WO2023188729A1 - 外科用治療装置 - Google Patents

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WO2023188729A1
WO2023188729A1 PCT/JP2023/001918 JP2023001918W WO2023188729A1 WO 2023188729 A1 WO2023188729 A1 WO 2023188729A1 JP 2023001918 W JP2023001918 W JP 2023001918W WO 2023188729 A1 WO2023188729 A1 WO 2023188729A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
frequency
piezoelectric element
probe
impedance
ultrasonic
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/001918
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
信之 多田
耕平 東
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Publication of WO2023188729A1 publication Critical patent/WO2023188729A1/ja

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/32—Surgical cutting instruments

Definitions

  • the present invention relates to a surgical treatment device.
  • Patent Document 1 describes that an ultrasonic transducer is controlled using two frequencies including a resonance frequency, and each frequency generates ultrasonic waves or heat.
  • Patent Document 2 discloses that power is supplied to a piezoelectric element at the resonant frequency (first frequency) of a single rectangular piezoelectric body and/or at the resonant frequency (second frequency) of the entire ultrasonic probe that is a laminated structure. , a surgical treatment device that performs coagulation/incision treatment of living tissue using generated ultrasonic vibrations and heat generation is described.
  • Patent Document 3 describes an output circuit that generates heat in a predetermined part of the cartilage by ultrasonic vibration, and outputs an output from an output circuit so that the temperature of the predetermined part of the cartilage reaches 120 degrees Celsius or higher within 2.2 seconds during cutting to scrape off the cartilage.
  • An ultrasonic surgical system is described that has a control circuit that controls the drive power applied. For ultrasonic vibration, the resonant frequency of a single piezoelectric element or a piezoelectric element unit is used.
  • the present invention directly transmits ultrasonic waves and self-heating to soft tissue such as blood vessels, shortens the time required for sealing, and minimizes damage caused by the spread of heat to living tissues near the soft tissue.
  • the purpose is to provide a surgical treatment device that can perform
  • the surgical treatment device of the present invention includes a probe including a piezoelectric element, a power supply circuit for driving the piezoelectric element, power supply wiring to the piezoelectric element, a flexible tubular sheath, and a power supply circuit for driving the piezoelectric element.
  • the probe includes an amount control mechanism and an impedance matching circuit, has electrode layers on both sides of the piezoelectric element for power supply, has an opening/closing mechanism for grasping biological tissue, and has a flexible probe.
  • the tubular sheath includes the power supply wiring to the piezoelectric element and a part of the opening/closing mechanism of the probe, and the drive frequency used to supply power to the piezoelectric element is lower than the resonant frequency in the impedance characteristic of the probe, and the impedance
  • the matching circuit sets the driving frequency used to supply power to the piezoelectric element to be a frequency lower than the resonant frequency in the impedance characteristic of the probe at the treatment start temperature, and a frequency at which the reactance component of the impedance at the driving frequency becomes 0 ⁇ .
  • the driving frequency range in the impedance characteristic of the treatment start temperature of the probe alone preferably satisfies the following formula (1), where f is the driving frequency of the probe, fr is the resonant frequency, and fa is the anti-resonant frequency. 4fr-3fa ⁇ f ⁇ fr (1)
  • the driving frequency range in the impedance characteristic of the treatment start temperature of the single probe satisfies the following formula (2). 2.5fr-1.5fa ⁇ f ⁇ 1.5fr-0.5fa (2)
  • the piezoelectric element preferably has a rectangular planar shape and is polarized in the thickness direction.
  • one side of the piezoelectric element is fixed to the probe with a backing member in between, and the other side of the piezoelectric element is covered with at least one of an acoustic matching layer and an insulating layer, or both.
  • the living tissue is a soft tissue containing blood vessels.
  • the drive frequency is a frequency lower than the resonance frequency, and the power consumption contributing to the generation of ultrasonic vibrations at the drive frequency is at least 25% or more of the power consumption contributing to the generation of ultrasonic vibrations at the resonance frequency. It is preferable that the frequency is as follows.
  • the probe has a resonance frequency in the impedance characteristic at the maximum temperature reached by the piezoelectric element that is lower than the resonance frequency in the impedance characteristic at the treatment start temperature, and a resonance frequency in the impedance characteristic at the maximum temperature reached by the piezoelectric element and resonance in the impedance characteristic at the treatment start temperature. It is preferable that the difference from the frequency is not more than twice the difference between the resonant frequency and the anti-resonant frequency in the impedance characteristic of the piezoelectric element at the treatment start temperature.
  • ultrasonic waves and self-heating are directly transmitted to soft tissues such as blood vessels, reducing the time required for sealing and minimizing damage caused by heat spread to living tissues near the soft tissues. It can be stopped.
  • FIG. 2 is a perspective view of the ultrasonic treatment tool in a closed state (A) and an open state (B) of the gripping piece. It is sectional drawing of the state (A) where the grip piece of an ultrasonic treatment tool is closed, and the state (B) where it is opened.
  • 4A is a cross-sectional view taken along line VI-VI in FIG. 4(A).
  • FIG. 1 is a block diagram showing an outline of a surgical treatment device.
  • FIG. 3 is an equivalent circuit diagram of a piezoelectric element.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of impedance characteristics of the piezoelectric element of this embodiment.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of admittance characteristics of the piezoelectric element of the present embodiment.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of power consumption when an AC voltage of 10 V is applied to the piezoelectric element.
  • FIG. 2 is an impedance matching circuit diagram in which the power consumption of the probe according to the present embodiment contributes to self-heating and exceeds the power consumption contributing to the generation of ultrasonic vibrations.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram showing reactance changes during impedance adjustment.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of the breakdown of probe power consumption during impedance adjustment.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of the resonant frequency, anti-resonant frequency, and drive frequency range of the probe at each temperature.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of temperature dependence of impedance characteristics.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of the drive frequency dependence of the total power consumption of the probe.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram before and after adjusting the impedance of the probe.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of a change in probe power consumption after impedance adjustment.
  • FIG. 1 is composed of FIG. 1(A) showing an endoscope system 10 used in combination with a surgical treatment device 20, and FIG. 1(B) showing a surgical treatment device 20 having an ultrasonic treatment instrument 21.
  • the endoscope system 10 includes an endoscope 12, a light source device 14, a processor device 15, a display 16, and a user interface (UI) 17.
  • the endoscope 12 photographs the observation target.
  • the light source device 14 emits illumination light to irradiate the observation target.
  • the processor device 15 performs system control of the endoscope system 10.
  • the display 16 is a display unit that displays observation images based on endoscopic images.
  • the user interface (UI) 17 is an input device that inputs settings to the processor device 15, such as a mouse and a keyboard.
  • the endoscope 12 is optically connected to the light source device 14 and electrically connected to the processor device 15.
  • the endoscope 12 includes an insertion section 12a to be inserted into a subject, an operation section 12b provided at the proximal end of the insertion section 12a, a curved section 12c provided at the distal end of the insertion section 12a, and a distal end 12d. have.
  • the angle knob 12e of the operating section 12b By operating the angle knob 12e of the operating section 12b, the bending section 12c is bent. As a result, the tip 12d faces in the desired direction.
  • the operating portion 12b is provided with a forceps opening 12f in addition to an angle knob 12e.
  • the forceps port 12f is an entrance into which an endoscopic treatment tool such as the ultrasonic treatment tool 21 is inserted. The endoscopic treatment instrument is used while being inserted into the forceps port 12f.
  • an observation window and an illumination window are provided on the distal end surface of the distal end portion 12d.
  • An image sensor (not shown) is placed behind the observation window, and an optical fiber cable (not shown) is placed behind the illumination window.
  • the signal line and optical fiber cable of the image sensor are connected to the processor device 15 and the light source device 14, respectively.
  • the processor device 15 is electrically connected to a display 16 and a user interface 17.
  • the processor device 15 performs image processing and the like on the endoscopic image captured by the image sensor and displays it on the display 16.
  • the surgical treatment device 20 supplies electric power to an ultrasonic treatment device 21, which is one of the endoscopic treatment devices inserted into the subject through the endoscope 12.
  • An ultrasonic drive device 22 is provided.
  • the ultrasonic treatment instrument 21 includes a flexible tubular sheath 21a, an operating section 21b, and a probe 30, and is electrically connected to an ultrasonic drive device 22.
  • the flexible tubular sheath 21a is a tubular sheath made of a flexible material, such as a soft resin, and is inserted into the forceps channel 12g of the endoscope 12.
  • the surgical treatment device 20 having the ultrasonic treatment instrument 21 is used, for example, for sealing and incision used in laparoscopic surgery.
  • the probe 30 is located at the tip of the ultrasonic treatment instrument 21 and grips living tissue.
  • the biological tissue to be grasped is soft tissue such as a blood vessel.
  • a forceps channel 12g through which the ultrasonic treatment instrument 21 is inserted is disposed within the insertion portion 12a having a distal end portion 12d.
  • the probe 30 protrudes from the forceps outlet 12h of the distal end portion 12d.
  • One end of the forceps channel 12g is connected to the forceps outlet 23, and the other end is connected to the forceps port 12f provided in the operating section 12b.
  • the forceps channel 12g is also used as a route for sending a cleaning liquid such as water from the forceps outlet 12h, and as a route for suctioning contents such as body fluids such as blood and body wastes.
  • the ultrasonic drive device 22 supplies power to the ultrasonic treatment instrument 21.
  • the probe 30 includes a pair of gripping pieces 31 that can be opened and closed in the vertical direction, an opening/closing mechanism 32 that opens and closes the gripping pieces 31, and a support member 33 that supports these. Further, the flexible tubular sheath 21a partially includes the support member 33.
  • 3(A) shows a state in which the gripping piece 31 is closed
  • FIG. 3(B) shows a state in which the gripping piece 31 is opened.
  • the gripping pieces 31a and 31b are each formed in a semi-cylindrical shape, and the probe 30 in the closed state has a cylindrical shape, which is at least smaller than the circumference of the flexible tubular sheath 21a.
  • an acoustic matching layer 35 is provided on the inner surfaces of the pair of gripping pieces 31, surfaces facing each other. The opening and closing of the gripping piece 31 corresponds to the opening and closing of the probe 30.
  • a structure S such as a blood vessel is passed between the gripping pieces 31a and 31b, and the probe 30 is closed, so that the inner surfaces of the pair of gripping pieces 31a and 31b are brought close together, and the pair of gripping pieces 31a and 31b are closed.
