JP2008136843A - 電気手術器具 - Google Patents

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浩司 飯田
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Abstract

【課題】導電性流体をノズル等で噴霧しながら、高周波電気エネルギを用いた放電を行い、生体組織を凝固する電気手術器具において、ノズルが放電により磨耗または損傷することを防止するとともに、ノズル周囲の水滴の付着を防止して安定した放電状態を実現することにより、生体組織に対する良好な凝固状態を広範囲に亘って得ることができる電気手術器具を提供する。
【解決手段】細長の処置具本体と、処置具本体の先端側に設けられた、処置具本体の内部に流入された液体Ｗを、処置具本体の先端から霧状に噴出するノズル部２３と、処置具本体においてノズル部２３に対して先端側に設けられた、リード線を介して処置具本体の基端側から先端側へ伝達された高周波電源から供給される電流を、ノズル部２３から噴出する霧状の導電性の流体に沿って放電する電極２０と、を具備することを特徴とする。
【選択図】図３

Description

本発明は、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具に関する。
近年、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具として、開腹手術用の処置具や、硬性鏡とともに使用する処置具や、軟性内視鏡とともに使用する軟性処置具等が周知である。
例えば、特許文献１には、ノズル電極から生体組織の処置対象部位に対して噴射される導電性の液体ジェット流を介して、ノズル電極と処置対象部位との間に高周波電流を通電することにより、生体組織の切開や凝固を行う手術装置が提案されている。
具体的には、特許文献１に開示された手術装置においては、ノズル電極と処置対象部位との間に放電柱を形成した後、該放電柱を通過するよう、ノズル電極から生体組織の処置対象部位に対して液体ジェット流を噴射することにより、液体ジェット流を介して処置対象部位に流れる放電電流エネルギを利用して、生体組織をノズル電極から非接触にて切開、凝固する構成を有している。
また、特許文献２には、気体と合流させた導電性液体を、能動電極の先端孔から噴霧しながら、能動電極から高周波電流を生体組織に対して導電性液体を介して通電することにより、生体組織を能動電極から非接触にて止血凝固する凝固装置が開示されている。
特許３３１８７３３号公報 特公平７−０３４８０５号公報
しかしながら、特許文献１では、ノズル電極から放電を行うため、放電によってノズル電極が溶融・磨耗してしまう場合がある。ノズル電極が磨耗してしまうと、ノズル電極から噴射される導電性の液体ジェット流の噴霧形状が、通常時から変化してしまい、生体組織の凝固状態が悪くなるといった問題がある。
また、特許文献１では、導電性の液体ジェット流の水流を、絶縁性被覆部材で集束させている構成を有しているが、絶縁性被覆部材の先端部に水滴が付着してしまと、放電状態が不安定になるといった問題もある。
さらには、特許文献１では、導電性の液体ジェット流の水流を集束させて用いるため、液体ジェット流が生体組織の狭い範囲にしか噴射できないことから、言い換えれば、構造的に噴霧範囲を広くできないため、生体組織における凝固範囲が常に狭いといった問題がある。
また、特許文献２においても、能動電極が磨耗してしまうと、能動電極から噴射される導電性液体の噴霧形状が、通常時から変化してしまい、生体組織の凝固状態が悪くなるといった問題がある他、能動電極を被覆するノズルの周囲に水滴が付着して放電状態が不安定になるという問題があった。
本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、導電性流体をノズル等で噴霧しながら、高周波電気エネルギを用いた放電を行い、生体組織を凝固する電気手術器具において、ノズルが放電により磨耗または損傷することを防止するとともに、ノズル周囲の水滴の付着を防止して安定した放電状態を実現することにより、生体組織に対する良好な凝固状態を広範囲に亘って得ることができる電気手術器具を提供することを目的とする。
上記目的を達成するため本発明による電気手術器具は、細長の管状部材と、前記管状部材の先端側に設けられた、前記管状部材の前記内部に流入された導電性流体を、前記管状部材の先端から霧状に噴出するノズルと、前記管状部材において前記ノズルに対して前記先端側に設けられた、電気伝導部材を介して前記管状部材の基端側から前記先端側へ伝達された電源から供給される高周波電気エネルギを、前記ノズルから噴出する霧状の前記導電性流体に沿って放電する電極と、を具備することを特徴とする。
本発明によれば、導電性流体をノズル等で噴霧しながら、高周波電気エネルギを用いた放電を行い、生体組織を凝固する電気手術器具において、ノズルが放電により磨耗または損傷することを防止するとともに、ノズル周囲の水滴の付着を防止して安定した放電状態を実現することにより、生体組織に対する良好な凝固状態を広範囲に亘って得ることができる電気手術器具を提供することができる。
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。尚、以下に示す実施の形態においては、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具は、医療用の処置具を例に挙げて説明する。また、以下の説明において、処置具は、体腔内に挿入される側を先端側、操作部側を基端側として説明する。
（第１実施の形態）
図１は、本実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図、図２は、図１の処置具の拡大斜視図、図３は、図２の処置具の先端側の部分断面図、図４は、図３の旋回子をIVの方向からみた断面図、図５は、図２の処置具の基端側の部分断面図である。
図１に示すように、処置具システム１は、内視鏡２の処置チャンネル１５に挿抜自在な処置具３と、処置具３に接続自在な電源である高周波電源４と、送液ポンプ５とから主要部が構成されている。
処置具３は、細長な管状部材から処置具本体３ｈ（図２参照）が形成されており、処置具本体３ｈは、細長な挿入部６と、該挿入部６の基端側に連設された基端部７とから主要部が構成されている。
基端部７に、送液用コネクタである送液チューブ用コネクタ８と、ケーブル接続部９とが設けられている。
送液チューブ用コネクタ８に、中途位置に供給ポンプである送液ポンプ５が介在された送液チューブ１０の一端が接続されている。具体的には、図５に示すように、送液チューブ１０の一端に、チューブ口金３０が設けられており、チューブ口金３０が、送液チューブ用コネクタ８に接続されている。このことにより、送液チューブ１０の内部は、送液チューブ用コネクタ８の内部の送液路３１と、後述するチューブ１７の内部の流路２４と連通する。
また、送液チューブ１０の他端には、導電性流体である送液用液体（以下、単に液体と称す）Ｗが貯留された液体供給源である送液容器１１が接続されている。尚、液体Ｗとしては電解質溶液が良く、一例として生理食塩水が挙げられる。
送液チューブ用コネクタ８は、送液ポンプ５によって、送液容器１１から送液チューブ１０を介して送液された液体を、処置具３の内部の送液路３１（図５参照）、流路２４（図３参照）に流入させるものである。
ケーブル接続部９に、一端が高周波電源４と接続された通電ケーブル１２の他端が接続されている。高周波電源４に、処置具の出力を制御するフットスイッチ１３と、被検者の体表面に貼着される帰還電極１４とが接続されている。
また、ケーブル接続部９に、図２に示すように、通電ケーブル１２の他端が接続されるプラグ２１と、プラグ２１の周囲の一部を覆うプラグカバー２２とが設けられている。
図５に示すように、通電ケーブル１２の他端に、ケーブルコネクタ３２が設けられており、該ケーブルコネクタ３２により、通電ケーブル１２の他端とプラグ２１とが接続されている。
挿入部６は、内視鏡２の処置チャンネル１５に挿抜自在な太さに形成されており、処置チャンネル１５に挿入した際、内視鏡２の先端部１６から突出する充分な長さ、例えば１ｍ〜３ｍ程度の長さに形成されている。
図２に示すように、挿入部６は、中空の柔軟なチューブ１７から構成されており、先端部には処置部１８が、チューブ接続部１９を介して接続されている。また、処置部１８に、筒状の導電性部材から形成された電極２０が設けられている。
図３に示すように、筒状の電極２０の内周面には、先端に小径のノズル孔２６が形成され後端にノズル孔２６より大径の孔が形成されたノズル部２３が設けられている。言い換えれば、電極２０は、ノズル部２３のノズル孔２６を中心軸Ｃとして、ノズル部２３の外周を被覆するよう、ノズル部２３に固定されている。即ち、ノズル孔２６の中心軸と電極２０の中心軸とは、中心軸Ｃとして一致している。このことにより、電極２０からの後述する放電が安定する。
