JP4530467B2 - 電気手術装置 - Google Patents
電気手術装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4530467B2 JP4530467B2 JP2000086992A JP2000086992A JP4530467B2 JP 4530467 B2 JP4530467 B2 JP 4530467B2 JP 2000086992 A JP2000086992 A JP 2000086992A JP 2000086992 A JP2000086992 A JP 2000086992A JP 4530467 B2 JP4530467 B2 JP 4530467B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- value
- output
- current
- treatment
- impedance
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、電気手術装置、更に詳しくは高周波電流の出力制御部分に特徴のある電気手術装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、電気メス等の電気手術装置は、外科手術あるいは内科手術で生体組織の切開や凝固、止血等の処置を行う際に用いられる。
この様な電気手術装置には、高周波焼灼電源と、この高周波焼灼電源に接続される処置具が設けられており、処置具を患者に接触させて高周波焼灼電源から高周波電流を供給することで上記処置を行う。
【０００３】
上述した電気手術装置は従来より種々提案されており、例えば特開平８−９８８４５号公報では、凝固する組織の炭化を防止し、組織の電極への付着を防止するため、凝固の終了を組織インピーダンスより判定し、高周波出力を停止する技術が示されている。
また、特開平１０−２２５４６２号公報の電気手術装置では、特開平８−９８８４５号公報と同様の目的を達成するため高周波出力を低下させる技術が示されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
上記特開平８−９８８４５号公報、及び特開平１０−２２５４６２号公報の電気手術装置では、組織と電極の接触面積が小さい場合、インピーダンス、電流値等の測定結果が不安定になり、凝固が終了していないにも関わらず、凝固終了の判定を行ってしまう事があった。
この様な場合、術者が複数回出力を行わなければならず、組織が十分乾燥していないため電極へ付着するという問題があった。
【０００５】
（発明の目的）
本発明は、上述した点に鑑みてなされたもので、電極へ組織が付着することを防止して処置ができる電気手術装置を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の電気手術装置は、処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、前記処置用エネルギ発生手段の出力を可変する可変手段と、前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の電流を検出する電流検出手段と、前記電流検出手段における検出結果に基づき、前記可変手段の出力を制御する出力制御手段と、を備え、
前記出力制御手段は、前記手術具に対して前記処置用エネルギ発生手段からの処置用エネルギ供給が開始される際、出力電力が所定の設定出力値になるよう前記可変手段を制御し、当該処置用エネルギ供給開始の後、前記電流検出手段による検出結果により組織側に供給される電流が一旦最大値となったと検知した後、当該最大電流値に対して所定の１未満の係数を乗じた値以下になった際に前記出力電力を増大するよう前記可変手段を制御し、さらに当該出力電力を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において、当該出力電力を低減するよう前記可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第２の電気手術装置は、第１の電気手術装置において、前記出力制御手段は、組織側に供給される電流が一旦最大値となったと検知した後、当該最大電流値に対して所定の１未満の係数を乗じた値以下になった際に前記出力電力を増大するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力が増大するよう前記可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第３の電気手術装置は、第１または第２の電気手術装置において、前記出力制御手段は、前記出力電力を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において当該出力電力を低減するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力を低減するよう前記可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第４の電気手術装置は、処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、前記処置用エネルギ発生手段の出力波形を可変する出力波形可変手段と、前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の前記処置用エネルギ発生手段における出力電圧を検出する出力電圧検出手段と、前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の組織のインピーダンスを検出するインピーダンス検出手段と、前記出力電圧検出手段または前記インピーダンス検出手段における検出結果に基づき、前記出力波形可変手段を制御する出力制御手段と、を備え、
前記出力制御手段は、前記手術具に対して前記処置用エネルギ発生手段からの処置用エネルギ供給が開始される際、出力電力が所定の設定出力値になるよう前記出力波形可変手段を制御し、当該処置用エネルギ供給開始の後、前記電圧検出手段の検出結果に基づいて出力電圧のピーク電圧値が一定値となるように当該ピーク電圧値を実効値で除した波高率を順次低下するよう前記出力波形可変手段を制御し、かつ、前記インピーダンス検出手段による検出結果により組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際に前記ピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御し、さらに当該ピーク電圧値を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において、当該出力電力を低減するよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第５の電気手術装置は、第４の電気手術装置において、前記出力制御手段は、組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際にピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する際、前記一定値となるよる制御された前記ピーク電圧値に所定の係数を乗じた値になるよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第６の電気手術装置は、第４または第５の電気手術装置において、前記出力制御手段は、前記ピーク電圧値を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において当該出力電力を低減するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力を低減するよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第７の電気手術装置は、第４−第６の電気手術装置において、前記出力制御手段は、組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際にピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する際、出力電力は一定に保持した状態において、前記ピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
【０００７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１ないし図５は本発明の第１の実施の形態に係り、図１は第１の実施の形態の高周波焼灼装置の構成を示す構成図、図２は高周波焼灼電源装置の構成を示すブロック図、図３は図２の制御回路の制御作用を示すフローチャート図、図４は図３の制御作用に従って処置した場合の電力変化の様子等を示す説明図、図５は検知用電流の最大値Ｉｍａｘと供給エネルギーＪの閾値Ｆ（ｍａｘ）の関係を示す。
【０００８】
図１に示すように、本発明の電気手術装置としての第１の実施の形態の高周波焼灼装置１は、高周波焼灼電力を供給する高周波焼灼電源装置２を備え、この高周波焼灼電源装置２は先端に電極３を設けた接続ケーブル４とコネクタ部５で接続され、電極３を介してベッド６に載置される患者７に治療のための高周波焼灼電力を供給して治療処置（手術処置）を行えるようにしている。
