JPH0120617B2 - - Google Patents
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- JPH0120617B2 JPH0120617B2 JP57055583A JP5558382A JPH0120617B2 JP H0120617 B2 JPH0120617 B2 JP H0120617B2 JP 57055583 A JP57055583 A JP 57055583A JP 5558382 A JP5558382 A JP 5558382A JP H0120617 B2 JPH0120617 B2 JP H0120617B2
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Description
この発明は、マイクロ波の生体との反応により
生ずる熱エネルギにより、凝固、止血、切除等の
手術を行なうマイクロ波手術装置に関し、たとえ
ば、含有血液の多い実質臓器、特に肝臓の手術に
適用し、従来不可能とされていた肝ガンの手術も
容易、安全かつ無血的に行なうことができるよう
にし、かつ、手術完了後に手術電極に凝固組織が
付着することなく手術電極の解離が容易に行なえ
るようにしたものである。 従来、手術装置として、電気手術器(電気メ
ス)およびレーザ手術器(レーザーメス)があ
る。前者の電気手術器は、周波数0.3〜10MHz、
波長1000〜30m、出力200〜500Wで、メス型、ピ
ンセツト型の高周波手術電極と、対電極とを用
い、患者の他の身体部位に対電極を装着し、手術
電極から対電極に高周波電流を流し、止血、凝固
を、高周波の火花放電により組織を焼灼して行な
うものである。しかし、この種電気手術器では、
往々にして火傷を生ずる危険があり、かつ、組織
が炭化変性し、これが時間の経過によつて脱落
し、再出血を起こし、非常に危険であり、さら
に、血液含有量のきわめて多い実質臓器の手術に
は不適当であり、しかも臨床実施上患者に種々の
傷害と感電の危険を伴ない、また、切除断端の術
後出血および術後胆汁漏出がある。 また、後者のレーザー手術器は、波長10.6μm、
出力50〜100Wで、集光レンズ系のハンドピース
を用いるものであり、実際の手術に当つては、レ
ーザー光線の焦点を一々合わせねばならないとい
う不便があり、照射量と照射時間の設定いかんに
よつては強力すぎて他の組織をも簡単に破壊して
しまう危険があり、またレーザー光線を伝達する
ためのアームのアングルの少しの狂いが、光軸の
方向をあやまらせ、思わぬ方向にビームが照射さ
れ、しかもこのアームの可動範囲には、レーザー
光軸の関係から一定の制限がある。 また、レーザー手術器は、止血、凝固にレーザ
ー光線による熱エネルギを利用しているので、切
離断端は炭化変性することも多く、止血可能血管
最高直径が、1.5mmと小さいため、血管が1.5mm以
上の場合は、予め血管をけつさつのうえ切断せね
ばならぬという不便があり、緊急を要する場合に
は不向きであり、また、肝内胆管の凝固閉鎖可能
も1.0mmで小さい。さらに、血清GOT,GPT,Al
―pの術後変化も、第3病日後に急激に減少し、
1週間後に回復するもので、きわめて遅い。か
つ、この種レーザー手術器ではその装置が大型
で、価格も数千万円に達し、きわめて高価であ
る。 この発明は、前記の点に留意してなされたもの
であり、つぎにこの発明をその実施例を示した図
面とともに、詳細に説明する。 まず、1実施例を示した第1図について説明す
る。 第1図において、1は主として強化絶縁トラン
スを使用した安全装置であり、商用電源が入力さ
れる。2は安全装置1に接続され自動電圧安定器
を含む電源装置、3は電源装置2に接続されたマ
イクロ波発生装置であり、マグネトロンの陽極に
高電圧を印加し、2450MHzのマイクロ波を出力
し、最大出力150Wであり。4は疾患別適用出力
時間選択限定装置であり、疾患臓器、疾患の状
況、組織の大きな状態、手術部位、凝固、止血、
切除の別などによつて決まるマイクロ波の出力、
照射時間を設定し、マイクロ波発生装置3の出力
および発振時間(通常60秒以内)を限定制御し、
過剰照射による手術ミスを予防し、安全かつ確実
に行なうためのものである。5はマイクロ波出力
微調整器であり、マイクロ波発生装置3の出力を
微調整するためのものである。6はマイクロ波発
生装置3に接続されたマイクロ波出力インピーダ
ンス整合装置、7は同軸ケーブル8によりインピ
