JP4704520B1 - 高周波手術装置及び医療機器の作動方法 - Google Patents

Abstract

高周波手術装置は、手術対象の生体組織に伝達するための高周波電流を発生する高周波電流発生部と、高周波電流を生体組織へ伝達し、高周波電流による処置を行うための高周波プローブと、高周波電流の出力時間を計測する時間計測部と、生体組織の電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と、出力時間が第１の閾値を超えたことを検出し、かつ、電気的インピーダンスの値が第２の閾値を超えたことを検出した場合には、高周波電流の出力を停止させる制御を行う出力制御部と、を備える。
【選択図】図３

Description

本発明は、高周波電流を生体組織に流して手術を行う高周波手術装置及び医療機器の作動方法に関する。

近年、外科手術等において、各種の手術装置が使用されるようになっている。例えば、血管に対して高周波エネルギを投与して処置を行う技術が従来から知られている。この場合には、血管を適切な把持力量にて把持した状態で高周波電流を流し、その際に生ずる熱エネルギにより血管を封止する高周波手術装置が用いられる。

例えば、特開２００２−３２５７７２号公報の高周波手術装置においては、生体組織に高周波電流を供給しながら生体組織の電気的インピーダンスを測定し、高周波電力の出力値を３段階で順次、下げるように制御し、所定の電気的インピーダンスに達した時、出力を停止して処理を終了する。

しかしながら、上記の従来例のように所定の電気的インピーダンスに達して時、出力を停止する方法では、異なる太さの血管を手術対象の生体組織として、例えば封止の手術（又は処置）を行うような場合には、その手術を簡単に行い難くなる。

本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、手術対象の生体組織が異なるような場合に対しても、封止等の手術を簡単に行うことができる高周波手術装置及び医療機器の作動方法を提供することを目的とする。

本発明の一態様に係る高周波手術装置は、手術対象の生体組織へ伝達するための高周波電流を発生する高周波電流発生部と、
発生した前記高周波電流を前記生体組織へ伝達し、前記生体組織に対して前記高周波電流による処置を行うための電極を備えた高周波プローブと、
前記高周波電流発生部の高周波電流の出力時間を計測する時間計測部と、
前記生体組織の電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と、
前記時間計測部により計測された前記出力時間が第１の閾値を超えたことを検出し、かつ、前記インピーダンス検出部により検出された電気的インピーダンスの値が第２の閾値を超えたことを検出した場合には、前記高周波電流の出力を停止させる制御を行う出力制御部と、
を備えることを特徴とする。

本発明の他の態様に係る高周波手術装置は、手術対象の生体組織に伝達するための高周波電流を発生する高周波電流発生部と、
高周波処置具を介して前記高周波電流が伝達される前記生体組織の電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と、
前記インピーダンス検出部により検出された前記電気的インピーダンスの値から所定時間当たりの電気的インピーダンス変化量を算出するインピーダンス変化量算出部と、
前記生体組織に伝達される前記高周波電流の出力制御を行う出力制御部と、
前記高周波電流発生部から前記生体組織への前記高周波電流の出力時間を計測する時間計測部と、
を備え、
前記出力制御部は、前記インピーダンス変化量算出部により算出された前記インピーダンス変化量が所定の範囲内に収まるように前記高周波電流の出力制御を行うと共に、 前記時間計測部により計測された出力時間が第１の閾値を超えた判定と、前記インピーダンス検出部により検出された前記電気的インピーダンスの値が第２の閾値を超えた判定とをした場合に、前記高周波電流の出力停止をすることを特徴とする。

本発明の一態様に係る医療機器の作動方法は、高周波電流発生部が高周波電流を出力する出力ステップと、
時間計測部が前記高周波電流の出力時間を計測する時間計測ステップと、
インピーダンス検出部が前記高周波電流の出力後に経時的に電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出ステップと、
判定部が、計測された前記出力時間が第１の閾値に達する第１の条件と、検出された前記電気的インピーダンスの値が第２の閾値に達する第２の条件と、が満たされたか否かの判定を行う判定ステップと、
前記第１の条件及び前記第２の条件を満たす判定結果になったとき、出力制御部が前記高周波電流の出力を停止する制御を行う出力制御ステップと、
を備えることを特徴とする。

図１は本発明の第１の実施形態の高周波手術装置の全体構成を示す図。 図２は高周波手術装置における高周波電源装置の内部構成を示すブロック図。 図３は第１の実施形態により処置対象の血管に対する高周波手術制御方法の代表例を示すフローチャート。 図４Ａは間欠出力により図３の高周波手術制御方法に従って太径血管に対する封止の処置を行った場合のインピーダンス変化の様子を示す動作説明図。 図４Ｂは間欠出力により図３の高周波手術制御方法に従って細径血管に対する封止の処置を行った場合のインピーダンス変化の様子を示す動作説明図。 図５Ａは連続出力により図３の高周波手術制御方法に従って太径血管に対する封止の処置を行った場合のインピーダンス変化の様子を示す動作説明図。 図５Ｂは連続出力により図３の高周波手術制御方法に従って細径血管に対する封止の処置を行った場合のインピーダンス変化の様子を示す動作説明図。 図６Ａは細径血管と太径血管に対して封止の処置を行うために同じ条件で高周波電流を供給した場合のインピーダンスの変化の様子を示す説明図。 図６Ｂは第１の実施形態による２つの制御パラメータの設定によって高い封止性能を達成するための説明図。 図６Ｃは太径血管と細径血管に対して、制御パラメータとして出力時間の閾値とインピーダンスの閾値をそれぞれ用いて封止の処置を行った場合の平均の血管耐圧値の測定データを示す図。 図７Ａは太径血管の場合に対して制御パラメータとしてのインピーダンスの閾値を決定するための測定データを示す図。 図７Ｂは細径血管の場合に対して制御パラメータとしての出力時間の閾値を決定するための測定データを示す図。 図７Ｃは中径血管の場合に対して制御パラメータとしての出力時間の閾値を決定するための測定データを示す図。 図８Ａは本発明の第２の実施形態における出力制御を行う際の定電力制御及び定電圧制御を用いた説明図。 図８Ｂは第２の実施形態における処置対象の血管に対する高周波手術制御方法の代表例を示すフローチャート。 図９Ａは第２の実施形態における高周波手術制御方法に従って太径血管に対して封止の処置を行った場合のインピーダンス変化等の様子を示す動作説明図。 図９Ｂは第２の実施形態における高周波手術制御方法に従って細径血管に対して封止の処置を行った場合のインピーダンス変化等の様子を示す動作説明図。 図１０は本発明の第３の実施形態における高周波電源装置の内部構成を示すブロック図。 図１１は第３の実施形態により封止の処置を行う際の出力制御を行う処理手順を示すフローチャート。 図１２はベストに近い血管耐圧値が得られたサンプルと、最低に近い血管耐圧値のサンプルの場合におけるインピーダンス変化の測定データ例を示す図。 図１３は第３の実施形態の変形例における封止の処置を行う際の処理手順を示すフローチャート。

以下、図面を参照して、本発明の各実施形態を説明する。
（第１の実施形態）
図１に示すように本発明の第１の実施形態に係る高周波手術装置１は、処置するための高周波電流を発生する高周波電流発生部３１（図２参照）を備えた高周波電源装置２を有する。

