JPH0332661A

JPH0332661A - 電気手術器

Info

Publication number: JPH0332661A
Application number: JP1170708A
Authority: JP
Inventors: Masahito Kimura; 雅人木村; Masaharu Kita; 正治喜多
Original assignee: Sunstar Inc
Current assignee: Sunstar Inc
Priority date: 1989-06-29
Filing date: 1989-06-29
Publication date: 1991-02-13

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は、高周波電流によって生体＆１１織の切開、凝
固、又は混合を行うための電気手術器に関する。

〔従来の技術〕

電気手術器（１ｉ気メス）は、高周波発生回路から出力
される高周波電流（例えば０．３〜５ＭＨ２）を電極部
を介して生体に流し、電極部近辺で発生するジュール熱
などによって生体組織を切開し又は凝固させるものであ
る。

従来の電気手術器は、高周波電力を発生する高周波発生
回路を内蔵した装置本体と、前記装置本体にコードによ
って接続された電極部とを有して構成されている。電極
部としては、メス先電極と対極板、又はバイポーラ電極
が用いられ、それぞれ手術を行う部位などに応じて寸法
形状の異なった多くの種類がある。

このような従来の電気手術器では、高周波発生回路の出
力インピーダンスが一定の値に固定されていた。

〔発明が解決しようとする課題〕

ところが、電気手術器によって手術を行う場合ノ生体の
負荷インピーダンスは、生体の部位又はその状態によっ
て大きく変化する。

例えば、生体の内部臓器では、血液や体液があるため負
荷インピーダンスが数十〜数百Ω（オーム）程度と低い
、また皮膚表面では、乾燥し易く且つ血液や体液が少な
いため数にΩ以上となる場合がある。また、皮膚表面で
も出血がある場合には、負荷インピーダンスは一桁程度
低下する。

また、メス先電極により切開を行う場合には、切開と同
時に凝固が行われ、生体の血液、脂肪、細胞組織などが
炭化してメス先電極に付着し、これによってメス先のイ
ンピーダンスが上昇することがある。

このように、内部ａｎと皮膚表面とでは負荷インピーダ
ンスが大きく異なり、また同じ皮膚表面でもその状態に
よって負荷インピーダンスが異なるので、出力インピー
ダンスが一定の電気手術器によって手術を行うことは容
易ではない。

例えば、電気手術器の出力インピーダンスよりも高い負
荷インピーダンスの部位を手術する場合には、電気手術
器から出力される高周波電力が生体組織に効率良く伝達
されないため、つまり生体組織に流れる電流が減少する
ため、切開、凝固などが充分に行われず、手術が困難と
なる場合がしばしば発生する。また、出力インピーダン
スの高い皮膚表面用の電気手術器を用いて内部内蔵の手
術を行う場合には、臓器に火傷等を与えて治癒が遅くな
るおそれもある。そのような場合には、金属メスなどに
よって手術を続行しているのが現状である。

この問題に対して、高周波発生回路からの出力状態を監
視して生体組織に一定の電流を供給するように自動制御
することが考えられる。しかし、制御回路が複雑となっ
てコスト高となり、しかも生体の内部臓器から皮膚表面
までその制御範囲を広くとることが容易ではなく、また
、使用法を誤った場合には熱傷の発生を招き易いという
問題がある。

本発明は、上述の問題に鑑み、負荷インピーダンスの異
なる種々の部位又は状態に対応して効率良く高周波電流
を供給し手術を行うことのできる構造簡単な電気手術器
を提供することをＢ的としている。

〔課題を解決するための手段〕

上述の課題を解決するため、請求項１の発明は、高周波
電力を発生する高周波発生回路を内蔵した装置本体と、
前記装置本体に接続する電極部とを有し、高周波電流に
よって生体＆ＩＩ織の切開、凝固、又は混合を行うため
の電気手術器において、前記高周波発生回路の出力部に
インピーダンス変換器が設けられ、出力インピーダンス
が切り換え可能に構成される。

請求項２の発明は、前記装置本体と前記電極部との間に
、前記高周波発生回路の出力インピーダンスを負荷イン
ピーダンスに整合させるためのインピーダンス変換器が
接続されてなることを特徴として構成される。

