JPH10225462A - 電気手術装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明は、高精度に高周波電力の出力を制御す
ることができ、安定した凝固性能と止血性能を得ること
ができる電気手術装置を提供することを最も主要な特徴
とする。 【解決手段】モノポーラ処置具３Ａの活性電極３ａと、
患者用電極４の帰還電極との間の電流、電圧を検出する
電流センサ１３および電圧センサ１４からの検出データ
によって処置用電気エネルギーの状態変化を検出し、そ
の検出データに基いて処置対象の生体組織の生体情報を
得るＣＰＵ９を設けたものである。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は高周波電力を用いて
生体組織の切除、或は、止血等の処置を行う電気手術装
置に関する。

【０００２】

【従来の技術】一般に、電気メス等の電気手術装置は外
科手術、或は、内科手術で生体組織の切開や、凝固止血
等の処置を行う際に用いられている。この電気手術装置
には、高周波焼灼電源装置（以下、焼灼用電源と記載）
と、この焼灼用電源に接続される処置具とが設けられて
いる。ここで、処置具には生体組織に接触させる接触部
が設けられており、この接触部に処置用の電極が装着さ
れている。

【０００３】そして、この電気手術装置の使用時には処
置具の接触部を処置部に接触させた状態で、処置用電極
に処置用の高周波電力（電気エネルギー）を供給し、生
体組織の処置を行うようになっている。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】上記従来構成のものに
あっては生体組織の切開や、凝固止血等の処置を行う際
に電気手術装置の焼灼用電源から出力される高周波電力
の出力設定は術者の勘と経験により、決定されている。
そして、電気手術における実際の止血作業は、焼灼用電
源から出力される高周波電力の出力時間及び目視によ
り、その止血程度、凝固品位を判断するようにしてい
る。そのため、焼灼用電源から出力される高周波電力を
最適に制御することは難しいので、最適な高周波電力に
より、効率良く切除、或は、凝固止血作業を行うことは
難しい問題がある。

【０００５】また、一部の電気手術装置では、高周波電
力の出力の自動制御を行っているものもある。しかしな
がら、電気手術装置の使用条件は症例毎に異なるので、
処置対象の生体組織の違いや、焼灼部位や電極、電極の
組織への接触の強さのバラツキ等により、その焼灼の程
度がばらつくために高精度に高周波電力の出力を制御す
ることができない問題がある。

【０００６】本発明は上記事情に着目してなされたもの
で、その目的は、高精度に処置用エネルギーの出力を制
御することができ、安定した凝固性能と止血性能を得る
ことができる電気手術装置を提供することにある。

【０００７】

【課題を解決するための手段】本発明は、生体組織を処
置する処置手段を有する処置具と、上記処置手段に処置
用エネルギーを供給するエネルギー供給手段とを備え、
上記処置手段による上記生体組織の処置時に、上記処置
手段に上記処置用エネルギーを供給して上記生体組織の
処置を行う電気手術装置において、上記処置手段に供給
する処置用エネルギーの状態変化を検出し、その検出デ
ータに基いて処置対象の上記生体組織の生体情報を得る
生体情報検知手段と、上記生体情報にもとづいて出力を
制御する出力制御手段とを具備することを特徴とする電
気手術装置である。そして、生体組織の切開や、凝固止
血等の処置時には処置手段に供給する処置用エネルギー
の状態変化を生体情報検知手段によって検出し、その検
出データに基いて処置対象の生体組織の生体情報を得て
上記生体情報にもとづいて出力を制御するようにしたも
のである。

【０００８】

【発明の実施の形態】以下、本発明の第１の実施の形態
を図１乃至図７を参照して説明する。図１は本実施の形
態の電気手術装置１のシステム全体の概略構成を示すも
のである。本実施の形態の電気手術装置１には、高周波
焼灼電源装置（以下、焼灼用電源と記載）２が設けられ
ている。この焼灼用電源２には処置具３、患者用電極４
およびフットスイッチ５がそれぞれ接続されている。な
お、本実施の形態の電気手術装置１で使用される処置具
３としては図２（Ａ）に示すモノポーラ処置具３Ａや、
図２（Ｂ）に示すバイポーラ処置具３Ｂがある。

【０００９】また、焼灼用電源２には、図２（Ａ）に示
すように商用電源６から供給された電力を図示しない絶
縁トランスを介して各種電圧を生成する電源回路７と、
電源回路７で生成された電力を切開，或は凝固など各種
処置に対応する高周波出力の波形信号を発生させる波形
発生回路８と、制御用のＣＰＵ（出力制御手段）９と、
このＣＰＵ９からの制御信号を受けて高周波信号を出力
するＤ／Ａコンバータ１０と、波形成形回路８で生成さ
れた信号を高周波増幅する高周波電力増幅回路１１と、
出力トランス（エネルギー供給手段）１２とが設けられ
ている。そして、出力トランス１２の出力ポートにはモ
ノポーラ処置具３Ａおよび患者用電極４がそれぞれ接続
されている。

【００１０】また、本実施の形態の電気手術装置１に
は、モノポーラ処置具３Ａに設けられた活性電極（処置
手段）３ａと、患者用電極４の帰還電極との間の電流、
電圧を検出する電流センサ（生体情報検知手段）１３お
よび電圧センサ（生体情報検知手段）１４が設けられて
いる。さらに、電流センサ１３および電圧センサ１４は
Ａ／Ｄ変換器１５に接続されている。このＡ／Ｄ変換器
１５はＣＰＵ９に接続されている。そして、Ａ／Ｄ変換
器１５では電流センサ１３からの電流検出データおよび
電圧センサ１４からの電圧検出データを取り込んでアナ
ログからデジタルに変換してＣＰＵ９に供給するように
なっている。

【００１１】また、ＣＰＵ９にはＡ／Ｄ変換器１５から
入力される入力信号に基いて電圧変化あるいは電流変化
を検出あるいはこの少なくとも一方を検出し、初期値
と、ＭＡＸ，ＭＩＮ値及び変化率等のパラメーターの変
化の内、最も適正な値を焼灼の終了条件として、高周波
信号の出力を制御する制御機能が設けられている。

【００１２】また、ＣＰＵ９には高周波処置に関する各
種の情報を表示する表示部１６が接続されている。この
表示部１６には図６に示すように生体組織の切除処置時
の高周波電力や、その設定値等の情報を表示するＣＵＴ
表示部１６ｂと、生体組織の凝固処置時の高周波電力
や、その設定値等の情報を表示するＣＯＡＧ表示部１６
ａと、処置対象の生体組織の生体情報を表示するインピ
ーダンス表示部１６ｃとが設けられている。

【００１３】ここで、インピーダンス表示部１６ｃには
４桁のデジタル表示要素１７ａ₁ 〜１７ａ₄ が設けられ
ている。各デジタル表示要素１７ａ₁ 〜１７ａ₄ は７セ
グメントによって０〜９までの数字をデジタル表示する
ものである。そして、本実施の形態の電気手術装置１に
よる高周波処置時には電流センサ１３および電圧センサ
１４で検出した電流値および電圧値からＣＰＵ９によっ
てインピーダンスを求め、その値を表示部１６に送り、
表示部１６のインピーダンス表示部１６ｃにその結果を
４桁のデジタル表示要素１７ａ₁ 〜１７ａ₄ に直接数値
にて表示し、現在のインピーダンス値を告知するように
なっている。

【００１４】なお、図８〜図１０は第１の実施の形態の
電気手術装置１に設けられる表示部１６の各種の変形例
を示すものである。図８の第１の変形例のインピーダン
ス表示部１６ｃはバーグラフ表示部によって形成されて
いる。このインピーダンス表示部１６ｃにはインピーダ
ンス値を示す数値が上下方向に並設されたインピーダン
ス目盛１７ｂ₁ と、このインピーダンス目盛１７ｂ₁ の
各数値の横にそれぞれ配置された四角形のＬＥＤ１７ｂ
₂ とが設けられている。そして、本変形例では高周波処
置時にはＣＰＵ９から得られたインピーダンス値がバー
グラフ表示のインピーダンス表示部１６ｃに表示された
インピーダンス目盛１７ｂ₁ の数値よりも大きい場合、
インピーダンス目盛１７ｂ₁ の数値の脇の四角部のＬＥ
Ｄ１７ｂ₂ が点灯することにより、現在のインピーダン
ス値を告知するようになっている。