この高周波電源装置２は、発生した高周波電流を出力するコネクタ受け３が設けられており、このコネクタ受け３には高周波処置具としての高周波プローブ４の接続ケーブル４ａの基端に設けられたコネクタ５が着脱自在に接続される。

この高周波プローブ４は、術者が把持して操作を行う操作部６と、この操作部６の上端側から延出されたシース７と、このシース７の先端のリンク機構８を介して設けられ、処置対象の生体組織に対して高周波電流を流して高周波手術の処置を行う処置部９とを有する。

シース７内にはスライドパイプ１０が挿通され、このスライドパイプ１０の後端は、接続軸１１を介して操作部６を形成するハンドル１２ａ、１２ｂの一方の上端の接続軸受け１３に連結されている。なお、接続軸受け１３には接続軸１１の後端側を通し、その後端の球部分を通さないスリット１３ａが設けてある。

ハンドル１２ａ、１２ｂは、枢支部１４において、回動自在に連結され、下端側に指掛け部１５ａ、１５ｂが設けてある。

術者は、指掛け部１５ａ、１５ｂを開いたり、閉じたりする操作を行うことにより、ハンドル１２ａ、１２ｂの上端側は反対方向に移動する。そして、術者は、上記操作により、スライドパイプ１０を前方に押し出したり、後方に移動させたりすることができる。

このスライドパイプ１０の先端には、開閉させるためのリンク機構８を介して処置部９を構成する対の処置部材１６ａ、１６ｂと連結されている。

従って、術者は、ハンドル１２ａ、１２ｂを開閉する操作を行うことにより、進退移動するスライドパイプ１０に連結されたリンク機構８を駆動して、対の処置部材１６ａ、１６ｂを開閉させることができる。そして、開閉する対の処置部材１６ａ、１６ｂにおける対向する２つの内面部分により、処置対象の生体組織としての血管１７（図２参照）を把持することができる。

なお、図１の状態は、ハンドル１２ａ、１２ｂを閉じた状態であり、この状態からハンドル１２ａ、１２ｂを開く操作を行うと、スライドパイプ１０が前方に移動し、リンク機構８を介して対の処置部材１６ａ、１６ｂを開くことができる。

対の処置部材１６ａ、１６ｂは、対向する内面部分にバイポーラの電極１８ａ，１８ｂが設けられている。処置部材１６ａ、１６ｂの後端側はリンク機構８と連結している。

スライドパイプ１０内には対の信号線２１が挿通され、電極１８ａ、１８ｂとそれぞれ接続されている。また、信号線２１の後端は、例えばハンドル１２ｂの上端に設けたコネクタ受け２３に接続される。このコネクタ受け２３には接続ケーブル４ａの他端のコネクタが着脱自在に接続される。

高周波電源装置２には、電源スイッチ２６の他に高周波電流の出力ＯＮ（通電），出力ＯＦＦ（遮断）の指示操作を行う出力スイッチとしてのフットスイッチ２７が接続されている。術者は、このフットスイッチ２７を足で踏む操作を行うことにより、処置部９側に高周波電流の供給と、供給の停止をすることができる。

また、高周波電源装置２の前面には、高周波電力の値等の設定を行う設定部２８が設けられている。この設定部２８には高周波電力の値を設定する電力設定ボタン２８ａと、高周波電流を間欠して出力する間欠出力モードと、連続して出力する連続出力モードとから１つの出力モードの選択を行う選択スイッチ２８ｂが設けてある。術者は処置に適した高周波電力の値の設定と、使用する出力モードを設定して高周波手術を行うことができるようにしている。

また、設定部２８の上部側には、設定された高周波電力の値などを表示する表示部２９が設けられている。

図２に示すように高周波電源装置２は、手術対象の生体組織へ伝達するための高周波電流を発生する高周波電流発生部３１が絶縁トランス３２を用いて構成される。この絶縁トランス３２の１次巻線側にはコンデンサが並列に接続された、並列共振回路３３ａが設けられている。この並列共振回路３３ａの一端には、可変電源３４から直流電圧が印加され、他端にはスイッチング回路３５が接続されている。

可変電源３４は、直流電圧を可変して出力することができる。また、スイッチング回路３５は、波形生成部３６からのスイッチング制御信号の印加により、スイッチングを行う。

そして、スイッチング回路３５は、可変電源３４から絶縁トランス３２の１次巻線に流れる電流をスイッチングして、絶縁トランス３２の２次巻線側の出力部３３ｂに、１次巻線側と絶縁された状態で、昇圧された高周波電流を発生する。なお、２次巻線にもコンデンサが接続されている。

絶縁トランス３２の２次巻線側の出力部３３ｂは、高周波電流の出力端となるコネクタ受け３の接点３ａ，３ｂに接続される。そして、このコネクタ受け３に接続される高周波プローブ４を介して高周波電流を伝達し、手術対象の生体組織としての血管１７に高周波電流を供給（印加）して、封止等の処置を行うことができるようにしている。

また、出力部３３ｂの両端は、インピーダンス検出部３７と接続される。このインピーダンス検出部３７は、図２に示すように生体組織としての血管１７に高周波電流を流した状態における出力端（２つの接点３ａ、３ｂ）間の電圧と、負荷となる血管１７に流れる電流とを検出して、その場合の電圧を電流で除算した電気的インピーダンス（単にインピーダンスと略記）を検出する。このインピーダンス検出部３７は、検出したインピーダンスを制御部３８に出力する。なお、後述するようにインピーダンス検出部３７は、さらに血管１７部分のインピーダンスＺａを算出して、制御部３８に出力する構成にしても良い。

また、制御部３８は、時間計測を行う時間計測部としてのタイマ３９、各種の情報を記憶するメモリ４０、高周波電流の出力ＯＮと出力ＯＦＦするフットスイッチ２７、設定部２８、表示部２９と接続されている。

この高周波電源装置２の各部の制御を行う制御部３８は、可変電源３４及び波形生成部３６に対して設定条件、並びにインピーダンス検出部３７にて検出されたインピーダンス及びタイマ３９による計測時間に応じた制御信号を送出する。

可変電源３４は、制御部３８から送出された制御信号に応じた直流電力を出力する。また、波形生成部３６は、制御部３８から送出された制御信号に応じた波形（ここでは矩形波）を出力する。

高周波電流生成部３１は、可変電源３４から送出される直流電力及び波形生成部３６から送出される矩形波によりＯＮ，ＯＦＦされるスイッチング回路３５の動作により高周波電流を生成し、コネクタ受け３から出力する。なお、並列共振回路３３ａは、スイッチング動作して得られる矩形波によるスプリアスを低減する。また、出力部３３ｂも、共振回路を形成してスプリアスを低減する。

制御部３８は、例えばＣＰＵ３８ａにより構成され、このＣＰＵ３８ａは、メモリ４０に格納されたプログラムに従って、血管１７に対する封止等の処置を行う際の各部の制御を行う。

本実施形態においては、細径から太径となるいずれの血管１７に対しても封止の処置を適正に行えるように、メモリ４０には封止の処置を適正に行う制御パラメータとして出力時間の第１の閾値Ｔｍと、インピーダンスの第２の閾値Ｚｓとを格納している。

