JP3597391B2 - 電気外科手術装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は電気外科手術装置に関し、より詳細には、生体組織に高周波電流を流してこの高周波電流により生じる発熱により生体組織の切除、凝固等の処置を行う電気外科手術装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
電気外科手術装置は、生体組織に高周波電流を流して生体組織の切除、凝固等の処置を行うもので、一般外科手術等に用いられている。このような電気外科手術装置は、電気外科装置本体と、アクティブ電極を有した処置具と、患者の体表面に接触させる帰還電極より構成されている。
【０００３】
そして、電気外科手術装置本体によって高周波電力を発生し、アクティブ電極を処置部位に接触させて生体組織に集中的に高周波電流を流入し、帰還電極より高周波電流を分散して回収することによって、生体組織の切除、凝固等の処置を行えるようになっている。
【０００４】
また、特開平７−７９９９６号公報には、切除エネルギ―の供給源と、該供給源に電気的に接続され、切除電圧でエネルギ―を放出する電極手段と、該電極手段に伝えられた電流を測定し、測定された電流信号を発生する電流モニタ手段と、電極手段に於ける電圧を測定し、測定された電圧信号を発生する電圧モニタ手段と、測定された組織インピーダンス信号に基いて所定機能を行う制御手段とを備えている組織切除装置が開示されている。
【０００５】
この組織切除装置は、電極部分に送達された電流を測定して、測定された電流信号を発生し、また電極部分に於ける電圧を測定して測定された電圧信号を発生する。そして、測定された電圧信号を測定された電流信号で割ることにより、測定された組織インピーダンス信号が得られるようになっている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
このように、上記公報に記載の組織切除装置では、電流センサと電圧センサを有しており、更に、測定された電圧信号を測定された電流信号で割るための演算回路を必要としている。また、こうした組織切除装置や電気外科手術装置では、通常、数十〜数百ｍｓｅｃという短時間で組織の処置を行うため、高速の演算回路が必要となっている。
【０００７】
ところが、上述したようなセンサや演算回路を必要とすることは、装置の構成が複雑になるうえ、コストアップにつながるものであった。
この発明は上記実状に鑑みてなされたものであり、装置の構成が複雑にならず、コストアップすることのない電気外科手術装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
すなわちこの発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電流のパラメータの演算を行う演算手段と、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態を検出する状態検出手段と、上記状態検出手段の検出結果に応じて、上記高周波電力のクレストファクタ値を可変設定する可変手段と、上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする。
【０００９】
またこの発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電圧のパラメータの演算を行う演算手段と、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態を検出する状態検出手段と、上記状態検出手段の検出結果に応じて上記高周波電力のクレストファクタ値を可変設定する可変手段と、上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする。
【００１０】
この発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電流のパラメータの演算が演算手段にて行われて、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態が状態検出手段で検出される。上記状態検出手段の検出結果に応じて、可変手段にて上記高周波電力のクレストファクタ値が可変設定され、制御手段によって上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力が制御される。
【００１１】
またこの発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電圧のパラメータの演算が演算手段によって行われ、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態が状態検出手段で検出される。上記状態検出手段の検出結果に応じて、可変手段により上記高周波電力のクレストファクタ値が可変設定され、上記可変手段の設定に応じて制御手段により上記高周波電力の出力が制御される。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照してこの発明の実施の形態を説明する。
図２は、この発明の第１の実施の形態に係る電気外科手術装置の概略構成を示した図である。
【００１３】
図２に於いて、この電気外科手術装置１０は、高周波電力を発生する高周波焼灼電源装置１１と、アクティブラインのコード１２を介して接続されて患者１４の処置部位に処置を施す処置用のアクティブ電極を有したモノポーラ処置具１３と、患者１４の体表面上に接触させるもので帰還用のコード１６に接続された帰還電極１５と、フットスイッチ１７とにより構成される。
