WO2016117106A1 - 外科処置装置 - Google Patents

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WO2016117106A1
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light
blood vessel
energy
living tissue
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武史 渡邉
高橋　晋太郎
五十嵐　誠
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オリンパス株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a surgical treatment apparatus.
  • Patent Document 1 a surgical treatment apparatus having a function of optically detecting a blood vessel present in a living tissue has been proposed (see, for example, Patent Document 1).
  • Patent Document 1 a blood volume in a living tissue is measured, and it is determined whether or not a blood vessel exists based on the measured blood volume.
  • the blood vessel detection method based on the blood volume of Patent Document 1 has a problem that the blood vessel detection accuracy is low and is not useful to the operator. That is, blood in the blood vessel and leaked blood leaked from the blood vessel due to bleeding are measured in the same manner without distinction, so that the blood vessel cannot be accurately detected separately from the leaked blood. For the surgeon, it is particularly important to accurately recognize the position of a thick blood vessel.
  • a thin blood vessel and a thick blood vessel are detected without distinction, which is really important for the surgeon. The blood vessel cannot be identified.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and is capable of accurately detecting a blood vessel existing in a living tissue and capable of selectively detecting a blood vessel having a predetermined thickness.
  • An object is to provide a treatment device.
  • the present invention provides the following means.
  • the present invention provides an action part for treating a living tissue, a light emitting part that is provided in the vicinity of the action part or the action part and irradiates the living tissue with laser light, and the laser light scattered by the living tissue.
  • a surgical treatment apparatus comprising: a determination unit that determines whether or not a blood vessel to be detected having a diameter in a predetermined range exists in the living tissue based on frequency information.
  • the scattered light generated by irradiating the living tissue with laser light from the light emitting unit is received by the light receiving unit, the intensity of the scattered light is detected by the light detecting unit, and the time variation of the intensity of the scattered light is detected.
  • the time-series data shown is acquired in the frequency analysis unit.
  • the frequency of the scattered light scattered by the blood in the blood vessel in the living tissue is shifted with respect to the frequency of the laser light by Doppler shift caused by the blood flow.
  • the frequency shift amount at this time has a positive correlation with the diameter of the blood vessel.
  • the frequency of the scattered light scattered by components other than the blood in the blood vessel in the living tissue is the same as the frequency of the laser light. Therefore, when there is no blood vessel in the living tissue, the intensity of scattered light in the time-series data is substantially constant.
  • the scattered light scattered by the blood in the blood vessel and the scattered light scattered by components other than the blood vessel are simultaneously received by the light receiving unit, so that the scattered light in the time series data In the intensity, a beat having a time period corresponding to the diameter of the blood vessel appears.
  • the determination unit can accurately determine the presence / absence of a blood vessel based on the frequency information, clearly distinguishing it from stationary blood such as blood leaking from the blood vessel, and a predetermined range of diameters. It is possible to determine whether or not there is a blood vessel to be detected by using only blood vessels having a detection target.
  • the action part is an energy action part that applies energy to the living tissue, the energy supply part that supplies the energy action part with an energy source for generating the energy, and the determination part And a control unit that controls the energy supply unit based on the determination result.
  • control unit stops supplying the energy source from the energy supply unit to the energy acting unit when the determination unit determines that the blood vessel to be detected exists in the living tissue. You may let them. In this way, treatment can be performed by selectively applying energy from the energy acting part to the living tissue only when there is no blood vessel to be detected.
  • control unit determines the strength of the energy source supplied from the energy supply unit to the energy action unit when the determination unit determines that the blood vessel to be detected exists in the living tissue.
  • the control mode may be switched. In this way, the living tissue can be treated using the incision mode when there is no detection target blood vessel, and using the coagulation mode when the detection target blood vessel exists in the living tissue.
  • the visible light irradiation unit that irradiates the irradiation position of the laser light to the living tissue and the visible light irradiation unit to the living tissue based on the determination result by the determination unit
  • a control unit that controls irradiation and stoppage of light, and when the control unit determines that the blood vessel to be detected exists in the biological tissue, the biological tissue from the visible light irradiation unit And irradiating the visible light from the visible light irradiation unit to the biological tissue when the determination unit determines that the blood vessel to be detected does not exist in the biological tissue. May be.
  • the said light emission part can irradiate visible light to the said biological tissue with the said laser beam, and may serve as the said visible light irradiation part.
  • the laser light irradiation position and the visible light irradiation position can be accurately matched with each other with a simple configuration.
  • the frequency analysis unit may acquire a Fourier spectrum by performing Fourier transform on the time-series data, and extract an average frequency, a slope, or a spectrum width of the Fourier spectrum as the frequency information.
  • the blood flow speed is approximately proportional to the square of the diameter of the blood vessel, and the average frequency, slope, and spectral width of the Fourier spectrum have a strong correlation with the blood flow speed. Therefore, the diameter of the blood vessel can be accurately calculated using the average frequency, the slope, or the spectrum width, and the determination accuracy of the blood vessel to be detected by the determination unit can be improved.
  • the present invention it is possible to accurately detect a blood vessel existing in a living tissue and to selectively detect a blood vessel having a predetermined thickness.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of a surgical treatment apparatus according to a first embodiment of the present invention. It is a figure explaining scattering of the laser beam by the static component in a biological tissue. It is a figure explaining scattering of the laser beam by the dynamic component in a biological tissue. It is an example of the time series data of the intensity
  • the surgical treatment apparatus 100 includes an energy treatment tool 1 for treating a living tissue A, a blood vessel detecting means for optically detecting a blood vessel B in the living tissue A, And a control unit 2 that controls the energy treatment device 1 based on the detection result of the blood vessel detection means.
  • the energy treatment device 1 is connected to an elongated body 3 that can be inserted into the body, an energy acting unit 4 that acts on the living tissue A, and an proximal end of the body 3. And an energy supply unit 5 for supplying an energy source to the energy acting unit 4 through a wiring passing through the inside of the body unit 3.
  • the energy operating unit 4 is an energy forceps having a pair of jaws 6 and 7 capable of gripping the living tissue A.
  • the upper jaw 6 and the lower jaw 7 have inner surfaces 6a and 7a that face each other.
