JPH10225462A - Electric operating device - Google Patents

Electric operating device

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JPH10225462A
JPH10225462A JP9183748A JP18374897A JPH10225462A JP H10225462 A JPH10225462 A JP H10225462A JP 9183748 A JP9183748 A JP 9183748A JP 18374897 A JP18374897 A JP 18374897A JP H10225462 A JPH10225462 A JP H10225462A
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treatment
impedance
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voltage
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JP9183748A
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Japanese (ja)
Inventor
Kazuya Hijii
Yoshito Ichikawa
Hiroaki Matsumoto
Takashi Mitsubori
Akihisa Ogawa
Masahide Oyama
Kazue Yamashina
貴司 三堀
雅英 大山
晶久 小川
一恵 山科
義人 市川
裕明 松元
一也 肘井
Original Assignee
Olympus Optical Co Ltd
オリンパス光学工業株式会社
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To obtain stable coagulating performance and hemostatic performance by detecting the state change of treatment energy to be supplied to a treating means for treating a viable tissue, installing a biological information detecting means for obtaining biological information of the viable tissue to be treated based on the detection data and controlling an output based on biological information.
SOLUTION: In an electric operating device 1, a treating tool, a patient electrode 4 and a foot switch are respectively connected to a high frequency ignition power source 2 and an activating electrode 3a disposed in a mono-polar treating tool 3A as the treating tool, a current sensor 13 and a voltage sensor 14 for detecting current and a voltage between the patient electrode 4 and a feedback electrode are arranged. Respective sensor signals are inputted to CPU 9 with an A/D converter 15. CPU 9 detects voltage change or current change from an input signal, the most proper value within the change of parameters such as an initial value, MAX. and MIN. values and a change rate, etc., is adopted as an ignition end condition and the output of a high frequency signal is controlled by actuation to an output transducer 12.
COPYRIGHT: (C)1998,JPO

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は高周波電力を用いて生体組織の切除、或は、止血等の処置を行う電気手術装置に関する。 The present invention relates to the ablation of biological tissue using high frequency power, or relates to an electrosurgical apparatus for performing treatment of hemostasis, and the like.

【0002】 [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、或は、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ている。 In general, the electrosurgical device surgery such as an electric knife, or are used in making an incision or body tissue, the treatment of coagulation hemostasis such as internal medicine surgery. この電気手術装置には、高周波焼灼電源装置(以下、焼灼用電源と記載) The electrosurgical device, the high-frequency cauterization power supply apparatus (hereinafter, described as ablative power)
と、この焼灼用電源に接続される処置具とが設けられている。 When the treatment instrument is provided that is connected to the cautery power source. ここで、処置具には生体組織に接触させる接触部が設けられており、この接触部に処置用の電極が装着されている。 Here, the treatment instrument and the contact portion is provided to contact the living tissue, the electrode for the treatment is attached to the contact portion.

【0003】そして、この電気手術装置の使用時には処置具の接触部を処置部に接触させた状態で、処置用電極に処置用の高周波電力(電気エネルギー)を供給し、生体組織の処置を行うようになっている。 [0003] Then, in the state at the time of use in contact with the treatment section of the contact portion of the treatment instrument of the electrosurgical device, to supply high frequency power for treatment to the treatment electrode (electrical energy), the treatment of the living tissue It has become way.

【0004】 [0004]

【発明が解決しようとする課題】上記従来構成のものにあっては生体組織の切開や、凝固止血等の処置を行う際に電気手術装置の焼灼用電源から出力される高周波電力の出力設定は術者の勘と経験により、決定されている。 Incision and the the apparatus having the conventional configuration biological tissue THE INVENTION try problem solving], the output setting of the high-frequency power output from the ablation power source of electrosurgical apparatus in performing the treatment of coagulation hemostasis such as by intuition and experience of the operator, it has been determined.
そして、電気手術における実際の止血作業は、焼灼用電源から出力される高周波電力の出力時間及び目視により、その止血程度、凝固品位を判断するようにしている。 The actual hemostasis work in electrosurgery, the output time and visually high-frequency power output from the ablation power source, so that it is determined that the order of hemostasis, coagulation quality. そのため、焼灼用電源から出力される高周波電力を最適に制御することは難しいので、最適な高周波電力により、効率良く切除、或は、凝固止血作業を行うことは難しい問題がある。 Therefore, since it is difficult to optimally control the high frequency power output from the cauterization power supply, the optimum radio-frequency power, efficient ablation, or by performing a coagulation hemostasis work it is difficult.

【0005】また、一部の電気手術装置では、高周波電力の出力の自動制御を行っているものもある。 Further, in some electrosurgical devices, some are performed automatically controlling the output of the high frequency power. しかしながら、電気手術装置の使用条件は症例毎に異なるので、 However, since the conditions of use of the electrosurgical device varies from case,
処置対象の生体組織の違いや、焼灼部位や電極、電極の組織への接触の強さのバラツキ等により、その焼灼の程度がばらつくために高精度に高周波電力の出力を制御することができない問題がある。 Differences and the treatment target living tissue, the ablation site and the electrode, the intensity variations in the contact with the tissue of the electrode, it is impossible to control the output of the high frequency power with high accuracy to the extent that the ablation varies problem there is.

【0006】本発明は上記事情に着目してなされたもので、その目的は、高精度に処置用エネルギーの出力を制御することができ、安定した凝固性能と止血性能を得ることができる電気手術装置を提供することにある。 [0006] The present invention has been made in view of the above circumstances, and its object is able to control the output of the medical treatment energy with high accuracy, electrical can be obtained a stable coagulation performance and hemostasis performance surgery to provide an apparatus.

【0007】 [0007]

【課題を解決するための手段】本発明は、生体組織を処置する処置手段を有する処置具と、上記処置手段に処置用エネルギーを供給するエネルギー供給手段とを備え、 The present invention SUMMARY OF] is provided with a treatment instrument having a treatment unit for treating the living tissue, and an energy supply means for supplying treatment energy for the the treatment means,
上記処置手段による上記生体組織の処置時に、上記処置手段に上記処置用エネルギーを供給して上記生体組織の処置を行う電気手術装置において、上記処置手段に供給する処置用エネルギーの状態変化を検出し、その検出データに基いて処置対象の上記生体組織の生体情報を得る生体情報検知手段と、上記生体情報にもとづいて出力を制御する出力制御手段とを具備することを特徴とする電気手術装置である。 During the treatment of the biological tissue by the treatment means, the electrosurgical apparatus for performing treatment of the living tissue by supplying the treatment for energy to said treatment means, detects a state change of the medical treatment energy supplied to the treatment means in electrosurgical devices, characterized by comprising: a biometric information detection means for obtaining biological information of the living tissue of the treatment target based on the detection data, and an output control means for controlling the output based on the biological information is there. そして、生体組織の切開や、凝固止血等の処置時には処置手段に供給する処置用エネルギーの状態変化を生体情報検知手段によって検出し、その検出データに基いて処置対象の生体組織の生体情報を得て上記生体情報にもとづいて出力を制御するようにしたものである。 The resulting incision or body tissue, the state change of the energy for the treatment is supplied to the treatment unit during treatment of coagulation hemostasis such as detected by the biometric information detecting means, the biometric information of the living tissue to be treated on the basis of the detected data Te is obtained so as to control the output based on the biological information.

【0008】 [0008]

【発明の実施の形態】以下、本発明の第1の実施の形態を図1乃至図7を参照して説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, a description will be given of a first embodiment of the present invention with reference to FIGS. 図1は本実施の形態の電気手術装置1のシステム全体の概略構成を示すものである。 Figure 1 shows a schematic configuration of the entire system of the electrosurgical apparatus 1 of this embodiment. 本実施の形態の電気手術装置1には、高周波焼灼電源装置(以下、焼灼用電源と記載)2が設けられている。 To electrosurgical apparatus 1 of the present embodiment, the high-frequency cauterization power supply apparatus (hereinafter, described as cauterization power supply) 2 is provided. この焼灼用電源2には処置具3、患者用電極4 The treatment instrument 3 in the cauterization power source 2, patient electrode 4
およびフットスイッチ5がそれぞれ接続されている。 And a foot switch 5 is connected. なお、本実施の形態の電気手術装置1で使用される処置具3としては図2(A)に示すモノポーラ処置具3Aや、 Incidentally, and monopolar treatment instrument 3A shown in FIG. 2 (A) as a treatment instrument 3 to be used in electrosurgical apparatus 1 of this embodiment,
図2(B)に示すバイポーラ処置具3Bがある。 There are bipolar treatment tool 3B shown in FIG. 2 (B).

【0009】また、焼灼用電源2には、図2(A)に示すように商用電源6から供給された電力を図示しない絶縁トランスを介して各種電圧を生成する電源回路7と、 [0009] Also, the ablation power source 2, the power supply circuit 7 for generating various voltages via an isolation transformer (not shown) the power supplied from the commercial power source 6 as shown in FIG. 2 (A),
電源回路7で生成された電力を切開,或は凝固など各種処置に対応する高周波出力の波形信号を発生させる波形発生回路8と、制御用のCPU(出力制御手段)9と、 Incision power generated by the power supply circuit 7, or the coagulating waveform generating circuit 8 for generating a waveform signal of a high frequency output corresponding to various treatments such as, the control of the CPU (output control means) 9,
このCPU9からの制御信号を受けて高周波信号を出力するD/Aコンバータ10と、波形成形回路8で生成された信号を高周波増幅する高周波電力増幅回路11と、 A D / A converter 10 for outputting a high frequency signal in response to a control signal from the CPU 9, a high frequency power amplifier circuit 11 for high-frequency amplifying the signal generated by the waveform shaping circuit 8,
出力トランス(エネルギー供給手段)12とが設けられている。 An output transformer (energy supply means) 12 is provided. そして、出力トランス12の出力ポートにはモノポーラ処置具3Aおよび患者用電極4がそれぞれ接続されている。 And, the output port of the output transformer 12 monopolar treatment tool 3A and patient electrode 4 are connected.

【0010】また、本実施の形態の電気手術装置1には、モノポーラ処置具3Aに設けられた活性電極(処置手段)3aと、患者用電極4の帰還電極との間の電流、 Further, the electrosurgical apparatus 1 of this embodiment, the current between the active electrode (treatment section) 3a provided in the monopolar treatment tool 3A, the return electrode of the patient electrodes 4,
電圧を検出する電流センサ(生体情報検知手段)13および電圧センサ(生体情報検知手段)14が設けられている。 A current sensor (biometric information detection means) 13 and the voltage sensor (biometric information detection means) 14 for detecting a voltage are provided. さらに、電流センサ13および電圧センサ14はA/D変換器15に接続されている。 Further, current sensor 13 and voltage sensor 14 is connected to the A / D converter 15. このA/D変換器15はCPU9に接続されている。 The A / D converter 15 is connected to the CPU 9. そして、A/D変換器15では電流センサ13からの電流検出データおよび電圧センサ14からの電圧検出データを取り込んでアナログからデジタルに変換してCPU9に供給するようになっている。 Then, and supplies to the CPU9 to convert from analog to digital capture a voltage detection data from the current detection data and the voltage sensor 14 from the A / D converter 15, a current sensor 13.

【0011】また、CPU9にはA/D変換器15から入力される入力信号に基いて電圧変化あるいは電流変化を検出あるいはこの少なくとも一方を検出し、初期値と、MAX,MIN値及び変化率等のパラメーターの変化の内、最も適正な値を焼灼の終了条件として、高周波信号の出力を制御する制御機能が設けられている。 Further, the CPU9 detects detection or the at least one voltage change or current change based on the input signal input from the A / D converter 15, the initial value and, MAX, MIN value, and rate of change, etc. among the parameters change, as the end condition of the ablation most appropriate value, the control function is provided for controlling the output of the high-frequency signal.

【0012】また、CPU9には高周波処置に関する各種の情報を表示する表示部16が接続されている。 Further, the display unit 16 for displaying various information about the high-frequency treatment are connected to the CPU 9. この表示部16には図6に示すように生体組織の切除処置時の高周波電力や、その設定値等の情報を表示するCUT CUT This display unit 16 and high-frequency power during the ablation treatment of the living tissue as shown in FIG. 6, and displays information such as the set value
表示部16bと、生体組織の凝固処置時の高周波電力や、その設定値等の情報を表示するCOAG表示部16 A display unit 16b, and a high frequency power during coagulation treatment of the living tissue, COAG display unit 16 for displaying information such as the set value
aと、処置対象の生体組織の生体情報を表示するインピーダンス表示部16cとが設けられている。 And a, and the impedance display unit 16c which displays the biological information of the living tissue to be treated is provided.

【0013】ここで、インピーダンス表示部16cには4桁のデジタル表示要素17a 1 〜17a 4が設けられている。 [0013] Here, 4-digit digital display elements 17a 1 ~17a 4 is provided to the impedance display unit 16c. 各デジタル表示要素17a 1 〜17a 4は7セグメントによって0〜9までの数字をデジタル表示するものである。 Each digital display elements 17a 1 ~17a 4 is to digitally display the numbers 0 to 9 by 7 segment. そして、本実施の形態の電気手術装置1による高周波処置時には電流センサ13および電圧センサ14で検出した電流値および電圧値からCPU9によってインピーダンスを求め、その値を表示部16に送り、 Then, when the high-frequency treatment by the electrosurgical device 1 of the present embodiment obtains the impedance by CPU9 from the current value and a voltage value detected by the current sensor 13 and voltage sensor 14, sends the value to the display unit 16,
表示部16のインピーダンス表示部16cにその結果を4桁のデジタル表示要素17a 1 〜17a 4に直接数値にて表示し、現在のインピーダンス値を告知するようになっている。 Displays in direct numeric digital display elements 17a 1 ~17a 4 The results of the four digits of the impedance display section 16c display unit 16 so as to notify the current impedance value.

