JP2008136842A - 電気手術器具 - Google Patents

Abstract

【課題】高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、噴霧した導電性流体を介した放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具において、簡単な構成において、対象組織に噴射する液体の噴射量を低減することができ、さらに、より小さい粒子径の液体の噴霧を生成することにより、対象組織に対する凝固作用を向上させた電気手術器具を提供する。
【解決手段】細長の器具本体と、器具本体を構成する筒状部材と、筒状部材の内部に設けられた、送液路に流入された液体に超音波振動を付与する振動子３２と、器具本体の先端側に設けられた、振動子３２により超音波振動が付与され微粒化された液体を、器具本体の先端から生体組織に噴出する流体噴霧口２４ｋと、器具本体の先端側に設けられた、高周波電気エネルギを、流体噴霧口から噴出する液体に沿って放電し、生体組織を凝固する電極２４とを具備することを特徴とする。
【選択図】図３

Description

本発明は、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、噴霧した前記導電性流体を介した放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具に関する。

近年、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、噴霧した導電性流体を介した放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具として、開腹手術用の処置具や、硬性鏡とともに使用する処置具や、軟性内視鏡とともに使用する軟性処置具等が周知である。

例えば、特許文献１には、ノズル電極から生体組織の処置対象部位に対して噴射される導電性の液体ジェット流を介して、ノズル電極と処置対象部位との間に高周波電流を通電することにより、生体組織の切開や凝固を行う手術装置が提案されている。

具体的には、特許文献１に開示された手術装置においては、ノズル電極と処置対象部位との間に放電柱を形成した後、該放電柱を通過するよう、ノズル電極から生体組織の処置対象部位に対して集束流とした液体ジェット流を噴射することにより、液体ジェット流を介して処置対象部位に流れる放電電流エネルギを利用して、生体組織をノズル電極から非接触にて切開、凝固する構成を有している。

また、特許文献２には、気体と合流させた導電性液体を、能動電極の先端孔から噴霧しながら、能動電極から高周波電流を生体組織に対して導電性液体を介して通電することにより、生体組織を能動電極から非接触にて止血凝固する凝固装置が開示されている。
特許３３１８７３３号公報 特許２００９６０５号公報

ここで、生体組織に対する凝固力を高めるには、生体組織に供給する導電性の液体の噴射量を少なくする必要がある。

しかしながら、特許文献１に記載の発明の構成においては、ノズル電極から導電性の液体を噴射しているが、ノズル電極からの噴射では、噴射される液体の流量の低減に限界があることから、対象組織に対する凝固力を上げることが困難であるといった問題があった。

また、ノズル電極からの噴射量を少なくするには、ノズル電極に形成する噴射孔の寸法をできるだけ小さくする必要があるが、実際には加工上の限界から、ノズル電極の噴射孔を必要な大きさに十分小さく加工するのは難しい。

さらに、ノズル電極の噴射孔を小さくすると、液体の送水圧を上げる必要が生じることから、高圧送水装置が別途必要となるため製造コストが増大する。

以上から、結果として、ノズル電極から集束流を噴射する特許文献１に記載の発明の構成においては、対象組織に対する凝固能を向上させることが難しいといった問題があった。

また、対象組織に対する十分な凝固能を維持するには、ノズル電極からの良好な放電が必要である。しかしながら、十分な放電のためには、ノズル電極から噴射される液体の噴霧粒子径をなるべく小さくする必要があるが、特許文献１に記載の発明においては、ノズル電極から集束流を噴射するため、噴霧粒径を十分に小さくするには限界があるという問題もあった。

ここで、特許文献２に記載の発明では、供給した液体と気体との合流点において霧を発生させ、能動電極の先端孔から液体を噴霧する方式であることから、気体の供給によって液体の流量を低減させることが可能な構成となっている。

しかしながら、特許文献２に記載の発明の構成では、液体の噴霧粒径を小さくするには限界があり、その結果、十分な放電が起き難く、対象組織に対する十分な凝固能を得ることが難しいといった問題があった。