また、高周波焼灼電源装置２には、高周波焼灼電力のＯＮ／ＯＦＦの制御操作を行う例えばフットスイッチ８が接続されている。なお、電極３としては、単極、多極いずれの電極を用いても良い。
【０００９】
図２に示すように、高周波焼灼電源装置２は、図示しない商用電源と接続され、処置用直流電源を発生する処理用直流電源回路１０と、この処理用直流電源回路１０からの処理用直流電源により駆動し、高周波で発振して処理用高周波電力（高周波電流）を発生する処理用高周波発生回路１１と、この処理用高周波発生回路１１に対して出力される高周波電流の波形を制御する波形生成回路１２と、処置用高周波発生回路１１からの高周波電流を電極３に出力する出力トランス１３と、出力トランス１３より出力される出力電流を検出する電流センサ１４ａ，１４ｂと、電流センサ１４ａ，１４ｂにより検出された電流値から処置用高周波成分を除去するフィルタ１５と、このフィルタ１５を通した電流値をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄコンバータ１６と、Ａ／Ｄコンバータ１６からのデジタル化された電流データに基づいて処置用直流電源回路１０及び波形生成回路１２を制御する制御回路１７とを備えている。
【００１０】
また、この高周波焼灼電源装置２は、検知用電源を発生する検知用直流電源回路１８と、この検知用直流電源回路１８からの検知用直流電源により駆動し、高周波で発振して検知用高周波電力（高周波電流）を発生し、出力トランスに出力する検知用高周波発生回路１９とを有して構成されている。
【００１１】
そして、電流センサ１４ａ，１４ｂを通したコネクタ部５に接続ケーブル４を接続し、電極３で患者７の患部等の生体組織２０に対して高周波焼灼処置を行えるようにしている。
なお、２つの電流センサ１４ａ，１４ｂは例えば電流センサ１４ａが一方の電極３から患者７の生体組織２０側に流れる電流を検出し、他方の電流センサ１４ｂが他方の電極３から出力トランス１３側に回収される電流を検出する。
【００１２】
上記検知用高周波発生回路１９は処置用高周波発生回路１１で発生される処置用高周波の周波数と少なくともフィルタ１５で分離抽出が可能な程度以上異なる周波数に設定され、またその出力は処置用高周波の出力に比較してかなり小さい値に設定されている。
【００１３】
そして、生体組織２０に対して処置用高周波に重畳して検知用高周波が生体組織２０に接触する電極３を通して通電され、その際に検知用高周波の電流Ｉを電流センサ１４ａ，１４ｂで検知し、その検知した電流Ｉを制御回路１７に送る。
制御回路１７はこの検知用高周波の電流Ｉを時間的にモニタし、その最大電流値Ｉｍａｘの値を検出し、さらにその最大電流値Ｉｍａｘの例えば７０％以下になったか否かにより、凝固終了に相当する状態か否かを判断し、この条件に該当した場合には一時的に処置出力としての電力を増加させて処置を行うことにより、凝固処置を確実に完了させて、組織を乾燥状態に設定して電極３への付着を防止するようにしてから電力を低減するような制御を行うようにしている。
【００１４】
次に本実施の形態の作用を図３を参照して説明する。
図１に示すようにセットし、フットスイッチ８が踏まれて処置を開始する指示が行われると、制御回路１７は図３に示すフローチャートに従って制御動作を開始する。フットスイッチ８が踏まれると、制御回路１７はステップＳ１で最大電流値Ｉｍａｘに０を設定する。
次のステップＳ２で、電力が設定出力値になるように制御回路１７は処置用直流電源回路１０、波形生成回路１２を制御し、設定出力値で出力されるようにする。この場合、処置用高周波に重畳して検知用高周波も生体組織２０側に供給されることになる。
【００１５】
そして、次のステップＳ３で、検知用電流（検知用電流値）Ｉの測定を行い、次のステップＳ４で、測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘより大きいか否かを判断し、これに該当する場合には、ステップＳ５に示すようにその検知用電流Ｉの値を最大電流値Ｉｍａｘに設定し、逆に測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘ以下の場合にはステップＳ６の測定された検知用電流Ｉが例えば最大電流値Ｉｍａｘ×７０％の凝固終了に相当する処置状態の基準値以下になったかの判断を行う。また、ステップＳ５の処理の後にはステップＳ６に移る。
【００１６】
ステップＳ６の判断で、測定された検知用電流Ｉが最大電流値Ｉｍａｘ×７０％以上の場合には、ステップＳ３に戻り、（設定出力の状態のままで）検知用電流Ｉの測定を繰り返す。一方、測定された検知用電流Ｉが最大電流値Ｉｍａｘ×７０％以下になった場合には、次のステップＳ７で、処置出力の増大、具体的には電力を設定出力×１５０％に増大させた後、次のステップＳ８で、検知用電流（検知用電流値）Ｉの測定を行い、次のステップＳ９で、測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘより大きいか否かを判断する。
【００１７】
そして、この条件に該当する場合には、ステップＳ１０に示すようにその検知用電流Ｉの値を最大電流値Ｉｍａｘに設定し、逆に測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘ以下の場合にはステップＳ１１でこの電流Ｉにより、電流増加後の供給エネルギＪを計算する。なお、ステップＳ１０の処理の後にステップＳ１１に移る。
【００１８】
ステップＳ１１で供給エネルギＪを計算した後、次のステップＳ１２で供給エネルギの閾値Ｆ（Ｉｍａｘ）より大きいか否かの判断を行い、この条件に達しない場合にはステップＳ８の電流Ｉの測定を繰り返し、そしてステップＳ１２で供給エネルギの閾値Ｆ（Ｉｍａｘ）より大きくなった場合にはステップＳ１３に移り、電力を設定出力×５０％に低減する。
【００１９】
図４は図３の制御動作に従って、患者７に処置を行った場合における検知電流、出力トランス１３からの出力電力とその場合のピーク電圧の変化の１例を示す。
【００２０】
上述のように高周波焼灼電源装置２は、設定出力で電極３から処置用高周波電流を生体組織２０側に通電し、その際検知用電流の測定を繰り返し、検知用電流がその最大値Ｉｍａｘの７０％を下回った時点で、電力を設定出力の１５０％迄上昇させる。
【００２１】
これに応じて、検知用電流Ｉ及び電力が図４に示すように変化し、またピーク電圧も図４に示すように変化する。
そして、供給エネルギＪが一定エネルギ値（より具体的には供給エネルギの閾値Ｆ（Ｉｍａｘ））に達した時点で、電力が設定出力×５０％に低減される。
【００２２】
ここで、検知用電流の最大値Ｉｍａｘと供給エネルギーＪの閾値Ｆ（ｍａｘ）の関係を図５に示す。
【００２３】
最大値Ｉｍａｘが大きい場合は電極３の患者７への接触面積が大きい為、供給エネルギーＪの閾値Ｆ（ｍａｘ）を大きくしている。また、最大値Ｉｍａｘになった時点からＳ７での電力を変化させる（例えば低減する）ようにしても良く、このようにすると凝固状態の変化速度を変えることが出来、術者による確認が容易になる。
【００２４】
本実施の形態は以下の効果を有する。
この様に本実施の形態では、生体組織が凝固終了に相当する基準値の処置状態で、電力を一時的に増大させて処置を行った後に、電力を低減させるようにしているので、凝固終了の判定が早すぎるような場合でも、確実に凝固を行い、組織を乾燥させることができるので、電極に組織が付着するような事態が発生することを有効に防止できる。
【００２５】
また、検知用と処置用で異なる周波数を用いることにより、検知用周波数を組織の凝固状態を調べるのに最適な周波数に設定可能で、凝固状態の認識をより正確に行える。
【００２６】
また、検知用高周波電流、処置用高周波電流の両者からの情報を基に、その周波数の違いによる差異を判断材料として利用すると、更に精度の良い凝固状態の認識が可能となる。
【００２７】
なお、測定の精度を落としても構わない場合は、構成を簡単にするため処置用高周波発生回路１２を検知用高周波発生回路１９と共用する事が出来る。つまり、図２において、検知用電源回路１８と検知用高周波発生回路１９とを省くようにっしても良い。この場合にはフィルタ１５も不要となる。
図３におけるステップＳ１３で出力を停止しても良い。
【００２８】
（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態を図６ないし図８を参照して説明する。図６は本発明の第２の実施の形態における高周波焼灼電源装置２１を示す。この高周波焼灼電源装置２１は図２に示す高周波焼灼電源装置２において、例えば出力トランス１３と電流センサ１４ａとの間に電圧センサ２２を配置し、この電圧センサ２２で検出した電圧を電流センサ１４ａで検出した電流と共に、Ａ／Ｄコンバータ１６に入力するようにしている。そして、電圧値を電流値で割ってインピーダンスＺを検出できるようにしている。
【００２９】
なお、本実施の形態では一方の電流センサ１４ａを使用するが、他方の電流センサ１４ｂは使用しない。
また、本実施の形態では処置用高周波と検知用高周波とを交互に出力するため、フィルタ１５を使用していない（一方の高周波が出力される場合には、他方は出力が停止（或いは休止）されている）。
【００３０】
また、本実施の形態では処置用高周波電力を生体組織２０に供給する場合、ピーク電圧を一定になるようにクレストファクタ（波高率）を（処置の進行状態に応じて）順次下げるように制御回路１２７は波形生成回路１２を介して制御するようにしている。また、凝固処置の終了を基準値で判断した場合には、実際の処置機能の出力増大、具体的にはピーク電圧を上げることによる処置出力の増大させて処置するようにしている。その他の構成は第１の実施の形態と同様の構成である。