ーダンス整合装置6に接続された手術用ハンドピ
ース、9はハンドピース7に装着されたモノポー
ラ手術電極であり、たとえば直径0.5mm、長さ3.9
〜31.5mmの針状のモノポーラアンテナである。1
0はハンドピース7に取り付けられたハンドスイ
ツチであり、指先で強く握るとオン、握る力をゆ
るめとオフし、手術時に操作される。11はハン
ドスイツチ10と電源装置2の高圧トランスの1
次側との間に直列に接続された緊急時に用いる安
全用の常閉のフツトスイツチであり、緊急時足で
ふむとオフし、ハンドスイツチ10のオンにより
マイクロ波が発振され、ハンドスイツチ10また
はフツトスイツチ11のオフにより高圧がしや断
され、マイクロ波の照射が停止する。12は組織
解離用電源装置、13は組織解離用電源装置12
の正端子に接続され手術部位の近くの組織に圧接
された不関電極であり、前記電源装置12の負端
子がハンドピース7の手術電極9に接続されてい
る。 ここで、前記安全装置1は、マイクロ波発生装
置3に供給される高電圧やマイクロ波発生装置3
からの高周波電流の術者への電気的危険を予防
し、また、電源装置2は、マイクロ波発生装置3
を安定に動作させるための整流電源で、入力商用
交流電源の変動による手術実施中のマイクロ波出
力の急変動を抑制する。 そして、マイクロ波発生装置3で発生されたマ
イクロ波は、マイクロ波出力インピーダンス整合
装置6および同軸ケーブル8を経て手術電極9に
伝達され、生体組織の被手術組織内に、または被
手術組織面に照射され、そのとき発生する熱によ
つて組織の切除、凝固、止血等のマイクロ波手術
が行なわれる。このとき、ハンドピース7のハン
ドスイツチ10のオン、オフにより、マイクロ波
出力の照射の開始と停止を容易に行なうことがで
きる。また、マイクロ波エネルギは、被手術組織
に集中し、モノポーラ組織電極9の軸の中心より
15mm以上はなれた組織にはマイクロ波による影響
は全くなく、さらに、対電極が不要であるので、
患者の他の身体部にはマイクロ波電流が流れな
く、他のいかなる組織をも損傷しない。 ところで、手術電極9を生体組織内に刺入して
マイクロ波手術を行ない、手術完了後に手術電極
9を前記組織より引き抜く場合、マイクロ波によ
る誘電加熱により手術電極9の周りの組織の水分
が蒸発し、凝固した組織が手術電極9に付着する
不都合が生じるが、前記実施例では、手術完了
後、組織解離用電源装置12から手術電極9に陰
極直流電流(約10〜15mA)が極短時間(約5秒
間位)通電されるため、組織と手術電極9間の界
面に電気浸透等の電気化学作用による水分が凝集
し、手術電極9に凝固組織が付着することなく手
術電極9を容易に解離できる。 そして、前記したマイクロ波による手術装置に
よる方法は、肝臓手術のみならず、実質臓器であ
る脳、肺、脾、腎、卵巣等の手術、および実質性
腫瘍の凝固・切除(部分切除)にも利用でき、内
視鏡的止血、凝固にも適用でき、現在までの手術
不能例に対しても手術適応性の拡大が期待される
ものである。 たとえば、止血可能最大血管径は動、静脈とも
3mm、肝内胆管凝固閉鎖可能径は3mm、肝切除断
端について術后出血および術后胆汁漏出はともに
皆無であり、さらに、凝固壊死組織の残存は約3
〜6ケ月の短期間で消滅し、さらに従来の電気手
術器のように火花放電による凝固ではないので、
組織が炭化変性しなく、炭化変性組織の脱落がな
いので角出血の危険もなく、止血がきわめて確実
に行なえる。また、組織内に発生するマイクロ波
の熱により細菌類が死滅するとともに、血流がな
いために感染も起こらない。 さらに、凝固血管引張応力減少率は、動脈18.6
%、静脈17.5%であり、残存肝細胞再生率(肝重
量)が30%肝切除の術后21日目で140%であり、
全身に対する影響も、体温の上昇がなく、組織破
壊に伴う不可逆的変化が認められなく、血清
GOT,GPT,Al―pの術后変化は、24時間後に
は回復に向い、以後肝障害の危惧は考えられず、
6カ月後の観察においても本方法による特異な合
併症および全身影響が認められない。また、局所
周辺の熱影響についても組織に刺入した手術電極
9の軸の中心より15mmまでの範囲で、100ワツト
以下では関係がない。 そして、実際のマイクロ波手術装置による臓器
手術は、次表に示す条件を基準として、組織の状
態、血管の大きさ等を考慮し、出力および時間を
選定して行なう。
生ずる熱エネルギにより、凝固、止血、切除等の
手術を行なうマイクロ波手術装置に関し、たとえ
