【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]［産業上の利用分野］この発明は、超音波処置機能に加え、高周波焼灼用能を
備えた超音波処置装置に関する。［従来の技術］一般に、超音波処置装置は、超音波振動子を備えており
、同超音波振動子の超音波振動を超音波伝達体によって
患部組織に伝えることにより、患部組織のたとえば切除
に威力を発揮する。この超音波処置装置を使って実際に切除処置を行なう場
合、切除対象の音響特性により切除効果が異なるという
特徴があり、これを超音波処置装置の組織選択性と称し
ている。この組織選択性があるため、血管等の弾性の大きな組織
は残り、周囲の組織のみが切除され、出血を少なくでき
るという利点がある。ただし、この組織選択性は完全なものではなく、細い血
管については周囲の組織と共に切れてしまい、出血を伴
うことが少なくない。そこで、超音波伝達体に高周波信号を与えて高周波焼灼
（電気メス処置とも称す）を行ない、超音波処置による
出血を即時に凝固させるものがある。つまり、中断のな
い迅速かつ円滑な処置が可能である。たとえば特開昭６
０−２２−７７４８号公報や実公昭６１−３６２５３号
公報に示されるものがある。［発明が解決しようとする課題］ところで、上記のものにおいて、超音波出スを上げて切
除能力を高めると、ｍ織をより深くあるいは広く切除で
きるようになる半面、出血量力（増え、一定の高周波焼
灼出力では適切な止血２Ｍ固ができなくなる。この場合、高周波焼灼出力を上げる必要があるが、超音
波出力の設定と高周波焼灼出力の設定との兼ね合いが難
しくなり、操作に手間がかがって処置時間が長くなると
いう不具合がある。また、組織の種類が違うと、切除能力が変化し出血量が
変化して適切な止血、凝固ができなくなる。この発明は上記の事情を考慮１．てなされたもので、そ
の目的とするところは、超音波出力または治療対象４ｆ
ｉ織の種類に対応する最適な高周波焼灼出力を自動的に
設定することができ、適切な止血凝固を可能とするとと
もに処置時間の短縮を可能とする超音波処置装置を提供
することにある。［課題を解決するための手段〕この発明は、超音波振動子と、この超音波振動子の超音
波振動を被処置部へ伝達する超音波伝達体と、超音波振
動子駆動用の超音波信号を発する超音波信号発生手段と
、高周波焼灼用の高周波信号を発する高周波信号発生手
段とを備え、上記超音波信号を超音波振動子に与え、高
周波信号を超音波伝達体に与える超音波処置装置におい
て、上記超音波信号発生手段の出力を検出する検出手段
と、この検出手段の検出結果に応じて上記高周波信号発
生手段の出力を制御する制御手段とを設ける。［作用コ超音波信号発生手段から発せられる超音波信号が超音波
振動子に与えられ、超音波振動子が駆動される。また、
高周波信号発生手段から発せられる高周波信号が超音波
伝達体に与えられ、高周波焼灼か行なわれる。このとき
、超音波信号発生手段の出力が出力検出手段で検出され
、その検出結果に応じて高周波信号発生手段の出力が設
定される。［実施例］以下、この発明の第１実施例について図面を参照して説
明する。第２図において、】はシースで、そのシース１の基端側
に支持部材２および給水栓３が設けられている。支持部材２は指掛は部２ａを有している。また、支持部
材２に板ばね４を介ｉ、てスライダ５が連結されている
。このスライダ５は、親指掛は部５ａを有している。そして、スライダ５−および支持部材２を通してシース
１内に光学視管６が挿通されている。この光学視管６は
、生体内を観察するためのもので、先端はシース１の先
端開口において突没自在となっており、後端は接眼部７
となっている。また、スライダ５および支持部材２を通してシース１内
にプローブ８が挿通されている。このプローブ８は、超
音波伝達体であり、先端はシースｌの先端開口において
突没自在となっており、後端はハンドピース９に結合さ
れている。ハンドピース９は、内部に超音波振動子を有し、その超
音波振動子の超音波振動をプローブ８に伝達するもので
ある。また、ハンドピース９の外周面に出力調整器１０
が設けられている。ハンドピース９は上記プローブ８に連通の吸引チューブ
１１を介して除液タンク１２に接続され、その除液タン
ク１２には排液用のローラポンプ１３が接続されている
。さらに、ハンドピース９はケーブル】４を介して超音波
信号発生ユニット１５および高周波信号発生ユニット１
６に接続されている。超音波信号発生ユニット１５は、超音波振動子駆動用の
超音波信号を発するものである。高周波駆動ユニット１６は、高周波焼灼用の高周波信号
を発するものである。これら超音波信号発生ユニット１５および高周波信号発
生ユニット１６は、制御ユニット１７と共に一つの移動
用ラックに収納されている。制御ユニット１７は、外部に導出したフットスイッチ１
８の踏み込み時に超音波信号発生ユニット１５および高
周波信号発生ユニット１６を動作させる制御手段と、ハ
ンドピース９の出力調整器１０の操作に応じて超音波信
号発生ユニット】５の出力を設定する出力設定手段と、
超音波信号発生ユニット］、５の出力を検出する検出手
段（後述の検出部３０）と、この検出手段の検出結果に
応じて高周波信号発生ユニット〕６の出力を制御する制
御手段（後述の高周波駆動制御部４０）とを備えている
。このような構成の超音波処置装置ｇの要部を第１図に示
す。すなわち、超音波信号発生ユニット１５から発せられる
超音波信号は、出力検出部３０を介］７てハンドピース
９の超音波振動子２０に与えられる。出力検出部３０は、上記１５た制御ユニット１７の出力
検出手段であり、超音波信号発生ユニット１５の出力を
検出するものである。この出力検出部３０の検出結果は高周波駆動制御部４０
にｔｔｔｉ給される。高周波駆動制御部４０は、上記した制御ユニット１７の
制御手段であり、出力検出部３０の検出結果に応じて高
周波信号発生ユニット１６の出力を制御するものである
。高周波信号発生ユニット１６がら発せられる高周波信号
はハンドピース９に与えられる。なお、２〕−は治療対象組織であり、そこにプローブ８
が接している。ここで、第１図の具体例を第３図に示す。超音波信号発生ユニット１５は、ＵＡ用電源５１の出力
