JP2002325772A - 電気手術装置 - Google Patents
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Abstract
実に凝固を行え、且つ処置具への生体組織の付着を軽減
可能な電気手術装置を実現する。 【解決手段】 制御回路は、設定電力Wc_1による高周
波電力の出力時間が所定時間を経過すると、出力電力W
c_2を設定電力Wc_1よりも大きな値に設定し出力させ
る。一方、制御回路は、出力時間が所定時間以内で且
つ、組織インピーダンスZが最小値Zmin以上であれ
ば、出力電力Wc_2を設定電力Wc_1よりも小さな値に設
定し出力させる。そして、制御回路は、組織インピーダ
ンスZが初期組織インピーダンスZ0よりも大きくなる
と、出力電力Wc_3を更に小さな値に設定し出力させ
る。そして、制御回路は、組織インピーダンスZが所定
値を超えると、高周波電力の出力を停止させ、処置を終
了させる。
Description
に詳しく高周波電力の出力制御部分に特徴のある電気手
術装置に関する。
外科手術或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。
源と、この高周波焼灼電源に接続される処置具とを有し
て構成されている。上記電気手術装置は、上記処置具を
患者の生体組織に接触させて上記高周波焼灼電源から高
周波電力を供給することで上記患者の生体組織に上記処
置を行うことができる。
波電力を投与すると、生体組織は、投与された高周波電
力により加熱され、タンパク変性し、その後組織内の水
分が蒸発することで乾燥して行く。この過程で生体組織
は凝固される。電気手術装置は、生体組織が乾燥した後
も、高周波電力を投与しつづけると、組織の炭化が発生
し、処置具に対して生体組織の付着が生じる。この処置
具への生体組織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。
案されている。例えば、特開平8−98845号公報
は、凝固する生体組織の炭化を防止し、処置具への生体
組織の付着を防止するため、凝固の終了を生体組織の組
織インピーダンスから判定し、高周波出力を停止する電
気手術装置を提案している。また、特開平10−225
462号公報は、上記特開平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電気
手術装置を提案している。
に示すように生体組織を処置する。図11は、従来の電
気手術装置による高周波電力と生体組織の組織温度及び
組織インピーダンスの時間変化を示すグラフである。図
11に示すように従来の電気手術装置は、生体組織に高
周波電力を投与する。すると、生体組織は投与された高
周波電力で加熱される。生体組織の組織温度は、生体組
織のタンパク変性、乾燥に伴い急激に上昇する。一方、
組織インピーダンスは、一旦減少した後に生体組織の乾
燥に伴い急激に上昇する。このため、従来の電気手術装
置は、組織インピーダンス又は組織温度から乾燥が生じ
たことがわかった時点で、高周波出力を停止する等の制
御を行っていた。
は、組織インピーダンスが定格値近辺であれば設定電力
を出力できるが、組織インピーダンスが定格値から外れ
ると高周波電力が急激に下降する。このため、従来の電
気手術装置は、供給する高周波電力の減少により、生体
組織の温度上昇までに時間がかかっていた。また、上記
従来の電気手術装置は、凝固する生体組織の体積が極端
に大きい場合、出力時間が長く生体組織の温度が上昇し
すぎる。このため、従来の電気手術装置は、生体組織が
処置具に付着してしまうという問題があった。
置は、生体組織の組織インピーダンスが定格値から外れ
ると高周波電力が急激に減少し、生体組織の温度上昇ま
でに時間がかかっていた。また、上記従来の電気手術装
置は、生体組織の体積が極端に大きい場合、生体組織が
処置具に付着してしまうという問題があった。
ものであり、高周波電力の出力時間全体を短縮しつつ、
確実に凝固を行え、且つ処置具への生体組織の付着を軽
減可能な電気手術装置を提供することを目的とする。