  • a structure S such as a blood vessel, which is a soft tissue can be sandwiched between the gripping pieces 31 to be gripped. In this way, the structure S, such as a blood vessel, to which a treatment such as sealing is to be performed is held between the gripping pieces 31.
  • Blood vessels and the like contain a large amount of water, which is a factor that slows down the rise in temperature.
  • the moisture contained in the living tissue of the grasping piece 31 is pushed out, and the remaining living tissue is promoted to degenerate and adhere, thereby enhancing the sealing effect.
  • the appropriate gripping pressure for obtaining a sealing effect with this treatment tool is 10 to 50N.
  • FIG. 4 is a sectional view of the vicinity of the probe 30, with FIG. 4(A) showing a state where the probe 30 is closed, and FIG. 4(B) showing a sectional view of the state where the probe 30 is open.
  • An operating wire 34 is inserted into the flexible tubular sheath 21a.
  • the operation wire 34 transmits the user's opening/closing operation using the operation section 21 b of the ultrasonic treatment instrument 21 to the opening/closing mechanism 32 .
  • the opening/closing operation the operating wire 34 is pulled by the flexible tubular sheath 21a to bring it into the closed state, and by being pushed into the tip, the opening/closing mechanism 32 goes into the open state.
  • An acoustic matching layer 35, an ultrasonic vibrator 36, and a backing member 37 are embedded in the inner surfaces of the gripping pieces 31a and 31b that sandwich the structure S therebetween.
  • the temperature of the structure S such as a blood vessel is raised and sealed using ultrasonic vibration by the ultrasonic transducer 36.
  • One side of the ultrasonic transducer 36 is fixed to the probe housing with a backing member 37 in between, and the other side is covered with an insulating layer and/or an acoustic matching layer 35.
  • an acoustic matching layer 35 and an ultrasonic transducer 36 are laminated in parallel inside the gripping pieces 31a and 31b of the probe 30.
  • the backing member 37 is made of a rigid material such as hard rubber, and supports the ultrasonic transducer 36 from one gripping side that is the back side (the side opposite to the acoustic matching layer 35). It is preferable that the backing member 37 has an arcuate shape along the semi-cylindrical shape of the gripping pieces 31a, 31b.
  • the ultrasonic vibrator 36 has a structure in which electrode layers 38a and 38b, which are thinner than the piezoelectric element 39 and are formed into a plate shape, are laminated on both sides of a piezoelectric element 39 which is formed into a plate shape.
  • the piezoelectric element 39 has a rectangular planar shape and is polarized in the thickness direction. Therefore, the direction of ultrasonic vibration by the ultrasonic transducer 36 and the gripping direction Y in which the probe 30 grips are parallel. Further, the direction Dk in which the ultrasonic vibrator 36 vibrates is parallel to the thickness direction Dx of the piezoelectric element 39.
  • the acoustic matching layer 35 is provided to match the acoustic impedance between the patient's body and the ultrasound transducer 36.
  • the acoustic matching layer 35 is stacked on the outside of the ultrasound transducer 36, or more precisely, on the side of the ultrasound transducer 36 that faces the structure S held by the probe 30.
  • the acoustic matching layer 35 makes it possible to increase the transmittance of ultrasonic waves.
  • the material for the acoustic matching layer 35 various organic materials can be used whose acoustic impedance value is closer to that of the human body than that of the piezoelectric element 39. Specific examples include epoxy resin, silicone rubber, polyimide, and polyethylene. Further, the acoustic matching layer 35 is formed from a plurality of layers, and the material and the number of layers are appropriately selected depending on the required value of acoustic impedance.
  • An air gap layer 40 is formed between the electrode layer 38b on the outer surface side of the plate-shaped ultrasonic transducer 36 and the arc-shaped backing member 37, which is a gap that allows ultrasonic waves to be reflected by internal air. has been done.
  • the air gap layer 40 has a function of reflecting ultrasonic waves emitted from the back side of the ultrasonic transducer 36, and can efficiently transmit ultrasonic vibrations to structures S such as blood vessels. Note that instead of the air gap layer 40, a material that reflects ultrasonic waves may be filled.
  • the piezoelectric element 39 preferably has a mechanical quality factor Qm of 500 or more.
  • the mechanical quality coefficient Qm is a coefficient representing elastic loss due to vibration, and is expressed as the reciprocal of the mechanical loss coefficient. When the piezoelectric element 39 elastically vibrates, loss occurs internally and is converted into heat.
  • the Curie temperature of the piezoelectric element 39 is approximately 1.5 times, preferably twice or more, the target temperature of the surface of the piezoelectric element when power is supplied.
  • the Curie temperature of the piezoelectric element 39 used is 300°C or higher, preferably 400°C or higher.
  • the target temperature is set to a maximum of 200°C.
  • the probe 30 including the piezoelectric element 39 has a size that can be used in endoscopic surgery or laparoscopic surgery, and the thickness of the piezoelectric element 39 alone is 0.2 mm to 1 mm, which is the thickness that can be stored in the probe 30, and the width is 2 mm to 2 mm. 4 mm, and the length is preferably in the range of 10 mm to 30 mm. Note that it is also permissible to divide the piezoelectric element 39 into two in terms of width and length. For example, two pieces each having a width of 1 mm are arranged side by side to make a total width of 2 mm.
  • the thickness of the piezoelectric element 39 When the thickness of the piezoelectric element 39 is large, the heat generated on the side of the piezoelectric element 39 that is not in contact with the living tissue is less likely to be transmitted to the living tissue, and the temperature difference between the two sides tends to increase. .
  • the piezoelectric element 39 when the piezoelectric element 39 is thin, the amount of heat generated by the piezoelectric element as a whole decreases. Further, the resonant frequency and anti-resonant frequency of the piezoelectric element 39 housed in the probe 30 depend on the thickness of the piezoelectric element, and the thinner the piezoelectric element 39, the higher the frequency tends to be.
  • the piezoelectric element 39 is held in the probe housing via a backing member 37 having low thermal conductivity, and the member holding one side of the piezoelectric element 39 is held by a member having high thermal conductivity on the side that contacts the living tissue. or a surface protection layer with high thermal conductivity.
  • it is also effective to provide an air gap layer in a portion between the ultrasonic vibrator 36 and the backing member 37 to more effectively reduce heat transfer.
  • the difference in thermal expansion coefficient between the piezoelectric element 39 and the acoustic matching layer 35 causes internal stress between the ultrasonic transducer 36 and the acoustic matching layer 35 when the temperature rises, and the resonant frequency fr and anti-resonance of the piezoelectric element, which will be described later, are
  • the acoustic matching layer 35 is selected in consideration of the coefficient of thermal expansion of the piezoelectric element 39, since this is a factor that changes the temperature dependence of the frequency fa.
  • the resonant frequency and the anti-resonant frequency change little with temperature.
  • the following two equations ( 4) and (5) are preferably satisfied. Resonance frequency fre of maximum reached temperature ⁇ Resonance frequency frs of treatment start temperature (4) (Resonance frequency frs of treatment start temperature - Resonance frequency fre of maximum reached temperature) ⁇ (Anti-resonance frequency fas of treatment start temperature - resonance frequency frs of treatment start temperature) *2 (5)
  • the electrode layers 38a and 38b are connected to the ultrasonic driving device 22 via a signal cable (not shown) that constitutes a power supply circuit.
  • the signal cable is provided in a flexible tubular sheath 21a. For example, it is wired along the inner circumferential surface or outer circumferential surface of the flexible tubular sheath 21a.
  • the electrode layers 38a and 38b are electrically connected to the ultrasonic drive device 22 via the signal cable.
  • one of the electrode layers 38a and 38b is connected to the ground via a signal cable or the like, and the other is supplied with power of an AC voltage signal, which will be described later, from the ultrasonic driving device 22.
  • the ultrasonic drive device 22 constituting the surgical treatment device 20 includes a control mechanism 41, a signal transmitter 42, an amplifier 43, an impedance matching circuit 44, and a frequency monitor 47.
  • the impedance matching circuit 44 is connected to the ultrasonic vibrator 36 including the piezoelectric element 39 included in the probe 30 of the ultrasonic treatment instrument 21 .
  • the control mechanism 41 controls the amount of power supplied to the piezoelectric element 39, and the path connecting the signal transmitter 42, the amplifier 43, the impedance matching circuit 44, and the ultrasonic transducer 36 is connected to the power supply amount for driving the piezoelectric element. Contains supply circuit.
  • a control mechanism 41 configured by a processor controls the functions of the signal generator 42, amplifier 43, and impedance matching circuit 44 by executing a program in a program memory.
  • the frequency actually used when driving the ultrasonic transducer 36 is displayed on the frequency monitor 47.
  • the signal generator 42 has a function of generating an AC voltage signal having an arbitrary frequency and waveform, and has, for example, a configuration and function similar to a well-known function generator.
  • the ultrasonic driving device 22 is preferably provided with a current probe (not shown) and a current value monitor (not shown) configured with an oscilloscope or the like.
  • the signal generator 42 outputs an AC voltage signal of a predetermined frequency.
  • the predetermined frequency is the frequency at which the ultrasonic vibration of the piezoelectric element 39 is maximum, that is, the resonant frequency fr.
  • the signal oscillator 42 outputs an AC voltage signal having a drive frequency f, for example, the resonance frequency fr, to the amplifier 43.
  • the amplifier 43 amplifies the AC voltage signal output from the signal transmitter 42 to a voltage level capable of driving the ultrasonic transducer 36.
  • the impedance matching circuit 44 is connected in series with the amplifier 43 and can match the input impedance of the AC voltage signal output from the amplifier 43 to the impedance of the ultrasonic transducer 36.
  • the current probe measures the current value input from the impedance matching circuit 44 to the ultrasonic transducer 36 and inputs it to the control mechanism 41. It is also displayed on the current value monitor.
  • the control mechanism 41 controls the signal transmitter 42 so that the current value measured by the current probe drives the ultrasonic transducer 36.
  • the control mechanism 41 controls the signal transmitter 42 to continuously supply an AC voltage signal that drives the ultrasonic transducer 36 .
  • continuously supplied means that the AC voltage signal continues to be output from the signal transmitter 42 without interruption, at least while the ultrasonic transducer 36 is being driven.
  • the present invention makes the power consumption that contributes to self-heating in the piezoelectric element 39 larger than the power consumption that contributes to ultrasonic vibration, and this is achieved by impedance adjustment. That is, a surgical treatment device 20 having an impedance matching circuit 44 that takes into account self-heating of the piezoelectric element 39 is used.
  • An impedance matching circuit 44 with impedance adjustment is realized based on the results obtained in the impedance measurement in the embodiment shown in FIGS. 7 to 10.
