JP4734058B2

JP4734058B2 - 医療用処置装置

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Publication number: JP4734058B2
Application number: JP2005221765A
Authority: JP
Inventors: 浩司飯田
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Current assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2005-07-29
Filing date: 2005-07-29
Publication date: 2011-07-27
Anticipated expiration: 2025-07-29
Also published as: JP2007037568A

Description

本発明は、開閉自在な一対のジョーで把持した処置対象組織を加熱し、該処置対象組織の凝固または凝固切開を行う医療用処置装置に関する。

従来、開閉自在な一対のジョーで把持した処置対象組織（以下、生体組織と称す）を、少なくとも一方のジョーに設けられた発熱素子等の発熱体により加熱して生体組織の凝固または凝固切開を行う発熱処置具等の医療用処置具が種々提案されている。

例えば特許文献１では、一対のジョーの内、一方のジョーの生体組織への処置面に平面部を設けることで、一対のジョーと生体組織との接触面積を確保して、生体組織を効率的に凝固させることができるとともに、凝固切開の際、熱により生体組織を乾燥させ、生体組織を脆弱にすることにより、ジョーが平面部を有していても生体組織を確実に切開することができる凝固切開システムが開示されている。

また、特許文献２では、医療用処置具を用いた生体組織の凝固、凝固切開に際し、発熱体の発熱温度を検出することにより、発熱体の発熱温度を、各処置に応じた所望の温度に制御することができる発熱処置装置が開示されている。

さらに、特許文献３では、医療用処置具を用いた生体組織の凝固に際し、一対のジョーの処置部に設置された電極を介して、生体組織に高周波を通電することで、生体組織を熱して凝固するとともに、生体組織のインピーダンスを測定することにより、生体組織の凝固状態を判別する発熱処置装置が開示されている。
特許３３４９１３９号公報特開２００１−２６９３５２号公報米国特許５８１７０９３号公報

しかしながら、特許文献１に開示された凝固切開システムにおいては、発熱体を用いた凝固、凝固切開処置の最中に、生体組織の凝固、または凝固切開状態、言い換えれば、生体組織の温度を判別する手段が無いため、発熱体の発熱を一旦開始してしまうと、生体組織の状態に応じて発熱体の温度調整をすることができないことから、処置効率が悪いといった問題がある。

また、特許文献２に開示された医療用処置具では、発熱体の温度を測定することにより、生体組織の温度を測定しているが、測定した発熱体の温度は、必ずしも生体組織の温度とは一致しないため、発熱体の温度を測定するのみでは、生体組織の正確な温度、状態を測定することはできないといった問題がある。

さらに、特許文献３に開示された医療用処置具では、生体組織の凝固の際、生体組織が凝固する温度まで、相当量の高周波電流を生体組織に印加する必要があるため、高周波電流を印加する電源は、容量の大きいものが必要となることから製品コストが高くなってしまうといった問題がある。

本発明の目的は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、発熱体の加熱による生体組織の凝固または凝固切開中に、生体組織の凝固、または凝固切開状態を低コストにて正確に検出することができるとともに、各処置に応じた温度に、発熱体の加熱温度を調整することにより、効率良く凝固または凝固切開ができる医療用処置装置を提供するにある。

上記目的を達成するために本発明による医療用処置装置は、開閉自在な一対のジョーで把持した処置対象組織を加熱し、該処置対象組織の凝固または凝固切開を行う医療用処置具を有する医療用処置装置において、少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織に対し発熱により熱を付与する発熱素子と、少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織のインピーダンスを測定するインピーダンス測定部と、前記発熱素子に電力を供給して前記発熱素子を発熱させる電力供給部と、前記発熱素子の温度を測定する温度測定部と、前記インピーダンス測定部を介して前記処置対象組織に高周波電流を印加する高周波電流印加部と、前記インピーダンス測定部により測定された前記インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と前記高周波電流印加部に、前記処置対象組織に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスと、前記温度測定部により測定された前記発熱素子の温度とに応じて、前記発熱素子の発熱量を調整する制御を行う制御手段と、を具備し、前記制御手段は、前記電力供給部を介して前記発熱素子に第１の電力を印加して前記発熱素子を発熱させる制御を行った後、前記高周波電流印加部から前記処置対象組織に高周波電流を印加することによって前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固をはじめる第１の閾値に達すると、前記電力供給部を介して前記発熱素子に第１の電力よりも低い第２の電力を印加することを特徴とする医療用処置装置。

本発明によれば、発熱体の加熱による生体組織の凝固または凝固切開中に、生体組織の凝固状態または凝固切開状態を低コストにて正確に検出することができるとともに、各処置に応じた温度に、発熱体の加熱温度を調整することにより、効率良く凝固または凝固切開ができる医療用処置装置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。
（第１実施の形態）
図１は、本発明の第１実施を示す医療用処置装置の正面図、図２は、図１の医療用処置具の上面図、図３は、図１のヒータユニットの正面図、図４は、図３のヒータユニットの先端側の部分上面図である。

また、図５は、図２中のV-V線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図６は、図５中のVI-VI線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図７は、図５中のVII-VII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図８は、図５中のVIII-VIII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図９は、図５の発熱素子の拡大斜視図、図１０は、図１の医療用処置装置の電気回路の構成の概略を示す図である。

尚、本実施においては、医療用処置具は、開閉する一対のジョーで把持した生体組織を、少なくとも一方のジョーに設けられた発熱体により加熱して生体組織の凝固または凝固切開を行う発熱処置具である開腹手術用熱凝固切開鉗子（以下、単に鉗子と称す）を例に挙げて説明する。よって、医療用処置装置は、鉗子を有する発熱処置装置（以下、単に処置装置と称す）を例に挙げて説明する。

図１に示すように、処置装置１は、供給された電力により発生する熱を利用して体腔内の生体組織Ｍに対し凝固または凝固切開等の各種処置を行う鉗子２と、該鉗子２に電力を供給して鉗子２の熱駆動を制御する電源３と、鉗子２と電源３とを接続するケーブル４と、電源３の電力のＯＮ／ＯＦＦの制御を行う電源３に接続されたフットスイッチ５とにより主要部が構成されている。

鉗子２は、ハンドルユニット６と、該ハンドルユニット６に対し着脱自在なヒータユニット７とにより主要部が構成されている。

鉗子２は、それぞれ棒状部材により構成された第１本体８と、第２本体９とにより主要部が構成されている。尚、第１本体８、第２本体９は、強度上の理由から、ステンレスやチタン等の金属により構成されている。

鉗子２の中央部１１において、第２本体９は、第１本体８に形成された中央溝１２（図２参照）に嵌入しており、第２の本体９は、枢支部である支点１０を介して第１本体８に回動自在に取り付けられている。よって、第１本体８と第２本体９とは、中央部１１の支点１０に軸支されて互いに開閉自在となる。

第１本体８の先端側に、例えば自由曲面形状である弯曲形状を長手方向（以下、主軸と称す）に有する形状に形成された第１のジョー１３が設けられており、第２本体９の先端側にも、弯曲形状を主軸に有する形状に形成された第２のジョー１８が設けられている。また、第１のジョー１３の第２のジョー１８に対向する面に、ヒータユニット７の先端側が係合される溝１５が、第１のジョー１３の主軸に沿って凹状に形成されている。