また、電極２０は、該電極２０の先端２０ｓが、ノズル部２３の先端面２３ｓより距離Ｌだけ先端側に突出して位置するよう、ノズル部２３に固定されている。
また、電極２０の先端２０ｓの内径Ｄ１は、ノズル部２３のノズル孔２６から噴出される液体Ｗの先端２０ｓにおける外径Ｄ２以上の径（Ｄ１≧Ｄ２）に形成されている。
ノズル部２３の後端の内周に、チューブ接続部１９の先端が接続され、さらにチューブ接続部１９の外周に、チューブ１７の先端が接続されている。また、チューブ接続部１９の後端に、チューブ１７内の流路２４に延在された電気伝導部材であるリード線２５の先端が電気的に接続されている。
リード線２５の後端は、図５に示すように、流路２４、送液路３１を介して、プラグ２１のプラグ本体３３に接続されている。このことにより、リード線２５は、高周波電源４から供給される高周波電気エネルギである高周波電流を、処置具本体３ｈにおける基端側から先端側、具体的には、プラグ２１から、電極２０まで伝達する。
ノズル部２３の先端側には、液体Ｗを霧状の噴出するためのノズル孔２６が設けられている。尚、ノズル孔２６は、本実施の形態においては、送液流量・送液圧力を考慮して、φ０．１〜φ０．５ｍｍ程度の直線状の孔に形成されている。
また、ノズル部２３の後端側のノズル孔２６よりも大径の孔の内周には、円柱状の旋回子２７が設けられている。旋回子２７の外周には、図３、図４に示すように、軸対称に配置された２〜３本のらせん状の流路２８が形成されている。
旋回子２７は、送液ポンプ５により流路２４に流入された液体Ｗに流路２８により旋回流を生じさせて、ノズル部２３のノズル孔２６に旋回流を導入させるものである。
また、以上の構成から、ノズル部２３は、旋回子２７から導入された旋回流を、処置部１８から霧状に、電極２０の先端２０ｓにおける液体Ｗの外径Ｄ２が、電極２０の先端２０ｓの内径Ｄ１以下となる（Ｄ２≦Ｄ１）となるよう噴出するものである。
さらに、以上の構成から、電極２０は、リード線２５を介して伝達された高周波電流を、ノズル部２３から噴出する霧状の液体Ｗに沿って放電するものである。
次に、このように構成された本実施の形態の処置具３の作用について説明する。
先ず、送液ポンプ５が駆動されることにより、送液容器１１に貯留された液体Ｗが処置具３に送液される。具体的には、送液容器１１、送液チューブ１０、送液路３１、流路２４、チューブ接続部１９、旋回子２７の流路２８、ノズル孔２６の順に送液される。
この際、ノズル部２３では、旋回子２７のらせん状の流路２８によって液体Ｗに旋回流が生じさせられることにより、液体Ｗは、ノズル孔２６から大気に放出された際に霧状となり、該霧状の液体Ｗが、治療対象の組織に噴射される。
ノズル孔２６からの液体Ｗの噴出後、フットスイッチ１３が操作される。その結果、高周波電源４から、高周波電流が処置具３に供給される。具体的には、高周波電源４、通電ケーブル１２、プラグ２１、プラグ本体３３、リード線２５、チューブ接続部１９、ノズル部２３、電極２０の順に高周波電源４が供給される。
尚、送液ポンプ５と高周波電源４とが、図示しない通信ケーブルで接続されることにより、フットスイッチ１３により、送液ポンプ５と高周波電源４との双方が同時に駆動される構成であっても構わない。
次いで、供給された高周波電流は、電極２０により、ノズル部２３から噴出する霧状の液体Ｗに沿って放電される。具体的には、ノズル部２３のノズル孔２６から噴出された液体Ｗにより、電極２０と対象組織の間に噴霧空間が形成され、該噴霧空間が低インピーダンスの導電路となった後、対象組織に対して最も近い電極２０の先端２０ｓの全周から、噴霧に沿って安定した放電が発生される。その結果、対象組織において、凝固等の処置が行われる。
ここで、電極２０の先端２０ｓにおいて、電極２０の内径Ｄ１が、液体Ｗの外径Ｄ２以上となるよう（Ｄ１≧Ｄ２）ノズル孔２６や旋回子２７、電極２０の内径Ｄ１の寸法が設計されているとともに、電極２０の先端２０ｓが、ノズル部２３の先端面２３ｓよりも距離Ｌだけ突出して位置していることから、ノズル孔２６から噴出された液体Ｗは、電極２０の内周面や先端２０ｓに付着してしまうことがない。即ち、放電を妨害する現象が発生し、放電が不安定になることがない。
また、液体Ｗ噴出の際は、噴出する液体によって、対象組織は冷却、凝固されるため、ノズル孔２６から液体Ｗを噴出する際、液体Ｗの送液流量が多いと凝固が弱くなり、少ないと凝固が強くなる。また、液体Ｗの外径Ｄ２が大きくなると、放電される範囲も拡大するとともに凝固範囲が広くなり、Ｄ２が小さくなると、凝固範囲が狭くなる。
最後に、放電後の高周波電流は、対象組織から、被検者の体表面に貼着された帰還電極１４を介して、高周波電源４に帰還される。
このように、本実施の形態においては、電極２０の先端２０ｓが、ノズル部２３の先端面２３ｓよりも先端側にＬだけ突出して位置していると示した。
このことによれば、対象組織に最も近接する電極２０の先端２０ｓから放電が生じることから、ノズル部２３からの放電を防ぐことができるため、ノズル部２３の磨耗または損傷を防止することができる。よって、液体Ｗの噴霧形状が経時的に変化することなく、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。
また、電極２０の先端２０ｓの内径Ｄ１を、ノズル孔２６から噴出された液体Ｗの先端２０ｓにおける外径Ｄ２以上とすることにより、電極２０に液体Ｗの水滴が付着しなくなることから、対象組織に対する安定した放電状態を実現することができ、その結果、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。
（第２実施の形態）
図６は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図である。
本実施の形態の処置具２２３の構成は、図１〜図５に示した第１実施の形態の処置具３と比して、ノズル孔２６の形状が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
上述した第１実施の形態においては、ノズル孔２６は、φ０．１〜φ０．５ｍｍ程度の直線状の孔に形成されていると示した。これに限らず、本実施の形態の処置具２２３においては、ノズル孔２６は、基端側から先端側に向かって幅広に形成された円錐状に形成されている。言い換えれば、ノズル孔２６に円錐部３５が形成されている。尚、その他の構成は、上述した第１実施の形態と同一である。
このように、ノズル孔２６に円錐部３５が形成されておれば、円錐部３５により、電極２０の先端２０ｓにおける液体Ｗの外径Ｄ２を第１実施形態より大きくすることができる。尚、この場合、外径Ｄ２の拡大に合わせて、電極２０の内径Ｄ１及びノズル部２３の先端面２３ｓと電極２０の先端２０ｓとの距離Ｌを、第１実施の形態の処置具３に対し、調整する必要がある。
外径Ｄ２が大きいと、放電される範囲が拡大するとともに、凝固範囲が広くなる。即ち、第１実施の形態よりも生体組織に対する凝固範囲を広くすることができる。また、円錐部３５の寸法を変えるのみで、生体組織における必要な凝固範囲に応じて、液体Ｗの噴霧範囲を容易に設定することができる。尚、その他の効果は、上述した第１実施の形態と同じである。
（第３実施の形態）
図７は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図、図８は、図７中のVIII-VIII線に沿う旋回子の断面図である。
本実施の形態の処置具２３３の構成は、図６に示した第２実施の形態の処置具２２３と比して、旋回子の形状が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
本実施の形態においては、図７、図８に示すように、旋回子３６は、旋回子３６の外周に形成された、先端側と基端側とを連結する長手軸方向にまっすぐな２本の流路３７と、旋回子３６の内部に形成された、流路３７と連通する２本の流路３８と、旋回子３６の内部に形成された、流路３７、流路３８における液体Ｗの流れを混合して液体Ｗの旋回流を形成する旋回部３９とを具備している。
このような構成の旋回子３６においては、流路３７において先端側に進んだ液体Ｗを、流路３８を介して、旋回部３９において旋回流にする。尚、旋回流にされた液体Ｗは、ノズル孔２６から噴出される。
このことによれば、上述した第１、第２実施の形態よりも、旋回子を比較的、簡易的な構造に形成することができる。尚、その他の効果は、上述した第２実施形態と同じである。
（第４実施の形態）
図９は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分斜視図である。
本実施の形態の処置具２４３の構成は、図１〜図５に示した第１実施の形態の処置具３と比して、電極の形状が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
