その後組
織4a内の水分が蒸発することで乾燥して行く。この過
程で組織4aは凝固される。組織4aが乾燥した後も高
周波電力を投与しつづけると、組織4aの炭化が発生
し、組織4aの電極3への付着が生じる。組織4aの電
極3への付着を防止するには、乾燥が発生した時点で高
周波電力の供給を停止するべきである。
対して投与する高周波電力は時間経過に関わらず常に一
定とする。生体組織4aに一定高周波電力を投与し続け
ると、図3(b)に示すように、組織温度は組織の変
性、乾燥に伴い序々に上昇してゆく。一方、図3(c)
に示すように、組織インピーダンスは、一旦減少した後
にほぼ一定の状態を経て組織の乾燥に伴い急激に上昇す
る。従来は、組織インピーダンスまたは組織温度から乾
燥が生じたことが分かった時点で、高周波出力を停止す
る等の制御を行っていた。
示した様に断続的に行うと、図4(b),(c) に示
すように時間経過に伴い一旦上昇した組織温度,組織イ
ンピーダンスは、高周波電力の停止に伴い低下する。こ
こで再度高周電力を供給すると、再び組織温度,組織イ
ンピーダンスは上昇する。この過程を繰り返すことによ
り、組織の状態を変性,乾燥に止め、炭化を防止しなが
ら、多くの高周波電力が投入できる。この結果、前述の
従来の方法に比較し、より広範囲の組織を凝固すること
が可能となる。
ンピーダンスにより凝固状態を判定し出力の一時停止を
決定すれば、次回出力開始時に組織が過度に凝固されて
いて電力が有効に伝達できないといったことが無く、ま
た組織の電極への付着を防止することができる。
実施の形態の作用について、図5を参照しながら説明す
る。
13は図5に示すフローチャートに従って制御を開始す
る。
13は、ステップS1で患者4の組織インピーダンスの
最小値Zminを∞に、高周波の出力回数Nを0に設定す
る。次にステップS2で、出力回数Nをカウントアップ
し、ステップS3で高周波の出力を開始する。ステップ
S4で電流センサー10、電圧センサー11の信号をA
/Dコンバータ12を介して取り込み、組織のインピー
ダンスZを計算する。次にステップS5で、S4で計算
した組織インピーダンスZが最小値Zminより小さい場
合は、ステップS6で最小値Z minを更新する。
ピーダンスZがZmin×(1.2+0.1×N)より小
さい場合S4から同様の処理を繰り返す。ここで最小値
Zminは、フットスイッチ5が踏まれた後の組織インピ
ーダンスの最小値である。S7で、S4で計算した組織
インピーダンスが、Zmin×(1.2+0.1×N)よ
り大きければステップS8で出力を一時停止する。これ
は、組織インピーダンスの上昇より凝固状態を判定し、
組織の過度の凝固、電極への付着を防止する為である。
出力回数の増加に伴い、徐々に凝固の程度を強くしたい
ため、出力回数に従い閾値を上げていく。この後、一時
停止時間が例えば一秒等予め定められた所定時間が経過
したかをステップS9で判断する。S9で所定時間経過
後、ステップS10で出力回数が予め定められた所定値
を超えたか判断し、所定回数以内の場合は上記ステップ
S2から同様の処理を繰り返す。S10で所定回数を超
えた場合は、ステップS11で出力を停止する。
の、時間経過に対する、(a)出力電力と(b)組織イ
ンピーダンスの変化の様子を示す。
たZ min×(1.2+0.1×N)という判断条件の式
に代わりに他の式を用いてもよい。このような判断条件
を表す式は、凝固の程度によって複数個の式が装置内に
記憶されており、ユーザーが電気手術装置の図示しない
操作パネルより選択するように構成できる。
は、フットスイッチ5が踏まれた後の組織インピーダン
スの最小値Zminを基に出力ー時停止を判断したが、図
7に示すように、それぞれの出力回における組織インピ
ーダンスの最小値Zmin_1、Zmin_2、Zmin_3……を
基に出力ー時停止を判断しても良い。図7(a),
(b)にこのように制御を行った場合の(a)出力電力
と(b)組織インピーダンスの変化の様子を示す。この
場合の制御回路13のフローチャートも図5と同様であ
るが、ステップS7で使用する判断条件の式は、Z>Z
min_n×1.3としている。但し、nは出力回数1、
2、3……である。
て、Zmin_1またはZmin_n-1とZmin_nを比較し、そ
の差が既定値を超えたか判断して出力を停止しても良
い。
の代わりに組織インピーダンスの初期値Ziniを基に出
力一時停止の判断を行っても良い。図8(a),(b)
にこのように制御を行った場合の(a)出力電力と
(b)組織インピーダンスの変化の様子を示す。この場
