外科手術系統(tǒng)的制作方法
外科手術系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】外科手術系統(tǒng)具有：電源裝置，其具備用于分別生成作為高頻信號的第一信號和第二信號的第一信號和第二信號生成部；變換器，其將所提供的第二信號變換為其它能量；具備對電極的外科處置器具；線纜，其將外科處置器具連接到電源裝置；計測部，其針對經(jīng)由線纜和外科處置器具被提供高頻信號的生物體組織計測高頻電壓和高頻電流；計算部，其根據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算線纜和外科處置器具的靜電電容值；判斷部，其判斷計算出的靜電電容值是否小于用于檢測斷線的閾值；以及控制部，其根據(jù)判斷部的判斷結果對高頻信號等進行輸出控制。
【專利說明】外科手術系統(tǒng)
【技術領域】
[0001] 本發(fā)明涉及一種使用高頻能量和其它能量來進行外科手術的外科手術系統(tǒng)。
【背景技術】
[0002] 以往，廣泛進行以下處置：通過將高頻能量提供給處置對象的生物體組織來進行 切除、切開等處置。
[0003] 近年來，除了高頻能量以外還將超聲波能量提供給處置對象的生物體組織來進行 切除、切開等處置。
[0004] 例如在美國專利公報2008/0132887號的以往例中公開了以下一種外科手術裝 置：利用高頻電流和超聲波振動以強把持力把持生物體組織并進行凝固、切開。
[0005] 這樣在使用高頻能量和超聲波能量那樣的其它能量來進行處置的情況下，在傳送 高頻信號的高頻信號線產(chǎn)生斷線的情況下，期望能夠迅速地應對斷線的產(chǎn)生，但是在上述 以往例中沒有啟示對產(chǎn)生斷線這一情況進行檢測的內(nèi)容。
[0006] 在僅利用高頻能量進行處置的情況下，當產(chǎn)生斷線時成為完全不能進行處置的狀 態(tài)，因此使用者容易掌握斷線的產(chǎn)生。
[0007] 但是，在同時使用高頻能量和其它能量來進行處置的情況下，即使產(chǎn)生斷線，也處 于由于其它能量而能夠進行處置的狀態(tài)，因此難以迅速地掌握斷線的產(chǎn)生。另外，在該情況 下，成為相比于同時使用兩種能量進行處置的狀態(tài)功能下降的狀態(tài)，因此相對于在同時使 用的狀態(tài)下能夠在短時間內(nèi)完成適當?shù)奶幹茫谠撉闆r下以僅利用一種能量而處置能力下 降的狀態(tài)進行處置，因此進行處置有可能費時。
[0008] 本發(fā)明是鑒于上述點完成的，目的在于提供以下一種外科手術系統(tǒng)，在同時使用 高頻能量和其它能量進行處置的情況下，能夠立即檢測出高頻信號線產(chǎn)生斷線而迅速地進 行與斷線對應的輸出停止控制。
【發(fā)明內(nèi)容】
[0009] 本發(fā)明的一個方式所涉及的外科手術系統(tǒng)具有：電源裝置，其具備第一信號生成 部和第二信號生成部，該第一信號生成部生成用于形成高頻能量的高頻信號作為第一信 號，該第二信號生成部生成用于生成與上述高頻能量不同的其它能量的第二信號；外科處 置器具，其具有通過上述第二信號的提供而生成上述其它能量的變換器以及以能夠開閉的 方式把持處置對象的生物體組織的把持部件，該外科處置器具進行以下處置：利用上述高 頻能量經(jīng)由由上述把持部件形成的對電極對上述生物體組織進行的處置以及利用上述其 它能量經(jīng)由上述把持部件對上述生物體組織進行的處置；線纜，其設置有連接器，該連接器 的一端與上述外科處置器具進行連接，另一端裝卸自由地與上述電源裝置進行連接，經(jīng)由 上述連接器將上述高頻信號和上述第二信號從上述電源裝置提供給上述外科處置器具；高 頻電壓計測部，其被設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi)的第一 高頻信號線輸出到與該第一高頻信號線相連接的、貫穿上述外科處置器具內(nèi)且與上述對電 極導通的第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電壓進行計測；高頻電流計測部，其被 設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線輸出 到貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電流進行計 測；計算部，其被設置于上述電源裝置，在正在通過上述高頻能量和上述其它能量對上述生 物體組織進行處置的過程中，根據(jù)由上述高頻電壓計測部計測得到的上述高頻電壓以及由 上述高頻電流計測部計測得到的上述高頻電流，來計算傳送上述高頻信號的、上述線纜內(nèi) 的上述第一高頻信號線和貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線所具有的靜電 電容值；判斷部，其被設置于上述電源裝置，判斷由上述計算部計算出的上述靜電電容值是 否小于閾值，該閾值是為了檢測上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述外科處置器具內(nèi) 的上述第二高頻信號線中斷線的產(chǎn)生而預先設定的值；以及控制部，其被設置于上述電源 裝置，當上述判斷部判斷為上述靜電電容值小于上述閾值時，進行控制以停止從上述電源 裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高頻信號和上述第二信號的輸出。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0010] 圖1是表示本發(fā)明的第一實施方式的外科手術系統(tǒng)的整體結構的圖。
[0011] 圖2是表示構成外科手術系統(tǒng)的電源裝置的內(nèi)部結構的圖。
[0012] 圖3是表示包含與電源裝置的高頻輸出端相連接的線纜的處置器具的高頻信號 線的等效電路的圖。
[0013] 圖4是表示從高頻輸出端提供給處置器具側(cè)的高頻電壓與高頻電流的波形的概 要的圖。
[0014] 圖5是用向量表示從高頻輸出端提供給處置器具側(cè)的高頻電壓與高頻電流的圖。
[0015] 圖6是表示進行包含第一實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的處置時的處 理內(nèi)容的流程圖。
[0016] 圖7A是表示包含線纜的處置器具的高頻信號線在沒有產(chǎn)生斷線的情況下和產(chǎn)生 斷線的情況下靜電電容發(fā)生變化的說明圖。
[0017] 圖7B是表示第一實施方式中的變形例的處理內(nèi)容的流程圖。
[0018] 圖8是表示本發(fā)明的第二實施方式的外科手術系統(tǒng)的圖。
[0019] 圖9是表示第二實施方式中的電源裝置的內(nèi)部結構的圖。
[0020] 圖10是表示進行包含第二實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的處置時的處 理內(nèi)容的流程圖。
[0021] 圖11是表示進行包含本發(fā)明的第三實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的處 置時的處理內(nèi)容的流程圖。
[0022] 圖12是表示本發(fā)明的第四實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程圖。
[0023] 圖13是表示第四實施方式的第一變形例中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程 圖。
[0024] 圖14是表示第四實施方式的第二變形例中的電源裝置的內(nèi)部結構的圖。
[0025] 圖15是表示在處置器具的靜電電容值為不同的值的情況下改變頻率計測得到的 阻抗值的圖。
[0026] 圖16是表示第四實施方式的第二變形例中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程 圖。
[0027] 圖17是表示通過與圖16不同的處理過程檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程圖。
[0028] 圖18是表示第四實施方式的第三變形例中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程 圖。
【具體實施方式】
[0029] 以下，參照【專利附圖】
【附圖說明】本發(fā)明的各實施方式。
[0030] (第一實施方式）
[0031] 如圖1所示，本發(fā)明的第一實施方式的外科手術系統(tǒng)1由電源裝置2和作為外科 處置器具的高頻和超聲波處置器具（以下簡稱為處置器具）3構成，該電源裝置2能夠同時 輸出用于對生物體組織提供高頻能量的作為第一信號的高頻信號、用于對生物體組織提供 與高頻能量不同的其它能量的第二信號，該作為外科處置器具的高頻和超聲波處置器具3 裝卸自由地與該電源裝置2連接，通過高頻能量和超聲波能量對作為處置對象的生物體組 織的例如血管4進行密封等處置。此外，在本實施方式中，作為與高頻能量不同的其它能 量，例如采用超聲波能量，因此第二信號成為超聲波驅(qū)動信號。
[0032] 處置器具3由超聲波換能器單元8和手柄單元9構成，該超聲波換能器單元8具 備線纜7,該線纜7的一方的端部設置有裝卸自由地與電源裝置2的連接器插座5相連接的 連接器6,該手柄單元9具備裝卸自由地安裝該超聲波換能器單元8的前端的安裝部10。
[0033] 超聲波換能器單元8具有主體單元12,該主體單元12的前端側(cè)被安裝于手柄單元 9的基端側(cè)的安裝部10,該主體單元12內(nèi)置有作為變換器的超聲波換能器（或者超聲波振 子）11，該作為變換器的超聲波換能器（或者超聲波振子）11通過被施加（提供）超聲波驅(qū) 動信號而變換為形成超聲波能量的超聲波（超聲波振動）。線纜7從該主體單元12的后端 延伸出。
[0034] 手柄單元9具有細長的插入部（或者護套部）13以及設置于該插入部13的基端 (后端）的操作部14,在插入部13的前端設置有處置部15,該處置部15利用高頻能量和超 聲波能量進行處置。
[0035] 在插入部13內(nèi)貫穿探針16,該探針16的前端成為構成處置部15的（一對把持部 件15a、15b的）固定側(cè)的把持部件15a，其中，該探針16由傳遞通過超聲波換能器11產(chǎn)生 的超聲波振動的超聲波傳遞桿形成。
[0036] 另外，在操作部14中設置有勾指部17a、17b，該勾指部17a、17b用于進行開閉把持 部件15a、15b的操作。手術師通過將手指扣入勾指部17a、17b并進行相對于勾指部17a開 閉勾指部17b的操作，能夠牽引貫穿插入部13內(nèi)的牽引線18,相對于把持部件15a開閉可 動側(cè)的把持部件15b而把持或者停止把持血管4等處置對象的生物體組織。此外，牽引線 18的前端被固定于把持部件15b，該牽引線18的后端與勾指部17b的操作連動地在插入部 13的長度方向上移動。另外，可動側(cè)的把持部件15b還被稱為鉗口。
[0037] 另外，在本實施方式中，上述把持部件15a、15b具有構成流動高頻電流來對生物 體進行處置的對電極的雙極電極的功能。
[0038] 因此，從電源裝置2的高頻輸出端輸出的高頻信號經(jīng)由包含線纜7的超聲波換能 器單兀8內(nèi)的1?頻彳目號線8a、8b、在觸點部22分別與1?頻彳目號線8a、8b導通的手柄單兀9 內(nèi)的高頻信號線23a、23b、以及分別與高頻信號線23a、23b連接的牽引線18、導電性的探針 16被提供給作為雙極電極而發(fā)揮功能的把持部件15a、15b。此外，高頻信號線23a與牽引 線18的后端附近連接，并且高頻信號線23b與探針16的后端附近連接。
[0039] 這樣，探針16和牽引線18由傳遞高頻信號的金屬等導體形成。也可以設為以下 結構：不將高頻信號線23a與牽引線18的后端側(cè)連接而將高頻信號線23a貫穿插入部13 內(nèi)與把持部件15a進行連接。另外，也可以設為以下結構：不將高頻信號線23b與探針16 連接而貫穿插入部13內(nèi)與把持部件15b(構成雙極電極的一方的電極）進行連接。而且， 通過使高頻電流流過由構成處置部15的把持部件15a、15b把持的生物體組織，能夠利用高 頻能量進行處置。
[0040] 此外，在以下說明中，將手柄單元9內(nèi)的高頻信號線23a、23b和牽引線18的高頻 信號線23c、探針16的高頻信號線23d匯總而如圖7A所示那樣用高頻信號線9a、9b表示。
[0041] 另外，貫穿包含線纜7的超聲波換能器單元8內(nèi)的高頻信號線8a、8b如圖7A所示 由線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b以及主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b構成。此外，在 圖7A中，用Uu簡單地表示將超聲波換能器單元8分為線纜7和主體單元12的情況下的主 體單元12,用Uh簡單地表示手柄單元9。
[0042] 根據(jù)圖1可知，當與線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b的長度進行比較時，主體單元12 內(nèi)的高頻信號線12a、12b的長度充分短（通常為前者的1/10以下），因此相對于前者（高 頻信號線7a、7b)，后者（高頻信號線12a、12b)的高頻信號線12a、12b之間的靜電電容充分 小（通常為前者的1/10以下的靜電電容）。
[0043] 另外，從電源裝置2的超聲波用輸出端經(jīng)由線纜7內(nèi)和主體單元12內(nèi)的（超聲波 用）信號線8c、8d對上述主體單元12內(nèi)的超聲波換能器11施加超聲波驅(qū)動信號。
[0044] 另外，在主體單元12的上側(cè)的外周面設置有輸出開關24,該輸出開關24用于進行 高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的輸出/輸出停止（接通/斷開）的指示操作。操作該輸出開 關24所得到的接通和斷開信號經(jīng)由主體單元12和線纜7內(nèi)的信號線8e被輸出到電源裝 置2內(nèi)部的控制部42。
[0045] 此外，本實施方式中的超聲波換能器單元8為進行清洗、消毒而反復使用的再利 用產(chǎn)品，與此相對，手柄單元9是針對一個病例的每個外科手術一次性使用的一次性產(chǎn)品。
[0046] 換言之，使用以下處置器具3 :在每進行一次外科手術時使用更換使用的新手柄 單元9以及反復使用的超聲波換能器單元8。
[0047] 在該情況下，新手柄單元9保證該手柄單元9內(nèi)的高頻信號線9a、9b沒有斷線。另 夕卜，通常，新手柄單元9具有在一次外科手術的使用時間內(nèi)手柄單元9內(nèi)的高頻信號線9a、 9b不會斷線的高可靠性。
[0048] 與此相對，一體地連接有線纜7的超聲波換能器單元8長時間反復使用，因此當將 線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b或者主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b與手柄單元9的 情況進行比較時，有可能產(chǎn)生斷線。因此，在本實施方式中如下面說明那樣在電源裝置2內(nèi) 設置有對斷線的產(chǎn)生進行檢測的斷線檢測部。
[0049] 此外，在僅通過高頻能量進行處置的裝置中，在產(chǎn)生斷線的情況下，高頻能量不會 輸出到生物體組織而無法進行處置，因此手術師能夠容易地識別斷線的產(chǎn)生。
[0050] 與此相對，在將高頻能量和作為其它能量的超聲波能量提供給處置對象的生物體 組織來進行處置的過程中，即使產(chǎn)生斷線也能夠僅利用超聲波能量進行處置，因此手術師 有時無法立即識別斷線產(chǎn)生時。
[0051] 在該情況下，與使用高頻能量和超聲波能量這兩種能量進行處置的處置功能相比 變換為小的處置功能。
[0052] 因此，這樣在使用高頻能量和超聲波能量這兩種能量進行處置的情況下，期望停 止產(chǎn)生斷線的處置器具的處置并且進行輔助以對手術師迅速地報告斷線的產(chǎn)生。
[0053] 圖2示出具備檢測斷線產(chǎn)生的功能的電源裝置2的內(nèi)部結構。
[0054] 電源裝置2內(nèi)的電源部31從交流電力產(chǎn)生直流電力，將所產(chǎn)生的直流電力提供給 作為第一信號生成部的高頻電力產(chǎn)生部32以及作為第二信號生成部的超聲波驅(qū)動電力產(chǎn) 生部（簡稱為超聲波電力產(chǎn)生部）33。
[0055] 高頻電力產(chǎn)生部32從直流電力產(chǎn)生高頻電力，輸出到構成輸出變壓器34的第一 輸出變壓器35的初級側(cè)。
[0056] 超聲波電力產(chǎn)生部33從直流電力產(chǎn)生超聲波驅(qū)動電力，輸出到構成輸出變壓器 34的第二輸出變壓器36的初級側(cè)。
[0057] 在第一輸出變壓器35的次級側(cè)感應（生成）與其初級側(cè)絕緣的高頻電力。第一 輸出變壓器35的次級側(cè)的兩個端子中的一方的端子經(jīng)由設置于高頻信號線38a的兩端之 間的對高頻電流進行計測（或者檢測）的高頻電流計測部（或者高頻電流檢測部）37與連 接器插座5的觸點5a相連接，另一方的端子經(jīng)由高頻信號線38b與連接器插座5的觸點5b 相連接。
[0058] 連接器插座5的觸點5a、5b構成高頻輸出端，從觸點5a、5b輸出的作為第一信號 的高頻信號經(jīng)由超聲波換能器單元8的高頻信號線8a、8b (即線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b 和主體單兀12內(nèi)的商頻彳目號線12a、12b)以及手柄單兀9的商頻彳目號線9a、9b被提供給處 置部15的作為雙極電極而發(fā)揮功能的把持部件15a、15b。
[0059] 電源裝置2內(nèi)的高頻信號線38a、38b與高頻電壓計測部（或者高頻電壓檢測 部）39相連接，高頻電壓計測部39對第一輸出變壓器35的次級側(cè)的高頻電壓進行計測（或 者檢測）。
[0060] 由上述高頻電流計測部37計測得到的高頻電流以及由高頻電壓計測部39計測得 到的高頻電壓經(jīng)由A/D變換器41被輸入到對電源裝置2各部的動作進行控制的控制部42。
[0061] 另外，在第二輸出變壓器36的次級側(cè)感應（生成）與其初級側(cè)絕緣的超聲波驅(qū)動 電力。第二輸出變壓器36的次級側(cè)的兩個端子中的一方的端子經(jīng)由設置于超聲波驅(qū)動信 號線（還簡稱為信號線）43a的兩端之間的對超聲波驅(qū)動電流進行計測（或者檢測）的超 聲波電流計測部（或者超聲波電流檢測部）44與連接器插座5的觸點5c相連接，另一方的 端子經(jīng)由信號線43b與連接器插座5的觸點5d相連接。
[0062] 連接器插座5的觸點5c、5d構成超聲波用輸出端，從觸點5c、5d輸出的作為第二 信號的超聲波驅(qū)動信號經(jīng)由超聲波換能器單元8內(nèi)的信號線8c、8d被提供（施加）給作為 變換器的超聲波換能器11。而且，超聲波換能器11通過超聲波驅(qū)動信號的施加而進行超聲 波振動，該超聲波振動通過探針16被傳遞到其前端的把持部件15a。
[0063] 電源裝置2內(nèi)的信號線43a、43b與超聲波電壓計測部45相連接，超聲波電壓計測 部（或者超聲波電壓檢測部）45對第二輸出變壓器36的次級側(cè)的超聲波驅(qū)動電壓進行計 測（或者檢測）。
[0064] 由上述超聲波電流計測部44計測得到的超聲波驅(qū)動電流以及由超聲波電壓計測 部45計測得到的超聲波驅(qū)動電壓經(jīng)由A/D變換器41被輸入到控制部42。
[0065] 另外，輸出開關24的接通和斷開指示信號經(jīng)由信號線8e被施加到連接器插座5 的觸點5e。而且，該接通和斷開指示信號經(jīng)由信號線46被輸入到控制部42。