信号をパワーＭＯ３４界効果トランジスタ（ＦＥＴ）５
２のドレイン・ソース間を介して出カドランス５３の一
次コイルに印加し、そのトランジスタ５２のゲートやソ
ース間に発振器５４の出力を印加することにより、出カ
ドランス５３の二次側に超音波信号を得る構成となって
いる。ＵＡ用電源５１は、制御ユニット１７の出力設定指令に
応じたレベルの信号を出力するとともに、その出力信号
レベルを高周波駆動制御部４０の出力電圧レベルに応じ
て調整する機能を有している。この超音波信号発生ユニット１５の出力端に出力検出部
３０の電流検出用絶縁トランス３１の一次コイルを介し
て超音波振動子２０が接続され、その超音波振動子２０
に対しインピーダンス補正用のコイル２２が並列に接続
されている。つまり、超音波信号発生ユニット１，５から超音波信号
が出力されてそれが超音波振動子２０に与えられると、
そのとき流れる高周波電流が電流検出用絶縁トランス３
１で検出され、同検出電流に対応する１ノベルの電圧が
電流検出用絶縁トランス３１の二次コイルに発生するよ
うになっている。電流検出用絶縁トランス３】、の二次コイルに生じる電
圧は高周波駆動制御部４０の整流増幅回路４１で整流お
よび増幅され、直流電圧となって高周波信号発生ユニッ
ト１６に供給されるようになっている。また、整流増幅
回路４】の出力は超音波信号発生ユニット１．５のＵＡ
用電源５１にフィードバックされるようになっている。高周波信号発生ユニット〕６は、発振器６］の出力信号
を電圧制御増幅器（ＶＣＡ）６２で増幅し、それを駆動
回路６３を通じて出力する構成となっている。電圧制御増幅器６２は、高周波駆動制御部４゜から供給
される直流電圧のレベルに応じて増幅度が変化するよう
になっている。つぎに、上記のような構成において作用を説明する。フットスイッチ１８を踏み込むと、制御ユニット１７が
超音波信号発生ユニッ）１５および高周波信号発生ユニ
ット１６を動作させる。超音波信号発生ユニット１５から発せられる超音波信号
は、ハンドピース９の超音波振動子２゜に印加される。これにより、超音波振動子２ｏが超音波振動を起こｔ、
ＣＸ気エネルギが機械エネルギに変換される）、その超
音波振動がプローブ８を介して治療対象組織２１に伝え
られる。したがって、組織の切断を行なうことができる。また、高周波信号発生ユニット１６から発せられる高周
波信号はハンドピース９の、プローブ８を通して治療対
象組織２１に流れる。したがって、上記の超音波処置治療を行ないながら、高
周波焼灼による止血、凝固を行なうことができる。ハンドピース９の出力調整器１０を操作すると、制御ユ
ニット１７の働きにより超音波信号発生ユニット１５の
出力が変化する。すなわち、超音波信号発生ユニット１５の出力を高める
と、プローブ８の振動が大きくなり、切除量が増える。逆に、超音波信号発生ユニット１５の出力を下げると、
プローブ８の振動が小さくなり、切除量が減る。このとき、超音波信号発生ユニット１５から出力されて
超音波振動子２０に流れる高周波電流が電流検出用絶縁
トランス３１で検出され、同検出電流に対応するレベル
の電圧が電流検出用絶縁トランス３１の二次コイルに発
生する。電流検出用絶縁トランス３１の二次コイルに生じる電圧
は高周波駆動制御部４０の整流増幅回路４１で整流およ
び増幅され、直流電圧となって高周波信号発生ユニット
１６に供給される。高周波信号発生ユニット１６は、高周波駆動制御部４０
から供給される直流電圧のレベルに応じて出力が変化す
る。したがって、超音波信号発生ユニット１５の出力が高ま
ると、高周波信号発生ユニット１６の出力も高まり、止
血作用が強くなる。つまり、切除量の増大に際しては焼
灼範囲が拡がり、確実な止血、凝固を行なうことができ
る。また、超音波信号発生ユニット１５の出力が下がると、
高周波信号発生ユニット１６の出力も下がり、止血作用
が弱くなる。つまり、切除量の減少に際しては焼灼範囲
が挟まり、余計な部分の焼灼を防いで適切な止血、凝固
を行なうことができる。一方、高周波駆動制御部４０の出力電圧がＵＡ用主電源
５１フィードバックされ、超音波信号発生ユニット１５
の出力が設定レベル一定に維持される。よって、常に安
定した超音波出力および高周波出力が得られる。次に、この発明の第２実施例について説明する。全体の構成については第１実施例と同じであるが、要部
の具体的な構成が第４図に示すように異なっている。まず、出力検出部３０は、電流検出用絶縁トランス３１
および電圧検出用絶縁トランス３２からなる。電流検出用絶縁トランス３１は、−次コイルが超音波信
号発生ユニット１５の出力端と超音波振動子２０との接
続ラインに挿接される。電圧検出用絶縁トランス３２は
、−次コイルが超音波信号発生ユニット１５の出力端に
並列に接続される。つまり、超音波信号発生ユニット１５から超音波信号が
出力されてそれが超音波振動子２０に与えられると、そ
のとき流れる高周波電流が電流検出用絶縁トランス３１
で検出され、同検出電流に対応するレベルの電圧が電流
検出用絶縁トランス３１の二次コイルに発生するように
なっている。同時に、超音波信号発生ユニット１５の出力電圧に対応
するレベルの電圧が電圧検出用絶縁トランス３２の二次
コイルに発生するようになっている。高周波駆動制御部４０は、整流増幅回路４１４２、演算
器４３、および双方向性の切換スイッチ４４からなる。電流検出用絶縁トランス３１の二次コイルに生じる電圧
は高周波駆動制御部４０の整流増幅回路４１で整流およ
び増幅され、直流電圧となり、演算器４３に供給される
とともに、切換スイッチ４４の一方の接点を介して高周
波信号発生ユニット１６および超音波信号発生ユニット
１５のｔＪＡ用電源５１に供給されるようになっている
。電圧検出用絶縁トランス３２の二次コイルに生じる電圧
は高周波駆動制御部４０の整流増幅回路４２で整流およ
び増幅され、直流電圧となり、演算器４３に供給される
ようになっている。演算器４３は、整流増幅回路４２の出力電圧の値（超音
波信号発生ユニット１５の出力電圧Ｖに相当）を整流増
幅回路４１の出力電圧の値（超音波信号発生ユニット１
５から超音波振動子２０に流れる電流Ｉに杆１ご１）で
除算１２、除算結果（治療対象組織２１の音響インピー
