JPS6024835A - 外科機器 - Google Patents

外科機器

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JPS6024835A
JPS6024835A JP59070729A JP7072984A JPS6024835A JP S6024835 A JPS6024835 A JP S6024835A JP 59070729 A JP59070729 A JP 59070729A JP 7072984 A JP7072984 A JP 7072984A JP S6024835 A JPS6024835 A JP S6024835A
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frequency energy
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、ＩＩ”ｌ’　Ｉｋｉ＆あるいは肝臓のような
血管の多い組織を同性にψＪ断し凝固させる方法Ｊ３よ
び手段に関り”る。
牌臓の保存の必要性は、現在、 （１）子宮にｄ−３１ノるｊ；５面、 （２）不純物の滅（過、 （３）オブリニン（タフツシンｄ３よびプロパージン）
の生成、 （４）Ｉｇｔｖｌの生成、 （５）］リンパ球およびＢリンパ球のも「１節を含む牌
臓驕能である限り世界的に受（）入れられている。血管
の多い組織を切断し、凝固させるに用いられる現在の技
術は、どの過程にも高度の外斜手術が要求される局部止
血剤、種々のさし縫い縫合技術、牌臓動脈の結紮、部分
的切除を、イＩＪる１１１１’　ＩＮｔ？　３．’ｌ岐
動脈の結紮に用いられる。この結果、貯臓忠雀の２５−
３０％のみが現在助かつていない。
本発明は、新しいマイクロウェーブ（超高周波〉凝固技
術を用いて牌臓および肝臓外斜手術の安全迅速手段を形
成している。この）ノ１１熱領域を誘発する超高周波は
、疑似被膜の介）ヱを通しで迅速に冶痩さけるｉ疑固殻
を作り出づ。この装置は、肝臓ｄ３よび牌臓の外傷が続
発づ゛る軍隊の１″）５１祭において幅広い応用例を有
している。
現在の外斜技術は、抵抗で・加熱のメス、ラジΔ無線（
高周波）メス、単極性Ｊ３よび二極）（１ブラスマメス
、超？Ａ波メスおよび低２間メスを１［１い（いる。
更に、超高周波の１ネル：口ま、肝眼の処１！ｌ’、　
ｉｆ＞よび筋肉組織の凝固の特殊の応用例に用いられて
いる。
血管の多い組織の外わ１手術に用いられた゛高電力超高
周波電場は、タブレ　カッヨシ氏の超高周波組織凝固器
を用いた肝臓外材手術の新操作手順と題り゛る書籍＜Ａ
　ｒｃｌＩ　Ｊ　ａｌｌ　Ｃｌ１ｉｌ”　４　Ｂ　（２
）　１００〜１７２頁１９７９年３月）に記載さ１′シ
ている。
タブレ氏は、同軸線の一端を垂直に切断し数はンヂの針
として中心心体を沖ばした単純な焼き釧を用いて、兎で
の肝臓結紮を記載しＣいる。、結紮は各々が超高周波電
力の印加て得られる一連の刺し穴で得られる。この技術
は、数々の制限を誘発している。この釘は、約１０１１
１■の深さで剣の回りの１ｆｆ１かな半径内の凝固を許
容覆る。結紮は凝固領域を通り、てメスの横断方向に追
従づ−る組織の凝固刺し孔の連続物で背られる。これら
の手順は、人間の１１１１″ｉａｄうるいはｒｏｕｔ　
ｂｘｔ結紮に予ｌυ］される広い領域を凝固させるには
時間がかかり、実用的でない。
筋肉組織を凝固さｌる超ｉＱ周波エネルギの使用は、１
９８２年２月１６［１に光ｔｊされたキーン氏の米Ｕ目
り訂第’Ｉ、３１５，５１０号に記載されている。この
’ｌ：Ｊ　Ｒ’ｌ　ＩＪ、、ｆＧ７　ｉ：’Ｉ要水の筋
肉組織部分を凝固さけるＩｔ）ｉ種の形成方法を開示し
ている。
最初の高周波メスは、１９２６　ｓｔに出現したか、１
９　Ｅｉ　Ｏイ１−後半’Ｊ）　ＪＩ　ｌ）＜　ｊ’を
性麻ｎｉ”ｓ’ｉ　（７，）発達よ（外（ミ１１クミに
通常量（］入られなかった。１９７０年の半）９休装置
ｆ７ｉの光ｊヱに伴って、高周波メスか手術３ｉ（に広
＜　；ｊ、ｌ置される、Ｊ、うにイｆつたａ　’＋：”
Ｉ周波メス用の光／１ば；　＋、＋、、７１０へ・ｌ）
Ｏソノ１〜の２．５〜２７　Ｍ　ＬＩ　Ｚの電力を供給
している。ｌ；７ＩＬ９ｉ　Ａ５よび凝固は、電流が束
中り゛るプローブ電極の先端で発生した。その１折、電
；ん（、Ｌ、愚者１イ＼内を通って患者が横たわってい