なお、インピーダンス検出部３７は、高周波プローブ４の基端のコネクタ５が接続されるコネクタ受け３においてインピーダンスを検出するため、電極１８ａ，１８ｂでの血管１７の正味のインピーダンスＺａを実際には高周波プローブ４のインピーダンス成分を含めた状態のインピーダンスＺａ′として検出する。

本実施形態では、インピーダンス検出部３７は、このインピーダンスＺａ′からさらに正味のインピーダンスＺａを算出して、このインピーダンスＺａをＣＰＵ３８ａに出力するとして説明する。この処理をＣＰＵ２８ａが行っても良い。以下においては、インピーダンス検出部３７が電極１８ａ，１８ｂでの血管１７の正味のインピーダンスＺａを算出（検出）してＣＰＵ３８ａに出力するものとする。

メモリ４０に格納されているインピーダンスの閾値Ｚｓは、電極１８ａ，１８ｂでの血管１７の正味のインピーダンスに対して設定された閾値である。

なお、閾値Ｚｓの代わりにインピーダンス検出部３７による測定で検出されるインピーダンスＺａ′に対応する閾値Ｚｓ′自体を用いる場合には、このインピーダンスＺａ′と閾値Ｚｓ′とを比較するようにすれば良い。

制御部３８のＣＰＵ３８ａは、以下に説明するように高周波エネルギによる処置を開始すると、タイマ３９を介して出力時間Ｔａを計測してその出力時間Ｔａが閾値Ｔｍに達したか否かの判定と、インピーダンス検出部３７により検出されたインピーダンスＺａが第２の閾値Ｚｓに達したか否かの判定を行う判定部３８ｂの機能を有する。

ＣＰＵ３８ａは、第１の閾値Ｔｍに達した条件と、第２の閾値Ｚｓに達した条件とを満たすと判定した場合には、高周波電流発生部３１から高周波電流の出力を停止させる出力制御を行う出力制御部３８ｃの機能を有する。

次に本実施形態による血管１７を、高周波プローブ４を用いて封止する処置を行う場合の動作を図３のフローチャ−トを参照して説明する。

術者は、電源スイッチ２６をＯＮにし、ステップＳ１に示すように処置する場合の高周波電力の値や出力モード等の初期設定を行う。

また、術者は、図１に示す高周波プローブ４の先端部の処置部９の電極１８ａ、１８ｂにより処置対象の生体組織としての血管１７を把持する。生体組織としての血管１７が電極１８ａ、１８ｂにより把持された状態を図２により模式的に示している。

術者は、ステップＳ２に示すように血管１７に対する封止の処置を行うために出力スイッチとしてのフットスイッチ２７をＯＮにする。なお、出力スイッチを高周波プローブ４に設けるようにしても良い。

出力スイッチのＯＮにより、制御部３８のＣＰＵ３８は、高周波電流発生部３１が高周波電流を発生するように制御する。高周波電流発生部３１は、高周波電流を出力端から出力し、高周波プローブ４はその高周波電流を伝達して、電極１８ａ、１８ｂに接触している血管１７に供給する。血管１７には高周波電流が流れ、封止の処置が開始する。つまり、図３のステップＳ３の高周波電流の出力開始となる。

この時、ステップＳ４に示すようにＣＰＵ３８ａは、時間計測部としてのタイマ３９に対して高周波電流の出力時間Ｔａの計測（カウント）を開始させる。

また、ステップＳ５に示すようにＣＰＵ３８ａは、インピーダンス検出部３７により、検出（計測）されるインピーダンスＺａを所定周期で取り込む。

そして、次のステップＳ６に示すようにＣＰＵ３８ａは、取り込んだインピーダンスＺａが、予め設定された第２の閾値Ｚｓに達したか否か、つまりＺａ≧Ｚｓか否かを判定する。

Ｚａ≧Ｚｓの条件を満たさない（つまりＺａ＜Ｚｓの）場合には、ＣＰＵ３８ａはステップＳ５の処理に戻る。

一方、Ｚａ≧Ｚｓの条件を満たす判定結果の場合には、ＣＰＵ３８ａはステップＳ７の処理に進む。ステップＳ７においてＣＰＵ３８ａは、タイマ３９により計測した出力時間Ｔａが第１の閾値Ｔｍに達したか否か、つまりＴａ≧Ｔｍか否かを判定する。なお、ＣＰＵ３８ａがステップＳ７における判定を行う場合、すでにステップＳ６の判定により、Ｚａ≧Ｚｓの条件を満たすので、ステップＳ７は実質的に、Ｚａ≧Ｚｓ、かつＴａ≧Ｔｍか否かを判定する処理となる。

ステップＳ７の判定結果がＴａ≧Ｔｍを満たさない（つまり、Ｔａ＜Ｔｍの）場合には、ステップＳ７の処理に戻る。一方、Ｔａ≧Ｔｍの条件を満たす判定結果の場合には、ステップＳ８の処理に移る。ステップＳ８においてＣＰＵ３８ａは、出力停止の制御を行う。そして、図３の封止の処置に対する制御処理を終了する。

図４Ａは高周波電流を間欠出力モードに設定した状態で、太径血管に対して封止の処置を行った場合の代表的なインピーダンスＺａの変化の様子を示している。ここで、、横軸は時間ｔを示し、縦軸はインピーダンスを示す。なお、図４Ａ（図４Ｂなども同様）においては、間欠出力モードにおける高周波電流が間欠して出力される様子も示している。

なお、本実施形態においては、間欠出力モードの場合には、間欠的に高周波電流を出力する周期を形成する第１の期間Ｔ１と、出力停止される第２の期間Ｔ２とは、２対１となるように設定される。また、期間Ｔ１とＴ２とは、それぞれ６０ｍｓと３０ｍｓに設定される。また、この間欠出力モードの期間において高周波電流は、定電力値に設定される。

図４Ａの場合と同様の出力条件で、細径血管に対して封止の処置を行った場合の代表的なインピーダンスＺａの変化の様子は図４Ｂのようになる。

図４Ａ及び図４Ｂから分かるように、太径血管に対する処置を行っている場合には、インピーダンスＺａの値は、比較的ゆっくりと上昇する。そして、出力時間Ｔａが第１の閾値Ｔｍに達した状態においても、そのインピーダンスＺａは、第２の閾値Ｚｓよりも小さい。

このため、第１の閾値Ｔｍを超えた時間においても間欠出力モードが継続して行われる。インピーダンスＺａが第２の閾値Ｚｓに達した（超えた）時、出力停止となる。

一方、細径血管に対する処置の場合においては、太径血管の場合に比較すると、インピーダンスＺａの値は、より早く上昇する。そして、出力時間Ｔａが第１の閾値Ｔｍに達する前に、インピーダンスＺａは、第２の閾値Ｚｓを超える。

インピーダンスＺａの値が第２の閾値Ｚｓを超えた状態で間欠出力モードが継続して行われ、出力時間Ｔａが第１の閾値Ｔｍに達した（超えた）時、出力停止となる。なお、図４Ｂにおいて、出力時間Ｔａが第１の閾値Ｔｍを超えたタイミングで間欠出力を停止させる場合、点線で示すように若干遅れたタイミングで出力停止させるようにしても良い。