ば、含有血液の多い実質臓器、特に肝臓の手術に
適用し、従来不可能とされていた肝ガンの手術も
容易、安全かつ無血的に行なうことができるよう
にし、かつ、手術完了後に手術電極に凝固組織が
付着することなく手術電極の解離が容易に行なえ
るようにしたものである。 従来、手術装置として、電気手術器(電気メ
ス)およびレーザ手術器(レーザーメス)があ
る。前者の電気手術器は、周波数0.3〜10MHz、
波長1000〜30m、出力200〜500Wで、メス型、ピ
ンセツト型の高周波手術電極と、対電極とを用
い、患者の他の身体部位に対電極を装着し、手術
電極から対電極に高周波電流を流し、止血、凝固
を、高周波の火花放電により組織を焼灼して行な
うものである。しかし、この種電気手術器では、
往々にして火傷を生ずる危険があり、かつ、組織
が炭化変性し、これが時間の経過によつて脱落
し、再出血を起こし、非常に危険であり、さら
に、血液含有量のきわめて多い実質臓器の手術に
は不適当であり、しかも臨床実施上患者に種々の
傷害と感電の危険を伴ない、また、切除断端の術
後出血および術後胆汁漏出がある。 また、後者のレーザー手術器は、波長10.6μm、
出力50〜100Wで、集光レンズ系のハンドピース
を用いるものであり、実際の手術に当つては、レ
ーザー光線の焦点を一々合わせねばならないとい
う不便があり、照射量と照射時間の設定いかんに
よつては強力すぎて他の組織をも簡単に破壊して
しまう危険があり、またレーザー光線を伝達する
ためのアームのアングルの少しの狂いが、光軸の
方向をあやまらせ、思わぬ方向にビームが照射さ
れ、しかもこのアームの可動範囲には、レーザー
光軸の関係から一定の制限がある。 また、レーザー手術器は、止血、凝固にレーザ
ー光線による熱エネルギを利用しているので、切
離断端は炭化変性することも多く、止血可能血管
最高直径が、1.5mmと小さいため、血管が1.5mm以
上の場合は、予め血管をけつさつのうえ切断せね
ばならぬという不便があり、緊急を要する場合に
は不向きであり、また、肝内胆管の凝固閉鎖可能
も1.0mmで小さい。さらに、血清GOT,GPT,Al
―pの術後変化も、第3病日後に急激に減少し、
1週間後に回復するもので、きわめて遅い。か
つ、この種レーザー手術器ではその装置が大型
で、価格も数千万円に達し、きわめて高価であ
る。 この発明は、前記の点に留意してなされたもの
であり、つぎにこの発明をその実施例を示した図
面とともに、詳細に説明する。 まず、1実施例を示した第1図について説明す
る。 第1図において、1は主として強化絶縁トラン
スを使用した安全装置であり、商用電源が入力さ
れる。2は安全装置1に接続され自動電圧安定器
を含む電源装置、3は電源装置2に接続されたマ
イクロ波発生装置であり、マグネトロンの陽極に
高電圧を印加し、2450MHzのマイクロ波を出力
し、最大出力150Wであり。4は疾患別適用出力
時間選択限定装置であり、疾患臓器、疾患の状
況、組織の大きな状態、手術部位、凝固、止血、
切除の別などによつて決まるマイクロ波の出力、
照射時間を設定し、マイクロ波発生装置3の出力
および発振時間(通常60秒以内)を限定制御し、
過剰照射による手術ミスを予防し、安全かつ確実
に行なうためのものである。5はマイクロ波出力
微調整器であり、マイクロ波発生装置3の出力を
微調整するためのものである。6はマイクロ波発
生装置3に接続されたマイクロ波出力インピーダ
ンス整合装置、7は同軸ケーブル8によりインピ
ーダンス整合装置6に接続された手術用ハンドピ
ース、9はハンドピース7に装着されたモノポー
ラ手術電極であり、たとえば直径0.5mm、長さ3.9
〜31.5mmの針状のモノポーラアンテナである。1
0はハンドピース7に取り付けられたハンドスイ
ツチであり、指先で強く握るとオン、握る力をゆ
るめとオフし、手術時に操作される。11はハン
ドスイツチ10と電源装置2の高圧トランスの1
次側との間に直列に接続された緊急時に用いる安
全用の常閉のフツトスイツチであり、緊急時足で
ふむとオフし、ハンドスイツチ10のオンにより
マイクロ波が発振され、ハンドスイツチ10また
はフツトスイツチ11のオフにより高圧がしや断
され、マイクロ波の照射が停止する。12は組織
解離用電源装置、13は組織解離用電源装置12
の正端子に接続され手術部位の近くの組織に圧接
された不関電極であり、前記電源装置12の負端
子がハンドピース7の手術電極9に接続されてい
る。 ここで、前記安全装置1は、マイクロ波発生装