め、本発明の電気手術装置は、生体組織を処置する処置
具に供給するための高周波電力を発生する高周波電力発
生手段と、前記高周波電力発生手段で発生する高周波電
力の出力を複数の所定の定電力値から選択する出力値選
択手段と、前記生体組織の凝固状態を検出する凝固状態
検出手段と、予め設定された前記生体組織の凝固状態を
表す凝固状態設定値と前記凝固状態検出手段で検出した
前記生体組織の凝固状態を表す凝固状態検出値とを比較
し、前記生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手
段と、前記凝固状態判断手段の判断結果に基いて、前記
出力値選択手段で選択する定電力値を決定し、前記高周
波電力発生手段が前記選択した定電力値で出力するよう
に制御する制御手段と、を具備したことを特徴としてい
る。この構成により、高周波電力の出力時間全体を短縮
しつつ、確実に凝固を行え、且つ処置具への生体組織の
付着を軽減可能な電気手術装置を実現する。
の実施の形態について説明する。 (第1の実施の形態)図1ないし図6は本発明の第1の
実施の形態に係り、図1は本発明の第1の実施の形態の
電気手術装置の全体構成を説明する外観構成図、図2は
図1の高周波焼灼電源の構成を示す回路ブロック図、図
3は図2に示される制御回路の制御の流れを示すフロー
チャート、図4は図3のフローチャートに従う本発明の
第1の実施の形態の作用を説明する説明図であり、高周
波電力の出力電圧及び出力電力、生体組織の組織温度及
び組織インピーダンスの時間変化を示すグラフ、図5は
図3のフローチャートの変形例、図6は図5のフローチ
ャートに従う変形例の作用を説明する説明図であり、高
周波電力の出力電圧及び出力電力の時間変化を示すグラ
フである。
は、高周波焼灼電源2と、この高周波焼灼電源2からの
高周波電力を患者4の生体組織4aに供給する処置具と
しての一対の電極3とから主に構成される。また、前記
高周波焼灼電源2には、高周波電力のON/OFF制御
を行うフットスイッチ5が接続されている。前記一対の
電極3は患者4の生体組織4aを把持することで、電極
3に把持された生体組織4aに高周波電力を供給するよ
うになっている。尚、電極3としては、単極、多極、何
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21と、前記電源回路
21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22と、前記高周波発生回路22に対して高周波電
流の波形を制御する波形生成回路23と、前記高周波発
生回路22からの高周波電流を前記電極3に出力する出
力トランス24と、前記出力トランス24より出力され
る出力電流を検出する電流センサ25と、前記出力トラ
ンス24より出力される出力電圧を検出する電圧センサ
26と、これら前記電流センサ25及び電圧センサ26
により検出された電流値及び電圧値をA/D変換するA
/Dコンバータ27と、前記A/Dコンバータ27でデ
ジタル化された電流及び電圧データに基づいて前記電源
回路21及び前記波形生成回路23を制御する制御回路
28とから構成される。
される高周波電流の出力時間及び停止時間を計測するタ
イマ28aと、前記高周波電力の出力回数を計測するカ
ウンタ28bとを有している。尚、前記制御回路28
は、得られた電流及び電圧データ、インピーダンス、生
体組織4aの温度等の生体情報や後述する高周波電流の
出力回数等により、生体組織4aの凝固状態を判断可能
に構成されている。また、この制御回路28で判断され
た生体組織4aの凝固状態の情報は、表示手段としての
図示しないモニタや高周波焼灼電源2の筐体に設けられ
た図示しない液晶パネル等に表示可能である。
すると、生体組織4aは、投与された高周波電力により
加熱され、タンパク変性し、その後組織内の水分が蒸発
することで乾燥して行く。この過程で生体組織4aは凝
固される。生体組織が乾燥した後も、高周波電力が投与
されつづけると、組織の炭化が発生し、電極3に対して
