JPWO2016021291A1 - 手術システム - Google Patents

Abstract

手術システム（１）は、バッテリー（２００）と、処置具（１００）と、接続ユニット（３００）とを備える。バッテリー（２００）は、第１の電圧値を有する直流電圧を第１の電圧として出力する。処置具（１００）は、バッテリーが着脱可能に装着され、第１の電圧をエネルギ源として生体組織に処置用エネルギを作用させるように構成されている。接続ユニット（３００）は、バッテリーの代わりに処置具に着脱可能に接続され、第１の電圧値と異なる第２の電圧値を有する直流又は交流の第２の電圧が入力され、第２の電圧値を第１の電圧値に変換する変換回路を含み、変換回路で変換した第１の電圧値を有する直流電圧を処置具に供給する。

Description

本発明は、手術システムに関する。

生体組織にエネルギを作用させて、当該生体組織を凝固させたり切断したりする処置具が知られている。例えば国際公開第２００９／０７３６０８号には、超音波振動により生体組織を処置するための超音波焼灼切断装置に係る技術が開示されている。

この超音波焼灼切断装置は、着脱可能なバッテリーを有し、このバッテリーを動力源として動作する。

バッテリーを動力源とする処置具では、一般に、バッテリー残量がなくなったときにバッテリーを交換する必要がある。しかしながら、予備のバッテリーを用意することは、充電や滅菌のため大きな負担を伴う。

本発明は、予備のバッテリーを用意しなくても、バッテリー残量がなくなったときにバッテリーを動力源とする処置具の使用を継続することができる手術システムを提供することを目的とする。

前記目的を果たすため、本発明の一態様によれば、手術システムは、第１の電圧値を有する直流電圧を第１の電圧として出力するバッテリーと、前記バッテリーが着脱可能に装着され、前記第１の電圧をエネルギ源として生体組織に処置用エネルギを作用させるように構成された処置具と、前記バッテリーの代わりに前記処置具に着脱可能に接続され、前記第１の電圧値と異なる第２の電圧値を有する直流又は交流の第２の電圧が入力され、前記第２の電圧値を前記第１の電圧値に変換する変換回路を含み、前記変換回路で変換した前記第１の電圧値を有する直流電圧を前記処置具に供給する接続ユニットとを備える。

本発明によれば、予備のバッテリーを用意しなくても、バッテリー残量がなくなったときにバッテリーを動力源とする処置具の使用を継続することができる手術システムを提供できる。

図１は、本発明の一実施形態に係る手術システムの構成例の概略を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る処置具にバッテリーユニットが装着されている状態の一例の概略を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る電源装置と有線処置具との一例の概略を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係る処置具に接続ユニットを介して電源装置が接続されている状態の一例の概略を示す図である。 図５Ａは、第２の実施形態に係る接続ユニットの構成例の概略を示す図である。 図５Ｂは、第２の実施形態に係る電源装置の構成例の概略を示す図である。 図６Ａは、第３の実施形態に係る接続ユニットの構成例の概略を示す図である。 図６Ｂは、第３の実施形態に係る電源装置の構成例の概略を示す図である。 図７は、第３の実施形態に係る電源装置の動作の一例を示すフローチャートである。 図８は、第３の実施形態に係る表示部に表示される画像の一例を示す図である。

［第１の実施形態］
本発明の第１の実施形態について図面を参照して説明する。図１は、本実施形態に係る手術システム１の構成例に概略を示す。手術システム１は、処置具１００と、バッテリーユニット２００と、接続ユニット３００と、電源装置４００とを備える。

本実施形態に係る処置具１００は、生体組織に処置エネルギを作用させて処置する処置部１１０が設けられている。この処置部１１０は、例えば、２つの把持部材を備え、これら把持部材は互いに対して開閉して処置対象である生体組織を把持する。また、処置部１１０には、ユーザが把持し、操作する把持部（ハンドル）１９０が設けられている。このハンドル１９０は、例えば、処置部１１０の２つの把持部材を開閉させるための可動ハンドル及び固定ハンドルを備え、固定ハンドルに対して可動ハンドルを操作することで２つの把持部材を相対的に開閉させる。

なお、処置具１００は、例えば、高周波電流、超音波振動、及び熱の少なくとも１つを処置エネルギとして生体組織に作用することによって、生体組織を凝固し、吻合し、又は切開する。

処置具１００には、バッテリーユニット２００が接続される。処置具１００は、バッテリーユニット２００をエネルギ源として、バッテリーユニット２００から供給される電力によって動作する。したがって、バッテリーユニット２００に接続されているとき、処置具１００は、他の装置に接続されることなく、独立して処置を行うことができる。このように、処置具１００には、駆動回路や制御回路などが設けられている。

バッテリーユニット２００のバッテリー残量がなくなったとき、処置具１００は、接続ユニット３００を介して、電源装置４００に接続される。なお、バッテリーユニット２００のバッテリー残量は、図示はしないが処置具１００又はバッテリーユニット２００に設けられた表示部に表示したり、音を発生させたりすることでユーザに告知される。接続ユニット３００は、処置具１００のバッテリーユニット２００が接続される部分に接続される第１のコネクタとしてのアダプタ３１０と、電源装置４００に接続される第２のコネクタとしてのプラグ３９０と、アダプタ３１０とプラグ３９０とを接続するケーブル３８０とを有する。アダプタ３１０は、電源装置４００で発生する電圧に関わらず、処置具１００に、バッテリーユニット２００と同じ電圧値を有する直流電圧を供給できるように、電圧を調整する。このようにして、アダプタ３１０は、電源装置４００から出力された電力を処置具１００に供給する。

