JP2005230189A

JP2005230189A - Treatment apparatus for surgery

Info

Publication number: JP2005230189A
Application number: JP2004041923A
Authority: JP
Inventors: Kenichi Kimura; 健一木村
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2004-02-18
Filing date: 2004-02-18
Publication date: 2005-09-02

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a treatment apparatus for a surgery capable of stably solidifying and incising tissue. <P>SOLUTION: The treatment apparatus 1 for the surgery comprises: forceps 2 provided with a heat generation part 16 for treating living tissue; a power unit 3 which is connected to the forceps 2 and generates electric power for driving the heat generation part 16, supplies the generated electric power to the heat generation part 16, and controls the drive of the heat generation part 16; an arithmetic circuit part 34 which is provided inside the power unit 3 and computes energy used for supplying heat to the living tissue per unit time; and a control circuit part 35 which is provided inside the power unit 3 and controls electric energy to be supplied to the heat generation part 16 on the basis of the arithmetic result of the arithmetic circuit part 34. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、手術用処置装置、更に詳しくは電力の出力制御部分に特徴のある手術用処置装置に関する。 The present invention relates to a surgical treatment apparatus, and more particularly to a surgical treatment apparatus characterized by a power output control portion.

一般に、手術用処置装置は、外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。
こうような手術用処置装置は、電力を発生する電源装置と、この電源装置に接続される処置具とを有して構成されている。前記手術用処置装置は、前記処置具を患者の生体組織に接触させて前記電源装置から電力を供給することで前記患者の生体組織に前記処置を行うことができる。 In general, a surgical treatment apparatus is used when performing procedures such as incision, coagulation, and hemostasis of a living tissue in a surgical operation.
Such a surgical treatment apparatus includes a power supply device that generates electric power and a treatment tool connected to the power supply device. The surgical treatment apparatus can perform the treatment on the living tissue of the patient by bringing the treatment tool into contact with the living tissue of the patient and supplying electric power from the power supply device.

前記手術用処置装置は、前記生体組織の処置を行う際に、処置する前記生体組織の大きさや種類に応じて、前記処置具の処置面に加える圧力や、前記電源装置からの電力供給量を調整する必要がある。 The surgical treatment apparatus determines the pressure applied to the treatment surface of the treatment tool and the amount of power supplied from the power supply device according to the size and type of the biological tissue to be treated when the biological tissue is treated. It needs to be adjusted.

前記手術用処置装置として、従来より種々提案されている。例えば、特表２００３−５０６１９０号公報には、前記生体組織を把持する一つの顎部材の処置面にヒータワイヤーを設けた電熱器具が開示されている。
この電熱器具は、前記ヒータワイヤーがニクロム線等の電気抵抗体から構成され、このヒータワイヤーの発熱により生体組織の凝固と切開の処置を行うことができる。
特表２００３−５０６１９０号公報 Various types of surgical treatment devices have been proposed. For example, Japanese translations of PCT publication No. 2003-506190 discloses an electric heating device in which a heater wire is provided on a treatment surface of one jaw member that holds the living tissue.
In this electric heating apparatus, the heater wire is composed of an electric resistor such as a nichrome wire, and the coagulation and incision treatment of the living tissue can be performed by the heat generated by the heater wire.
Special table 2003-506190 gazette

しかしながら、前記従来の特表２００３−５０６１９０号公報の電熱器具では、前記生体組織の処置を行う際に、処置する前記生体組織を目視して顎部材に加える圧力を調整したり、電源装置からの電力供給量を調整したりしているので、術者は操作に熟練を要してしまい、安定した生体組織の凝固及び切開を実現することが困難であった。
本発明は、前記事情に鑑みてなされたものであり、安定した組織の凝固及び切開を実現できる手術用処置装置を提供することを目的とする。 However, in the conventional electric heating apparatus disclosed in JP-T-2003-506190, when performing the treatment of the living tissue, the pressure applied to the jaw member is adjusted by visually observing the living tissue to be treated, or from the power supply device. Since the power supply amount is adjusted, the operator needs skill to operate, and it has been difficult to realize stable coagulation and incision of living tissue.
The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a surgical treatment apparatus that can realize stable coagulation and incision of tissue.

前記目的を達成するために請求項１の発明の手術用処置装置は、生体組織を処置するための発熱部を設けた処置具に接続され、前記発熱部を駆動するための電力を発生するとともに、この発生した電力を前記発熱部に供給して前記発熱部の駆動を制御する電源装置と、前記電源装置内に設けられ、単位時間当りに前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算する演算手段と、前記電源装置内に設けられ、前記演算手段の演算結果に基づいて前記発熱部に供給する電力量を制御する制御手段と、を有することを特徴とするものである。 In order to achieve the above object, the surgical treatment apparatus according to the first aspect of the present invention is connected to a treatment instrument provided with a heat generating part for treating living tissue, and generates electric power for driving the heat generating part. A power supply device that supplies the generated power to the heat generating portion to control the driving of the heat generating portion, and is provided in the power supply device and used to supply heat to the living tissue per unit time It has a calculation means which calculates energy, and a control means which is provided in the power supply device and controls the amount of electric power supplied to the heat generating part based on the calculation result of the calculation means. .

請求項２の発明の手術用処置装置は、請求項１に記載の手術用処置装置において、前記演算手段は、前記発熱部に供給したエネルギと前記発熱部を発熱させるために使用されたエネルギから前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算することを特徴としたものである。 The surgical treatment apparatus according to a second aspect of the present invention is the surgical treatment apparatus according to the first aspect, wherein the calculation means calculates energy from the energy supplied to the heat generating portion and the energy used to heat the heat generating portion. The energy used for supplying heat to the living tissue is calculated.

請求項３の発明の手術用処置装置は、請求項１に記載の手術用処置装置において、前記発熱部は、温度係数を有する発熱体を有し、前記電源装置は、前記発熱体に印加された電圧値を検出する電圧検出手段と、前記発熱体に流れる電流値を検出する電流検出手段とを有し、前記演算手段は、前記電圧検出手段により検出された前記電圧値及び前記電流検出手段により検出された前記電流値に基づいて、前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算することを特徴とするものである。 The surgical treatment apparatus according to a third aspect of the present invention is the surgical treatment apparatus according to the first aspect, wherein the heat generating portion includes a heat generating element having a temperature coefficient, and the power supply device is applied to the heat generating element. Voltage detecting means for detecting the detected voltage value, and current detecting means for detecting the current value flowing through the heating element, wherein the calculating means includes the voltage value detected by the voltage detecting means and the current detecting means. The energy used for supplying heat to the living tissue is calculated on the basis of the current value detected by the above.

請求項４の発明の手術用処置装置は、請求項１に記載の手術用処置装置において、前記発熱部は、前記発熱部の温度を測定する温度センサを有し、前記電源装置は、前記発熱部に印加された電圧値を検出する電圧検出手段と、前記発熱部に流れる電流値を検出する電流検出手段とを有し、前記演算手段は、前記温度センサにより測定された前記発熱部の温度、前記電圧検出手段により検出された前記電圧値及び前記電流検出手段により検出された前記電流値に基づいて、前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算することを特徴とするものである。 The surgical treatment apparatus according to a fourth aspect of the present invention is the surgical treatment apparatus according to the first aspect, wherein the heat generating unit includes a temperature sensor that measures a temperature of the heat generating unit, and the power supply device includes the heat generating unit. Voltage detection means for detecting a voltage value applied to the heating part, and current detection means for detecting a current value flowing through the heating part, wherein the computing means is a temperature of the heating part measured by the temperature sensor. The energy used for supplying heat to the living tissue is calculated based on the voltage value detected by the voltage detection means and the current value detected by the current detection means. Is.

請求項５の発明の手術用処置装置は、請求項１乃至請求項４のいずれか１つに記載の手術用処置装置において、前記制御手段は、前記発熱部が所定の温度に達した場合に前記発熱部への電力供給を停止するように制御することを特徴とするものである。 The surgical treatment apparatus according to a fifth aspect of the present invention is the surgical treatment apparatus according to any one of the first to fourth aspects, wherein the control means is configured so that the heating section reaches a predetermined temperature. Control is performed to stop power supply to the heat generating portion.

本発明の手術用処置装置は、安定した組織の凝固及び切開を実現できるといった利点がある。 The surgical treatment apparatus of the present invention has an advantage that stable tissue coagulation and incision can be realized.

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

（構成）
図１乃至図８は本発明の第１実施例に係り、図１は第１実施例の手術用処置装置を示す全体構成図、図２は図１のＡ−Ａ線断面図、図３は図１のＢ方向から見た把持部の構成図、図４は図１のＣ方向から見た把持部の構成図、図５は発熱部の構成を示す斜視図、図６は図１の手術用処置装置全体の構成を示す回路ブロック図、図７は図６の制御回路部の出力制御例を示すフローチャート、図８（Ａ）は本実施例の出力制御時の時間と電力との関係を示すグラフを示し、図８（Ｂ）は他の一例における出力制御時の時間と電力との関係を示すグラフである。 (Constitution)
1 to 8 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is an overall configuration diagram showing a surgical treatment apparatus of the first embodiment, FIG. 2 is a sectional view taken along line AA of FIG. FIG. 4 is a configuration diagram of the gripping unit viewed from the direction C in FIG. 1, FIG. 5 is a perspective view illustrating the configuration of the heat generation unit, and FIG. 6 is the operation of FIG. FIG. 7 is a flowchart showing an example of output control of the control circuit unit of FIG. 6, and FIG. 8A shows the relationship between time and power during output control of this embodiment. FIG. 8B is a graph showing the relationship between time and power during output control in another example.

