JP6161862B1 - 電気手術器具のための高周波発生器 - Google Patents

Abstract

電気手術器具(200)のための高周波発生器(100)は、電力を発生させる電源(104)と、高周波信号を励起する共振回路とを含む。共振回路は、電源(104)と接続される並列共振回路(106)と、並列共振回路(106)に結合されるとともに電気手術器具(200)に接続された直列共振回路(110)とを含む。並列共振回路(106)は、直列共振回路(110)の直列共振周波数よりも高い並列共振周波数を有する。このため、電気手術器具(200)が処置する生体組織の負荷(Z)が高い場合における駆動の効率が改善するとともに、負荷(Z)が高い場合における安定性が向上する。

Description

本発明は、電気手術器具のための高周波発生器に関する。

電気メス等の高周波信号を用いて生体組織を処置する電気手術器具のための高周波発生器として、例えば国際公開第２０１０／０２５８１８号において提案されている高周波発生器がある。国際公開第２０１０／０２５８１８号において提案されている高周波発生器は、電源と、電源に接続された並列共振回路と、変圧器を介して並列共振回路に結合された直列共振回路とを有している。

電気手術器具の駆動周波数が高くなって負荷である生体組織の容量成分が大きくなると、電気手術器具に印加される高周波信号の波形の歪みが発生しやすくなる。このような波形の歪みが発生すると、電気メス等の電気手術器具の動作が不安定になる。特に、電気手術器具は生体組織が高負荷となる状態においても使用されるので、高負荷時の動作が不安定になると電気手術器具を用いた適切な処置が行えなくなる可能性がある。

本発明は、前記の事情に鑑みてなされたものであり、特に高負荷時における電気手術器具の動作の安定化を図ることが可能な電気手術器具のための高周波発生器を提供することを目的とする。

本発明の一態様の高周波発生器は、生体組織を処置する電気手術器具のための高周波発生器であって、電力を発生させる電源と、前記電源と接続される並列共振回路と前記並列共振回路に結合されるとともに前記電気手術器具に接続された直列共振回路とを含み、前記電力に基づいて高周波信号を励起する共振回路と、を具備し、前記並列共振回路は、前記直列共振回路の直列共振周波数よりも高い並列共振周波数を有する。

図１は、本発明の一実施形態に係る高周波発生器としての電源装置を備えた手術システムの外観の概略図である。 図２は、一例の電源装置の構成を示す図である。 図３は、生体組織が低負荷であるときの効率と生体組織が高負荷であるときの効率とを比較して示した図である。 図４は、変形例１の電源装置の構成を示す図である。 図５は、変形例２の電源装置の構成を示す図である。 図６は、変形例３の電源装置の構成を示す図である。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。図１は、本実施形態に係る高周波発生器としての電源装置を備えた手術システム１の外観の概略図である。手術システム１は、生体組織の処置に用いられる。この処置は、例えば、止血、組織の凝固、封止、切離、切開といった処置である。手術システム１は、生体組織に対して高周波電流を作用させることでこれらの処置を行う。

図１に示すように、手術システム１は、電源装置１００と、電気手術器具２００とを有する。電気手術器具２００は、例えば腹壁を貫通させて処置を行うための、外科治療用手術器具である。電気手術器具２００は、本体２２０と、シャフト２１６と、先端部２１０とを有する。以下で説明する電気手術器具２００は、一例であって適宜に変更され得る。例えば、本体２２０の形状の変更、シャフト２１６の形状の変更、操作ノブ２２２の有無の変更、先端部２１０の形状の変更といった各種の変更が行われてもよい。また、電気手術器具２００は腹腔内を処置するものに限らず、例えば関節腔内を処置するもの等であってもよい。

一例の先端部２１０は、第１の把持部材２１２と第２の把持部材２１４とを有する。この先端部２１０は、第１の把持部材２１２と第２の把持部材２１４とで生体組織を把持するように構成されている。第１の把持部材２１２及び第２の把持部材２１４の生体組織と接触する面には電極が設けられている。これらの電極の間には、高周波信号が印加される。この高周波信号の印加に伴って電極の間に把持された生体組織に高周波電流が流れることで生体組織は発熱する。これによって、生体組織が処置される。