る広い手術台に拡散する。切［ＩＪｉ　Ａ３よび凝固は
゛電力ど波形によって決定される。正弦波（、［切ｈｌ
ｉ　’ｃ　Ｃ’）１造し、減衰正弦波は僅かな切断を伴
う凝固４創迄ツる。間歇正弦波は種々の度合の切断Ｊ３
」、ぴ）凝固を創造する。、これらの変化の理由は良＜
　Ｊ！ｌ！解されていない。この高周波メスの使用（，
１数々の危険４ｆ賭を伴っている。非燃光４１淋Ｏｊｈ
　Ｅｉｊを使用してい（も、体内カスによる爆発の恐れ
かあり、電流が歩調装置を妨害し、照射が電子監視器を
破壊覆る。
このようなメスの実例は、米］↑、■’Ｉ　；’ｌ　ｑ
ｉ　３　、０ε３９．４９６号および米国特ｉ１第’１
，３１８．＝’ｌＯＱ　、ｆづに開示されている。本発
明と？Ｉ’ｌＥ来の高周波メスどの第１の相違点は、凝
固が）金成されるＩ：！　４：４の違いである。従来の
電子りロー１技術にＡ３いては、組織の切断が電子アー
クの放電て′達成されている。
このアーク（スパーク）は、長さがｙ、Ａ７いが、細胞
が実１原に波裂し−（〃３気にさけるはど組織を強く加
熱する。従って、切断は、適当な電極と組織どの間のア
ークで行なわれるが、金属刃の１５１刊端で・ｊ？成さ
れない。従来の電子外斜技術にお（プる乾！柴すなわら
焼灼は、活性電極を組織にがっちりと固定して、電流が
直接組織に流入し、従って局所的Ｉ２、Ｒ（Δ−ミック
）加熱の原因となる。このＩ２Ｒ加熱が活性電極と組織
との間の接触点で発生づるので、焼灼す゛なわち凝固効
果は非常に浅く、肝臓あるいは牌臓の様な血管の多い組
織を焼灼づるにクツ末的に用いられるには余りに６残り
ざる。
本発明にＪ５いては、凝固が治疼される組織に消敗りる
超高周波１ネルキで達成される。超高周波加熱硬化の物
ｍ！的）幾器は、イオン電流によるＡ−ミック加熱より
はむしろ、極性水分子の回転動作の励起によるエネルギ
の吸収である。従って、超高周波凝固メスは、従来の高
周波メスに要求されるような手術台あるいは他の載置物
を通して患者を接地することが要求されない。
米国特許第、３，９８７，７９５号および第４゜１９６
．７３４号は外４ミ［メスにＡ−ミック加熱要素および
高周波要素の両者を用いた合同システムを間車している
。
米国特許第３．．８２６．２６３号および再発行米国特
許第２９，０８８号はメスに抵抗加熱要素の使用を開示
している。
米国特許第３，７８６．８１／１５づに１低温メスを開
示している。また、このメスが組織に接着するのを防止
するために、パラレーン、クル［、デフ１コン、シリコ
ーンパー３Ｊ、びルブリクロームの使用をし開示しくい
る。
米［１，１特訂第１１，２７３．′１２７８は、組織を
切断１疑固さμるレーザの使用を間車している。炭酸ガ
スレー１１（１０、６，１１１１１＞メスは、凝固を作
り出すが、血管の多い組織を伴う切間手術にＪ３い（曲
設の損失が余りにも過剰である。レリ°−光凝固メスも
アルゴンガスレーザ（０，５７＋ｍ）を用いて皮１ｉＷ
／の切開に連続的に検査され′Ｃいる。また、１゜０６
Ｊ」ｍのＮｄ：ＹＡＧも血管の多イｉｆ　ｌＪｉの凝固
に十分な浸透を形成り−ることか捉案されＣいる。しか
し、超高周波装置の相当の利点は、超高周波凝固メスの
電力源どして用いられる小形・Ｃコンパクトな超高周波
深達温熱Ｖ、（ｒＶｌの応用を広り、プリ゛インの単純
化、および深い浸透ツノを得るために、Ｊ、り高い浸透
周波数の使用を含／υでいる。
米国待；１′１第３．９０ご３．１３９１シ−シは、凝
１，１．１メスの使用にプラズマを発生Ｃ５１，！るｈ
払Ｊ）Ｊ、び装置を開示している。このプラズマを発生
ざ−Ｕる方法ａ３よび装＋、′Ｔ　ｌよ、プラズマ領域
を保持し形成り−るに必要な装置より、かなり中純であ
る。
米［Ｕ］特９′［第３．６３６．９４３号は、外科手術
にＪ＞　４：Ｊる血管の閉塞を超音波を用いた装置ｄ５
　Ｊ：び方法を開示している。超音波装置の（幾重は、
超高周波凝固装置の機能よりかなり異なっている。この
超音波装置は機械的な摩擦で熱を０１造８Ｊ″るが、超
高周波凝固装置は分子回転で熱を創造する。
本発明は、血管の多い組織を同口、ｒに切断し凝固さぜ
る外７ｊ’１．　ｌ浅孔である。この機器は、メスの刃
がこの刃の極め−（近接した位置に超高周波照射を発’
Ｊづる超高周波放射器と、組織を切開覆る外斜切ｖＪｉ
端の両者を胃１えでいる。また、この機器は１００〜１
３，０００Ｍｌ−１ｚの周波数の超高周波発生手段を備
