JP4059658B2

JP4059658B2 - Surgical forceps

Info

Publication number: JP4059658B2
Application number: JP2001335623A
Authority: JP
Inventors: 晶久小川; 友尚櫻井; 裕之 ▲高▼橋; 栄治村上; 浩司飯田; 誠一細田; 賢司野田; 剛明中村
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2001-10-31
Filing date: 2001-10-31
Publication date: 2008-03-12
Anticipated expiration: 2021-10-31
Also published as: JP2003135479A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波振動により生体組織に治療を施す外科治療鉗子に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、超音波振動により生体組織を切開あるいは凝固する治療装置、所謂、超音波凝固切開装置は、例えば特開２０００−２８７９８９号公報において知られる。この種の超音波凝固切開装置は高周波電流などの電気的エネルギーを用いた治療装置、所謂、電気メスに比べ、比較的低温下で、生体組織の凝固または切開を行なうことができる。従って、切開時、処置部位周辺の正常な組織への熱的な悪影響は少ない。その一方で、生体組織からの出血に対する凝固能力は電気メスなどの電気的エネルギーを用いた治療装置に比べ低い。
【０００３】
そこで、超音波凝固切開装置が、生体組織からの出血に対する凝固能力が低いことを補うため、超音波凝固切開装置自体に高周波電流を通電して高周波凝固可能な処置機能を設けたものがある。即ち、この種の超音波凝固切開装置は処置対象部位の切開に関しては超音波振動による処置であり、出血に対する凝固に関しては高周波電流による処置を行なう。
【０００４】
また、電気的エネルギーを用いた治療装置には上記以外にも、ヒーターのような加熱手段を用いて、所謂、焼き鏝の原理で組織を凝固させる処置具も提案されている（特開２００１−１９０５６１号公報及び特開２００１−１９０５６４号公報）。このような加熱手段を用いた処置具では生体組織に電流を流す必要が無いため、生体に対して電気的な侵襲が低いことが利点である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
前述の高周波電流を生体組織に通電することによって生体組織を凝固する機能を備えた超音波凝固切開装置は生体組織に高周波電流を流すので、ペースメーカー装着者には使用できなかった。また、この種の超音波凝固切開装置は高周波電流が周囲に漏れないように処置具等に耐電圧構造を設けなくてはならず、設計的な制約が大きかった。
【０００６】
一方、前述のヒーターのような加熱手段を用いた治療装置は生体組織に対する切開能力が低く、生体組織を切開するのに多くの時間が掛かっていた。
【０００７】
そこで、これらの治療装置はそれぞれの利点を生かし、処置部位もしくは患者によって使い分けられていたが、複数の治療装置を予め手術室に用意しておく必要があり、手術室内が手狭になっていた。また、複数の治療装置を必要とすることから設備費用が嵩んでいた。加えて、各々の治療装置を別々に直ちに使用できる状態に準備しておく必要があり、準備作業が煩雑であった。
【０００８】
本発明は上記問題点に着目してなされたもので、その目的とするところは、処置部位もしくは患者に応じて適切な凝固処置または切開処置を迅速かつ簡便に施すことができると共に、安価な外科治療鉗子を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
請求項１の発明は、超音波振動子と、上記超音波振動子で発生した超音波振動を受け、超音波振動するプローブと、上記プローブの先端部と対になり、生体組織を把持する開閉可能な押さえ部材を有した把持手段と、上記プローブの側周面における先端部において、上記押さえ部材に対向するように設けられた少なくとも一つの発熱素子と、を具備したことを特徴とする外科治療鉗子である。
【００１０】
請求項２の発明は、上記押さえ部材が、上記プローブの先端部に対向して設けられた弾性部材を有したものであることを特徴とする請求項１に記載の外科治療鉗子である。
【００１１】
請求項３の発明は、上記発熱素子が、上記プローブの側周面と面一となるように設けられていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の外科治療鉗子である。
請求項４の発明は、更に上記押さえ部材に少なくとも一つの発熱素子が設けられていることを特徴とする請求項１、請求項２または請求項３に記載の外科治療鉗子である。
請求項５の発明は、上記プローブが、上記超音波振動子に着脱可能であるとともに、上記発熱素子を発熱させるために、上記プローブの側周面において、当該プローブの基端部に設けられた伝達端子から上記発熱素子に渡って走行するように設けられて超音波振動子が接続されている外部電源からの電力を上記発熱素子に伝える通電手段が設けられたものであり、上記超音波振動子が、上記伝達端子に電気的に接続される接続端子を有するものであることを特徴とする請求項１、請求項２、請求項３または請求項４に記載の外科治療鉗子である。
【００１２】
【発明の実施の形態】
（第１実施形態）
図１から図５を参照して本発明の第１実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を説明する。
【００１３】
図１は熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１の概観を示す。この熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１は外部電源装置に電気的及びメカ的に連結されるケーブル２を備え、内部に超音波振動子（図示せず）を内蔵し、かつ上記ケーブル２からの外部の熱信号を伝達する手段を有した振動子部３と、この振動子部３を着脱自在に装着して固定可能であるハウジング部４と、このハウジング部４に取り付けられ、可動操作可能な操作ハンドル５と固定ハンドル６を有したハンドル部７と、上記ハウジング部４に回転可能に取り付けられた回転操作部材８と、この回転操作部材８に固定的に取り付けられた挿入管部９と、この挿入管部９の先端部位に取り付けられ、上記操作ハンドル５を回動することで上下に動くジョー１１と、上記振動子部３に固定され、超音波振動子で作られた超音波振動を先端側へと伝達し、かつ熱信号を先端側の発熱手段へ伝達する手段を有したプローブ１２とから成っている。
【００１４】
上記挿入管部９と回転操作部材８とハウジング部４にはこれらにわたり一貫した内孔が形成されている。この内孔には上記振動子部３に固定されたプローブ１２が挿入される。そして、プローブ１２を内孔に挿入し、振動子部３をハウジング部４に嵌め込み固定したとき、プローブ１２の先端は押さえ部材としてのジョー１１と対となるように配置され、上記開閉可能なジョー１１とによって生体組織を把持する生体把持手段１３を構成する。
【００１５】
次に、図２、４、５に基づき、振動子部３とプローブ１２の構成を具体的に説明する。図２は振動子部３とプローブ１２を固定した状態を示す。振動子部３の外周には弾性体から成るＯリング２１が装着され、ハウジング部４に振動子部３を嵌め込んだとき、Ｏリング２１がハウジング部４の内壁と略密に当接して振動子部３を位置決め固定する。振動子部３の先端には超音波振動子で発生した超音波振動を増幅するホーン部２２が設けられている。ホーン部２２の先端にはねじ結合によりプローブ１２の末端が着脱自在に連結される。
【００１６】
上記プローブ１２の先端には発熱素子としての発熱パターン２４が配置され、上記プローブ１２の基端には電気的接続部としての伝達端子２５が配置され、さらに上記プローブ１２の中間部には上記発熱パターン２４と上記伝達端子２５とを電気的に連絡する信号伝達パターン２６が設けられている。伝達端子２５はホーン部２２の先端に設けられた接続部としての電気的接点２３に対して電気的につながる。
【００１７】
発熱パターン２４のパターン幅は図３（ａ）で示す如く、上記信号伝達パターン２６のものよりも狭く、かつ発熱パターン２４は複数に折り返されて蛇行して配置されている。このため、配置領域の面積に当りの発熱パターン２４の沿線距離が長く、発熱パターン２４の電気抵抗値が高くなっている。さらに、発熱パターン２４は図３（ｃ）で示す如く、ジョー１１と相対して向き合う半周領域に配置されている。つまり、ここでは、発熱パターン２４はジョー１１側に向けたプローブ１２の周面領域にのみ設けられている。
【００１８】
上記信号伝達パターン２６は図４で示す如く、第１の伝達パターン２６ａと第２の伝達パターン２６ｂの対からなっており、伝達端子２５は第１の伝達端子２５ａと第２の伝達端子２５ｂの対からなっている。そして、第１の伝達パターン２６ａは第１の伝達端子２５ａへ電気的に接続され、第２の伝達パターン２６ｂは第２の伝達端子２５ｂへ電気的に接続されている。各伝達端子２５ａ，２５ｂはプローブ１２の外周に全周にわたり環状に形成され、かつプローブ１２の前後に隔離されて電気的に絶縁された状態で設けられている。
