JPH1094545A - 電気手術装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明は、負荷となる生体組織の処置状態を確
実に検知す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】処置用周波数とは異なる周波数の検査信号
を検知用周波数発振器７によって発生させ、この検査信
号を出力合成回路１０によって処置用電気エネルギーに
重畳させた状態で、処置用電極に供給するとともに、組
織状態検知回路１３によって検査信号の変化を検出し、
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
を得るようにしたものである。

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、負荷となる生体組織の処置状態を確実
に検知す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、上記生体組織の状態
検査用の検査出力を発生させる検査出力発生手段と、こ
の検査出力発生手段から出力される検査出力を上記処置
手段に供給する検査出力供給手段と、上記検査出力の変
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を具備した
ことを特徴とする電気手術装置である。そして、生体組
織の切除、止血等の処置を行う際には処置手段に供給さ
れる処置用エネルギーとは異なる生体組織の状態検査用
の検査出力を検査出力発生手段によって発生させ、さら
に生体組織の処置中にこの検査出力の変化を生体情報検
知手段によって検出させ、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４（Ａ）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にはモノポーラ処置具
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
使用される処置具としてはモノポーラ処置具３や、バイ
ポーラ処置具がある。そして、モノポーラ、バイポーラ
の両方の場合に用いることができる。

【０００９】また、焼灼用電源２には、図２に示すよう
に処置用周波数発振器（エネルギー供給手段）６と、検
知用周波数発振器（検査出力発生手段）７とが設けられ
ている。ここで、処置用周波数発振器６はモノポーラ処
置具３の処置用電極に供給される処置用の電気エネルギ
ーの周波数、例えば数百ＫＨｚ程度の高周波出力を発生
させるものである。さらに、検知用周波数発振器７は処
置用の高周波出力とは異なる周波数、例えば数ＭＨｚ程
度の高周波出力の生体組織の状態検査用の検査信号を発
生させるものである。

【００１０】また、処置用周波数発振器６の出力端側は
プリアンプ８、パワーアンプ９を順次介して出力合成回
路（検査出力供給手段）１０の一方の入力端に接続され
ている。さらに、検知用周波数発振器７の出力端側はア
ンプ１１を介して出力合成回路１０の他方の入力端に接
続されている。出力合成回路１０の出力端側は（＋）側
の出力端子に接続されている。この出力合成回路１０
は、トランスを用いての合成や、アンプを用いての足し
算回路や、単に出力を接続する等、種々の方式がある
が、特に制限はない。

【００１１】また、検知用周波数発振器７の出力端側に
は電圧検出回路１２が接続されている。この電圧検出回
路１２の検出信号は組織状態検知回路（生体情報検知手
段）１３に入力されるようになっている。この組織状態
検知回路１３は、抵抗値測定のみを行う場合や、位相情
報も用いての誘電率測定を行う場合など、種々の方式が
考えられる。本実施の形態では特に制限はない。

【００１２】また、組織状態検知回路１３には制御回路
１４が接続されているとともに、フィルタ１５を介して
電流検出回路１６が接続されている。この電流検出回路
１６は（−）側の出力端子に接続されている。

【００１３】さらに、制御回路１４にはパワーアンプ９
が接続されているとともに、表示部１７が接続されてい
る。なお、電圧検出回路１２は、回路構成上、出力電圧
が別の手段ではっきりしている時（出力電圧一定とか、
制御回路の指示によって出力電圧が制御される場合等）
は、特に必要ではなくなる。また、電流検出回路１６
は、カレントセンサ、シャント抵抗等、手段には特に制
限はない。また、検出部は（−）側の出力端子でなく、
（＋）側の出力端子に接続しても良い。

【００１４】なお、処置用の高周波出力の周波数は１Ｍ
Ｈｚ以下の高出力回路は、それ以上の周波数の場合と比
べて、価格的、技術的に有利である。しかし、低すぎる
と生体への影響が出るおそれがあるので、１００〜１０
００ｋＨｚ程度が良い。

【００１５】また、検知用周波数は数ＭＨｚでβ分散が
あり、それ以上の高い周波数では細胞膜のインピーダン
スが低くなる。これによって細胞内外両方の情報が数Ｍ
Ｈｚ以上の時のインピーダンス情報には含まれる。しか
し、あまり高いとケーブルでの伝送時のロスが多くなり
ノイズに弱くなったり、回路が複雑になったりするの
で、２〜２０ＭＨｚ程度が良い。

【００１６】また、フィルタ１５は、処置用周波数をカ
ットして、検知用周波数を流すものであれば良い。本実
施の形態の周波数の関係ならば検知用周波数の方が高い
ので、ハイパスフィルタか、バンドパスフィルタを用い
ることになる。