【００１５】また、図６や、図８の表示部１６のインピ
ーダンス表示部１６ｃがインピーダンスの絶対値を表示
するのに対して、図９の第２の変形例や、図１０の第３
の変形例ではインピーダンス値のレベルを表示するレベ
ル表示部１７ｃ、１７ｄがそれぞれ設けられている。こ
こで、図９の第２の変形例のレベル表示部１７ｃには２
桁のデジタル表示要素１７ｃ₁ ，１７ｃ₂ が設けられて
いる。各デジタル表示要素１７ｃ₁ ，１７ｃ₂ は７セグ
メントによって０〜９までの数字をデジタル表示するも
のである。そして、本変形例ではインピーダンスのレベ
ルを各デジタル表示要素１７ｃ₁ ，１７ｃ₂ に数値で表
示するようになっている。この場合、例えば、レベル１
が表示された場合は約２００Ωを示すといったメーカ
ー、またユーザーが予め定めたインピーダンス値のレベ
ルを表示するようになっている。

【００１６】さらに、図１０の第３の変形例のレベル表
示部１７ｄにはインピーダンスのレベルを示す数値が上
下方向に並設されたレベル目盛１７ｄ₁ と、このインピ
ーダンス目盛１７ｄ₁ の各数値の横にそれぞれ配置され
た四角形のＬＥＤ１７ｄ₂ とが設けられている。そし
て、本変形例では高周波処置時にはＣＰＵ９から得られ
たインピーダンス値と対応するレベル目盛１７ｄ₁ の数
値の脇の四角部のＬＥＤ１７ｂ₂ が点灯することによ
り、現在のインピーダンス値のレベルを告知するように
なっている。

【００１７】また、他の表示方法として次の技術があ
る。例えば、メーカーが予め定めた設定インピーダンス
値以内ならば図６の各デジタル表示要素１７ａ₁ 〜１７
ａ₄ および図９の各デジタル表示要素１７ｃ₁ ，１７ｃ
₂ の７セグメントや、図８の各ＬＥＤ１７ｂ₂ および図
１０の各ＬＥＤ１７ｄ₂ が緑色に発光し、設定インピー
ダンス値を越えた場合には発光色を赤に変える構成にし
てもよい。さらに、所定の設定インピーダンス値以内な
らば図６の各デジタル表示要素１７ａ₁ 〜１７ａ₄ およ
び図９の各デジタル表示要素１７ｃ₁ ，１７ｃ₂ の７セ
グメントや、図８の各ＬＥＤ１７ｂ₂ および図１０の各
ＬＥＤ１７ｄ₂ が点灯し、設定インピーダンス値を越え
た場合にはこれらが点滅する等の変色を行ってもよい。

【００１８】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気手術装置１を用いて生体組織の凝固
止血等の処置を行う際には焼灼用電源２からモノポーラ
処置具３Ａの活性電極３ａに高周波電力が供給され、生
体組織の凝固止血等の処置が行われる。この処置時には
図３および図４に示すように高周波電力の供給が開始さ
れ、生体組織の凝固が開始された処置開始時点Ｔ₀ か
ら、生体組織の凝固（炭化）が進行するにしたがって電
圧センサ１４からの電圧検出データは図３に示すように
変化し、電流センサ１３からの電流検出データは図４に
示すように変化する。

【００１９】すなわち、電圧センサ１４からの電圧検出
データは処置開始時点Ｔ₀ から時間が経過するにしたが
って徐々に増大する。そして、生体組織の凝固（炭化）
が終了に近付くと電圧の増加率は徐々に緩くなる。ま
た、電流センサ１３からの電流検出データは処置開始時
点Ｔ₀ から時間が経過するにしたがって徐々に減少す
る。そして、生体組織の凝固（炭化）が終了に近付くと
電流の減少率は徐々に緩くなる。

【００２０】また、生体組織の処置時にはＣＰＵ９によ
ってＡ／Ｄ変換器１５から入力される入力信号に基いて
電圧変化率（ΔＶ／ΔＴ）および電流変化率（ΔＩ／Δ
Ｔ）がそれぞれ検出される。

【００２１】このとき、 ΔＶ＝Δｙ＝ｙ（Ｔ₂ ）−ｙ（Ｔ₁ ） である。そして、電圧変化率ΔＶ／ΔＴは ΔＶ／ΔＴ＝ｙ（Ｔ₂ ）−ｙ（Ｔ₁ ）／Ｔ₂ −Ｔ₁ である。

【００２２】そして、ＣＰＵ９から電圧変化率（ΔＶ／
ΔＴ）がある一定変化率以下になった状態が検出された
時点か、或いは電圧検出データがｙ_MAX ，ｙ_MIN の範囲
外になった状態が検出された時点か、或いはｙ_{｜N ｜}が
ｙ_MAX ，ｙ_MIN の範囲外になった状態が検出された時点
で、焼灼停止、または出力を自動で低くする制御信号が
出力される。また、ＣＰＵ９から電流変化率（ΔＩ／Δ
Ｔ）がある一定変化率以下になった状態が検出された時
点か、或いは電流検出データがｙ_MAX ，ｙ_MINの範囲外
になった状態が検出された時点か、或いはｙ_{｜N ｜}がｙ
_MAX ，ｙ_MIN の範囲外になった状態が検出された時点
で、焼灼停止、または出力を自動で低くする制御信号が
出力される。

【００２３】また、本実施の形態のモノポーラ処置具３
Ａは図７に示すように内視鏡１８ａと組合わせて使用し
ても良い。この内視鏡１８ａには患者の体内に挿入され
る挿入部１８ｂと、この挿入部１８ｂの基端部に連結さ
れた手元側の操作部１８ｃとが設けられている。

【００２４】さらに、操作部１８ｃには処置具の挿通チ
ャンネル１８ｄの入り口部が設けられている。この挿通
チャンネル１８ｄの出口部は挿入部１８ｂの先端部に配
置されている。そして、モノポーラ処置具３Ａは挿通チ
ャンネル１８ｄの入り口から挿入されたのち、挿通チャ
ンネル１８ｄ内を通り、挿通チャンネル１８ｄの出口部
から突出され、患者の体内の処置対象組織に導かれるよ
うになっている。

【００２５】そこで、上記構成のものあっては次の効果
を奏する。すなわち、生体組織の凝固止血等の処置を行
う際にＡ／Ｄ変換器１５から入力される入力信号に基い
て電圧変化率（ΔＶ／ΔＴ）および電流変化率（ΔＩ／
ΔＴ）を検出することにより、ＣＰＵ９で処置対象の生
体組織の生体情報を得、その検出データに基いて初期値
と、ＭＡＸ，ＭＩＮ値及び変化率等のパラメーターの変
化の内、最も適正な値を焼灼の終了条件として、高周波
信号の出力を制御するようにしたので、高精度に高周波
電力の出力を制御することができ、安定した凝固性能と
止血性能を得ることができる。そのため、モノポーラ処
置具３Ａの活性電極３ａや、人体等の処置条件のバラツ
キに対応して一定の品位の安定した焼灼を行える。

【００２６】また、過度の生体組織の炭化や、モノポー
ラ処置具３Ａの電極のショートを検出し、これらを防止
することができるので、モノポーラ処置具３Ａの活性電
極３ａからの無駄な出力を防止することができる。

【００２７】また、電流センサ１３からの電流検出デー
タおよび電圧センサ１４からの電圧検出データに基いて
モノポーラ処置具３Ａの活性電極３ａと、患者用電極４
の帰還電極との間のインピーダンスを検出し、図５に示
すように変化するインピーダンスの変化特性を検出して
初期インピーダンスと、インピーダンスの変化率と、イ
ンピーダンスの上限及び下限とを検出し、これらのパラ
メーターの変化の内最も適正な値を焼灼の終了条件とし
て出力を自動及び半自動に制御する構成にしても良い。