本実施の形態においては、図９に示すように、電極２０の先端２０ｓに、周状に、例えば断面形状が三角状の突起４０が形成されている。
このことによれば、放電開始の際に、突起４０の各々から放電が生じ、一旦、放電が生じると電極２０の先端２０ｓの全周から放電が発生することとなることから、上述した第１実施形態の電極２０よりも、突起４０により放電が起こりやすく、その結果、対象組織と電極２０との距離を長くすることができる。尚、その他の効果は、上述した第１実施の形態と同じである。
（第５実施の形態）
図１０は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図、図１１は、本実施の形態を示す処置具の基端側の構成を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具２５３の構成は、図６に示した第４実施の形態の処置具２４３と比して、処置具本体の外周に保護チューブを被覆する点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第４実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
本実施の形態においては、図１０に示すように、電極２０の先端２０ｓに形成する突起４１が、上述した第４実施形態よりも、先端側に延出させて形成されているとともに、突起４１を保護する保護チューブ４３が、管状部材である処置具本体２５３ｈの外周に、該処置具本体２５３ｈとの間に空間を有するように、進退自在に被覆されている。尚、チューブ４２は、上述したチューブ１７と同様の構成、接続態様を有しているものである。
また、図１１に示すように、保護チューブ４３の基端側であって、基端部７の先端側には、保護チューブ４３の進退を操作するための保護チューブ操作部４４が設けられている。
次に、本実施の形態の作用を説明する。先ず、処置具２５３が内視鏡２の処置チャンネル１５に挿入される際には、突起４１が損傷するのを防ぐため、保護チューブ操作部４４により、保護チューブ４３が、突起４１を覆うまで先端側にスライド移動される。
処置具２５３が内視鏡２の処置チャンネル１５に挿入され、処置が行われる際には、保護チューブ操作部４４により、図１０に示すように、保護チューブ４３が基端側にスライド移動され、突起４１が体腔内において露出される。
このような構成、作用によれば、第４実施形態よりも、突起４１の長さが長いため、放電が起きやすく、対象組織と電極２０との距離を長くすることができる。尚、放電により突起４１は磨耗してしまう場合があるが、突起４１の長さが長いため、第４実施形態よりも耐久性が高くなる。その他の効果は、上述した第４実施形態と同じである
（第６実施の形態）
図１２は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図である。本実施の形態の処置具２６３の構成は、図６に示した第２実施の形態の処置具２２３と比して、電極とノズル部とを一体的に形成する点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図１２に示すように、ノズル部２３は、導電性部材から構成されることにより、電極２０と一体的に一体部材２３０として形成されており、先端に円錐状の凹部が形成された断面形状に形成されている。
詳しくは、一体部材２３０の先端には、基端側から先端側に向かって幅広に形成された円錐部４５が形成された円錐状のノズル孔２６が形成されている。さらに、一体部材２３０のノズル孔２６よりも先端側には、基端側から先端側に向かって幅広に形成された、円錐部４５の先端開口よりも基端の開口径が広い円錐部４６が形成された円錐状の孔が形成されている。
尚、この円錐部４６により、第１実施の形態の電極２０の先端２０ｓに相当する一体部材２３０の先端２３０ｓの内径Ｄ１は、ノズル孔２６から円錐部４５、４６に沿って噴出される液体Ｗの一体部材２３０の先端２３０ｓにおける外径Ｄ２以上になる（Ｄ１≧Ｄ２）。
尚、本実施の形態においても、一体部材２３０の先端２３０ｓは、第１実施の形態のノズル部２３の先端面２３ｓに相当する一体部材２３０におけるノズル孔２６の先端よりも先端側に位置している。
以上のような構成によれば、ノズル部２３と電極２０とを一体的に形成しても、上述した第２実施の形態と同様の効果を得ることができる。即ち、円錐部４６に噴霧による液体Ｗの水滴が付着しなくなることから、対象組織に対する安定した放電状態を実現することができ、その結果、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。
（第７実施の形態）
図１３は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図である。本実施の形態の処置具２７３の構成は、図６に示した第２実施の形態の処置具２２３と比して、電極の形状が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
本実施の形態においては、上述した第２実施の形態に示したように、ノズル部２３に筒状の電極２０を被覆して電極を処置具２２３に配設するのではなく、電極を、ノズル孔２６から先端側に延出する支持棒の先端に固定することにより、電極を処置具２７３に配設する。
具体的には、図１３に示すように、旋回子２７からノズル孔２６を通過して、ノズル部２３の先端面２３ｓよりも先端側に突出するよう、導電性の棒状部材である支持棒４８が処置具２７３内に設けられており、支持棒４８の先端には、かさ状の電極４９が設けられている。
尚、この場合、旋回子２７とノズル部２３とは、チューブ接続部１９によって旋回子２７が先端側に押圧されることにより、電気的に接続されている。
このような構成によれば、リード線２５により伝達された高周波電流が、チューブ接続部１９、ノズル部２３、旋回子２７、支持棒４８の順に電極４９に伝達され、その後、電極４９から放電がなされる。
よって、本実施の形態においては、電極４９が、ノズル部２３の先端面２３ｓより先端側に突出して位置しているため、上述した第２実施の形態と同じ効果が得られる。
また、電極４９の面積が小さいため、放電する範囲が狭く、凝固範囲を限定することができる。一方、電極４９から放電が起きやすいため、対象組織と電極４９との距離を長くすることができる。このことから、本実施の形態は、対象組織において、凝固範囲を変化させたい場合に特に有効である。尚、その他の効果は、上述した第２実施の形態と同じである。
（第８実施の形態）
図１４は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図である。本実施の形態の処置具２８３の構成は、図６に示した第２実施の形態の処置具２２３と比して、電極の形状が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
本実施の形態においては、上述した第２実施の形態に示したように、電極２０を筒状に形成するのではなく、電極をＬ字状の棒状部材に形成する点が異なる。
具体的には、図１４に示すように、本実施の形態における電極５０は、ノズル部２３の外周の一部から、先端側に延出し、ノズル部２３の先端遠方において、ノズル部２３に平面的にオーバラップする位置に折り曲げられた導電性を有するＬ字状の棒状部材から形成されている。即ち、電極５０の先端５０ｓは、ノズル部２３の先端面２３ｓよりも先端側に位置している。
このような構成によれば、Ｌ字状の電極５０の先端５０ｓから放電を行うことにより、上述した第２実施の形態に比べて、電極の形状を簡略化することができ、電極の製造コストが安価になるといった効果がある。また、液体Ｗの噴射範囲を限定できるため、対象組織に対する凝固範囲を狭くすることができる。尚、その他の効果は、上述した第２実施の形態と同じである。
（第９実施の形態）
図１５は、本実施の形態を示す処置具の構成を示す斜視図、図１６は、図１５の処置具の先端部側の部分断面図である。
本実施の形態の処置具２９３の構成は、図１４に示した第８実施の形態の処置具２８３と比して、Ｌ字状の電極が進退移動自在な点と、電極を処置具２９３に２つ設ける点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第８実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図１６に示すように、ノズル部２３、チューブ接続部１９、内チューブ５１の外周に、管状部材である処置具本体２９３ｔとの間に空間を有するように、外チューブ５２が進退自在に被覆されている。尚、内チューブ５１は、上述したチューブ１７（図３参照）と同様の構成、接続態様を有しているものである。