  • C-213 manufactured by Fuji Ceramic Co., Ltd.
  • Fuji Ceramic Co., Ltd. which is 0.5 mm thick, 3 mm long, and 18 mm wide, was used as the piezoelectric element 39, and the impedance characteristics were measured and adjusted at 25 ° C. explain.
  • the frequency at which the resistance component is maximum is the anti-resonant frequency fa
  • the frequency at which the admittance is maximum becomes the resonant frequency fr.
  • FIG. 7 shows an equivalent circuit of the piezoelectric element 39, and the values of each element can be estimated by measuring the impedance characteristics and admittance characteristics.
  • the power consumption that contributes to the generation of ultrasonic vibration of the piezoelectric element 39 can be estimated from the electric resistance R0, and the power consumption that contributes to self-heating can be estimated from the electric resistance Rs.
  • FIG. 8 shows the impedance characteristic, which is the ratio of voltage to current, in the piezoelectric element 39 of this embodiment before impedance adjustment.
  • a curve 50 shows the resistance component of the impedance characteristic
  • a curve 51 shows the reactance component of the impedance characteristic.
  • a curve 52 in FIG. 9 is the admittance characteristic when measured under the same conditions as in FIG. 8, that is, the reciprocal of the impedance characteristic, and indicates the ratio between current and voltage.
  • the resonance frequency fr of the piezoelectric element 38 before impedance adjustment is 4.2 MHz
  • the anti-resonance frequency fa is 4.5 MHz.
  • the drive frequency f is set to the frequency at which the ultrasonic vibration in the ultrasonic transducer 36 is maximum, that is, the resonance frequency fr.
  • FIG. 10 shows the breakdown of power consumption when an AC voltage of 10 V is applied to the equivalent circuit of FIG. 7.
  • a power consumption curve 53 shows the total power consumption depending on the frequency
  • a power consumption curve 54 shows the power consumption that contributes to the generation of ultrasonic vibration
  • a power consumption curve 55 shows the power consumption that contributes to self-heating.
  • the piezoelectric element 39 is driven at a frequency at which ultrasonic vibration is maximum, that is, at a resonance frequency fr, and the power consumption contributing to ultrasonic vibration is greater than the power consumption contributing to self-heating.
  • the resonant frequency fr may be set slightly closer to the anti-resonant frequency fa to increase the proportion of power consumption that contributes to the generation of ultrasonic vibrations in the total power consumption.
  • the power consumption that contributes to self-heating of the probe 30 is the difference between the total power consumption and the power consumption that contributes to the generation of ultrasonic vibrations.
  • this embodiment aims to increase the proportion of power consumption that contributes to self-heating in the total power consumption of the piezoelectric element 39, and based on the above measurement results, the power consumption that contributes to the generation of ultrasonic vibration and the self-heating
  • An impedance matching circuit 44 is constructed in which the reactance component of the impedance is 0 ⁇ at the drive frequency f at which the power consumption contributing to a desired ratio is set. Note that if the driving frequency f becomes too low, hardly any ultrasonic vibration will be generated. Therefore, the drive frequency f is determined within a range in which the power consumption contributing to the generation of ultrasonic vibrations at the drive frequency f is at least 25% or more of the power consumption contributing to the generation of ultrasonic vibrations at the resonance frequency fr. .
  • a circuit is constructed in which the impedance is adjusted in consideration of self-heating. Specifically, it includes an inductor L, a capacitor C, a power source AC, and a piezoelectric element 39. Impedance adjustment for the equivalent circuit is performed to shorten the heating time of biological tissue. If the temperature rise time is long, the heat transferred to the treatment area will diffuse within the living tissue, and the temperature will rise to the living body area near the treatment area, resulting in thermal damage. Therefore, it is advantageous to shorten the heating time in order to minimize heat diffusion within the living tissue.
  • the admittance which is the ratio of current to voltage in an AC circuit
  • the admittance is The frequency at which the absolute value becomes the maximum is substituted as the resonant frequency fr, and the frequency at which the absolute value of the admittance becomes the minimum is substituted as the anti-resonant frequency fa.
  • the ultrasonic vibration efficiency of the probe at the resonance frequency fr is optimized by the impedance matching circuit 44 that sets the reactance component of the impedance characteristic of the probe 30 to 0 ⁇ at the resonance frequency fr.
  • the present inventors have found that thermal energy as well as ultrasonic energy are important for the probe performance required during sealing and incision procedures. Therefore, it is desired that the probe 30 be driven under conditions that take into consideration the output of thermal energy, that is, the self-heating of the piezoelectric element 39 in addition to ultrasonic energy, and we have found a driving method for this purpose.
  • FIG. 12 shows reactance changes associated with the impedance adjustment realized in FIG. 11.
  • the capacitor C is adjusted in the range of 0.4 nF to 1.2 nF, and the inductor L is 4 ⁇ H in both cases.
  • a curve 59 shows the reactance according to the driving frequency f when the capacitor C is 1.2 nF
  • a curve 60 shows the reactance according to the driving frequency f when the capacitor C is 0.4 nF.
  • the optimum driving frequency f is a frequency at which the reactance component on the lower band side becomes 0 ⁇ than the frequency at which the reactance component has a maximum value.
  • FIG. 13 shows the breakdown of probe power consumption due to impedance adjustment.
  • the power consumption that contributes to self-heating of the probe corresponds to the difference between the total power consumption and the power consumption that contributes to the generation of ultrasonic vibrations.
  • a power consumption curve group 62 shown by a dotted line is the total power consumption at each capacitor C value
  • a power consumption curve group 63 shown by a solid line is the power consumption related to ultrasonic vibration at each capacitor C value. Therefore, it is desirable to select the optimum drive frequency f in consideration of the ratio of self-heating and ultrasonic vibration, and adjust the impedance after ensuring the total power consumption of the probe. This reduces the time required to heat up the piezoelectric element 39. As the value of the optimal driving frequency f becomes lower, the total power consumption of the probe 30 having the piezoelectric element 39 increases, and the power consumption contributing to the generation of ultrasonic vibration decreases.
  • the temperature dependence of the resonant frequency fr and anti-resonant frequency fa of the probe 30 may become large due to interference with the surrounding environment of the piezoelectric element, that is, the backing member 37, the acoustic matching layer 35, etc.
  • the driving frequency f is set in consideration of the target temperature range. Specifically, when the resonant frequency fr of the probe 30 fluctuates in the range from the treatment start temperature to the target temperature, the driving frequency f is the resonant frequency fr in each temperature range between the treatment start temperature and the target temperature of the probe 30. What is necessary is to set the driving frequency f to satisfy the permissible range of the driving frequency f.
  • the present invention mainly focuses on optimizing drive conditions for actively promoting self-heating of the piezoelectric element 39, while also generating a considerable amount of ultrasonic vibration.
  • the surgical treatment device 20 is driven at a frequency lower than the resonance frequency fr of the surgical treatment device 20, and an impedance matching circuit for this purpose is added to the surgical treatment device 20. Note that the actual driving frequency f does not need to be exact.
  • the resonant frequency fr at 30° C. is 4.2 MHz
  • the anti-resonant frequency fa is 4.5 MHz
  • the range of the driving frequency f is 3.3 MHz or more and less than 4.2 MHz.
  • the resonance frequency fr at 100° C. is 4.1 MHz
  • the anti-resonance frequency fa is 4.4 MHz
  • the range of the driving frequency f is 3.2 MHz or more and less than 4.1 MHz.
  • the resonant frequency fr is 3.9 MHz
  • the anti-resonant frequency fa is 4.3 MHz
  • the range of the driving frequency f is 2.7 MHz or more and less than 3.9 MHz.
  • a common driving frequency f is selected in a range including each temperature zone of 30° C., 100° C., and 200° C.
  • the range of the driving frequency f is 3.3 MHz or more and less than 3.9 MHz. A method for calculating the driving frequency range at each temperature will be described later.
  • FIG. 15 shows the temperature dependence of the probe impedance characteristics in a range from a treatment start temperature of 30°C to a maximum temperature of 200°C.
  • a 30°C curve 65 shows the resistance at 30°C
  • a 30°C curve 66 shows the reactance at 30°C.
  • a 100°C curve 67 shows the resistance at 100°C
  • a 100°C curve 68 shows the reactance at 100°C.
  • the 200°C curve 69 shows the resistance at 200°C
  • the 200°C curve 70 shows the reactance at 200°C.
  • the resonant frequency fr and anti-resonant frequency fa at this time are as shown in FIG.
  • the 30° C. curve 66, the 100° C. curve 68, and the 100° C. curve 70 all have frequencies at which the reactance component becomes 0 ⁇ , and the range of the optimal drive frequency f at each temperature is lower than these frequency values.
  • the driving frequency f at which the total power consumption is maximum differs for each temperature zone.
  • the power consumption reaches its maximum around 3.8 MHz at around 30°C
  • the 100°C power consumption curve 73 shows, it reaches the maximum around 3.7 MHz at around 100°C
  • the 200°C power consumption As shown by the curve 74, at around 200° C., the total power consumption reaches its maximum around 3.6 MHz.
  • the amount of heat generated by the piezoelectric element 39 is controlled by adjusting the voltage or current in the power supply circuit. Normally, the drive frequency f during temperature rise is fixed, but if the resonant frequency fr of the probe 30 has a large temperature dependence, probe temperature data obtained by a temperature measuring device (not shown) of the probe 30 may be used. Based on this, a function may be provided to sequentially change the drive frequency f to the optimum one for the probe temperature.
  • a living tissue is grasped with a probe 30 including a piezoelectric element 39, and when a predetermined power supply is started, self-heating of the piezoelectric element 39 is conducted to the living tissue, and accompanying ultrasonic vibration is applied.
  • the living tissue is effectively sealed by the synergistic effect of heat, vibration, and gripping pressure.
  • the driving frequency f of the probe 30 is lower than the resonant frequency fr of the probe 30, and includes an impedance matching circuit 44 in which the reactance component of the impedance of the probe 30 becomes 0 ⁇ at the driving frequency f.
  • the driving frequency f of the probe is set within a range for efficiently raising the temperature from the resonant frequency fr of the probe and the anti-resonant frequency fa of the probe.
  • FIG. 17 shows the impedance measurement and impedance adjustment results when the piezoelectric element 39 housed in the probe 30 is a C-213 product with a thickness of 0.5 mm.
  • the drive frequency f was shifted to the lower frequency side.
  • Curve 76 is a resistance curve of impedance characteristics.