  • the upper jaw 6 and the lower jaw 7 generate energy (for example, high-frequency current or ultrasonic waves) when an energy source (for example, high-frequency current) is supplied from the energy supply unit 5, and the generated energy is transmitted to the inner surfaces 6a, 6a, 7a is discharged toward the living tissue A between the inner surfaces 6a and 7a.
  • the energy operation unit 4 has an incision mode in which the living tissue A is incised with high energy and a coagulation mode in which the living tissue A is coagulated with low energy lower than the high energy in the incision mode.
  • the energy operation unit 4 switches between an incision mode and a coagulation mode according to the strength of the energy source supplied from the energy supply unit 5.
  • the blood vessel detecting means includes a laser light source 8 that outputs laser light L, a light emitting unit 9 that is provided on the inner surface 6 a of the upper jaw 6 and emits the laser light L supplied from the laser light source 8, and an inner surface 7 a of the lower jaw 7.
  • a light receiving unit 10 provided to receive the scattered light S of the laser light L scattered by the living tissue A, a light detecting unit 11 to detect the scattered light S received by the light receiving unit 10, and the light detecting unit 11
  • the frequency analysis unit 12 that acquires time series data of the intensity of the scattered light S detected by the frequency analysis and frequency analysis of the time series data, and has a diameter in a predetermined range based on the frequency analysis result by the frequency analysis unit 12
  • a determination unit 13 that determines the presence or absence of a blood vessel to be detected.
  • the laser light source 8 outputs laser light L in a wavelength region (for example, near infrared region) that is less absorbed by blood.
  • the laser light source 8 is connected to the light emitting unit 9 via an optical fiber 14 that passes through the body 3.
  • the laser light L incident on the optical fiber 14 from the laser light source 8 is guided to the light emitting portion 9 by the optical fiber 14 and is emitted from the light emitting portion 9 toward the inner surface 7 a of the lower jaw 7.
  • the light receiving unit 10 is connected to the light detection unit 11 via an optical fiber 15 that passes through the inside of the body unit 3.
  • the scattered light S received by the light receiving unit 10 is guided to the light detecting unit 11 by the optical fiber 15 and is incident on the light detecting unit 11.
  • the light detection unit 11 converts the intensity of the scattered light S incident from the optical fiber 15 into a digital value, and sequentially transmits the digital value to the frequency analysis unit 12.
  • the frequency analysis unit 12 acquires time-series data indicating the time change of the intensity of the scattered light S by recording the digital value received from the light detection unit 11 in a time-series over a predetermined period.
  • the frequency analysis unit 12 performs fast Fourier transform on the acquired time series data, and calculates an average frequency of the obtained Fourier spectrum.
  • the biological tissue A includes fat, static components that are stationary like leaked blood exposed from blood vessels due to bleeding, and red blood cells in the blood that flows in the blood vessels B And a dynamic component moving like C.
  • the static component is irradiated with the laser beam L having the frequency f
  • scattered light S having the same frequency f as the laser beam L is generated.
  • the dynamic component is irradiated with the laser beam L having the frequency f
  • scattered light S having a frequency f + ⁇ f shifted from the frequency f of the laser beam L is generated by Doppler shift.
  • the frequency shift amount ⁇ f at this time depends on the moving speed of the dynamic component.
  • the scattered light S scattered by the blood in the blood vessel B and having the frequency f + ⁇ f, and static other than the blood in the blood vessel B is simultaneously received by the light receiving unit 10.
  • the intensity of the scattered light S as a whole changes with ⁇ f due to interference between the scattered light S with the frequency f and the scattered light S with the frequency f + ⁇ f. appear.
  • the traveling direction of the laser light L and the moving direction of the red blood cells when the laser light L is incident on the red blood cells (blood The incident angle formed by the (flow direction) is not single but has a distribution. For this reason, a distribution occurs in the frequency shift amount ⁇ f due to the Doppler shift. Therefore, the beat of the intensity of the entire scattered light S is obtained by overlapping a number of frequency components corresponding to the distribution of ⁇ f. Further, the distribution of ⁇ f spreads to the higher frequency side as the blood flow velocity is faster.
  • a Doppler spectrum having an intensity at a frequency ⁇ corresponding to the speed of blood flow (hereinafter, frequency shift amount ⁇ f is denoted as ⁇ ) is obtained. Obtained as a Fourier spectrum.
  • a relationship as shown in FIGS. 5 and 6 exists between the shape of the Doppler spectrum, the presence or absence of the blood vessel B, and the speed of blood flow in the blood vessel B. Specifically, when the blood vessel B does not exist in the irradiation region of the laser light L, the above beat does not occur, so the Doppler spectrum has a flat shape having no intensity over the entire frequency ⁇ (refer to the alternate long and short dash line). When a blood vessel B having a slow blood flow exists, the Doppler spectrum has an intensity in a region having a low frequency ⁇ and a small spectral width (see a solid line).
  • the Doppler spectrum When a blood vessel B having a fast blood flow exists, the Doppler spectrum has an intensity from a low frequency ⁇ region to a high region and a large spectral width (see the chain line). Thus, as the blood flow is faster, the average frequency of the Doppler spectrum becomes larger as the Doppler spectrum spreads toward the higher frequency ⁇ and the spectrum width becomes larger. Furthermore, it is known that the speed of blood flow in the blood vessel B is approximately proportional to the diameter of the blood vessel B.
  • the frequency analysis unit 12 obtains a function F ( ⁇ ) representing the relationship between the frequency ⁇ and the intensity of the Doppler spectrum, and calculates the average frequency of the Doppler spectrum F ( ⁇ ) based on the following equation (1).
  • the average frequency is transmitted to the determination unit 13.
  • the determination unit 13 compares the average frequency received from the frequency analysis unit 12 with a threshold value.
  • the threshold value is an average frequency corresponding to the minimum value of the diameter of the blood vessel B to be detected.
  • the determination unit 13 determines that the blood vessel B to be detected exists when the average frequency received from the frequency analysis unit 12 is greater than or equal to the threshold value.
  • the determination unit 13 determines that the blood vessel B to be detected does not exist in the irradiation region of the laser light L when the average frequency received from the frequency analysis unit 12 is less than the threshold value.
