(57)【要約】【課題】高周波電極の大型化を招くことなく、しかも、ポンプなど特別な機構を要することなく、高周波デバイス電極の温度に応じて最適量の生理的食塩水の供給を可能にする。【解決手段】本発明に基づく医療用高周波デバイスの冷却構造は、管状電極１と、管状電極の内部に生理的食塩水を充填する生理的食塩水供給装置とを備え、管状電極には、切開進行方向に向けて開口する小孔１ａが形成されている。組織切開時における管状電極の発熱により、管状電極１の内部空間において、生理的食塩水の蒸気圧が所定の圧力を超えたときのみ、小孔１ａから組織に向けて生理的食塩水を吐出させることにより、管状電極を所定温度以下に冷却する。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用高周波デバイスの冷却構造であって、
管状電極と、
前記管状電極の内部に生理的食塩水を充填する生理的食塩水供給装置とを備え、
前記管状電極には、切開進行方向に向けて開口する小孔が形成されており、
組織切開時における前記管状電極の発熱により、前記管状電極の内部空間において、生理的食塩水の蒸気圧が所定の圧力を超えたときのみ、前記小孔から組織に向けて生理的食塩水を吐出させることにより、前記管状電極を所定温度以下に冷却することを特徴とする医療用高周波デバイスの冷却構造。
【請求項２】
前記小孔の径、個数、配置が、前記管状電極の発熱量に基づいて選定されていることを特徴とする請求項１に記載された医療用高周波デバイスの冷却構造。
【請求項３】
前記管状電極の内部に、逆止弁を介して生理的食塩水を補充するようにしたことを特徴とする請求項１または請求項２に記載された医療用高周波デバイスの冷却構造。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、例えば電気メスのような医療用高周波デバイスに関し、特に生理食塩水による冷却機能を備えた医療用高周波デバイスに関する。
【背景技術】
【０００２】
手術中、電気メスを用いて組織の焼灼を行う際、過熱した電気メスが血管に接触すると、出血を伴う危険性があり、急激な温度上昇に伴って、組織の炭化、炭化物質の電極への付着が発生するおそれがある。
そこで、高周波デバイス電極の過熱を防止し、出血を伴うことなくタンパク質を凝固させて血管の封止を可能にするため、ポンプを用いて、電極に形成された小孔から生理的食塩水供給を行うことで電極の冷却を行うイリゲーション用の高周波電極が開発されている。
【０００３】
特許文献１には、先端電極を取り付けた軸部に導水管を設置し、ポンプにより生理的食塩水を供給することが記載されている。
特許文献２には、電気メスが挿入される耐熱性チューブ本体の周壁に、軸方向に沿って注水用ルーメンを設けることが記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２０１６−０８７１８０号公報
【特許文献２】特開２０１４−１００４５５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
電極周辺に生理的食塩水を供給することで、高周波デバイス電極の過熱を防止し、組織の炭化を防止するとともに、タンパク質を凝固させて血管を封止することが可能になる。
しかし、生理食塩水の供給量が不十分であると本来の機能が損なわれ、一方供給量が過大となると、生理食塩水を介して焼灼点以外の組織に散逸するため、十分な焼灼速度が得られないことになる。
【０００６】
生理的食塩水の供給量を最適とするために、焼灼に合わせて生理的食塩水を供給することを想定した場合、焼灼タイミングなどをモニタリングするためのセンサが必要となるが、システムの大型化、複雑化を招くばかりでなく、応答性にも限界があり、微細な箇所を簡易に焼灼することが困難となる。
