JPH06292685A - 電気手術用処置具 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 一つの処置具において切開能及び凝固止血能
の双方の性能を向上させる。 【構成】 電気手術用処置具の先端部に設けられる処置
用電極としてのメス先端電極１１は、処置部位の生体組
織に接触させて高周波電流を出力し、切開及び凝固止血
の処置を行うものであり、断面形状が角丸の略三角形状
で非円形となっている。メス先端電極１１には、生体組
織との接触面積が大きい略平面状の凝固止血面１３と、
生体組織との接触面積が小さい小さな曲率半径を持った
角面の切開面１４とが形成されている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、高周波電流により生体
組織を切開及び凝固止血する電気手術用処置具に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】従来より、高周波電流により生体組織を
切開したり凝固止血する電気手術用処置具が実用化され
ている。

【０００３】この電気手術用処置具は、高周波電気メス
装置などの処置装置において用いられ、単極型，双極型
のものがあり、電極間に高周波電流を流して生体組織の
切除や凝固を行うようになっており、外科手術等で使用
されている。

【０００４】電気手術用処置具の処置用電極は、従来は
断面形状が円形のものが用いられており、適用部位ある
いは、切開、凝固止血の処置などの使用目的に応じて、
異なる処置用電極を持った処置具が用意されている。処
置を行う際には、このような処置用電極が異なる処置具
の中から適当なものを選んで使用するようになってい
る。

【０００５】図１０及び図１１に従来の電気手術用処置
具の先端部を示す。図１０は単極型の電気手術用処置具
の先端部を示したものであり、図１０（ｂ）は図１０
（ａ）のＡ−Ａ断面を示している。処置用電極５１は、
断面が円形あるいは円形に近似した形状をしている。処
置用電極５１の基端側には、絶縁用チューブ５２が被覆
されている。

【０００６】図１１は双極型の電気手術用処置具の先端
部を示したものであり、図１１（ｂ）は図１１（ａ）の
断面を示している。双極型の処置具では、２つの処置用
電極５３が空間を介して配置され固定されている。処置
用電極５３の断面形状は、単極型と同様に円形あるいは
円形に近似した形状となっている。

【０００７】電気手術用処置具において、生体組織を切
開あるいは、凝固止血する場合には、生体組織を流れる
高周波電流の電流密度の大小が、切開に寄与するか凝固
止血に寄与するかに影響を与える。一般的に電流密度が
高ければ、瞬時に組織細胞が爆発するため切開能が強く
なり、その反対に電流密度が低ければ、組織細胞は爆発
に至らず乾燥するため凝固止血能が強くなる。したがっ
て、使用目的に応じて、生体組織を流れる高周波電流の
電流密度を変化させるために、各処置具において生体組
織と処置用電極との接触面積を変えて、それぞれの目的
に合った電流密度が得られるようにしている。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前述の
ように処置する部位や使用目的に応じた処置用電極を持
った処置具を使用する場合、手術中に処置具を頻繁に取
り替えることは、非常に手間がかかり、術者にとって不
便なため、一般に切開及び凝固止血を一つの処置具で行
っている場合がほとんどである。

【０００９】このため、生体組織と処置用電極との接触
面積が小さい電極を持った切開に適した処置具では、生
体組織に流れる電流密度が高いため、凝固止血を行おう
とした場合、凝固止血用の処置具に比べて凝固止血能は
悪くなる。また、生体組織と処置用電極との接触面積が
大きい電極を持った処置具では、生体組織に流れる電流
密度が低いため、切開能が低下する。すなわち、従来の
処置具では、処置用電極の断面形状がほぼ円形であるた
め、一つの処置具においては生体組織と処置用電極との
接触面積がほぼ一定で、生体組織に流れる電流密度を変
化させることができず、切開と凝固止血の両方の性能を
同時に向上させることは困難であった。

【００１０】電気的処置を行う高周波電流の出力波形に
は、切開用波形、凝固止血用波形、これらの中間的な効
果を発揮する波形といったそれぞれ別の目的の処置を行
うための波形があるが、従来の処置具では、生体組織と
の接触面積を変化させることができないため、前記のよ
うな複数の波形を出力しても一つの処置用電極で確実に
効率良くそれぞれの処置を実行するには、術者の習熟に
よる所が大きかった。また、一本の処置用電極で前記の
すべての出力波形を適用させることは困難であった。