[0066] 控制部42根據(jù)輸出開關24的接通和斷開指示信號，對高頻電力產(chǎn)生部32的高頻 電力的產(chǎn)生和停止產(chǎn)生以及超聲波電力產(chǎn)生部33的超聲波驅(qū)動電力的產(chǎn)生和停止產(chǎn)生同 時進行控制。換言之，控制部42根據(jù)輸出開關24的接通和斷開指示信號，從電源裝置2對 處置器具3進行提供和停止提供高頻電力和超聲波驅(qū)動電力的控制。
[0067] 控制部42具有高頻和超聲波輸出控制部42a的功能，根據(jù)來自輸出開關24的接 通和斷開指示信號，對高頻電力和超聲波驅(qū)動電力的提供和停止提供進行控制，并且與輸 出設定部47的輸出設定對應地對高頻信號和超聲波驅(qū)動信號進行輸出控制。
[0068] 控制部42根據(jù)由高頻電壓計測部39計測得到的高頻電壓以及由高頻電流計測部 37計測得到的高頻電流計算出生物體組織的電阻成分，對處置生物體組織時的高頻信號進 行輸出控制。
[0069] 另外，控制部42根據(jù)由超聲波電壓計測部45計測得到的超聲波驅(qū)動信號的超聲 波驅(qū)動電壓以及由超聲波電流計測部44計測得到的超聲波驅(qū)動電流對超聲波驅(qū)動信號進 行輸出控制使得利用超聲波振動對生物體組織進行處置時的超聲波振動的振幅固定。
[0070] 另外，本實施方式中的控制部42具有斷線檢測部42b的功能，在通過高頻電流和 超聲波振動對生物體組織進行處置的情況下，對與電源裝置2的高頻輸出端相連接（包含 線纜7)的處置器具3的高頻信號線3a、3b的斷線的產(chǎn)生進行檢測。此外，（包含線纜7的） 高頻信號線3a、3b由線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b、主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b 以及手柄單元9的高頻信號線9a、9b構成。
[0071] 更詳細地說，高頻信號線3a由線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、主體單元12內(nèi)的高頻信 號線12a以及手柄單元9的高頻信號線9a構成，高頻信號線3b由線纜7內(nèi)的高頻信號線 7b、主體單元12內(nèi)的高頻信號線12b以及手柄單元9的高頻信號線9b構成。
[0072] 在對處置器具3的高頻信號線3a、3b的斷線的產(chǎn)生進行檢測的情況下，在原理上 能夠根據(jù)流過處置器具3側(cè)的高頻電流來檢測該高頻信號線3a、3b產(chǎn)生斷線的情況。
[0073] 但是，在通過高頻電流和超聲波振動對生物體組織進行處置的情況下，生物體組 織的被把持部件15a、15b把持的部分能夠等效近似為電阻。隨著處置而水分蒸發(fā)，該電阻 的電阻值以變大的方式發(fā)生變化。
[0074] 這樣隨著處置而電阻發(fā)生變化，因此在根據(jù)電阻值的計測來判斷斷線的產(chǎn)生的情 況下，其可靠性或者精度有可能下降。
[0075] 與此相對，處置器具3的高頻信號線3a、3b之間的靜電電容在用把持部件15a、15b 把持生物體組織而進行處置的情況下，即使水分蒸發(fā)其靜電電容值在大多情況下也充分小 且變化也小。因此，本實施方式中的斷線檢測部42b通過對處置器具3的高頻信號線3a、3b 之間的靜電電容值進行計算或者計測，來高精度地檢測處置器具3的高頻信號線3a、3b是 否存在斷線或者產(chǎn)生斷線。
[0076] 斷線檢測部42b具有計算部42c，該計算部42c根據(jù)由上述高頻電壓計測部39計 測得到的高頻電壓以及由高頻電流計測部37計測得到的高頻電流來計算從高頻輸出端起 的包含線纜7的處置器具3的高頻信號線3a、3b之間的靜電電容值Cm。
[0077] 另外，該斷線檢測部42b具有判斷部42d，該判斷部42d將閾值Cth與實際計算出 的靜電電容值Cm進行比較（S卩，對是否為Cm〈Cth進行比較），由此判斷是否存在斷線，該閾 值Cth的值被設定為至少比在包含與高頻輸出端相連接的線纜7的處置器具3的高頻信號 線3a、3b沒有斷線的狀態(tài)下所具有的靜電電容值C小。
[0078] 另外，電源裝置2具有閾值設定部48,該閾值設定部48設定輸出到上述判斷部 42d的閾值Cth的值。閾值設定部48在閾值設定部48內(nèi)例如具有非易失性的存儲器48a， 該非易失性的存儲器48a保存有多個值的閾值Cthl、Cth2、…、Cthn，手術師等用戶能夠?qū)?與進行手術時使用的處置器具3對應的值的閾值Cthi選擇設定為閾值Cth。
[0079] 另外，控制部42在通過判斷部42d得到產(chǎn)生斷線、即存在斷線的判斷結果的情況 下，迅速地對高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33輸出停止產(chǎn)生高頻電力和超聲波 驅(qū)動電力的控制信號，高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33分別進行停止產(chǎn)生高頻 電力和超聲波驅(qū)動電力的控制。
[0080] 另外，在存在斷線的判斷結果的情況下，控制部42將用于顯示產(chǎn)生斷線以及由于 產(chǎn)生斷線而停止產(chǎn)生高頻電力和超聲波驅(qū)動電力的信號輸出到顯示部49。而且，顯示部49 顯示與判斷部42d的判斷結果對應的產(chǎn)生斷線，并且顯示停止產(chǎn)生高頻電力和超聲波驅(qū)動 電力。而且，手術師等用戶能夠根據(jù)顯示部49的顯示內(nèi)容來迅速地掌握產(chǎn)生了斷線以及由 于斷線而停止了輸出。此外，顯示部49也可以顯示判斷部42d的沒有產(chǎn)生斷線的判斷結果 的信息。
[0081] 在圖2中，在控制部42內(nèi)設置有斷線檢測部42b，但是也可以將控制部42和斷線 檢測部42b構成為不同的塊。另外，計算部42c、判斷部42d也可以構成為與控制部42不同 的塊。
[0082] 如圖1所示，在電源裝置2中設置有電源開關50,當電源開關50接通時，電源部 31對電源裝置2內(nèi)的各部提供動作用的直流電源。
[0083] 圖3示出包含與電源裝置2的高頻輸出端相連接的線纜7的處置器具3的高頻信 號線3a、3b的等效電路。
[0084] 如圖3所示，包含線纜7的處置器具3內(nèi)的兩個高頻信號線3a、3b在線纜7內(nèi)等 經(jīng)由絕緣材料配置于接近的位置，因此能夠近似為等效于兩個高頻信號線3a、3b之間的靜 電電容。
[0085] 因此，高頻信號線3a、3b能夠近似為等效于超聲波換能器單元8內(nèi)的靜電電容 (值）Cu和手柄單元9內(nèi)的靜電電容（值）Ch的并聯(lián)連接。
[0086] 另外，在利用把持部件15a、15b把持了血管4等含水分的生物體組織的情況下，高 頻信號線3a、3b能夠近似為等效于并聯(lián)連接的靜電電容值Cu、Ch與表示所把持的生物體組 織部分的電阻成分的電阻（值）R的并聯(lián)連接。
[0087] 因此，被計測高頻電壓和高頻電流的包含與高頻輸出端相連接的線纜7的處置器 具3的高頻信號線3a、3b能夠近似為等效于高頻輸出端與靜電電容值Cu、Ch和電阻R的并 聯(lián)連接。
[0088] 此外，在圖3中，（3a)、（3b)表示與高頻信號線3a、3b對應的等效電路中的信號線。
[0089] 如上所述，生物體組織含水分，因此緊接著利用把持部件15a、15b把持之后，電阻 R為小的值，但是在正在進行凝固切開或者密封等處置的過程中水分從生物體組織中蒸發(fā)， 因此電阻R變大。
[0090] 對于高頻信號線3a、3b的阻抗，在觸點5a、5b側(cè)進行計測的情況下，在處置開始 時，電阻R成分的貢獻大到能夠忽略靜電電容值Cu、Ch的程度。而且，當隨著處置的經(jīng)過而 電阻R的值變大時，成為電阻R與靜電電容值Cu、Ch并聯(lián)連接所得到的阻抗。
[0091] 另一方面，在未利用把持部件15a、15b把持生物體組織的狀態(tài)或者打開把持部件 15a、15b的狀態(tài)下，電阻R能夠近似為無限大。在該狀態(tài)下，高頻信號線3a、3b的阻抗能夠 近似為靜電電容值Cu、Ch的并聯(lián)連接。
[0092] 圖4示出從高頻輸出端輸出到處置器具3側(cè)的高頻信號的輸出波形的示意圖。
[0093] 如圖3所示，在靜電電容值Cu、Ch、電阻R并聯(lián)連接的狀態(tài)下，當從電源裝置2的高 頻輸出端對包含線纜7的處置器具3的高頻信號線3a、3b輸出高頻信號時，如圖4所示，在 其高頻電壓波形與高頻電流波形之間，在零交叉的定時產(chǎn)生具有時間差的相位差Θ。
[0094] 圖2示出的控制部42內(nèi)的計算部42c根據(jù)經(jīng)由A/D變換器41輸入的由高頻電壓 計測部39計測得到的高頻電壓以及由高頻電流計測部37計測得到的高頻電流來計算圖4 示出的時間差At和周期T。
[0095] 另外，計算部42c根據(jù)時間差At和周期T用以下式（1)來計算相位差Θ。
[0096] Θ = 360。XAt/T (1)
[0097] 圖5不出與圖4對應的1?頻電壓與1?頻電流的向量圖。如圖5所不，1?頻電壓的 振幅V與1?頻電流的振幅I具有相位差Θ。
[0098] 而且，計算部42c用以下式（2)、式（3)來計算流過并聯(lián)連接的靜電電容值Cu、 Ch(即Cu+Ch)的高頻電流成分Ic以及流過電阻R的高頻電流成分Ir。
[0099] Ic = sin θ XI (2)
[0100] Ir = cos θ X I (3)
[0101] 另外，計算部42c用以下式（4)來計算并聯(lián)連接的靜電電容值Cu、Ch的合成靜電 電容值 Cm ( = Cu+Ch)。
[0102] C = Ic/{2 π X (1/T) XV} (4)
[0103] 另外，計算部42c用以下式（5)來計算電阻R。
[0104] R = V/Ir (5)
[0105] 計算部42c將計算出的合成靜電電容值Cm輸出到判斷部42d。判斷部42d將由計 算部42c計算出的合成靜電電容值Cm與由閾值設定部48設定的用于檢測斷線的閾值Cth 進行比較，在Cm彡Cth的情況下，判斷為不存在斷線，在Cm〈Cth的情況下，判斷為存在斷 線。
[0106] 控制部42在判斷部42d判斷為不存在斷線的情況下，維持通常的使用狀態(tài)，與此 相對，在判斷為存在斷線的情況下，進行輸出控制使得不從電源裝置2輸出高頻信號和超 聲波驅(qū)動信號，并且通過顯示部49顯示其內(nèi)容，通知給手術師。手術師根據(jù)通知能夠迅速 地識別斷線的產(chǎn)生，從而容易順利地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處置。
[0107] 這樣，本實施方式的外科手術系統(tǒng)1具有電源裝置2,該電源裝置2具備：高頻電 力產(chǎn)生部32 (第一信號生成部），其為了對生物體組織提供高頻能量而生成高頻信號（第一 信號）；以及超聲波電力產(chǎn)生部33 (第二信號生成部），其為了對生物體組織提供作為與高 頻能量不同的能量的超聲波能量而生成超聲波驅(qū)動信號（第二信號）。
[0108] 另外，外科手術系統(tǒng)1具有：作為變換器的超聲波換能器11，其通過上述第二信號 的提供來生成上述其它能量；以及可開閉的把持部件15a、15b，其用于把持處置對象的生 物體組織，還具有：作為外科處置器具的（高頻和超聲波）處置器具3,其同時進行以下處 置，即，利用上述高頻能量經(jīng)由由上述把持部件15a、15b形成的對電極對上述生物體組織 進行的處置以及利用上述其它能量經(jīng)由上述把持部件15a、15b進行的處置；以及線纜7,其 設置有連接器6,該連接器6的一端與上述外科處置器具相連接，另一端與上述電源裝置2 裝卸自由地連接，經(jīng)由上述連接器6將上述第一信號和上述第二信號從上述電源裝置2提 供給上述外科處置器具。
[0109] 另外，外科手術系統(tǒng)1具有：高頻電壓計測部39,其被設置于上述電源裝置2,對 從上述電源裝置2經(jīng)由上述線纜7內(nèi)的第一高頻信號線輸出到上述外科處置器具內(nèi)的與上 述對電極導通的第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電壓進行計測；高頻電流計測部 37,其被設置于上述電源裝置2,對從上述電源裝置2經(jīng)由上述線纜7內(nèi)的上述第一高頻信 號線輸出到上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電流進 行計測；計算部42c，其被設置于上述電源裝置2,在正在利用上述高頻能量和上述其它能 量對上述生物體組織進行處置的過程中，根據(jù)由上述高頻電壓計測部39計測得到的上述 高頻電壓和由上述高頻電流計測部37計測得到的上述高頻電流，來計算傳送上述高頻信 號的上述線纜7內(nèi)的上述第一高頻信號線以及上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號 線所具有的靜電電容值Cm ;判斷部42d，其被設置于上述電源裝置2,判斷由上述計算部42c 計算出的上述靜電電容值Cm是否小于閾值Cth，該閾值Cth是為了對上述線纜7內(nèi)的上述 第一高頻信號線和上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線中的斷線產(chǎn)生進行檢測而 預先設定的；以及控制部42,其被設置于上述電源裝置2,當上述判斷部42d判斷為上述靜 電電容值Cm小于上述閾值Cth時，進行控制使得停止從上述電源裝置2經(jīng)由上述線纜7提 供給上述外科處置器具的上述高頻信號和上述第二信號的輸出。
[0110] 接著，說明本實施方式的外科手術系統(tǒng)1的作用。
[0111] 圖6示出利用本實施方式的外科手術系統(tǒng)1進行處置時的主要由控制部42進行 的處理過程的流程圖。
[0112] 通過接通電源裝置2的電源開關50,電源裝置2內(nèi)的各部處于動作狀態(tài)。手術師 在開頭的步驟S1中進行包含閾值Cth的設定的高頻輸出值、超聲波驅(qū)動輸出值等的初始設 定。
[0113] 圖7A示出包含線纜7的處置器具3中的沒有產(chǎn)生斷線的正常情況下的靜電電容 值Ca以及產(chǎn)生斷線的情況下的靜電電容值Cb、Cc的例子。
[0114] 圖7A中的橫軸表示與構成高頻信號線3a、3b的線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b、主 體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b、手柄單元9內(nèi)的高頻信號線9a、9b的長度對應的概要 的靜電電容值。此外，在線纜7的高頻信號線7a、7b中的連接器6側(cè)的端部計測（計算） 圖7A中示出的靜電電容值Ca、Cb、Cc。
[0115] 線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b通常具有3m左右的長度，手柄單元9內(nèi)的高頻信號 線9a、9b具有幾十cm左右的長度。另外，主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b與手柄單 元9的長度相比相當短。
[0116] 在不存在斷線的情況下，由計算部42c根據(jù)高頻電壓與高頻電流的計測結果來計 算正常情況下的靜電電容值Ca。靜電電容值Ca通常處于250pF-300pF左右的范圍。因此， 閾值Cth的值也大致被設定為250pF-300pF左右的范圍內(nèi)的值。也可以與線纜7更長的情 況對應地將閾值Cth的值設定為250pF-400pF左右的范圍內(nèi)的值，或者與線纜7更短的情 況也對應地將閾值Cth的值設定為150pF-400pF左右的范圍內(nèi)的值。
[0117] 在圖7A中當在用叉符號B表示的位置產(chǎn)生斷線時，從線纜7的連接器6側(cè)的端部 (即高頻輸出端）起，成為與斷線的位置對應的（小于不存在斷線時的靜電電容值Ca)靜電 電容值Cb、Cc。
[0118] 因此，當作為用于檢測斷線的閾值Cth設定為比不存在斷線時的靜電電容值Ca稍 小的值Cthl時，通過與計算出的靜電電容值Cm進行比較，能夠檢測出（包含線纜7的）處 置器具3中的任意位置的斷線的產(chǎn)生。此外，在圖7A中，Cthl設定為比靜電電容值Ca僅 小余量Δ的值。
[0119] 手術師根據(jù)在實際進行處置時使用的處置器具3的靜電電容值，能夠通過閾值設 定部48來設定閾值Cth。由判斷部42d判斷是否存在斷線時使用所設定的閾值Cth。
[0120] 手術師在對作為處置對象的生物體組織的例如血管4進行密封的情況下，用把持 部件15a、15b來把持血管4并接通輸出開關24。
[0121] 如圖6的步驟S2所示，控制部42監(jiān)視輸出開關24的接通，在輸出開關24被接通 的情況下，如步驟S3所示，控制高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33以同時輸出高 頻信號和超聲波驅(qū)動信號。此外，在圖6中將高頻信號簡稱為HF信號，將超聲波驅(qū)動信號 簡稱為US驅(qū)動信號。
[0122] 在該情況下，使高頻信號從高頻輸出端經(jīng)由包含線纜7的處置器具3內(nèi)的高頻信 號線3a、3b流過由構成雙極電極的把持部件15a、15b把持的血管4,開始利用高頻能量對血 管4進行密封的處置。
[0123] 另外，超聲波換能器11基于超聲波驅(qū)動信號進行超聲波振動，該超聲波振動經(jīng)由 把持部件15a被傳遞到血管4,還利用超聲波振動（超聲波能量）開始進行血管4的密封處 置。這樣通過同時使用兩種能量，能夠增大密封的功能而在短時間內(nèi)進行密封處置。
[0124] 另外，如步驟S4所示，高頻電壓計測部39和高頻電流計測部37對從高頻輸出端 提供給處置器具3側(cè)的高頻電壓和高頻電流分別進行計測。高頻電壓計測部39和高頻電流 計測部37將計測得到的高頻電壓和高頻電流經(jīng)由A/D變換器41輸出到控制部42?？刂撇?42根據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算生物體組織的電阻成分，對高頻信號進行輸 出控制以使高頻信號成為適合于對該生物體組織進行處置的高頻能量值。
[0125] 另外，如步驟S5所示，超聲波電壓計測部45和超聲波電流計測部44分別對超聲 波驅(qū)動電壓和超聲波驅(qū)動電流進行計測，經(jīng)由A/D變換器41輸出到控制部42?？刂撇?2 根據(jù)這些計測值對超聲波電力產(chǎn)生部33的超聲波驅(qū)動電力進行控制，以使由超聲波換能 器11產(chǎn)生的超聲波振動的振幅固定。
[0126] 另外，如步驟S6所示，計算部42c根據(jù)所輸入的高頻電壓和高頻電流來計算高頻 信號線3a、3b之間的靜電電容值Cm，輸出到判斷部42d。此外，也可以與步驟S5的處理并 行地進行該步驟S6的處理或者在步驟S5的處理之前進行該步驟S6的處理。
[0127] 如步驟S7所示，判斷部42d將計算出的靜電電容值Cm與閾值Cth進行比較，判斷 是否滿足Cm〈Cth的條件。在不滿足該條件的情況下，判斷部42d判斷為不存在斷線。在判 斷部42d的該判斷結果的情況下，如步驟S8所示，控制部42進行控制使得繼續(xù)保持同時輸 出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的狀態(tài)。
[0128] 另外，如步驟S9所示，控制部42監(jiān)視輸出開關24是否被斷開。在輸出開關24沒 有被斷開的情況下，返回至步驟S4的處理。
[0129] 另一方面，在輸出開關24被斷開的情況下，如步驟S10所示，進行控制使得停止高 頻信號和超聲波驅(qū)動信號的同時輸出，過渡到下一個步驟S11。