電源装置４００は、本実施形態に係る処置具１００とは異なり、有線で電力が供給され動作が制御される有線処置具９００のための電源装置である。電源装置４００は、有線処置具９００に電力を供給し、有線処置具９００の動作を制御することができる。有線処置具９００は、本実施形態に係る処置具１００と同様の機能を有する。有線処置具９００は、処置具本体９１０と、ケーブル９８０と、プラグ９９０とを有する。処置具本体９１０は、ハンドル９１９と、ハンドル９１９の操作によって開閉する処置部９１１とを有している。有線処置具９００は、処置部９１１で把持した生体組織に、高周波電力のエネルギと、超音波振動のエネルギと、ヒータによる熱エネルギとを与える。このため、電源装置４００に接続される有線処置具９００のプラグ９９０は、電源装置４００から高周波電力の供給を受けるための第１のプラグ９９２と、超音波発生用の電力の供給を受けるための第２のプラグ９９４と、熱エネルギ用の電力の供給を受けるための第３のプラグ９９６とを含む。

電源装置４００は、有線処置具９００の第１のプラグ９９２が接続される第１の差込口４９２と、第２のプラグ９９４が接続される第２の差込口４９４と、第３のプラグ９９６が接続される第３の差込口４９６とを有する。電源装置４００は、有線処置具９００にエネルギを供給し、有線処置具９００の処置用エネルギの発生状態を制御する。

本実施形態に係る処置具１００に接続された接続ユニット３００のプラグ３９０は、電源装置４００の第１の差込口４９２と第２の差込口４９４と第３の差込口４９６とのうち何れに差し込まれてもよい。電源装置４００からどのような電力が出力されても、接続ユニット３００のアダプタ３１０は、その電力を所定の直流電圧に調整して処置具１００に供給する。このとき、電源装置４００は処置具１００への電力の供給のみを行い、処置具１００の動作の制御は、処置具１００で行われる。

処置具１００とバッテリーユニット２００との構成例について、図２を参照してさらに説明する。

処置部１１０は、超音波プローブ１２２と、ジョー１３２とによって構成されている。超音波プローブ１２２には、超音波の発生源である超音波振動子１２４が接続されている。超音波振動子１２４で発生した振動によって、超音波プローブ１２２は超音波振動する。なお、超音波プローブ１２２は、電気伝導性を有する。

ジョー１３２は、ハンドル１９０の動きに連動して超音波プローブ１２２に対して変位（開閉）する。ジョー１３２には、電力が供給されることによって発熱するヒータ１３４が設けられている。ジョー１３２も電気伝導性を有する。

処置具１００は、高周波用回路１６２と、超音波用回路１６４と、ヒータ用回路１６６とを備える。高周波用回路１６２には、超音波プローブ１２２及びジョー１３２が電気的に接続されている。高周波用回路１６２は、駆動部として超音波プローブ１２２とジョー１３２との間に高周波電圧を印加し、超音波プローブ１２２とジョー１３２との間に把持された処置対象である生体組織に高周波電流を流す。このように、処置具１００は、バイポーラ処置具として機能する。ここで高周波用回路１６２が供給する電力は、例えば周波数が３００乃至５００ｋＨｚであり、電力が１００Ｗ程度である。

超音波用回路１６４には、超音波振動子１２４が接続されている。超音波用回路１６４は、超音波振動子１２４に電力を供給し、この電力によって超音波振動子１２４が振動を発生する。このように、超音波用回路１６４と超音波振動子１２４とは、超音波振動を発生する駆動部として機能する。発生した超音波振動は超音波プローブ１２２によって伝達され、超音波プローブ１２２とジョー１３２とによって把持された生体組織と超音波プローブ１２２との間に摩擦が生じる。ここで、超音波用回路１６４が供給する電圧の周波数は、例えば５０ｋＨｚである。

ヒータ用回路１６６には、ヒータ１３４が接続されている。ヒータ用回路１６６は、ヒータ１３４に直流電圧を印加する。ヒータ用回路１６６から供給された電力によってヒータ１３４は発熱し、この熱は、超音波プローブ１２２とジョー１３２との間に把持された生体組織に伝達される。このように、ヒータ用回路１６６とヒータ１３４とは、熱を発生する駆動部として機能する。

処置具１００は、制御部１５０を有する。制御部１５０は、例えばＣｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ（ＣＰＵ）やＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ（ＡＳＩＣ）を含む。制御部１５０は、高周波用回路１６２、超音波用回路１６４及びヒータ用回路１６６の動作を制御することで、処置具１００の出力を制御する。

処置具１００には、第１の端子１８２と第２の端子１８４とを含む処置具端子１８０が設けられている。処置具端子１８０には、バッテリーユニット２００から電力が供給される。処置具端子１８０には、高周波用回路１６２、超音波用回路１６４及びヒータ用回路１６６がそれぞれ接続されている。高周波用回路１６２、超音波用回路１６４及びヒータ用回路１６６には、処置具端子１８０を介してバッテリーユニット２００から電力が供給される。

バッテリーユニット２００には、蓄電池２１０が設けられている。また、バッテリーユニット２００には、第１の端子２２２と第２の端子２２４とを含むバッテリー端子２２０が設けられている。バッテリー端子２２０には蓄電池２１０が接続されている。バッテリー端子２２０と処置具１００の処置具端子１８０とは着脱自在に接続されるように構成されている。このようにして、バッテリーユニット２００が処置具１００に接続されているとき、処置具端子１８０の第１の端子１８２と第２の端子１８４との間には、蓄電池２１０によって所定の直流電圧が印加される。蓄電池２１０が供給する電圧の電圧値を第１の電圧値とする。このように、バッテリーユニット２００は、第１の電圧値を有する直流電圧を第１の電圧として出力する。