【００３１】
次に本実施の形態の作用を図７を参照して説明する。
図６に示すようにセットし、フットスイッチ８が踏まれると、制御回路１７は図７に示すフローチャートに従って制御動作を開始する。フットスイッチ８が踏まれると、制御回路１７はステップＳ２１で最小インピーダンス値Ｚｍｉｎに０を設定する。
【００３２】
次のステップＳ２２で、出力電力が設定された値になるように処置用直流電源回路１０、波形生成回路１２を制御する。
さらにステップＳ２３で、ピーク電圧が一定値Ｖｐ１になるように制御回路１７により、処置用電源回路１０と波形生成回路１２とが制御される。
【００３３】
これにより、波形のクレストファクタが凝固状態の進行と共に減少し、凝固初期の段階ではクレストファクタの高い波形により強力な凝固が行われ、凝固状態が進行すると、クレストファクタの低い波形により炭化が防止される（図８参照）。
【００３４】
そして、次のステップＳ２４で時間計測が行われ、かつ次のステップＳ２５で所定時間経過したかの判断が行われ、所定時間経過していない場合にはステップＳ２２に戻り、ステップＳ２２〜Ｓ２４の処理を繰り返す。
【００３５】
そして、所定時間経過した場合には、ステップＳ２６で、制御回路１７の制御により、処置用高周波発生回路１１による処理用高周波電流の生成が停止し、処理用高周波電力の出力が停止する。
ステップＳ２７で、検知用高周波発生回路１９で検知用高周波電流が生成され、この検知用高周波電流が出力される。
【００３６】
そして、次のステップＳ２９で、検知用高周波出力に対する電流センサ１４ａ、電圧センサ２２とで電流及び電圧が測定され、患者７のインピーダンスＺが測定される。そして、次のステップＳ２９で、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎより小さいか否かの判断を行う。
【００３７】
そして、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎより小さい場合には、次のステップＳ３０で測定されたインピーダンスＺを最小インピーダンス値Ｚｍｉｎとし、逆に測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ以上の場合には、ステップＳ３１で測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％より大きいか否かの判断を行う。なお、ステップＳ３０の処理の後にもステップ３１に移る。
【００３８】
ステップ３１の判断において、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％以下の場合には、ステップＳ２２に戻り、ステップＳ２２〜Ｓ３０の処理を繰り返す（なお、ステップＳ３１からステップＳ２２に戻る際に検知用高周波は出力を一時停止し、処置用高周波が出力される）。
【００３９】
そして、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％より大きくなった場合に次のステップＳ３２に移り、波形のピーク電圧がＶｐ１×２になるように波形調整の制御を行う。
【００４０】
次のステップＳ３３で測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％より大きい場合での投入されたエネルギ量Ｊを計算する。そして、投入されたエネルギ量Ｊが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎより計算される所定の閾値Ｇ（Ｚｍｉｎ）より大きいか否かの判断を行い、この条件に達しない場合にはステップＳ３２に戻り、ステップＳ３２、Ｓ３３の処理を繰り返し、そしてステップＳ３４で投入されたエネルギが閾値ＪがＧ（Ｚｍｉｎ）より大きくなった場合にはステップＳ３５に移り、電力を設定出力×５０％に低減し、さらに次のステップＳ３６で出力波形を正弦波とする。このようにして凝固処置を行う。
【００４１】
図８は図７に従って処置した場合における組織抵抗（インピーダンス）Ｚ、電力、波形、ピーク電圧の時間的な変化の様子を示す。
本実施の形態においては、凝固終了の基準値に達した時までは、ピーク電圧を一定に保つように保持するが、その間ではクレストファクタを大きい値から小さい値へと凝固処置の進行状態に応じて変化させるようにしている。
【００４２】
そして、凝固終了の基準値に達した時には、第１の実施の形態では電力を増大させていたのに対し、本実施の形態では電力は一定のままで（必ずしも一定に限定されるものでない）、凝固処置の機能が高い波形に変更し、かつ例えばそのピーク電圧を（増大前の）一定値の２倍となるように増大させて処置を行い、所定エネルギに達した時点で電力を低減させるようにしている。
本実施の形態は以下の効果を有する。
【００４３】
本実施の形態によれば、凝固状態が所望の程度まで進んだ場合に、出力電力が前記高周波電流の電力とピーク電圧が増加する様に変更される。このため、凝固が終了していないにも係わらず、凝固終了の判定を行ってしまっても、十分な凝固程度が得られ、組織が十分乾燥していないため電極へ付着する事も起こらない。
【００４４】
この様に本実施の形態では、処置機能が大きくなるような波形でピーク電圧を上げているので、低い電力で第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
また、クレストファクタが凝固状態の進行と共に減少するので、凝固力の向上と炭化防止を両立できる。
更に、処置用の出力と測定用の出力を交互に行うことにより、フィルタを用いず高精度の測定を行う事ができる。
【００４５】
なお、第１の実施の形態で説明したのと同様に、測定の精度を落としても構わない場合は、凝固状態の認識を処置用高周波電流から生体組織のインピーダンスを求めて判断しても良い。
なお、上述した実施の形態等を部分的等で組み合わせて構成される実施の形態等も本発明に属する。
【００４６】
［付記］
０．処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、
前記処置用エネルギ発生手段の出力を可変する可変手段と、
前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の物理量を検出する検出手段と、
前記検出手段における所定の変化量に基づき、前記可変手段の処置出力を所定量増加させる出力制御手段と、
を備えたことを特徴とする電気手術装置。
【００４７】
１．高周波電流を発生する発生手段と、
生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の出力を変更する変更手段と、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の出力を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの凝固状態を示す情報が所望の条件を満たした場合に、前記制御回路が前記変更手段を制御することによって、前記発生手段からの出力が、前記高周波電流の電力またはピーク電圧が増加する様に変更されることを特徴とする電気手術装置。
【００４８】
２．変更手段が出力の電力を変更する付記１の電気手術装置。
３．変更手段が出力の波形を変更する付記１の電気手術装置。
４．変更手段が出力の電力と波形を変更する付記１の電気手術装置。
【００４９】
５．高周波電流を発生する発生手段と、
前記高周波電流とは別の生体組織の凝固状態を判断するための検知用高周波電流を使用する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の出力を変更する変更手段と、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の出力を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの凝固状態を示す情報が所望の条件を満たした場合に、出力電力を低減または停止させることを特徴とする電気手術装置。
６．凝固状態判断手段が、処置用の高周波とは別の検知用電流を用いることを特徴とした付記１〜４の電気手術装置。
【００５０】
７．凝固状態判断手段が、処置用の高周波とは別の検知用電流の電流値に基づいて判断を行うことを特徴とした付記５、６の電気手術装置。
８．凝固状態判断手段が、処置用の高周波とは別の検知用電流から組織のインピーダンスを求め、その値に基づいて判断を行うことを特徴とした付記５、６の電気手術装置。
９．凝固状態判断手段が、処置用の高周波出力からの情報と、検知用電流からの情報に基づいて凝固状態の判断を行う事を特徴とした付記５〜８の電気手術装置。
【００５１】
１０．高周波電流を発生する発生手段と、
前記高周波電流とは別の、生体組織の凝固状態を判断するための検知用高周波電流を使用する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の出力を変更する変更手段と、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の出力を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの凝固状態を示す情報が所望の条件を満たした場合に、一定の電気エネルギー（電力量）を生体組織に供給し、その後出力を低減または停止させることを特徴とする電気手術装置。