[0130] 在步驟S11中，控制部42監(jiān)視是否進行了處置結束的指示操作，在沒有進行處置 結束的指示操作的情況下，返回至步驟S2的處理。在進行了處置結束的指示操作的情況 下，控制部42結束圖6的控制動作，關閉電源開關50。
[0131] 在步驟S7中，在滿足Cm〈Cth的條件的情況下，判斷部42d判斷為存在斷線，在該 判斷結果的情況下，如步驟S12所示，控制部42控制高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生 部33,以停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的同時輸出。
[0132] 另外，如步驟S13所示，控制部42將用于顯示產(chǎn)生斷線以及停止輸出高頻信號和 超聲波驅(qū)動信號的信號輸出到顯示部49。而且，顯示部49顯示產(chǎn)生斷線以及高頻信號和超 聲波驅(qū)動信號的輸出停止，控制部42禁止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的同時輸出直到產(chǎn) 生斷線的部分被更換為止。此外，也可以同時進行步驟S12和S13的處理或者在進行步驟 S13的處理之后進行步驟S12的處理。
[0133] 手術師能夠迅速地掌握產(chǎn)生了斷線的情況，并且能夠掌握由于產(chǎn)生斷線而電源裝 置2處于被切斷的狀態(tài)。而且，手術師容易順利地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處理。
[0134] 這樣，根據(jù)本實施方式，對提供給處置器具3的高頻電壓和高頻電流進行計測，根 據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算處置器具3的靜電電容值Cm，將計算出的靜電電 容值Cm與閾值Cth進行比較，由此在處置器具3的高頻信號線3a、3b產(chǎn)生斷線的情況下， 能夠迅速地檢測斷線的產(chǎn)生。
[0135] 另外，根據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算處置器具3的靜電電容值Cm， 將計算出的靜電電容值Cm與用于判斷斷線的閾值Cth進行比較，由此判斷（檢測）斷線的 產(chǎn)生，因此能夠高精度地判斷斷線的產(chǎn)生。
[0136] 另外，根據(jù)本實施方式，在檢測出斷線的產(chǎn)生的情況下，停止高頻信號和超聲波驅(qū) 動信號的輸出并且通知給手術師，因此具有手術師能夠迅速地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處 置這種效果。
[0137] 如上所述，在使用高頻能量和超聲波能量兩者進行手術的情況下，即使產(chǎn)生斷線， 能夠利用超聲波能量進行處置的狀態(tài)也持續(xù)，因此手術師難以立即識別斷線的產(chǎn)生。另外， 該狀態(tài)與在使用高頻能量和超聲波能量兩者的情況下為進行適當?shù)奶幹枚O定的輸出狀 態(tài)不同，因此期望迅速地停止處置。
[0138] 在本實施方式中，在產(chǎn)生斷線的情況下，立即將斷線的產(chǎn)生通知給手術師，并且不 輸出高頻能量和超聲波能量，因此手術師能夠針對斷線的產(chǎn)生更換斷線的處置器具3而繼 續(xù)進行處置等，能夠順利地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處理等。
[0139] 此外，如上所述，在對一次病例使用處置器具3的情況下，當與反復使用的超聲波 換能器單元8進行比較時，在對每一次病例使用新的的手柄單元9中產(chǎn)生斷線的可能性極 小。
[0140] 因此，作為用于檢測斷線的產(chǎn)生的閾值Cth，有時也可以設定為能夠僅檢測在超聲 波換能器單元8側(cè)產(chǎn)生斷線的情況。
[0141] 因此，如圖7A所示，也可以將Cth2的值設定為閾值Cth。將該值Cth2設定為比超 聲波換能器單元8的高頻信號線8a、8b的靜電電容值Cu稍小的值即可。在該情況下，考慮 超聲波換能器單元8的產(chǎn)品的偏差程度，也可以將從靜電電容值Cu中減去由該偏差引起的 最大電容值Λ Cu所得到的值Cu- Λ Cu設定為閾值Cth。
[0142] 另外，作為本實施方式的變形例，也可以設為以下結構。
[0143] 例如如在圖2中用虛線表示那樣，也可以設置作為時間計測部的計時器51和存儲 部52,該作為時間計測部的計時器51在電源裝置2內(nèi)進行時間計測，該存儲部52將由控 制部42(的計算部42c)例如根據(jù)在每隔規(guī)定時間δ的計測時間tj(j為自然數(shù)，j = 1、 2、…）計測得到的高頻電壓和高頻電流而計算出的靜電電容值Cm(j)以時間序列存儲。另 夕卜，判斷部42d將在時間上在規(guī)定時間δ前后計測（計算）得到的兩個靜電電容值Cm(j)、 Cm(j+1)的差的絕對值|Cm(j)-Cm(j+l) |與以下那樣設定的閾值Cth(S)進行比較。此外， 閾值Cth(S)為正的值。
[0144] 絕對值|Cm(j)_Cm(j+l) |在處置器具3處于正常的動作狀態(tài)下成為由測量誤差、 生物體組織的狀態(tài)變化引起的小的值。
[0145] 針對這種情況，能夠設定滿足以下式的閾值Cth ( δ )。
[0146] Cm(j) -Cm(j+1) | <Cth ( δ ) (6)
[0147] 作為該閾值Cth(S)，能夠設定在正常的動作狀態(tài)下以規(guī)定時間δ的時間間隔對 靜電電容值Cm進行計測的情況下所允許的靜電電容值的變化量的最大值。
[0148] 該閾值Cth( δ )還依賴于規(guī)定時間δ的大小，但是與上述閾值Cth的值相比為充 分小的值（在以下例子中為1/10以下）。
[0149] 例如在規(guī)定時間δ被設定為0.1秒-10秒范圍內(nèi)的值的情況下，作為閾值 Cth( δ )，能夠根據(jù)使用環(huán)境從Cm/100-Cm/10的范圍中來設定。Cm/100-Cm/10大致處于 2pF-30pF的范圍內(nèi)。例如能夠通過閾值設定部48來設定閾值Cth ( δ )。在該情況下，在閾 值設定部48已作為將閾值Cth設定為第一閾值的第一閾值設定部的情況下，閾值設定部48 還具有將閾值Cth( δ)設定為第二閾值的第二閾值設定部的功能。此外，在閾值設定部48 已經(jīng)具備設定第一閾值和第二閾值的功能的情況下，閾值設定部48具備將閾值Cth ( δ )設 定為第三閾值的第三閾值設定部的功能。此外，也可以與閾值設定部48分開地設置第三閾 值設定部。
[0150] 在這樣設定了閾值Cth( δ )的情況下，當產(chǎn)生斷線時絕對值|Cm(j)-Cm(j+l) |為 閾值Cth(S)以上地大幅變化。因此，判斷部42d通過判斷絕對值|Cm(j)-Cm(j+l)|是否 小于閾值Cth( δ)即是否滿足式（6)的條件，能夠判斷（檢測）斷線的產(chǎn)生。此外，判斷部 42d還進行上述判斷，但是也可以由與判斷部42d不同的例如第二判斷部進行上述判斷。
[0151] 另外，除了斷線以外，當發(fā)生異常的動作狀態(tài)時，絕對值|Cm(j)_Cm(j+l) |也有可 能大到上述閾值Cth ( δ )以上（即處于不滿足式（6)的狀態(tài)）。
[0152] 在本變形例中，除了如上述第一實施方式那樣判斷部42d進行判斷以外，還判斷 是否滿足式（6)。而且，在不滿足式（6)時，也與上述檢測出斷線產(chǎn)生時同樣地，控制部42 進行停止輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的控制，并且通知給手術師。作為該情況下的通 知，通知成為異常動作狀態(tài)。
[0153] 圖7B示出作為本變形例的處理內(nèi)容的代表例的流程圖。在圖7B中，與圖6示出 的流程圖中的一部分不同，因此僅說明不同的部分。步驟S1-S5與圖6的情況相同，對于圖 6的步驟S6中的高頻信號線3a、3b之間的靜電電容值Cm的計算處理，如圖7B所示被變更 為在計測時間Tj (在該情況下j = 1)進行計算的靜電電容值Cm(j)。另外，對于圖6的步 驟S7的是否滿足條件Cm〈Cth的判斷處理，在圖7B中成為是否滿足條件Cm(j)〈Cth的判斷 處理。另外，在圖7B中在步驟S8與步驟S9之間進行以下處理。
[0154] 在步驟S8的處理之后的步驟S41中，控制部42將靜電電容值Cm (j)與計測時間 Tj 一起存儲到存儲部52。在下一個步驟S42中，計時器51等待從計測時間tj起經(jīng)過規(guī)定 時間δ。在經(jīng)過規(guī)定時間δ時，計時器51將規(guī)定時間δ的經(jīng)過通知給控制部42 (的計算 部42c)。將成為下一個計測時間tj+Ι通知給控制部42(的計算部42c)。在步驟S43中， 控制部42(的計算部42c)識別到成為從計測時間tj起經(jīng)過規(guī)定時間δ的下一個計測時 間tj+Ι (將j設定為j+Ι)，在該計測時間tj+Ι計算靜電電容值Cm(j+1)，將計算出的靜電 電容值Cm(j+1)發(fā)送到判斷部42d。
[0155] 在步驟S44中，控制部42 (的判斷部42d)判斷是否滿足式（6)的條件。也就是說， 控制部42(的判斷部42d)判斷是否為|Cm(j)-Cm(j+l)|〈Cth(S)。在滿足式（6)的情況 下，進入到步驟S9的處理。在步驟9中輸出開關24未被斷開的情況下，返回至步驟S4的 處理，在j成為j+Ι的狀態(tài)下反復進行上述處理。
[0156] 另一方面，在步驟S44中為不滿足式￠)的條件的判斷結果的情況下，在步驟S45 中，控制部42控制高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33,以停止高頻信號和超聲波驅(qū) 動信號的同時輸出。
[0157] 另外，如步驟S46所示，控制部42將用于顯示產(chǎn)生異常以及停止輸出高頻信號和 超聲波驅(qū)動信號的信號輸出到顯示部49。然后，顯示部49顯示產(chǎn)生斷線等異常以及高頻信 號和超聲波驅(qū)動信號的輸出停止，控制部42直到斷線的處置器具被更換為止禁止輸出而 結束圖7B的處理。此外，也可以同時進行步驟S45和步驟S46的處理或者在進行步驟S46 的處理之后進行步驟S45的處理。此外，可以在圖7B中與步驟S8同時地進行步驟S41，也 可以在步驟S8之間進行步驟S41。
[0158] 根據(jù)本變形例，能夠更可靠地檢測斷線的產(chǎn)生，并且在處于斷線以外的異常狀態(tài) 的情況下也能夠停止輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號。另外，能夠?qū)惓顟B(tài)的產(chǎn)生迅速 地通知給手術師。
[0159] (第二實施方式）
[0160] 接著，說明本發(fā)明的第二實施方式。圖8示出第二實施方式的外科手術系統(tǒng)1B。 外科手術系統(tǒng)1B具有電源裝置2B和處置器具3B，該處置器具3B具備與該電源裝置2B裝 卸自由地進行連接的連接器6。
[0161] 處置器具3B是在第一實施方式的處置器具3中例如在連接器6內(nèi)具有信息保存 部61，該信息保存部61保存在出廠時測量的包含線纜7的超聲波換能器單元8的高頻信號 線8a、8b所具有的靜電電容值Cu的信息。此外，例如利用能夠以高精度測量靜電電容值的 靜電電容計測裝置等計測（計算）靜電電容值Cu。
[0162] 該信息保存部61與設置于連接器6的觸點62進行連接，使得能夠讀出所保存的 信息。
[0163] 此外，信息保存部61由ROM、RF-ID、條形碼、其它設備構成。
[0164] 圖9示出本實施方式中的電源裝置2B的內(nèi)部結構。該電源裝置2B是在第一實施 方式的電源裝置2中控制部42進一步經(jīng)由與觸點62相連接的信號線63來讀取靜電電容 值Cu的信息。另外，控制部42將靜電電容值Cu的信息發(fā)送到閾值設定部48,能夠設定與 靜電電容值Cu對應的閾值。
[0165] 在該情況下，通過閾值設定部48能夠?qū)⒗珈o電電容值Cu加上余量Λ C作為與 靜電電容值Cu對應的閾值而將Cu+Λ C設定為閾值Cth。
[0166] 其它結構與第一實施方式相同。
[0167] 圖10示出在通過本實施方式進行手術的情況下檢測斷線產(chǎn)生的處理過程的一個 例子。圖10示出的處理內(nèi)容與圖6的處理內(nèi)容類似。
[0168] 首先，如步驟S21所示，將包含超聲波換能器單元8的處置器具3B連接到電源裝 置2B。之后，接通電源開關50。通過電源開關50的接通，電源裝置2內(nèi)的各部處于動作狀 態(tài)。而且，如步驟S22所示，控制部42讀取作為設置于超聲波換能器單元8的信息保存部 61所保存的信息的靜電電容值Cu，將該靜電電容值Cu發(fā)送到閾值設定部48。在下一個步 驟S23中，閾值設定部48將該靜電電容值Cu設定為閾值Cth，過渡至下一個步驟S2。步驟 S2以后的處理為與圖6相同的處理。因此，省略其說明。
[0169] 根據(jù)本實施方式，讀取構成在進行手術時實際使用的處置器具3B的超聲波換能 器單元8的靜電電容值Cu，將該靜電電容值Cu設定為用于判斷是否存在斷線的閾值Cth， 因此能夠高精度地判斷是否存在斷線。除此以外，具有與第一實施方式相同的效果。
[0170] (第三實施方式）
[0171] 接著，說明本發(fā)明的第三實施方式。本實施方式例如是在第一實施方式的處置器 具3的情況下能夠高精度地檢測斷線的外科手術系統(tǒng)1。硬件結構例如與第一實施方式相 同，用于檢測斷線的產(chǎn)生的過程不同。
[0172] 圖11示出本實施方式中的包含判斷是否存在斷線的處理的動作。
[0173] 在開頭步驟S31中，手術師將手術中實際使用的超聲波換能器單元8連接到電源 裝置2并接通電源裝置2的電源開關50。在下一個步驟S32中，手術師進行確認超聲波換 能器單元8沒有斷線即導通的處理。
[0174] 例如，在以超聲波換能器單元8單體來確認導通的情況下，通過未圖示的夾具使 超聲波換能器單元8的高頻信號線8a、8b前端的兩端短路（short)。
[0175] 在將手柄單元9安裝到超聲波換能器單元8的情況下確認導通時，通過用夾具使 手柄單兀9如纟而的把持部件15a、15b之間短路來確認導通，或者設為用把持部件15a、15b 把持用生理食鹽水沾濕的紗布等的狀態(tài)后輸出高頻信號，通過從紗布等冒煙等來確認導 通。
[0176] 在下一個步驟S33中（為了設定用于判斷在使用過程中是否存在斷線的閾值）對 處置器具3或者超聲波換能器單元8的靜電電容值Cf進行測量。
[0177] 在以超聲波換能器單元8單體測量該靜電電容值Cf的情況下，在步驟S34中將該 靜電電容值Cf設定為閾值Cth。
[0178] 此外，在以將手柄單元9安裝到超聲波換能器單元8的處置器具3測量靜電電容 值Cf的情況下，將靜電電容值Cf減去手柄單元9的靜電電容值所得到的值設定為閾值 Cth。
[0179] 該步驟S34的下一個處理與圖6的步驟S2相同，該步驟S2以后的處理與圖6相 同，因此省略其說明。
[0180] 在本實施方式中，也對手術中實際使用的超聲波換能器單元8的靜電電容值進行 測量，將該測量值設定為用于判斷是否存在斷線的閾值Cth，因此能夠與第二實施方式的情 況同樣地以高精度判斷是否存在斷線。
[0181] 此外，在上述第一?第三實施方式中，如后述的圖14的電源裝置2C那樣在構成為 具備產(chǎn)生與由高頻電力產(chǎn)生部32產(chǎn)生的高頻信號的頻率Π 不同的頻率f2的高頻信號的 高頻電力產(chǎn)生部32b等的情況下，也可以用兩個頻率Π 、f2的高頻信號來判斷（檢測）斷 線的產(chǎn)生。
[0182] 在該情況下，也可以在將兩個頻率fl、f2的高頻信號施加到處置器具3 (或者3B) 的狀態(tài)下，根據(jù)兩個頻率Π 、f2的高頻信號各自的高頻電壓和高頻電流的計測值來計算靜 電電容值Cm(fl)、Cm(f2)，將靜電電容值Cm(fl)、Cm(f2)分別與用于判斷斷線的產(chǎn)生的閾 值Cth (f 1)、Cth (f2)進行比較來判斷是否產(chǎn)生斷線。
[0183] 另外，也可以在使用頻率高的頻率Π 的情況下判斷部42d判斷為產(chǎn)生斷線的情況 下，還使用頻率低的頻率f2進行同樣的判斷，使頻率低的頻率f2的判斷結果優(yōu)先。
[0184] (第四實施方式）
[0185] 在上述第一?第三實施方式中，說明了根據(jù)高頻電壓和高頻電流的計測值計算靜 電電容值來檢測是否產(chǎn)生斷線，但是如以下（作為第四實施方式）說明那樣，也可以根據(jù)處 置器具3 (也可以應用于3B)的高頻信號線3a、3b的高頻電壓和高頻電流的計測值來計算 阻抗Zm，與為了檢測斷線而設定的阻抗的閾值Zth進行比較，由此檢測（判斷）斷線的產(chǎn) 生。
[0186] 此外，第四實施方式的結構例如為與第一實施方式相同的結構。但是，在本實施方 式中，圖2的計算部42c計算阻抗Zm，并且圖2的判斷部42d通過將阻抗Zm與閾值Zth進 行比較來檢測（判斷）斷線的產(chǎn)生。
[0187] 此外，阻抗Zm是根據(jù)高頻電壓和高頻電流的計測值來計算出的，因此還將阻抗Zm 稱為計測得到的阻抗或者計測阻抗。
[0188] 圖12示出該情況下檢測是否產(chǎn)生斷線的流程圖。
[0189] 在步驟S51中設定用于檢測斷線的產(chǎn)生的阻抗的閾值Zth。此外，手柄單元9為一 次性產(chǎn)品，在一次使用中大致保證不斷線。因此，只要檢測超聲波換能器單元8側(cè)的斷線的 產(chǎn)生即可。
[0190] 當將超聲波驅(qū)動信號的角頻率設為ω時，根據(jù)V(coCu)求出僅連接了超聲波換 能器單元8的情況下的阻抗。
[0191] 當在超聲波換能器單元8側(cè)產(chǎn)生斷線時，從高頻輸出端側(cè)觀察的阻抗大于1/ (ω Cu)。
[0192] 而且，考慮超聲波換能器單元8的阻抗1八ω Cu)中的超聲波換能器單元8的靜電 電容值Cu的偏差，使用接近靜電電容值Cu的最大值的值來設定閾值Zth。
[0193] 在下一個步驟S52中將處置器具3連接到電源裝置2,控制部42 -邊更新之前的 計測值一邊計測（計算）阻抗Zm。
[0194] 在下一個步驟S53中，控制部42判斷阻抗Zm是否滿足Zm彡Zth的條件。
[0195] 在不滿足Zm彡Zth的條件的情況下，返回至步驟S52的處理，在滿足Zm彡Zth的 條件的情況下，過渡到步驟S54的處理。在步驟S54中，控制部42判斷為存在斷線（產(chǎn)生 斷線錯誤），進行控制以停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的輸出。
[0196] 通過進行圖12示出的處理，在將處置器具3的前端設定為開路狀態(tài)的情況下也與 沒有斷線的情況同樣，計測得到的阻抗Zm大于閾值Zth而不會錯誤檢測，能夠高精度地檢 測包含線纜7的超聲波換能器單元8的斷線的產(chǎn)生。
[0197] 在圖12的情況下，預先設定閾值Zth，但是也可以根據(jù)實際使用的處置器具3的超 聲波換能器單元8的計測值來設定該閾值Zth。
[0198] 例如在進行手術之前，將處置器具3的前端設定為開路狀態(tài)，對處置器具3的高頻 信號線3a、3b之間的阻抗進行計測，根據(jù)計測得到的阻抗來設定閾值Zth。
[0199] 圖13示出該情況下檢測是否產(chǎn)生斷線的流程圖。
[0200] 在開頭步驟S61中僅將超聲波換能器單元8連接到電源裝置2,設定為將超聲波換 能器單元8的前端短路的狀態(tài)，控制部42對超聲波換能器單元8進行導通檢查。
[0201] 在下一個步驟S62中，將超聲波換能器單元8設定為不短路狀態(tài)的開路狀態(tài)，控制 部42對該開路狀態(tài)下的阻抗Ζορ進行計測（計算）。開路狀態(tài)下的阻抗Ζορ成為1八ω Cu)。 此外，當超聲波換能器單元8產(chǎn)生斷線時，阻抗變得大于該阻抗Ζορ。