【００１９】
次に、伝達端子２５の構造について、図４（ｂ）（ｃ）を用いて詳細に説明する。プローブ１２の外周は第１の絶縁素材３５でコーティングが施され、この絶縁素材３５の外周上には露出して上記第１の伝達パターン２６ａと第１の伝達端子２５ａが配置され、かつ固定的に取り付けられている。また、第１の伝達端子２５ａに近接して第２の絶縁素材３６が第１の伝達パターン２６ａを覆うようにプローブ１２の全周にわたりコーティングで設けられている。第２の絶縁素材３６の外周上には上記第２の伝達端子２５ｂが露出して環状に配置され、固定的に取り付けられている。また、図４（ｃ）に示すように、第１の伝達端子２５ａに接続している第１の伝達パターン２６ａは第２の絶縁素材３６の下側を通り、第１の伝達パターン２６ａと第２の伝達端子２５ｂの間には第２の絶縁素材３６が介在し、第１の伝達パターン２６ａと第２の伝達端子２５ｂの短絡が防止される構造になっている。
【００２０】
上記プローブ１２の末端とホーン部２２の先端を連結する構造は以下の通りである。まず、図４で示すように、プローブ１２の末端部分には雄ねじ部３１を設ける。また、図５で示すように、ホーン部２２の先端には鍔４１と雌ねじ部４２を設ける。雌ねじ部４２はこれに上記プローブ１２の末端側に設けた雄ねじ部３１をねじ込み、プローブ１２を連結するものである。鍔４１はホーン部２２の先端から突き出す略半円弧筒状のものであって、この鍔４１の内径はプローブ１２の末端部外径に見合うように形成されている。そして、プローブ１２をホーン部２２に連結したとき、プローブ１２の末端外周が鍔４１の内面に密に接触して位置決めされる。
【００２１】
尚、鍔４１は外方向へ撓りを生じるような弾性力を持たせたものでもよい。この場合には鍔４１の撓りによりその内径がプローブ１２の外径と略同じ径になるように設計できる。このようにすれば、プローブ１２の末端外周が鍔４１の内面に圧着させて安定的に連結することができる。
【００２２】
ところで、図４に示すように、プローブ１２の末端外周に配設した第１の伝達端子２５ａと第２の伝達端子２５ｂはプローブ１２の軸方向に離れた位置に設置されている。第１の伝達端子２５ａはプローブ１２の末端（雄ねじ部３１が始まる位置）からＬ１の距離のところに設けられ、第２の伝達端子２５ｂは第１の伝達端子２５ａからＬ２の距離のところに設けられている。
【００２３】
一方、ホーン部２２の鍔４１にはプローブ１２の伝達端子２５ａ，２５ｂに接触される上記電気的接点２３が設けられる。この電気的接点２３はプローブ１２の伝達端子２５における第１の伝達端子２５ａと第２の伝達端子２５ｂに対して個別的に接触する第１の接続端子２３ａと第２の接続端子２３ｂを有する。これらの接続端子２３ａ，２３ｂは鍔４１の全内周にわたり設けられている。そして、接続端子２３ａ，２３ｂはそれぞれ図５（ａ）で示されるように、鍔４１の基端（プローブ１２の基端が位置決め接合する位置）からの距離が異なる位置に配置されている。第１の接続端子２３ａはＬ１の距離に設けられ、また、第２の接続端子２３ｂはＬ２の距離に設けられている。ここで、距離Ｌ１、Ｌ２は前述のプローブ１２上の伝達端子２５ａ，２５ｂの位置する距離Ｌ１，Ｌ２と対応一致する。
【００２４】
また、両接続端子４６ａ，４６ｂはそれぞれ図５（ｃ）で示されるように、振動子部３のホーン部２２に設けた外部伝達パターン４７ａと第２の外部伝達パターン４７ｂに対して個別的に電気的接続がなされる。各外部伝達パターン４７ａ，４７ｂはそれぞれホーン部２２に設けた連絡孔４８ａ，４８ｂ内へと導かれ、最終的に振動子部３内に配された上記ケーブル２に続く配線に電気的に接続されている（この部分は図示せず）。ケーブル２内の配線には振動子部３の超音波振動子と電気的につながる超音波信号の配線と、外部伝達パターン４７ａ，４７ｂにつながる発熱信号の配線とが存在する。
【００２５】
尚、プローブ１２及びホーン部２２上の各パターンは何れも絶縁コーティングされた上に設けられているので、各々パターン４７ａ，４７ｂとプローブ１２もしくはホーン部２２とが短絡することはない。
【００２６】
次に、熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１の生体把持手段１３の構造について説明する。図３（ａ）で示す如く、プローブ１２は挿入管部９内を通り、その先端が挿入管部９の先端から突き出し、ジョー１１と相対して向き合うように配置される。上記ジョー１１は図３（ｄ）に示す如く、挿入管部９の先端両壁部分に、ジョー１１の基端両側部分を各々ピン５１ａ，５１ｂで同軸的に枢着することにより組み付けられている。ジョー１１の末端側には進退棒５２が連結される。進退棒５２は挿入管部９の内孔を通り、ハウジング部４に回転可能に取り付けられた操作ハンドル５と連結しており、操作ハンドル５を前後に回動する操作をすると、上記進退棒５２がそれに応じて進退し、ジョー１１はピン５１ａ，５１ｂを支点としてプローブ１２の先端部分に接離する上下の向きに回動する。よって、ジョー１１とプローブ１２の間で生体組織を把持することが可能である。
【００２７】
また、ジョー１１の両脇には押さえ部５４ａ，５４ｂが設けられている。この押さえ部５４ａ，５４ｂの突出し先端は凹凸の歯形状になっている。このような押さえ部５４ａ，５４ｂを設けているので、把持した生体組織が意図せずに外れ落ちにくい。
【００２８】
図３（ｂ）で示すように、ジョー１１の本体５３の両脇にはそれぞれ突き出して設けた押さえ部５４ａ，５４ｂの間に位置し、プローブ１２の先端部分に向き合う把持面部分には弾性部材５５が配置され、この弾性部材５５はジョー１１の本体５３に固定されている。
【００２９】
以下、熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１の使用方法に関して説明する。熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１はプローブ１２と、振動子部３と、それ以外の、ジョー１１を有する挿入管部９を組み付けたハウジング部４側に分かれているが、使用する場合はこれらを組み立てる。
【００３０】
まず、プローブ１２と振動子部３を組み付ける。つまり、プローブ１２を回転しながらプローブ１２の雄ねじ部３１をホーン部２２の雌ねじ部３２にねじ込む。プローブ１２がホーン部２２に完全にねじ込まれたとき、プローブ１２上の伝達端子２５とホーン部２２の鍔４１上に設けられた電気的接点２３はそれぞれ密に接する電気的接続状態になる。プローブ１２の外径よりも鍔４１の内側形状を僅かに小さくしておけば、プローブ１２が挿入されることによって鍔４１が僅かに撓り、更に積極的に上記伝達端子２５と電気的接点２３が強く密に接触する。
【００３１】
また、プローブ１２の末端部に設けられた伝達端子２５とホーン部２２の鍔４１上に設けられた電気的接点２３の位置関係について説明する。プローブ１２がホーン部２２に完全にねじ込まれ、プローブ１２の雄ねじ部３１が始まる位置と鍔４１の基端が一致したとき、伝達端子２５と電気的接点２３の位置Ｌ１，Ｌ２も一致し、プローブ１２上の伝達端子２５と鍔４１上の電気的接点２３の両者は電気的に接続される。
【００３２】
次に、振動子部３とプローブ１２を組み付けたものを、ハウジング部４の後端から内部に差し込み挿入する。プローブ１２はハウジング部４の内孔、回転操作部８の内孔、挿入管部９の内孔をすべて通過し、その先端部分が挿入管部９の先端から外部に突き出し、ジョー１１に相対する位置に配される。振動子部３の先端側部分の外周にあるＯリング２１は弾性体で作られているのでハウジング部４の内孔に密に嵌まり変形し、その弾性力と摩擦力により、振動子部３を固定的に位置決め固定する。よって、プローブ１２、振動子部３の部分と、ジョー１１を有する生体把持手段１３の部分は一体的な組立て状態の超音波切開凝固鉗子１となる。
【００３３】
次に、振動子部３の末端側のケーブル２を外部電源装置に接続する。このとき、ケーブル２と外部電源装置は電気的、メカ的に接続されるが、ケーブル２の電気的接続先は超音波凝固切開信号を発信する電源装置と熱信号を発信する電源装置である。
【００３４】
この状態で外科手術を始める。まず、プローブ１２の先端部分とジョー１１との間に処置対象部位を挟み把持する。切開を行なう場合には超音波振動を利用して切開を行う。このときの超音波凝固切開信号は電源装置からケーブル２を経由して超音波振動子へ伝達される。超音波振動子で作られた超音波振動はホーン部２２で増幅されてプローブ１２へ伝わり、プローブ１２の先端部で生体組織に作用する。このとき、プローブ１２とジョー１１の間で生体組織を把持していることは言うまでもない。
【００３５】
また、生体組織を凝固したいときは、発熱パターン２４に熱を発生させ、この熱を利用して行なう。すなわち、熱信号は電源装置からケーブル２を経由してホーン部２２の外部伝達パターン４７ａからプローブ１２の第１の伝達パターン２６ａへと伝達される。このとき、第１の伝達パターン２６ａは第２の伝達端子２５ｂの下側を通るが、両者は電気的に絶縁されているため、短絡する事はない。第１の伝達端子２５ａは第１の伝達パターン２６ａに電気的に接続しているので、第１の伝達端子２５ａに伝達された熱信号は第１の伝達パターン２６ａを経由して先端の発熱パターン２４へと送信される。発熱パターン２４はその送信された熱信号により発熱する。ここで、伝達パターン２６ａ，２６ｂの幅と発熱パターン２４の幅は異なり、発熱パターン２４の幅の方が小さいので発熱パターン２４における電気的な抵抗が大きくなる。よって、発熱パターン２４を熱信号が通過するとき、伝達パターン２６ａ，２６ｂよりもかなり多い熱を発する。また、発熱パターン２４はその沿線距離が長くなるように設計されているので、配置領域の面積割合に比べて電気的な抵抗が増すので、集中的に配置された発熱パターン２４の部分からより多くの熱を発する。この発熱パターン２４で発した熱は把持中の生体組織に作用し、その生体組織を蛋白変性し、把持中の生体組織を凝固する。