置3に供給される高電圧やマイクロ波発生装置3
からの高周波電流の術者への電気的危険を予防
し、また、電源装置2は、マイクロ波発生装置3
を安定に動作させるための整流電源で、入力商用
交流電源の変動による手術実施中のマイクロ波出
力の急変動を抑制する。 そして、マイクロ波発生装置3で発生されたマ
イクロ波は、マイクロ波出力インピーダンス整合
装置6および同軸ケーブル8を経て手術電極9に
伝達され、生体組織の被手術組織内に、または被
手術組織面に照射され、そのとき発生する熱によ
つて組織の切除、凝固、止血等のマイクロ波手術
が行なわれる。このとき、ハンドピース7のハン
ドスイツチ10のオン、オフにより、マイクロ波
出力の照射の開始と停止を容易に行なうことがで
きる。また、マイクロ波エネルギは、被手術組織
に集中し、モノポーラ組織電極9の軸の中心より
15mm以上はなれた組織にはマイクロ波による影響
は全くなく、さらに、対電極が不要であるので、
患者の他の身体部にはマイクロ波電流が流れな
く、他のいかなる組織をも損傷しない。 ところで、手術電極9を生体組織内に刺入して
マイクロ波手術を行ない、手術完了後に手術電極
9を前記組織より引き抜く場合、マイクロ波によ
る誘電加熱により手術電極9の周りの組織の水分
が蒸発し、凝固した組織が手術電極9に付着する
不都合が生じるが、前記実施例では、手術完了
後、組織解離用電源装置12から手術電極9に陰
極直流電流(約10〜15mA)が極短時間(約5秒
間位)通電されるため、組織と手術電極9間の界
面に電気浸透等の電気化学作用による水分が凝集
し、手術電極9に凝固組織が付着することなく手
術電極9を容易に解離できる。 そして、前記したマイクロ波による手術装置に
よる方法は、肝臓手術のみならず、実質臓器であ
る脳、肺、脾、腎、卵巣等の手術、および実質性
腫瘍の凝固・切除(部分切除)にも利用でき、内
視鏡的止血、凝固にも適用でき、現在までの手術
不能例に対しても手術適応性の拡大が期待される
ものである。 たとえば、止血可能最大血管径は動、静脈とも
3mm、肝内胆管凝固閉鎖可能径は3mm、肝切除断
端について術后出血および術后胆汁漏出はともに
皆無であり、さらに、凝固壊死組織の残存は約3
〜6ケ月の短期間で消滅し、さらに従来の電気手
術器のように火花放電による凝固ではないので、
組織が炭化変性しなく、炭化変性組織の脱落がな
いので角出血の危険もなく、止血がきわめて確実
に行なえる。また、組織内に発生するマイクロ波
の熱により細菌類が死滅するとともに、血流がな
いために感染も起こらない。 さらに、凝固血管引張応力減少率は、動脈18.6
%、静脈17.5%であり、残存肝細胞再生率(肝重
量)が30%肝切除の術后21日目で140%であり、
全身に対する影響も、体温の上昇がなく、組織破
壊に伴う不可逆的変化が認められなく、血清
GOT,GPT,Al―pの術后変化は、24時間後に
は回復に向い、以後肝障害の危惧は考えられず、
6カ月後の観察においても本方法による特異な合
併症および全身影響が認められない。また、局所
周辺の熱影響についても組織に刺入した手術電極
9の軸の中心より15mmまでの範囲で、100ワツト
以下では関係がない。 そして、実際のマイクロ波手術装置による臓器
手術は、次表に示す条件を基準として、組織の状
態、血管の大きさ等を考慮し、出力および時間を
選定して行なう。
【表】
なお、成人においては、脾臓摘出による影響は
ほとんどないとされているが、現在では免疫学的
な観点よりその重要性が論ぜられるようになり、
脾臓の温存に努める必要性が叫ばれ、特に小児に
おいては、脾臓摘出後に敗血症の発生頻度が高
く、脾臓の温存が必要である。また、脾外傷時に
は脾摘を行なうことが多いが、このような場合
は、本装置の利用による止血あるいは部分切除に
より、脾臓を温存することが可能となる。 つぎに、この発明の他の実施例を示した第2図
について説明する。 同図において、14はマイクロ波手術器本体、
15は手術器本体14に内蔵されたマグネトロ
ン、16は同軸ケーブルであり、芯線17と外被
導体18とからなる。19は手術用ハンドピース
であり、その先端に針状のモノポーラ型手術電極
20が装着され、これが芯線17を介してマグネ
トロン15の出力取出用ループに接続されてい
る。21は手術電極20の基部外側の外被金属体
であり、同軸ケーブル16の外被導体18に接続
され、外被導体18はマグネトロン15の陽極に
接続されるとともに手術器本体14においてアー