尚、第１のジョー１３と、第２のジョー１８とは、対を成して生体組織Ｍを把持し処置する処置部１５０を構成している。また、ジョー１３，１８が弯曲形状に形成されているのは、鉗子２の処置部１５０における生体組織Ｍの剥離操作を行いやすくするためである。さらに、ジョー１３，１８も強度上の理由から、ステンレスやチタン等の金属により構成されている。

第１本体８の基端側に、手指挿入用の第１の指掛け１４が設けられている。また、第１本体８の第１の指掛け１４の近傍に、ヒータユニット７の基端側が係合されるヒータユニット受け１６と、第２本体９と第１本体８とが閉成された際、第１本体８に対する第２本体９の閉成位置を規定するストッパー１７とが設けられている。

さらに、第２本体９の基端側に、手指挿入用の第２の指掛け１９が設けられている。また、第２本体９の第２の指掛け１９の近傍に、接点２０Ａ，２０Ｂが配設されたコネクタ２０が設けられている。尚、接点２０Ａと接点２０Ｂとは、互いに絶縁されている。コネクタ２０の接点２０Ａ，２０Ｂに、ケーブル４から分岐したケーブル４Ｂが接続されている。尚、ケーブル４Ｂは、コネクタ２０に対し着脱自在である。

図３、図４に示すように、ヒータユニット７は、棒状の本体部２１を有し、一端となる先端側に、第１のジョー１３に形成された溝１５に係合される処置部２２が、細長な連結部材２４を介して接続されている。尚、本体部２１の先端に、ハンドルユニット６の図１中裏面側において、支点１０に設けられた係合部（図示せず）と係合する係合穴２５が形成されている。

処置部２２及び連結部材２４は、第１のジョー１３と同様に、弯曲形状を主軸に有する形状に形成されている。また、処置部２２及び連結部材２４は、溝１５に対し係脱自在である。

ヒータユニット７の他端となる基端側に、ケーブル４から分岐したケーブル４Ａが接続されるとともに、ヒータユニット受け１６に係合される円筒部２３が設けられている。尚、円筒部２３は、ヒータユニット受け１６に対し係脱自在であり、また、ケーブル４Ａは、円筒部２３に対し着脱自在である。

図５に示すように、処置部２２は、発熱体である発熱素子２６と該発熱素子２６を内周面において保持する断面形状が略Ｕ字状の断熱枠２７とを有している。尚、断熱枠２７の先端側は、図６に示すように、断面形状が環状を有している。

断熱枠２７は、該断熱枠２７の基端が、連結部材２４の先端側に対し、パイプ３７、ピン３８で接続されることにより、第１のジョー１３に対し固定されている。尚、断熱枠２７を構成する材料としては、耐熱性が高いことが要求されるため、耐熱性の高い樹脂やセラミックスが適当である。

発熱素子２６は、生体組織Ｍに対し発熱により熱エネルギを与えるものであり、図９に示すように、例えばモリブデンなどの熱伝導性の良い金属により構成された基板４６により、第１のジョー１３と同様に、弯曲形状を主軸に有する形状であって、断面形状が下向きの略凸状に形成されている。

基板４６の上面、即ち断熱枠２７に対向する面に、図示しない絶縁層が形成されており、該絶縁層上に、薄膜抵抗からなるＵ字形状の発熱部４７、４８が、例えば基板４６の主軸に沿って形成されている。尚、発熱部４７、４８を構成する薄膜抵抗は、例えばモリブデンからなる。

Ｕ字状の発熱部４７、４８の各端であって、基板４６の絶縁層上に、リード線３１の後述する金属ワイヤ３３の先端が接続される、表面が金等のめっきで構成された電極４９が、発熱部４７，４８毎に、２つずつ形成されている。尚、リード線３１の金属ワイヤ３３の先端と電極４９との接続方法としては、高融点はんだ、溶接、熱圧着、ワイヤボンディング、導電ペースト等が挙げられる。

電極４９は、ワイヤリングに適した部材、例えば銅から構成されており、電源３からリード線３１を介して供給された電力を発熱部４７，４８に伝達する。尚、リード線３１は、銅合金などの金属ワイヤ３３と該金属ワイヤ３３を被覆する電気絶縁のためのチューブ３４とから構成されている。尚、チューブ３４を構成する材料としては、耐熱性が高いことが要求されるため、耐熱性の高い樹脂やセラミックスが適当である。

発熱素子２６の基板４６の周面であって、第２のジョー１８に対向する位置は、例えば生体組織Ｍを処置する際の処置面２８となっている。即ち、処置面２８は、生体組織Ｍを把持するため第２のジョー１８と第１のジョー１３とが閉成された際に、生体組織Ｍに接触する面となる。処置面２８は、非鋭利な形状を有しており、例えば自由曲面形状である部分円弧状に構成されている。

図５に戻って、発熱素子２６の一端、即ち先端に、断熱枠２７と係合する係合部２９が設けられている。また、発熱素子２６の他端、即ち基端に、連結部材２４の先端と係合する係合部３０が設けられている。また、係合部３０は連結部材２４の前端３９で固定されている。

尚、断熱枠２７に発熱素子２６が保持された状態において、発熱素子２６に給電するためのリード線３１を挿通する空間３２が断熱枠２７に形成されている。空間３２に挿通されたリード線３１の基端は、連結部材２４に設けられた図示しない溝に挿通された後、円筒部２３においてケーブル４Ａに接続されている。

また、図７に示すように、空間３２に、チューブ３４を発熱素子２６の発熱から保護する、断面略Ｕ字形状のスペーサ部材３５が配設されている。尚、スペーサ部材３５を構成する材料としては、耐熱性が高いことが要求されるため、耐熱性の高い樹脂やセラミックスが適当である。

スペーサ部材３５は、発熱素子２６の上部と断熱枠２７の内周面との間に密に嵌合されており、スペーサ部材３５と断熱枠２７との間に形成された溝部３６に、リード線３１の先端側が挿通されている。尚、スペーサ部材３５は、発熱素子２６が、固定位置から断熱枠２７側へずれることを防止する、即ち発熱素子２６の固定位置を規定する。

さらに、空間３２、発熱素子２６と連結部材２４との間、または溝３６の内部に、隙間をなくすための充填剤が充填されている。尚、充填材を構成する材料としては、耐熱性の良い材料が要求されることから、耐熱性の高い樹脂やセラミックス等が適当である。

発熱素子２６の処置面２８、断熱枠２７の外表面及び発熱素子と断熱枠２７との境界部に、図示しない非粘着性のコーティング材が加工されている。非粘着性のコーティング材の材質としては、耐熱性の良い樹脂、例えばＰＴＦＥやＰＦＡ等を含むフッ素樹脂に添加剤が添加されたものが挙げられる。

第２のジョー１８の第１のジョー１３に対向する位置に、第２のジョー１８と第１のジョー１３とが閉成された際、第１のジョー１３の発熱素子２６の処置面２８が接触する発熱素子受け部（以下、単に受け部と称す）４０が、第２のジョー１８の主軸に沿って、高さ方向に所定の厚さを有して肉厚に設けられている。

受け部４０は、第２のジョー１８と同様に、弯曲形状を主軸に有する形状に形成されている。また、受け部４０は、図６、図７に示すように、受け部４０Ａ，４０Ｂ，４０Ｃから構成されている。尚、受け部４０Ａ〜４０Ｃの上面は、図５〜図７に示すように、第２のジョー１８の第１のジョー１３に対向する面と略同一面となっている。