合の制御回路13のフローチャートも図5と同様である
が、ステップS7で使用する判断条件の式は、Z>Zin
i×(1.1+0.1×N)としている。nは出力回数
1、2、3……である。
ーダンスの初期値Zini_1、Zini_2、Zini_3……を
基に出力ー時停止を判断しても良い。図9(a),
(b)にこのように制御を行った場合の(a)出力電力
と(b)組織インピーダンスの変化の様子を示す。この
場合の制御回路13のフローチャートも図5と同様であ
るが、ステップS7で使用する判断条件の式は、Z>Z
ini_n×1.2としている。nは出力回数1、2、3…
…である。
て、Z ini_1またはZini_n-1とZini_nを比較し、
その差が既定値を超えたか判断して出力を停止しても良
い。
の他の構成例を示している。
知用高周波発生回路14と、そのための電源回路15と
を追加することにより、生体組織の電気パラメータであ
る組織インピーダンスを、処置用の高周波電流とは別の
検知用高周波電流に基づいて測定することができ、より
正確な高周波出力のオン/オフ制御を行うことができ
る。
度センサー16を追加し、組織温度が、図12(b)に
示すように120度などの所定の値Tthに達した場合に
図12(a)に示すように高周波出力を一時停止しても
良い。
す代わりに、設定に従った第1の出力と、それより小さ
い第2の出力を交互に 出力しても同様の効果が得られ
る。
所定時間の設定は、ユーザーが所望の凝固状態に合わせ
て設定可能としても良く、また組織インピーダンス、組
織温度によって変化させても良い。
繰り返し回数Nに上限を設けても良く、所望の凝固状態
が得られた後の無駄な出力を行わないために、出力と一
時停止の繰り返しを組織インピーダンス、組織温度によ
って変化させても良い。
波電流の出力/一時停止を繰り返し、更に高周波出力を
生体組織状態によって一時停止するため、組織の温度を
炭化が発生しない範囲に保ちつつ繰り返して高周波電流
を投与できる。この結果確実に凝固を行い、炭化、組織
の電極への付着を防止できる。
発明による第2の実施の形態を示す。図13は高周波焼
灼電源2の構成を示す構成図、図14は図13の高周波
焼灼電源2の第1の作用を説明する説明図、図15は高
周波焼灼電源2の第2の作用を説明する説明図、図16
は高周波焼灼電源2の第3の作用を説明する説明図、図
17は高周波焼灼電源2の第4の作用を説明する説明
図、図18は高周波焼灼電源2の第5の作用を説明する
説明図、図19は高周波焼灼電源2の第6の作用を説明
する説明図である。
の形態と殆ど同じであるので、異なる点のみ説明し、同
一の構成には同じ符号を付して説明は省略する。
うに、出力トランス9から出力される高周波電流を測定
する電流センサー10のみで高周波出力を測定するもの
である。
回路8及び出力トランス9は、高周波電流を発生するた
めの高周波電流発生手段を構成している。制御回路13
は、電源回路6による直流電流の供給のオン/オフを制
御できる一方、波形回路8による高周波電流の波形を制
御できる。従って、電源回路6は、直流電流の供給のオ
ン/オフを制御されることで、高周波電流の出力を変更
するための出力変更手段を構成している。電流センサー
10とA/Dコンバータ12と制御回路13の一部と
は、生体組織4aの生体情報を検出(測定)し、その検
出結果に基づいて生体組織の凝固状態を判断するための
凝固状態判断手段を構成している。また、制御回路13
の一部は、高周波電流の出力を可変させるように前記出
力変更手段6を制御するもので、第1の出力と、前記第
1の出力より小さい第2の出力を、交互に出力する様に
前記出力変更手段6を制御し、処置用電極3に高周波電
流を供給するための制御手段を構成している。そして、
この制御手段は、前記出力変更手段6における高周波電
流の前記第1,第2の出力の切り替えを、前記凝固状態
判断手段からの生体情報(組織インピーダンスや、組織
温度など)に基づいて決定する機能を有している。
は、電流センサ10からの電流検出データに基づいて制
御回路13が一対の電極3における高周波電流値を測定
することによって取得するようになっている。制御回路
13では、測定した高周波電流値に基づいて生体組織4
aの凝固状態を判断することが可能である。そして、制
御回路13における高周波電流の測定動作は、電流セン
サ10からの電流検出データに基づいて行なうが、処置
用電極3に第1の高周波電流を出力中に行なっても良い
し、処置用電極3に第2の高周波電流を出力中に行なっ
ても良い。
織4aの凝固が進むと、組織インピーダンスはそれに伴