[0202] 在下一個步驟S63中，控制部42設定對Ζορ加上事先設定的阻抗Zhmin所得到的 值作為用于檢測斷線的閾值Zth。也就是說，Zth = Zop+Zhmin。此外，根據(jù)僅超聲波換能 器單元8的情況下的阻抗與連接了最小電容的手柄單元9的情況下的阻抗之間的差來求出 阻抗Zhmin。
[0203] 而且，在下一個步驟S64中，將處置器具3連接到電源裝置2。也就是說，將對超聲 波換能器單元8安裝了手柄單元9的處置器具3連接到電源裝置2。
[0204] 在下一個步驟S65中，當手術師接通輸出開關24時，電源裝置2開始輸出高頻信 號和超聲波驅(qū)動信號。
[0205] 在下一個步驟S66中，控制部42根據(jù)高頻電壓和高頻電流的計測值來（一邊更新 之前的計測值一邊）計測（計算）阻抗Zm。
[0206] 在下一個步驟S67中，控制部42判斷計測得到的阻抗Zm是否為Zm彡Zth。在不 滿足Zm彡Zth的條件的情況下，返回至步驟S66的處理。另一方面，在滿足Zm彡Zth的條 件的情況下，過渡到步驟S68的處理。在步驟S68中，控制部42判斷為產(chǎn)生斷線錯誤，進行 控制以停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的輸出。
[0207] 通過進行圖13示出的處理，即使將前端設定為開路狀態(tài)也與不產(chǎn)生斷線的情況 下同樣，計測得到的阻抗Zm小于閾值Zth而不會錯誤檢測，能夠高精度地檢測斷線的產(chǎn)生。
[0208] 圖14示出第四實施方式的第二變形例中的使用兩個頻率來檢測斷線的產(chǎn)生的電 源裝置2C的結構。圖14示出的電源裝置2C是在圖2的電源裝置2中還具備作為斷線檢測 用高頻電力產(chǎn)生部的第二高頻電力產(chǎn)生部32b、輸出變壓器35b、第二高頻電流計測部37b、 第二高頻電壓計測部39b以及帶通濾波器（BPF)71。
[0209] 作為處置用高頻電力產(chǎn)生部的高頻電力產(chǎn)生部32產(chǎn)生頻率Π (角頻率ω?)的 高頻電力，第二高頻電力產(chǎn)生部32b產(chǎn)生頻率f2(角頻率ω2)的高頻電力。此外，設定為 fl>f2。
[0210] 由第二高頻電力產(chǎn)生部32b產(chǎn)生的頻率f2的高頻信號從被輸出變壓器35b絕緣 的次級側(cè)通過第二高頻電流計測部37b，進一步通過帶通濾波器71從高頻輸出端與處置用 的頻率Π 的高頻信號疊加地輸出到處置器具3的高頻信號線3a、3b偵k
[0211] 另外，由第二高頻電流計測部37b和第二高頻電壓計測部39b分別計測得到的高 頻電流和高頻電壓經(jīng)由A/D變換器41被輸入到控制部42。控制部42 (內(nèi)的計算部42c)將 計測得到的高頻電壓除以高頻電流而計算出阻抗Zm2。
[0212] 此外，控制部42 (內(nèi)的判斷部42d)通過將以頻率f2計測得到的阻抗Zm2與由閾 值設定部48為了檢測斷線而預先設定的阻抗的閾值Zth2進行比較來判斷斷線的產(chǎn)生。
[0213] 圖15示出例如在處置器具3的靜電電容值為300pF的情況下和200pF的情況下 改變頻率計測得到的阻抗值的特性例。
[0214] 根據(jù)圖15的特性可知，在將處置器具3側(cè)的靜電電容值計測為阻抗值的情況下， 在低頻率進行計測能夠計測為大的值。
[0215] 因此，在具備圖14的電源裝置2C的外科手術系統(tǒng)中，能夠與處置用的高頻信號一 起同時輸出電線檢測用的高頻信號。在該情況下，將電線檢測用的高頻信號的電力設定為 與處置用高頻信號的電力相比充分小的值（例如1W以下），因此能夠忽略電線檢測用的高 頻信號的電力，能夠進行通過處置用高頻信號的電力進行處置的情況下的輸出控制。
[0216] 圖16示出輸出處置用和斷線檢測用這兩個高頻信號來對斷線的產(chǎn)生進行檢測的 流程圖。
[0217] 在開頭的步驟S71中，在輸出開關24被接通的情況下，控制部42將處置用頻率Π 的高頻信號和電線檢測用的頻率f2的高頻信號輸出到處置器具3偵k
[0218] 在下一個步驟S72中，控制部42根據(jù)由第二高頻電流計測部37b和第二高頻電壓 計測部39b計測得到的高頻電流和高頻電壓來計測（計算）處置器具3的高頻信號線3a、 3b之間的阻抗Zm2。
[0219] 在下一個步驟S73中，控制部42判斷計測得到的阻抗Zm2是否滿足Zm2彡Zth2 的條件。在不滿足Zm2彡Zth2的條件的情況下，返回至步驟S72的處理。
[0220] 另一方面，在滿足Zm2彡Zth2的條件的情況下，過渡到步驟S74的處理。在該步 驟S74中，控制部42判斷為產(chǎn)生斷線錯誤，停止輸出，結束圖16的處理。如圖16所示，使 用比進行處置的頻率Π 低的頻率f2來計測阻抗Zm2,由此能夠更高精度地計測阻抗Zm2， 因而能夠更高精度地判斷（檢測）是否存在斷線。
[0221] 此外，也可以代替進行圖16示出的處理而通過圖17示出的處理對斷線的產(chǎn)生進 行檢測。
[0222] 如圖17所示，在開始進行處置的情況下，在開頭的步驟S81中，控制部42根據(jù)頻 率Π 時的高頻電壓和高頻電流來計測阻抗Zml。
[0223] 在下一個步驟S82中，判斷部42d將計測得到的阻抗Zml與為了檢測斷線而預先 設定的阻抗的閾值zthl進行比較（例如是否為Zml彡Zthl的比較）來判斷斷線的產(chǎn)生。 在不滿足Zml彡Zthl的條件的情況下，判斷為沒有斷線而返回至步驟S81的處理。
[0224] 另一方面，在滿足Zml > Zthl的條件的情況下，判斷為有可能斷線而進入到步驟 S83的處理。在步驟S83中，控制部42例如進行設定（控制）使得高頻電力產(chǎn)生部32不輸 出高頻信號并且進行設定（控制）使得高頻電力產(chǎn)生部32b輸出第二頻率f2的高頻信號。
[0225] 在下一個步驟S84中，控制部42根據(jù)頻率f2的情況下的高頻電壓和高頻電流來 計測阻抗Zm2。
[0226] 在下一個步驟S85中，控制部42(的判斷部42d)將計測得到的阻抗Zm2與為了檢 測斷線而預先設定的阻抗的閾值Zth2進行比較（例如是否為Zm2彡Zth2的比較）來判斷 斷線的產(chǎn)生。在不滿足Zm2 > Zth2的條件的情況下，判斷為沒有產(chǎn)生斷線而返回至步驟 S84的處理。
[0227] 另一方面，在滿足Zm2 > Zth2的條件的情況下，在步驟S86中控制部42判斷為產(chǎn) 生斷線錯誤，停止高頻信號和超聲波信號的輸出，結束圖17的處理。如圖17所示，通過使 用兩個頻率來判斷斷線的產(chǎn)生，與使用一個頻率判斷斷線的產(chǎn)生的情況相比，能夠進行可 靠性更高的判斷。
[0228] 此外，例如在使用上述頻率Π 或者f2的高頻信號來計測阻抗Zml或者Zm2、與閾 值Zthl或者Zth2進行比較來判斷斷線的產(chǎn)生的情況下，也可以通過圖18示出的處理過程 來判斷斷線的產(chǎn)生。在以下說明中，將計測得到的阻抗設為Zm、將閾值設為Zth來進行說 明。
[0229] 在開頭的步驟S91中開始輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號。在下一個步驟S92中， 控制部42 (的計算部42c)例如使用頻率f2的高頻信號來計測阻抗Zm。
[0230] 在下一個步驟S93中，判斷部42d將阻抗Zm與閾值Zth進行比較，判斷是否滿足 Zm彡Zth的條件。在不滿足Zm彡Zth的條件的情況下，判斷部42d判斷為沒有產(chǎn)生斷線， 在下一個步驟S94中，控制部42進行控制以繼續(xù)輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號，返回至 步驟S92的處理。
[0231] 另一方面，在步驟S93中滿足Zm彡Zth的條件的情況下，判斷部42d判斷為有可 能產(chǎn)生斷線，在步驟S95中，控制部42將高頻信號的輸出電壓增加到V2。之后，在下一個步 驟S96中，控制部42 (的計算部42c)在頻率f2使用輸出電壓為V2的高頻信號來計測阻抗 (用Zm(V2)表示該阻抗）。
[0232] 在下一個步驟S97中，判斷部42d將阻抗Zm(V2)與閾值Zth進行比較，判斷是否 滿足Zm(V2)彡Zth的條件。在不滿足Zm彡Zth的條件的情況下，如步驟S98所示，判斷部 42d判斷為沒有產(chǎn)生斷線，在下一個步驟S99中，控制部42使高頻信號的輸出電壓返回至原 值。而且，如步驟S100所示，繼續(xù)進行處置。
[0233] 另一方面，在步驟S97中滿足Zm彡Zth的條件的情況下，如步驟S101所示，判斷 部42d判斷為產(chǎn)生斷線，在下一個步驟S102中，控制部42停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號 的輸出，結束圖18的處理。
[0234] 通過進行圖18示出的處理過程，即使根據(jù)小輸出電壓的高頻信號判斷為產(chǎn)生斷 線，也在進一步增加的輸出電壓V2的高頻信號的狀態(tài)下判斷是否產(chǎn)生了斷線，由此能夠以 可靠性更高的狀態(tài)判斷斷線的產(chǎn)生。
[0235] 而且，根據(jù)進一步增加的輸出電壓V2的高頻信號的狀態(tài)下的判斷結果來繼續(xù)進 行處置或者進行輸出停止控制。
[0236] 此外，以高頻信號的頻率為f2的情況進行了說明，但是在高頻信號的頻率為Π 的 情況下也能夠應用。
[0237] 另外，在上述實施方式中，作為與高頻能量不同的其它能量的例子，以超聲波能量 進行了說明，但是也可以是與超聲波能量不同的其它能量、例如熱能量。
[0238] 另外，將上述第一?第四實施方式（還包含變形例）等局部組合而構成的實施方 式也屬于本發(fā)明。另外，本發(fā)明并不限定于包含在說明書和附圖中公開的所有結構要素的 結構，以權利要求1所公開的結構為基礎，適當?shù)刈芳右粋€或者多個結構要素所得到的結 構也屬于本發(fā)明。
[0239] 本申請是以2012年4月26日在美國臨時申請的61/638741號為主張優(yōu)先權基礎 而進行的申請，上述公開內(nèi)容被引用到本申請的說明書、權利要求、附圖。
【權利要求】
1. 一種外科手術系統(tǒng)，其特征在于，具有： 電源裝置，其具備第一信號生成部和第二信號生成部，該第一信號生成部生成用于形 成高頻能量的高頻信號作為第一信號，該第二信號生成部生成用于生成與上述高頻能量不 同的其它能量的第二信號； 外科處置器具，其具有通過上述第二信號的提供而生成上述其它能量的變換器以及以 能夠開閉的方式把持處置對象的生物體組織的把持部件，該外科處置器具進行以下處置： 利用上述高頻能量經(jīng)由由上述把持部件形成的對電極對上述生物體組織進行的處置以及 利用上述其它能量經(jīng)由上述把持部件對上述生物體組織進行的處置； 線纜，其設置有連接器，該連接器的一端與上述外科處置器具進行連接，另一端裝卸自 由地與上述電源裝置進行連接，經(jīng)由上述連接器將上述高頻信號和上述第二信號從上述電 源裝置提供給上述外科處置器具； 高頻電壓計測部，其被設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi) 的第一高頻信號線輸出到與該第一高頻信號線相連接的、貫穿上述外科處置器具內(nèi)且與上 述對電極導通的第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電壓進行計測； 高頻電流計測部，其被設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi) 的上述第一高頻信號線輸出到貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線側(cè)的上述 高頻信號的高頻電流進行計測； 計算部，其被設置于上述電源裝置，在正在通過上述高頻能量和上述其它能量對上述 生物體組織進行處置的過程中，根據(jù)由上述高頻電壓計測部計測得到的上述高頻電壓以及 由上述高頻電流計測部計測得到的上述高頻電流，來計算傳送上述高頻信號的、上述線纜 內(nèi)的上述第一高頻信號線和貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線所具有的靜 電電容值； 判斷部，其被設置于上述電源裝置，判斷由上述計算部計算出的上述靜電電容值是否 小于閾值，該閾值是為了檢測上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述外科處置器具內(nèi)的 上述第二高頻信號線中斷線的產(chǎn)生而預先設定的值；以及 控制部，其被設置于上述電源裝置，當上述判斷部判斷為上述靜電電容值小于上述閾 值時，進行控制以停止從上述電源裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高頻 信號和上述第二信號的輸出。
2. 根據(jù)權利要求1所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 還具有用于設定上述閾值的閾值設定部，上述閾值設定部將上述閾值設定為小于第一 靜電電容值的值，該第一靜電電容值是在上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述外科處 置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下對連接有上述線纜的上述外科處置器 具預先進行計算或者計測所得到的值。
3. 根據(jù)權利要求2所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述外科處置器具是具有超聲波換能器并且具有超聲波振動傳遞桿的高頻和超聲波 處置器具，該超聲波換能器通過被提供上述第二信號而作為上述變換器進行超聲波振動， 該超聲波振動傳遞桿將由上述超聲波換能器產(chǎn)生的上述超聲波振動傳遞到構成上述把持 部件的上述對電極中的一方的電極。
4. 根據(jù)權利要求3所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述高頻和超聲波處置器具由超聲波換能器單元和手柄單元構成，該超聲波換能器單 元具備連接有上述線纜的超聲波換能器，該手柄單元具備裝卸自由地安裝該超聲波換能器 單元的前端側(cè)的安裝部， 上述第二高頻信號線由配置于上述超聲波換能器單元內(nèi)的第三高頻信號線和上述手 柄單元內(nèi)的第四高頻信號線構成，上述手柄單元內(nèi)的該第四高頻信號線經(jīng)由設置于上述安 裝部的觸點與上述第三高頻信號線進行連接，將上述高頻信號傳送到上述對電極。
5. 根據(jù)權利要求4所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 與上述手柄單元在每次進行處置時更換為新的手柄單元的情況對應地，上述閾值設定 部將比第二靜電電容值稍小的第二閾值設定為上述閾值，該第二靜電電容值是在上述線纜 內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述第三高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下對連接有上述線纜的 上述超聲波換能器單元預先進行計算或者計測所得到的值。
6. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述第二閾值設定在150pF-250pF的范圍內(nèi)。
7. 根據(jù)權利要求4所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述閾值設定部根據(jù)第二靜電電容值來設定上述第二閾值，該第二靜電電容值是對處 于沒有安裝上述手柄單元的狀態(tài)且連接有上述線纜的上述超聲波換能器單元、在將上述線 纜的上述連接器連接到上述電源裝置的情況下由上述計算部在上述第一高頻信號線和上 述第三高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下進行計算或者計測所得到的值。
8. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于，還具有： 第三信號產(chǎn)生部，其產(chǎn)生頻率低于上述高頻信號的頻率的第二高頻信號；以及 第二高頻電壓計測部和第二高頻電流計測部，其對經(jīng)由上述線纜輸出到上述高頻和超 聲波處置器具側(cè)的上述第二高頻信號的第二高頻電壓和第二高頻電流分別進行計測， 上述計算部根據(jù)計測得到的上述第二高頻電壓和上述第二高頻電流來計算連接有上 述線纜的上述高頻和超聲波處置器具的第三靜電電容值， 上述判斷部判斷由上述計算部計算出的上述第三靜電電容值是否小于為了檢測斷線 的產(chǎn)生而預先設定的上述閾值。
9. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 還具有顯示部，該顯示部顯示上述判斷部的判斷結果。
10. 根據(jù)權利要求9所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述高頻和超聲波處置器具還具有信息保存部，該信息保存部保存在與該高頻和超聲 波處置器具相連接的上述線纜的上述第一高頻信號線和上述高頻和超聲波處置器具內(nèi)的 上述第二高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下所具有的靜電電容值的信息。
11. 根據(jù)權利要求10所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述閾值設定部根據(jù)在上述信息保存部中保存的上述信息來設定上述閾值。
12. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于，還具有： 存儲部，其每隔規(guī)定時間以時間序列存儲由上述計算部對與上述線纜相連接的上述高 頻和超聲波處置器具計算出的上述靜電電容值；以及 第二判斷部，其判斷由上述計算部計算出的當前的靜電電容值與在上述存儲部中存儲 的早規(guī)定時間計算出的過去的靜電電容值這兩個靜電電容值的差的絕對值是否小于與上 述規(guī)定時間對應地設定的第三閾值， 其中，在上述第二判斷部判斷為上述差的絕對值為上述第三閾值以上的情況下，上述 控制部進行控制以停止從上述電源裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高 頻信號和上述第二信號的輸出。
13. 根據(jù)權利要求12所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述第三閾值被設定為上述第二閾值的1/10以下的值。
14. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于，還具有： 存儲部，其每隔規(guī)定時間以時間序列存儲由上述計算部對與上述線纜相連接的上述高 頻和超聲波處置器具計算出的上述靜電電容值； 差計算部，其計算由上述計算部計算出的當前的靜電電容值與在上述存儲部中存儲的 早規(guī)定時間計算出的過去的靜電電容值這兩個靜電電容值的差； 第三閾值設定部，其與上述規(guī)定時間的值對應地對上述靜電電容值預先設定第三閾 值；以及 第二判斷部，其判斷由上述差計算部計算出的上述差的絕對值是否為上述第三閾值以 上。
15. 根據(jù)權利要求14所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 在上述第二判斷部判斷為上述差的絕對值為上述第三閾值以上的情況下，上述控制部 進行控制以停止從上述電源裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高頻信號 和上述第二信號的輸出。
16. 根據(jù)權利要求14所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述第三閾值設定部將上述第三閾值設定為上述第二閾值的1/10以下的值。