【００１４】
このような構成に於いて、フットスイッチ１７のオンによって高周波焼灼電源装置１１が起動される。そして、高周波焼灼電源装置１１によってエネルギー源である高周波電力が発生され、モノポーラ処置具１３のアクティブ電極を患者１４の処置部位に接触させて生体組織に集中的に高周波電流が流入される。そして、帰還電極１５より高周波電流が分散して回収されることによって、上記処置部位の切除、凝固等の処置が行われるようになっている。
【００１５】
尚、ここでは図示されていないが、フットスイッチ１７の代わりにモノポーラ処置具１３に同様のスイッチを設けても良い。
図１（ａ）は、上記高周波焼灼電源装置１１の内部構成を示した図である。
【００１６】
図１（ａ）に於いて、商用電源２１には、所望の供給電圧を供給するための電源回路２２が接続されている。そして、この電源回路２２には、操作内容による出力モードに対応した波形を発生させるための波形発生回路２３と、高周波焼灼電源装置１１の装置全体を制御するＣＰＵ２４とが接続されている。これら波形発生回路２３及びＣＰＵ２４には、ＣＰＵ２４からのデジタル信号をアナログ信号に変換してアンプ２６を制御するためのＤ／Ａコンバータ２５と、波形発生回路２３により得られた微小な信号を増幅するためのアンプ２６とが接続される。
【００１７】
出力トランス２７は、その１次側がコンデンサを介してアンプ２６に接続され、２次側がコンデンサ及び電流センサ２９を介して端子１１ａ、１１ｂに接続される。上記電流センサ２９で検知された信号は、Ａ／Ｄコンバータ３０によってデジタル信号に変換されてＣＰＵ２４に出力される。また、上記ＣＰＵ２４には、表示部３１が接続されている。
【００１８】
端子１１ａには、アクティブラインを介してモノポーラ処置具１３ａ、そしてモノポーラ電極１３ｂが接続されている。一方、端子１１ｂには帰還用のラインを介して帰還電極１５が接続される。
【００１９】
尚、図１（ａ）では、処置具としてモノポーラ処置具を示しているが、図１（ｂ）に示されるようなバイポーラ処置具３２ａ及びバイポーラ電極３２ｂを用いても良い。この場合、帰還電極１５は不要となる。
【００２０】
図３はフィードバック制御を説明するもので、（ａ）は生体組織への印加電圧、電流及び組織の抵抗の経時変化を示した特性図、（ｂ）は実際の供給出力の経時変化を示す特性図である。
【００２１】
先ず、高周波出力が供給されると、組織抵抗が上昇していく。また、組織抵抗が上昇することによって、出力電圧も上昇する。すると、出力電流は反対に下降する。
【００２２】
ここで、図３（ａ）に示されるように、ある所定の規定値、すなわち規定抵抗値、規定電圧値、規定電流値に時刻ｔ１ に於いて到達すると、図３（ｂ）に示されるように、実際の出力が低下されて電力の供給が制限される。これは、例えば組織が炭化して脱落するのを防止するために行われるものである。
【００２３】
図４は、上述した出力電圧の波形を示した図である。
図４（ａ）はピーク値ＶＰＰ１ の波形１の波形図、（ｂ）は上記波形１より組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ２ の波形２の波形図、（ｃ）は上記波形２より更に組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ３ の波形３の波形図である。また、クレストファクタの値は、高い順に波形１＞波形２＞波形３となる。
【００２４】
そして、出力電圧は、最初図４（ａ）に示される波形１が出力されており、次いで図４（ｂ）の波形２が出力され、更に図４（ｃ）の波形３が出力される。
波形１〜波形３に於いて、波形１は略パルス状の波形であり、クレストファクタが高く、凝固機能が高い。但し、ピーク値が高いため電圧が高く、スパークしてしまって組織が切れてしまう。また、波形２は、上記波形１に比べてクレストファクタが低く、ピーク値が低いもののパルス幅が広げられている。波形３は、更にピーク値が低くなるもののパルス幅も更に広く、正弦波状になっている。これにより、電圧値は十分に抑えられる。このように設定することにより、波形１と波形２は略同じ電力が供給可能である。
【００２５】
上述したように、組織抵抗が大きくなると出力電圧も大きくなる。ここで、クレストファクタが大きい波形が使用されていると、出力電圧は大きくしなければならない。すると、電源に対する負担が大きくなり、出力電圧が大きくなると高周波漏れ電流が大きくなるという問題が生じる。
【００２６】
そのため、始めに波形１による出力から、組織抵抗が大きくなるにつれて順に波形２、波形３と切り換えて波形のピーク値を下げてクレストファクタを下げれば、出力電圧を大きくする必要がなくなる。これにより、電源の負担、ノイズや漏れ電流の増加を防止することができる。
【００２７】
尚、ここでは、波形１、波形２、波形３は何れも凝固作業に用いられる。特に、波形３の正弦波は、従来は切開にのみ用いられてきたが、出力電圧を火花放電（アーク放電）が発生する電圧以下にすることにより、凝固出力として使用することができる。
【００２８】
次に、図５のフローチャートを参照して、この発明の第１の実施の形態の動作について説明する。
先ず、動作開始後、ステップＳ１にて電源電圧が初期値にて出力される。これは、設定に応じた電源電圧が出力される。そして、ステップＳ２にて所定時間、例えば５０ｍｓｅｃ待機されると、ステップＳ３に於いて、初期電源電圧値と現在の電流の演算値（この場合、ａ×（電流センサ値）＋ｂ）とが比較される。
【００２９】
