JP2009247893A - 治療用処置システム - Google Patents

Abstract

【課題】 生体組織をその組織の状態に応じて切り換えて処置可能な治療用処置システムを提供する。
【解決手段】 生体組織Ｌ_Ｔにエネルギを作用させて治療するための治療用処置システム１０は、１対の保持部材３６ａ，３６ｂ、高周波エネルギ出力部５２ａ，５２ｂ、発熱部５４および制御部を有する。保持部材は、生体組織を把持する。高周波エネルギ出力部は、保持部材に設けられ、保持部材間に把持した生体組織の生体情報（インピーダンス、位相情報）Ｚ，θを収集するとともに、生体組織に高周波エネルギを作用させて生体組織を変性させる。発熱部は、保持部材に設けられ、保持部材間に把持した生体組織に熱を伝えるためにエネルギを供給する。制御部は、高周波エネルギ出力部で収集した生体情報に基づいて、高周波エネルギ出力部および発熱部へのエネルギの出力を制御する。
【選択図】 図２

Description

この発明は、エネルギを用いて生体組織を治療するための治療用処置システムに関する。

例えば特許文献１には、開閉可能な１対のジョー間に生体組織を保持し、生体組織を保持した１対のジョー間に高周波電流を流すことにより保持した生体組織を変性させるエレクトロサージカル器具（electrosurgical instrument）が開示されている。一般的にエレクトロサージカル器具は、生体組織に高周波工ネルギを流すことで生体内に発生するジュール熱を利用して組織の内部を瞬時に変性させること、これと同時に、瞬時に細胞膜を破壊しその破壊された細胞膜からタンパク質をはじめとする高分子化合物を含んだ細胞内成分を放出させるとともに、コラーゲンをはじめとする細胞外成分と均一化（リキッド化）させる作用を有することが知られている。この均一化により生体組織の接合面同士、組織の層間同士の接合に繋げることができる。

また、エレクトロサージカル器具の他の特徴としては、生体組織の状態（インピーダンスや位相情報）を検出することができること、そして、保持した生体組織のインピーダンスが高くなると生体組織に与えることができる高周波エネルギの出力が低減する特性を示すことなどが知られている。

例えば特許文献２には、開閉可能な１対のジョーにセラミックヒータを配設した熱凝固処置具が開示されている。セラミックヒータには発熱体が埋め込まれ、その発熱体に通電することによりセラミックヒータが発熱する。一般的にセラミックヒータをはじめとする熱凝固処置具は、１対のジョー間で保持した生体組織にヒータの熱を伝えることにより、生体組織を凝固させる作用を有する。よって、設定した温度に発熱体を発熱させることで、生体組織の状態に関係なく、均一的に熱エネルギを生体組織に与えることができる。そのため、生体組織のインピーダンスが上昇した後など、高周波エネルギを用いた処置では生体組織に対して十分に出力できない状態においても、熱凝固処置具は、生体組織に対して所望の出力を均一的に行うことができる。

米国特許出願公開２００５／０１１３８２８号明細書 特開２００１−１９０５６１号公報

上述した特許文献１のエレクトロサージカル器具では、生体組織に高周波エネルギを与える際の出力は生体組織の状態（特に組織インピーダンス）に大きく依存する。そのため、保持した生体組織の構造や厚さが不均一であると、生体組織に与える出力も不均一となり、均一的な安定した組織同士の接合を行うことが難しくなる。例えば、生体組織に脂肪層が含まれている場合では、インピーダンスが高い脂肪層の近傍には高周波エネルギを与え難くなる。さらに、保持した生体組織のインピーダンスが高い状態、例えば生体組織の凝固が進んで乾燥した状態になるにつれて、生体組織への高周波エネルギの投入が難しくなる。そのために所望の接合状態を作り出すことが難しいという課題を有する。

上述した特許文献２において、生体組織はセラミックヒータに接した部分からの熱エネルギの伝導により凝固される。熱伝導の良し悪しは、対象組織の熱伝導率に依存するために、熱伝導率の悪い生体組織では熱貫通性が低い。処置対象の生体組織が厚くなるにつれて接合面上の組織を変性させるための時間を要したり、十分な変性を引き起こすことが難しくなるという現象が生じる。また、熱エネルギの伝導によっても細胞膜を破壊することはできるが、熱エネルギの伝導による変性が生じた後に細胞膜を破壊する現象が引き起こされるので、破壊レベルが低い。このように熱による変性が生じた後の現象であるので、細胞膜の内側の物質、外側の物質の流動性も低い。このため、保持した生体組織の種類や状態（組織が厚い、体液の付着が多い等）によっては生体組織へのエネルギ投入に時間がかかったり、接合が不十分になる場合がある。

この発明は、生体組織をその組織の状態に応じて適切なエネルギ出力に切り換えて最適な状態で処置可能な治療用処置システムを提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明に係る、生体組織にエネルギを作用させて治療するための治療用処置システムは、少なくとも一方が他方に対して相対的に移動して生体組織を把持して前記生体組織を保持する１対の保持部材と、前記保持部材の少なくとも一方に設けられ、前記生体組織に高周波エネルギを作用させて生体組織を変性させるとともに、前記保持部材間に把持した生体組織の生体情報を収集する高周波エネルギ出力部と、エネルギの供給によって発熱し前記発熱部からの伝熱により生体組織を変性させるように前記保持部材の少なくとも一方に設けられ、前記保持部材間に把持した生体組織に熱を加える発熱部と、前記高周波エネルギ出力部材で収集した生体情報に基づいて、高周波エネルギ出力部および前記発熱部へのエネルギの出力を制御する制御部とを具備することを特徴とする。
高周波エネルギによる処置と発熱部による熱エネルギによる処置とに処置方式を切り換え可能であり、かつ、処置の際の生体組織の状態を検出しつつ処置の出力を制御部で制御しながら処置することができるので、生体組織をその組織の状態に応じて切り換えて処置することができる。このため、生体組織に対する処置を確実に行うことができる。

上記課題を解決するために、本発明に係る治療用処置システムは、高周波エネルギを供給可能な電極と発熱要素とを有する処置部を備え、生体組織を把持可能な処置具と、前記電極に高周波電力を供給して前記処置部で把持した生体組織を高周波エネルギで処置するとともに、前記電極を通して前記生体組織から得られる情報を収集する高周波駆動回路と、前記発熱要素に発熱用電力を供給して前記処置部で把持した生体組織を熱の作用で処置するとともに、前記発熱要素から生体組織に熱が伝導したときの生体組織の温度情報を前記発熱要素を通して収集する発熱要素駆動回路と、前記高周波駆動回路および／もしくは前記発熱要素駆動回路で収集した情報に基づいて前記高周波駆動回路および前記発熱要素駆動回路を制御する制御部とを具備することを特徴とする。
高周波エネルギによる処置と、発熱要素を発熱させる処置とに処置方式を切り換え可能であり、かつ、処置の際の生体組織の状態を検出しつつ処置の出力を制御部で制御しながら処置することができるので、生体組織をその組織の状態に応じて切り換えて処置することができる。このため、生体組織に対する処置を確実に行うことができる。