電源装置４００の構成例について、図３を参照して説明する。電源装置４００の説明を行うため、図３には、電源装置４００に接続される有線処置具９００も描かれている。有線処置具９００には、本実施形態に係る処置具１００と同様に、超音波プローブ９２２及び超音波振動子９２４が設けられている。また、有線処置具９００には、ハンドル９１９の動きに連動して超音波プローブ９２２の先端部分に対して変位するジョー９３２が設けられている。超音波プローブ９２２とジョー９３２とによって、処置部９１１が構成されている。ジョー９３２には、ヒータ９３４が設けられている。

電源装置４００は、有線処置具９００から処置部９１１で把持された生体組織へと与えられる高周波エネルギや超音波エネルギや熱エネルギを供給し、これらエネルギの出力を制御する。すなわち、高周波エネルギを供給するために超音波プローブ９２２及びジョー９３２にそれぞれ接続された１組の導線は、ケーブル９８０及び第１のプラグ９９２を介して、電源装置４００の第１の差込口４９２に接続されている。また、超音波エネルギを供給するために超音波振動子９２４に接続された１組の導線は、ケーブル９８０及び第２のプラグ９９４を介して、電源装置４００の第２の差込口４９４に接続されている。また、熱エネルギを供給するためにヒータ９３４に接続された１組の導線は、ケーブル９８０及び第３のプラグ９９６を介して、電源装置４００の第３の差込口４９６に接続されている。

電源装置４００は、電源部４１０と、制御部４５０と、高周波用回路４６２と、超音波用回路４６４と、ヒータ用回路４６６とを備える。電源部４１０は、例えば外部から電力の供給を受けて、電源装置４００内の各部に電力を供給する。

高周波用回路４６２は、処置具１００の高周波用回路１６２と基本的に同様の機能を有する。すなわち、高周波用回路４６２は、電源部４１０と接続しており、電源部４１０から電力の供給を受ける。高周波用回路４６２は、第１の差込口４９２と接続しており、第１の差込口４９２に接続された第１のプラグ９９２を介して有線処置具９００の超音波プローブ９２２とジョー９３２との間に高周波電力を供給する。

超音波用回路４６４は、処置具１００の超音波用回路１６４と基本的に同様の機能を有する。すなわち、超音波用回路４６４は、電源部４１０と接続しており、電源部４１０から電力の供給を受ける。超音波用回路４６４は、第２の差込口４９４と接続しており、第２の差込口４９４に接続された第２のプラグ９９４を介して有線処置具９００の超音波振動子９２４に超音波発生用の電力を供給する。

ヒータ用回路４６６は、処置具１００のヒータ用回路１６６と基本的に同様の機能を有する。すなわち、ヒータ用回路４６６は、電源部４１０と接続しており、電源部４１０から電力の供給を受ける。ヒータ用回路４６６は、第３の差込口４９６と接続しており、第３の差込口４９６に接続された第３のプラグ９９６を介して有線処置具９００のヒータ９３４に発熱用の電力を供給する。

制御部４５０は、電源装置４００内の各部の動作を制御する。制御部４５０は、高周波用回路４６２と、超音波用回路４６４と、ヒータ用回路４６６との動作を制御し、有線処置具９００に供給するエネルギについて制御する。

以下、高周波用回路４６２、超音波用回路４６４又はヒータ用回路４６６から出力される電圧を第２の電圧とし、その電圧値を第２の電圧値とする。

上述したような電源装置４００に、本実施形態に係る処置具１００が接続ユニット３００を介して接続された状態の構成例の概略を図４に示す。図４は、接続ユニット３００のプラグ３９０が第１の差込口４９２に接続され、アダプタ３１０が処置具１００に接続されている場合を示している。図４に示すように、アダプタ３１０には、変換回路３１１が設けられている。第１の差込口４９２の１組の端子とプラグ３９０で接続された１組の導線は、ケーブル３８０内を通り、変換回路３１１の１組の端子である第１の端子３２２と第２の端子３２４とに接続している。

第１の端子３２２と第２の端子３２４とは、変換回路３１１の入力端である。変換回路３１１の出力端として、第３の端子３２６及び第４の端子３２８が設けられている。アダプタ３１０が処置具１００に接続されるとき、変換回路３１１の第３の端子３２６は処置具１００の第１の端子１８２と接続し、変換回路３１１の第４の端子３２８は処置具１００の第２の端子１８４と接続する。

第１の端子３２２には、ダイオードブリッジである整流回路３３２の入力端が接続されている。すなわち、第１の端子３２２と第２の端子３２４との間に印加された交流電圧は、整流回路３３２によって定電圧に整流される。

また、整流回路３３２と並列にスイッチ３３４が接続されている。第１の端子３２２と第２の端子３２４との間に交流電圧が印加されているとき、スイッチ３３４はオフになり整流回路３３２によって整流されるが、第１の端子３２２と第２の端子３２４との間に直流電圧が印加されているとき、スイッチ３３４はオンになり、整流回路３３２の入力端と出力端との間は短絡される。第１の端子３２２と第２の端子３２４との間に直流電圧が印加されているとき、整流回路３３２を迂回した回路が形成されることで、整流回路３３２による電力の損失が防止される。例えば、電源装置４００のヒータ用回路４６６の出力は、直流である。

整流回路３３２の出力端には、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の入力端が接続されている。ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の出力端は、第３の端子３２６に接続されている。整流回路３３２によって整流された電圧は、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０によって、所定の電圧に調整される。ここで、第３の端子３２６と第４の端子３２８との間の電圧値は、バッテリーユニット２００の出力電圧と等しい第１の電圧値に調整される。