図４Ａ及び図４Ｂは、間欠出力モードにより封止の処置を行った場合を説明したが、連続出力モードにより処置を行うようにしても良い。

図５Ａ及び図５Ｂは、連続出力モードで太径血管及び細径血管に対してそれぞれ封止の処置を行った場合の代表的なインピーダンスＺａの変化の様子を示す。

連続出力モードにより処置を行った場合のインピーダンスＺａの変化の傾向（様子）は、図４Ａ及び図４Ｂにて説明した場合と同様である。

上述したように本実施形態においては、出力時間Ｔａに対する第１の閾値Ｔｍと、インピーダンスＺａの値に対する第２の閾値Ｚｓとを設定して高周波電流により封止の処置を行うことにより、血管１７が細い場合（具体的には１ｍｍ程度）から太い場合（具体的には７ｍｍ程度）まで、適切に封止の処置を行うことが可能になる。

このため、術者は血管１７の封止の処置を円滑に行うことができ、術者が封止の処置を行う際の負担を軽減できる。また、封止の処置を円滑に行うことができるので、手術時間を短縮することができる。

本発明によるこのような制御を行うことの有効性に関して以下に説明する。図４Ａ〜図５ＢのインピーダンスＺａの変化の特性から分かるように、細径血管の場合には出力時間Ｔａと共に、太径血管の場合よりも短い時間でインピーダンスＺａの値が大きくなる。

なお、一般的に封止のメカニズムとしては、癒合と凝固とがある。細径血管の場合には水分を除去する脱水による凝固によって封止できるが、太径血管の場合には主に血管内のコラーゲンを加熱して液化する癒合を利用して封止が行われる。

このため、細径血管の場合には、処置する時間が長くなっても、封止の特性が低下しないが、太径血管の場合は影響する。

図６Ａの実線と点線は、細径血管と太径血管に対して封止を行うために、同じ条件で高周波電流を供給した場合の細径血管と太径血管のインピーダンスＺ１，Ｚ２の変化の概略を示す。なお、横軸は封止の処置をしている時間ｔを示す。

この図６Ａに示すようにインピーダンスＺ１，Ｚ２の変化が両者において大きく異なるため、従来例のようにインピーダンスの値を検出して、その値が予め設定した閾値に達した場合に出力停止を行い、封止の処置を終了する方法では、狭い範囲の血管径の場合に制約されてしまう。

図６Ｂにおける２点鎖線の特性Ｑａは、目標性能を超える封止性能が得られるように中径血管（Ｍ）の場合に対して制御パラメータとしてのインピーダンスの閾値（△）を設定した場合における血管径を変えた場合の封止性能の概略を示す。

特性Ｑａは、細径血管（Ｓ）及び太径血管（Ｌ）の場合には、求められる目標性能未満の封止性能になってしまう。

このため、本実施形態においては、制御パラメータとしてインピーダンスの閾値Ｚｓの他に、出力時間の閾値Ｔｍを用いるようにしている。図６Ａに示すように、太径血管に対しては、適切な封止性能が得られるようなインピーダンスの閾値Ｚｓを設定している。このインピーダンスの閾値Ｚｓとして、ほぼ抵抗成分のみからなると近似しても良い。

図６Ａに示すように、細径血管の場合に対しては、求められる封止性能を確保できるような出力時間の閾値Ｔｍを設定している。そして、本実施形態においては両方の閾値Ｔｍ及びＺｓに対する条件を満たす場合に、封止の処置を終了するように出力制御を行う。

この場合の封止性能の概略は、図６Ｂにおける実線と太い点線で示すようになる。図６Ｂにおける実線で示す特性Ｑｂは、細径血管（Ｓ）に対して適切な封止性能が得られるように、出力時間の閾値Ｔｍが調整（チューニング）された特性である。

また太い点線で示す特性Ｑｃは、太径血管（Ｌ）に対してインピーダンスの閾値Ｚｓがチューニングされた特性である。そして、両方の閾値Ｔｍ，Ｚｓを満たすように出力制御を行うことにより、図６Ｂに示すように目標性能を超える封止性能を達成することができるようにしている。具体的には、細径血管の場合には、主に特性Ｑｂで出力制御を行い、太径血管側では特性Ｑｃで出力制御を行うようになる。

図６Ｂにおいて細径血管の場合に対して出力時間のチューニングを行い、太径血管の場合にはインピーダンスのチューニングを行ったと説明した。図６Ｃはこのようにチューニングを行った場合の根拠を示す測定データである。

図６Ｃにおける左側の２つと、右側の２つは、それぞれ太径血管の場合と細径血管の場合に対して、出力時間の閾値（具体例では４秒）とインピーダンスの閾値（但しＺｓ′としての６７０Ω、８９０Ω）をそれぞれ制御パラメータとして封止の処置を行った場合の平均の血管封圧値（ＶＢＰ）［ｍｍＨｇ］を示す。

なお、血管耐圧値とは、封止の強度を客観的に評価するために、血管１７を封止（の処置を）した血管封止部に水圧を掛けてバースト（破裂）した際の圧力値を計測した値である。一般に、人の標準血圧は１２０ｍｍＨｇであることから、その３倍の３６０ｍｍＨｇ以上の血管耐圧値が得られれば、十分な封止性能であると考えられる。

また、図６Ｃにおいては、出力時間制御をＴ制御、インピーダンス制御をＺ制御と略記している。また、図６Ｃでの測定データは、生体組織としての血管に対する高周波プローブ４等のケーブルによるインピーダンス分を含めた場合の制御パラメータとしてのインピーダンスの閾値Ｚｓ′を用いた例であるが、血管のみに対するインピーダンスの閾値Ｚｓを用いても同様の結果となる。なお、これらの測定データは、実際には第２の実施形態の高周波手術制御方法に従って行われた。

これらの測定データから太径血管の場合には出力時間制御よりもインピーダンス制御の方が有効であることが分かる。

また、細径血管の場合にはインピーダンス制御よりも出力時間制御の方が有効であることが分かる。

このようにして、本実施形態においては、図６Ｂにて説明したように細径血管の場合に対して出力時間でチューニングを行い、かつ太径血管の場合にはインピーダンスでチューニングを行うようにしている。

また、図７Ａは太径血管に対してチューニングする場合のインピーダンスの閾値Ｚｓ′を決めるための平均の血管耐圧値Ｖと、３６０ｍｍＨｇを超える確率Ｐの測定データを示す。つまり、図７Ａは、図６Ｃで説明したインピーダンス制御を、そのインピーダンスの閾値Ｚｓ′を変えて行った場合に得られた測定データを示す。

図７Ａの測定データから、折れ線で示す３６０ｍｍＨｇを超える確率Ｐが高いことを考慮すると、例えば６５０Ω付近に、インピーダンスの閾値Ｚｓ′を設定すると良いことが分かる。

つまり、インピーダンスのチューニング値としてのインピーダンスの閾値Ｚｓ′は６５０Ωとなり、この場合の血管１７部分での正味のインピーダンスの閾値Ｚｓは、９２５Ωとなる。従って、この値９２５Ωを含む７００Ωから１１００Ω付近を処置対象（手術対象）の生体組織としての血管１７のインピーダンスの閾値Ｚｓに設定しても良い。