【0014】なお、図8〜図10は第1の実施の形態の電気手術装置1に設けられる表示部16の各種の変形例を示すものである。 [0014] Incidentally, FIGS. 8 to 10 show various modified examples of the display unit 16 provided in the electrosurgical apparatus 1 in the first embodiment. 図8の第1の変形例のインピーダンス表示部16cはバーグラフ表示部によって形成されている。 First impedance display section 16c of the modification of FIG. 8 is formed by a bar graph display unit. このインピーダンス表示部16cにはインピーダンス値を示す数値が上下方向に並設されたインピーダンス目盛17b 1と、このインピーダンス目盛17b 1の各数値の横にそれぞれ配置された四角形のLED17b An impedance graduation 17b 1 of numerical values showing impedance values are arranged in parallel in the vertical direction in the impedance display unit 16c, LED 17b of the rectangle respectively disposed next to each value of the impedance scale 17b 1
2とが設けられている。 2 and is provided. そして、本変形例では高周波処置時にはCPU9から得られたインピーダンス値がバーグラフ表示のインピーダンス表示部16cに表示されたインピーダンス目盛17b 1の数値よりも大きい場合、 Then, if the impedance values obtained from CPU9 during high-frequency treatment is greater than the number in the bar graph display of the impedance display unit 16c to display impedance graduation 17b 1 in the present modification,
インピーダンス目盛17b 1の数値の脇の四角部のLE LE square portion of the side of the numerical value of the impedance scale 17b 1
D17b 2が点灯することにより、現在のインピーダンス値を告知するようになっている。 By D17b 2 is turned, so as to notify the current impedance value.

【0015】また、図6や、図8の表示部16のインピーダンス表示部16cがインピーダンスの絶対値を表示するのに対して、図9の第2の変形例や、図10の第3 [0015] and FIG. 6, whereas the impedance display unit 16c of the display unit 16 of FIG. 8 displays the absolute value of the impedance, and the second modification of FIG. 9, the third 10
の変形例ではインピーダンス値のレベルを表示するレベル表示部17c、17dがそれぞれ設けられている。 In the modification level display section 17c which displays the level of the impedance values, 17d, respectively. ここで、図9の第2の変形例のレベル表示部17cには2 Here, the second level display portion 17c of the modification of FIG. 9 2
桁のデジタル表示要素17c 1 ,17c 2が設けられている。 Digital display elements 17c 1 digit, 17c 2 are provided. 各デジタル表示要素17c 1 ,17c 2は7セグメントによって0〜9までの数字をデジタル表示するものである。 Each digital display elements 17c 1, 17c 2 is to digitally display the numbers 0 to 9 by 7 segment. そして、本変形例ではインピーダンスのレベルを各デジタル表示要素17c 1 ,17c 2に数値で表示するようになっている。 In the present modified example it has a level of impedance to display numerically each digital display elements 17c 1, 17c 2. この場合、例えば、レベル1 In this case, for example, level 1
が表示された場合は約200Ωを示すといったメーカー、またユーザーが予め定めたインピーダンス値のレベルを表示するようになっている。 There manufacturers such when displayed indicates about 200 [Omega, also adapted to display the level of the impedance values ​​the user preset.

【0016】さらに、図10の第3の変形例のレベル表示部17dにはインピーダンスのレベルを示す数値が上下方向に並設されたレベル目盛17d 1と、このインピーダンス目盛17d 1の各数値の横にそれぞれ配置された四角形のLED17d 2とが設けられている。 Furthermore, the third the level display portion 17d of the modification of the level scale 17d 1 of numerical values are juxtaposed in the vertical direction to indicate the level of the impedance, next to each value of the impedance scale 17d 1 of FIG. 10 and LED17d 2 square respectively disposed is provided. そして、本変形例では高周波処置時にはCPU9から得られたインピーダンス値と対応するレベル目盛17d 1の数値の脇の四角部のLED17b 2が点灯することにより、現在のインピーダンス値のレベルを告知するようになっている。 By LED 17b 2 of the rectangular portion of the side of the numerical level scale 17d 1 during high-frequency treatment and the corresponding impedance values obtained from CPU9 is turned in this modified example, to announce the current level of impedance values going on.

【0017】また、他の表示方法として次の技術がある。 [0017] In addition, there are the following technology as other display method. 例えば、メーカーが予め定めた設定インピーダンス値以内ならば図6の各デジタル表示要素17a 1 〜17 For example, each digital display elements 17a 1 to 17 in FIG. 6, if the manufacturer is within a predetermined set impedance value
4および図9の各デジタル表示要素17c 1 ,17c a 4 and each digital display elements 17c 1, 17c in FIG. 9
2の7セグメントや、図8の各LED17b 2および図10の各LED17d 2が緑色に発光し、設定インピーダンス値を越えた場合には発光色を赤に変える構成にしてもよい。 And 2 of 7 segments, each LED17d 2 emits light in the green of each LED 17b 2 and 10 in FIG. 8, may be configured to change the light emission color to red when exceeding the set impedance value. さらに、所定の設定インピーダンス値以内ならば図6の各デジタル表示要素17a 1 〜17a 4および図9の各デジタル表示要素17c 1 ,17c 2の7セグメントや、図8の各LED17b 2および図10の各LED17d 2が点灯し、設定インピーダンス値を越えた場合にはこれらが点滅する等の変色を行ってもよい。 Furthermore, the or 7 segments each digital display elements 17c 1, 17c 2 of the digital display elements 17a 1 ~17a 4 and 9 of Figure 6, if within the predetermined setting impedance value of each LED 17b 2 and 10 in FIG. 8 each LED17d 2 lights, may be performed discoloration such as these flashes when exceeding the set impedance value.

【0018】次に、上記構成の作用について説明する。 [0018] Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気手術装置1を用いて生体組織の凝固止血等の処置を行う際には焼灼用電源2からモノポーラ処置具3Aの活性電極3aに高周波電力が供給され、生体組織の凝固止血等の処置が行われる。 When using an electrical surgical device 1 of this embodiment performs the treatment of coagulation hemostasis such biological tissue high-frequency power is supplied to the active electrode 3a monopolar treatment tool 3A from cauterization power source 2, the biological tissue coagulation hemostasis treatment and the like is carried out. この処置時には図3および図4に示すように高周波電力の供給が開始され、生体組織の凝固が開始された処置開始時点T 0から、生体組織の凝固(炭化)が進行するにしたがって電圧センサ14からの電圧検出データは図3に示すように変化し、電流センサ13からの電流検出データは図4に示すように変化する。 This is the time of the treatment is the supply of the high-frequency power is started, as shown in FIGS. 3 and 4, the voltage sensor 14 in accordance with the treatment start time T 0 which coagulation is initiated in the living tissue, coagulation of biological tissue (carbonization) proceeds voltage detection data from the changes as shown in FIG. 3, the current detection data from the current sensor 13 changes as shown in FIG.

【0019】すなわち、電圧センサ14からの電圧検出データは処置開始時点T 0から時間が経過するにしたがって徐々に増大する。 [0019] That is, the voltage detection data from the voltage sensor 14 gradually increases as time passes from the treatment start time T 0. そして、生体組織の凝固(炭化) The coagulation of the living tissue (carbonized)
が終了に近付くと電圧の増加率は徐々に緩くなる。 But the rate of increase in voltage approaches the end is gradually loose. また、電流センサ13からの電流検出データは処置開始時点T 0から時間が経過するにしたがって徐々に減少する。 The current detection data from the current sensor 13 gradually decreases over time from the treatment start time T 0. そして、生体組織の凝固(炭化)が終了に近付くと電流の減少率は徐々に緩くなる。 The rate of decrease of current when the coagulation of the living tissue (carbonization) approaches the end gradually becomes loose.

【0020】また、生体組織の処置時にはCPU9によってA/D変換器15から入力される入力信号に基いて電圧変化率(ΔV/ΔT)および電流変化率(ΔI/Δ Further, at the time of treatment of the living tissue based on the input signal input from the A / D converter 15 by CPU9 voltage change rate ([Delta] V / [Delta] T) and the current rate of change ([Delta] I / delta
T)がそれぞれ検出される。 T) is detected, respectively.

【0021】このとき、 ΔV=Δy=y(T 2 )−y(T 1 ) である。 [0021] It is this time, ΔV = Δy = y (T 2) -y (T 1). そして、電圧変化率ΔV/ΔTは ΔV/ΔT=y(T 2 )−y(T 1 )/T 2 −T 1である。 Then, the voltage change rate [Delta] V / [Delta] T is ΔV / ΔT = y (T 2 ) -y (T 1) / T 2 -T 1.

【0022】そして、CPU9から電圧変化率(ΔV/ [0022] Then, the rate of voltage change from CPU9 (ΔV /
ΔT)がある一定変化率以下になった状態が検出された時点か、或いは電圧検出データがy MAX ,y MINの範囲外になった状態が検出された時点か、或いはy |N |がy MAX ,y MINの範囲外になった状態が検出された時点で、焼灼停止、または出力を自動で低くする制御信号が出力される。 Or when the state becomes less than a predetermined rate of change [Delta] T) is is detected, or the voltage detection data y MAX, or point was detected state of out of range of y MIN, or y | N | is y MAX, when the state of out of range of y MIN is detected, the control signal to lower ablation stops, or automatically output is output. また、CPU9から電流変化率(ΔI/Δ Further, the current change rate from CPU 9 ([Delta] I / delta
T)がある一定変化率以下になった状態が検出された時点か、或いは電流検出データがy MAX ,y MINの範囲外になった状態が検出された時点か、或いはy |N |がy Or when the T) the state became below a certain rate of change has been detected, or the current detection data y MAX, or point was detected state of out of range of y MIN, or y | N | is y
MAX ,y MINの範囲外になった状態が検出された時点で、焼灼停止、または出力を自動で低くする制御信号が出力される。 MAX, when the state of out of range of y MIN is detected, the control signal to lower ablation stops, or automatically output is output.

【0023】また、本実施の形態のモノポーラ処置具3 [0023] In addition, monopolar treatment tool 3 of the present embodiment
Aは図7に示すように内視鏡18aと組合わせて使用しても良い。 A may be used in combination with an endoscope 18a, as shown in FIG. この内視鏡18aには患者の体内に挿入される挿入部18bと、この挿入部18bの基端部に連結された手元側の操作部18cとが設けられている。 An insertion portion 18b which is inserted into a patient, the operation portion 18c of the linked proximal to the proximal end of the insertion portion 18b is provided in the endoscope 18a.

【0024】さらに、操作部18cには処置具の挿通チャンネル18dの入り口部が設けられている。 Furthermore, the inlet portion of the insertion channel 18d of the treatment instrument is provided in the operation unit 18c. この挿通チャンネル18dの出口部は挿入部18bの先端部に配置されている。 Outlet portion of the insertion channel 18d is located at the tip portion of the insertion portion 18b. そして、モノポーラ処置具3Aは挿通チャンネル18dの入り口から挿入されたのち、挿通チャンネル18d内を通り、挿通チャンネル18dの出口部から突出され、患者の体内の処置対象組織に導かれるようになっている。 Then, after monopolar treatment instrument 3A is inserted from the entrance of the insertion channel 18 d, through the insertion channel 18 d, projects from the outlet portion of the insertion channel 18 d, is guided to the treatment target tissue in the patient's body .

【0025】そこで、上記構成のものあっては次の効果を奏する。 [0025] Thus, the apparatus having the configuration described above produces the following effects. すなわち、生体組織の凝固止血等の処置を行う際にA/D変換器15から入力される入力信号に基いて電圧変化率(ΔV/ΔT)および電流変化率(ΔI/ That is, the voltage change rate based on the input signal input from the A / D converter 15 in performing the treatment of coagulation hemostasis such biological tissue ([Delta] V / [Delta] T) and the current rate of change ([Delta] I /
ΔT)を検出することにより、CPU9で処置対象の生体組織の生体情報を得、その検出データに基いて初期値と、MAX,MIN値及び変化率等のパラメーターの変化の内、最も適正な値を焼灼の終了条件として、高周波信号の出力を制御するようにしたので、高精度に高周波電力の出力を制御することができ、安定した凝固性能と止血性能を得ることができる。 By detecting the [Delta] T), to obtain the biological information of the living tissue of the treatment target with CPU 9, and the initial value based on the detected data, MAX, of the changes in parameters such as MIN value and change rate, the most suitable value as termination condition for ablation, since to control the output of the high-frequency signal, it is possible to control the output of the high frequency power with high accuracy, it is possible to obtain a stable coagulation performance and hemostasis performance. そのため、モノポーラ処置具3Aの活性電極3aや、人体等の処置条件のバラツキに対応して一定の品位の安定した焼灼を行える。 Therefore, and active electrodes 3a monopolar treatment tool 3A, in response to variations in the treatment conditions such as a human body can be performed stably ablation of certain quality.

【0026】また、過度の生体組織の炭化や、モノポーラ処置具3Aの電極のショートを検出し、これらを防止することができるので、モノポーラ処置具3Aの活性電極3aからの無駄な出力を防止することができる。 Further, carbonization and excessive body tissue, to detect a short circuit monopolar treatment tool 3A of the electrode, it is possible to prevent these, to prevent wasteful output from the active electrode 3a monopolar treatment tool 3A be able to.

【0027】また、電流センサ13からの電流検出データおよび電圧センサ14からの電圧検出データに基いてモノポーラ処置具3Aの活性電極3aと、患者用電極4 Further, the active electrode 3a monopolar treatment instrument 3A on the basis of the voltage detection data from the current detection data and the voltage sensor 14 from the current sensor 13, the patient electrode 4
の帰還電極との間のインピーダンスを検出し、図5に示すように変化するインピーダンスの変化特性を検出して初期インピーダンスと、インピーダンスの変化率と、インピーダンスの上限及び下限とを検出し、これらのパラメーターの変化の内最も適正な値を焼灼の終了条件として出力を自動及び半自動に制御する構成にしても良い。 Of detecting the impedance between the return electrode, and the initial impedance by detecting the change in characteristics of varying impedance as shown in FIG. 5, to detect the impedance change rate and the upper and lower limits of impedance, these the most appropriate value of the parameter change may be configured to control the output as a termination condition for ablation in automatic and semi-automatic.

【0028】なお、電気手術装置1の焼灼用電源2に高周波出力の制御を自動制御モードと、マニュアルモードとに選択的に切換える切換えスイッチを設け、高周波出力の制御を自動制御モードと、マニュアルモードとに選択的に切換可能にする構成にしても良い。 [0028] Note that the automatic control mode the control of the high-frequency output to the cauterization power supply 2 of the electrosurgical apparatus 1, selectively switching switch provided for switching on and manual mode, and an automatic control mode the control of the high-frequency output, manual mode preparative selectively may be configured to enable switching.