図１に示すように、本実施例の手術用処置装置１は、電力の供給により発生する熱を用いて処置を行う鉗子２と、この鉗子２に供給する電力を発生するとともに、この発生した電力を前記鉗子２に供給して前記鉗子２の駆動を制御する電源装置３と、この電源装置３の電力のＯＮ／ＯＦＦを行うフットスイッチ４とを有している。 As shown in FIG. 1, the surgical treatment apparatus 1 of the present embodiment generates a forceps 2 that performs treatment using heat generated by the supply of electric power, and electric power that is supplied to the forceps 2. A power supply device 3 that supplies power to the forceps 2 to control driving of the forceps 2 and a foot switch 4 that turns on / off the power of the power supply device 3 are provided.

前記鉗子２は、第１の鉗子本体５と、この第１の鉗子本体５に支持軸６を介して回動可能に取付けられた第２の鉗子本体７とを有している。
前記第１の鉗子本体５の先端側には把持部８が設けられ、前記第２の鉗子本体７の先端側には把持部９が設けられている。これら一対の把持部８、９は、生体組織を把持、剥離、圧排操作するための処置部１０を形成している。
前記一対の把持部８、９は、図３及び図４に示すように、先端に向かって湾曲した先細り形状に形成されている。 The forceps 2 includes a first forceps body 5 and a second forceps body 7 rotatably attached to the first forceps body 5 via a support shaft 6.
A grip 8 is provided on the distal end side of the first forceps body 5, and a grip 9 is provided on the distal end side of the second forceps body 7. The pair of gripping portions 8 and 9 form a treatment portion 10 for gripping, peeling, and excluding the living tissue.
As shown in FIGS. 3 and 4, the pair of gripping portions 8 and 9 are formed in a tapered shape curved toward the tip.

また、前記第１の鉗子本体５の後方側にはアーム１１が延設され、このアーム１１の基端側には手指挿入用のリング１２が設けられている。前記第２の鉗子本体７の後方側には、同様にアーム１３が延設され、このアーム１３の基端側には手指挿入用のリング１４が設けられている。そして、これらアーム１１、１３及びリング１２、１４は、一対の前記把持部８、９を開閉操作するための操作部１５を形成している。 Further, an arm 11 is extended on the rear side of the first forceps main body 5, and a finger insertion ring 12 is provided on the proximal end side of the arm 11. Similarly, an arm 13 is provided on the rear side of the second forceps body 7, and a finger insertion ring 14 is provided on the proximal end side of the arm 13. The arms 11 and 13 and the rings 12 and 14 form an operation portion 15 for opening and closing the pair of gripping portions 8 and 9.

また、前記把持部８の前記把持部９に対向する位置には、生体組織に熱エネルギを与えるための発熱部（発熱体）１６が設けられている。この発熱部１６は、例えば銅やモリブデン等の熱伝導率の高い材料によって形成されるようになっている。 In addition, a heating part (heating element) 16 for applying thermal energy to the living tissue is provided at a position of the gripping part 8 facing the gripping part 9. The heat generating portion 16 is made of a material having high thermal conductivity such as copper or molybdenum.

前記発熱部１６の上面１７には、図５に示すように、発熱基板１８が設けられている。この発熱基板１８は、例えば、薄膜形成法（物理気相成長法（ＰＶＤ：Physical Vapor Deposition ）や化学気相成長法（ＣＶＤ：Chemical Vapor Deposition ）など）や厚膜形成法（スクリーン印刷など）により抵抗発熱体として形成されており、表面あるいは内部に抵抗発熱体であるパターン１９ａを有している。
前記発熱基板１８は、通電することにより発熱する発熱領域１９と、非発熱領域であるリード線取付け部２０とを有している。この発熱領域１９には前記パターン１９ａが設けられており、このパターン１９ａは前記リード線取付け部２０に電気的に接続されている。 As shown in FIG. 5, a heat generating substrate 18 is provided on the upper surface 17 of the heat generating portion 16. The heating substrate 18 is formed by, for example, a thin film formation method (such as physical vapor deposition (PVD) or chemical vapor deposition (CVD)) or a thick film formation method (screen printing). It is formed as a resistance heating element, and has a pattern 19a as a resistance heating element on the surface or inside thereof.
The heat generating substrate 18 includes a heat generating region 19 that generates heat when energized, and a lead wire mounting portion 20 that is a non-heat generating region. The heat generating area 19 is provided with the pattern 19 a, and the pattern 19 a is electrically connected to the lead wire attaching portion 20.

なお、前記発熱基板１８の前記パターン１９ａは、例えば正の温度係数を有する（温度に比例して電気抵抗が増加する特性を有する）モリブデン等の高融点金属によって形成されている。 The pattern 19a of the heat generating substrate 18 is made of a refractory metal such as molybdenum having a positive temperature coefficient (having a characteristic that electric resistance increases in proportion to temperature).

また、図２及び図５に示すように、前記発熱部１６は、前記把持部９に対向する面に、突起形状の組織押圧部２１を有している。この組織押圧部２１は、比較的鈍な形状（鋭利ではない形状）に形成されている。
前記発熱部１６の上側部分は、例えばポリテトラフルオロエチレン（以下、ＰＴＦＥと称す）や高性能熱可塑性プラスチック（ＰＥＥＫ（Ｒ））等の熱伝導率が低く耐熱性の高い材料からなる断熱部材２２によって覆われている。
この断熱部材２２は、前記把持部８の凹部に嵌め込まれた形で固定されている。これにより、前記発熱部１６で発生した熱を生体組織に効率良く供給するとともに、ステンレス等の金属材料からなる把持部８が過度に熱くなるのを防止している。
なお、前記発熱部１６の生体組織との接触部には、生体組織の付着を防止するため、ＰＴＦＥ等の非粘着性の材料からなるコーティングが施されている。 As shown in FIGS. 2 and 5, the heat generating portion 16 has a protruding tissue pressing portion 21 on the surface facing the grip portion 9. The tissue pressing portion 21 is formed in a relatively blunt shape (a shape that is not sharp).
The upper portion of the heat generating portion 16 is a heat insulating member 22 made of a material having low heat conductivity and high heat resistance such as polytetrafluoroethylene (hereinafter referred to as PTFE) or high performance thermoplastic (PEEK®). Covered by.
The heat insulating member 22 is fixed in a form that is fitted in the concave portion of the grip portion 8. Thereby, the heat generated in the heat generating part 16 is efficiently supplied to the living tissue, and the gripping part 8 made of a metal material such as stainless steel is prevented from becoming excessively hot.
In addition, in order to prevent adhesion of a biological tissue, the contact part with the biological tissue of the said heat generating part 16 is provided with the coating which consists of non-adhesive materials, such as PTFE.

図１に示すように、前記第１の鉗子本体５には、前記発熱基板１８に電力を供給するためのリード線２３、２４、２５、２６が配設されている。
これらのリード線２３〜２６の先端部は、前記発熱基板１８のリード線取付け部２０（図５参照）に半田付けや熱圧着等の方法により取付けられている。また、前記第１の鉗子本体５の前記リング１２の後端側には、コード接続部２７が設けられている。このコード接続部２７には、前記リード線２３〜２６の基端部が接続されている。さらに、前記コード接続部２７には、一端が電源装置３に接続された接続コード２８の他端部が接続されている。 As shown in FIG. 1, lead wires 23, 24, 25, and 26 for supplying power to the heat generating substrate 18 are disposed in the first forceps body 5.
The leading ends of these lead wires 23 to 26 are attached to the lead wire attaching portion 20 (see FIG. 5) of the heat generating substrate 18 by a method such as soldering or thermocompression bonding. A cord connecting portion 27 is provided on the rear end side of the ring 12 of the first forceps body 5. The cord connecting portion 27 is connected to the base end portions of the lead wires 23 to 26. Furthermore, the other end portion of the connection cord 28 having one end connected to the power supply device 3 is connected to the cord connection portion 27.

なお、本実施例では、前記発熱部１６に前記発熱基板１８が２個形成されているが、２個の前記発熱基板１８は、処置する生体組織を把持する部分に対応するように各々独立した出力制御が可能に前記電源装置３に接続されている。また、前記電源装置３は、前記フットスイッチ４がコード２９を介して接続されている。 In the present embodiment, the two heat generating substrates 18 are formed in the heat generating portion 16, but the two heat generating substrates 18 are independent of each other so as to correspond to the portion that holds the living tissue to be treated. The power supply device 3 is connected so that output control is possible. Further, the power switch 3 is connected to the foot switch 4 via a cord 29.