加えて、液体供給管路とは別に、気体供給管路や気体を送る装置が必要となることから、凝固装置としても、凝固装置が具備する処置具としても構造が複雑になる問題があった。

本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、噴霧した導電性流体を介した放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具において、簡単な構成において、対象組織に噴射する液体の噴射量を低減することができ、さらに、より小さい粒子径の液体の噴霧を生成することにより、対象組織に対する凝固作用を向上させた電気手術器具を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため本発明による電気手術器具は、細長の器具本体と、前記器具本体を構成する筒状部材と、前記筒状部材の内部に設けられた、前記筒状部材の前記内部に流入された導電性流体に超音波振動を付与する超音波振動子と、前記器具本体の先端側に設けられた、前記超音波振動子により超音波振動が付与され微粒化された前記導電性流体を、前記器具本体の先端から生体組織に噴出する流体噴霧口と、前記器具本体の先端側に設けられた、高周波電気エネルギを、前記流体噴霧口から噴出する前記導電性流体に沿って放電し、前記生体組織を凝固する電極と、を有することを特徴とする。

本発明によれば、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、噴霧した導電性流体を介した放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具において、簡単な構成において、対象組織に噴射する液体の噴射量を低減することができ、さらに、より小さい粒子径の液体の噴霧を生成することにより、対象組織に対する凝固作用を向上させた電気手術器具を提供することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。尚、以下に示す実施の形態においては、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、放電で生体組織の表層を凝固する電気手術器具は、医療用の処置具を例に挙げて説明する。また、以下の説明において、処置具は、体腔内に挿入される側を先端側、操作部側を基端側として説明する。

（第１実施の形態）
図１は、本実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図、図２は、図１の処置具の拡大斜視図、図３は、図２の処置具の先端側の部分断面図、図４は、図２の処置具の基端側の部分断面図である。

図１に示すように、処置具システム１００は、内視鏡１の処置チャネル１１に挿抜自在な処置具２と、処置具２に接続自在な電源である高周波／超音波駆動電源（以下、単に電源と称す）４と、送液ポンプ６とから主要部が構成されている。

処置具２は、細長な器具本体２ｈ（図２参照）を具備しており、器具本体２ｈは、細長な筒状部材である挿入部２５と、該挿入部２５の基端側に連設され筒状部材である基端部１０とから主要部が構成されている。

基端部１０に、送液用コネクタである送液チューブ用コネクタ２２と、ケーブル接続部２０とが設けられている。

送液チューブ用コネクタ２２に、中途位置に送液ポンプ６が介在された送液チューブ８の一端が接続されている。具体的には、図４に示すように、送液チューブ８の一端に、チューブ口金４５が設けられており、チューブ口金４５が、送液チューブ用コネクタ２２に接続されている。このことにより、送液チューブ８の内部は、送液チューブ用コネクタ２２の内部の送液路３１と連通する。

また、送液チューブ８の他端には、導電性流体である送液用液体（以下、単に液体と称す）Ｗが貯留された液体供給源である送液容器７が接続されている。尚、液体Ｗとしては電解質溶液が良く、一例として生理食塩水が挙げられる。

送液チューブ用コネクタ２２は、送液ポンプ６によって、送液容器７から送液チューブ８を介して送液された液体を、処置具２の内部の送液路３１に流入させるものである。

ケーブル接続部２０に、一端が電源４と接続された通電ケーブル９の他端が接続されている。電源４に、処置具の出力を制御するフットスイッチ５と、被検者の体表面に貼着される帰還電極３とが接続されている。

また、ケーブル接続部２０に、図２に示すように、通電ケーブル９の他端が接続されるプラグ２１と、プラグ２１の周囲の一部を覆うプラグカバー１２０とが設けられている。

図４に示すように、通電ケーブル９の他端に、ケーブルコネクタ４０が設けられており、該ケーブルコネクタ４０により、通電ケーブル９の他端とプラグ２１とが接続されている。このことにより、処置具２に電源４から高周波電気エネルギである高周波電流、超音波駆動用電流が伝達される。

挿入部２５は、内視鏡１の処置チャネル１１に挿抜自在な太さに形成されており、処置チャネル１１に挿入した際、内視鏡１の先端部１ｓから突出する充分な長さ、例えば１ｍ〜３ｍ程度の長さに形成されている。

また、図２に示すように、挿入部２５は、該挿入部２５の外表面を構成する可撓性の細長いチューブ２３を有している。よって、チューブ２３は、挿入部２５同様、内視鏡１の処置チャネル１１に挿入して使用するのに適した長さに形成されている。また、チューブ２３は、本実施の形態における筒状部材を構成している。