シャフト２１６は、本体２２０から延出し、長手軸方向を規定している。このシャフト２１６の先端側に先端部２１０（第１の把持部材２１２と第２の把持部材２１４）が設けられている。また、シャフト２１６の内部には、第１の把持部材２１２を第２の把持部材２１４に対して変位させるための力を伝達するための例えばワイヤが設けられている。このワイヤは、本体２２０の操作ノブ２２２の操作に連動して第１の把持部材２１２、又は第２の把持部材２１４の少なくとも一方を変位させる。また、シャフト２１６の内部には第１の把持部材２１２及び第２の把持部材２１４の電極のそれぞれに接続された信号線が設けられている。これらの信号線は、電源装置１００に接続されている。

本体２２０は、電気手術器具２００において操作者によって把持される部分である。本体２２０には、先端部２１０を操作するための操作ノブ２２２が取り付けられている。例えば、操作者によって操作ノブ２２２が操作されることで、先端部２１０は開閉する。

電源装置１００は、ケーブル２８０を介して電気手術器具２００に接続される。電源装置１００は、電源によって生成された電力に基づいて高周波信号を励起し、この高周波信号をケーブル２８０の内部に設けられた信号線を介して第１の把持部材２１２及び第２の把持部材２１４の電極に印加する。なお、ケーブル２８０と電源装置１００とは、ケーブルコネクタ２８５を介して着脱自在に構成されている。このような構成により、電気手術器具２００は、電源装置１００に対して交換可能である。

電源装置１００には、フットスイッチ２９０が接続されている。操作者によるフットスイッチ２９０の操作により、電源装置１００から電気手術器具２００への高周波信号の印加のオン／オフが切り替えられる。図１では、電源装置１００から電気手術器具２００への高周波信号の印加のオン／オフがフットスイッチ２９０で行われる例が示されている。フットスイッチ２９０は、手で操作されるハンドスイッチやその他のスイッチに置き替えられてもよい。さらには、ハンドスイッチ等は、電気手術器具２００の本体２２０に設けられる等してもよい。

次に、本実施形態に係る高周波発生器としての電源装置１００についてさらに説明する。図２は、一例の電源装置１００の構成を示す図である。図２に示すように、電源装置１００は、制御回路１０２と、電源１０４と、並列共振回路１０６と、変圧器１０８と、直列共振回路１１０とを有している。

制御回路１０２は、ＣＰＵ、ＡＳＩＣ等で構成され、フットスイッチ２９０の操作を受けて、電源１０４の動作のオン／オフの切り替え及び電源１０４において発生する電力の大きさの切り替えを行う。また、制御回路１０２は、直列共振回路１１０のスイッチＴｒの制御を行う。

電源１０４は、例えば直流電力を発生するように構成されている。電源１０４は、例えば商用電源から供給された交流電力を変換して直流電力を発生する電源である。電源１０４は、充電可能な２次電池電源であってもよい。

並列共振回路１０６は、一端が電源１０４に対して並列に接続されたコンデンサＣ１及びコイルＬ１を有する。また、並列共振回路１０６は、コンデンサＣ１及びコイルＬ１の他端に接続されたスイッチＴｒを有する。スイッチＴｒは、例えばＭＯＳＦＥＴスイッチである。スイッチＴｒのゲートは制御回路１０２に接続されている。また、スイッチＴｒのドレインはコンデンサＣ１及びコイルＬ１の他端に接続されている。また、スイッチＴｒのソースは接地されている。このような並列共振回路１０６は、スイッチＴｒのオン／オフに従って電源１０４の電力を充放電する。スイッチＴｒのオン／オフの周波数は、電気手術器具２００の駆動周波数である。したがって、並列共振回路１０６は、電源１０４で生成された電力から高周波信号を励起する回路として機能する。

変圧器１０８は、１次巻線を形成するコイルＬ１と２次巻線を形成するコイルＬ２とによって形成されている。すなわち、コイルＬ１は、並列共振回路１０６と変圧器１０８とで共用されている。この変圧器１０８は、並列共振回路１０６で励起された高周波信号を変圧する。

直列共振回路１１０は、一端が２次巻線としてのコイルＬ２に対して直列に接続されたコイルＬ３及びコンデンサＣ２を有する。すなわち、直列共振回路１１０の入力端であるコイルＬ３の一端はコイルＬ２に接続されている。また、コンデンサＣ２の一端は、コイルＬ３の他端に接続されている。さらに、直列共振回路１１０の出力端であるコンデンサＣ２の他端はシャフト２１６に設けられた信号線を介して電気手術器具２００の先端部２１０に設けられた電極に接続されている。処置の際に、この電極は、負荷Ｚとしての生体組織に接触する。このような直列共振回路１１０は、入力された高周波信号における特定の帯域（少なくとも電気手術器具２００の駆動周波数を含む帯域）の信号を通過させるバンドパスフィルタとして機能する。直列共振回路１１０において入力された高周波信号は、直列共振回路１１０において正弦波信号に変換されて電気手術器具２００に印加される。