え（いる。このメスは、外斜医が触覚の戻りをｅ７れる
切断９１；：を操作づる手段を含んでいる。
ざらに、柔軟′で絶縁された導１本が超高周波エネルギ
をノ１１高周波発生器からメスの刀（二伝’、ｆ　Ｊろ
、Ｊ−）に形成される。
このメスに加えＣ１超高周波光ご１−「段に（，１、超
高周波導体に冶っ−（戻る反則超、Ｈ゛Ｈ；周波−１≠
ル４゛を一測定する回路が形成される。超高周波６°１
１ｃ１１ループのｉｉミコは、エネルギが血管のしいＭ
１織に伝達された時に８度のインピーダンス整合を形成
づイ）超高周波の波長に関連覆る。刃ずなわち切断幅：
が組織から阿１れた１１・冒こは超高周波」−ネルギか
もＹ気中を通って伝１１１２　Ｌ、従ってループとζ゛
ｆ気中’ＬＩＪ：　Ｉｆｆ）りる波どの間にかなりの不
整台が起こる１、この不整台＋、１、超高周波発生器に
戻る反射超高周波エネルギとなる。この反射超高周波１
ネルギを・感知力る１１＼］−１メータあるいは等価手
段は、反射超高周波エネル＝１が所定値を越えた時に超
高周波光（Ｉ源を消１Ｊ、うに形成される。手動スイッ
チ手段は、切１１７ｉ端が血管の多い組織に結合した肋
に外（ミ１医が超高周波Ｊネルギを再開できるＪ、うに
形成される。さらに、刀とハンドルとの間には、超高周
波上ネル１゛がハンドルの外面から外ＴＥＩ　ｌ１ｇの
指に伝搬しないようにチョーク（絞り）手段が形成され
る。超高周波放射１次の端部に組織が接触しないにうに
、デフロンあるいは他の非湿潤面が形成される。これの
代りに、接るを防ぐためには、超音波エネルギが形成さ
れてもよい。
超高周波凝固メスは、１１Ｆ臓あるいは牌臓のＪζうな
血清・の多い組織に特に有用である。この超高周波放射
器に印加される周波数あるいは電力を変化さけて、切断
速１褒あるいは組織の凝固深さを制御−（゛さる。
従つ（、本発明のＩＩ的は、血１″（の多い組織の切断
と凝固を同時に１″Ｊなう肝臓あるいは牌臓外ｆ１手ト
ド■、あるいは血液が流れＣいるＪ０傷相織の回復にう
まく用いられる。
、１ｋ、別の本発明の［１的１１．、高麻の外（：１技
杯Ｊを要しない安価な肝臓あるいは牌臓外１１１　ｆ−
Ｗ−７を形成することにある。
さらに、本発明の目的は、血管の多い組織に用いられる
超高周波凝固メス用の超高周波エネルギを発生Ｊ−る、
現存しかなり／ト１ｌｌＩｌな超高周波エネルギを用い
ることである。
他の本発明の目的は、二［ネルギが血色の多い組織に伝
搬した時に、超高周波放射器を超高周波−１ネルギの波
長に相関する安仝装［ろ゛を形成づることにある。この
放射器は、刃りなわら切断端かに１．１械から離れ／、
：ｌｔｉ’ｉに、望気中で不整合とち゛る。これ（ま、
メスを思考から削した時に超高周波発生器からの１＋９
．０・Ｉを減少さける本来の安全装置をＪＩＪ成する。
以下に本発明の実施例を図面を参ｉｊ＜４　（、て１３
ト明・Ｊる。
本発明に、Ｊ、つでイ１′４成されに］〆ｌ　ｊｌ’７
．周波凝（・１・１メスは、第１図に承りように構成さ
れる。図示りるように、従来の外＋Ｅｌ刃１１は、堅い
同軸導ｆホ１０の内部≧：；・ｆ、１Ｖ１２と外側すな
わら外部導４７１＜　１３とにハング（；１されでいる
。この堅いＩｒ１ｌ輔ン！ｙ体は、同軸部（Ａの端ｇｉ
ｌｌから同＋Ｉｌｄ＋コネクタ手段１５に沖ひている強
固なテフロンのコア（筒）１゛４を含んでいる。この強
固な同す１１状の棒の外部導体１３に絶縁ハンドル部材
１７をロンクリ−るために、ロックキー１６が用いられ
る。ＪｉｊＪ　１Ｉ１１＋二１ネクタ１５は、第７図に
承りような柔軟な低損失同軸ケーブルを介して標ｉ％の
２４５０　Ｍ　ｔ−ｌ　ｚの超高周波発生器に接続され
る。第゛１図に示づ外斜刃１１は、内部導体１２と外部
導イ４＼１３どの間に放ｑ・１ループ１８を形成づる。
切断端２０を除いた刃１「１ビ１９には、切断凝固操作
中に刃の而に組織が接ン１しないようにブフロン巧°Ｊ
２０が覆われている。
第２図に承り−ように、標準の外斜刃１１（ま継さ゛丁
１２２１ど端部１３ａＪ３Ｊ：び１３１）に沿ツ（ハン
グイ」されて、同軸心１ホから刃に超高周波エネルギを
効率良く伝１１ｆｔさせる。第２図Ｊ３Ｊ、び第３図に
示されているＪ、うに、標準外斜刃１１は、手術中に外
部１医が電源を再投入出来るようにハントスイッチ２１
をｉｎ！°１えている。
本発明の好ましい実施例によれば、超高周波放射ル〜ブ
１８と超高周波エネルギが伝達される僑１１．１＼との