【００１７】また、本実施の形態の制御回路１４による
制御内容は次の通りである。すなわち、処置用エネルギ
ーにて凝固、切開、溶着を行う処置を行なう場合には、
組織状態検知回路１３によってそれらの処置が完了した
かどうかを検知する。これにより、余分なエネルギーを
供給しないことは安定した、且つ安全な処置につなが
る。例えば、凝固が完了したかどうかを組織状態検知回
路１３にて検知し、そのパラメータの表示、処置の完了
の表示、出力の低減、または出力停止の制御等の制御を
行う。なお、処置が完了する前から出力を徐々に低減し
て、凝固のし過ぎを抑える等の高等な制御も可能であ
る。

【００１８】次に、上記構成の電気手術装置１の作用に
ついて説明する。生体組織の切除、止血等の処置を行う
際にはモノポーラ処置具３の処置用電極に供給される処
置用周波数発振器６からの処置用周波数とは異なる周波
数の生体組織の状態検査用の検査信号を検知用周波数発
振器７によって発生させる。

【００１９】この検知用周波数発振器７から供給される
検査信号は図３に示すように出力合成回路１０によって
処置用周波数発振器６からの処置用周波数に重畳させた
状態で、モノポーラ処置具３の処置用電極に供給され
る。さらに、組織状態検知回路１３によって検査信号の
変化を検出し、その検出データに基いて処置対象の生体
組織の生体情報が得られる。

【００２０】そこで、上記構成の本実施の形態では次の
効果を奏する。すなわち、処置用周波数発振器６からの
処置用周波数とは別の周波数の信号を用いた負荷組織状
態の検査信号を検知用周波数発振器７によって発生さ
せ、処置用周波数と検知用周波数が異なるので、検知用
周波数を分離することにより、同一周波数での検知より
データに含まれるノイズ量を減少させることが容易にな
る。

【００２１】また、処置用高周波出力には処置に適した
周波数（例えば、比較的安価に高出力を得られる周波
数）を、検知用高周波出力にはその機能に適した周波数
（例えば、細胞膜のインピーダンスが低くなり充分に生
体組織全体の特性を得られる周波数や、図４（Ａ）に示
すような生体インピーダンス変化を示すときに、変化の
大きな帯域の周波数）を選択することが可能となる。例
えば、図４（Ａ）のように生体のインピーダンスＺが変
化する場合、そのインピーダンスＺの変化が大きな帯域
の周波数で生体組織の状態変化の情報を検出できること
になる。

【００２２】なお、図４（Ａ）中のｆｓ（処置用周波
数）は必ずしも処置前後のインピーダンスＺの交点位置
の周波数である必要はない。すなわち、図４（Ａ）に示
すようにｆｐ（検知用周波数）でのΔＺ（処置後のイン
ピーダンスＺ−処置前のインピーダンスＺ）よりΔＺが
小さい位置の周波数であればよい。

【００２３】また、図４（Ｂ）に示す変形例のように検
知用高周波出力の周波数をｆｐ₁ 〜ｆｐ₂ にダイナミッ
クに変化させ、その際の周波数特性を得ることで、より
詳細な生体状態を得ることも可能である。

【００２４】さらに、同一タイミングでの出力を行うこ
とで、出力制御回路１４の構成が容易となる。また、リ
アルタイムな生体組織状態検知が可能となる。さらに、
モノポーラ処置具３の同一電極で処置と検知を行ってい
るので、確実に処置エリアの生体組織状態を検知でき
る。

【００２５】なお、本実施の形態の出力合成回路１０と
アンプ類の順番はあくまで１例であり、低出力の段階で
合成してから増幅して高出力とする回路も充分に可能で
ある。さらに、本実施の形態の焼灼用電源２に接続され
る処置具の種類を検知する手段を組み込むことにより、
一層高精度の制御を行なうことができる。

【００２６】また、図５（Ａ），（Ｂ）は本発明の第２
の実施の形態を示すものである。本実施の形態が第１の
実施の形態と異なる点は、処置用周波数と検知用周波数
の端子が、＋側については別々になっていることであ
る。

【００２７】すなわち、本実施の形態では処置具の絶縁
部材２１に処置用高周波出力の＋側電極２２と、検知用
高周波出力の＋側電極２３とを近接状態で配設されてい
る。なお、−側電極２４は共通になっている。

【００２８】また、検知用高周波出力の＋側電極２３に
は電流検出回路２５および電圧検出回路２６がそれぞれ
接続されている。さらに、電流検出回路２５はフィルタ
２７を介して組織状態検知回路１３に接続され、電圧検
出回路２６はフィルタ２８を介して組織状態検知回路１
３に接続されている。

【００２９】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、処置用周波数と検知用周波数が
異なるので、検知用周波数を分離することにより、同一
周波数での検知よりデータに含まれるノイズ量を減少さ
せることが容易になる。