  • the blood vessel B having a diameter in a predetermined range is set as a detection target, and the presence or absence of the blood vessel B as the detection target is determined.
  • the determination unit 13 outputs the determination result to the control unit 2.
  • the minimum value of the diameter of the blood vessel B to be detected is input by an operator using an input unit (not shown), for example.
  • the determination unit 13 has a function in which the diameter of the blood vessel B is associated with the average frequency, obtains an average frequency corresponding to the input minimum value of the diameter of the blood vessel B from the function, and calculates the calculated average frequency. Set to threshold.
  • the control unit 2 supplies a high-intensity energy source from the energy supply unit 5 to the energy operation unit 4, whereby the energy operation unit 4 is operated in dissection mode.
  • the control unit 2 transfers the energy source from the energy supply unit 5 to the energy action unit 4 with a lower intensity than the energy source in the incision mode. Is supplied to operate the energy acting part 4 in the coagulation mode.
  • the treatment target site of the living tissue A is held between the pair of jaws 6 and 7.
  • the treatment target region between the jaws 6 and 7 is irradiated with the laser light L from the light emitting unit 9, and the scattered light S of the laser light L transmitted through the treatment target region while being scattered by the living tissue A is received by the light receiving unit 10.
  • the received scattered light S is detected by the light detection unit 11, and time-series data of the scattered light S is generated in the frequency analysis unit 12.
  • the average frequency of the Doppler spectrum is extracted by frequency analysis of the time series data, and based on the average frequency, the determination unit 13 detects the blood vessel B to be detected having a predetermined range of diameters in the living tissue A. Whether or not exists is determined.
  • the control unit 2 When it is determined that the blood vessel B to be detected does not exist in the treatment target region, the control unit 2 operates the energy operation unit 4 in the incision mode, thereby supplying high energy from the jaws 6 and 7 to the treatment target region. Then, the site to be treated is incised. When it is determined that the blood vessel B to be detected exists in the treatment target region, the control unit 2 operates the energy operation unit 4 in the coagulation mode, whereby low energy is supplied from the jaws 6 and 7 to the treatment target region. As a result, the site to be treated is coagulated.
  • the blood flowing in the blood vessel B is removed from the blood vessel B by bleeding. It is clearly distinguished from the leaking blood.
  • the blood vessel B which exists in the biological tissue A can be detected correctly.
  • the shift amount ⁇ f of the Doppler shift depends on the thickness of the blood vessel B, not only the presence or absence of the blood vessel B but also the thickness of the blood vessel B can be recognized. Therefore, for example, by appropriately setting the threshold value, only the thick blood vessel B is detected, and the operation of the energy acting unit 4 is appropriately controlled so as to reliably avoid incision of the treatment target site where the thick blood vessel B exists. There is an advantage that can be.
  • the control unit 2 displays a display indicating that the blood vessel B to be detected exists to the surgeon. It may be displayed on a display (not shown), or sound may be output from a speaker (not shown). By doing in this way, it can be made to recognize reliably by the surgeon that the blood vessel B to be detected exists in the treatment target region.
  • control unit 2 determines that the blood vessel B to be detected exists by the determination unit 13 instead of controlling the intensity of the energy source supplied from the energy supply unit 5 to the energy action unit 4. If the energy source is supplied from the energy supply unit 5 to the energy application unit 4 and the determination unit 13 determines that the blood vessel B to be detected does not exist, the energy supply unit 5 transmits the energy application unit. The supply of the energy source to 4 may be stopped. By doing in this way, the effect
  • a surgical treatment apparatus 200 according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
  • the configuration different from the first embodiment will be mainly described, and the configuration common to the first embodiment will be denoted by the same reference numerals and the description thereof will be omitted.
  • the light emitting unit 9 can irradiate the living tissue A with visible light V in addition to the laser light L, and the control unit 2 is not the energy acting unit 4 but the light emitting unit 9. This is mainly different from the first embodiment in that it controls the output and stop of the visible light V from the first embodiment.
  • the blood vessel detecting means further includes a visible light source 16 that outputs visible light V having a visible wavelength.
  • the visible light source 16 is preferably a laser light source.
  • the color of the visible light V is preferably a color that allows the operator to easily visually recognize the visible light V irradiated on the living tissue A, for example, green or blue.
  • the visible light V output from the visible light source 16 is combined with the laser light L output from the laser light source 8 by an optical system (not shown), and enters the optical fiber 14 together with the laser light L.
  • the light emitting part (visible light irradiation part) 9 is provided in the vicinity of the energy action part 4, and emits laser light L and visible light V toward the front end of the energy action part 4.
  • the light receiving unit 10 is provided in the vicinity of the light emitting unit 9 and receives the scattered light S from the front end of the energy acting unit 4.
  • the determination unit 13 periodically repeats the acquisition of time series data and periodically determines the presence / absence of the blood vessel B to be detected.
  • the control unit 2 When the determination unit 13 determines that the blood vessel B to be detected exists, the control unit 2 outputs the visible light V from the visible light source 16, thereby causing the visible light together with the laser light L from the light emitting unit 9. V is injected. On the other hand, when the determination unit 13 determines that the blood vessel B to be detected does not exist, the control unit 2 stops the output of the visible light V from the visible light source 16, thereby causing the laser light from the light emitting unit 9 to stop. Only L is injected.
  • the energy action part 4 may be of any type other than the energy forceps. Other configurations of the present embodiment are the same as those of the first embodiment.
  • the energy action unit 4 is disposed in the vicinity of the living tissue A, the laser light L is irradiated from the light emitting unit 9 to the living tissue A, As shown in FIG. 8, the energy action unit 4 is moved so that the laser light L is scanned on the living tissue A.
  • the scattered light S of the laser light L scattered by the living tissue A is received by the light receiving unit 10. Thereafter, the presence or absence of the blood vessel B to be detected is determined in the same manner as in the first embodiment.
  • the control unit 2 causes the light emitting unit 9 to emit only the laser light L.
  • the control unit 2 causes the visible light V to be emitted from the light emitting unit 9 together with the laser light L. That is, only when the blood vessel B to be detected exists in the irradiation region of the laser light L, the irradiation region is also irradiated with the visible light V.