【００３６】
発熱パターン２４に伝達された熱信号は第２の伝達パターン２６ｂを経てこれに電気的に接続している第２の伝達端子２５ｂへと伝達される。第２の伝達端子２５ｂへ伝達した熱信号は鍔４１上の第２の接続端子２３ｂを経て、ホーン部２２の外部伝達パターン４７ｂを経由し、ケーブル２内の配線へ伝達され、最終的に電源装置に戻る。
【００３７】
次に、ジョー１１に設けられた弾性部材５５の作用について説明する。ジョー１１とプローブ１２の間で生体組織を挟んだ状態で超音波振動を起して生体組織の切開を行った場合、生体組織の切離が終了し、最終的にプローブ１２とジョー１１の弾性部材５５が当接する接触状態になる。このとき、プローブ１２が超音波振動を発信していても上記弾性部材５５が、いわゆるクッションの役割をなすため、超音波振動によってジョー１１が破損することを極力防ぐことができる。また、プローブ１２上に加わる超音波振動の反撃力が緩和され、プローブ１２上に設けた発熱パターン２４がその反撃される超音波振動によって破損することを極力防止できる。
【００３８】
（第２実施形態）
図６から図９を参照して本発明の第２実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を説明する。
【００３９】
前述した第１実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１では発熱パターン２４による発熱素子部をプローブ１２側に設けたが、本実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１ではジョー１１側に発熱素子部を設けるようにした。
【００４０】
すなわち、図６（ａ）に示すように、ジョー１１の、プローブ１２と相対する把持側の面部に発熱パターン６１を設ける。この発熱パターン６１のパターン幅は前述した実施形態のものと同様に狭く、その両側には前述の伝達パターンの代わりに伝達配線６２が配される。
【００４１】
図７（ａ）（ｂ）に示すように、挿入管部９はプローブ１２が挿通されるプローブ挿入孔６３と、上記進退棒５２および上記配線６２が挿通される貫通孔６４が別々に設けられている。ここで、進退棒５２はジョー１１のリンク連結部６５と可動可能なように組み合っていることは言うまでもない。また、挿入管部９は図７（ｂ）に示すように、所謂タブルルーメン形状のものである。
【００４２】
また、図８に示すように、ハウジング部４上の末端側には接続ピン６６が設けられている。この接続ピン６６は円柱形状の部材であり、ハウジング部４の外側へ伸びて突き出している。接続ピン６６上には２つの接点部分を有する接点６７が配されている。
【００４３】
この接点６７の２つの接点部分は接続ピン６６上の全周にわたって設けられている。上記配線６２の末端側は回転操作部８の一部からそれぞれ外側へ延びて上記接続ピン６６に電気的メカ的に接続される。
【００４４】
尚、ジョー１１に設ける発熱部は発熱パターンにもよるが、図９に示すような発熱素子６８を用いたものでもよい。
【００４５】
次に、本実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子１の使用例について説明する。熱信号を発信する電源装置から接続ピン６６上の接点にそれぞれケーブル２を配線する。その他の準備は前述の通りである。
【００４６】
外科手術が始まり、生体組織を凝固したいときは電源装置から熱信号を発信させ、電源から発信された熱信号は接続ピン６６の接点へ伝達され、伝達配線６２を経由して発熱パターン６１に至り発熱パターン６１を発熱させる。また、図９に示すような発熱素子６７の場合はその素子が発熱する。よって、把持した状態にある生体組織が熱作用によって凝固させることができる。
【００４７】
（第３実施形態）
図１０および図１１を参照して本発明の第３実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を説明する。本実施形態ではプローブ１２の先端部分に配設された発熱パターン２４の破損を防止する別の構成の例である。
【００４８】
本実施形態でのプローブ１２はプローブ１２の先端部分の縦断面形状が、図１０（ｂ）で示すように長円形であり、プローブ１２の基端側部分は縦断面形状が図１０（ｂ）の破線で示すように円形であって、この部分の外径は前述のプローブ１２の外径と等しい。プローブ１２の長い側面に面状の発熱パターン２４を設けた。この他の構成は前述の実施形態のものと同じである。
【００４９】
また、プローブ１２または挿入管部９はその中心軸回りに回動できるように取り付けられるため、プローブ１２の短面をジョー１１に向けた図１１（ａ）で示す状態とプローブ１２の長面をジョー１１に向けた図１１（ｂ）で示す状態のいずれも選択できる。振動子部３はハウジング部４に弾性部材であるＯリング２１が潰れる摩擦力のみで組み付けられているため、振動子部３はプローブ１２と共にハウジング部４に対して回転可能であり、手元側の操作部において振動子部３を回転させることによりプローブ１２を軸回りに回転させ得る。また、回転操作部８を回転して挿入管部９とその挿入管部９の先端に設けられたジョー１１を一体的に回転させることによって、プローブ１２を軸回りに挿入管部９を回転させることにより行なうこともできる。
【００５０】
そして、超音波切開凝固鉗子１を用いて、超音波振動によって生体組織を切開するときは、プローブ１２の短面をジョー１１に向けた図１１（ａ）で示す状態にて行なう。このときの把持面には発熱パターン２４を設けていないので超音波振動によって、ジョー１１とプローブ１２の面が接触した状態でも発熱パターン２４が破損することはない。
【００５１】
また、熱信号によって、生体組織の凝固を行うときはプローブ１２の長面（発熱パターン２４が設けられた面）をジョー１１に向けた図１１（ｂ）で示す状態にて行なう。
【００５２】
このように超音波切開時はプローブ１２の短面で切開を行い、凝固時はプローブ１２の長面の発熱パターン２４で行い、状況に応じて使い分けるため、超音波切開時に発熱パターン２４を損傷することはない。また、断面積が小さな短面で超音波切開することで、その切開能が向上し、一方、断面積が大きな長面で凝固することで凝固能が向上する事になる。
【００５３】
（第４実施形態）
図１２を参照して、本発明の第４実施形態に係る超音波切開凝固鉗子を説明する。本実施形態は、前述した第１実施形態のものに使用する電源装置の一例である。
【００５４】
本実施形態の電源装置の構成は超音波信号を発信する超音波コントロール回路７１と熱信号を発信するヒーターコントロール回路７２と両回路７１，７２に電源を供給する電源回路７３と、上記電源回路７３から上記超音波コントロール回路７１へ電源を供給するための電線Ａ１と、上記電源回路７３から上記ヒーターコントロール回路７２へ電源を供給するための電線Ａ２から成る。加えて、上記超音波コントロール回路７１にはこれから発信された超音波信号をプローブ１２側の超音波振動子へ伝達する信号伝達系Ｂが接続され、上記ヒーターコントロール回路７２にはこれから発信された熱信号をプローブ１２側の伝達パターンへ伝達する信号伝達部Ｃが接続されている。更に、超音波信号を発信させるための入力スイッチ７４と、熱信号を発信させるための入力スイッチ７５と、操作された入力スイッチ７４，７５により制御される制御回路７６が設けられている。制御回路７６は操作された入力スイッチ７４，７５に応じて超音波コントロール回路７１とヒーターコントロール回路７２に駆動信号を送る。
【００５５】
次に、本実施形態の電源装置の使用方法を以下に示す。例えば、第１実施形態の外科治療機のケーブル２を上記信号伝達系Ｂ，Ｃに接続する。ここで、ケーブル２内の超音波振動子へ連絡する配線は信号伝達部Ａに接続し、伝達パターンへ連絡する配線は信号伝達系Ｂに接続される。
【００５６】
外科手術が開始され、外科治療機の超音波凝固切開能を利用したい時には入力スイッチ７４を押す。入力スイッチ７４の信号は制御回路７６を経由し、超音波コントロール回路７１へ伝達される。すると、超音波コントロール回路７１から超音波信号は発信され、外科治療機の超音波振動子が作動する。最終的にプローブ１２が超音波振動し、生体組織を切開もしくは凝固することになる。
【００５７】
また、外科治療機のヒーターを利用したい時には入力スイッチ７５を押す。入力スイッチ７５の信号は制御回路７６を経由し、ヒーターコントロール回路７２へ伝達される。すると、ヒーターコントロール回路７２から熱信号が発信され、外科治療機のヒーターが作動する。最終的にヒーター部が加熱され、その熱作用によって組織を凝固することになる。
【００５８】
ここで、上記両コントロール回路７１，７２には１つの電源回路７３から、電線Ａ１もしくはＡ２を経由して電源が供給されることになる。このように電源回路７３を共通にすることで複数の外科用処置機能をそれぞれ駆動する異なる複数のコントロール回路７１，７２を１つの装置内に設ける事ができ、システムの価格を安価にする事が出来る。