図６は、出力電圧を制御するための電源電圧と電流センサ２９の値との関係を示した特性図である。
従来は、破線で示されるように、電流センサの値に関係なく、電源電圧は所定の設定値で一定であった。これに対し、この発明の第１の実施の形態では、実線で示されるように、初期値から電流の所定の設定値までは、電源電圧の値も変化させる。すなわち、電流センサ値が小さくなる、つまり組織抵抗の値が大きくなると、所定の設定値から電源電圧を下降させる。これにより、出力電力を下げるようにする。そして、所定の設定値を境として、フラットな電源電圧を供給するようにする。
【００３０】
上記ステップＳ３に於いて、初期値よりも上記演算値の方が低い、すなわちインピーダンスが高ければ、ステップＳ４に進む。そして、このステップＳ４にて、上記演算値に電源電圧が設定されて、図６で示されるように減少される。
【００３１】
一方、ステップＳ３に於いて、初期値の方が上記演算値よりも高い、すなわちインピーダンスが低い場合は、ステップＳ５に進む。そして、このステップＳ５にて、そのまま初期値が電源電圧として出力される。
【００３２】
次に、第１の実施の形態の変形例を、図７のフローチャートを参照して説明する。
先ず、動作が開始されてステップＳ１１にて初期値にて電源電圧が出力され、次いでステップＳ１２にて所定時間、例えば５０ｍｓｅｃ待機される。そして、ステップＳ１３にて、インピーダンス値が求められる。これは、例えば、出力トランスの巻線の巻数比によって二次側の出力電圧も決まっているため、電流センサと出力電圧／（電源電圧×巻数比）から出力インピーダンスを求めることもできる。更に、電流センサの値と設定値とのテーブルが記憶手段に記憶されていて、これを読出すようにしてインピーダンスを求めるようにしても良い。
【００３３】
次に、ステップＳ１４に於いて、インピーダンスの変化の状態が所定の値よりも大きいか否かが判定される。すなわち、現在のインピーダンス値と前回のインピーダンス値との差が、前回のインピーダンス値に所定の定数を掛けた値と比較して大きいか否かが判定される。
【００３４】
ここで、インピーダンスの変化の状態が所定の値よりも大きい場合は、ステップＳ１５に進む。そして、このステップＳ１５にて、電源電圧が初期値を有る値、例えば４で割った数に設定される。一方、上記ステップＳ１４でインピーダンスの変化の状態が所定の値よりも小さい場合は、ステップＳ１６に進み、電源電圧は初期値に設定されたままの状態となる。
【００３５】
次に、この発明の第２の実施の形態を説明する。
図８は、この発明の第２の実施の形態に係る高周波焼灼電源装置の内部構成を示した図である。
【００３６】
上述した第１の実施の形態では、出力電圧を電流センサによって検出していたが、この第２の実施の形態では電流センサに換えて電圧センサを設けている。すなわち、出力トランス２７の２次側は、コンデンサ及び電圧センサ２８を介して端子１１ａ、１１ｂに接続されている。その他の構成は、図１に示される第１の実施の形態と同じであるので、同一の部分には同一の参照番号を付して説明は省略する。
【００３７】
図９は、この第２の実施の形態の動作を説明するフローチャートである。この動作は、基本的に上述した図５の第１の実施の形態と同様である。
先ず、動作開始後、ステップＳ２１にて電源電圧が初期値にて出力される。次いで、ステップＳ２２にて所定時間、例えば５０ｍｓｅｃ待機されると、ステップＳ２３に於いて、初期電源電圧値と現在の電圧の演算値（この場合、ｃ×（電圧センサ値）＋ｄ）とが比較される。
【００３８】
図１０は、出力電圧を制御するための電源電圧と電圧センサ２８の値との関係を示した特性図である。
従来は、破線で示されるように、電圧センサの値に関係なく、電源電圧は所定の設定値で一定であった。これに対し、第２の実施の形態では、実線で示されるように、初期値から所定の設定値までは電源電圧は一定で、該所定の設定値を超える電源電圧の値も変化させる。すなわち、電圧センサ値が大きくなると、所定の設定値から電源電圧を下降させる。これにより、出力電力を下げるようにする。
【００３９】
上記ステップＳ２３に於いて、初期値よりも上記演算値の方が低い、すなわちインピーダンスが高ければ、ステップＳ２４に進む。そして、このステップＳ２４にて、上記演算値に電源電圧が設定されて、図６で示されるように減少される。
【００４０】
一方、ステップＳ２３に於いて、初期値の方が上記演算値よりも高い、すなわちインピーダンスが低い場合は、ステップＳ２５に進む。そして、このステップＳ２５にて、そのまま初期値が電源電圧として出力される。
【００４１】
尚、この発明の上記実施態様によれば、以下の如き構成を得ることができる。
（１） 高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、
上記生体組織の状態を検出して状態検出信号を出力する状態検出手段と、
この状態検出手段から出力される状態検出信号に基いて上記高周波電力の出力値を制御する制御手段とを具備し、
上記状態検出手段は、出力電流のパラメータの演算を基に上記生体組織の状態検出を行うことを特徴とする電気外科手術装置。
【００４２】
（２） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記出力電流が所定の規定値を下回った値を検出すると上記高周波電力の出力を減少させることを特徴とする請求項１に記載の電気外科手術装置。
【００４３】
（３） 上記制御手段は、上記状態検出手段で検出される上記出力電流と、上記高周波出力を増幅する高周波増幅回路に供給する電圧値から負荷インピーダンスを演算して、上記高周波出力を制御することを特徴とする上記（２）に記載の電気外科手術装置。