スされている。 22は同軸リレー装置であり、リレースイツチ
23の一方の接点が同軸ケーブル16の芯線17
に接続されている。24は組織解離用電源装置で
あり、その負端子がリレースイツチ23の切換端
子に接続されるとともに、正端子が同軸リレー装
置22を介して同軸ケーブル16の外被導体18
に接続されている。25は手術器本体14に接続
された常閉のフツトスイツチ、26は手術器本体
14とフツトスイツチ25間に直列接続されたリ
レースイツチ23の作動用のリレーコイルであ
り、フツトスイツチ25の未操作時、手術器本体
14の電源装置からマグネトロン15に高電圧が
供給されるとともに、リレーコイル26が励磁さ
れ、リレースイツチ23が開放接点に接続され、
また、足によりフツトスイツチ25を操作してオ
フすると、手術器本体14においてマグネトロン
15への給電が停止されるとともに、リレーコイ
ル26が非通電状態となり、リレースイツチ23
が切り換わつて組織解離用電源装置24の負端子
が芯線17に接続される。27は先端に正電極2
8を備えた正電極用ハンドピースであり、正電極
28に接続されたリードワイヤー29は同軸リレ
ー装置22を介して電源装置24の正端子に接続
され、手術電極20の解離時、正電極28が生体
組織の手術部位近くに圧接される。なお、30は
実質臓器の生体組織とくに病変組織の断面を示
す。 そして、マイクロ波により含有血液の多い実質
臓器を手術する場合、同図に示すように、生体組
織30の病巣部にハンドピース19の手術電極2
0を刺入して手術器本体14を駆動すると、マグ
ネトロン15で発生したマイクロ波が芯線17を
経て手術電極20に伝達されるとともに、これが
生体内病巣部に数十秒間程照射され、このとき生
じる誘電熱により組織の止血、凝固、部分切除が
行なわれる。つぎに、マイクロ波による手術完了
後、フツトスイツチ25を操作してこれをオフす
ると、マイクロ波の供給が停止されるとともに、
同軸リレー装置22のリレースイツチ23が切り
換わり、組織解離用電源装置24の負端子が芯線
17を介して手術電極20に接続される。このと
き、正電極用ハンドピース27の正電極28を生
体組織30に接触するか、手術用ハンドピース1
9の先端部の外被金属体21を生体組織30に軽
く圧接すると、電源装置24から約10mAの陰極
直流電流が極短時間(約5秒間)手術電極20に
流れ、手術電極20と生体組織30との間の界面
に電気浸透と電気分解による水分が凝集し、手術
電極20の生体組織からの解離が容易となる。こ
こで、生体組織30に正電極28を接触して凝固
組織の解離を行なうか外被金属体21を接触して
行なうかは、生体組織の状態、部位、手術手技等
により適宜判断して実施する。 この発明のマイクロ波手術装置は、ハンドピー
スに装着され生体組織に刺入されるモノポーラ手
術電極と、前記手術電極にマイクロ波を供給する
マイクロ波発生装置と、前記手術電極に陰極電流
を供給し前記手術電極と前記生体組織間の界面に
水分を凝集させて前記手術電極を前記生体組織か
ら解離する組織解離用電源装置とを備えたもので
ある。 この発明は、前記構成により以下に記載する効
果を奏する。 マイクロ波の生体組織との反応により生ずる熱
エネルギにより、該生体組織に凝固、止血、切除
等の手術が行なえ、含有血液の多い実質臓器を容
易、安全かつ無血的に手術できるものであり、し
かも、前記手術完了後は組織に刺入された手術電
極を容易に生体組織から解離できるものであり、
手術電極に凝固組織が付着することがなく、ツツ
ペル等の器具を用いて手術電極を引き抜く必要が
なく、手術をより円滑に行ない得るものである。
さらに、この発明の手術装置にあつては、たとえ
ば周波数2450MHz、波長12cm、出力30〜100Wで、
電気手術器のような対電極が不要であり、小型か
つ安価であり、操作もきわめて簡単である。
ほとんどないとされているが、現在では免疫学的
な観点よりその重要性が論ぜられるようになり、
脾臓の温存に努める必要性が叫ばれ、特に小児に
おいては、脾臓摘出後に敗血症の発生頻度が高
く、脾臓の温存が必要である。また、脾外傷時に
は脾摘を行なうことが多いが、このような場合
は、本装置の利用による止血あるいは部分切除に
より、脾臓を温存することが可能となる。 つぎに、この発明の他の実施例を示した第2図
について説明する。 同図において、14はマイクロ波手術器本体、
15は手術器本体14に内蔵されたマグネトロ
ン、16は同軸ケーブルであり、芯線17と外被