ダンスに対応）に対応するレベルの電圧を出力するもの
である。この演算器４３の出力電圧は、切換スイッチ４４の他方
の接点を介（２て高Ｉｉ１波信号発生ユニット１６およ
び超音波信号発生ユニット１５のＤＡ用主電源５１供給
されるようになっている。つぎに、上記のような構成において作用を説明する。まず、高周波駆動制御部４０における切換スイッチ４４
の一方の接点をオン[Industrial Field of Application] The present invention relates to an ultrasonic treatment device that has a high-frequency ablation capability in addition to an ultrasonic treatment function. [Prior Art] Generally, an ultrasonic treatment device is equipped with an ultrasonic transducer, and transmits ultrasonic vibrations of the ultrasonic transducer to the affected tissue through an ultrasonic transmitter, thereby cutting off the affected tissue, for example. Demonstrate your power. When an ablation treatment is actually performed using this ultrasonic treatment device, there is a characteristic that the ablation effect differs depending on the acoustic characteristics of the object to be ablated, and this is referred to as the tissue selectivity of the ultrasonic treatment device. This tissue selectivity has the advantage that highly elastic tissues such as blood vessels remain and only the surrounding tissues are excised, reducing bleeding. However, this tissue selectivity is not perfect, and small blood vessels are often cut along with the surrounding tissue, resulting in bleeding. Therefore, there is a method that performs high-frequency cauterization (also referred to as electric scalpel treatment) by applying a high-frequency signal to an ultrasonic transmitter to immediately coagulate bleeding caused by ultrasonic treatment. In other words, prompt and smooth treatment without interruption is possible. For example, JP-A-6
Some of these are disclosed in Japanese Utility Model Publication No. 0-22-7748 and Japanese Utility Model Publication No. 61-36253. [Problems to be Solved by the Invention] In the above-mentioned method, increasing the ultrasonic output and increasing the resection ability makes it possible to resect the m weave deeper or wider, but the amount of bleeding (increasing and constant Appropriate hemostasis at 2M cannot be achieved with the high-frequency ablation output. In this case, it is necessary to increase the high-frequency ablation output, but it becomes difficult to balance the settings of the ultrasonic output and the high-frequency ablation output, making the operation time-consuming. There is a problem that the treatment time becomes longer. Also, if the type of tissue is different, the resection ability changes and the amount of bleeding changes, making it impossible to achieve proper hemostasis and coagulation. This invention takes into account the above-mentioned circumstances. The purpose is to increase the ultrasonic output or the treatment target 4f.