この発明によれば、生体組織をその組織の状態に応じて適切なエネルギ出力に切り換えて最適な状態で処置可能な治療用処置システムを提供することができる。

本発明の第１の実施の形態に係る治療用処置システムを示す概略図。 第１の実施の形態に係る治療用処置システムの概略的なブロック図。 第１の実施の形態に係る治療用処置システムの外科用処置具でバイポーラ型の高周波エネルギを与えて生体組織を処置する際の概略図。 第１の実施の形態に係る治療用処置システムの外科用処置具でモノポーラ型の高周波エネルギを与えて生体組織を処置する際の概略図。 第１の実施の形態に係る治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の概略的なフローチャート。 第１の実施の形態に係る治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合のインピーダンスと時間との関係を示す概略的なグラフ。 第１の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムの概略的なブロック図。 第１の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の出力電圧値情報と、出力電圧位相情報と、出力電流値情報と、出力電流位相情報とから得られる位相と時間との関係を示す概略的なグラフ。 第１の実施の形態の第２の変形例に係る、治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の概略的なフローチャート。 第１の実施の形態の第３の変形例に係る、治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の概略的なフローチャート。 第１の実施の形態の第４の変形例に係る治療用処置システムの概略的なブロック図。 本発明の第２の実施の形態に係る治療用処置システムを示す概略図。 （Ａ）は第２の実施の形態に係る治療用処置システムのエネルギ処置具のシャフト、並びに保持部の閉じた状態の第１の保持部材および第２の保持部材を示す概略的な縦断面図、（Ｂ）は第２の実施の形態に係る治療用処置システムのエネルギ処置具のシャフト、並びに保持部の開いた状態の第１の保持部材および第２の保持部材を示す概略的な縦断面図。 （Ａ）は第２の実施の形態に係る治療用処置システムのエネルギ処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図、（Ｂ）は第２の実施の形態に係る治療用処置システムのエネルギ処置具の保持部のうち、図１１（Ａ）に示す１１Ｂ−１１Ｂ線に沿う、第１の保持部材を示す概略的な縦断面図、（Ｃ）は第２の実施の形態に係る治療用処置システムのエネルギ処置具の保持部のうち、図１１（Ａ）に示す１１Ｃ−１１Ｃ線に沿う、第１の保持部材を示す概略的な横断面図。 第２の実施の形態に係る治療用処置システムのエネルギ処置具の保持部の第１の保持部材に配設された第１の高周波電極の裏面にヒータ部材が固定された状態を示す概略図。 第２の実施の形態に係る治療用処置システムの概略的なブロック図。 第２の実施の形態に係る治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の概略的なフローチャート。 第２の実施の形態に係る治療用処置システムを用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の、生体組織に所定の高周波エネルギを入力したときの時間に対する生体組織のインピーダンスの変化量を示すとともに、インピーダンスが所定の値に到達した後、高周波エネルギの代わりに所定の熱エネルギを入力したときの時間に対する生体組織のインピーダンスの変化量を示す概略的なグラフ。 第２の実施の形態に係る治療用処置システムの変形例を示す概略図。 （Ａ）は第２の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムを用いて生体組織に対して高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の、時間に対する生体組織への高周波エネルギの入力法、および、時間に対する生体組織への熱エネルギの入力法の一例を示す概略的なグラフ、（Ｂ）は第２の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムを用いて生体組織に対して高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の、時間に対する生体組織への高周波エネルギの入力法、および、時間に対する生体組織への熱エネルギの入力法の一例を示す概略的なグラフ、（Ｃ）は第２の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムを用いて生体組織に対して高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の、時間に対する生体組織への高周波エネルギの入力法、および、時間に対する生体組織への熱エネルギの入力法の一例を示す概略的なグラフ、（Ｄ）は第２の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムを用いて生体組織に対して高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の、時間に対する生体組織への高周波エネルギの入力法、および、時間に対する生体組織への熱エネルギの入力法の一例を示す概略的なグラフ、（Ｅ）は第２の実施の形態の第１の変形例に係る治療用処置システムを用いて生体組織に対して高周波エネルギを用いた処置および熱エネルギを用いた処置を行う場合の、時間に対する生体組織への高周波エネルギの入力法、および、時間に対する生体組織への熱エネルギの入力法の一例を示す概略的なグラフ。 第２の実施の形態の第２の変形例に係る治療用処置システムのエネルギ処置具の保持部の第１の保持部材に配設された第１の高周波電極の裏面にヒータ部材が固定された状態を示す概略図。 第２の実施の形態の第３の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図。 第２の実施の形態の第３の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、図１９Ａに示す１９Ｂ−１９Ｂ線に沿う、第１の保持部材を示す概略的な縦断面図。 第２の実施の形態の第３の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、図１９Ａに示す１９Ｃ−１９Ｃ線に沿う、第１の保持部材を示す概略的な横断面図。 第２の実施の形態の第３の変形例の更なる変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図。 （Ａ）は小腸の２つの腸管を吻合した状態を示す概略的な斜視図であるとともに、後述する図２０（Ｃ）に示す２０Ａ−２０Ａ線に沿う概略図、（Ｂ）は図２０（Ａ）中の符号２０Ｂで示す部分を拡大して示す概略図、（Ｃ）は小腸の２つの腸管を吻合した後、これら腸管の端部を封止した状態を示す概略図、（Ｄ）は図２０（Ａ）中の符号２０Ｂで示す部分を拡大して示す、図２０（Ｂ）の変形例としての概略図。 （Ａ）は第２の実施の形態の第４の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図、（Ｂ）は第２の実施の形態の第４の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図、（Ｃ）は第２の実施の形態の第４の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図。 （Ａ）は第２の実施の形態の第５の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、第２の保持部材に近接する側の第１の保持部材を示す概略的な平面図、（Ｂ）は第２の実施の形態の第５の変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、図２２（Ａ）に示す２２Ｂ−２２Ｂ線に沿う、第１の保持部材を示す概略的な横断面図、（Ｃ）は第２の実施の形態の第５の変形例の更なる変形例に係る外科用処置具の保持部のうち、図２２（Ａ）に示す２２Ｂ−２２Ｂ線に沿う、第１の保持部材を示す概略的な横断面図。 第３の実施の形態に係る治療用処置システムの変形例を示す概略図。 第３の実施の形態に係るエネルギ処置具の本体側保持部と離脱側保持部とを係合し、本体側保持部に対して離脱側保持部を離隔させた状態を示す概略的な縦断面図。 第３の実施の形態に係るエネルギ処置具の本体側保持部と離脱側保持部とを係合し、本体側保持部に対して離脱側保持部を契合させた状態を示す概略的な縦断面図。 第３の実施の形態に係るエネルギ処置具の本体側保持部の表面を示す概略図。 第３の実施の形態の変形例に係るエネルギ処置具の本体側保持部の表面を示す概略図。

以下、図面を参照しながらこの発明を実施するための形態について説明する。

［第１の実施の形態］
第１の実施の形態について図１から図５を用いて説明する。
図１に示すように、治療用処置システム１０は、外科用処置具（治療用処置具）１２と、エネルギ源１４と、フットスイッチ１６とを備えている。外科用処置具１２は、例えば１対の高周波エネルギ出力用接続ケーブル２２ａ，２２ｂと１つの熱エネルギ出力用接続ケーブル２４とによりエネルギ源１４に接続されている。フットスイッチ１６は、スイッチ用接続ケーブル２６によりエネルギ源１４に接続されている。

外科用処置具１２は、１対の鋏構成部材３２ａ，３２ｂと、鋏構成部材３２ａ，３２ｂの基端部に設けられ術者が手に持って操作する１対のハンドル部３４ａ，３４ｂと、鋏構成部材３２ａ，３２ｂの先端部に設けられ処置する生体組織Ｌ_Ｔを保持して凝固、切開等の処置を行う１対のジョー（保持部材、処置部）３６ａ，３６ｂとを備えている。

１対の鋏構成部材３２ａ，３２ｂはそれらの先端と基端との間で互いが略交差する状態に重ねられている。鋏構成部材３２ａ，３２ｂの交差部には、鋏構成部材３２ａ，３２ｂを回動自在に連結する支点ピン３８が設けられている。

１対のハンドル部３４ａ，３４ｂには、術者が指をかけるリング４２ａ，４２ｂが設けられている。術者が各々のリング４２ａ，４２ｂに例えば親指と中指を通して開閉させる動作を行うと、その動作に連動してジョー３６ａ，３６ｂが開閉する。

１対のジョー３６ａ，３６ｂには、生体組織Ｌ_Ｔにエネルギを与えるためのエネルギ放出要素が配設されている。一方のジョー３６ａには、エネルギ放出要素として第１の高周波電極５２ａが配設されている。他方のジョー３６ｂには、エネルギ放出要素として、第２の高周波電極５２ｂと、ヒータ部材５４とが配設されている。このうち、ヒータ部材（発熱要素）５４は、第２の高周波電極５２ｂの裏面に固定された状態で他方のジョー３６ｂに埋め込まれている。

このように、１対のジョー３６ａ，３６ｂは、第１および第２の高周波電極５２ａ，５２ｂによりそれぞれ導電性の組織保持面（組織把持面）を備えている。なお、ヒータ部材５４は、薄膜抵抗や厚膜抵抗が発熱パターンとして形成されている。薄膜抵抗はＰＶＤ（Physical Vapor Deposition）やＣＶＤ（Chemical Vapor Deposition）などの薄膜形成法により形成される。厚膜抵抗は、スクリーン印刷などの厚膜形成法により形成される。発熱パターンは温度に比例して電気抵抗が増加する、いわゆる正の温度係数を有するモリブデン等の高融点金属により形成されている。