電圧の平滑化のため、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の入力端には、コンデンサを含む第１のタンク回路３５２が設けられている。すなわち、第１のタンク回路３５２の一端は、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の入力端に接続されている。同様に、電圧の平滑化のため、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の出力端には、コンデンサを含む第２のタンク回路３５４が設けられている。すなわち、第２のタンク回路３５４の一端は、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の出力端に接続されている。

また、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器３４０の出力端には、所定の電圧が得られていることを表示するための発光ダイオード（ＬＥＤ）３６０の一端が接続され、ＬＥＤ３６０の他端は接地されている。第３の端子３２６と第４の端子３２８との間の電圧値が第１の電圧値となっているとき、ＬＥＤ３６０が発光し、ユーザにその旨を提示する。

以上のような回路構成を有する変換回路３１１によって、入力端である第１の端子３２２と第２の端子３２４との間にどのような電圧が印加されても、すなわち、第２の電圧値がどのような値であっても、出力端である第３の端子３２６と第４の端子３２８との間からは、バッテリーユニット２００の出力と同様の第１の電圧値を有する定電圧が出力される。したがって、アダプタ３１０が接続された処置具１００には、プラグ３９０がどのような電源に接続されても、バッテリーユニット２００を接続したときと同様の電圧が供給される。図４には、プラグ３９０が第１の差込口４９２に接続されている場合が示されているが、プラグ３９０は、第２の差込口４９４又は第３の差込口４９６に接続されても、処置具１００には、同様の電圧が供給される。

次に本実施形態に係る手術システム１の動作について説明する。ユーザは、処置の当初において、バッテリーユニット２００を装着して処置具１００を用いる。すなわち、図２に示すように、バッテリーユニット２００の蓄電池２１０が、処置具１００の第１の端子１８２と第２の端子１８４との間に接続されることで、処置具１００には蓄電池２１０から電力が供給される。したがって、バッテリーユニット２００を装着した処置具１００は、他の装置に接続することなく、独立して動作する。

ユーザは、例えばハンドル１９０を操作して、処置部１１０を開閉させる。これにより、処置対象である生体組織を処置部１１０で把持する。そして、ユーザは、ハンドル１９０に設けられた図示しないスイッチをオンにすることによって、生体組織にエネルギを作用させる。

例えば、図示しない高周波処置用のスイッチが押されると、高周波用回路１６２から超音波プローブ１２２とジョー１３２との間に高周波電圧が印加される。これによって、超音波プローブ１２２とジョー１３２とはバイポーラ電極として機能し、処置部１１０で把持された生体組織に高周波電流が流れる。この高周波電流により、生体組織の温度は上昇し、生体組織は、凝固したり、吻合されたりする。

また、例えば、図示しない超音波処置用のスイッチが押されると、超音波用回路１６４から超音波振動子１２４に電力が供給される。これによって、超音波振動子１２４は、超音波振動する。この振動は、超音波プローブ１２２に伝達される。処置部１１０に把持された生体組織と超音波プローブ１２２との間には、摩擦によって熱が発生する。この摩擦熱により、生体組織は、凝固したり、吻合されたり、切開されたりする。

また、例えば、図示しない熱処置用のスイッチが押されると、ヒータ用回路１６６からヒータ１３４に電力が供給される。これによって、ヒータ１３４は発熱する。この熱が伝熱部材を介して生体組織に伝えられることによって、生体組織は、凝固したり、吻合されたりする。

長時間の処置を行っていると、バッテリーユニット２００のバッテリー残量がなくなることがある。この場合、充電された別のバッテリーユニット２００を処置具１００に装着し直すことも考えられる。しかしながら、バッテリーユニットを複数管理することは充電や滅菌などのため大きな負担を伴う。一方、一般に手術室には、電源装置４００が設けられている。

そこで本実施形態では、バッテリーユニット２００のバッテリー残量がなくなったとき、ユーザは、処置具１００からバッテリーユニット２００を取り外し、代わりに接続ユニット３００のアダプタ３１０を装着する。そして、図４に示すように、接続ユニット３００のプラグ３９０を電源装置４００の何れかの差込口に差し込む。この状態で、電源装置４００からは、適当な電力が出力される。このとき、電源装置４００から出力された電力は、変換回路３１１で調整されて、処置具１００には、バッテリーユニット２００の出力と同様の直流電圧が印加される。この電力に基づいて、処置具１００は処置に用いられる処置用エネルギを生成する。

このように、電源装置４００から電力が処置具１００に供給されることで、バッテリーユニット２００の残量がなくなっても、ユーザは容易に処置を継続することができる。バッテリーユニット２００の残量がなくなった後の処置は、それほど長時間を要しないことが多い。このため、処置具１００が有線接続されていることの差し障りは比較的小さい。このようにして、処置の終了まで、電源装置４００からの電力供給によって処置具１００は動作する。

本実施形態に係る処置具１００は、バッテリーユニット２００が接続されることによって、独立して動作する。バッテリー駆動によれば、処置具１００は、ケーブルの取り回しなどの制約がなく、使用環境の自由度が高まる。また、バッテリー駆動によれば、有線の場合に生じ得るケーブルが絡まるという問題がない。このことは、例えば処置部の形状が違う複数の処置具を交換しながら処置を行うことがある処置の初期において特に効果を奏する。

なお、処置具の処置部の種類や形状など処置具の種類に応じて、最適なエネルギ出力の制御は処置具毎に異なる。このため、種々の処置具が接続される電源装置４００に制御部４５０が設けられ、この制御部４５０によって、処置具毎に異なる制御が行われるよりも、本実施形態の処置具１００のように、処置具１００に最適な制御がプログラミングされた制御部１５０が設けられ、この制御部１５０によって処置具１００の制御が行われる方が、手術システム１全体としては、コストや管理の負担などが低下する。

