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WO2017038143A1 - 手術システム - Google Patents

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WO2017038143A1
WO2017038143A1 PCT/JP2016/060718 JP2016060718W WO2017038143A1 WO 2017038143 A1 WO2017038143 A1 WO 2017038143A1 JP 2016060718 W JP2016060718 W JP 2016060718W WO 2017038143 A1 WO2017038143 A1 WO 2017038143A1
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WO
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cartilage
temperature
surgical system
cutting
treatment
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/060718
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English (en)
French (fr)
Inventor
恭央 谷上
啓子 村澤
Original Assignee
オリンパス株式会社
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Filing date
Publication date
Application filed by オリンパス株式会社 filed Critical オリンパス株式会社
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Priority to KR1020187006486A priority patent/KR102076271B1/ko
Priority to CN201680050448.1A priority patent/CN107949334B/zh
Priority to JP2017516982A priority patent/JP6257842B2/ja
Publication of WO2017038143A1 publication Critical patent/WO2017038143A1/ja
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
    • A61B17/32—Surgical cutting instruments
    • A61B17/320068—Surgical cutting instruments using mechanical vibrations, e.g. ultrasonic
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
    • A61B17/16—Instruments for performing osteoclasis; Drills or chisels for bones; Trepans
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    • A61B17/32—Surgical cutting instruments
    • A61B17/3205—Excision instruments
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    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
    • A61B17/32—Surgical cutting instruments
    • A61B17/320068—Surgical cutting instruments using mechanical vibrations, e.g. ultrasonic
    • A61B2017/320069—Surgical cutting instruments using mechanical vibrations, e.g. ultrasonic for ablating tissue

Definitions

  • the present invention relates to a surgical system.
  • Japanese Patent Publication No. 2007-519427 discloses an electrosurgical instrument for treating cartilage.
  • the electrosurgical instrument disclosed in Japanese Patent Publication No. 2007-519427 is capable of forming a smooth and stable cartilage surface by using radio frequency energy.
  • Japanese Patent Publication No. 2007-519427 discloses a technique for smoothing the cartilage surface, but does not particularly mention it from the viewpoint of cutting cartilage.
  • An object of the present invention is to provide a surgical system capable of cutting a certain amount or more of cartilage.
  • a surgical system is a surgical system for treating cartilage of a human body, which is in contact with an output unit that generates driving power and a predetermined part of the cartilage, and is converted based on the driving power.
  • the predetermined part of the cartilage is heated by energy, and the temperature of the predetermined part of the cartilage is within 120 seconds within 2 seconds when the operator presses the cartilage while being in contact with the cartilage.
  • a control unit that controls the driving power output from the output unit so as to be equal to or higher than ° C.
  • a surgical system capable of performing treatment under conditions suitable for cartilage can be provided.
  • FIG. 1 is a diagram showing components of cartilage, cancellous bone, and cortical bone.
  • FIG. 2 is a diagram showing the principle of cartilage cutting by the ultrasonic surgical system.
  • FIG. 3A is a diagram showing a relationship between a cutting temperature and a cartilage cutting amount when a soldering iron is pressed against cartilage with a predetermined pressing load.
  • FIG. 3B is a diagram showing a relationship between a cutting temperature and a cartilage cutting amount when an ultrasonic cutting tool is pressed against cartilage with a predetermined pressing load.
  • FIG. 4 is a view showing the state of the cartilage surface and cross-section for each temperature when the soldering iron is pressed against the cartilage.
  • FIG. 5 is a diagram showing the relationship between changes in temperature of the treatment site and the non-treatment site over time when an ultrasonic cutting tool with an amplitude of 80 ⁇ m is brought into contact with the cartilage which is the treatment site with a pressing load. is there.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of a temperature distribution between the treatment site and the non-treatment site during the treatment of FIG.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a specific configuration of the surgical operation system according to each embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a block diagram showing a main configuration of the ultrasonic surgical system according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a graph showing the experimental results of measuring the change in the cutting amount when the pressing load or amplitude is changed with respect to the cartilage.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the flow of treatment using the ultrasonic surgical system according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a view showing a comparison of cartilage cutting treatment results by a high-frequency surgical system (RF), an ultrasonic surgical system (US), and a surgical system (BUR) using a motor.
  • FIG. 12 is a diagram showing a modification in which the output current value is overshooted.
  • FIG. 13 is a block diagram showing the main configuration of the ultrasonic surgical system according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a flowchart showing the flow of treatment using the ultrasonic surgical system according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining the pressing of the cutting part in step S105.
  • the surgical system in this embodiment is a cartilage cutting treatment system. Applicants' investigation has shown that cartilage cutting is performed by a mechanism different from that of other bones such as cortical bone and cancellous bone. This will be described in detail below.
  • FIG. 1 is a diagram showing components of cortical bone, cancellous bone, and cartilage.
  • the main component of cortical bone and cancellous bone is calcium phosphate
  • the main component of cartilage is protein (collagen).
  • collagen is elastic and soft. For this reason, even if an impact is given to collagen, the given impact is absorbed. Therefore, it is difficult to cut cartilage containing collagen as a main component by using impact.
  • cartilage can be cut with an ultrasonic surgical system.
  • cutting of cartilage by an ultrasonic surgical system is performed by melting by frictional heat generated when an ultrasonic cutting tool is brought into contact with cartilage as shown in FIG. It is thought to be done.
  • FIG. 2 is an example of an ultrasonic surgical system
  • the cutting of cartilage by heating can be performed using a heating device other than the ultrasonic surgical system.
  • the cutting of cartilage by such heating will be further described.
  • FIG. 3A and 3B are diagrams showing the relationship between the cartilage temperature and the amount of cutting.
  • FIG. 3A is a diagram showing the relationship between the temperature of the cartilage and the cutting amount of the cartilage when the soldering iron is pressed against the cartilage with a predetermined pressing load (2.94 N).
  • FIG. 3B is a diagram showing the relationship between the temperature of cartilage and the amount of cartilage cut when the ultrasonic cutting tool is pressed against the cartilage with a predetermined pressing load (2.94 N).
  • the horizontal axis of FIG. 3A and FIG. 3B has shown the temperature (degreeC) of the biological tissue.