生体組織4aの付着が生じる。電極3への生体組織4a
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。
置は、生体組織4aに高周波電力を投与して生体組織4
aを加熱する。生体組織4aの組織温度は、生体組織4
aのタンパク変性、乾燥に伴い急激に上昇する。一方、
組織インピーダンスは、一旦減少した後に生体組織4a
の乾燥に伴い急激に上昇する。このため、従来の電気手
術装置は、組織インピーダンス又は組織温度から乾燥が
生じたことがわかった時点で、高周波出力を停止する等
の制御を行っていた。
織インピーダンスが定格値近辺であれば設定電力を出力
できるが、組織インピーダンスが定格値から外れると高
周波電力が急激に下降する。このため、従来の電気手術
装置は、供給する高周波電力の減少により、生体組織4
aの温度上昇までに時間がかかっていた。そこで、本実
施の形態では、組織インピーダンスに影響されず一定の
高周波電力(定電力出力Wc)を供給するように構成し
ている。
本実施の形態の電気手術装置の動作について説明する。
上述したように患者4の生体組織4aを一対の電極3で
把持し、フットスイッチ5を踏んでオンする。フットス
イッチ5がオンすると、制御回路28は図3のフローチ
ャートに従って制御を開始する。
プS1(以下、ステップを省略する)で、高周波電力の
出力時における組織インピーダンスの最小値Zminを∞
に、初期組織インピーダンスZ0を0に、設定電力Wc_1
を予め設定された初期値に設定する。尚、設定電力Wc_
1の値は、組織温度及び生体組織4aの組織量を考慮し
て任意に設定可能である。
出力を開始する。この出力開始と同時にタイマ28aは
オンし、出力時間を計測し始める。制御回路28は、S
3でA/D変換コンバータ27を介して電流センサ2
5、電圧センサ26の信号を取り込み、生体組織4aの
組織インピーダンスZを計算し図示しないメモリに記憶
する。このとき、制御回路28は、初期組織インピーダ
ンスZ0も記憶する。
が1秒を経過しているか否かを判断し、出力時間が1秒
を経過していない場合には順次得られる組織インピーダ
ンスZと最小値Zminとを比較し、この最小値Zminを順
次補正していく。具体的に説明すると、制御回路28
は、S4で生体組織4aのインピーダンスZと最小値Z
minとを比較し、Zの方が低い場合、S6で最小値Zmin
にZを代入し、S3に戻り同様のステップを繰り返す。
経過していれば、一対の電極3で把持した生体組織4a
の組織量が多いと判断する。そして、制御回路28は、
S7で高周波電力の出力電力をWc_2=Wc_1×120%
に設定し出力させる。一方、制御回路28は、S4で出
力時間が1秒以内であればS5に進み、組織インピーダ
ンスZが最小値Zmin以上であれば、S8で高周波電力
の出力電力をWc_2=Wc_1×70%に設定し出力させ
る。
織インピーダンスZを測定し、S10で測定した組織イ
ンピーダンスZと初期組織インピーダンスZ0とを比較
して、組織インピーダンスZが初期組織インピーダンス
Z0よりも大きくなるまで上記S9、S10のステップ
を繰り返す。
初期組織インピーダンスZ0よりも大きくなると、S1
1に進む。制御回路28は、S11で高周波電力の出力
電力をWc_3=Wc_1×40%に設定し出力させる。そし
て、制御回路28は、S12で組織インピーダンスZが
例えば予め設定された所定の値500Ω未満であるかな
いかを判断し、組織インピーダンスZが500Ω以上に
なるまで上記S11、S12のステップを繰り返す。制
御回路28は、組織インピーダンスZが500Ωを超え
ていれば、S13で高周波電力の出力を停止させ、処置
を終了させる。
秒、S12での組織インピーダンスZの所定の値500
Ω等は、操作者が任意に設定できるようにしても良い。
また、S7及びS8でのWc_2やS11のWc_3の設定値
のパーセンテージも、操作者が任意に設定できるように
しても良い。
出力を生体組織4aの組織インピーダンスに影響されな
い定電力とし、高周波電力の出力初期、出力終期又は電
極3で把持した生体組織4aの組織量などによって、細