バッテリーの残量がなくなったとき、処置具１００は、電源装置４００から電力の供給を受ける。電源装置４００によれば、バッテリー駆動のときに存在するバッテリー残量の問題は存在しない。また、処置の終盤においては、複数の処置具を交換しながら処置を行うことも比較的少ないので、有線であることのデメリットはそれほど大きくない。また、一般に、有線の処置具は様々な場面で利用されているので、ユーザにとっても有線であることに対する抵抗は比較的小さい。また、充電して滅菌した複数のバッテリーユニット２００を用意する必要がないので、バッテリーユニット２００の管理も容易となる。また、バッテリーには継時的な変化が存在するが、有線による電力供給によればこのような継時的な変化はない。

以上のように、本実施形態によれば、処置具１００は、バッテリーユニット２００から電力供給を受けても、電源装置４００から有線で電力供給を受けても、動作することができる。どちらの使用方法をも採用できることは、ユーザにとって便利である。

また、処置具１００が有線で電力の供給を受けるとき、手術室の壁にあるような一般的なコンセントから電力の供給を受けるよりも、電源装置４００から電力の供給を受ける方が安全性が高い。なぜなら、医療用の電源である電源装置４００には、例えば患者が感電しないように安全のための対処が施されている。このため、本実施形態では、処置具１００は電源装置４００から電力の供給を受けている。しかしながらこれに限らず、安全性が確保された接続ユニット３００が用いられれば、商業電源など、種々の電源から処置具１００は電力の供給を受けられる。

本実施形態では、変換回路３１１は、処置具１００に接続されるアダプタ３１０に設けられている。しかしながらこれに限らず、変換回路３１１は、接続ユニット３００のどの部分に設けられてもよい。ただし、アダプタ３１０が接続される部分はバッテリーユニット２００が接続される部分であり、バッテリーユニット２００は比較的重量がある部分である。したがって、バッテリーユニット２００と同程度の重さであれば、アダプタ３１０に変換回路３１１が設けられることは問題ない。また、アダプタ３１０をバッテリーユニット２００と同程度の重さとすることで、処置具１００の重量バランスが変化せずに、処置具１００の安定した操作が可能となる。

本実施形態では、高周波電流、超音波振動及び熱といった複数種類のエネルギを生体組織に作用させる処置具の例を示したが、これに限らない。処置具は、高周波電流、超音波振動、及び熱のうち何れか１つのエネルギを生体組織に作用させるものでもよい。また、処置具は、これら以外のエネルギを生体組織に作用させるものでもよい。また、処置具は、処置対象を挟む鉗子型に限らず、例えばこて型等、他の形状をしていてもよい。

［第２の実施形態］
第２の実施形態について説明する。ここでは、第１の実施形態との相違点について説明し、同一の部分については、同一の符号を付してその説明を省略する。本実施形態の手術システム１は、第１の実施形態の手術システムと接続ユニットの構成が異なる。また、これに伴って、電源装置４００の第１の差込口４９２と第２の差込口４９４と第３の差込口４９６との構成が第１の実施形態の場合と異なる。

本実施形態に係る接続ユニット５００の構成例の概略を図５Ａに示し、電源装置４００の構成例の概略を図５Ｂに示す。本実施形態に係る接続ユニット５００は、アダプタ５１０とケーブル５８０とプラグ５９０とを有する。プラグ５９０には、第１の端子５９２と、第２の端子５９４と第３の端子５９６とが設けられている。

電源装置４００の第１の差込口４９２には、接続ユニット５００のプラグ５９０が差し込まれたときに、プラグ５９０の第１の端子５９２と接続する第１の端子４８１と、プラグ５９０の第２の端子５９４と接続する第２の端子４８２と、プラグ５９０の第３の端子５９６と接続する第３の端子４８３とが設けられている。同様に、電源装置４００の第２の差込口４９４には、接続ユニットのプラグ５９０が差し込まれたときに、プラグ５９０の第１の端子５９２と接続する第４の端子４８４と、プラグ５９０の第２の端子５９４と接続する第５の端子４８５と、プラグ５９０の第３の端子５９６と接続する第６の端子４８６とが設けられている。同様に、電源装置４００の第３の差込口４９６には、接続ユニット５００のプラグ５９０が差し込まれたときに、プラグ５９０の第１の端子５９２と接続する第７の端子４８７と、プラグ５９０の第２の端子５９４と接続する第８の端子４８８と、プラグ５９０の第３の端子５９６と接続する第９の端子４８９とが設けられている。

高周波用回路４６２の出力は交流であり、高周波用回路４６２の出力は、第２の端子４８２と第３の端子４８３とに接続されている。同様に、超音波用回路４６４の出力は交流であり、超音波用回路４６４の出力は、第５の端子４８５と第６の端子４８６とに接続されている。一方、ヒータ用回路４６６の出力は直流であり、ヒータ用回路４６６の出力は、第７の端子４８７と第９の端子４８９とに接続されている。

したがって、接続ユニット５００のプラグ５９０が、電源装置４００の第１の差込口４９２、第２の差込口４９４、又は第３の差込口４９６に接続されたとき、交流電圧は、接続ユニット５００の第２の端子５９４と第３の端子５９６との間に印加され、直流電圧は、接続ユニット５００の第１の端子５９２と第３の端子５９６との間に印加される。