１対の鋏構成部材３２ａ，３２ｂの内部には、それぞれ電極５２ａ，５２ｂに電気信号を供給するための電源供給ライン６２ａ，６２ｂが配設されている。電源供給ライン６２ａ，６２ｂは、それぞれジョー３６ａ，３６ｂからハンドル部３４ａ，３４ｂまで延びている。リング４２ａ，４２ｂにはそれぞれバイポーラ用端子６４ａ，６４ｂが設けられている。バイポーラ用端子６４ａ，６４ｂはそれぞれ電源供給ライン６２ａ，６２ｂと電気的に接続されている。このため、ジョー３６ａ，３６ｂ間（電極５２ａ，５２ｂ間）に生体組織Ｌ_Ｔを把持した状態で、電源供給ライン６２ａ，６２ｂを通して電極５２ａ，５２ｂにエネルギが供給されると、電極５２ａ，５２ｂ間の生体組織Ｌ_Ｔに高周波電流が通電されて生体組織Ｌ_Ｔが発熱する。

１対の鋏構成部材３２ａ，３２ｂのうちの他方の鋏構成部材３２ｂには、ヒータ部材５４に電力を供給するための電源供給ライン６６が内部に配設されている。電源供給ライン６６は、ジョー３６ｂからハンドル部３４ｂまで延びている。リング４２ｂには、電源供給ライン６６と電気的に接続されたヒータ部材用端子６８が設けられている。このため、電源供給ライン６６を通してヒータ部材５４にエネルギが供給されると、ヒータ部材５４が発熱し、その熱（熱エネルギ）がヒータ部材５４に密着した第２の高周波電極５２ｂに伝熱され、第２の高周波電極５２ｂの表面に接触した生体組織Ｌ_Ｔに熱が伝えられる。

このような構造により、ヒータ部材５４は、生体組織Ｌ_Ｔを把持するために開閉可能に支持された１対のジョー３６ａ，３６ｂの少なくとも一方（両方に設けられていることも好適である）に設けられ、ジョー３６ａ，３６ｂ間に把持された生体組織Ｌ_Ｔを凝固させるための熱エネルギを付与可能な発熱手段となっている。

したがって、外科用処置具１２は、これら電極５２ａ，５２ｂ間に高周波電流を流すことによって、ジョー３６ａ，３６ｂ間に把持した生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギを与えることができる。また、ヒータ部材５４にエネルギを与えて発熱させることによって、ヒータ部材５４の発熱による熱エネルギを第２の電極５２ｂを通して生体組織Ｌ_Ｔに伝導させて処置を行うことができる。

なお、フットスイッチ１６は、ペダル１６ａを備えている。ペダル１６ａが押圧されているときには、高周波エネルギおよび／または熱エネルギを、適宜に設定した状態（エネルギ出力量、エネルギ出力タイミングなどを制御した状態）に基づいて出力する。ペダル１６ａの押圧が解除されると、高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を強制的に停止させる。

図２に示すように、エネルギ源１４の内部には、高周波エネルギ駆動回路７２と、発熱要素駆動回路７４とが配設されている。高周波エネルギ駆動回路７２と、発熱要素駆動回路７４とは、通信ケーブル８２によりエネルギ源１４の内部に接続されている。

高周波エネルギ駆動回路７２は、出力制御部９２と、高周波エネルギ出力用および制御用の電力を供給する可変電圧源（ＳＷ電源）９４と、高周波電力の増幅および出力波形の整形を行う電力増幅器（ＡＭＰ）９６と、高周波エネルギ出力（電圧値および電流値）のモニタを行うセンサ９８と、操作表示パネル（出力制御部９２の設定手段（第１の設定手段））１００とを備えている。このうち、可変電圧源（ＳＷ電源）９４と、電力増幅器９６と、センサ９８とは、順次直列に接続されている。センサ９８は、高周波エネルギ出力用接続ケーブル２２ａ，２２ｂを介して外科用処置具１２に接続されている。出力制御部９２には、可変電圧源９４と、電力増幅器９６と、センサ９８とが接続されている。さらに、出力制御部９２は、操作表示パネル１００に接続されている。操作表示パネル１００は、電極５２ａ，５２ｂを通してセンサ９８でモニタした高周波エネルギ出力量を表示し、出力制御部９２では、センサ９８からのモニタ信号を基に、可変電圧源９４と電力増幅器９６に制御信号を送る。このようにして、高周波出力の制御が行われる。

このため、可変電圧源９４から電力増幅器９６で増幅された電力は、出力制御部９２で制御されながらセンサ９８から高周波エネルギ出力用接続ケーブル２２ａ，２２ｂを介して外科用処置具１２の電極５２ａ，５２ｂに伝達される。

発熱要素駆動回路７４は、発熱要素駆動回路用出力制御部１０２と、出力部１０４と、センサ１０６と、操作表示パネル（設定手段（第２の設定手段））１０８とを備えている。出力部１０４は、ヒータ部材５４を発熱させるための電力（エネルギ）を供給する。センサ１０６は、ヒータ部材５４への出力値（電圧値、電流値）のモニタを行い、モニタ信号を出力制御部１０２に送る。出力制御部１０２では、センサ１０６からのモニタ信号を基にして、電圧、電流、電力、抵抗値等の各種パラメータを演算する。

なお、ヒータ部材５４の発熱パターンは正の温度係数を有している。このため、出力制御部１０２では、演算した抵抗値から更にヒータ部材５４の温度Ｔも算出することができる。出力制御部１０２は、各種パラメータの演算結果を基に、出力部１０４に制御信号を送る。このため、ヒータ部材５４の出力制御が行われる。

高周波エネルギ駆動回路７２の出力制御部９２と、発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２とは、双方向に信号を伝達可能な通信ケーブル８２により接続されている。高周波エネルギ駆動回路７２の出力制御部９２からは、フットスイッチ１６のＯＮ／ＯＦＦ信号が発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２に送られる。高周波エネルギ駆動回路７２の出力制御部９２からは、センサ９８のモニタ信号（電圧値、電流値）を基に演算した高周波エネルギ出力時のインピーダンス（電極５２ａ，５２ｂ間に生体組織Ｌ_Ｔを保持した状態のインピーダンス）Ｚの大きさを示す信号が発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２に送られる。なお、インピーダンスＺは、センサ９８からのモニタ信号を基に、出力制御部９２で算出される。このため、電極５２ａ，５２ｂおよび高周波エネルギ駆動回路７２はジョー３６ａ，３６ｂ間に把持した生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギを作用させて生体組織を変性させるとともに生体組織Ｌ_Ｔのインピーダンス情報Ｚ（生体情報）を収集するのに用いられる高周波エネルギ出力部である。

発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２からは、センサ１０６のモニタ信号（電圧値、電流値）を基に演算したヒータ部材５４の温度Ｔを示す信号が高周波エネルギ駆動回路７２の出力制御部９２に送られる。高周波エネルギ駆動回路７２の操作表示パネル１００と発熱要素駆動回路７４の操作表示パネル１０８とは、高周波エネルギ駆動回路７２の出力制御部９２、通信ケーブル８２、および発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２により接続されている。このため、操作表示パネル１００，１０８同士の設定や表示内容は連動している。

以上説明したように、この実施の形態の外科用処置具１２は、図２および図３Ａに示すようにバイポーラ型高周波処置具として機能するとともに、図２に示すように発熱用処置具として機能する。

以下、治療用処置システム１０の使用方法（作用）について説明する。
術者は、患者への処置の前に操作表示パネル（設定手段）１００，１０８を操作して、外科用処置具１２の出力条件（高周波エネルギ出力の設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、熱エネルギ出力の設定温度Ｔｓｅｔ［℃］、生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺの閾値Ｚ１，Ｚ２等）を出力制御部９２，１０２に入力して設定しておく。閾値Ｚ１は、生体組織Ｌ_Ｔの乾燥化が進み、インピーダンスＺの値が上昇したときに高周波エネルギ出力が低下して適切なエネルギ投入ができない状態のときか、それよりも僅かに前の状態に設定することが好ましい。このような条件の下、閾値Ｚ１を経験的に適当な値に設定する。また、閾値Ｚ２は、生体組織Ｌ_Ｔの乾燥化がさらに進むような条件の下、閾値Ｚ２を経験的に適当な値に設定する。なお、閾値Ｚ１，Ｚ２は、予め出力制御部９２内のプログラムに組み込まれるようにしても良く、必ずしも術者が設定する必要はない。