【文檔編號】A61B18/12GK104093373SQ201380007041
【公開日】2014年10月8日 申請日期:2013年4月16日 優(yōu)先權日:2012年4月26日
【發(fā)明者】蒲谷晃則, 清水興, 中部和也, 入澤隆志 申請人:奧林巴斯醫(yī)療株式會社
【專利摘要】外科手術系統(tǒng)具有：電源裝置，其具備用于分別生成作為高頻信號的第一信號和第二信號的第一信號和第二信號生成部；變換器，其將所提供的第二信號變換為其它能量；具備對電極的外科處置器具；線纜，其將外科處置器具連接到電源裝置；計測部，其針對經(jīng)由線纜和外科處置器具被提供高頻信號的生物體組織計測高頻電壓和高頻電流；計算部，其根據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算線纜和外科處置器具的靜電電容值；判斷部，其判斷計算出的靜電電容值是否小于用于檢測斷線的閾值；以及控制部，其根據(jù)判斷部的判斷結果對高頻信號等進行輸出控制。
【專利說明】外科手術系統(tǒng)
【技術領域】
[0001] 本發(fā)明涉及一種使用高頻能量和其它能量來進行外科手術的外科手術系統(tǒng)。
【背景技術】
[0002] 以往，廣泛進行以下處置：通過將高頻能量提供給處置對象的生物體組織來進行 切除、切開等處置。
[0003] 近年來，除了高頻能量以外還將超聲波能量提供給處置對象的生物體組織來進行 切除、切開等處置。
[0004] 例如在美國專利公報2008/0132887號的以往例中公開了以下一種外科手術裝 置：利用高頻電流和超聲波振動以強把持力把持生物體組織并進行凝固、切開。
[0005] 這樣在使用高頻能量和超聲波能量那樣的其它能量來進行處置的情況下，在傳送 高頻信號的高頻信號線產(chǎn)生斷線的情況下，期望能夠迅速地應對斷線的產(chǎn)生，但是在上述 以往例中沒有啟示對產(chǎn)生斷線這一情況進行檢測的內(nèi)容。
[0006] 在僅利用高頻能量進行處置的情況下，當產(chǎn)生斷線時成為完全不能進行處置的狀 態(tài)，因此使用者容易掌握斷線的產(chǎn)生。
[0007] 但是，在同時使用高頻能量和其它能量來進行處置的情況下，即使產(chǎn)生斷線，也處 于由于其它能量而能夠進行處置的狀態(tài)，因此難以迅速地掌握斷線的產(chǎn)生。另外，在該情況 下，成為相比于同時使用兩種能量進行處置的狀態(tài)功能下降的狀態(tài)，因此相對于在同時使 用的狀態(tài)下能夠在短時間內(nèi)完成適當?shù)奶幹茫谠撉闆r下以僅利用一種能量而處置能力下 降的狀態(tài)進行處置，因此進行處置有可能費時。
[0008] 本發(fā)明是鑒于上述點完成的，目的在于提供以下一種外科手術系統(tǒng)，在同時使用 高頻能量和其它能量進行處置的情況下，能夠立即檢測出高頻信號線產(chǎn)生斷線而迅速地進 行與斷線對應的輸出停止控制。
【發(fā)明內(nèi)容】
[0009] 本發(fā)明的一個方式所涉及的外科手術系統(tǒng)具有：電源裝置，其具備第一信號生成 部和第二信號生成部，該第一信號生成部生成用于形成高頻能量的高頻信號作為第一信 號，該第二信號生成部生成用于生成與上述高頻能量不同的其它能量的第二信號；外科處 置器具，其具有通過上述第二信號的提供而生成上述其它能量的變換器以及以能夠開閉的 方式把持處置對象的生物體組織的把持部件，該外科處置器具進行以下處置：利用上述高 頻能量經(jīng)由由上述把持部件形成的對電極對上述生物體組織進行的處置以及利用上述其 它能量經(jīng)由上述把持部件對上述生物體組織進行的處置；線纜，其設置有連接器，該連接器 的一端與上述外科處置器具進行連接，另一端裝卸自由地與上述電源裝置進行連接，經(jīng)由 上述連接器將上述高頻信號和上述第二信號從上述電源裝置提供給上述外科處置器具；高 頻電壓計測部，其被設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi)的第一 高頻信號線輸出到與該第一高頻信號線相連接的、貫穿上述外科處置器具內(nèi)且與上述對電 極導通的第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電壓進行計測；高頻電流計測部，其被 設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線輸出 到貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電流進行計 測；計算部，其被設置于上述電源裝置，在正在通過上述高頻能量和上述其它能量對上述生 物體組織進行處置的過程中，根據(jù)由上述高頻電壓計測部計測得到的上述高頻電壓以及由 上述高頻電流計測部計測得到的上述高頻電流，來計算傳送上述高頻信號的、上述線纜內(nèi) 的上述第一高頻信號線和貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線所具有的靜電 電容值；判斷部，其被設置于上述電源裝置，判斷由上述計算部計算出的上述靜電電容值是 否小于閾值，該閾值是為了檢測上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述外科處置器具內(nèi) 的上述第二高頻信號線中斷線的產(chǎn)生而預先設定的值；以及控制部，其被設置于上述電源 裝置，當上述判斷部判斷為上述靜電電容值小于上述閾值時，進行控制以停止從上述電源 裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高頻信號和上述第二信號的輸出。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0010] 圖1是表示本發(fā)明的第一實施方式的外科手術系統(tǒng)的整體結構的圖。
[0011] 圖2是表示構成外科手術系統(tǒng)的電源裝置的內(nèi)部結構的圖。
[0012] 圖3是表示包含與電源裝置的高頻輸出端相連接的線纜的處置器具的高頻信號 線的等效電路的圖。
[0013] 圖4是表示從高頻輸出端提供給處置器具側(cè)的高頻電壓與高頻電流的波形的概 要的圖。
[0014] 圖5是用向量表示從高頻輸出端提供給處置器具側(cè)的高頻電壓與高頻電流的圖。
[0015] 圖6是表示進行包含第一實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的處置時的處 理內(nèi)容的流程圖。
[0016] 圖7A是表示包含線纜的處置器具的高頻信號線在沒有產(chǎn)生斷線的情況下和產(chǎn)生 斷線的情況下靜電電容發(fā)生變化的說明圖。
[0017] 圖7B是表示第一實施方式中的變形例的處理內(nèi)容的流程圖。
[0018] 圖8是表示本發(fā)明的第二實施方式的外科手術系統(tǒng)的圖。
[0019] 圖9是表示第二實施方式中的電源裝置的內(nèi)部結構的圖。
[0020] 圖10是表示進行包含第二實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的處置時的處 理內(nèi)容的流程圖。
[0021] 圖11是表示進行包含本發(fā)明的第三實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的處 置時的處理內(nèi)容的流程圖。
[0022] 圖12是表示本發(fā)明的第四實施方式中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程圖。
[0023] 圖13是表示第四實施方式的第一變形例中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程 圖。
[0024] 圖14是表示第四實施方式的第二變形例中的電源裝置的內(nèi)部結構的圖。
[0025] 圖15是表示在處置器具的靜電電容值為不同的值的情況下改變頻率計測得到的 阻抗值的圖。
[0026] 圖16是表示第四實施方式的第二變形例中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程 圖。
[0027] 圖17是表示通過與圖16不同的處理過程檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程圖。
[0028] 圖18是表示第四實施方式的第三變形例中的檢測斷線產(chǎn)生的處理內(nèi)容的流程 圖。
【具體實施方式】
[0029] 以下，參照【專利附圖】
【附圖說明】本發(fā)明的各實施方式。
[0030] (第一實施方式）
[0031] 如圖1所示，本發(fā)明的第一實施方式的外科手術系統(tǒng)1由電源裝置2和作為外科 處置器具的高頻和超聲波處置器具（以下簡稱為處置器具）3構成，該電源裝置2能夠同時 輸出用于對生物體組織提供高頻能量的作為第一信號的高頻信號、用于對生物體組織提供 與高頻能量不同的其它能量的第二信號，該作為外科處置器具的高頻和超聲波處置器具3 裝卸自由地與該電源裝置2連接，通過高頻能量和超聲波能量對作為處置對象的生物體組 織的例如血管4進行密封等處置。此外，在本實施方式中，作為與高頻能量不同的其它能 量，例如采用超聲波能量，因此第二信號成為超聲波驅(qū)動信號。
[0032] 處置器具3由超聲波換能器單元8和手柄單元9構成，該超聲波換能器單元8具 備線纜7,該線纜7的一方的端部設置有裝卸自由地與電源裝置2的連接器插座5相連接的 連接器6,該手柄單元9具備裝卸自由地安裝該超聲波換能器單元8的前端的安裝部10。
[0033] 超聲波換能器單元8具有主體單元12,該主體單元12的前端側(cè)被安裝于手柄單元 9的基端側(cè)的安裝部10,該主體單元12內(nèi)置有作為變換器的超聲波換能器（或者超聲波振 子）11，該作為變換器的超聲波換能器（或者超聲波振子）11通過被施加（提供）超聲波驅(qū) 動信號而變換為形成超聲波能量的超聲波（超聲波振動）。線纜7從該主體單元12的后端 延伸出。
[0034] 手柄單元9具有細長的插入部（或者護套部）13以及設置于該插入部13的基端 (后端）的操作部14,在插入部13的前端設置有處置部15,該處置部15利用高頻能量和超 聲波能量進行處置。
[0035] 在插入部13內(nèi)貫穿探針16,該探針16的前端成為構成處置部15的（一對把持部 件15a、15b的）固定側(cè)的把持部件15a，其中，該探針16由傳遞通過超聲波換能器11產(chǎn)生 的超聲波振動的超聲波傳遞桿形成。
[0036] 另外，在操作部14中設置有勾指部17a、17b，該勾指部17a、17b用于進行開閉把持 部件15a、15b的操作。手術師通過將手指扣入勾指部17a、17b并進行相對于勾指部17a開 閉勾指部17b的操作，能夠牽引貫穿插入部13內(nèi)的牽引線18,相對于把持部件15a開閉可 動側(cè)的把持部件15b而把持或者停止把持血管4等處置對象的生物體組織。此外，牽引線 18的前端被固定于把持部件15b，該牽引線18的后端與勾指部17b的操作連動地在插入部 13的長度方向上移動。另外，可動側(cè)的把持部件15b還被稱為鉗口。
[0037] 另外，在本實施方式中，上述把持部件15a、15b具有構成流動高頻電流來對生物 體進行處置的對電極的雙極電極的功能。
[0038] 因此，從電源裝置2的高頻輸出端輸出的高頻信號經(jīng)由包含線纜7的超聲波換能 器單兀8內(nèi)的1?頻彳目號線8a、8b、在觸點部22分別與1?頻彳目號線8a、8b導通的手柄單兀9 內(nèi)的高頻信號線23a、23b、以及分別與高頻信號線23a、23b連接的牽引線18、導電性的探針 16被提供給作為雙極電極而發(fā)揮功能的把持部件15a、15b。此外，高頻信號線23a與牽引 線18的后端附近連接，并且高頻信號線23b與探針16的后端附近連接。
[0039] 這樣，探針16和牽引線18由傳遞高頻信號的金屬等導體形成。也可以設為以下 結構：不將高頻信號線23a與牽引線18的后端側(cè)連接而將高頻信號線23a貫穿插入部13 內(nèi)與把持部件15a進行連接。另外，也可以設為以下結構：不將高頻信號線23b與探針16 連接而貫穿插入部13內(nèi)與把持部件15b(構成雙極電極的一方的電極）進行連接。而且， 通過使高頻電流流過由構成處置部15的把持部件15a、15b把持的生物體組織，能夠利用高 頻能量進行處置。
[0040] 此外，在以下說明中，將手柄單元9內(nèi)的高頻信號線23a、23b和牽引線18的高頻 信號線23c、探針16的高頻信號線23d匯總而如圖7A所示那樣用高頻信號線9a、9b表示。
[0041] 另外，貫穿包含線纜7的超聲波換能器單元8內(nèi)的高頻信號線8a、8b如圖7A所示 由線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b以及主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b構成。此外，在 圖7A中，用Uu簡單地表示將超聲波換能器單元8分為線纜7和主體單元12的情況下的主 體單元12,用Uh簡單地表示手柄單元9。
[0042] 根據(jù)圖1可知，當與線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b的長度進行比較時，主體單元12 內(nèi)的高頻信號線12a、12b的長度充分短（通常為前者的1/10以下），因此相對于前者（高 頻信號線7a、7b)，后者（高頻信號線12a、12b)的高頻信號線12a、12b之間的靜電電容充分 小（通常為前者的1/10以下的靜電電容）。
[0043] 另外，從電源裝置2的超聲波用輸出端經(jīng)由線纜7內(nèi)和主體單元12內(nèi)的（超聲波 用）信號線8c、8d對上述主體單元12內(nèi)的超聲波換能器11施加超聲波驅(qū)動信號。
[0044] 另外，在主體單元12的上側(cè)的外周面設置有輸出開關24,該輸出開關24用于進行 高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的輸出/輸出停止（接通/斷開）的指示操作。操作該輸出開 關24所得到的接通和斷開信號經(jīng)由主體單元12和線纜7內(nèi)的信號線8e被輸出到電源裝 置2內(nèi)部的控制部42。
[0045] 此外，本實施方式中的超聲波換能器單元8為進行清洗、消毒而反復使用的再利 用產(chǎn)品，與此相對，手柄單元9是針對一個病例的每個外科手術一次性使用的一次性產(chǎn)品。
[0046] 換言之，使用以下處置器具3 :在每進行一次外科手術時使用更換使用的新手柄 單元9以及反復使用的超聲波換能器單元8。
[0047] 在該情況下，新手柄單元9保證該手柄單元9內(nèi)的高頻信號線9a、9b沒有斷線。另 夕卜，通常，新手柄單元9具有在一次外科手術的使用時間內(nèi)手柄單元9內(nèi)的高頻信號線9a、 9b不會斷線的高可靠性。
[0048] 與此相對，一體地連接有線纜7的超聲波換能器單元8長時間反復使用，因此當將 線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b或者主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b與手柄單元9的 情況進行比較時，有可能產(chǎn)生斷線。因此，在本實施方式中如下面說明那樣在電源裝置2內(nèi) 設置有對斷線的產(chǎn)生進行檢測的斷線檢測部。
[0049] 此外，在僅通過高頻能量進行處置的裝置中，在產(chǎn)生斷線的情況下，高頻能量不會 輸出到生物體組織而無法進行處置，因此手術師能夠容易地識別斷線的產(chǎn)生。
[0050] 與此相對，在將高頻能量和作為其它能量的超聲波能量提供給處置對象的生物體 組織來進行處置的過程中，即使產(chǎn)生斷線也能夠僅利用超聲波能量進行處置，因此手術師 有時無法立即識別斷線產(chǎn)生時。
[0051] 在該情況下，與使用高頻能量和超聲波能量這兩種能量進行處置的處置功能相比 變換為小的處置功能。
[0052] 因此，這樣在使用高頻能量和超聲波能量這兩種能量進行處置的情況下，期望停 止產(chǎn)生斷線的處置器具的處置并且進行輔助以對手術師迅速地報告斷線的產(chǎn)生。
[0053] 圖2示出具備檢測斷線產(chǎn)生的功能的電源裝置2的內(nèi)部結構。
[0054] 電源裝置2內(nèi)的電源部31從交流電力產(chǎn)生直流電力，將所產(chǎn)生的直流電力提供給 作為第一信號生成部的高頻電力產(chǎn)生部32以及作為第二信號生成部的超聲波驅(qū)動電力產(chǎn) 生部（簡稱為超聲波電力產(chǎn)生部）33。
[0055] 高頻電力產(chǎn)生部32從直流電力產(chǎn)生高頻電力，輸出到構成輸出變壓器34的第一 輸出變壓器35的初級側(cè)。
[0056] 超聲波電力產(chǎn)生部33從直流電力產(chǎn)生超聲波驅(qū)動電力，輸出到構成輸出變壓器 34的第二輸出變壓器36的初級側(cè)。
[0057] 在第一輸出變壓器35的次級側(cè)感應（生成）與其初級側(cè)絕緣的高頻電力。第一 輸出變壓器35的次級側(cè)的兩個端子中的一方的端子經(jīng)由設置于高頻信號線38a的兩端之 間的對高頻電流進行計測（或者檢測）的高頻電流計測部（或者高頻電流檢測部）37與連 接器插座5的觸點5a相連接，另一方的端子經(jīng)由高頻信號線38b與連接器插座5的觸點5b 相連接。
[0058] 連接器插座5的觸點5a、5b構成高頻輸出端，從觸點5a、5b輸出的作為第一信號 的高頻信號經(jīng)由超聲波換能器單元8的高頻信號線8a、8b (即線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b 和主體單兀12內(nèi)的商頻彳目號線12a、12b)以及手柄單兀9的商頻彳目號線9a、9b被提供給處 置部15的作為雙極電極而發(fā)揮功能的把持部件15a、15b。
[0059] 電源裝置2內(nèi)的高頻信號線38a、38b與高頻電壓計測部（或者高頻電壓檢測 部）39相連接，高頻電壓計測部39對第一輸出變壓器35的次級側(cè)的高頻電壓進行計測（或 者檢測）。
[0060] 由上述高頻電流計測部37計測得到的高頻電流以及由高頻電壓計測部39計測得 到的高頻電壓經(jīng)由A/D變換器41被輸入到對電源裝置2各部的動作進行控制的控制部42。
[0061] 另外，在第二輸出變壓器36的次級側(cè)感應（生成）與其初級側(cè)絕緣的超聲波驅(qū)動 電力。第二輸出變壓器36的次級側(cè)的兩個端子中的一方的端子經(jīng)由設置于超聲波驅(qū)動信 號線（還簡稱為信號線）43a的兩端之間的對超聲波驅(qū)動電流進行計測（或者檢測）的超 聲波電流計測部（或者超聲波電流檢測部）44與連接器插座5的觸點5c相連接，另一方的 端子經(jīng)由信號線43b與連接器插座5的觸點5d相連接。
[0062] 連接器插座5的觸點5c、5d構成超聲波用輸出端，從觸點5c、5d輸出的作為第二 信號的超聲波驅(qū)動信號經(jīng)由超聲波換能器單元8內(nèi)的信號線8c、8d被提供（施加）給作為 變換器的超聲波換能器11。而且，超聲波換能器11通過超聲波驅(qū)動信號的施加而進行超聲 波振動，該超聲波振動通過探針16被傳遞到其前端的把持部件15a。
[0063] 電源裝置2內(nèi)的信號線43a、43b與超聲波電壓計測部45相連接，超聲波電壓計測 部（或者超聲波電壓檢測部）45對第二輸出變壓器36的次級側(cè)的超聲波驅(qū)動電壓進行計 測（或者檢測）。
[0064] 由上述超聲波電流計測部44計測得到的超聲波驅(qū)動電流以及由超聲波電壓計測 部45計測得到的超聲波驅(qū)動電壓經(jīng)由A/D變換器41被輸入到控制部42。