  • shaft of FIG. 3A and FIG. 3B has shown the cutting amount (cutting depth) (mm3) of the cartilage.
  • FIG. 4 is a view showing the state of the cartilage surface and cross section at each temperature when the soldering iron is pressed against the cartilage.
  • the states of 40 ° C., 80 ° C., 120 ° C., 160 ° C., 200 ° C., and 240 ° C. are shown.
  • the cartilage When the temperature of the cartilage is less than 45 ° C., the cartilage is not cut as shown in FIGS. 3A and 3B.
  • the state of the surface and cross section of the cartilage in this temperature range is shown as a state of 40 ° C. in FIG.
  • the cutting amount of the cartilage increases according to the temperature. In this range, the increase in the cutting amount due to the temperature rise is small.
  • the state of the surface and cross section of the cartilage in this temperature range is shown as the state of 80 ° C. in FIG.
  • the cutting amount of the cartilage increases rapidly as the temperature rises.
  • the state of the surface and cross section of the cartilage in this temperature range is shown as the state of 120 ° C. in FIG. In this temperature range, cartilage cutting proceeds greatly.
  • the increase in the amount of cartilage cut with temperature rise is small.
  • the state of the surface and cross section of the cartilage in this temperature range is shown as a state of 160 ° C. in FIG.
  • the cartilage cutting proceeds, but the surface of the cartilage begins to burn.
  • the cartilage is cut only by applying heat with a soldering iron. Therefore, even if it is not an ultrasonic cutting tool, when heat is applied with respect to cartilage, it turns out that cartilage is cut. However, even if heat is simply applied, the cartilage is not cut when the temperature of the cartilage is less than 45 ° C. Therefore, when cutting the cartilage, the temperature of the cartilage needs to be 45 ° C. or higher. In addition, when the temperature of the cartilage exceeds 200 ° C., the thermal invasion to the cartilage becomes large. Therefore, when cutting the cartilage, it is desirable that the temperature of the cartilage be 220 ° C. or less. Furthermore, considering the balance between the amount of cartilage cut and the size of the thermal insult, it is desirable that the cartilage temperature be 120 ° C.-160 ° C. when the cartilage is cut.
  • the amount of cartilage cut per unit temperature is higher when the ultrasonic cutting tool is used. Will grow. This is because in the case of an ultrasonic cutting tool, not only heat is simply applied to the cartilage, but also an action of scraping the melted cartilage by ultrasonic vibration is added.
  • the cartilage to be treated is human cartilage
  • there is a clear treatment target such as damaged cartilage or degenerated cartilage. Therefore, it is desirable that the necessary temperature increase occurs only at a necessary site such as damaged cartilage or degenerated cartilage, and that the temperature increase does not occur in the surrounding healthy cartilage and cancellous bone under the cartilage.
  • human tissue such as cancellous bone and cortical bone can be damaged at about 40 ° C.
  • the temperature of the damaged or degenerated cartilage at the treatment site should be set to around 120 ° C. in as short a time as possible, and thereafter the treatment will be completed before the temperature of the healthy tissue around the treatment site rises. Is desirable.
  • FIG. 5 is a diagram showing the relationship between changes in temperature of the treatment site and the non-treatment site over time when an ultrasonic cutting tool with an amplitude of 80 ⁇ m is brought into contact with the cartilage which is the treatment site with a pressing load. is there.
  • the temperature of the cartilage that is the treatment site reaches 120 ° C. after about 1 second
  • the temperature of the boundary between the cartilage that is the non-treatment site and cancellous bone reaches 40 ° C. after about 8 seconds. If it is about 8 seconds, it is considered that the time is sufficient for the treatment.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of a temperature distribution between the treatment site and the non-treatment site during the treatment of FIG.
  • the temperature rises only in the vicinity of the treatment site as shown in FIG. 6 during the treatment. In this way, a surgical system suitable for treating human cartilage is achieved.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a specific configuration of the surgical operation system according to each embodiment of the present invention.
  • the cartilage cutting treatment is performed by setting the temperature of the cartilage to an appropriate temperature.
  • a means for adjusting the temperature of the cartilage to an appropriate temperature is not limited.
  • a system in which the temperature of the cartilage is set to a prescribed temperature within a range of 45 ° C. to 220 ° C., preferably 120 ° C. to 160 ° C. by frictional heat generated by ultrasonic vibration may be used as the surgical system in this embodiment.
  • a system for setting the temperature of the cartilage to a specified temperature within a range of 45 ° C.-220 ° C., preferably 120 ° C.-160 ° C. by heating with a heater may be used as the surgical system in this embodiment
  • a system that brings the temperature of the cartilage to a specified temperature within the range of 45 ° C.-220 ° C., preferably 120 ° C.-160 ° C. by application may be used as the surgical system in this embodiment.
  • FIG. 7 shows an ultrasonic surgical system 1 as an example of the surgical system according to the present embodiment.
  • the ultrasonic surgical system 1 illustrated in FIG. 7 includes a cutting tool 10 for performing a treatment on a living tissue with ultrasonic waves, a power supply device 80 that supplies driving power to the cutting tool 10, and a foot switch 90. .
  • the ultrasonic surgical system 1 is a system suitable for cartilage treatment. However, the ultrasonic surgical system 1 can also be used for treatment of biological tissues other than cartilage.
  • the cutting tool 10 as an energy cutting tool has a handpiece 20, a probe 180 protruding from the handpiece 20, and an elongated sheath 30 formed around the probe 180.
  • the probe 180 side of the cutting tool 10 will be referred to as the distal end side of the cutting tool 10
  • the handpiece 20 side will be referred to as the proximal end side.
  • the handpiece 20 has an ultrasonic transducer inside.
  • the ultrasonic vibrator vibrates ultrasonically in accordance with the driving power from the power supply device 80.
  • the handpiece 20 transmits the ultrasonic vibration generated by the ultrasonic vibrator to the probe 180.
  • the probe 180 is connected to the ultrasonic transducer through the sheath 30 and vibrates with the vibration of the ultrasonic transducer.
  • the distal end of the sheath 30 is formed in a semi-cylindrical shape, and a cutting portion 181 provided at the distal end of the probe 180 is exposed from the portion formed in the semi-cylindrical shape. Further, for example, a cold knife 182 is formed at the distal end of the sheath 30.