い変化する。組織インピーダンスが大きくなると高周波
電流は減少するため、高周波電流は図14(c) に示
した様に組織インピーダンス(図3(c)参照 )とは
逆の挙動を示す。図14(a)は、生体組織4aに対し
て投与する一定の高周波電力を示す。これは時間経過に
関わらず常に一定とする。生体組織4aに一定高周波電
力を投与し続けると、図14(b)に示すように、組織
温度は組織の変性、乾燥に伴い序々に上昇してゆく。一
方、図14(c)に示すように、高周波電流は、一旦上
昇した後にほぼ一定の状態を経て組織の乾燥に伴い急激
に下降する。
様に断続的に行うと、図15(b)に示すように各出力
で高周波電流は減少して行くが、高周波電力の供給を一
時停止後再度出力を行うと、再び大きい高周波電流を流
すことが可能になる。なお、組織温度は、図15(b)
に示すように上昇していく(図4(b)の場合と同様で
ある)。
状態を判定しその判定結果に基づいて出力の一時停止を
決定すれば、第1の実施の形態と同様に次回の出力開始
時に組織が過度に凝固されていて電力が有効に伝達でき
ないといったことがなく、また組織の電極への付着を防
止することができる。
の形態の作用について説明する。フットスイッチ5が踏
まれると、第1実施の形態で出力/一時停止を繰り返し
た代わりに、制御回路13は設定に従った第1の出力
と、それより小さい第2の出力を図16(a)に示すよ
うに交互に出力する。第2の出力は、実質的に生体組織
4aの温度上昇を起こさない程度の出力である。第1の
実施の形態で患者4の組織インピーダンスZとその最小
値Zminを使用して出力一時停止の決定を行ったのと同
様に、本実施の形態では図16(b)に示すように高周
波電流Iとその最大値Imaxを使用して第1の出力から
第2の出力への切り替えを決定する。
時間経過に対する、(a)出力電力と(b)出力電流の
変化の様子をに示す。この場合図5のステップS7で使
用した式は、凝固が進むと高周波電流値が低下すること
を利用し、I<Imax×(0.9−0.1×N)として
いる。ここで、Imaxは出力開始後に検出される高周波
電流Iの最大値である。
の実施の形態(図16)に示したImax×(0.9−
0.1×N)という判断条件の式に代わりに他の式を用
いてもよい。このような判断条件を表す式は、凝固の程
度によって複数個の式が装置内に記憶されており、ユー
ザーが電気手術装置の図示しない操作パネルより選択す
るように構成できる。
ットスイッチ5が踏まれた後の高周波電流の最大値Ima
xを基に第1の出力から第2の出力への切り替えを判断
したが、それぞれの出力回における高周波電流の最大値
Imax_1、Imax_2、Imax_3……を基に出カー時停止
を判断しでも良い。図17(a),(b)にこのように
制御を行った場合の(a)出力電力と(b)高周波電流
の変化の様子を示す。この場合の制御回路13のフロー
チャートも図5と同様であるが、ステップS7で使用す
る判断条件の式は、I<Imax_n×0.8としている。
但し、nは出力回数1、2、3……である。
に高周波電流の初期値Iiniを基に第1の出力から第2
の出力への切り替えの判断を行っても良い。図18
(a),(b)にこのように制御を行った場合の(a)
出力電力と(b)高周波電流の変化の様子を示す。この
場合の制御回路13のフローチャートも図5と同様であ
るが、ステップS7で使用する判断条件の式は、I<I
ini×(0.9−0.1×N)としている。nは出力回
数1、2、3……である。
流の初期値Iini_1、Iini_2、Iini_3……を基に出
カー時停止を判断しても良い。図19(a),(b)に
このように制御を行った場合の(a)出力電力と(b)
高周波電流の変化の様子を示す。この場合の制御回路1
3のフローチャートも図5と同様であるが、ステップS
7で使用する判断条件の式は、I<Iini_n×0.8と
している。但し、nは出力回数1、2、3……である。
御回路13で組織インピーダンスに変換すれば、図16
〜図19で説明した判断条件の式における高周波電流の
最大値Imaxを組織インピーダンスの最小値Zminに置き
換え図5〜図9に示したような判断条件の式で表現する
ことが可能である。
に、図13の装置に対して、検知用高周波発生回路14
と、そのための電源回路15を追加し、処置用高周波電
流とは別の検知用高周波電流を測定することより、高周
波の第1出力と第2出力との切り替えを正確に制御する
ことができる。
様に、温度センサーを追加し、組織温度が、図12に示
したように、120度などの所定の値に達した場合に第