【００２８】なお、電気手術装置１の焼灼用電源２に高
周波出力の制御を自動制御モードと、マニュアルモード
とに選択的に切換える切換えスイッチを設け、高周波出
力の制御を自動制御モードと、マニュアルモードとに選
択的に切換可能にする構成にしても良い。

【００２９】さらに、本実施の形態の表示部１６は本実
施の形態の電気手術装置１に限られるものではなく、他
の実施の形態の電気手術装置１にも適用できることは勿
論である。

【００３０】また、図１１（Ａ），（Ｂ）および図１２
は本発明の第２の実施の形態を示すものである。本実施
の形態は電気手術装置として発熱素子による凝固モード
を備えた電気メス装置２１を設けたものである。

【００３１】すなわち、本実施の形態の電気メス装置２
１には図１１（Ａ）に示すように切開モードと凝固モー
ドとを選択的に切換え可能な選択ボタン２２が設けられ
ている。この選択ボタン２２には高周波出力によって生
体組織を処置する切開モード用のＣＵＴボタン２３と、
発熱素子による出力によって生体組織を処置する凝固モ
ード用のＣＯＡＧボタン２４とが設けられている。

【００３２】また、本実施の形態の電気メス装置２１に
接続される処置具２５の先端部には図１１（Ｂ）に示す
ように例えばニクロム線等の発熱素子２６による凝固処
置手段が設けられている。さらに、処置具２５には発熱
素子２６の近傍位置に生体組織の凝固時に発熱素子２６
および生体組織の片方、または両方の温度を検知する温
度センサ２７が配設されている。

【００３３】また、電気メス装置２１の内部には図１２
に示すように発熱素子２６の出力回路２８と、この出力
回路２８を制御するＣＰＵ２９とが設けられている。こ
のＣＰＵ２９には温度センサ２７が接続されている。そ
して、ＣＰＵ２９では温度センサ２７による検知温度ま
たは温度変化等を解析し、凝固出力の最適値を決定して
発熱素子２６の出力回路２８を制御するようになってい
る。

【００３４】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気メス装置２１の使用時には電気メス
装置２１の選択ボタン２２のＣＵＴボタン２３またはＣ
ＯＡＧボタン２４のいずれか一方が操作される。そし
て、切開モード用のＣＵＴボタン２３が選択操作された
場合には高周波出力によって生体組織Ｈが処置される。

【００３５】また、凝固モード用のＣＯＡＧボタン２４
が選択操作された場合には処置具２５の発熱素子２６に
よる出力によって生体組織Ｈが処置される。このとき、
温度センサ２７によって発熱素子２６および生体組織Ｈ
の片方、または両方の温度を検知することにより、生体
組織Ｈの温度等の情報が検知される。

【００３６】さらに、温度センサ２７による検知温度デ
ータはＣＰＵ２９に入力される。このとき、ＣＰＵ２９
では温度センサ２７による検知温度または温度変化等を
解析し、凝固出力の最適値を決定して発熱素子２６の出
力回路２８を制御する。

【００３７】そこで、上記構成のものあっては次の効果
を奏する。すなわち、電気メス装置２１に切開モードと
凝固モードとを選択的に切換える選択ボタン２２を設
け、凝固モード用のＣＯＡＧボタン２４が選択操作され
た場合には電気メス装置２１のＣＰＵ２９によって温度
センサ２７による検知温度または温度変化等を解析し、
凝固出力の最適値を決定して発熱素子２６の出力回路２
８を制御するようにしたので、生体組織Ｈの温度等の情
報の検知が容易である。そのため、生体組織Ｈの凝固を
高周波出力により行う場合に比べてノイズ、熱傷等の心
配が低く、温度検知は技術的にも容易となり、値段も安
価となる。

【００３８】さらに、生体組織Ｈの状態をリアルタイム
に検知し、凝固出力を最適値に制御するため、生体組織
Ｈの凝固処置が一様に行え、炭化等の問題はない。ま
た、ムダな出力も無い。

【００３９】また、図１３および図１４は本発明の第３
の実施の形態を示すものである。本実施の形態では図１
３に示すように生体組織Ｈを把持した状態で処置するバ
イポーラ処置具３１の２つの電極３２，３３のうちの一
方側に例えばトランスジューサ等のように音響反射をさ
せる手段及び音響反射波を検知させる手段（一体でなく
ても良い）３４が設けられている。この手段３４では超
音波振動子等を用い、生体組織Ｈ内の状態（タンパク変
性しているか等）を検知する。

【００４０】また、バイポーラ処置具３１が接続される
電気メス装置には図１４に示すようにバイポーラ処置具
３１の２つの電極３２，３３の出力回路３５と、この出
力回路３５を制御するＣＰＵ３６とが設けられている。
さらに、ＣＰＵ３６には音響波発信器３４ａと、音響反
射波受信器３４ｂとが接続されているとともに、映像化
手段３７が接続されている。そして、ＣＰＵ３６では音
響反射波受信器３４ｂより得られた情報により生体組織
の状態を検知するとともに、この検知情報をもとに切開
／凝固の出力最適値を決定し、その最適値で出力回路３
５を制御するようになっている。なお、ＣＰＵ３６によ
る検知データは必要に応じて映像化手段３７によって画
像化されるようになっている。

【００４１】そこで、上記構成のものにあっては生体組
織Ｈの切開／凝固等の処置中に、音響反射波受信器３４
ｂからの検出データに基いてＣＰＵ３６によって生体組
織の状態をリアルタイムに検知し、音響反射波受信器３
４ｂより得られた情報に基いて切開／凝固の出力最適値
で出力制御を行うため、切開／凝固の処置を一様に行う
ことができる。従って、従来の高周波焼灼電源装置（以
下電気メス）のバイポーラモードのように電極の種類
や、生体組織のインピーダンス変化等に因り、切開／凝
固の状態が変動して切れ方が一様でなくなり、切れ味が
悪くなるおそれがない。さらに、出力が強すぎて生体組
織の一部に局所的に炭化が起こる等の問題を防ぐことが
できる。また、手術の簡略化、手術時間の短縮化、省電
力化等も図ることができる。

【００４２】また、図１５は本発明の第４の実施の形態
を示すものである。本実施の形態の電気メス装置４１に
は高周波電力発生器４２と、出力トランス４３とが設け
られているとともに、インピーダンス検出部４４と、イ
ンピーダンス検出信号処理部４５と、主制御部４６とが
設けられている。

【００４３】ここで、インピーダンス検出部４４は出力
トランス４３の出力ポートに接続されたバイポーラ処置
具４７の１対の電極間の生体組織のインピーダンスを検
出する回路である。さらに、インピーダンス検出信号処
理部４５はインピーダンス検出部４４で検出された信号
を処理する回路である。また、主制御部４６は電気メス
装置４１全体の制御を行う回路である。そして、インピ
ーダンス検出信号処理部４５から出力される信号に基づ
いて主制御部４６により高周波電力の通電／遮断を自動
制御するようになっている。

【００４４】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気メス装置４１を用いて生体組織の凝
固止血等の処置を行う際にはバイポーラ処置具４７の１
対の電極間の生体組織のインピーダンス｜ｚ｜は、イン
ピーダンス検出部４４で検出される。この時、検出され
たインピーダンス｜ｚ｜の値に応じて、インピーダンス
検出部４４の（ａ）点の電位が変化し、この電位を基準
値（Ｖ_ref ）と比較することで高周波通電の開始、及び
停止の自動制御が行われる。

【００４５】そして、上記構成とすると、 （１）焼灼開始前のように負荷｜ｚ｜が低い場合にはイ
ンピーダンス検出信号処理部４５の出力信号は「Ｈ」と
なり、通電が開始される。 （２）焼灼開始後、負荷｜ｚ｜が高い場合にはインピー
ダンス検出信号処理部４５の出力信号は「Ｌ」となり、
通電が停止される。 なお、（ａ）点の電位を直接デジタル信号に変換して制
御を行っても良い。