An object of the present invention is to provide an ultrasonic treatment device that can automatically set the optimum high-frequency ablation output corresponding to the type of tissue, enables appropriate hemostatic coagulation, and shortens treatment time. [Means for Solving the Problems] The present invention provides an ultrasonic transducer, an ultrasonic transmitter for transmitting ultrasonic vibrations of the ultrasonic transducer to a treated area, and an ultrasonic transducer for driving the ultrasonic transducer. An ultrasonic treatment comprising an ultrasonic signal generating means for emitting a signal and a high frequency signal generating means for emitting a high frequency signal for high frequency ablation, the ultrasonic signal is applied to an ultrasonic transducer, and the high frequency signal is applied to an ultrasonic transmitter. The apparatus is provided with a detection means for detecting the output of the ultrasonic signal generation means, and a control means for controlling the output of the high frequency signal generation means in accordance with the detection result of the detection means. [Operation] The ultrasonic signal emitted from the ultrasonic signal generating means is applied to the ultrasonic transducer, and the ultrasonic transducer is driven. Also,
A high frequency signal emitted from the high frequency signal generating means is applied to the ultrasonic transmitter, and high frequency ablation is performed. At this time, the output of the ultrasonic signal generating means is detected by the output detecting means, and the output of the high frequency signal generating means is set according to the detection result. [Example] Hereinafter, a first example of the present invention will be described with reference to the drawings. In FIG. 2, symbol 2 indicates a sheath, and a support member 2 and a water tap 3 are provided on the proximal end side of the sheath 1. In FIG. The support member 2 has a finger rest portion 2a. Further, a slider 5 is connected to the support member 2 via a leaf spring 4. This slider 5 has a thumb rest portion 5a. An optical viewing tube 6 is inserted into the sheath 1 through the slider 5 and the support member 2. This optical viewing tube 6 is for observing inside the living body, and its tip can be protruded and retracted into the distal opening of the sheath 1, and its rear end is connected to an eyepiece 7.
It becomes. Further, a probe 8 is inserted into the sheath 1 through the slider 5 and the support member 2. The probe 8 is an ultrasonic transmitter, and its distal end is capable of protruding and retracting into the distal opening of the sheath l, and its rear end is coupled to a hand piece 9. The handpiece 9 has an ultrasonic transducer therein, and transmits ultrasonic vibrations of the ultrasonic transducer to the probe 8. In addition, an output regulator 10 is provided on the outer peripheral surface of the hand piece 9.
is provided. The handpiece 9 is connected to a liquid removal tank 12 via a suction tube 11 communicating with the probe 8, and a liquid removal tank 12 is connected to a roller pump 13 for draining liquid. Further, the hand piece 9 is connected to the ultrasonic signal generating unit 15 and the high frequency signal generating unit 1 via the cable ]4.
6. The ultrasonic signal generation unit 15 emits an ultrasonic signal for driving an ultrasonic transducer. The high frequency drive unit 16 emits a high frequency signal for high frequency ablation. These ultrasonic signal generation unit 15 and high frequency signal generation unit 16 are housed together with control unit 17 in one moving rack. The control unit 17 includes a foot switch 1 led out to the outside.
control means for operating the ultrasonic signal generating unit 15 and the high frequency signal generating unit 16 when stepping on the handpiece 8; and an output setting for setting the output of the ultrasonic signal generating unit 5 in accordance with the operation of the output regulator 10 of the handpiece 9; means and
ultrasonic signal generation unit], a detection means (detection unit 30 described later) that detects the output of the ultrasonic signal generation unit], and a control means (described later) that controls the output of the high frequency signal generation unit] 6 according to the detection result of this detection means. A drive control section 40) is provided. The main parts of the ultrasonic treatment apparatus g having such a configuration are shown in FIG. That is, the ultrasonic signal emitted from the ultrasonic signal generation unit 15 is applied to the ultrasonic transducer 20 of the hand piece 9 via the output detection section 30 . The output detection section 30 is an output detection means of the control unit 17 described above, and detects the output of the ultrasonic signal generation unit 15. The detection result of this output detection section 30 is transmitted to the high frequency drive control section 40.
will be provided with ttti. The high frequency drive control section 40 is a control means for the control unit 17 described above, and controls the output of the high frequency signal generation unit 16 according to the detection result of the output detection section 30. A high frequency signal emitted from the high frequency signal generating unit 16 is applied to the handpiece 9. Note that 2]- is the tissue to be treated, and the probe 8 is placed there.
are in contact with each other. Here, a specific example of FIG. 1 is shown in FIG. 3. The ultrasonic signal generation unit 15 converts the output signal of the UA power source 51 into a power MO34 field effect transistor (FET) 5.