ノズル部２３の先端面２３ｓには、略リング状の第１電極５３が、先端側に突出するよう設けられている。また、ノズル部２３の基端側には、上述したように、チューブ接続部１９が接続され、チューブ接続部１９には、電気伝導部材である第１電極用リード線５４が電気的に接続されている。
さらに、処置具本体２９３ｔの外周と、外チューブ５２との間の空間に、処置具２９３の先端側と基端側とにおいて進退自在な、絶縁被覆で被覆されているＬ字状の導電性の棒状部材である電極支持棒５５が設けられ、該電極支持棒５５の先端には、第２電極５６が設けられている。
尚、電極支持棒５５は、図示しない位置決め部材により、円周方向にずれないよう、進退自在に固定されている。また、第２電極５６は、ノズル部２３の先端遠方において、ノズル部２３に平面的にオーバラップする位置に折り曲げられた電極支持棒５５の位置に形成されている。
ノズル部２３の外周に、電極支持棒５５からノズル部２３を電気的に絶縁する絶縁層５７が設けられている。即ち、ノズル部２３は、第２電極５６に対して電気的に絶縁されている。
絶縁層５７としては、セラミックスや樹脂等の絶縁性コーティング、あるいは同様の材質からなるチューブ状の部材をノズル部２３の外周に接着したもの等が考えられる。
図１５に示すように、基端部７に、スライド移動自在な電極操作レバー６０と、ケーブル接続部６１とがさらに設けられている。電極操作レバー６０には、電極支持棒５５の一部が連結されている。
ケーブル接続部６１には、第１電極用プラグ６２、第２電極用プラグ６３が設けられている。第１電極用プラグ６２には、第１電極用リード線５４が電気的に接続されている。また、第２電極用プラグ６３には、電極支持棒５５が電気的に接続されている。
また、高周波電源４と各プラグ６２，６３とが、図示しない通電ケーブルによって接続されており、高周波電源４によって第１電極用プラグ６２、第２電極用プラグ６３のいずれかに通電できるようになっている。
次に、このように構成された本実施の形態の作用を説明する。
先ず、電極操作レバー６０がスライド操作されることによって、電極支持棒５５と第２電極５６とが進退移動される。即ち、一方、図１６において２点鎖線で示した、第２電極５６が基端側に移動された位置においては、ノズル孔２６から噴出される液体Ｗに対して、第２電極５６は、回避する位置に移動する。
他方、図１６において実線で示した、第２電極５６が先端側に移動された位置においては、ノズル孔２６から噴出される液体Ｗに対して、第２電極５６は、平面的にオーバラップする位置に移動する。
ここで、第１電極５３へ通電する場合は、第２電極５６を基端側に移動させた状態、即ち、第２電極５６が液体Ｗに対し回避する位置に移動させた状態で行う。その結果、リング状の第１電極５３から放電が行われるため、対象組織における凝固範囲が比較的大きくなる。
また、第２電極５６から通電する場合は、第２電極５６を先端側に移動させた状態、即ち、第２電極５６が液体Ｗに対し平面的にオーバラップする位置に移動させた状態で行う。
この場合、Ｌ字状の第２電極５６からの放電となるため、凝固範囲が小さくなる。また、この場合、ノズル孔２６から液体Ｗの噴霧をせずに、第２電極５６を生体組織に接触させ、通常の接触型電極と同じようにして使用することも可能となる。
このような構成、作用によれば、対象組織に対して放電を行う電極を選択することにより、対象組織における凝固範囲の大きさを自在に選択することができる。尚、その他の効果は、上述した第８実施形態と同一である。
（第１０実施の形態）
図１７は、本実施の形態を示す処置具の先端部の構成を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具３０３の構成は、図６に示した第２実施の形態の処置具２２３と比して、電極への高周波電流の通電方法が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図１７に示すように、流路２４を挿通された電気伝導部材であるリード線６５は、チューブ接続部６６の外周面から外部に出て、電極６７の接続部６８にて、電極６７に電気的に接続されている。尚、チューブ接続部６６の構成は、上述したチューブ接続部１９の構成と同様であり、電極６７の構成は、上述した電極２０の構成と同様である。
電極６７の内周面にノズル部６９が設けられている。尚、ノズル部６９は、通電しないため、その材質はセラミックスや樹脂などの電気絶縁材料から構成されていても構わない。また、その他のノズル部６９の構成は、上述したノズル部２３の構成と同様である。
また、電極６７の外周には、放電を先端６７ｓに集中させる目的で、絶縁層７０が設けられていても良い。尚、絶縁層７０は、上述した第９実施の形態に示した絶縁層５７と同じ構成を有している。
以上から、高周波電流は、リード線６５、電極６７、対象組織の順に伝達される。
このような構成によれば、ノズル部６９が金属以外からも構成することができることから、ノズル部６９を安価に製造することができる。その他の効果は、上述した第２実施の形態と同じである。
（第１１実施の形態）
図１８は、本実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図、図１９は、図１８の処置具の先端側の構成を示す部分断面図、図２０は、図１９の処置具の霧発生部の形状の変形例を示す部分断面図、図２１は、図１９の処置具の霧発生部の形状の別の変形例を示す部分断面図、図２２は、図１９の処置具の霧発生部の形状のさらに別の変形例を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具の構成は、図１〜図５に示した第１実施の形態の処置具と比して、超音波振動を用いて、処置具の先端から液体Ｗを噴出させる点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図１８に示すように、処置具７１は、管状部材である処置具本体７１ｈに設けられた、内視鏡２の処置チャンネル１５（図１参照）に挿抜自在な細長い挿入部７２と、挿入部７２の基端側に連設された操作部７３と、操作部７３の基端側に連設された基端部７４とから主要部が構成されている。
挿入部７２の先端側には、処置部７５が構成されており、さらに処置部７５には、電極７６が設けられている。
また、操作部７３には、高周波ケーブル接続部２７５が設けられており、基端部７４には、送液チューブ用コネクタ２７６と、超音波ケーブル接続部７７とが設けられている。
送液チューブ用コネクタ２７６には、中途位置に送液ポンプ５が介在された送液チューブ１０の一端が接続されている。
高周波ケーブル接続部２７５と超音波ケーブル接続部７７とには、通電ケーブル７８を介して、高周波・超音波駆動電源（以下、単に電源と称す）７９が接続自在である。
電源７９には、高周波電流と高周波電気エネルギである超音波駆動電流との出力を制御するフットスイッチ８０と、高周波電流と超音波駆動電流とを出力後に用いる帰還電極８１とが接続されている。
図１９に示すように、挿入部７２は、内腔を有する柔軟なチューブ８２を有しており、チューブ８２の先端には、筒状で細長な電極７６が接続されている。また、電極７６の先端部８３は、電極７６よりも薄肉なリング状に形成されている。
また、チューブ８２の内腔には、高周波電流を通電するための電気伝導部材であるリード線８４が、チューブ８２の内腔に沿って設けられており、リード線８４の先端は、電極７６に接続されており、基端は、高周波ケーブル接続部２７５に接続されている。
また、チューブ８２の内腔に沿って、チューブ８２に対して進退自在または着脱自在となるよう柔軟なチューブ８５が設けられている。
また、チューブ８５の内腔には、送液通路２８６が構成されている。チューブ８５の先端側には、超音波振動を発生させるランジュバン型（電歪型）の筒状の振動子８６が接続されており、さらに、振動子８６の先端側には、振動子８６の振幅を増幅するための筒状の円錐型のホーン８７が接続され、さらに、ホーン８７の先端側には、ノズルであるチューブ状の霧発生部８８が接続されている。
尚、振動子８６は、ランジュバン型の振動子の他に磁歪型の振動子から構成されていても構わない。また、霧発生部８８の先端８８ｓの形状は、図１９に示すような端面形状のほか、図２０または図２１に示すような凹状または凸状のＲ形状、図２２に示すようなＴ字形状であっても構わない。
振動子８６の超音波の振動数としては、噴霧を作るにはＭ（メガ）Ｈｚレベルの振動数が好ましいが、寸法上の制約などから２０〜１００ｋＨｚの振動数が適当である。
また、振動子８６、ホーン８７、霧発生部８８には、送液通路２８６に連通する送液孔８９が内部に形成されている。よって、霧発生部８８は、送液孔８９より供給され、振動子８６、ホーン８７により超音波振動が付与された液体Ｗを噴霧するものである。尚、霧発生部８８は、先端部８３の先端８３ｓにおける液体Ｗの外径がＤ２となるよう噴霧する。
さらに、霧発生部８８の先端８８ｓは、電極７６の先端部８３の先端８３ｓより距離Ｌだけ基端側に位置しており、また先端部８３の内径はＤ１に形成されている。尚、内径Ｄ１は、液体Ｗの外径Ｄ２以上の径（Ｄ１≧Ｄ２）に設定されている。