[0065] 另外，輸出開關24的接通和斷開指示信號經(jīng)由信號線8e被施加到連接器插座5 的觸點5e。而且，該接通和斷開指示信號經(jīng)由信號線46被輸入到控制部42。
[0066] 控制部42根據(jù)輸出開關24的接通和斷開指示信號，對高頻電力產(chǎn)生部32的高頻 電力的產(chǎn)生和停止產(chǎn)生以及超聲波電力產(chǎn)生部33的超聲波驅(qū)動電力的產(chǎn)生和停止產(chǎn)生同 時進行控制。換言之，控制部42根據(jù)輸出開關24的接通和斷開指示信號，從電源裝置2對 處置器具3進行提供和停止提供高頻電力和超聲波驅(qū)動電力的控制。
[0067] 控制部42具有高頻和超聲波輸出控制部42a的功能，根據(jù)來自輸出開關24的接 通和斷開指示信號，對高頻電力和超聲波驅(qū)動電力的提供和停止提供進行控制，并且與輸 出設定部47的輸出設定對應地對高頻信號和超聲波驅(qū)動信號進行輸出控制。
[0068] 控制部42根據(jù)由高頻電壓計測部39計測得到的高頻電壓以及由高頻電流計測部 37計測得到的高頻電流計算出生物體組織的電阻成分，對處置生物體組織時的高頻信號進 行輸出控制。
[0069] 另外，控制部42根據(jù)由超聲波電壓計測部45計測得到的超聲波驅(qū)動信號的超聲 波驅(qū)動電壓以及由超聲波電流計測部44計測得到的超聲波驅(qū)動電流對超聲波驅(qū)動信號進 行輸出控制使得利用超聲波振動對生物體組織進行處置時的超聲波振動的振幅固定。
[0070] 另外，本實施方式中的控制部42具有斷線檢測部42b的功能，在通過高頻電流和 超聲波振動對生物體組織進行處置的情況下，對與電源裝置2的高頻輸出端相連接（包含 線纜7)的處置器具3的高頻信號線3a、3b的斷線的產(chǎn)生進行檢測。此外，（包含線纜7的） 高頻信號線3a、3b由線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b、主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b 以及手柄單元9的高頻信號線9a、9b構成。
[0071] 更詳細地說，高頻信號線3a由線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、主體單元12內(nèi)的高頻信 號線12a以及手柄單元9的高頻信號線9a構成，高頻信號線3b由線纜7內(nèi)的高頻信號線 7b、主體單元12內(nèi)的高頻信號線12b以及手柄單元9的高頻信號線9b構成。
[0072] 在對處置器具3的高頻信號線3a、3b的斷線的產(chǎn)生進行檢測的情況下，在原理上 能夠根據(jù)流過處置器具3側(cè)的高頻電流來檢測該高頻信號線3a、3b產(chǎn)生斷線的情況。
[0073] 但是，在通過高頻電流和超聲波振動對生物體組織進行處置的情況下，生物體組 織的被把持部件15a、15b把持的部分能夠等效近似為電阻。隨著處置而水分蒸發(fā)，該電阻 的電阻值以變大的方式發(fā)生變化。
[0074] 這樣隨著處置而電阻發(fā)生變化，因此在根據(jù)電阻值的計測來判斷斷線的產(chǎn)生的情 況下，其可靠性或者精度有可能下降。
[0075] 與此相對，處置器具3的高頻信號線3a、3b之間的靜電電容在用把持部件15a、15b 把持生物體組織而進行處置的情況下，即使水分蒸發(fā)其靜電電容值在大多情況下也充分小 且變化也小。因此，本實施方式中的斷線檢測部42b通過對處置器具3的高頻信號線3a、3b 之間的靜電電容值進行計算或者計測，來高精度地檢測處置器具3的高頻信號線3a、3b是 否存在斷線或者產(chǎn)生斷線。
[0076] 斷線檢測部42b具有計算部42c，該計算部42c根據(jù)由上述高頻電壓計測部39計 測得到的高頻電壓以及由高頻電流計測部37計測得到的高頻電流來計算從高頻輸出端起 的包含線纜7的處置器具3的高頻信號線3a、3b之間的靜電電容值Cm。
[0077] 另外，該斷線檢測部42b具有判斷部42d，該判斷部42d將閾值Cth與實際計算出 的靜電電容值Cm進行比較（S卩，對是否為Cm〈Cth進行比較），由此判斷是否存在斷線，該閾 值Cth的值被設定為至少比在包含與高頻輸出端相連接的線纜7的處置器具3的高頻信號 線3a、3b沒有斷線的狀態(tài)下所具有的靜電電容值C小。
[0078] 另外，電源裝置2具有閾值設定部48,該閾值設定部48設定輸出到上述判斷部 42d的閾值Cth的值。閾值設定部48在閾值設定部48內(nèi)例如具有非易失性的存儲器48a， 該非易失性的存儲器48a保存有多個值的閾值Cthl、Cth2、…、Cthn，手術師等用戶能夠?qū)?與進行手術時使用的處置器具3對應的值的閾值Cthi選擇設定為閾值Cth。
[0079] 另外，控制部42在通過判斷部42d得到產(chǎn)生斷線、即存在斷線的判斷結果的情況 下，迅速地對高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33輸出停止產(chǎn)生高頻電力和超聲波 驅(qū)動電力的控制信號，高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33分別進行停止產(chǎn)生高頻 電力和超聲波驅(qū)動電力的控制。
[0080] 另外，在存在斷線的判斷結果的情況下，控制部42將用于顯示產(chǎn)生斷線以及由于 產(chǎn)生斷線而停止產(chǎn)生高頻電力和超聲波驅(qū)動電力的信號輸出到顯示部49。而且，顯示部49 顯示與判斷部42d的判斷結果對應的產(chǎn)生斷線，并且顯示停止產(chǎn)生高頻電力和超聲波驅(qū)動 電力。而且，手術師等用戶能夠根據(jù)顯示部49的顯示內(nèi)容來迅速地掌握產(chǎn)生了斷線以及由 于斷線而停止了輸出。此外，顯示部49也可以顯示判斷部42d的沒有產(chǎn)生斷線的判斷結果 的信息。
[0081] 在圖2中，在控制部42內(nèi)設置有斷線檢測部42b，但是也可以將控制部42和斷線 檢測部42b構成為不同的塊。另外，計算部42c、判斷部42d也可以構成為與控制部42不同 的塊。
[0082] 如圖1所示，在電源裝置2中設置有電源開關50,當電源開關50接通時，電源部 31對電源裝置2內(nèi)的各部提供動作用的直流電源。
[0083] 圖3示出包含與電源裝置2的高頻輸出端相連接的線纜7的處置器具3的高頻信 號線3a、3b的等效電路。
[0084] 如圖3所示，包含線纜7的處置器具3內(nèi)的兩個高頻信號線3a、3b在線纜7內(nèi)等 經(jīng)由絕緣材料配置于接近的位置，因此能夠近似為等效于兩個高頻信號線3a、3b之間的靜 電電容。
[0085] 因此，高頻信號線3a、3b能夠近似為等效于超聲波換能器單元8內(nèi)的靜電電容 (值）Cu和手柄單元9內(nèi)的靜電電容（值）Ch的并聯(lián)連接。
[0086] 另外，在利用把持部件15a、15b把持了血管4等含水分的生物體組織的情況下，高 頻信號線3a、3b能夠近似為等效于并聯(lián)連接的靜電電容值Cu、Ch與表示所把持的生物體組 織部分的電阻成分的電阻（值）R的并聯(lián)連接。
[0087] 因此，被計測高頻電壓和高頻電流的包含與高頻輸出端相連接的線纜7的處置器 具3的高頻信號線3a、3b能夠近似為等效于高頻輸出端與靜電電容值Cu、Ch和電阻R的并 聯(lián)連接。
[0088] 此外，在圖3中，（3a)、（3b)表示與高頻信號線3a、3b對應的等效電路中的信號線。
[0089] 如上所述，生物體組織含水分，因此緊接著利用把持部件15a、15b把持之后，電阻 R為小的值，但是在正在進行凝固切開或者密封等處置的過程中水分從生物體組織中蒸發(fā)， 因此電阻R變大。
[0090] 對于高頻信號線3a、3b的阻抗，在觸點5a、5b側(cè)進行計測的情況下，在處置開始 時，電阻R成分的貢獻大到能夠忽略靜電電容值Cu、Ch的程度。而且，當隨著處置的經(jīng)過而 電阻R的值變大時，成為電阻R與靜電電容值Cu、Ch并聯(lián)連接所得到的阻抗。
[0091] 另一方面，在未利用把持部件15a、15b把持生物體組織的狀態(tài)或者打開把持部件 15a、15b的狀態(tài)下，電阻R能夠近似為無限大。在該狀態(tài)下，高頻信號線3a、3b的阻抗能夠 近似為靜電電容值Cu、Ch的并聯(lián)連接。
[0092] 圖4示出從高頻輸出端輸出到處置器具3側(cè)的高頻信號的輸出波形的示意圖。
[0093] 如圖3所示，在靜電電容值Cu、Ch、電阻R并聯(lián)連接的狀態(tài)下，當從電源裝置2的高 頻輸出端對包含線纜7的處置器具3的高頻信號線3a、3b輸出高頻信號時，如圖4所示，在 其高頻電壓波形與高頻電流波形之間，在零交叉的定時產(chǎn)生具有時間差的相位差Θ。
[0094] 圖2示出的控制部42內(nèi)的計算部42c根據(jù)經(jīng)由A/D變換器41輸入的由高頻電壓 計測部39計測得到的高頻電壓以及由高頻電流計測部37計測得到的高頻電流來計算圖4 示出的時間差At和周期T。
[0095] 另外，計算部42c根據(jù)時間差At和周期T用以下式（1)來計算相位差Θ。
[0096] Θ = 360。XAt/T (1)
[0097] 圖5不出與圖4對應的1?頻電壓與1?頻電流的向量圖。如圖5所不，1?頻電壓的 振幅V與1?頻電流的振幅I具有相位差Θ。
[0098] 而且，計算部42c用以下式（2)、式（3)來計算流過并聯(lián)連接的靜電電容值Cu、 Ch(即Cu+Ch)的高頻電流成分Ic以及流過電阻R的高頻電流成分Ir。
[0099] Ic = sin θ XI (2)
[0100] Ir = cos θ X I (3)
[0101] 另外，計算部42c用以下式（4)來計算并聯(lián)連接的靜電電容值Cu、Ch的合成靜電 電容值 Cm ( = Cu+Ch)。
[0102] C = Ic/{2 π X (1/T) XV} (4)
[0103] 另外，計算部42c用以下式（5)來計算電阻R。
[0104] R = V/Ir (5)
[0105] 計算部42c將計算出的合成靜電電容值Cm輸出到判斷部42d。判斷部42d將由計 算部42c計算出的合成靜電電容值Cm與由閾值設定部48設定的用于檢測斷線的閾值Cth 進行比較，在Cm彡Cth的情況下，判斷為不存在斷線，在Cm〈Cth的情況下，判斷為存在斷 線。
[0106] 控制部42在判斷部42d判斷為不存在斷線的情況下，維持通常的使用狀態(tài)，與此 相對，在判斷為存在斷線的情況下，進行輸出控制使得不從電源裝置2輸出高頻信號和超 聲波驅(qū)動信號，并且通過顯示部49顯示其內(nèi)容，通知給手術師。手術師根據(jù)通知能夠迅速 地識別斷線的產(chǎn)生，從而容易順利地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處置。
[0107] 這樣，本實施方式的外科手術系統(tǒng)1具有電源裝置2,該電源裝置2具備：高頻電 力產(chǎn)生部32 (第一信號生成部），其為了對生物體組織提供高頻能量而生成高頻信號（第一 信號）；以及超聲波電力產(chǎn)生部33 (第二信號生成部），其為了對生物體組織提供作為與高 頻能量不同的能量的超聲波能量而生成超聲波驅(qū)動信號（第二信號）。
[0108] 另外，外科手術系統(tǒng)1具有：作為變換器的超聲波換能器11，其通過上述第二信號 的提供來生成上述其它能量；以及可開閉的把持部件15a、15b，其用于把持處置對象的生 物體組織，還具有：作為外科處置器具的（高頻和超聲波）處置器具3,其同時進行以下處 置，即，利用上述高頻能量經(jīng)由由上述把持部件15a、15b形成的對電極對上述生物體組織 進行的處置以及利用上述其它能量經(jīng)由上述把持部件15a、15b進行的處置；以及線纜7,其 設置有連接器6,該連接器6的一端與上述外科處置器具相連接，另一端與上述電源裝置2 裝卸自由地連接，經(jīng)由上述連接器6將上述第一信號和上述第二信號從上述電源裝置2提 供給上述外科處置器具。
[0109] 另外，外科手術系統(tǒng)1具有：高頻電壓計測部39,其被設置于上述電源裝置2,對 從上述電源裝置2經(jīng)由上述線纜7內(nèi)的第一高頻信號線輸出到上述外科處置器具內(nèi)的與上 述對電極導通的第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電壓進行計測；高頻電流計測部 37,其被設置于上述電源裝置2,對從上述電源裝置2經(jīng)由上述線纜7內(nèi)的上述第一高頻信 號線輸出到上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電流進 行計測；計算部42c，其被設置于上述電源裝置2,在正在利用上述高頻能量和上述其它能 量對上述生物體組織進行處置的過程中，根據(jù)由上述高頻電壓計測部39計測得到的上述 高頻電壓和由上述高頻電流計測部37計測得到的上述高頻電流，來計算傳送上述高頻信 號的上述線纜7內(nèi)的上述第一高頻信號線以及上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號 線所具有的靜電電容值Cm ;判斷部42d，其被設置于上述電源裝置2,判斷由上述計算部42c 計算出的上述靜電電容值Cm是否小于閾值Cth，該閾值Cth是為了對上述線纜7內(nèi)的上述 第一高頻信號線和上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線中的斷線產(chǎn)生進行檢測而 預先設定的；以及控制部42,其被設置于上述電源裝置2,當上述判斷部42d判斷為上述靜 電電容值Cm小于上述閾值Cth時，進行控制使得停止從上述電源裝置2經(jīng)由上述線纜7提 供給上述外科處置器具的上述高頻信號和上述第二信號的輸出。
[0110] 接著，說明本實施方式的外科手術系統(tǒng)1的作用。
[0111] 圖6示出利用本實施方式的外科手術系統(tǒng)1進行處置時的主要由控制部42進行 的處理過程的流程圖。
[0112] 通過接通電源裝置2的電源開關50,電源裝置2內(nèi)的各部處于動作狀態(tài)。手術師 在開頭的步驟S1中進行包含閾值Cth的設定的高頻輸出值、超聲波驅(qū)動輸出值等的初始設 定。
[0113] 圖7A示出包含線纜7的處置器具3中的沒有產(chǎn)生斷線的正常情況下的靜電電容 值Ca以及產(chǎn)生斷線的情況下的靜電電容值Cb、Cc的例子。
[0114] 圖7A中的橫軸表示與構成高頻信號線3a、3b的線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b、主 體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b、手柄單元9內(nèi)的高頻信號線9a、9b的長度對應的概要 的靜電電容值。此外，在線纜7的高頻信號線7a、7b中的連接器6側(cè)的端部計測（計算） 圖7A中示出的靜電電容值Ca、Cb、Cc。
[0115] 線纜7內(nèi)的高頻信號線7a、7b通常具有3m左右的長度，手柄單元9內(nèi)的高頻信號 線9a、9b具有幾十cm左右的長度。另外，主體單元12內(nèi)的高頻信號線12a、12b與手柄單 元9的長度相比相當短。
[0116] 在不存在斷線的情況下，由計算部42c根據(jù)高頻電壓與高頻電流的計測結果來計 算正常情況下的靜電電容值Ca。靜電電容值Ca通常處于250pF-300pF左右的范圍。因此， 閾值Cth的值也大致被設定為250pF-300pF左右的范圍內(nèi)的值。也可以與線纜7更長的情 況對應地將閾值Cth的值設定為250pF-400pF左右的范圍內(nèi)的值，或者與線纜7更短的情 況也對應地將閾值Cth的值設定為150pF-400pF左右的范圍內(nèi)的值。
[0117] 在圖7A中當在用叉符號B表示的位置產(chǎn)生斷線時，從線纜7的連接器6側(cè)的端部 (即高頻輸出端）起，成為與斷線的位置對應的（小于不存在斷線時的靜電電容值Ca)靜電 電容值Cb、Cc。
[0118] 因此，當作為用于檢測斷線的閾值Cth設定為比不存在斷線時的靜電電容值Ca稍 小的值Cthl時，通過與計算出的靜電電容值Cm進行比較，能夠檢測出（包含線纜7的）處 置器具3中的任意位置的斷線的產(chǎn)生。此外，在圖7A中，Cthl設定為比靜電電容值Ca僅 小余量Δ的值。
[0119] 手術師根據(jù)在實際進行處置時使用的處置器具3的靜電電容值，能夠通過閾值設 定部48來設定閾值Cth。由判斷部42d判斷是否存在斷線時使用所設定的閾值Cth。
[0120] 手術師在對作為處置對象的生物體組織的例如血管4進行密封的情況下，用把持 部件15a、15b來把持血管4并接通輸出開關24。
[0121] 如圖6的步驟S2所示，控制部42監(jiān)視輸出開關24的接通，在輸出開關24被接通 的情況下，如步驟S3所示，控制高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33以同時輸出高 頻信號和超聲波驅(qū)動信號。此外，在圖6中將高頻信號簡稱為HF信號，將超聲波驅(qū)動信號 簡稱為US驅(qū)動信號。
[0122] 在該情況下，使高頻信號從高頻輸出端經(jīng)由包含線纜7的處置器具3內(nèi)的高頻信 號線3a、3b流過由構成雙極電極的把持部件15a、15b把持的血管4,開始利用高頻能量對血 管4進行密封的處置。
[0123] 另外，超聲波換能器11基于超聲波驅(qū)動信號進行超聲波振動，該超聲波振動經(jīng)由 把持部件15a被傳遞到血管4,還利用超聲波振動（超聲波能量）開始進行血管4的密封處 置。這樣通過同時使用兩種能量，能夠增大密封的功能而在短時間內(nèi)進行密封處置。
[0124] 另外，如步驟S4所示，高頻電壓計測部39和高頻電流計測部37對從高頻輸出端 提供給處置器具3側(cè)的高頻電壓和高頻電流分別進行計測。高頻電壓計測部39和高頻電流 計測部37將計測得到的高頻電壓和高頻電流經(jīng)由A/D變換器41輸出到控制部42?？刂撇?42根據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算生物體組織的電阻成分，對高頻信號進行輸 出控制以使高頻信號成為適合于對該生物體組織進行處置的高頻能量值。
[0125] 另外，如步驟S5所示，超聲波電壓計測部45和超聲波電流計測部44分別對超聲 波驅(qū)動電壓和超聲波驅(qū)動電流進行計測，經(jīng)由A/D變換器41輸出到控制部42?？刂撇?2 根據(jù)這些計測值對超聲波電力產(chǎn)生部33的超聲波驅(qū)動電力進行控制，以使由超聲波換能 器11產(chǎn)生的超聲波振動的振幅固定。
[0126] 另外，如步驟S6所示，計算部42c根據(jù)所輸入的高頻電壓和高頻電流來計算高頻 信號線3a、3b之間的靜電電容值Cm，輸出到判斷部42d。此外，也可以與步驟S5的處理并 行地進行該步驟S6的處理或者在步驟S5的處理之前進行該步驟S6的處理。
[0127] 如步驟S7所示，判斷部42d將計算出的靜電電容值Cm與閾值Cth進行比較，判斷 是否滿足Cm〈Cth的條件。在不滿足該條件的情況下，判斷部42d判斷為不存在斷線。在判 斷部42d的該判斷結果的情況下，如步驟S8所示，控制部42進行控制使得繼續(xù)保持同時輸 出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的狀態(tài)。
[0128] 另外，如步驟S9所示，控制部42監(jiān)視輸出開關24是否被斷開。在輸出開關24沒 有被斷開的情況下，返回至步驟S4的處理。
[0129] 另一方面，在輸出開關24被斷開的情況下，如步驟S10所示，進行控制使得停止高 頻信號和超聲波驅(qū)動信號的同時輸出，過渡到下一個步驟S11。