【0029】さらに、本実施の形態の表示部16は本実施の形態の電気手術装置1に限られるものではなく、他の実施の形態の電気手術装置1にも適用できることは勿論である。 Furthermore, the display unit 16 of the present embodiment is not limited to the electrosurgical apparatus 1 of this embodiment, it is of course also applicable to the electrosurgical apparatus 1 in another embodiment.

【0030】また、図11(A),(B)および図12 Further, FIG. 11 (A), (B) and 12
は本発明の第2の実施の形態を示すものである。 It shows a second embodiment of the present invention. 本実施の形態は電気手術装置として発熱素子による凝固モードを備えた電気メス装置21を設けたものである。 This embodiment is provided with a electric knife device 21 comprising a coagulation mode by the heater element as electrosurgical device.

【0031】すなわち、本実施の形態の電気メス装置2 [0031] That is, the electric knife device 2 of this embodiment
1には図11(A)に示すように切開モードと凝固モードとを選択的に切換え可能な選択ボタン22が設けられている。 It is selectively switchable selection button 22 and a cut mode and coagulation mode, as shown in FIG. 11 (A) is provided in the 1. この選択ボタン22には高周波出力によって生体組織を処置する切開モード用のCUTボタン23と、 The CUT button 23 for incision mode of treating living tissue by the high frequency output to the selection button 22,
発熱素子による出力によって生体組織を処置する凝固モード用のCOAGボタン24とが設けられている。 And COAG button 24 for coagulation mode to treat a living tissue is provided by the output by the heating element.

【0032】また、本実施の形態の電気メス装置21に接続される処置具25の先端部には図11(B)に示すように例えばニクロム線等の発熱素子26による凝固処置手段が設けられている。 Further, coagulation treatment means by heating element 26, for example, a nichrome wire or the like as shown in the tip portion of the treatment instrument 25 connected to the electric knife device 21 of the present embodiment FIG. 11 (B) is provided ing. さらに、処置具25には発熱素子26の近傍位置に生体組織の凝固時に発熱素子26 Further, heat generation during solidification of the living tissue in the vicinity of the heating element 26 in the treatment instrument 25 elements 26
および生体組織の片方、または両方の温度を検知する温度センサ27が配設されている。 And one of the living tissue temperature sensor 27 for detecting the temperature or both, are provided.

【0033】また、電気メス装置21の内部には図12 Further, the inside of the electric knife device 21 12
に示すように発熱素子26の出力回路28と、この出力回路28を制御するCPU29とが設けられている。 An output circuit 28 of the heating element 26 as shown in, the CPU29 for controlling the output circuit 28 is provided. このCPU29には温度センサ27が接続されている。 Temperature sensor 27 is connected to the CPU 29. そして、CPU29では温度センサ27による検知温度または温度変化等を解析し、凝固出力の最適値を決定して発熱素子26の出力回路28を制御するようになっている。 Then, so as to analyze the detected temperature or temperature change by the temperature sensor 27 in CPU 29, controls the output circuit 28 of the heater element 26 to determine the best value for coagulation output.

【0034】次に、上記構成の作用について説明する。 [0034] Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気メス装置21の使用時には電気メス装置21の選択ボタン22のCUTボタン23またはC CUT button 23 or C selection button 22 of the electric knife device 21 during use of the electric knife device 21 of this embodiment
OAGボタン24のいずれか一方が操作される。 One of the OAG button 24 is operated. そして、切開モード用のCUTボタン23が選択操作された場合には高周波出力によって生体組織Hが処置される。 Then, the living tissue H is treated by high-frequency output when the CUT button 23 for incision mode is selected operations.

【0035】また、凝固モード用のCOAGボタン24 [0035] In addition, COAG button 24 for coagulation mode
が選択操作された場合には処置具25の発熱素子26による出力によって生体組織Hが処置される。 There biological tissue H is treated by the output by the heating element 26 of the instrument 25 when the selected operation. このとき、 At this time,
温度センサ27によって発熱素子26および生体組織H Heating elements by the temperature sensor 27 26 and the living tissue H
の片方、または両方の温度を検知することにより、生体組織Hの温度等の情報が検知される。 By detecting one or both of the temperature, the information of the temperature of the body tissue H is detected.

【0036】さらに、温度センサ27による検知温度データはCPU29に入力される。 Furthermore, the detection temperature data from the temperature sensor 27 is input to the CPU 29. このとき、CPU29 In this case, CPU29
では温度センサ27による検知温度または温度変化等を解析し、凝固出力の最適値を決定して発熱素子26の出力回路28を制御する。 In analyzing the detected temperature or temperature change by the temperature sensor 27, controls the output circuit 28 of the heater element 26 to determine the best value for coagulation output.

【0037】そこで、上記構成のものあっては次の効果を奏する。 [0037] Thus, the apparatus having the configuration described above produces the following effects. すなわち、電気メス装置21に切開モードと凝固モードとを選択的に切換える選択ボタン22を設け、凝固モード用のCOAGボタン24が選択操作された場合には電気メス装置21のCPU29によって温度センサ27による検知温度または温度変化等を解析し、 That is, by the temperature sensor 27 by the CPU29 of the electric knife device 21 when the electric knife device 21 an incision mode and a coagulation mode selectively the selection button 22 is provided for switching on, COAG button 24 for coagulation mode is selected operation analyzing the detected temperature or temperature change,
凝固出力の最適値を決定して発熱素子26の出力回路2 To determine the optimum value of the coagulation output Output circuit 2 of the heat generating element 26
8を制御するようにしたので、生体組織Hの温度等の情報の検知が容易である。 Since so as to control 8, it is easy to detect information such as the temperature of the living tissue H. そのため、生体組織Hの凝固を高周波出力により行う場合に比べてノイズ、熱傷等の心配が低く、温度検知は技術的にも容易となり、値段も安価となる。 Therefore, the coagulation of the living tissue H in comparison with the case where the high-frequency output noise, low concern burns like, the temperature sensing becomes easy technically, price is also less expensive.

【0038】さらに、生体組織Hの状態をリアルタイムに検知し、凝固出力を最適値に制御するため、生体組織Hの凝固処置が一様に行え、炭化等の問題はない。 [0038] Furthermore, to detect the state of the living tissue H in real time, to control the coagulation output to the optimum value, coagulation treatment of the living tissue H is uniformly performed, there is no problem of carbonization. また、ムダな出力も無い。 In addition, there is no wasted output.

【0039】また、図13および図14は本発明の第3 Further, FIGS. 13 and 14 is the third of the present invention
の実施の形態を示すものである。 It shows the embodiment. 本実施の形態では図1 Figure in the present embodiment 1
3に示すように生体組織Hを把持した状態で処置するバイポーラ処置具31の2つの電極32,33のうちの一方側に例えばトランスジューサ等のように音響反射をさせる手段及び音響反射波を検知させる手段(一体でなくても良い)34が設けられている。 Thereby detecting means and acoustic reflection waves to the acoustic reflection as one on the side for example, the transducer or the like of the two electrodes 32 and 33 of the bipolar treatment instrument 31 for treating in a state of gripping the body tissue H, as shown in 3 means (may not be integral) 34 is provided. この手段34では超音波振動子等を用い、生体組織H内の状態(タンパク変性しているか等)を検知する。 Using this means 34 in the ultrasonic oscillator or the like, detects the state of the living tissue H (such as if they were protein denaturation).

【0040】また、バイポーラ処置具31が接続される電気メス装置には図14に示すようにバイポーラ処置具31の2つの電極32,33の出力回路35と、この出力回路35を制御するCPU36とが設けられている。 Further, the output circuit 35 of the two electrodes 32 and 33 of the bipolar treatment tool 31 as the electric knife device bipolar treatment instrument 31 is connected 14, the CPU36 for controlling the output circuit 35 It is provided.
さらに、CPU36には音響波発信器34aと、音響反射波受信器34bとが接続されているとともに、映像化手段37が接続されている。 Further, the CPU36 and the acoustic wave oscillator 34a, together with the acoustic reflector wave receiver 34b is connected, imaging means 37 is connected. そして、CPU36では音響反射波受信器34bより得られた情報により生体組織の状態を検知するとともに、この検知情報をもとに切開/凝固の出力最適値を決定し、その最適値で出力回路3 Then, while detecting the state of the biological tissue by the information obtained from the acoustic reflected wave receiver 34b in CPU 36, determines the output optimum dissection / coagulating the detection information on the basis of the output circuit 3 at its optimum value
5を制御するようになっている。 5 so as to control the. なお、CPU36による検知データは必要に応じて映像化手段37によって画像化されるようになっている。 Incidentally, the detection data by the CPU36 is adapted to be imaged by imaging means 37 as required.

【0041】そこで、上記構成のものにあっては生体組織Hの切開/凝固等の処置中に、音響反射波受信器34 [0041] Therefore, in the treatment of dissection / solidification or the like is a living tissue H having the above-described configuration, an acoustic reflected wave receiver 34
bからの検出データに基いてCPU36によって生体組織の状態をリアルタイムに検知し、音響反射波受信器3 The CPU36 on the basis of the detection data from b to detect the state of the biological tissue in real time, an acoustic reflected wave receiver 3
4bより得られた情報に基いて切開/凝固の出力最適値で出力制御を行うため、切開/凝固の処置を一様に行うことができる。 To perform the output control by the output optimum dissection / coagulation based on the information obtained from 4b, it is possible to perform uniform treatment of incision / coagulation. 従って、従来の高周波焼灼電源装置(以下電気メス)のバイポーラモードのように電極の種類や、生体組織のインピーダンス変化等に因り、切開/凝固の状態が変動して切れ方が一様でなくなり、切れ味が悪くなるおそれがない。 Thus, the type of electrodes and the like of the bipolar mode of the conventional high-frequency cautery power source device (hereinafter electric scalpel), due to the biological tissue impedance changes or the like, no longer-uniform way off state of the incision / coagulation is varied, there is no possibility that sharpness becomes worse. さらに、出力が強すぎて生体組織の一部に局所的に炭化が起こる等の問題を防ぐことができる。 Furthermore, it is possible to prevent problems such as localized carbonization occurs the output is too strong a part of a living body tissue. また、手術の簡略化、手術時間の短縮化、省電力化等も図ることができる。 Moreover, simplification of the operation, shortening of the operation time, power saving or the like can also be achieved.

【0042】また、図15は本発明の第4の実施の形態を示すものである。 Further, FIG. 15 shows a fourth embodiment of the present invention. 本実施の形態の電気メス装置41には高周波電力発生器42と、出力トランス43とが設けられているとともに、インピーダンス検出部44と、インピーダンス検出信号処理部45と、主制御部46とが設けられている。 The electric knife device 41 of this embodiment is the high frequency power generator 42, along with the output transformer 43 is provided, the impedance detection unit 44, the impedance detection signal processing section 45 is provided a main control unit 46 It is.

【0043】ここで、インピーダンス検出部44は出力トランス43の出力ポートに接続されたバイポーラ処置具47の1対の電極間の生体組織のインピーダンスを検出する回路である。 [0043] Here, the impedance detection unit 44 is a circuit for detecting the impedance of the living tissue between the pair of electrodes of the bipolar treatment instrument 47 connected to the output port of the output transformer 43. さらに、インピーダンス検出信号処理部45はインピーダンス検出部44で検出された信号を処理する回路である。 Further, the impedance detection signal processing section 45 is a circuit for processing a signal detected by the impedance detector 44. また、主制御部46は電気メス装置41全体の制御を行う回路である。 The main control unit 46 is a circuit for controlling the entire electric knife device 41. そして、インピーダンス検出信号処理部45から出力される信号に基づいて主制御部46により高周波電力の通電/遮断を自動制御するようになっている。 Then, so as to automatically control the energization / cutoff of the high frequency power by the main control unit 46 based on a signal output from the impedance detection signal processing section 45.

【0044】次に、上記構成の作用について説明する。 Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気メス装置41を用いて生体組織の凝固止血等の処置を行う際にはバイポーラ処置具47の1 When performing treatment of coagulation hemostasis, etc. using an electric knife device 41 biological tissue of the present embodiment 1 of the bipolar treatment instrument 47
対の電極間の生体組織のインピーダンス|z|は、インピーダンス検出部44で検出される。 Impedance of the living tissue between the pair of electrodes | z | is detected by the impedance detector 44. この時、検出されたインピーダンス|z|の値に応じて、インピーダンス検出部44の(a)点の電位が変化し、この電位を基準値(V ref )と比較することで高周波通電の開始、及び停止の自動制御が行われる。 At this time, the detected impedance | z |, depending on the value, the potential changes in (a) point impedance detector 44, the start of the high-frequency current by comparing the voltage reference value (V ref), and automatic control of being stopped.

【0045】そして、上記構成とすると、 (1)焼灼開始前のように負荷|z|が低い場合にはインピーダンス検出信号処理部45の出力信号は「H」となり、通電が開始される。 [0045] When the above-described construction, (1) load as prior to the start of cauterization | z | output signal when a low impedance detection signal processing section 45 is "H", the energization is started. (2)焼灼開始後、負荷|z|が高い場合にはインピーダンス検出信号処理部45の出力信号は「L」となり、 (2) after the start cauterization, load | z | is the output signal of the impedance detection signal processing section 45 is higher becomes "L",
通電が停止される。 Energization is stopped. なお、(a)点の電位を直接デジタル信号に変換して制御を行っても良い。 Incidentally, control may be performed to convert the digital signals directly to the potential of the point (a).

【0046】そこで、上記構成のものにあっては負荷| [0046] Thus, the apparatus having the above-described configuration load |
z|の状態をモニターしながら高周波電力の通電/遮断を自動的に制御できるので、処置部位の視認性によらず、安全で確実な処置を実施することができる。 z | and the state can be automatically controlled energization / cutoff of the high-frequency power while monitoring the irrespective of the visibility of the treatment site, it is possible to implement safe and reliable treatment. そのため、微小部位に対して電気メスをバイポーラモードで使用して処置を行う際に、対象部位が主に微小範囲である為に、焼灼部位の視認性が処置具等の影響で悪くなる場合であっても、処置部位の過焼灼等のおそれがない。 Therefore, when performing a treatment using the electric scalpel in bipolar mode for small sites, because the target site is predominantly small range, if the visibility of the ablation site is poor due to the influence of such treatment instrument even, there is no risk of over-ablation, etc. of the treatment site.