また、チューブ８５の内腔には、振動子８６を駆動するため、振動子８６に超音波駆動電流を供給する通電ケーブル９０が送液通路２８６に沿って設けられている。
次に、このように構成された本実施の形態の作用について説明する。
先ず、送液ポンプ５によって、送液チューブ１０、送液チューブ用コネクタ２７６、送液通路２８６、送液孔８９の順に液体Ｗが送液され、該送液と同時に、振動子８６が超音波振動され、霧発生部８８に超音波振動が伝達される。
このことにより、霧発生部８８の先端では、振動により液体Ｗが霧化され、その後、霧発生部８８から、先端側前方に噴霧される。尚、霧発生部８８の先端は、ノズルを構成している。
この際、液体Ｗの先端部８３の先端８３ｓにおける外径Ｄ２が、先端８３ｓの内径Ｄ１以下（Ｄ２≦Ｄ１）となるよう、霧発生部８８からの液体Ｗの送液量や振動子８６の振幅が調整される。
また、噴霧の際に、電源７９から高周波電流が先端部８３に通電されることにより、噴霧に沿って、対象組織に対し放電が行なわれる。また、電極７６が接続されたチューブ８２は、操作部７３によって、チューブ８５に対して進退自在であることから、霧発生部８８に対して先端部８３の位置調整が自在となっている。
このような本実施の形態の構成と作用によれば、霧発生部８８からの噴霧に、超音波振動を用いることにより、より粒径の小さい液体Ｗの噴霧を行うことが可能となる。
噴霧の粒径が小さくなると、噴霧中の液体粒子間の距離が短くなり、放電が発生しやすくなることから、先端部８３と対象組織の間の距離を大きくすることができる。また、通電効率が上がるため、対象組織の凝固能が向上する。
また、霧発生部８８の先端８８ｓと先端部８３の先端８３ｓとの間の距離がＬだけ離れているため、先端部８３から放電が発生することから、霧発生部８８からの放電を少なくでき、霧発生部８８の磨耗を防止できる。よって、液体Ｗの噴霧形状が経時的に変化することなく、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。
また、先端部８３の位置を操作部７３により調整できるため、最適な放電状態を選択することが可能となる。さらに先端部８３が摩耗したとしても、先端部８３を容易に交換することができることから、先端部８３の交換を経済的に行うことができる。
さらに、Ｄ２≦Ｄ１とすることにより、電極７６の近傍に水滴が溜まることないため、対象組織に対する安定した放電状態を実現することができ、その結果、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。
また、送液孔８９を液体Ｗが通過する際に、振動子８６を冷却することが可能である。
さらに、霧発生部８８の先端８８ｓの形状を、図２０〜図２２に示す形状にすることにより、噴霧形状を調整することができる。即ち、霧発生部８８の先端８８ｓの形状を変えるのみで、対象組織に対する最適な凝固範囲の大きさを選択することができる。
（第１２実施の形態）
図２３は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具の構成は、図１８〜図２２に示した第１１実施の形態の処置具と比して、振動子が棒状に形成されている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図２３に示すように、処置具９５の挿入部９６は、内腔を有する柔軟なチューブ９７を有している。チューブ９７の先端には、筒状で細長な電極９８が接続されており、電極９８の先端部９９は、電極９８よりも薄肉なリング状に形成されている。
また、チューブ９７の内腔には、電極９８に高周波を通電するための電気伝導部材であるリード線１００が、チューブ９７に沿って設けられており、リード線１００の先端は、電極９８に接続されている。
また、チューブ９７の内腔には、該内腔に沿って、柔軟なチューブ１０１が設けられており、該チューブ１０１の先端側には、超音波振動を発生させるランジュバン型（電歪型）の振動子１０２が設けられている。
さらに、振動子１０２の先端側には、振幅を増幅するための円錐型のホーン１０３が設けられている。また、ホーン１０３の先端側には、棒状の霧発生部１０４が接続されている。
また、先端部９９の先端９９ｓの内径Ｄ１は、霧発生部１０４から噴霧される液体Ｗの先端９９ｓにおける外径Ｄ２以上（Ｄ１≧Ｄ２）の径に形成されている。
振動子１０２としては、ランジュバン型の振動子の他に磁歪型の振動子から構成されていても構わない。霧発生部１０４の先端１０４ｓの形状は、凹形状やＴ字状形状から形成されていても構わない。また、チューブ９７とチューブ１０１との間には、送液通路１０５となる隙間が設けられている。
尚、霧発生部１０４の近傍の送液通路１０５の噴射口は、ノズルを構成している。先端部９９の先端９９ｓは、送液通路１０５の先端１０５ｓよりも、距離Ｌだけ先端側に突出して位置している。
チューブ１０１の内腔には、振動子１０２を駆動するため、振動子１０２に電力を供給する通電ケーブル１０６が設けられている。
次に、このように構成された本実施の作用を説明する。
先ず、送液通路１０５により、霧発生部１０４近傍に液体Ｗが送液されると同時に、振動子１０２が超音波振動させると、霧発生部１０４で噴霧が発生される。その結果、送液管路１０５の先端１０５ｓから液体Ｗが噴出される。
液体Ｗの噴出の際に、高周波電源から高周波電流が先端部９９に通電されることにより、液体Ｗの噴出に沿って、対象組織に放電が行われる。尚、その他の作用は、上述した第１１実施形態と同様である。
このような、構成、作用によれば、上述した第１１実施の形態と比べ、振動子１０２、ホーン１０３、霧発生部１０４が中実のため、これらの製造費用が安価となる。
また、霧発生部１０４の先端１０４ｓの形状を凸形状やＴ字形状にすると、噴霧範囲が広がり、凹形状にすると、噴霧範囲が狭めることができる。そのため、霧発生部１０４の先端１０４ｓの形状を変えるのみで、噴霧形状を調整することができ、凝固範囲の大きさを選択することができる。尚、その他の効果は、上述した第１１実施の形態と同じである。
（第１３実施の形態）
図２４は、本実施の形態の処置具を具備する処置具システムを示すブロック図、図２５は、図２４の処置具の先端側の構成を示す部分断面図、図３４は、図２５の振動プローブの変形例を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具の構成は、図２３に示した第１２実施の形態の処置具と比して、振動子が処置具の基端側に配設されている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図２４に示すように、処置具１１０は、管状部材である処置具本体１１０ｈを具備し、処置具本体１１０ｈは、内視鏡２の処置チャンネル１５（図１参照）に挿抜自在な細長い挿入部１１１と、該挿入部１１１の基端側に連設された操作部１１２と、該操作部１１２の基端側に連設された基端部１１３とから主要部が構成されている。
挿入部１１１の先端側には、処置部１１４が構成されており、さらに処置部１１４には、電極１１５が設けられている。
基端部１１３には、送液チューブ用コネクタ１１６と、超音波ケーブル接続部１１７とが設けられている。また、操作部１１２には、高周波ケーブル接続部１１８が設けられている。さらに、基端部１１３の内部には、振動子１２１が設けられている。
送液チューブ用コネクタ１１６には、中途位置に送液ポンプ５が介在された送液チューブ１０の一端が接続されている。また、超音波ケーブル接続部１１７と、高周波ケーブル接続部１１８とには、通電ケーブル１１９を介して、高周波・超音波駆動電源１２０と接続自在である。
図２５に示すように、挿入部１１１は、内腔を有する柔軟なチューブ１２２を有しており、チューブ１２２の先端に、筒状の電極１１５が接続されている。尚、図３４に示すように、電極１１５は、チューブ１２２の内周に設けられていても構わない。
電極１１５の先端には、電極１１５よりも薄肉なリング状の先端部１２３が設けられている。尚、先端部１２３の先端１２３ｓの内径Ｄ１は、霧発生部１２５から噴霧される液体Ｗの先端１２３ｓにおける外径Ｄ２以上（Ｄ１≧Ｄ２）に形成されている。
チューブ１２２の基端側は、操作部１１２に接続されている。チューブ１２２の内腔には、該内腔に沿って、振動子１２１に連結された細長い柔軟な振動プローブ１２４が配設されている。チューブ１２２は、振動プローブ１２４に対して操作部１１２を操作することにより進退自在である。振動プローブ１２４の先端部は、ノズルである霧発生部１２５を構成している。
尚、振動プローブ１２４は、図３４に示すように、リング状に形成されていても構わない。この場合、リング状の振動プローブ１２４の先端に、霧発生部１２５が構成される。
また、霧発生部１２５の先端１２５ｓの形状としては、破線のような凹形状に形成されていても構わない。さらに、振動プローブ１２４の外周とチューブ１２２の内周の間には送液通路１２６となる隙間が設けられている。