  • the cold knife 182 is made of a corrosion-resistant metal material, and is used to facilitate excision of living tissue. Note that the cold knife 182 may not be provided.
  • the handpiece 20 has an input unit 22.
  • the input unit 22 is a part for inputting an instruction for driving the ultrasonic transducer.
  • the input unit 22 may include a plurality of switches so that a plurality of types of inputs corresponding to driving of a plurality of types of ultrasonic transducers are performed.
  • the plurality of switches include, for example, a switch for driving the ultrasonic vibrator to be suitable for cartilage treatment.
  • the input unit 22 is connected to the power supply device 80. Further, the ultrasonic transducer in the handpiece 20 is connected to the power supply device 80.
  • the power supply device 80 detects an input to the input unit 22 and supplies drive power corresponding to the input to the ultrasonic transducer.
  • the foot switch 90 has the same function as the input unit 22 provided in the handpiece 20. That is, the foot switch 90 is provided with a switch similar to the input unit 22.
  • the foot switch 90 may include a plurality of switches like the input unit 22.
  • the user When performing the treatment, the user holds the handpiece 20 and brings the cutting unit 181 provided in the probe 180 that vibrates ultrasonically into contact with the living tissue to be treated. At this time, the user operates the input unit 22 or the foot switch 90 to vibrate the ultrasonic transducer. The vibration generated by the ultrasonic transducer is transmitted to the probe 180. When the cutting portion 181 of the vibrating probe 180 comes into contact with the living tissue, a treatment such as cutting or excision of the living tissue is performed.
  • FIG. 8 is a block diagram showing the main configuration of the ultrasonic surgical system 1 according to the first embodiment of the present invention. 8, the same components as those described in FIG. 7 are denoted by the same reference numerals as those in FIG.
  • the power supply device 80 has an output circuit 81 and a control circuit 82.
  • the output circuit 81 is an output unit that is electrically connected to the ultrasonic transducer 24 and generates drive power for driving the ultrasonic transducer 24 provided inside the handpiece 20 of the cutting tool 10. Based on this driving power, an output voltage and an output current are output from the output circuit 81 to the cutting tool 10.
  • the control circuit 82 is configured by a CPU or an ASIC, for example, and is a control unit that controls the driving power of the output circuit 81 in accordance with an input from the input unit 22 or the foot switch 90. For example, when an instruction to enter the cartilage cutting treatment mode is given by input from the input unit 22 or the foot switch 90, the control circuit 82 determines that the temperature of the cartilage is the above-described temperature, that is, 45 ° C.-220 ° C. The output circuit 81 is controlled so that the ultrasonic vibration such as 120 ° C. to 160 ° C. is generated in the cutting tool 10. In the case of an ultrasonic surgical system, frictional heat gives a temperature change to the cartilage. As shown in FIG.
  • the heating amount by frictional heat is determined by the amplitude of ultrasonic vibration and the pressing load of the cutting tool 10 on the cartilage. Therefore, for example, if the value of the pressing load is fixed to the average value of the pressing load when the cutting tool 10 is pressed against the living tissue by a doctor, the frictional heat changes only by the amplitude.
  • the amplitude is measured experimentally so that the temperature of the cartilage is a specified temperature within the range of 45 ° C.-220 ° C., preferably 120 ° C.-160 ° C., with the pressing load being a fixed value.
  • the measured amplitude value is stored in the memory 821 of the control circuit 82.
  • the control circuit 82 reads this amplitude value from the memory 821 and controls the output current and output voltage of the output circuit 81 so that the ultrasonic transducer 24 vibrates with the read amplitude.
  • the temperature of the treatment site it is preferable to raise the temperature of the treatment site to 120 ° C. in about 1 second.
  • the amplitude of the ultrasonic vibration is simply increased.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the flow of treatment using the ultrasonic surgical system 1 in the first embodiment.
  • FIG. 10 shows the flow of the resection procedure of degenerated cartilage in the knee joint.
  • the flow of FIG. 10 is applicable not only to the knee joint but also to treatment for other joints such as a shoulder joint.
  • step S101 the doctor uses the trocar to form a port for allowing the cutting tool and the arthroscope to be inserted up to the position of the biological tissue to be treated (here, the degenerated cartilage in the knee joint).
  • step S102 the doctor inserts the arthroscope and the cutting tool 110 of the ultrasonic surgical system 1 into the knee joint through the arthroscopic port.
  • step S103 the doctor brings the cutting unit 181 of the ultrasonic surgical system 1 into contact with the degenerated cartilage to be treated while viewing the image in the knee joint displayed on the monitor through the arthroscope.
  • step S104 the doctor operates the input unit 22 to set the ultrasonic surgical system 1 to the cartilage mode, and starts resection of degenerated cartilage.
  • the control circuit 82 reads the amplitude value stored in advance in the memory 821 (for example, the amplitude value necessary for setting the cartilage temperature to 120 ° C.).
  • the output circuit 81 is controlled so that the ultrasonic transducer 24 vibrates with the read amplitude.
  • the temperature of the degenerated cartilage rises by bringing the cutting part 181 vibrating at this amplitude into contact with the degenerated cartilage with a certain pressing load. Thereby, the degenerated cartilage is melted and the degenerated cartilage is excised.
  • the value of the amplitude in step S104 is more preferably a temperature required to bring the temperature of the cartilage to 120 ° C. within a predetermined short time (within 1 second). Thereby, the treatment is completed in a short time, and an unnecessary temperature rise in the non-treatment site is suppressed.
  • the cartilage cutting treatment can be reliably performed.
  • the cutting tool 10 is set so that the temperature of the cartilage is a prescribed temperature within the range of 45 ° C.-220 ° C., preferably 120 ° C.-160 ° C. in consideration of the influence of thermal invasion of the cartilage.
  • the amount of heating of the cartilage by is controlled. This makes it possible to perform cartilage cutting treatment with minimal invasiveness.
  • the treatment can be completed in a short time by the treatment of the cartilage with the cutting tool 10. As a result, it is possible to suppress an unnecessary temperature increase in a non-treatment site that does not require treatment.
  • an ultrasonic surgical system is exemplified as the surgical system.
  • the temperature of the cartilage can be set to a prescribed temperature within a range of 45 ° C.-220 ° C., preferably 120 ° C.-160 ° C.