【0047】また、図16(A),(B)は本発明の第5の実施の形態を示すものである。 Further, FIG. 16 (A), (B) shows a fifth embodiment of the present invention. 本実施の形態の電気メス装置51には図16(A)に示すように高周波電力発生器52と、出力トランス53とが設けられている。 The electric knife device 51 of this embodiment is the high frequency power generator 52 as shown in FIG. 16 (A), an output transformer 53 is provided.
そして、出力トランス53の出力ポートにはバイポーラ処置具54の1対の電極が接続されている。 Then, a pair of electrodes of the bipolar treatment instrument 54 is connected to the output port of the output transformer 53.

【0048】さらに、本実施の形態のバイポーラ処置具54の1対の電極には超音波振動子55が内蔵されている。 [0048] Further, a pair of electrodes of the bipolar treatment instrument 54 of this embodiment has a built-in ultrasonic vibrator 55. この超音波振動子55は図16(B)に示す制御回路56によって駆動される。 The ultrasonic transducer 55 is driven by a control circuit 56 shown in FIG. 16 (B).

【0049】この制御回路56には振動子55を超音波振動させる駆動部57と、超音波振動の振幅を検出する為の振幅検出部58と、振幅検出信号の増幅、及び処理を行う信号処理部59と、装置全体を制御する主制御部60とが設けられている。 [0049] The driving unit 57 to the ultrasonic vibration of the vibrator 55 to the control circuit 56, an amplitude detector 58 for detecting the amplitude of the ultrasonic vibration, the amplification of the amplitude detection signal, and processing the signal processing to perform and parts 59, a main controller 60 for controlling the entire device is provided. そして、焼灼過程に伴う生体組織の音響インピーダンスに応じて主制御部60により高周波出力の通電/遮断を自動制御するようになっている。 Then, so as to automatically control the energization / cutoff of the high-frequency output by the main control unit 60 in response to the acoustic impedance of biological tissue caused by the ablation process.

【0050】次に、上記構成の作用について説明する。 Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気メス装置51を用いて生体組織の凝固止血等の処置を行う際にはバイポーラ処置具54の1 When using an electric knife apparatus 51 of the present embodiment performs the treatment of coagulation hemostasis, etc. tissue 1 of the bipolar treatment instrument 54
対の電極間の生体組織の焼灼過程に伴い、焼灼部位は硬化し、音響的なインピーダンスは高くなる。 With the ablation process of the living tissue between the pair of electrodes, ablation site is cured, the acoustic impedance is high. 一方、焼灼開始直前では生体組織の音響インピーダンスは低い。 On the other hand, the acoustic impedance of the living tissue is cauterized immediately before is low. そのため、この音響インピーダンスを超音波振動子55からの超音波の振幅により検出し、しきい値と比較することで高周波電力の通電/遮断の自動制御が行われる。 Therefore, the acoustic impedance is detected by the ultrasonic amplitude of the ultrasonic transducer 55, automatic control of the energization / cutoff of the high frequency power is performed by comparing a threshold.

【0051】そこで、上記構成のものにあっては焼灼組織の状態を音響的にモニターしながら高周波電力の通電/遮断を自動的に制御できるので、処置部位の視認性によらず、安全で確実な処置を実施できる。 [0051] Therefore, since the configuration described above can automatically control the energization / cutoff of the high-frequency power while monitoring the state of the ablation tissue acoustically, regardless of the visibility of the treatment site, secure It can be carried out Do not treatment. そのため、微小部位に対して電気メスをバイポーラモードで使用して処置を行う際に、対象部位が主に微小範囲である為に、 Therefore, when performing a treatment using the electric scalpel in bipolar mode for small sites, because the target site is predominantly small range,
焼灼部位の視認性が処置具等の影響で悪くなる場合であっても、処置部位の過焼灼等のおそれがない。 Even if the visibility of the ablation site is poor due to the influence of such treatment instrument, there is no risk of over-ablation or the like of the treatment site.

【0052】また、図17および図18(A),(B) [0052] Further, FIG. 17 and FIG. 18 (A), (B)
は本発明の第6の実施の形態を示すものである。 It shows a sixth embodiment of the present invention. 本実施の形態の電気メス装置71には高周波電力発生器72 The electric knife device 71 of this embodiment is the high frequency power generator 72
と、設定値に従った高周波電力を発生させる為に、高周波電力に直流電力を供給する可変電源73と、実出力電力をモニターする電力計74と、可変電源73の出力電圧と高周波電力との間の関数データを予め格納している不揮発性メモリー75と、主制御部76とが設けられている。 If, in order to generate the high frequency power in accordance with the set value, a variable power supply 73 supplies DC power to RF power, a power meter 74 for monitoring the actual output power, the output voltage and the high frequency power of the variable power supply 73 a non-volatile memory 75 the function data are stored in advance between, and a main control unit 76 is provided. そして、生体組織の処置時には実出力電力を電力計74でモニターしながら不揮発性メモリー75の関数データに従って可変電源73の電圧値を変化させることで、負荷|z|によらず、出力電力を安定に保つように制御するようになっている。 Then, by changing the voltage value of the variable power supply 73 according to a function data in the nonvolatile memory 75 while monitoring the actual output power during treatment of the living tissue by the power meter 74, the load | z | regardless, stabilize the output power It is adapted to control so as to keep to. なお、図18(A)は本実施の形態の可変電源出力電圧と出力電力との関係を示す特性図、図18(B)は生体インピーダンスの変化と実出力との関係を示す特性図である。 Incidentally, FIG. 18 (A) is a characteristic diagram showing the relationship between the variable power supply output voltage and output power of this embodiment, and FIG. 18 (B) is a characteristic diagram showing the relationship between the change and the actual output of the bioelectrical impedance .

【0053】次に、上記構成の作用について説明する。 Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気メス装置71を用いて生体組織の凝固止血等の処置を行う際には電力計74により実際に出力されている電力が検出され、この信号はA/D変換器77でデジタル信号に変換された後に主制御部76に取り込まれる。 When performing treatment of coagulation hemostasis such a living tissue by using the electric knife device 71 of this embodiment is detected power actually being output by the power meter 74, the signal is A / D converter 77 It is taken into the main control unit 76 after being converted into a digital signal.

【0054】さらに、主制御部76では、実出力電力と初期設定値とを比較して実出力電力を設定値に近づける様に不揮発性メモリー75の関数データに従って可変電源73の電圧値を補正する様なデータを、D/Aコンバータ78に送出するようになっている。 [0054] Further, the main control unit 76 corrects the voltage value of the variable power supply 73 according to a function data in the nonvolatile memory 75 as close to the set value the real output power by comparing the actual output power and the initial set value data like, adapted to deliver to the D / a converter 78.

【0055】そこで、本実施の形態では負荷インピーダンスによらず常に設定値通りの安定した高周波電力が供給できるので、用途、及び対象部位によらず、安定した基本性能(切開能、凝固能)を発揮できる。 [0055] Therefore, since in this embodiment can supply stable high frequency power always set value as regardless of the load impedance, applications, and regardless of the target site, stable basic performance (incising capability, coagulation) It can be exhibited. また、設定出力と実出力の差から凝固の品位を検出して出力を自動停止することができる。 Further, it is possible to automatically stop the output by detecting the quality of the solidification from the difference between the set output and the actual output.

【0056】また、図19乃至図21は本発明の第7の実施の形態を示すものである。 [0056] Further, FIGS. 19 to 21 shows a seventh embodiment of the present invention. 本実施の形態では図20 Figure in this embodiment 20
に示す高周波焼灼電源装置81に接続された図19に示すバイポーラ処置具82の1対の電極83,84のうちの一方に処置部位の生体組織Hの温度を計測する赤外線センサ85が設けられている。 The infrared sensor 85 for measuring the temperature of the body tissue H of the treatment site to one of the pair of electrodes 83 and 84 of the bipolar treatment instrument 82 shown in FIG. 19 connected to the high-frequency cautery power source device 81 is provided showing there.

【0057】さらに、高周波焼灼電源装置81には赤外線センサ85からの検出信号を基に、生体組織Hの変成の程度を表示する変成終了LED86を備えた表示部8 [0057] Further, based on the detection signal from the infrared sensor 85 to the high-frequency cautery power source device 81, a display unit 8 having a modified termination LED86 to display the extent of the shift of the living tissue H
7が設けられている。 7 is provided. この表示部87は高周波焼灼電源装置81の出力回路88を制御する制御回路89に接続されている。 The display unit 87 is connected to a control circuit 89 for controlling the output circuit 88 of the high-frequency cautery power source device 81. さらに、この制御回路89には赤外線センサ85が接続されている。 Moreover, the infrared sensor 85 is connected to the control circuit 89.

【0058】次に、上記構成の作用について説明する。 Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の高周波焼灼電源装置81を用いて生体組織Hの凝固止血等の処置を行う際には高周波焼灼電源装置81の制御回路89にバイポーラ処置具82の赤外線センサ85の検出信号が入力され、生体組織Hの温度が計算される。 When performing treatment of coagulation hemostasis such the living tissue H using a high frequency cautery power source device 81 of this embodiment is the detection signal of the infrared sensor 85 of the bipolar treatment instrument 82 to the control circuit 89 of the high-frequency cautery power source device 81 is input the temperature of the body tissue H is calculated. その温度が設定温度に達した時点で変成終了LED86が点灯される。 Metamorphic End LED86 is lit at the time the temperature reaches the set temperature.

【0059】但し、図21に示すように制御回路89により出力回路88を制御する際の高周波電力の休止期間T Aに赤外線センサ85による測定が行われる。 [0059] However, measurement by the infrared sensor 85 to the high-frequency power sleep period T A in controlling the output circuit 88 by the control circuit 89 as shown in FIG. 21 is performed. 又、赤外線センサ85は熱電対でも良い。 Moreover, the infrared sensor 85 may be a thermocouple.

【0060】そこで、上記構成のものにあっては生体組織Hの凝固止血等の処置を行う際には高周波焼灼電源装置81の変成終了LED86の点灯状態を確認することにより、処置部位を直接目視することなく、容易に生体組織Hの変成の程度を知ることができる。 [0060] Therefore, the configuration described above by the time of performing the treatment of coagulation hemostasis such the living tissue H confirms the lighting state of the shift completion LED86 of the high-frequency cautery power source device 81, directly visually treatment site without, it can easily know the degree of the shift of the living tissue H.

【0061】また、図22乃至図24は本発明の第8の実施の形態を示すものである。 [0061] Further, FIGS. 22 to 24 shows a eighth embodiment of the present invention. 図22は本実施の形態の電気手術装置91のシステム全体の概略構成を示すものである。 Figure 22 shows a schematic configuration of the entire system of the electrosurgical device 91 of the present embodiment. 本実施の形態の電気手術装置91には、焼灼用電源92が設けられている。 To electrosurgical apparatus 91 of the present embodiment, ablation power source 92 is provided. この焼灼用電源92の出力コネクタ92a,92bにはモノポーラ処置具93、患者用電極94がそれぞれ接続されている。 Output connector 92a of the cauterization power supply 92, the 92b monopolar treatment tool 93, the patient electrodes 94 are respectively connected.

【0062】また、焼灼用電源92には、図示しない商用電源から供給された電力を図示しない絶縁トランスを介して各種電圧を生成する電源回路95と、電源回路9 [0062] Also, the ablation power source 92, a power supply circuit 95 for generating various voltages via an isolation transformer (not shown) the power supplied from the commercial power supply (not shown), the power supply circuit 9
5で生成された電力を切開,或は凝固など各種処置に対応する高周波出力の波形信号を発生させる波形発生回路96と、制御用の制御回路97と、出力トランス98とが設けられている。 5 the power generated by the incision or coagulation and the waveform generating circuit 96 for generating a waveform signal of a high frequency output corresponding to various treatments such as, a control circuit 97 for controlling, is provided with an output transformer 98. そして、出力トランス98の出力ポートには出力コネクタ92a,92bを介してモノポーラ処置具93および患者用電極94がそれぞれ接続されている。 The output to the port output connector 92a of the output transformer 98, monopolar treatment instrument 93 and patient electrode 94 through 92b are connected, respectively.

【0063】また、本実施の形態の電気手術装置91には、モノポーラ処置具93に設けられた活性電極(処置用電極)93aと、患者用電極94の帰還電極との間の電流、電圧を検出する電流検出部99および電圧検出部100が設けられている。 [0063] Further, the electrosurgical apparatus 91 of the present embodiment, the active electrode (treatment electrode) 93a provided in the monopolar treatment tool 93, the current between the return electrode of the patient electrodes 94, the voltage current detector 99 and the voltage detection unit 100 detects is provided. ここで、電圧検出部100は出力トランス98の1次側に設けた電圧を計測する為の巻き線によって形成されている。 Here, the voltage detection unit 100 is formed by winding for measuring the voltage provided to the primary side of the output transformer 98.

【0064】さらに、電流検出部99および電圧検出部100はインピーダンス検出回路101に接続されている。 [0064] Further, current detector 99 and the voltage detection unit 100 is connected to an impedance detection circuit 101. このインピーダンス検出回路101は制御回路97 The impedance detection circuit 101 is a control circuit 97
に接続されている。 It is connected to the. そして、インピーダンス検出回路1 Then, the impedance detection circuit 1
01では電流検出部99からの電流検出データおよび電圧検出部100からの電圧検出データを取り込んでモノポーラ処置具93の活性電極93aと、患者用電極94 And the active electrode 93a of the monopolar treatment tool 93 takes in the voltage detection data from the current detection data and the voltage detection unit 100 from 01 in the current detecting section 99, the patient electrodes 94
の帰還電極との間の生体組織のインピーダンスを検出するようになっている。 And it detects the impedance of the living tissue between the return electrode of.

【0065】また、インピーダンス検出回路101から出力されるインピーダンス検出信号は制御回路97に入力されるようになっている。 [0065] The impedance detection signal output from the impedance detection circuit 101 are inputted to the control circuit 97. この制御回路97にはインピーダンス検出回路101から入力されるインピーダンス検出信号に基いて電源回路95および波形発生回路9 Power supply circuit to the control circuit 97 based on the impedance detection signal input from the impedance detection circuit 101 95 and the waveform generator 9
6を制御し、インピーダンスの変動幅が一定の値を越えた場合に高周波信号の出力を停止する制御機能が設けられている。 Controls 6, control function for stopping the output of the high-frequency signal is provided when the fluctuation range of the impedance exceeds a certain value. なお、制御回路97の制御機能はインピーダンスの変動幅が一定の値を越えた場合に高周波信号の出力を低下させる構成にしてもよい。 The control function of the control circuit 97 the output of the high frequency signal may be configured to be reduced when the fluctuation range of the impedance exceeds a certain value.