尚、送液通路１２６の霧発生部１２５の先端１２５ｓ近傍の噴射口１２６ｓは、ノズルを構成している。噴射口１２６ｓは、先端部１２３の先端１２３ｓからＬだけ基端側に位置している。
次に、このように構成された本実施の処置具の作用について説明する。
送液通路１２６を経て、振動プローブ１２４の霧発生部１２５の近傍に液体Ｗが送液されると同時に、振動子１２１が超音波振動されることにより、霧発生部１２５で噴霧が発生される。
このような、構成、作用によれば、第１２実施の形態に比べ、振動子１２１が基端部１１３に設けられていることから、振動子１２１を大型化できるため、振動子１２１の振動の周波数や振幅の選定の幅が広くなり、放電に適した噴霧粒径、噴霧形状を調整しやすくなり、その結果、良好な凝固を得ることができる。
また、霧発生部１２５の先端形状を変更するのみで、噴霧形状を調整することができ、対象組織に対する噴霧範囲・凝固範囲を選択することができる。尚、その他の効果は、上述した第１２実施の形態と同じである。
（第１４実施の形態）
図２６は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図、図２７は、本実施の形態を示す処置具の基端側の構成を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具の構成は、図６に示した第２実施の形態の処置具と比して、処置具の外周に保護チューブを設け、処置具と保護チューブとの間に液体吸引用の通路を設けた点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図２６に示すように、処置具１３０は、柔軟な内チューブ１３１を有しており、該内チューブ１３１の先端に、チューブ接続部１９を介してノズル部１３２が設けられている。尚、内チューブ１３１は、第２実施形態のチューブ１７に相当し、ノズル部１３２は、ノズル部２３に相当する。
また、内チューブ１３１の外側には、保護チューブである柔軟な外チューブ１３３が、内チューブ１３１との間に空間を有するよう進退自在に被覆されており、外チューブ１３３の先端は、ノズル部１３２の外周に固定された筒状の電極１３４の先端部１３５の近傍に位置している。尚、電極１３４は、第２実施形態の電極２０に相当する。
内チューブ１３１の内腔は、第１通路１３６が構成されており、内チューブ１３１と外チューブ１３３の間の空間には、吸引通路である第２通路１３７が構成されている。
図２７に示すように、内チューブ１３１の基端側には、基端部１３８が設けられており、基端部１３８には、送液ポンプ５から延出された送液チューブ１３９のチューブ口金１４０が接続される送液チューブ用コネクタ１４１が設けられている。尚、コネクタ１４１の内部は、第１通路１３６に連通している。
外チューブ１３３の基端側であって、基端部１３８の先端側には、吸引本体部１４２が設けられており、吸引本体部１４２には、吸引チューブ１４３のチューブ口金１４４が接続される吸引チューブ用コネクタ１４５が設けられている。尚、コネクタ１４５の内部は、第２通路１３７に連通している。また、吸引チューブ１４３は、図示しない吸引手段に接続されている。
また、吸引本体部１４２は、前後に進退されることにより、外チューブ１３３の電極１３４に対する相対位置を調整することができるようになっている。
次に、このように構成された本実施の形態の作用について説明する。
先ず、送液ポンプ５により、第１通路１３６から液体Ｗが、ノズル部１３２に送液される。その後、ノズル部１３２は、液体Ｗの噴霧を行う。このことと略同時に、電極１３４から高周波電流が液体Ｗに沿って通電され、放電が行なわれる。
その後、第２通路１３７を介して、図示しない吸引手段により、吸引が行われることにより、電極１３４の近傍に、万一水滴が付着されてしまったとしても、付着された水滴は、第２通路１３７に吸引される。また、対象組織近傍に付着した水滴も第２通路１３７に吸引自在である。
このような、構成、作用によれば、電極１３４近傍の水滴を除去できることから、対象組織に対する安定した放電状態を実現することができ、その結果、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。
また、対象組織周囲の余剰な水滴をも吸引できることにより、冷却作用を生じる液体をも除去できることから、より対象組織に対する凝固作用が向上する。尚、その他の効果は、上述した第２実施の形態と同じである。
（第１５実施の形態）
図２８は、本実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図、図２９は、本実施の形態を示す処置具の基端側の構成を示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具の構成は、図２６、２７に示した第１４実施の形態の処置具と比して、処置具の外周の保護チューブの先端に電極を設けた点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１４実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図２８に示すように、処置具１４９は、柔軟な内チューブ１５１を有しており、該内チューブ１５１の先端に、チューブ接続部１９を介してノズル部１５０が設けられている。尚、内チューブ１５１は、第１４実施形態の内チューブ１３１に相当し、ノズル部１５０は、ノズル部１３２に相当する。
内チューブ１５１の外周に、空間を有して被覆された保護チューブである外チューブ１５２の先端部には、電極１５３が設けられている。外チューブ１５２の内周面には、柔軟なコイルシース等からなる導電シース１５４が、設けられており、導電シース１５４の先端部は、電極１５３に電気的に接続されている。
図２９に示すように、外チューブ１５２の基端部は、外チューブ操作部１５５に接続されている。
外チューブ操作部１５５には、プラグ１５６が設けられており、該プラグ１５６には、高周波電源４（図１参照）と接続するための通電ケーブル１５７が接続されている。また、プラグ１５６には、プラグ本体１５８を介して、導電シース１５４の基端部が電気的に接続されている。
このような構成によれば、外チューブ操作部１５５が進退操作されることで、ノズル部１５０に対する電極１５３の相対位置を調整することができる。よって、電極１５３の位置を調整するのみにより、噴霧に沿った最適な放電を選択できることから、常に対象組織に対して良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。また、電極１５３が外チューブ１５２とともに交換可能であることから、電極１５３が磨耗したとしても、容易に交換できるため経済的である。尚、その他の効果は、上述した第１４実施の形態と同じである。
（第１６実施の形態）
図３０は、本実施の形態を示す処置具を、送液ポンプとともに示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具３６３の構成は、図１〜図５に示した第１実施の形態の処置具３と比して、噴出される液体が設定温度に加温される点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
図３０に示すように、送液チューブ１６０の中途位置には、送液チューブ１６０の外周を加熱する加温手段であるチューブヒータ１６１が設けられている。尚送液チューブ１６０は、第１実施形態の送液チューブ１０に相当する。
チューブヒータ１６１には、抵抗加熱で発熱する図示しないヒータ部が内蔵されており、ヒータ部は、送液ポンプ１６２から電力を受けて発熱する。その結果、チューブヒータ１６１は、送液された液体Ｗを、設定温度である５０〜１００℃に加温する。
このような構成によれば、液体Ｗが加温されることにより、液体Ｗによる対象組織上での冷却効果を削減することができる。また、液体Ｗが高温のため、蒸発しやすくなることから、電極からの放電が起こりやすくなり、結果として良好な凝固を広範囲に亘って得ることができる。尚、その他の効果は、上述した第１実施の形態と同じである。
（第１７実施の形態）
図３１は、本実施の形態を示す処置具を、送液ポンプとともに示す部分断面図である。
本実施の形態の処置具３７３の構成は、図３０に示した第１６実施の形態の処置具３６３と比して、チューブヒータが送液ポンプに設けられている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１６実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。
本実施の形態においては、送液ポンプ１６５に送液容器１１が設けられており、さらに、送液ポンプ１６５に、送液容器１１を加温するための加温手段である容器ヒータ１６６が内蔵されている。容器ヒータ１６６は、液体Ｗを、５０〜１００℃に加温するものである。