【００４４】
（４） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記負荷インピーダンスが所定の規定値を超えた値を検出すると、上記高周波電力の出力波形を変化させることを特徴とする上記（３）に記載の電気外科手術装置。
【００４５】
（５） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、クレストファクタを小さくする変化であることを特徴とする上記（４）に記載の電気外科手術装置。
【００４６】
（６） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、出力電圧を小さくする変化であることを特徴とする上記（４）に記載の電気外科手術装置。
（７） 高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、
上記生体組織の状態を検出して状態検出信号を出力する状態検出手段と、
この状態検出手段から出力される状態検出信号に基いて上記高周波電力の出力値を制御する制御手段とを具備し、
上記状態検出手段は、出力電圧のパラメータの演算を基に上記生体組織の状態検出を行うことを特徴とする電気外科手術装置。
【００４７】
（８） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記出力電圧が所定の規定値を超えた値を検出すると上記高周波電力の出力を減少させることを特徴とする上記（７）に記載の電気外科手術装置。
【００４８】
（９） 上記制御手段は、上記状態検出手段で検出される上記出力電圧と、上記高周波出力を増幅する高周波増幅回路に供給する電圧値から負荷インピーダンスを演算して、上記高周波出力を制御することを特徴とする上記（８）に記載の電気外科手術装置。
【００４９】
（１０） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記負荷インピーダンスが所定の規定値を超えた値を検出すると、上記高周波電力の出力波形を変化させることを特徴とする上記（９）に記載の電気外科手術装置。
【００５０】
（１１） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、クレストファクタを小さくする変化であることを特徴とする上記（１０）に記載の電気外科手術装置。
【００５１】
（１２） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、出力電圧を小さくする変化であることを特徴とする上記（１０）に記載の電気外科手術装置。
【００５２】
【発明の効果】
以上のようにこの発明によれば、装置の構成が複雑にならず、コストアップすることのない電気外科手術装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】（ａ）は高周波焼灼電源装置の内部構成を示した図、（ｂ）はバイポーラ処置具の構成を示した図である。
【図２】この発明の第１の実施の形態に係る電気外科手術装置の概略構成を示した図である。
【図３】フィードバック制御を説明するもので、（ａ）は生体組織への印加電圧、電流及び組織の抵抗の経時変化を示した特性図、（ｂ）は実際の供給出力の経時変化を示す特性図である。
【図４】出力電圧の波形を示したもので、（ａ）はピーク値ＶＰＰ１ の波形１の波形図、（ｂ）は上記波形１より組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ２ の波形２の波形図、（ｃ）は上記波形２より更に組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ３ の波形３の波形図である。
【図５】この発明の第１の実施の形態の動作について説明するフローチャートである。
【図６】出力電圧を制御するための電源電圧と電流センサ２９の値との関係を示した特性図である。
【図７】この発明の第１の実施の形態の変形例の動作について説明するフローチャートである。
【図８】この発明の第２の実施の形態に係る高周波焼灼電源装置の内部構成を示した図である。
【図９】この発明の第２の実施の形態の動作を説明するフローチャートである。
【図１０】出力電圧を制御するための電源電圧と電圧センサ２８の値との関係を示した特性図である。
【符号の説明】
１０ 電気外科手術装置、
１１ 高周波焼灼電源装置、
１２ アクティブラインのコード、
１３、１３ａ モノポーラ処置具、
１３ｂ モノポーラ電極、
１４ 患者、
１５ 帰還電極、
１６ 帰還用のコード、
１７ フットスイッチ、
２１ 商用電源、
２２ 電源回路、
２３ 波形発生回路、
２４ ＣＰＵ、
２５ Ｄ／Ａコンバータ、
２６ アンプ、
２７ 出力トランス、
２８ 電圧センサ、
２９ 電流センサ、
３０ Ａ／Ｄコンバータ、
３１ 表示部。
【発明の属する技術分野】
この発明は電気外科手術装置に関し、より詳細には、生体組織に高周波電流を流してこの高周波電流により生じる発熱により生体組織の切除、凝固等の処置を行う電気外科手術装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
電気外科手術装置は、生体組織に高周波電流を流して生体組織の切除、凝固等の処置を行うもので、一般外科手術等に用いられている。このような電気外科手術装置は、電気外科装置本体と、アクティブ電極を有した処置具と、患者の体表面に接触させる帰還電極より構成されている。
【０００３】