【0066】次に、上記構成の作用について説明する。 Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気手術装置91を用いて生体組織の凝固止血等の処置を行う際には焼灼用電源92からモノポーラ処置具93の活性電極93aに高周波電力が供給され、生体組織の凝固止血等の高周波焼灼処置が行われる。 When using an electrosurgical device 91 of the present embodiment performs the treatment of coagulation hemostasis such biological tissue high-frequency power is supplied to the active electrode 93a of the monopolar treatment tool 93 from ablation power source 92, the living tissue coagulation hemostasis high-frequency ablation procedure is performed and the like.

【0067】図23はこの高周波焼灼処置時の生体組織のインピーダンスの一般的な変化状態を示すものである。 [0067] Figure 23 shows a typical change state of the impedance of the living tissue when the high-frequency ablation procedure. ここで、高周波電力の供給が開始された処置開始時点T 0から、生体組織の蛋白変性(凝固)が開始される時点T 1までは生体組織のインピーダンスが一定な通常状態で保持される。 Here, from the treatment start time T 0 the supply of high frequency power is started, to the time T 1 that protein denaturation of the living tissue (coagulation) is initiated impedance of the living tissue is held constant normal state.

【0068】また、生体組織の蛋白変性が開始される時点T 1から生体組織のインピーダンスは徐々に増加する。 [0068] The impedance of the living tissue from the time T 1 that protein denaturation is initiated living tissue gradually increases. さらに、蛋白変性が進行すると生体組織の炭化が始まる。 Moreover, the living tissue carbonization begins the protein denaturation progresses. この炭化の開始時点T 2以後は生体組織のインピーダンスが極端に変動し、インピーダンスの増加と、減少とが繰り返される。 The start time T 2 subsequent carbonization varies extremely impedance of the living tissue, an increase in impedance, decreases and is repeated.

【0069】また、本実施の形態の電気手術装置91では上記高周波焼灼処置時に図24のフローチャートに示す動作が行われる。 [0069] Further, when the electrosurgical device 91 in the high frequency ablation procedure in this embodiment the operation shown in the flowchart of FIG. 24 is performed. すなわち、ステップS1では高周波焼灼処置開始後の生体組織のインピーダンスの最小値Z That is, the minimum value Z of the impedance of the living tissue of the high-frequency ablation procedure starts after Step S1
min が設定されるとともに、測定回数nが0と設定される。 Together min is set, the number of measurements n is set to zero.

【0070】さらに、ステップS2ではインピーダンスの測定値Zが検出される。 [0070] Further, the measurement value Z of the impedance step S2 is detected. 続いて、ステップS3ではインピーダンスの測定回数nが1と計算される。 Subsequently, measurement number n of the impedance step S3 is calculated as 1. また、ステップS4ではステップS2のインピーダンスの測定値Zとインピーダンスの最小値Zmin とが比較される。 Moreover, it is compared and the minimum value Zmin of the measured values ​​Z and the impedance of the impedance of the step S4 in step S2. ここで、Z<Zmin の場合には次のステップS5でステップS2のインピーダンスの測定値ZがZmin に置き換えられる。 Here, the measurement value Z of the impedance of the step S2 in the next step S5 is replaced by Zmin in the case of Z <Zmin.

【0071】また、Z<Zmin 以外の場合、或いはステップS5でZの値がZmin に置き換えられた場合には次のステップS6でインピーダンスの測定回数nが10回以上かどうかが判断される。 [0071] In the case other than Z <Zmin, or the value of Z at step S5 if replaced with Zmin measurement number n of the impedance at the next step S6 it is determined whether more than ten times. ここで、n≧10以外の場合にはステップS2〜ステップS6の動作が繰り返される。 Here, in cases other than n ≧ 10 operations in steps S2~ step S6 are repeated.

【0072】また、ステップS6でn≧10と判断された場合には次のステップS7で、インピーダンスの測定値Zが検出される。 [0072] Further, if it is determined that n ≧ 10 in step S6 in the next step S7, the measured value Z of the impedance is detected. 続いて、ステップS8ではステップS7のインピーダンスの測定値Zと、インピーダンスの最小値Zmin とが比較される。 Subsequently, the measured value Z of the impedance of the step S7, step S8, and the minimum value Zmin of the impedance are compared. ここで、Z<Zmin の場合には次のステップS9で、ステップS7のインピーダンスの測定値ZがZmin に置き換えられる。 Here, in the case of Z <Zmin In the next step S9, the measured value Z of the impedance of the step S7 is replaced by Zmin.

【0073】また、Z<Zmin 以外の場合、或いはステップS9でステップS7のインピーダンスの測定値ZがZmin に置き換えられた場合には次のステップS10 [0073] Further, Z <otherwise Zmin, or the next step when the measurement value Z of the impedance of the step S7 is replaced by Zmin in step S9 S10
で、インピーダンスの最小値Zmin の関数f(Zmin ) In function of the minimum value Zmin of impedance f (Zmin)
を演算してインピーダンスの変動幅ΔZの参照値ΔZre Calculating a reference value of the fluctuation range ΔZ of impedance ΔZre
f が設定される。 f is set.

【0074】さらに、次のステップS11では過去10 [0074] In addition, the past in the next step S11 10
回のインピーダンスの測定値Zのうち最大の値Zmax (1 Maximum value Zmax of the measured values ​​Z times the impedance (1
0)が選択され、ステップS12では過去10回のインピーダンスの測定値Zのうち最低の値Zmin (10)が選択される。 0) is selected, a minimum value Zmin (10) is selected among In step S12 the last ten impedance measurements Z.

【0075】また、次のステップS13では過去10回のインピーダンスの測定値Zの変動幅ΔZがZmax (10) [0075] Further, the fluctuation range ΔZ measurements Z of the impedance of the next in the step S13 last 10 times Zmax (10)
−Zmin (10)から算出される。 It is calculated from -Zmin (10). そして、ステップS14 Then, step S14
ではΔZとΔZref とが比較され、ΔZ>ΔZref 以外の場合にはステップS7〜ステップS14の動作が繰り返される。 In is compared with the [Delta] Z and DerutaZref, in other cases ΔZ> ΔZref operation of step S7~ step S14 is repeated.

【0076】また、ステップS14でΔZ>ΔZref と判断された場合には高周波電力の供給が停止される。 [0076] The supply of high frequency power is stopped when it is determined that ΔZ> ΔZref at step S14. なお、ここで高周波電力の供給を停止する代わりに高周波電力の出力を低下させる制御を行ってもよい。 Note that the output of the high-frequency power may be controlled to decrease, instead of where to stop the supply of the high-frequency power.

【0077】そこで、上記構成のものにあっては次の効果を奏する。 [0077] Thus, the apparatus having the configuration described above produces the following effects. すなわち、本実施の形態の電気手術装置9 In other words, the electrosurgical device of the present embodiment 9
1では生体組織の凝固止血等の処置を行う際には電流検出部99からの電流検出データおよび電圧検出部100 Current detection data and the voltage detection unit 100 from the current detector 99 when performing treatment of coagulation hemostasis, etc. 1, the biological tissue
からの電圧検出データをインピーダンス検出回路101 Impedance detection circuit 101 a voltage detection data from
に入力し、このインピーダンス検出回路101によってモノポーラ処置具93の活性電極93aと、患者用電極94の帰還電極との間の生体組織のインピーダンスを検出するとともに、このインピーダンス検出回路101から出力されるインピーダンス検出信号に基いて制御回路97によって電源回路95および波形発生回路96を制御し、インピーダンスの変動幅ΔZが一定の値ΔZref Fill in the active electrode 93a of the monopolar treatment instrument 93 by the impedance detection circuit 101, and detects the impedance of the living tissue between the return electrode of the patient electrodes 94, impedance output from the impedance detection circuit 101 on the basis of the detection signal and controls the power supply circuit 95 and the waveform generating circuit 96 by the control circuit 97, the impedance of the fluctuation range ΔZ constant value ΔZref
を越えた場合に高周波信号の出力を停止するようにしたので、高精度に高周波電力の出力を制御することができ、高周波焼灼処置時の生体組織の炭化を最小限に抑えることができる。 Since so as to stop the output of the high-frequency signal when it exceeds, the high accuracy can control output of high frequency power, the carbonization of the biological tissue at the time of induction ablation procedure can be minimized.

【0078】さらに、本実施の形態では出力トランス9 [0078] Further, in this embodiment, the output transformer 9
8の1次側に設けた電圧を計測する為の巻き線によって電圧検出部100を形成したので、モノポーラ処置具9 Since the formation of the voltage detector 100 by the winding for measuring the voltage provided to the primary side of the 8, monopolar treatment tool 9
3や、患者用電極94の帰還電極などの患者回路中に電圧を計測する測定手段を設ける必要がない。 3 and is not necessary to provide a measuring means for measuring the voltage in the patient circuit, such as a return electrode in the patient electrodes 94. そのため、 for that reason,
電気手術装置91全体の構造が簡易である。 Electrosurgical device 91 overall structure is simple.

【0079】なお、本実施の形態ではインピーダンス検出回路101によって生体組織のインピーダンスを検出し、インピーダンスの変動幅ΔZが一定の値ΔZref を越えた場合に高周波信号の出力を停止する制御を行う構成のものを示したが、電流検出部99からの電流検出データ、または電圧検出部100からの電圧検出データのいずれか一方のみによって同様の高周波信号の出力制御を行う構成にしてもよい。 [0079] Incidentally, the impedance detection circuit 101 in this embodiment detects the impedance of the living tissue, the impedance of the fluctuation range ΔZ is configured to perform a control of stopping the output of the high-frequency signal when it exceeds a certain value ΔZref It showed things, may be configured to control the output of the same high-frequency signal by only one of the voltage detection data from the current detection data or the voltage detecting unit 100, from the current detector 99.

【0080】また、図25乃至図28は本発明の第9の実施の形態を示すものである。 [0080] Further, FIGS. 25 to 28 shows a ninth embodiment of the present invention. 図25は本実施の形態の電気手術装置111のシステム全体の概略構成を示すものである。 Figure 25 shows a schematic configuration of the entire system of the electrosurgical device 111 of this embodiment. 本実施の形態の電気手術装置111には、焼灼用電源112が設けられている。 The electrosurgical device 111 of this embodiment is provided with cautery power source 112. この焼灼用電源11 The cautery power supply 11
2の出力コネクタ112a,112bにはモノポーラ処置具113、患者用電極114がそれぞれ接続されている。 2 of output connector 112a, monopolar treatment tool 113 to 112b, the patient electrodes 114 are respectively connected.

【0081】また、焼灼用電源112には、図示しない商用電源から供給された電力を図示しない絶縁トランスを介して各種電圧を生成する電源回路115と、電源回路115で生成された電力を切開,或は凝固など各種処置に対応する高周波出力の波形信号を発生させる波形発生回路116と、制御用の制御回路117と、出力トランス118とが設けられている。 [0081] Also, the ablation power source 112, the incision a power supply circuit 115 for generating various voltages via a not-shown electric power supplied from a commercial power supply (not shown) insulation transformer, the power generated by the power supply circuit 115, or a waveform generating circuit 116 for generating a waveform signal of a high frequency output corresponding to various treatments such as coagulation, a control circuit 117 for controlling the output transformer 118 is provided. そして、出力トランス118の出力ポートには出力コネクタ112a,112 The output at the output port of the output transformer 118 connector 112a, 112
bを介してモノポーラ処置具113および患者用電極1 Through b monopolar treatment tool 113 and patient electrode 1
14がそれぞれ接続されている。 14 are connected.

【0082】また、本実施の形態の電気手術装置111 [0082] In addition, electrosurgical device of the present embodiment 111
には、出力トランス118の2次側にモノポーラ処置具113に設けられた活性電極(処置用電極)113a , The active electrode (treatment electrode) provided on the monopolar treatment tool 113 on the secondary side of the output transformer 118 113a
と、患者用電極114の帰還電極との間の電圧、電流を検出する電圧検出部119および電流検出部120が設けられている。 When the voltage between the return electrode of the patient electrode 114, the voltage detecting unit 119 and the current detecting unit 120 for detecting a current is provided.

【0083】さらに、電圧検出部119および電流検出部120は位相差検知回路121に接続されている。 [0083] Furthermore, the voltage detecting unit 119 and the current detecting section 120 is connected to the phase difference detection circuit 121. この位相差検知回路121は制御回路117に接続されている。 The phase difference detection circuit 121 is connected to the control circuit 117. そして、位相差検知回路121では電圧検出部1 Then, the voltage detecting unit 1, the phase difference detecting circuit 121
19からの電圧検出データおよび電流検出部120からの電流検出データを取り込んで出力電圧と出力電流の位相差を検知するようになっている。 It takes in the output voltage of the current detection data from the voltage detection data and the current detection unit 120 and adapted to detect a phase difference between the output currents from the 19.

【0084】また、位相差検知回路121から出力される位相差検出信号は制御回路117に入力されるようになっている。 [0084] The phase difference detection signal output from the phase difference detecting circuit 121 are inputted to the control circuit 117. この制御回路117には位相差検知回路1 Phase difference to the control circuit 117 detecting circuit 1
21から入力される位相差検出信号に基いて電源回路1 Power supply circuit 1 on the basis of the phase difference detection signal input from the 21
15および波形発生回路116を制御し、位相差の値が所定の範囲外になった場合、または位相差の変化の割合が所定の値を越えた場合、または位相差の変動幅が所定の値を越えた場合に高周波信号の出力を停止する制御機能が設けられている。 Controls 15 and waveform generator 116, when the value of the phase difference is outside a predetermined range, or if the rate of change of the phase difference exceeds a predetermined value, or the fluctuation range predetermined value of the phase difference control function for stopping the output of the high-frequency signal is provided when exceeded. なお、制御回路117の制御機能は位相差の値が所定の範囲外になった場合、または位相差の変化の割合が所定の値を越えた場合、または位相差の変動幅が所定の値を越えた場合に高周波信号の出力を低下させる構成にしてもよい。 The control function of the control circuit 117 when the value of the phase difference is outside a predetermined range, or if the rate of change of the phase difference exceeds a predetermined value, or the fluctuation range of the phase difference is a predetermined value the output of the high-frequency signal may be configured to be reduced when it exceeds.