また、器具本体２ｈの先端側、即ち、挿入部２５の先端側であって、チューブ２３の内部には、処置部２６を構成する管状の電極２４が配設されている。

図３に示すように、チューブ２３の内部に、中空構造の振動子３２が配設されており、振動子３２の先端側には、後述する絶縁板３８を介して、振動子３２の振幅を増幅するための管状の円錐型のホーン３３が接続されている。

ホーン３３は、先端が、チューブ２３の先端よりも先端側に突出するよう、チューブ２３の内部に配設されている。また、ホーン３３の先端には、電極２４が構成されている。

さらに、ホーン３３には、プラグ２１に一端が接続されたリード線である高周波通電線３５の他端が接続されている。高周波通電線３５は、送液路３１内に延在されており、高周波電流を、器具本体２ｈにおいて、基端側から先端側まで伝達する。即ち、高周波通電線３５は、電源４からの高周波電流を、電極２４に伝達する。

このことにより、電極２４は、高周波通電線３５を介して伝達された高周波電流を、後述する液体噴霧口２４ｋから噴出される霧状の液体Ｗに沿って放電し、生体組織の表層を凝固する。

振動子３２は、送液路３１を流れる液体Ｗに超音波振動を付与するものであり、ランジュバン型の振動子、または磁歪型の振動子から構成されている。振動子３２の先端と基端に、高周波電流が超音波駆動系に入って振動子３２が誤作動するのを防止する絶縁板３８が配設されている。

また、チューブ２３の内部であって、振動子３２、ホーン３３、電極２４の内部には、送液路３１が形成されている。尚、電極２４の内部に形成された送液路３１の先端側の開口は、流体噴霧口２４ｋを構成している。流体噴霧口２４ｋは、振動子３２により超音波振動が付与されて微粒化された液体Ｗを、器具本体２ｈの先端から生体組織に霧状に噴出するものである。

また、振動子３２の基端側には、プラグ２１に一端が接続されたリード線である超音波信号線３６の他端が接続されている。超音波信号線３６は、超音波駆動用電流を、器具本体２ｈにおいて、基端側から先端側まで伝達する。即ち、超音波信号線３６は、電源４からの超音波駆動用電流を、振動子３２に伝達する。

図４に示すように、高周波通電線３５の一端は、ケーブル接続部２０においてプラグ２１に接続された高周波プラグ本体４１に接続されており、また、超音波信号線３６の一端は、ケーブル接続部２０においてプラグ２１に接続された超音波プラグ本体４３に接続されている。

次に、このように構成された本実施の形態の作用について説明する。

先ず、送液ポンプ６が駆動され、送液が開始されると、液体Ｗは、送液容器７から送液チューブ８を介して、送液チューブ用コネクタ２２から送液路３１内に流入される。

このことと略同時に、フットスイッチ５の入力により、電源４から超音波駆動用電流が、通電ケーブル９、プラグ２１、超音波プラグ本体４３、超音波信号線３６を介して振動子３２に供給されるとともに、電源４から高周波電流が、通電ケーブル９、プラグ２１、高周波プラグ本体４１、高周波通電線３５を介して電極２４に供給される。

尚、送液ポンプ６と電源４とは通信ケーブルで連結されており、電源４から送液ポンプ６が制御可能となっている。

その後、振動子３２が超音波駆動用電流の供給によって振動されることにより、送液路３１を流れる液体Ｗに超音波振動が付与され、その結果、微粒化された液体Ｗが、器具本体２ｈの先端の流体噴霧口２４ｋから霧状に、対象組織に対して噴出される。

このことと略同時に、電極２４は、高周波電流を、流体噴霧口２４ｋから霧状に噴出される液体Ｗに沿って放電する。

このように、本実施の形態の構成と作用によれば、電極２４は、流体噴霧口２４ｋから霧状に噴出される液体Ｗに沿って高周波電流を放電することから、処置部２６を対象組織に接触させずに、対象組織を凝固することができる。

また、振動子３２の超音波振動を利用して、液体Ｗを微粒化させることにより、対象組織へ供給する液体量が従来よりも低流量となり、かつ粒径の小さい噴霧を対象組織に対し噴出することができるため、対象組織に対して凝固力の高い良好な放電を電極２４から行うことができる。