即ち、受け部４０Ａ〜４０Ｃの上面は、一対のジョー１３，１８が閉成された際、発熱素子２６の処置面２８の受け面を構成するとともに、生体組織Ｍを把持する際、生体組織Ｍに接触する処置面となる。

さらに、受け部４０は、一対のジョー１３，１８が生体組織Ｍを把持した際、受け部４０Ａと受け部４０Ｂとの間において微弱な高周波電流Ｋ（図７参照）を流すことにより、生体組織Ｍの後述するインピーダンスを測定する。よって、受け部４０は、本実施におけるインピーダンス測定部を構成している。

受け部４０Ａ，４０Ｂは、電気伝導性を有する柔軟性部材、例えば炭素等が配合された特殊なシリコンゴムから構成されている。また、受け部４０Ｃは、受け部４０Ａと受け部４０Ｂとを絶縁するとともに、第２のジョー１８と受け部４０Ａ，４０Ｂとの間も隔絶する、絶縁性を有するシリコンゴム等の柔軟部材から構成されている。

受け部４０Ａ，４０Ｂは、第２のジョー１８の基端側において、各々リード線４１Ａ，４１Ｂの先端に接続されている。リード線４１Ａ，４１Ｂは、図８に示すように、第２本体９の内部に挿通され、各々の基端が、コネクタ２０に設けられた接点２０Ａ，２０Ｂにそれぞれ接続されている。尚、リード線４１Ａと４１Ｂとは互いに絶縁されている。リード線４１Ａ，４１Ｂは、電源３から供給された微弱な高周波電流Ｋを、受け部４０Ａ，４０Ｂに通電させる。

次に、処置装置１の電気回路の構成を概略的に説明する。図１０に示すように、電源３に、制御演算部５０と、発熱設定部５１と、フットスイッチ入力部５２と、抵抗値検出部５３と、出力部５４と、インピーダンス検出部５５と、高周波出力部５６と、告知部５７と、設定スイッチ１００と、表示部１０１とが配設されている。尚、設定スイッチ１００と表示部１０１とは、図１に示すように、電源３の外表面に一部が露呈している。

制御演算部５０に、発熱設定部５１とフットスイッチ入力部５２と抵抗値検出部５３と出力部５４とインピーダンス検出部５５と高周波出力部５６と告知部５７とが接続されている。

また、発熱設定部５１に、設定スイッチ１００が接続され、フットスイッチ入力部５２に、フットスイッチ５が接続されている。よって、フットスイッチ入力部５２に、フットスイッチ５による発熱操作信号が入力される。

発熱設定部５１は、設定スイッチ１００から各種操作信号が入力されることにより、発熱素子２６に印加される電圧や電流、温度などの設定値を変更する。尚、発熱設定部５１が設定変更できる各種操作信号のパラメータは、電源の制御方式により異なる。

抵抗値検出部５３と出力部５４とに、発熱素子２６がケーブル４Ａ及びリード線３１を介して接続されており、またインピーダンス検出部５５と高周波出力部５６とに、ケーブル４Ｂ及びリード線４１を介して、受け部４０Ａ，４０Ｂが接続されている。

出力部５４は、制御演算部５０の駆動制御により、発熱素子２６に、電圧及び電流を印加する。即ち、発熱素子２６を発熱駆動させるための発熱電力を出力する。よって、出力部５４は、本発明における電力供給部を構成している。

抵抗値検出部５３は、出力部５４から発熱素子２６に印加された電圧と電流とを検出し、発熱素子２６の温度を測定する。よって、抵抗値検出部５３は、本発明における温度測定部を構成している。

制御演算部５０は、抵抗値検出部５３において検出された電圧と電流とを除算することで、発熱素子２６の抵抗値を求める。発熱素子２６の抵抗値の増減は、発熱素子２６の発熱温度の高低と連動していることから、制御演算部５０で演算された抵抗値から発熱素子２６の温度を算出することができる。この発熱素子２６の温度は、出力部５４から発熱素子２６に出力する電力量の制御に利用されている。

高周波出力部５６は、制御演算部５０の駆動制御により、微弱な高周波電流Ｋを、受け部４０Ａ，４０Ｂに印加し、受け部４０Ａ，４０Ｂに接触している生体組織Ｍに、微弱な高周波電流Ｋを通電する。よって、高周波出力部５６は、本発明における高周波電流印加部を構成している。尚、高周波出力部５６は、微弱な高周波電流Ｋを受け部４０Ａ，４０Ｂに印加するだけの回路であるため、安価な回路により構成されている。

インピーダンス検出部５５は、生体組織Ｍに印加された電圧と電流とを検出し、生体組織Ｍのインピーダンスを検出する。

制御演算部５０は、インピーダンス検出部５５において検出された電圧と電流とを除算することで、生体組織Ｍのインピーダンスを求める。制御演算部５０は、フットスイッチ入力部５２からの発熱操作信号と、発熱設定部５１からの各種操作信号との入力を基に、出力部５４と告知部５７とを駆動制御する。さらに、制御演算部５０は、出力部５４の出力に連動して、インピーダンス検出部５５、高周波出力部５６を駆動するよう制御する。

即ち、制御演算部５０は、発熱素子２６が発熱している間、受け部４０Ａと４０Ｂとの間で生体組織に通電を行うよう制御することにより、処置面２８と受け部４０の間で把持した生体組織Ｍのインピーダンスを測定し、発熱処置を行っている際の生体組織Ｍの凝固状態を常に測定することが可能である。

また、制御演算部５０は、測定したインピーダンスと測定して生体組織Ｍの温度を基に、出力部５４の出力を制御するよう、随時出力部５４の駆動制御を行う。よって、制御演算部５０は、本発明における制御手段を構成している。

尚、制御演算部５０は、インピーダンス検出部５５が検出したインピーダンスの値が大きいほど、生体組織Ｍの凝固が進行したと判定し、インピーダンスの値が低いほど、生体組織Ｍが未凝固状態であると判定する。これは、インピーダンスの値が低いほど、生体組織Ｍは良く通電する状態であることから、生体組織Ｍに水分が残留している状態であると判定されるためである。

告知部５７は、制御演算部５０の駆動制御により、表示部１０１に、発熱素子２６が発熱中であることの旨の表示を行う。さらに告知部５７には、制御演算部５０の発熱素子２６の発熱量の制御の変化に応じて、使用者が制御状態を視認できる旨の表示を行ってもよい。尚、表示部１０１は、使用者が各種情報を認識できる手段であれば、例えばブザー等の音響手段を伴う物により構成されていても構わない。

次に、このように構成された本実施の作用について、図１〜図１０及び図１１を用いて説明する。図１１（ａ）〜（ｃ）は、図１０の制御演算部の出力制御図である。

第２本体９と第１本体８とが閉成操作され、即ち、第２のジョー１８と第１のジョー１３とが閉成されることにより、処置部１５０において、発熱素子２６の処置面２８と受け部４０との間で生体組織Ｍが把持された後、フットスイッチ５が操作されると、上述したように、制御演算部５０の駆動制御の下、出力部５４により、ケーブル４Ａ、リード線３１、発熱部４７，４８を介して、発熱素子２６に電圧及び電流が印加される。このことにより、発熱素子２６が発熱される。その後、発熱素子の発熱は、処置面２８により、生体組織Ｍに伝熱され、該熱により、生体組織Ｍは、凝固または凝固切開される。