そこで、本発明の目的は、高周波電極の大型化を招くことなく、しかも、ポンプなど特別な機構を要することなく、高周波デバイス電極の温度に応じて自律的に最適量の生理的食塩水の供給を可能にすることにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記の課題を解決するため、本発明では、電気メスで組織片を焼灼する際に発生する熱量により、微小孔を備えた生理的食塩水容器（円筒部）内の圧力が高まる現象を利用して、微小孔から生理的食塩水を吐出させる。これにより、組織温度をタンパク質凝固温度以上に維持した上で、生理食塩水の蒸発潜熱により切除部を100℃以下にして炭化を防止する。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、電気メスで組織片を焼灼する際に発生する熱量を利用して生理的食塩水を吐出させることにより、切除部を自律的に、しかも確実に100℃以下に維持することができるので、高周波電極の大型化、コストアップを招くことなく、医療用高周波デバイスの安全性、信頼性を飛躍的に向上することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、本発明の基本原理を示す図である。
【図２】図２は、生理的食塩水の管内部への付加圧力（圧力Pa：横軸）と空気の漏れ量（mL/min：縦軸）の関係を小孔の径毎に計測した結果を示す図である。
【図３】図３は、管状電極の構造を示す図である。
【図４】図４は、管状電極を備える医療用高周波デバイスを用いた切開時の作動を示す図である。
【図５】図５は、管状電極を案内する挿入管の回転機構、直動機構を示す図である。
【図６】図６は、挿入管を移動する際のフローチャートの一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
［実施例１］
図１は、本発明の基本原理を示す図である。
本発明の冷却機構は、電気メスのような医療用高周波デバイスの管状電極１、その底面側周面に形成された小孔１ａ、および、生理的食塩水の供給源から管状電極１の内部に向けて生理的食塩水の流通させる逆止弁２から構成される。
管状電極１は、例えば、医療用高周波デバイスとして広く採用されているステンレスで成形されているが、薄肉であり、質量に対し生理的食塩水と接する表面積を十分確保することができる。このため、医療用高周波デバイスの電極で発生する熱量により、管状電極１の内部に充填された生理的食塩水が局所的に瞬時に加熱される。これに伴って、生理的食塩水の熱膨張が発生するが、逆止弁２により生理的食塩水の供給源への逆流が防止されており、生理的食塩水の粘性により、小孔１ａの周辺において管状電極１の内部圧力（以下「管内圧力」という。）が局所的に急激に高まる。これにより、管状電極１の周囲に形成された小孔１ａから生理的食塩水が吐出して電極周辺に供給されることになる。
【００１１】
小孔１ａの径は、生理的食塩水の管内圧力が大気圧レベルであれば、生理的食塩水の表面張力、粘性などにより生理的食塩水が吐出されることがなく、管内圧力が所定の圧力以上に上昇したときのみ、生理的食塩水が最適量吐出されるよう定められている。すなわち、小孔１ａの径、個数、配置は、冷却が必要なタイミングで、最適量の生理的食塩水が、必要な箇所に適量供給され、管状電極１の過熱が確実に防止されるよう、実験などにより、管状電極の発熱量に基づいて最適値に選定されている。
このように小孔１ａの径、個数、配置を選定することで、管状電極１に高電圧が印加された瞬間には組織片の焼灼が効率よく行われるとともに、小孔１ａの周辺温度、圧力が上昇し、小孔１ａから生理的食塩水が吐出することで過熱を確実に防止することができる。
【００１２】
図２は、管状電極１として、内径2mm、厚さ0.012mmのステンレス銅管を用いた場合において、管内部への付加圧力（圧力Pa：横軸）と空気の漏れ量（mL/min：縦軸）の関係を小孔の径毎に計測した結果例を示している。なお、水色に着色された領域は空気を生理食塩水とした場合に水滴以上の漏れとなる領域を、桃色に着色された領域は空気は漏れるが、生理食塩水とした場合は漏れがない領域を示している。
【００１３】
この例では、ステンレス銅管の底面から軸方向の長さ1mmの範囲で100個の小孔１ａが形成されており、図２は、１時間観測して水の吐出を確認できなかった場合を白抜きで、吐出が0.01ml／分以下の場合を薄い色で、吐出が大量の場合を塗りつぶしで表している。
管状電極１の底面から逆止弁２に到る空間（以下、「管内空間」という。）には、12.58μlの水が存在するが、図２の結果から明らかなように、小孔の径が1μあるいは5μでは、管内圧力が10kpa（水深1m相当）となるまで生理的食塩水の吐出は発生せず（0.01ml/min以下）であり、管内圧力が10kpaを超えると、漏れ量が徐々に増加していく。
【００１４】