【００５２】
１１．電気エネルギーが、生体組織の凝固状態が所望の状態になるまでの経過を基に変化することを特徴とする付記１０の電気手術装置。
１２．一定の電気エネルギーを与える際に、生体組織の凝固状態が所望の状態になるまでの経過を基に供給電力が変化することを特徴とする付記１０、１１の電気手術装置。
１３．付記１０〜１２の特徴を備える付記１〜９の電気手術装置。
【００５３】
１４．処置用高周波電流からの情報を基に、凝固状態の判断を行う付記１〜４、付記１０〜１３の電気手術装置。
１５．処置用高周波電流からの情報が、電流値であることを特徴とする付記９、付記１４の電気手術装置。
１６．処置用高周波電流からの情報が、生体組織のインピーダンスであることを特徴とする付記９、付記１４の電気手術装置。
【００５４】
１７．高周波電流を発生する発生手段と、
生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の波形を変更する変更手段と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の波形を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路を持つことを特徴とする電気手術装置。
１８．凝固が進むにつれ、波形のクレストファクター（ピーク値÷実効値）が減少する付記１７の電気手術装置。
１９．付記１７、付記１８の特徴を備える付記１、付記３〜１６の電気手術装置。
【００５５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、凝固処置を確実に行い、組織を乾燥状態にさせると共に電極への付着を防止するようにしてから電力を低減させることができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態の高周波焼灼装置の構成を示す構成図。
【図２】高周波焼灼電源装置の構成を示すブロック図。
【図３】図２の制御回路の制御作用を示すフローチャート図。
【図４】図３の制御作用に従って処置した場合の電力変化の様子等を示す説明図。
【図５】検知用電流の最大値Ｉｍａｘと供給エネルギの閾値Ｆ（ｍａｘ）の関係を示す特性図。
【図６】本発明の第２の実施の形態における高周波焼灼電源装置の構成を示すブロック図。
【図７】制御回路の制御作用を示すフローチャート図。
【図８】電力、波形等の時間的な変化の様子を示す図。
【符号の説明】
１…高周波焼灼装置
２…高周波焼灼電源装置
３…電極
４…接続ケーブル
５…コネクタ部
６…ベッド
７…患者
８…フットスイッチ
１０…処置用電源回路
１１…処置用高周波発生回路
１２…波形生成回路
１３…出力トランス
１４ａ，１４ｂ…電流センサ
１５…フィルタ
１６…Ａ／Ｄ変換回路
１７…制御回路
１８…検知用電源回路
１９…検知用高周波発生回路
２０…生体組織
【発明の属する技術分野】
本発明は、電気手術装置、更に詳しくは高周波電流の出力制御部分に特徴のある電気手術装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、電気メス等の電気手術装置は、外科手術あるいは内科手術で生体組織の切開や凝固、止血等の処置を行う際に用いられる。
この様な電気手術装置には、高周波焼灼電源と、この高周波焼灼電源に接続される処置具が設けられており、処置具を患者に接触させて高周波焼灼電源から高周波電流を供給することで上記処置を行う。
【０００３】
上述した電気手術装置は従来より種々提案されており、例えば特開平８−９８８４５号公報では、凝固する組織の炭化を防止し、組織の電極への付着を防止するため、凝固の終了を組織インピーダンスより判定し、高周波出力を停止する技術が示されている。
また、特開平１０−２２５４６２号公報の電気手術装置では、特開平８−９８８４５号公報と同様の目的を達成するため高周波出力を低下させる技術が示されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
上記特開平８−９８８４５号公報、及び特開平１０−２２５４６２号公報の電気手術装置では、組織と電極の接触面積が小さい場合、インピーダンス、電流値等の測定結果が不安定になり、凝固が終了していないにも関わらず、凝固終了の判定を行ってしまう事があった。
この様な場合、術者が複数回出力を行わなければならず、組織が十分乾燥していないため電極へ付着するという問題があった。
【０００５】
（発明の目的）
本発明は、上述した点に鑑みてなされたもので、電極へ組織が付着することを防止して処置ができる電気手術装置を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の電気手術装置は、処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、前記処置用エネルギ発生手段の出力を可変する可変手段と、前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の電流を検出する電流検出手段と、前記電流検出手段における検出結果に基づき、前記可変手段の出力を制御する出力制御手段と、を備え、
前記出力制御手段は、前記手術具に対して前記処置用エネルギ発生手段からの処置用エネルギ供給が開始される際、出力電力が所定の設定出力値になるよう前記可変手段を制御し、当該処置用エネルギ供給開始の後、前記電流検出手段による検出結果により組織側に供給される電流が一旦最大値となったと検知した後、当該最大電流値に対して所定の１未満の係数を乗じた値以下になった際に前記出力電力を増大するよう前記可変手段を制御し、さらに当該出力電力を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において、当該出力電力を低減するよう前記可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第２の電気手術装置は、第１の電気手術装置において、前記出力制御手段は、組織側に供給される電流が一旦最大値となったと検知した後、当該最大電流値に対して所定の１未満の係数を乗じた値以下になった際に前記出力電力を増大するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力が増大するよう前記可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第３の電気手術装置は、第１または第２の電気手術装置において、前記出力制御手段は、前記出力電力を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において当該出力電力を低減するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力を低減するよう前記可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第４の電気手術装置は、処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、前記処置用エネルギ発生手段の出力波形を可変する出力波形可変手段と、前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の前記処置用エネルギ発生手段における出力電圧を検出する出力電圧検出手段と、前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の組織のインピーダンスを検出するインピーダンス検出手段と、前記出力電圧検出手段または前記インピーダンス検出手段における検出結果に基づき、前記出力波形可変手段を制御する出力制御手段と、を備え、
前記出力制御手段は、前記手術具に対して前記処置用エネルギ発生手段からの処置用エネルギ供給が開始される際、出力電力が所定の設定出力値になるよう前記出力波形可変手段を制御し、当該処置用エネルギ供給開始の後、前記電圧検出手段の検出結果に基づいて出力電圧のピーク電圧値が一定値となるように当該ピーク電圧値を実効値で除した波高率を順次低下するよう前記出力波形可変手段を制御し、かつ、前記インピーダンス検出手段による検出結果により組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際に前記ピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御し、さらに当該ピーク電圧値を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において、当該出力電力を低減するよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第５の電気手術装置は、第４の電気手術装置において、前記出力制御手段は、組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際にピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する際、前記一定値となるよる制御された前記ピーク電圧値に所定の係数を乗じた値になるよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第６の電気手術装置は、第４または第５の電気手術装置において、前記出力制御手段は、前記ピーク電圧値を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において当該出力電力を低減するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力を低減するよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