1の出力と第2の出力の繰り返しを終了しても良い。
出力と一時停止を繰り返すようにしても同様の効果が得
られる。
電流の出力/一時停止を繰り返し、更に高周波出力を生
体組織状態によって一時停止するため、組織の温度を炭
化が発生しない範囲に保ちつつ繰り返して高周波電流を
投与できる。この結果確実に凝固を行い、炭化、組織の
電極への付着を防止できる。
サーのみで制御を行うので、装置の構成が複雑になら
ず、安価に構成できる。
と、前記高周波電流の出力を変更する出力変更手段と、
生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、前
記高周波電流の出力を可変させるように前記出力変更手
段を制御するもので、前記高周波電流が出力/一時停止
を繰り返す様に前記出力変更手段を制御し、手術具に前
記高周波電流を供給する制御手段とを有し、前記制御手
段は、前記出力変更手段における前記高周波電流の一時
停止を、前記凝固状態判断手段からの情報により決定す
ることを特徴とする電気手術装置。
報を表示する付記1に記載の電気手術装置。
情報を基に凝固状態を判断する付記1に記載の電気手術
装置。
返し回数を基に組織の凝固状態を判断する付記1に記載
の電気手術装置。
返し回数と生体情報を基に組織の凝固状態を判断する付
記1に記載の電気手術装置。
報を取得する付記3又は5に記載の電気手術装置。
報を取得する付記3又は5に記載の電気手術装置。
ラメータであることを特徴とした付記3、5、6、7の
いずれか1つに記載の電気手術装置。
あることを特徴とした付記3、5、6、7のいずれか1
つに記載の電気手術装置。
処置用の高周波電流により測定する付記8に記載の電気
手術装置。
処置用の高周波電流とは別の検知用電流で測定すること
を特徴とした付記8に記載の電気手術装置。
インビーダンスであることを特徴とした付記8、10、
11のいずれか1つに記載の電気手術装置。
電流であることを特徴とした付記8、10、11のいず
れか1つに記載の電気手術装置。
時の生体情報を基に、凝固状態の判断を行う付記3、5
〜13のいずれか1つに記載の電気手術装置。
閾値より大きくなる、あるいは小さくなった場合に、凝
固状態の判断を行う付記14に記載の電気手術装置。
体情報の最大値と最小値の少なくとも一つを基に、凝固
状態の判断を行う付記14に記載の電気手術装置。
体情報の初期値を基に、凝固状態の判断を行う付記14
に記載の電気手術装置。
止時の生体情報を基に、凝固状態の判断を行う付記3、
5〜13のいずれか1つに記載の電気手術装置。
体情報と、一回目の各出力また各出力停止時の生体情報
を比較することにより凝固状態の判断を行なうことを特
徴とした付記18に記載の電気手術装置。
体情報の最大値と最小値の少なくとも一つと、一回目の
各出力また各出力停止時の生体情報の最大値と最小値の
少なくとも一つを比較することにより凝固状態の判断を
行うことを特徴とした付記19に記載の電気手術装置。
報と、一回目の出力の出力開始時の生体情報を比較する
ことにより凝固状態の判断を行うことを特徴とした付記
19に記載の電気手術装置。
の生体情報と、一回前の出力開始また出力停止時の生体
情報を比較することにより凝固状態の判断を行うことを
特徴とした付記18に記載の電気手術装置。
体情報の最大値と最小値の少なくとも一つと、一回前の
出力また出力停止時出力の生体情報の最大値と最小値の
少なくとも一つを比較することにより凝固状態の判断を
行うことを特徴とした付記22に記載の電気手術装置。
報と、一回前の出力の出力開始時の生体情報を比較する
ことにより凝固状態の判断を行うことを特徴とした付記
22に記載の電気手術装置。
電流発生手段と、前記高周波電流の出力を変更する出力
変更手段と、生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判
断手段と、前記高周波電流の出力を可変させるように前
記出力変更手段を制御するもので、第1の出力と、前記
第1の出力より小さい第2の出力を、交互に出力する様
に前記出力変更手段を制御し、手術具に前記高周波電流
を供給する制御手段とを有し、前記制御手段は、前記出
力変更手段における前記高周波電流の第1,第2の出力
の切り替えを、前記凝固状態判断手段からの情報により
決定することを特徴とする電気手術装置。
組織の温度上昇を起こさない程度の出力である付記25
に記載の電気手術装置。
情報を表示する付記25又は26に記載の電気手術装
置。
体情報を基に凝固状態を判断する付記25〜27のいず