なお、図７Ａにおける３６０ｍｍＨｇを超える確率Ｐとは、得られた血管耐圧値から統計的に３６０ｍｍＨｇを超える確率を算出した相対値を示している。

また、図７Ｂは細径血管に対してチューニングする場合の出力時間Ｔａの閾値Ｔｍを決めるための平均の血管耐圧値Ｖと、３６０ｍｍＨｇを超える確率Ｐの測定データを示す。つまり、図７Ｂは、図６Ｃで説明した出力時間制御を、その出力時間Ｔａの閾値Ｔｍを変えて行った場合に得られた測定データを示す。なお、図７Ｂにおいては、上段側で３６０ｍｍＨｇを超える確率Ｐの測定データ、下段側で平均の血管耐圧値Ｖを示している。

図７Ｂの測定データから、例えば出力時間Ｔａの閾値Ｔｍとして３秒から６秒付近を設定すると良い。

また、図７Ｃは中径血管に対してチューニングする場合の出力時間Ｔａの閾値Ｔｍを決めるための平均の血管耐圧値Ｖと、３６０ｍｍＨｇを超える確率Ｐの測定データを示す。つまり、図７Ｃは、図６Ｃで説明した出力時間制御を、その出力時間Ｔａの閾値Ｔｍを変えて行った場合に得られた測定データを示す。

図７Ｃの測定データにおいては４秒の場合の平均の血管耐圧値Ｖが若干低くなっているが、この場合においても３６０ｍｍＨｇの２倍近い値を有しているので、例えば出力時間Ｔａの閾値Ｔｍとして３秒から６秒付近の何れでも良い。

このようにして、設定された２つの制御パラメータを用いることにより、上述したように本実施形態によれば細径から太径にいたるいずれの血管１７の場合に対しても、封止の処置を円滑に行うことができる。また、本実施形態によれば、細径から太径にいたるいずれの血管１７の場合に対しても、短時間にかつ簡単に封止の処置を行うことができ、術者及び患者の負担を軽減することができる。

（第２の実施形態）
次に本発明の第２の実施形態を説明する。本実施形態の構成は、図１及び図２に示した第１の実施形態と同様の構成である。

本実施形態における制御部３８のＣＰＵ３８ａは、第１の実施形態とは異なる出力制御を行う。第１の実施形態においては、１つの出力モードにより封止の処置を行っていた。

これに対して、本実施形態においては、ＣＰＵ３８ａは、出力開始時においては間欠出力モードを用い、検出されたインピーダンスＺａが予め設定された出力モード切換に用いられる制御パラメータとしてのインピーダンスの第３の閾値Ｚｆに達した場合には、間欠出力モードから連続出力モードに切り換える制御を行う。つまり、本実施形態においては、ＣＰＵ３８ａは、出力モードの切換制御を行う切換制御部（後述する図１０において３８ｄにて示す）の機能を有する。なお、閾値Ｚｆは、閾値Ｚｓよりもかなり小さい値、具体的には１０１Ω程度である。この閾値Ｚｆは、メモリ４０（図２参照）に格納される。

また、本実施形態においては、図８Ａに示すように、間欠出力モードの期間においては、定電力制御を行い、インピーダンスの閾値Ｚｆに達して連続出力モードの移行後においては定電圧制御を行うようにしている。定電力制御から定電圧制御の移行の際に、血管１７に投与する高周波エネルギ量を段差的に低減している。

このように出力モードを切り換えることにより、細径血管から太径血管のいずれの場合に対しても封止の処置をより円滑に行えるようにしている。なお、図８Ａにおいて横軸はインピーダンス、縦軸は電力値を示す。

次に本実施形態による高周波手術制御方法を示す図８Ｂを参照して説明する。術者は、電源をＯＮにした後の最初のステップＳ１１において初期設定を行う。

本実施形態においては、制御パラメータとしての出力時間の閾値Ｔｍ，インピーダンスの閾値Ｚｓがそれぞれ４秒、９２５Ωにデフォルト設定されている。また、出力モードの切換に用いられるインピーダンスの閾値Ｚｆとして１０１Ωにデフォルト設定されている。

また、間欠出力モード期間では、６０ｍｓがＯＮ，３０ｍｓがＯＦＦとなる周期で、かつ４０Ｗの定電力で出力されるようにデフォルト設定されている。また、連続出力モード期間では、７０Ｖｒｍｓの定電圧で高周波電流が出力されるようにデフォルト設定されている。

従って、術者は、デフォルト設定のままで封止の処置を行う場合には、これらの値を変更しないで行うことができる。なお、術者は設定部２８を操作して、例えば出力時間の閾値Ｔｍとして、予め用意されたレベル１の３秒、レベル２の４秒、レベル３の５秒から選択設定しても良い。

術者は、高周波プローブ４の先端の電極１８ａ、１８ｂにより処置対象の血管を把持して、ステップＳ１２に示すように出力スイッチとしてのフットスイッチ２７をＯＮにする。すると、制御部３８のＣＰＵ３８ａは、高周波電流発生部３１に対して高周波電流を発生させる制御を行う。

ステップＳ１３に示すように高周波電源装置２は、その出力端から、間欠出力モードで高周波電流を出力する。高周波電流は高周波プローブ４を介して血管１７に伝達され、血管１７には高周波電流が流れ、封止の処置が開始する。つまり、間欠出力モードで出力開始となる。

この時、ステップＳ１４に示すようにＣＰＵ３８ａは、タイマ３９に対して高周波電流の出力時間Ｔａの計測（カウント）を開始させる。

また、ステップＳ１５に示すようにＣＰＵ３８ａは、インピーダンス検出部３７により、検出されるインピーダンスＺａを所定周期で取り込む。

そして、次のステップＳ１６に示すようにＣＰＵ３８ａは、取り込んだインピーダンスＺａが、予め設定された閾値Ｚｆ（具体的にはＺｆ＝１０１Ω）に達したか否か、つまりＺａ≧Ｚｆか否かを判定する。

Ｚａ≧Ｚｆの条件を満たさない（つまりＺａ＜Ｚｆの）場合には、ＣＰＵ３８ａはステップＳ１５の処理に戻る。

一方、Ｚａ≧Ｚｆの条件を満たす判定結果の場合には、ＣＰＵ３８ａはステップＳ１７の処理に進む。ステップＳ１７においてＣＰＵ３８ａは、高周波電流発生部３１の高周波電流を間欠出力モードから連続出力モードに切り換える（移行させる）。従って、血管１７には、連続出力モードの高周波電流が流れる。

また、次のステップＳ１８においてＣＰＵ３８ａは、インピーダンス検出部３７により、検出（計測）されるインピーダンスＺａを所定周期で取り込む。

そして、次のステップＳ１９に示すようにＣＰＵ３８ａは、取り込んだインピーダンスＺａが、予め設定された閾値Ｚｓ（具体的にはＺｓ＝９２５Ω）に達したか否か、つまりＺａ≧Ｚｓか否かを判定する。

Ｚａ≧Ｚｓの条件を満たさない（つまりＺａ＜Ｚｓの）場合には、ＣＰＵ３８ａはステップＳ１８の処理に戻る。

一方、Ｚａ≧Ｚｓの条件を満たす判定結果の場合には、ＣＰＵ３８ａはステップＳ２０の処理に進む。ステップＳ２０においてＣＰＵ３８ａは、タイマ３９により計測（カウント）した出力時間Ｔａが閾値Ｔｍに達したか否か、つまりＴａ≧Ｔｍか否かを判定する。なお、ステップＳ２０における判定を行う前のステップＳ１９の判定により、Ｚａ≧Ｚｓの条件を満たすので、実質的にステップＳ２０は、Ｚａ≧Ｚｓ、かつＴａ≧Ｔｍか否かを判定する。