【００３０】処置用には処置に適した周波数（例えば、
比較的安価に高出力を得られる周波数）を、検知用には
その機能に適した周波数（例えば、細胞膜のインピーダ
ンスが低くなり充分に組織全体の特性を得られる周波
数）を選択することが可能となる。また、リアルタイム
な組織状態検知が可能となる。

【００３１】さらに、本実施の形態では特に電流検出回
路２５には処置用周波数のエネルギーが流れ込まない構
造になっているので、簡単なフィルタで用を成すことに
なり、電流検出回路２５の簡略化が図れる。

【００３２】なお、接続する処置具の＋側電極は、端子
が別々になっているのに対応して本実施の形態のように
処置用と検知用が近傍に別々に設けられているもので
も、図５（Ｂ）に示すように共通の＋側電極２９を設け
てもよい。そのため、処置用電極と検知用電極が別々に
なっている処置具も、共通になっている処置具も使用す
ることができる。

【００３３】また、図６は本発明の第３の実施の形態を
示すものである。本実施の形態は第２の実施の形態の処
置用の回路と検知用の回路がＧＮＤから完全に分離され
ている構成にしたものである。

【００３４】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、処置用周波数と検知用周波数が
異なるので、検知用周波数を分離することにより、同一
周波数での検知よりデータに含まれるノイズ量を減少さ
せることが容易になる。

【００３５】さらに、処置用には処置に適した周波数
（例えば、比較的安価に高出力を得られる周波数）を、
検知用にはその機能に適した周波数（例えば、細胞膜の
インピーダンスが低くなり充分に組織全体の特性を得ら
れる周波数）を選択することが可能となる。また、リア
ルタイムな組織状態検知が可能となる。

【００３６】さらに、本実施の形態では特に検知用回路
が処置用回路と完全に分離されているので、検知の精度
が向上し、処置用周波数のエネルギーによるノイズの心
配が非常に少ない。

【００３７】また、図７は本発明の第４の実施の形態を
示すものである。本実施の形態は処置用周波数ｆ₁ と、
検知専用周波数ｆ₂ のそれぞれの周波数で組織状態検出
を行う構成にしたものである。

【００３８】すなわち、本実施の形態では電流検出回路
３１にｆ₁ 用フィルタ３３と、ｆ₂用フィルタ３４とが
設けられ、同様に電圧検出回路３２にもｆ₁ 用フィルタ
３５と、ｆ₂ 用フィルタ３６とが設けられている。そし
て、２つのｆ₁ 用フィルタ３３，３５はｆ₁ 用組織状態
検出回路（生体情報検知手段）３８に接続され、２つの
ｆ₂ 用フィルタ３４，３６はｆ₂ 用組織状態検出回路
（生体情報検知手段）３７に接続されている。

【００３９】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、処置用周波数と検知用周波数が
異なるので、検知用周波数を分離することにより、同一
周波数での検知よりデータに含まれるノイズ量を減少さ
せることが容易になる。

【００４０】さらに、処置用には処置に適した周波数
（例えば、比較的安価に高出力を得られる周波数）を、
検知用にはその機能に適した周波数（例えば、細胞膜の
インピーダンスが低くなり充分に組織全体の特性を得ら
れる周波数）を選択することが可能となる。また、リア
ルタイムな組織状態検知が可能となる。

【００４１】さらに、本実施の形態では特にｆ₁ とｆ₂
とのそれぞれの周波数での検知特性を複合的に見た制御
が可能となる。例えば、ｆ₁ では細胞外液の含水量、蛋
白変性具合等の状態変化の様子を確認し、ｆ₂ では細胞
内液も含んだ含水量、蛋白変性具合等の状態変化の様子
の確認をすることにより、より組織の状態がはっきりと
解る。

【００４２】また、図８（Ａ），（Ｂ）は本発明の第５
の実施の形態を示すものである。本実施の形態は図８
（Ａ）に示すように第１の実施の形態の電気手術装置１
の焼灼用電源２とモノポーラ処置具３との間に焼灼用電
源２とは別体のアダプタ４１を介設し、このアダプタ４
１に図８（Ｂ）に示す電気回路を組み込んだものであ
る。

【００４３】ここで、アダプタ４１内の電気回路には出
力制御部４２と、検知用周波数発振器４３と、出力合成
回路４４と、電圧検出回路４５と、電流検出回路４６
と、フィルタ４７と、組織状態検知回路４８と、制御回
路４９と、表示部５０とが設けられている。そして、本
実施の形態でも第１の実施の形態と同様の作用、効果を
得ることができる。

【００４４】また、図９は本発明の第６の実施の形態を
示すものである。本実施の形態は同軸出力の処置用発振
器６１の出力に、検知用の周波数を乗せる構成にしたも
のである。なお、一般には、同軸出力の処置用エネルギ
ーの周波数はマイクロ波帯以上（３００ＭＨｚ以上）で
あり、検知用には回路が容易なもっと低い周波数を用い
るが、それは特に制限されるものではなく、どちらも周
波数は任意である。