【００４６】そこで、上記構成のものにあっては負荷｜
ｚ｜の状態をモニターしながら高周波電力の通電／遮断
を自動的に制御できるので、処置部位の視認性によら
ず、安全で確実な処置を実施することができる。そのた
め、微小部位に対して電気メスをバイポーラモードで使
用して処置を行う際に、対象部位が主に微小範囲である
為に、焼灼部位の視認性が処置具等の影響で悪くなる場
合であっても、処置部位の過焼灼等のおそれがない。

【００４７】また、図１６（Ａ），（Ｂ）は本発明の第
５の実施の形態を示すものである。本実施の形態の電気
メス装置５１には図１６（Ａ）に示すように高周波電力
発生器５２と、出力トランス５３とが設けられている。
そして、出力トランス５３の出力ポートにはバイポーラ
処置具５４の１対の電極が接続されている。

【００４８】さらに、本実施の形態のバイポーラ処置具
５４の１対の電極には超音波振動子５５が内蔵されてい
る。この超音波振動子５５は図１６（Ｂ）に示す制御回
路５６によって駆動される。

【００４９】この制御回路５６には振動子５５を超音波
振動させる駆動部５７と、超音波振動の振幅を検出する
為の振幅検出部５８と、振幅検出信号の増幅、及び処理
を行う信号処理部５９と、装置全体を制御する主制御部
６０とが設けられている。そして、焼灼過程に伴う生体
組織の音響インピーダンスに応じて主制御部６０により
高周波出力の通電／遮断を自動制御するようになってい
る。

【００５０】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気メス装置５１を用いて生体組織の凝
固止血等の処置を行う際にはバイポーラ処置具５４の１
対の電極間の生体組織の焼灼過程に伴い、焼灼部位は硬
化し、音響的なインピーダンスは高くなる。一方、焼灼
開始直前では生体組織の音響インピーダンスは低い。そ
のため、この音響インピーダンスを超音波振動子５５か
らの超音波の振幅により検出し、しきい値と比較するこ
とで高周波電力の通電／遮断の自動制御が行われる。

【００５１】そこで、上記構成のものにあっては焼灼組
織の状態を音響的にモニターしながら高周波電力の通電
／遮断を自動的に制御できるので、処置部位の視認性に
よらず、安全で確実な処置を実施できる。そのため、微
小部位に対して電気メスをバイポーラモードで使用して
処置を行う際に、対象部位が主に微小範囲である為に、
焼灼部位の視認性が処置具等の影響で悪くなる場合であ
っても、処置部位の過焼灼等のおそれがない。

【００５２】また、図１７および図１８（Ａ），（Ｂ）
は本発明の第６の実施の形態を示すものである。本実施
の形態の電気メス装置７１には高周波電力発生器７２
と、設定値に従った高周波電力を発生させる為に、高周
波電力に直流電力を供給する可変電源７３と、実出力電
力をモニターする電力計７４と、可変電源７３の出力電
圧と高周波電力との間の関数データを予め格納している
不揮発性メモリー７５と、主制御部７６とが設けられて
いる。そして、生体組織の処置時には実出力電力を電力
計７４でモニターしながら不揮発性メモリー７５の関数
データに従って可変電源７３の電圧値を変化させること
で、負荷｜ｚ｜によらず、出力電力を安定に保つように
制御するようになっている。なお、図１８（Ａ）は本実
施の形態の可変電源出力電圧と出力電力との関係を示す
特性図、図１８（Ｂ）は生体インピーダンスの変化と実
出力との関係を示す特性図である。

【００５３】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気メス装置７１を用いて生体組織の凝
固止血等の処置を行う際には電力計７４により実際に出
力されている電力が検出され、この信号はＡ／Ｄ変換器
７７でデジタル信号に変換された後に主制御部７６に取
り込まれる。

【００５４】さらに、主制御部７６では、実出力電力と
初期設定値とを比較して実出力電力を設定値に近づける
様に不揮発性メモリー７５の関数データに従って可変電
源７３の電圧値を補正する様なデータを、Ｄ／Ａコンバ
ータ７８に送出するようになっている。

【００５５】そこで、本実施の形態では負荷インピーダ
ンスによらず常に設定値通りの安定した高周波電力が供
給できるので、用途、及び対象部位によらず、安定した
基本性能（切開能、凝固能）を発揮できる。また、設定
出力と実出力の差から凝固の品位を検出して出力を自動
停止することができる。

【００５６】また、図１９乃至図２１は本発明の第７の
実施の形態を示すものである。本実施の形態では図２０
に示す高周波焼灼電源装置８１に接続された図１９に示
すバイポーラ処置具８２の１対の電極８３，８４のうち
の一方に処置部位の生体組織Ｈの温度を計測する赤外線
センサ８５が設けられている。

【００５７】さらに、高周波焼灼電源装置８１には赤外
線センサ８５からの検出信号を基に、生体組織Ｈの変成
の程度を表示する変成終了ＬＥＤ８６を備えた表示部８
７が設けられている。この表示部８７は高周波焼灼電源
装置８１の出力回路８８を制御する制御回路８９に接続
されている。さらに、この制御回路８９には赤外線セン
サ８５が接続されている。

【００５８】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の高周波焼灼電源装置８１を用いて生体組
織Ｈの凝固止血等の処置を行う際には高周波焼灼電源装
置８１の制御回路８９にバイポーラ処置具８２の赤外線
センサ８５の検出信号が入力され、生体組織Ｈの温度が
計算される。その温度が設定温度に達した時点で変成終
了ＬＥＤ８６が点灯される。

【００５９】但し、図２１に示すように制御回路８９に
より出力回路８８を制御する際の高周波電力の休止期間
Ｔ_A に赤外線センサ８５による測定が行われる。又、赤
外線センサ８５は熱電対でも良い。

【００６０】そこで、上記構成のものにあっては生体組
織Ｈの凝固止血等の処置を行う際には高周波焼灼電源装
置８１の変成終了ＬＥＤ８６の点灯状態を確認すること
により、処置部位を直接目視することなく、容易に生体
組織Ｈの変成の程度を知ることができる。

【００６１】また、図２２乃至図２４は本発明の第８の
実施の形態を示すものである。図２２は本実施の形態の
電気手術装置９１のシステム全体の概略構成を示すもの
である。本実施の形態の電気手術装置９１には、焼灼用
電源９２が設けられている。この焼灼用電源９２の出力
コネクタ９２ａ，９２ｂにはモノポーラ処置具９３、患
者用電極９４がそれぞれ接続されている。

【００６２】また、焼灼用電源９２には、図示しない商
用電源から供給された電力を図示しない絶縁トランスを
介して各種電圧を生成する電源回路９５と、電源回路９
５で生成された電力を切開，或は凝固など各種処置に対
応する高周波出力の波形信号を発生させる波形発生回路
９６と、制御用の制御回路９７と、出力トランス９８と
が設けられている。そして、出力トランス９８の出力ポ
ートには出力コネクタ９２ａ，９２ｂを介してモノポー
ラ処置具９３および患者用電極９４がそれぞれ接続され
ている。

【００６３】また、本実施の形態の電気手術装置９１に
は、モノポーラ処置具９３に設けられた活性電極（処置
用電極）９３ａと、患者用電極９４の帰還電極との間の
電流、電圧を検出する電流検出部９９および電圧検出部
１００が設けられている。ここで、電圧検出部１００は
出力トランス９８の１次側に設けた電圧を計測する為の
巻き線によって形成されている。

【００６４】さらに、電流検出部９９および電圧検出部
１００はインピーダンス検出回路１０１に接続されてい
る。このインピーダンス検出回路１０１は制御回路９７
に接続されている。そして、インピーダンス検出回路１
０１では電流検出部９９からの電流検出データおよび電
圧検出部１００からの電圧検出データを取り込んでモノ
ポーラ処置具９３の活性電極９３ａと、患者用電極９４
の帰還電極との間の生体組織のインピーダンスを検出す
るようになっている。