その結果、良好な放電が得られることにより、電極２４と対象組織との放電距離が長くなることから、処置具２の操作性が向上する。

以上から、簡単な構成において、対象組織に噴射する液体の噴射量を低減することができ、さらに、より小さい粒子径の液体の噴霧を生成することにより、対象組織に対する凝固作用を向上させた処置具を提供することができる。

（第２実施の形態）
図５は、本実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図、図６は、図５の処置具の先端側の部分断面図である。

本実施の形態の処置具の構成は、図１〜図４に示した第１実施の形態の処置具と比して、振動子が処置具の基端側に配設されている点と、電極がチューブの先端に固定されている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第１実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

図５に示すように、処置具１０２は、器具本体１０２ｈを具備している。器具本体１０２ｈの基端部１０の内部には、振動子４３２が設けられている。尚、振動子４３２は、第１実施形態の振動子３２に相当する。

また、図６に示すように、器具本体１０２ｈの挿入部２５のチューブ２３の先端に、管状の電極１２４が接続されている。尚、電極１２４は、第１実施形態の電極２４に相当する。

尚、本実施の形態においても、チューブ２３、基端部１０は、本発明における筒状部材を構成している。

電極１２４の先端には、該電極１２４よりも薄肉なリング状の先端部１２４ｒが設けられている。尚、先端部１２４ｒは、後述する振動プローブ５１の先端よりも先端側に突出して位置している。

尚、本実施の形態においても、電極１２４の基端には、プラグ２１に一端が接続された高周波通電線３５の他端が接続されている。

チューブ２３及び電極１２４の内腔には、該内腔に沿って、振動子４３２に連結された細長い柔軟な超音波プローブである振動プローブ５１が配設されている。振動プローブ５１の先端部は、霧発生部３７を構成している。

また、振動プローブ５１とチューブ２３の内周との間の空間には、器具本体１０２ｈの基端側から先端側まで液体Ｗが通過する流体チャネルである送液路３１が形成されている。尚、送液路３１の器具本体１０２ｈの先端側の開口は、流体噴霧口１２４ｋを構成している。また、流体噴霧口１２４ｋは、先端部１２４ｒよりも基端側に位置している。

次に、このように構成された本実施の処置具の作用について説明する。

送液路３１を経て、振動プローブ５１の霧発生部３７の近傍に液体Ｗが送液されると同時に、振動子４３２が超音波振動され、該超音波振動が、振動プローブ５１に伝達されることにより、霧発生部３７の近傍で、振動プローブ５１から超音波振動が付与された液体Ｗが微粒化される。その後、微粒化された液体Ｗが、流体噴霧口１２４ｋから霧状に噴出される。

また、このことと略同時に、電極１２４の先端部１２４ｒから、霧状の液体Ｗに沿って、高周波電流が放電される。

このような、構成、作用によれば、第１実施の形態に比べ、振動子４３２が基端部１０に設けられていることから、振動子４３２を大型化できる。このため、振動子４３２の振動の周波数や振幅の選定の幅が広くなり、放電に適した噴霧粒径、噴霧形状を調整しやすくなることから、対象組織に対して良好な凝固を得ることができる。

さらに、リング状の先端部１２４ｒを形成することにより、先端部１２４ｒの内径を、第１実施の形態の電極２４の内径よりも大きくすることができるため、一度の噴射範囲を大きくすることができる。尚、その他の効果は、上述した第１実施の形態と同じである。

（第３実施の形態）
図７は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図である。本実施の形態の処置具の構成は、図５、図６に示した第２実施の形態の処置具と比して、棒状の振動子が処置具の先端側に配設されている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

図７に示すように、処置具１１２のチューブ２３及び電極１２４の内部には、超音波振動を発生させるランジュバン型（電歪型）の棒状の振動子２３２が設けられており、振動子２３２の先端側には、振幅を増幅するための円錐型のホーン２３３が設けられている。

尚、振動子２３２、ホーン２３３は、第１実施形態の振動子３２、ホーン３３に相当する。また、ホーン２３３の先端側は、霧発生部３７を構成している。

また、振動子２３２及びホーン２３３と、チューブ２３及び電極１２４との間の空間には、流体チャネルである送液路３１が形成されている。また、送液路３１には、プラグ２１に一端が接続され振動子２３２に他端が接続された超音波信号線３６が延在されている。