この生体組織Ｍの凝固切開において、発熱素子２６に一定電力を印加する場合は、制御演算部５０は、図１１（ａ）に示すように、先ず、発熱素子２６に一定電力Ｗ２を印加するよう制御する（＊１）。尚、この電力Ｗ２は、生体組織Ｍの凝固状態が良くなり、凝固処置時間が短縮できる設定値、即ち生体組織Ｍの凝固に適した電力値である。

電力Ｗ２の印加と略同時に、制御演算部５０は、受け部４０Ａ，４０Ｂ及びインピーダンス検出部５５を用いて、組織Ｍのインピーダンスを求め始める（＊２）。検出した組織Ｍのインピーダンスが、閾値Ｚ１以上に到達すると（＊３）、制御演算部５０は、切開する前に凝固を充分にするため、一旦、電力をＷ１に下げるよう制御する（＊４）。尚、この際電力をＷ１に下げるのは、Ｗ２の電力を持続すると、生体組織Ｍの凝固前に、生体組織Ｍが切開されてしまうためである。

次いで、インピーダンスが凝固に充分なＺ２に到達後（＊５）、制御演算部５０は、電力をＷ３に上げるよう制御し（＊６）、生体組織Ｍを切開する。尚、電力Ｗ３は、凝固した生体組織Ｍを短時間で切開できる電力値である。

また、この場合、発熱素子２６の温度情報を発熱素子２６の温度制御に利用してもよい。図１１（ｂ）に示すように、インピーダンスが凝固に充分なＺ２に到達後（＊５）、発熱素子２６の耐久性を確保するために、発熱素子２６の上限温度を決めて、発熱素子２６の温度を設定温度Ｔに維持するよう（＊７）、制御演算部５０は制御してもよい。

生体組織Ｍの凝固切開において、発熱素子２６に一定電圧を印加する場合は、制御演算部５０は、図１１（ｃ）に示すように、先ず、発熱素子２６に一定電圧Ｖ２を印加するよう制御する（＊８）。尚、この電圧Ｖ２は、生体組織Ｍの凝固状態が良くなり、処置時間が短くなる設定値、即ち生体組織Ｍの凝固に適した電圧値である。

電圧Ｖ２の印加と略同時に、制御演算部５０は、受け部４０Ａ，４０Ｂ及びインピーダンス検出部５５を用いて、組織Ｍのインピーダンスを求め始める（＊９）。検出した組織Ｍのインピーダンスが、閾値Ｚ１以上に到達すると（＊１０）、制御演算部５０は、切開する前に凝固を充分にするため、一旦、電圧をＶ１に下げるよう制御する（＊１１）。尚、この際電圧をＶ１に下げるのは、Ｖ２の電力を持続すると、生体組織Ｍの凝固前に、生体組織Ｍが切開されてしまうためである。

次いで、インピーダンスが凝固に充分なＺ２に到達後（＊１２）、制御演算部５０は、電圧をＶ３に上げるよう制御し（＊１３）、生体組織Ｍを切開する。

尚、以上の制御演算部５０の駆動制御例は、生体組織Ｍのインピーダンス情報を、発熱素子の発熱量の制御に利用した場合を示すものであり、この制御に限定されないことは云うまでもない。

このように、本実施においては、第２のジョー１８に、生体組織Ｍを把持した際、生体組織Ｍに接触し、電源３から印加された微弱な高周波電流Ｋを生体組織に印加する受け部４０Ａ，４０Ｂを設けた。

また、制御演算部５０は、受け部４０Ａ，４０Ｂ及びインピーダンス検出部５５において測定、検出された生体組織Ｍのインピーダンスと、抵抗値検出部５３を用いた生体組織Ｍの温度情報とを基に、出力部５４を介して、発熱素子２６の発熱量を制御する構成とした。

このことによれば、発熱素子２６の加熱による生体組織Ｍの凝固または凝固切開中に、生体組織の凝固状態を、生体組織Ｍのインピーダンスを検出することで、応答性良く正確に検出することができるとともに、各処置に応じた温度に、発熱素子２６の発熱量を調整することができることから、処置効率良く凝固または凝固切開ができる鉗子、処置装置を提供することができる。

また、高周波出力部５６を用いて生体組織Ｍに通電する高周波電流は、微弱なものでよいため、高周波出力部５６を構成する回路を安価にすることができることから、従来の一般的な電気メス、即ち高周波処置具の駆動電源に比べて、製造コストを安くして、電源３を製造することができる。

尚、本実施においては、受け部４０は、第２のジョー１８に設けると示したが、これに限らず、第１のジョー１３に設けてもよい。また、発熱素子２６も、第１のジョー１３に限らず、第２のジョー１８に設けても構わないし、第１のジョー１３と第２のジョー１８との両方に設けても構わない。

（第２実施の形態）
図１２は、図５の鉗子の処置部の変形例の構成を示す断面図、図１３は、図１２中のXIII-XIII線に沿う鉗子の処置部の断面図、図１４は、図１２中のXIV-XIV線に沿う鉗子の処置部の断面図、図１５は、図１２中のXV-XV線に沿う鉗子の処置部の断面図である。

尚、本実施の形態においても、上述した第１実施の形態と同様に、医療用処置具は、開閉する一対のジョーで把持した生体組織を、少なくとも一方のジョーに設けられた発熱素子により加熱して生体組織の凝固または凝固切開を行う発熱処置具である開腹手術用熱凝固切開鉗子を例に挙げて説明する。よって、医療用処置装置は、開腹手術用熱凝固切開鉗子を有する処置装置を例に挙げて説明する。

また、本実施の構成は、上述した第１実施と比して、生体組織Ｍのインピーダンスを、受け部４０以外で測定する点のみが異なる。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１２〜図１５に示すように、第１のジョー１３の発熱素子２６の処置面２８に対向する第２のジョー２８の対向面に、絶縁性を有するシリコンゴム等の柔軟部材から構成された受け部１４０が形成されている。

尚、受け部１４０は、第２のジョー１８と第１のジョー１３とが閉成された際、発熱素子２６の処置面２８の受け部となるとともに、生体組織Ｍを把持する際、生体組織Ｍに接触する処置面を構成している。

第２のジョー１８の対向面であって、受け部１４０を対向面において挟む領域に、第２のジョー１８の主軸に沿って、電気伝導性部材である電極５９Ａ，５９Ｂが形成されている。

尚、電極５９Ａ，５９Ｂは、一対のジョー１３，１８を閉成した際、発熱素子２６の処置面２８が接触しない位置に形成されている。また、一対のジョー１３，１８を閉成した際、電極５９Ａ、５９Ｂは、生体組織Ｍに接触する。

電極５９Ａ，５９Ｂは、各々凹状の絶縁部材６０により保持されており、電極５９Ａと５９Ｂとは互いに絶縁されている。また、電極５９Ａ，５９Ｂは、基端側でリード線４１Ａ、４１Ｂに接続されている。

電極５９Ａ，５９Ｂは、一対のジョー１３，１８が生体組織Ｍを把持した際、電極５９Ａと電極５９Ｂとの間において微弱な高周波電流Ｋを流すことにより、生体組織Ｍのインピーダンスを測定する。よって、電極５９Ａ，５９Ｂは、本実施におけるインピーダンス測定部を構成している。

尚、本実施の作用は、上述した第１実施と同様である。このような構成を有していても上述した第１実施と同様の効果を得ることができる。また、本実施においても、生体組織Ｍのインピーダンスを測定する電極５９Ａ，５９Ｂを、第２のジョー１８に限らず、第１のジョー１３に設けてもよい。