  • a curve 77 is a reactance curve of impedance characteristics, and the driving frequency f is 4.2 MHz.
  • the adjustment curve 78 shows the case where the drive frequency f is adjusted to 3.9 MHz, and the adjustment curve 79 shows the case when the drive frequency f is adjusted to 3.6 MHz.
  • the frequency of 0 ⁇ on the lower side of the curve 77 is the resonant frequency fr, and the frequency on the higher side is the anti-resonant frequency fa.
  • the frequencies at which the reactance components of the adjustment curves 78 and 79 become 0 ⁇ are the driving frequency f on the low side and about 4.5 MHz, that is, the antiresonance frequency fa on the high side.
  • the amount of self-heating of the piezoelectric element 39 in the probe 30 increases as the driving frequency f shifts to a lower range, and the amount of heat transferred to the living tissue, that is, the rate of temperature rise of the living tissue increases, and the treatment time for sealing increases. be shortened.
  • the power consumption of the probe depends on the applied voltage, and the desired temperature increase rate and target temperature are maintained by adjusting the AC voltage.
  • the lower the adjusted drive frequency f the more the power consumption of the probe 30 increased.
  • the probe power consumption when applying a voltage of 10 V is lower than the power consumption curve 91 when the driving frequency f is adjusted to 4.2 MHz, when the driving frequency f is adjusted to 3.9 MHz.
  • the power consumption of the power consumption curve 90 is large, and the power consumption of the power consumption curve 89 when the drive frequency f is adjusted to 3.6 MHz becomes even larger. That is, as a result of adjustment, the lower the optimal drive frequency f takes, the more the total power consumption of the probe 30 increases.
  • the relationship between the drive frequency f, the resonance frequency fr, and the anti-resonance frequency fa of the probe satisfies the following equation (6).
  • the drive frequency f is a value lower than the resonance frequency fr. Note that if the driving frequency f is set to a frequency lower than the above range, hardly any ultrasonic vibration of the probe 30 can be obtained.
  • the values used to calculate the range of the drive frequency f are the values shown in FIG. 4fr-3fa ⁇ f ⁇ fr (6)
  • Equation (7) As a range of the drive frequency f of the probe 30 that is more desirable than Equation (6), it is preferable to satisfy Equation (7) below. 2.5fr-1.5fa ⁇ f ⁇ 1.5fr-0.5fa (7)
  • the most desirable driving frequency f of the probe 30 preferably satisfies the following equation (8), which is the center of the range of equation (7).
  • f 2fr-fa (8)
  • both of the pair of gripping pieces 31a, 31b that constitute the probe 30 are equipped with the ultrasonic transducer 36, but the present invention is not limited to this, and the present invention is not limited to this.
  • the ultrasonic transducer 36 may be provided only on one side. In this case, the ultrasonic transducer 36 is arranged parallel to the inner surface of one gripping piece 31, and the inner surface of the other gripping piece 31 facing the ultrasonic vibrator 36 receives ultrasonic vibrations by the ultrasonic vibrator 36. Preferably, it is formed from a reflective material.
  • the hardware structure of a processing unit such as the control mechanism 41 that executes various processes is the following various processors.
  • Various types of processors include CPUs (Central Processing Units), GPUs (Graphical Processing Units), and FPGAs (Field Programmable Gate Arrays), which are general-purpose processors that execute software (programs) and function as various processing units.
  • CPUs Central Processing Units
  • GPUs Graphics Processing Units
  • FPGAs Field Programmable Gate Arrays
  • PLDs programmable logic devices
  • dedicated electric circuits which are processors with circuit configurations specifically designed to execute various processes.
  • One processing unit may be configured with one of these various processors, or a combination of two or more processors of the same or different types (for example, multiple FPGAs, a combination of a CPU and an FPGA, or a combination of a CPU and an FPGA). (a combination of GPUs, etc.).
  • the plurality of processing units may be configured with one processor.
  • the processor As an example of configuring multiple processing units with one processor, first, as typified by computers such as clients and servers, one processor is configured with a combination of one or more CPUs and software, There is a form in which this processor functions as a plurality of processing units.
  • processors that use a single IC (Integrated Circuit) chip, such as System On Chip (SoC), which implements the functions of an entire system that includes multiple processing units.
  • SoC System On Chip
  • various processing units are configured using one or more of the various processors described above as a hardware structure.
  • the hardware structure of these various processors is, more specifically, an electric circuit (circuitry) in the form of a combination of circuit elements such as semiconductor elements.