また、図２及び図４に示すように、前記把持部９は、前記発熱部１６に対向する位置に受け部材３０が一体的に設けられている。この受け部材３０は、例えばシリコンゴムやＰＴＦＥ等の樹脂材料から形成されている。 As shown in FIGS. 2 and 4, the grip portion 9 is integrally provided with a receiving member 30 at a position facing the heat generating portion 16. The receiving member 30 is made of a resin material such as silicon rubber or PTFE.

次に、前記電源装置３の電気的な構成を図６を参照しながら説明する。
図６に示すように、前記電源装置３は、出力回路部３１、電圧検出部３２、電流検出部３３、演算回路部３４、制御回路部３５、パネル入力・表示部３６を有している。 Next, the electrical configuration of the power supply device 3 will be described with reference to FIG.
As shown in FIG. 6, the power supply device 3 includes an output circuit unit 31, a voltage detection unit 32, a current detection unit 33, an arithmetic circuit unit 34, a control circuit unit 35, and a panel input / display unit 36.

前記出力回路部３１は、前記鉗子２の発熱部１６（詳しくは発熱基板１８の抵抗発熱体１９ａ）に接続されている。前記出力回路部３１は、前記発熱部１６を発熱するための電力を発生し、発生した電力を前記発熱部１６に供給するようになっている。
前記電圧検出部３２は、前記発熱部１６（発熱基板１８）への印加電圧値（以下、印加電圧と称す）Ｖを検出し、検出結果を前記演算回路部３４に供給するようになっている。また、前記電流検出部３３は、前記発熱部１６（発熱基板１８）に流れる電流値（以下、電流と称す）Ｉを検出し、検出結果を前記演算回路部３４に供給するようになっている。 The output circuit unit 31 is connected to the heat generating unit 16 of the forceps 2 (specifically, the resistance heating element 19a of the heat generating substrate 18). The output circuit unit 31 generates power for generating heat from the heat generating unit 16 and supplies the generated power to the heat generating unit 16.
The voltage detecting unit 32 detects an applied voltage value (hereinafter referred to as applied voltage) V to the heat generating unit 16 (heat generating substrate 18), and supplies the detection result to the arithmetic circuit unit 34. . The current detection unit 33 detects a current value (hereinafter referred to as current) I flowing through the heat generation unit 16 (heat generation substrate 18), and supplies the detection result to the arithmetic circuit unit 34. .

前記演算回路部３４は、前記電圧検出部３２及び前記電流検出部３３により検出した検出結果（電圧Ｖ及び電流Ｉ）に基づき、以下の値を演算処理するようになっている。
１．前記発熱部１６（発熱基板１８）に供給した電力Ｐ：（＝電圧Ｖ×電流Ｉ）
２．前記発熱部１６（発熱基板１８）の抵抗値Ｒ（＝電圧Ｖ÷電流Ｉ）
３．単位時間Δｔ（＝時間ｔｎ−時間ｔｎ−１）当りに前記発熱部１６へ供給したエネルギＥｉｎ：（＝∫ＰΔｔ）
４．単位時間Δｔ当りに前記発熱部１６を発熱させるために使用されたエネルギＥｈ：（＝係数ｋ×ΔＲ）
５．単位時間Δｔ当りに生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギΔＥ：（＝Ｅｉｎ−Ｅｈ）
この場合、本実施例では、前記単位時間Δｔは、０．１秒〜１秒程度の間隔が好ましい。また、前記ΔＲは、時間ｔｎにおける抵抗値Ｒｎと時間ｔｎ−１における抵抗値Ｒｎ−１との差分（＝Ｒｎ−Ｒｎ−１）である。また、前記係数ｋは、前記発熱部１６及びその周囲の構造体の形状、材質、接合方法等によって決まる固有の値であり、実験等により予め求めることが出来るようになっている。 The arithmetic circuit unit 34 calculates the following values based on the detection results (voltage V and current I) detected by the voltage detection unit 32 and the current detection unit 33.
1. Electric power P supplied to the heat generating part 16 (heat generating substrate 18): (= voltage V × current I)
2. Resistance value R (= voltage V ÷ current I) of the heat generating part 16 (heat generating substrate 18)
3. Energy Ein supplied to the heat generating unit 16 per unit time Δt (= time tn−time tn−1): (= ∫PΔt)
4). Energy Eh used to generate heat in the heating unit 16 per unit time Δt: (= coefficient k × ΔR)
5). Energy ΔE used to supply heat to the living tissue per unit time Δt: (= Ein−Eh)
In this case, in this embodiment, the unit time Δt is preferably an interval of about 0.1 second to 1 second. ΔR is a difference (= Rn−Rn−1) between the resistance value Rn at time tn and the resistance value Rn−1 at time tn−1. The coefficient k is a specific value determined by the shape, material, joining method, and the like of the heat generating portion 16 and the surrounding structure, and can be obtained in advance by experiments or the like.

前記演算回路部３４は、前記処理した演算結果を前記制御回路部３５に供給するようになっている。この制御回路部３５には、パネル入力・表示部３６が接続されている。このパネル入力・表示部３６は、画面に接触することにより電力の出力制御形態等に関する情報の入力が可能なタッチパネル式のモニタである。なお、図示はしないが、前記パネル入力・表示部３６に替えて、前記情報を入力するための操作部と、前記出力制御形態等に関する情報の表示が可能な表示部とを設けても良い。 The arithmetic circuit unit 34 supplies the processed arithmetic result to the control circuit unit 35. A panel input / display unit 36 is connected to the control circuit unit 35. The panel input / display unit 36 is a touch panel monitor capable of inputting information related to a power output control mode and the like by touching the screen. Although not shown, an operation unit for inputting the information and a display unit capable of displaying information on the output control mode may be provided instead of the panel input / display unit 36.

前記制御回路部３５は、前記パネル入力・表示部３６から入力された出力制御形態と、前記演算回路部３４からの各演算結果とに基づき、前記出力回路部３１を制御するようになっている。これにより、前記発熱部１６（発熱基板１８）は、所望の出力制御がなされることになる。
また、前記制御回路部３５には、前記フットスイッチ４が接続されているため、前記制御回路部３５は、このフットスイッチ４からのＯＮ、ＯＦＦに応じて前記出力回路部３１のＯＮ、ＯＦＦを制御するようになっている。 The control circuit unit 35 controls the output circuit unit 31 based on the output control mode input from the panel input / display unit 36 and the calculation results from the calculation circuit unit 34. . As a result, the heat generating portion 16 (heat generating substrate 18) performs desired output control.
Further, since the foot switch 4 is connected to the control circuit unit 35, the control circuit unit 35 turns the output circuit unit 31 on and off according to the ON and OFF from the foot switch 4. It comes to control.

（作用）
次に、本実施例の手術用処置装置１を用いて生体組織を処置する場合について説明する。
術者は、鉗子２の把持部８、９の間に生体組織を位置させる。
次に、術者は、その状態で、操作部１５を閉方向に操作し、発熱部１６と受け部材３０との間で組織を把持する。
組織を把持した後、術者は、フットスイッチ４を操作することにより、電源装置３から接続コード２８、コード接続部２７、及びリード線２３〜２６を介して発熱部１６に電力を供給し、発熱部１６を発熱させ、生体組織を処置する。 (Function)
Next, a case where a living tissue is treated using the surgical treatment apparatus 1 of the present embodiment will be described.
The surgeon positions the living tissue between the grasping portions 8 and 9 of the forceps 2.
Next, in this state, the surgeon operates the operation unit 15 in the closing direction to grasp the tissue between the heat generating unit 16 and the receiving member 30.
After grasping the tissue, the surgeon operates the foot switch 4 to supply power from the power supply device 3 to the heating unit 16 via the connection cord 28, the cord connection unit 27, and the lead wires 23 to 26, The exothermic part 16 is heated to treat the living tissue.

この場合の前記制御回路部３５による出力制御例が図７に示されている。
前記制御回路部３５は、手術中、この制御回路部３５内の記憶部（図示せず）に記憶された図７に示すプログラムを起動している。 An example of output control by the control circuit unit 35 in this case is shown in FIG.
The control circuit unit 35 activates the program shown in FIG. 7 stored in a storage unit (not shown) in the control circuit unit 35 during the operation.

術者は、前記パネル入力・表示部３６にて、設定電力Ｐ−ｓｅｔ、及び温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔを入力する。すると、前記制御回路部３５は、ステップＳ１の判断処理にて術者の操作によってフットスイッチ４がＯＮされたか否かを判別し、ＯＮされるまでこの判断処理を行う。
フットスイッチ４がＯＮ（時間ｔ０）されたと判断すると、制御回路部３５は、ステップＳ２の判断処理により発熱部１６の温度が前記温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔより低いか否かを判断する。
前記発熱部１６の温度が前記温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔより低いと判断した場合、前記制御回路部３５は、続くステップＳ３の処理により前記発熱部１６に一定の設定電力Ｐ−ｓｅｔを供給するように出力回路部３１を制御する。これにより、前記発熱部１６は発熱を開始し温度が上昇することになる。 The surgeon inputs the set power P-set and the temperature upper limit T-limit through the panel input / display unit 36. Then, the control circuit unit 35 determines whether or not the foot switch 4 is turned on by an operator's operation in the determination process of step S1, and performs this determination process until it is turned ON.
If it is determined that the foot switch 4 is turned on (time t0), the control circuit unit 35 determines whether or not the temperature of the heat generating unit 16 is lower than the temperature upper limit T-limit by the determination process in step S2.
When it is determined that the temperature of the heat generating part 16 is lower than the temperature upper limit T-limit, the control circuit part 35 supplies a constant set power P-set to the heat generating part 16 by the process of the subsequent step S3. The output circuit unit 31 is controlled. As a result, the heat generating portion 16 starts to generate heat and the temperature rises.