間に不整合が起こった時には、反射超高周波エネルギを
測定り−る手段が形成される。この不整合が検知される
と、超高周波発生源は消される。
また、外Ｈ医が電源の再投入を望んだ１１！１に１５Ｊ
１、超高周波発生源が第７図に承り−Ｊ、うなハン（ヘ
スイッヂ２１あるいはフッ１〜スイツヂ２２０手段で励
起される。
メス刃ｄ３よびその超高周波数ｑ・１器は第２図に計速
されている。口の超ＩＸ′４周波敢り、Ｊ番：４（Ｊｌ
、同１＋ｂ税１ホ１０の外部導体１３と内部尋イホ１２
どの間に刀１１を形成り−る敢川ループ１８をｌｉｉ“
Ｉえ℃いる１、この小さなループは、血色の多い組織に
）丸められたＩＩ′Ｆに、ループの直径が組織あるいＬ
ｌ、　Ｉｒ１ｌ　ｉｆクシ中２　／Ｉ　５０ｔｖｌｉｌ
ｚの波長ど同じ度合になっているので　−、Ｈ２気的に
整合する（入力Ｖ　Ｓ　Ｗ　１文へ・−１、６）　、、
−万、このメスが血管の多い１ｉ４′Ｉ織から朗しｌこ
１１１１には、小さいループが空気中で不整合（入力ｖ
　ｓ　ｗ　Ｒ〜１００）どなり、本来の安全装置か成用
を１１めるＪ、うに１１「用Ｊる。この不整合（Ｊｌ、
刃が空気中にある１１．１に、０４％以下の入力電力が
成用されることを意味し、−万血管の多い組織に沈めら
れｌこ１１′ｒに（、Ｌ８６％の電力が成用される。各
々の場合において、平衡電力が同軸ケーブルに戻って反
則し、従っで発生器に戻る。中相：ケーブルの損失１よ
、各方向毎に約７％である。従って、超高周波メスの連
続操作にｔよ約１００ワッ１−の電力が鼓求されること
が分ったので、低い伝送損失のラインパラメータが要求
される。この高電力レベルは発生源から、発生源ど刃に
供給される同軸導波管どに接続される中村本クープルの
オーミック損失による過剰加熱なしにメスに伝搬しな（
）ればならない。
このループの超高周波領域の加熱模様は、刃の点どルー
プ中央２５どの間の約半分を中心どして刃の面に対し−
ＣＩＩ１８円形状である。ループ中央は、第２図に示り
Ｊ、うに直径△−Ａ−に治って測定さ１する。２４５０
　Ｍｌ−１ｚでの血管の多い組織内への加熱領域の浸透
深さは第１図に示びょうな外形で約８１１ｎｌである。
第２図は第１図に示す検査メスの寸法の約２倍である。
８ｎｕｎの浸透８ｉ？さは、この周波数の平面波の電力
が最初の値のｅ−’（＝３７％）に減衰する深さである
。このループの近い領域においは、波がｊ−り強い、、
１〜２ｍｍの後は、全面の波が距離の関数どして、１０
…の浸透の後に実現り−るゆっくりどじた指数的減衰を
石づる１・−３電力に減衰づる。この超高周波加熱硬化
の物理的ｊ９Ｍ　ｆ４は、イオン電流にＪ、るＡ−ミッ
ク加熱よりむしろ、（４１性水分子の回転動作の励起に
よっるエネルギ吸収（゛ある。
り１１〜３図に示Ｊように、外（」刀１′１は切断端１
１を除いた全ての刃を買うｊ−７１］ン＋＋＊−Ｃ被覆
されている。口のテフロン膜は、外科手術中に、１５い
てメス刃への凝固面液Ｊ３　Ｊ、び組織への接名を防１
１−りる。一方、ループ１８は、ブフ［１ン１１シ）で
ループを覆うことが大切と発見され、図示を明確にづる
ために第１〜３図に示されている。
超高周波エネルギを発生りる１段は第７図に示されてい
る。図示されるように、超高周波発生器３０は、電力源
３１ど、超高周波ｊ’ｊ：ｊ　３２と、超こ′１１周波
発生源の出力を柔軟な同軸ケーブル３３５に接続づ゛る
導波手段３３．３’ｌどを含／ｖ−（いる。
この柔軟な同軸クープル３５はどのタイプの導波ケーブ
ルでｊ、いが、好ましい実施例にＪ３いては、柔軟な中
心導体ど、発砲柔軟デフＩＪン」アど、銅製のテープを
螺旋状に巻いた外部導１本と、ビニールゴム製品の外部
絶縁体とを備えている。このようなり−プルは、プラウ
エア州１９７１１ニューアーク　ペーパミル１」−ド　
５５１に所在１゛るＷｌ　ボア　アンド　）′ンシエイ
ツ　インクから商標名Ｇ　ｏｒｅ−「ａｙ、で１歿造さ
れ販売されている。
第７図に示１Ｊ、うに、超高周波エネルギを発生りる手
段は、第３の導波管３７を右−リ−る方向性絹：手３Ｇ
を含んでいる。この第３の導波管３７には、第７図に承
り超高周波メス３９から戻る反射超高周波］：ネルキを
測定りるボロメータ３８あるいは他の手段が接わＣされ
ている。この反則超高周波エネルギは、超高周波ループ
が血管の多い組織から離された時に、前述の不整合から
得られる。したかつボロメークの出力は、リセッ１〜用
リレ一手段／ＩＯに順々に接わＣされるスレショルド検