そして、電気外科手術装置本体によって高周波電力を発生し、アクティブ電極を処置部位に接触させて生体組織に集中的に高周波電流を流入し、帰還電極より高周波電流を分散して回収することによって、生体組織の切除、凝固等の処置を行えるようになっている。
【０００４】
また、特開平７−７９９９６号公報には、切除エネルギ―の供給源と、該供給源に電気的に接続され、切除電圧でエネルギ―を放出する電極手段と、該電極手段に伝えられた電流を測定し、測定された電流信号を発生する電流モニタ手段と、電極手段に於ける電圧を測定し、測定された電圧信号を発生する電圧モニタ手段と、測定された組織インピーダンス信号に基いて所定機能を行う制御手段とを備えている組織切除装置が開示されている。
【０００５】
この組織切除装置は、電極部分に送達された電流を測定して、測定された電流信号を発生し、また電極部分に於ける電圧を測定して測定された電圧信号を発生する。そして、測定された電圧信号を測定された電流信号で割ることにより、測定された組織インピーダンス信号が得られるようになっている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
このように、上記公報に記載の組織切除装置では、電流センサと電圧センサを有しており、更に、測定された電圧信号を測定された電流信号で割るための演算回路を必要としている。また、こうした組織切除装置や電気外科手術装置では、通常、数十〜数百ｍｓｅｃという短時間で組織の処置を行うため、高速の演算回路が必要となっている。
【０００７】
ところが、上述したようなセンサや演算回路を必要とすることは、装置の構成が複雑になるうえ、コストアップにつながるものであった。
この発明は上記実状に鑑みてなされたものであり、装置の構成が複雑にならず、コストアップすることのない電気外科手術装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
すなわちこの発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電流のパラメータの演算を行う演算手段と、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態を検出する状態検出手段と、上記状態検出手段の検出結果に応じて、上記高周波電力のクレストファクタ値を可変設定する可変手段と、上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする。
【０００９】
またこの発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電圧のパラメータの演算を行う演算手段と、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態を検出する状態検出手段と、上記状態検出手段の検出結果に応じて上記高周波電力のクレストファクタ値を可変設定する可変手段と、上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする。
【００１０】
この発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電流のパラメータの演算が演算手段にて行われて、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態が状態検出手段で検出される。上記状態検出手段の検出結果に応じて、可変手段にて上記高周波電力のクレストファクタ値が可変設定され、制御手段によって上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力が制御される。
【００１１】
またこの発明は、高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、上記生体組織に流れる出力電圧のパラメータの演算が演算手段によって行われ、上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態が状態検出手段で検出される。上記状態検出手段の検出結果に応じて、可変手段により上記高周波電力のクレストファクタ値が可変設定され、上記可変手段の設定に応じて制御手段により上記高周波電力の出力が制御される。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照してこの発明の実施の形態を説明する。
図２は、この発明の第１の実施の形態に係る電気外科手術装置の概略構成を示した図である。
【００１３】
図２に於いて、この電気外科手術装置１０は、高周波電力を発生する高周波焼灼電源装置１１と、アクティブラインのコード１２を介して接続されて患者１４の処置部位に処置を施す処置用のアクティブ電極を有したモノポーラ処置具１３と、患者１４の体表面上に接触させるもので帰還用のコード１６に接続された帰還電極１５と、フットスイッチ１７とにより構成される。
【００１４】
このような構成に於いて、フットスイッチ１７のオンによって高周波焼灼電源装置１１が起動される。そして、高周波焼灼電源装置１１によってエネルギー源である高周波電力が発生され、モノポーラ処置具１３のアクティブ電極を患者１４の処置部位に接触させて生体組織に集中的に高周波電流が流入される。そして、帰還電極１５より高周波電流が分散して回収されることによって、上記処置部位の切除、凝固等の処置が行われるようになっている。
【００１５】
尚、ここでは図示されていないが、フットスイッチ１７の代わりにモノポーラ処置具１３に同様のスイッチを設けても良い。
図１（ａ）は、上記高周波焼灼電源装置１１の内部構成を示した図である。