また、前記制御回路部３５は、前記発熱部１６に対する設定電力Ｐ−ｓｅｔの供給時間をステップＳ４の処理により所定の時間Δｔを計測し、この時間Δｔ経過するまで前記発熱部１６に対する前記設定電力Ｐ−ｓｅｔの供給を行う。 The control circuit unit 35 measures a predetermined time Δt by supplying the set power P-set to the heat generating unit 16 by the process of step S4, and the set power for the heat generating unit 16 until this time Δt elapses. Supply P-set.

このとき、前記演算回路部３４は、前記電圧検出部３２及び前記電流検出部３３により検出した検出結果（電圧Ｖ及び電流Ｉ）に基づき、上述した１〜５の値を演算処理するようになっている。
ここで、前記制御回路部３５は、ステップＳ５〜ステップＳ７の判断処理により、時間ｔ１経過時、ΔＥ（単位時間Δｔ（＝ｔ１−ｔ０）当りに生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギ）と、予め登録された閾値ΔＥ−ｂｉｇ、ΔＥ−ｓｍａｌｌ、ΔＥ−Ｎｏｔｈｉｎｇとで比較する。 At this time, the arithmetic circuit unit 34 performs arithmetic processing on the above-described values 1 to 5 based on the detection results (voltage V and current I) detected by the voltage detection unit 32 and the current detection unit 33. ing.
Here, the control circuit unit 35 is used to supply heat to the living tissue per unit time Δt (unit time Δt (= t1−t0)) when the time t1 elapses according to the determination process of step S5 to step S7. Energy) and threshold values ΔE-big, ΔE-small, and ΔE-Nothing registered in advance.

ステップＳ５では、前記ΔＥが前記Δ閾値Ｅ−ｂｉｇ以上であるか否かを判断する。前記制御回路部３５は、前記ΔＥが前記Δ閾値Ｅ−ｂｉｇ以上である（ΔＥ≧ΔＥ−ｂｉｇの関係を満足する）と判断した場合には、ステップＳ２に処理を戻す。これにより、前記発熱部１６には設定電力Ｐ−ｓｅｔが引き続き供給される。
逆に、前記ΔＥが前記閾値Ｅ−ｂｉｇ以上でない場合には、ステップＳ６に処理を移行する。 In step S5, it is determined whether the ΔE is equal to or greater than the Δ threshold E-big. When the control circuit unit 35 determines that the ΔE is equal to or greater than the Δ threshold E-big (a relationship of ΔE ≧ ΔE-big is satisfied), the control circuit unit 35 returns the process to step S2. Accordingly, the set power P-set is continuously supplied to the heat generating unit 16.
Conversely, if the ΔE is not equal to or greater than the threshold value E-big, the process proceeds to step S6.

ステップＳ６では、前記ΔＥが前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌ以上で前記閾値ΔＥ−ｂｉｇよりも小さい値であるか否かを判断する。
この場合、前記制御回路部３５は、前記ΔＥが前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌ以上で前記閾値ΔＥ−ｂｉｇよりも小さい値である（ΔＥ−ｓｍａｌｌ≦ΔＥ＜ΔＥ−ｂｉｇの関係を満足する）と判断した場合には、ステップＳ８の判断処理で前記発熱部１６の温度が前記温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔより低いか否かを判断する。
低いと判断した場合、前記制御回路部３５は、ステップＳ９の処理により前記設定電力Ｐ−ｓｅｔより若干低い（例えば、設定電力Ｐ−ｓｅｔの７０％の）電力を、ステップＳ１０にて計測された所定の時間Δｔ経過するまで前記発熱部１６に供給するように制御し、処理をステップＳ５に戻す。これにより、前記発熱部１６には前記設定電力Ｐ−ｓｅｔより若干低い電力が引き続き供給される。一方、前記ステップＳ８の判断処理により、前記発熱部１６の温度が前記温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔより高いと判断した場合には、ステップＳ１４に処理を移行して電力出力を停止するように出力回路部３１を制御する。 In step S6, it is determined whether or not ΔE is not less than the threshold value ΔE-small and smaller than the threshold value ΔE-big.
In this case, the control circuit unit 35 determines that the ΔE is not less than the threshold ΔE-small and smaller than the threshold ΔE-big (satisfying the relationship ΔE-small ≦ ΔE <ΔE-big). In such a case, it is determined in step S8 whether or not the temperature of the heat generating portion 16 is lower than the temperature upper limit T-limit.
When it is determined that the power is low, the control circuit unit 35 measures the power slightly lower than the set power P-set (for example, 70% of the set power P-set) in step S10 by the process of step S9. Control is performed so that the heat generation unit 16 is supplied until a predetermined time Δt has elapsed, and the process returns to step S5. As a result, power that is slightly lower than the set power P-set is continuously supplied to the heat generating unit 16. On the other hand, if it is determined by the determination process in step S8 that the temperature of the heat generating unit 16 is higher than the temperature upper limit T-limit, the process proceeds to step S14 and the output circuit unit stops the power output. 31 is controlled.

前記ステップＳ６の判断処理で、前記ΔＥが前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌ以上で前記閾値ΔＥ−ｂｉｇよりも小さい値でないと判断した場合には、ステップＳ７に処理を移行する。ステップＳ７では、前記ΔＥが前記閾値ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ以上で前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌよりも小さい値であるか否かを判断する。
前記制御回路部３５は、前記ΔＥが前記閾値ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ以上で前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌよりも小さい値である（ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ≦ΔＥ＜ΔＥ−ｓｍａｌｌの関係を満足する）と判断した場合には、ステップＳ１１の判断処理で前記発熱部１６の温度が前記温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔより低いか否かを判断する。
低いと判断した場合、前記制御回路部３５は、ステップＳ１２の処理により前記設定電力Ｐ−ｓｅｔより低い（例えば、設定電力Ｐ−ｓｅｔの５０％の）電力を、ステップＳ１３にて計測された所定の時間Δｔ経過するまで前記発熱部１６に供給するように制御し、処理をステップＳ５に戻す。これにより、前記発熱部１６には前記設定電力Ｐ−ｓｅｔより低い電力が引き続き供給される。一方、前記ステップＳ１１の判断処理により、前記発熱部１６の温度が前記温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔより高いと判断した場合には、ステップＳ１４に処理を移行して、前記発熱部１６に対する電力出力を停止するように出力回路部３１を制御する。 If it is determined in step S6 that ΔE is not equal to or greater than the threshold value ΔE-small and less than the threshold value ΔE-big, the process proceeds to step S7. In step S7, it is determined whether or not ΔE is equal to or larger than the threshold value ΔE-nothing and smaller than the threshold value ΔE-small.
When the control circuit unit 35 determines that the ΔE is equal to or greater than the threshold value ΔE-nothing and smaller than the threshold value ΔE-small (satisfying a relationship of ΔE-nothing ≦ ΔE <ΔE-small). In the determination process of step S11, it is determined whether or not the temperature of the heat generating part 16 is lower than the temperature upper limit T-limit.
If it is determined that the power is lower, the control circuit unit 35 determines the predetermined power measured in step S13 by using the process in step S12, which is lower than the set power P-set (for example, 50% of the set power P-set). Until the time Δt elapses, the heating unit 16 is controlled so that the process returns to step S5. As a result, power lower than the set power P-set is continuously supplied to the heat generating unit 16. On the other hand, if it is determined by the determination process in step S11 that the temperature of the heat generating unit 16 is higher than the temperature upper limit T-limit, the process proceeds to step S14, and power output to the heat generating unit 16 is stopped. Thus, the output circuit unit 31 is controlled.

また、前記ステップＳ７の判断処理で、前記ΔＥが前記閾値ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ以上で前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌよりも小さい値でないと判断した場合には、前記ステップＳ１４に処理を移行し、前記発熱部１６に対する電力出力を停止するように出力回路部３１を制御する。 If it is determined in step S7 that ΔE is not less than the threshold value ΔE-nothing and less than the threshold value ΔE-small, the process proceeds to step S14, and the heating unit 16 The output circuit unit 31 is controlled so as to stop the power output for.