このような構成によれば、送液容器１１を容器ヒータ１６６に設置するだけで、第１６実施の形態よりも、準備が簡略化できる。
尚、以上、第１実施の形態から第１７実施の形態まで説明した処置具としては、例えば、開腹手術用のハンドピースが挙げられる。図３２は、開腹手術用のハンドピースを示す斜視図である。
図３２に示すように、ハンドピース１７０は、ハンドピース部１７１を有しており、ハンドピース部１７１の先端側には、処置部１７２が設けられている。
ハンドピース部１７１には、高周波通電を制御するハンドスイッチ１７３と、送液コネクタ１７４と、通電コネクタ１７５とが設けられている。処置部１７２は、上述した実施の形態における処置部１８、７５，１１４に相当するものである。
このように、上述した第１〜第１７実施の形態の処置具をハンドピースに適用した場合は、使用者は、ハンドピース部１７１を手に持ち、処置部１７２から液体Ｗを噴霧しながら放電を行い、対象組織に対して凝固処置を行う。
このことによれば、ハンドピース１７０に適用した場合は、ハンドピース部１７１と処置部１７２とが近い場所にあるため、対象組織がハンドピース１７０の近くにある開腹手術の処置に適するといったメリットがある。
また、第１実施の形態から第１７実施の形態まで説明した処置具としては、例えば、腹腔鏡下手術用の処置具が挙げられる。図３３は、腹腔鏡下手術用の処置具を示す斜視図である。
図３３に示すように、処置具１８０は、ハンドル部１８１を有しており、ハンドル部１８１の先端部に、トロッカに挿入自在な、硬性シャフトからなる挿入部１８２が設けられている。
挿入部１８２の先端には、処置部１８３が構成されている。処置部１８３は、上述した実施の形態における処置部１８、７５、１１４に相当するものである。
このように、上述した第１〜第１７実施の形態の処置具を腹腔鏡下手術用の処置具に適用した場合は、使用者がハンドル部１８１を持ち、トロッカに挿入部１８２を挿入し、腹腔鏡下で処置部１８３から液体を噴霧しながら放電を行い、凝固処置を行う。
このことによれば、腹腔鏡下手術用の処置具１８０に適用した場合は、硬性シャフトを有するため、腹腔鏡下の処置に適するといったメリットがある。
尚、上述した第１〜第１７実施の形態を、その他の高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具に適用しても良いことは云うまでもない。
[付記]
以上詳述した如く、本発明の実施形態によれば、以下の如き構成を得ることができる。即ち、
（１）細長の管状部材と、
前記管状部材の先端側に設けられた、前記管状部材の前記内部に流入された導電性流体を、前記管状部材の先端から霧状に噴出するノズルと、
前記管状部材において前記ノズルよりも前記先端側に設けられた、電気伝導部材を介して前記管状部材の基端側から前記先端側へ伝達された電源から供給される高周波電気エネルギを、前記ノズルから噴出する霧状の前記導電性流体に沿って放電する電極と、
を具備することを特徴とする電気手術器具。
（２）前記ノズルの先端に形成された、霧状の前記導電性流体を噴出する孔をさらに具備することを特徴とする付記１に記載の電気手術器具。
（３）前記電極は、前記ノズルの外周を被覆する筒状の導電性部材から形成されていることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（４）前記電極は、前記ノズルの前記孔を中心軸として、前記ノズルの前記外周を被覆することを特徴とする付記３に記載の電気手術器具。
（５）前記ノズルから噴出される前記導電性流体の前記電極の先端における外径が、前記電極の前記先端の内径以下となるよう、前記ノズルは、前記導電性流体を噴出することを特徴とする付記４に記載の電気手術器具。
（６）前記電極の前記先端の内径は、前記ノズルから噴出される前記導電性流体の前記電極の先端における外径以上の径に形成されていることを特徴とする付記４に記載の電気手術器具。
（７）前記電極の前記先端に、突起が形成されていることを特徴とする付記５に記載の電気手術器具。
（８）前記管状部材を、該管状部材との間に空間を有して被覆する、前記管状部材に対して、前記先端側及び前記基端側に進退自在な保護チューブをさらに具備することを特徴とする付記７に記載の電気手術器具。
（９）前記ノズルは、導電性部材により形成されており、
前記ノズルは、前記電極と一体的に一体部材として形成されていることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（１０）前記一体部材の先端に形成された、霧状の前記導電性流体を噴出する前記基端側から前記先端側に向かって幅広に形成された円錐状の孔をさらに具備していることを特徴とする付記９に記載の電気手術器具。
（１１）前記電極は、前記管状部材の前記内部に、前記管状部材の前記先端側から突出するよう挿通された導電性の棒状部材の先端に固定されていることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（１２）前記電極は、前記ノズルの外周から前記管状部材の前記先端側に延出し、前記ノズルの前記先端側の前方に折り曲げられたＬ字状の導電性の棒状部材であることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（１３）前記電極は、前記ノズルの外周から前記管状部材の前記先端側に延出し、前記ノズルの前記先端側の前方に折り曲げられたＬ字状の導電性の棒状部材であることを特徴とする付記４に記載の電気手術器具。
（１４）前記Ｌ字状の導電性の棒状部材は、前記ノズルから噴出される霧状の前記導電性流体に対して、平面的にオーバラップする位置と回避する位置とに、前記管状部材に対して、前記先端側及び前記基端側に進退自在であることを特徴とする付記１３に記載の電気手術器具。
（１５）前記ノズルの前記孔は、前記基端側から前記先端側に向かって幅広に形成された円錐状に形成されていることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（１６）前記管状部材の前記内部における前記ノズルの基端側に設けられた、前記管状部材の前記内部に流入された前記導電性流体に旋回流を生じさせて、前記ノズルの前記孔へ前記導電性流体を導入させる旋回子をさらに具備していることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（１７）前記管状部材の前記内部における前記ノズルの基端側に設けられた、前記管状部材の前記内部に流入された前記導電性流体に旋回流を生じさせて、前記ノズルの前記孔へ前記導電性流体を導入させる旋回子をさらに具備していることを特徴とする付記１５に記載の電気手術器具。
（１８）前記旋回子は、外周に複数のらせん状流路が形成された円柱部材から形成されていることを特徴とする付記１６に記載の電気手術器具。
（１９）前記旋回子は、外周及び内部に複数の流路と旋回部とが形成された円柱部材から形成されていることを特徴とする付記１７に記載の電気手術器具。
（２０）前記ノズルは、前記管状部材の前記内部に、前記電極に対して電気的に絶縁されて配設されていることを特徴とする付記１に記載の電気手術器具。
（２１）前記管状部材の前記内部における前記ノズルの先端に設けられた、前記管状部材の内部に流入された前記導電性流体に超音波振動を付与する筒状の超音波振動子をさらに具備していることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（２２）前記管状部材の前記内部における前記ノズル内に設けられた、前記管状部材の内部に流入された前記導電性流体に超音波振動を付与する棒状の超音波振動子をさらに具備していることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（２３）前記管状部材の前記基端側に設けられた、前記管状部材の内部に流入された前記導電性流体に超音波振動を付与する棒状の超音波振動子をさらに具備していることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（２４）前記管状部材を、該管状部材との間に空間を有して被覆する、前記管状部材に対して前記先端側及び前記基端側に進退自在な保護チューブをさらに具備し、
前記空間は、吸引手段に接続された前記噴出された前記導電性流体を吸引する吸引通路を構成していることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（２５）前記電極は、前記保護チューブの先端に設けられていることを特徴とする付記２４に記載の電気手術器具。
（２６）前記ノズルから噴出する前記導電性流体は、加温手段により設定温度に加温されていることを特徴とする付記２に記載の電気手術器具。