  • the hardware structure of the storage unit is a storage device such as an HDD (hard disk drive) or an SSD (solid state drive).
  • the endoscope 12 to be combined with the ultrasonic treatment instrument 21 of the present invention is not specified, but any endoscope 12 may be used as long as it is equipped with a forceps channel into which the treatment instrument is inserted, such as a bronchoscope, an upper A gastrointestinal endoscope or a lower gastrointestinal endoscope may also be used. It is preferable that the surgical treatment apparatus 20 having the impedance matching circuit 44 of this embodiment be realized at the time of manufacture at a factory or the like.
  • Endoscope system 12 Endoscope 12a Insertion section 12b Operation section 12c Curved section 12d Tip section 12e Angle knob 12f Forceps mouth 12g Forceps channel 12h Forceps outlet 14 Light source device 15 Processor device 16 Display 17 User interface 20 Surgical treatment device 21 Ultrasonic treatment instrument 21a Flexible tubular sheath 21b Operating section 22 Ultrasonic drive device 30 Probe 31 Gripping piece 31a Gripping piece 31b Gripping piece 32 Opening/closing mechanism 33 Support member 34 Operating wire 35 Acoustic matching layer 36 Ultrasonic transducer 37 Backing Member 38a Electrode 38b Electrode 39 Piezoelectric element 40 Air gap layer 41 Control mechanism 42 Signal transmitter 43 Amplifier 44 Impedance matching circuit 47 Frequency monitor 50 Curve 51 Curve 52 Curve 53 Power consumption curve 54 Power consumption curve 55 Power consumption curve 59 Curve 60 Curve 62 Power consumption curve group 63 Power consumption curve group 65 30°C curve 66 30°C curve 67 100°C curve 68 100°C curve 69 200°C curve 70 200°C curve 72 30

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Abstract

血管等の軟部組織に対し、超音波及び自己発熱を直接伝え、封止に要する時間を短縮し、かつ軟部組織近傍の生体組織への熱の広がりによるダメージを最小限にとどめる外科用治療装置を提供する。外科用治療装置（２０）は、圧電素子（３９）を含むプローブ（３０）と、圧電素子（３９）を駆動するための電力供給回路と、圧電素子（３９）への電力供給配線と、インピーダンス整合回路（４４）とを備え、プローブ（３０）は、圧電素子（３９）の両面に電力供給のための電極層（３８）を有し、インピーダンス整合回路（４４）は、電力供給に使用する駆動周波数（ｆ）を、プローブ（３０）の処置開始温度のインピーダンス特性における共振周波数（ｆｒ）より低い周波数、かつ、駆動周波数（ｆ）におけるインピーダンスのリアクタンス成分を０Ωとする。

Description

外科用治療装置
　本発明は、外科用治療装置に関する。
　医療分野において、超音波振動を発生させる超音波処置具を用いて被検体に各種処置を施すことが知られている。特許文献１には、共振周波数を含む２つの周波数で超音波トランスデューサを制御し、それぞれの周波数は超音波を生成、もしくは、熱を生成する記載がある。特許文献２には、圧電素子に矩形圧電体単体の共振周波数（第１の周波数）、および／または、積層構造体である超音波プローブ全体の共振周波数（第２の周波数）の電力を供給し、発生する超音波振動と発熱により生体組織の凝固／切開処置を行う外科用治療装置が記載されている。特許文献３には、超音波振動によって軟骨の所定の部位を発熱させ、軟骨を削り取る切削において、軟骨の所定の部位の温度が２．２秒以内に１２０℃以上になるように出力回路から出力される駆動電力を制御する制御回路を有する超音波手術システムが記載されている。超音波振動には、圧電素子単体、もしくは、圧電素子ユニットの共振周波数を使用する。
特表２０１３－５２８０７１号公報 特開２０１５－４３８７９号公報 国際公開第２０１７／０３８７２２号
　上記特許文献１に記載の超音波トランスデューサでは、サンプルにダメージを与えない加熱とし、室温から９５℃の加熱時間は２分以内と、到達温度は低く、昇温に要する時間は長い。上記特許文献２に記載の外科用治療装置では、圧電素子の実寸・誘電率（共振周波数）の温度依存性、昇温速度に関しての記載はなく、実際の昇温時間も不明である。上記特許文献３に記載の超音波手術システムでは、振動と熱の相互作用により軟骨を切削する。軟骨の温度を４５℃～２２０℃、好ましくは１２０℃～１６０℃の範囲内の規定の温度とする。血管等の軟部組織の超音波振動による発熱率は軟骨よりも桁違いに低く、血管等の軟部組織を軟骨部と同様に昇温させることは難しい。
　既存の超音波を用いた処置具は、超音波の一部を摩擦熱に変換して血管等の処置部近傍を昇温させることより所望温度までの昇温に要する時間が長く、更に、強力な超音波振動を処置部まで伝達させるための棒状の伝達素子を用いることより、処置具のサイズは大きく、屈曲性が無いため、内視鏡・腹腔鏡手術での使用には困難さが伴う。また、血管等の処置部近傍を加熱昇温させる手段の併用する場合では、所望温度までの昇温に要する時間が長く、更には処置部以外の生体組織まで熱が広く伝わりダメージを受けてしまう危険性がある。そこで、血管等の封止処置部に対し、超音波振動に加え、自己発熱を効率的に生成し処置部近傍に直接伝えるものであり、所望温度までの昇温時間を短縮し、かつ、処置部近傍の生体組織への熱の広がりによるダメージを最小限にとどめることが求められる。
　本発明は、血管等の軟部組織に対し、超音波及び自己発熱を直接伝え、封止に要する時間を短縮し、かつ軟部組織近傍の生体組織への熱の広がりによるダメージを最小限にとどめることができる外科用治療装置を提供することを目的とする。
　本発明の外科用治療装置は、圧電素子を含むプローブと、圧電素子を駆動するための電力供給回路と、圧電素子への電力供給配線と、可撓性管状シースと、圧電素子への電力供給量の制御機構と、インピーダンス整合回路とを備え、プローブは、圧電素子の両面に電力供給のための電極層を有し、かつ、生体組織を把持するための開閉機構を有し、可撓性管状シースは、圧電素子への電力供給配線、及びプローブの開閉機構の一部を包含し、圧電素子への電力供給に使用する駆動周波数は、プローブのインピーダンス特性における共振周波数より低い周波数、かつインピーダンス整合回路は、圧電素子への電力供給に使用する駆動周波数を、プローブの処置開始温度のインピーダンス特性における共振周波数より低い周波数、かつ、駆動周波数におけるインピーダンスのリアクタンス成分が０Ωとなる周波数とする。
　プローブ単体の処置開始温度のインピーダンス特性における駆動周波数の範囲は、プローブの駆動周波数をｆ、共振周波数をｆｒ、及び反共振周波数をｆａとした場合、以下の式（１）を満たすことが好ましい。
　４ｆｒ－３ｆａ≦ｆ＜ｆｒ　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１）
　プローブ単体の処置開始温度のインピーダンス特性における駆動周波数の範囲は、以下の式（２）を満たすことがより好ましい。
　２．５ｆｒ－１．５ｆａ≦ｆ≦１．５ｆｒ－０．５ｆａ　　　　　（２）
　プローブ単体の処置開始温度のインピーダンス特性における駆動周波数の範囲は、以下の式（３）を満たすことが最も好ましい。
　ｆ＝２ｆｒ－ｆａ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（３）
　圧電素子は、矩形の平面形状からなり、厚み方向に分極されていることが好ましい。
　圧電素子の片面は、バッキング部材を挟んでプローブに固定され、圧電素子の他方の面は、音響整合層と、絶縁層との少なくともいずれか、もしくは両方に覆われていることが好ましい。
　生体組織は、血管を含む軟部組織であることが好ましい。
　駆動周波数は、共振周波数よりも低い周波数であって、駆動周波数における超音波振動の発生に寄与する消費電力が、共振周波数における超音波振動の発生に寄与する消費電力に対し少なくとも２５％以上の範囲となる周波数であることが好ましい。
　プローブは、圧電素子の最大到達温度のインピーダンス特性における共振周波数が処置開始温度のインピーダンス特性における共振周波数以下、かつ、圧電素子の最大到達温度のインピーダンス特性における共振周波数と処置開始温度のインピーダンス特性における共振周波数との差が、圧電素子の処置開始温度のインピーダンス特性における共振周波数と反共振周波数の差の2倍以下であることが好ましい。
　本発明によれば、血管等の軟部組織に対し、超音波及び自己発熱を直接伝え、封止に要する時間を短縮し、かつ軟部組織近傍の生体組織への熱の広がりによるダメージを最小限にとどめることができる。
内視鏡システムの構成（Ａ）及び外科用治療装置の構成（Ｂ）を説明する説明図である。 内視鏡に超音波処置具を挿入した状態の説明図である。 超音波処置具の把持片が閉じた状態（Ａ）及び開いた状態（Ｂ）の斜視図である。 超音波処置具の把持片が閉じた状態（Ａ）及び開いた状態（Ｂ）の断面図である。 図４（Ａ）のＶＩ－ＶＩ線に沿って切断した断面図である。 外科用治療装置の概要を示すブロック図である。 圧電素子の等価回路図である。 本実施形態の圧電素子のインピーダンス特性の説明図である。 本実施形態の圧電素子のアドミッタンス特性の説明図である。 圧電素子に交流電圧１０Ｖを印加した際の消費電力の説明図である。 本実施形態のプローブの消費電力において自己発熱に寄与する消費電力が超音波振動の発生に寄与する消費電力を上回るインピーダンス整合回路図である。 インピーダンス調整時のリアクタンス変化を示す説明図である。 インピーダンス調整時のプローブ消費電力の内訳の説明図である。 各温度におけるプローブの共振周波数、反共振周波数、及び駆動周波数範囲の説明図である。 インピーダンス特性の温度依存性の説明図である。 プローブ全消費電力の駆動周波数依存性の説明図である。 プローブのインピーダンス調整前後の説明図である。 インピーダンス調整後のプローブ消費電力推移の説明図である。