（第３実施の形態）
図１６は、本発明の第３実施を示す医療用処置装置の正面図、図１７は、図１６の医療用処置具の先端側の部分上面図、図１８は、図１７中のXVIII-XVIII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図１９は、図１８中のXVIX-XVIX線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図２０は、図１８中のIIX-IIX線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図２１は、図１８中のIIXI-IIXI線に沿う医療用処置具の処置部の断面図、図２２は、図１８中のIIXII-IIXII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図である。

尚、本実施においては、医療用処置具は、内視鏡下手術用処置具、具体的には、開閉する一対のジョーで把持した生体組織を、少なくとも一方のジョーに設けられた発熱体により加熱して生体組織の凝固または凝固切開を行う発熱処置具である内視鏡下手術用熱凝固切開鉗子（以下、単に鉗子と称す）を例に挙げて説明する。よって、医療用処置装置は、鉗子を有する発熱処置装置（以下、単に処置装置と称す）を例に挙げて説明する。

また、本実施の鉗子及び処置装置の構成は、上述した第１及び第２実施の形態を比して、鉗子が、内視鏡下手術用熱凝固切開鉗子である点と、処置装置が、内視鏡下手術用熱凝固切開鉗子を有する処置装置である点のみが異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１及び第２実施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、処置装置６１は、鉗子６２と電源６３と、鉗子６２と電源６３とを接続するケーブルユニット６４と、電源６３の電力のＯＮ／ＯＦＦの制御を行う電源６３に接続されたフットスイッチ６５とにより主要部が構成されている。尚、電源６３の内部の電気回路の構成は、上述した第１実施の電源３の構成と同じであるため、その説明は省略する。

鉗子６２は、電源６３からケーブルユニット６４を介して供給された電力により発生する熱を利用して体腔内の生体組織に対し凝固または凝固切開等の各種処置を行うものである。

また、鉗子６２に、細長い挿入部６７と、該挿入部６７の先端側に配設された処置部６６と、挿入部６７の基端側に配設されたハンドル部６８とが設けられている。

図１６、図１７に示すように、処置部６６は、開閉自在な一対の処置部である、例えば自由曲面形状である弯曲形状を主軸に有する形状に形成された固定ジョー６９と、弯曲形状を主軸に有する形状に形成された可動ジョー７０とによる一対のジョーにより構成されている。

尚、固定ジョー６９、可動ジョー７０は、ステンレス、チタン等から構成されている。また、ジョー６９，７０が弯曲形状に形成されているのは、鉗子６２を用いた処置部６６における生体組織Ｍの剥離操作を行いやすくするためである。

挿入部６７は、細長いパイプ７１により形成されており、パイプ７１の基端側に、処置部６６と挿入部６７との軸心を回転中心として処置部６６と挿入部６７とを軸回りに方向に回転操作する回転操作部７２が設けられている。

ハンドル部６８は、ハンドル本体７３と、該ハンドル本体７３と一体に設けられた固定ハンドル７４と、該固定ハンドル７４に枢支軸２１２を介して回動自在に取り付けられた可動ハンドル７５とにより主要部が構成されている。尚、可動ハンドル７５は、後述する操作軸８７を介して、可動ジョー７０を固定ジョー６９に対して開閉操作する。また、ハンドル本体７３の基端側に、ケーブルユニット６４が着脱自在となっている。

図１８〜図２２に示すように、パイプ７１の先端に、固定ジョー６９が設けられており、可動ジョー７０は、枢支部である支点７６において固定ジョー６９に対して開閉自在となるようパイプ７１の先端に軸支されている。

固定ジョー６９の可動ジョー７０に対向する側に、凹状の断熱枠７８が固定されており、該断熱枠７８の内周に、発熱体である発熱素子７７が嵌入されている。発熱素子７７は、図１８〜図２０に示すように、ピン７９により、固定ジョー６９に固定されており、発熱素子７７と固定ジョー６９との間の隙間に、図示しない充填剤が充填されている。

発熱素子７７は、生体組織Ｍに対し発熱により熱エネルギを与えるものであり、処置部６６と同様に、弯曲形状を主軸に有する形状であって、断面形状が略凸状に形成されている。

発熱素子７７の周面であって、可動ジョー７０に対向する位置は、例えば生体組織Ｍを処置する際の処置面８５となっている。即ち、処置面８５は、生体組織Ｍを把持するため、固定ジョー６９に対して可動ジョー７０が閉成された際の生体組織Ｍに接触する面となる。処置面８５は、非鋭利な形状を有しており、例えば自由曲面形状である部分円弧状に構成されている。

発熱素子７７の基端側に、リード線８０が接続されている。尚、リード線８０は、図２１に示すように、銅合金などからなる金属ワイヤ８１に、電気絶縁のためのチューブ８２が被覆されることにより形成されている。

発熱素子７７、断熱枠７８、固定ジョー６９の外周面及びそれらの境界部に、図示しない非粘着性のコーティング材が形成されている。尚、非粘着性のコーティング材としては、耐熱性の良い、ＰＴＦＥやＰＦＡ等を含むフッ素樹脂に添加剤が添加されたもの等が挙げられる。

尚、断熱枠７８、チューブ８２、充填剤は、耐熱性が要求されるため、耐熱性の高い樹脂やセラミックス等から構成されていることが好ましい。

可動ジョー７０の基端に、図１８、図２１に示すように、可動ハンドル７５から延出した操作軸８７の一端が、支点ピン８８により接続されている。固定ジョー６９、可動ジョー７０の先端に、滑り止め用の歯８９が設けられている。

可動ジョー７０に、所定の厚さを有する発熱素子受け部である受け部９０が形成されている。受け部９０は、可動ジョー７０と同様に、弯曲形状を主軸に有する形状に形成されている。

受け部９０は、図２２に示すように、受け部９０Ａ，９０Ｂ，９０Ｃから構成されている。尚、受け部９０Ａ〜９０Ｃの下面となる固定ジョー６９への対向面は、可動ジョー７０の固定ジョー６９への対向面と略同一面となっている。

即ち、受け部９０Ａ〜９０Ｃの対向面は、一対のジョー６９，７０が閉成された際、発熱素子７７の処置面８５の受け面を構成するとともに、生体組織Ｍを把持する際、生体組織Ｍに接触する処置面となる。

さらに、受け部９０は、一対のジョー６９，７０が生体組織Ｍを把持した際、受け部９０Ａと受け部９０Ｂとの間において微弱な高周波電流を流すことにより、生体組織Ｍのインピーダンスを測定する。よって、受け部９０は、本実施におけるインピーダンス測定部を構成している。

受け部９０Ａ，９０Ｂは、電気伝導性を有する柔軟性部材、例えば炭素等が配合された特殊なシリコンゴムから構成されている。また、受け部９０Ｃは、受け部９０Ａと受け部９０Ｂとを絶縁するとともに、可動ジョー７０と受け部９０Ａ，９０Ｂとの間も隔絶する、絶縁性を有するシリコンゴム等の柔軟部材から構成されている。

受け部９０Ａ，９０Ｂは、可動ジョー７０の基端側にて、各々リード線９１の先端に接続されている。リード線９１は、図１８に示すように、パイプ７１の内部に挿通され、基端が、ケーブルユニット６４に接続されている。リード線９１は、電源３から供給された微弱な高周波電流を受け部９０Ａ，９０Ｂに通電させる。