かな出力制御を行なうことができる。
電圧及び出力電力、生体組織4aの組織温度及び組織イ
ンピーダンスの時間変化を図4に示す。上述したように
先ず、予め設定された設定電力Wc_1による高周波電力
が供給されると、組織温度は上昇し、組織インピーダン
スZは最小値Zminまで一旦減少した後、再び上昇す
る。このとき、出力時間1秒以内に、組織インピーダン
スZが最小値Zmin以上になると、高周波電力の出力電
力をWc_2=Wc_1×70%に設定出力される。すると、
組織温度及び組織インピーダンスZは若干減少し、再び
上昇する。そして、組織インピーダンスZが初期組織イ
ンピーダンスZ0になるまで高周波電力は上記Wc_2で出
力され続ける。
ダンスZ0になると、高周波電力の出力はWc_3=Wc_1
×40%に設定出力される。すると、上記Wc_2の設定
出力時と同様に、組織温度及び組織インピーダンスZは
若干減少し、再び上昇する。そして、組織インピーダン
スZが所定の値500Ω以上になるまで高周波電力は上
記Wc_3で出力され続ける。そして、組織インピーダン
スZが所定の値500Ω以上になると、処置は終了す
る。尚、高周波電力の出力電圧は、常に一定の比率で上
昇している。
からWc_3に可変されることで、組織温度、組織インピ
ーダンス、出力電圧は出力終期に急上昇することがな
い。従って、生体組織4aの付着、炭化は少ない。ま
た、高周波電力の出力電力は、定電力出力であるため、
組織インピーダンスに影響されず意図通りに投与される
ことが可能である。従って、生体組織4aの処置は、出
力時間全体として短時間で終了することが可能である。
ローチャートのS2とS3との間に高周波電力の出力電
圧による新たな制御を設けても良い。即ち、図5に示す
ように制御回路28は、S2で予め設定された設定電力
Wc_1による高周波電力の出力開始直後に、S14で高
周波電力の出力電圧Vを電圧センサ26で測定した後S
15に進む。
ば予め設定された所定の値30V以下であれば、一対の
電極3同士が触れ合ってたり、或いは電極3内部又は高
周波焼灼電源2内部で短絡(ショート)していると判断
する。そして、制御回路28は、S16で高周波電力の
出力を完全に停止させる。一方、制御回路28は、高周
波電力の出力電圧Vが30Vより大きければ短絡(ショ
ート)なしと判断し、S17に進む。
力電圧が例えば予め設定された所定の値200Vより大
きければ、設定電力が高いので、一対の電極3で把持し
ている生体組織4aの組織量が少ないか又は炭化してい
ると判断する。そして、制御回路28は、S18で高周
波電力の出力電力を設定電力Wc_1の50%に減らし、
設定し出力させる。一方、制御回路28は、高周波電力
の出力電圧が200V以下であれば正常と判断してS3
に進み、以降、上述した図3のフローチャートと同様の
ステップを行なう。
高周波電力の出力電圧Vの所定の値30V、200V等
は、操作者が任意に設定できるようにしても良い。ま
た、S18でのWc_1の設定値のパーセンテージも、操
作者が任意に設定できるようにしても良い。
電圧及び出力電力の時間変化を図6に示す。上述したよ
うに予め設定された設定電力Wc_1による高周波電力の
供給開始直後、測定された出力電圧が所定の値30Vよ
り大きく、且つ200V以下である場合、高周波電力
は、設定電力Wc_1のまま出力され続けられる。ここ
で、高周波電力は、出力電圧が所定の値30Vより小さ
いと出力停止となる。また、図示しないが高周波電力の
出力電力は、出力電圧が所定の値200Vより大きけれ
ば、設定電力Wc_1の50%(Wc_1'=Wc_1×50%)
に減らされ、設定出力される。
の出力電圧により短絡(ショート)が検知されるので、
出力初期に高い出力電力を出力することが予想される不
具合に対して、自動的に対処可能である。
は、定電力で、しかも組織の水分量が多い出力初期に設
定電力を高くし、ある程度凝固が進んだ段階で電力を低
くすることができる。従って、本実施の形態の電気手術
装置1は、短時間での生体組織4aの凝固が可能であ
る。また、本実施の形態の電気手術装置1は、出力初期