尚、送液路３１の器具本体１１２ｈの先端側の開口は、流体噴霧口１２４ｋを構成している。また、流体噴霧口１２４ｋは、先端部１２４ｒよりも基端側に位置している。

尚、本実施の形態においても、チューブ２３、基端部１０は、本発明における筒状部材を構成している。

次に、このように構成された本実施の作用を説明する。

先ず、送液路３１により、霧発生部３７近傍に液体Ｗが送液されると同時に、振動子２３２が超音波振動させると、該超音波振動が液体Ｗに付与されて液体Ｗが微粒化され、霧発生部３７で噴霧が発生される。その結果、流体噴霧口１２４ｋから液体Ｗが霧状に噴出される。

液体Ｗの噴出の際に、高周波電源から高周波電流が先端部１２４ｒに通電されることにより、液体Ｗの噴出に沿って、対象組織に放電が行われる。

このような、構成、作用によれば、上述した第２実施の形態と比べ、振動子２３２が処置具１１２の先端部側にあるので、第２実施形態よりも発生した超音波振動の損失を少なくでき、効率的な液体Ｗの噴出を行うことができる。尚、その他の効果は、上述した第２実施の形態と同じである。

（第４実施の形態）
図８は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図である。本実施の形態の処置具の構成は、図７に示した第３実施の形態の処置具と比して、振動子が管状に形成されている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第３実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

図８に示すように、処置具１２２のチューブ２３及び電極１２４の内部には、超音波振動を発生させる管状の振動子３３２が設けられており、振動子３３２の先端側には、振幅を増幅するための円錐型の管状のホーン３３３が設けられている。尚、振動子３３２、ホーン３３３は、第１実施形態の振動子３２、ホーン３３に相当する。また、ホーン３３３の先端側は、霧発生部３７を構成している。

また、振動子３３２及びホーン３３３との内部の空間には、流体チャネルである送液路３１が形成されている。

尚、送液路３１の器具本体１２２ｈの先端側の開口は、流体噴霧口１２４ｋを構成している。また、流体噴霧口１２４ｋは、先端部１２４ｒよりも基端側に位置している。

尚、本実施の形態においても、チューブ２３、基端部１０は、本発明における筒状部材を構成している。

本実施の構成によれば、振動子３３２に内部空間を通じて液体Ｗが送液されるため、第３実施の形態よりも安定的に霧発生部３７へと、液体Ｗを供給することができる。尚、その他の効果は、上述した第３実施の形態と同じである。

図９は、図８のホーンの形状の変形例を示す部分断面図、図１０は、図８のホーンの形状の別の変形例を示す部分断面図、図１１は、図８のホーンの形状のさらに別の変形例を示す部分断面図である。

上述した本実施の形態においては、ホーン３３３の先端の形状は、図８に示すように端面形状に形成されているが、これに限らず、図９に示すように、Ｔ字形状であっても構わないし、図１０に示すように、Ｒ形状を有する凸状であっても構わないし、図１１に示すように、Ｒ形状を有する凹状であっても構わない。

このように、ホーン３３３の先端部の形状を変えることにより、流体噴霧口１２４ｋから噴出される液体Ｗの噴霧形状が変化するため、対象組織の凝固作用に最適な噴霧形状を選択することができる。

（第５実施の形態）
図１２は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図である。本実施の形態の処置具の構成は、図８に示した第４実施の形態の処置具と比して、器具本体の外周に保護チューブが被覆されている点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第４実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

図１２に示すように、処置具１３２の器具本体１３２ｈにおいて、チューブ２３と、電極１２４の外周には、チューブ２３及び電極１２４との間に空間１８０を有するよう、保護チューブ１９０が被覆されている。尚、本実施の形態においても、チューブ２３、基端部１０は、本発明における筒状部材を構成している。

また、空間１８０には、細長な棒状の電極５６が配設されている。電極５６は、器具本体１３２ｈの先端部において、流体噴霧口１２４ｋから噴出される液体Ｗに平面的にオーバラップする位置に折り曲げられた部位５６ｍを有するＬ字状の導電性の棒状部材から構成されている。

また、電極５６は、空間１８０内を、器具本体１３２ｈの先端側と基端側とにおいて進退自在である。さらに、電極５６には、高周波プラグ本体４１（図４参照）が接続されている。

尚、電極１２４の外周には、電極１２４と電極５６とを電気的に絶縁するための絶縁層５７が形成されている。

次に、このように構成された本実施の形態の作用について説明する。尚、電極１２４の作用、振動子３３２の作用は、第４実施の形態と同じであるため、その説明は省略する。

電極５６は、液体Ｗが噴霧されていない状態において、電極１２４の先端部１２４ｒよりも先端側に突出された後、電源４から高周波電流が通電される。その後、部位５６ｍが対象組織に接触され、直接、部位５６ｍから高周波電流が通電されることにより、対象組織の剥離やスポット的な止血焼灼が行われる。

このように、本実施の形態の構成、作用によれば、対象組織の表層部分の凝固と組織の剥離を、電極１２４と電極５６とを用いて１つの処置具で行うことができる。尚、その他の効果は、上述した第４実施の形態と同じである。

（第６実施の形態）
図１３は、本実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図である。本実施の形態の処置具の構成は、図７に示した第３実施の形態の処置具と比して、電極の先端側が取り外し自在な点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第５実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

図１３に示すように、処置具１４２の器具本体１４２ｈの先端側の電極２２４は、管状部材から構成されており、電極２２４の先端側には、先端部２２４ｒを具備するディスポーザブル電極１５が構成されている。

尚、電極２２４は、第３実施形態の電極１２４に相当する。また、ディスポーザブル電極１５は、電極２２４の先端側に対して着脱自在である。さらに、電極２２４の送液路３１の先端側の開口は、流体噴霧口２２４ｋを構成している。

また、本実施の形態においては、ディスポーザブル電極１５から、霧状に噴出される液体Ｗに沿って高周波電流が放電される。尚、本実施の形態においても、チューブ２３、基端部１０は、本発明における筒状部材を構成している。

このような構成によれば、放電によって磨耗する電極２２４を交換する際、電極２２４の先端部分、即ちディスポーザブル電極１５のみを取り替えればよいことから、処置具に対するランニングコストの削減を図ることができる。

（第７実施の形態）
図１４は、本実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図、図１５は、図１４の処置具のディスポーザブル部を基端部から脱却した状態を示す処置具の分解斜視図である。

本実施の形態の処置具の構成は、図５に示した第２実施の形態の処置具と比して、処置具の挿入部を含む部位が基端部から取り外し自在な点が異なる。よって、この相違点のみを説明し、第２実施の形態と同様の構成には同じ符号を付し、その説明は省略する。

図１４に示すように、処置具１５２の器具本体１５２ｈの着脱部材であるディスポーザブル部２８は、先端側から、電極１２４が構成された処置部２６と、挿入部２５と、ディスポーザブル部接続部２７とが連設されて主要部が構成されている。

ディスポーザブル部接続部２７には、高周波通電線接続コネクタ６０が配設されている。また、振動子４３２が配設された基端部１０には、超音波信号線接続コネクタ６１が配設されている。さらに、高周波通電線接続コネクタ６０、超音波信号線接続コネクタ６１は、それぞれ通電ケーブル９と接続されている。

また、図１５に示すように、ディスポーザブル部２８は、ディスポーザブル部接続部２７において、基端部１０と着脱自在である。

また、ディスポーザブル部２８は、高周波通電線接続コネクタ６０から処置部２６までの間の送液路３１に、高周波通電線３５を内蔵している。

さらに、基端部１０に、上述した送液チューブ用コネクタ２２に相当する送液用コネクタである送液チューブ用コネクタ２２２が設けられている。よって、送液チューブ用コネクタ２２２も、上述したように、中途位置に送液ポンプ６が介在された送液チューブ８の一端が接続されている。

尚、本実施の形態においても、チューブ２３、基端部１０は、本発明における筒状部材を構成している。

次に、このように構成された本実施の形態の作用を説明する。

先ず、処置具１５２が使用される際は、ディスポーザブル部２８がディスポーザブル部接続部２７を介して基端部１０に連結された状態で使用される。超音波駆動用電流が、通電ケーブル９から超音波信号線接続コネクタ６１を介して基端部１０内の振動子４３２に給電される。

その結果、振動子４３２で発生した超音波振動が振動プローブ５１に伝達され、振動プローブ５１の先端部で送液路３１から送液された液体Ｗが微粒化されて霧状となる。

また、高周波電流が、通電ケーブル９から電線接続コネクタ６０、ディスポーザブル部２８に内蔵された高周波通電線３５を介して処置部２６の電極１２４へ給電された後、電極１２４において霧状に噴出される液体Ｗに沿って、高周波電流が放電される。

その後、処置具１５２が複数回使用された後、電極１２４が摩耗した際は、ディスポーザブル部２８を、ディスポーザブル部接続部２７を介して基端部１０から脱却して、ディスポーザブル部２８自体を交換する。

このような本実施の形態の構成、作用によれば、ディスポーザブル部２８を交換することにより、放電によって磨耗する電極１２４を容易に交換することができる。尚、その他の効果は、上述した第２実施の形態と同じである。

尚、以上、第１実施の形態から第７実施の形態まで説明した処置具としては、例えば、開腹手術用のハンドピースが挙げられる。図１６は、開腹手術用のハンドピースを示す斜視図である。

図１６に示すように、ハンドピース１６２は、ハンドピース部１２を有しており、ハンドピース部１２の先端側には、硬性の管状部材１６３を介して処置部２６が設けられている。

ハンドピース部１２には、高周波通電を制御するハンドスイッチ６２と、送液コネクタ２２と、ケーブルコネクタ４０とが設けられている。

このように、上述した第１〜第７実施の形態の処置具をハンドピースに適用した場合は、使用者は、ハンドピース部１２を手に持ち、処置部２６から液体Ｗを噴霧しながら放電を行い、対象組織に対して凝固処置を行う。

このことによれば、ハンドピース１６２に適用した場合は、ハンドピース部１２と処置部２６とが近い場所にあるため、対象組織がハンドピース１６２の近くにある開腹手術の処置に適するといったメリットがある。

また、第１実施の形態から第７実施の形態まで説明した処置具としては、例えば、腹腔鏡下手術用の処置具が挙げられる。図１７は、腹腔鏡下手術用の処置具を示す斜視図である。

図１７に示すように、処置具１７２は、ハンドル部１３を有しており、ハンドル部１３の先端部に、トロッカに挿入自在な、硬性シャフトからなる挿入部６３が設けられている。また、挿入部６３の先端には、処置部２６が構成されている。

このように、上述した第１〜第７実施の形態の処置具を腹腔鏡下手術用の処置具に適用した場合は、使用者がハンドル部１３を持ち、トロッカに挿入部６３を挿入し、腹腔鏡下で処置部２６から液体を噴霧しながら放電を行い、凝固処置を行う。

このことによれば、腹腔鏡下手術用の処置具１７２に適用した場合は、硬性シャフトを有するため、腹腔鏡下の処置に適するといったメリットがある。

尚、上述した第１〜第７実施の形態を、高周波電気エネルギと導電性流体を併用し、導電性流体に沿った放電で生体組織の表層を凝固するその他の電気手術器具に適用しても良いことは云うまでもない。

第１実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図。 図１の処置具の拡大斜視図。 図２の処置具の先端側の部分断面図。 図２の処置具の基端側の部分断面図。 第２実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図。 図５の処置具の先端側の部分断面図。 第３実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図。 第４実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図。 図８のホーンの形状の変形例を示す部分断面図。 図８のホーンの形状の別の変形例を示す部分断面図。 図８のホーンの形状のさらに別の変形例を示す部分断面図。 第５実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図。 第６実施の形態を示す処置具の先端側の部分断面図。 第７実施の形態を示す処置具を具備する処置具システムを示すブロック図。 図１４の処置具のディスポーザブル部を基端部から脱却した状態を示す処置具の分解斜視図。 開腹手術用のハンドピースを示す斜視図。 腹腔鏡下手術用の処置具を示す斜視図。

符号の説明

２…処置具（電気手術器具）
２ｈ…器具本体
４…電源
７…送液容器（液体供給源）
１０…基端部（筒状部材）
１５…電極
２２…送液チューブ用コネクタ（送液用コネクタ）
２３…チューブ（筒状部材）
２４…電極
２４ｋ…流体噴霧口
２５…挿入部（筒状部材）
２８…ディスポーザブル部（着脱部材）
３１…送液路（流体チャネル）
３２…振動子（超音波振動子）
３５…高周波通電線（リード線）
３６…超音波信号線（リード線）
５１…振動プローブ（超音波プローブ）
５６…電極
６０…高周波通電線接続用コネクタ
６１…超音波信号線接続用コネクタ
１０２…処置具（電気手術器具）
１０２ｈ…器具本体
１１２…処置具（電気手術器具）
１１２ｈ…器具本体
１２２…処置具（電気手術器具）
１２２ｈ…器具本体
１２４…電極
１２４ｋ…流体噴霧口
１３２…処置具（電気手術器具）
１３２ｈ…器具本体
１４２…処置具（電気手術器具）
１４２ｈ…器具本体
１５２…処置具（電気手術器具）
１５２ｈ…器具本体
１７２…処置具（電気手術器具）
１８０…空間
１９０…保護チューブ
２２２…送液チューブ用コネクタ（送液用コネクタ）
２２４…電極
２２４ｋ…流体噴霧口
２３２…振動子（超音波振動子）
３３２…振動子（超音波振動子）
４３２…振動子（超音波振動子）

Claims (10)

1. 細長の器具本体と、
   前記器具本体を構成する筒状部材と、
   前記筒状部材の内部に設けられた、前記筒状部材の前記内部に流入された導電性流体に超音波振動を付与する超音波振動子と、
   前記器具本体の先端側に設けられた、前記超音波振動子により超音波振動が付与され微粒化された前記導電性流体を、前記器具本体の先端から生体組織に噴出する流体噴霧口と、
   前記器具本体の先端側に設けられた、高周波電気エネルギを、前記流体噴霧口から噴出する前記導電性流体に沿って放電し、前記生体組織を凝固する電極と、
   を有することを特徴とする電気手術器具。
2. 前記電極は、前記筒状部材の前記先端に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の電気手術器具。
3. 前記超音波振動子は、前記器具本体の基端側に設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の電気手術器具。
4. 前記超音波振動子に、前記筒状部材の前記内部において前記器具本体の前記先端まで延出する超音波プローブが接続されていることを特徴とする請求項３に記載の電気手術器具。
5. 前記超音波振動子は、前記器具本体の前記先端側に設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の電気手術器具。
6. 前記超音波振動子は、棒状部材から構成されており、前記超音波振動子と前記筒状部材との間の空間が、前記導電性流体が前記器具本体の基端側から前記先端側まで通過する流体チャネルの一部を構成していることを特徴とする請求項５に記載の電気手術器具。
7. 前記超音波振動子は、管状部材から構成されており、前記超音波振動子の内部の空間が、前記導電性流体が前記器具本体の基端側から前記先端側まで通過する流体チャネルの一部を構成していることを特徴とする請求項５に記載の電気手術器具。
8. 前記筒状部材を、該筒状部材との間に空間を有して被覆する保護チューブと、
   前記空間において進退自在に配設された、前記筒状部材の前記先端側前方に折り曲げられた部位を有するＬ字状の導電性の棒状部材から構成された電極と、
   をさらに具備したことを特徴とする請求項２に記載の電気手術器具。
9. 前記電極は、前記筒状部材の前記先端に対して着脱自在であることを特徴とする請求項２に記載の電気手術器具。
10. 前記筒状部材の基端側に設けられた、液体供給源から供給された前記導電性流体を前記筒状部材の内部に流入させる送液用コネクタと、
    電源から供給される前記高周波電気エネルギを、前記筒状部材の前記内部に導入し、前記超音波振動子及び前記電極に接続された各リード線へと伝達する高周波通電線接続用コネクタ及び超音波信号線接続用コネクタと、
    前記送液用コネクタと前記接続コネクタとが配設された前記筒状部材の前記基端側の基端部と、
    前記基端部に連設された、前記電極と前記超音波振動子と前記流体噴霧口とが配設された前記生体組織内に挿抜される前記筒状部材の前記先端側の挿入部を有する着脱部材と、
    をさらに具備し、
    前記着脱部材は、前記基端部に対して着脱自在であることを特徴とする請求項１または２に記載の電気手術器具。

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