アダプタ５１０には、変換回路５１１が設けられている。プラグ５９０の第１の端子５９２は、変換回路５１１の入力端の１つである第１の端子５２２に接続されている。プラグ５９０の第２の端子５９４は、変換回路５１１の入力端の１つである第２の端子５２４に接続されている。プラグ５９０の第３の端子５９６は、変換回路５１１の入力端の１つである第３の端子５２６に接続されている。したがって、変換回路５１１の第１の端子５２２と第３の端子５２６との間には直流電圧が印加され、第２の端子５２４と第３の端子５２６との間には交流電圧が印加される。

変換回路５１１の出力端として、第４の端子５７２及び第５の端子５７４が設けられている。アダプタ５１０が処置具１００に接続されるとき、変換回路５１１の第４の端子５７２は処置具１００の第１の端子１８２と接続し、変換回路５１１の第５の端子５７４は処置具１００の第２の端子１８４と接続する。

第１の端子５２２には、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２の入力端が接続されている。ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２の出力端には、第４の端子５７２が接続されている。ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２の入力端に入力された直流電圧は、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２によって、バッテリーユニット２００の出力電圧と等しい第１の電圧値を有する電圧に調整される。

また、第２の端子５２４には、ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の入力端が接続されている。ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の出力端には、第４の端子５７２が接続されている。ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の入力端に入力された交流電圧は、ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４によって、バッテリーユニット２００の出力電圧と等しい第１の電圧値を有する直流電圧に調整される。

電圧の平滑化のため、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２の入力端には、コンデンサを含む第１のタンク回路５４２が設けられている。すなわち、第１のタンク回路５４２の一端は、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２の入力端に接続されている。同様に、電圧の平滑化のため、ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の入力端には、コンデンサを含む第２のタンク回路５４４が設けられている。すなわち、第２のタンク回路５４４の一端は、ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の入力端に接続されている同様に、電圧の平滑化のため、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２及びＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の出力端には、コンデンサを含む第３のタンク回路５４６が設けられている。すなわち、第３のタンク回路５４６の一端は、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２及びＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の出力端に接続されている。

また、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２及びＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４の出力端には、所定の電圧が得られていることを表示するための発光ダイオード（ＬＥＤ）５６０の一端が接続され、ＬＥＤ５６０の他端は接地されている。

以上のような回路構成を有する接続ユニット５００及び電源装置４００によって、電源装置４００の第１の差込口４９２又は第２の差込口４９４に接続ユニット５００のプラグ５９０が差し込まれたとき、ＡＣ−ＤＣ電圧変換器５３４によって、接続ユニット５００の出力端である第４の端子５７２と第５の端子５７４との間からは、バッテリーユニット２００の出力と同様の所定の定電圧が出力される。また、電源装置４００の第３の差込口４９６に接続ユニット５００のプラグ５９０が差し込まれたとき、ＤＣ−ＤＣ電圧変換器５３２によって、接続ユニット５００の出力端である第４の端子５７２と第５の端子５７４との間からは、バッテリーユニット２００の出力と同様の所定の定電圧が出力される。

本実施形態によれば、電源装置４００の出力が交流であっても直流であっても、変換回路５１１に切替手段や整流回路が設けられることなく、変換回路５１１は、所定の電圧値を有する直流電圧を出力することができる。本実施形態によれば、第１の実施形態と比較して、変換回路５１１の部品点数が減少し、接続ユニット５００が小型化され、エネルギの変換効率が向上する。その他、本実施形態によっても第１の実施形態と同様の効果が得られる。

［第３の実施形態］
第３の実施形態について説明する。ここでは、第１の実施形態との相違点について説明し、同一の部分については、同一の符号を付してその説明を省略する。本実施形態の手術システムは、第１の実施形態の手術システムと接続ユニット及び電源装置の構成が異なる。

本実施形態に係る接続ユニット３００の構成例の概略を図６Ａに示し、電源装置６００の構成例の概略を図６Ｂに示す。本実施形態に係る接続ユニット３００の変換回路３１１を含むアダプタ３１０の構成は、第１の実施形態に係るアダプタ３１０と同様である。本実施形態に係るプラグ３９０には、当該接続ユニット３００の識別情報が記録された識別情報記録部３７０が設けられている。ここで、識別情報は、接続ユニット３００が、処置具１００に接続されてバッテリーユニット２００と同等の直流電圧を出力するユニットであることを表す情報である。すなわち、識別情報を読み取ることにより、処置に用いられるのは第１の実施形態の有線処置具９００ではなく、通常はバッテリーユニット２００とともに用いられる処置具１００に接続される接続ユニット３００であることが識別される。識別情報記録部３７０は、例えば半導体メモリであってもよいし、例えば単なる抵抗器であり電源装置６００がこの抵抗器の抵抗値を読み取ることで接続ユニット３００を特定してもよい。なお、図示していないが識別情報記録部３７０が無線であったり、光学的に識別できるラベルであっても良い。

接続ユニット３００のプラグ３９０には、電源装置６００と接続される第１の端子３９２と第２の端子３９４と第３の端子３９６とが設けられている。プラグ３９０の第１の端子３９２は、変換回路３１１の入力端の一端子である第１の端子３２２に接続されている。プラグ３９０の第２の端子３９４は、変換回路３１１の入力端の一端子である第２の端子３２４に接続されている。プラグ３９０の第３の端子３９６は、識別情報記録部３７０に接続されている。なお、第３の端子３９６の端子数はいくつであってもよい。

電源装置６００には、電源部６１０と、制御部６５０と、高周波用回路６６２と、超音波用回路６６４と、ヒータ用回路６６６とが設けられている。電源部６１０と、高周波用回路６６２と、超音波用回路６６４と、ヒータ用回路６６６とは、それぞれ、第１の実施形態に係る電源装置４００の電源部４１０と、制御部４５０と、高周波用回路４６２と、超音波用回路４６４と、ヒータ用回路４６６と同様の機能と構成を有する。