次に、このように構成された本実施の作用について説明する。
可動ハンドル７５が固定ハンドル７４に対して閉成操作され、即ち、固定ジョー６９に対して可動ジョー７０が閉成されることにより、処置部６６において、発熱素子７７の処置面８５と受け部９０との間で組織が把持され、さらに、フットスイッチ６５が操作されると、電源６３から発熱素子７７に電圧及び電流が印加される。このことにより、発熱素子７７が発熱される。その後、発熱素子の発熱は、処置面２８により、生体組織Ｍに伝熱され、該熱により、生体組織Ｍは、凝固または凝固切開される。

このことと略同時に、受け部９０Ａ，９０Ｂに、電源６３から微弱な高周波電流が供給され、該高周波電流が生体組織Ｍに通電された後、受け部９０において、生体組織のインピーダンスが測定される。

その結果、電源６３内に配設された図示しない制御演算部は、各処置に応じた温度に、発熱素子７７の発熱量を調整する。尚、その他の作用は、上述した第１実施と同一であるため、その説明を省略する。

よって、このように、内視鏡下手術用熱凝固切開鉗子及び該鉗子を有する処置装置に、上述した第１実施を適用しても、第１実施と同様の効果を得ることができる。

尚、本実施においても、上述した第２実施同様、固定ジョー６９の受け部９０以外に、生体組織Ｍのインピーダンスを測定する電極を設け、該電極により、生体組織Ｍのインピーダンスを測定してもよい。

また、受け部９０は、可動ジョー７０に限らず、固定ジョー６９に固定されていても構わない。

ところで、上述した第１実施では、発熱素子２６の処置面２８、断熱枠２７の外表面及び発熱素子２６と断熱枠２７との境界部に、耐熱性の良い樹脂、例えばＰＴＦＥやＰＦＡ等を含むフッ素樹脂に添加剤が添加されたものから構成された非粘着性のコーティング材が加工されていると示した。

このコーティング材の劣化状態を、コーティング材に微弱な高周波電流を通電させることで判定してもよい。以下、コーティング材の劣化判定のための構成を図２３〜図３０を用いて説明する、尚、上述した第１実施と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

また、以下、上述した第１実施同様、医療用処置具は、開閉する一対のジョーで把持した生体組織を、少なくとも一方のジョーに設けられた発熱体により加熱して生体組織の凝固または凝固切開を行う発熱処置具である開腹手術用熱凝固切開鉗子を例に挙げて説明する。よって、医療用処置装置は、鉗子を有する処置装置を例に挙げて説明する。

図２３は、図１の処置装置の変形例を示す正面図、図２４は、図２３の鉗子の上面図、図２５は、図２４中のIIXV-IIXV線に沿う鉗子の処置部の断面図、図２６は、図２５中のIIXVI-IIXVI線に沿う鉗子の処置部の断面図、図２７は、図２５中のIIXVII-IIXVII線に沿う鉗子の処置部の断面図である。

また、図２８は、図２５中のIIXVIII-IIXVIII線に沿う鉗子の処置部の断面図、図２９は、図２３の処置装置の電気回路の構成の概略を示す図、図３０は、図２５の発熱素子の拡大斜視図である。

図２３、図２４に示すように、処置装置１の構成は、上述した第１実施と略同一であり、図２３に示すように、電源３に、上述した第１実施の電源３の構成要素に加え、非粘着性コーティング材２０２の劣化状態を測定するための信号を電源３に入力するチェックスイッチ２００が設けられている。

また、図２５〜図２８に示すように、鉗子２の処置部１５０の先端側の内部の構成も上述した第１実施と略同一であるが、図２５〜図２７に示すように、第１実施の受け部４０に相当する発熱素子２６の受け部２４０が、電気伝導性を有する柔軟性部材、例えば炭素等が配合された特殊なシリコンゴム等のみから構成されている点が第１実施と異なる。

受け部２４０の基端側に、図２５、図２８に示すように、リード線２０１の先端が接続されている。リード線２０１は、図２８に示すように、第２本体９の内部に挿通され、基端が、コネクタ２０に接続されている。リード線２０１は、電源３から供給された微弱な高周波電流を、受け部２４０に通電させる。

受け部２４０は、一対のジョー１３，１８が生体組織Ｍを把持した際、コーティング材２０２に微弱な高周波電流を流すことにより、コーティング材２０２のインピーダンスを測定する。

発熱素子２６の処置面２８に、非粘着性コーティング材（以下、単にコーティング材と称す）２０２が加工されている。コーティング材２０２は、耐熱性の良い樹脂、例えばＰＴＦＥやＰＦＡ等を含むフッ素樹脂に添加剤が添加されたものから構成されている。また、コーティング材２０２は、絶縁性を有している。

図２９に示すように、電源３の内部の構成も上述した第１実施と略同一であるが、インピーダンス検出部５５は、ケーブル４Ａを介して、発熱素子２６につながるリード線３１の内、リード線３１Ａに接続され、高周波出力部５６は、ケーブル４Ｂ、リード線２０１を介して、受け部２４０に接続されている。さらに、制御演算部５０に、チェックスイッチ２００が接続されている。

また、図３０に示すように、発熱素子２６の構成も上述した第１実施と略同一であるが、４つの電極４９の内、発熱部４８の電極４９Ａの直下部分のみ絶縁層が削除されており、４本のリード線３１の内、リード線３１Ａのみは、基板４６と電気的に接続されている。このことにより、発熱素子２６の基板４６に、リード線３１Ａを介して通電することができるようになっている。

次に、このような構成を有する処置装置の作用を説明する。尚、上述した第１実施と同じ作用の説明は省略する。

第２本体９と第１本体８とが閉成操作され、即ち、第２のジョー１８と第１のジョー１３とが閉成されることにより、処置部１５０において、発熱素子２６の処置面２８と受け部２４０との間で組織が把持され、さらに、フットスイッチ５が操作されると、制御演算部５０の駆動制御の下、出力部５４により、ケーブル４Ａ、リード線３１、発熱部４７，４８を介して、発熱素子２６に電圧及び電流が印加される。このことにより、発熱素子２６が発熱される。その後、発熱素子の発熱は、処置面２８により、コーティング材２０２を介して生体組織Ｍに伝熱され、該熱により、生体組織Ｍは、凝固または凝固切開される。

また、この凝固または凝固切開を行う前に、以下の方法でコーティング材２０２の劣化状態を事前に判定できる。
先ず、第２本体９と第１本体８とが閉成操作され、即ち、第２のジョー１８と第１のジョー１３とが閉成されることにより、処置部１５０において、発熱素子２６の処置面２８と受け部２４０との間で組織が把持される。

次いで、チェックスイッチ２００から操作信号が入力されると、制御演算部５０は、高周波出力部５６に、微弱な高周波電流を出力するよう指示する。高周波出力部５６により出力された高周波電流は、受け部２４０から、コーティング材２０２、発熱素子２６、リード線３１、インピーダンス検出部５５へ流れ、インピーダンス検出部５５で電圧と電流とが検出される。その後、制御演算部５０において、インピーダンス検出部５５で検出された電圧と電流が除算することで、電流経路のインビーダンスが求められる。