本発明の第７の電気手術装置は、第４−第６の電気手術装置において、前記出力制御手段は、組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際にピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する際、出力電力は一定に保持した状態において、前記ピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御することを特徴とする。
【０００７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１ないし図５は本発明の第１の実施の形態に係り、図１は第１の実施の形態の高周波焼灼装置の構成を示す構成図、図２は高周波焼灼電源装置の構成を示すブロック図、図３は図２の制御回路の制御作用を示すフローチャート図、図４は図３の制御作用に従って処置した場合の電力変化の様子等を示す説明図、図５は検知用電流の最大値Ｉｍａｘと供給エネルギーＪの閾値Ｆ（ｍａｘ）の関係を示す。
【０００８】
図１に示すように、本発明の電気手術装置としての第１の実施の形態の高周波焼灼装置１は、高周波焼灼電力を供給する高周波焼灼電源装置２を備え、この高周波焼灼電源装置２は先端に電極３を設けた接続ケーブル４とコネクタ部５で接続され、電極３を介してベッド６に載置される患者７に治療のための高周波焼灼電力を供給して治療処置（手術処置）を行えるようにしている。
また、高周波焼灼電源装置２には、高周波焼灼電力のＯＮ／ＯＦＦの制御操作を行う例えばフットスイッチ８が接続されている。なお、電極３としては、単極、多極いずれの電極を用いても良い。
【０００９】
図２に示すように、高周波焼灼電源装置２は、図示しない商用電源と接続され、処置用直流電源を発生する処理用直流電源回路１０と、この処理用直流電源回路１０からの処理用直流電源により駆動し、高周波で発振して処理用高周波電力（高周波電流）を発生する処理用高周波発生回路１１と、この処理用高周波発生回路１１に対して出力される高周波電流の波形を制御する波形生成回路１２と、処置用高周波発生回路１１からの高周波電流を電極３に出力する出力トランス１３と、出力トランス１３より出力される出力電流を検出する電流センサ１４ａ，１４ｂと、電流センサ１４ａ，１４ｂにより検出された電流値から処置用高周波成分を除去するフィルタ１５と、このフィルタ１５を通した電流値をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄコンバータ１６と、Ａ／Ｄコンバータ１６からのデジタル化された電流データに基づいて処置用直流電源回路１０及び波形生成回路１２を制御する制御回路１７とを備えている。
【００１０】
また、この高周波焼灼電源装置２は、検知用電源を発生する検知用直流電源回路１８と、この検知用直流電源回路１８からの検知用直流電源により駆動し、高周波で発振して検知用高周波電力（高周波電流）を発生し、出力トランスに出力する検知用高周波発生回路１９とを有して構成されている。
【００１１】
そして、電流センサ１４ａ，１４ｂを通したコネクタ部５に接続ケーブル４を接続し、電極３で患者７の患部等の生体組織２０に対して高周波焼灼処置を行えるようにしている。
なお、２つの電流センサ１４ａ，１４ｂは例えば電流センサ１４ａが一方の電極３から患者７の生体組織２０側に流れる電流を検出し、他方の電流センサ１４ｂが他方の電極３から出力トランス１３側に回収される電流を検出する。
【００１２】
上記検知用高周波発生回路１９は処置用高周波発生回路１１で発生される処置用高周波の周波数と少なくともフィルタ１５で分離抽出が可能な程度以上異なる周波数に設定され、またその出力は処置用高周波の出力に比較してかなり小さい値に設定されている。
【００１３】
そして、生体組織２０に対して処置用高周波に重畳して検知用高周波が生体組織２０に接触する電極３を通して通電され、その際に検知用高周波の電流Ｉを電流センサ１４ａ，１４ｂで検知し、その検知した電流Ｉを制御回路１７に送る。
制御回路１７はこの検知用高周波の電流Ｉを時間的にモニタし、その最大電流値Ｉｍａｘの値を検出し、さらにその最大電流値Ｉｍａｘの例えば７０％以下になったか否かにより、凝固終了に相当する状態か否かを判断し、この条件に該当した場合には一時的に処置出力としての電力を増加させて処置を行うことにより、凝固処置を確実に完了させて、組織を乾燥状態に設定して電極３への付着を防止するようにしてから電力を低減するような制御を行うようにしている。
【００１４】
次に本実施の形態の作用を図３を参照して説明する。
図１に示すようにセットし、フットスイッチ８が踏まれて処置を開始する指示が行われると、制御回路１７は図３に示すフローチャートに従って制御動作を開始する。フットスイッチ８が踏まれると、制御回路１７はステップＳ１で最大電流値Ｉｍａｘに０を設定する。
次のステップＳ２で、電力が設定出力値になるように制御回路１７は処置用直流電源回路１０、波形生成回路１２を制御し、設定出力値で出力されるようにする。この場合、処置用高周波に重畳して検知用高周波も生体組織２０側に供給されることになる。
【００１５】
そして、次のステップＳ３で、検知用電流（検知用電流値）Ｉの測定を行い、次のステップＳ４で、測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘより大きいか否かを判断し、これに該当する場合には、ステップＳ５に示すようにその検知用電流Ｉの値を最大電流値Ｉｍａｘに設定し、逆に測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘ以下の場合にはステップＳ６の測定された検知用電流Ｉが例えば最大電流値Ｉｍａｘ×７０％の凝固終了に相当する処置状態の基準値以下になったかの判断を行う。また、ステップＳ５の処理の後にはステップＳ６に移る。
【００１６】
ステップＳ６の判断で、測定された検知用電流Ｉが最大電流値Ｉｍａｘ×７０％以上の場合には、ステップＳ３に戻り、（設定出力の状態のままで）検知用電流Ｉの測定を繰り返す。一方、測定された検知用電流Ｉが最大電流値Ｉｍａｘ×７０％以下になった場合には、次のステップＳ７で、処置出力の増大、具体的には電力を設定出力×１５０％に増大させた後、次のステップＳ８で、検知用電流（検知用電流値）Ｉの測定を行い、次のステップＳ９で、測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘより大きいか否かを判断する。
【００１７】
そして、この条件に該当する場合には、ステップＳ１０に示すようにその検知用電流Ｉの値を最大電流値Ｉｍａｘに設定し、逆に測定された検知用電流が最大電流値Ｉｍａｘ以下の場合にはステップＳ１１でこの電流Ｉにより、電流増加後の供給エネルギＪを計算する。なお、ステップＳ１０の処理の後にステップＳ１１に移る。
【００１８】
ステップＳ１１で供給エネルギＪを計算した後、次のステップＳ１２で供給エネルギの閾値Ｆ（Ｉｍａｘ）より大きいか否かの判断を行い、この条件に達しない場合にはステップＳ８の電流Ｉの測定を繰り返し、そしてステップＳ１２で供給エネルギの閾値Ｆ（Ｉｍａｘ）より大きくなった場合にはステップＳ１３に移り、電力を設定出力×５０％に低減する。
【００１９】
図４は図３の制御動作に従って、患者７に処置を行った場合における検知電流、出力トランス１３からの出力電力とその場合のピーク電圧の変化の１例を示す。
【００２０】
上述のように高周波焼灼電源装置２は、設定出力で電極３から処置用高周波電流を生体組織２０側に通電し、その際検知用電流の測定を繰り返し、検知用電流がその最大値Ｉｍａｘの７０％を下回った時点で、電力を設定出力の１５０％迄上昇させる。
【００２１】
これに応じて、検知用電流Ｉ及び電力が図４に示すように変化し、またピーク電圧も図４に示すように変化する。
そして、供給エネルギＪが一定エネルギ値（より具体的には供給エネルギの閾値Ｆ（Ｉｍａｘ））に達した時点で、電力が設定出力×５０％に低減される。
【００２２】
ここで、検知用電流の最大値Ｉｍａｘと供給エネルギーＪの閾値Ｆ（ｍａｘ）の関係を図５に示す。
【００２３】
最大値Ｉｍａｘが大きい場合は電極３の患者７への接触面積が大きい為、供給エネルギーＪの閾値Ｆ（ｍａｘ）を大きくしている。また、最大値Ｉｍａｘになった時点からＳ７での電力を変化させる（例えば低減する）ようにしても良く、このようにすると凝固状態の変化速度を変えることが出来、術者による確認が容易になる。
【００２４】
本実施の形態は以下の効果を有する。
この様に本実施の形態では、生体組織が凝固終了に相当する基準値の処置状態で、電力を一時的に増大させて処置を行った後に、電力を低減させるようにしているので、凝固終了の判定が早すぎるような場合でも、確実に凝固を行い、組織を乾燥させることができるので、電極に組織が付着するような事態が発生することを有効に防止できる。
【００２５】