【0085】さらに、本実施の形態の電気手術装置11 [0085] In addition, electrosurgical device of the present embodiment 11
1には、出力トランス118の1次側に供給される電圧、電流、電力を計測する電力検知回路122が設けられている。 The 1, voltage supplied, current, power sensing circuit 122 for measuring the power provided on the primary side of the output transformer 118. この電力検知回路122は制御回路117に接続されている。 The power sensing circuit 122 is connected to the control circuit 117. そして、この制御回路117には電力検知回路122で検知された電力が設定値よりも低い場合には電源回路115の電圧を上げる、または波形発生回路116からの高周波出力の波形信号を変えるように制御する制御機能が設けられている。 Then, to change the waveform signal of the high frequency output from the control circuit 117 increases the voltage of the power supply circuit 115 when the power detected by the power detection circuit 122 is lower than the set value or waveform generation circuit 116, control function for control is provided.

【0086】次に、上記構成の作用について説明する。 [0086] Next, a description will be given of the operation of the above configuration.
本実施の形態の電気手術装置111を用いて生体組織の凝固止血等の処置を行う際には焼灼用電源112からモノポーラ処置具113の活性電極113aに高周波電力が供給され、生体組織の凝固止血等の高周波焼灼処置が行われる。 When performing treatment of coagulation hemostasis such a living tissue by using the electrosurgical device 111 of this embodiment is the high frequency power is supplied from the cautery power source 112 to the active electrode 113a monopolar treatment tool 113, of the living tissue coagulation hemostasis high-frequency ablation procedure is performed and the like.

【0087】図26はこの高周波焼灼処置時の出力電圧と出力電流の位相差の変化状態を示すものである。 [0087] Figure 26 shows a state of change of the phase difference between the output voltage and output current at the time of high-frequency ablation procedure. ここで、高周波電力の供給が開始された処置開始時点T 0から、生体組織の蛋白変性(凝固)が開始される時点T 1 Here, from the treatment start time T 0 the supply of high frequency power is started, the time T 1 that protein denaturation of the living tissue (coagulation) is initiated
までは出力電圧と出力電流の位相差が一定な通常状態で保持される。 Until the phase difference between the output voltage and the output current is maintained at a constant normal state.

【0088】また、生体組織の蛋白変性が開始される時点T 1から出力電圧と出力電流の位相差は徐々に変化する。 [0088] The phase difference between the output voltage and output current from the time T 1 that protein denaturation of the living tissue is started gradually changes. さらに、蛋白変性が進行すると生体組織の炭化が始まる。 Moreover, the living tissue carbonization begins the protein denaturation progresses. この炭化の開始時点T 2以後は出力電圧と出力電流の位相差の変動は極端に変化し、位相差の増加と、減少とが繰り返される。 This variation of the phase difference at the start T 2 thereafter the output voltage of the hydrocarbon and the output current is extremely varied, an increase in phase difference, reduction and is repeated.

【0089】また、本実施の形態の電気手術装置111 [0089] In addition, electrosurgical device of the present embodiment 111
では上記高周波焼灼処置時に図27および図28のフローチャートに示す動作が行われる。 In the operation shown in the flowchart of FIG. 27 and FIG. 28 when the high frequency ablation procedure is performed. すなわち、ステップS1では高周波焼灼処置開始後の出力電圧と出力電流の位相差の最大値θmax と、最小値θmin が設定されるとともに、測定回数nが0と設定される。 In other words, the maximum value θmax of the phase difference between the output voltage after the high-frequency cauterization treatment initiation output current in step S1, with the minimum value θmin is set, the number of measurements n is set to zero.

【0090】さらに、ステップS2では位相差の測定値θが検出される。 [0090] Further, measurement values ​​θ of the phase difference in step S2 is detected. 続いて、ステップS3では位相差の測定回数nが1と計算される。 Subsequently, measurement number n of the retardation step S3 is calculated as 1. また、ステップS4ではステップS2の位相差の測定値θと最小値θmin とが比較される。 Moreover, it is compared with the measured value θ and the minimum value θmin of the phase difference in step S4 step S2. ここで、θ<θminの場合には次のステップS Here, θ <next step S in the case of θmin
5でステップS2の位相差の測定値θがθmin に置き換えられる。 5 measurements of the phase difference of the step S2 theta is replaced by θmin at.

【0091】また、θ<θmin 以外の場合、或いはステップS5でθの値がθmin に置き換えられた場合には次のステップS6でステップS2の位相差の測定値θと最大値θmax とが比較される。 [0091] Further, theta <otherwise .theta.min, or is a measurement value theta and a maximum value θmax of the phase difference in step S2 in step S6 is compared in the case where the value of theta is replaced by .theta.min in step S5 that. ここで、θ>θmax の場合には次のステップS7でステップS2の位相差の測定値θがθmax に置き換えられる。 Here, in the case of theta> .theta.max the measured phase difference in step S2 in the next step S7 theta is replaced by .theta.max.

【0092】また、θ>θmax 以外の場合、或いはステップS7でθの値がθmax に置き換えられた場合には次のステップS8で位相差の測定回数nが10回以上かどうかが判断される。 [0092] Further, theta> otherwise .theta.max, or the value of theta in step S7 if replaced with .theta.max number of measurements n of the phase difference at the next step S8 it is determined whether more than ten times. ここで、n≧10以外の場合にはステップS2〜ステップS8の動作が繰り返される。 Here, in cases other than n ≧ 10 operations in steps S2~ step S8 is repeated.

【0093】また、ステップS8でn≧10と判断された場合にはステップS2〜ステップS8の2回目の動作が行われる。 [0093] Further, if it is determined that n ≧ 10 in step S8 2 nd operation of step S2~ step S8 is performed. この2回目の動作のステップS8でn≧1 n ≧ 1 in step S8 in the second operation
0と判断された場合には次のステップS9で、位相差の最大値θmax ,最小値θminの関数F(θmax ,θmin If 0 is determined at the next step S9, the maximum value .theta.max retardation, minimum function θmin F (θmax, θmin
)を演算して図26に示す位相差の変動幅Δθの参照値Δθref が設定される。 ) Calculates the reference value Δθref variation range Δθ of the phase difference shown in FIG. 26 is set.

【0094】さらに、次のステップS10では過去10 [0094] In addition, the past in the next step S10 10
回の位相差の測定値θのうち最大の値θmax (10)が選択され、ステップS11では過去10回の位相差の測定値θのうち最低の値θmin (10)が選択される。 Times the maximum value θmax of the measurement values ​​θ of the phase difference (10) is selected, the lowest value .theta.min (10) is selected among the measurement values ​​θ in In step S11 the last 10 times the phase difference.

【0095】また、次のステップS12では過去10回の位相差の測定値θの変動幅Δθがθmax (10)−θmin [0095] Further, the variation width Δθ of the measurement value θ of the phase difference of the next in the step S12 last 10 times θmax (10) -θmin
(10)から算出される。 It is calculated from (10). 続いて、次のステップS13では位相差の測定値θが予め設定された所定の設定範囲Rの最大値H(θmin ,θmax )と最小値G(θmin ,θma Then, the maximum value H (θmin, θmax) measurements θ is preset predetermined setting range R in the next step S13, the phase difference between the minimum value G (θmin, θma
x )との間の値であるかどうかが判断される。 Whether a value between x) is determined. ここで、 here,
位相差の測定値θが設定範囲Rから外れていると判断された場合には高周波電力の供給が停止される。 The supply of high frequency power is stopped when the measurement value θ of the phase difference is determined to be out of the set range R. なお、ここで高周波電力の供給を停止する代わりに高周波電力の出力を低下させる制御を行ってもよい。 Note that the output of the high-frequency power may be controlled to decrease, instead of where to stop the supply of the high-frequency power.

【0096】また、ステップS13で、G(θmin ,θ [0096] In addition, in step S13, G (θmin, θ
max )<θ<H(θmin ,θmax )と判断された場合には次のステップS14が行われる。 The following step S14 is performed when it is determined max) <θ <H (θmin, θmax) and. このステップS14 This step S14
ではΔθとΔθref とが比較される。 In is compared with Δθ and Derutashitaref. そして、Δθ<Δ Then, Δθ <Δ
θref の状態、すなわち位相差の変動幅Δθが参照値Δ θref state, i.e. the reference value variation width Δθ of the phase difference Δ
θref よりも小さいと判断された場合には2回目のステップS2〜ステップS8の動作が行われ、さらにステップS9〜ステップS14の動作が繰り返される。 θref operation of the second step S2~ step S8 is performed when it is determined to be smaller than is repeated further operation of step S9~ step S14.

【0097】また、ステップS14でΔθ<Δθref 以外の状態、すなわち位相差の変動幅Δθが参照値Δθre [0097] Further, [Delta] [theta] in step S14 <Δθref other states, namely the reference value variation width [Delta] [theta] of the retardation Δθre
f よりも大きいと判断された場合には高周波電力の供給が停止される。 The supply of high frequency power is stopped when it is determined to be greater than f. なお、ここで高周波電力の供給を停止する代わりに高周波電力の出力を低下させる制御を行ってもよい。 Note that the output of the high-frequency power may be controlled to decrease, instead of where to stop the supply of the high-frequency power.

【0098】そこで、上記構成のものにあっては次の効果を奏する。 [0098] Thus, the apparatus having the configuration described above produces the following effects. すなわち、本実施の形態の電気手術装置1 An electrical surgical device 1 of this embodiment
11では生体組織の凝固止血等の処置を行う際には電圧検出部119からの電圧検出データおよび電流検出部1 11 In the voltage detection data and the current detection unit 1 from the voltage detection unit 119 when performing the treatment of coagulation hemostasis such biological tissue
20からの電流検出データを位相差検知回路121に入力し、この位相差検知回路121によって出力電圧と出力電流の位相差を検知するとともに、この位相差検知回路121から出力される位相差検出信号に基いて制御回路117によって電源回路115および波形発生回路1 The current detection data from the 20 input to the phase difference detection circuit 121, thereby detecting the phase difference between the output voltage and output current by the phase difference detection circuit 121, the phase difference detection signal output from the phase difference detecting circuit 121 power circuit by the control circuit 117 on the basis of 115 and the waveform generating circuit 1
16を制御し、位相差の値が所定の範囲外になった場合、または位相差の変化の割合が所定の値を越えた場合、または位相差の変動幅が所定の値を越えた場合に高周波信号の出力を停止するようにしたので、高精度に高周波電力の出力を制御することができ、高周波焼灼処置時の生体組織の炭化を最小限に抑えることができる。 16 controls, if the value of the phase difference is outside a predetermined range, or if the rate of change of the phase difference exceeds a predetermined value, or if the variation range of the phase difference exceeds a predetermined value since so as to stop the output of high-frequency signals, it is possible to control the output of the high frequency power with high accuracy, the carbonization of the biological tissue at the time of induction ablation procedure can be minimized.

【0099】さらに、本実施の形態の電気手術装置11 [0099] In addition, electrosurgical device of the present embodiment 11
1には、出力トランス118の1次側に供給される電圧、電流、電力を計測する電力検知回路122を設け、 The 1, the voltage supplied to the primary side of the output transformer 118, current, power detection circuit 122 for measuring the power provided,
この電力検知回路122で検知された電力が設定値よりも低い場合には電源回路115の電圧を上げる、または波形発生回路116からの高周波出力の波形信号を変えるように制御する制御機能を制御回路117に設けたので、患者回路側に電圧、電流、電力を計測する測定手段を設けた場合のように患者回路と出力トランス118の2次回路との間に測定信号を伝達する信号伝達手段を設ける必要がない。 Control circuit a control function of controlling to change the waveform signal of the high frequency output from the power sensing circuit power detected by the 122 raises the voltage of the power supply circuit 115 is lower than the set value or waveform generator circuit 116, since there is provided the 117, voltage patient circuit side, current, a signal transmitting means for transmitting the measurement signal between the secondary circuit of the patient circuit and the output transformer 118 as in the case of providing a measuring means for measuring the power there is no need to provide. そのため、患者回路側に電圧、電流、 Therefore, the voltage on the patient circuit side, current,
電力を計測する測定手段を設けた場合に比べて装置全体の構造を簡略化することができる。 It is possible to simplify the structure of the entire apparatus compared to the case in which the measurement means for measuring the power.

【0100】なお、本発明は上記実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施できることは勿論である。 [0100] The present invention is not limited to the above embodiments, it is needless to say that various modifications may be implemented without departing from the scope of the present invention. 次に、本出願の他の特徴的な技術事項を下記の通り付記する。 Next, other characteristic technical items of the present application is appended as follows. 記 (付記項1) 活性電極と、帰還電極との間の電流もしくは電圧あるいは両方を測定する手段を有する電気手術装置において、電圧変化あるいは電流変化を検出あるいはこの少なくとも一方を検出し、初期値と、MAX,M Serial and (Note 1) active electrode, the electrosurgical device having a means for measuring the current or voltage or both between the return electrode, to detect or detect at least one voltage change or current change, and the initial value , MAX, M
IN値及び変化率等のパラメーターの変化の内最も適正な値を焼灼の終了条件として、出力を自動及び半自動に制御することを特徴とした電気手術装置。 IN value and the most appropriate value of the change in the parameter rate of change such as the end condition of the ablation, the electrosurgical apparatus and controls the output to the automatic and semi-automatic.

【0101】(付記項2) 付記項1において、出力の制御をマニュアルに選択可能とした手術装置。 [0102] (Note 2) In Addition to claim 1, selectable and the surgical device control output in the manual.

【0102】(付記項1、2の従来技術) 電気手術における止血は、従来術者の感と経験により、電気メスの出力設定と、出力時間及び目視により、その止血程度、 [0102] Hemostatic in electrosurgical (prior art according to Note 1, 2), the feeling and experience of the conventional caster, the output setting of the electric knife, the output time and visual, its hemostatic about,
凝固品位を判断していた。 The coagulation quality has been determined. また一部装置では、出力の自動制御を行っているものもあるが、焼灼部位や電極、電極の組織への接触の強さのバラツキで、その焼灼の程度がばらつくためにほとんど役にたっていなかった。 Some devices Although some are performed automatically controlled output, ablation site and the electrode, with the intensity variations of the contact to the tissue electrodes, stood almost useful for degree of ablation varies There was no.