【００１６】
図１（ａ）に於いて、商用電源２１には、所望の供給電圧を供給するための電源回路２２が接続されている。そして、この電源回路２２には、操作内容による出力モードに対応した波形を発生させるための波形発生回路２３と、高周波焼灼電源装置１１の装置全体を制御するＣＰＵ２４とが接続されている。これら波形発生回路２３及びＣＰＵ２４には、ＣＰＵ２４からのデジタル信号をアナログ信号に変換してアンプ２６を制御するためのＤ／Ａコンバータ２５と、波形発生回路２３により得られた微小な信号を増幅するためのアンプ２６とが接続される。
【００１７】
出力トランス２７は、その１次側がコンデンサを介してアンプ２６に接続され、２次側がコンデンサ及び電流センサ２９を介して端子１１ａ、１１ｂに接続される。上記電流センサ２９で検知された信号は、Ａ／Ｄコンバータ３０によってデジタル信号に変換されてＣＰＵ２４に出力される。また、上記ＣＰＵ２４には、表示部３１が接続されている。
【００１８】
端子１１ａには、アクティブラインを介してモノポーラ処置具１３ａ、そしてモノポーラ電極１３ｂが接続されている。一方、端子１１ｂには帰還用のラインを介して帰還電極１５が接続される。
【００１９】
尚、図１（ａ）では、処置具としてモノポーラ処置具を示しているが、図１（ｂ）に示されるようなバイポーラ処置具３２ａ及びバイポーラ電極３２ｂを用いても良い。この場合、帰還電極１５は不要となる。
【００２０】
図３はフィードバック制御を説明するもので、（ａ）は生体組織への印加電圧、電流及び組織の抵抗の経時変化を示した特性図、（ｂ）は実際の供給出力の経時変化を示す特性図である。
【００２１】
先ず、高周波出力が供給されると、組織抵抗が上昇していく。また、組織抵抗が上昇することによって、出力電圧も上昇する。すると、出力電流は反対に下降する。
【００２２】
ここで、図３（ａ）に示されるように、ある所定の規定値、すなわち規定抵抗値、規定電圧値、規定電流値に時刻ｔ１ に於いて到達すると、図３（ｂ）に示されるように、実際の出力が低下されて電力の供給が制限される。これは、例えば組織が炭化して脱落するのを防止するために行われるものである。
【００２３】
図４は、上述した出力電圧の波形を示した図である。
図４（ａ）はピーク値ＶＰＰ１ の波形１の波形図、（ｂ）は上記波形１より組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ２ の波形２の波形図、（ｃ）は上記波形２より更に組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ３ の波形３の波形図である。また、クレストファクタの値は、高い順に波形１＞波形２＞波形３となる。
【００２４】
そして、出力電圧は、最初図４（ａ）に示される波形１が出力されており、次いで図４（ｂ）の波形２が出力され、更に図４（ｃ）の波形３が出力される。
波形１〜波形３に於いて、波形１は略パルス状の波形であり、クレストファクタが高く、凝固機能が高い。但し、ピーク値が高いため電圧が高く、スパークしてしまって組織が切れてしまう。また、波形２は、上記波形１に比べてクレストファクタが低く、ピーク値が低いもののパルス幅が広げられている。波形３は、更にピーク値が低くなるもののパルス幅も更に広く、正弦波状になっている。これにより、電圧値は十分に抑えられる。このように設定することにより、波形１と波形２は略同じ電力が供給可能である。
【００２５】
上述したように、組織抵抗が大きくなると出力電圧も大きくなる。ここで、クレストファクタが大きい波形が使用されていると、出力電圧は大きくしなければならない。すると、電源に対する負担が大きくなり、出力電圧が大きくなると高周波漏れ電流が大きくなるという問題が生じる。
【００２６】
そのため、始めに波形１による出力から、組織抵抗が大きくなるにつれて順に波形２、波形３と切り換えて波形のピーク値を下げてクレストファクタを下げれば、出力電圧を大きくする必要がなくなる。これにより、電源の負担、ノイズや漏れ電流の増加を防止することができる。
【００２７】
尚、ここでは、波形１、波形２、波形３は何れも凝固作業に用いられる。特に、波形３の正弦波は、従来は切開にのみ用いられてきたが、出力電圧を火花放電（アーク放電）が発生する電圧以下にすることにより、凝固出力として使用することができる。
【００２８】
次に、図５のフローチャートを参照して、この発明の第１の実施の形態の動作について説明する。
先ず、動作開始後、ステップＳ１にて電源電圧が初期値にて出力される。これは、設定に応じた電源電圧が出力される。そして、ステップＳ２にて所定時間、例えば５０ｍｓｅｃ待機されると、ステップＳ３に於いて、初期電源電圧値と現在の電流の演算値（この場合、ａ×（電流センサ値）＋ｂ）とが比較される。
【００２９】
図６は、出力電圧を制御するための電源電圧と電流センサ２９の値との関係を示した特性図である。
従来は、破線で示されるように、電流センサの値に関係なく、電源電圧は所定の設定値で一定であった。これに対し、この発明の第１の実施の形態では、実線で示されるように、初期値から電流の所定の設定値までは、電源電圧の値も変化させる。すなわち、電流センサ値が小さくなる、つまり組織抵抗の値が大きくなると、所定の設定値から電源電圧を下降させる。これにより、出力電力を下げるようにする。そして、所定の設定値を境として、フラットな電源電圧を供給するようにする。
【００３０】
上記ステップＳ３に於いて、初期値よりも上記演算値の方が低い、すなわちインピーダンスが高ければ、ステップＳ４に進む。そして、このステップＳ４にて、上記演算値に電源電圧が設定されて、図６で示されるように減少される。