ステップＳ２０の判定結果がＴａ≧Ｔｍを満たさない（つまり、Ｔａ＜Ｔｍの）場合には、ステップＳ２０の処理に戻る。一方、Ｔａ≧Ｔｍの条件を満たす判定結果の場合には、ステップＳ２１の処理に進む。ステップＳ２１においてＣＰＵ３８ａは、出力停止の制御を行う。そして、図８Ｂの封止の処置に対する制御処理を終了する。

図９Ａ及び図９Ｂは、図８Ｂの高周波制御方法を太径血管及び細径血管にそれぞれ適用した場合のインピーダンスＺａの変化の様子を示す。

図９Ａ及び図９Ｂの比較から分かるように、太径血管の場合には細径血管の場合よりもインピーダンスＺａがゆっくりと大きくなるため、細径血管の場合よりもインピーダンスＺａが閾値Ｚｆに達するまでの時間が長い。従って、太径血管の場合には、細径血管の場合よりも間欠出力モードでの処置時間が長くなる。

そして、インピーダンスＺａが閾値Ｚｆに達すると、出力モードは、連続出力モードに移行する。移行後、出力時間Ｔａが出力時間の閾値Ｔｍに達した場合にも、太径血管の場合には、そのインピーダンスＺａが閾値Ｚｓ未満である。さらに連続出力モードが継続して、そのインピーダンスＺａが閾値Ｚｓ以上となった時間に出力停止となる。

一方、細径血管の場合には、太径血管の場合よりもインピーダンスＺａが早く大きくなるため、太径血管の場合よりもインピーダンスＺａが閾値Ｚｆに達するまでの時間が短い。

インピーダンスＺａが閾値Ｚｆに達すると、出力モードは、連続出力モードに移行する。移行後、出力時間Ｔａが出力時間の閾値Ｔｍに達する前に、そのインピーダンスＺａが閾値Ｚｓよりも大きくなる。さらに連続出力モードが継続して、その出力時間Ｔａが閾値Ｔｍ以上となった時間に出力停止となる。

本実施形態によれば、細径から太径に至る何れの血管１７の場合にも、十分な血管耐圧値が得られるような封止の処置を円滑に行うことができる。

なお、上述した出力時間の閾値Ｔｍは、細径血管の場合に対しては、封止の処置により要求される血管耐圧値の目標値を満たすように設定された時間の下限側の値であり、細径血管の場合にはこの閾値Ｔｍよりも長い時間、封止の処置を行うようにしても良い。

また、太径血管の場合においても、この閾値Ｔｍまでの出力時間においてはインピーダンスの閾値Ｚｓよりも小さいインピーダンスＺａとなるため、この閾値Ｔｍの値を３〜６秒よりも若干大きな値（１秒程度）に設定しても良い。

（第３の実施形態）
次に本発明の第３の実施形態を説明する。本実施形態の構成は、図１及び図２に示した第１の実施形態と類似した構成である。図１０は本実施形態の高周波手術装置１Ｂにおける高周波電源装置２Ｂの構成を示す。

この高周波電源装置２Ｂは、図２の高周波電源装置２において、制御部３８を構成するＣＰＵ３８ａは、インピーダンス検出部３７により検出されるインピーダンスＺａから、所定時間当たりのインピーダンス変化量ΔＺａを算出するインピーダンス変化量算出部３８ｅを有する。また、ＣＰＵ３８ａは、算出されたインピーダンス変化量ΔＺａが予め設定された閾値ΔＺｔ以上か否かを判定する判定部を有する。

また、このＣＰＵ３８ａは、算出されたインピーダンス変化量ΔＺａが予め設定された閾値ΔＺｔ以上と判定した場合には、封止の処置を行う高周波電流（又は高周波エネルギ）を低減するように出力制御を行う第２の出力制御部３８ｆの機能を有する。なお、出力制御部３８ｃがこの機能を兼ねるようにしても良い。

換言すると、ＣＰＵ３８ａは、算出されるインピーダンス変化量ΔＺａが所定の範囲内に収まるように出力制御を行う。

インピーダンス変化量ΔＺａを算出する場合の所定時間の値は、例えば数１０ｍｓから１００ｍｓ程度にしている。また、閾値ΔＺｔは、２００Ω／２００ｍｓ（＝１ｋΩ／ｓ）程度かこの値よりも若干小さい値にしている。この閾値ΔＺｔは、後述する図１２に示す測定データに基づいて設定されている。

なお、ＣＰＵ３８ａは、第２の実施形態で説明した切換制御部３８ｄの機能も有する。

従って、本実施形態は、第２の実施形態において、さらにインピーダンス変化量算出部３８ｅと、第２の出力制御部３８ｆとを備えている。

第２の出力制御部３８ｆは、間欠出力モードの期間においては高周波電力の設定値を低減し、連続出力モードの期間においては、電圧の設定値を低減する。

なお、本実施形態においては、高周波電源装置２Ｂは、制御パラメータを用いて封止の処置を行った場合、許容される出力時間を経過しても、出力停止とならない場合には、術者等に告知する告知部５１を有する。

具体的には、ＣＰＵ３８ａは、出力時間Ｔａの閾値Ｔｍが経過した場合、この閾値Ｔｍよりも大きい値（例えば１０秒）に設定された閾値Ｔｅを超えたか否かを判定する。そして、この閾値Ｔｅを超えた場合には、例えば、標準的な処置時間を超えた旨を告知部５１を構成する例えばスピーカにより音声で告知する。

なお、音声による告知に限らず、表示部２９での表示により告知しても良い。告知した後、出力停止を連動させるようにしても良い。また、術者に出力停止するか否かの判断を求め、その判断結果に応じて出力停止または出力を継続するようにしても良い。

その他の構成は、第２の実施形態と同様の構成である。本実施形態によって、第２の実施形態の封止の処置を行う場合に対する出力制御の処理手順は、図１１のようになる。

電源がＯＮされることにより、高周波手術装置１Ｂは動作状態になる。そして、ステップＳ３１のように術者が出力スイッチをＯＮにすることにより、ステップＳ３２に示すように高周波電流が高周波プローブ４を経て処置対象の血管に供給されて、出力開始となる。ステップＳ３３に示すようにＣＰＵ３８ａは、タイマ３９により出力時間Ｔａの計測を開始させ、かつインピーダンス検出部３７により検出されたインピーダンスＺａを取り込む。

さらに、次のステップＳ３４においてＣＰＵ３８ａは、所定時間当たりのインピーダンス変化量ΔＺａを算出する。この所定時間は、適宜の時間に設定しても良い。

次のステップＳ３５においてＣＰＵ３８ａは、インピーダンス変化量ΔＺａが予め設定された閾値ΔＺｔ以上となるか否かを判定する。つまり、ＣＰＵ３８ａは、ΔＺａ≧ΔＺｔか否かの判定を行う。

この判定条件を満たす場合には、次のステップＳ３６においてＣＰＵ３８ａは設定電力値をＸ１の値だけ下げるか、設定電圧値をＸ２だけ下げる出力低減を行った後、ステップＳ３３の処理に戻る。