ここで、本実施形態においては、並列共振回路１０６の並列共振周波数が直列共振回路１１０の直列共振周波数よりも高い値を有するようにコイルＬ１及びＬ３のインダクタンス値及びコンデンサＣ１及びＣ２の容量値が設定されている。これは、生体組織が高負荷になったときの効率を最大化するためである。以下、詳しく説明する。図３は、生体組織が低負荷であるときの効率と生体組織が高負荷であるときの効率とを比較して示した図である。図３において、横軸は生体組織に印加される高周波信号の周波数（駆動周波数）を示し、縦軸は効率を示す。また、図３の実線は生体組織が低負荷であるときの効率の曲線を示し、図３の破線は生体組織が高負荷であるときの効率の曲線を示す。

一般に、負荷Ｚである生体組織は、処置中においては、抵抗成分だけでなく、気泡や細胞膜の変性による容量成分も有するものになる。すなわち、生体組織は、高負荷のときに容量性負荷になる。生体組織が容量性負荷になると、並列共振回路１０６と直列共振回路１１０とを含む共振回路には生体組織の容量成分が影響する。これにより、共振回路をフィルタ回路として見たときのフィルタ特性が変化する。これにより、高負荷のときには、図３の破線で示すように、生体組織に印加される高周波信号の周波数（駆動周波数）は、高周波側にシフトする。これに伴って、最も効率よく駆動を行うことができる周波数（図３における効率のピークに対応した周波数）も、図３の実線で示す低負荷のときに最も効率よく駆動を行うことができる周波数よりも高周波側にシフトする。

共振回路の共振周波数と最も効率よく駆動を行うことができる周波数とのずれは効率の低下を招く。また、駆動周波数の変動は、生体組織に印加される高周波信号の波形の変動も引き起こす。この波形変動により、電気手術器具２００の動作は不安定になる。例えば、電気メス等の電気手術器具２００では、生体組織に接触している電極のインピーダンスを測定することによって生体組織の状態をモニタし、インピーダンスが所定の状態となったときに高周波信号の印加を停止させることによって生体組織への処置を適切に完了させるという制御が行われることがある。ここで、電気手術器具２００に印加される高周波信号の波形変動が生じていると、測定されるインピーダンスにも変動が生じることになる。この場合、生体組織の状態を適切にモニタすることが困難になる。生体組織の状態を適切にモニタできなくなると、高周波信号の印加が不足して生体組織への処置が未完了となってしまったり、また、高周波信号の印加が過剰になって生体組織に対して影響を与えたりしてしまう可能性がある。特に、電気手術器具２００は生体組織が高負荷の状態においても使用されるため、前述のような駆動周波数の変動による影響が発生しやすい。

ここで、図３の実線で示す低負荷状態においては、共振回路の全体としてのフィルタ特性は直列共振回路１１０の影響を受けやすく、図３の破線で示す高負荷状態においては、フィルタ特性は並列共振回路１０６の影響を受けやすい。したがって、並列共振周波数を直列共振周波数よりも高く設定することで効率を向上することが可能である。さらに、好ましくは、直列共振周波数を低負荷状態における最も効率のよくなる周波数と一致させ、かつ、並列共振周波数を高負荷状態における最も効率のよくなる周波数と一致させることで効率を最大化することが可能である。なお、直列共振周波数をどれだけ高くするかは、生体組織が高負荷であるときの最も効率のよくなる周波数のシフト量に応じて設定されることが望ましい。このシフト量は、シミュレーション等によって得られるものである。

以上説明したように本実施形態によれば、並列共振回路と、この並列共振回路に結合された直列共振回路とを有する電源装置１００において、並列共振周波数を直列共振周波数よりも高く設定しておくことにより、特に高負荷のときにおける効率の低下を改善することが可能である。また、高負荷のときにおける駆動信号の周波数変動を抑えることもでき、これによって電気手術器具２００の使用中の動作の安定化を図ることも可能である。