また、検知用と処置用で異なる周波数を用いることにより、検知用周波数を組織の凝固状態を調べるのに最適な周波数に設定可能で、凝固状態の認識をより正確に行える。
【００２６】
また、検知用高周波電流、処置用高周波電流の両者からの情報を基に、その周波数の違いによる差異を判断材料として利用すると、更に精度の良い凝固状態の認識が可能となる。
【００２７】
なお、測定の精度を落としても構わない場合は、構成を簡単にするため処置用高周波発生回路１２を検知用高周波発生回路１９と共用する事が出来る。つまり、図２において、検知用電源回路１８と検知用高周波発生回路１９とを省くようにっしても良い。この場合にはフィルタ１５も不要となる。
図３におけるステップＳ１３で出力を停止しても良い。
【００２８】
（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態を図６ないし図８を参照して説明する。図６は本発明の第２の実施の形態における高周波焼灼電源装置２１を示す。この高周波焼灼電源装置２１は図２に示す高周波焼灼電源装置２において、例えば出力トランス１３と電流センサ１４ａとの間に電圧センサ２２を配置し、この電圧センサ２２で検出した電圧を電流センサ１４ａで検出した電流と共に、Ａ／Ｄコンバータ１６に入力するようにしている。そして、電圧値を電流値で割ってインピーダンスＺを検出できるようにしている。
【００２９】
なお、本実施の形態では一方の電流センサ１４ａを使用するが、他方の電流センサ１４ｂは使用しない。
また、本実施の形態では処置用高周波と検知用高周波とを交互に出力するため、フィルタ１５を使用していない（一方の高周波が出力される場合には、他方は出力が停止（或いは休止）されている）。
【００３０】
また、本実施の形態では処置用高周波電力を生体組織２０に供給する場合、ピーク電圧を一定になるようにクレストファクタ（波高率）を（処置の進行状態に応じて）順次下げるように制御回路１２７は波形生成回路１２を介して制御するようにしている。また、凝固処置の終了を基準値で判断した場合には、実際の処置機能の出力増大、具体的にはピーク電圧を上げることによる処置出力の増大させて処置するようにしている。その他の構成は第１の実施の形態と同様の構成である。
【００３１】
次に本実施の形態の作用を図７を参照して説明する。
図６に示すようにセットし、フットスイッチ８が踏まれると、制御回路１７は図７に示すフローチャートに従って制御動作を開始する。フットスイッチ８が踏まれると、制御回路１７はステップＳ２１で最小インピーダンス値Ｚｍｉｎに０を設定する。
【００３２】
次のステップＳ２２で、出力電力が設定された値になるように処置用直流電源回路１０、波形生成回路１２を制御する。
さらにステップＳ２３で、ピーク電圧が一定値Ｖｐ１になるように制御回路１７により、処置用電源回路１０と波形生成回路１２とが制御される。
【００３３】
これにより、波形のクレストファクタが凝固状態の進行と共に減少し、凝固初期の段階ではクレストファクタの高い波形により強力な凝固が行われ、凝固状態が進行すると、クレストファクタの低い波形により炭化が防止される（図８参照）。
【００３４】
そして、次のステップＳ２４で時間計測が行われ、かつ次のステップＳ２５で所定時間経過したかの判断が行われ、所定時間経過していない場合にはステップＳ２２に戻り、ステップＳ２２〜Ｓ２４の処理を繰り返す。
【００３５】
そして、所定時間経過した場合には、ステップＳ２６で、制御回路１７の制御により、処置用高周波発生回路１１による処理用高周波電流の生成が停止し、処理用高周波電力の出力が停止する。
ステップＳ２７で、検知用高周波発生回路１９で検知用高周波電流が生成され、この検知用高周波電流が出力される。
【００３６】
そして、次のステップＳ２９で、検知用高周波出力に対する電流センサ１４ａ、電圧センサ２２とで電流及び電圧が測定され、患者７のインピーダンスＺが測定される。そして、次のステップＳ２９で、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎより小さいか否かの判断を行う。
【００３７】
そして、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎより小さい場合には、次のステップＳ３０で測定されたインピーダンスＺを最小インピーダンス値Ｚｍｉｎとし、逆に測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ以上の場合には、ステップＳ３１で測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％より大きいか否かの判断を行う。なお、ステップＳ３０の処理の後にもステップ３１に移る。
【００３８】
ステップ３１の判断において、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％以下の場合には、ステップＳ２２に戻り、ステップＳ２２〜Ｓ３０の処理を繰り返す（なお、ステップＳ３１からステップＳ２２に戻る際に検知用高周波は出力を一時停止し、処置用高周波が出力される）。
【００３９】
そして、測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％より大きくなった場合に次のステップＳ３２に移り、波形のピーク電圧がＶｐ１×２になるように波形調整の制御を行う。
【００４０】
次のステップＳ３３で測定されたインピーダンスＺが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎ×１３０％より大きい場合での投入されたエネルギ量Ｊを計算する。そして、投入されたエネルギ量Ｊが最小インピーダンス値Ｚｍｉｎより計算される所定の閾値Ｇ（Ｚｍｉｎ）より大きいか否かの判断を行い、この条件に達しない場合にはステップＳ３２に戻り、ステップＳ３２、Ｓ３３の処理を繰り返し、そしてステップＳ３４で投入されたエネルギが閾値ＪがＧ（Ｚｍｉｎ）より大きくなった場合にはステップＳ３５に移り、電力を設定出力×５０％に低減し、さらに次のステップＳ３６で出力波形を正弦波とする。このようにして凝固処置を行う。
【００４１】
図８は図７に従って処置した場合における組織抵抗（インピーダンス）Ｚ、電力、波形、ピーク電圧の時間的な変化の様子を示す。
本実施の形態においては、凝固終了の基準値に達した時までは、ピーク電圧を一定に保つように保持するが、その間ではクレストファクタを大きい値から小さい値へと凝固処置の進行状態に応じて変化させるようにしている。
【００４２】
そして、凝固終了の基準値に達した時には、第１の実施の形態では電力を増大させていたのに対し、本実施の形態では電力は一定のままで（必ずしも一定に限定されるものでない）、凝固処置の機能が高い波形に変更し、かつ例えばそのピーク電圧を（増大前の）一定値の２倍となるように増大させて処置を行い、所定エネルギに達した時点で電力を低減させるようにしている。
本実施の形態は以下の効果を有する。
【００４３】
本実施の形態によれば、凝固状態が所望の程度まで進んだ場合に、出力電力が前記高周波電流の電力とピーク電圧が増加する様に変更される。このため、凝固が終了していないにも係わらず、凝固終了の判定を行ってしまっても、十分な凝固程度が得られ、組織が十分乾燥していないため電極へ付着する事も起こらない。
【００４４】
この様に本実施の形態では、処置機能が大きくなるような波形でピーク電圧を上げているので、低い電力で第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
また、クレストファクタが凝固状態の進行と共に減少するので、凝固力の向上と炭化防止を両立できる。
更に、処置用の出力と測定用の出力を交互に行うことにより、フィルタを用いず高精度の測定を行う事ができる。
【００４５】
なお、第１の実施の形態で説明したのと同様に、測定の精度を落としても構わない場合は、凝固状態の認識を処置用高周波電流から生体組織のインピーダンスを求めて判断しても良い。
なお、上述した実施の形態等を部分的等で組み合わせて構成される実施の形態等も本発明に属する。
【００４６】
［付記］
０．処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、
前記処置用エネルギ発生手段の出力を可変する可変手段と、
前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の物理量を検出する検出手段と、
前記検出手段における所定の変化量に基づき、前記可変手段の処置出力を所定量増加させる出力制御手段と、
を備えたことを特徴とする電気手術装置。
【００４７】
１．高周波電流を発生する発生手段と、
生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の出力を変更する変更手段と、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の出力を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの凝固状態を示す情報が所望の条件を満たした場合に、前記制御回路が前記変更手段を制御することによって、前記発生手段からの出力が、前記高周波電流の電力またはピーク電圧が増加する様に変更されることを特徴とする電気手術装置。
【００４８】
２．変更手段が出力の電力を変更する付記１の電気手術装置。
３．変更手段が出力の波形を変更する付記１の電気手術装置。
４．変更手段が出力の電力と波形を変更する付記１の電気手術装置。
【００４９】