なお、インピーダンスＺの閾値Ｚ１，Ｚ２の関係は、閾値Ｚ１よりも閾値Ｚ２の方が大きい。例えば閾値Ｚ１は５００［Ω］〜１５００［Ω］程度であることが好ましく、閾値Ｚ２は２０００［Ω］〜３０００［Ω］程度であることが好ましい。また、閾値Ｚ１，Ｚ２は、所定の範囲内（例えば閾値Ｚ１は５００［Ω］〜１５００［Ω］の範囲内、閾値Ｚ２は２０００［Ω］〜３０００［Ω］の範囲内）に設定されるようにし、所定の範囲外の値を設定できないようにしておくことも好ましい。

術者は外科用処置具１２のハンドル部３４ａ，３４ｂのリング４２ａ，４２ｂに指をかけて、外科用処置具１２を操作して、凝固させたり切開したりするなどの処置を行いたい生体組織Ｌ_Ｔを周辺の生体組織から剥離させる。このようにして、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを保持し易いようにする。そして、ジョー３６ａ，３６ｂで生体組織Ｌ_Ｔを挟み込んで把持する。

続いて、術者はジョー３６ａ，３６ｂで生体組織Ｌ_Ｔを挟み込んだ状態を維持しつつ、フットスイッチ１６のペダル１６ａを押圧する操作を行う。このため、外科用処置具１２のジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂ間の生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギが与えられたり、ヒータ部材５４にエネルギが与えられて発熱させたヒータ部材５４から電極５２ａを通して伝導する熱エネルギにより処置が行われる。

図４には、高周波エネルギ出力回路７２と発熱要素駆動回路７４とによる外科用処置具１２の制御フローの一例を示す。

まず、高周波エネルギ出力回路７２の出力制御部９２は、スイッチ１６からの信号に基づいて術者の操作によってスイッチ１６のペダル１６ａが押圧されたか否か、すなわち、スイッチがＯＮに切り換えられたか否かを判断する（ＳＴＥＰ１）。

出力制御部９２は、スイッチ１６がＯＮに切り換えられたと判断したとき、高周波エネルギ出力回路７２の可変電圧源９４から電力増幅器９６およびセンサ９８、高周波エネルギ出力用接続ケーブル２２ａ，２２ｂを介して外科用処置具１２のジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂの間に高周波エネルギを出力する（ＳＴＥＰ２）。このとき、ジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂの間には、操作表示パネル１００で予め設定した設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、例えば２０［Ｗ］〜８０［Ｗ］程度の電力を供給する（ＳＴＥＰ３）。

このため、第１の高周波電極５２ａは処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを介して第２の高周波電極５２ｂとの間に高周波電流を通電する。すなわち、電極５２ａ，５２ｂ間に把持された生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギを与える。このため、電極５２ａ，５２ｂ間に把持した生体組織Ｌ_Ｔ内にジュール熱を発生させて生体組織Ｌ_Ｔ自体が加熱される。高周波の電圧による作用とジュール熱の作用により電極５２ａ，５２ｂ間に保持された生体組織Ｌ_Ｔ内の細胞膜を破壊して細胞膜内物質を放出し、コラーゲンをはじめとする細胞外成分と均一化する。電極５２ａ，５２ｂ間の生体組織Ｌ_Ｔには高周波電流が流されているので、このように均一化された組織Ｌ_Ｔに更なるジュール熱が作用し、例えば生体組織Ｌ_Ｔの接合面同士、組織の層間同士の接合が行われる。したがって、電極５２ａ，５２ｂ間に高周波電流が通電されると、生体組織Ｌ_Ｔ自体が発熱して脱水されながら生体組織Ｌ_Ｔの内部が変性（生体組織Ｌ_Ｔが焼灼）される。

このとき、電極５２ａ，５２ｂ間に保持した生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺは、電極５２ａ，５２ｂを通してセンサ（生体情報を収集する収集手段）９８により測定されている。処置を始めたときのインピーダンスＺ０は、電極の大きさや形状によってかわってくるが、図５に示すように、例えば６０[Ω]程度である。そして、生体組織Ｌ_Ｔに高周波電流が通電されて生体組織Ｌ_Ｔが焼灼されるにつれてインピーダンスＺの値は一度低下した後に上昇していく。このようなインピーダンスＺの値の上昇は、生体組織Ｌ_Ｔから水分が抜けて乾燥化が進んでいることを示す。

次に、出力制御部９２は、センサ９８からの信号に基づいて演算した高周波エネルギの出力時のインピーダンスＺの値が予め設定した閾値Ｚ１（図５に示すように、ここでは約１０００[Ω]）を超えたか否か判断する（ＳＴＥＰ４）。閾値Ｚ１は、所定の電力が入力されたときに、経験的に予め分かっている、インピーダンスＺの値の上昇率が鈍化するような値の近傍の値が選択されている。そして、出力制御部９２が、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ１よりも小さいと判断した場合、ＳＴＥＰ３に処理を戻す。すなわち、ジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂ間に保持した生体組織Ｌ_Ｔに対して処置のための高周波エネルギを与え続ける。

一方、出力制御部９２が、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ１以上となったと判断した場合、出力制御部９２は、電極５２ａ，５２ｂに供給している高周波エネルギ出力を低減させ、モニタ出力に切り換える（ＳＴＥＰ５）。

ここで、モニタ出力とは、生体組織Ｌ_Ｔが処置されないレベルの微弱な高周波電流を出力することである。このようなモニタ出力により、電極５２ａ，５２ｂを通してセンサ９８でジョー３６ａ，３６ｂ間の生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺの変化をモニタし続けることができる。

そして、出力制御部９２が、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ１以上となったと判断した場合、高周波エネルギ駆動回路７２の出力制御部９２から通信ケーブル８２を介して発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２に信号が伝達される。そして、発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２では、ヒータ部材５４の温度が予め設定した温度Ｔｓｅｔ［℃］、例えば１００［℃］〜３００［℃］の温度になるようにヒータ部材５４に電力（エネルギ）を供給する（ＳＴＥＰ５）。このため、ヒータ部材５４が発熱する。ヒータ部材５４からの熱伝導により第２の電極５２ｂに伝熱し、第２の電極５２ｂに伝えられた熱（熱エネルギ）で第２の電極５２ｂに接触した生体組織Ｌ_Ｔの表面側から内部に向かって生体組織Ｌ_Ｔを凝固させる。このとき、生体組織（タンパク質）を一体的に変性させるともに、タンパク質同士の結合の阻害要因である水分の除去を行う。高周波エネルギから熱エネルギへの切り換えは略同時に行われ、高周波エネルギによって細胞膜を破壊することにより熱伝導率が向上しているので、より効率的にヒータ部材５４からの熱を生体組織に伝えることができる。

次に、出力制御部９２は、モニタ出力でモニタしている生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが予め設定した閾値Ｚ２（図５に示すように、ここでは約２０００[Ω]）以上になったか判断する（ＳＴＥＰ６）。インピーダンスＺが閾値Ｚ２よりも小さいと判断した場合、ＳＴＥＰ４に処理を戻す。一方、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ２を超えたと判断した場合、出力制御部９２，１０２は高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止させる（ＳＴＥＰ７）。そして、治療用処置システム１０を用いた生体組織Ｌ_Ｔの処置を終了させる。

なお、このような高周波エネルギおよび熱エネルギを出力する一連の処置が行われる間、フットスイッチ１６のペダル１６ａは押圧されたままである。処置の途中でペダル１６ａを放して押圧を解除した場合、強制的に高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止させる。

以上説明したように、この実施の形態によれば、以下の効果が得られる。
電極５２ａ，５２ｂ間に保持した生体組織Ｌ_Ｔへの高周波エネルギの投入によりジュール熱を生体組織Ｌ_Ｔ内で発生させて、細胞膜を破壊して細胞内成分と細胞外成分とを均一化するとともに焼灼を行い、インピーダンスＺを上昇させることができる。そして、高周波エネルギの投入により細胞膜が破壊されて熱伝導率が上昇した生体組織Ｌ_Ｔに対して、発熱させたヒータ部材５４からの熱エネルギの伝導による凝固処置を行うことができる。