  • the surgeon can recognize that the irradiation region of the visible light V is a region where the blood vessel B to be detected exists.
  • the biological tissue A can be treated while reliably avoiding the blood vessel B to be detected by performing the treatment of the biological tissue A by the energy action unit 4 at a position other than the irradiation region of the visible light V. Since the effect of this embodiment is the same as that of the first embodiment, description thereof is omitted.
  • the attachment positions of the light emitting unit 9 and the light receiving unit 10 to the energy treatment instrument 1 may be appropriately changed according to the type of the energy acting unit 4.
  • the energy action part 4 is an energy forceps as in the first embodiment
  • the light emitting part 9 and the light receiving part 10 are provided on the outer surface of the lower jaw 7 as shown in FIG. Also good. The surgeon can examine the presence or absence of the blood vessel B to be detected by irradiating the living tissue A with the laser light L while holding the outer surface of the lower jaw 7 over the surface of the living tissue A.
  • the optical paths of the laser light L and the visible light V are shared, and the laser light L and the visible light V are emitted from the common light emitting unit 9 to the living tissue A.
  • a visible light irradiation unit that is separate from the optical fiber 14 and the light emitting unit 9 may be provided.
  • the visible light irradiation unit has a function of detecting the irradiation position of the laser light L on the biological tissue A, and is configured to be able to irradiate the detected irradiation position of the laser light L with the visible light V.
  • the average frequency of the Doppler spectrum is used to determine the presence / absence of the blood vessel B and the diameter.
  • the slope or spectral width of the Doppler spectrum may be used instead. Good.
  • the slope of the Doppler spectrum is an intensity change ⁇ I between two predetermined frequencies ⁇ 1 and ⁇ 2, as shown in FIG.
  • a differential value of the function F ( ⁇ ) at a predetermined frequency ⁇ may be used.
  • the predetermined frequencies ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ are set within a range in which the slope of the Doppler spectrum gradually increases as the blood flow speed increases from zero.
  • the spectrum width is, for example, the half width W. As described above, the spectral width of the Doppler spectrum increases as the blood flow increases.
  • the slope and spectral width of the Doppler spectrum also have a strong correlation with the speed of blood flow in the blood vessel B. Therefore, even when the slope or the spectrum width is used instead of the average frequency, the presence / absence and diameter of the blood vessel can be accurately calculated, and the presence / absence of the blood vessel B to be detected can be determined with high accuracy.
  • the energy action unit 4 that treats the living tissue A using energy is provided.
  • the type of the action part is not limited to this, and may be appropriately selected. Can be changed.