５．高周波電流を発生する発生手段と、
前記高周波電流とは別の生体組織の凝固状態を判断するための検知用高周波電流を使用する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の出力を変更する変更手段と、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の出力を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの凝固状態を示す情報が所望の条件を満たした場合に、出力電力を低減または停止させることを特徴とする電気手術装置。
６．凝固状態判断手段が、処置用の高周波とは別の検知用電流を用いることを特徴とした付記１〜４の電気手術装置。
【００５０】
７．凝固状態判断手段が、処置用の高周波とは別の検知用電流の電流値に基づいて判断を行うことを特徴とした付記５、６の電気手術装置。
８．凝固状態判断手段が、処置用の高周波とは別の検知用電流から組織のインピーダンスを求め、その値に基づいて判断を行うことを特徴とした付記５、６の電気手術装置。
９．凝固状態判断手段が、処置用の高周波出力からの情報と、検知用電流からの情報に基づいて凝固状態の判断を行う事を特徴とした付記５〜８の電気手術装置。
【００５１】
１０．高周波電流を発生する発生手段と、
前記高周波電流とは別の、生体組織の凝固状態を判断するための検知用高周波電流を使用する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の出力を変更する変更手段と、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の出力を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの凝固状態を示す情報が所望の条件を満たした場合に、一定の電気エネルギー（電力量）を生体組織に供給し、その後出力を低減または停止させることを特徴とする電気手術装置。
【００５２】
１１．電気エネルギーが、生体組織の凝固状態が所望の状態になるまでの経過を基に変化することを特徴とする付記１０の電気手術装置。
１２．一定の電気エネルギーを与える際に、生体組織の凝固状態が所望の状態になるまでの経過を基に供給電力が変化することを特徴とする付記１０、１１の電気手術装置。
１３．付記１０〜１２の特徴を備える付記１〜９の電気手術装置。
【００５３】
１４．処置用高周波電流からの情報を基に、凝固状態の判断を行う付記１〜４、付記１０〜１３の電気手術装置。
１５．処置用高周波電流からの情報が、電流値であることを特徴とする付記９、付記１４の電気手術装置。
１６．処置用高周波電流からの情報が、生体組織のインピーダンスであることを特徴とする付記９、付記１４の電気手術装置。
【００５４】
１７．高周波電流を発生する発生手段と、
生体組織の凝固状態を判断する凝固状態判断手段と、
前記高周波電流の波形を変更する変更手段と、
を有し、手術具に前記高周波電流を供給する電気手術装置において、
前記凝固状態判断手段からの情報により、前記高周波電流の波形を変化させるように前記変更手段を制御する制御回路を持つことを特徴とする電気手術装置。
１８．凝固が進むにつれ、波形のクレストファクター（ピーク値÷実効値）が減少する付記１７の電気手術装置。
１９．付記１７、付記１８の特徴を備える付記１、付記３〜１６の電気手術装置。
【００５５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、凝固処置を確実に行い、組織を乾燥状態にさせると共に電極への付着を防止するようにしてから電力を低減させることができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態の高周波焼灼装置の構成を示す構成図。
【図２】高周波焼灼電源装置の構成を示すブロック図。
【図３】図２の制御回路の制御作用を示すフローチャート図。
【図４】図３の制御作用に従って処置した場合の電力変化の様子等を示す説明図。
【図５】検知用電流の最大値Ｉｍａｘと供給エネルギの閾値Ｆ（ｍａｘ）の関係を示す特性図。
【図６】本発明の第２の実施の形態における高周波焼灼電源装置の構成を示すブロック図。
【図７】制御回路の制御作用を示すフローチャート図。
【図８】電力、波形等の時間的な変化の様子を示す図。
【符号の説明】
１…高周波焼灼装置
２…高周波焼灼電源装置
３…電極
４…接続ケーブル
５…コネクタ部
６…ベッド
７…患者
８…フットスイッチ
１０…処置用電源回路
１１…処置用高周波発生回路
１２…波形生成回路
１３…出力トランス
１４ａ，１４ｂ…電流センサ
１５…フィルタ
１６…Ａ／Ｄ変換回路
１７…制御回路
１８…検知用電源回路
１９…検知用高周波発生回路
２０…生体組織
Claims (7)
- 処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、
前記処置用エネルギ発生手段の出力を可変する可変手段と、
前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の電流を検出する電流検出手段と、
前記電流検出手段における検出結果に基づき、前記可変手段の出力を制御する出力制御手段と、
を備え、
前記出力制御手段は、前記手術具に対して前記処置用エネルギ発生手段からの処置用エネルギ供給が開始される際、出力電力が所定の設定出力値になるよう前記可変手段を制御し、当該処置用エネルギ供給開始の後、前記電流検出手段による検出結果により組織側に供給される電流が一旦最大値となったと検知した後、当該最大電流値に対して所定の１未満の係数を乗じた値以下になった際に前記出力電力を増大するよう前記可変手段を制御し、さらに当該出力電力を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において、当該出力電力を低減するよう前記可変手段を制御する
ことを特徴とする電気手術装置。 - 前記出力制御手段は、組織側に供給される電流が一旦最大値となったと検知した後、当該最大電流値に対して所定の１未満の係数を乗じた値以下になった際に前記出力電力を増大するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力が増大するよう前記可変手段を制御する
ことを特徴とする請求項１に記載の電気手術装置。 - 前記出力制御手段は、前記出力電力を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において当該出力電力を低減するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力を低減するよう前記可変手段を制御する
ことを特徴とする請求項１または２に記載の電気手術装置。 - 処置用エネルギを手術具に供給する処置用エネルギ発生手段と、
前記処置用エネルギ発生手段の出力波形を可変する出力波形可変手段と、
前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の前記処置用エネルギ発生手段における出力電圧を検出する出力電圧検出手段と、
前記処置用エネルギが手術具の電極を介して組織側に供給される際の組織のインピーダンスを検出するインピーダンス検出手段と、
前記出力電圧検出手段または前記インピーダンス検出手段における検出結果に基づき、前記出力波形可変手段を制御する出力制御手段と、
を備え、
前記出力制御手段は、前記手術具に対して前記処置用エネルギ発生手段からの処置用エネルギ供給が開始される際、出力電力が所定の設定出力値になるよう前記出力波形可変手段を制御し、当該処置用エネルギ供給開始の後、前記電圧検出手段の検出結果に基づいて出力電圧のピーク電圧値が一定値となるように当該ピーク電圧値を実効値で除した波高率を順次低下するよう前記出力波形可変手段を制御し、かつ、前記インピーダンス検出手段による検出結果により組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際に前記ピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御し、さらに当該ピーク電圧値を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において、当該出力電力を低減するよう前記出力波形可変手段を制御する
ことを特徴とする電気手術装置。 - 前記出力制御手段は、組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際にピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する際、前記一定値となるよる制御された前記ピーク電圧値に所定の係数を乗じた値になるよう前記出力波形可変手段を制御する
ことを特徴とする請求項４に記載の電気手術装置。 - 前記出力制御手段は、前記ピーク電圧値を増大させた後における当該組織側に供給されるエネルギー値が所定の値に到達した時点において当該出力電力を低減するよう制御する際、前記設定出力値に所定の係数を乗じた値まで当該出力電力を低減するよう前記出力波形可変手段を制御する
ことを特徴とする請求項４または５に記載の電気手術装置。 - 前記出力制御手段は、組織のインピーダンスが、一旦最小値となったと検知した後、当該最小インピーダンス値に対して所定の１以上の係数を乗じた値以上になった際にピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する際、出力電力は一定に保持した状態において、前記ピーク電圧値を増大するよう前記出力波形可変手段を制御する