［変形例１］
以下、本実施形態の変形例を説明する。図４は、本実施形態の変形例１の電源装置１００の構成を示す図である。図２で示した電源装置１００の構成では、並列共振回路１０６のコイルと変圧器１０８の１次巻線としてのコイルとは共用されている。これに対し、図４は、並列共振回路１０６のコイルと変圧器１０８の１次巻線としてのコイルとを別々にした例である。すなわち、図４では、変圧器１０８の１次巻線としてのコイルはコイルＬ１であり、並列共振回路１０６を構成するコイルはコイルＬ１とは別のコイルＬ４である。図４に示す構成においても、並列共振回路１０６の並列共振周波数が直列共振回路１１０の直列共振周波数よりも高い値を有するようにコイルＬ４及びＬ３のインダクタンス値及びコンデンサＣ１及びＣ２の容量値を設定することで、図２に示す構成と同様の効果が得られる。

［変形例２］
図５は、本実施形態の変形例２の電源装置１００の構成を示す図である。変形例２の電源装置１００は、直列共振回路１１０と負荷Ｚとしての生体組織との間に並列に（すなわち電気手術器具２００の電極に対して並列に）接続されたコンデンサＣ３をさらに有する。コンデンサＣ３の容量値は、直列共振回路１１０のコンデンサＣ２の容量値よりも小さく設定されている。一方、コンデンサＣ３の容量値は、負荷Ｚとしての生体組織の容量成分の値よりも大きく設定されている。実際には、生体組織に高周波信号を印加したときに発生する水蒸気の影響及び高周波信号の印加によって変化する生体組織の状態によって負荷の容量成分の値は変化する。したがって、コンデンサＣ３の容量値は、生体組織の容量成分として予測される値よりもある程度に大きな値に設定される。

コンデンサＣ３を設けることにより、生体組織における容量成分の影響を相対的に小さくすることが可能である。一方で、コンデンサＣ３を追加することによって回路の出力インピーダンスが低くなる。このとき、コンデンサＣ３への分流が増えるので、効率は低下する。ここで、コンデンサＣ３の容量値をコンデンサＣ２の容量値よりも小さくすることで、コンデンサＣ３への必要以上の分流を抑え、効率の必要以上の低下も抑制することが可能である。また、コンデンサＣ３の容量値をコンデンサＣ２の容量値よりも小さくすることで、コンデンサＣ３が直列共振回路１１０に与える影響も小さくすることが可能である。

［変形例３］
図６は、本実施形態の変形例３の電源装置１００の構成を示す図である。変形例３の電源装置１００は、直列共振回路１１０と負荷Ｚとしての生体組織との間に並列に（すなわち電気手術器具２００の電極に対して並列に）接続された、コンデンサＣ３とコイルＬ５とを有するフィルタ回路をさらに有する。

変形例２で説明したように、コンデンサＣ３を追加することによってコンデンサＣ３への分流が増える。コンデンサＣ３に分流した高周波信号は、コイルＬ５に蓄えられ、その後に負荷Ｚとしての生体組織に印加される。これにより、コンデンサＣ３を追加したことによる効率の低下をさらに抑えられ、コンデンサＣ３の容量値はコンデンサＣ２の容量値よりも大きく設定することができる。

以上実施形態に基づいて本発明を説明したが、本発明は前述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で種々の変形や応用が可能なことは勿論である。

Claims (7)

1. 生体組織を処置する電気手術器具のための高周波発生器であって、
   電力を発生させる電源と、
   前記電源と接続される並列共振回路と前記並列共振回路に結合されるとともに前記電気手術器具に接続された直列共振回路とを含み、前記電力に基づいて高周波信号を励起する共振回路と、
   を具備し、
   前記並列共振回路は、前記直列共振回路の直列共振周波数よりも高い並列共振周波数を有する高周波発生器。
2. 前記並列共振周波数は、前記電気手術器具が接触する前記生体組織の負荷変動による前記高周波信号の周波数変動の量に基づいて設定されている請求項１に記載の高周波発生器。
3. 前記直列共振回路は、変圧器を介して前記並列共振回路と結合される請求項１に記載の高周波発生器。
4. 前記並列共振回路は、前記電源に対して並列に接続された第１のコンデンサと第１のコイルとを含み、
   前記第１のコイルは、前記変圧器の１次巻線を形成している請求項３に記載の高周波発生器。
5. 前記直列共振回路は、直列に接続された第２のコイルと第２のコンデンサとを含む請求項１に記載の高周波発生器。
6. 前記直列共振回路の出力端において前記電気手術器具に対して並列に接続された第３のコンデンサをさらに具備し、
   前記第３のコンデンサは、前記第２のコンデンサの容量よりも小さい容量を有する請求項５に記載の高周波発生器。
7. 前記直列共振回路の出力端において前記電気手術器具に対して並列に接続された第４のコンデンサと第３のコイルとを有するフィルタ回路をさらに具備する請求項１に記載の高周波発生器。

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