導体18とからなる。19は手術用ハンドピース
であり、その先端に針状のモノポーラ型手術電極
20が装着され、これが芯線17を介してマグネ
トロン15の出力取出用ループに接続されてい
る。21は手術電極20の基部外側の外被金属体
であり、同軸ケーブル16の外被導体18に接続
され、外被導体18はマグネトロン15の陽極に
接続されるとともに手術器本体14においてアー
スされている。 22は同軸リレー装置であり、リレースイツチ
23の一方の接点が同軸ケーブル16の芯線17
に接続されている。24は組織解離用電源装置で
あり、その負端子がリレースイツチ23の切換端
子に接続されるとともに、正端子が同軸リレー装
置22を介して同軸ケーブル16の外被導体18
に接続されている。25は手術器本体14に接続
された常閉のフツトスイツチ、26は手術器本体
14とフツトスイツチ25間に直列接続されたリ
レースイツチ23の作動用のリレーコイルであ
り、フツトスイツチ25の未操作時、手術器本体
14の電源装置からマグネトロン15に高電圧が
供給されるとともに、リレーコイル26が励磁さ
れ、リレースイツチ23が開放接点に接続され、
また、足によりフツトスイツチ25を操作してオ
フすると、手術器本体14においてマグネトロン
15への給電が停止されるとともに、リレーコイ
ル26が非通電状態となり、リレースイツチ23
が切り換わつて組織解離用電源装置24の負端子
が芯線17に接続される。27は先端に正電極2
8を備えた正電極用ハンドピースであり、正電極
28に接続されたリードワイヤー29は同軸リレ
ー装置22を介して電源装置24の正端子に接続
され、手術電極20の解離時、正電極28が生体
組織の手術部位近くに圧接される。なお、30は
実質臓器の生体組織とくに病変組織の断面を示
す。 そして、マイクロ波により含有血液の多い実質
臓器を手術する場合、同図に示すように、生体組
織30の病巣部にハンドピース19の手術電極2
0を刺入して手術器本体14を駆動すると、マグ
ネトロン15で発生したマイクロ波が芯線17を
経て手術電極20に伝達されるとともに、これが
生体内病巣部に数十秒間程照射され、このとき生
じる誘電熱により組織の止血、凝固、部分切除が
行なわれる。つぎに、マイクロ波による手術完了
後、フツトスイツチ25を操作してこれをオフす
ると、マイクロ波の供給が停止されるとともに、
同軸リレー装置22のリレースイツチ23が切り
換わり、組織解離用電源装置24の負端子が芯線
17を介して手術電極20に接続される。このと
き、正電極用ハンドピース27の正電極28を生
体組織30に接触するか、手術用ハンドピース1
9の先端部の外被金属体21を生体組織30に軽
く圧接すると、電源装置24から約10mAの陰極
直流電流が極短時間(約5秒間)手術電極20に
流れ、手術電極20と生体組織30との間の界面
に電気浸透と電気分解による水分が凝集し、手術
電極20の生体組織からの解離が容易となる。こ
こで、生体組織30に正電極28を接触して凝固
組織の解離を行なうか外被金属体21を接触して
行なうかは、生体組織の状態、部位、手術手技等
により適宜判断して実施する。 この発明のマイクロ波手術装置は、ハンドピー
スに装着され生体組織に刺入されるモノポーラ手
術電極と、前記手術電極にマイクロ波を供給する
マイクロ波発生装置と、前記手術電極に陰極電流
を供給し前記手術電極と前記生体組織間の界面に
水分を凝集させて前記手術電極を前記生体組織か
ら解離する組織解離用電源装置とを備えたもので
ある。 この発明は、前記構成により以下に記載する効
果を奏する。 マイクロ波の生体組織との反応により生ずる熱
エネルギにより、該生体組織に凝固、止血、切除
等の手術が行なえ、含有血液の多い実質臓器を容
易、安全かつ無血的に手術できるものであり、し
かも、前記手術完了後は組織に刺入された手術電
極を容易に生体組織から解離できるものであり、
手術電極に凝固組織が付着することがなく、ツツ
ペル等の器具を用いて手術電極を引き抜く必要が
なく、手術をより円滑に行ない得るものである。
さらに、この発明の手術装置にあつては、たとえ
ば周波数2450MHz、波長12cm、出力30〜100Wで、
電気手術器のような対電極が不要であり、小型か
つ安価であり、操作もきわめて簡単である。
図面はこの発明のマイクロ波手術装置の実施例
を示し、第1図は1実施例のブロツク図、第2図
は他の実施例の構成図である。 7,19…手術用ハンドピース、9,20…手