一方、小孔が10μあるいは15μでは生理的食塩水の管内圧力が5kpa（水深50cm相当）以上で大量の吐出が発生した。なお、小孔が25μmを超えると、管内圧力がわずかに上昇しただけで大量の吐出が発生した。
このように、小孔に応じて、生理的食塩水の管内圧力に対する吐出量を選定することができ、医療用高周波デバイスの管状電極１で発生する熱量、管内空間の大きさ、医療用高周波デバイスの管状電極を所定温度以下に冷却するのに必要な生理的食塩水の供給量との関係で、小孔１ａの径および個数を選定することができる。
なお、一般的な医療用高周波デバイスでは、小孔表面のぬれ性、穴深さ、液体の粘性などに応じた変化量を加味して、小孔の個数を100としたとき、小孔の径を1μm以上、100μm以下の範囲で選定すれば、適切な冷却を実現することができる。
【００１５】
一般に、医療用高周波デバイスが電気メス（電気手術器：electro surgical unit）の場合、300kHz〜5MHzの高周波電流を生体に通電させ、このとき発生する熱によって組織を切開、凝固させるようにしている。管状電極間にこのような高電圧を印加すると、管状電極の先端部からは、0.5A程度の高周波電流が集中して生体に流れることになる。これにより、電気メスの管状電極周辺で細胞内の水が急激に蒸発し、細胞膜もろとも爆発的に壊れるので、組織は切開される。なお、高周波電流の印加に伴って発生する熱は周辺の組織にも作用し、この部分が熱によって凝固し、組織を収縮させ、毛細血管や微小血管が閉塞され出血が抑止される。
【００１６】
このとき、メス先となる管状電極外周面では、高周波電流が火花柱となって生体へ流れ、接触部の抵抗は200〜1,000Ωと大きな値となる。ここで、接触部の抵抗を200Ω、流れ込む電流を0.5Aとすると、ジュールの法則にしたがい、１秒間にI2R＝50[Ｊ]の熱量が発生する。
直径1mm、深さ1mmの円筒状の生体表面積部分にこの熱が作用すると仮定すると、この部分の体積は8×10-4cm3となるので、100℃以上に加熱するのに必要な熱量は0.3Jとなる。
一方、気化に要する熱量は2263J/cm3であるので、結果として、0.5Aの通電を行ったとき、0.04秒でこの部分が蒸発する。
生理的食塩水の気化に伴って管内空間の圧力が上昇すると、生理的食塩水が小孔１ａから吐出し、管状電極周辺を冷却する。これにより管状電極周辺が所定温度以下になると、管内圧力の低下に伴い、逆止弁２が開放され、内部に発生した気泡が小孔１ａから排出され、生理的食塩水供給源から管内空間に生理的食塩水が補填される。
【００１７】
例えば、上記のプロセスにより、軸方向の長さ1mmの領域で温度が室温（20℃）から80℃まで上昇したと仮定すると、水の体積膨張率を0.021%/℃、銅の体積膨張率を0.0051%/℃としたとき、水、管の膨張、水の粘性低下、管熱膨張による小孔系拡張などにより吐出速度は変化するが、銅の体積膨張率と水の体積膨張率の差だけ吐出すると仮定すると、0.0159%/℃吐出されることになる。
すなわち、直径1mm、深さ(軸方向の長さ)の空間を持つ銅電極の中に水が満たされていると仮定すると、温度が60℃上昇したとすると水は、
0.5*0.5*3.14*0.021/100*60=0.009891mm3
すなわち、0.009891μl 膨張する。
一方銅は、
0.5*0.5*3.14*0.0051/100*60=0.0024021mm3
すなわち0.0024021μl 膨張する。
両者の差が漏洩量に相当するので、漏洩量は0.0074889μlとなる。
図２より、1.0kPaの付加圧力下で直径0.001mmの穴ひとつから毎秒1.7μlの気体を排出することができ、気体の排出速度で水が充填されるとすれば、100個の小孔から44μsで吐出した分の水が充填されることになる。
【００１８】
なお、44μsより十分長い100μsサイクル（10kHz）で高周波電源をパルス状に稼働させた場合、管状電極の内部が室温から80℃に加熱したとすると、総吐出量は、
0.0074889*10000=75μl/s=4500μl/min=4.5ml/minとなる。
市販されているイリゲーションポンプの送液流量は毎分1〜30mlであることから、本実施例によれば、イリゲーションポンプや特別な駆動源を使用することなく、同等の生理的食塩水を供給することが可能となることが分かる。