第２の実施形態において説明したように出力開始時には、定電力の間欠出力モードで処置が行われる。従って、間欠出力モードの期間において、ステップＳ３５の判定条件に該当した場合には、設定された電力値からＸ１だけ低減される。例えば設定された電力値が４０Ｗであると、数Ｗ程度だけ低減される。連続出力モードの期間においてステップＳ３５の判定条件に該当した場合には、設定された電圧値からＸ２だけ低減される。例えば設定された電圧値が７０Ｖｒｍｓであると、５Ｖｒｍｓ程度だけ低減される。

一方、ステップＳ３５の判定条件を満たさない場合には、ステップＳ３７に進み、このステップＳ３７においてＣＰＵ３８ａは、出力終了条件を満たすか否かの判定を行う。なお、この出力終了条件は、具体的には図８ＢにおけるステップＳ２０の判定処理である。この出力終了条件を満たす場合には、ステップＳ３８においてＣＰＵ３８ａは出力停止の処理を行い、図１１の出力制御を終了する。

ステップＳ３７の出力終了条件を満たさない判定結果の場合には、ステップＳ３９の処理に移り、このステップＳ３９においてＣＰＵ３８ａは、出力時間Ｔａが予め設定された標準的な出力時間として許容される最大値に近い閾値Ｔｅを超えるか否かの判定を行う。つまり、ＣＰＵ３８ａは、Ｔａ＞Ｔｅか否かの判定を行う。

この判定条件を満たさない場合には、ステップＳ３３に戻り、上述した処理を繰り返す。一方、ステップＳ３９の判定条件を満たす場合には次のステップＳ４０においてＣＰＵ３８ａは告知部５１により、標準的な出力時間（処置時間）を超えた状態である旨を告知した後、ステップＳ３８の処理に移る。

図１１に示すような出力制御を行うことにより、第２の実施形態における図９Ａ、図９Ｂで示した標準的なインピーダンスＺａの特性から逸脱して処置がされてしまうことを低減することができる。

図１２は第２の実施形態に沿って封止した複数のサンプルにおけるベストに近い血管耐圧値のもの（左側の＃１０，＃１３のサンプル）と、最低に近い血管耐圧値のもの（右側の＃９、＃１４のサンプル）の場合におけるインピーダンス変化の様子を示す。

最低に近い血管耐圧値のサンプルにおいては、ベストに近いサンプルの場合に比較して、出力時間の中頃までにおいて（時間の経過に対して）急峻なインピーダンス変化が発生している。例えばサンプル＃９では１．５秒〜２秒付近に、サンプル＃１４では３秒の手前付近に急峻なインピーダンス変化（ΔＺ／Δｔ）、具体的にはΔＺ／Δｔ≒２００Ω／２００ｍｓが発生している。このように出力時間の中頃までにおいて、急峻なインピーダンス変化（ΔＺ／Δｔ）が発生するものは、その血管耐圧値が低くなる傾向を示した。

また、そのようなサンプルを調べると、過度の温度上昇を与えたことによる組織の変性が、組織の表面に発生して、高周波エネルギの伝達が表面の変性に阻害され、組織内部に対する癒合効果や脱水が得られないものが多い傾向となった。

このため、本実施形態においてはそのような急峻なインピーダンス変化が発生して組織の表面が過度に温度上昇することを抑制するように、投入する高周波エネルギ量を低減する制御を行う。

具体的には、上述したように高周波電流を定電力値で出力する間欠出力モードの期間において、インピーダンスの変化量ΔＺａが閾値ΔＺｔを超えた場合には制御ループによってその定電力値を所定電力値（Ｘ１）づつ低減する。

一方、高周波電流を定電圧値で出力する連続出力モードの期間において、インピーダンスの変化量ΔＺａが閾値ΔＺｔを超えた場合には制御ループによって、その定電圧値を所定電圧値（Ｘ２）づつ低減する。

このような出力制御を行うことにより、本実施形態は第２の実施形態と同様の効果を有する他に、さらに封止の処置を行った場合に、不十分な血管耐圧値のものが発生する確率をより低減でき、より良好な封止処置を行うことができる。なお、本実施形態を、第１の実施形態に適用しても良い。

本実施形態において、封止の処置を行った場合の蓄積した過去のデータを参照して、実際に封止の処置を行った場合に得られた各出力時間ＴａにおけるインピーダンスＺａ、インピーダンス変化量ΔＺａ等のデータを用いて、その封止の処置の客観的な尺度としての封止強度、具体的には血管耐圧値の評価結果を推定しても良い。

この場合、所定の信頼度を持つ評価結果を与えることができる程には既知のデータが不足する場合には、所定の信頼度で評価結果を与えることができるまでデータを蓄積するようにしても良い。

図１３は、蓄積したデータを利用して、処置後において推定される封止強度としての血管耐圧値を告知するようにした高周波手術制御方法の手順を示す。図１３は、図１１と一部異なるのみであるので、異なる部分のみを説明する。

図１３に示す処理手順は、図１１において、ステップＳ３４とＳ３５との間に設けたステップＳ５１においてＣＰＵ３８ａは、出力時間Ｔａ、インピーダンスＺａ，インピーダンス変化量ΔＺａをメモリ４０等の記録手段に記録する。

また、ステップＳ３６の後のステップＳ５２においてＣＰＵ３８ａは、出力時間Ｔａ、設定電力値―Ｘ１又は設定電圧値−Ｘ２をメモリ４０等の記録手段に記録する。

また、ステップＳ３８の後のステップＳ５３においてＣＰＵ３８ａは、図１３により封止の処置を行った場合の出力時間Ｔａ、インピーダンスＺａ，インピーダンス変化量ΔＺａ等のデータと、蓄積した過去のデータに基づいて、処置を終了した直後の血管１７の場合に対して、推定される血管耐圧値の推定値を算出し、表示部２９で表示する。

例えば、ＣＰＵ３８ａは、蓄積したデータ（但し、血管耐圧値が既知のもの）を、出力時間Ｔａの経過に対するインピーダンスＺａの値、インピーダンス変化量ΔＺａ等の特性を複数のパターンに分類してメモリ４０等に記録する。

また、ＣＰＵ３８ａは、各パターン内に含まれる状態で封止の処置が行われた血管１７の場合の例えば平均の血管耐圧値と、その信頼度等をメモリ４０等に記録する。

そして、ＣＰＵ３８ａは、封止の処置が行われた血管１７のデータに対して、どのパターンの特性に対応したものであるかを判定して、その場合の血管耐圧値の推定値を算出する。また、その推定値に対する信頼度等も表示する。

このようにすると、術者は処置した血管１７に対して処置直後に、その血管１７を封止した場合における客観的な尺度（又は目安）となる推定による血管耐圧値を確認できる。

また、この推定による血管耐圧値は、データの蓄積が進めばより信頼性が高くなると想定される。

なお、血管耐圧値の推定値に限らず、例えば血管耐圧値における予め設定された目標値（例えば３６０ｍｍＨｇ）を超えているか否かの判定結果や、標準的な封止により得られる標準の血管耐圧値等を、その判定結果の信頼度を示す値と共に表示又は告知しても良い。この場合にも、術者は、処置の結果に対する客観的な判定結果を確認できる。

なお、上述した実施形態において、例えば間欠出力する場合のＯＮ時間とＯＦＦ時間との比率を２：１に設定することを説明した。この場合、高周波プローブ４の種類などに応じて、この比率を保った状態で、ＯＮ時間とＯＦＦ時間を変更しても良い。