  • the action part may be a normal knife.

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Abstract

外科処置装置（１００）は、作用部（４）と、生体組織（Ａ）にレーザ光を照射する発光部（９）と、生体組織（Ａ）によって散乱されたレーザ光の散乱光を受光する受光部（１０）と、該受光部（１０）によって受光された散乱光の強度を検出する光検出部（１１）と、該光検出部（１１）によって検出された散乱光の強度の時間変化を示す時系列データを取得し、該時系列データに含まれる周波数情報を抽出する周波数解析部（１２）と、周波数情報に基づいて、生体組織（Ａ）に所定の範囲の直径を有する検出対象の血管が存在するか否かを判定する判定部（１３）とを備える。

Description

外科処置装置
　本発明は、外科処置装置に関するものである。
　生体組織の外科的処置においては、生体組織の内側に隠れている血管の存在を術者が正確に認識し、血管を避けるように処置することが重要である。そこで、生体組織中に存在する血管を光学的に検出する機能を備えた外科処置装置が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。特許文献１では、生体組織中の血液量を測定し、測定された血液量に基づいて、血管が存在するか否かを判定している。
特許第４４９０８０７号公報
　しかしながら、特許文献１の血液量に基づく血管の検出方法は、血管の検出精度が低いとともに、術者にとって有用性に乏しいという問題がある。すなわち、血管内の血液と、出血によって血管から漏出した漏出血液とが区別無く同様に測定されるので、血管を、漏出血液とは区別して正確に検出することができない。また、術者にとっては、特に太い血管の位置を正確に認識することが重要であるが、特許文献１の方法では、細い血管と太い血管とが区別無く検出され、術者にとって真に重要な血管を特定することができない。
　本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、生体組織に存在する血管を正確に検出することができ、かつ、所定の太さの血管を選択的に検出することができる外科処置装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するため、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明は、生体組織を処置する作用部と、該作用部または該作用部の近傍に設けられ、前記生体組織にレーザ光を照射する発光部と、前記生体組織によって散乱された前記レーザ光の散乱光を受光する受光部と、該受光部によって受光された前記散乱光の強度を検出する光検出部と、該光検出部によって検出された強度を時系列に記録することによって前記散乱光の強度の時間変化を示す時系列データを取得し、取得された前記時系列データを解析して該時系列データに含まれる周波数情報を抽出する周波数解析部と、該周波数解析部によって抽出された前記周波数情報に基づいて、前記生体組織に所定の範囲の直径を有する検出対象の血管が存在するか否かを判定する判定部とを備える外科処置装置を提供する。
　本発明によれば、発光部から生体組織にレーザ光が照射されことによって発生した散乱光が受光部によって受光され、散乱光の強度が光検出部によって検出され、散乱光の強度の時間変化を示す時系列データが周波数解析部において取得される。
　生体組織の内、血管内の血液によって散乱された散乱光の周波数は、血液の流動に起因するドップラーシフトによって、レーザ光の周波数に対してシフトする。このときの周波数のシフト量は、血管の直径との間に正の相関関係を有する。一方、生体組織の内、血管内の血液以外の成分によって散乱された散乱光の周波数は、レーザ光の周波数と同一となる。したがって、生体組織に血管が存在しない場合、時系列データにおける散乱光の強度は略一定となる。一方、生体組織に血管が存在する場合、血管内の血液によって散乱された散乱光と血管以外の成分によって散乱された散乱光とが同時に受光部によって受光されることにより、時系列データにおける散乱光の強度には、血管の直径に応じた時間周期を有するうなりが現れる。
　周波数解析部においては、血管の有無および血管の直径に応じた周波数情報が時系列データから抽出される。したがって、判定部においては、周波数情報に基づいて、血管の有無を、血管から漏出した血液のような静止した血液とは明確に区別して正確に判定することができ、さらに、所定の範囲の直径を有する血管のみを検出対象とし、検出対象の血管の有無を判定することができる。
　上記発明においては、前記作用部が、前記生体組織にエネルギを作用させるエネルギ作用部であり、前記エネルギを発生させるためのエネルギ源を前記エネルギ作用部に供給するエネルギ供給部と、前記判定部による判定結果に基づいて前記エネルギ供給部を制御する制御部とを備えていてもよい。
　このようにすることで、生体組織に検出対象の血管が存在するか否かに応じて、エネルギ作用部の動作を切り替えることができる。
　上記発明においては、前記制御部が、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在すると判定されたときに、前記エネルギ供給部から前記エネルギ作用部への前記エネルギ源の供給を停止させてもよい。
　このようにすることで、検出対象の血管が存在しないときにのみ選択的にエネルギ作用部から生体組織へエネルギを作用させて処置することができる。
　上記発明においては、前記制御部が、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在すると判定されたときに、前記エネルギ供給部から前記エネルギ作用部へ供給される前記エネルギ源の強度制御のモードを切り替えてもよい。
　このようにすることで、検出対象の血管が存在しないときには切開モードを用いて、生体組織に検出対象の血管が存在するときには凝固モードを用いて、生体組織を処置することができる。
　上記発明においては、前記レーザ光の前記生体組織への照射位置に可視光を照射する可視光照射部と、前記判定部による判定結果に基づいて前記可視光照射部から前記生体組織への前記可視光の照射および停止を制御する制御部とを備え、該制御部が、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在すると判定されたときに、前記可視光照射部から前記生体組織へ前記可視光を照射させ、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在しないと判定されたときに、前記可視光照射部から前記生体組織への前記可視光の照射を停止させてもよい。
　このようにすることで、レーザ光の照射領域に検出対象の血管が存在するときにのみ、当該照射領域に可視光も照射される。したがって、ユーザは、可視光の照射領域を検出対象の血管が存在する領域であると認識することができる。
　上記発明においては、前記発光部が、前記レーザ光と一緒に前記生体組織に可視光を照射可能であり、前記可視光照射部を兼ねていてもよい。