このとき、ジョー３６ａ，３６ｂ間に保持した生体組織Ｌ_Ｔの状態（インピーダンスＺや温度Ｔ）をモニタし、予め設定しておいたインピーダンスＺの閾値Ｚ１によって高周波エネルギの投入から熱エネルギの投入へのエネルギ投入の切り換え時を自動で判断して切り換えることができる。このため、高周波エネルギを用いた処置から熱エネルギを用いた処置への一連の切り換えを実現することができるので、処置を効率良く行うことができる。

すなわち、高周波エネルギ駆動回路７２のセンサ９８で高周波エネルギ出力のインピーダンスＺの変化を計測し、その測定値に基づいて適宜の処置（高周波エネルギを用いた処置と熱エネルギを用いた処置）を行うことができる。したがって、このように、閾値Ｚ１，Ｚ２を計測することにより、術者は、外科用処置具１２を用いて生体組織Ｌ_Ｔの組織変性の状態に合わせた処置を行うことができ、術者の感覚による処置のバラツキを防止して組織を均一化（安定化）することができる。

したがって、高周波エネルギおよび熱エネルギの投入タイミングを制御した状態で、高周波エネルギと熱エネルギからの熱伝導とを組み合わせてジョー３６ａ，３６ｂ間に把持した生体組織Ｌ_Ｔに処置を行う際に、効率的かつ安定的に生体組織を変性（組織を焼灼および／または凝固等）させることができる。このように処置を行うことにより、エネルギの投入のロスを出来るだけ少なくした状態で生体組織Ｌ_Ｔに処置を行うことができ、処置時間の短縮を図ることができる。このため、患者にかける負担を大きく軽減させることができる。

生体組織Ｌ_Ｔをジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂ間に保持した状態でフットスイッチ１６のペダル１６ａを押圧するだけで、高周波エネルギを用いた処置と熱エネルギを用いた処置との両方を面倒な切り換えをせずに自動的に行うことができる。すなわち、生体組織Ｌ_Ｔの種類や状態に応じて表示パネル１００，１０８で出力Ｐｓｅｔ、温度ＴｓｅｔやインピーダンスＺの閾値Ｚ１，Ｚ２等の処置条件を設定し、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを把持した後は、術者の感覚を要せず、スイッチ１６のペダル１６ａを押圧し続けるだけで処置を行うことができる。そして、閾値Ｚ２が設定した値を超えたとき、生体組織Ｌ_Ｔに対する処置を行い過ぎることが防止された状態で、高周波エネルギを用いた処置と熱エネルギを用いた処置との人為的な切り換えを必要とせずに自動的に終了させることができる。このため、処置の際に術者にかける負担を大きく軽減させることができる。

なお、閾値Ｚ１を上昇値としたが、細胞膜の破壊が略終了するインピーダンス最下点付近に熱エネルギに切り替えるタイミングを設定することも可能である。

また、この実施の形態では、生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギを投入した後、熱エネルギを与える処置について説明したが、タンパク質変性を引き起こさないレベルであれば熱エネルギを高周波エネルギと同時またはそれよりも先に投入しても良い。しかしながら、タンパク質変性（表面組織の変性、凝固等）を引き起こすような熱エネルギを、生体組織を処置するための処置高周波エネルギを供給するよりも先に供給するのは、生体組織に適切な高周波エネルギを投入し難くなるため、適さない。

また、この実施の形態では、図４中のＳＴＥＰ６では、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ２以上であるか否かを判断して、高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止している。これとは別に、ＳＴＥＰ５に移行してからの経過時間、例えばＳＴＥＰ５で発熱要素設定温度Ｔｓｅｔ［℃］の出力が開始されてから例えば３０秒（所定時間ｔ）経過後に自動的に高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止するようにしても良い。すなわち、インピーダンスＺの変化を判断するのではなく、所定時間ｔの経過後に高周波エネルギ処置からヒータ部材５４による処置に切り換えたり、処置を終了するように時間の経過により処置の状態を表示パネル１００，１０８を用いて設定することも好ましい。また、インピーダンスＺと時間の両者のうち、早く処置が終了した方を適宜に選択するように表示パネル１００，１０８を用いて設定することも好ましい。例えば、所定時間ｔの経過よりも早くインピーダンスＺの値が閾値Ｚ２に達したときには、その時点で処置を終了し、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ２に達する前に所定時間ｔが経過したときにもその時点で処置を終了するようにしても良い。

ここでは、図３Ａに示すように、それぞれのジョー３６ａ，３６ｂに電位が異なる電極５２ａ，５２ｂを有するバイポーラ型の高周波エネルギ処置を行う外科用処置具１２を用いることについて説明したが、図３Ｂに示すように、モノポーラ型の高周波エネルギ処置を行う外科用処置具を用いることも好適である。この場合、処置される患者Ｐには、対極板１３０が装着される。この対極板１３０は、通電ライン１３２を介してエネルギ源１４に接続されている。さらに、一方のジョー３６ａに配設された電極５２ａと、他方のジョー３６ｂに配設された電極５２ｂとは、第１および第２の電源供給ライン６２ａ，６２ｂが電気的に接続された同電位の状態にある。この場合、第１および第２の高周波電極５２ａ，５２ｂに接触する生体組織Ｌ_Ｔの面積はそれぞれ小さいため、電流密度が高いが、対極板１３０の電流密度は低くなる。このため、ジョー３６ａ，３６ｂで把持される生体組織Ｌ_Ｔは加熱されるのに対して、対極板１３０に接触した生体組織Ｌ_Ｔの加熱は無視できる程度に小さい。したがって、ジョー３６ａ，３６ｂで把持した部分のうち、電極５２ａ，５２ｂに接触した生体組織Ｌ_Ｔのみ加熱されて変性される。

また、図示しないが、モノポーラ型の外科用処置具を用いる場合、ジョー３６ａ，３６ｂのうちの一方のジョーだけに高周波電極が配設されていることも好適である。

また、外科用処置具１２の出力条件（高周波エネルギ出力の設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、熱エネルギ出力の設定温度Ｔｓｅｔ［℃］、生体組織Ｌ_Ｔの設定温度Ｔｓｅｔの閾値Ｔ１，Ｔ２等）を設定しておくことも好ましい。

［第１の実施の形態の第１の変形例］
次に、第１の変形例について図５Ａおよび図５Ｂを用いて説明する。この変形例は第１の実施の形態の変形例であって、第１の実施の形態で説明した部材と同一の部材又は同一の作用を奏する部材については説明を省略する。以下、第２から第４の変形例についても同様である。

上述した第１の実施の形態では、インピーダンスＺの変化を測定することによって生体組織Ｌ_Ｔの状態を判断することについて説明したが、位相の変化量（位相差Δθ）を判断することによって高周波エネルギを用いた処置から発熱要素を用いた処置に切り換えたり、処置を終了させても良い。この場合、図２に示すセンサ９８は、図５Ａに示すように、電圧検出部１４２と、電流検出部１４４と、位相検出部１４６とを有する。

可変電圧源９４から電力増幅器９６を通して高周波電圧を発生させた場合、電力増幅器９６を通した高周波電圧に基づく、所定の周波数及びピーク値を有する高周波電流が、電流検出部１４４を介して外科用処置具１２に出力される。電圧検出部１４２は、電力増幅器９６を通した高周波電圧のピーク値を検出し、検出したピーク値を出力電圧値情報として位相検出部１４６に対して出力する。電流検出部１４４は、電力増幅器９６を通した高周波電圧に基づいて発生する、高周波電流のピーク値を検出し、検出したピーク値を出力電流値情報として位相検出部１４６に対して出力する。

位相検出部１４６は、電圧検出部１４２から出力される出力電圧値情報に基づいて電力増幅器９６を通して出力される高周波電圧の位相を検出した後、検出した位相を出力電圧位相情報として、出力電圧値情報と併せて出力制御部９２に対して出力する。また、位相検出部１４６は、電流検出部１４４から出力される出力電流値情報に基づいて電力増幅器９６を通した高周波電流の位相を検出した後、検出した位相を出力電流位相情報として、出力電流値情報に併せて出力制御部９２に対して出力する。

出力制御部９２は、位相検出部１４６から出力される出力電圧値情報と、出力電圧位相情報と、出力電流値情報と、出力電流位相情報とに基づいて、電力増幅器９６を通して出力される高周波電圧及び高周波電流の位相差Δθを算出する。