上述した実施形態等を部分的に組み合わせることにより構成される実施形態も本発明に属する。

本出願は、２００９年１０月２８日に米国に出願された６１／２５５，５３６を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims (19)

1. 手術対象の生体組織へ伝達するための高周波電流を発生する高周波電流発生部と、
   発生した前記高周波電流を前記生体組織へ伝達し、前記生体組織に対して前記高周波電流による処置を行うための電極を備えた高周波プローブと、
   前記高周波電流発生部の高周波電流の出力時間を計測する時間計測部と、
   前記生体組織の電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と、
   前記時間計測部により計測された前記出力時間が第１の閾値を超えたことを検出し、かつ、前記インピーダンス検出部により検出された電気的インピーダンスの値が第２の閾値を超えたことを検出した場合には、前記高周波電流の出力を停止させる制御を行う出力制御部と、
   を備えることを特徴とする高周波手術装置。
2. 前記第１の閾値は３秒から６秒であり、前記第２の閾値は７００Ωから１１００Ωであることを特徴とする請求項１に記載の高周波手術装置。
3. 前記高周波電流発生部は、前記高周波電流を時間的に間欠的に出力する間欠出力モードと、前記高周波電流を時間的に連続して出力する連続出力モードとの２つの出力モードの一方の出力モードで前記高周波電流を発生することを特徴とする請求項１に記載の高周波手術装置。
4. 前記出力制御部は、前記高周波電流の出力開始時には、前記間欠出力モードで出力させ、前記インピーダンス検出部により検出された電気的インピーダンスの値が前記第２の閾値よりも小さい第３の閾値を超えたと判定した場合には、前記間欠出力モードから前記連続出力モードに切り換えて出力させることを特徴とする請求項３に記載の高周波手術装置。
5. 前記出力制御部は、前記間欠出力モードにおける周期を形成する前記高周波電流が出力される第１の期間と前記高周波電流の出力が停止される第２の期間との比率を２対１となるように制御することを特徴とする請求項４に記載の高周波手術装置。
6. 前記第１の期間と第２の期間はそれぞれ６０ｍｓと３０ｍｓであることを特徴とする請求項５に記載の高周波手術装置。
7. 前記出力制御部は、前記間欠出力モードにおいては前記高周波電流を定電力値で出力するように制御することを特徴とする請求項４に記載の高周波手術装置。
8. 前記出力制御部は、前記連続出力モードにおいては前記高周波電流を定電圧値で出力するように制御することを特徴とする請求項４に記載の高周波手術装置。
9. さらに、前記電気的インピーダンスの所定時間当たりの変化量としてのインピーダンス変化量を算出するインピーダンス変化量算出部を有することを特徴とする請求項４に記載の高周波手術装置。
10. 前記出力制御部は、前記インピーダンス変化量が予め設定された第４の閾値を超えるか否かの判定を行い、前記インピーダンス変化量が前記第４の閾値を超えたと判定した場合には前記高周波電流の出力レベルを低減する制御を行うことを特徴とする請求項９に記載の高周波手術装置。
11. 前記出力制御部は、前記高周波電流が間欠出力モードで出力される期間において前記インピーダンス変化量が前記第４の閾値を超えたと判定した場合には、前記高周波電流の設定電力値を所定電力値だけ低減することを特徴とする請求項１０に記載の高周波手術装置。
12. 前記出力制御部は、前記高周波電流が連続出力モードで出力される期間において前記インピーダンス変化量が前記第４の閾値を超えたと判定した場合には、前記高周波電流の設定電圧値を所定電圧値だけ低減することを特徴とする請求項１０に記載の高周波手術装置。
13. さらに、前記時間計測部により計測された前記出力時間が第１の閾値よりも大きな値に設定された第５の閾値を超えた場合には、前記出力時間が前記第５の閾値を超えた情報を使用者に対して告知する告知部を有することを特徴とする請求項１０に記載の高周波手術装置。
14. 前記高周波電流による処置は、前記生体組織としての血管を封止する処置であり、前記血管に対する封止の処置が行われた際に取得された少なくとも複数の出力時間における血管の電気的インピーダンスを含むデータを用いて、封止の処置に対する封止強度の推定値を、蓄積されたデータに基づいて算出することを特徴とする請求項９に記載の高周波手術装置。
15. 手術対象の生体組織に伝達するための高周波電流を発生する高周波電流発生部と、
    高周波処置具を介して前記高周波電流が伝達される前記生体組織の電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出部と、
    前記インピーダンス検出部により検出された前記電気的インピーダンスの値から所定時間当たりの電気的インピーダンス変化量を算出するインピーダンス変化量算出部と、
    前記生体組織に伝達される前記高周波電流の出力制御を行う出力制御部と、
    前記高周波電流発生部から前記生体組織への前記高周波電流の出力時間を計測する時間計測部と、
    を備え、
    前記出力制御部は、前記インピーダンス変化量算出部により算出された前記インピーダンス変化量が所定の範囲内に収まるように前記高周波電流の出力制御を行うと共に、 前記時間計測部により計測された出力時間が第１の閾値を超えた判定と、前記インピーダンス検出部により検出された前記電気的インピーダンスの値が第２の閾値を超えた判定とをした場合に、前記高周波電流の出力停止をすることを特徴とする高周波手術装置。
16. 前記高周波電流発生部は、前記高周波電流を所定の電力値で出力し、前記出力制御部は、前記インピーダンス検出部により検出された前記電気的インピーダンスの値が前記第２の閾値よりも小さい第３の閾値に達した場合には、前記高周波電流を所定の定電圧値で出力するように変更することを特徴とする請求項１５に記載の高周波手術装置。
17. 高周波電流発生部が高周波電流を出力する出力ステップと、
    時間計測部が前記高周波電流の出力時間を計測する時間計測ステップと、
    インピーダンス検出部が前記高周波電流の出力後に経時的に電気的インピーダンスを検出するインピーダンス検出ステップと、
    判定部が、計測された前記出力時間が第１の閾値に達する第１の条件と、検出された前記電気的インピーダンスの値が第２の閾値に達する第２の条件と、が満たされたか否かの判定を行う判定ステップと、
    前記第１の条件及び前記第２の条件を満たす判定結果になったとき、出力制御部が前記高周波電流の出力を停止する制御を行う出力制御ステップと、
    を備えることを特徴とする医療機器の作動方法。
18. さらに、前記判定ステップにおいて前記判定部は、検出された前記電気的インピーダンスが前記第２の閾値よりも小さい値に設定された第３の閾値に達する第３の条件を満たすか否かを判定し、
    第３の条件を満たす判定結果になった時、前記出力制御ステップにおいて前記出力制御部は前記高周波電流を間欠出力する間欠出力モードから連続出力する連続出力モードに切り換えることを特徴とする請求項１７に記載の医療機器の作動方法。
19. さらに、前記インピーダンス検出ステップにより検出された前記電気的インピーダンスの所定時間当たりの電気的インピーダンス変化量をインピーダンス変化量算出部が算出するインピーダンス変化量算出ステップを有し、
    前記電気的インピーダンス変化量が第４の閾値よりも大きい場合には、前記出力制御ステップにおいて前記出力制御部は前記高周波電流の出力を低減することを特徴とする請求項１８に記載の医療機器の作動方法。

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