【００５９】
また、本実施形態の電源装置は複数の外科用処置具を使用する場合、上記複数の処置具を個々に駆動する複数の駆動回路とし、上記複数の駆動回路と接続される単一の電源回路を備える外科用治療システムとしてもよいことは勿論である。
【００６０】
（第５実施形態）
図１３および図１４を参照して本発明の第５実施形態に係る超音波切開凝固鉗子を説明する。本実施形態は前述した第２実施形態での電源装置の構成に係り、特に熱信号を発信する電源装置についてのものである。
【００６１】
本実施形態の電源装置は超音波切開凝固鉗子１の接続ピン６６に接続するための接続端子８０と電源本体８１とスイッチ部８２と組付け部８３と伝達線８４から成る。図１３を用いて電気的な回路の説明をすると、スイッチ部８２は伝達線８４により電源本体８１の内部の制御部８５に電気的に接続される。制御部８５は電源本体８１の内部に設けられた熱出力部８６に接続され、熱出力部８６は電源８７と接続端子８０に電気的に接続される。
【００６２】
図１４は電源装置の外観を示しており、前述のスイッチ部８２には組付け部８３が設けられている。この組付け部８３はその断面がＣ字型となっている。また、その素材は弾性力を有するものである。Ｃ字型断面の組付け部８３の内径は第２実施形態のハンドル部７における部材の外径と略同じである。ハンドル部７における部材に組付け部８３を取り付けることができる。
【００６３】
また、接続端子８０と電源本体８１は一体的に組み付けられている。スイッチ部８２と上記接続端子８０と電源本体８１が伝達線８４で繋がっていることはいうまでもない。接続端子８０は内孔を有すが、この内孔の形状は第２実施形態の接続ピン６６の外径と略同じであるため、接続ピン６６と電気的メカ的に接続可能である。
【００６４】
以下に、本実施形態の使用方法について述べる。外科手術が始まる前において、例えば、第２実施形態のような外科治療機の接続ピン６６に本実施形態の接続端子８０を組み付ける。接続端子８０の内孔は接続ピン６６の外径と略同じであるため、両者を密に組み付け得る。
【００６５】
次に、組付け部８３をハンドル部７の部材に組み付け固定する。組付け部８３はＣ字形状であるため、その空いた部分からハンドル部７の部材をＣ字形状内部に押し入れる。組付け部３３は弾性部材で出来ているため、適度にその形状が変化し、ハンドル部７の部材が導入可能である。また、ハンドル部７の部材の断面形状とＣ字形状の内径が略同じであるため、密に固定される。よって、熱信号を発信する電源装置は上記外科治療機と一体的に組み付けられる事になる。
【００６６】
そして、外科手術が開始され、プローブ１２のヒーター能を利用したい時はスイッチ部８２を押す。すると、信号が伝達線８４を経由して電源本体８１内の制御部８５に入力される。制御部８５から発信された信号は熱出力部８６へと伝達される。ここで、熱出力部８６から熱信号が発信され、接続端子８０へと伝達される。接続端子８０と外科治療機側の接続ピン６６は電気的メカ的に接続されているので、熱信号を外科治療機側へ伝達する事になる。接続ピン６６に伝達された熱信号は最終的にプローブ１２のヒーター部へと伝わり、ヒーター部が加熱する。よって、生体組織を熱作用により凝固する事が可能となる。
【００６７】
本実施形態では熱信号を発信する電源装置を小形化し、外科治療機と一体的に組み合わせる事で電源装置を設置するスペースが不要となり、手術室内が電源装置によって狭くなる事を防止する事が出来る。
尚、本発明は前述した各実施形態に限定されるものではない。また、上述した説明からは、複数の外科用処置具と、上記複数の処置具を駆動する複数の駆動回路と、上記複数の駆動回路と接続される単一の電源回路とからなる事を特徴とする外科用治療システムが得られる。
【００６８】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、処置部位もしくは患者に応じて適切な凝固処置または切開処置を迅速かつ簡便に施すことができると共に、安価な外科治療装置鉗子を構築することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子の外観図。
【図２】同じく第１実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子の振動子部の側面図。
【図３】（ａ）は図１中のＡ部を拡大して示す図、（ｂ）は（ａ）中のＢ矢視図、（ｃ）は（ａ）中のＣ矢視図、（ｄ）中のＤ矢視図。
【図４】同じく第１実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子の振動子部の基端付近部を示し、（ａ）はその側面図、（ｂ）はその斜視図、（ｃ）は（ｂ）中のＢーＢ線に沿う横断面図。
【図５】同じく第１実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子のホーン部を示し、（ａ）はその側面図、（ｂ）はその正面図、（ｃ）は平面図。
【図６】本発明の第２実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を示し、（ａ）はそのジョーの下面図、（ｂ）はそのジョーの側面図。
【図７】同じく第２実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を示し、（ａ）はその先端付近部分の一部を断面して示した側面図、（ｂ）は（ａ）中のＡ−Ａ線に沿う横断面図。
【図８】同じく第２実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子のハウジング部及びハンドル部の側面図。
【図９】同じく第２実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子のジョーの下面図。
【図１０】本発明の第３実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を示し、（ａ）はその先端付近部分の側面図、（ｂ）はそのプローブの横断面図。
【図１１】本発明の第３実施形態に係る熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子を示し、（ａ）はその先端付近部分の斜視図、（ｂ）はそのプローブの他の回転位置を示す斜視図。
【図１２】本発明の第４実施形態に係る超音波切開凝固鉗子に使用する電源装置の回路図。
【図１３】本発明の第５実施形態に係る超音波切開凝固鉗子に使用する電源装置の回路図。
【図１４】同じくその第５実施形態に係る電源装置の外観図。
【符号の説明】
１…熱凝固機能付き超音波切開凝固鉗子
２…ケーブル
３…振動子部
４…ハウジング部
７…ハンドル部
９…挿入管部
１１…ジョー
１２…プローブ
１３…生体把持手段
２２…ホーン部
２３ａ…第１の接続端子
２３ｂ…第２の接続端子
２４…発熱パターン
２５…伝達端子
２５ａ…第１の伝達端子
２５ｂ…第２の伝達端子
２６ａ…第１の伝達パターン
２６ｂ…第２の伝達パターン
３５…第１の絶縁素材
３６…第２の絶縁素材[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present invention is a surgical treatment for treating living tissue by ultrasonic vibration.forcepsAbout.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, a treatment apparatus for incising or coagulating a living tissue by ultrasonic vibration, a so-called ultrasonic coagulation incision apparatus is known, for example, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-287989. This type of ultrasonic coagulation and incision apparatus can coagulate or incise living tissue at a relatively low temperature compared to a treatment apparatus using electrical energy such as high-frequency current, that is, an electric knife. Therefore, there is little thermal adverse effect on normal tissue around the treatment site at the time of incision. On the other hand, the ability to coagulate against bleeding from living tissue is lower than that of a treatment device using electrical energy such as an electric knife.