　図１は、外科用治療装置２０と組み合わせて使用する内視鏡システム１０を示す図１（Ａ）と、超音波処置具２１を有する外科用治療装置２０を示す図１（Ｂ）で構成される。図１（Ａ）に示すように、内視鏡システム１０は内視鏡１２と、光源装置１４と、プロセッサ装置１５と、ディスプレイ１６と、ユーザインターフェース（ＵＩ）１７とを備える。内視鏡１２は、観察対象を撮影する。光源装置１４は、観察対象に照射する照明光を発する。プロセッサ装置１５は、内視鏡システム１０のシステム制御を行う。ディスプレイ１６は、内視鏡画像に基づく観察画像等を表示する表示部である。ユーザインターフェース（ＵＩ）１７は、マウスやキーボードなどのプロセッサ装置１５等への設定入力等を行う入力デバイスである。
　内視鏡１２は、光源装置１４と光学的に接続され、且つ、プロセッサ装置１５と電気的に接続される。内視鏡１２は、被検体内に挿入する挿入部１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けた湾曲部１２ｃと、先端部１２ｄとを有している。操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより、湾曲部１２ｃが湾曲する。その結果、先端部１２ｄが所望の方向に向く。また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、鉗子口１２ｆが設けられている。鉗子口１２ｆは、超音波処置具２１などの内視鏡処置具を挿入する入り口である。内視鏡処置具は、鉗子口１２ｆに挿入した状態で使用する。
　先端部１２ｄとの先端面には、図示は省略するが観察窓や照明窓が設けられている。観察窓の奥にはイメージセンサ（図示せず）などが配置され、照明窓の奥には光ファイバケーブル（図示せず）が配置されている。イメージセンサの信号線や光ファイバケーブルは、プロセッサ装置１５、光源装置１４にそれぞれ接続される。
　プロセッサ装置１５は、ディスプレイ１６及びユーザインターフェース１７と電気的に接続される。プロセッサ装置１５は、イメージセンサにより撮像した内視鏡画像に画像処理等を施してディスプレイ１６に表示させる。
　図１（Ｂ）に示すように、外科用治療装置２０は、内視鏡１２を通して被検体内に挿入される内視鏡用処置具の一つである超音波処置具２１と、電力を供給する超音波用駆動装置２２を備える。超音波処置具２１は、可撓性管状シース２１ａ、操作部２１ｂ、プローブ３０を有し、超音波用駆動装置２２と電気的に接続する。可撓性管状シース２１ａは、可撓性を有する材料、例えば軟質樹脂から形成された管状のシースであり、内視鏡１２の鉗子チャンネル１２ｇに挿通する。超音波処置具２１を有する外科用治療装置２０は、例えば、腹腔鏡手術の際に用いる封止、切開に使用する。プローブ３０は、超音波処置具２１の先端に位置し、生体組織を把持する。把持する生体組織は、血管などの軟部組織である。
　図２に示すように、先端部１２ｄを有する挿入部１２ａ内には、超音波処置具２１を挿通するための鉗子チャンネル１２ｇが配設されている。鉗子口１２ｆに挿入した超音波処置具２１は、先端部１２ｄの鉗子出口１２ｈからプローブ３０が突出する。鉗子チャンネル１２ｇの一端は鉗子出口２３に接続し、他端は操作部１２ｂに設けられた鉗子口１２ｆに接続している。また、鉗子チャンネル１２ｇは、鉗子出口１２ｈから水等の洗浄液を送液するための経路、及び血液等の体液や体内老廃物等の内容物を吸引するための経路としても用いられる。超音波用駆動装置２２は、超音波処置具２１に電力を供給する。
　図３に示すように、プローブ３０は、上下方向に開閉可能である一対の把持片３１と、把持片３１の開閉を行う開閉機構３２と、これらを支持する支持部材３３とを有する。また、可撓性管状シース２１ａは、支持部材３３を一部包含する。図３（Ａ）では把持片３１が閉じた状態を、図３（Ｂ）では把持片３１が開いた状態を示す。把持片３１ａ、３１ｂはそれぞれ半円柱状に形成され、閉じた状態のプローブ３０は、円柱状、少なくとも可撓性管状シース２１ａの円周以下の形状となる。図３（Ｂ）に示すように、一対の把持片３１の内面、互いに対向する面には音響整合層３５が設けられている。把持片３１の開閉は、プローブ３０の開閉である。
　プローブ３０が開いた状態で、血管等の構造物Ｓを把持片３１ａと把持片３１ｂの間に通し、プローブ３０を閉じることで、一対の把持片３１ａ、３１ｂの内面同士が近接し、一対の把持片３１間に軟部組織である血管等の構造物Ｓを挟み込むようにして把持することができる。このように封止などの処置を行う対象の血管等の構造物Ｓを把持片３１で挟み込む。血管等には水分が多量に含まれており、温度上昇を遅らせる要因となっている。従って、構造物Ｓの適切な把持（加圧）により把持片３１の生体組織に含まれる水分を押し出すと共に残った生体組織の変性・癒着を促し、封止効果を高めている。なお、本処置具において封止効果が得られる適切な把持圧は、１０～５０Ｎである。
　図４は、プローブ３０付近の断面図であり、図４（Ａ）はプローブ３０が閉じた状態、図４（Ｂ）はプローブ３０が開いた状態の断面図を示す。可撓性管状シース２１ａの内部には、操作ワイヤ３４が挿通されている。操作ワイヤ３４は、超音波処置具２１の操作部２１ｂによるユーザの開閉操作を開閉機構３２に伝達する。開閉操作では、操作ワイヤ３４が可撓性管状シース２１ａに引っ張られることで閉状態となり、先端部に押し込まれることで開閉機構３２が開状態となる。
　把持片３１ａ及び把持片３１ｂは、構造物Ｓを挟み込む内面に、音響整合層３５、超音波振動子３６、バッキング部材３７が埋め込まれている。超音波振動子３６による超音波振動を用いて血管等の構造物Ｓの昇温及び封止を行う。超音波振動子３６の片面はバッキング部材３７を挟んでプローブ筐体に固定されると共に、他方の面は、絶縁層、および／または、音響整合層３５にて覆われている。図４（Ａ）のＶＩ－ＶＩ線に沿って切断した断面図について、以下の図５で説明する。
　図５に示すように、プローブ３０が有する、把持片３１ａ、３１ｂの内部には、音響整合層３５と、超音波振動子３６がそれぞれ平行に積層される。バッキング部材３７は、硬質ゴム等の剛性を有する材料等から構成され、超音波振動子３６を裏側（音響整合層３５とは反対側）である把持片側から支持する。バッキング部材３７は、把持片３１ａ、３１ｂの半円柱状に沿う、円弧状の形状であることが好ましい。超音波振動子３６は、更に板状に形成された圧電素子３９の両面に、圧電素子３９よりも薄い板状に形成された電極層３８ａ及び電極層３８ｂが積層された構成である。圧電素子３９は、矩形の平面形状からなり、厚み方向に分極されている。よって、超音波振動子３６による超音波振動の方向と、プローブ３０が把持する把持方向Ｙが平行である。また、超音波振動子３６が振動する方向Ｄｋは、圧電素子３９の厚み方向Ｄｘと平行である。
　音響整合層３５は、患者の人体と超音波振動子３６との間の音響インピーダンス整合をとるために設けられる。音響整合層３５は、超音波振動子３６の外側、厳密には、超音波振動子３６に対して、プローブ３０が把持する構造物Ｓと対面する側に重ねられている。音響整合層３５により、超音波の透過率を高めることが可能となる。
　音響整合層３５の材料としては、音響インピーダンスの値が圧電素子３９に比して、より人体のものの値に近い様々な有機材料を用いることができる。具体的にはエポキシ系樹脂、シリコンゴム、ポリイミド及びポリエチレン等が挙げられる。また、音響整合層３５は、複数の層から形成され、要求される音響インピーダンスの値に応じて、材料、構成される層の数が適宜選択される。
　板状の超音波振動子３６の外面側の電極層３８ｂと、円弧状のバッキング部材３７との間には、内部の空気によって超音波を反射させることができる隙間であるエアギャップ層４０が形成されている。エアギャップ層４０は、超音波振動子３６の裏側から発せられた超音波を反射させる機能を有し、血管等の構造物Ｓに超音波振動を効率良く伝達させることができる。なお、エアギャップ層４０の代わりに、超音波を反射させる材料を充填してもよい。
　圧電素子３９は、機械的品質係数Ｑｍが５００以上のものを使用することが好ましい。機械的品質係数Ｑｍは、振動による弾性損失を表わす係数であり、機械的損失係数の逆数で表わされる。圧電素子３９が弾性振動すると、内部に損失が生じ、熱に変換される。
　圧電素子３９の発生熱による温度上昇が１００℃を超える場合、圧電素子３９の脱分極の可能性も考慮することとなる。圧電素子３９のキュリー温度は、電力供給時の圧電素子表面の目標到達温度に対し、およそ１．５倍、望ましくは２倍以上が望ましい。例えば、圧電素子表面の目標到達温度を２００℃とする場合、使用する圧電素子３９のキュリー温度は、３００℃以上、望ましくは、４００℃以上のものとする。なお、タンパク質は２００℃を超えると炭化する恐れがあるため、目標到達温度は、最大２００℃とすることが好ましい。
　圧電素子３９を含むプローブ３０は、内視鏡手術や腹腔鏡手術に使用可能なサイズとし、圧電素子３９単体の厚みは、プローブ３０に収納可能な厚みでもある０．２ｍｍ～１ｍｍ、幅２ｍｍ～４ｍｍ、長さ１０ｍｍ～３０ｍｍの範囲であることが望ましい。なお、圧電素子３９の幅、長さについては２分割することも許容される。例えば、幅１ｍｍのものを２つ並べ、全体として幅２ｍｍとするものである。圧電素子３９の厚みが厚いと圧電素子３９の生体組織に接している面側に対し、生体組織に接していない面側の発熱は生体組織に伝わりにくく、両面の温度差が大きくなる傾向にある。一方、圧電素子３９の厚みが薄いと、圧電素子全体の発熱量は減少する。また、プローブ３０内に収納された状態の圧電素子３９の共振周波数、及び反共振周波数は圧電素子の厚みに依存しており、圧電素子３９は薄いほど周波数は高くなる傾向にある。
　更に、圧電素子３９は、圧電素子３９の片面を保持する部材は熱伝導率の低いバッキング部材３７を介してプローブ筐体に保持され、生体組織に接する側の面は、熱伝導率の高い部材からなる音響整合層３５、もしくは、熱伝導率の高い表面保護層にて覆われる。ここで、超音波振動子３６とバッキング部材３７の間の一部にエアギャップ層を設け、より効果的に伝熱性を下げることも有効である。
　また、圧電素子３９と音響整合層３５の熱膨張率の差は、昇温時に超音波振動子３６と音響整合層３５間に内部応力を生じ、後述する圧電素子の共振周波数ｆｒ、及び反共振周波数ｆａの温度依存性の変動要因となるため、音響整合層３５は、圧電素子３９の熱膨張率を考慮して選定される。
　プローブは、圧電素子の到達温度高くなる場合においても、共振周波数、反共振周波数の温度変化が少ないことが好ましい。具体的には、音響整合層３５の熱膨張率を選定する条件として、処置開始温度の共振周波数ｆrs、最大到達温度の共振周波数ｆre、処置開始温度の反共振周波数ｆasより、以下の２式（４）、（５）を満たすことが好ましい。
　最大到達温度の共振周波数ｆre≦処置開始温度の共振周波数ｆrs　　　　　　　（４）
　（処置開始温度の共振周波数ｆrsー最大到達温度の共振周波数ｆre）≦
　　（処置開始温度の反共振周波数ｆasー処置開始温度の共振周波数ｆrs）＊２　（５）
　電極層３８ａ、３８ｂは、電力供給回路を構成する信号ケーブル（図示しない）を介して超音波用駆動装置２２に接続されている。信号ケーブルは、可撓性管状シース２１ａに備わる。例えば、可撓性管状シース２１ａの内周面又は外周面に沿って配線されている。超音波処置具２１が、超音波用駆動装置２２に接続された場合、電極層３８ａ、３８ｂは、信号ケーブルを介して超音波用駆動装置２２と電気的に接続される。なお、電極層３８ａ、３８ｂのうち、一方は信号ケーブル等を介してグランドに接続され、他方は超音波用駆動装置２２から後述する交流電圧信号の電力が供給される。