By applying the output of the oscillator 54 to the primary coil of the output transformer 53 through the drain and source of the transistor 52, and applying the output of the oscillator 54 between the gate and source of the transistor 52, an ultrasonic signal is applied to the secondary side of the output transformer 53. It is configured to obtain. The UA power supply 51 has a function of outputting a signal at a level corresponding to an output setting command from the control unit 17 and adjusting the output signal level according to the output voltage level of the high frequency drive control section 40. An ultrasonic transducer 20 is connected to the output end of the ultrasonic signal generating unit 15 via the primary coil of the current detection isolation transformer 31 of the output detecting section 30.
A coil 22 for impedance correction is connected in parallel to the coil 22 for impedance correction. In other words, when an ultrasonic signal is output from the ultrasonic signal generating units 1 and 5 and applied to the ultrasonic transducer 20,
The high frequency current flowing at that time is the current detection isolation transformer 3.
1, and a voltage of 1 novel corresponding to the detected current is generated in the secondary coil of the current detection isolation transformer 31. The voltage generated in the secondary coil of the current detection isolation transformer 3 is rectified and amplified by the rectifier amplifier circuit 41 of the high frequency drive control section 40, and is supplied to the high frequency signal generation unit 16 as a DC voltage. There is. In addition, the output of the rectifier amplifier circuit 4 is the UA of the ultrasonic signal generation unit 1.5.
It is designed to be fed back to the power supply 51 for use. The high frequency signal generation unit [6] is configured to amplify the output signal of the oscillator [6] with a voltage control amplifier (VCA) 62 and output it through a drive circuit 63. The voltage control amplifier 62 has an amplification degree that changes depending on the level of the DC voltage supplied from the high frequency drive control section 4°. Next, the operation in the above configuration will be explained. When the foot switch 18 is depressed, the control unit 17 operates the ultrasonic signal generation unit 15 and the high frequency signal generation unit 16. The ultrasonic signal emitted from the ultrasonic signal generating unit 15 is applied to the ultrasonic transducer 2° of the handpiece 9. As a result, the ultrasonic transducer 2o causes ultrasonic vibrations,
(CX energy is converted into mechanical energy), and the ultrasonic vibrations are transmitted to the tissue to be treated 21 via the probe 8. Therefore, tissue can be cut. Further, a high frequency signal emitted from the high frequency signal generating unit 16 flows through the probe 8 of the hand piece 9 to the tissue to be treated 21 . Therefore, hemostasis and coagulation can be performed by high-frequency ablation while performing the above-described ultrasound treatment. When the output regulator 10 of the handpiece 9 is operated, the output of the ultrasonic signal generating unit 15 is changed by the action of the control unit 17. That is, when the output of the ultrasonic signal generating unit 15 is increased, the vibration of the probe 8 becomes larger and the amount of resection increases. Conversely, if the output of the ultrasonic signal generation unit 15 is lowered,
The vibration of the probe 8 is reduced, and the amount of resection is reduced. At this time, the high frequency current output from the ultrasonic signal generation unit 15 and flowing to the ultrasonic transducer 20 is detected by the current detection isolation transformer 31, and a voltage at a level corresponding to the detected current is detected by the current detection isolation transformer 31. Occurs in the secondary coil. The voltage generated in the secondary coil of the current detection isolation transformer 31 is rectified and amplified by the rectification amplifier circuit 41 of the high frequency drive control section 40, and is supplied to the high frequency signal generation unit 16 as a DC voltage. The high frequency signal generation unit 16 includes a high frequency drive control section 40
The output changes depending on the level of the DC voltage supplied from the Therefore, when the output of the ultrasonic signal generation unit 15 increases, the output of the high frequency signal generation unit 16 also increases, and the hemostasis effect becomes stronger. In other words, when the amount of resection is increased, the cauterization range is expanded, and reliable hemostasis and coagulation can be achieved. Furthermore, when the output of the ultrasonic signal generation unit 15 decreases,
The output of the high frequency signal generating unit 16 also decreases, and the hemostasis effect becomes weaker. In other words, when the amount of resection is reduced, the cauterization range is narrowed, thereby preventing unnecessary cauterization of the area and achieving appropriate hemostasis and coagulation. On the other hand, the output voltage of the high frequency drive control section 40 is fed back to the UA main power supply 51, and the ultrasonic signal generation unit 15
output is maintained at a constant set level. Therefore, stable ultrasonic output and high frequency output can always be obtained. Next, a second embodiment of the invention will be described. The overall configuration is the same as the first embodiment, but the specific configuration of the main parts is different as shown in FIG. 4. First, the output detection section 30 includes a current detection isolation transformer 31
and a voltage detection insulation transformer 32. The current detection isolation transformer 31 has its negative coil inserted into the connection line between the output end of the ultrasonic signal generation unit 15 and the ultrasonic transducer 20 . The voltage detection insulation transformer 32 has a negative coil connected in parallel to the output end of the ultrasonic signal generation unit 15 . That is, when an ultrasonic signal is output from the ultrasonic signal generation unit 15 and applied to the ultrasonic transducer 20, the high frequency current flowing at that time is transmitted to the current detection isolation transformer 31.