発熱素子２６の処置面２８に、絶縁性のコーティング材２０２が加工されているため、コーティング材２０２が正常な状態であれば、インピーダンスは所定以上の値を示す。しかしながら、非粘着性コーティング材２０２が劣化していると、厚みが薄くなるなどして絶縁性が低下し、求められるインピーダンスが低下する。

このことにより、制御演算部５０は、コーティング材２０２の劣化状態を判別することができる。尚、コーティング材２０２の劣化状態は、制御演算部５０の告知部５７に対する駆動制御により、インピーダンスの値が、表示部１０１に表示される、またはインピーダンスの値が、所定値を超えているか否かが表示部１０１に表示されることにより、使用者は、コーティング材２０２の劣化状態を容易に認識することができる。

尚、これらの構成は、開腹手術用熱凝固切開鉗子に限定されず、内視鏡下手術用熱凝固切開鉗子に適用してもよい。また、受け部２４０は、コーティング材２０２が形成された発熱素子２６が、第２のジョー１８に固定されている場合は、第１のジョー１３に固定されていても構わない。

尚、以下、コーティング材の劣化状態を検知する処置装置の構成の変形例を、図３１、図３２を用いて説明する。図３１は、図２３の装置本体の変形例を示す正面図、図３２は、図３１の電源に接続されたチェック部材の拡大斜視図である。

図２３〜図３０に示した処置装置では、コーティング材２０２の劣化状態を、受け部２４０で測定すると示した。これに限らず、鉗子２以外に配設された部材で測定してもよい。

図３１に示すように、電源３に、ケーブル３４０を介して、チェック部材２０４が接続されている。チェック部材２０４は、コーティング材２０２を損傷しないよう、耐熱性の良い樹脂、例えばＰＴＦＥやＰＦＡ等を含むフッ素樹脂に添加剤が添加されたものから構成されている。

また、図３２に示すように、チェック部材２０４の長手方向の形状は湾曲している。さらに、チェック部材２０４には、断面がＵ字状の溝２０４ｍがあり、この溝２０４ｍにより発熱素子２６のコーティング材２０２の全体を、チェック部材２０４の溝２０４ｍに接触させることができる。

このように構成された処置装置では、チェックスイッチ２００が操作され、チェック部材２０４が発熱素子２６の処置面２８と受け部２４０とで把持された状態で、コーティング材２０２の劣化状態を判別する。尚、この際の制御演算部５０のチェック部材２０４の駆動制御は、受け部２４０の駆動制御と同一であるため、説明を省略する。

このような構成を有すれば、コーティング材２０２の劣化をチェックする部材を、鉗子２と別途に設けることが可能となるため、鉗子２の構成を簡略にすることができるとともに、コーティング材２０２の全体の劣化状態を確認することができる。

尚、上述した第１〜第３実施においては、医療用処置具には、開腹手術用熱凝固切開鉗子、内視鏡下手術用熱凝固切開鉗を例に挙げて説明したが、これに限定されず、一対のジョーにより把持した生体組織を、発熱を用いて凝固または凝固切開を行う発熱処置具であれば、どのようなものであっても構わない。

[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）開閉自在な一対のジョーで把持した処置対象組織を加熱し、該処置対象組織の凝固または凝固切開を行う医療用処置具において、
少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織に対し発熱により熱を付与する発熱素子と、
少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織のインピーダンスを測定するインピーダンス測定部と、
を具備していることを特徴とする医療用処置具。

（２）前記インピーダンス測定部は、前記一対のジョーを閉成した際、前記発熱素子の受け部となる、柔軟性を有する２つの電気伝導性部材と、該各電気伝導性部材を絶縁する柔軟性を有する絶縁部材とを具備していることを特徴とする付記１に記載の医療用処置具。

（３）前記インピーダンス測定部は、前記一対のジョーを閉成した際、前記発熱素子が接触しない位置に形成されていることを特徴とする付記１に記載の医療用処置具。

（４）前記発熱素子の外表面に、非粘着性コーティング材が加工されていることを特徴とする付記１〜３のいずれか１つの記載の医療用処置具。

（５）前記一対のジョーに把持された前記非粘着性コーティング材のインピーダンスを測定する、少なくとも一方の前記ジョーに設けられた第２のインピーダンス測定部を具備していることを特徴とする付記４に記載の医療用処置具。

（６）開閉自在な一対のジョーで把持した処置対象組織を加熱し、該処置対象組織の凝固または凝固切開を行う医療用処置具を有する医療用処置装置において、
少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織に対し発熱により熱を付与する発熱素子と、
少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織のインピーダンスを測定するインピーダンス測定部と、
前記インピーダンス測定部により測定された前記インピーダンスに応じて、前記発熱素子の発熱量を制御する制御手段と、
を具備していることを特徴とする医療用処置装置。

（７）前記インピーダンス測定部は、前記一対のジョーを閉成した際、前記発熱素子の受け部となる、柔軟性を有する２つの電気伝導性部材と、該各電気伝導性部材を絶縁する柔軟性を有する絶縁部材とを具備していることを特徴とする付記６に記載の医療用処置装置。

（８）前記インピーダンス測定部は、前記一対のジョーを閉成した際、前記発熱素子が接触しない位置に形成されていることを特徴とする付記６に記載の医療用処置具。

（９）前記発熱素子に電力を供給して前記発熱素子を発熱させる電力供給部と、前記発熱素子の温度を測定する温度測定部とをさらに具備していることを特徴とする付記６〜８のいずれか１つに記載の医療用処置装置。

（１０）前記インピーダンス測定部を介して前記処置対象組織に高周波電流を印加する高周波電流印加部と、前記インピーダンス測定部により測定された前記インピーダンスを検出するインピーダンス検出部とをさらに具備していることを特徴とする付記６〜９のいずれかに記載の医療用処置装置。

（１１）前記制御手段は、前記高周波電流印加部に、前記処置対象組織に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスと、前記温度測定部により測定された前記発熱素子の温度とに応じて、前記発熱素子の発熱量を前記電力供給部の電力供給量を調整する制御を行うことを特徴とする付記１０に記載の医療用処置装置。

（１２）前記制御手段は、前記発熱素子に第１の電力を印加して発熱素子を発熱させる制御を行った後、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固をはじめる第１の閾値に達すると、前記発熱素子に第１の電力よりも低い第２の電力を印加することを特徴とする付記１１に記載の医療用処置装置。

（１３）前記制御手段は、さらに、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固する第２の閾値に達すると、前記発熱素子に第２の電力よりも高い第３の電力を印加することを特徴とする付記１２に記載の医療用処置装置。

（１４）前記制御手段は、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固する第２の閾値に達すると、発熱素子２６の温度を特定温度Ｔに維持することを特徴とする付記１３に記載の医療用処置装置。

（１５）前記制御手段は、前記発熱素子に第１の電圧を印加して発熱素子を発熱させる制御を行った後、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固をはじめる第１の閾値に達すると、前記発熱素子に第１の電圧よりも低い第２の電圧を印加することを特徴とする付記１１に記載の医療用処置装置。

（１６）前記制御手段は、さらに、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固する第２の閾値に達すると、前記発熱素子に第２の電圧よりも高い第３の電圧を印加することを特徴とする付記１５に記載の医療用処置装置。

（１７）前記発熱素子の外表面に、非粘着性コーティング材が加工されていることを特徴とする付記６〜１６のいずれか１つの記載の医療用処置装置。

（１８）前記一対のジョーに把持された前記非粘着性コーティング材のインピーダンスを測定する、少なくとも一方の前記ジョーに設けられた第２のインピーダンス測定部を具備していることを特徴とする付記１７に記載の医療用処置装置。