なお、本実施例において、上述した各閾値は、
ΔＥ―ｎｏｔｈｉｎｇ＜ΔＥ−ｓｍａｌｌ＜ΔＥ−ｂｉｇの関係を満足している。
また、前記閾値ΔＥ−ｂｉｇは、比較的多量の生体組織や水分を多く含む生体組織を処置するために必要な単位時間Δｔ当りの熱エネルギであり、前記閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌは、比較的少量の生体組織や水分を多く含まない生体組織を処置するために必要な単位時間Δｔ当りの熱エネルギであり、前記閾値ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇは、極めて少量の生体組織を処置するために必要な単位時間Δｔ当りの熱エネルギである。
また、これらの閾値ΔＥ−ｂｉｇ、閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌ及び、閾値ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇは、予め実験等により求めることが可能である。 In the present embodiment, each threshold described above is
The relationship ΔE-nothing <ΔE-small <ΔE-big is satisfied.
The threshold value ΔE-big is heat energy per unit time Δt necessary for treating a relatively large amount of living tissue or a biological tissue containing a large amount of water, and the threshold value ΔE-small is a relatively small amount. It is the thermal energy per unit time Δt necessary for treating a biological tissue or a biological tissue that does not contain much water, and the threshold value ΔE-noting is per unit time Δt necessary for treating a very small amount of biological tissue. The heat energy of
Further, the threshold value ΔE-big, the threshold value ΔE-small, and the threshold value ΔE-nothing can be obtained in advance by experiments or the like.

以上の説明は、フットスイッチ４がＯＮされた時間ｔ０から時間ｔ１における電力出力制御例を説明したが、本実施例では、時間ｔ２経過後も、上記制御例と同様に制御されるようになっている。
すなわち、制御回路部３５は、エネルギΔＥ（単位時間Δｔ（ｔ２−ｔ１）当たりに生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギ）と上記同様の閾値（閾値ΔＥ−ｂｉｇ、閾値ΔＥ−ｓｍａｌｌ及び、閾値ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ）との比較を行い、その比較結果に基づき、前記発熱部１６に対する電力供給を行うように前記出力回路部３１を制御する。このような電力出力制御は、フットスイッチ４をＯＮしている間、繰り返し行われる。
なお、本実施例では、電力出力中、発熱基板１８の抵抗値Ｒが予め設定した閾値Ｒ−ｌｉｍｉｔ（＝温度Ｔ−ｌｉｍｉｔにおける発熱基板１８の抵抗値）に達したときは、上述した電力出力制御（図７に示すΔＥと閾値との比較による制御）に優先して、電力出力が自動的に停止する。これにより、前記発熱部１６の温度は、予め設定したＴ−ｌｉｍｉｔを超えることはなく、安全に処置を行うことができる。 In the above description, the power output control example from the time t0 when the foot switch 4 is turned on to the time t1 has been described. However, in this embodiment, the control is performed in the same manner as in the above control example even after the time t2 has elapsed. ing.
That is, the control circuit unit 35 has the same thresholds (threshold value ΔE-big, threshold value ΔE-small) as energy ΔE (energy used to supply heat to the living tissue per unit time Δt (t2-t1)). And the output circuit unit 31 is controlled so as to supply power to the heat generating unit 16 based on the comparison result. Such power output control is repeatedly performed while the foot switch 4 is ON.
In this embodiment, during the power output, when the resistance value R of the heat generating board 18 reaches a preset threshold value R-limit (= the resistance value of the heat generating board 18 at the temperature T-limit), the power output described above is performed. The power output is automatically stopped prior to the control (control by comparing ΔE and the threshold shown in FIG. 7). Thereby, the temperature of the heat generating part 16 does not exceed a preset T-limit, and the treatment can be performed safely.

なお、本実施例では、エネルギΔＥの閾値を３つ（ΔＥ−ｂｉｇ、ΔＥ−ｓｍａｌｌ、ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ）に設定した場合について説明したが、これに限定されるものではなく、これ以外に、閾値を２つ以下としても良く、あるいは４つ以上の閾値を設定しても良い。 In the present embodiment, the case where the threshold value of the energy ΔE is set to three (ΔE-big, ΔE-small, ΔE-nothing) has been described. However, the present invention is not limited to this. May be two or less, or four or more threshold values may be set.

図８（Ａ）に、前記発熱部１６へ供給される電力Ｐの変化例（出力制御例）が示されている。
図８（Ａ）に示す出力制御例では、比較的多量の生体組織を把持しているため、時間ｔ０から時間ｔ９までは、エネルギΔＥ≧ΔＥ−ｂｉｇとなり、設定電力Ｐ−ｓｅｔが供給されている。
時間ｔ９から時間ｔ１０の間において、前記発熱部１６の発熱により生体組織の水分の蒸発が進み、エネルギΔＥ−ｓｍａｌｌ≦ΔＥ＜ΔＥ−ｂｉｇとなったため、供給される電力はＰ−ｓｅｔ×０．７となっている。
さらに、生体組織の水分の蒸発が進み、時間ｔ１２から時間ｔ１３の間では、エネルギΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇ≦ΔＥ＜ΔＥ−ｓｍａｌｌとなったため、供給される電力はＰ−ｓｅｔ×０．５となっている。
また、時間ｔ１４から時間ｔ１５の間で生体組織の凝固、切開が完了し、生体組織が前記発熱部１６から離れる。これにより、エネルギΔＥ＜ΔＥ−ｎｏｔｈｉｎｇとなり、時間ｔ１５のとき、出力は自動的に停止することになる。 FIG. 8A shows a change example (output control example) of the electric power P supplied to the heat generating portion 16.
In the output control example shown in FIG. 8A, since a relatively large amount of living tissue is gripped, energy ΔE ≧ ΔE-big is obtained from time t0 to time t9, and the set power P-set is supplied. Yes.
During the period from time t9 to time t10, the evaporation of moisture in the living tissue proceeds due to the heat generated by the heat generating unit 16, and the energy ΔE−small ≦ ΔE <ΔE−big is obtained, and thus the supplied power is P−set × 0. 7
Further, the evaporation of moisture in the living tissue progresses, and the energy ΔE-nothing ≦ ΔE <ΔE-small between time t12 and time t13, so that the supplied power is P-set × 0.5. .
Further, the coagulation and incision of the living tissue is completed between the time t14 and the time t15, and the living tissue is separated from the heat generating portion 16. Thus, energy ΔE <ΔE-nothing is established, and at time t15, the output is automatically stopped.

図８（Ｂ）に、前記発熱部１６へ供給される電力Ｐの他の変化例（出力制御例）が示されている。
図８（Ｂ）に示す出力制御例では、図８（Ａ）に比べて少量の生体組織を処置している。よって、供給電力Ｐは、図８（Ａ）の電力制御例に比べ、小さくなっている。 FIG. 8B shows another variation (output control example) of the electric power P supplied to the heat generating unit 16.
In the output control example shown in FIG. 8B, a small amount of living tissue is treated as compared with FIG. Therefore, the supplied power P is smaller than that in the power control example of FIG.

なお、本実施例においては、前記設定電力Ｐ−ｓｅｔに替えて設定電圧Ｖ−ｓｅｔを用いて制御するようにしても良い。この場合は、エネルギΔＥと前記閾値との比較により、前記発熱部１６に印加される電圧Ｖの値が、前述した設定電力Ｐ−ｓｅｔと同様に制御されることになる。
また、前記設定電力Ｐ−ｓｅｔに替えて設定電流Ｉ−ｓｅｔを用いても良い。この場合は、エネルギΔＥと前記閾値との比較により、前記発熱部１６に流れる電流Ｉの値が、前述した設定電力Ｐーｓｅｔと同様に制御されることになる。 In this embodiment, control may be performed using a set voltage V-set instead of the set power P-set. In this case, by comparing the energy ΔE with the threshold value, the value of the voltage V applied to the heat generating unit 16 is controlled in the same manner as the set power P-set described above.
Further, a set current I-set may be used instead of the set power P-set. In this case, by comparing the energy ΔE with the threshold value, the value of the current I flowing through the heat generating portion 16 is controlled in the same manner as the set power P−set described above.

（効果）
以上述べたように、本実施例によれば、前記把持部８、９間で把持した生体組織の量や種類に応して、最適で効率的な電力出力制御が自動的に行われので、操作に熟練を必要とせず、安定した組織の凝固、切開が可能となる。 (effect)
As described above, according to the present embodiment, optimal and efficient power output control is automatically performed according to the amount and type of the living tissue grasped between the grasping portions 8 and 9. Stable tissue coagulation and incision are possible without requiring skill in operation.

（構成）
図９乃至図１１は本発明の第２実施例に係り、図９は第２実施例の第１の鉗子本体先端部の縦断面図、図１０は本実施例の把持部の構成を説明するための図１のＡ−Ａ線断面図、図１１は本実施例の手術用処置装置全体の構成を示す回路ブロック図である。なお、図９乃至図１１は、前記第１実施例と同様な構成要素には同一の符号を付して説明を省略し、異なる部分のみを説明する。 (Constitution)
9 to 11 relate to a second embodiment of the present invention, FIG. 9 is a longitudinal sectional view of the distal end portion of the first forceps body of the second embodiment, and FIG. 10 illustrates the configuration of the gripping portion of the present embodiment. FIG. 11 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG. 1, and FIG. 11 is a circuit block diagram showing the overall configuration of the surgical treatment apparatus of this embodiment. In FIG. 9 to FIG. 11, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals and the description thereof is omitted, and only different portions will be described.