請求項３の発明は、請求項１又は２のインピーダンス変
換器をトロイダルコイルによって構成する。

〔作　用〕

インピーダンス変換器は、装置本体に対して独立したケ
ースに収められ、又は、装置本体に内蔵される。

インピーダンス変換器は、高周波発生回路の出力部に接
続され又は接続されないことによって、若しくは適当な
切り換えスイッチで切り換えられることによって、高周
波発生回路の出力インピーダンスと負荷インピーダンス
とのインピーダンス整合を行う。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面を参照しつつ説明する。

第１図は本発明に係る電気手術器ｌの電気回路図、第２
図は電気手術器ｌの外観図である。

電気手術器１は、装置本体１１、電極部１２、及び装置
本体１１と電極部１２との間に接続されるインピーダン
ス変換器１３とから構成されている。

装置本体１１は、第１図に示すように、発振回路２１１
１衝増幅回路２２、電力増幅回路２３、間欠発振制御回
路２４、電源回路２５などから構成されており、これら
各部は、第２図に示すように鋼製の筐体に収められてい
る。

発振回路２１は、約２ＭＨ２の主要搬送周波数を発振す
る０発振のオンオフは、コネクタ３１によって接続され
装置本体１１の外部に配置された出力スイッチ１４によ
って制御される。

緩衝増幅回路２２は、発振回路２１からの出力を調整器
２６によって可変増幅する。

電力増幅回路２３は、緩衝増幅回路２２からの出力を電
力増幅する。電力増幅回路２３には出力コイル２７が設
けられており、出力コイル２７の二次側の出力端子３２
．３３は杓ＩＫΩの出力インピーダンスとなるように設
定されている。

間欠発振制御回路２４は、発振回路２１の発振状態が連
続的又は断続的になるように制御する。

この発振状態は調整器２８によって可変調整される。

’Ｅｆｔ源回電源回路２５に電力を供給する。なお、３
０は電源スィッチである。

インピーダンス変換器１３は、第１図に示すように、タ
ップ付きのトロイダルコイル４１からなる。トロイダル
コイル４１は、内径が約３０ｍｍ。

外径が約５０ｍｍ、厚さが約３０ｍｍのカーボニール鉄
ダストコア（比透磁率２０）に、樹脂被覆された撚り線
を均一に１６０回巻き、９０巻き目に一次側のタップＴ
１を出したものである。

トロイダルコイル４１は、合成樹脂型のケース４０に収
められ、その−次側からはリード線４２４３が引き出さ
れ、その先端には装置本体１１の出力端子３２．３３に
接続可能なプラグ４４，４５が接続されている。ケース
４０には、装置本体１１の出力端子３２．３３とそれぞ
れ同一の出力端子４６．４７が取りつけられており、出
力端子４６．４７にはトロイダルコイル４１の二次側が
接続されている。

電極部１２は、メス先電極５１と対極板５２とからなり
、それぞれにはプラグ５５．５６が先端に設けられた電
極コード５３．５４が接続されている。

次に、上述のように構成された電気手術器ｌの使用方法
について説明する。

第４図はインピーダンス変換器１３を接続した場合と接
続しない場合の出力特性を示す図である。

第４図に示されているように、装置本体１１のみの場合
、つまりインピーダンス変換器１３が接続されない場合
では、負荷インピーダンスがＩＫΩ付近で最大の出力が
得られるが、負荷インピーダンスがそれよりも大きくな
った場合には出力が低下する。これに対して、インピー
ダンス変換器１３を接続した場合では、負荷インピーダ
ンスが４にΩ付近で最大の出力が得られ、それよりも大
きく又は小さくなった場合には出力がやはり低下する。

したがって、例えば皮膚表面の切開などを行う場合のよ
うに負荷インピーダンスが高い場合には、第１図及び第
２図のようにインピーダンス変換器１３を接続した状態
で使用する。これに対し、内部ｌｌ器の切開や焼灼を行
う場合のように負荷インピーダンスが低い場合には、イ
ンピーダンス変換器１３を接続せずに、電極部１２のプ
ラグ５５゜５６を装置本体１１の出力端子３２．３３に
直接に接続して使用する。

使用に際しては、調整器２８によって発振波形を連続波
形（切開時）又は適当な間隔の断続波形（ｉ内時）に調
整し、調整器２５によって適当な出力となるように調整
し、メス先電極５１を所定の部位に当てた状態で出力ス
イッチ１４をオンすることによって手術を行う。