【0103】(付記項1、2の目的) 安定した凝固性能と止血性能の提供。 [0103] (object of Additional Item 1) providing a stable coagulation performance and hemostasis performance.

【0104】(付記項3) 活性電極と帰還電極との間のインピーダンス検出回路を有する電気手術装置において、初期インピーダンスと、インピーダンスの変化率と、インピーダンスの上限及び下限とを有し、これらのパラメーターの変化の内最も適正な値を焼灼の終了条件として出力を自動及び半自動に制御することを特徴とした電気手術装置。 [0104] In electrosurgical device having an impedance detection circuit between the (Note 3) active electrode and the return electrode has an initial impedance, and the impedance change rate and the upper and lower limits of impedance, these parameters electrosurgical apparatus characterized in that the most appropriate value of the change to control the output as a termination condition for ablation in automatic and semi-automatic.

【0105】(付記項4) 付記項3において、出力の制御をマニュアルに選択可能とした手術装置。 [0105] (Note 4) In Addition to claim 3, selectable and the surgical device control output in the manual.

【0106】(付記項3、4の従来技術) 電気手術における止血は、従来術者の感により、電気メスの出力設定と、出力時間及び目視により、その止血程度を判断していた。 [0106] Hemostatic in electrosurgical (prior art according to Note 3, 4), the feeling of a conventional caster, the output setting of the electric knife, the output time and visually, was determined that hemostasis about. また一部装置では、出力の自動制御を行っているものもあるが、焼灼部位や電極、電極の組織への接触の強さのばらつきで、その焼灼の程度がばらつくためにほとんど役にたっていない状況であった。 Some devices Although some are performed automatically controlled output, ablation site and the electrode, with variations in the strength of contact to tissue electrodes, not standing almost useful for degree of ablation varies was the situation.

【0107】(付記項3、4の目的) 安定した凝固性能と止血性能の提供。 [0107] (object of Additional Item 3, 4) providing a stable coagulation performance and hemostasis performance.

【0108】(付記項5) 発熱素子による凝固処置手段を有し、凝固時に発熱素子、生体組織の片方または両方の温度を検知する手段と、前記温度検知による温度または温度変化等を解析し、凝固出力の最適値を決定して判断する手段と、前記最適値で示された出力を行う出力機構とを設けた電気メス。 [0108] have a coagulation treatment unit according to (Note 5) heating elements, heating elements during solidification, it means for sensing the temperature of one or both of the biological tissue, analyzing the temperature or temperature change by the temperature detection, It means for determining determines the optimum value of the coagulation output, electric knife provided with an output mechanism for outputting indicated by the optimal value.

【0109】(付記項5の従来技術) 従来の高周波焼灼電源装置の凝固モードにおいては、凝固を高周波出力により行っていた。 [0109] In the coagulation mode of the conventional high-frequency cauterization power supply apparatus (prior art according to Note 5) had been solidified by the high-frequency output. しかしながら、高周波による処置はその性格上、ノイズを発生させる、意図せぬ熱傷のおそれがある、取扱に充分な知識と配慮が必要である、といった問題があった。 However, treatment with high frequency are characteristically generates a noise, there is a risk of burns unintended, care should be taken with sufficient knowledge in handling, there is a problem. また高周波による放電現象では電極や組織の状況をリアルタイムに把握することが困難であった。 In accordance with the discharge phenomenon frequency it is difficult to grasp the situation of the electrodes and the tissue in real time.

【0110】(付記項5の目的) 発熱素子による凝固モードを設ける。 [0110] (object of Additional Item 5) providing the coagulation mode by the heater element. 生体組織の状態をリアルタイムに検知し、出力制御を行う手段を設ける。 It detects the state of the biological tissue in real time, providing a means for performing output control.

【0111】(付記項6) バイポーラモードを有し、 [0111] (Note 6) has a bipolar mode,
生体組織に音響反射させる手段と、前記音響反射より得られた情報により生体組織の状態を検知する手段と、前記情報をもとに切開/凝固の出力最適値を決定し制御する手段と、前記最適値で示された出力を行う出力機構とを設けた電気メス。 Means for acoustically reflecting the biological tissue, means for detecting the state of the biological tissue by the information obtained from the acoustic reflection, and means for controlling determines the output optimum dissection / coagulating on the basis of the information, the electrocautery provided with an output mechanism for outputting indicated by the optimal value.

【0112】(付記項6の従来技術) 従来の高周波焼灼電源装置(以下電気メス)のバイポーラモードでは電極の種類や、生体組織のインピーダンス変化等に因り、 [0112] due to the types of electrodes and the bipolar mode of a conventional high-frequency cautery power source device (hereinafter electric scalpel), impedance changes in body tissue (prior art according to Note 6) or the like,
切開/凝固の状態が変動する。 Incision / coagulation state varies. このため切れ方が一様でない、出力が強すぎて極所的に炭化が起こるといった問題が生じた。 Therefore how cutting is not uniform, the output occurs a problem too by Kyokusho to carbonization strength occurs.

【0113】(付記項6の目的) 生体組織の状態をリアルタイムで検知し出力制御を行う。 [0113] detecting the state of the biological tissue (objective of Additional Item 6) in real time controlling the output.

【0114】(付記項7) 電気メス装置に於いて、 [0114] In the (Note 7) electrocautery device,
(1)電極間の組織インピーダンスを検出するインピーダンス検出部、(2)インピーダンス検出部で検出された信号を処理するインピーダンス検出信号処理部、 (1) impedance detection unit that detects the tissue impedance between the electrodes, (2) the impedance detection signal processing unit for processing a signal detected by the impedance detecting unit,
(3)電気メス装置全体の制御を行う主制御部、とからなり、インピーダンス検出信号処理部から出力される信号に基いて主制御部により高周波電力の通電/遮断を自動制御することを特徴とする電気メス装置。 (3) a main control unit for the electric knife device overall control consists city, and characterized by automatically controlling the energization / cutoff of the high frequency power by the main control unit based on a signal output from the impedance detection signal processing unit electric knife device to.

【0115】(付記項8) 電気メス装置に於いて、 [0115] In the (Note 8) electrocautery device,
(1)電極に内蔵された超音波振動子、(2)振動子を超音波振動させる駆動部、(3)超音波振動の振幅を検出する為の振幅検出部、(4)振幅検出信号の増幅、及び処理を行う信号処理部、(5)装置全体を制御する主制御部、とから成り、焼灼過程に伴う組織の音響インピーダンスに応じて、高周波出力の通電/遮断を自動制御する様にしたことを特徴とする。 (1) ultrasonic transducer incorporated in the electrode, (2) drive unit for ultrasonic vibration of the vibrator, (3) amplitude detector for detecting the amplitude of the ultrasonic vibrations, (4) an amplitude detection signal amplification, and signal processing unit that performs processing, (5) a main control unit for controlling the entire device consists city, depending on the acoustic impedance of the tissue due to the ablation process, the energization / cutoff of the high-frequency output so as to automatically control characterized in that it was.

【0116】(付記項7、8の従来技術) 微小部位に対して電気メスを使用して処置を行う場合に、バイポーラモードを使用することがある。 [0116] When performing treatment using the electric knife against micro sites (prior art according to Note 7,8) may use a bipolar mode. このバイポーラモードでは、微小範囲の組織をフォーセプスの様な処置具で挟み込み、通電を行う為、高周波電流の経路がモノポーラモードと比べて明確であり、分流による熱傷を起こす可能性も低く、安全性も高い。 In this bipolar mode, pinch a small range of tissues such treatment instrument Fosepusu, for performing energization path of the high-frequency current is clear as compared with the monopolar mode, lower possibility of causing a burn from shunting safety higher. しかしながら、上記に示した様に対象部位が、主に、微小範囲である為に、焼灼部位の視認性が処置具等の影響で、悪く、過焼灼等により、再出血、及び穿孔などを起こす恐れがあった。 However, the target site as indicated above is mainly because a very small range, the visibility of the ablation sites in influence of the treatment instrument, poor, due to excessive cauterizing like, rebleeding, and drilling and causes there is a fear.

【0117】(付記項7、8の目的) 安全で且つ確実に止血を行うことの出来るバイポーラ電気メスの提供。 [0117] (object of Additional Item 7, 8) providing a bipolar electrocautery capable of performing safe and reliable hemostasis.

【0118】(付記項9) 電気メス装置に於いて、高周波電力発生器、設定値に従った高周波電力を発生させる為に、高周波電力に直流電力を供給する可変電源、実出力電力をモニターする電力モニター、可変電源電圧と高周波電力間との関数データを予め格納している不揮発性メモリー、主制御部、とから成り、実出力電力をモニターしながら関数データに従って可変電源電圧値を変化させることで、負荷|z|によらず、出力電力を安定に保つ様に制御することを特徴とする電気メス装置。 [0118] In the (Note 9) electric knife device, high-frequency power generator, monitors in order to generate the high frequency power in accordance with the set value, the variable power supply for supplying DC power to high frequency power, the actual output power power monitor variable power supply voltage and the non-volatile memory function data are stored in advance in the inter-frequency power, the main control unit consists city, changing the variable power supply voltage value according to the function data while monitoring the actual output power in load | z | regardless, electrocautery devices and controls so as to stably maintain the output power.

【0119】(付記項9の従来技術) 一般外科、泌尿器科、内科など広範な医学分野に於ける処置に於いて電気メスは必要不可欠となっている。 [0119] General Surgery (prior art according to Note 9), urology, electric knife at the in treatment for a wide range of medical fields such as internal medicine has become indispensable. 通常、電気メスの出力は心筋系への刺激、及び感電防止の為、数百KHzの高周波電力が使用されるが、その為に組織|z|に応じて出力電力が変化してしまうことになり常に設定値通りの安定した出力が供給できず、基本性能(切開能、凝固能)が充分に発揮できないという問題が従来電気メス装置にはあった。 Normally, the output of the electric knife is stimulation of the myocardium based, and for the electric shock prevention, but several hundred KHz high-frequency power is used, the tissue to its | to output power according to is changed | z can not always supply stable output setting value as result, basic performance (incising capability, coagulation) problem can not be sufficiently exhibited had the conventional electrocautery device.

【0120】(付記項9の目的) 負荷変動によらず、 [0120] (object of Additional Item 9) regardless of the load fluctuations,
常に安定した電力を出力することが可能な電気メスの提供。 Always stable provided the electric scalpel capable of outputting power.

【0121】(付記項10) 高周波焼灼電源装置に於いて、処置部位の温度を計測する手段と、組織の変成の程度を表示する手段と、前記処置部位の温度を計測する手段からの信号を基に、前記組織の変成の程度を表示する手段を制御する制御回路を持つ事を特徴とする高周波焼灼電源装置。 [0121] In (Additional Item 10) high-frequency cauterization power supply apparatus, and means for measuring the temperature of the treatment site, and means for displaying the degree of the shift of the tissue, the signals from the means for measuring the temperature of the treatment site based, high-frequency cauterization power supply apparatus characterized by having a control circuit for controlling the means for displaying the degree of the shift of the tissue.

【0122】(付記項10の従来技術) 従来の高周波焼灼電源装置を使用する際には、術者は処置部位の組織の変成の程度を、目視により確認していた。 [0122] When using the conventional high-frequency cauterization power supply apparatus (prior art according to Note 10), the operator of the degree of the shift of the tissue at the treatment site, were visually confirmed. しかしアクティブ電極の形状等により組織を目視することができない場合、変成の程度を確認することは難しかった。 However, if it is not possible to visually tissue by the shape of the active electrode, it is difficult to ascertain the extent of the shift.

【0123】(付記項10の目的) 処置部位を目視することなく、容易に組織の変成の程度を知ることのできる高周波焼灼電源装置の提供。 [0123] Without visually treatment site (object of Additional Item 10), providing a high-frequency cautery power source device capable of knowing the extent of the shift of readily tissue.

【0124】(付記項11) 電気メス出力中に組織のインピーダンスを計測する手段を持つ電気手術装置において、インピーダンスの変動幅が一定の値を越えた時に出力を停止することを特徴とする電気手術装置。 [0124] (Note 11) In the electrosurgical device having a means for measuring the impedance of tissue during an electrosurgical scalpel output electrosurgical fluctuation range of the impedance, characterized in that stopping the output when exceeding a certain value apparatus.

【0125】(付記項12) 電気メス出力中に組織のインピーダンスを計測する手段を持つ電気手術装置において、インピーダンスの変動幅が一定の値を越えた時に出力を低下させることを特徴とする電気手術装置。 [0125] (Note 12) In the electrosurgical device having a means for measuring the impedance of tissue during an electrosurgical scalpel output electrosurgical characterized in that the fluctuation range of the impedance decreases the output when it exceeds a certain value apparatus.

【0126】(付記項13) 上記一定値は出力開始からの最低値より計算されることを特徴とする付記項11 [0126] Additional Item 11 (Note 13) said constant value, characterized in that it is calculated from the minimum value from the output start
または12の電気手術装置。 Or 12 of the electrosurgical device.

【0127】(付記項11〜13の解決しようとする課題) 従来はアーク放電を検出していたが回路が複雑になるという欠点があった。 [0127] (Problem to be Solved according to Note 11 to 13) has been conventionally detected arc discharge has a disadvantage that the circuit becomes complicated.

【0128】(付記項11〜13の目的) 簡単な組織炭化防止方法の提供。 [0128] (object of Additional Item 11 to 13) provides a simple tissue carbonization prevention method.

【0129】(付記項11〜13の作用) インピーダンスの変動幅の大きさで出力を停止させる。 [0129] stopping the output magnitude of the fluctuation range of the impedance (effect of Additional Item 11 to 13).

【0130】(付記項14) 一方が電力を供給する手段へ、他方が出力端を含む回路に接続される変圧器を持つ電気手術装置に於いて、変圧器に電圧を計測する為の巻き線を設けた事を特徴とする電気手術装置。 [0130] (Note 14) whereas the means for supplying electric power, in the electrosurgical device having a transformer the other is connected to a circuit including an output terminal, the winding for measuring the voltage transformer electrosurgical device, characterized in that the provided.

【0131】(付記項14の解決しようとする課題) [0131] (Problem to be solved by the Additional Item 14)
従来は出力端間に直接測定手段を接続していたが、電気的に分離された患者回路−2次回路間で信号を伝達しなければならず、構造が複雑になるという欠点があった。 Although the prior art has been connected directly measuring means between the output ends, it is necessary to transmit signals between electrically isolated patient circuit -2nd circuit has a disadvantage that the structure is complicated.