さらに高周波メスを高出力で用いると、生理的食塩水の一部が沸騰する場合があるが、これに応答して吐出量が飛躍的に増加するため、吐出性能を向上させ、発生した熱量に見合う冷却が可能となる。
【００１９】
一方、管状電極の大きさに対して加熱源が小さい場合、管内の液体の温度勾配が無視できなくなる。この場合加熱源から遠ざかると液体の温度が低くなるため、膨張量が小さくなる。さらに短時間で加熱される場合は周辺の液体の慣性により膨張量に応じた圧力が液体内部に発生する。その反力で吐出した場合、温度に応じて吐出量が自律的に変化する。
【００２０】
なお、急激な温度変化が生じるような医療用高周波デバイスに用いる場合は、液体の膨張や蒸発圧と液体の慣性力により吐出圧を得ることできるので、生理的食塩水が常時小孔１ａを超える水位に維持するよう充填されていれば、必ずしも逆止弁を設ける必要はない。
なお、生理的食塩水は、補助タンクから重力や表面張力を利用して補充すればよく、もちろん簡易型ポンプを用いて補充してもよい。
【００２１】
図３に本実施例の管状電極を示す。生理食塩水が内部に満たされた管状電極１の表面には、加工進行方向に向けて小孔１ａが空けられている。
図４は、管状電極１を備える医療用高周波デバイスを用いた切開時の作動を示している。管状電極１と組織が接触すると、接触部分は高周波と組織電気抵抗により昇温され、組織の水分が蒸発し、空間が生まれる。
一方管状電極１は加熱され、内部の生理食塩水の熱膨張圧、蒸発の伴う場合は蒸気圧により生理食塩水が小孔１ａから吐出される。生理食塩水が吐出されることで、組織の冷却作用が働き、従来医療技術である高周波メスの凝固モードに近い状態で切開が行われる。凝固モードは止血に用いられているため、切断血管の封止により出血のない状態で切開を進めることができる。このように、組織の冷却と同時に管状電極１が冷却され、吐出量と同等の生理的食塩水が管内空間に水が充填される。
【００２２】
従来、高周波メス等を用いた手術では、医師が切開部の状態を確認しながら、切開モードと凝固モードを断続的に切り換えることで、出血量を最小限に抑えながら、可能な限り迅速な切開を実現するという高度な熟練技術が求められている。
これに対し、本実施例によれば、自律的に管状電極１の切開領域を冷却することが可能なため、アクチュエータにより管状電極１を移動させる移動機構を付加したとしても、止血機能を維持した状態で自律的に電極を移動させることが可能である。
すなわち、図５に示すように、管状電極１は挿入管先端の電極ガイド２により案内され、回転機構３、直動機構４により、回転方向、軸方向に移動することができる。その際、上述の生理的食塩水の吐出により、電極周辺の温度が適切に維持されていることから、回転機構、直動機構の制御を優先することができる。
【００２３】
図６に、回転機構３、直動機構４により挿入管を移動する際のフローチャート例を示す。
電流があるレベルまで流れなくなったら再度直動移動させることを繰り返す。これにより、過度な電流供給による組織へのダメージを最小限に維持することができる。
その際、高周波エネルギーは連続的に出力されてもよいし、間欠的に出力されてもよい。
【００２４】
なお、生理食塩水を介して管状電極１から加工点以外に流れる散逸電流は最小限に止めることが望ましいので、臓器指定位置までの経路において、指定位置に近づく方向、回転して組織を切除する場合は回転方向先端のみに電流が導通するようにすることが望ましい。そこで、先端以外に対してセラミックなどを用いたコーティング、または先端のみを導電材、その他を絶縁材とした電極を用いてもよい。
【産業上の利用可能性】
【００２５】
以上説明したように、本発明の冷却構造を備えた医療用高周波デバイスによれば、組織焼灼の際、組織温度をタンパク質凝固温度以上に自律的に維持した上で、蒸発潜熱により切除部を１００℃以下にして炭化を確実に防止することができるので、高度な熟練技術を要することなく、安全性を飛躍的に高めた医療用高周波デバイスとして広く採用されることが期待される。
【符号の説明】
【００２６】
１：管状電極
１ａ：小孔
２：電極ガイド
３：回転機構
４：直動機構
【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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