電源装置６００には、高周波出力のための第１の差込口６９２と、超音波出力のための第２の差込口６９４と、熱出力のための第３の差込口６９６とが設けられている。第１の差込口６９２には、接続ユニット３００のプラグ３９０が差し込まれたときに、プラグ３９０の第１の端子３９２と接続する第１の端子６８１と、プラグ３９０の第２の端子３９４と接続する第２の端子６８２と、プラグ３９０の第３の端子３９６と接続する第３の端子６８３とが設けられている。同様に、第２の差込口６９４には、接続ユニット３００のプラグ３９０が差し込まれたときに、プラグ３９０の第１の端子３９２と接続する第４の端子６８４と、プラグ３９０の第２の端子３９４と接続する第５の端子６８５と、プラグ３９０の第３の端子３９６と接続する第６の端子６８６とが設けられている。同様に、第３の差込口６９６には、接続ユニット３００のプラグ３９０が差し込まれたときに、プラグ３９０の第１の端子３９２と接続する第７の端子６８７と、プラグ３９０の第２の端子３９４と接続する第８の端子６８８と、プラグ３９０の第３の端子３９６と接続する第９の端子６８９とが設けられている。

電源装置６００には、第１の接続検出回路６５２と、第２の接続検出回路６５４と、第３の接続検出回路６５６とが設けられている。第１の接続検出回路６５２は、高周波用回路６６２と接続されている。また、第１の接続検出回路６５２は、第１の差込口の第１の端子６８１と第２の端子６８２とに接続されている。第１の接続検出回路６５２は、高周波用回路６６２の出力を第１の端子６８１と第２の端子６８２とから出力させる。また、第１の接続検出回路６５２は、第１の差込口６９２にプラグ３９０が差し込まれたことを検出し、検出結果を制御部６５０に出力する。

第２の接続検出回路６５４は、超音波用回路６６４と接続されている。また、第２の接続検出回路６５４は、第２の差込口の第４の端子６８４と第５の端子６８５とに接続されている。第２の接続検出回路６５４は、超音波用回路６６４の出力を第４の端子６８４と第５の端子６８５とから出力させる。また、第２の接続検出回路６５４は、第２の差込口６９４にプラグ３９０が差し込まれたことを検出し、検出結果を制御部６５０に出力する。

第３の接続検出回路６５６は、ヒータ用回路６６６と接続されている。また、第３の接続検出回路６５６は、第３の差込口の第７の端子６８７と第８の端子６８８とに接続されている。第３の接続検出回路６５６は、ヒータ用回路６６６の出力を第７の端子６８７と第８の端子６８８とから出力させる。また、第３の接続検出回路６５６は、第３の差込口６９６にプラグ３９０が差し込まれたことを検出し、検出結果を制御部６５０に出力する。

また、電源装置６００には、識別情報取得回路６７０が設けられている。識別情報取得回路６７０は、第１の差込口６９２の第３の端子６８３、第２の差込口６９４の第６の端子６８６、及び第３の差込口６９６の第９の端子６８９と接続されている。識別情報取得回路６７０は、接続ユニット３００のプラグ３９０が、第１の差込口６９２、第２の差込口６９４、又は第３の差込口６９６に差し込まれたとき、プラグ３９０に設けられた識別情報記録部３７０から識別情報を読み取る。識別情報取得回路６７０は、取得した識別情報を制御部６５０に出力する。なお、図示していないが識別情報取得回路６７０が無線受信できるアンテナであったり、光学的に識別できる光学センサーであっても良い。

電源装置６００には、表示部６３２とタッチパネル６３４とが設けられている。表示部６３２は、例えば液晶ディスプレイであり、制御部６５０の制御下で、文字や図形を表示する。タッチパネル６３４は、表示部６３２に対応して設けられている。タッチパネル６３４は、ユーザがタッチした当該タッチパネル６３４上の位置を検出する。タッチパネル６３４は、検出したタッチ位置を制御部６５０に出力する。

制御部６５０は、識別情報取得回路６７０から取得した識別情報に基づいて、電源装置６００に接続された接続ユニット３００を特定する。また、制御部６５０は、第１の接続検出回路６５２、第２の接続検出回路６５４、又は第３の接続検出回路６５６の出力に基づいて、第１の差込口６９２と第２の差込口６９４と第３の差込口６９６とのうち何れの差込口にプラグ３９０が差し込まれたかを特定する。制御部６５０は、これらの情報に基づいて、高周波用回路６６２と、超音波用回路６６４と、ヒータ用回路６６６とのうち何れから、どのような出力を行うかを決定し、当該決定に従って、高周波用回路６６２、超音波用回路６６４、又はヒータ用回路６６６の動作を制御する。

本実施形態に係る制御部６５０の動作について、図７に示すフローチャートを参照して説明する。ここでは、接続ユニット３００が接続される処置具１００に応じて、ユーザが処置具１００に供給する電圧の電圧値を選択する必要がある場合を示す。

ステップＳ１０１において、制御部６５０は、第１の差込口６９２と第２の差込口６９４と第３の差込口６９６とのうち何れかの差込口に、プラグ３９０が差し込まれたか否かを判定する。プラグ３９０が差し込まれていないと判定されたとき、処理はステップＳ１０１に戻る。すなわち、プラグ３９０が差し込まれるまで待機する。一方、プラグ３９０が差し込まれたと判定されたとき、処理はステップＳ１０２に進む。

ステップＳ１０２において、制御部６５０は、第１の接続検出回路６５２、第２の接続検出回路６５４、又は第３の接続検出回路６５６の出力に基づいて、第１の差込口６９２と第２の差込口６９４と第３の差込口６９６とのうち何れの差込口にプラグ３９０が差し込まれたかを特定する。