  • a surgical system using a heater for example
  • energy different from the ultrasonic system such as a surgical system using a high-frequency current or a combination thereof.
  • thermal invasion is smaller than a surgical system using a heater, a surgical system using a high frequency, or the like.
  • the surface of the cartilage after treatment is smoother than in a surgical system using a heater or a surgical system using a high-frequency current.
  • FIG. 11 is a diagram showing a comparison of cartilage cutting treatment results between the high frequency surgical system (RF) and the ultrasonic surgical system (US).
  • FIG. 11 also shows a cartilage cutting treatment result (that is, a cutting treatment result using only an impact) by a surgical system (BUR) using a motor.
  • the cartilage is hardly cut by the cutting treatment using only the impact.
  • the surface of the cartilage does not retain its original shape and has a villi shape.
  • the cutting treatment using a high frequency cutting of cartilage proceeds as compared with the treatment using a motor, but the thermal invasion is relatively wide.
  • the cartilage cutting progresses more and the thermal invasion becomes relatively small.
  • the heating rate is slower than that of a high frequency surgical system.
  • the ultrasonic surgical system as shown in FIG. 12, it corresponds to the original amplitude value for a predetermined period immediately after starting the ultrasonic surgical system so that the temperature of the cartilage reaches the target temperature as soon as possible.
  • the output current value may be overshooted more than the output current value.
  • FIG. 13 is a block diagram showing the main configuration of the ultrasonic surgical system 1 according to the second embodiment of the present invention.
  • the same components as those described in FIG. 8 are denoted by the same reference numerals as those in FIG.
  • the cutting tool 10 of the ultrasonic surgical system 1 in the second embodiment has a temperature sensor 26.
  • the temperature sensor 26 is provided, for example, inside the tip of the cutting tool 10, detects the temperature of the tip of the cutting tool 10, that is, the temperature of the cartilage, and sends a signal corresponding to the detected temperature to the control circuit 82 of the power supply device 80. input.
  • various temperature sensors such as a thermocouple and a thermistor can be used.
  • the control circuit 82 in the second embodiment controls the output circuit 81 so that the temperature measured by the temperature sensor 26 is maintained at a specified temperature within the range of 45 ° C.-220 ° C., preferably 120 ° C.-160 ° C. Control.
  • the control circuit 82 controls the output circuit 81 so as to increase the output current from the output circuit 81 when the temperature measured by the temperature sensor 26 is lower than a specified temperature. Further, when the temperature measured by the temperature sensor 26 exceeds a specified temperature, the control circuit 82 controls the output circuit 81 so as to reduce the output current from the output circuit 81.
  • the cartilage cutting can be performed more reliably than in the first embodiment. Treatment is performed. Further, the memory 821 as in the first embodiment can be omitted.
  • the temperature of the cartilage is measured by the temperature sensor 26.
  • the method for measuring the temperature of the cartilage is not limited to using a temperature sensor.
  • the third embodiment is a modification of the treatment method. As described above, it is desirable that only the temperature at the treatment site is raised to 120 ° C.-160 ° C. during treatment, and 40 ° C. or less for non-treatment sites. As a technique for this, in the case of the ultrasonic surgical system 1, it is conceivable to increase the amplitude or increase the pressing load. In the present embodiment, the treatment time is further shortened by the treatment method.
  • FIG. 14 is a flowchart showing the flow of treatment using the ultrasonic surgical system 1 in the third embodiment.
  • FIG. 14 also shows the flow of the resection treatment of degenerated cartilage in the knee joint.
  • the flow of FIG. 14 is applicable not only to a knee joint but also to treatments for other joints such as a shoulder joint.
  • the description of the same processing as in FIG. 10 is omitted as appropriate. That is, description of the processing of steps S101 to S103 is omitted.
  • step S204 the doctor operates the input unit 22 to set the ultrasonic surgical system 1 to the cartilage mode, and starts resection of degenerated cartilage.
  • the control circuit 82 sets the amplitude value stored in the memory 821 in advance (for example, the amplitude necessary to bring the temperature of the cartilage to 120 ° C. within one second. Value) and the output circuit 81 is controlled so that the ultrasonic transducer 24 vibrates with the read amplitude.
  • the temperature of the degenerated cartilage rises by bringing the cutting part 181 vibrating at this amplitude into contact with the degenerated cartilage with a certain pressing load.
  • step S205 the doctor presses the cutting portion 181 in a direction substantially parallel to the cartilage surface, which is a direction different from the contact direction shown in FIG. Thereby, a compressive force is applied to the cartilage, the temperature of the cartilage is further increased, the degenerated cartilage is melted, and the degenerated cartilage is excised. Further, when the cutting portion 181 is pressed in a direction parallel to the surface of the heated cartilage, the surface of the cartilage is cut into a film as shown in FIG. In this way, the degenerated cartilage is excised more efficiently.
  • the pressing of the cutting portion 181 is applied in a direction parallel to the surface of the heated cartilage. Efficient cartilage resection is performed.
  • step S205 of the third embodiment is different from the ultrasonic treatment system other than the ultrasonic treatment system, such as a surgical system using a heater, a surgical system using a high-frequency current, or a combination thereof. It is applicable also to the used surgical system.