[0003]
Therefore, in order to compensate for the low coagulation ability of the ultrasonic coagulation / cutting device with respect to bleeding from living tissue, some ultrasonic coagulation / cutting devices themselves have a treatment function capable of high-frequency coagulation by supplying a high-frequency current. That is, this type of ultrasonic coagulation and incision apparatus performs treatment by ultrasonic vibration for incision of a treatment target site, and performs treatment by high-frequency current for coagulation against bleeding.
[0004]
In addition to the above treatment devices using electrical energy, there has also been proposed a treatment tool that coagulates the tissue by the so-called shochu principle using a heating means such as a heater (Japanese Patent Laid-Open No. 2001-2001). 190561 and JP-A-2001-190564). In the treatment tool using such a heating means, since it is not necessary to flow an electric current through a living tissue, it is advantageous that the electrical invasiveness to the living body is low.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
The ultrasonic coagulation / cutting device having a function of coagulating a living tissue by applying the high-frequency current to the living tissue flows a high-frequency current through the living tissue and cannot be used by a pacemaker wearer. In addition, this type of ultrasonic coagulation / cutting device has to be provided with a withstand voltage structure in a treatment tool or the like so that a high-frequency current does not leak to the surroundings, and design restrictions are large.
[0006]
On the other hand, a treatment apparatus using a heating means such as the heater described above has a low incision ability for living tissue, and it takes a lot of time to incise the living tissue.
[0007]
Therefore, these therapeutic devices have been used depending on the treatment site or patient, taking advantage of their respective advantages. However, it is necessary to prepare a plurality of therapeutic devices in the operating room in advance, and the operating room is narrow. In addition, since a plurality of treatment devices are required, the equipment cost has been increased. In addition, it is necessary to prepare each treatment apparatus in a state where it can be immediately used separately, and the preparation work is complicated.
[0008]
  The present invention has been made paying attention to the above-mentioned problems, and the object of the present invention is to provide an appropriate coagulation treatment or incision treatment according to a treatment site or a patient quickly and easily, and an inexpensive surgical operation. TreatmentProviding forcepsThere is.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
  The invention of claim 1 receives an ultrasonic vibrator and ultrasonic vibration generated by the ultrasonic vibrator,Ultrasonic vibrationA gripping means having a pressing member that can be opened and closed, which is paired with a probe and a tip of the probe and grips a living tissue, and the probeProvided at the front end portion of the side peripheral surface of the side surface so as to face the pressing member.At least one heating element;TheSurgical treatment characterized by comprisingforcepsIt is.
[0010]
  The invention of claim 22. The surgical forceps according to claim 1, wherein the pressing member has an elastic member provided to face the distal end portion of the probe.
[0011]
  The invention of claim 3The surgical forceps according to claim 1 or 2, wherein the heating element is provided so as to be flush with a side peripheral surface of the probe.
  The invention according to claim 4 is the surgical treatment forceps according to claim 1, wherein the pressing member is further provided with at least one heating element.
  According to a fifth aspect of the present invention, the probe is detachably attached to the ultrasonic transducer, and is provided at a proximal end portion of the probe on a side peripheral surface of the probe in order to generate heat. The ultrasonic vibration is provided so as to travel from the transmission terminal to the heating element and to transmit power from an external power source to which the ultrasonic vibrator is connected to the heating element. The surgical treatment forceps according to claim 1, 2, 3, or 4, wherein the child has a connection terminal electrically connected to the transmission terminal.
[0012]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
(First embodiment)
The ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0013]
FIG. 1 shows an overview of an ultrasonic incision coagulation forceps 1 with a thermocoagulation function. This ultrasonic incision coagulation forceps 1 with a thermal coagulation function includes a cable 2 that is electrically and mechanically connected to an external power supply device, includes an ultrasonic transducer (not shown) therein, and The vibrator section 3 having means for transmitting an external heat signal, the housing section 4 that can be detachably mounted and fixed to the vibrator section 3, and the housing section 4 can be moved and operated. A handle portion 7 having an operation handle 5 and a fixed handle 6, a rotation operation member 8 rotatably attached to the housing portion 4, and an insertion tube portion 9 fixedly attached to the rotation operation member 8. The jaw 11 is attached to the distal end portion of the insertion tube portion 9 and moves up and down by rotating the operation handle 5, and the ultrasonic vibration that is fixed to the vibrator portion 3 and made of an ultrasonic vibrator. To the tip side Reached, and is made from the probe 12. having means for transferring heat signal to the distal end side of the heat generating means.
[0014]
The insertion tube portion 9, the rotation operation member 8, and the housing portion 4 are formed with consistent internal holes. The probe 12 fixed to the vibrator unit 3 is inserted into the inner hole. When the probe 12 is inserted into the inner hole and the vibrator portion 3 is fitted and fixed in the housing portion 4, the tip of the probe 12 is disposed so as to be paired with the jaw 11 as a pressing member, and the openable / closable jaw 11 constitutes a biological grasping means 13 for grasping a biological tissue.
[0015]
Next, the configuration of the transducer unit 3 and the probe 12 will be specifically described with reference to FIGS. FIG. 2 shows a state in which the transducer unit 3 and the probe 12 are fixed. An O-ring 21 made of an elastic body is attached to the outer periphery of the vibrator part 3, and when the vibrator part 3 is fitted into the housing part 4, the O-ring 21 comes into close contact with the inner wall of the housing part 4 and vibrates. The child portion 3 is positioned and fixed. A horn unit 22 is provided at the tip of the transducer unit 3 to amplify the ultrasonic vibration generated by the ultrasonic transducer. The end of the probe 12 is detachably connected to the tip of the horn portion 22 by screw connection.
[0016]
A heating pattern 24 serving as a heating element is disposed at the distal end of the probe 12, a transmission terminal 25 serving as an electrical connection portion is disposed at the proximal end of the probe 12, and the heat generation pattern is disposed at an intermediate portion of the probe 12. A signal transmission pattern 26 for electrically connecting the pattern 24 and the transmission terminal 25 is provided. The transmission terminal 25 is electrically connected to an electrical contact 23 as a connecting portion provided at the tip of the horn portion 22.
[0017]
As shown in FIG. 3A, the pattern width of the heat generation pattern 24 is narrower than that of the signal transmission pattern 26, and the heat generation pattern 24 is folded in a plurality of ways and arranged in a meandering manner. For this reason, the distance along the heating pattern 24 per area of the arrangement region is long, and the electrical resistance value of the heating pattern 24 is high. Further, as shown in FIG. 3C, the heat generation pattern 24 is arranged in a half-circumferential region facing the jaw 11. That is, here, the heat generation pattern 24 is provided only in the peripheral surface region of the probe 12 facing the jaw 11 side.
[0018]
As shown in FIG. 4, the signal transmission pattern 26 is composed of a pair of a first transmission pattern 26a and a second transmission pattern 26b, and the transmission terminal 25 is composed of a first transmission terminal 25a and a second transmission terminal 25b. It consists of a pair. The first transmission pattern 26a is electrically connected to the first transmission terminal 25a, and the second transmission pattern 26b is electrically connected to the second transmission terminal 25b. Each transmission terminal 25a, 25b is formed in an annular shape on the outer circumference of the probe 12, and is provided in a state of being electrically insulated by being isolated from the front and rear of the probe 12.
[0019]
Next, the structure of the transmission terminal 25 will be described in detail with reference to FIGS. The outer periphery of the probe 12 is coated with a first insulating material 35. The first transmitting pattern 26a and the first transmitting terminal 25a are disposed on the outer periphery of the insulating material 35 so as to be fixed. Is attached. In addition, a second insulating material 36 is provided over the entire circumference of the probe 12 so as to cover the first transmission pattern 26a in the vicinity of the first transmission terminal 25a. On the outer periphery of the second insulating material 36, the second transmission terminal 25b is exposed and arranged in an annular shape and fixedly attached. Further, as shown in FIG. 4C, the first transmission pattern 26a connected to the first transmission terminal 25a passes under the second insulating material 36, and is connected to the first transmission pattern 26a and the first transmission pattern 26a. The second insulating material 36 is interposed between the two transmission terminals 25b, and the first transmission pattern 26a and the second transmission terminal 25b are prevented from being short-circuited.
[0020]
The structure for connecting the end of the probe 12 and the tip of the horn 22 is as follows. First, as shown in FIG. 4, a male screw portion 31 is provided at the end portion of the probe 12. Further, as shown in FIG. 5, a flange 41 and a female screw portion 42 are provided at the tip of the horn portion 22. The female screw portion 42 is for connecting the probe 12 by screwing the male screw portion 31 provided on the end side of the probe 12 into the female screw portion 42. The flange 41 has a substantially semicircular cylindrical shape protruding from the tip of the horn portion 22, and the inner diameter of the flange 41 is formed to match the outer diameter of the distal end portion of the probe 12. When the probe 12 is connected to the horn portion 22, the outer periphery of the end of the probe 12 is positioned in close contact with the inner surface of the flange 41.