【００４５】本実施の形態には処置用周波数発振器６１
に一端部が接続された同軸ケーブル６２が設けられてい
る。この同軸ケーブル６２の中途部には３方コネクタ６
３が介設されている。さらに、この同軸ケーブル６２の
他端部には同軸コネクタ６４が配設されている。

【００４６】また、６５は検知用周波数発振器、６６は
アンプ、６７は電流検出回路、６８は電圧検出回路、６
９は組織状態検出回路、７０は制御回路である。そし
て、本実施の形態では３方コネクタ６３による周波数合
成後の同軸コネクタ６４には、同軸ケーブルを伝送ケー
ブルとする図示しない処置用プローブが接続される。

【００４７】そこで、上記構成の本実施の形態では次の
効果を奏する。すなわち、処置用周波数と検知用周波数
が異なるので、検知用周波数を分離することにより、同
一周波数での検知よりデータに含まれるノイズ量を減少
させることが容易になる。

【００４８】さらに、処置用には処置に適した周波数
を、検知用には検知に適した周波数（例えば、細胞膜の
インピーダンスが低くなり充分に組織全体の特性を得ら
れる周波数）を選択することが可能となる。また、リア
ルタイムな組織状態検知が可能となる。

【００４９】さらに、本実施の形態では特に処置用の出
力形態を同軸ケーブル６２とし、検知用の出力形態をフ
ィーダー出力とすることが可能となる。なお、本実施の
形態では周波数合成に３方コネクタ６３を用いたが、特
にこれに限定されることは無く、ケーブルを直接加工し
て合成を行う等の他の方法でもよい。

【００５０】また、図１０は本発明の第７の実施の形態
を示すものである。本実施の形態は処置用の出力Ａが断
続的である場合は、処置用出力がオフしているときに検
知用出力Ｂを出し、組織状態検知を行う構成にしたもの
である。

【００５１】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、検知信号に乗るノイズの低減を
図ることができる。さらに、処置用エネルギーが加えら
れていないナチュラルな状態の組織状態を検知できるの
で、処置用エネルギーの大小等の影響を受けない。

【００５２】また、図１１は本発明の第８の実施の形態
を示すものである。本実施の形態は処置用周波数の波形
Ａのピーク時に検知用周波数Ｂを乗せた波形での組織状
態検知を行う構成にしたものである。

【００５３】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、組織に加えられている電界の向
きが逆の場合の検知信号を見ることができ、分極の様子
等を把握することができ、より高度な制御が可能とな
る。

【００５４】また、図１２は本発明の第９の実施の形態
を示すものである。本実施の形態は処置用周波数の波形
Ａでの出力電圧ゼロの時の近傍に、検知用周波数Ｂを乗
せた波形での組織状態検知を行う構成にしたものであ
る。

【００５５】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、処置用エネルギー（または処置
用電界）の影響を受け難い検知が可能である。さらに、
処置用エネルギー出力中の検知であり、処置用エネルギ
ーが断続的出力の時にもその出力がオン時の検知が可能
である。

【００５６】また、図１３（Ａ），（Ｂ）および図１４
は本発明の第１０の実施の形態を示すものである。本実
施の形態は定電流出力である出力回路を備えた高周波メ
ス８１に、図１４に示すように負荷インピーダンスＺが
上限Ｚ_H あるいは下限Ｚ_L を越えると出力電流Ｉ₀ を減
少させる機能を設けたものである。

【００５７】本実施の形態の高周波メス８１には高周波
発振器８２と処置具８３とが設けられている。また、図
１３（Ｂ）は本実施の形態の高周波メス８１の定電流制
御回路８４を示すもので、電流検出器として抵抗８５を
使用したものである。

【００５８】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、生体を切るあるいは凝固すると
きのみに定電流出力で安定した出力を発生することがで
きる。この場合、インピーダンス検知等の複雑な回路を
使うことなく安定した出力特性を実現できる。そのた
め、切除対象の影響を受けにくい、電極ショート時の回
路保護、生体のカーボン化防止等の効果がある。

【００５９】また、図１５は本発明の第１１の実施の形
態を示すものである。本実施の形態は第１０の実施の形
態の装置の定電流制御回路８４の電流検出器として抵抗
８５に代えてコイル９１を使用したものである。このコ
イル９１はＬＰＦ（ローパスフィルタ）９２を介して定
電流制御回路８４に接続されている。そして、ゲインコ
ントロールして電流を一定にする構成になっている。本
実施の形態でも第１４の実施の形態と同様の効果が得ら
れる。

【００６０】また、図１６および図１７（Ａ），（Ｂ）
は本発明の第１２の実施の形態を示すものである。本実
施の形態は図１６に示すように電気メス装置１０１内に
複数の発振周波数源を設け、各々の周波数の成分をＭｉ
ｘｉｎｇできる機能を設けたものである。