【００６５】また、インピーダンス検出回路１０１から
出力されるインピーダンス検出信号は制御回路９７に入
力されるようになっている。この制御回路９７にはイン
ピーダンス検出回路１０１から入力されるインピーダン
ス検出信号に基いて電源回路９５および波形発生回路９
６を制御し、インピーダンスの変動幅が一定の値を越え
た場合に高周波信号の出力を停止する制御機能が設けら
れている。なお、制御回路９７の制御機能はインピーダ
ンスの変動幅が一定の値を越えた場合に高周波信号の出
力を低下させる構成にしてもよい。

【００６６】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気手術装置９１を用いて生体組織の凝
固止血等の処置を行う際には焼灼用電源９２からモノポ
ーラ処置具９３の活性電極９３ａに高周波電力が供給さ
れ、生体組織の凝固止血等の高周波焼灼処置が行われ
る。

【００６７】図２３はこの高周波焼灼処置時の生体組織
のインピーダンスの一般的な変化状態を示すものであ
る。ここで、高周波電力の供給が開始された処置開始時
点Ｔ₀から、生体組織の蛋白変性（凝固）が開始される
時点Ｔ₁ までは生体組織のインピーダンスが一定な通常
状態で保持される。

【００６８】また、生体組織の蛋白変性が開始される時
点Ｔ₁ から生体組織のインピーダンスは徐々に増加す
る。さらに、蛋白変性が進行すると生体組織の炭化が始
まる。この炭化の開始時点Ｔ₂ 以後は生体組織のインピ
ーダンスが極端に変動し、インピーダンスの増加と、減
少とが繰り返される。

【００６９】また、本実施の形態の電気手術装置９１で
は上記高周波焼灼処置時に図２４のフローチャートに示
す動作が行われる。すなわち、ステップＳ１では高周波
焼灼処置開始後の生体組織のインピーダンスの最小値Ｚ
min が設定されるとともに、測定回数ｎが０と設定され
る。

【００７０】さらに、ステップＳ２ではインピーダンス
の測定値Ｚが検出される。続いて、ステップＳ３ではイ
ンピーダンスの測定回数ｎが１と計算される。また、ス
テップＳ４ではステップＳ２のインピーダンスの測定値
Ｚとインピーダンスの最小値Ｚmin とが比較される。こ
こで、Ｚ＜Ｚmin の場合には次のステップＳ５でステッ
プＳ２のインピーダンスの測定値ＺがＺmin に置き換え
られる。

【００７１】また、Ｚ＜Ｚmin 以外の場合、或いはステ
ップＳ５でＺの値がＺmin に置き換えられた場合には次
のステップＳ６でインピーダンスの測定回数ｎが１０回
以上かどうかが判断される。ここで、ｎ≧１０以外の場
合にはステップＳ２〜ステップＳ６の動作が繰り返され
る。

【００７２】また、ステップＳ６でｎ≧１０と判断され
た場合には次のステップＳ７で、インピーダンスの測定
値Ｚが検出される。続いて、ステップＳ８ではステップ
Ｓ７のインピーダンスの測定値Ｚと、インピーダンスの
最小値Ｚmin とが比較される。ここで、Ｚ＜Ｚmin の場
合には次のステップＳ９で、ステップＳ７のインピーダ
ンスの測定値ＺがＺmin に置き換えられる。

【００７３】また、Ｚ＜Ｚmin 以外の場合、或いはステ
ップＳ９でステップＳ７のインピーダンスの測定値Ｚが
Ｚmin に置き換えられた場合には次のステップＳ１０
で、インピーダンスの最小値Ｚmin の関数ｆ（Ｚmin ）
を演算してインピーダンスの変動幅ΔＺの参照値ΔＺre
f が設定される。

【００７４】さらに、次のステップＳ１１では過去１０
回のインピーダンスの測定値Ｚのうち最大の値Ｚmax (1
0)が選択され、ステップＳ１２では過去１０回のインピ
ーダンスの測定値Ｚのうち最低の値Ｚmin (10)が選択さ
れる。

【００７５】また、次のステップＳ１３では過去１０回
のインピーダンスの測定値Ｚの変動幅ΔＺがＺmax (10)
−Ｚmin (10)から算出される。そして、ステップＳ１４
ではΔＺとΔＺref とが比較され、ΔＺ＞ΔＺref 以外
の場合にはステップＳ７〜ステップＳ１４の動作が繰り
返される。

【００７６】また、ステップＳ１４でΔＺ＞ΔＺref と
判断された場合には高周波電力の供給が停止される。な
お、ここで高周波電力の供給を停止する代わりに高周波
電力の出力を低下させる制御を行ってもよい。

【００７７】そこで、上記構成のものにあっては次の効
果を奏する。すなわち、本実施の形態の電気手術装置９
１では生体組織の凝固止血等の処置を行う際には電流検
出部９９からの電流検出データおよび電圧検出部１００
からの電圧検出データをインピーダンス検出回路１０１
に入力し、このインピーダンス検出回路１０１によって
モノポーラ処置具９３の活性電極９３ａと、患者用電極
９４の帰還電極との間の生体組織のインピーダンスを検
出するとともに、このインピーダンス検出回路１０１か
ら出力されるインピーダンス検出信号に基いて制御回路
９７によって電源回路９５および波形発生回路９６を制
御し、インピーダンスの変動幅ΔＺが一定の値ΔＺref
を越えた場合に高周波信号の出力を停止するようにした
ので、高精度に高周波電力の出力を制御することがで
き、高周波焼灼処置時の生体組織の炭化を最小限に抑え
ることができる。

【００７８】さらに、本実施の形態では出力トランス９
８の１次側に設けた電圧を計測する為の巻き線によって
電圧検出部１００を形成したので、モノポーラ処置具９
３や、患者用電極９４の帰還電極などの患者回路中に電
圧を計測する測定手段を設ける必要がない。そのため、
電気手術装置９１全体の構造が簡易である。

【００７９】なお、本実施の形態ではインピーダンス検
出回路１０１によって生体組織のインピーダンスを検出
し、インピーダンスの変動幅ΔＺが一定の値ΔＺref を
越えた場合に高周波信号の出力を停止する制御を行う構
成のものを示したが、電流検出部９９からの電流検出デ
ータ、または電圧検出部１００からの電圧検出データの
いずれか一方のみによって同様の高周波信号の出力制御
を行う構成にしてもよい。

【００８０】また、図２５乃至図２８は本発明の第９の
実施の形態を示すものである。図２５は本実施の形態の
電気手術装置１１１のシステム全体の概略構成を示すも
のである。本実施の形態の電気手術装置１１１には、焼
灼用電源１１２が設けられている。この焼灼用電源１１
２の出力コネクタ１１２ａ，１１２ｂにはモノポーラ処
置具１１３、患者用電極１１４がそれぞれ接続されてい
る。

【００８１】また、焼灼用電源１１２には、図示しない
商用電源から供給された電力を図示しない絶縁トランス
を介して各種電圧を生成する電源回路１１５と、電源回
路１１５で生成された電力を切開，或は凝固など各種処
置に対応する高周波出力の波形信号を発生させる波形発
生回路１１６と、制御用の制御回路１１７と、出力トラ
ンス１１８とが設けられている。そして、出力トランス
１１８の出力ポートには出力コネクタ１１２ａ，１１２
ｂを介してモノポーラ処置具１１３および患者用電極１
１４がそれぞれ接続されている。

【００８２】また、本実施の形態の電気手術装置１１１
には、出力トランス１１８の２次側にモノポーラ処置具
１１３に設けられた活性電極（処置用電極）１１３ａ
と、患者用電極１１４の帰還電極との間の電圧、電流を
検出する電圧検出部１１９および電流検出部１２０が設
けられている。

【００８３】さらに、電圧検出部１１９および電流検出
部１２０は位相差検知回路１２１に接続されている。こ
の位相差検知回路１２１は制御回路１１７に接続されて
いる。そして、位相差検知回路１２１では電圧検出部１
１９からの電圧検出データおよび電流検出部１２０から
の電流検出データを取り込んで出力電圧と出力電流の位
相差を検知するようになっている。