時短時間の高電力で生体組織4aの組織表面を焼き固め
るので、電極への組織付着を減少させ、出力終期の長時
間の低電力で組織内部に熱を加え凝固能を高くできる。
更に、本実施の形態の電気手術装置1は、一対の電極3
で把持した生体組織4aの組織量を検知し、高周波電力
の電力値を上下させるため、手動では殆ど不可能であ
る、常に最適な自動電力制御が可能である。
1は、生体組織4aの凝固状態や組織量に合わせて高周
波電力の出力を可変することができ、短時間で生体組織
4aの電極への付着や炭化もなくしかも高い凝固能が得
られる。
明の第2の実施の形態に係り、図7は本発明の第2の実
施の形態を備えた制御回路の制御の流れを示すフローチ
ャート、図8は図7のフローチャートに従う本発明の第
2の実施の形態の作用を説明する説明図であり、高周波
電力の出力電圧及び出力電力、生体組織の組織温度及び
組織インピーダンスの時間変化を示すグラフである。
出力を定電力で、出力初期に高くし、凝固が進んだ段階
で低くするように構成しているが、本第2の実施の形態
では高周波電力の出力を定電力で、出力/停止の動作を
繰り返すように構成する。それ以外の構成は、上記第1
の実施の形態と同様の構成であるので説明を省略し、図
7に示すフローチャートに従って、制御回路28の動作
を説明する。
ず、患者4の生体組織4aを一対の電極3で把持して、
フットスイッチ5を踏んでオンする。フットスイッチ5
がオンすると、制御回路28は、ステップS20(以
下、ステップを省略する)で、高周波電力の出力時にお
ける組織インピーダンスの最小値Zminを∞に、出力回
数Nを0にして、設定電力Wc_1及び設定電圧リミット
VLを予め設定された設定値に設定する。尚、設定電力
Wc_1、出力回数Nの値は、組織温度及び生体組織4a
の組織量を考慮して任意に設定可能である。
Nをカウンタ28bでカウントアップし、S22で高周
波電力を設定電力Wc_1で出力開始する。この出力開始
と同時にタイマ28aは、オンし出力時間を計測し始め
る。制御回路28は、S23でA/D変換コンバータ2
7を介して電圧センサ26の信号を取り込み、S24で
取り込んだ高周波電力の出力電圧Vnと電圧リミットVL
と比較する。制御回路28は、高周波電力の出力電圧V
nが設定電圧リミットVLよりも高い場合、ショート防止
のためS25で高周波電力の出力を定電力Wc_1の制御
から定電圧Vc_Lの制御へ変更し、S26に進む。
電圧Vnが設定電圧リミットVLよりも低い場合、そのま
まS26に進む。そして、制御回路28は、S26で電
流センサ25、電圧センサ26の信号を取り込み、生体
組織の組織インピーダンスZnを計算し図示しないメモ
リに記憶する。
ンピーダンスZnと、最小値Zmin_nとを比較し、Znの
方が低い場合、S28で最小値Zmin_nにZnを代入して
最小値Zmin_nを順次補正していく。一方、制御回路2
8は、Znが高い場合にはそのままS29に進む。
ンスZnが組織インピーダンスの最小値Zmin_nの2倍即
ち、Zmin_n×2を超えたか否かを判断し、超えていな
ければS23より同様のステップを繰り返す。一方、制
御回路28は、組織インピーダンスZnが組織インピー
ダンスの最小値Zmin_n×2を超えていれば、S30に
進む。
ンスZnが例えば予め設定された所定の値100Ωを越
えているか否かを判断し、組織インピーダンスZnが所
定の値100Ωに達していない場合、生体組織の凝固が
まだ完全でないと判断する。そして、制御回路28は、
S22より同様のステップを繰り返して、電力Wc_nの
出力を繰り返し続ける。一方、制御回路28は、組織イ
ンピーダンスZnが所定の値100Ω以上の場合にはS
31に進む。
力を0.5秒間停止させ、停止時間0.5秒経過後にS
32で高周波電力の出力電力をWc_n+1=Wc_n×70%
に設定し出力させる。
Nが予め定められた所定の回数に達したか否かを判断
し、達していなければS21に戻り同様のステップを繰
り返して、出力回数Nが所定の回数に達するまで上記動
作を繰り返す。そして、制御回路28は、出力回数Nが
所定の回数に達したら、S34で高周波電力の出力を停