出力制御部９２は、フットスイッチ１６のペダル１６ａの操作に応じて出力される指示信号と、算出した位相差Δθとに基づいて、可変電圧源９４および電力増幅器９６に対し、高周波電流及び高周波電圧の出力状態をＯＮ状態またはＯＦＦ状態として変更する制御を行う。

図５Ｂに示すように、電力増幅器９６を通して出力される高周波電流及び高周波電圧の位相差Δθは、生体組織Ｌ_Ｔに対する処置を行う初期の段階においては０°または略０°である。なお、表示パネル１００で位相差Δθの値は９０°またはそれに近い値に設定しておく。

フットスイッチ１６のペダル１６ａが継続して押圧され、ジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂ間に把持した生体組織Ｌ_Ｔの処置が進むにつれて生体組織Ｌ_Ｔから脱水されて組織Ｌ_Ｔが焼灼されたり凝固されたりする。このように処置が進むにつれて、電力増幅器９６を通して出力される高周波電圧及び高周波電流の位相差Δθは、例えば適当な時間ｔ１を境として、０°または略０°の状態から増加する。

その後、さらにフットスイッチ１６のペダル１６ａが継続して押圧されることにより、所望の部位における処置が進むと、例えば時間ｔ２以降において、出力制御部９２により算出される位相差Δθの値は、図５Ｂに示す９０°付近の一定の値をとる。

ここで、位相差Δθの閾値を９０°に近い値として表示パネル１００で設定されているものとする。このため、出力制御部９２は、高周波エネルギの出力を低減させてモニタ出力とするとともに、発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２に信号を送信して、出力部１０４からヒータ部材５４にエネルギを供給させてヒータ部材５４を発熱させる。このとき、例えば操作表示パネル１０８で所定の時間（時間ｔ２から処置の終了までの時間）を設定しておくと、フットスイッチ１６のペダル１６ａが継続して押圧された状態であっても一連の処置が終了する。

なお、この変形例において、出力制御部９２は、位相差Δθが９０°付近の一定の値になったことを検出した際に前述した制御を行うものに限らず、例えば、位相差Δθが４５°より大きく、かつ、９０°以下の所定の値で一定になったことを検出した際に前述した制御を行うものであっても良い。

また、インピーダンスＺの変化および位相の変化の両者を組み合わせて生体組織Ｌ_Ｔに投入するエネルギの切り換えを行っても良い。すなわち、インピーダンスＺの変化および位相の変化のうち、閾値への到達が早い方や遅い方など、適宜に表示パネル１００，１０８で設定して用いることも好ましい。また、生体組織Ｌ_Ｔに投入するエネルギの切り換えは、高周波エネルギから熱エネルギへの切り換えを行っても良いし、高周波エネルギとともに熱エネルギを出力するように切り換えを行っても良い。

なお、以下の変形例や実施の形態では、主にインピーダンスＺの閾値Ｚ１，Ｚ２の変化を用いて高周波エネルギ、熱エネルギの切り換えを行う例について説明するが、位相差Δθを用いて高周波エネルギ、熱エネルギの出力の切り換えを行っても良い。または、インピーダンスＺおよび位相差Δθの変化を組み合わせて高周波エネルギ、熱エネルギの出力の切り換えを行っても良い。

［第１の実施の形態の第２の変形例］
次に、第２の変形例について図６を用いて説明する。
術者は、予め操作表示パネル１００，１０８を操作して、外科用処置具１２の出力条件（高周波エネルギ出力の設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、熱エネルギ出力の設定温度Ｔｓｅｔ［℃］、設定電力Ｐｓｅｔの閾値Ｚ１，Ｚ２等）を設定しておく。

図６には、高周波エネルギ出力回路７２と発熱要素駆動回路７４とによる外科用処置具１２の制御フローの一例を示す。

まず、高周波エネルギ出力回路７２の出力制御部９２は、術者の操作によってフットスイッチ１６がＯＮに切り換えられたか否かを判断する（ＳＴＥＰ１１）。

スイッチ１６がＯＮに切り換えられたものと判断したとき、外科用処置具１２のジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂの間の生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギを出力するとともに、ヒータ部材５４を発熱させる（ＳＴＥＰ１２）。

そして、ジョー３６ａ，３６ｂの電極５２ａ，５２ｂの間には、操作表示パネル１００で予め設定した設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、例えば２０［Ｗ］〜８０［Ｗ］程度の電力を供給するとともに、ヒータ部材５４のモニタ出力が開始される（ＳＴＥＰ１３）。モニタ出力とは、生体組織Ｌ_Ｔが処置されないレベルにエネルギを与えてヒータ部材５４を発熱させることである。このようなモニタ出力により、センサ１０６でヒータ部材５４の温度Ｔをモニタする。そして、ジョー３６ａ，３６ｂ間の生体組織Ｌ_Ｔから電極５２ｂを通して伝達される生体組織Ｌ_Ｔの温度変化の概略をモニタすることができる。すなわち、ヒータ部材５４を温度センサとして機能させ、ジョー３６ａ，３６ｂ間で把持した生体組織Ｌ_Ｔは高周波エネルギ出力回路７２から供給される高周波エネルギによって、焼灼が開始される。

発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２は、センサ１０６からの信号に基づいて演算した温度Ｔ（生体組織Ｌ_Ｔから電極５２ｂを通して伝熱される温度）が予め設定した閾値Ｔ１（例えば１００℃）以上となったかを判断する（ＳＴＥＰ１４）。温度Ｔが予め設定した閾値Ｔ１よりも小さいと判断した場合、ＳＴＥＰ１３に処理を戻す。一方、温度Ｔが予め設定した閾値Ｔ１以上であると判断した場合、発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２から通信ケーブル８２を介して高周波エネルギ出力回路７２の出力制御部９２に信号が伝達される。出力制御部９２は、高周波エネルギ出力を低減させ、モニタ出力に切り換える。モニタ出力により、センサ９８でジョー３６ａ，３６ｂ間の生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺの変化をモニタすることができる。そして、発熱要素駆動回路７４の出力制御部１０２では、ヒータ部材５４の温度が予め設定した温度Ｔｓｅｔ［℃］、例えば１００［℃］〜３００［℃］の温度になるようにヒータ部材５４にエネルギを供給する（ＳＴＥＰ１５）。このため、ジョー３６ａ，３６ｂの間に把持された生体組織Ｌ_Ｔは、ヒータ部材５４からの熱伝導により第２の電極５２ｂに伝熱し、その熱で第２の電極５２ｂに密着した生体組織Ｌ_Ｔの表面側から内部に向かって生体組織Ｌ_Ｔを凝固させる。

次に、出力制御部９２は、モニタ出力でモニタしている生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが予め設定した閾値Ｚ２以上であるか判断する（ＳＴＥＰ１６）。インピーダンスＺが閾値Ｚ２よりも小さいと判断した場合、ＳＴＥＰ１５に処理を戻す。一方、インピーダンスＺが閾値Ｚ２以上であると判断した場合、出力制御部９２，１０２は高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止させる（ＳＴＥＰ１７）。このため、生体組織Ｌ_Ｔの処置が完了する。

［第１の実施の形態の第３の変形例］
次に、第３の変形例について図７を用いて説明する。この変形例では、ヒータ部材５４を温度センサとして用いている。

図７には、高周波エネルギ出力回路７２と発熱要素駆動回路７４とによる外科用処置具１２の制御フローの一例を示す。ここで、ＳＴＥＰ２１からＳＴＥＰ２４までの処理は図６で示した第２の変形例と同じである。すなわち、図７中のＳＴＥＰ２１は図６中のＳＴＥＰ１１に対応し、ＳＴＥＰ２２はＳＴＥＰ１２に対応し、ＳＴＥＰ２３はＳＴＥＰ１３に対応し、ＳＴＥＰ２４はＳＴＥＰ１４に対応する。ＳＴＥＰ２４で生体組織Ｌ_Ｔの温度Ｔが、予め設定した閾値Ｔ１（例えばＴ１は１００℃程度）以上であるかを判断する。温度Ｔがその閾値Ｔ１よりも小さいと判断した場合には、ＳＴＥＰ２３に処理を戻す。温度Ｔが閾値Ｔ１以上であると判断した場合、ＳＴＥＰ２５に移行して生体組織Ｌ_Ｔの処置が完了する。