【００８４】また、位相差検知回路１２１から出力され
る位相差検出信号は制御回路１１７に入力されるように
なっている。この制御回路１１７には位相差検知回路１
２１から入力される位相差検出信号に基いて電源回路１
１５および波形発生回路１１６を制御し、位相差の値が
所定の範囲外になった場合、または位相差の変化の割合
が所定の値を越えた場合、または位相差の変動幅が所定
の値を越えた場合に高周波信号の出力を停止する制御機
能が設けられている。なお、制御回路１１７の制御機能
は位相差の値が所定の範囲外になった場合、または位相
差の変化の割合が所定の値を越えた場合、または位相差
の変動幅が所定の値を越えた場合に高周波信号の出力を
低下させる構成にしてもよい。

【００８５】さらに、本実施の形態の電気手術装置１１
１には、出力トランス１１８の１次側に供給される電
圧、電流、電力を計測する電力検知回路１２２が設けら
れている。この電力検知回路１２２は制御回路１１７に
接続されている。そして、この制御回路１１７には電力
検知回路１２２で検知された電力が設定値よりも低い場
合には電源回路１１５の電圧を上げる、または波形発生
回路１１６からの高周波出力の波形信号を変えるように
制御する制御機能が設けられている。

【００８６】次に、上記構成の作用について説明する。
本実施の形態の電気手術装置１１１を用いて生体組織の
凝固止血等の処置を行う際には焼灼用電源１１２からモ
ノポーラ処置具１１３の活性電極１１３ａに高周波電力
が供給され、生体組織の凝固止血等の高周波焼灼処置が
行われる。

【００８７】図２６はこの高周波焼灼処置時の出力電圧
と出力電流の位相差の変化状態を示すものである。ここ
で、高周波電力の供給が開始された処置開始時点Ｔ₀ か
ら、生体組織の蛋白変性（凝固）が開始される時点Ｔ₁
までは出力電圧と出力電流の位相差が一定な通常状態で
保持される。

【００８８】また、生体組織の蛋白変性が開始される時
点Ｔ₁ から出力電圧と出力電流の位相差は徐々に変化す
る。さらに、蛋白変性が進行すると生体組織の炭化が始
まる。この炭化の開始時点Ｔ₂ 以後は出力電圧と出力電
流の位相差の変動は極端に変化し、位相差の増加と、減
少とが繰り返される。

【００８９】また、本実施の形態の電気手術装置１１１
では上記高周波焼灼処置時に図２７および図２８のフロ
ーチャートに示す動作が行われる。すなわち、ステップ
Ｓ１では高周波焼灼処置開始後の出力電圧と出力電流の
位相差の最大値θmax と、最小値θmin が設定されると
ともに、測定回数ｎが０と設定される。

【００９０】さらに、ステップＳ２では位相差の測定値
θが検出される。続いて、ステップＳ３では位相差の測
定回数ｎが１と計算される。また、ステップＳ４ではス
テップＳ２の位相差の測定値θと最小値θmin とが比較
される。ここで、θ＜θminの場合には次のステップＳ
５でステップＳ２の位相差の測定値θがθmin に置き換
えられる。

【００９１】また、θ＜θmin 以外の場合、或いはステ
ップＳ５でθの値がθmin に置き換えられた場合には次
のステップＳ６でステップＳ２の位相差の測定値θと最
大値θmax とが比較される。ここで、θ＞θmax の場合
には次のステップＳ７でステップＳ２の位相差の測定値
θがθmax に置き換えられる。

【００９２】また、θ＞θmax 以外の場合、或いはステ
ップＳ７でθの値がθmax に置き換えられた場合には次
のステップＳ８で位相差の測定回数ｎが１０回以上かど
うかが判断される。ここで、ｎ≧１０以外の場合にはス
テップＳ２〜ステップＳ８の動作が繰り返される。

【００９３】また、ステップＳ８でｎ≧１０と判断され
た場合にはステップＳ２〜ステップＳ８の２回目の動作
が行われる。この２回目の動作のステップＳ８でｎ≧１
０と判断された場合には次のステップＳ９で、位相差の
最大値θmax ，最小値θminの関数Ｆ（θmax ，θmin
）を演算して図２６に示す位相差の変動幅Δθの参照
値Δθref が設定される。

【００９４】さらに、次のステップＳ１０では過去１０
回の位相差の測定値θのうち最大の値θmax (10)が選択
され、ステップＳ１１では過去１０回の位相差の測定値
θのうち最低の値θmin (10)が選択される。

【００９５】また、次のステップＳ１２では過去１０回
の位相差の測定値θの変動幅Δθがθmax (10)−θmin
(10)から算出される。続いて、次のステップＳ１３では
位相差の測定値θが予め設定された所定の設定範囲Ｒの
最大値Ｈ（θmin ，θmax ）と最小値Ｇ（θmin ，θma
x ）との間の値であるかどうかが判断される。ここで、
位相差の測定値θが設定範囲Ｒから外れていると判断さ
れた場合には高周波電力の供給が停止される。なお、こ
こで高周波電力の供給を停止する代わりに高周波電力の
出力を低下させる制御を行ってもよい。

【００９６】また、ステップＳ１３で、Ｇ（θmin ，θ
max ）＜θ＜Ｈ（θmin ，θmax ）と判断された場合に
は次のステップＳ１４が行われる。このステップＳ１４
ではΔθとΔθref とが比較される。そして、Δθ＜Δ
θref の状態、すなわち位相差の変動幅Δθが参照値Δ
θref よりも小さいと判断された場合には２回目のステ
ップＳ２〜ステップＳ８の動作が行われ、さらにステッ
プＳ９〜ステップＳ１４の動作が繰り返される。

【００９７】また、ステップＳ１４でΔθ＜Δθref 以
外の状態、すなわち位相差の変動幅Δθが参照値Δθre
f よりも大きいと判断された場合には高周波電力の供給
が停止される。なお、ここで高周波電力の供給を停止す
る代わりに高周波電力の出力を低下させる制御を行って
もよい。

【００９８】そこで、上記構成のものにあっては次の効
果を奏する。すなわち、本実施の形態の電気手術装置１
１１では生体組織の凝固止血等の処置を行う際には電圧
検出部１１９からの電圧検出データおよび電流検出部１
２０からの電流検出データを位相差検知回路１２１に入
力し、この位相差検知回路１２１によって出力電圧と出
力電流の位相差を検知するとともに、この位相差検知回
路１２１から出力される位相差検出信号に基いて制御回
路１１７によって電源回路１１５および波形発生回路１
１６を制御し、位相差の値が所定の範囲外になった場
合、または位相差の変化の割合が所定の値を越えた場
合、または位相差の変動幅が所定の値を越えた場合に高
周波信号の出力を停止するようにしたので、高精度に高
周波電力の出力を制御することができ、高周波焼灼処置
時の生体組織の炭化を最小限に抑えることができる。

【００９９】さらに、本実施の形態の電気手術装置１１
１には、出力トランス１１８の１次側に供給される電
圧、電流、電力を計測する電力検知回路１２２を設け、
この電力検知回路１２２で検知された電力が設定値より
も低い場合には電源回路１１５の電圧を上げる、または
波形発生回路１１６からの高周波出力の波形信号を変え
るように制御する制御機能を制御回路１１７に設けたの
で、患者回路側に電圧、電流、電力を計測する測定手段
を設けた場合のように患者回路と出力トランス１１８の
２次回路との間に測定信号を伝達する信号伝達手段を設
ける必要がない。そのため、患者回路側に電圧、電流、
電力を計測する測定手段を設けた場合に比べて装置全体
の構造を簡略化することができる。

【０１００】なお、本発明は上記実施の形態に限定され
るものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々
変形実施できることは勿論である。次に、本出願の他の
特徴的な技術事項を下記の通り付記する。 記 （付記項１） 活性電極と、帰還電極との間の電流もし
くは電圧あるいは両方を測定する手段を有する電気手術
装置において、電圧変化あるいは電流変化を検出あるい
はこの少なくとも一方を検出し、初期値と、ＭＡＸ，Ｍ
ＩＮ値及び変化率等のパラメーターの変化の内最も適正
な値を焼灼の終了条件として、出力を自動及び半自動に
制御することを特徴とした電気手術装置。