本実施例の手術用処置装置１の全体構成は、図１に示す前記第１実施例と略同様であるが、前記鉗子２の第１の鉗子本体５の構成が異なっている。
図９に示すように、把持部８は、他方の把持部９に対向する位置に、生体組織に熱エネルギを与えるための発熱部（発熱体）３８を設けている。
前記発熱部３８は、図９及び図１０に示すように、前記把持部８の長手方向に沿って設けられた線状の発熱体３９と、この発熱体３９の周囲を覆うように―体的に形成された伝熱部材４０とを有している。 The overall configuration of the surgical treatment apparatus 1 of this embodiment is substantially the same as that of the first embodiment shown in FIG. 1, but the configuration of the first forceps body 5 of the forceps 2 is different.
As shown in FIG. 9, the gripping portion 8 is provided with a heat generating portion (heat generating body) 38 for applying thermal energy to the living tissue at a position facing the other gripping portion 9.
As shown in FIGS. 9 and 10, the heat generating portion 38 has a linear heat generating body 39 provided along the longitudinal direction of the gripping portion 8, and covers the periphery of the heat generating body 39. And a heat transfer member 40 formed on the surface.

前記発熱体３９は、通電されることにより熱を発生する電気抵抗性の線状部材から構成されている。この発熱体３９の材質は、例えばＮｉ−ＣｒやＦｅ−Ｃｒである。また、前記伝熱部材４０は、熱伝導率が高く、且つ電気絶縁性を有する材料、例えば窒化アルミ等の材料から構成されている。 The heating element 39 is composed of an electrically resistive linear member that generates heat when energized. The material of the heating element 39 is, for example, Ni—Cr or Fe—Cr. The heat transfer member 40 is made of a material having high thermal conductivity and electrical insulation, such as aluminum nitride.

また、前記発熱部３８には、熱電対等の温度センサ４１が一体的に設けられている。この温度センサ４１の温度測定部４２は、前記発熱部３８の長手方向の略中央位置に設けられている。また、前記温度測定部４２からは、この温度測定部４２で測定した情報を送るための信号線４３が、前記伝熱部材４０を介して第１の鉗子本体５のアーム１１の基端側に延設されている。 Further, a temperature sensor 41 such as a thermocouple is integrally provided in the heat generating portion 38. The temperature measuring part 42 of the temperature sensor 41 is provided at a substantially central position in the longitudinal direction of the heat generating part 38. Further, a signal line 43 for sending information measured by the temperature measurement unit 42 is provided from the temperature measurement unit 42 to the proximal end side of the arm 11 of the first forceps body 5 via the heat transfer member 40. It is extended.

前記伝熱部材４０を射出成形等により形成する際、前記発熱体３９及び前記温度センサ４１をインサート（挿入）することにより、前記伝熱部材４０と前記発熱体３９及び前記温度センサ４１は一体的に形成されている。 When the heat transfer member 40 is formed by injection molding or the like, the heat transfer member 40, the heat generating member 39, and the temperature sensor 41 are integrated by inserting the heat generating member 39 and the temperature sensor 41. Is formed.

前記発熱体３９の先端部には電力を供給するためのリード線４４が接続され、前記発熱体３９の後端部には電力を供給するためのリード線４５が接続されている。これらリード線４４、４５の外周部は、電気絶縁性の被覆チューブで覆われている。 A lead wire 44 for supplying electric power is connected to the front end portion of the heating element 39, and a lead wire 45 for supplying electric power is connected to the rear end portion of the heating element 39. The outer peripheral portions of the lead wires 44 and 45 are covered with an electrically insulating covering tube.

前記発熱部３８の上側部分には、断熱部材４６が設けられている。この断熱部材４６には、前記発熱部３８との接触面側に溝４７が把持部８の長手方向に沿って設けられている。
図９及び図１０に示すように、前記リード４４は、前記溝４７を通って前記発熱部３８の後端側に延設している。さらに、前記リード線４４、４５、及び前記信号線４３は、前記第１の鉗子本体５に設けられた通路４８を介して、この第１の鉗子本体５の後端側に延設している。 A heat insulating member 46 is provided on the upper portion of the heat generating portion 38. The heat insulating member 46 is provided with a groove 47 along the longitudinal direction of the grip portion 8 on the contact surface side with the heat generating portion 38.
As shown in FIGS. 9 and 10, the lead 44 extends to the rear end side of the heat generating portion 38 through the groove 47. Furthermore, the lead wires 44 and 45 and the signal line 43 extend to the rear end side of the first forceps body 5 through a passage 48 provided in the first forceps body 5. .

前記第１の鉗子本体５の前記リング１２の後端部には、コード接続部２７が設けられている。前記通路４８を介して前記第１の鉗子本体５の後端側に延設された前記信号線４３及び前記リード線４４、４５は、前記コード接続部２７に接続される。さらに、このコード接続部２７には、一端が電源装置３に接続された接続コード２８の他端部が接続されている。 A cord connecting portion 27 is provided at the rear end portion of the ring 12 of the first forceps body 5. The signal wire 43 and the lead wires 44, 45 extending to the rear end side of the first forceps body 5 through the passage 48 are connected to the cord connection portion 27. Further, the other end portion of the connection cord 28 having one end connected to the power supply device 3 is connected to the cord connection portion 27.

次に、前記電源装置３の電気的な構成を図１１を参照しながら説明する。
図１１に示すように、前記電源装置３は、出力回路部４９、電圧検出部５０、電流検出部５１、演算回路部５２、制御回路部５３、パネル入力・表示部５４を有している。 Next, the electrical configuration of the power supply device 3 will be described with reference to FIG.
As shown in FIG. 11, the power supply device 3 includes an output circuit unit 49, a voltage detection unit 50, a current detection unit 51, an arithmetic circuit unit 52, a control circuit unit 53, and a panel input / display unit 54.

前記出力回路部４９は、前記鉗子２の発熱体３９に接続されている。前記出力回路部４９は、前記発熱体３９（発熱部３８）を発熱するための電力を発生し、発生した電力を前記発熱体３９に供給するようになっている。
前記電圧検出部５０は、前記発熱体３９への印加電圧Ｖを検出し、検出結果を前記演算回路部５２に供給するようになっている。また、前記電流検出部５１は、前記発熱体３９に流れる電流Ｉを検出し、検出結果を前記演算回路部５２に供給するようになっている。また、前記演算回路部５２には、前記温度センサ４１が接続されており、この温度センサ４１による測定温度Ｔが供給されるようになっている。 The output circuit portion 49 is connected to the heating element 39 of the forceps 2. The output circuit unit 49 generates electric power for generating heat from the heat generating element 39 (heat generating unit 38), and supplies the generated electric power to the heat generating element 39.
The voltage detection unit 50 detects the voltage V applied to the heating element 39 and supplies the detection result to the arithmetic circuit unit 52. The current detector 51 detects the current I flowing through the heating element 39 and supplies the detection result to the arithmetic circuit 52. Further, the temperature sensor 41 is connected to the arithmetic circuit unit 52, and a temperature T measured by the temperature sensor 41 is supplied.

前記演算回路部５２は、前記電圧検出部５０及び前記電流検出部５１により検出した検出結果（電圧Ｖ及び電流Ｉ）及び前記温度センサ４１により測定した測定結果（温度Ｔ）に基づき、以下の値を演算処理するようになっている。
１．前記発熱体３９に供給した電力Ｐ：（＝電圧Ｖ×電流Ｉ）
２．前記発熱体３９の抵抗値Ｒ：（＝電圧Ｖ÷電流Ｉ）
３．単位時間Δｔ（＝時間ｔｎ−時間ｔｎ−１）当り発熱体３９へ供給したエネルギＥ−ｉｎ：（＝∫ＰΔｔ）
４．単位時間Δｔ当りに発熱体３９（発熱部３８）を発熱させるために使用されたエネルギＥ−ｈ：（＝係数ｋ×ΔＴ）
５．単位時間Δｔ当りに生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギΔＥ（＝Ｅ−ｉｎ―Ｅ−ｈ）
この場合、本実施例では、前記単位時間Δｔは、０．１秒〜１秒程度の間隔が好ましい。また、前記ΔＴは、時間ｔｎにおける温度センサ４１での温度測定値Ｔｎと時間ｔｎ−１における温度測定値Ｔｎ−１との差分（＝Ｔｎ−Ｔｎ−１）である。また、前記係数ｋは、発熱体３９及びその周囲の構造体の形状、材質、接合方法等によって決まる固有の値であり、実験等により予め求めることが出来るようになっている。 Based on the detection results (voltage V and current I) detected by the voltage detection unit 50 and the current detection unit 51 and the measurement results (temperature T) measured by the temperature sensor 41, the arithmetic circuit unit 52 has the following values: Are to be processed.
1. Electric power P supplied to the heating element 39: (= voltage V × current I)
2. Resistance value R of the heating element 39: (= voltage V ÷ current I)
3. Energy E-in supplied to the heating element 39 per unit time Δt (= time tn−time tn−1): (= ∫PΔt)
4). Energy Eh used to cause the heating element 39 (heating unit 38) to generate heat per unit time Δt: (= coefficient k × ΔT)
5). Energy ΔE (= E−in−E−h) used to supply heat to living tissue per unit time Δt
In this case, in this embodiment, the unit time Δt is preferably an interval of about 0.1 second to 1 second. ΔT is a difference (= Tn−Tn−1) between the temperature measurement value Tn at the temperature sensor 41 at time tn and the temperature measurement value Tn−1 at time tn−1. The coefficient k is a specific value determined by the shape, material, joining method, and the like of the heating element 39 and the surrounding structure, and can be obtained in advance by experiments or the like.