ことを特徴とする請求項４−６の何れか一項に記載の電気手術装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000086992A JP4530467B2 (ja) | 2000-03-27 | 2000-03-27 | 電気手術装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000086992A JP4530467B2 (ja) | 2000-03-27 | 2000-03-27 | 電気手術装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001269353A JP2001269353A (ja) | 2001-10-02 |
| JP4530467B2 true JP4530467B2 (ja) | 2010-08-25 |
Family
ID=18603082
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000086992A Expired - Fee Related JP4530467B2 (ja) | 2000-03-27 | 2000-03-27 | 電気手術装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4530467B2 (ja) |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4789499B2 (ja) * | 2005-04-07 | 2011-10-12 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 電気手術装置 |
| JP2007143878A (ja) | 2005-11-28 | 2007-06-14 | Olympus Medical Systems Corp | 高周波電源装置及び電気手術装置 |
| JP2010081405A (ja) * | 2008-09-26 | 2010-04-08 | Sanyo Electric Co Ltd | 高電圧出力ドライバーおよび圧電ポンプ |
| EP2329782B1 (en) | 2008-10-03 | 2014-05-21 | Olympus Medical Systems Corp. | Electrosurgical device |
| US8142429B2 (en) | 2008-10-03 | 2012-03-27 | Olympus Medical Systems Corp. | High-frequency treatment based upon a calculated impedance |
| US8246615B2 (en) * | 2009-05-19 | 2012-08-21 | Vivant Medical, Inc. | Tissue impedance measurement using a secondary frequency |
| US9039694B2 (en) | 2010-10-22 | 2015-05-26 | Just Right Surgical, Llc | RF generator system for surgical vessel sealing |
| WO2018158913A1 (ja) | 2017-03-02 | 2018-09-07 | オリンパス株式会社 | 電源装置、高周波処置システム、及び電源装置の作動方法 |
| USD904611S1 (en) | 2018-10-10 | 2020-12-08 | Bolder Surgical, Llc | Jaw design for a surgical instrument |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0385157A (ja) * | 1989-08-30 | 1991-04-10 | Olympus Optical Co Ltd | 高周波電気メス装置 |
| GB9204217D0 (en) * | 1992-02-27 | 1992-04-08 | Goble Nigel M | Cauterising apparatus |
| US5558671A (en) * | 1993-07-22 | 1996-09-24 | Yates; David C. | Impedance feedback monitor for electrosurgical instrument |
| JPH10146344A (ja) * | 1996-11-20 | 1998-06-02 | Olympus Optical Co Ltd | 電気手術装置 |
| US6033399A (en) * | 1997-04-09 | 2000-03-07 | Valleylab, Inc. | Electrosurgical generator with adaptive power control |
-
2000
- 2000-03-27 JP JP2000086992A patent/JP4530467B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2001269353A (ja) | 2001-10-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4499893B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP4656755B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP6033511B1 (ja) | 高周波処置具のための電源装置、高周波処置システム、及び電源装置の作動方法 | |
| JP4579324B2 (ja) | 外科手術システム | |
| JP4796018B2 (ja) | 高周波手術装置 | |
| JP4649545B2 (ja) | 手術システム及び制御方法 | |
| US8292883B2 (en) | Electrosurgical apparatus and method of controlling electrosurgical apparatus | |
| JP4653259B2 (ja) | 手術システム及び制御方法 | |
| EP2338429B1 (en) | Electric surgery apparatus and method for controlling electric surgery apparatus | |
| JP4530467B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP2004229832A (ja) | 電気メス装置 | |
| JP3989166B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP3984193B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP3996869B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP4519980B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP3540664B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| JP2001178739A (ja) | 電気手術装置 | |
| JP4037582B2 (ja) | 電気手術装置及び電気手術装置の出力制御方法 | |
| JP3895531B2 (ja) | 電気手術装置 | |
| WO2018229891A1 (ja) | 制御装置 | |
| JP2005000225A (ja) | 電気手術装置 | |
| JP2002306505A (ja) | 電気手術装置 | |
| JP3590268B2 (ja) | 電気外科手術装置 | |
| JP2001198138A (ja) | 電気外科手術装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20070326 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20100119 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100323 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20100601 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20100608 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130618 Year of fee payment: 3 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |