(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
不活性ガスを供給する不活性ガス供給手段と、
該不活性ガス供給手段から供給された不活性ガスを導出する噴射ノズルを有し、把持可能な大きさに形成されたケーシングと、
該ケーシング内に収容されるトランスであって、一次側に少ない数の巻線が巻回され、二次側に多くの数の巻線が巻回され、二次側の一端がフローティング又は一次側に接続され他端が前記ケーシングの噴射ノズル近傍に置かれた放電部位に接続されたトランスと、
前記トランスの一次側に接続され、トランスの二次側に接続された放電部位に単極放電を生じさせ、生体との間の静電誘導作用により生体面への電荷の蓄電を行って電気エネルギーを供給せしめる高電位を発生させる周波数の電流を一次側に流す電力供給手段と、から成ることを特徴とする医療用凝固装置。
【請求項２】
前記電力供給手段が、トランスの二次側で共振を生ぜしめる周波数の電流を一次側に流すことを特徴とする請求項１の医療用凝固装置。
【請求項３】
不活性ガスを供給する不活性ガス供給手段と、
該不活性ガス供給手段から供給された不活性ガスを導出する噴射ノズルを有し、把持可能な大きさに形成されたケーシングと、
該ケーシング内に収容されるトランスであって、一次側に少ない数の巻線が巻回され、二次側に多くの数の巻線が巻回され、一次側はフローティングされ、二次側の一端がフローティング又は一次側に接続され他端が前記ケーシングの噴射ノズル近傍に置かれた放電部位に接続されたトランスと、
前記トランスの一次側の他端に接続され、調整された周波数の電流を該一次側に流す電力供給手段と、
トランスの二次側に接続された放電部位に単極放電を生ぜしめる高電位を発生させる周波数に、前記電力供給手段の周波数を調整する周波数調整手段と、から成ることを特徴とする医療用凝固装置。
【請求項４】
前記周波数調整手段が、トランスの二次側で共振を生ぜしめる周波数に前記電力供給手段の周波数を調整することを特徴とする請求項３の医療用凝固装置。
【請求項５】
不活性ガスを供給する不活性ガス供給手段と、
該不活性ガス供給手段から供給された不活性ガスを導出する噴射ノズルと該噴射ノズルの近傍に置かれ、該不活性ガス供給手段を構成するガス供給管と軸を共有する針状電極を有し、把持可能な大きさに形成されたケーシングと、
該ケーシング内に収容されるトランスであって、一次側に少ない数の巻線が巻回され、二次側に多くの数の巻線が巻回され、二次側の一端がフローティング又は一次側に接続され他端が前記ケーシングの噴射ノズル近傍に置かれた放電部位に接続されたトランスと、
前記トランスの一次側に接続され、トランスの二次側に接続された放電部位で単極放電により、不活性ガス供給手段から供給される不活性ガスのプラズマを生成し、生体との間の静電誘導作用により生体面への電荷の蓄電を行って電気エネルギーを供給せしめる高電位を発生させる周波数の電流を一次側に流す電力供給手段と、から成ることを特徴とする医療用凝固装置。
【請求項６】
前記電力供給手段が、トランスの二次側で共振を生ぜしめる周波数の電流を一次側に流すことを特徴とする請求項５の医療用凝固装置。
【請求項７】
不活性ガスを供給する不活性ガス供給手段と、
該不活性ガス供給手段から供給された不活性ガスを導出する噴射ノズルと該噴射ノズルの近傍に置かれ、該不活性ガス供給手段を構成するガス供給管と軸を共有する針状電極を有し、把持可能な大きさに形成されたケーシングと、
該ケーシング内に収容されるトランスであって、一次側に少ない数の巻線が巻回され、二次側に多くの数の巻線が巻回され、一次側はフローティングされ、二次側の一端がフローティング又は一次側に接続され他端が前記ケーシングの噴射ノズル近傍に置かれた放電部位に接続されたトランスと、
前記トランスの一次側の他端に接続され、調整された周波数の電流を該一次側に流す電力供給手段と、
トランスの二次側に接続された放電部位に単極放電を生ぜしめる高電位を発生させる周波数に、前記電力供給手段の周波数を調整する周波数調整手段と、から成ることを特徴とする医療用凝固装置。
【請求項８】
前記周波数調整手段が、トランスの二次側で共振を生ぜしめる周波数に前記電力供給手段の周波数を調整することを特徴とする請求項７の医療用凝固装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、医療用凝固装置に関し、特に、放電を生体組織に照射させ凝固・止血せしめる外科手術用の凝固装置に関するものである。
背景技術
外科手術用の装置として電気メスが広く用いられている。電気メスは、先端の細長いメス先電極に数１００kHzから数MHzの高周波電流を数１００Ｗ流してナイフの代わりに切開及び組織の凝固を行う器具である。この電気メスは、組織を凝固止血させる際に、メス先電極を接触させた組織へ高周波電流を一点に集中して流すことにより、組織内に発生するジュール熱によって組織の蛋白質を凝固・乾燥させている。
この電気メスは、凝固・止血の処置を行う際にメス先電極を組織に接触させるため、凝固した組織がメス先電極に固着して剥離し易く、組織に損傷を与えることがあった。非接触での凝固・止血を可能成らしめた電気メスとして、スプレー凝固機能を持つ電気メスがあり、この電気メスでは、高電圧（通常の電気メスの２倍程度）を電極に印加することにより、空気中で電極を組織から数mm離した状態にてアーク放電を照射し組織の凝固を行っている。しかしながら、高絶縁の空気中に放電させるため、アーク放電のコントロールが難しく、電流が必要以上に流れて過剰な凝固や組織の炭化が生じ易いという課題があった。この課題を解決するために、特開昭６２−２４００４３号にアルゴンビームコアギュレータが提案されている。この技術では、図６に示すように先ず生体５０に対極板８０を張り付け、該生体５０を対極板８０と同電位に保つ。そして、ペンシル状装置１１０にガス供給装置１２０からアルゴンガスを供給すると共に、ペンシル状装置１１０に設けられた電極１１６へ制御装置１３０から高周波電流を供給する。これにより、電極１１６から、対極板８０と同電位に保たれた生体５０に向けてアーク放電が成され、このアーク放電によりイオン化したアルゴンガスが噴射され、該アルゴンガス中にアーク放電として非接触式に高周波電流を組織に導き、組織の凝固・止血を行っている。この方式では、イオン化させたアルゴンガスが導電性を有するため、安定したアークビームを組織に放射でき、少ないエネルギーで均一な凝固が可能である。
発明の開示
しかしながら、上述したアルゴンビームコアギュレータ、同様に電気メス、スプレー凝固式の電気メスは、共に図６に示すように電極１１６からの電流を人体を介して対極板８０へ導く構成を採用しているので、使用に際して患者に熱傷を度々起こさせ、術後体力的消耗の甚だしい患者に甚大な影響を及ぼしていた。このため、該熱傷に対する早急な対応が必要となっている。この熱傷には、主として対極板を張った部位に発生している。即ち、一般に用いられている対極板は、１００〜２００cm2の面積を持っているが、接触面積が小さくなったり、接触が不十分な場合には、対極板の一部に電流が集中してその部分に熱傷が生じる。また、この対極板を外科手術の際に患者に装着するのは煩わしい作業であり、安静を要する患者に対極板をしっかりと取り付けるのは困難を究めた。また、熱傷にはコード部で起きるものがある。即ち、メス先電極へコードを介して高電圧高周波数の電力を送っているため、メス先電極コードの被覆が破れて、中の線が露出して体と接触したり、或いは、メス先電極コードが体の下部に入った場合に、誘電結合により高周波電流が流れて熱傷が生じさせることがあった。また、放電部と対極板との間にある生体の内部を電流が流れるため、生体に悪影響を及ぼす危険性がある。
本発明は、上述した課題を解決するためになされたものであり、その目的とするところは、生体内部を流れる電流を軽減させると共に、対極板における高周波分流による熱傷事故の生じない医療用凝固装置を提供することにある。
上記の目的を達成するため、請求項１の医療用凝固装置では、不活性ガスを供給する不活性ガス供給手段と、該不活性ガス供給手段から供給された不活性ガスを導出する噴射ノズルを有し、把持可能な大きさに形成されたケーシングと、該ケーシング内に収容されるトランスであって、一次側に少ない数の巻線が巻回され、二次側に多くの数の巻線が巻回され、二次側の一端がフローティング又は一次側に接続され他端が前記ケーシングの噴射ノズル近傍に置かれた放電部位に接続されたトランスと、前記トランスの一次側に接続され、トランスの二次側に接続された放電部位に単極放電を生じさせ、生体との間の静電誘導作用により生体面への電荷の蓄積を行って電気エネルギーを供給せしめる高電位を発生させる周波数の電流を一次側に流す電力供給手段と、から成ることを特徴とする。
請求項２の医療用凝固装置では請求項１において、前記電力供給手段が、トランスの二次側で共振を生ぜしめる周波数の電流を一次側に流す。
上記の目的を達成するため、請求項３の医療用凝固装置では、不活性ガスを供給する不活性ガス供給手段と、該不活性ガス供給手段から供給された不活性ガスを導出する噴射ノズルを有し、把持可能な大きさに形成されたケーシングと、該ケーシング内に収容されるトランスであって、一次側に少ない数の巻線が巻回され、二次側に多くの数の巻線が巻回され、一次側はフローティングされ、二次側の一端がフローティング又は一次側に接続され他端が前記ケーシングの噴射ノズル近傍に置かれた放電部位に接続されたトランスと、前記トランスの一次側の他端に接続され、調整された周波数の電流を該一次側に流す電力供給手段と、トランスの二次側に接続された放電部位に単極放電を生じさせ、生体との間の静電誘導作用により生体面への電荷の蓄積を行って電気エネルギーを供給せしめる高電位を発生させる周波数に、前記電力供給手段の周波数を調整する周波数調整手段と、から成ることを特徴とする。
請求項４の医療用凝固装置では請求項３において、前記周波数調整手段が、トランスの二次側で共振を生ぜしめる周波数に前記電力供給手段の周波数を調整する。
【図面の簡単な説明】
図１は本発明の第１の実施形態に係る医療用凝固装置の構成を示すブロック図である。
図２は第１の実施形態に係る医療用凝固装置のハンドピースの断面図である。
図３は第１の実施形態に係る医療用凝固装置のハンドピースの断面図である。
図４は本発明の第２の実施形態に係る医療用凝固装置の構成を示すブロック図である。
図５は第２の実施形態に係る医療用凝固装置のハンドピースの断面図である。
図６は従来技術の医療用凝固装置の構成を示すブロック図である。
図７は本発明の第３の実施形態に係る概念図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明を具体化した実施形態について図を参照して説明する。
図１は、本発明の第１の実施形態に係る医療用凝固装置の構成を示している。この医療用凝固装置は、絶縁が施された手術第４５に横たわる生体５０に対して、ノズルからガス流を噴出しつつアーク放電を照射して、患部の凝固・止血を行うハンドピース１０と、該ハンドピース１０に電力を供給する電源装置３０と、該ハンドピース１０に不活性ガスを供給するガス供給装置２０とから構成されている。
電源装置３０は、商用電源を昇圧するトランス３１、昇圧された電圧を平滑する第１平滑回路３２、及び、第２平滑回路３３から成る電源部３４と、水晶発振子３５を有する発振回路３６から成る発振部３７と、増幅器３８、第１トランジスタＴＲ１、第２トランジスタＴＲ２、及び、同調用のコンデンサＣ１から成る増幅部３９と、発振部３７の発振周波数を後述するモノバイブレータＭの共振周波数へ同調させる自動同調回路４１から成る同調部４０とから構成される。この電源装置３０の出力は、増幅部３９からライン４３を介してハンドピース１０へこのガス供給装置２０は、アルゴンを貯留したガスボンベ（図示せず）と、該ガスボンベからのアルゴンガスを一定の流量でハンドピース１０側へ圧送するための流量調整器（図示せず）とから構成されている。該ガス供給装置２０からは、可撓性を有するガスパイプ２５を介してハンドピース１０へアルゴンガスが送られるようになっている。
ハンドピース１０には、一次Ｌ１側に１４０ターン巻線が巻回され、二次Ｌ２側に16000ターン巻線が巻回され１００以上の巻線比にされ、一次Ｌ１、二次Ｌ２が共通に接続されると共に、一次Ｌ１及び二次Ｌ２が同心状に配置された空心トランス（以下モノバイブレータＭと称する）が内蔵されている。該モノバイブレータＭの二次Ｌ２側の出力端子は、後述する針状電極が接続されることにより開放され、高圧を発生して該針状電極に単極放電（ここで、単極放電とは、一対の電極間において発生する放電ではなく、孤立して置かれた一つの電極からの大気中への放電を言う）が生ぜしめるよう構成されている。
ここで、ハンドピース１０の機械的構成について図２を参照して説明する。ハンドピース１０は、手術を行う操作者が容易に取り扱えるように全長１５０mmで把持可能な大きさに形成されており、モノバイブレータＭを収容するための筒状の把持部１２と、該把持部１２の先端に取り付けられたノズル１４とから主として構成されている。モノバイブレータＭの一次巻線及び二次巻線は、同心状に中空ボビン１７に巻回されている。把持１２の後端には、前述したガス供給装置２０からのガスパイプ２５を接続するための接続部１３が取り付けられている。該ガス供給装置２０から供給されたアルゴンガスは、接続部１３と連通されたガス管１５を介してノズル１４の開口部１４ａから噴射される。また、この開口部１４ａには、アーク放電を発生する針状電極１６が配置され、この針状電極１６はモノバイブレータＭの二次側と接続されている。他方、モノバイブレータＭの一次側は、電源装置３０からライン４３を介して電力の供給を受けるようになっている。
次に、第１の実施形態の医療用凝固装置の動作について説明する。
先ず、ガス供給装置２０からアルゴンガスの供給を開始させる。そして、電源部３４のスイッチＳＷ１をオンにする。これにより、トランス３１が通電されて、第１平滑回路３２からの電圧が発振回路３６に印加され、該発振回路３６が水晶振動子３５の固有振動数に従い発振を開始する。この固有振動数は、増幅部３９のコンデンサＣ１とモノバイブレータＭの一次側Ｌ１に発振を生ぜしめる周波数〔ｆ１＝１／｛２π（Ｌ１・Ｃ１）〕に設定されている。
一方、第２平滑回路３３から、ライン３３ａを介して＋１００Ｖの電位が、また、ライン３３ｃを介して−１００Ｖの電位が増幅器３８に印加される。該増幅器３８は、ライン３８ａを介して＋１００Ｖの電位を第１トランジスタＴＲ１のコレクタに加え、また、ライン３８ｃを介して−１００Ｖの電位を第２トランジスタＴＲ２のコレクタ側に印加させ、更に、信号ライン３８ｂを介して、第１、第２トランジスタＴＲ１、ＴＲ２のベースに、上記発振回路３６からの信号を加える。これにより、第１、第２トランジスタＴＲ１、ＴＲ２が通電・停止を繰り返し、上述したようにモノバイブレータＭの一次側Ｌ１とコンデンサＣ１との共振する周波数の電流が、当該モノバイブレータＭの一次側Ｌ１に流される。
モノバイブレータＭの二次側の開放端（針状電極１６）で、電位が最高になるのは、二次Ｌ２側のインダクタンス分と二次側の浮遊容量Ｃｆとの共振する周期の電流が、一次側Ｌ１に流されたときである。この浮遊容量Ｃｆは、負荷の状態により変化するため該共振周波数は変動することになる。この変動する周波数に同調させるため、自動同調回路４１が、二次Ｌ２側の電位をライン４２からの信号を基に監視しながら、ライン３６ａを介して走査信号を発振回路３６へ送出する。該発振回路３６は、走査信号に基づき設定された範囲で発振周波数をスキャンし、この発振信号に基づき増幅器３８がモノバイブレータＭの一次Ｌ１側に電流を流すことにより、二次Ｌ２側の電位を変動させる。二次Ｌ２側共振状態となり電位が最高になると、これを自動同調回路４１が、二次Ｌ２側のライン４２からの電位を基に検出し、発振回路３６の周波数を固定する。このとき、二次Ｌ２に接続された針状電極１６に単極放電を発生し得る電位へ達し、該針状電極１６の先端部からアーク放電が開始される。
一方、ハンドピース１０のノズル１４からは、ガス供給装置２０より供給されたアルゴンガスが噴出されている。このアルゴンガスは、針状電極１６からのアーク放電により電離されてプラズマ状態となる。これにより、図３に示すようにされ、このアルゴンガス１８に５〜１０mmのアーク放電１９が導かれる。
この第１の実施形態によれば、単極放電によるアークによって組織の凝固を行うため、対極板が不要となり、対極板に起因する熱傷を無くすことができる。このため、従来から用いられてきた熱傷防止用のモニタ回路が不要となる。また、この針状電極１６からアーク放電は単極放電であって、針状電極１６側から組織への放電と、組織側から針状電極１６への放電とを繰り返しているだけで、生体面への電荷の蓄積が主であり、生体内に流れる電流が少ないため、生体への影響が少なく非常に安全性が高い。従って、肝臓等の臓器のみならず、脳など電流の影響を受けやすい組織への手術にも上記第１実施例の医療用凝固装置は用いることができる。
次に、本発明の第２の実施形態について図４、図５を参照して説明する。この第２の実施形態の構成において、第１の実施形態と同様な部材については、同一の参照符号を用いると共にその説明を省略する。
図４は、第２の実施形態に係る医療用凝固装置の構成を示している。この医療用凝固装置は、絶縁が施された手術台４５に横たわる生体５０に対して、ノズルからガス噴流を噴出しつつアーク放電を照射して患部の凝固・止血を行うハンドピース１０と、該ハンドピース１０に電力を供給する電源装置３０と、該ハンドピース１０にヘリウムガスを供給するガス供給装置２０とから構成されている。電源装置３０からの電力と、ガス供給装置２０からのヘリウムガスとは、１本のケーブル７２を介してハンドピース１０側へ送られるようになっている。該ケーブル７２には、ヘリウムガスを圧送するためのガス管７０と、自動同調回路４１でモノバイブレータＭの二次側Ｌ２の電位を検知するためのライン４２と、増幅部３９からの電力を伝送するためのライン４３と、後述するスイッチＳＷ２からの信号を送るための制御ライン４４とが配置されている。制御ライン４４は、電源部３４のリレーＲＥ１へ接続されると共に、ガス供給装置２０側へ接続されている。
次に、第２の実施形態の医療用凝固装置のハンドピース１０の構成について図５を参照して説明する。このハンドピース１０の略中央位置には、押鋲式のスイッチＳＷ２が配設されるとともに、内部の配線が全て上述した１本のケーブル７２に接続されるようになっている。
この第２の実施形態においては、ハンドピース１０の押鋲式のスイッチＳＷ２を押圧することにより、電源部３４のリレーＲＥ１がオンとなり、該電源部３４から発振部３７及び増幅部３９に電圧が印加され、電源装置３０が動作開始する。これと同時に、上記スイッチＳＷ２からの信号により、ガス供給装置２０からのハンドピース１０側へのヘリウムガスの圧送が開始される。電源装置３０からの電力の供給によりハンドピース１０の針状電極１６からのアーク放電が始まり、供給されたヘリウムガスがプラズマ状態となり、このプラズマ化されたヘリウムガスがノズル１４から噴射され、これにアーク放電が導かれる。また、スイッチＳＷ２を開放することにより、電源部３４のリレーＲＥ１がオフとなり、電源装置３０が動作を停止すると共に、ガス供給装置２０からのヘリウムガスの供給が停止され、ハンドピース１０のノズル１４からのアーク放電が遮断される。
この第２の実施形態においては、ハンドピース１０を把持して患部の止血を行っている手術者が、ハンドピース１０に取り付けられた押鋲式のスイッチＳＷ２を押圧することにより自在に医療用凝固装置の動作開始・停止を行うことができる利点がある。
以上説明した実施形態では、不活性ガスとしてアルゴン及びヘリウムを用いる例について説明したが、本発明の医療用凝固装置では、不活性ガスであれば窒素等を用いることが可能である。但し、アークの放電により容易にプラズマ化してアークの導電路を形成する気体が実際の使用においては好適である。また、上述した実施例では、自動同調回路４１が、モノバイブレータＭの二次Ｌ２側で共振を起こさせるように発振回路３６の発振周波数を走査し、二次側の電位を検出することにより二次側共振周波数に一次側の周波数を固定したが、この自動同調回路４１を設けることなく、二次Ｌ２側で共振を生ぜしめるであろう周波数に発振回路３６を設定しておくことも可能である。また、上述した実施形態では、モノバイブレータＭを高電位発生用のトランスとして用いたが、この代わりにテスラーコイルを用いることも可能である。
次に本発明の第３の実施の形態について図６を参照して説明する図中６０はアンテナであり、７０は本発明の第１及び第２の実施の形態で用いられる増幅器を含む高周波電力供給手段であり、８０は本発明の第１及び第２の実施の形態で用いられるガス供給手段、モノバイブレータ及びモノバイブレータの２次側端子に接続された針状電極からなるハンドピース部分を含む凝血装置部分である。
中央病院から発信される電波を受信し、高周波電流をモノバイブレータの１次側に供給することにより、電源の確保が困難な場所における緊急手術に際し、止血手段を確保することが可能となる。
ここで、上述した本発明の実施形態の構成に係る医療用凝固装置の止血作用に関する動物試験の実施例について説明する。
実施例１
マウスの腹部を切開し、肝臓にメスを入れた状態で上記ハンドピース１０からプラズマガス噴射を行って傷口の止血を試みた。プラズマガスによって誘導されたアーク放電は、肝臓組織内に入り、プラズマの保持する熱エネルギーによって組織の蛋白質を凝固・乾燥させ、肝臓の表面を止血した。このプラズマ化したアルゴンガスは導電性があるため、安定したアークビームを組織に放射でき、少ないエネルギーで均一な凝固が行い得た。この際に、組織に噴射された不活性のアルゴンガスがプラズマ温度を適度に調節し、又、該組織を大気中の酸素からシールドするため、重篤な組織の酸化及び炭化が防げ、また、この噴射されたアルゴンガスが、肝臓組織からしみ出る血液を吹き飛ばし、更に、組織の凝固の際に発生する煙を押し流すため、止血を行っている部分が視認可能になり確実な止血作業が行えた。
実施例２
エーテル麻酔下で１３０ｇのラットを使い、背中の筋肉に電気メス、レーザーメス、そして、プラズマメス、の３種類の切開を加え、これを標本に取った。
同時に照射部位の表面温度計測を行った。各装置による切開部位の温度計測を比較してみると、電気メスでは、切開部位に極めて高温が認められ、しかも、その温度の接続は非常に長かった。止血効果もあるものの、創面は広く、強い出血は止血出来なかった。
レーザーメスも切開部位は高温となるが、その温度は遥に電気メスより低く、しかも、出血を完全に止めるには至らなかった。
プラズマメスは、温度上昇は少なく、切開能力は殆ど無かったが、止血能力は非常に高かった。
この３種類は、明らかに異なるメカニズムで作用が行われていることが分った。殊に、プラズマメスは、プラズマ放電が起こっている部位の温度は上昇するが、それは直ちに、一緒に流されているプラズマ放電を援助するためのガスのヘリウムで冷却され、温度上昇が著しく低かった。
３種類の切開及び凝固の違いを見比べると、いわゆる切るという能力においては、その精度でレーザーメスが最も優れている。但し、レーザーメスも、電気メスも、多量の気体が発生することが明らかになった。これに比べて、プラズマメスは気体の殆どが発生しなかった。
実施例３
ウサギを開腹し、大型の肝臓を使い最初にレーザーメスで肝臓の切断を行い、レーザーメスで行った肝臓の切断によって激しい出血が起こったときに、それを、プラズマメスで止められるか、の確認実験を行った。この結果では、レーザーメスだけでは完全に出血を止めることはできないが、プラズマメスを利用すれば完全に止血することが出来た。
次いで、通常のメスによって切断が行われた肝臓断面の出血を、プラズマメスで止血する実験を行い、この結果、表面に非常に均質な炭化層が出現することが確認された。これに対してレーザーメスを用いて、通常のメスで切断した断面の出血を止める実験では、レーザーメスでも、プローブの先端ではなくクォーツの側部を使って面的に当てれば、止血が可能であることが確認された。どちらの方法も、創面が高温になることは、サームグラフィーで確認されたが、プラズマメスの方が遥に低温で、ガスの発生も少なかった。表面からの観察では、プラズマメスでの凝固平面は、極めて均一な炭化表面が得られることが確認されており、止血効果も大きいと思われる。
実施例４
第四の実験は、家兎（体重4.5kg）をネンブタールで全身麻酔し、自己呼吸の下に腹部を切開し、肝臓を露出した。肝臓をレーザーメスとプラズマメスで切開し、各々の表面を観察した。ウサギの肝臓の断面の激しく出血する面を指で抑さえながら、プラズマメス、レーザーメスの双方で止血を行った結果、プラズマメスの方が遥かに止血効果が高いことが分った。表面は、薄く、一様に炭化され（この評価は後で組織の顕微鏡標本で確認されねばならないが）、明らかに止血効果はプラズマメスの方が高かった。
さらに、ハサミで肝臓を切断し、その断面をプラズマメスで止血を行ったが、十分な止血をすることができ、その表面は炭化層で覆われた。これに反して、レーザーメスでは十分な止血に至らなかった。
実施例５
組織標本を用いて止血機序の相違を検討した。
メスの比較検討で最も標準的に使用される評価部位の背筋での検討では、電気メスでは、熱変性層が極めて厚く、熱凝固層も厚かった。表面に厚い炭化層が見られ、激しい熱傷の創面が出現した。これに対して、レーザーメスでは、熱変性層も熱凝固層も存在するものの、その厚みは薄く、その表面に薄い炭化層が認められた。メスによる切開の後の出血の止血に用いられたプラズマプローブの標本では、僅かな熱変成層を認めるものの、熱凝固層は認められず、さらに、極めて薄い炭化層が付着しているのみであった。
肝臓での比較検討では、レーザーメスによる切開と凝固の組織断面では、熱変性層、熱凝固層、出血の凝固層共に極めて厚く、表面に薄く炭化層が認められる。炭化層の下に出血が残存している標本も存在する。レーザーメスで切開後プラズマメスで凝固した標本では、熱変性層と熱凝固層はレーザーメスの切開時に作られたものとほぼ同等で、血液の凝固層は薄く表面に炭化層が認められる。
産業上の利用可能性
本願発明請求項１〜４の構成に基づく医療用凝固装置は、従来のスプレー凝固機能を有する電気メスやアルゴンビームコアギュレータがプラズマを導体として、人体に高周波電流を流し、そのジュール熱によって血液を凝固し、止血を行う機構であるのに対し、対電極を置かぬため、人体には高周波電流は流れず、その血液凝固止血機構は、プラズマ流の有する局所的エネルギーに基づくので、従来技術で問題であった高周波電流によって生ずる、熱傷、神経系への影響組織の損傷が生ぜず、安静を要する患者に対しての手術を容易にし得るものである。
又、現場からの移動が好ましくない重症患者で緊急手術を要する場合に於いても、中央病院から発信される電波を現場に於いて受信することにより、現場での手術時の止血を可能にする。以上のように、本発明の凝固装置は、生体に対する安全性に優れると同時に、特にストレス負荷が禁忌の患者の手術を可能にし、従来技術では、解決し得なかった医療産業上のニードを満すものである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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