[0021]
It should be noted that the collar 41 may have an elastic force that causes outward bending. In this case, the inner diameter of the flange 41 can be designed to be substantially the same as the outer diameter of the probe 12 due to the bending of the flange 41. In this way, the outer periphery of the end of the probe 12 can be stably connected to the inner surface of the flange 41 by pressure bonding.
[0022]
By the way, as shown in FIG. 4, the first transmission terminal 25 a and the second transmission terminal 25 b disposed on the outer periphery of the end of the probe 12 are installed at positions separated in the axial direction of the probe 12. The first transmission terminal 25a is provided at a distance of L1 from the end of the probe 12 (position where the male screw portion 31 starts), and the second transmission terminal 25b is provided at a distance of L2 from the first transmission terminal 25a. It has been.
[0023]
On the other hand, the flange 41 of the horn portion 22 is provided with the electrical contact 23 that is in contact with the transmission terminals 25a and 25b of the probe 12. The electrical contact 23 has a first connection terminal 23a and a second connection terminal 23b that individually contact the first transmission terminal 25a and the second transmission terminal 25b in the transmission terminal 25 of the probe 12. These connection terminals 23 a and 23 b are provided over the entire inner periphery of the flange 41. Then, as shown in FIG. 5A, the connection terminals 23a and 23b are arranged at different positions from the base end of the flange 41 (position where the base end of the probe 12 is positioned and joined). The first connection terminal 23a is provided at a distance L1, and the second connection terminal 23b is provided at a distance L2. Here, the distances L1 and L2 correspond to the distances L1 and L2 where the transmission terminals 25a and 25b on the probe 12 are located.
[0024]
Further, as shown in FIG. 5C, the connection terminals 46a and 46b are individually provided for the external transmission pattern 47a and the second external transmission pattern 47b provided on the horn portion 22 of the vibrator unit 3. Electrical connection is made. The external transmission patterns 47a and 47b are respectively guided into connecting holes 48a and 48b provided in the horn part 22, and finally electrically connected to the wiring following the cable 2 arranged in the vibrator part 3. (This part is not shown). The wiring in the cable 2 includes an ultrasonic signal wiring that is electrically connected to the ultrasonic transducer of the transducer unit 3 and a heat generation signal wiring that is connected to the external transmission patterns 47a and 47b.
[0025]
In addition, since each pattern on the probe 12 and the horn part 22 is provided on the insulating coating, the patterns 47a and 47b and the probe 12 or the horn part 22 are not short-circuited.
[0026]
Next, the structure of the living body gripping means 13 of the ultrasonic incision coagulation forceps 1 with a thermal coagulation function will be described. As shown in FIG. 3A, the probe 12 passes through the insertion tube portion 9, and its tip protrudes from the tip of the insertion tube portion 9 and is disposed so as to face the jaw 11. As shown in FIG. 3 (d), the jaw 11 is assembled to both ends of the distal end of the insertion tube 9 by coaxially pivoting both sides of the proximal end of the jaw 11 with pins 51a and 51b. . An advancing / retracting rod 52 is connected to the end side of the jaw 11. The advance / retreat rod 52 passes through the inner hole of the insertion tube portion 9 and is connected to the operation handle 5 rotatably attached to the housing portion 4. When the operation handle 5 is rotated back and forth, the advance / retreat rod 52 is moved. Accordingly, the jaw 11 is rotated up and down so as to contact and separate from the distal end portion of the probe 12 with the pins 51a and 51b as fulcrums. Therefore, it is possible to grasp the living tissue between the jaw 11 and the probe 12.
[0027]
Further, holding portions 54 a and 54 b are provided on both sides of the jaw 11. The protruding tips of the pressing portions 54a and 54b have an uneven tooth shape. Since such holding | suppressing parts 54a and 54b are provided, the grasped biological tissue is hard to come off unintentionally.
[0028]
As shown in FIG. 3 (b), an elastic member is provided on the gripping surface portion that is positioned between the pressing portions 54 a and 54 b that protrude from both sides of the main body 53 of the jaw 11 and faces the tip portion of the probe 12. 55 is disposed, and the elastic member 55 is fixed to the main body 53 of the jaw 11.
[0029]
Hereinafter, the usage method of the ultrasonic incision coagulation forceps 1 with a thermocoagulation function will be described. The ultrasonic incision coagulation forceps 1 with a thermal coagulation function is divided into a probe 12, a transducer part 3, and a housing part 4 side in which an insertion tube part 9 having a jaw 11 is assembled. Assemble these.
[0030]
First, the probe 12 and the vibrator unit 3 are assembled. That is, the male screw portion 31 of the probe 12 is screwed into the female screw portion 32 of the horn portion 22 while rotating the probe 12. When the probe 12 is completely screwed into the horn part 22, the transmission terminal 25 on the probe 12 and the electrical contact 23 provided on the flange 41 of the horn part 22 are in an electrically connected state in which they are in close contact with each other. If the inner shape of the flange 41 is slightly smaller than the outer diameter of the probe 12, the flange 41 is slightly bent by the insertion of the probe 12, and the transmission terminal 25 and the electrical contact 23 are more positively positive. Is in strong and intimate contact.
[0031]
The positional relationship between the transmission terminal 25 provided at the end of the probe 12 and the electrical contact 23 provided on the flange 41 of the horn 22 will be described. When the probe 12 is completely screwed into the horn part 22 and the position where the male screw part 31 of the probe 12 starts and the base end of the flange 41 coincide, the positions L1, L2 of the transmission terminal 25 and the electrical contact 23 also coincide, 12 and the electrical contact 23 on the flange 41 are both electrically connected.
[0032]
Next, the assembled vibrator unit 3 and the probe 12 are inserted and inserted into the interior from the rear end of the housing unit 4. The probe 12 passes through all of the inner hole of the housing part 4, the inner hole of the rotation operation part 8, and the inner hole of the insertion pipe part 9, and the tip part protrudes outside from the tip of the insertion pipe part 9 and faces the jaw 11. Arranged in position. Since the O-ring 21 on the outer periphery of the distal end side portion of the vibrator portion 3 is made of an elastic body, the O-ring 21 is closely fitted into the inner hole of the housing portion 4 and deformed. Is fixedly positioned. Therefore, the portion of the probe 12 and the vibrator portion 3 and the portion of the living body gripping means 13 having the jaws 11 become the ultrasonic incision coagulation forceps 1 in an integrally assembled state.
[0033]
Next, the cable 2 on the terminal side of the vibrator unit 3 is connected to the external power supply device. At this time, the cable 2 and the external power supply device are electrically and mechanically connected, but the electrical connection destination of the cable 2 is a power supply device that transmits an ultrasonic coagulation incision signal and a power supply device that transmits a heat signal.
[0034]
Surgery is started in this state. First, a treatment target region is sandwiched and grasped between the distal end portion of the probe 12 and the jaw 11. When performing incision, incision is performed using ultrasonic vibration. The ultrasonic coagulation / incision signal at this time is transmitted from the power supply device to the ultrasonic transducer via the cable 2. The ultrasonic vibration generated by the ultrasonic transducer is amplified by the horn unit 22 and transmitted to the probe 12, and acts on the living tissue at the tip of the probe 12. At this time, it goes without saying that the living tissue is grasped between the probe 12 and the jaw 11.
[0035]
When it is desired to coagulate the living tissue, heat is generated in the heat generation pattern 24 and this heat is used. That is, the thermal signal is transmitted from the power supply device via the cable 2 to the first transmission pattern 26 a of the probe 12 from the external transmission pattern 47 a of the horn unit 22. At this time, the first transmission pattern 26a passes below the second transmission terminal 25b, but since both are electrically insulated, there is no short circuit. Since the first transmission terminal 25a is electrically connected to the first transmission pattern 26a, the heat signal transmitted to the first transmission terminal 25a passes through the first transmission pattern 26a and the heat generation pattern at the tip. 24. The heat generation pattern 24 generates heat by the transmitted heat signal. Here, the widths of the transmission patterns 26a and 26b are different from the width of the heat generation pattern 24. Since the width of the heat generation pattern 24 is smaller, the electrical resistance in the heat generation pattern 24 becomes larger. Therefore, when the heat signal passes through the heat generation pattern 24, it generates much more heat than the transmission patterns 26a and 26b. Further, since the heat generation pattern 24 is designed so that the distance along the line is long, the electrical resistance is increased as compared with the area ratio of the arrangement region. Give off the heat. The heat generated by the heat generation pattern 24 acts on the living tissue being grasped, protein denatures the living tissue, and solidifies the grasping living tissue.