【００１１】従って、一つの処置具で切開及び凝固止血
を行うには、一方の処置において生体組織への作用効率
が低下するため、術者の習熟を必要とし、一方の処置が
容易でない場合があり、また、処置に応じて処置具を取
り替えるには、繁雑な作業を必要とし、作業性が低下す
るという問題点があった。

【００１２】本発明は、これらの事情に鑑みてなされた
もので、一つの処置具において切開能及び凝固止血能の
双方の性能を向上させることが可能な電気手術用処置具
を提供することを目的としている。

【００１３】

【課題を解決するための手段】本発明による電気手術用
処置具は、生体組織に接触させて高周波電流により切開
及び凝固止血を行う処置用電極を有し、該処置用電極に
おいて、断面形状を非円形とし、前記生体組織との接触
面積が異なる切開用部位と凝固止血用部位とを設けたも
のである。

【００１４】

【作用】処置用電極に設けた切開用部位と凝固止血用部
位とにより、生体組織との接触面積を異ならせることに
よって、切開用部位と凝固止血用部位とで高周波電流の
電流密度が変更可能となる。

【００１５】

【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。図１ないし図４は本発明の第１実施例に係り、図
１は電気手術用処置具の先端部の処置用電極の構成を示
す説明図、図２は電気手術用処置装置の全体構成を示す
斜視図、図３は電気手術用処置具の構成を示す説明図、
図４は処置用電極の他の例の構成を示す説明図である。

【００１６】図２に本実施例の電気手術用処置具を備え
た電気手術用処置装置の全体構成を示す。処置用電極を
有する電気手術用処置具１は、電気手術用高周波発生装
置２に接続され、電気手術用高周波発生装置２からの高
周波電力が処置具側ケーブル３を介して供給されるよう
になっている。

【００１７】また、電気手術用高周波発生装置２には、
患者に接触させて、電気手術用処置具１からの出力電流
を回収する患者電極４が接続され、電気手術用処置具１
の処置用電極から出力された電流が患者電極４へ流れ、
患者側ケーブル５を介して電気手術用高周波発生装置２
へ帰還されるようになっている。そして、電気手術用高
周波発生装置２には、電気手術用高周波発生装置２の出
力をオンオフするフットスイッチ６が接続されている。

【００１８】電気手術用処置具１は、図３に示すよう
に、処置具本体７の側部にコネクタ部８が設けられ、前
記処置具側ケーブル３が接続されるようになっている。
処置具本体７の後端部には、口金９が設けられ、洗滌用
生理食塩水等を供給する送水チューブを接続可能になっ
ている。

【００１９】処置具本体７の前側には、前記口金９と連
通した送水管１０が延出しており、洗滌用生理食塩水等
を前方の処置部位へ送水できるようになっている。ま
た、送水管１０内を挿通して前方へ処置用電極としての
メス先端電極１１が延出しており、このメス先端電極１
１の基端側が絶縁用チューブ１２で被覆されている。

【００２０】電気手術用処置具１の先端部の処置用電極
の構成を図１に示す。図１はフック型の処置用電極の例
を示したものであり、図１（ｂ）は図１（ａ）のＢ−Ｂ
断面を示している。

【００２１】処置用電極としてのメス先端電極１１は、
処置部位の生体組織に接触させて高周波電流を出力し、
切開及び凝固止血の処置を行うものであり、断面形状が
角丸の略三角形状で非円形となっている。メス先端電極
１１には、生体組織との接触面積が大きい略平面状の凝
固止血面１３と、生体組織との接触面積が小さい小さな
曲率半径を持った角面の切開面１４とが形成されてい
る。

【００２２】処置用電極の他の例として、ストレート型
の処置用電極の構成を図４に示す。ここで、図４（ｂ）
は図４（ａ）のＣ−Ｃ断面を示している。

【００２３】ストレート型のメス先端電極１５は、断面
形状が長円形状で非円形となっており、図１のフック型
のメス先端電極１５と同様に略平面状の凝固止血面１３
と、曲面状の切開面１４とが形成されている。

【００２４】凝固止血面１３は、生体組織に対する接触
面積が大きく、この凝固止血面１３を生体組織に接触さ
せたときは、生体組織に流れる高周波電流の電流密度が
低くなるため、凝固止血作用が向上する。また、切開面
１４は、生体組織に対する接触面積が小さく、この切開
面１４を生体組織に接触させたときは、生体組織に流れ
る電流密度が高くなるため、切開作用が向上する。