[0130] 在步驟S11中，控制部42監(jiān)視是否進行了處置結束的指示操作，在沒有進行處置 結束的指示操作的情況下，返回至步驟S2的處理。在進行了處置結束的指示操作的情況 下，控制部42結束圖6的控制動作，關閉電源開關50。
[0131] 在步驟S7中，在滿足Cm〈Cth的條件的情況下，判斷部42d判斷為存在斷線，在該 判斷結果的情況下，如步驟S12所示，控制部42控制高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生 部33,以停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的同時輸出。
[0132] 另外，如步驟S13所示，控制部42將用于顯示產(chǎn)生斷線以及停止輸出高頻信號和 超聲波驅(qū)動信號的信號輸出到顯示部49。而且，顯示部49顯示產(chǎn)生斷線以及高頻信號和超 聲波驅(qū)動信號的輸出停止，控制部42禁止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的同時輸出直到產(chǎn) 生斷線的部分被更換為止。此外，也可以同時進行步驟S12和S13的處理或者在進行步驟 S13的處理之后進行步驟S12的處理。
[0133] 手術師能夠迅速地掌握產(chǎn)生了斷線的情況，并且能夠掌握由于產(chǎn)生斷線而電源裝 置2處于被切斷的狀態(tài)。而且，手術師容易順利地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處理。
[0134] 這樣，根據(jù)本實施方式，對提供給處置器具3的高頻電壓和高頻電流進行計測，根 據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算處置器具3的靜電電容值Cm，將計算出的靜電電 容值Cm與閾值Cth進行比較，由此在處置器具3的高頻信號線3a、3b產(chǎn)生斷線的情況下， 能夠迅速地檢測斷線的產(chǎn)生。
[0135] 另外，根據(jù)計測得到的高頻電壓和高頻電流來計算處置器具3的靜電電容值Cm， 將計算出的靜電電容值Cm與用于判斷斷線的閾值Cth進行比較，由此判斷（檢測）斷線的 產(chǎn)生，因此能夠高精度地判斷斷線的產(chǎn)生。
[0136] 另外，根據(jù)本實施方式，在檢測出斷線的產(chǎn)生的情況下，停止高頻信號和超聲波驅(qū) 動信號的輸出并且通知給手術師，因此具有手術師能夠迅速地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處 置這種效果。
[0137] 如上所述，在使用高頻能量和超聲波能量兩者進行手術的情況下，即使產(chǎn)生斷線， 能夠利用超聲波能量進行處置的狀態(tài)也持續(xù)，因此手術師難以立即識別斷線的產(chǎn)生。另外， 該狀態(tài)與在使用高頻能量和超聲波能量兩者的情況下為進行適當?shù)奶幹枚O定的輸出狀 態(tài)不同，因此期望迅速地停止處置。
[0138] 在本實施方式中，在產(chǎn)生斷線的情況下，立即將斷線的產(chǎn)生通知給手術師，并且不 輸出高頻能量和超聲波能量，因此手術師能夠針對斷線的產(chǎn)生更換斷線的處置器具3而繼 續(xù)進行處置等，能夠順利地進行與斷線的產(chǎn)生對應的處理等。
[0139] 此外，如上所述，在對一次病例使用處置器具3的情況下，當與反復使用的超聲波 換能器單元8進行比較時，在對每一次病例使用新的的手柄單元9中產(chǎn)生斷線的可能性極 小。
[0140] 因此，作為用于檢測斷線的產(chǎn)生的閾值Cth，有時也可以設定為能夠僅檢測在超聲 波換能器單元8側(cè)產(chǎn)生斷線的情況。
[0141] 因此，如圖7A所示，也可以將Cth2的值設定為閾值Cth。將該值Cth2設定為比超 聲波換能器單元8的高頻信號線8a、8b的靜電電容值Cu稍小的值即可。在該情況下，考慮 超聲波換能器單元8的產(chǎn)品的偏差程度，也可以將從靜電電容值Cu中減去由該偏差引起的 最大電容值Λ Cu所得到的值Cu- Λ Cu設定為閾值Cth。
[0142] 另外，作為本實施方式的變形例，也可以設為以下結構。
[0143] 例如如在圖2中用虛線表示那樣，也可以設置作為時間計測部的計時器51和存儲 部52,該作為時間計測部的計時器51在電源裝置2內(nèi)進行時間計測，該存儲部52將由控 制部42(的計算部42c)例如根據(jù)在每隔規(guī)定時間δ的計測時間tj(j為自然數(shù)，j = 1、 2、…）計測得到的高頻電壓和高頻電流而計算出的靜電電容值Cm(j)以時間序列存儲。另 夕卜，判斷部42d將在時間上在規(guī)定時間δ前后計測（計算）得到的兩個靜電電容值Cm(j)、 Cm(j+1)的差的絕對值|Cm(j)-Cm(j+l) |與以下那樣設定的閾值Cth(S)進行比較。此外， 閾值Cth(S)為正的值。
[0144] 絕對值|Cm(j)_Cm(j+l) |在處置器具3處于正常的動作狀態(tài)下成為由測量誤差、 生物體組織的狀態(tài)變化引起的小的值。
[0145] 針對這種情況，能夠設定滿足以下式的閾值Cth ( δ )。
[0146] Cm(j) -Cm(j+1) | <Cth ( δ ) (6)
[0147] 作為該閾值Cth(S)，能夠設定在正常的動作狀態(tài)下以規(guī)定時間δ的時間間隔對 靜電電容值Cm進行計測的情況下所允許的靜電電容值的變化量的最大值。
[0148] 該閾值Cth( δ )還依賴于規(guī)定時間δ的大小，但是與上述閾值Cth的值相比為充 分小的值（在以下例子中為1/10以下）。
[0149] 例如在規(guī)定時間δ被設定為0.1秒-10秒范圍內(nèi)的值的情況下，作為閾值 Cth( δ )，能夠根據(jù)使用環(huán)境從Cm/100-Cm/10的范圍中來設定。Cm/100-Cm/10大致處于 2pF-30pF的范圍內(nèi)。例如能夠通過閾值設定部48來設定閾值Cth ( δ )。在該情況下，在閾 值設定部48已作為將閾值Cth設定為第一閾值的第一閾值設定部的情況下，閾值設定部48 還具有將閾值Cth( δ)設定為第二閾值的第二閾值設定部的功能。此外，在閾值設定部48 已經(jīng)具備設定第一閾值和第二閾值的功能的情況下，閾值設定部48具備將閾值Cth ( δ )設 定為第三閾值的第三閾值設定部的功能。此外，也可以與閾值設定部48分開地設置第三閾 值設定部。
[0150] 在這樣設定了閾值Cth( δ )的情況下，當產(chǎn)生斷線時絕對值|Cm(j)-Cm(j+l) |為 閾值Cth(S)以上地大幅變化。因此，判斷部42d通過判斷絕對值|Cm(j)-Cm(j+l)|是否 小于閾值Cth( δ)即是否滿足式（6)的條件，能夠判斷（檢測）斷線的產(chǎn)生。此外，判斷部 42d還進行上述判斷，但是也可以由與判斷部42d不同的例如第二判斷部進行上述判斷。
[0151] 另外，除了斷線以外，當發(fā)生異常的動作狀態(tài)時，絕對值|Cm(j)_Cm(j+l) |也有可 能大到上述閾值Cth ( δ )以上（即處于不滿足式（6)的狀態(tài)）。
[0152] 在本變形例中，除了如上述第一實施方式那樣判斷部42d進行判斷以外，還判斷 是否滿足式（6)。而且，在不滿足式（6)時，也與上述檢測出斷線產(chǎn)生時同樣地，控制部42 進行停止輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的控制，并且通知給手術師。作為該情況下的通 知，通知成為異常動作狀態(tài)。
[0153] 圖7B示出作為本變形例的處理內(nèi)容的代表例的流程圖。在圖7B中，與圖6示出 的流程圖中的一部分不同，因此僅說明不同的部分。步驟S1-S5與圖6的情況相同，對于圖 6的步驟S6中的高頻信號線3a、3b之間的靜電電容值Cm的計算處理，如圖7B所示被變更 為在計測時間Tj (在該情況下j = 1)進行計算的靜電電容值Cm(j)。另外，對于圖6的步 驟S7的是否滿足條件Cm〈Cth的判斷處理，在圖7B中成為是否滿足條件Cm(j)〈Cth的判斷 處理。另外，在圖7B中在步驟S8與步驟S9之間進行以下處理。
[0154] 在步驟S8的處理之后的步驟S41中，控制部42將靜電電容值Cm (j)與計測時間 Tj 一起存儲到存儲部52。在下一個步驟S42中，計時器51等待從計測時間tj起經(jīng)過規(guī)定 時間δ。在經(jīng)過規(guī)定時間δ時，計時器51將規(guī)定時間δ的經(jīng)過通知給控制部42 (的計算 部42c)。將成為下一個計測時間tj+Ι通知給控制部42(的計算部42c)。在步驟S43中， 控制部42(的計算部42c)識別到成為從計測時間tj起經(jīng)過規(guī)定時間δ的下一個計測時 間tj+Ι (將j設定為j+Ι)，在該計測時間tj+Ι計算靜電電容值Cm(j+1)，將計算出的靜電 電容值Cm(j+1)發(fā)送到判斷部42d。
[0155] 在步驟S44中，控制部42 (的判斷部42d)判斷是否滿足式（6)的條件。也就是說， 控制部42(的判斷部42d)判斷是否為|Cm(j)-Cm(j+l)|〈Cth(S)。在滿足式（6)的情況 下，進入到步驟S9的處理。在步驟9中輸出開關24未被斷開的情況下，返回至步驟S4的 處理，在j成為j+Ι的狀態(tài)下反復進行上述處理。
[0156] 另一方面，在步驟S44中為不滿足式￠)的條件的判斷結果的情況下，在步驟S45 中，控制部42控制高頻電力產(chǎn)生部32和超聲波電力產(chǎn)生部33,以停止高頻信號和超聲波驅(qū) 動信號的同時輸出。
[0157] 另外，如步驟S46所示，控制部42將用于顯示產(chǎn)生異常以及停止輸出高頻信號和 超聲波驅(qū)動信號的信號輸出到顯示部49。然后，顯示部49顯示產(chǎn)生斷線等異常以及高頻信 號和超聲波驅(qū)動信號的輸出停止，控制部42直到斷線的處置器具被更換為止禁止輸出而 結束圖7B的處理。此外，也可以同時進行步驟S45和步驟S46的處理或者在進行步驟S46 的處理之后進行步驟S45的處理。此外，可以在圖7B中與步驟S8同時地進行步驟S41，也 可以在步驟S8之間進行步驟S41。
[0158] 根據(jù)本變形例，能夠更可靠地檢測斷線的產(chǎn)生，并且在處于斷線以外的異常狀態(tài) 的情況下也能夠停止輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號。另外，能夠?qū)惓顟B(tài)的產(chǎn)生迅速 地通知給手術師。
[0159] (第二實施方式）
[0160] 接著，說明本發(fā)明的第二實施方式。圖8示出第二實施方式的外科手術系統(tǒng)1B。 外科手術系統(tǒng)1B具有電源裝置2B和處置器具3B，該處置器具3B具備與該電源裝置2B裝 卸自由地進行連接的連接器6。
[0161] 處置器具3B是在第一實施方式的處置器具3中例如在連接器6內(nèi)具有信息保存 部61，該信息保存部61保存在出廠時測量的包含線纜7的超聲波換能器單元8的高頻信號 線8a、8b所具有的靜電電容值Cu的信息。此外，例如利用能夠以高精度測量靜電電容值的 靜電電容計測裝置等計測（計算）靜電電容值Cu。
[0162] 該信息保存部61與設置于連接器6的觸點62進行連接，使得能夠讀出所保存的 信息。
[0163] 此外，信息保存部61由ROM、RF-ID、條形碼、其它設備構成。
[0164] 圖9示出本實施方式中的電源裝置2B的內(nèi)部結構。該電源裝置2B是在第一實施 方式的電源裝置2中控制部42進一步經(jīng)由與觸點62相連接的信號線63來讀取靜電電容 值Cu的信息。另外，控制部42將靜電電容值Cu的信息發(fā)送到閾值設定部48,能夠設定與 靜電電容值Cu對應的閾值。
[0165] 在該情況下，通過閾值設定部48能夠?qū)⒗珈o電電容值Cu加上余量Λ C作為與 靜電電容值Cu對應的閾值而將Cu+Λ C設定為閾值Cth。
[0166] 其它結構與第一實施方式相同。
[0167] 圖10示出在通過本實施方式進行手術的情況下檢測斷線產(chǎn)生的處理過程的一個 例子。圖10示出的處理內(nèi)容與圖6的處理內(nèi)容類似。
[0168] 首先，如步驟S21所示，將包含超聲波換能器單元8的處置器具3B連接到電源裝 置2B。之后，接通電源開關50。通過電源開關50的接通，電源裝置2內(nèi)的各部處于動作狀 態(tài)。而且，如步驟S22所示，控制部42讀取作為設置于超聲波換能器單元8的信息保存部 61所保存的信息的靜電電容值Cu，將該靜電電容值Cu發(fā)送到閾值設定部48。在下一個步 驟S23中，閾值設定部48將該靜電電容值Cu設定為閾值Cth，過渡至下一個步驟S2。步驟 S2以后的處理為與圖6相同的處理。因此，省略其說明。
[0169] 根據(jù)本實施方式，讀取構成在進行手術時實際使用的處置器具3B的超聲波換能 器單元8的靜電電容值Cu，將該靜電電容值Cu設定為用于判斷是否存在斷線的閾值Cth， 因此能夠高精度地判斷是否存在斷線。除此以外，具有與第一實施方式相同的效果。
[0170] (第三實施方式）
[0171] 接著，說明本發(fā)明的第三實施方式。本實施方式例如是在第一實施方式的處置器 具3的情況下能夠高精度地檢測斷線的外科手術系統(tǒng)1。硬件結構例如與第一實施方式相 同，用于檢測斷線的產(chǎn)生的過程不同。
[0172] 圖11示出本實施方式中的包含判斷是否存在斷線的處理的動作。
[0173] 在開頭步驟S31中，手術師將手術中實際使用的超聲波換能器單元8連接到電源 裝置2并接通電源裝置2的電源開關50。在下一個步驟S32中，手術師進行確認超聲波換 能器單元8沒有斷線即導通的處理。
[0174] 例如，在以超聲波換能器單元8單體來確認導通的情況下，通過未圖示的夾具使 超聲波換能器單元8的高頻信號線8a、8b前端的兩端短路（short)。
[0175] 在將手柄單元9安裝到超聲波換能器單元8的情況下確認導通時，通過用夾具使 手柄單兀9如纟而的把持部件15a、15b之間短路來確認導通，或者設為用把持部件15a、15b 把持用生理食鹽水沾濕的紗布等的狀態(tài)后輸出高頻信號，通過從紗布等冒煙等來確認導 通。
[0176] 在下一個步驟S33中（為了設定用于判斷在使用過程中是否存在斷線的閾值）對 處置器具3或者超聲波換能器單元8的靜電電容值Cf進行測量。
[0177] 在以超聲波換能器單元8單體測量該靜電電容值Cf的情況下，在步驟S34中將該 靜電電容值Cf設定為閾值Cth。
[0178] 此外，在以將手柄單元9安裝到超聲波換能器單元8的處置器具3測量靜電電容 值Cf的情況下，將靜電電容值Cf減去手柄單元9的靜電電容值所得到的值設定為閾值 Cth。
[0179] 該步驟S34的下一個處理與圖6的步驟S2相同，該步驟S2以后的處理與圖6相 同，因此省略其說明。
[0180] 在本實施方式中，也對手術中實際使用的超聲波換能器單元8的靜電電容值進行 測量，將該測量值設定為用于判斷是否存在斷線的閾值Cth，因此能夠與第二實施方式的情 況同樣地以高精度判斷是否存在斷線。
[0181] 此外，在上述第一?第三實施方式中，如后述的圖14的電源裝置2C那樣在構成為 具備產(chǎn)生與由高頻電力產(chǎn)生部32產(chǎn)生的高頻信號的頻率Π 不同的頻率f2的高頻信號的 高頻電力產(chǎn)生部32b等的情況下，也可以用兩個頻率Π 、f2的高頻信號來判斷（檢測）斷 線的產(chǎn)生。
[0182] 在該情況下，也可以在將兩個頻率fl、f2的高頻信號施加到處置器具3 (或者3B) 的狀態(tài)下，根據(jù)兩個頻率Π 、f2的高頻信號各自的高頻電壓和高頻電流的計測值來計算靜 電電容值Cm(fl)、Cm(f2)，將靜電電容值Cm(fl)、Cm(f2)分別與用于判斷斷線的產(chǎn)生的閾 值Cth (f 1)、Cth (f2)進行比較來判斷是否產(chǎn)生斷線。
[0183] 另外，也可以在使用頻率高的頻率Π 的情況下判斷部42d判斷為產(chǎn)生斷線的情況 下，還使用頻率低的頻率f2進行同樣的判斷，使頻率低的頻率f2的判斷結果優(yōu)先。
[0184] (第四實施方式）
[0185] 在上述第一?第三實施方式中，說明了根據(jù)高頻電壓和高頻電流的計測值計算靜 電電容值來檢測是否產(chǎn)生斷線，但是如以下（作為第四實施方式）說明那樣，也可以根據(jù)處 置器具3 (也可以應用于3B)的高頻信號線3a、3b的高頻電壓和高頻電流的計測值來計算 阻抗Zm，與為了檢測斷線而設定的阻抗的閾值Zth進行比較，由此檢測（判斷）斷線的產(chǎn) 生。
[0186] 此外，第四實施方式的結構例如為與第一實施方式相同的結構。但是，在本實施方 式中，圖2的計算部42c計算阻抗Zm，并且圖2的判斷部42d通過將阻抗Zm與閾值Zth進 行比較來檢測（判斷）斷線的產(chǎn)生。
[0187] 此外，阻抗Zm是根據(jù)高頻電壓和高頻電流的計測值來計算出的，因此還將阻抗Zm 稱為計測得到的阻抗或者計測阻抗。
[0188] 圖12示出該情況下檢測是否產(chǎn)生斷線的流程圖。
[0189] 在步驟S51中設定用于檢測斷線的產(chǎn)生的阻抗的閾值Zth。此外，手柄單元9為一 次性產(chǎn)品，在一次使用中大致保證不斷線。因此，只要檢測超聲波換能器單元8側(cè)的斷線的 產(chǎn)生即可。
[0190] 當將超聲波驅(qū)動信號的角頻率設為ω時，根據(jù)V(coCu)求出僅連接了超聲波換 能器單元8的情況下的阻抗。
[0191] 當在超聲波換能器單元8側(cè)產(chǎn)生斷線時，從高頻輸出端側(cè)觀察的阻抗大于1/ (ω Cu)。
[0192] 而且，考慮超聲波換能器單元8的阻抗1八ω Cu)中的超聲波換能器單元8的靜電 電容值Cu的偏差，使用接近靜電電容值Cu的最大值的值來設定閾值Zth。
[0193] 在下一個步驟S52中將處置器具3連接到電源裝置2,控制部42 -邊更新之前的 計測值一邊計測（計算）阻抗Zm。
[0194] 在下一個步驟S53中，控制部42判斷阻抗Zm是否滿足Zm彡Zth的條件。
[0195] 在不滿足Zm彡Zth的條件的情況下，返回至步驟S52的處理，在滿足Zm彡Zth的 條件的情況下，過渡到步驟S54的處理。在步驟S54中，控制部42判斷為存在斷線（產(chǎn)生 斷線錯誤），進行控制以停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的輸出。
[0196] 通過進行圖12示出的處理，在將處置器具3的前端設定為開路狀態(tài)的情況下也與 沒有斷線的情況同樣，計測得到的阻抗Zm大于閾值Zth而不會錯誤檢測，能夠高精度地檢 測包含線纜7的超聲波換能器單元8的斷線的產(chǎn)生。
[0197] 在圖12的情況下，預先設定閾值Zth，但是也可以根據(jù)實際使用的處置器具3的超 聲波換能器單元8的計測值來設定該閾值Zth。
[0198] 例如在進行手術之前，將處置器具3的前端設定為開路狀態(tài)，對處置器具3的高頻 信號線3a、3b之間的阻抗進行計測，根據(jù)計測得到的阻抗來設定閾值Zth。
[0199] 圖13示出該情況下檢測是否產(chǎn)生斷線的流程圖。
[0200] 在開頭步驟S61中僅將超聲波換能器單元8連接到電源裝置2,設定為將超聲波換 能器單元8的前端短路的狀態(tài)，控制部42對超聲波換能器單元8進行導通檢查。
[0201] 在下一個步驟S62中，將超聲波換能器單元8設定為不短路狀態(tài)的開路狀態(tài)，控制 部42對該開路狀態(tài)下的阻抗Ζορ進行計測（計算）。開路狀態(tài)下的阻抗Ζορ成為1八ω Cu)。 此外，當超聲波換能器單元8產(chǎn)生斷線時，阻抗變得大于該阻抗Ζορ。
[0202] 在下一個步驟S63中，控制部42設定對Ζορ加上事先設定的阻抗Zhmin所得到的 值作為用于檢測斷線的閾值Zth。也就是說，Zth = Zop+Zhmin。此外，根據(jù)僅超聲波換能 器單元8的情況下的阻抗與連接了最小電容的手柄單元9的情況下的阻抗之間的差來求出 阻抗Zhmin。