知器３つに接続される。反射超ｉｆ！ｉ周波エネルギを
測定するボロメータあるいは他の手段の出力が所定の値
を越えた簡には、スレショルド検知器がリセットリレー
４０によって電力源３１を遮１！ｌ’ｉする。外科医は
、再び血管の多い組織を切口ｉし凝固さける’１１ｆｌ
ｉｐが出来た１１１には、フッ１ヘスイッ−ｆ−２１で
リレをリセツトリ−る。これの代りに、釘）２図Ｊ３よ
ひ第３図に承りように、リゼッ１−リレ一手段／ＩＯは
パン１−イツヂ２１で作動さμで６Ｊ、い３゜ 超高周波発生源３２は１００ワツ１〜の実効電ツノを右
する従来のマグネトロンである。これの代りに、必要な
電力あるいは他の超高周波発生器を形成°する、運行導
波増幅器を右りるクライス［・Ｄン管を用いてもよい。
この装置の動作周波数（よ、１００〜１３．０００〜Ｉ
　ｈｌ　ｚの広範囲に設定している３、超高周波エネル
ギと高周波ニＬネルギどの相ｊη点は、組織内において
、超高周波範囲にＪ−３りる電磁エネルギの吸収が伝搬
Ｊる電流によることｈｌ　Ｉらめられる。ラジ７ｊ照線
のような低周波数で（、Ｊｌ、人１本か導体として作用
し、電場が導体電流によって遮断される。超高周波数に
なるにつれて、浸ｊ六深ざか急速に浅くなる。超高周波
範囲のみでは、浸透が重要である。
前述したように、超高周波エネルギのループ直径が血管
の多い組織との共振を形成づるために決められる。小さ
いループアンテナの近い領域において（Ｊｌ、電力印加
模様が（１゛／λ）および（ａ／　ｌ’）の関数である
。但し、１゛はループがらの距阿１、λ（Ｊ、波長（：
　ｊ！ｒリル。１００〜１３．０ＯＯｆｖｌｌ−ｌｚは
超高周波操作範囲どして大まかに設定しているが、この
ｊ巽択され得る周波数は血管の多い組織における超高周
波領域の浸透深さを変えるＪ、うに変化させてもよいこ
とｌ）′Ｎ指摘される。超高周波エネルギ領域の浸透深
さは、周波数に反比例覆る。これは、１が固深さが適当
な超高周波コネルキ周波数、およびループ放射計をｊバ
択し゛（調整できることを意味している１、従って、外
ｆＥＩ　Ｉ’Ａが凝固領域に要望される浸透深さを選択
できるように超高周波発生手段３０内に複数の超高周波
発生源３２を形成づ−ることが望ましい。
超【１４周波エネルギは刃が組織に浸入した場合に組械
内に吸収され、刃が前れた口Ｓに超高周波発生手段に反
ＩＪＪ　して戻るので、５ワツト以下の電力が常１１？
ｆ　Ｚ：気中に放射される。この迷子の超高周波放射の
レベルを検査りるためには、凶器゛ｄａ８３１６型非常
イＡン放川監視器おＪ、びε３３２１型ブ］」−ブが外
科実躾中のモニターとしく用いられた。、この放射レベ
ルは、刃の先端から約１８ｃｍｊダ［れた仝（（Ｄ位Ｕ
５ｒ　１．Ａ　Ｎ　Ｓ　Ｉ安全規格の０．５ミリワツ１
へ／立方ｃｍを４かに下回ることが分っｌＪｏこの結果
、最高レベルで、１ミリワツ１へ／ずｆ］）ｃＩｌｌの
数分の１が外斜医の［１の通常の距離に現れる。これ＋
ｉＬ、超高周波電界強度および霞？１１”１間の両者が
白内障発生に要求されるし／＼ルの少なくとｂ　２−Ｊ
３次（１（い値であることを意味１］でいる。
本発明の好ましい実施例１３Ｌ、第４・−６図に示して
いる。この実施例においては、メスが層状のｊ；、：透
体をイｊづ−る超高周波導体から１７５成される。内部
の銅導体５０は外斜手術の切１ｆＪｉ端５２を形成づる
ために端部５１ａで広がっている夕日’ｌ鋼製台体５１
内に積層されている。強固な−ｊフロン］７５３は内部
導体を外部間１１１１１１導波導体５　／Ｉ　ａ３　Ｊ
：び絶縁ハンドル５５から分離させる。このハンドル部
祠５５は、同ｌ１ｑｌＩ継手５６から刃部材５２どハン
ドル部拐５５との間に形成される超高周波ヂョーク５７
に伸びでいることに注目すべきである。このヂョーク５
７の目的は、導体５４の外面に存在する表面波を導体の
外面に治って外イ・４医の指に伝）ヱＪるのを防止りる
ことでｄりる。また超高周波継手５６は、導体３５を超
高周波発生手段３０に接続づ−る。
第４図は、切断端５２と刃部材５２Ｊ３よび外部環体５
４間にある超高周波発生領域をイ＝Ｔ？Ｉる単極超高周
波ン疑固メスが示されている。第６図は第４図に示８Ｊ
層状構造物のループメスを示している。
内部の５１１製尋休５１　ａは切断端５２］〕を形成す
る外科１１１１鉄巽部’＋Ａ５２　ａ間に秋まれ℃いる
。このループの外部部分は夕１・部同軸シールド５／ｌ