【００２５】このように、処置用電極の断面形状を非円
形とすることにより、生体組織との接触面積が大きい面
と小さい面とが形成され、生体組織へ接触させる面を変
えることによって高周波電流の電流密度を変化させるこ
とができる。これにより、一つの電極において、切開能
が優れた面と凝固止血能が優れた面とを持ち、双方の性
能を向上させることが可能となる。なお、切開面１４と
凝固止血面１３との面積比を１：７以上の比とすれば、
より明確な切開能と凝固止血能の双方の性能向上が得ら
れる。

【００２６】図１０に示したような従来の処置用電極５
１では、断面が円形あるいは円形近似の形状をしている
ために、電気手術における切開及び凝固止血の双方の性
能を同時に向上させることは困難であった。また、電気
手術用高周波発生装置２から出力される切開用波形、凝
固止血用波形、これらの中間的な効果を発揮する波形と
いったそれぞれ別の目的の処置を行うための複数の出力
波形に対して、従来の処置用電極の形状では一つの処置
用電極で確実に効率良くそれぞれの処置を実行するに
は、術者の習熟による所が大きかった。また、一本の処
置用電極で前記のすべての出力波形を適用させることは
困難であった。

【００２７】一方、本実施例の処置用電極を備えた電気
手術用処置具では、生体組織へ接触させる面を変えるこ
とによって高周波電流の電流密度を変化させることがで
きるため、それぞれの処置に適した出力波形の作用効率
を高めることが可能となり、切開性能、凝固止血性能の
双方の性能を向上できる。

【００２８】図５及び図６は本発明の第２実施例に係
り、図５は電気手術用処置具の先端部の処置用電極の構
成を示す説明図、図６は処置用電極の他の例の構成を示
す説明図である。

【００２９】第２実施例は、双極型の電気手術用処置具
に本発明を適用した例である。

【００３０】電気手術用処置具の先端部の処置用電極の
構成を図５に示す。図５はフック型の処置用電極の例を
示したものであり、図５（ｂ）は図５（ａ）のＤ−Ｄ断
面を示している。他の部分は第１実施例とほぼ同様に構
成されており、本実施例では双極型のため図２における
患者電極４を用いず、電気手術用処置具に２本の電力線
を有するケーブルを接続するようになっている。

【００３１】処置用電極としてのメス先端電極１６は、
断面形状が台形状で非円形となっている。メス先端電極
１６は、双極電極１７ａ，１７ｂの間に絶緑部材１８を
挟んだ構造となっており、それぞれの双極電極１７ａ，
１７ｂには、生体組織との接触面積が大きい略平面状の
凝固止血面１３と、生体組織との接触面積が小さい曲面
状の切開面１４とが形成されている。

【００３２】処置用電極の他の例として、ストレート型
の処置用電極の構成を図６に示す。ここで、図６（ｂ）
は図６（ａ）のＥ−Ｅ断面を示している。

【００３３】ストレート型のメス先端電極１９は、図５
のフック型のメス先端電極１６と同様に、断面形状が台
形状で非円形となっており、双極電極２０ａ，２０ｂの
間に絶緑部材２１を挟んだ構造となっている。そして、
略平面状の凝固止血面１３と、曲面状の切開面１４とが
形成されている。

【００３４】図１１に示したような従来の双極型の処置
用電極５３では、２つの電極が空間を介して配置されて
固定されており、断面形状も単純な円形のものが多く、
双方の電極が接触して短絡するのを防止するために、電
極間の空間を大きく取ることが必要とされ、このため処
置具の小型化が困難であるという問題点があった。また
従来の電極の断面形状では切開、凝固止血の両方の性能
を向上することは難しく、双極型のものにおいては構造
上及び電極形状から凝固止血を主目的とするものがほと
んどであった。

【００３５】一方、本実施例の処置用電極を備えた電気
手術用処置具では、双極電極の間に空間ではなく絶縁部
材を配置し、絶縁部材の両側に双極電極を固定すること
により、処置具の構成を小型化することが可能となる。
これと共に、処置用電極の断面形状を非円形とすること
により、生体組織との接触面積が小さい切開面を形成で
き、この切開面によって双極型の処置具の切開性能を向
上できる。また、切開面よりも平面部の大きな凝固止血
面を設けることにより、生体組織との接触面積を大きく
して凝固止血性能も向上できる。