　このようにすることで、簡単な構成でありながら、レーザ光の照射位置と可視光の照射位置とを正確に一致させることができる。
　上記発明においては、前記周波数解析部が、前記時系列データをフーリエ変換することによってフーリエスペクトルを取得し、前記周波数情報として、前記フーリエスペクトルの平均周波数、傾きまたはスペクトル幅を抽出してもよい。
　血流の速さは、血管の直径の２乗に略比例し、フーリエスペクトルの平均周波数、傾きおよびスペクトル幅は、血流の速さと強い相関を有する。したがって、平均周波数、傾きまたはスペクトル幅を用いて血管の直径を正確に算定することができ、判定部による検出対象の血管の判定精度を向上することができる。
　本発明によれば、生体組織に存在する血管を正確に検出することができ、かつ、所定の太さの血管を選択的に検出することができるという効果を奏する。
本発明の第１の実施形態に係る外科処置装置の全体構成図である。 生体組織中の静的成分によるレーザ光の散乱を説明する図である。 生体組織中の動的成分によるレーザ光の散乱を説明する図である。 図１の判定部において取得される散乱光の強度の時系列データの一例である。 図１の判定部において取得されるドップラースペクトルの例である。 血流の速度とドップラースペクトルの平均周波数との関係を示すグラフである。 本発明の第２の実施形態に係る外科処置装置の全体構成図である。 図７の外科処置装置の作用を説明する図である。 図７の外科処置装置の変形例を示す部分的な構成図である。
（第１の実施形態）
　以下に、本発明の第１の実施形態に係る外科処置装置１００について図面を参照して説明する。
　本実施形態に係る外科処置装置１００は、図１に示されるように、生体組織Ａを処置するエネルギ処置具１と、生体組織Ａ内の血管Ｂを光学的に検出する血管検出手段と、該血管検出手段による検出結果に基づいてエネルギ処置具１を制御する制御部２とを備えている。
　エネルギ処置具１は、体内に挿入可能な細長い胴部３と、該胴部３の先端に設けられ、生体組織Ａにエネルギを作用させるエネルギ作用部４と、胴部３の基端に接続され、胴部３の内部を通る配線を介してエネルギ作用部４にエネルギ源を供給するエネルギ供給部５とを備えている。
　エネルギ作用部４は、生体組織Ａを把持可能な一対のジョー６，７を有するエネルギ鉗子である。上ジョー６および下ジョー７は、互いに対向する内面６ａ，７ａを有している。上ジョー６および下ジョー７は、エネルギ供給部５からエネルギ源（例えば、高周波電流）が供給されることによってエネルギ（例えば、高周波電流または超音波）を発生し、発生されたエネルギを内面６ａ，７ａから該内面６ａ，７ａ間の生体組織Ａへ向かって放出する。
　エネルギ作用部４は、動作モードとして、高エネルギによって生体組織Ａを切開する切開モードと、該切開モードにおける高エネルギよりも低い低エネルギによって生体組織Ａを凝固させる凝固モードとを有する。エネルギ作用部４は、エネルギ供給部５から供給されるエネルギ源の強度に応じて、切開モードと凝固モードとを切り替えるようになっている。
　血管検出手段は、レーザ光Ｌを出力するレーザ光源８と、上ジョー６の内面６ａに設けられレーザ光源８から供給されたレーザ光Ｌを射出する発光部９と、下ジョー７の内面７ａに設けられ、生体組織Ａによって散乱されたレーザ光Ｌの散乱光Ｓを受光する受光部１０と、該受光部１０によって受光された散乱光Ｓを検出する光検出部１１と、該光検出部１１によって検出された散乱光Ｓの強度の時系列データを取得して該時系列データを周波数解析する周波数解析部１２と、該周波数解析部１２による周波数解析結果に基づいて所定の範囲の直径を有する検出対象の血管の有無を判定する判定部１３とを備えている。
　レーザ光源８は、血液による吸収が少ない波長域（例えば、近赤外領域）のレーザ光Ｌを出力する。レーザ光源８は、胴部３の内部を通る光ファイバ１４を介して発光部９と接続されている。レーザ光源８から光ファイバ１４へ入射されたレーザ光Ｌは、光ファイバ１４によって発光部９まで導光され、発光部９から下ジョー７の内面７ａへ向かって射出されるようになっている。
　受光部１０は、胴部３の内部を通る光ファイバ１５を介して光検出部１１と接続されている。受光部１０によって受光された散乱光Ｓは、光ファイバ１５によって光検出部１１まで導光され、該光検出部１１に入射するようになっている。
　光検出部１１は、光ファイバ１５から入射された散乱光Ｓの強度をデジタル値に変換し、該デジタル値を周波数解析部１２へ順次送信する。
　周波数解析部１２は、光検出部１１から受信したデジタル値を所定期間にわたって時系列に記録することによって、散乱光Ｓの強度の時間変化を示す時系列データを取得する。周波数解析部１２は、取得された時系列データを高速フーリエ変換し、得られたフーリエスペクトルの平均周波数を算出する。
　ここで、時系列データおよびフーリエスペクトルについて説明する。
　生体組織Ａには、図２および図３に示されるように、脂肪や、出血によって血管から露出した漏出血液のように静止している静的成分と、血管Ｂ内を流動する血液中の赤血球Ｃのように移動している動的成分とが含まれる。静的成分に周波数ｆのレーザ光Ｌが照射されたときには、レーザ光Ｌと同一の周波数ｆを有する散乱光Ｓが発生する。これに対し、動的成分に周波数ｆのレーザ光Ｌが照射されたときには、ドップラーシフトによって、レーザ光Ｌの周波数ｆからシフトした周波数ｆ＋Δｆを有する散乱光Ｓが発生する。このときの周波数のシフト量Δｆは、動的成分の移動の速さに依存する。
　したがって、生体組織Ａ内のレーザ光Ｌの照射領域に血管Ｂが含まれている場合、血管Ｂ内の血液によって散乱されて周波数ｆ＋Δｆを有する散乱光Ｓと、血管Ｂ内の血液以外の静的成分によって散乱されて周波数ｆを有する散乱光Ｓとが同時に受光部１０によって受光される。その結果、時系列データには、図４に示されるように、周波数ｆの散乱光Ｓと周波数ｆ＋Δｆの散乱光Ｓとの干渉に起因して散乱光Ｓ全体の強度がΔｆで変化するうなりが現れる。
　生体組織Ａに照射されたレーザ光Ｌは、静的成分および動的成分において多重散乱が起こるため、レーザ光Ｌが赤血球に入射する際の、レーザ光Ｌの進行方向と赤血球の移動方向(血流方向)とが成す入射角は単一ではなく分布が生じる。このため、ドップラーシフトによる周波数シフト量Δｆには分布が生じる。したがって、散乱光Ｓ全体の強度のうなりは、Δｆの分布に対応して幾つもの周波数成分が重なり合ったものになる。また、Δｆの分布は、血流速度が速い程、高周波数側まで広がる。このような時系列データを高速フーリエ変換すると、図５に示されるように、血流の速さに応じた周波数ω（以下、周波数シフト量Δｆをωと記す。）に強度を有するドップラースペクトルがフーリエスペクトルとして得られる。
　ドップラースペクトルの形状と、血管Ｂの有無および血管Ｂ内の血流の速さと間には、図５および図６に示されるような関係が存在する。具体的には、レーザ光Ｌの照射領域に血管Ｂが存在しないときには上記うなりが生じないため、ドップラースペクトルは、周波数ω全域において強度を有さない平坦状となる（一点鎖線参照。）。血流の遅い血管Ｂが存在するときには、ドップラースペクトルは、周波数ωの低い領域に強度を有し、小さなスペクトル幅を有する（実線参照。）。血流の速い血管Ｂが存在するときには、ドップラースペクトルは、周波数ωの低い領域から高い領域に強度を有し、大きなスペクトル幅を有する（鎖線参照。）。このように、血流が速い程、ドップラースペクトルが周波数ωの高い側へ広がってスペクトル幅が大きくなるのに伴って、ドップラースペクトルの平均周波数が大きくなる。