れか1つに記載の電気手術装置。
り返し回数を基に凝固状態を判断する付記25〜27の
いずれか1つに記載の電気乎術装置。
り返し回数と生体情報を基に凝固状態を判断する付記2
5〜27のいずれか1つに記載の電気手術装置。
生体情報を取得する付記28又は30に記載の電気手術
装置。
生体情報を取得する付記28又は30に記載の電気手術
装置。
パラメータであることを特徴とした付記28、30、3
1、32のいずれか1つに記載の電気手術装置。
であることを特徴とした付記28、30、31、32の
いずれか1つに記載の電気手術装置。
処置用の高周波電流により測定する付記33に記載の電
気手術装置。
処置用の高周波電流とは別の検知用電流で測定すること
を特徴とした付記33に記載の電気手術装置。
インピーダンスであることを特徴とした付記33、3
5、36のいずれか1つに記載の電気手術装置。
電流であることを特徴とした付記33、35、36のい
ずれか1つに記載の電気手術装置。
中での生体情報を基に、凝固状態の判断を行う付記2
7、29〜38のいずれか1つに記載の電気手術装置。
閾値より大きくなる、あるいは小さくなった場合に、凝
固状態の判断を行う付記39に記載の電気手術装置。
中での生体情報の最大値と最小値の少なくとも一つを基
に、凝固状態の判断を行う付記39に記載の電気手術装
置。
での生体情報の初期値を基に、凝固状態の判断を行う付
記39に記載の電気手術装置。
力中での生体情報を基に、凝固状態の判断を行う付記2
7、29〜38のいずれか1つに記載の電気手術装置。
時の生体情報と、一回目の第1または第2の出力時の生
体情報を比較することにより凝固状態の判断を行うこと
を特徴とした付記43に記載の電気手術装置。
の生体情報の最大値と最小値の少なくとも一つと、一回
目の第1または第2の出力の生体情報の最大値と最小値
の少なくとも一つを比較することにより凝固状態の判断
を行うことを特徴とした付記44に記載の電気手術装
置。
の出力開始時の生体情報と、一回目の第1または第2の
出力の出力開始時の生体情報を比較することにより凝固
状態の判断を行うことを特徴とした付記44に記載の電
気手術装置。
時の生体情報と、一回前の第1または第2の出力時の生
体情報を比較することにより凝固状態の判断を行うこと
を特徴とした付記43に記載の電気手術装置。
情報の最大値と最小値の少なくとも一つと、一回前の第
1または第2の出力の生体情報の最大値と最小値の少な
くとも一つを比較することにより凝固状態の判断を行う
ことを特徴とした付記47に記載の電気手術装置。
開始時の生体情報と、一回前の第1または第2の出力の
出力開始時の生体情報を比較することにより凝固状態の
判断を行うことを特徴とした付記47に記載の電気手術
装置。
電流発生手段と、前記高周波電流を変化させて出力する
ことが可能な高周波電流出力手段と、前記高周波電流を
生体組織に付与して生じた前記生体組織の凝固状態を表
す前記生体組織の物理的状態を検出する検出手段と、第
1の出力値と第2の出力値の高周波電力の高周波電流を
交互に繰り返し出力するとともに、前記検出手段の検出
結果に基づいて前記第2の出力値の高周波電力の高周波
電流を出力するように前記高周波出力手段を制御する制
御手段と、を備えたことを特徴とする高周波電気手術装
置。
波電流を制御することよって、生体組織の確実な凝固を
行い、炭化を防止し、組織の電極への付着を軽減できる
電気手術装置を実現することができる。
成を示す構成図。
図。
明する説明図。
明する説明図。
ート。
明する説明図。
明する説明図。
明する説明図。
明する説明図。
示す構成図。
示す構成図。
説明する説明図。
おける、高周波焼灼電源の構成を示す構成図。
する説明図。
する説明図。
する説明図。
する説明図。
する説明図。
する説明図。
Claims (1)
- 【請求項1】高周波電流を発生する高周波電流発生手段
と、 前記高周波電流の出力を変更する出力変更手段と、 生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、 前記高周波電流の出力を可変させるように前記出力変更
手段を制御するもので、前記高周波電流が出力/一時停
止を繰り返す様に前記出力変更手段を制御し、手術具に
前記高周波電流を供給する制御手段とを有し、 前記制御手段は、前記出力変更手段による前記高周波電
流の一時停止を、前記凝固状態判断手段からの情報によ
り決定することを特徴とする電気手術装置。
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