ａに一体的に接続され、強固なテフロンコア５３ａの手
段で絶縁されている。第４へ・６図に示づように、この
メスは手術の後に廃棄てきる使いづ−でメスであってら
Ｊ、い。柔Ｖζ％ｇ＋　（ホ３３５は、使用毎に殺菌消
Ｉ；ｊし、再使用しくらよい。第１〜３図に関して既に
述べたように、メス刃５２の外面はデフロン被股５８．
５８ｂに舅われていて、メス刃に粗織および凝固した血
液が接４１づるのを１ゾＪ止１ノーＣいる。従って切断
端５２．５２１１のみが露出している３゜結晶）本例 １０匹の雑種犬がネンフタル鎮静剤を用いて麻酔にかけ
られた。ポビドン１ｌ−１−ｌ、の卑（１１１°ＩＪ５
よび投与の手順ｄ後、中央切開が行なわれた。人の１１
す♂Ｉ）、’ｔＱは動き、胃牌臓靭帯の取イ」具が１１
卑１藏合切聞の所定点で取り払われた。牌；藏動脈の主
４ｆ佼部分は縛られず、牌臓の茎にもクランプが用いら
れ４１か）／Ｊ１＋　＝牌臓の上下極端のいずれかが鋭
利イ１外（゛１的外傷を受（プた。１００ワツ１〜の超
高周波凝固メスを用い−Ｃ１牌臓の損傷した半分が切開
され−（部分的＋１１．’ｌ’　Ｉ）’＆空洞）告ゐ術
がｄ５こなれた１、この切開はＩＪ〜′１０分のみが要
求され、切断面がこの期間の終り（乾燥し、にじみから
解放された。他の動物にＪ３いては、線形あるいは星状
の裂（プ領域か牌職を］１η出しイ「いで直接凝固ざＵ
られた。縫い合けは牌職の開鎖１或の太い血管のみを縛
るのに用いられた。１１す膜４．１、次の治療でその役
割を評価づるために／１匹の人について除かれた。最初
の外斜手術の１１、璽ご、層重に１１（の切開部分は組
織学の？ｔｌｌ穴川に細用く区分された。この盾１臓し
縫合の前後で１１長影された。４四の人のｎ９臓は牌臓
肝臓ル査（スキＡ・ン）によって手術後の（幾重が評価
されＩＣ。デクネヂウム９９１１１１φ１黄コロイドが
２ミリ＝ｙコーりの服用前で静脈注射されｌ〔。
牌屏１の像は注口・１後約１０分で形成された。第２〜
５の犬について、スキトンが手術後２週間後に行なわれ
た。これらの犬は名ノイ２，３’、７おＪ：び８週間後
に犠！１１にされ、そのどきに各牌臓が組織学の仙究用
に細かく区分され、１扉影された。へ土１゛：１シリン
おＪζび工Ａシン染色が全ての組織学のスライドに用い
られた。
まとめた検査によれば、全てのＩ＋！＋！臓が正常であ
った。Ｉｌ’Ｖ臓のｊ疑固面にり・１する腹膜への接′
４（よ、腹）１シ）切除がなされなかった全ての場合に
＋３いてｖＡ察された。腹膜切除が実施された時には、
全ての場合に＋３いて、凝固面が小股あるいは他の腹膜
の面に接１りすることが発見された。どの動物において
ｂ血肝、内股ｆｆｉ！Ｉ’ＩＯ１牌臓表皮融解あるいは
牌臓脆傷が生じなかった。デクネチウムス、キャンは、
研究用の４匹の人の手箱の２週間後に伏能的な＋１”７
　職組織を指摘しχいた。最初の１Ｍ＋ｆ　（の′１１
１織学的な評価は３〜１０ｍｍの深ざで変化づる凝固ル
ｌｌ＋、　ＩＩ領戚が現れた３、この傷口の深さの変化
は、ｌｆｉ畠周波メスの露出時間および変動によってい
る。第１の５１（シの犬に用いられ〕Ｃメス刃はデフ【
」ン被顆されていなかった。この刃に対づ−る凝程１組
織への接１Ｓはこれらの相υ作用を低速にざけて、Ｊ、
り人さい凝固深さを形成した。残りの５匹の犬に＋５い
ては、ｊノ［１ン被１１９を右゛ｑる刀が用いられ、ｆ
ｔ２１−１　（１）・１を均深さがたつ！この４ｍｎ＋
であった。組織学的にみると、膿傷領ｉ哉は、表面の完
全なアクセルラ領域から、リンパ球Ｊ′３よび白血球の
浸潤に関連りる出血性の凝塊領域を通って、その後通常
の１１１１７臓に２１速な変位で発達する。手術後２週
間に観測された牌臓は、通常の牌臓およびアクセルラ領
域間のか画領域を指摘していた。この領域は増加した故
の血鉄素を背負った人Ｑ細胞ｄ３よび線組財細胞を含ん
でいた。
３週間で、この領域は新生血管の証随を伴った繊維性の
疑似被膜に組織化されていた。７へ・８週間で、この疑
似被膜は完全に発達し、外部アクセルラ領域が広く再吸
着していた。このアクセルラ領域の深さは切断面の近く
の牌臓に観察される温度増加に粗く一致していた。この
増１１［１は１つの実験中に熱電ス・１によって監視さ
れｌこ。凝固端部から１ΩＩｌｌの渇）哀増力１０上摂
氏９度であり、２’Ｃｌ１１の場合が摂氏２度であり、
３ｃｍの場合が摂氏１度であった。
１１１１　ｉｆ々の１１失ｄ５よびｉＬ血断時間、標準