【００６１】すなわち、本実施の形態の電気メス装置１
０１には第１の発振周波数源の周波数成分ｆ₁ の調整つ
まみ１０２と、第２の発振周波数源の周波数成分ｆ₂ の
調整つまみ１０３と、ｆ₁ の成分表示器１０４と、ｆ₂
の成分表示器１０５とが設けられている。

【００６２】また、本実施の形態の電気メス装置１０１
内に配設されたＭｉｘｉｎｇ回路は図１７（Ａ）に示す
足し算回路１０６によって形成されている。そして、電
気メス装置１０１のｆ₁ の調整つまみ１０２と、ｆ₂ の
調整つまみ１０３とを調整することにより、図１７
（Ｂ）に示す足し算回路１０６による処置用波形を任意
に成形することができる。

【００６３】そこで、上記構成のものにあってはユーザ
ーの希望に応じてきめ細かい波形の調整をすることがで
き、多彩な処置用波形を容易な操作性で得ることができ
る効果がある。これにより、電気メス装置１０１の切れ
味を微調整することができる。

【００６４】また、電気メス装置１０１内に配設された
Ｍｉｘｉｎｇ回路を構成する足し算回路１０６は図１８
に示す変形例の構成にしても良く、この場合も第１２の
実施の形態の足し算回路１０６と同様の効果を得ること
ができる。

【００６５】また、図１９（Ａ），（Ｂ）は本発明の第
１３の実施の形態を示すものである。本実施の形態は第
１２の実施の形態の電気メス装置１０１内に配設された
Ｍｉｘｉｎｇ回路を掛け算回路（ＡＭ変調）１１１によ
って構成したものである。なお、図１９（Ｂ）は図１９
（Ａ）の周波数調整波形を示す特性図である。本実施の
形態の場合も第１２の実施の形態の足し算回路１０６と
同様の効果を得ることができる。

【００６６】また、図１９（Ｃ），（Ｄ）は本発明の第
１４の実施の形態を示すものである。本実施の形態は第
１２の実施の形態の電気メス装置１０１内に配設された
Ｍｉｘｉｎｇ回路をＦＭ変調回路１１２によって構成し
たものである。なお、図１９（Ｄ）は図１９（Ｃ）の周
波数調整波形を示す特性図である。本実施の形態の場合
も第１２の実施の形態の足し算回路１０６と同様の効果
を得ることができる。

【００６７】また、図２０（Ａ）〜図２１（Ｅ）は本発
明の第１５の実施の形態を示すものである。本実施の形
態は図２０（Ａ）に示すバイポーラ電気メス装置の出力
中に、生体組織のインピーダンスＺ情報を得る際、その
信号源の周波数特性をダイナミックに変化させ、動イン
ピーダンスを得る機能を設ける構成にしたものである。

【００６８】すなわち、本実施の形態の電気メス装置の
焼灼用電源１２１には、高周波出力を発生させる発振源
１２２と、パルス幅生成回路１２３と、スイッチングア
ンプ１２４と、可変電源１２５と、制御回路１２６と、
設定部１２７と、出力トランス１２８とが設けられてい
るとともに、電圧検出回路１２９と、電流検出回路１３
０とが設けられている。そして、本実施の形態では上記
電気回路により高周波出力波形を自由に変化させる機能
を設けたものである。

【００６９】一般に、電気メス出力の電力値は同じで
も、高周波出力波形の違いで生体組織への作用が異な
る。さらに、生体組織を負荷とした際のインピーダンス
Ｚの情報を得るための検知結果も異なる。例えば、図２
０（Ｂ）に示す第１の出力波形と図２０（Ｃ）に示す第
２の出力波形とではそれぞれ出力波形の面積は同じでも
生体組織への作用が異なる。この場合、図２０（Ｂ）に
示す第１の出力波形の周波数成分（スペクトラム）の方
が高調波成分が多く、インパルスに近い。そして、図２
０（Ｂ）に示す第１の出力波形の方が電圧波高値が高く
放電しやすい。

【００７０】また、高周波出力波形の違いにより、出力
特性（出力インピーダンス）も変化することになり、切
開や、凝固能力も変化する。具体的には図２０（Ｂ）に
示す第１の出力波形では凝固作用が強くなり、図２０
（Ｃ）に示す第２の出力波形では切開作用が強くなる。