【００３６】このように、本実施例の双極型の電気手術
用処置具においても、第１実施例の単極型のものと同様
に、処置用電極の断面形状を非円形とすることにより、
生体組織へ接触させる面を変えて接触面積を変化させる
ことによって高周波電流の電流密度を変化させることが
でき、一つの電極において、切開能が優れた面と凝固止
血能が優れた面とを持った処置具を構成できる。これに
より、一本の処置具で切開用波形、凝固止血用波形、こ
れらの中間的な効果を発揮する波形などそれぞれの処置
に適した出力波形の作用効率を高めることが可能とな
り、切開性能、凝固止血性能の双方の性能を向上でき
る。

【００３７】ここで、電気手術用処置具に超音波振動子
を内蔵した構成例を図７及び図８に示す。

【００３８】図７は超音波振動子を内蔵した電気手術用
処置具の第１の例を示したものである。

【００３９】電気手術用処置具３１のケーシング３２に
は、ボルト締めランジュバン型振動子３３が内蔵されて
おり、この振動子３３の前方には、前面板３４が連結さ
れている。前面板３４の先端部３４ａには、処置用電極
３５がねじ締結等によって着脱自在に接続されている。
また、ケーシング３２の後端部よりケーブル３６が延出
しており、このケーブル３６の端部に高周波電流及び超
音波信号等を発生する電源装置３７が接続され、ケーブ
ル３６を介してケーシング３２内の振動子３３，処置用
電極３５と接続されるようになっている。さらに、ケー
シング３２の側部には、高周波電流等をオンオフするス
イッチ３８，３９が設けられている。

【００４０】電源装置３７で発生した高周波電流は、ケ
ーブル３６、前面板３４を介して処置用電極３５に伝え
られ、処置用電極３５より高周波電流を出力して生体組
織の切開、凝固止血を行う。ここで、高周波切開および
凝固電流は、ケーシング３２に設けられたスイッチ３
８，３９によりオンオフ制御される。

【００４１】このとき、スイッチ３８あるいは３９に連
動して、電源装置３７からケーブル３６を介して振動子
３３に超音波信号もしくはパルス信号が送られる。この
超音波信号もしくはパルス信号は、振動子３３で微小な
機械振動に変換され、前面板３４から処置用電極３５へ
と伝達される。これにより、処置用電極３５は微小振動
しながら高周波電流を出力する。

【００４２】このように、高周波電流による切開、凝固
止血に連動して処置用電極３５が微小超音波振動もしく
はパルス振動するため、焼灼されて炭化した生体組織が
処置用電極３５に付着することを防止できる。このた
め、常に安定した切開能が得られ、また付着した炭化組
織を取り除くために手術を中断する必要もない。また、
出血部位に電極を押し当てて凝固止血を行う場合におい
ても、患部に電極が貼り付くことがないので、無理に引
き剥して再出血させてしまうこともない。

【００４３】図８は超音波振動子を内蔵した電気手術用
処置具の第２の例を示したものである。

【００４４】電気手術用処置具４１のケーシング４２に
は、ボルト締めランジュバン型振動子４３が内蔵されて
おり、この振動子４３の前方には、ホーン４４が接続さ
れ、ホーン４４の先端部にプローブ４５が連結されてい
る。プローブ４５には、中心軸に沿ってホーン４４、振
動子４３まで貫通する吸引管路４６が設けられている。
このプローブ４５の吸引管路４６は、ケーシング４２の
後端部より延出した吸引チューブ４７に連通しており、
この吸引チューブ４７を介して吸引装置４８に接続され
ている。

【００４５】また、ケーシング４２の後端部よりケーブ
ル４９が延出しており、このケーブル４９の端部に超音
波信号を発生する超音波出力回路５５が接続され、ケー
ブル４９を介してケーシング４２内の振動子４３，プロ
ーブ４５と接続されるようになっている。超音波出力回
路５５には、超音波出力設定部５６、高周波出力回路５
７、及び超音波信号の出力をオンオフするフットスイッ
チ５８が接続されている。また、ケーシング４２の側部
には、高周波出力回路５７からの高周波電流をオンオフ
するハンドスイッチ５９が設けられている。

【００４６】フットスイッチ５８の操作により、超音波
出力設定部５６で設定された出力値で超音波出力回路５
５から超音波信号が出力され、振動子４３は、送られて
くる超音波信号を機械振動に変換する。ホーン４４は生
体組織が切除できる程度まで振動を増幅し、プローブ４
５に伝達させる。この超音波振動により生体組織の切除
が行われる。ここで、切除した生体組織は、吸引装置４
８によってプローブ４５の吸引管路４６より吸引され、
先端開口部４６ａ，吸引管路４６，吸引チューブ４７を
通って吸引装置４８へ排出される。