止させ、処置を終了させる。
リミットVL、S31での停止時間0.5秒、S30で
の組織インピーダンスZnの所定の値100Ω等は、操
作者が任意に設定できるようにしても良い。また、S3
2でのWc_n+1の設定値のパーセンテージも操作者が任
意に設定できるようにしても良い。
電圧及び出力電力、生体組織の組織温度及び組織インピ
ーダンスの時間変化を図8に示す。上述したように先
ず、予め設定された設定電力Wc_1による高周波電力が
供給されると、組織温度は上昇し、組織インピーダンス
Znは最小値Zmin_1まで一旦減少した後、再び上昇す
る。このとき、高周波電力の出力電圧Vnが設定電圧リ
ミットVLよりも高くなると、定電力Wc_1制御から定電
圧Vc_L制御へ変更される。そして、組織インピーダン
スZnが最小値Zmin_1の2倍を越え且つ100Ωに達す
るまで、上記定電力Wc_1制御又は定電圧Vc_L制御が繰
り返される。
2倍を越え且つ100Ωに達すると、高周波電力の出力
は0.5秒間停止される。すると、組織温度は減少し、
組織インピーダンスはZmin_2まで減少する。停止時間
0.5秒後、再び、高周波電力の出力が開始される。こ
のとき、高周波電力の出力電力Wc_2は、Wc_2=Wc_1
×70%に設定出力される。すると、組織温度及び組織
インピーダンスZは、再び上昇する。以降、予め設定さ
れた出力回数Nになるまで上記動作が繰り返される。
装置は、高周波電力の出力/停止を繰り返し、定電力W
c_1制御と定電圧Vc_L制御とを組み合せた出力を行なう
ことができる。従って、本第2の実施の形態の電気手術
装置は、電圧ショートがなく生体組織の凝固状態に応じ
た最大限の出力を投与できるので、短時間で確実な凝固
が可能となる。また、本第2の実施の形態の電気手術装
置は、各出力の問に停止時間を設けることで、生体組織
の上限温度を抑えられる。従って、本第2の実施の形態
の電気手術装置は、生体組織の付着や炭化を防ぐことが
可能となる。更に、本第2の実施の形態の電気手術装置
は、組織インピーダンスZの変化率及び予め設定された
所定の値の2つで制御しているため、生体組織の組織量
などにも対応可能である。
前記一対の電極3は、図9に示すように構成しても良
い。図9は生体組織に凝固/切開処置を行う凝固/切開
電極の説明図であり、図9(a)は生体組織に凝固処置
を行っている際の凝固/切開電極の先端拡大図、図9
(b)は生体組織に切開処置を行っている際の凝固/切
開電極の先端拡大図、図10は高周波焼灼電源の要部の
回路ブロック図である。
の電極3は、生体組織を凝固/切開可能な凝固/切開電
極30である。前記凝固/切開電極30は、高周波電力
を生体組織に供給する供給電極31及びこの供給電極3
1から生体組織に供給された高周波電力を回収する回収
電極32とから構成される。前記供給電極31は凝固電
極33及び切開電極34から構成される。
固処置を行うときには凝固電極33を用い、生体組織に
切開処置を行うときには切開電極34を用いるようにな
っている。前記切開電極34は、前記凝固電極33内部
に収容され、図示しない突出機構により突出可能に構成
されている。尚、前記切開電極34の突出機構は、上記
第1の実施の形態で説明した制御回路28の制御により
突出可能に構成しても良いし、また、押し釦等の押下操
作で突出可能に構成しても良い。
0が接続される高周波焼灼電源2Bは、前記回収電極3
2の回収コネクタ32a、前記凝固電極33の凝固コネ
クタ33a、前記切開電極34の切開コネクタ34aが
それぞれ接続されるコネクタ受け部35a〜35cを有
して構成される。
24からの電力を切換スイッチ36により前記凝固電極
33側のコネクタ受け部35a又は前記切開電極34側
の前記コネクタ受け部35bのどちらか一方に切り換え
て、生体組織に凝固処置か又は切開処置を行えるように
なっている。尚、前記切換スイッチ36は、上記第1の
実施の形態で説明した制御回路28の制御により切り換
えるようにしても良いし、また、押し釦等の押下操作で
切り換えるようにしても良い。
及び高周波焼灼電源2Bは、図9(a)に示すように凝