（２７）前記加温手段は、前記管状部材の内部に前記導電性流体を流入させる供給ポンプに設けられていることを特徴とする付記２６に記載の電気手術器具。
第１実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図。 図１の処置具の拡大斜視図。 図２の処置具の先端側の部分断面図。 図３の旋回子をIVの方向からみた断面図。 図２の処置具の基端側の部分断面図。 第２実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図。 第３実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図。 図７中のVIII-VIII線に沿う旋回子の断面図。 第４実施の形態を示す処置具の先端側の部分斜視図。 第５実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第５実施の形態を示す処置具の基端側の構成を示す部分断面図。 第６実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第７実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第８実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第９実施の形態を示す処置具の構成を示す斜視図。 図１５の処置具の先端部側の部分断面図。 第１０実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第１１実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図。 図１８の処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 図１９の処置具の霧発生部の形状の変形例を示す部分断面図。 図１９の処置具の霧発生部の形状の別の変形例を示す部分断面図。 図１９の処置具の霧発生部の形状のさらに別の変形例を示す部分断面図。 第１２実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第１３実施の形態の処置具を具備する処置具システムを示すブロック図。 図２４の処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第１４実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第１４実施の形態を示す処置具の基端側の構成を示す部分断面図。 第１５実施の形態を示す処置具の先端側の構成を示す部分断面図。 第１５実施の形態を示す処置具の基端側の構成を示す部分断面図。 第１６実施の形態を示す処置具を、送液ポンプとともに示す部分断面図。 第１７実施の形態を示す処置具を、送液ポンプとともに示す部分断面図。 開腹手術用のハンドピースを示す斜視図。 腹腔鏡下手術用の処置具を示す斜視図。 図２５の振動プローブの変形例を示す部分断面図。
符号の説明
３…処置具（電気手術器具）
３ｈ…処置具本体（管状部材）
４…高周波電源（電源）
９…電源
２０…電極
２３…ノズル部（ノズル）
２５…リード線（電気伝導部材）
２６…孔
２７…旋回子
２８…らせん状流路
３６…旋回子
３７…流路
３８…流路
３９…旋回部
４９…電極
５０…電極
５３…第１電極（電極）
５４…第１電極用リード線（電気伝導部材）
５６…第２電極（電極）
６５…リード線（電気伝導部材）
６７…電極
６９…ノズル部（ノズル）
７１…処置具（電気手術器具）
７１ｈ…処置具本体（管状部材）
７６…電極
８４…リード線（電気伝導部材）
８６…振動子（超音波振動子）
８８…霧発生部（ノズル）
８９…送液孔（孔）
９５…処置具（電気手術器具）
９８…電極
１００…リード線（電気伝導部材）
１０５…送液通路（ノズル）
１１０…処置具（電気手術器具）
１１０ｈ…処置具本体（管状部材）
１１５…電極
１２０…電源
１２１…超音波振動子
１２５…霧発生部（ノズル）
１２６ｓ…噴霧口（ノズル）
１３０…処置具（電気手術器具）
１３２…ノズル部（ノズル）
１３３…外チューブ（保護チューブ）
１３４…電極
１３７…第２流路（空間）（吸引通路）
１４９…処置具（電気手術器具）
１５０…ノズル部（ノズル）
１５３…電極
１６１…チューブヒータ（加温手段）
１６６…容器ヒータ（加温手段）
１８０…処置具（電気手術器具）
２２３…処置具（電気手術器具）
２４３…処置具（電気手術器具）
２５３…処置具（電気手術器具）
２５３ｈ…処置具本体（管状部材）
２６３…処置具（電気手術器具）
２７３…処置具（電気手術器具）
２８３…処置具（電気手術器具）
２９３…処置具（電気手術器具）
２９３ｔ…処置具本体（管状部材）
３０３…処置具（電気手術器具）
３６３…処置具（電気手術器具）
３７３…処置具（電気手術器具）
Ｃ…中心軸
Ｄ１…電極の内径
Ｄ２…液体の外径
Ｗ…液体（導電性流体）

Claims (15)

  1. 細長の管状部材と、
    前記管状部材の先端側に設けられた、前記管状部材の前記内部に流入された導電性流体を、前記管状部材の先端から霧状に噴出するノズルと、
    前記管状部材において前記ノズルに対して前記先端側に設けられた、電気伝導部材を介して前記管状部材の基端側から前記先端側へ伝達された電源から供給される高周波電気エネルギを、前記ノズルから噴出する霧状の前記導電性流体に沿って放電する電極と、
    を具備することを特徴とする電気手術器具。
  2. 前記ノズルの先端に形成された、霧状の前記導電性流体を噴出する孔をさらに具備することを特徴とする請求項１に記載の電気手術器具。
  3. 前記電極は、前記ノズルの外周を被覆する筒状の導電性部材から形成されていることを特徴とする請求項１または２に記載の電気手術器具。
  4. 前記電極は、前記ノズルの前記孔を中心軸として、前記ノズルの前記外周を被覆することにより、前記ノズルの前記孔の中心軸と前記電極の中心軸とが一致していることを特徴とする請求項３に記載の電気手術器具。
  5. 前記ノズルから噴出される前記導電性流体の前記電極の先端における外径が、前記電極の前記先端の内径以下となるよう、前記ノズルは、前記導電性流体を噴出することを特徴とする請求項３または４に記載の電気手術器具。
  6. 前記電極の前記先端の内径は、前記ノズルから噴出される前記導電性流体の前記電極の先端における外径以上の径に形成されていることを特徴とする請求項３または４に記載の電気手術器具。
  7. 前記ノズルの前記孔は、前記基端側から前記先端側に向かって幅広に形成されていることを特徴とする請求項２〜６のいずれか１つに記載の電気手術器具。
  8. 前記管状部材の前記内部における前記ノズルの基端側に設けられた、前記管状部材の前記内部に流入された前記導電性流体に旋回流を生じさせて、前記ノズルの前記孔へ前記導電性流体を導入させる旋回子をさらに具備していることを特徴とする請求項２〜７のいずれか１つに記載の電気手術器具。
  9. 前記旋回子は、外周に複数のらせん状流路が形成された円柱部材から形成されていることを特徴とする請求項８に記載の電気手術器具。
  10. 前記旋回子は、外周及び内部に複数の流路と旋回部とが形成された円柱部材から形成されていることを特徴とする請求項８に記載の電気手術器具。
  11. 前記ノズルは、前記管状部材の前記内部に、前記電極に対して電気的に絶縁されて配設されていることを特徴とする請求項１、２、７、８のいずれか１つに記載の電気手術器具。
  12. 前記管状部材の前記内部における前記ノズルの先端に設けられた、前記管状部材の内部に流入された前記導電性流体に超音波振動を付与する筒状の超音波振動子をさらに具備することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１つに記載の電気手術器具。
  13. 前記管状部材の前記基端側に設けられた、前記管状部材の内部に流入された前記導電性流体に超音波振動を付与する棒状の超音波振動子をさらに具備することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１つに記載の電気手術器具。
  14. 前記管状部材を、該管状部材との間に空間を有して被覆する、前記管状部材に対して前記先端側及び前記基端側に進退自在な保護チューブをさらに具備し、
    前記空間は、吸引手段に接続された前記噴出された前記導電性流体を吸引する吸引通路を構成していることを特徴とする請求項１〜９のいずれか１つに記載の電気手術器具。
  15. 前記ノズルから噴出する前記導電性流体は、加温手段により設定温度に加温されていることを特徴とする請求項１〜１４のいずれか１つに記載の電気手術器具。
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