【0132】(付記項14の目的) 電気手術装置に於ける簡易な構造の出力電圧モニタ手段の提供。 [0132] providing an output voltage monitor means of a simple structure in the electrosurgical apparatus (object of Additional Item 14).

【0133】(付記項14の効果) 本発明は患者回路中に測定手段を持たないので、構造が簡易である。 [0133] Since the present invention (the effect of Additional Item 14) has no measuring means into the patient circuit, the structure is simple.

【0134】(付記項15) 出力電圧と出力電流の位相差を検知する手段を持つ電気手術装置に於いて、位相差の値が所定の範囲外になったら出力を停止(or低下)させることを特徴とする電気手術装置。 [0134] (Note 15) In the electrosurgical device having means for detecting the phase difference between the output voltage and output current, the value of the phase difference to stop outputting After falls outside a predetermined range (or decrease) electrosurgical apparatus according to claim.

【0135】(付記項16) 出力電圧と出力電流の位相差を検知する手段を持つ電気手術装置に於いて、位相差の変化の割合が所定の値を越えた場合に出力を停止(or低下)させることを特徴とする電気手術装置。 [0135] (Note 16) In the electrosurgical device having means for detecting the phase difference between the output voltage and output current, it stops the output when the rate of change of the phase difference exceeds a predetermined value (or decrease ) are electrosurgical apparatus characterized by causing.

【0136】(付記項17) 出力電圧と出力電流の位相差を検知する手段を持つ電気手術装置に於いて、位相差の変動幅が所定の値を越えた場合に出力を停止(or [0136] In the electrosurgical device having means for detecting a phase difference (Note 17) The output voltage and output current, stops the output when the fluctuation range of the phase difference exceeds a predetermined value (or
低下)させることを特徴とする電気手術装置。 Electrosurgical apparatus characterized by lowering).

【0137】(付記項18) 上記範囲及び値を出力開始後の初期値により決定することを特徴とする付記項1 [0137] Additional Item 1, wherein the determining the (Note 18) The initial value after starting output of the ranges and values
5〜17の電気手術装置。 5 to 17 of the electrosurgical device.

【0138】(付記項15〜18の解決しようとする課題) 従来はアーク放電を検出していたが回路が複雑になるという欠点があった。 [0138] (Problem to be Solved according to Note 15 to 18) has been conventionally detected arc discharge has a disadvantage that the circuit becomes complicated.

【0139】(付記項15〜18の目的) 簡単な組織炭化防止方法の提供。 [0139] (object of Additional Item 15 to 18) provides a simple tissue carbonization prevention method.

【0140】(付記項15〜18の作用) 電圧、電流の位相差により出力を停止させる。 [0140] (Operation of Additional Item 15 to 18) voltage, and stops the output by the phase difference of the current.

【0141】(付記項19) 出力トランスを有する電気メスに於いて、トランスの1次側に供給される電圧/ [0141] In the electric knife having (Note 19) output transformer, the voltage supplied to the primary side of the transformer /
電流/電力の計測手段と、その値に基づき出力を制御する制御回路を有することを特徴とする電気手術装置。 Electrosurgical apparatus comprising: the measuring means of the current / power, a control circuit for controlling the output based on the value.

【0142】(付記項19の解決しようとする課題) [0142] (Problem to be solved by the Additional Item 19)
従来は患者回路側に測定手段を設けていたが、患者−2 Conventionally has been provided a measuring means to the patient circuit side, but the patient -2
次回路間で信号を伝達する為、構造が複雑になるという欠点があった。 For transmitting a signal between the following circuit, there is a disadvantage that the structure is complicated.

【0143】(付記項19の目的) 簡易な構成で安定した切開能力を有する装置の提供。 [0143] (object of Additional Item 19) providing a device having stable incising capability with a simple configuration.

【0144】(付記項19の作用) 電源回路からの供給電力を計測し、フィードバックをかける。 [0144] The electric power supplied from the power supply circuit (the action of Additional Item 19) is measured, and feedback.

【0145】(付記項19の効果) 本願によれば計測手段を2次側に持つ為、簡易な構成にできる。 [0145] (Effect of Additional Item 19) for having a measuring unit according to the present on the secondary side, it can be a simple structure.

【0146】(付記項20) 生体組織に接触させる接触部に処置用の電極が装着された処置具を備え、上記処置用電極に処置用の電気エネルギーを供給し、上記生体組織の処置を行う電気手術装置において、上記処置用電極に流す処置用電気エネルギーの状態変化を検出し、その検出データに基いて処置対象の上記生体組織の生体情報を得る生体情報検知手段を設け、上記生体情報にもとづいて出力を制御することを特徴とする電気手術装置。 [0146] (Note 20) comprising a treatment treatment instrument electrode is mounted for the contact portion to be contacted with the living tissue, and supplies the electrical energy for the treatment to the treatment electrode, performing a treatment of the living tissue in electrosurgical devices, it detects a state change of the treatment for electrical energy to be supplied to the treatment electrode, provided biological information detection means for obtaining biometric information of the living tissue of the treatment target based on the detected data, in the biological information electrosurgical apparatus characterized by controlling the output based.

【0147】 [0147]

【発明の効果】本発明によれば処置手段に供給する処置用エネルギーの状態変化を検出し、その検出データに基いて処置対象の生体組織の生体情報を得る生体情報検知手段を設け、上記生体情報にもとづいて処置用エネルギーの出力を制御するので、高精度に処置用エネルギーの出力を制御することができ、安定した凝固性能と止血性能を得ることができる。 According to the present invention detects the state change of the medical treatment energy supplied to the treatment unit, provided the biological information detection means for obtaining biological information of the living tissue to be treated on the basis of the detected data, the biological and controls the output of the medical treatment energy on the basis of the information, it is possible to control the output of the medical treatment energy with high accuracy, it is possible to obtain a stable coagulation performance and hemostasis performance.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】 本発明の第1の実施の形態の電気手術装置のシステム全体の概略構成図。 Schematic diagram of the overall system of the electrosurgical device of the first embodiment of the present invention; FIG.

【図2】 (A)は第1の実施の形態の電気手術装置にモノポーラ処置具を接続させた状態の電気回路を示す概略構成図、(B)は電気手術装置に接続されるバイポーラ処置具を示す概略構成図。 Figure 2 (A) is a schematic diagram showing an electric circuit of the state of being connected to monopolar treatment instrument electrical operation apparatus of the first embodiment, (B) a bipolar treatment instrument that is connected to the electrosurgical device schematic diagram showing a.

【図3】 第1の実施の形態の装置使用時の活性電極と帰還電極との間の検出電圧値の変化状態の一例を示す特性図。 [Figure 3] characteristic diagram showing an example of a change state of the detected voltage value between the first embodiment of the apparatus used during the active electrode and the return electrode.

【図4】 第1の実施の形態の装置使用時の活性電極と帰還電極との間の検出電流値の変化状態の一例を示す特性図。 [4] characteristic diagram showing an example of a change state of the detected current value between the first embodiment of the apparatus used during the active electrode and the return electrode.

【図5】 第1の実施の形態の装置使用時の活性電極と帰還電極との間の検出インピーダンス値の変化状態の一例を示す特性図。 [5] characteristic diagram showing an example of a change state of the detection impedance value between the first embodiment of the apparatus used during the active electrode and the return electrode.

【図6】 第1の実施の形態の装置の表示部を示す正面図。 Figure 6 is a front view showing a display portion of the device of the first embodiment.

【図7】 第1の実施の形態の装置のモノポーラ処置具を内視鏡システムと組合わせて使用する状態を示す概略構成図。 Figure 7 is a schematic diagram showing a state of use in combination with the endoscope system monopolar treatment instrument apparatus of the first embodiment.

【図8】 第1の実施の形態の表示部の第1の変形例を示す正面図。 Figure 8 is a front view showing a first modification of the display unit of the first embodiment.

【図9】 第1の実施の形態の表示部の第2の変形例を示す正面図。 Figure 9 is a front view showing a second modification of the display unit of the first embodiment.

【図10】 第1の実施の形態の表示部の第3の変形例を示す正面図。 Figure 10 is a front view showing a third modification of the display unit of the first embodiment.

【図11】 (A)は本発明の第2の実施の形態の電気手術装置のシステム全体の概略構成図、(B)は電気メスへの温度センサの取付け状態を示す側面図。 11 (A) shows a second embodiment schematic diagram of the overall system of the electrosurgical device, (B) is a side view showing a mounting state of the temperature sensor to the electric scalpel of the present invention.

【図12】 第2の実施の形態の電気メスの制御回路を示す概略構成図。 Figure 12 is a schematic block diagram showing a control circuit of the electric knife in the second embodiment.

【図13】 本発明の第3の実施の形態の電気手術装置の要部の概略構成図。 Figure 13 is a schematic configuration diagram of a main part of a third embodiment of the electrosurgical device of the present invention.

【図14】 第3の実施の形態の電気手術装置のバイポーラ処置具の制御回路を示す概略構成図。 Figure 14 is a schematic block diagram showing a control circuit of the bipolar treatment instrument electrical operation apparatus of the third embodiment.

【図15】 本発明の第4の実施の形態の電気手術装置の概略構成図。 [15] Fourth schematic diagram of the electrosurgical device of the embodiment of the present invention.

【図16】 本発明の第5の実施の形態を示すもので、 [Figure 16] shows a fifth embodiment of the present invention,
(A)は電気手術装置の概略構成図、(B)は超音波振動子の制御回路を示す概略構成図。 (A) is a schematic diagram of the electrosurgical device, (B) is a schematic structural diagram showing a control circuit of the ultrasonic transducer.

【図17】 本発明の第6の実施の形態の電気手術装置の概略構成図。 [17] Sixth schematic diagram of the electrosurgical device of the embodiment of the present invention.

【図18】 (A)は第6の実施の形態の可変電源出力電圧と出力電力との関係を示す特性図、(B)は生体インピーダンスの変化と実出力との関係を示す特性図。 [18] (A) is a characteristic diagram, (B) is a characteristic diagram showing the relationship between the change and the actual output of the bioelectrical impedance which indicates the relationship between the variable power supply output voltage and output power of the sixth embodiment.

【図19】 本発明の第7の実施の形態の電気手術装置の処置具の要部の概略構成図。 [19] Seventh schematic diagram of a main part of the treatment instrument electrical operation apparatus of the embodiment of the present invention.

【図20】 第7の実施の形態の電気手術装置の概略構成図。 Figure 20 is a schematic block diagram of the electrosurgical device of the seventh embodiment.

【図21】 第7の実施の形態の電気手術装置の検査タイミングを説明するための特性図。 [21] characteristic diagram for explaining the inspection timing of the electrosurgical device of the seventh embodiment.

【図22】 本発明の第8の実施の形態の電気手術装置の概略構成図。 [22] Eighth schematic diagram of the electrosurgical device of the embodiment of the present invention.

【図23】 第8の実施の形態の電気手術装置による処置時のインピーダンスの変化状態を示す特性図。 [23] characteristic diagram showing a change state of the impedance at the time of treatment with the electrosurgical device of the eighth embodiment.

【図24】 第8の実施の形態の電気手術装置の動作を説明するためのフローチャート。 Figure 24 is a flowchart for illustrating the operation of the electrosurgical device of the eighth embodiment.

【図25】 本発明の第9の実施の形態の電気手術装置の概略構成図。 [Figure 25] Ninth schematic diagram of the electrosurgical device of the embodiment of the present invention.

【図26】 第9の実施の形態の電気手術装置による高周波焼灼処置時の電圧電流の位相差の変化状態を示す特性図。 [26] characteristic diagram showing a change state of the phase difference between the ninth voltage current when the high-frequency cauterization treatment with electrosurgical apparatus embodiment.

【図27】 第9の実施の形態の電気手術装置の動作を説明するためのフローチャート。 Figure 27 is a flowchart for illustrating the operation of the electrosurgical device of the ninth embodiment.

【図28】 第9の実施の形態の電気手術装置の動作を説明するためのフローチャート。 Figure 28 is a flowchart for illustrating the operation of the electrosurgical device of the ninth embodiment.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

3A、93、113 モノポーラ処置具 3a、93a、113a 活性電極(処置手段) 9 CPU(出力制御手段) 12 出力トランス(エネルギー供給手段) 13 電流センサ(生体情報検知手段) 14 電圧センサ(生体情報検知手段) 101 インピーダンス検出回路 121 位相差検知回路(生体情報検知手段) 3A, 93,113 monopolar treatment tool 3a, 93a, 113a active electrode (treatment section) 9 CPU (output control means) 12 the output transformer (energy supplying means) 13 current sensor (biometric information detection means) 14 Voltage sensor (biometric information sensing means) 101 impedance detection circuit 121 phase difference detecting circuit (biological information detection means)

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小川 晶久 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 市川 義人 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 三堀 貴司 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 山科 一恵 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (72) inventor Ogawa AkiraHisa Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor Yoshito Ichikawa, Shibuya-ku, Tokyo Hatagaya 2-chome # 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor three Takashi Hori, Shibuya-ku, Tokyo Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor Kazue Yamashina, Shibuya-ku, Tokyo Hatagaya 2-chome # 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in

Claims (1)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 生体組織を処置する処置手段を有する処置具と、 上記処置手段に処置用エネルギーを供給するエネルギー供給手段とを備え、 上記処置手段による上記生体組織の処置時に、上記処置手段に上記処置用エネルギーを供給して上記生体組織の処置を行う電気手術装置において、 上記処置手段に供給する処置用エネルギーの状態変化を検出し、その検出データに基いて処置対象の上記生体組織の生体情報を得る生体情報検知手段と、 上記生体情報にもとづいて出力を制御する出力制御手段とを具備することを特徴とする電気手術装置。 And 1. A treatment instrument having a treatment unit for treating biological tissue, comprising an energy supply means for supplying treatment energy for the the treatment unit, at the time of treatment of the biological tissue by the treatment means, to the treatment unit in electrosurgical apparatus for performing treatment of the living tissue by supplying energy for the treatment to detect the state change of the medical treatment energy supplied to the treatment unit, the biological tissue of a living body to be treated on the basis of the detected data a biological information detecting means for obtaining information, electrosurgical apparatus characterized by comprising an output control means for controlling the output based on the biological information.
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