【００４７】また、超音波振動による生体組織の切除中
に出血した場合などには、ハンドスイッチ５９の操作に
より高周波出力回路５７から高周波電流を出力させ、高
周波電流をプローブ４５に伝達させて、凝固止血を行う
ことができる。このとき、ハンドスイッチ５９の操作に
連動して、超音波出力設定部５６で設定した値にかかわ
らず低い出力で超音波信号もしくはパルス信号が出力さ
れ、プローブ４５を微小振動させるようになっている。

【００４８】このように、高周波電流による凝固止血に
連動して超音波出力設定値にかかわらず低出力でプロー
ブ４５が微小超音波振動もしくはパルス振動するため、
焼灼されて炭化した生体組織がプローブ４５の表面に付
着したり吸引管路の先端開口部４６ａを塞いだりするこ
とを防止できる。また、このプローブ４５の微小超音波
振動もしくはパルス振動は、超音波出力設定部５６で設
定した値にかかわらず低い出力で振動するため、その振
動により生体組織を傷つけることがない。そして、超音
波振動により生体組織の切除を行うときは、フットスイ
ッチ５８を操作すれば超音波出力設定部５６で設定した
出力でプローブ４５を超音波振動させることができる。
以上のように、超音波振動時と高周波焼灼時には自動的
にそれぞれに適した出力でプローブ４５が振動するの
で、フットスイッチ５８とハンドスイッチ５９とを使い
分けて２つの処置をスムーズに切り替えて容易に行うこ
とができる。

【００４９】次に、電気手術用処置具に高周波電流を供
給する電気手術用高周波発生装置内部の高周波電流生成
回路の構成例を図９に示す。なお、ここでは凝固止血用
の高周波電流を生成する回路について説明する。

【００５０】電気手術用高周波発生装置の前面パネルに
取付けられた図示しないスイッチ及び表示素子は、表示
・スイッチ入力回路６１を介して表示出力及びスイッチ
入力の信号のやり取りを行うようになっている。表示・
スイッチ入力回路６１は、ＣＰＵ制御回路６２に接続さ
れ、ＣＰＵ制御回路６２から表示出力信号を受けると共
にＣＰＵ制御回路６２へスイッチ入力信号を入力するよ
うになっている。ＣＰＵ制御回路６２は、Ｄ／Ａ制御回
路６３に接続され、各種信号のやり取りを行うようにな
っている。

【００５１】ＣＰＵ制御回路６２は、スイッチ入力信号
のチャタリング除去を行い、スイッチ信号としてＤ／Ａ
制御回路６３へ入力する。また、ＣＰＵ制御回路６２
は、表示・スイッチ入力回路６１で設定された高周波出
力データに対応する電圧データを出力しこれをパワーデ
ータとしてＤ／Ａ制御回路６３へ入力する。Ｄ／Ａ制御
回路６３は、前記パワーデータをディジタル値からアナ
ログ値にＤ／Ａ変換する。また、Ｄ／Ａ制御回路６３に
は、フットスイッチ６４からのオンオフ信号が入力さ
れ、フットスイッチ信号としてＣＰＵ制御回路６２へ入
力されるようになっている。これらのＣＰＵ制御回路６
２とＤ／Ａ制御回路６３との間の信号の送受は、ＲＳ−
２３２Ｃのシリアル通信で行われるようになっている。

【００５２】また、Ｄ／Ａ制御回路６３は、ＰＬＬ制御
回路（２）６５に接続され、ＣＰＵ制御回路６２からの
スイッチ信号を基にした波形モード信号をＰＬＬ制御回
路（２）６５へ入力するようになっている。ＰＬＬ制御
回路（２）６５は、凝固波形を生成する変調周波数回路
で、生成した変調周波数信号を波形生成回路６６へ入力
する。波形生成回路６６は、ＰＬＬ制御回路（２）６５
で生成された波形を元にスプレー凝固，ノーマル凝固，
ブレンド１，ブレンド２のタイミングを持った基準波形
信号を生成し、Ｄ／Ａ制御回路６３に入力するようにな
っている。

【００５３】Ｄ／Ａ制御回路６３には、混合器６７が接
続されており、波形生成回路６６で生成された基準波形
信号がＤ／Ａ変換され、混合器６７の一方の入力端に入
力されるようになっている。また、ＰＬＬ分周比設定回
路６８、ＰＬＬ制御回路（１）６９が設けられており、
ＰＬＬ分周比設定回路６８で分周比が決定され、この決
定された分周比に応じた周波数の搬送波がＰＬＬ制御回
路（１）６９で生成され、この搬送波が混合器６７の他
方の入力端に入力されるようになっている。