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Abstract

手術システムは、駆動電力を生成する出力回路（８１）と、軟骨の所定の部位と接触し、駆動電力に基づいて変換されたエネルギによって軟骨の所定の部位を発熱させるとともに、軟骨に接触させた状態で術者が押圧することで軟骨を削り取る切削部（１８１）と、軟骨の所定の部位の温度が２秒以内に１２０℃以上になるように出力回路（８１）から出力される駆動電力を制御する制御回路（８２）とを有する。

Description

手術システム
　本発明は、手術システムに関する。
　例えば、日本国特表２００７－５１９４２７号公報には、軟骨を処置するための電気的外科器具が開示されている。具体的には、日本国特表２００７－５１９４２７号公報において開示されている電気的外科器具は、ラジオ波周波数エネルギを使用することにより、円滑で安定な軟骨の表面を形成できるようにしている。
　ところで、軟骨を処置する際、手術時間の短縮するために短時間で多くの軟骨を切削できるデバイスが望まれている。日本国特表２００７－５１９４２７号公報においては、軟骨表面を滑らかにする技術は開示されているが、軟骨を切削する観点での言及は特になされていない。
　本発明は、軟骨を一定量以上切削することができる手術システムを提供することを目的とする。
　本発明の一態様の手術システムは、人体の軟骨を処置する手術システムであって、駆動電力を生成する出力部と、前記軟骨の所定の部位と接触し、前記駆動電力に基づいて変換されたエネルギによって前記軟骨の所定の部位を発熱させるとともに、前記軟骨に接触させた状態で術者が押圧することで前記軟骨を削り取る切削部と、前記軟骨の所定の部位の温度が２秒以内に１２０℃以上になるように前記出力部から出力される前記駆動電力を制御する制御部とを具備する。
　本発明によれば、軟骨に適した条件で処置を行うことが可能な手術システムを提供することができる。
図１は、軟骨、海綿骨、皮質骨のそれぞれの成分を示した図である。 図２は、超音波手術システムによる軟骨の切削の原理を示す図である。 図３Ａは、半田ごてを所定の押し付け荷重で軟骨に押し当てた際の切削温度と軟骨切削量との関係を示した図である。 図３Ｂは、超音波切削具を所定の押し付け荷重で軟骨に押し当てた際の切削温度と軟骨切削量との関係を示した図である。 図４は、半田ごてを軟骨に押し当てた際の温度毎の軟骨表面及び断面の状態を示した図である。 図５は、８０μｍの振幅の超音波切削具を処置部位である軟骨にある押し付け荷重で接触させて処置が行われる際の処置部位と非処置部位の温度上昇の時間変化の関係を示す図である。 図６は、図５の処置中における処置部位と非処置部位との温度分布の模式図である。 図７は、本発明の各実施形態に係る手術システムの具体的な構成の一例を示す図である。 図８は、本発明の第１の実施形態における超音波手術システムの主要な構成を示すブロック図である。 図９は、軟骨に対して押し付け荷重又は振幅を変えた際の切削量の変化を測定する実験結果を示したグラフである。 図１０は、本発明の第１の実施形態における超音波手術システムを用いた処置の流れを示すフローチャートである。 図１１は、高周波手術システム（ＲＦ）と超音波手術システム（ＵＳ）とモータを用いた手術システム（ＢＵＲ）による軟骨の切削処置結果を比較して示した図である。 図１２は、出力電流値をオーバーシュートさせる変形例を示した図である。 図１３は、本発明の第２の実施形態の超音波手術システムの主要な構成を示すブロック図である。 図１４は、本発明の第３の実施形態における超音波手術システムを用いた処置の流れを示すフローチャートである。 図１５は、ステップＳ１０５における切削部の押圧について説明するための図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。　
　まず、本実施形態の手術システムの作動方法の基本的な原理について説明する。本実施形態における手術システムは、軟骨の切削処置システムである。出願人の検討により、軟骨の切削は、皮質骨や海綿骨といった他の骨の切削とは異なる機序で行われることが分かった。以下に詳細に説明する。
　図１は、皮質骨、海綿骨、軟骨のそれぞれの成分を示した図である。図１に示すように、皮質骨及び海綿骨の主成分はリン酸カルシウムであるのに対し、軟骨の主成分はたんぱく質（コラーゲン）である。コラーゲンは、リン酸カルシウムとは異なり、弾力性があり、柔らかい。このため、コラーゲンに衝撃が与えられたとしても、その与えられた衝撃は吸収されてしまう。したがって、コラーゲンを主成分とする軟骨を、衝撃を利用して切削することは困難である。
　一方、出願人の検討により、超音波手術システムで軟骨を切削できることが分かった。前述のように、軟骨は衝撃を吸収してしまうので、超音波手術システムによる軟骨の切削は、図２に示すように、超音波切削具を軟骨に接触させた際に生じる摩擦熱による融解によって行われるものであると考えられる。さらに、図２は、超音波手術システムの例であるが、加熱による軟骨の切削は、超音波手術システム以外の加熱デバイスを用いても行われ得る。以下、このような加熱による軟骨の切削についてさらに説明する。
　図３Ａ及び図３Ｂは、軟骨の温度と切削量との関係を示した図である。ここで、図３Ａは、半田ごてを所定の押し付け荷重（２．９４Ｎ）で軟骨に押し当てた際の軟骨の温度と軟骨の切削量との関係を示した図である。また、図３Ｂは、超音波切削具を所定の押し付け荷重（２．９４Ｎ）で軟骨に押し当てた際の軟骨の温度と軟骨の切削量との関係を示した図である。図３Ａ及び図３Ｂの横軸は、生体組織の温度（℃）を示している。また、図３Ａ及び図３Ｂの縦軸は軟骨の切削量（切削深さ）（ｍｍ３）を示している。また、図４は、半田ごてを軟骨に押し当てた際の温度毎の軟骨表面及び断面の状態を示した図である。図４では、４０℃、８０℃、１２０℃、１６０℃、２００℃、２４０℃の状態が示されている。
　軟骨の温度が４５℃未満であるときには、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、軟骨の切削は行われない。この温度範囲における軟骨の表面及び断面の状態は、図４の４０℃の状態として示されている。
　軟骨の温度が４５℃～１２０℃であるときには、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、軟骨の切削量は温度に応じて大きくなる。この範囲では、温度上昇による切削量の増加は小さい。この温度範囲における軟骨の表面及び断面の状態は、図４の８０℃の状態として示されている。
　軟骨の温度が１２０℃～１６０℃であるときには、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、温度上昇に伴って軟骨の切削量は急激に大きくなる。この温度範囲における軟骨の表面及び断面の状態は、図４の１２０℃の状態として示されている。この温度範囲では、軟骨の切削が大きく進行する。