【００７１】そして、本実施の形態の電気メス装置では
図２１（Ｂ）に示すように生体組織への電気メス出力の
電力値を、定電力にしつつ、電圧及び周波数をダイナミ
ックに変化させ、そのときの出力インピーダンスＺの変
化によって、出力を制御する。例えば、同じ電力で（焼
灼エネルギーは変えず）電圧や、周波数特性をダイナミ
ックに（構造的には容易に）変える場合には図２０
（Ｂ）に示す第１の出力波形と図２０（Ｃ）に示す第２
の出力波形とを交互に、又は連続して変化させるように
制御するようになっている。なお、図２１（Ａ）は第１
５の実施の形態の出力波形の変化状態を示す特性図、
（Ｂ）は出力特性図、（Ｃ）はＲ成分電流特性図、
（Ｄ）はＣ成分電流特性図、（Ｅ）はＣ成分電流の変化
状態を示す特性図である。そこで、上記構成のものにあ
っては処置部の電気的特性をより的確に得ることができ
る効果がある。

【００７２】また、図２２（Ａ），（Ｂ）および図２３
（Ａ）は本発明の第１６の実施の形態を示すものであ
る。本実施の形態は超音波振動又は超音波音響インピー
ダンスによって処置部位の状態をモニターしつつ、電気
メスエネルギーにて処置を行う構成にしたものである。
本実施の形態の電気手術装置１４１は図２２（Ａ）に示
すように内視鏡下手術に用いる手術装置であって、組織
を把持する動作が可能な処置具１４３と、処置部位と接
するように設けられた超音波振動子１４８と、処置部を
把持した部位を処置する制御可能な図２３（Ａ）に示す
電気メスエネルギー供給手段である焼灼用電源１４２と
が設けられている。

【００７３】ここで、焼灼用電源１４２には超音波発振
回路（検査出力発生手段）１４９と、高周波出力回路
（エネルギー供給手段）１５０と、制御部１５１とが設
けられている。また、処置具１４３には図２２（Ｂ）に
示すように先端の処置部１４５にバイポーラ用の２つの
電極１４７，１４６が設けられ、その一方に超音波振動
子（検査出力供給手段）１４８の圧電素子が装着されて
いる。

【００７４】そして、処置時には電気メスエネルギー出
力前に、超音波によって機械的／音響的インピーダンス
を検出し、処置対象の生体組織の固さをみる。続いて、
モニターしながら又は時分割で、電気メスエネルギーを
供給する。その後、先のインピーダンスが所定値になっ
た時点で、電気メスエネルギーを止める、又は変化させ
る。

【００７５】なお、外科手術（オープン）では、術者は
指先での触覚を情報として処置を判断し、進めている。
内視鏡下手術では、触覚を術者が直接得られないので、
その部分をアシストする。

【００７６】そこで、上記構成のものにあっては生体組
織の内部を含めた状態をモニターでき、処置できる（や
けすぎ又はやけ不十分を防げる）。さらに、超音波振動
を同時に与えているので、生体組織のこびりつきもなく
なる。また、振動＋電気メスによって、均一で確実な溶
着（血管等）が可能となる。そのため、処置部の状態を
確認しながら処置をコントロールすることができる。

【００７７】さらに、超音波振動子１４８を処置具１４
３の処置部（把持部）１４５に設けることで、生体組織
の状態をダイレクトに測定することができ、処置具１４
３の長さも自由にできる。

【００７８】また、第１６の実施の形態の構成を図２３
（Ｂ）に示す第１の変形例、或いは図２４（Ａ）に示す
第２の変形例のように変更しても良く、この場合も第１
６の実施の形態と同様の効果が得られる。

【００７９】また、図２４（Ｂ）に示す第３の変形例の
ように超音波振動子１６２をランジュバン型の強力タイ
プとしてハンドピース部１６１に設けることで、超音波
処置も可能なバイポーラ処置具になる。さらに、図２４
（Ｂ）中で、１６３は超音波振動子１６２の振動伝達部
材、１６４はハンドピース部１６１の先端部の挟持部材
１６５を軸方向に移動させるための操作ハンドル、１６
６は超音波発振回路、１６７は高周波出力回路である。

【００８０】また、図２５は本発明の第１７の実施の形
態を示すものである。本実施の形態の電気手術装置１７
１には焼灼用電源１７２と、フック型の処置具１７３
と、対極板１７４とが設けられている。ここで、焼灼用
電源１７２には超音波発振回路（検査出力発生手段）１
７５と、高周波出力回路（エネルギー供給手段）１７６
と、制御部１７７とが設けられている。

【００８１】また、処置具１７３には細長い処置具本体
１７８が設けられている。この処置具本体１７８の先端
部には２つの電極１７９，１８０が設けられている。こ
こで、先端側の第１電極１７９には生体組織を引っ掛け
るフック部１８１が形成されている。さらに、第１電極
１７９と、この第１電極１７９の後方の第２電極１８０
との間には処置対象の生体組織の生体情報を得る超音波
振動子（生体情報検知手段）１８２が介設されている。