【００５４】混合器６７では、Ｄ／Ａ変換された基準波
形信号と搬送波とが混合され、ＲＦ信号として出力され
る。混合器６７の出力端には、ＲＦ増幅回路７０、出力
切換回路７１が順に接続されており、混合器６７より出
力されたＲＦ信号は、ＲＦ増幅回路７０で増幅され、出
力切換回路７１へ入力されるようになっている。出力切
換回路７１は、モノポーラ，バイポーラの切換を行うも
ので、出力切換回路７１からの出力信号は高周波出力信
号となって処置用電極（能動電極（Active）あるいは能
動電極及び患者電極（Patient））に伝えられる。

【００５５】また、出力切換回路７１の出力端には、電
圧電流検出回路７２、電圧電流監視回路７３が順に接続
され、前記高周波出力信号は電圧電流検出回路７２に伝
えられ、ここで高周波出力信号の電圧，電流が検出され
て、電圧電流監視回路７３よりインピーダンス信号が出
力されるようになっている。また、電圧電流監視回路７
３において低周波及び高周波の漏れ電流の監視が行わ
れ、監視出力信号が出力されるようになっている。これ
らのインピーダンス信号及び監視出力信号はＤ／Ａ制御
回路６３に入力される。Ｄ／Ａ制御回路６３では、前記
インピーダンス信号をＡ／Ｄ変換して、Ｚデータとして
ＣＰＵ制御回路６２に出力し、また、監視出力信号をＣ
ＰＵ制御回路６２に出力するようになっている。また、
Ｄ／Ａ制御回路６３からは、ＰＬＬ制御回路（１）６９
へ高周波の発振を禁止するインターロック信号が出力さ
れるようになっている。

【００５６】本実施例では、インピーダンス信号によっ
て高周波電流出力部のインピーダンスの監視を行い、能
動電極と患者電極の短絡を防止できるようにしている。
また、監視出力信号によって漏れ電流の監視を行い、漏
れ電流が所定値以上検出されると、出力の高周波電流を
下げるようにしたり、ブザー等で術者に告知したりす
る。

【００５７】このように構成された高周波電流生成回路
では、凝固止血用波形を生成するために基準発振をＰＬ
Ｌ方式として、ＰＬＬ制御回路（２）６５を用いたこと
により、任意の値に変調周波数をプリセットすることが
できる。これにより、止血、凝固作用の向上が図れると
共に、ＰＬＬ方式としたことにより波形の安定度、温度
特性の向上が図れる。また、搬送波周波数の制御もＰＬ
Ｌ方式としてＰＬＬ制御回路（１）６９を用いたことに
より、出力部に設けられる共振回路の周波数ズレ等を分
周比の設定を変えることにより補正することができ、回
路の変更を行わなくても容易に搬送波周波数を変更する
ことができる。

【００５８】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、一
つの処置具において切開能及び凝固止血能の双方の性能
を向上させることが可能となる効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１ないし図４は本発明の第１実施例に係り、
図１は電気手術用処置具の先端部の処置用電極の構成を
示す説明図

【図２】電気手術用処置装置の全体構成を示す斜視図

【図３】電気手術用処置具の構成を示す説明図

【図４】処置用電極の他の例の構成を示す説明図

【図５】図５及び図６は本発明の第２実施例に係り、図
５は電気手術用処置具の先端部の処置用電極の構成を示
す説明図

【図６】処置用電極の他の例の構成を示す説明図

【図７】超音波振動子を内蔵した電気手術用処置具の第
１の例を示す構成説明図

【図８】超音波振動子を内蔵した電気手術用処置具の第
２の例を示す構成説明図

【図９】電気手術用高周波発生装置の内部に設けられる
高周波電流生成回路の構成例を示すブロック図

【図１０】従来の単極型の処置用電極の構成を示す説明
図

【図１１】従来の双極型の処置用電極の構成を示す説明
図

【符号の説明】

１…電気手術用処置具 ２…電気手術用高周波発生装置 ４…患者電極 １１…メス先端電極 １３…凝固止血面 １４…切開面

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 生体組織に接触させて高周波電流により
   切開及び凝固止血を行う処置用電極を有し、該処置用電
   極において、断面形状を非円形とし、前記生体組織との
   接触面積が異なる切開用部位と凝固止血用部位とを設け
   たことを特徴とする電気手術用処置具。