　軟骨の温度が１６０℃～２００℃であるときには、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、温度上昇に伴う軟骨の切削量の増加は小さくなる。この温度範囲における軟骨の表面及び断面の状態は、図４の１６０℃の状態として示されている。軟骨の温度が１６０℃になると、軟骨の切削は進行するものの、軟骨の表面が焦げ付き始める。
　軟骨の温度が２００℃を超えると、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、軟骨の焦げが大きくなって軟骨の切削量は不定になる。この温度範囲における軟骨の表面及び断面の状態は、図４の２００℃の状態及び２４０℃の状態として示されている。軟骨の温度が２００℃を超えると、軟骨の表面の焦げが大きくなる。
　図３Ａに示したように、半田ごてによって熱を加えるだけでも軟骨の切削が行われている。したがって、超音波切削具ではなくても、軟骨に対して熱が加えられた場合には、軟骨が切削されることが分かる。ただし、単純に熱を加えたとしても、軟骨の温度が４５℃未満であるときには軟骨は切削されないので、軟骨を切削処置する際には、軟骨の温度を４５℃以上とする必要がある。また、軟骨の温度が２００℃を超えると、軟骨に対する熱侵襲が大きくなってしまうので、軟骨を切削処置する際には、軟骨の温度を２２０℃以下とすることが望ましい。さらに、軟骨の切削量と熱侵襲の大きさとのバランスを考えると、軟骨を切削処置する際には、軟骨の温度を１２０℃－１６０℃とすることが望ましい。
　また、図３Ａと図３Ｂの比較からも明らかなように、半田ごてと超音波切削具との比較では、超音波切削具を用いたほうが、温度当たりの軟骨の切削量（切削深さ）は大きくなる。これは、超音波切削具の場合には、単純に軟骨に熱が加えられるだけでなく、融解した軟骨を超音波振動によって削り取る作用も加えられているためである。
　前述したようにして軟骨の切削に熱が利用される場合、処置の必要な所定の領域にだけ熱が加えられることが望ましい。例えば、処置対象の軟骨が人体の軟骨である場合には、損傷した軟骨や変性軟骨といった明確な処置対象が存在する。したがって、損傷した軟骨又は変性軟骨といった必要な部位でだけ必要な温度上昇が発生し、その周囲の健常な軟骨及び軟骨下の海綿骨では温度上昇が発生しないことが望ましい。一般的に、海綿骨・皮質骨といった人体の細胞組織は、４０℃程度で損傷が起こり得ることが知られている。一方で、前述したように軟骨の処置には、軟骨の温度を１２０℃－１６０℃にすることが望ましい。これらを考慮すると、なるべく短い時間で処置部位である損傷した軟骨又は変性軟骨の温度を１２０℃付近にし、その後は、処置部位の周囲の健常な組織の温度が上昇する前に処置が終了することが望ましい。
　図５は、８０μｍの振幅の超音波切削具を処置部位である軟骨にある押し付け荷重で接触させて処置が行われる際の処置部位と非処置部位の温度上昇の時間変化の関係を示す図である。例えば、図５では、約１秒後に処置部位である軟骨の温度が１２０℃に達し、約８秒後に非処置部位である軟骨と海綿骨との境界部の温度が４０℃に達する。８秒程度であれば、処置には十分な時間であると考えられる。図６は、図５の処置中における処置部位と非処置部位との温度分布の模式図である。図５のように温度制御をして処置が行われることにより、処置中では図６に示すように処置部位の付近だけで温度上昇が発生する。このようにして、人体の軟骨を処置するのに適切な手術システムが実現される。
　［第１の実施形態］
　本発明の第１の実施形態について説明する。図７は、本発明の各実施形態に係る手術システムの具体的な構成の一例を示す図である。前述したように、軟骨の切削処置は、軟骨の温度を適切な温度にすることで行われる。軟骨の温度を適切な温度とするための手段は、限定されない。例えば、超音波振動による摩擦熱によって軟骨の温度を４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度にするシステムが本実施形態における手術システムとして用いられてもよいし、ヒータによる加熱によって軟骨の温度を４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度にするシステムが本実施形態における手術システムとして用いられてもよいし、高周波電流の印加によって軟骨の温度を４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度にするシステムが本実施形態における手術システムとして用いられてもよい。図７は、本実施形態に係る手術システムの一例としての超音波手術システム１を示している。
　図７に示す超音波手術システム１は、超音波によって生体組織に対する処置を行うための切削具１０と、切削具１０に駆動電力を供給する電源装置８０と、フットスイッチ９０とを有している。超音波手術システム１は、軟骨の処置に適したシステムである。しかしながら、超音波手術システム１は、軟骨以外の生体組織の処置にも用いられ得る。
　エネルギ切削具としての切削具１０は、ハンドピース２０と、ハンドピース２０から突出しているプローブ１８０と、プローブ１８０の周囲に形成された細長形状のシース３０とを有している。以降の説明では、切削具１０におけるプローブ１８０側を切削具１０の先端側と称し、ハンドピース２０側を基端側と称することにする。
　ハンドピース２０は、その内部に超音波振動子を有している。超音波振動子は、電源装置８０からの駆動電力に従って超音波振動する。ハンドピース２０は、この超音波振動子で発生した超音波振動をプローブ１８０に伝達する。プローブ１８０は、シース３０を通って超音波振動子に接続されており、超音波振動子の振動に伴って振動する。
　シース３０の先端は、半円筒状に形成されており、この半円筒状に形成された部分からプローブ１８０の先端に設けられた切削部１８１が露出されるようになっている。また、シース３０の先端には、例えばコールドナイフ１８２が形成されている。コールドナイフ１８２は、耐腐食性の金属材料によって形成されており、生体組織の切除を容易にするために用いられる。なお、コールドナイフ１８２は設けられていなくてもよい。
　また、ハンドピース２０は、入力部２２を有している。入力部２２は、超音波振動子を駆動させるための指示を入力するための部位である。入力部２２は、複数種類の超音波振動子の駆動に対応した複数種類の入力が行われるように、複数のスイッチを含んでいてもよい。複数のスイッチは、例えば超音波振動子の駆動を軟骨の処置に適した駆動とするためのスイッチを含む。入力部２２は、電源装置８０に接続されている。また、ハンドピース２０内の超音波振動子は、電源装置８０に接続されている。電源装置８０は、入力部２２への入力を検出し、それに応じた駆動電力を超音波振動子に供給する。