【００８２】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１７１の使用時には処置具
本体１７８の第１電極１７９のフック部１８１で生体組
織を引っ掛けた状態で、高周波出力によって生体組織を
焼灼処置する。この処置中、超音波発振回路１７５が駆
動され、第１電極１７９と第２電極１８０との間の超音
波振動子１８２から出力される検知用の超音波振動が生
体組織に加えられる。このとき、生体組織から反射され
る超音波信号が超音波振動子１８２で検出される。そし
て、この超音波振動子１８２で検出される超音波信号の
変化によって生体組織の生体情報を得るとともに、この
生体情報に基いて高周波出力回路１７６の駆動が制御さ
れ、高周波出力が制御される。

【００８３】そこで、上記構成のものにあっては、第１
電極１７９と第２電極１８０との間に超音波振動子１８
２を介設し、高周波出力による生体組織の焼灼処置中、
超音波振動子１８２による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ようにしたので、負荷とな
る生体組織の処置状態を確実に検知することができる。

【００８４】なお、本発明は上記実施の形態に限定され
るものではない。例えば、第１〜第５の各実施の形態お
よび第７〜第１５の各実施の形態は、モノポーラ処置具
だけでなく、バイポーラ処置具の場合にも用いることが
できる。さらに、その他、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） 生体組織の生体情報（負荷組織状態）を
検知する為の信号（検査出力）として、少なくとも１つ
以上の周波数を有し、その内少なくとも１つ以上の周波
数は処置用エネルギーとして出力される周波数とは異な
る周波数であることを特徴とする高周波エネルギー処置
装置。

【００８５】（付記項１の従来技術） 従来のものは、
組織状態を検出する機能を有しているものでも、処置用
の電圧・電流値を検知して見ている方式のものであり、
非常に汚れた信号を処理する必要が出てきて、結果とし
て信頼のおける検知を行うことが難しい。また、処置用
周波数と検知用周波数では適切な周波数は本当は異なる
ものであるが、従来のものはそのような観点からは考慮
されていない。

【００８６】（付記項１の目的） 負荷組織状態の確実
な検知が可能な高周波エネルギー処置装置の提供。 （付記項２） 出力回路が定電流出力であることを特徴
とする高周波メスであって、負荷インピーダンスが上限
あるいは下限を越えると出力電流を減少させることを特
徴とする高周波メス。

【００８７】（付記項２の目的） （１）切除対象の影
響を受けにくい、（２）電極ショート時の回路保護、
（３）生体のカーボン化防止。 （付記項３） 複数の発振周波数源をもち、各々の周波
数の成分をＭｉｘｉｎｇできる機能をもつ電気メス。

【００８８】（付記項４） Ｍｉｘｉｎｇ回路は足し算
回路である付記項３の電気メス。 （付記項５） Ｍｉｘｉｎｇ回路は掛け算回路である付
記項３の電気メス。 （付記項６） Ｍｉｘｉｎｇ回路はＦＭ変調回路である
付記項３の電気メス。

【００８９】（付記項３〜６の従来技術） 従来はあら
かじめ定められた波形がプリセットされており、ユーザ
ーの希望に応じてきめ細かい波形の調整をすることは困
難であった。

【００９０】（付記項３〜６の目的） （１）多彩な処
置用波形を（２）容易な操作性で得る。 （付記項７） バイポーラ電気メスであって、発振源、
アンプ、アンプに電源を供給する電源装置、組織を負荷
とした際のインピーダンス情報を得るための検知回路を
もち、組織の電力の見方を、定電力にしつつ、電圧及び
周波数をダイナミックに変化させ、そのときのＺの変化
によって、出力を制御するバイポーラ電気メス。

【００９１】（付記項７の従来技術） 従来から、電気
メスエネルギーを与える内のＺを検知して、出力を制御
する技術が知られていたが、その際の信号源は単一の信
号であった。これでは、その周波数又はその電圧での特
性（静特性）しかわからない。

【００９２】（付記項７の目的） 処置部の電気的特性
をより的確に得る。 （付記項８） 内視鏡下手術に用いる手術装置であっ
て、組織を把持する動作が可能な処置具、処置部位と接
するように設けられた超音波振動子、処置部を把持した
部位を処置する制御可能な電気メスエネルギー供給手段
とを備えた手術装置。

【００９３】（付記項８の従来技術） バイポーラ電気
メスで、処置部の電気的インピーダンスをモニターしな
がら、電気メスエネルギーを制御するものが考えられて
いるが、電気的Ｚでは、表面状態と、その内部状態との
ちがいがわからない。

【００９４】（付記項８の目的） 処置部の状態を確認
しながら処置をコントロールすること。 （付記項９） 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、上記処置用電極に供給される
処置用の電気エネルギーの周波数とは異なる周波数の上
記生体組織の状態検査用の検査信号を発生させる検査信
号発生手段と、上記検査信号の変化を検出し、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を具備したことを特徴とする電気
手術装置。