[0203] 而且，在下一個步驟S64中，將處置器具3連接到電源裝置2。也就是說，將對超聲 波換能器單元8安裝了手柄單元9的處置器具3連接到電源裝置2。
[0204] 在下一個步驟S65中，當手術師接通輸出開關24時，電源裝置2開始輸出高頻信 號和超聲波驅(qū)動信號。
[0205] 在下一個步驟S66中，控制部42根據(jù)高頻電壓和高頻電流的計測值來（一邊更新 之前的計測值一邊）計測（計算）阻抗Zm。
[0206] 在下一個步驟S67中，控制部42判斷計測得到的阻抗Zm是否為Zm彡Zth。在不 滿足Zm彡Zth的條件的情況下，返回至步驟S66的處理。另一方面，在滿足Zm彡Zth的條 件的情況下，過渡到步驟S68的處理。在步驟S68中，控制部42判斷為產(chǎn)生斷線錯誤，進行 控制以停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號的輸出。
[0207] 通過進行圖13示出的處理，即使將前端設定為開路狀態(tài)也與不產(chǎn)生斷線的情況 下同樣，計測得到的阻抗Zm小于閾值Zth而不會錯誤檢測，能夠高精度地檢測斷線的產(chǎn)生。
[0208] 圖14示出第四實施方式的第二變形例中的使用兩個頻率來檢測斷線的產(chǎn)生的電 源裝置2C的結構。圖14示出的電源裝置2C是在圖2的電源裝置2中還具備作為斷線檢測 用高頻電力產(chǎn)生部的第二高頻電力產(chǎn)生部32b、輸出變壓器35b、第二高頻電流計測部37b、 第二高頻電壓計測部39b以及帶通濾波器（BPF)71。
[0209] 作為處置用高頻電力產(chǎn)生部的高頻電力產(chǎn)生部32產(chǎn)生頻率Π (角頻率ω?)的 高頻電力，第二高頻電力產(chǎn)生部32b產(chǎn)生頻率f2(角頻率ω2)的高頻電力。此外，設定為 fl>f2。
[0210] 由第二高頻電力產(chǎn)生部32b產(chǎn)生的頻率f2的高頻信號從被輸出變壓器35b絕緣 的次級側(cè)通過第二高頻電流計測部37b，進一步通過帶通濾波器71從高頻輸出端與處置用 的頻率Π 的高頻信號疊加地輸出到處置器具3的高頻信號線3a、3b偵k
[0211] 另外，由第二高頻電流計測部37b和第二高頻電壓計測部39b分別計測得到的高 頻電流和高頻電壓經(jīng)由A/D變換器41被輸入到控制部42。控制部42 (內(nèi)的計算部42c)將 計測得到的高頻電壓除以高頻電流而計算出阻抗Zm2。
[0212] 此外，控制部42 (內(nèi)的判斷部42d)通過將以頻率f2計測得到的阻抗Zm2與由閾 值設定部48為了檢測斷線而預先設定的阻抗的閾值Zth2進行比較來判斷斷線的產(chǎn)生。
[0213] 圖15示出例如在處置器具3的靜電電容值為300pF的情況下和200pF的情況下 改變頻率計測得到的阻抗值的特性例。
[0214] 根據(jù)圖15的特性可知，在將處置器具3側(cè)的靜電電容值計測為阻抗值的情況下， 在低頻率進行計測能夠計測為大的值。
[0215] 因此，在具備圖14的電源裝置2C的外科手術系統(tǒng)中，能夠與處置用的高頻信號一 起同時輸出電線檢測用的高頻信號。在該情況下，將電線檢測用的高頻信號的電力設定為 與處置用高頻信號的電力相比充分小的值（例如1W以下），因此能夠忽略電線檢測用的高 頻信號的電力，能夠進行通過處置用高頻信號的電力進行處置的情況下的輸出控制。
[0216] 圖16示出輸出處置用和斷線檢測用這兩個高頻信號來對斷線的產(chǎn)生進行檢測的 流程圖。
[0217] 在開頭的步驟S71中，在輸出開關24被接通的情況下，控制部42將處置用頻率Π 的高頻信號和電線檢測用的頻率f2的高頻信號輸出到處置器具3偵k
[0218] 在下一個步驟S72中，控制部42根據(jù)由第二高頻電流計測部37b和第二高頻電壓 計測部39b計測得到的高頻電流和高頻電壓來計測（計算）處置器具3的高頻信號線3a、 3b之間的阻抗Zm2。
[0219] 在下一個步驟S73中，控制部42判斷計測得到的阻抗Zm2是否滿足Zm2彡Zth2 的條件。在不滿足Zm2彡Zth2的條件的情況下，返回至步驟S72的處理。
[0220] 另一方面，在滿足Zm2彡Zth2的條件的情況下，過渡到步驟S74的處理。在該步 驟S74中，控制部42判斷為產(chǎn)生斷線錯誤，停止輸出，結束圖16的處理。如圖16所示，使 用比進行處置的頻率Π 低的頻率f2來計測阻抗Zm2,由此能夠更高精度地計測阻抗Zm2， 因而能夠更高精度地判斷（檢測）是否存在斷線。
[0221] 此外，也可以代替進行圖16示出的處理而通過圖17示出的處理對斷線的產(chǎn)生進 行檢測。
[0222] 如圖17所示，在開始進行處置的情況下，在開頭的步驟S81中，控制部42根據(jù)頻 率Π 時的高頻電壓和高頻電流來計測阻抗Zml。
[0223] 在下一個步驟S82中，判斷部42d將計測得到的阻抗Zml與為了檢測斷線而預先 設定的阻抗的閾值zthl進行比較（例如是否為Zml彡Zthl的比較）來判斷斷線的產(chǎn)生。 在不滿足Zml彡Zthl的條件的情況下，判斷為沒有斷線而返回至步驟S81的處理。
[0224] 另一方面，在滿足Zml > Zthl的條件的情況下，判斷為有可能斷線而進入到步驟 S83的處理。在步驟S83中，控制部42例如進行設定（控制）使得高頻電力產(chǎn)生部32不輸 出高頻信號并且進行設定（控制）使得高頻電力產(chǎn)生部32b輸出第二頻率f2的高頻信號。
[0225] 在下一個步驟S84中，控制部42根據(jù)頻率f2的情況下的高頻電壓和高頻電流來 計測阻抗Zm2。
[0226] 在下一個步驟S85中，控制部42(的判斷部42d)將計測得到的阻抗Zm2與為了檢 測斷線而預先設定的阻抗的閾值Zth2進行比較（例如是否為Zm2彡Zth2的比較）來判斷 斷線的產(chǎn)生。在不滿足Zm2 > Zth2的條件的情況下，判斷為沒有產(chǎn)生斷線而返回至步驟 S84的處理。
[0227] 另一方面，在滿足Zm2 > Zth2的條件的情況下，在步驟S86中控制部42判斷為產(chǎn) 生斷線錯誤，停止高頻信號和超聲波信號的輸出，結束圖17的處理。如圖17所示，通過使 用兩個頻率來判斷斷線的產(chǎn)生，與使用一個頻率判斷斷線的產(chǎn)生的情況相比，能夠進行可 靠性更高的判斷。
[0228] 此外，例如在使用上述頻率Π 或者f2的高頻信號來計測阻抗Zml或者Zm2、與閾 值Zthl或者Zth2進行比較來判斷斷線的產(chǎn)生的情況下，也可以通過圖18示出的處理過程 來判斷斷線的產(chǎn)生。在以下說明中，將計測得到的阻抗設為Zm、將閾值設為Zth來進行說 明。
[0229] 在開頭的步驟S91中開始輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號。在下一個步驟S92中， 控制部42 (的計算部42c)例如使用頻率f2的高頻信號來計測阻抗Zm。
[0230] 在下一個步驟S93中，判斷部42d將阻抗Zm與閾值Zth進行比較，判斷是否滿足 Zm彡Zth的條件。在不滿足Zm彡Zth的條件的情況下，判斷部42d判斷為沒有產(chǎn)生斷線， 在下一個步驟S94中，控制部42進行控制以繼續(xù)輸出高頻信號和超聲波驅(qū)動信號，返回至 步驟S92的處理。
[0231] 另一方面，在步驟S93中滿足Zm彡Zth的條件的情況下，判斷部42d判斷為有可 能產(chǎn)生斷線，在步驟S95中，控制部42將高頻信號的輸出電壓增加到V2。之后，在下一個步 驟S96中，控制部42 (的計算部42c)在頻率f2使用輸出電壓為V2的高頻信號來計測阻抗 (用Zm(V2)表示該阻抗）。
[0232] 在下一個步驟S97中，判斷部42d將阻抗Zm(V2)與閾值Zth進行比較，判斷是否 滿足Zm(V2)彡Zth的條件。在不滿足Zm彡Zth的條件的情況下，如步驟S98所示，判斷部 42d判斷為沒有產(chǎn)生斷線，在下一個步驟S99中，控制部42使高頻信號的輸出電壓返回至原 值。而且，如步驟S100所示，繼續(xù)進行處置。
[0233] 另一方面，在步驟S97中滿足Zm彡Zth的條件的情況下，如步驟S101所示，判斷 部42d判斷為產(chǎn)生斷線，在下一個步驟S102中，控制部42停止高頻信號和超聲波驅(qū)動信號 的輸出，結束圖18的處理。
[0234] 通過進行圖18示出的處理過程，即使根據(jù)小輸出電壓的高頻信號判斷為產(chǎn)生斷 線，也在進一步增加的輸出電壓V2的高頻信號的狀態(tài)下判斷是否產(chǎn)生了斷線，由此能夠以 可靠性更高的狀態(tài)判斷斷線的產(chǎn)生。
[0235] 而且，根據(jù)進一步增加的輸出電壓V2的高頻信號的狀態(tài)下的判斷結果來繼續(xù)進 行處置或者進行輸出停止控制。
[0236] 此外，以高頻信號的頻率為f2的情況進行了說明，但是在高頻信號的頻率為Π 的 情況下也能夠應用。
[0237] 另外，在上述實施方式中，作為與高頻能量不同的其它能量的例子，以超聲波能量 進行了說明，但是也可以是與超聲波能量不同的其它能量、例如熱能量。
[0238] 另外，將上述第一?第四實施方式（還包含變形例）等局部組合而構成的實施方 式也屬于本發(fā)明。另外，本發(fā)明并不限定于包含在說明書和附圖中公開的所有結構要素的 結構，以權利要求1所公開的結構為基礎，適當?shù)刈芳右粋€或者多個結構要素所得到的結 構也屬于本發(fā)明。
[0239] 本申請是以2012年4月26日在美國臨時申請的61/638741號為主張優(yōu)先權基礎 而進行的申請，上述公開內(nèi)容被引用到本申請的說明書、權利要求、附圖。
【權利要求】
1. 一種外科手術系統(tǒng)，其特征在于，具有： 電源裝置，其具備第一信號生成部和第二信號生成部，該第一信號生成部生成用于形 成高頻能量的高頻信號作為第一信號，該第二信號生成部生成用于生成與上述高頻能量不 同的其它能量的第二信號； 外科處置器具，其具有通過上述第二信號的提供而生成上述其它能量的變換器以及以 能夠開閉的方式把持處置對象的生物體組織的把持部件，該外科處置器具進行以下處置： 利用上述高頻能量經(jīng)由由上述把持部件形成的對電極對上述生物體組織進行的處置以及 利用上述其它能量經(jīng)由上述把持部件對上述生物體組織進行的處置； 線纜，其設置有連接器，該連接器的一端與上述外科處置器具進行連接，另一端裝卸自 由地與上述電源裝置進行連接，經(jīng)由上述連接器將上述高頻信號和上述第二信號從上述電 源裝置提供給上述外科處置器具； 高頻電壓計測部，其被設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi) 的第一高頻信號線輸出到與該第一高頻信號線相連接的、貫穿上述外科處置器具內(nèi)且與上 述對電極導通的第二高頻信號線側(cè)的上述高頻信號的高頻電壓進行計測； 高頻電流計測部，其被設置于上述電源裝置，對從上述電源裝置經(jīng)由貫穿上述線纜內(nèi) 的上述第一高頻信號線輸出到貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線側(cè)的上述 高頻信號的高頻電流進行計測； 計算部，其被設置于上述電源裝置，在正在通過上述高頻能量和上述其它能量對上述 生物體組織進行處置的過程中，根據(jù)由上述高頻電壓計測部計測得到的上述高頻電壓以及 由上述高頻電流計測部計測得到的上述高頻電流，來計算傳送上述高頻信號的、上述線纜 內(nèi)的上述第一高頻信號線和貫穿上述外科處置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線所具有的靜 電電容值； 判斷部，其被設置于上述電源裝置，判斷由上述計算部計算出的上述靜電電容值是否 小于閾值，該閾值是為了檢測上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述外科處置器具內(nèi)的 上述第二高頻信號線中斷線的產(chǎn)生而預先設定的值；以及 控制部，其被設置于上述電源裝置，當上述判斷部判斷為上述靜電電容值小于上述閾 值時，進行控制以停止從上述電源裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高頻 信號和上述第二信號的輸出。
2. 根據(jù)權利要求1所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 還具有用于設定上述閾值的閾值設定部，上述閾值設定部將上述閾值設定為小于第一 靜電電容值的值，該第一靜電電容值是在上述線纜內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述外科處 置器具內(nèi)的上述第二高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下對連接有上述線纜的上述外科處置器 具預先進行計算或者計測所得到的值。
3. 根據(jù)權利要求2所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述外科處置器具是具有超聲波換能器并且具有超聲波振動傳遞桿的高頻和超聲波 處置器具，該超聲波換能器通過被提供上述第二信號而作為上述變換器進行超聲波振動， 該超聲波振動傳遞桿將由上述超聲波換能器產(chǎn)生的上述超聲波振動傳遞到構成上述把持 部件的上述對電極中的一方的電極。
4. 根據(jù)權利要求3所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述高頻和超聲波處置器具由超聲波換能器單元和手柄單元構成，該超聲波換能器單 元具備連接有上述線纜的超聲波換能器，該手柄單元具備裝卸自由地安裝該超聲波換能器 單元的前端側(cè)的安裝部， 上述第二高頻信號線由配置于上述超聲波換能器單元內(nèi)的第三高頻信號線和上述手 柄單元內(nèi)的第四高頻信號線構成，上述手柄單元內(nèi)的該第四高頻信號線經(jīng)由設置于上述安 裝部的觸點與上述第三高頻信號線進行連接，將上述高頻信號傳送到上述對電極。
5. 根據(jù)權利要求4所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 與上述手柄單元在每次進行處置時更換為新的手柄單元的情況對應地，上述閾值設定 部將比第二靜電電容值稍小的第二閾值設定為上述閾值，該第二靜電電容值是在上述線纜 內(nèi)的上述第一高頻信號線和上述第三高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下對連接有上述線纜的 上述超聲波換能器單元預先進行計算或者計測所得到的值。
6. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述第二閾值設定在150pF-250pF的范圍內(nèi)。
7. 根據(jù)權利要求4所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述閾值設定部根據(jù)第二靜電電容值來設定上述第二閾值，該第二靜電電容值是對處 于沒有安裝上述手柄單元的狀態(tài)且連接有上述線纜的上述超聲波換能器單元、在將上述線 纜的上述連接器連接到上述電源裝置的情況下由上述計算部在上述第一高頻信號線和上 述第三高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下進行計算或者計測所得到的值。
8. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于，還具有： 第三信號產(chǎn)生部，其產(chǎn)生頻率低于上述高頻信號的頻率的第二高頻信號；以及 第二高頻電壓計測部和第二高頻電流計測部，其對經(jīng)由上述線纜輸出到上述高頻和超 聲波處置器具側(cè)的上述第二高頻信號的第二高頻電壓和第二高頻電流分別進行計測， 上述計算部根據(jù)計測得到的上述第二高頻電壓和上述第二高頻電流來計算連接有上 述線纜的上述高頻和超聲波處置器具的第三靜電電容值， 上述判斷部判斷由上述計算部計算出的上述第三靜電電容值是否小于為了檢測斷線 的產(chǎn)生而預先設定的上述閾值。
9. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 還具有顯示部，該顯示部顯示上述判斷部的判斷結果。
10. 根據(jù)權利要求9所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述高頻和超聲波處置器具還具有信息保存部，該信息保存部保存在與該高頻和超聲 波處置器具相連接的上述線纜的上述第一高頻信號線和上述高頻和超聲波處置器具內(nèi)的 上述第二高頻信號線沒有斷線的狀態(tài)下所具有的靜電電容值的信息。
11. 根據(jù)權利要求10所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述閾值設定部根據(jù)在上述信息保存部中保存的上述信息來設定上述閾值。
12. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于，還具有： 存儲部，其每隔規(guī)定時間以時間序列存儲由上述計算部對與上述線纜相連接的上述高 頻和超聲波處置器具計算出的上述靜電電容值；以及 第二判斷部，其判斷由上述計算部計算出的當前的靜電電容值與在上述存儲部中存儲 的早規(guī)定時間計算出的過去的靜電電容值這兩個靜電電容值的差的絕對值是否小于與上 述規(guī)定時間對應地設定的第三閾值， 其中，在上述第二判斷部判斷為上述差的絕對值為上述第三閾值以上的情況下，上述 控制部進行控制以停止從上述電源裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高 頻信號和上述第二信號的輸出。
13. 根據(jù)權利要求12所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述第三閾值被設定為上述第二閾值的1/10以下的值。
14. 根據(jù)權利要求5所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于，還具有： 存儲部，其每隔規(guī)定時間以時間序列存儲由上述計算部對與上述線纜相連接的上述高 頻和超聲波處置器具計算出的上述靜電電容值； 差計算部，其計算由上述計算部計算出的當前的靜電電容值與在上述存儲部中存儲的 早規(guī)定時間計算出的過去的靜電電容值這兩個靜電電容值的差； 第三閾值設定部，其與上述規(guī)定時間的值對應地對上述靜電電容值預先設定第三閾 值；以及 第二判斷部，其判斷由上述差計算部計算出的上述差的絕對值是否為上述第三閾值以 上。
15. 根據(jù)權利要求14所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 在上述第二判斷部判斷為上述差的絕對值為上述第三閾值以上的情況下，上述控制部 進行控制以停止從上述電源裝置經(jīng)由上述線纜提供給上述外科處置器具的上述高頻信號 和上述第二信號的輸出。
16. 根據(jù)權利要求14所述的外科手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述第三閾值設定部將上述第三閾值設定為上述第二閾值的1/10以下的值。
【文檔編號】A61B18/12GK104093373SQ201380007041
【公開日】2014年10月8日 申請日期:2013年4月16日 優(yōu)先權日:2012年4月26日
【發(fā)明者】蒲谷晃則, 清水興, 中部和也, 入澤隆志 申請人:奧林巴斯醫(yī)療株式會社
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