　さらに、血管Ｂ内の血流の速さは、血管Ｂの直径に略比例することが知られている。
　周波数解析部１２は、ドップラースペクトルの、周波数ωと強度との関係を表す関数Ｆ（ω）を求め、下式（１）に基づいてドップラースペクトルＦ（ω）の平均周波数を算出し、算出された平均周波数を判定部１３へ送信する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  
　判定部１３は、周波数解析部１２から受信した平均周波数を閾値と比較する。閾値は、検出対象とする血管Ｂの直径の最小値に対応する平均周波数である。判定部１３は、周波数解析部１２から受信した平均周波数が閾値以上であるときには、検出対象の血管Ｂが存在すると判定する。一方、判定部１３は、周波数解析部１２から受信した平均周波数が閾値未満のときには、検出対象の血管Ｂがレーザ光Ｌの照射領域に存在しないと判定する。これにより、所定の範囲の直径を有する血管Ｂを検出対象とし、該検出対象の血管Ｂの有無が判定される。判定部１３は、判定結果を制御部２に出力する。
　検出対象の血管Ｂの直径の最小値は、例えば、術者が図示しない入力部を使用して入力するようになっている。判定部１３は、例えば、血管Ｂの直径と平均周波数とを対応付けた関数を有し、入力された血管Ｂの直径の最小値と対応する平均周波数を関数から求め、算出された平均周波数を閾値に設定する。
　制御部２は、判定部１３によって、検出対象の血管Ｂが存在しないと判定された場合には、エネルギ供給部５からエネルギ作用部４へ高強度のエネルギ源を供給させることによって、エネルギ作用部４を切開モードで作動させる。一方、制御部２は、判定部１３によって、検出対象の血管Ｂが存在すると判定された場合には、エネルギ供給部５からエネルギ作用部４へ、切開モードにおけるエネルギ源よりも低強度のエネルギ源を供給させることによって、エネルギ作用部４を凝固モードで作動させる。
　次に、このように構成された外科処置装置１００の作用について説明する。
　本実施形態に係る外科処置装置１００を用いて生体組織Ａを処置するには、一対のジョー６，７の間に生体組織Ａの処置対象部位を把持する。ジョー６，７間の処置対象部位には、発光部９からレーザ光Ｌが照射され、生体組織Ａによって散乱されながら処置対象部位を透過したレーザ光Ｌの散乱光Ｓが受光部１０によって受光される。受光された散乱光Ｓは、光検出部１１によって検出され、周波数解析部１２において散乱光Ｓの時系列データが生成される。周波数解析部１２においては、時系列データの周波数解析によってドップラースペクトルの平均周波数が抽出され、判定部１３によって、平均周波数に基づいて、生体組織Ａに所定の範囲の直径を有する検出対象の血管Ｂが存在するか否かが判定される。
　処置対象部位に検出対象の血管Ｂが存在しないと判定された場合には、制御部２がエネルギ作用部４を切開モードで作動させることによって、ジョー６，７から処置対象部位に高エネルギが供給されて処置対象部位が切開される。処置対象部位に検出対象の血管Ｂが存在する判定された場合には、制御部２がエネルギ作用部４を凝固モードで作動させることによって、ジョー６，７から処置対象部位へ低エネルギが供給されて処置対象部位が凝固される。
　このように、本実施形態によれば、血管Ｂ内の血流に起因して生じる散乱光Ｓのドップラーシフトを解析することによって、血管Ｂ内を流動している血液が、出血によって血管Ｂから漏出している血液とは明確に区別して検出される。これにより、生体組織Ａに存在する血管Ｂを正確に検出することができるという利点がある。さらに、ドップラーシフトのシフト量Δｆが血管Ｂの太さに依存することを利用して、血管Ｂの有無のみならず、血管Ｂの太さも認識することができる。したがって、例えば、閾値を適切に設定することによって太い血管Ｂのみを検出し、太い血管Ｂが存在する処置対象部位の切開を確実に回避するようにエネルギ作用部４の動作を適切に制御することができるという利点がある。
　なお、本実施形態においては、検出対象の血管Ｂが存在すると判定部１３によって判定された場合に、制御部２が、術者に対して、検出対象の血管Ｂが存在することを示す表示を図示しないディスプレイに表示させてもよく、音を図示しないスピーカから出力させてもよい。このようにすることで、処置対象部位に検出対象の血管Ｂが存在していることを、術者により確実に認識させることができる。
　また、本実施形態においては、制御部２は、エネルギ供給部５からエネルギ作用部４へ供給するエネルギ源の強度を制御することに代えて、検出対象の血管Ｂが存在すると判定部１３によって判定された場合には、エネルギ供給部５からエネルギ作用部４へエネルギ源を供給させ、検出対象の血管Ｂが存在しないと判定部１３によって判定された場合には、エネルギ供給部５からエネルギ作用部４へのエネルギ源の供給を停止させてもよい。
　このようにすることで、検出対象の血管Ｂへのエネルギの作用を確実に回避することができる。
（第２の実施形態）
　次に、本発明の第２の実施形態に係る外科処置装置２００について図７から図９を参照して説明する。
　本実施形態においては、第１の実施形態と異なる構成について主に説明し、第１の実施形態と共通する構成については、同一の符号を付して説明を省略する。
　本実施形態に係る外科処置装置２００は、発光部９が、レーザ光Ｌに加えて可視光Ｖを生体組織Ａへ照射可能であり、制御部２が、エネルギ作用部４ではなく、発光部９からの可視光Ｖの出力と停止とを制御する点で、第１の実施形態と主に異なっている。
　具体的には、血管検出手段が、図７に示されるように、可視域の波長を有する可視光Ｖを出力する可視光源１６をさらに備えている。可視光源１６は、レーザ光源であることが好ましい。可視光Ｖの色は、生体組織Ａに照射された可視光Ｖを術者が容易に視認できる色、例えば緑色または青色であることが好ましい。可視光源１６から出力された可視光Ｖは、図示しない光学系によって、レーザ光源８から出力されたレーザ光Ｌと合成されて、レーザ光Ｌと一緒に光ファイバ１４に入射する。
　発光部（可視光照射部）９は、エネルギ作用部４の近傍に設けられ、エネルギ作用部４の先端前方へ向かってレーザ光Ｌおよび可視光Ｖを射出する。
　受光部１０は、発光部９の近傍に設けられており、エネルギ作用部４の先端前方からの散乱光Ｓを受光する。
　判定部１３は、時系列データの取得を定期的に繰り返し、検出対象の血管Ｂの有無の判定を定期的に繰り返す。
　制御部２は、判定部１３によって、検出対象の血管Ｂが存在すると判定された場合には、可視光源１６から可視光Ｖを出力させることによって、発光部９からレーザ光Ｌと一緒に可視光Ｖを射出させる。一方、制御部２は、判定部１３によって、検出対象の血管Ｂが存在しないと判定された場合には、可視光源１６からの可視光Ｖの出力を停止させることによって、発光部９からレーザ光Ｌのみを射出させる。
　本実施形態において、エネルギ作用部４は、エネルギ鉗子以外の任意の種類のものであってよい。