［第１の実施の形態の第４の変形例］
次に、第４の変形例について図８を用いて説明する。この変形例は、第１の実施の形態で説明した発熱要素駆動回路７４とは異なり、ヒータ部材５４とは別に温度センサ（図示せず）を設けた例である。すなわち、この変形例においては、ヒータ部材５４を温度センサとして用いず、別の温度センサにより例えば生体組織Ｌ_Ｔの温度を計測する。ヒータ部材５４は、例えばＮｉ−ＣｒやＦｅ−Ｃｒ等の材質で形成されている。ヒータ部材５４の近傍には、サーミスタや熱電対等の温度センサが設けられている。

発熱要素駆動回路７４には、ヒータ部材５４を発熱させるための電力を供給する出力部１０４が設けられている。出力部１０４には、熱エネルギ出力用接続ケーブル２４ａを介して外科用処置具１２が接続されている。また、発熱要素駆動回路７４には、センサ１０６が設けられている。センサ１０６は、温度センサ用接続ケーブル２４ｂを介して外科用処置具１２のヒータ部材５４とは別に設けられた温度センサに接続されている。このため、センサ１０６は、ヒータ部材５４と別に設けられた温度センサからの信号に基づいて、ヒータ部材５４の温度Ｔを示す信号を出力制御部１０２に送信する。出力制御部１０２は、センサ１０６からの信号に基づいて、出力部１０４に信号を送る。このため、ヒータ部材５４の出力制御が行われる。

［第２の実施の形態］
次に、第２の実施の形態について図９から図１５を用いて説明する。この実施の形態は第１の実施の形態の変形例である。
ここでは、エネルギ処置具（治療用処置具）として、例えば腹壁を通して処置を行うための、リニアタイプの外科用処置具２１２を例にして説明する。

図９に示すように、治療用処置システム２１０は、エネルギ処置具２１２と、エネルギ源２１４と、フットスイッチ２１６とを備えている。

エネルギ処置具２１２は、ハンドル２２２と、シャフト２２４と、開閉可能な保持部２２６とを備えている。ハンドル２２２は、ケーブル２２８を介してエネルギ源２１４に接続されている。エネルギ源２１４には、ペダル２１６ａを有するフットスイッチ（ハンドスイッチでも良い）２１６が接続されている。このため、フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを術者が操作することにより、エネルギ源２１４から外科用処置具２１２へのエネルギの供給のＯＮ／ＯＦＦが切り換えられる。

ハンドル２２２は、術者が握り易い形状に形成され、例えば略Ｌ字状に形成されている。ハンドル２２２の一端には、シャフト２２４が配設されている。このシャフト２２４と同軸上のハンドル２２２の基端からは、上述したケーブル２２８が延出されている。

一方、ハンドル２２２の他端側は、術者に把持される把持部である。ハンドル２２２は、その他端側に並設されるように、保持部開閉ノブ２３２を備えている。この保持部開閉ノブ２３２は、ハンドル２２２の略中央の部分でシャフト２２４の後述するシース２４４（図１０（Ａ）および図１０（Ｂ）参照）の基端に連結されている。この保持部開閉ノブ２３２をハンドル２２２の他端に対して近接および離隔させると、シース２４４がその軸方向に沿って移動する。ハンドル２２２は、さらに、保持部開閉ノブ２３２に並設された状態で、後述するカッタ２５４を移動させるためのカッタ駆動ノブ２３４を備えている。

図１０（Ａ）および図１０（Ｂ）に示すように、シャフト２２４は、筒体２４２と、この筒体２４２の外側に摺動可能に配設されたシース２４４とを備えている。筒体２４２は、その基端部でハンドル２２２に固定されている（図９参照）。シース２４４は、筒体２４２の軸方向に沿ってスライド可能である。

筒体２４２の外側には、その軸方向に沿って凹部２４６が形成されている。この凹部２４６には、後述する第１の高周波電極（出力部）２６６に接続される第１の高周波電極用通電ライン２６６ｂとヒータ部材２６８に接続されるヒータ部材用通電ライン２６８ａとが配設されている。筒体２４２の内部には、後述する第２の高周波電極（出力部）２７０に接続される第２の高周波電極用通電ライン２７０ｂが挿通されている。

シャフト２２４の筒体２４２の内部には、駆動ロッド２５２がその軸方向に沿って移動可能に配設されている。この駆動ロッド２５２の先端には、薄板状のカッタ（治療補助具）２５４が配設されている。このため、カッタ駆動ノブ２３４を操作すると、駆動ロッド２５２を介してカッタ２５４が移動する。

カッタ２５４は、その先端に刃２５４ａが形成され、基端に駆動ロッド２５２の先端が固定されている。このカッタ２５４の先端と基端との間には、長溝２５４ｂが形成されている。この長溝２５４ｂには、シャフト２２４の軸方向に対して直交する方向に延びた移動規制ピン２５６がシャフト２２４の筒体２４２に固定されている。このため、カッタ２５４の長溝２５４ｂが移動規制ピン２５６に沿って移動する。そうすると、カッタ２５４は真っ直ぐに移動する。このとき、カッタ２５４は、後述する第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４のカッタ案内溝（流路、流体放出溝）２６２ａ，２６４ａに配設される。

なお、カッタ２５４の長溝２５４ｂの一端、他端および一端と他端の間の少なくとも３箇所には、移動規制ピン２５６を係止し、カッタ２５４の移動を制御するための係止部２５４ｃが形成されている。

図９、図１０（Ａ）および図１０（Ｂ）に示すように、保持部２２６は、シャフト２２４の先端に配設されている。図１０（Ａ）および図１０（Ｂ）に示すように、保持部２２６は、第１の保持部材（第１のジョー）２６２と、第２の保持部材（第２のジョー）２６４とを備えている。

第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４自体は、それぞれ全体的に絶縁性を有することが好適である。第１の保持部材２６２は、第１の保持部材本体（以下、主に本体という）２７２と、この本体２７２の基端部に設けられた基部２７４とを一体的に備えている。第１の保持部材本体２７２および基部２７４には、カッタ２５４を案内するためのカッタ案内溝２６２ａが形成されている。そして、本体２７２には、第１の高周波電極２６６と、ヒータ部材２６８とが配設されている。すなわち、第１の保持部材２６２には、出力部やエネルギ放出部として、第１の高周波電極２６６と、ヒータ部材２６８とが配設されている。

図１０（Ａ）から図１２に示すように、第１の保持部材２６２の本体２７２には、凹部２７２ａと、凹部２７２ａの縁部を含む保持面２７２ｂとが形成されている。凹部２７２ａには第１の高周波電極２６６が配設されている。第１の高周波電極２６６の表面と保持面２７２ｂとは異なる面である。保持面２７２ｂは、第１の高周波電極２６６の表面よりも、対向する第２の保持部材２６４の本体２７６に近接し、対向する第２の保持部材２６４の本体２７６の保持面２７６ｂに当接する。

第１の高周波電極２６６は、第１の電極コネクタ２６６ａに電気的に接続されている。この第１の電極コネクタ２６６ａは、第１の高周波電極用通電ライン２６６ｂを介してハンドル２２２から延出されたケーブル２２８に接続されている。ヒータ部材２６８は、ヒータ部材用通電ライン２６８ａを介してハンドル２２２から延出されたケーブル２２８に接続されている。第２の保持部材２６４の本体２７６には、第２の高周波電極２７０が配設されている。第２の高周波電極２７０は、第２の電極コネクタ２７０ａと電気的に接続されている。また、第２の電極コネクタ２７０ａは、第２の高周波電極用通電ライン２７０ｂを介してハンドル２２２から延出されたケーブル２２８に接続されている。

図１１（Ａ）および図１２に示すように、第１の高周波電極２６６は、例えば略Ｕ字状に、第１の保持部材２６２の本体２７２の基端部に２つの端部を有するように連続的に形成されている。このため、第１の高周波電極２６６には、第１の保持部材２６２とともにカッタ２５４を案内するカッタ案内溝（便宜的に符号２６２ａを付す）が形成されている。

ヒータ部材２６８は、第１の高周波電極２６６の裏面に離散的に配設されている。このとき、第１の高周波電極２６６とヒータ部材２６８との間は絶縁されている。そして、ヒータ部材２６８を発熱させると、第１の高周波電極２６６にその熱が伝熱される。このため、第１の高周波電極２６６に接した生体組織Ｌ_Ｔが焼灼される。

なお、第１の保持部材２６２の絶縁性を有する本体２７２は、ヒータ部材２６８の外周を覆い、断熱性を有することが好ましい。このような構造により、ヒータ部材２６８で発熱させた熱を第１の高周波電極２６６に伝えたときに、熱の損失を少なくした状態で熱を伝えることができる。