（１９）前記第２のインピーダンス測定部を介して前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加する高周波電流印加部と、前記第２のインピーダンス測定部により測定された前記インピーダンスを検出するインピーダンス検出部とをさらに具備していることを特徴とする付記１８に記載の医療用処置装置。

（２０）前記制御手段は、前記高周波電流印加部に、前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記第２のインピーダンス測定部を介して前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスから、前記非粘着性コーティング材の劣化状態を判定することを特徴とする付記１９に記載の医療用処置装置。

（２１）前記一対のジョーに把持された前記非粘着性コーティング材のインピーダンスを測定する第３のインピーダンス測定部が、前記制御手段に接続されていることを特徴とする付記１７に記載の医療用処置装置。

（２２）前記第３のインピーダンス測定部は、前記一対のジョーに把持されることを特徴とする付記２１に記載の医療用処置装置。

（２３）前記制御手段は、前記高周波電流印加部に、前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記第３のインピーダンス測定部を介して前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスから、前記非粘着性コーティング材の劣化状態を判定することを特徴とする付記２２に記載の医療用処置装置。

本発明の第１実施を示す医療用処置装置の正面図。図１の医療用処置具の上面図。図１のヒータユニットの正面図。図３のヒータユニットの先端側の部分上面図。図２中のV-V線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。５中のVI-VI線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図５中のVII-VII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図５中のVIII-VIII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図５の発熱素子の拡大斜視図。図１の医療用処置装置の電気回路の構成の概略を示す図。図１０の制御演算部の出力制御図。図５の鉗子の処置部の変形例の構成を示す断面図。図１２中のXIII-XIII線に沿う鉗子の処置部の断面図。図１２中のXIV-XIV線に沿う鉗子の処置部の断面図。図１２中のXV-XV線に沿う鉗子の処置部の断面図。本発明の第３実施を示す医療用処置装置の正面図。図１６の医療用処置具の先端側の部分上面図。図１７中のXVIII-XVIII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図１８中のXVIX-XVIX線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図１８中のIIX-IIX線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図１８中のIIXI-IIXI線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図１８中のIIXII-IIXII線に沿う医療用処置具の処置部の断面図。図１の処置装置の変形例を示す正面図。図２３の鉗子の上面図。図２４中のIIXV-IIXV線に沿う鉗子の処置部の断面図。図２５中のIIXVI-IIXVI線に沿う鉗子の処置部の断面図。図２５中のIIXVII-IIXVII線に沿う鉗子の処置部の断面図。図２５中のIIXVIII-IIXVIII線に沿う鉗子の処置部の断面図。図２３の処置装置の電気回路の構成の概略を示す図。図２５の発熱素子の拡大斜視図。図２３の装置本体の変形例を示す正面図。図３１の電源に接続されたチェック部材の拡大斜視図。

符号の説明

１…医療用処置装置
２…開腹手術用熱凝固切開鉗子
１３…第１のジョー
１８…第２のジョー
２６…発熱素子
４０…受け部
４０Ａ…受け部
４０Ｂ…受け部
４０Ｃ…受け部
５０…制御演算部
５３…抵抗値検出部
５４…出力部
５５…インピーダンス検出部
５６…高周波出力部
５９Ａ…電極
５９Ｂ…電極
６０…絶縁部材
６１…医療用処置装置
６２…内視鏡下手術用熱凝固切開鉗子
６９…固定ジョー
７０…可動ジョー
７７…発熱素子
９０…受け部
９０Ａ…受け部
９０Ｂ…受け部
９０Ｃ…受け部
Ｋ…高周波電流
Ｍ…生体組織

Claims

開閉自在な一対のジョーで把持した処置対象組織を加熱し、該処置対象組織の凝固または凝固切開を行う医療用処置具を有する医療用処置装置において、
少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織に対し発熱により熱を付与する発熱素子と、
少なくとも一方の前記ジョーに設けられて、前記一対のジョーに把持された前記処置対象組織のインピーダンスを測定するインピーダンス測定部と、
前記発熱素子に電力を供給して前記発熱素子を発熱させる電力供給部と、
前記発熱素子の温度を測定する温度測定部と、
前記インピーダンス測定部を介して前記処置対象組織に高周波電流を印加する高周波電流印加部と、
前記インピーダンス測定部により測定された前記インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と
前記高周波電流印加部に、前記処置対象組織に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスと、前記温度測定部により測定された前記発熱素子の温度とに応じて、前記発熱素子の発熱量を調整する制御を行う制御手段と、
を具備し、
前記制御手段は、前記電力供給部を介して前記発熱素子に第１の電力を印加して前記発熱素子を発熱させる制御を行った後、前記高周波電流印加部から前記処置対象組織に高周波電流を印加することによって前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固をはじめる第１の閾値に達すると、前記電力供給部を介して前記発熱素子に第１の電力よりも低い第２の電力を印加することを特徴とする医療用処置装置。
前記制御手段は、さらに、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記処置対象組織が凝固する第２の閾値に達すると、前記電力供給部を介して前記発熱素子に第２の電力よりも高い第３の電力を印加することを特徴とする請求項１に記載の医療用処置装置。
前記制御手段は、前記インピーダンス検出部より検出された前記インピーダンスが、前記第２の閾値に達すると、前記発熱素子の温度を特定温度に維持することを特徴とする請求項２に記載の医療用処置装置。
前記インピーダンス測定部は、前記一対のジョーを閉成した際、前記発熱素子の受け部となる、柔軟性を有する２つの電気伝導性部材と、該各電気伝導性部材を絶縁する柔軟性を有する絶縁部材とを具備していることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の医療用処置装置。
前記発熱素子の外表面に、非粘着性コーティング材が加工されていることを特徴とする付記１〜４のいずれか１つの記載の医療用処置装置。
前記インピーダンス測定部は、さらに、前記非粘着性コーティング材のインピーダンスを測定することを特徴とする請求項５に記載の医療用処置装置。
前記高周波電流印加部は、前記インピーダンス測定部を介して前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加し、
前記インピーダンス検出部は、前記インピーダンス測定部により測定された前記非粘着性コーティング材の前記インピーダンスを検出することを特徴とする請求項６に記載の医療用処置装置。
前記制御手段は、前記高周波電流印加部に、前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記インピーダンス測定部を介して前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスから、前記非粘着性コーティング材の劣化状態を判定することをさらに行うこと特徴とする請求項７に記載の医療用処置装置。
前記発熱素子に着脱自在な、前記非粘着性コーティング材のインピーダンスを測定するチェック部材を具備し、該チェック部材は、前記制御手段に接続されていることを特徴とする請求項５に記載の医療用処置装置。
前記チェック部材は、装着後、前記一対のジョーに把持されることを特徴とする請求項９に記載の医療用処置装置。
前記高周波電流印加部は、前記チェック部材を介して前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加し、
前記インピーダンス検出部は、前記チェック部材により測定された前記非粘着性コーティング材の前記インピーダンスを検出し、
前記制御手段は、前記高周波電流印加部に、前記非粘着性コーティング材に高周波電流を印加する制御を行うとともに、前記チェック部材を介して前記インピーダンス検出部により検出された前記インピーダンスから、前記非粘着性コーティング材の劣化状態を判定することさらに行うことを特徴とする請求項１０に記載の医療用処置装置。