ステップＳ１０３において、制御部６５０は、識別情報取得回路６７０から識別情報を取得する。

ステップＳ１０４において、制御部６５０は、識別情報に基づいて、出力電圧の選択値を表示部６３２に表示させる。例えば、接続ユニット３００が、処置具１００に供給されるべき電圧が１２Ｖ以下の場合と、２４Ｖ以下の場合と、４８Ｖ以下の場合とがあり得るとき、図８に示すように、ユーザに出力電圧を１２Ｖと２４Ｖと４８Ｖとのうち何れにすべきか問いかける表示を行う。

ステップＳ１０５において、制御部６５０は、タッチパネル６３４が検出するユーザがタッチした位置に係る情報を取得し、選択された出力電圧の選択値を取得する。

ステップＳ１０６において、制御部６５０は、選択された出力電圧をステップＳ１０２で特定された差込口に対応した高周波用回路６６２、超音波用回路６６４、又はヒータ用回路６６６に出力させる。

以上によって一連の処理は終了する。なお、図７にフローチャートで示した各処理の順序は適宜に変更され得る。例えば、ステップＳ１０２、ステップＳ１０３及びステップＳ１０４は、どのような順序で実施されてもよい。

本実施形態によれば、電源装置６００からは適切な出力がなされる。すなわち、処置具１００に供給される際に必要十分な電圧が電源装置６００から出力されるので、変換回路３１１におけるエネルギ損失を低くすることができる。その他、第１の実施形態と同様の効果が得られる。

なお、上述の実施形態では、識別情報記録部３７０がプラグ３９０に設けられている例を示したが、識別情報記録部は、例えばアダプタ３１０に設けられていても、その他の場所に設けられていてもよい。また、アダプタ３１０内に設けられた変換回路は第１の実施形態の変換回路３１１と同様であるものとして説明したが、これに限らない。例えば変換回路は、第２の実施形態の変換回路５１１と同様の構成を有していてもよい。

前記目的を果たすため、本発明の一態様によれば、手術システムは、バッテリーから第１の電圧値を有する直流電圧が第１の電圧として入力される入力部を有し、前記バッテリーが着脱可能に装着され、前記第１の電圧をエネルギ源として生体組織に処置用エネルギを作用させるように構成された処置具と、前記バッテリーの代わりに前記処置具に着脱可能に接続され、前記入力部に対して前記第１の電圧値を有する直流電圧を前記処置具に供給し、高周波用回路、超音波用回路又はヒータ用回路から前記第１の電圧値と異なる第２の電圧値を有する直流又は交流の第２の電圧が入力され、前記第２の電圧値を前記第１の電圧値に変換する変換回路を有する接続ユニットとを備える。

Claims (7)

1. 第１の電圧値を有する直流電圧を第１の電圧として出力するバッテリーと、
   前記バッテリーが着脱可能に装着され、前記第１の電圧をエネルギ源として生体組織に処置用エネルギを作用させるように構成された処置具と、
   前記バッテリーの代わりに前記処置具に着脱可能に接続され、前記第１の電圧値と異なる第２の電圧値を有する直流又は交流の第２の電圧が入力され、前記第２の電圧値を前記第１の電圧値に変換する変換回路を含み、前記変換回路で変換した前記第１の電圧値を有する直流電圧を前記処置具に供給する接続ユニットと
   を備える手術システム。
2. 前記処置具は、
   前記第１の電圧値を有する直流電圧をエネルギ源として前記処置用エネルギを発生する駆動部と、
   前記駆動部の動作を制御する制御部と
   を含む請求項１に記載の手術システム。
3. 前記第２の電圧は交流電圧であり、
   前記変換回路は、
   交流電圧を直流電圧に変換する整流回路と、
   前記整流回路から出力された直流電圧の電圧値を前記第１の電圧値に変換するＤＣ−ＤＣ電圧変換器と
   を含む、
   請求項１に記載の手術システム。
4. 前記第２の電圧は直流電圧であり、
   前記変換回路は、前記第２の電圧の電圧値を前記第１の電圧値に変換するＤＣ−ＤＣ電圧変換器を含む、
   請求項１に記載の手術システム。
5. 前記第２の電圧をエネルギ源として生体組織に処置用エネルギを作用させるように構成された有線処置具に前記第２の電圧を供給する電源装置をさらに備え、
   前記接続ユニットは、前記電源装置と前記処置具とを接続し、前記電源装置から出力された前記第２の電圧を前記第１の電圧値を有する直流電圧に変換して前記処置具に供給する、
   請求項１に記載の手術システム。
6. 前記接続ユニットは、当該接続ユニットを特定するための識別情報を有する識別情報記録部を含み、
   前記電源装置は、前記接続ユニットが接続されたとき、前記識別情報記録部から前記識別情報を読み取り、前記第１の電圧値に応じた前記第２の電圧を出力する、
   請求項５に記載の手術システム。
7. 前記変換回路は、
   直流の前記第２の電圧の電圧値を前記第１の電圧値に変換するＤＣ−ＤＣ電圧変換器と、
   交流の前記第２の電圧の電圧値を前記第１の電圧値に変換するＡＣ−ＤＣ電圧変換器と
   を含み、
   前記接続ユニットは、
   前記電源装置の出力が直流の前記第２の電圧であるとき、前記出力が前記ＤＣ−ＤＣ電圧変換器に入力され、
   前記電源装置の出力が交流の前記第２の電圧であるとき、前記出力が前記ＡＣ−ＤＣ電圧変換器に入力される
   ように構成されている、
   請求項５に記載の手術システム。

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