【０１０１】（付記項２） 付記項１において、出力の
制御をマニュアルに選択可能とした手術装置。

【０１０２】（付記項１、２の従来技術） 電気手術に
おける止血は、従来術者の感と経験により、電気メスの
出力設定と、出力時間及び目視により、その止血程度、
凝固品位を判断していた。また一部装置では、出力の自
動制御を行っているものもあるが、焼灼部位や電極、電
極の組織への接触の強さのバラツキで、その焼灼の程度
がばらつくためにほとんど役にたっていなかった。

【０１０３】（付記項１、２の目的） 安定した凝固性
能と止血性能の提供。

【０１０４】（付記項３） 活性電極と帰還電極との間
のインピーダンス検出回路を有する電気手術装置におい
て、初期インピーダンスと、インピーダンスの変化率
と、インピーダンスの上限及び下限とを有し、これらの
パラメーターの変化の内最も適正な値を焼灼の終了条件
として出力を自動及び半自動に制御することを特徴とし
た電気手術装置。

【０１０５】（付記項４） 付記項３において、出力の
制御をマニュアルに選択可能とした手術装置。

【０１０６】（付記項３、４の従来技術） 電気手術に
おける止血は、従来術者の感により、電気メスの出力設
定と、出力時間及び目視により、その止血程度を判断し
ていた。また一部装置では、出力の自動制御を行ってい
るものもあるが、焼灼部位や電極、電極の組織への接触
の強さのばらつきで、その焼灼の程度がばらつくために
ほとんど役にたっていない状況であった。

【０１０７】（付記項３、４の目的） 安定した凝固性
能と止血性能の提供。

【０１０８】（付記項５） 発熱素子による凝固処置手
段を有し、凝固時に発熱素子、生体組織の片方または両
方の温度を検知する手段と、前記温度検知による温度ま
たは温度変化等を解析し、凝固出力の最適値を決定して
判断する手段と、前記最適値で示された出力を行う出力
機構とを設けた電気メス。

【０１０９】（付記項５の従来技術） 従来の高周波焼
灼電源装置の凝固モードにおいては、凝固を高周波出力
により行っていた。しかしながら、高周波による処置は
その性格上、ノイズを発生させる、意図せぬ熱傷のおそ
れがある、取扱に充分な知識と配慮が必要である、とい
った問題があった。また高周波による放電現象では電極
や組織の状況をリアルタイムに把握することが困難であ
った。

【０１１０】（付記項５の目的） 発熱素子による凝固
モードを設ける。生体組織の状態をリアルタイムに検知
し、出力制御を行う手段を設ける。

【０１１１】（付記項６） バイポーラモードを有し、
生体組織に音響反射させる手段と、前記音響反射より得
られた情報により生体組織の状態を検知する手段と、前
記情報をもとに切開／凝固の出力最適値を決定し制御す
る手段と、前記最適値で示された出力を行う出力機構と
を設けた電気メス。

【０１１２】（付記項６の従来技術） 従来の高周波焼
灼電源装置（以下電気メス）のバイポーラモードでは電
極の種類や、生体組織のインピーダンス変化等に因り、
切開／凝固の状態が変動する。このため切れ方が一様で
ない、出力が強すぎて極所的に炭化が起こるといった問
題が生じた。

【０１１３】（付記項６の目的） 生体組織の状態をリ
アルタイムで検知し出力制御を行う。

【０１１４】（付記項７） 電気メス装置に於いて、
（１）電極間の組織インピーダンスを検出するインピー
ダンス検出部、（２）インピーダンス検出部で検出され
た信号を処理するインピーダンス検出信号処理部、
（３）電気メス装置全体の制御を行う主制御部、とから
なり、インピーダンス検出信号処理部から出力される信
号に基いて主制御部により高周波電力の通電／遮断を自
動制御することを特徴とする電気メス装置。

【０１１５】（付記項８） 電気メス装置に於いて、
（１）電極に内蔵された超音波振動子、（２）振動子を
超音波振動させる駆動部、（３）超音波振動の振幅を検
出する為の振幅検出部、（４）振幅検出信号の増幅、及
び処理を行う信号処理部、（５）装置全体を制御する主
制御部、とから成り、焼灼過程に伴う組織の音響インピ
ーダンスに応じて、高周波出力の通電／遮断を自動制御
する様にしたことを特徴とする。

【０１１６】（付記項７、８の従来技術） 微小部位に
対して電気メスを使用して処置を行う場合に、バイポー
ラモードを使用することがある。このバイポーラモード
では、微小範囲の組織をフォーセプスの様な処置具で挟
み込み、通電を行う為、高周波電流の経路がモノポーラ
モードと比べて明確であり、分流による熱傷を起こす可
能性も低く、安全性も高い。しかしながら、上記に示し
た様に対象部位が、主に、微小範囲である為に、焼灼部
位の視認性が処置具等の影響で、悪く、過焼灼等によ
り、再出血、及び穿孔などを起こす恐れがあった。

【０１１７】（付記項７、８の目的） 安全で且つ確実
に止血を行うことの出来るバイポーラ電気メスの提供。

【０１１８】（付記項９） 電気メス装置に於いて、高
周波電力発生器、設定値に従った高周波電力を発生させ
る為に、高周波電力に直流電力を供給する可変電源、実
出力電力をモニターする電力モニター、可変電源電圧と
高周波電力間との関数データを予め格納している不揮発
性メモリー、主制御部、とから成り、実出力電力をモニ
ターしながら関数データに従って可変電源電圧値を変化
させることで、負荷｜ｚ｜によらず、出力電力を安定に
保つ様に制御することを特徴とする電気メス装置。

【０１１９】（付記項９の従来技術） 一般外科、泌尿
器科、内科など広範な医学分野に於ける処置に於いて電
気メスは必要不可欠となっている。通常、電気メスの出
力は心筋系への刺激、及び感電防止の為、数百ＫＨｚの
高周波電力が使用されるが、その為に組織｜ｚ｜に応じ
て出力電力が変化してしまうことになり常に設定値通り
の安定した出力が供給できず、基本性能（切開能、凝固
能）が充分に発揮できないという問題が従来電気メス装
置にはあった。

【０１２０】（付記項９の目的） 負荷変動によらず、
常に安定した電力を出力することが可能な電気メスの提
供。

【０１２１】（付記項１０） 高周波焼灼電源装置に於
いて、処置部位の温度を計測する手段と、組織の変成の
程度を表示する手段と、前記処置部位の温度を計測する
手段からの信号を基に、前記組織の変成の程度を表示す
る手段を制御する制御回路を持つ事を特徴とする高周波
焼灼電源装置。

【０１２２】（付記項１０の従来技術） 従来の高周波
焼灼電源装置を使用する際には、術者は処置部位の組織
の変成の程度を、目視により確認していた。しかしアク
ティブ電極の形状等により組織を目視することができな
い場合、変成の程度を確認することは難しかった。

【０１２３】（付記項１０の目的） 処置部位を目視す
ることなく、容易に組織の変成の程度を知ることのでき
る高周波焼灼電源装置の提供。

【０１２４】（付記項１１） 電気メス出力中に組織の
インピーダンスを計測する手段を持つ電気手術装置にお
いて、インピーダンスの変動幅が一定の値を越えた時に
出力を停止することを特徴とする電気手術装置。

【０１２５】（付記項１２） 電気メス出力中に組織の
インピーダンスを計測する手段を持つ電気手術装置にお
いて、インピーダンスの変動幅が一定の値を越えた時に
出力を低下させることを特徴とする電気手術装置。

【０１２６】（付記項１３） 上記一定値は出力開始か
らの最低値より計算されることを特徴とする付記項１１
または１２の電気手術装置。

【０１２７】（付記項１１〜１３の解決しようとする課
題） 従来はアーク放電を検出していたが回路が複雑に
なるという欠点があった。

【０１２８】（付記項１１〜１３の目的） 簡単な組織
炭化防止方法の提供。

【０１２９】（付記項１１〜１３の作用） インピーダ
ンスの変動幅の大きさで出力を停止させる。

【０１３０】（付記項１４） 一方が電力を供給する手
段へ、他方が出力端を含む回路に接続される変圧器を持
つ電気手術装置に於いて、変圧器に電圧を計測する為の
巻き線を設けた事を特徴とする電気手術装置。