[0036]
The heat signal transmitted to the heat generation pattern 24 is transmitted via the second transmission pattern 26b to the second transmission terminal 25b electrically connected thereto. The heat signal transmitted to the second transmission terminal 25b is transmitted to the wiring in the cable 2 via the second connection terminal 23b on the flange 41, the external transmission pattern 47b of the horn portion 22, and finally the power supply. Return to the device.
[0037]
Next, the operation of the elastic member 55 provided on the jaw 11 will be described. When the biological tissue is incised by causing ultrasonic vibration while the biological tissue is sandwiched between the jaw 11 and the probe 12, the separation of the biological tissue is completed, and finally the elasticity of the probe 12 and the jaw 11 is reached. It will be in the contact state which the member 55 contact | abuts. At this time, even if the probe 12 transmits ultrasonic vibrations, the elastic member 55 functions as a so-called cushion, so that the jaw 11 can be prevented from being damaged by ultrasonic vibrations as much as possible. Further, the counterattack force of the ultrasonic vibration applied on the probe 12 is alleviated, and it is possible to prevent the heat generation pattern 24 provided on the probe 12 from being damaged by the counterattacked ultrasonic vibration as much as possible.
[0038]
(Second Embodiment)
An ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0039]
In the ultrasonic incision coagulation forceps 1 with the thermocoagulation function according to the first embodiment described above, the heating element portion by the heat generation pattern 24 is provided on the probe 12 side, but the ultrasonic incision coagulation forceps 1 with the thermocoagulation function according to the present embodiment. Then, the heating element portion is provided on the jaw 11 side.
[0040]
That is, as shown in FIG. 6A, the heat generation pattern 61 is provided on the surface of the jaw 11 on the grip side facing the probe 12. The pattern width of the heat generation pattern 61 is narrow as in the above-described embodiment, and transmission wirings 62 are arranged on both sides instead of the transmission pattern described above.
[0041]
As shown in FIGS. 7A and 7B, the insertion tube portion 9 is provided with a probe insertion hole 63 through which the probe 12 is inserted, and a through hole 64 through which the advance / retreat rod 52 and the wiring 62 are inserted. ing. Here, it goes without saying that the advance / retreat rod 52 is movably assembled with the link connecting portion 65 of the jaw 11. Further, as shown in FIG. 7 (b), the insertion tube portion 9 has a so-called double lumen shape.
[0042]
Further, as shown in FIG. 8, a connection pin 66 is provided on the end side on the housing portion 4. The connection pin 66 is a cylindrical member, and extends and protrudes outside the housing portion 4. A contact 67 having two contact portions is arranged on the connection pin 66.
[0043]
Two contact portions of the contact 67 are provided over the entire circumference on the connection pin 66. The terminal side of the wiring 62 extends outward from a part of the rotation operation unit 8 and is electrically and mechanically connected to the connection pin 66.
[0044]
Although the heat generating portion provided in the jaw 11 depends on the heat generating pattern, a heat generating element 68 as shown in FIG. 9 may be used.
[0045]
Next, a usage example of the ultrasonic incision coagulation forceps 1 with a thermocoagulation function according to the present embodiment will be described. The cables 2 are wired from the power supply device that transmits the heat signal to the contacts on the connection pins 66, respectively. Other preparations are as described above.
[0046]
When a surgical operation is started and it is desired to coagulate the living tissue, a heat signal is transmitted from the power supply device. The heat signal transmitted from the power supply is transmitted to the contact of the connection pin 66 and reaches the heat generation pattern 61 via the transmission wiring 62. The heat generation pattern 61 generates heat. In the case of the heating element 67 as shown in FIG. 9, the element generates heat. Therefore, the biological tissue in the gripped state can be solidified by the thermal action.
[0047]
(Third embodiment)
An ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The present embodiment is an example of another configuration for preventing the heat generation pattern 24 disposed at the tip portion of the probe 12 from being damaged.
[0048]
In the probe 12 of the present embodiment, the longitudinal section of the distal end portion of the probe 12 has an oval shape as shown in FIG. 10B, and the proximal end portion of the probe 12 has a longitudinal sectional shape of FIG. The outer diameter of this portion is equal to the outer diameter of the probe 12 described above. A planar heating pattern 24 was provided on the long side surface of the probe 12. Other configurations are the same as those of the above-described embodiment.
[0049]
Further, since the probe 12 or the insertion tube portion 9 is mounted so as to be rotatable around its central axis, the state shown in FIG. 11A with the short surface of the probe 12 facing the jaw 11 and the long surface of the probe 12 are Any of the states shown in FIG. 11B toward the jaw 11 can be selected. Since the vibrator part 3 is assembled to the housing part 4 only by a frictional force that crushes the O-ring 21 that is an elastic member, the vibrator part 3 can rotate with respect to the housing part 4 together with the probe 12, The probe 12 can be rotated around the axis by rotating the vibrator unit 3 in the operation unit. Further, by rotating the rotation operation portion 8 and integrally rotating the insertion tube portion 9 and the jaw 11 provided at the distal end of the insertion tube portion 9, the probe 12 is rotated about the axis to rotate the insertion tube portion 9. It can also be done.
[0050]
Then, when the biological tissue is incised by ultrasonic vibration using the ultrasonic incision coagulation forceps 1, it is performed with the short surface of the probe 12 facing the jaw 11 as shown in FIG. Since the heat generation pattern 24 is not provided on the gripping surface at this time, the heat generation pattern 24 is not damaged by the ultrasonic vibration even when the jaw 11 and the surface of the probe 12 are in contact with each other.
[0051]
Further, when the living tissue is coagulated by the heat signal, the probe 12 is in a state shown in FIG. 11B with the long surface of the probe 12 (the surface provided with the heat generation pattern 24) facing the jaw 11.
[0052]
As described above, the ultrasonic incision is performed on the short surface of the probe 12, and the solidification is performed with the heat generation pattern 24 on the long surface of the probe 12, and the heat generation pattern 24 is damaged at the time of ultrasonic incision. There is nothing. In addition, the cutting ability is improved by performing ultrasonic incision with a short surface having a small cross-sectional area, and the coagulation ability is improved by solidifying with a long surface having a large cross-sectional area.
[0053]
(Fourth embodiment)
With reference to FIG. 12, an ultrasonic incision coagulation forceps according to a fourth embodiment of the present invention will be described. The present embodiment is an example of a power supply device used for the first embodiment described above.
[0054]
The configuration of the power supply device of the present embodiment includes an ultrasonic control circuit 71 that transmits an ultrasonic signal, a heater control circuit 72 that transmits a thermal signal, a power supply circuit 73 that supplies power to both circuits 71 and 72, and the power supply circuit 73. To the ultrasonic control circuit 71, and an electric wire A2 for supplying power from the power circuit 73 to the heater control circuit 72. In addition, the ultrasonic control circuit 71 is connected to a signal transmission system B that transmits an ultrasonic signal transmitted from the ultrasonic control circuit 71 to the ultrasonic transducer on the probe 12 side. A signal transmission unit C that transmits a signal to the transmission pattern on the probe 12 side is connected. Further, an input switch 74 for transmitting an ultrasonic signal, an input switch 75 for transmitting a heat signal, and a control circuit 76 controlled by the operated input switches 74 and 75 are provided. The control circuit 76 sends drive signals to the ultrasonic control circuit 71 and the heater control circuit 72 in accordance with the operated input switches 74 and 75.
[0055]
Next, the usage method of the power supply device of this embodiment is shown below. For example, the cable 2 of the surgical treatment machine of the first embodiment is connected to the signal transmission systems B and C. Here, the wiring connecting to the ultrasonic transducer in the cable 2 is connected to the signal transmission unit A, and the wiring connecting to the transmission pattern is connected to the signal transmission system B.
[0056]
When a surgical operation is started and it is desired to use the ultrasonic coagulation / incision ability of the surgical treatment machine, the input switch 74 is pressed. The signal of the input switch 74 is transmitted to the ultrasonic control circuit 71 via the control circuit 76. Then, an ultrasonic signal is transmitted from the ultrasonic control circuit 71, and the ultrasonic transducer of the surgical treatment machine operates. Eventually, the probe 12 is ultrasonically vibrated to cut or coagulate the living tissue.
[0057]
When the heater of the surgical treatment machine is desired to be used, the input switch 75 is pushed. The signal of the input switch 75 is transmitted to the heater control circuit 72 via the control circuit 76. Then, a heat signal is transmitted from the heater control circuit 72, and the heater of the surgical treatment machine is activated. Finally, the heater part is heated, and the tissue is solidified by the thermal action.