　フットスイッチ９０は、ハンドピース２０に設けられた入力部２２と同様の機能を有する。すなわち、フットスイッチ９０には、入力部２２と同様にスイッチが設けられている。フットスイッチ９０は、入力部２２と同様に複数のスイッチを含んでいてもよい。電源装置８０は、フットスイッチ９０への入力を検出したら、それに応じた駆動電力を超音波振動子に供給する。
　処置を行う際には、ユーザは、ハンドピース２０を保持し、超音波振動するプローブ１８０に設けられた切削部１８１を処置対象である生体組織に接触させる。このとき、ユーザは、入力部２２又はフットスイッチ９０を操作して超音波振動子を振動させる。超音波振動子で発生した振動は、プローブ１８０に伝達される。振動するプローブ１８０の切削部１８１と生体組織が接触することにより、生体組織の切削又は切除等の処置がなされる。
　図８は、本発明の第１の実施形態における超音波手術システム１の主要な構成を示すブロック図である。図８において、図７で説明したのと同様の構成については、図７と同様の参照符号を付すことで説明を省略する。
　図８に示すように、電源装置８０は、出力回路８１と、制御回路８２とを有している。
　出力回路８１は、超音波振動子２４と電気的に接続され、切削具１０のハンドピース２０の内部に設けられた超音波振動子２４を駆動するための駆動電力を生成する出力部である。この駆動電力に基づき、出力回路８１から切削具１０へは出力電圧及び出力電流が出力される。
　制御回路８２は、例えばＣＰＵやＡＳＩＣで構成され、入力部２２又はフットスイッチ９０からの入力に応じて出力回路８１の駆動電力を制御する制御部である。例えば、入力部２２又はフットスイッチ９０からの入力により、軟骨の切削処置モードにする旨の指示がされた場合には、制御回路８２は、軟骨の温度が前述した温度、すなわち４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃とするような超音波振動が切削具１０で発生するように出力回路８１を制御する。超音波手術システムの場合、摩擦熱によって軟骨に対する温度変化が与えられる。摩擦熱による加熱量は、図９に示すように、超音波振動の振幅と軟骨への切削具１０の押し付け荷重とによって決まることが知られている。したがって、例えば、押し付け荷重の値が医師によって切削具１０が生体組織に押し付けられる際の押し付け荷重の平均値に固定されていれば、摩擦熱は振幅によってのみ変化することになる。本実施形態では、押し付け荷重を固定値とした上で、軟骨の温度を４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度とするような振幅を実験によって測定して、測定した振幅の値を制御回路８２のメモリ８２１に記憶させておく。制御回路８２は、この振幅の値をメモリ８２１から読み出し、読み出した振幅で超音波振動子２４が振動するように出力回路８１の出力電流及び出力電圧を制御する。
　また、前述したように、好ましくは処置部位の温度を１秒程度で１２０℃まで上昇させることが望ましい。超音波手術システムにより、処置部位の温度を早く上昇させるためには、単純には超音波振動の振幅を大きくすればよい。さらに、切削部への押し付け荷重を大きくすることでより早く処置部位の温度を上昇させることが可能である。
　以下、本実施形態の超音波手術システム１の動作を説明する。図１０は、第１の実施形態における超音波手術システム１を用いた処置の流れを示すフローチャートである。図１０は、膝関節における変性軟骨の切除処置の流れを示している。図１０の流れは、膝関節に限らず、肩関節等の他の関節に対する処置に対しても適用可能である。
　ステップＳ１０１において、医師は、トロッカーを用いて、処置対象の生体組織（ここでは膝関節内の変性軟骨）の位置まで切削具及び関節鏡を挿入できるようにするためのポートを形成する。
　ステップＳ１０２において、医師は、関節鏡用のポートを通して関節鏡及び超音波手術システム１の切削具１１０を膝関節内に挿入する。
　ステップＳ１０３において、医師は、関節鏡を通してモニタ上に表示される膝関節内の画像を見ながら、超音波手術システム１の切削部１８１を処置対象である変性軟骨に接触させる。
　ステップＳ１０４において、医師は、例えば入力部２２を操作して超音波手術システム１を軟骨モードに設定し、変性軟骨の切除処置を開始する。超音波手術システム１が軟骨モードに設定されると、制御回路８２は、予めメモリ８２１に記憶されている振幅の値（例えば軟骨の温度を１２０℃にするのに必要な振幅の値）を読み出し、読み出した振幅で超音波振動子２４が振動するように出力回路８１を制御する。この振幅で振動している切削部１８１を変性軟骨にある一定の押し付け荷重で接触させることにより、変性軟骨の温度は上昇する。これにより、変性軟骨は融解し、変性軟骨の切除が行われる。ここで、ステップＳ１０４における振幅の値は、軟骨の温度を所定の短時間（１秒以内）で１２０℃にするのに必要な温度であることがより好ましい。これにより、処置は短時間で終了し、非処置部位の不要な温度上昇が抑制される。
　以上説明したように本実施形態によれば、軟骨の温度を４５℃以上にすることによる軟骨の融解によって軟骨の切削が行われることに着目し、軟骨の温度を４５℃になるように切削具１０による軟骨の加熱量が制御される。これにより、軟骨の切削処置を確実に行うことが可能である。
　さらに、本実施形態によれば、軟骨の熱侵襲の影響も考慮して軟骨の温度を４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度とするように切削具１０による軟骨の加熱量が制御される。これにより、低侵襲で軟骨の切削処置を行うことが可能である。
　さらに、本実施形態によれば、切削具１０による軟骨の処置によって短時間に処置を終了させることが可能である。これにより、処置の不要な非処置部位の不要な温度上昇を抑制することが可能である。
　なお、前述した実施形態では、手術システムとして、超音波手術システムが例示されている。本実施形態では、軟骨の温度を４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度にすることができれば、超音波手術システム以外の、例えばヒータを用いた手術システム、高周波電流を用いた手術システム又はこれらの組み合わせといった超音波によるものとは異なるエネルギを用いた手術システムを用いることも可能である。しかしながら、超音波手術システムを用いた場合、ヒータを用いた手術システムや高周波を用いた手術システム等に比べてより熱侵襲は小さくなる。また、ヒータを用いた手術システムや高周波電流を用いた手術システム等に比べて処置後の軟骨の表面は滑らかになる。