　図６に示すように、外科用治療装置２０を構成する超音波用駆動装置２２は、制御機構４１と、信号発信器４２と、アンプ４３、インピーダンス整合回路４４と、周波数モニタ４７とを備え、インピーダンス整合回路４４は、超音波処置具２１におけるプローブ３０が有する圧電素子３９を含む超音波振動子３６に接続する。制御機構４１は、圧電素子３９への電力供給量を制御し、信号発信器４２と、アンプ４３、インピーダンス整合回路４４、及び超音波振動子３６を結ぶ経路は、圧電素子を駆動するための電力供給回路を含む。
　超音波用駆動装置２２には、各種処理に関するプログラムがプログラム用メモリ（図示しない）に格納されている。プロセッサによって構成される制御機構４１がプログラム用メモリ内のプログラムを実行することによって、信号発信器４２、アンプ４３、及び、インピーダンス整合回路４４の機能を制御する。
　超音波振動子３６を駆動している際に実際に使用している周波数については、周波数モニタ４７に表示される。信号発信器４２は、任意の周波数と波形を持った交流電圧信号を生成する機能を有しており、例えば、周知のファンクションジェネレータと同様の構成及び機能を有する。なお、超音波用駆動装置２２には、電流プローブ（図示しない）と、オシロスコープなどで構成される電流値モニタ（図示しない）とを設けることが好ましい。
　信号発信器４２は、所定の周波数の交流電圧信号を出力する。所定の周波数とは、圧電素子３９の超音波振動が最大となる周波数、つまり、共振周波数ｆｒである。圧電素子３９は、厚み寸法に応じた共振周波数を有しており、具体的には、厚み寸法をＤ１（ｍ）、厚み寸法Ｄ１に応じた共振周波数をｆｒ（ＭＨｚ）、圧電の音速（圧電素子３９中を伝わる音波の速度）をｖ（ｍ／ｓｅｃ）とした場合、Ｄ１＝ｖ／２ｆｒの関係となる。
　信号発信器４２は、駆動周波数ｆ、例えば、前記共振周波数ｆｒの交流電圧信号をアンプ４３に出力する。アンプ４３は、信号発信器４２から出力された交流電圧信号を、超音波振動子３６を駆動可能なレベルの電圧まで増幅させる。インピーダンス整合回路４４は、アンプ４３と直列に接続され、アンプ４３から出力された交流電圧信号の入力インピーダンスを超音波振動子３６のインピーダンスに整合させることができる。
　電流プローブは、インピーダンス整合回路４４から超音波振動子３６に入力される電流値を測定して制御機構４１に入力する。また、電流値モニタに表示する。制御機構４１は、電流プローブが測定した電流値が超音波振動子３６を駆動するように、信号発信器４２の制御を行う。制御機構４１は、信号発信器４２を制御して超音波振動子３６を駆動する交流電圧信号を連続して供給させる。ここでいう連続して供給させるとは、少なくとも超音波振動子３６の駆動中は、信号発信器４２から交流電圧信号が途切れることがなく出力し続けることをいう。超音波振動子３６が駆動することで、超音波処置具２１による処置が可能となる。
　本発明は、圧電素子３９における自己発熱に寄与する消費電力を、超音波振動に寄与する消費電力よりも多くするものであり、インピーダンス調整によって実現する。すなわち、圧電素子３９の自己発熱を考慮したインピーダンス整合回路４４を有する外科用治療装置２０を使用する。
　図７～図１０に示す実施例であるインピーダンス測定で得られた結果をもとに、インピーダンス調整をしたインピーダンス整合回路４４を実現する。実施例として、圧電素子３９に、厚み０．５ｍｍ、縦３ｍｍ、横１８ｍｍであるＣ―２１３（富士セラミック社製）を採用し、２５℃におけるインピーダンス特性の測定及び調整を行った昇温実験について説明する。
　圧電素子３９（圧電素子３９を有するプローブ３０）における共振周波数ｆｒ、反共振周波数ｆａに関して、レジスタンス成分が最大（リアクタンス成分がゼロ）となる周波数は反共振周波数ｆａであり、アドミッタンスが最大となる周波数は共振周波数ｆｒとなる。
　図７は圧電素子３９の等価回路であり、インピーダンス特性及びアドミッタンス特性の測定によって各素子の値を推定することができる。この等価回路を用いることによって圧電素子３９の超音波振動の発生に寄与する消費電力は電気抵抗Ｒ０から、また、自己発熱に寄与する消費電力は電気抵抗Ｒｓから、見積もることができる。
　図８は、インピーダンス調整前の本実施形態の圧電素子３９における電圧と電流の比であるインピーダンス特性である。曲線５０はインピーダンス特性のレジスタンス成分、曲線５１はインピーダンス特性のリアクタンス成分を示す。
　図９の曲線５２は、図８と同条件で測定した際のアドミッタンス特性、すなわちインピーダンス特性の逆数であり、電流と電圧との比を示す。図８及び図９のインピーダンス特性及びリアクタンス特性により、インピーダンス調整前の圧電素子３８における共振周波数ｆｒは、４．２ＭＨｚであり、反共振周波数ｆａは、４．５ＭＨｚとなる。通常、駆動周波数ｆは、超音波振動子３６における超音波振動が最大となる周波数、つまり、共振周波数ｆｒとすることが一般的である。
　図１０は、図７の等価回路に交流電圧１０Ｖを印加した時の消費電力の内訳である。消費電力曲線５３は、周波数に応じた全消費電力を示し、消費電力曲線５４は超音波振動の発生に寄与する消費電力であり、消費電力曲線５５は、自己発熱に寄与する消費電力を示す。圧電素子３９は、超音波振動が最大となる周波数、つまり、共振周波数ｆｒにて駆動され、超音波振動に寄与する消費電力は自己発熱に寄与する消費電力よりも多い。また、更なる自己発熱の低減のため、共振周波数ｆｒを少し反共振周波数ｆａ寄りに設定し、全消費電力における超音波振動の発生に寄与する消費電力の割合を高める場合もある。プローブ３０の自己発熱に寄与する消費電力は、全消費電力と、超音波振動の発生に寄与する消費電力の差分である。
　一方、本実施形態は、圧電素子３９の全消費電力における自己発熱に寄与する消費電力の割合を高めることであり、上記測定結果に基づいて、超音波振動の発生に寄与する消費電力と自己発熱に寄与する消費電力が所望の割合となる駆動周波数ｆにおいてインピーダンスのリアクタンス成分を０Ωとするインピーダンス整合回路４４を構築する。なお、駆動周波数ｆが低くなりすぎると、超音波振動は殆ど発生しない。従って、駆動周波数ｆは、駆動周波数ｆにおける超音波振動の発生に寄与する消費電力が、共振周波数ｆｒにおける超音波振動の発生に寄与する消費電力に対し少なくとも２５％以上となる範囲で決定される。
　図１１に示すように、上記測定結果に基づいて、自己発熱を考慮したインピーダンス調整を行った回路を構築する。具体的には、インダクタＬ、コンデンサＣ、電源ＡＣ、及び圧電素子３９を有する。等価回路に対するインピーダンス調整を行い、生体組織の昇温時間が短縮させる。昇温時間が長いと処置部に伝達した熱が生体組織内で拡散し、処置近傍の生体部まで温度が上昇し、熱ダメージを受けてしまう。従って、生体組織内の熱拡散を最小にするため昇温時間は短いほうが有利である。
　インピーダンス調整を行ったプローブ筐体の音響整合層３５などの付帯構造、および、血管などの構造物Ｓを把持した状態のプローブ３０の電気特性において、交流回路における電流と電圧の比であるアドミッタンスの絶対値が極大になる周波数を、共振周波数ｆｒ、またアドミッタンスの絶対値が極小になる周波数を反共振周波数ｆａ、として代用する。
　通常、共振周波数ｆｒにおけるプローブ３０のインピーダンス特性のリアクタンス成分を０Ωとするインピーダンス整合回路４４により、共振周波数ｆｒにおいてプローブの超音波振動効率が最適化される。一方、本発明者らは、封止・切開の処置時に求められるプローブ性能は、超音波エネルギーと共に熱エネルギーが重要であることを見出した。従って、プローブ３０は超音波エネルギーに加え、熱エネルギーの出力、つまり、圧電素子３９の自己発熱を考慮した条件にて駆動することが望まれ、そのための駆動方法を見出した。
　図１２は、図１１により実現したインピーダンス調整に伴うリアクタンス変化を示す。コンデンサＣは、０．４ｎＦ～１．２ｎＦの範囲で調整し、いずれもインダクタＬは、４μＨである。曲線５９は、コンデンサＣが１．２ｎＦにおける駆動周波数ｆに応じたリアクタンスを示し、曲線６０は、コンデンサＣが０．４ｎＦにおける駆動周波数ｆに応じたリアクタンスを示す。リアクタンス成分の増加と共に最適である駆動周波数ｆは低く、かつ、全消費電力は増加傾向にあるが、超音波振動は減少する。最適である駆動周波数ｆは、リアクタンス成分の極大値となる周波数よりも、低域側のリアクタンス成分が０Ωとなる周波数である。
　図１３は、インピーダンス調整に伴うプローブ消費電力の内訳を示す。プローブの自己発熱に寄与する消費電力は全消費電力と超音波振動の発生に寄与する消費電力との差分に相当する。点線で示す消費電力曲線群６２は、それぞれのコンデンサＣの値における全消費電力であり、実線で示す消費電力曲線群６３は、それぞれのコンデンサＣの値における超音波振動関連の消費電力である。従って、プローブの全消費電力を確保した上で自己発熱と超音波振動の比率を考慮した最適な駆動周波数ｆを選定し、インピーダンス調整を行うことが望ましい。これにより圧電素子３９の昇温時間が短縮される。最適である駆動周波数ｆの値が低くなる程、圧電素子３９を有するプローブ３０の全消費電力は増大し、かつ超音波振動の発生に寄与する消費電力は減少する。
　プローブ３０の共振周波数ｆｒ、反共振周波数ｆａの温度依存性は、圧電素子の付帯環境、すなわちバッキング部材３７や音響整合層３５などとの干渉に起因して大きくなる場合がある。その時は目標到達温度帯を考慮した駆動周波数ｆに設定する。具体的には、処置開始温度から目標到達温度の範囲にてプローブ３０の共振周波数ｆｒが変動する場合、駆動周波数ｆはプローブ３０の処置開始温度と目標到達温度間において各温度帯における共振周波数ｆｒと駆動周波数ｆの許容範囲を満たす駆動周波数ｆにすればよい。
　本発明は、主として圧電素子３９の自己発熱を積極的に促すための駆動条件を最適化しつつ、超音波振動も少なからず発生する状態を条件として、プローブ３０内に収納された状態の圧電素子３９の共振周波数ｆｒより低い周波数で駆動するものであり、そのためのインピーダンス整合回路を外科用治療装置２０に付加する。なお、実際の駆動周波数ｆは厳密である必要はない。
　図１４に示すように、３０℃における共振周波数ｆｒは４．２ＭＨｚ、反共振周波数ｆａは４．５ＭＨｚであり、駆動周波数ｆの範囲は３．３ＭＨｚ以上、４．２ＭＨｚ未満である。１００℃における共振周波数ｆｒは４．１ＭＨｚ、反共振周波数ｆａは４．４ＭＨｚであり、駆動周波数ｆの範囲は３．２ＭＨｚ以上、４．１ＭＨｚ未満である。２００℃における共振周波数ｆｒは３．９ＭＨｚ、反共振周波数ｆａは４．３ＭＨｚであり、駆動周波数ｆの範囲は２．７ＭＨｚ以上、３．９ＭＨｚ未満である。３０℃、１００℃、及び２００℃の各温度帯を含む範囲で共通する駆動周波数ｆを選定すると、駆動周波数ｆの範囲は３．３ＭＨｚ以上、３．９ＭＨｚ未満となる。各温度における駆動周波数の範囲の算出方法は後述する。
　図１５は、処置開始温度３０℃、最大到達温度２００℃の範囲にて、プローブインピーダンス特性の温度依存性を示す。３０℃曲線６５は３０℃の場合のレジスタンスを示し、３０℃曲線６６は３０℃の場合のリアクタンスを示す。１００℃曲線６７は１００℃の場合のレジスタンスを示し、１００℃曲線６８は１００℃の場合のリアクタンスを示す。２００℃曲線６９は２００℃の場合のレジスタンスを示し、２００℃曲線７０は２００℃の場合のリアクタンスを示す。また、この時の共振周波数ｆｒ、反共振周波数ｆａは図１４の通りである。３０℃曲線６６、１００℃曲線６８、及び１００℃曲線７０はいずれもリアクタンス成分が０Ωとなる周波数があり、各温度における最適な駆動周波数ｆの範囲は、それらの周波数の値よりも低くなる。
　図１６に示すように、温度帯毎に、全消費電力が最大となる駆動周波数ｆは異なる。３０℃消費電力曲線７２が示すように３０℃前後では３．８ＭＨｚ付近で最大となり、１００℃消費電力曲線７３が示すように１００℃前後では３．７ＭＨｚ付近で最大となり、また、２００℃消費電力曲線７４が示すように２００℃前後では３．６ＭＨｚ付近において全消費電力が最大となる。プローブ３０は、圧電素子３９の到達温度が高いほど、最適な駆動周波数の値が低くなる。