の縫合Ｊ５よび超高周波メス技術と比較り−るために追
加の０匹の犬で測定された。牌臓の極ａヲよひ技術の肛
１序が変化し−Ｃいた。標準の縫合技箱ににれば、血液
損失が４５ｍ　ｌであり、縫合時間が２０へ一３０分で
あった。、一方、本発明の超１α周波メスでに１、血液
損失が５ｍｌであり、縫合時間が５〜１０分であった。
【図面の簡単な説明】
第１図は超高周波凝固メスの実験的モデルの側面図、第
２図は超昌周波成用模様−ｂ示した第１図に示７Ｉ超高
周波放１’ｌ器の拡大断面図、第３図は第２図にポリメ
スの端面図、第４図は本発明の教示によって（を成され
ｔｃメスの部分断面側面図、第５図は第４図に示づメス
の端面図、９′！Ｇ図は本発明の実施例の部分的錫：面
図、ａ′１７図（ま本発明に、１ン）で構成された超高
周波発生−Ｊ　ｒ；ｊの−７１−ｌツク図である。 １０・・・・・・超高周波（放！、Ｉ」手段）；（ｆ固
メス、１１・・・・・・外（斗メス、１５・・・・・・
同輔二ｊネクタ手段、１ε３・・・・・・成用Ｊレープ
、２１．２２・・・・・・１采１′１−丁ｒ、ｕ、３０
・・・・・・超高周波エネルギ発生手段、ご３５・・・
・・・々′；Ｉ体丁・段、３６・・・・・・方向性１１
Ｊざ丁、３８・−・・・・ボ１１メータ、３９・・・・
・・スレシ三１ルド検知：（：：、／ＩＯ・・・・・・
リレー１段。 出願人　リ１ナーヂ　コーポレーション手続ン山正講シ
（方式） 昭和５９年８月１６日 特許庁長官　殿 ２、発明の名称 外科機器 ３、補正をでる者 特Ｈｔ（出願人 リサーチ　コーポレーション ４、代理人 昭和５９年７月３１日　（発送日） 図面。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 （１）１００〜”Ｉ　３．ＯＯＯＭ）−１ｚの周波数を
    右する超、３周波エネルギ発生手段と、 先端から超高周波放射を発明Ｊ−る超高周波１ｉ９．川
    １ｉ：；ど、組織を切断づる外斜切断端どを右づる超高
    周波発生手段と、 ９目Ｅｌ　ｐ≦が前記切断Ｑ１：：を操作し、その感触
    がｊｑることかで゛きる絶縁手段を右づる前記超高周波
    放射器を操１′１りる操作手段と、 前記ノロ高周波数”Ｉ　：Ｗ：に前霞超高周波工オル１
    ゛をイノ。徨・ノる絶縁８れた柔軟導体Ｆ段とを備えた
    、組織を同＋＋、ｌに切１？Ｊｉ　シ凝固さＵる外材１
    ！！器、。 （２＞　＋ｉｒｉ記超高周波エイルギ発クニ手段は、反
    射超高周波コ［ネル１′を測定りる手段と、この測定手
    段に１１「１記導体手段を接わ′ｌｌりる方向性結合手
    段どを含むことをＣｊ徴とげる竹ツ′１請求の範囲第１
    項記載の外斜機器。 （３）前記超高周波エネルギ発生手段【ｊ、前記反射超
    高周波エネルギが所定値を越えたときに、前記超高周波
    発生手段を浦すスレショル１〜検知７ソ１１を含むこと
    を特徴とする特許請求の範Ｉ１１第’ｌ　Ｊｌｉあるい
    は第２項記載の外斜機器。 （４）前記超高周波エネルギ発生手段には電力源が接続
    され、この電力源には前記反ｒｈ＋超高周波十ネルギが
    所定値を越えたどぎに、電力が供給されないことを特徴
    とする特許請求の範囲第２　ＪＩ’！　ｉｌつるいは第
    ３１ｆｊ記載の外斜１幾器。 （５５）前記超高周波エネルギ介ノ１手段には、前記切
    ＩｆＪ’ｉ端が前記組織に触れたどきに、外Ｉｌ；ｌ医
    が前記超高周波′１ネルギ光生「段を励ＪＬ；　（・。 ＼イλ）・；↓１ｉｂｉ丁動スイッチが接続されること
    を１″＋　ｉｉ′／ど弓ろ１１１　＋；’Ｉ　ｉ清７１
    Ｊの１１ワ囲第１項から第４　Ｊｒ！まＣ・のいＵ゛れ
    かに記イ・λの外斜１幾器。 （６）前記超高周波ｈり用丁段お、Ｊ、ひ前記操伯Ｆ丁
    受【Ｊ取外して、使い捨てにできることを１：ｉ　ｍと
    づる特８′１品求の範囲第１項から第５　ｇ！Ｊ、ての
    いり′れかに記載の外科機器。 （７）前記超高周波放射手段は、導体金属のループ形状
    を有し、このループは前記エネルギが前記組織に伝１府
    したとぎに、曲屈超高周波エネルギの波長と同じ度合の
    直径を有することを特徴とする’ｌ’Ｊ　Ｗｆ晶求の範
    囲第１項から第６項までのいずれかに記載の外斜は器。 〈８）前記超高周波放射手段は、表面が前記切断端を除