【０１３１】（付記項１４の解決しようとする課題）
従来は出力端間に直接測定手段を接続していたが、電気
的に分離された患者回路−２次回路間で信号を伝達しな
ければならず、構造が複雑になるという欠点があった。

【０１３２】（付記項１４の目的） 電気手術装置に於
ける簡易な構造の出力電圧モニタ手段の提供。

【０１３３】（付記項１４の効果） 本発明は患者回路
中に測定手段を持たないので、構造が簡易である。

【０１３４】（付記項１５） 出力電圧と出力電流の位
相差を検知する手段を持つ電気手術装置に於いて、位相
差の値が所定の範囲外になったら出力を停止（ｏｒ低
下）させることを特徴とする電気手術装置。

【０１３５】（付記項１６） 出力電圧と出力電流の位
相差を検知する手段を持つ電気手術装置に於いて、位相
差の変化の割合が所定の値を越えた場合に出力を停止
（ｏｒ低下）させることを特徴とする電気手術装置。

【０１３６】（付記項１７） 出力電圧と出力電流の位
相差を検知する手段を持つ電気手術装置に於いて、位相
差の変動幅が所定の値を越えた場合に出力を停止（ｏｒ
低下）させることを特徴とする電気手術装置。

【０１３７】（付記項１８） 上記範囲及び値を出力開
始後の初期値により決定することを特徴とする付記項１
５〜１７の電気手術装置。

【０１３８】（付記項１５〜１８の解決しようとする課
題） 従来はアーク放電を検出していたが回路が複雑に
なるという欠点があった。

【０１３９】（付記項１５〜１８の目的） 簡単な組織
炭化防止方法の提供。

【０１４０】（付記項１５〜１８の作用） 電圧、電流
の位相差により出力を停止させる。

【０１４１】（付記項１９） 出力トランスを有する電
気メスに於いて、トランスの１次側に供給される電圧／
電流／電力の計測手段と、その値に基づき出力を制御す
る制御回路を有することを特徴とする電気手術装置。

【０１４２】（付記項１９の解決しようとする課題）
従来は患者回路側に測定手段を設けていたが、患者−２
次回路間で信号を伝達する為、構造が複雑になるという
欠点があった。

【０１４３】（付記項１９の目的） 簡易な構成で安定
した切開能力を有する装置の提供。

【０１４４】（付記項１９の作用） 電源回路からの供
給電力を計測し、フィードバックをかける。

【０１４５】（付記項１９の効果） 本願によれば計測
手段を２次側に持つ為、簡易な構成にできる。

【０１４６】（付記項２０） 生体組織に接触させる接
触部に処置用の電極が装着された処置具を備え、上記処
置用電極に処置用の電気エネルギーを供給し、上記生体
組織の処置を行う電気手術装置において、上記処置用電
極に流す処置用電気エネルギーの状態変化を検出し、そ
の検出データに基いて処置対象の上記生体組織の生体情
報を得る生体情報検知手段を設け、上記生体情報にもと
づいて出力を制御することを特徴とする電気手術装置。

【０１４７】

【発明の効果】本発明によれば処置手段に供給する処置
用エネルギーの状態変化を検出し、その検出データに基
いて処置対象の生体組織の生体情報を得る生体情報検知
手段を設け、上記生体情報にもとづいて処置用エネルギ
ーの出力を制御するので、高精度に処置用エネルギーの
出力を制御することができ、安定した凝固性能と止血性
能を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の第１の実施の形態の電気手術装置の
システム全体の概略構成図。

【図２】 （Ａ）は第１の実施の形態の電気手術装置に
モノポーラ処置具を接続させた状態の電気回路を示す概
略構成図、（Ｂ）は電気手術装置に接続されるバイポー
ラ処置具を示す概略構成図。

【図３】 第１の実施の形態の装置使用時の活性電極と
帰還電極との間の検出電圧値の変化状態の一例を示す特
性図。

【図４】 第１の実施の形態の装置使用時の活性電極と
帰還電極との間の検出電流値の変化状態の一例を示す特
性図。

【図５】 第１の実施の形態の装置使用時の活性電極と
帰還電極との間の検出インピーダンス値の変化状態の一
例を示す特性図。

【図６】 第１の実施の形態の装置の表示部を示す正面
図。

【図７】 第１の実施の形態の装置のモノポーラ処置具
を内視鏡システムと組合わせて使用する状態を示す概略
構成図。

【図８】 第１の実施の形態の表示部の第１の変形例を
示す正面図。

【図９】 第１の実施の形態の表示部の第２の変形例を
示す正面図。

【図１０】 第１の実施の形態の表示部の第３の変形例
を示す正面図。

【図１１】 （Ａ）は本発明の第２の実施の形態の電気
手術装置のシステム全体の概略構成図、（Ｂ）は電気メ
スへの温度センサの取付け状態を示す側面図。

【図１２】 第２の実施の形態の電気メスの制御回路を
示す概略構成図。

【図１３】 本発明の第３の実施の形態の電気手術装置
の要部の概略構成図。

【図１４】 第３の実施の形態の電気手術装置のバイポ
ーラ処置具の制御回路を示す概略構成図。

【図１５】 本発明の第４の実施の形態の電気手術装置
の概略構成図。

【図１６】 本発明の第５の実施の形態を示すもので、
（Ａ）は電気手術装置の概略構成図、（Ｂ）は超音波振
動子の制御回路を示す概略構成図。

【図１７】 本発明の第６の実施の形態の電気手術装置
の概略構成図。

【図１８】 （Ａ）は第６の実施の形態の可変電源出力
電圧と出力電力との関係を示す特性図、（Ｂ）は生体イ
ンピーダンスの変化と実出力との関係を示す特性図。

【図１９】 本発明の第７の実施の形態の電気手術装置
の処置具の要部の概略構成図。

【図２０】 第７の実施の形態の電気手術装置の概略構
成図。

【図２１】 第７の実施の形態の電気手術装置の検査タ
イミングを説明するための特性図。

【図２２】 本発明の第８の実施の形態の電気手術装置
の概略構成図。

【図２３】 第８の実施の形態の電気手術装置による処
置時のインピーダンスの変化状態を示す特性図。

【図２４】 第８の実施の形態の電気手術装置の動作を
説明するためのフローチャート。

【図２５】 本発明の第９の実施の形態の電気手術装置
の概略構成図。

【図２６】 第９の実施の形態の電気手術装置による高
周波焼灼処置時の電圧電流の位相差の変化状態を示す特
性図。

【図２７】 第９の実施の形態の電気手術装置の動作を
説明するためのフローチャート。

【図２８】 第９の実施の形態の電気手術装置の動作を
説明するためのフローチャート。

【符号の説明】

３Ａ、９３、１１３ モノポーラ処置具 ３ａ、９３ａ、１１３ａ 活性電極（処置手段） ９ ＣＰＵ（出力制御手段） １２ 出力トランス（エネルギー供給手段） １３ 電流センサ（生体情報検知手段） １４ 電圧センサ（生体情報検知手段） １０１ インピーダンス検出回路 １２１ 位相差検知回路（生体情報検知手段）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小川 晶久 東京都渋谷区幡ヶ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 市川 義人 東京都渋谷区幡ヶ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 三堀 貴司 東京都渋谷区幡ヶ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 山科 一恵 東京都渋谷区幡ヶ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 生体組織を処置する処置手段を有する処
   置具と、 上記処置手段に処置用エネルギーを供給するエネルギー
   供給手段とを備え、 上記処置手段による上記生体組織の処置時に、上記処置
   手段に上記処置用エネルギーを供給して上記生体組織の
   処置を行う電気手術装置において、 上記処置手段に供給する処置用エネルギーの状態変化を
   検出し、その検出データに基いて処置対象の上記生体組
   織の生体情報を得る生体情報検知手段と、 上記生体情報にもとづいて出力を制御する出力制御手段
   とを具備することを特徴とする電気手術装置。