【００３１】
一方、ステップＳ３に於いて、初期値の方が上記演算値よりも高い、すなわちインピーダンスが低い場合は、ステップＳ５に進む。そして、このステップＳ５にて、そのまま初期値が電源電圧として出力される。
【００３２】
次に、第１の実施の形態の変形例を、図７のフローチャートを参照して説明する。
先ず、動作が開始されてステップＳ１１にて初期値にて電源電圧が出力され、次いでステップＳ１２にて所定時間、例えば５０ｍｓｅｃ待機される。そして、ステップＳ１３にて、インピーダンス値が求められる。これは、例えば、出力トランスの巻線の巻数比によって二次側の出力電圧も決まっているため、電流センサと出力電圧／（電源電圧×巻数比）から出力インピーダンスを求めることもできる。更に、電流センサの値と設定値とのテーブルが記憶手段に記憶されていて、これを読出すようにしてインピーダンスを求めるようにしても良い。
【００３３】
次に、ステップＳ１４に於いて、インピーダンスの変化の状態が所定の値よりも大きいか否かが判定される。すなわち、現在のインピーダンス値と前回のインピーダンス値との差が、前回のインピーダンス値に所定の定数を掛けた値と比較して大きいか否かが判定される。
【００３４】
ここで、インピーダンスの変化の状態が所定の値よりも大きい場合は、ステップＳ１５に進む。そして、このステップＳ１５にて、電源電圧が初期値を有る値、例えば４で割った数に設定される。一方、上記ステップＳ１４でインピーダンスの変化の状態が所定の値よりも小さい場合は、ステップＳ１６に進み、電源電圧は初期値に設定されたままの状態となる。
【００３５】
次に、この発明の第２の実施の形態を説明する。
図８は、この発明の第２の実施の形態に係る高周波焼灼電源装置の内部構成を示した図である。
【００３６】
上述した第１の実施の形態では、出力電圧を電流センサによって検出していたが、この第２の実施の形態では電流センサに換えて電圧センサを設けている。すなわち、出力トランス２７の２次側は、コンデンサ及び電圧センサ２８を介して端子１１ａ、１１ｂに接続されている。その他の構成は、図１に示される第１の実施の形態と同じであるので、同一の部分には同一の参照番号を付して説明は省略する。
【００３７】
図９は、この第２の実施の形態の動作を説明するフローチャートである。この動作は、基本的に上述した図５の第１の実施の形態と同様である。
先ず、動作開始後、ステップＳ２１にて電源電圧が初期値にて出力される。次いで、ステップＳ２２にて所定時間、例えば５０ｍｓｅｃ待機されると、ステップＳ２３に於いて、初期電源電圧値と現在の電圧の演算値（この場合、ｃ×（電圧センサ値）＋ｄ）とが比較される。
【００３８】
図１０は、出力電圧を制御するための電源電圧と電圧センサ２８の値との関係を示した特性図である。
従来は、破線で示されるように、電圧センサの値に関係なく、電源電圧は所定の設定値で一定であった。これに対し、第２の実施の形態では、実線で示されるように、初期値から所定の設定値までは電源電圧は一定で、該所定の設定値を超える電源電圧の値も変化させる。すなわち、電圧センサ値が大きくなると、所定の設定値から電源電圧を下降させる。これにより、出力電力を下げるようにする。
【００３９】
上記ステップＳ２３に於いて、初期値よりも上記演算値の方が低い、すなわちインピーダンスが高ければ、ステップＳ２４に進む。そして、このステップＳ２４にて、上記演算値に電源電圧が設定されて、図６で示されるように減少される。
【００４０】
一方、ステップＳ２３に於いて、初期値の方が上記演算値よりも高い、すなわちインピーダンスが低い場合は、ステップＳ２５に進む。そして、このステップＳ２５にて、そのまま初期値が電源電圧として出力される。
【００４１】
尚、この発明の上記実施態様によれば、以下の如き構成を得ることができる。
（１） 高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、
上記生体組織の状態を検出して状態検出信号を出力する状態検出手段と、
この状態検出手段から出力される状態検出信号に基いて上記高周波電力の出力値を制御する制御手段とを具備し、
上記状態検出手段は、出力電流のパラメータの演算を基に上記生体組織の状態検出を行うことを特徴とする電気外科手術装置。
【００４２】
（２） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記出力電流が所定の規定値を下回った値を検出すると上記高周波電力の出力を減少させることを特徴とする請求項１に記載の電気外科手術装置。
【００４３】
（３） 上記制御手段は、上記状態検出手段で検出される上記出力電流と、上記高周波出力を増幅する高周波増幅回路に供給する電圧値から負荷インピーダンスを演算して、上記高周波出力を制御することを特徴とする上記（２）に記載の電気外科手術装置。
【００４４】
（４） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記負荷インピーダンスが所定の規定値を超えた値を検出すると、上記高周波電力の出力波形を変化させることを特徴とする上記（３）に記載の電気外科手術装置。
【００４５】
（５） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、クレストファクタを小さくする変化であることを特徴とする上記（４）に記載の電気外科手術装置。
【００４６】
（６） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、出力電圧を小さくする変化であることを特徴とする上記（４）に記載の電気外科手術装置。