固出力時に回収電極32及び凝固電極33に通電するた
め、切換スイッチ36を凝固側にしておく。尚、このと
き前記高周波焼灼電源2Bは、上記第1、第2の実施の
形態で説明した高周波電力の出力制御による凝固処置を
行う。そして、凝固終了後には、図9(b)に示すよう
に切開電極34、回収電極32に通電するため、切換ス
イッチ35を切開側にする。そして、切開電極34、回
収電極32に通電しながら、切開電極34を凝固電極3
3内部から突出させ、生体組織を切開することができ
る。
路が切り換わるため、前記凝固電極33又は前記切開電
極34のそれぞれのコネクタを取り換える等の手間が省
け、操作性が向上する。
した高周波電力の出力制御と組み合せることで、凝固終
了時に自動的に切開電極34に切り換える等するように
構成しても良い。その場合、前記高周波焼灼電源2B前
記切換スイッチ36及び前記凝固/切開電極30の前記
切開電極34の突出機構は、上記第1の実施の形態で説
明した制御回路28により制御され、より操作性が向上
する。
限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲
で種々変形実施可能である。
めの高周波電力を発生する高周波電力発生手段と、前記
高周波電力発生手段で発生する高周波電力の出力を複数
の所定の定電力値から選択する出力値選択手段と、前記
生体組織の凝固状態を検出する凝固状態検出手段と、予
め設定された前記生体組織の凝固状態を表す凝固状態設
定値と前記凝固状態検出手段で検出した前記生体組織の
凝固状態を表す凝固状態検出値とを比較し、前記生体組
織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、前記凝固
状態判断手段の判断結果に基いて、前記出力値選択手段
で選択する定電力値を決定し、前記高周波電力発生手段
が前記選択した定電力値で出力するように制御する制御
手段と、を具備したことを特徴とする電気手術装置。
波電力発生手段及びこの高周波電力発生手段で発生する
高周波電力の出力を制御する出力制御手段を備え、処置
具に高周波電力を供給する電気手術装置において、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
周波電力を一定にする定電力制御手段と、前記高周波電
力を可変させる出力変更制御手段と、を具備し、前記出
力制御手段は、前記定電力制御手段及び前記出力変更制
御手段で生成する複数の高周波定電力を、前記凝固状態
判断手段の判断結果に基づき、選択して出力させること
を特徴とする電気手術装置。
波電力発生手段及びこの高周波電力発生手段で発生する
高周波電力の出力を制御する出力制御手段を備え、処置
具に高周波電力を供給する電気手術装置において、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
周波電力を一定にする定電力制御手段と、前記高周波電
力を可変させる出力変更制御手段と、を具備し、前記出
力制御手段は、前記高周波電力の出力/停止を繰り返し
ながら、前記定電力制御手段及び前記出力変更制御手段
で生成する複数の高周波定電力を、前記凝固状態判断手
段の判断結果に基づき、選択して出力させることを特徴
とする電気手術装置。
波電力発生手段及びこの高周波電力発生手段で発生する
高周波電力の出力を制御する出力制御手段を備え、処置
具に高周波電力を供給する電気手術装置において、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
周波電力を一定にする定電力制御手段と、前記高周波電
力を可変させる出力変更制御手段と、前記高周波電力を
出力/停止させる出力/停止制御手段と、を具備し、前
記出力制御手段は、前記定電力制御手段及び前記出力変
更制御手段で生成する複数の高周波定電力を、前記凝固
状態判断手段の判断結果に基づき、前記出力/停止制御
手段を制御して出力/停止を繰り返しながら選択して出
力させることを特徴とする電気手術装置。
記高周波電力発生手段で発生する高周波電力を前記生体