, and a voltage at a level corresponding to the detected current is generated in the secondary coil of the current detection isolation transformer 31. At the same time, a voltage at a level corresponding to the output voltage of the ultrasonic signal generating unit 15 is generated in the secondary coil of the voltage detection isolation transformer 32. The high frequency drive control section 40 includes a rectification amplifier circuit 4142, a computing unit 43, and a bidirectional changeover switch 44. The voltage generated in the secondary coil of the current detection isolation transformer 31 is rectified and amplified by the rectifier amplifier circuit 41 of the high frequency drive control section 40 to become a DC voltage, which is supplied to the arithmetic unit 43 and one contact of the changeover switch 44. The signal is supplied to the tJA power source 51 of the high frequency signal generation unit 16 and the ultrasonic signal generation unit 15 through the . The voltage generated in the secondary coil of the voltage detection isolation transformer 32 is rectified and amplified by the rectification amplifier circuit 42 of the high frequency drive control section 40 to become a DC voltage, which is supplied to the arithmetic unit 43. The arithmetic unit 43 converts the value of the output voltage of the rectifier amplifier circuit 42 (corresponding to the output voltage V of the ultrasonic signal generation unit 15) into the value of the output voltage of the rectifier amplifier circuit 41 (corresponding to the output voltage V of the ultrasonic signal generation unit 15).
The current I flowing from 5 to the ultrasonic transducer 20 is divided by 12 (12), and a voltage at a level corresponding to the division result (corresponding to the acoustic impedance of the tissue 21 to be treated) is output. The output voltage of the arithmetic unit 43 is supplied to the DA main power source 51 of the high Ii 1 wave signal generation unit 16 and the ultrasonic signal generation unit 15 via the other contact of the changeover switch 44 (2). Next, the operation in the above configuration will be explained. First, the changeover switch 44 in the high frequency drive control section 40
Turn on one contact of
【７ている場合、第］実施例と同様
の作用となり、その説明については省略する。以下、切換スイッチ４４の他方の接点をオンしている場
合の作用について説明する。フットスイッチ】８を踏み込むと、制御ユニット１７が
超音波信号発生ユニット１５および高周波信号発生ユニ
ット１６を動作させる。超音波信号発生ユニット１５から発ぜられる超音波信号
は、ハンドピース９の超音波振動子２０に印加される。これにより、超音波振動子２０が超音波振動を起こ１７
（電気エネルギが機械エネルギに変換される）、その超
音波振動がプローブ８を介１７て治療対象組ｆａ２１に
伝えられる。したがって、組織の切断を行なうことができる。また、高周波信号発生ユニット１６から発せられる高周
波信号はハンドピース９の、プローブ８を通して治療対
象組織２１に流れる。したがって、上記の超音波処置治療を行ないながら、高
周波焼灼による止血、凝固を行なう１−とができる。ハンドピース９の出力調整器１０を操作すると、制御ユ
ニット１７の働きにより超音波信号発生ユニット１５の
出力が変化する。すなわち、超音波信号発生ユニット〕５の出力を高める
と、プローブ８の振動が大きくなり、切除量が増える。逆に、超音波信号発生ユニット］５の出力を下げると、
プローブ８の振動が小さくなり、切除量が減る。このとき、超音波信号発生ユニッ）−１５から出力され
て超音波振動子２０に流れる高周波電流が電流検出用絶
縁ｌ・ランス３１で検出され、同検出電流に対応するレ
ベルの電圧が電流検出用絶縁トランス３１の二次コイル
に発生する。電流検出用絶縁トランス３１の二次コイルに生じる電圧
は高周波駆動制御部４０の整流増幅回路４１て整流およ
び増幅され、直流電圧となって演算器４３に供給される
。同時に、超音波信号発生ユニット１５の出力電圧が電圧
検出用絶縁トランス３２で検出され、同検出亀用に対応
する１／ベルの電圧が電圧検出用絶縁トランス３２の二
次コイルに発生する。電圧検出用絶縁トランス３２の二次コイルに生じる電圧
は高周波駆動制御部４０の整流増幅回路４２で整流およ
び増幅され、直流電圧となって演算器４３に（Ｊｔ給さ
れる。演１５器４３は、整流増幅回路４２の出力電圧の値（超
音波信号発生コニット〕、５の出力電圧Ｖに相当）を整
流増幅回路４１の出力電圧の（ｒ！ｉ（超音波信号発生
ユニット１５から超音波振動子２０に流れる電流Ｉに相
当）で除算Ｉ７、除算結果（治療対象組織２１の音響イ
ンピーダンスに対応）に対応するレベルの電圧を出力す
る。この演算器４３の出力電圧は、切換スイッチ４４の他方
の接点を介して高周波信号発生ユニットコロおよび超音
波信号発生ユニット１５のＵＡＡ電源５１に供給される
。高周波信号発生ユニット１６は、高周波駆動制御部４０
から供給される直流電圧の１ノベルに応じて出力が変化
する。したがって、治療対象組織２コ、の音響インピーダンス
（雑な表現をすれば堅いか柔らかいかの違い）に基づき
、高周波信号発生ユニソ）１６の出力が変化し、止血作
用の強さが変化する。すなわち、超音波出力が同じでも、治療対象組織２１の
種類に応じて切れ具合が大きく異なることに対処してお
り、その切れ具合を音響インピーダンスとして捕らえ、
その音響インピーダンスの違いによる超音波振動子２０
の電気的な特性変化を捕らえ、高周波信号発生ユニット
１６の出力を調整している。これにより、切れ具合の増大に際しては焼灼範囲が拡が
り、確実な止血、凝固を行なうことができる。また、切れ具合の減少に際しては焼灼範囲が挟まり、余
計な部分の焼灼を防いで適切な止血、凝固を行なうこと
ができる。一方、高周波駆動制御部４０の出力電圧がＵＡ用電源５
１にフィードバックされ、超音波信号発生ユニット１５
の出力が設定レベル一定に維持される。よって、常に安
定した超音波出力および高周波出力が得られる。なお、上記各実施例では、高周波信号発生ユニット１６