    いて−】フロンで覆われていることを特徴どづ−る！ｌ
    Ｊｊム′１晶求の範囲第１項から第７項までのいり゛れ
    かに＋ｉＬ！戟の外４；（（幾重；１゜（９）　ｉｉｉ
    ＋記超に：ｊ周波エネルーｌ゛発生手段は、２４５０〜
    Ｉ　ＨＺ　（９３るいは５８００　ｔｖｌ　ｌ−Ｉ　Ｚ
    のエネルギを選択的に光ｑ−てぎることを１４■徴どす
    る特許請求の範囲第１項から第８頂までのいずれかに記
    載の外科榔器。 （１０）前記超高周波放射手段Ｊ３Ｊ、び前記操作手段
    間には、ヂョーク手段が取（＜ｉ　ｌプられることを！
    ｌ￥徴とり−る特許請求の範囲第１項から第９項までの
    いずれかに記載の外斜機器。 （１１）前記操作手段は、強固な同軸導体と、この導体
    の回りを囲む絶縁ハンドル部（Ａとを備えたことを特徴
    とする特許請求の範囲第１１１：ｉから第１０項までの
    いずれかに記載の外わ１１幾器。 （＋２）　１００〜１３．０００ｆｖｌｌ−１ｚの周波
    数を右する超高周波エネルギを発生し、 超高周波エネルギを伝１１０さけるために超高周波放射
    器に超高周波電流を２９人しながら同１１８冒こ外ト１
    ９フ断端で組織を切断し、 前記切断端から前記超高周波エネルギを発註・１して、
    切断された前記組織を焼きながらその組織内の血液を凝
    固さＵ゛、 前記組織が切断され、血液がｉＥ〔１，１、ｌ　した後
    に前記紹高周波放り’ｌ器が取出されることを１η徴ど
    する、組織を同時に切断し凝固さＵる方ン入、。 り１３）前記切断刃（よループ放銅器の一端部ｔご冶っ
    て形成され、前記エネルギが前記組織を伝ｌＩＧ　した
    ときに、このループの直径が前記超高周波エネルギの波
    長と整合することを特徴とする特許請求の範囲第１２項
    記載の方法。 （１４）前記超高周波エネルギ発生器から導体を通って
    戻る履用超高周波エネルギを測定し、前記反用餡高周波
    エネルギが所定１１１１を越えたときに、前記超高周波
    発生器を消すことを特徴とする特許請求の範囲第１２項
    あるいは第１３項記載の方法。 り１５）前記切断刃は、前記切断端を除いた全表面がデ
    フし１ンで覆われていることを特徴とする特許請求の範
    囲第１２項あるいは第１４項記載の方法。 （Ｈｉ）前記切断端が０１１記組織に触れたときに、外
    斜［匁が前記切断刃を操作で・きることを１テ１徴とす
    る９！ｉ訂請求の範囲第１２項からズ１１５項までのい
    ずれかに記載の方ｄζ。 （１７）前記切１ｔ７ｉ刃から前記導体の外部に沿って
    伝１１１２７する外部超高周波エネルギを減衰させるこ
    とを９、１徴どリ−るｑ！ｉｎ’Ｆ請求の範囲第１２項
    から第１６１ｆ（まで′のいずれかに記載の方法。 （１８）前記超高周波１ネルキは、２　／Ｉ　５０　Ｍ
    　ｔ−Ｉ　Ｚあるいは５８００　ｔｖｌ　ＨＺを選択的
    に発生できることを特徴とり−る９、ｒ許請求の範囲第
    １２項から第１７項までのいずれかに記載の方法。 （１９）前記周波数は、凝固□の深さを変化できること
    を特徴とする特許請求の範囲第１２項から第１８項まで
    のいり゛れかに記載の方法。 （２０）前記切断刃に伝達できる前記超高周波−［ネル
    キが２０〜３００ワツ１へであることを特徴とする特Ｌ
    １請求の範囲第１２項から第１！’１ＪｊｊＪでのいず
    れかｔこ記載の方法。 （２１）前記切断端が前記組織を切Ｉｇｉリ−る時（ご
    、前記外科医が前記超高１７；１波エネルギを発生でさ
    る遠隔配置のスイッチを右する超高周波発生器をしＩＪ
    起Ｊ−ることを特徴とする特許請求の範囲第１２項から
    第２０項までのいずれ・かに記載の方法。 （２２）組織を同時に切断し凝固さける外ＬＥｌ’　ｌ
    ＋Ｉ　？ＳにＪ５いて、 先端から超高周波成用を発Ｑ４　シ、組織を切［１１”
    Ｊ−る外ト１切断端と共同する手段と、 外（ζ１医が前記切断端を操ｆｌ−’Ｃさて外（３１１
    呆が次回の使用に備えて取り外しがでさ゛る操ｆ１手段
    とを（１ｉｉ１えた周波放射手段。
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