組織の組織インピーダンスに影響されることなく一定に
することを特徴とする付記項1〜4に記載の電気手術装
置。
高周波電力の出力電圧が予め設定した閾値を越えた場
合、前記定電力制御手段に変更することを特徴とする付
記項1〜4に記載の電気手術装置。
高周波電力の初期出力電圧が予め設定した閾値を越えた
場合、前記高周波定電力を予め設定した初期値より小さ
な値の第2の設定値に設定することを特徴とする付記項
1〜4に記載の電気手術装置。
高周波電力の初期出力電圧が予め設定した閾値以下の場
合、前記高周波定電力の出力を停止することを特徴とす
る付記項1〜4に記載の電気手術装置。
高周波電力の出力時間が予め設定した設定時間を越えた
場合、前記定電力制御手段又は前記出力変更制御手段で
生成する高周波定電力を予め設定した初期値より大きな
値の第2の設定値に設定することを特徴とする付記項1
〜4に記載の電気手術装置。
記高周波電力の出力時間が予め設定した設定時間以内の
場合、前記定電力制御手段又は前記出力変更制御手段で
生成する高周波定電力を予め設定した初期値より小さな
値の第2の設定値に設定することを特徴とする付記項1
〜4に記載の電気手術装置。
は、得られた生体情報に基づき、生体組織の凝固状態を
判断することを特徴とする付記項1〜4に記載の電気手
術装置。
は、高/低の電力値であることを特徴とする付記項1〜
4に記載の電気手術装置。
織の電気パラメータであることを特徴とする付記項1〜
4に記載の電気手術装置。
体組織の組織インピーダンスが最小値の2倍を越えた場
合、前記高周波電力の出力を停止させることを特徴とす
る付記項3又は4に記載の電気手術装置。
体組織の組織インピーダンスが最小値の2倍を越え、且
つ予め設定した設定値未満の場合、前記高周波電力の出
力を所定時間停止させることを特徴とする付記項3又は
4に記載の電気手術装置。
体組織の組織インピーダンスの上限値及び下限値を設
け、これら上限値及び下限値内から前記組織インピーダ
ンスが外れたときに、前記高周波電力の出力/停止を行
うことを特徴とする付記項3又は4に記載の電気手術装
置。
体組織の組織インピーダンスが初期値以上の場合、前記
定電力制御手段又は前記出力変更制御手段で生成する高
周波定電力を前記第2の設定値より小さな値の第3の設
定値に設定することを特徴とする付記項10に記載の電
気手術装置。
力は、高い電力値から出力されることを特徴とする付記
項12に記載の電気手術装置。
メータは、前記生体組織の組織インピーダンスであるこ
とを特徴とする付記項13に記載の電気手術装置。
記高周波電力の出力電圧が予め設定した閾値以下の場
合、前記高周波定電力の出力を停止させることを特徴と
する付記項17に記載の電気手術装置。
周波電力の出力時間全体を短縮しつつ、確実に凝固を行
え、且つ処置具への生体組織の付着を軽減可能な電気手
術装置を実現できる。
体構成を説明する外観構成図
ク図
ローチャート
施の形態の作用を説明する説明図
明するグラフ
制御の流れを示すフローチャート
施の形態の作用を説明するグラフ
極の説明図
組織の組織温度及び組織インピーダンスの時間変化を示
すグラフ
Claims (1)
- 【請求項1】 生体組織を処置する処置具に供給するた
めの高周波電力を発生する高周波電力発生手段と、 前記高周波電力発生手段で発生する高周波電力の出力を
複数の所定の定電力値から選択する出力値選択手段と、 前記生体組織の凝固状態を検出する凝固状態検出手段
と、 予め設定された前記生体組織の凝固状態を表す凝固状態
設定値と前記凝固状態検出手段で検出した前記生体組織
の凝固状態を表す凝固状態検出値とを比較し、前記生体
組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、 前記凝固状態判断手段の判断結果に基いて、前記出力値
選択手段で選択する定電力値を決定し、前記高周波電力
発生手段が前記選択した定電力値で出力するように制御
する制御手段と、 を具備したことを特徴とする電気手術装置。
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