（７） 高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、
上記生体組織の状態を検出して状態検出信号を出力する状態検出手段と、
この状態検出手段から出力される状態検出信号に基いて上記高周波電力の出力値を制御する制御手段とを具備し、
上記状態検出手段は、出力電圧のパラメータの演算を基に上記生体組織の状態検出を行うことを特徴とする電気外科手術装置。
【００４７】
（８） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記出力電圧が所定の規定値を超えた値を検出すると上記高周波電力の出力を減少させることを特徴とする上記（７）に記載の電気外科手術装置。
【００４８】
（９） 上記制御手段は、上記状態検出手段で検出される上記出力電圧と、上記高周波出力を増幅する高周波増幅回路に供給する電圧値から負荷インピーダンスを演算して、上記高周波出力を制御することを特徴とする上記（８）に記載の電気外科手術装置。
【００４９】
（１０） 上記制御手段は、上記状態検出手段にて上記負荷インピーダンスが所定の規定値を超えた値を検出すると、上記高周波電力の出力波形を変化させることを特徴とする上記（９）に記載の電気外科手術装置。
【００５０】
（１１） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、クレストファクタを小さくする変化であることを特徴とする上記（１０）に記載の電気外科手術装置。
【００５１】
（１２） 上記制御手段による上記高周波電力の出力波形の変化は、出力電圧を小さくする変化であることを特徴とする上記（１０）に記載の電気外科手術装置。
【００５２】
【発明の効果】
以上のようにこの発明によれば、装置の構成が複雑にならず、コストアップすることのない電気外科手術装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】（ａ）は高周波焼灼電源装置の内部構成を示した図、（ｂ）はバイポーラ処置具の構成を示した図である。
【図２】この発明の第１の実施の形態に係る電気外科手術装置の概略構成を示した図である。
【図３】フィードバック制御を説明するもので、（ａ）は生体組織への印加電圧、電流及び組織の抵抗の経時変化を示した特性図、（ｂ）は実際の供給出力の経時変化を示す特性図である。
【図４】出力電圧の波形を示したもので、（ａ）はピーク値ＶＰＰ１ の波形１の波形図、（ｂ）は上記波形１より組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ２ の波形２の波形図、（ｃ）は上記波形２より更に組織インピーダンスの高いピーク値ＶＰＰ３ の波形３の波形図である。
【図５】この発明の第１の実施の形態の動作について説明するフローチャートである。
【図６】出力電圧を制御するための電源電圧と電流センサ２９の値との関係を示した特性図である。
【図７】この発明の第１の実施の形態の変形例の動作について説明するフローチャートである。
【図８】この発明の第２の実施の形態に係る高周波焼灼電源装置の内部構成を示した図である。
【図９】この発明の第２の実施の形態の動作を説明するフローチャートである。
【図１０】出力電圧を制御するための電源電圧と電圧センサ２８の値との関係を示した特性図である。
【符号の説明】
１０ 電気外科手術装置、
１１ 高周波焼灼電源装置、
１２ アクティブラインのコード、
１３、１３ａ モノポーラ処置具、
１３ｂ モノポーラ電極、
１４ 患者、
１５ 帰還電極、
１６ 帰還用のコード、
１７ フットスイッチ、
２１ 商用電源、
２２ 電源回路、
２３ 波形発生回路、
２４ ＣＰＵ、
２５ Ｄ／Ａコンバータ、
２６ アンプ、
２７ 出力トランス、
２８ 電圧センサ、
２９ 電流センサ、
３０ Ａ／Ｄコンバータ、
３１ 表示部。
Claims (4)
- 高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、
上記生体組織に流れる出力電流のパラメータの演算を行う演算手段と、
上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態を検出する状態検出手段と、
上記状態検出手段の検出結果に応じて、上記高周波電力のクレストファクタ値を可変設定する可変手段と、
上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力を制御する制御手段と、
を具備することを特徴とする電気外科手術装置。 - 上記制御手段は、上記演算手段に設けた規定値を上記出力電流が下回った演算結果を基に、上記高周波電力の出力を減少させることを特徴とする請求項１に記載の電気外科手術装置。
- 高周波電力により生体組織を切開及び凝固させる電気外科手術装置に於いて、
上記生体組織に流れる出力電圧のパラメータの演算を行う演算手段と、
上記演算手段の演算結果を基に上記生体組織の状態を検出する状態検出手段と、
上記状態検出手段の検出結果に応じて上記高周波電力のクレストファクタ値を可変設定する可変手段と、
上記可変手段の設定に応じて上記高周波電力の出力を制御する制御手段と、
を具備することを特徴とする電気外科手術装置。 - 上記制御手段は、上記演算手段に設けた規定値を上記出力電圧が上回った演算結果を基に、上記高周波電力の出力を減少させることを特徴とする請求項３に記載の電気外科手術装置。
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