　圧電素子３９の発熱量の制御は、電源供給回路にて電圧、もしくは、電流を調整することで実施する。また、通常は、昇温時の駆動周波数ｆは固定とするが、プローブ３０の共振周波数ｆｒの温度依存性が大きい場合、プローブ３０の温度測定装置（図示しない）にて得られたプローブ温度データに基づき、逐次、プローブ温度に最適な駆動周波数ｆに変更する機能を持たせてもよい。
　本発明では、圧電素子３９を含むプローブ３０にて生体組織を把持し、所定の電力供給の開始と共に圧電素子３９の自己発熱を生体組織に伝導する共に、付随して発生する超音波振動が加わることで、生体組織の封止が熱、振動、および、把持圧の相乗効果により、効果的に施される。
　プローブ３０の駆動周波数ｆは、プローブ３０の共振周波数ｆｒより低い周波数であって、駆動周波数ｆにおいてプローブ３０のインピーダンスのリアクタンス成分が０Ωとなるインピーダンス整合回路４４を有する。プローブの駆動周波数ｆは、プローブの共振周波数ｆｒ、および、プローブの反共振周波数ｆａより、効率よく昇温するための範囲が設けられる。
　図１７は、プローブ３０に収納された圧電素子３９がＣ－２１３の厚み０．５ｍｍ品であるときのインピーダンス測定およびインピーダンス調整結果である。インピーダンス調整では、駆動周波数ｆを低域側にシフトさせた。曲線７６は、インピーダンス特性のレジスタンス曲線である。曲線７７は、インピーダンス特性のリアクタンス曲線であり、駆動周波数ｆが４．２ＭＨｚとなる。調整曲線７８が駆動周波数ｆを３．９ＭＨｚとなるように調整した場合のものであり、調整曲線７９が駆動周波数ｆを３．６ＭＨｚとなるように調整した場合のものである。曲線７７の低域側の０Ωとなる周波数は共振周波数ｆｒであり、高域側の周波数は反共振周波数ｆａである。調整曲線７８、及び調整曲線７９のリアクタンス成分が０Ωとなる周波数は、低域側が駆動周波数ｆであり、高域側は、約４．５ＭＨｚ、すなわち、反共振周波数ｆａである。
　プローブ３０内の圧電素子３９の自己発熱量は、駆動周波数ｆの低域側シフトと共に増加し、生体組織への熱伝達量、すなわち生体組織の昇温速度が増し、封止までの処置時間が短縮される。なお、プローブ消費電力は印加電圧に依存し、交流電圧の調整にて所望の昇温速度、及び目標到達温度が維持される。
　図１８に示すように、本測定周波数範囲において、調整後の駆動周波数ｆが低域側であるほど、プローブ３０の消費電力は増加した。１０Ｖの電圧を印加した場合におけるプローブ消費電力は、駆動周波数ｆを４．２ＭＨｚとなるように調整した場合の消費電力曲線９１よりも、駆動周波数ｆを３．９ＭＨｚとなるように調整した場合の消費電力曲線９０の消費電力が大きく、また駆動周波数ｆを３．６ＭＨｚとなるように調整した場合の消費電力曲線８９は更に消費電力が大きくなる。すなわち、調整により、最適な駆動周波数ｆが低い値をとるほどプローブ３０の全消費電力が増大する。
　以上により、プローブ３０単体のインピーダンス特性における駆動周波数ｆの範囲に関して、プローブの駆動周波数ｆ、共振周波数ｆｒ、及び反共振周波数ｆａの関係が、以下の式（６）を満たすことが好ましい。駆動周波数ｆは共振周波数ｆｒよりも低い値である。なお、駆動周波数ｆを上記範囲より更に低い周波数に設定すると、プローブ３０の超音波振動は殆ど得られない。駆動周波数ｆの範囲の算出に用いる値は、図１４に示した値である。
　４ｆｒ－３ｆａ≦ｆ＜ｆｒ　　　　　　　　　　　　　　　　　　（６）
　式（６）よりもプローブ３０の更に望ましい駆動周波数ｆの範囲として、以下の式（７）を満たすことが好ましい。
　２．５ｆｒ－１．５ｆａ≦ｆ≦１．５ｆｒ－０．５ｆａ　　　　　（７）
　プローブ３０の最も望ましい駆動周波数ｆとして、式（７）の範囲の中心となる以下の式（８）を満たすことが好ましい。
　ｆ＝２ｆｒ－ｆａ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（８）
　本実施形態では、プローブ３０を構成する一対の把持片３１ａ、３１ｂの両方に、超音波振動子３６を備えているが、本発明はこれに限らず、一対の把持片３１ａ、３１ｂのいずれか一方にのみ超音波振動子３６を設けてもよい。この場合、超音波振動子３６は、一方の把持片３１の内面と平行に配され、超音波振動子３６と対面する他方の把持片３１の内面は、超音波振動子３６による超音波振動を反射させる材料から形成することが好ましい。
　本実施形態において、制御機構４１といった各種の処理を実行する処理部（processing unit)のハードウェア的な構造は、次に示すような各種のプロセッサ（processor）である。各種のプロセッサには、ソフトウエア（プログラム）を実行して各種の処理部として機能する汎用的なプロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit)、ＧＰＵ（Graphical Processing Unit）、ＦＰＧＡ (Field Programmable Gate Array) などの製造後に回路構成を変更可能なプロセッサであるプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device:ＰＬＤ）、各種の処理を実行するために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路などが含まれる。
　１つの処理部は、これら各種のプロセッサのうちの１つで構成されてもよいし、同種または異種の２つ以上のプロセッサの組み合せ（例えば、複数のＦＰＧＡ、ＣＰＵとＦＰＧＡの組み合わせ、またはＣＰＵとＧＰＵの組み合わせ等）で構成されてもよい。また、複数の処理部を１つのプロセッサで構成してもよい。複数の処理部を１つのプロセッサで構成する例としては、第１に、クライアントやサーバなどのコンピュータに代表されるように、１つ以上のＣＰＵとソフトウエアの組み合わせで１つのプロセッサを構成し、このプロセッサが複数の処理部として機能する形態がある。第２に、システムオンチップ（System On Chip:ＳｏＣ）などに代表されるように、複数の処理部を含むシステム全体の機能を１つのＩＣ（Integrated Circuit）チップで実現するプロセッサを使用する形態がある。このように、各種の処理部は、ハードウェア的な構造として、上記各種のプロセッサを１つ以上用いて構成される。
　さらに、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造は、より具体的には、半導体素子などの回路素子を組み合わせた形態の電気回路（circuitry）である。また、記憶部のハードウェア的な構造はＨＤＤ（hard disc drive）やＳＳＤ（solid state drive）等の記憶装置である。
　また、上記実施形態では、本発明の超音波処置具２１と組み合わせる内視鏡１２について特定はしていないが、処置具を挿入させる鉗子チャンネルを備えたものであればよく、例えば気管支鏡、上部消化管内視鏡又は下部消化管内視鏡などでもよい。本実施形態のインピーダンス整合回路４４を有する外科用治療装置２０は、工場等での製造時に実現することが好ましい。
１０　内視鏡システム
１２　内視鏡
１２ａ　挿入部
１２ｂ　操作部
１２ｃ　湾曲部
１２ｄ　先端部
１２ｅ　アングルノブ
１２ｆ　鉗子口
１２ｇ　鉗子チャンネル
１２ｈ　鉗子出口
１４　光源装置
１５　プロセッサ装置
１６　ディスプレイ
１７　ユーザインターフェース
２０　外科用治療装置
２１　超音波処置具
２１ａ　可撓性管状シース
２１ｂ　操作部
２２　超音波用駆動装置
３０　プローブ
３１　把持片
３１ａ　把持片
３１ｂ　把持片
３２　開閉機構
３３　支持部材
３４　操作ワイヤ
３５　音響整合層
３６　超音波振動子
３７　バッキング部材
３８ａ　電極
３８ｂ　電極
３９　圧電素子
４０　エアギャップ層
４１　制御機構
４２　信号発信器
４３　アンプ
４４　インピーダンス整合回路
４７　周波数モニタ
５０　曲線
５１　曲線
５２　曲線
５３　消費電力曲線
５４　消費電力曲線
５５　消費電力曲線
５９　曲線
６０　曲線
６２　消費電力曲線群
６３　消費電力曲線群
６５　３０℃曲線
６６　３０℃曲線
６７　１００℃曲線
６８　１００℃曲線
６９　２００℃曲線
７０　２００℃曲線
７２　３０℃消費電力曲線
７３　１００℃消費電力曲線
７４　２００℃消費電力曲線
７６　曲線
７７　曲線
７８　調整曲線
７９　調整曲線
８９　消費電力曲線
９０　消費電力曲線
９１　消費電力曲線
ＡＣ　電源
Ｃ　コンデンサ
Ｃ０　コンデンサ
Ｃ１　コンデンサ
Ｃｓ　コンデンサ
Ｄｘ　厚み方向
ｆａ　反共振周波数
ｆ　駆動周波数
ｆｒ　共振周波数
ＩＬ　電流
Ｌ　インダクタ
Ｌ０　インダクタ
Ｌｓ　インダクタ
Ｒ０　抵抗
Ｒｓ　抵抗
Ｓ　構造物
Ｙ　把持方向

Claims (9)

  1. 　圧電素子を含むプローブと、前記圧電素子を駆動するための電力供給回路と、前記圧電素子への電力供給配線と、可撓性管状シースと、前記圧電素子への電力供給量の制御機構と、インピーダンス整合回路とを備え、
    　前記プローブは、前記圧電素子の両面に電力供給のための電極層を有し、かつ、生体組織を把持するための開閉機構を有し、
    　前記可撓性管状シースは、前記圧電素子への電力供給配線、及び前記プローブの前記開閉機構の一部を包含し、
    　前記インピーダンス整合回路は、前記圧電素子への電力供給に使用する駆動周波数を、前記プローブの処置開始温度のインピーダンス特性における共振周波数より低い周波数、かつ、前記駆動周波数におけるインピーダンスのリアクタンス成分が０Ωとなる周波数とする外科用治療装置。
  2. 　前記プローブ単体の処置開始温度のインピーダンス特性における駆動周波数の範囲は、
    　前記プローブの前記駆動周波数をｆ、共振周波数をｆｒ、及び反共振周波数をｆａとした場合、以下の式（１）を満たす請求項１記載の外科用治療装置。
    　４ｆｒ－３ｆａ≦ｆ＜ｆｒ　　　　　　　　　　　　　　　（１）
  3. 　前記プローブ単体の処置開始温度のインピーダンス特性における駆動周波数の範囲は、以下の式（２）を満たす請求項１記載の外科用治療装置。
    　２．５ｆｒ－１．５ｆａ≦ｆ≦１．５ｆｒ－０．５ｆａ　　（２）
  4. 　前記プローブ単体の処置開始温度のインピーダンス特性における駆動周波数の範囲は、以下の式（３）を満たす請求項１記載の外科用治療装置。
    　ｆ＝２ｆｒ－ｆａ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（３）
  5. 　前記圧電素子は、矩形の平面形状からなり、厚み方向に分極されている請求項１記載の外科用治療装置。
  6. 　前記圧電素子の片面は、バッキング部材を挟んで前記プローブに固定され、
    　前記圧電素子の他方の面は、音響整合層と、絶縁層との少なくともいずれか、もしくは両方に覆われている請求項１記載の外科用治療装置。
  7. 　前記生体組織は、血管を含む軟部組織である請求項１記載の外科用治療装置。
  8. 　前記駆動周波数は、前記共振周波数よりも低い周波数であって、前記駆動周波数における超音波振動の発生に寄与する消費電力が、前記共振周波数における超音波振動の発生に寄与する消費電力に対し少なくとも２５％以上の範囲となる周波数である請求項１記載の外科用治療装置。
  9. 　前記プローブは、前記圧電素子の最大到達温度のインピーダンス特性における前記共振周波数が、前記処置開始温度の前記インピーダンス特性における前記共振周波数以下、かつ、前記圧電素子の最大到達温度の前記インピーダンス特性における前記共振周波数と前記処置開始温度のインピーダンス特性における前記共振周波数との差が、前記圧電素子の前記処置開始温度のインピーダンス特性における前記共振周波数と反共振周波数の差の２倍以下である請求項１ないし８いずれか１項記載の外科用治療装置。
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