　本実施形態のその他の構成は、第１の実施形態と同一である。
　次に、このように構成された外科処置装置２００の作用について説明する。
　本実施形態に係る外科処置装置２００を用いて生体組織Ａを処置するには、エネルギ作用部４を生体組織Ａの近傍に配置し、発光部９から生体組織Ａへレーザ光Ｌを照射し、図８に示されるように、レーザ光Ｌを生体組織Ａ上で走査するように、エネルギ作用部４を移動させる。生体組織Ａによって散乱されたレーザ光Ｌの散乱光Ｓは受光部１０によって受光される。以下、第１の実施形態と同様にして、検出対象の血管Ｂの有無が判定される。
　判定部１３によって、レーザ光Ｌの照射領域に検出対象の血管Ｂが存在しないと判定された場合には、制御部２がレーザ光Ｌのみを発光部９から射出させる。判定部１３によって、レーザ光Ｌの照射領域に検出対象の血管Ｂが存在する判定された場合には、制御部２がレーザ光Ｌと一緒に可視光Ｖを発光部９から射出させる。すなわち、レーザ光Ｌの照射領域に検出対象の血管Ｂが存在している場合にのみ、当該照射領域に可視光Ｖも照射される。
　したがって、術者は、可視光Ｖの照射領域が検出対象の血管Ｂの存在する領域であると認識することができる。これにより、可視光Ｖの照射領域以外の位置においてエネルギ作用部４による生体組織Ａの処置を行うことによって、検出対象の血管Ｂを確実に回避しながら生体組織Ａを処置することができる。本実施形態の効果は、第１の実施形態と同様であるので、説明を省略する。
　なお、本実施形態においては、エネルギ作用部４の種類に応じて、発光部９および受光部１０のエネルギ処置具１への取り付け位置を適宜変更してもよい。
　例えば、エネルギ作用部４が、第１の実施形態と同様にエネルギ鉗子である場合には、図９に示されるように、下ジョー７の外面に発光部９および受光部１０が設けられていてもよい。術者は、下ジョー７の外面を生体組織Ａの表面にかざしてレーザ光Ｌを生体組織Ａへ照射することで、検出対象の血管Ｂの有無を調べることができる。
　また、本実施形態においては、レーザ光Ｌと可視光Ｖとの光路を共通化し、共通の発光部９から生体組織Ａへレーザ光Ｌおよび可視光Ｖを照射することとしたが、これに代えて、光ファイバ１４および発光部９とは別体の可視光照射部を設けてもよい。可視光照射部は、生体組織Ａ上のレーザ光Ｌの照射位置を検出する機能を備え、検出されたレーザ光Ｌの照射位置へ可視光Ｖを照射可能に構成される。
　また、第１および第２の実施形態においては、血管Ｂの有無および直径の判定にドップラースペクトルの平均周波数を用いることとしたが、これに代えて、ドップラースペクトルの傾きまたはスペクトル幅を用いてもよい。
　ドップラースペクトルの傾きは、図５に示されるように、２つの所定の周波数ω１，ω２間における強度の変化量ΔＩである。ドップラースペクトルの傾きとして、所定の周波数ωにおける関数Ｆ（ω）の微分値を用いてもよい。所定の周波数ω１，ω２，ωは、血流の速さがゼロから増大するのに伴って、ドップラースペクトルの傾きが次第に大きくなる範囲内に設定される。
　スペクトル幅は、例えば、半値幅Ｗである。ドップラースペクトルのスペクトル幅は、上述したように、血流が速い程、大きくなる。
　平均周波数と同様に、ドップラースペクトルの傾きおよびスペクトル幅も、血管Ｂ内の血流の速さとの間に強い相関を有する。したがって、平均周波数の代わりに傾きまたはスペクトル幅を用いた場合にも、血管の有無および直径を正確に算定することができ、検出対象の血管Ｂの有無を高精度に判定することができる。
　また、第１および第２の実施形態においては、エネルギを使用して生体組織Ａを処置するエネルギ作用部４を備えることとしたが、作用部の種類はこれに限定されるものではなく、適宜変更することができる。例えば、作用部は、通常のメスであってもよい。
１　エネルギ処置具
２　制御部
３　胴部
４　エネルギ作用部（作用部）
５　エネルギ供給部
６，７　ジョー
６ａ，７ａ　内面
８　レーザ光源
９　発光部（可視光照射部）
１０　受光部
１１　光検出部
１２　周波数解析部
１３　判定部
１４，１５　光ファイバ
１６　可視光源
１００，２００　外科処置装置
Ｌ　レーザ光
Ｓ　散乱光
Ｖ　可視光
Ａ　生体組織
Ｂ　血管
Ｃ　赤血球

Claims (7)

  1. 　生体組織を処置する作用部と、
    　該作用部または該作用部の近傍に設けられ、前記生体組織にレーザ光を照射する発光部と、
    　前記生体組織によって散乱された前記レーザ光の散乱光を受光する受光部と、
    　該受光部によって受光された前記散乱光の強度を検出する光検出部と、
    　該光検出部によって検出された強度を時系列に記録することによって前記散乱光の強度の時間変化を示す時系列データを取得し、取得された前記時系列データを解析して該時系列データに含まれる周波数情報を抽出する周波数解析部と、
    　該周波数解析部によって抽出された前記周波数情報に基づいて、前記生体組織に所定の範囲の直径を有する検出対象の血管が存在するか否かを判定する判定部とを備える外科処置装置。
  2. 　前記作用部が、前記生体組織にエネルギを作用させるエネルギ作用部であり、
    　前記エネルギを発生させるためのエネルギ源を前記エネルギ作用部に供給するエネルギ供給部と、
    　前記判定部による判定結果に基づいて前記エネルギ供給部を制御する制御部とを備える請求項１に記載の外科処置装置。
  3. 　前記制御部が、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在すると判定されたときに、前記エネルギ供給部から前記エネルギ作用部への前記エネルギ源の供給を停止させる請求項２に記載の外科処置装置。
  4. 　前記制御部が、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在すると判定されたときに、前記エネルギ供給部から前記エネルギ作用部へ供給される前記エネルギ源の強度制御のモードを切り替える請求項２に記載の外科処置装置。
  5. 　前記レーザ光の前記生体組織への照射位置に可視光を照射する可視光照射部と、
    　前記判定部による判定結果に基づいて前記可視光照射部から前記生体組織への前記可視光の照射および停止を制御する制御部とを備え、
    　該制御部が、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在すると判定されたときに、前記可視光照射部から前記生体組織へ前記可視光を照射させ、前記判定部によって前記生体組織に前記検出対象の血管が存在しないと判定されたときに、前記可視光照射部から前記生体組織への前記可視光の照射を停止させる請求項１に記載の外科処置装置。
  6. 　前記発光部が、前記レーザ光と一緒に前記生体組織に可視光を照射可能であり、前記可視光照射部を兼ねる請求項５に記載の外科処置装置。
  7. 　前記周波数解析部が、前記時系列データをフーリエ変換することによってフーリエスペクトルを取得し、前記周波数情報として、前記フーリエスペクトルの平均周波数、傾きまたはスペクトル幅を抽出する請求項１から請求項６のいずれかに記載の外科処置装置。
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