術電極、12,24…組織解離用電源装置、30
…生体組織。
を示し、第1図は1実施例のブロツク図、第2図
は他の実施例の構成図である。 7,19…手術用ハンドピース、9,20…手
術電極、12,24…組織解離用電源装置、30
…生体組織。
Claims (1)
- 1 ハンドピースに装着され生体組識に刺入され
るモノポーラ手術電極と、前記手術電極にマイク
ロ波を供給するマイクロ波発生装置と、前記手術
電極に陰極電流を供給し、前記手術電極と前記生
体組識間の界面に水分を凝集させて前記手術電極
を前記生体組識から解離する組織解離用電源装置
とを備えたことを特徴とするマイクロ波手術装
置。
Priority Applications (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57055584A JPS58173541A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
JP57055583A JPS58173540A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
US06/374,884 US4494539A (en) | 1982-04-03 | 1982-05-04 | Method and apparatus for surgical operation using microwaves |
GB08213870A GB2119253B (en) | 1982-04-03 | 1982-05-13 | Apparatus for performing surgical operations |
DE3218314A DE3218314C2 (de) | 1982-04-03 | 1982-05-14 | Elektrochirurgische Vorrichtung |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57055584A JPS58173541A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
JP57055583A JPS58173540A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS58173540A JPS58173540A (ja) | 1983-10-12 |
JPH0120617B2 true JPH0120617B2 (ja) | 1989-04-18 |
Family
ID=26396476
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP57055584A Granted JPS58173541A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
JP57055583A Granted JPS58173540A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
Family Applications Before (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP57055584A Granted JPS58173541A (ja) | 1982-04-03 | 1982-04-03 | マイクロ波手術装置 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4494539A (ja) |
JP (2) | JPS58173541A (ja) |
DE (1) | DE3218314C2 (ja) |
GB (1) | GB2119253B (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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WO2008117789A1 (ja) | 2007-03-27 | 2008-10-02 | National University Corporation Shiga University Of Medical Science | マイクロ波手術装置 |
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