[0058]
Here, power is supplied to the control circuits 71 and 72 from one power supply circuit 73 via the electric wire A1 or A2. Thus, by using the power supply circuit 73 in common, a plurality of different control circuits 71 and 72 that respectively drive a plurality of surgical treatment functions can be provided in one apparatus, thereby reducing the cost of the system. I can do it.
[0059]
Further, when the power supply device of the present embodiment uses a plurality of surgical treatment tools, a plurality of drive circuits that individually drive the plurality of treatment tools are used as a single power supply circuit connected to the plurality of drive circuits. Of course, a surgical treatment system may be provided.
[0060]
(Fifth embodiment)
An ultrasonic incision coagulation forceps according to a fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The present embodiment relates to the configuration of the power supply device in the second embodiment described above, and particularly relates to a power supply device that transmits a heat signal.
[0061]
The power supply device of this embodiment includes a connection terminal 80 for connecting to the connection pin 66 of the ultrasonic incision coagulation forceps 1, a power supply body 81, a switch portion 82, an assembly portion 83, and a transmission line 84. The electrical circuit will be described with reference to FIG. 13. The switch unit 82 is electrically connected to the control unit 85 inside the power source main body 81 through the transmission line 84. The control unit 85 is connected to a heat output unit 86 provided inside the power source body 81, and the heat output unit 86 is electrically connected to the power source 87 and the connection terminal 80.
[0062]
FIG. 14 shows the appearance of the power supply device, and the above-described switch portion 82 is provided with an assembly portion 83. This assembly portion 83 has a C-shaped cross section. Further, the material has an elastic force. The inner diameter of the assembly part 83 having a C-shaped cross section is substantially the same as the outer diameter of the member in the handle part 7 of the second embodiment. The assembly part 83 can be attached to the member in the handle part 7.
[0063]
Further, the connection terminal 80 and the power source body 81 are assembled together. Needless to say, the switch portion 82, the connection terminal 80, and the power source body 81 are connected by the transmission line 84. The connection terminal 80 has an inner hole. Since the shape of the inner hole is substantially the same as the outer diameter of the connection pin 66 of the second embodiment, the connection terminal 80 can be electrically and mechanically connected.
[0064]
Below, the usage method of this embodiment is described. Before the surgical operation starts, for example, the connection terminal 80 of this embodiment is assembled to the connection pin 66 of the surgical treatment machine as in the second embodiment. Since the inner hole of the connection terminal 80 is substantially the same as the outer diameter of the connection pin 66, both can be assembled closely.
[0065]
Next, the assembly portion 83 is assembled and fixed to the member of the handle portion 7. Since the assembling portion 83 has a C shape, the member of the handle portion 7 is pushed into the C shape from the empty portion. Since the assembly portion 33 is made of an elastic member, the shape thereof is appropriately changed, and the member of the handle portion 7 can be introduced. Moreover, since the cross-sectional shape of the member of the handle portion 7 and the inner diameter of the C-shape are substantially the same, they are fixed tightly. Therefore, the power supply device that transmits the heat signal is assembled integrally with the surgical treatment machine.
[0066]
When the surgical operation is started and the heater capability of the probe 12 is to be used, the switch unit 82 is pushed. Then, the signal is input to the control unit 85 in the power supply main body 81 via the transmission line 84. A signal transmitted from the control unit 85 is transmitted to the heat output unit 86. Here, a heat signal is transmitted from the heat output unit 86 and transmitted to the connection terminal 80. Since the connection terminal 80 and the connection pin 66 on the surgical treatment machine side are electrically and mechanically connected, a heat signal is transmitted to the surgical treatment machine side. The heat signal transmitted to the connection pin 66 is finally transmitted to the heater part of the probe 12, and the heater part is heated. Therefore, it is possible to coagulate the living tissue by a thermal action.
[0067]
In this embodiment, the power supply device that transmits the heat signal is downsized and combined with the surgical treatment machine eliminates the need for a space for installing the power supply device and prevents the operating room from being narrowed by the power supply device. .
In addition, this invention is not limited to each embodiment mentioned above. In addition, the above description is characterized by comprising a plurality of surgical treatment instruments, a plurality of drive circuits for driving the plurality of treatment instruments, and a single power supply circuit connected to the plurality of drive circuits. A surgical treatment system is obtained.
[0068]
【The invention's effect】
  As described above, according to the present invention, an appropriate coagulation treatment or incision treatment can be quickly and easily performed according to a treatment site or a patient, and an inexpensive surgical treatment apparatus.Forceps can be constructed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an external view of an ultrasonic incision coagulation forceps having a thermocoagulation function according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a side view of the transducer part of the ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to the first embodiment.
3A is an enlarged view of a portion A in FIG. 1, FIG. 3B is a view taken in the direction of arrow B in FIG. 1A, FIG. 3C is a view taken in the direction of arrow C in FIG. d) D view in the middle.
FIGS. 4A and 4B show the vicinity of the proximal end of the transducer part of the ultrasonic incision coagulation forceps with thermocoagulation function according to the first embodiment, FIG. 4A is a side view, FIG. 4B is a perspective view thereof, and FIG. ) Is a cross-sectional view taken along line BB in (b).
5A and 5B show a horn part of an ultrasonic incision coagulation forceps having a thermocoagulation function according to the first embodiment, where FIG. 5A is a side view thereof, FIG. 5B is a front view thereof, and FIG.
6A and 6B show an ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to a second embodiment of the present invention, wherein FIG. 6A is a bottom view of the jaw, and FIG. 6B is a side view of the jaw.
7 shows an ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to the second embodiment, FIG. 7 (a) is a side view showing a part of the vicinity of the tip, and FIG. 7 (b) is a side view. The cross-sectional view which follows an AA line in the inside.
FIG. 8 is a side view of a housing part and a handle part of an ultrasonic incision coagulation forceps having a thermocoagulation function according to the second embodiment.
FIG. 9 is a bottom view of a jaw of an ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to the second embodiment.
FIGS. 10A and 10B show an ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to a third embodiment of the present invention, in which FIG. 10A is a side view of the vicinity of the tip and FIG. 10B is a cross-sectional view of the probe.
11A and 11B show an ultrasonic incision coagulation forceps with a thermocoagulation function according to a third embodiment of the present invention, FIG. 11A is a perspective view of a portion near the tip, and FIG. 11B shows another rotational position of the probe. Perspective view.
FIG. 12 is a circuit diagram of a power supply device used for ultrasonic incision coagulation forceps according to a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a circuit diagram of a power supply device used for ultrasonic incision coagulation forceps according to a fifth embodiment of the present invention.
FIG. 14 is an external view of a power supply device according to the fifth embodiment.
[Explanation of symbols]
1 ... Ultrasonic incision coagulation forceps with thermocoagulation function
2 ... Cable
3 ... vibrator part
4 ... Housing part
7 ... Handle
9 ... Insertion tube
11 ... Joe
12 ... Probe
13 ... Living body gripping means
22 ... Horn part
23a ... 1st connection terminal
23b ... Second connection terminal
24 ... Heat generation pattern
25 ... Transmission terminal
25a ... 1st transmission terminal
25b ... second transmission terminal
26a ... 1st transmission pattern
26b ... second transmission pattern
35. First insulating material
36. Second insulating material

Claims

An ultrasonic transducer,
A probe that receives ultrasonic vibration generated by the ultrasonic transducer and vibrates ultrasonically ;
A gripping means paired with the tip of the probe and having an openable / closable pressing member for gripping a living tissue;
At least one heating element provided so as to face the pressing member at the distal end of the side peripheral surface of the probe;
Surgical treatment forceps characterized by comprising:

The surgical treatment forceps according to claim 1, wherein the pressing member includes an elastic member provided to face the distal end portion of the probe.

The surgical treatment forceps according to claim 1 or 2, wherein the heating element is provided so as to be flush with a side peripheral surface of the probe.

The surgical treatment forceps according to claim 1, wherein the pressing member is provided with at least one heating element.

The probe is attachable to and detachable from the ultrasonic transducer, and in order to cause the heating element to generate heat, from the transmission terminal provided at the proximal end of the probe to the heating element on the side peripheral surface of the probe. An energization means is provided to transmit power from an external power source provided so as to travel across and connected to the ultrasonic transducer to the heating element, and the ultrasonic transducer is connected to the transmission terminal. The surgical treatment forceps according to claim 1, 2, 3, or 4, wherein the surgical treatment forceps have a connection terminal to be electrically connected.