上述の実施例によると、インピーダンス変換器１３を接
続し、又は接続しないことによって、負荷インピーダン
スの異なる種々の部位又は状態に対応して効率良く高周
波電流を供給し安定して手術を行うことができる。イン
ピーダンス変換器１３は小型且つ軽量に構成することが
できるから、その接続及びその取り外しは極めて容易で
ある。

インピーダンス変換器１３は構造が簡単であるから、低
コストで実施できる。しかも、装置本体１１に対しオプ
ションとして接続することが可能であるから、従来型の
装置本体１１に接続して種々の負荷インピーダンスに容
易に対応することができる。また、負荷インピーダンス
に合わせて出力インピーダンスを設定するので、誤使用
による熱傷の発生を招くことがない。

また、インピーダンス変換器１３をトロイダルコイル４
１によって構成しているので、小型にすることができ、
インピーダンス変換器１３を挿入接続することによる損
失が少なく、漏洩磁束が少ないため外部に電波障害など
を与えるおそれがない。

第３図は、本発明に係る他の実施例の電気手術器２の要
部を示す電気回路図である。

電気手術８２では、装置本体１１ａにインピーダンス変
換器１３ａ　（）ロイダルコイル４１）を内蔵し、切り
換えスイッチ２９によって出力インピーダンスを切り換
えるように横或しである。

したがって、出力端子３２ａ、３３ａに電極部１２を接
続しておき、切り換えスイッチ２９を切り換えることに
よって、装置本体１１ａの出力端子３２ａ、３３ａ間の
出力インピーダンスを負荷インピーダンスに整合させる
ことができる。

上述の実施例において、トロイダルコイル４１のコアの
寸法、材質、巻き線の回数などは、電力増幅回路２３の
出力、主要搬送周波数などに応して種々変更することが
できる。トロイダルコイル４１に多数のタップを設けて
おき、出力インピーダンスを多数段に切り換えるように
してもよい。

その場合に、出力インピーダンスをより低く変換するた
めのタップを設けておいてもよい。

上述の実施例においては単巻きのトロイダルコイル４１
を使用したが、複巻きのトロイダルコイルを使用しても
よい、トロイダルコイル４１を出力コイル２７と兼用に
してもよい、その場合には、例えばトロイダルコイル４
１を襟巻きとし、二次側に多数のタップを出しておいて
これを切り換えるようにすればよい。

上述の実施例において、装置本体１１．ｌｌａ、電極部
１２、インピーダンス変換器１３．１３ａの各部の構成
、仕様などは上述した以外に種々変更することができる
。

〔発明の効果〕

請求項１乃至３の発明によると、負荷インピーダンスの
異なる種々の部位又は状態に対応して効率良く高周波電
流を供給し安定して手術を行うことができる。

さらに請求項２の発明によると、インピーダンス変換器
を装置本体に対しオプションとして接続することが可能
となり、従来型の装置本体に接続して種々の負荷インピ
ーダンスに容易に対応することができる。

また請求項３の発明によると、小型で低コストのものと
することができ、しかも損失及び漏洩磁束が少なく外部
に電波障害などを与えない。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る電気手術器の電気回路図、第２図
は第１図の電気手術器の外観図、第３図は本発明に係る
他の実施例の電気手術器の要部の電気回路図、第４図は
インピーダンス変換器を接続した場合と接続しない場合
の出力特性の一例を示す図である。１．２・・・電気手術器、ＩＬｌｌａ・・・装置本体、
１２・・・電極部、１３．１３ａ・・・インピーダンス
変換器、２３・・・電力増幅回路（高周波発生回路）、
４１・・・トロイダルコイル。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）高周波電力を発生する高周波発生回路を内蔵した
装置本体と、前記装置本体に接続する電極部とを有し、
高周波電流によって生体組織の切開、凝固、又は混合を
行うための電気手術器において、前記高周波発生回路の出力部にインピーダンス変換器が設けられ、出力インピーダンスが切り換え
可能に構成されてなることを特徴とする電気手術器。
（２）高周波電力を発生する高周波発生回路を内蔵した
装置本体と、前記装置本体に接続する電極部とを有し、
高周波電流によって生体組織の切開、凝固、又は混合を
行うための電気手術器において、前記装置本体と前記電極部との間に、前記高周波発生回路の出力インピーダンスを負荷インピーダ
ンスに整合させるためのインピーダンス変換器が接続さ
れてなることを特徴とする電気手術器。
（３）前記インピーダンス変換器はトロイダルコイルか
らなる請求項１又は２に記載の電気手術器。