　図１１は、高周波手術システム（ＲＦ）と超音波手術システム（ＵＳ）との軟骨の切削処置結果を比較して示した図である。なお、図１１では、比較のため、モータを用いた手術システム（ＢＵＲ）による軟骨の切削処置結果（すなわち、衝撃のみによる切削処置の結果）も示されている。図１１に示すように、衝撃のみによる切削処置では、軟骨は殆ど切削されない。そればかりか、軟骨の表面は、原型を留めず、絨毛状を呈している。一方、高周波を用いた切削処置では、モータを用いた処置に比べれば軟骨の切削は進行するが、比較的に熱侵襲が広範囲に及ぶ。これらに対し、超音波を用いた切削処置では、軟骨の切削はより進行しつつ、比較的に熱侵襲が小さくなる。
　なお、超音波手術システムの場合、高周波手術システムに比べて昇温速度が遅いことが知られている。このため、超音波手術システムにおいては、軟骨の温度が目標の温度になるべく早く到達するように、図１２に示すように、超音波手術システムの起動直後の所定期間だけ、本来の振幅値に相当する出力電流値よりも出力電流値をオーバーシュートさせるようにしてもよい。
　［第２の実施形態］
　以下、第２の実施形態を説明する。前述した実施形態においては、軟骨を切削に適した温度とするように切削具１０における軟骨の加熱量を制御する際に、実測によって予め決定された設定（例えば振幅）に従って制御が行われる。第２の実施形態は、切削具１０における軟骨の加熱量をフィードバック制御する例である。
　図１３は、本発明の第２の実施形態における超音波手術システム１の主要な構成を示すブロック図である。図１３において、図８で説明したのと同様の構成については、図８と同様の参照符号を付すことで説明を省略する。
　第２の実施形態における超音波手術システム１の切削具１０は、温度センサ２６を有している。温度センサ２６は、例えば切削具１０の先端内部に設けられており、切削具１０の先端の温度、すなわち軟骨の温度を検出し、検出した温度に応じた信号を電源装置８０の制御回路８２に入力する。温度センサ２６には、熱電対やサーミスタ等の種々の温度センサが用いられ得る。
　第２の実施形態における制御回路８２は、温度センサ２６で測定された温度が４５℃－２２０℃、好ましくは１２０℃－１６０℃の範囲内の規定の温度に維持されるように出力回路８１を制御する。例えば、制御回路８２は、温度センサ２６で測定された温度が規定の温度未満となっている場合には、出力回路８１からの出力電流を大きくするように出力回路８１を制御する。また、制御回路８２は、温度センサ２６で測定された温度が規定の温度を超えている場合には、出力回路８１からの出力電流を小さくするように出力回路８１を制御する。
　以上説明したように本実施形態によれば、温度センサによって測定された軟骨の温度に応じて出力回路８１からの出力電力をフィードバック制御することにより、第１の実施形態よりも確実に軟骨の切削処置が行われる。また、第１の実施形態のようなメモリ８２１を省略することが可能である。
　ここで、第２の実施形態においては、温度センサ２６によって軟骨の温度が測定される。軟骨の温度の測定手法は、温度センサによるものには限らない。
　［第３の実施形態］
　以下、第３の実施形態を説明する。第３の実施形態は、処置の方法の変形例である。前述したように、処置中においては処置部位の温度のみを１２０℃－１６０℃まで上昇させ、非処置部位については４０℃以下とすることが望ましい。このための手法として、超音波手術システム１の場合には振幅を大きくしたり、押し付け荷重を大きくしたりすることが考えられる。本実施形態は、さらに、処置の方法によって処置の時間を短くするものである。
　図１４は、第３の実施形態における超音波手術システム１を用いた処置の流れを示すフローチャートである。ここで、図１０と同様、図１４も、膝関節における変性軟骨の切除処置の流れを示している。図１４の流れは、膝関節に限らず、肩関節等の他の関節に対する処置に対しても適用可能である。なお、図１４において、図１０と同様の処理については適宜説明を省略する。すなわち、ステップＳ１０１－Ｓ１０３の処理については説明を省略する。
　ステップＳ２０４において、医師は、例えば入力部２２を操作して超音波手術システム１を軟骨モードに設定し、変性軟骨の切除処置を開始する。超音波手術システム１が軟骨モードに設定されると、制御回路８２は、予めメモリ８２１に記憶されている振幅の値（例えば軟骨の温度を１秒以内に１２０℃にするのに必要な振幅の値）を読み出し、読み出した振幅で超音波振動子２４が振動するように出力回路８１を制御する。この振幅で振動している切削部１８１を変性軟骨にある一定の押し付け荷重で接触させることにより、変性軟骨の温度は上昇する。
　ステップＳ２０５において、医師は、図１５に示す、接触方向とは異なる方向である、軟骨の表面と略平行な方向に切削部１８１を押圧する。これにより、軟骨に圧縮力が加わり、軟骨の温度はさらに上昇して変性軟骨は融解し、変性軟骨の切除が行われる。さらに、加温された軟骨の表面に対して平行な方向に切削部１８１の押圧が加えられることにより、軟骨の表面は図１５に示すようにフィルム状に削られる。このようにして、より効率よく変性軟骨の切除が行われる。
　以上説明したように本実施形態によれば、第１の実施形態で説明した効果に加え、加温された軟骨の表面に対して平行な方向に切削部１８１の押圧が加えられることにより、より効率よく変性軟骨の切除が行われる。
　ここで、第３の実施形態のステップＳ２０５の処理は、超音波処置システム以外の例えばヒータを用いた手術システム、高周波電流を用いた手術システム又はこれらの組み合わせといった超音波によるものとは異なるエネルギを用いた手術システムについても適用可能である。
　以上実施形態に基づいて本発明を説明したが、本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で種々の変形や応用が可能なことは勿論である。

Claims (3)

  1. 　人体の軟骨を処置する手術システムであって、
    　駆動電力を生成する出力部と、
    　前記軟骨の所定の部位と接触し、前記駆動電力に基づいて変換されたエネルギによって前記軟骨の所定の部位を発熱させるとともに、前記軟骨に接触させた状態で術者が押圧することで前記軟骨を削り取る切削部と、
    　前記軟骨の所定の部位の温度が２秒以内に１２０℃以上になるように前記出力部から出力される前記駆動電力を制御する制御部と、
    　を具備する手術システム。
  2. 　前記押圧は、前記切削部の前記軟骨への接触方向とは異なる方向の押圧である請求項１に記載の手術システム。
  3. 　前記軟骨の所定の部分は、損傷した軟骨又は変性した軟骨である請求項１に記載の手術システム。
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