前記演算回路部５２は、上記のように処理した演算結果を前記制御回路部５３に供給するようになっている。この制御回路部５３には、第１実施例と同様にパネル入力・表示部５４が接続されている。このパネル入力・表示部５４は、画面に接触することにより電力の出力制御形態等に関する情報の入力が可能なタッチパネル式のモニタである。 The arithmetic circuit unit 52 supplies the control circuit unit 53 with the arithmetic result processed as described above. A panel input / display unit 54 is connected to the control circuit unit 53 as in the first embodiment. The panel input / display unit 54 is a touch panel monitor capable of inputting information related to a power output control mode and the like by touching the screen.

前記制御回路部５３は、前記パネル入力・表示部５４から入力された出力制御形態と、前記演算回路部５２からの各演算結果とに基づき、前記出力回路部４９を制御するようになっている。これにより、前記発熱体３９（発熱部３８）は、所望の出力制御がなされることになる。また、前記制御回路部５３には、前記フットスイッチ４が接続されているため、前記制御回路部５３は、このフットスイッチ４からのＯＮ、ＯＦＦに応じて前記出力回路部４９のＯＮ、ＯＦＦを制御するようになっている。 The control circuit unit 53 controls the output circuit unit 49 based on the output control form input from the panel input / display unit 54 and the calculation results from the calculation circuit unit 52. . As a result, the heating element 39 (heating unit 38) is subjected to desired output control. In addition, since the foot switch 4 is connected to the control circuit unit 53, the control circuit unit 53 turns the output circuit unit 49 on and off according to the ON and OFF from the foot switch 4. It comes to control.

（作用）
本実施例の手術用処置装置１は、前記第１実施例と略同様に、図７のフローチャートに示す電力出力制御を行う。
したがって、術者は、前記パネル入力・表示部５４にて、設定電力Ｐ−ｓｅｔ、及び温度上限Ｔ−ｌｉｍｉｔを入力する。そして、術者はフットスイッチ４を操作してＯＮすることにより、前記制御回路部５３はこれを検出して、前記第１実施例と同様に図７に示すプログラムを実行することにより、前記発熱体３９（発熱部３８）に対する電力出力制御が行われる。 (Function)
The surgical treatment apparatus 1 of this embodiment performs power output control shown in the flowchart of FIG. 7 in substantially the same manner as in the first embodiment.
Therefore, the surgeon inputs the set power P-set and the temperature upper limit T-limit at the panel input / display unit 54. Then, the operator operates the foot switch 4 to turn it on, so that the control circuit unit 53 detects this, and executes the program shown in FIG. Power output control is performed on the body 39 (heat generating unit 38).

なお、本実施例では、前記制御回路部５３は、前記温度センサ４１にて測定した温度Ｔが、温度上限Ｔーｌｉｍｉｔに達したとき、電力出力を自動的に停止するようにしている。 In this embodiment, the control circuit 53 automatically stops the power output when the temperature T measured by the temperature sensor 41 reaches the temperature upper limit T-limit.

また、前記制御回路部５３は、前記演算回路５２によって演算した前記発熱体３９の抵抗値Ｒが、予め設定した範囲を逸脱したとき、電力出力を自動的に停止するように制御しても良い。これにより、前記発熱体３９が出力回路部４９との間において断線や短絡が生じた場合、電力出力が停止するため、安全性が向上することになる。 Further, the control circuit unit 53 may perform control so that the power output is automatically stopped when the resistance value R of the heating element 39 calculated by the calculation circuit 52 deviates from a preset range. . As a result, when a disconnection or a short circuit occurs between the heating element 39 and the output circuit unit 49, the power output is stopped, so that safety is improved.

さらに、本実施例においても、設定電力Ｐ−ｓｅｔに替えて設定電圧Ｖ−ｓｅｔや設定電流Ｉ−ｓｅｔを用いても制御しても良い。この場合、前記発熱体３９は、この発熱体３９自身の温度変化に対する抵抗値変化が極微少であるため、前記何れの設定値（Ｐ−ｓｅｔ、Ｖ−ｓｅｔ、Ｉ−ｓｅｔ）を用いても、同様の出力制御を行うことが可能である。 Furthermore, also in this embodiment, control may be performed using a set voltage V-set or a set current I-set instead of the set power P-set. In this case, since the heating element 39 has a very small change in resistance value with respect to the temperature change of the heating element 39 itself, any set value (P-set, V-set, I-set) is used. It is possible to perform the same output control.

（効果）
したがって、本実施例によれば、前記第１実施例と同様の効果を得ることが可能となる。
本発明は、上述した第１及び第２実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。 (effect)
Therefore, according to the present embodiment, it is possible to obtain the same effect as the first embodiment.
The present invention is not limited to the first and second embodiments described above, and various changes and modifications can be made without departing from the scope of the present invention.

［付記］
（１）生体組織を処置するための発熱部を設けた処置具に接続され、前記発熱部を駆動するための電力を発生するとともに、この発生した電力を前記発熱部に供給して前記発熱部の駆動を制御する電源装置と、
前記電源装置内に設けられ、単位時間当りに前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算する演算手段と、
前記電源装置内に設けられ、前記演算手段の演算結果に基づいて前記発熱部に供給する電力量を制御する制御手段と、
を有することを特徴とする手術用処置装置。 [Appendix]
(1) Connected to a treatment instrument provided with a heat generating unit for treating living tissue, generates electric power for driving the heat generating unit, and supplies the generated electric power to the heat generating unit to supply the heat generating unit A power supply device for controlling the drive of
A calculation means provided in the power supply device for calculating energy used for supplying heat to the living tissue per unit time;
Control means provided in the power supply device, for controlling the amount of power supplied to the heat generating portion based on the calculation result of the calculation means;
A surgical treatment apparatus comprising:

（２）先端部に開閉可能な一対の把持部からなる処置部と、基端部に前記把持部を開閉操作する操作部を有し、前記把持部の少なくとも一方に生体組織を処置するための発熱部を設けた鉗子と、
前記鉗子に接続され、前記発熱部を駆動するための電力を発生するとともに、この発生した電力を前記発熱部に供給して前記発熱部の駆動を制御する電源装置とを有する手術用処置装置において、
前記電源装置は、単位時間当りに前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算する演算手段と、前記演算手段の演算結果に基づいて前記発熱部に供給する電力量を制御する制御手段とを備えたことを特徴とする手術用処置装置。 (2) A treatment unit including a pair of gripping units that can be opened and closed at a distal end portion and an operation unit that opens and closes the gripping portion at a proximal end portion, and for treating a living tissue on at least one of the gripping portions Forceps provided with a heating part;
In a surgical treatment apparatus having a power supply device that is connected to the forceps and generates electric power for driving the heat generating portion, and supplies the generated electric power to the heat generating portion to control the driving of the heat generating portion. ,
The power supply device controls the energy used to supply heat to the living tissue per unit time, and controls the amount of power supplied to the heating unit based on the calculation result of the calculation means A surgical treatment apparatus comprising a control means.

（３）前記演算手段は、前記発熱部に供給したエネルギと前記発熱部を発熱させるために使用されたエネルギから前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算することを特徴とする付記（１）又は付記（２）に記載の手術用処置装置。 (3) The calculation means calculates energy used to supply heat to the living tissue from energy supplied to the heat generating unit and energy used to heat the heat generating unit. The surgical treatment apparatus according to Supplementary Note (1) or Supplementary Note (2).

（４）前記発熱部は、温度係数を有する発熱体を有し、
前記電源装置は、前記発熱体に印加された電圧値を検出する電圧検出手段と、前記発熱体に流れる電流値を検出する電流検出手段とを有し、
前記演算手段は、前記電圧検出手段により検出された前記電圧値及び前記電流検出手段により検出された前記電流値に基づいて、前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算することを特徴とする付記（１）又は付記（２）に記載の手術用処置装置。 (4) The heating unit has a heating element having a temperature coefficient,
The power supply device includes voltage detection means for detecting a voltage value applied to the heating element, and current detection means for detecting a current value flowing through the heating element,
The calculation means calculates energy used to supply heat to the living tissue based on the voltage value detected by the voltage detection means and the current value detected by the current detection means. The surgical treatment apparatus according to Supplementary Note (1) or Supplementary Note (2) characterized by the above.