【００９５】

【発明の効果】本発明によれば検査出力発生手段によっ
て生体組織の状態検査用の検査出力を発生させ、この検
査出力を処置具の処置手段に供給して生体組織の処置中
の検査出力の変化を検出し、その検出データに基いて生
体情報検知手段によって処置対象の生体組織の生体情報
を得るようにしたので、負荷となる生体組織の処置状態
を確実に検知することができる。

【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】 第１の実施の形態の要部の概略構成図。

【図３】 第１の実施の形態の処置用出力波の上に検知
用出力波が重畳されている状態を示す特性図。

【図４】 （Ａ）は第１の実施の形態の生体のインピー
ダンスＺの変化特性を示す特性図、（Ｂ）は第１の実施
の形態の変形例における生体のインピーダンスＺの変化
特性を示す特性図。

【図５】 （Ａ）は本発明の第２の実施の形態の電気手
術装置の要部の概略構成図、（Ｂ）は第２の実施の形態
の変形例を示す要部の概略構成図。

【図６】 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７】 本発明の第４の実施の形態の電気手術装置の
要部の概略構成図。

【図８】 本発明の第５の実施の形態を示すもので、
（Ａ）は電気手術装置のアダプタの接続状態を示す斜視
図、（Ｂ）はアダプタ内の電気回路を示す概略構成図。

【図９】 本発明の第６の実施の形態の電気手術装置の
要部の概略構成図。

【図１０】 本発明の第７の実施の形態の要部の概略構
成図。

【図１１】 本発明の第８の実施の形態の要部の概略構
成図。

【図１２】 本発明の第９の実施の形態の要部の概略構
成図。

【図１３】 （Ａ）は本発明の第１０の実施の形態の電
気手術装置の概略構成図、（Ｂ）は第１０の実施の形態
の定電流出力の出力回路を示す要部の概略構成図。

【図１４】 第１０の実施の形態の制御機能を説明する
ための特性図。

【図１５】 本発明の第１１の実施の形態の要部の概略
構成図。

【図１６】 本発明の第１２の実施の形態の電気メス装
置の斜視図。

【図１７】 （Ａ）は第１２の実施の形態の足し算回路
を示す要部の概略構成図、（Ｂ）は周波数調整波形を示
す特性図。

【図１８】 第１２の実施の形態の足し算回路の変形例
を示す要部の概略構成図。

【図１９】 （Ａ）は本発明の第１３の実施の形態の電
気メス装置の掛け算回路を示す要部の概略構成図、
（Ｂ）は（Ａ）の周波数調整波形を示す特性図、（Ｃ）
は本発明の第１４の実施の形態の電気メス装置のＦＭ変
調回路を示す要部の概略構成図、（Ｄ）は（Ｃ）の周波
数調整波形を示す特性図。

【図２０】 本発明の第１５の実施の形態を示すもの
で、（Ａ）は電気メス装置の要部の概略構成図、（Ｂ）
は第１の出力波形を示す特性図、（Ｃ）は第２の出力波
形を示す特性図。

【図２１】 第１５の実施の形態の作用を説明するため
の説明図で、（Ａ）は出力波形の変化状態を示す特性
図、（Ｂ）は出力特性図、（Ｃ）はＲ成分電流特性図、
（Ｄ）はＣ成分電流特性図、（Ｅ）はＣ成分電流の変化
状態を示す特性図。

【図２２】 本発明の第１６の実施の形態を示すもの
で、（Ａ）は電気手術装置の斜視図、（Ｂ）は処置部の
側面図。

【図２３】 （Ａ）は第１６の実施の形態の電気手術装
置の概略構成図、（Ｂ）は第１６の実施の形態の第１の
変形例の概略構成図。

【図２４】 （Ａ）は第１６の実施の形態の第２の変形
例の概略構成図、（Ｂ）は第１６の実施の形態の第３の
変形例の概略構成図。

【図２５】 本発明の第１７の実施の形態の電気手術装
置を示す概略構成図。

【符号の説明】

３ モノポーラ処置具 ６ 処置用周波数発振器（エネルギー供給手段） ７ 検知用周波数発振器（検査出力発生手段） １０ 出力合成回路（検査出力供給手段） １３、４８ 組織状態検知回路（生体情報検知手段） ３７ ｆ₂ 用組織状態検出回路（生体情報検知手段） ３８ ｆ₁ 用組織状態検出回路（生体情報検知手段） ８１ 高周波メス（処置具） １４３、１７３ 処置具 １４８ 超音波振動子（検査出力供給手段） １４９、１７５ 超音波発振回路（検査出力発生手
段） １５０、１７６ 高周波出力回路（エネルギー供給手
段）

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、 上記生体組織の状態検査用の検査出力を発生させる検査
   出力発生手段と、 この検査出力発生手段から出力される検査出力を上記処
   置手段に供給する検査出力供給手段と、 上記検査出力の変化を検出し、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
   手段とを具備したことを特徴とする電気手術装置。