に電圧制御増幅器（ＶＣＡ）６２を採用したが、たとえ
ば発振器６１および電圧制御増幅器（ＶＣＡ）６２に代
えて電圧制御発振器（ＶＣＯ）を採用してもよい。また、第２実施例において、治療対象組織２１の音響イ
ンピーダンスに応じて高周波信号の波形を変化させる構
成としてもよい。その他、この発明は上記各実施例に限定されるものでは
なく、要旨を変えない範囲で種々変形実施可能である。［発明の効果］以上述べたようにこの発明によれば、超音波振動子と、
この超音波振動子の超音波振動を被処置部へ伝達する超
音波伝達体と、超音波振動子駆動用の超音波信号を発す
る超音波信号発生手段と、高周波焼灼用の高周波信号を
発する高周波信号発生手段とを備え、上記超音波信号を
超音波振動子に与え、高周波信号を超音波伝達体に与え
る超音波処置装置において、上記超音波信号発生手段の
出力を検出する検出手段と、この検出手段の検出結果に
応じて上記高周波信号発生手段の出力を制御する制御手
段とを設けたので、超音波出力または治療対象組織の種
類に対応する最適な高周波焼灼出力を自動的に設定する
ことができ、適切な止血、凝固を可能とするとともに処
置時間の短縮を可能とする超音波処置装置を提供できる
。[7], the effect is similar to that of the seventh embodiment, and the explanation thereof will be omitted. The operation when the other contact of the changeover switch 44 is turned on will be described below. When the foot switch [8] is depressed, the control unit 17 operates the ultrasonic signal generating unit 15 and the high frequency signal generating unit 16. The ultrasonic signal emitted from the ultrasonic signal generation unit 15 is applied to the ultrasonic transducer 20 of the handpiece 9. As a result, the ultrasonic vibrator 20 causes ultrasonic vibration 17
(Electrical energy is converted into mechanical energy), and the ultrasonic vibrations are transmitted to the treatment target group fa21 via the probe 8 17. Therefore, tissue can be cut. Further, a high frequency signal emitted from the high frequency signal generating unit 16 flows through the probe 8 of the hand piece 9 to the tissue to be treated 21 . Therefore, while performing the above-mentioned ultrasonic treatment, hemostasis and coagulation can be performed by high-frequency ablation (1-). When the output regulator 10 of the handpiece 9 is operated, the output of the ultrasonic signal generating unit 15 is changed by the action of the control unit 17. That is, when the output of the ultrasonic signal generating unit] 5 is increased, the vibration of the probe 8 becomes larger, and the amount of resection increases. Conversely, if the output of the ultrasonic signal generation unit]5 is lowered,
The vibration of the probe 8 is reduced, and the amount of resection is reduced. At this time, the high frequency current output from the ultrasonic signal generation unit (15) and flowing to the ultrasonic transducer 20 is detected by the current detection insulating lance 31, and a voltage at a level corresponding to the detected current is used for current detection. This occurs in the secondary coil of the isolation transformer 31. The voltage generated in the secondary coil of the current detection isolation transformer 31 is rectified and amplified by the rectification amplifier circuit 41 of the high frequency drive control section 40, and is supplied to the arithmetic unit 43 as a DC voltage. At the same time, the output voltage of the ultrasonic signal generating unit 15 is detected by the voltage detection isolation transformer 32, and a voltage of 1/bell corresponding to the detection voltage is generated in the secondary coil of the voltage detection isolation transformer 32. The voltage generated in the secondary coil of the voltage detection isolation transformer 32 is rectified and amplified by the rectifier amplifier circuit 42 of the high frequency drive control section 40, and is converted into a DC voltage and fed to the calculator 43 (Jt). , the value of the output voltage of the rectifier amplifier circuit 42 (corresponding to the output voltage V of The output voltage of the arithmetic unit 43 is divided by I7 (corresponding to the current I flowing through the child 20), and outputs a voltage at a level corresponding to the division result (corresponding to the acoustic impedance of the tissue 21 to be treated). The high frequency signal generating unit 16 is supplied to the UAA power supply 51 of the high frequency signal generating unit roller and the ultrasonic signal generating unit 15 through the contacts of the high frequency signal generating unit 40.