（５）前記発熱部は、前記発熱部の温度を測定する温度センサを有し、
前記電源装置は、前記発熱部に印加された電圧値を検出する電圧検出手段と、前記発熱部に流れる電流値を検出する電流検出手段とを有し、
前記演算手段は、前記温度センサにより測定された前記発熱部の温度、前記電圧検出手段により検出された前記電圧値及び前記電流検出手段により検出された前記電流値に基づいて、前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギを演算することを特徴とする付記（１）又は付記（２）に記載の手術用処置装置。 (5) The heating unit has a temperature sensor that measures the temperature of the heating unit,
The power supply device includes voltage detection means for detecting a voltage value applied to the heat generating portion, and current detection means for detecting a current value flowing through the heat generating portion,
The arithmetic means heats the living tissue based on the temperature of the heat generating part measured by the temperature sensor, the voltage value detected by the voltage detection means, and the current value detected by the current detection means. The surgical treatment apparatus according to Supplementary Note (1) or Supplementary Note (2), wherein the energy used for supplying is calculated.

（６）前記制御手段は、前記演算結果と比較するための複数の閾値を設け、この演算結果と前記複数の閾値との比較結果に基づき、前記発熱部に供給する電力量を制御するプログラムを有していることを特徴とする付記（１）又は付記（２）に記載の手術用処置装置。 (6) The control means is provided with a plurality of threshold values for comparing with the calculation result, and a program for controlling the amount of power supplied to the heat generating unit based on a comparison result between the calculation result and the plurality of threshold values. The surgical treatment apparatus according to Supplementary Note (1) or Supplementary Note (2), characterized in that the surgical treatment apparatus is provided.

（７）前記複数の閾値は大小異なる少なくとも３つの閾値であり、この少なくとも３つの前記閾値は、前記生体組織に熱を供給するために使用されたエネルギ値と比較するための、大小異なる第１乃至第３の閾値であることを特徴とする付記（６）に記載の手術用処置装置。 (7) The plurality of threshold values are at least three threshold values that are different in magnitude, and the at least three threshold values are different in magnitude for comparison with an energy value used to supply heat to the living tissue. It is thru | or a 3rd threshold value, The treatment apparatus for surgery as described in appendix (6) characterized by the above-mentioned.

（８）前記制御手段は、前記エネルギが最も大きな前記第３の閾値よりも大きい場合には、前記発熱部に供給する電力量が所定の設定電力となるように制御することを特徴とする付記（７）に記載の手術用処置装置。 (8) The supplementary note, wherein, when the energy is larger than the third threshold value, the control unit performs control so that the amount of power supplied to the heat generating unit becomes a predetermined set power. The surgical treatment apparatus according to (7).

（９）前記制御手段は、前記エネルギが前記第３の閾値より小さい前記第２の閾値以上で最も大きな前記第３の閾値よりも小さい場合には、前記発熱部に供給する電力量が前記設定電力よりも低い電力となるように制御することを特徴とする付記（８）に記載の手術用処置装置。 (9) When the energy is smaller than the third threshold that is greater than or equal to the second threshold smaller than the third threshold, the amount of power supplied to the heat generating unit is set as the setting. The surgical treatment apparatus as set forth in appendix (8), wherein the power is controlled to be lower than the electric power.

（１０）前記制御手段は、前記エネルギが最も小さな前記第１の閾値以上で前記第２の閾値よりも小さい場合には、前記発熱部に供給する電力量が前記設定電力の略半分の電力となるように制御することを特徴とする付記（９）に記載の手術用処置装置。 (10) When the energy is not less than the first threshold value and smaller than the second threshold value, the control means is configured such that the amount of power supplied to the heat generating unit is approximately half of the set power. The surgical treatment apparatus according to Supplementary Note (9), which is controlled so as to become.

（１１）前記制御手段は、前記発熱部が所定の温度に達した場合に前記発熱部への電力供給を停止するように制御することを特徴とする付記（１）乃至付記（１０）のいずれか１つに記載の手術用処置装置。 (11) Any one of the supplementary notes (1) to (10), wherein the control means performs control so as to stop power supply to the heat generating part when the heat generating part reaches a predetermined temperature. The surgical treatment apparatus as described in any one.

本発明の手術用処置装置は、鉗子の把持部間で把持した生体組織の量や種類に応じて、最適で効率的な電力出力制御を自動的に行い、安定した組織の凝固及び切開を実現できるので、生体組織の量や種類の異なる複数の症例等の手術を行う場合には特に有効である。 The surgical treatment apparatus of the present invention automatically performs optimal and efficient power output control according to the amount and type of living tissue grasped between the grasping portions of the forceps to realize stable tissue coagulation and incision. This is particularly effective when performing surgery on a plurality of cases with different amounts and types of living tissue.

本発明の第１実施例の手術用処置装置を示す全体構成図。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The whole block diagram which shows the treatment apparatus for surgery of 1st Example of this invention. 、図２は図１のＡ−Ａ線断面図。2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 図１のＢ方向から見た把持部の構成図。The block diagram of the holding part seen from the B direction of FIG. 図１のＣ方向から見た把持部の構成図。The block diagram of the holding part seen from the C direction of FIG. 発熱部の構成を示す斜視図。The perspective view which shows the structure of a heat-emitting part. 図１の手術用処置装置全体の構成を示す回路ブロック図。The circuit block diagram which shows the structure of the whole treatment apparatus for surgery of FIG. 図６の制御回路部の出力制御例を示すフローチャート。7 is a flowchart illustrating an output control example of the control circuit unit in FIG. 6. 本実施例の出力制御時の時間と電力との関係を示すグラフ。The graph which shows the relationship between the time at the time of output control of a present Example, and electric power. 本発明の第２実施例の第１の鉗子本体先端部の縦断面図。The longitudinal cross-sectional view of the front-end | tip part of the 1st forceps main body of 2nd Example of this invention. 本実施例の把持部の構成を説明するための図１のＡ−Ａ線断面図。The AA sectional view taken on the line of FIG. 1 for demonstrating the structure of the holding part of a present Example. 本実施例の手術用処置装置全体の構成を示す回路ブロック図。The circuit block diagram which shows the structure of the whole surgical treatment apparatus of a present Example.

Explanation of symbols

１…手術用処置装置、
２…鉗子、
３…電源装置、
４…フットスイッチ、
５…第１の鉗子本体、
６…支持軸、
７…第２の鉗子本体、
８、９…把持部、
１０…処置部、
１１、１３…アーム、
１２、１４…リング、
１５…操作部、
１６…発熱部、
１８…発熱基板、
１９…発熱領域、
１９ａ…パターン、
２１…組織押圧部、
２２…断熱部材、
２３〜２６…リード線、
２７…コード接続部、
２８…接続コード、
３０…受け部材、
３１…出力回路部、
３２…電圧検出部、
３３…電流検出部、
３４…演算回路部、
３５…制御回路部、
３６…パネル入力・表示部。
代理人弁理士伊藤進 1 ... Surgery treatment device,
2 ... forceps,
3 ... power supply,
4 ... Foot switch,
5 ... first forceps body,
6 ... support shaft,
7 ... second forceps body,
8, 9 ... gripping part,
10 ... treatment section,
11, 13 ... arm,
12, 14 ... Ring,
15 ... operation part,
16 ... exothermic part,
18 ... exothermic substrate,
19 ... exothermic area,
19a ... pattern,
21 ... tissue pressing part,
22 ... heat insulation member,
23-26 ... lead wire,
27: Cord connection part,
28 ... Connection cord,
30 ... receiving member,
31 ... Output circuit section,
32 ... Voltage detector,
33 ... Current detection unit,
34 ... arithmetic circuit part,
35 ... control circuit part,
36: Panel input / display section.
Attorney Susumu Ito

Claims

It is connected to a treatment instrument provided with a heat generating unit for treating living tissue, generates electric power for driving the heat generating unit, and supplies the generated electric power to the heat generating unit to drive the heat generating unit. A power supply to control;
A calculation means provided in the power supply device for calculating energy used for supplying heat to the living tissue per unit time;
Control means provided in the power supply device, for controlling the amount of power supplied to the heat generating portion based on the calculation result of the calculation means;
A surgical treatment apparatus comprising:

The said calculating means calculates the energy used in order to supply heat to the said biological tissue from the energy used in order to heat the energy supplied to the said heat generating part, and the said heat generating part. 2. The surgical treatment apparatus according to 1.

The heating part has a heating element having a temperature coefficient,
The power supply device includes voltage detection means for detecting a voltage value applied to the heating element, and current detection means for detecting a current value flowing through the heating element,
The calculation means calculates energy used to supply heat to the living tissue based on the voltage value detected by the voltage detection means and the current value detected by the current detection means. The surgical treatment apparatus according to claim 1.

The heating unit has a temperature sensor that measures the temperature of the heating unit,
The power supply device includes voltage detection means for detecting a voltage value applied to the heat generating portion, and current detection means for detecting a current value flowing through the heat generating portion,
The arithmetic means heats the living tissue based on the temperature of the heat generating part measured by the temperature sensor, the voltage value detected by the voltage detection means, and the current value detected by the current detection means. The surgical treatment apparatus according to claim 1, wherein the energy used for supplying is calculated.

5. The control unit according to claim 1, wherein the control unit performs control so as to stop power supply to the heating unit when the heating unit reaches a predetermined temperature. 6. Surgical treatment equipment.