The output changes according to one novel DC voltage supplied from the DC voltage. Therefore, based on the acoustic impedance (to put it crudely, whether it is hard or soft) of the two tissues to be treated, the output of the high-frequency signal generator 16 changes, and the strength of the hemostasis effect changes. In other words, even if the ultrasonic output is the same, the degree of cutting varies greatly depending on the type of tissue 21 to be treated, and the degree of cutting is captured as acoustic impedance.
Ultrasonic transducer 20 due to the difference in acoustic impedance
The output of the high frequency signal generating unit 16 is adjusted by capturing changes in the electrical characteristics of the high frequency signal generating unit 16. Thereby, when the degree of cutting increases, the cauterization range is expanded, and reliable hemostasis and coagulation can be performed. In addition, when the degree of cutting is reduced, the cauterization range is narrowed, thereby preventing unnecessary cauterization of the area and achieving appropriate hemostasis and coagulation. On the other hand, the output voltage of the high frequency drive control section 40 is
1 and is fed back to the ultrasonic signal generation unit 15.
output is maintained at a constant set level. Therefore, stable ultrasonic output and high frequency output can always be obtained. Note that in each of the above embodiments, the high frequency signal generation unit 16
Although the voltage controlled amplifier (VCA) 62 is employed in the above, for example, a voltage controlled oscillator (VCO) may be employed in place of the oscillator 61 and the voltage controlled amplifier (VCA) 62. Further, in the second embodiment, the waveform of the high-frequency signal may be changed depending on the acoustic impedance of the tissue 21 to be treated. In addition, the present invention is not limited to the above-mentioned embodiments, and various modifications can be made without changing the gist. [Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, an ultrasonic transducer and
An ultrasonic transmitter that transmits the ultrasonic vibrations of the ultrasonic transducer to the treated area, an ultrasonic signal generating means that emits an ultrasonic signal for driving the ultrasonic transducer, and a radio frequency generator that emits a radio frequency signal for radiofrequency ablation. an ultrasonic treatment device for applying the ultrasonic signal to the ultrasonic transducer and applying the high frequency signal to the ultrasonic transmitter, the detection means detecting the output of the ultrasonic signal generating means; Since the control means for controlling the output of the high-frequency signal generation means according to the detection result of the detection means is provided, the ultrasonic output or the optimal high-frequency ablation output corresponding to the type of tissue to be treated can be automatically set. It is possible to provide an ultrasonic treatment device that enables appropriate hemostasis and coagulation and shortens treatment time.
【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]第１図はこの発明の第１実施例および第２実施例のそれ
ぞれ要部の構成を示す図、第２図は同各実施例の全体的
な構成を示す図、第３図は第１実施例の要部の具体的な
構成を示す図、第４図は第２実施例の要部の具体的な構
成を示す図である。９・・・ハンドピース、８・・・プローブ（超音波伝達
体）、１５・・・超音波信号発生ユニット、１６・・・
高周波信号発生ユニット、１７・・・制御ユニツ゛ト、
２０・・・超音波振動子、３０・・・出力検出部、４０
・・・高周波駆動制御部。FIG. 1 is a diagram showing the configuration of essential parts of a first embodiment and a second embodiment of the present invention, FIG. 2 is a diagram showing the overall configuration of each embodiment, and FIG. FIG. 4 is a diagram showing a specific configuration of the main part of the second embodiment. 9... Hand piece, 8... Probe (ultrasonic transmitter), 15... Ultrasonic signal generation unit, 16...
High frequency signal generation unit, 17... control unit,
20... Ultrasonic transducer, 30... Output detection unit, 40
...High frequency drive control section.