第２の保持部材２６４は、第２の保持部材本体２７６と、この本体２７６の基端部に設けられた基部２７８とを一体的に備えている。第２の保持部材本体２７６および基部２７８には、カッタ２５４を案内するためのカッタ案内溝２６４ａが形成されている。第２の本体２７６には、第２の高周波電極２７０が配設されている。すなわち、第２の保持部材２６４には、出力部やエネルギ放出部として第２の高周波電極２７０が配設されている。

第２の高周波電極２７０は、図示しないが、図１１（Ａ）に示す第１の高周波電極２６６と対称的に、例えば略Ｕ字状（同形状）に、第２の保持部材２６４の本体２７６の基端部に２つの端部を有するように連続的に形成されている。このため、第２の高周波電極２７０には、カッタ２５４を案内するカッタ案内溝（便宜的に符号２６４ａを付す）が形成されている。

なお、第１および第２の保持部材２６２，２６４のカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａは互いに対向した状態に形成され、シャフト２２４の軸方向に沿って形成されている。そして、２つのカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａで１つのカッタ２５４を案内することができる。

図１０（Ａ）および図１０（Ｂ）に示すエネルギ処置具２１２のシャフト２２４の筒体２４２およびシース２４４には、それぞれ後述する蒸気（気体）や液体（組織液）などの流体が放出される流体放出口２４２ａ，２４４ａが形成されている。これら流体放出口２４２ａ，２４４ａは、シャフト２２４の基端側に形成されている。

ここでは図示しないが、シース２４４の流体放出口２４４ａの外周面には、接続口金が設けられていることも好適である。このとき、後述する流体は、カッタ案内溝２６２ａ，２６４ａ、シャフト２２４の筒体２４２の流体放出口２４２ａ、シャフト２２４のシース２４４の流体放出口２４４ａ、および、接続口金を通して排出される。この場合、接続口金内を吸引することによって生体組織Ｌ_Ｔから放出される蒸気や液体などの流体を流体放出口２４２ａ，２４４ａから容易に排出することができる。

なお、流体放出口２４２ａ，２４４ａはシャフト２２４に設けられていることが好適であるが、シャフト２２４ではなく、ハンドル２２２に設けられていることも好適である。

第１の保持部材２６２は、その基部２７４が、シャフト２２４の筒体２４２の先端部に固定されている。一方、第２の保持部材２６４は、その基部２７８が、シャフト２２４の軸方向に対して直交する方向に配設された支持ピン２８０によってシャフト２２４の筒体２４２の先端部に回動可能に支持されている。第２の保持部材２６４は、支持ピン２８０の軸回りに回動することにより第１の保持部材２６２に対して開閉可能である。この第２の保持部材２６４は、第１の保持部材２６２に対して開くように、例えば板バネなどの弾性部材２８０ａにより付勢されている。

これら第１および第２の保持部材２６２，２６４の本体２７２，２７６の外表面は、滑らかな曲面状に形成されている。同様に、これら第１および第２の保持部材２６２，２６４の基部２７４，２７８の外表面も、滑らかな曲面状に形成されている。第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４が閉じた状態では、それぞれの保持部材２６２，２６４の本体２７２，２７６の断面は、略円形または略楕円状に形成されている。第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４が閉じた状態では、第１および第２の保持部材２６２，２６４の本体２７２，２７６の保持面２７２ｂ，２７６ｂが互いに対向し、基部２７４，２７８は、円筒状に形成されている。この状態では、第１および第２の保持部材２６２，２６４の本体２７２，２７６の基端部の径の方が、基部２７４，２７８の径よりも大きく形成されている。そして、本体２７２，２７６と基部２７４，２７８との間には、それぞれ段差２８２ａ，２８２ｂが形成されている。

ここで、第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４は、第２の保持部材２６４が第１の保持部材２６２に対して閉じた状態で、その基部２７４，２７８を合わせた略円形または略楕円状の外周面が、筒体２４２の先端部の外周面に対して略面一または僅かに大径に形成されている。このため、シース２４４を筒体２４２に対してスライドさせて、シース２４４の先端で第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４の基部２７４，２７８を覆うことが可能である。この状態では、図１０（Ａ）に示すように、弾性部材２８０ａの付勢力に抗して第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４が閉じる。一方、シース２４４の先端で第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４の基部２７４，２７８を覆った状態からシース２４４を筒体２４２の基端側にスライドさせると、図１０（Ｂ）に示すように、弾性部材２８０ａの付勢力によって第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４が開く。

また、この実施の形態では、第１の高周波電極２６６の基端部同士の間隔、および、第２の高周波電極２７０の基端部同士の間隔は、それぞれ第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４のカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａの幅の大きさ程度に形成されている（図１２参照）が、第１の高周波電極２６６の基端部同士の間隔、および、第２の高周波電極２７０の基端部同士の間隔は、それぞれ適宜に設定可能である。すなわち、第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４のカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａの縁部から離れた位置に第１および第２の高周波電極２６６，２７０が設けられていても良い。

図１３に示すように、エネルギ源２１４の内部には、制御部２９０と、高周波エネルギ出力回路２９２と、発熱要素駆動回路２９４と、表示部２９６と、スピーカ２９８とが配設されている。制御部２９０には、高周波エネルギ出力回路２９２と、発熱要素駆動回路２９４と、表示部２９６と、スピーカ２９８とが接続されており、制御部２９０でこれらを制御する。そして、高周波エネルギ駆動回路２９２および発熱要素駆動回路２９４は、制御部２９０を介して接続されている。制御部２９０には、フットスイッチ２１６が接続され、フットスイッチ２１６がＯＮに切り換えられるとエネルギ処置具２１２による処置が行われ、ＯＦＦに切り換えられると処置が停止する。表示部２９６は、制御部２９０の設定手段として機能する。

なお、高周波エネルギ出力回路（高周波エネルギ出力部）２９２は、ここでは図示しないが、第１の実施の形態（図２参照）で説明したように、高周波エネルギを出力するとともに、インピーダンスＺを検出可能である。すなわち、高周波エネルギ出力回路２９２は、エネルギ処置具２１２の第１および第２の高周波電極２６６，２７０間の生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺを計測するセンサ機能を有する。

また、発熱要素駆動回路２９４は、ここでは図示しない（図２参照）が、ヒータ部材２６８にエネルギを供給してヒータ部材２６８を発熱させるとともに、ヒータ部材２６８の発熱温度Ｔを計測するセンサ機能を有する。

次に、この実施の形態に係る治療用処置システム２１０の作用について説明する。

術者は、予めエネルギ源２１４の表示部２９６を操作して、治療用処置システム２１０の出力条件を設定しておく。具体的には、高周波エネルギ出力の設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、熱エネルギ出力の設定温度Ｔｓｅｔ［℃］、生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺの閾値Ｚ１，Ｚ２等を設定しておく。

図１０（Ａ）に示すように、第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４を閉じた状態で、例えば、腹壁を通して腹腔内に外科用処置具２１２の保持部２２６およびシャフト２２４を挿入する。外科用処置具２１２の保持部２２６を処置対象の生体組織Ｌ_Ｔに対して対峙させる。

第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４で処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを保持するため、ハンドル２２２の保持部開閉ノブ２３２を操作する。このとき、筒体２４２に対してシース２４４をシャフト２２４の基端部側に移動させる。弾性部材２８０ａの付勢力によって、基部２７４，２７８間を筒状に維持することができなくなり、第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４が開く。

処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを第１の保持部材２６２の第１の高周波電極２６６と第２の保持部材２６４の第２の高周波電極２７０との間に配置する。この状態で、ハンドル２２２の保持部開閉ノブ２３２を操作する。このとき、筒体２４２に対してシース２４４をシャフト２２４の先端部側に移動させる。弾性部材２８０ａの付勢力に抗してシース２４４によって、基部２７４，２７８間を閉じて筒状にする。このため、基部２７４に一体的に形成された第１の保持部材２６２の本体２７２と、基部２７８に一体的に形成された第２の保持部材２６４の本体２７６とが閉じる。すなわち、第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４が閉じる。このようにして、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを第１の保持部材２６２と第２の保持部材２６４との間で把持する。

このとき、第１の保持部材２６２に設けられた第１の高周波電極２６６と第２の保持部材２６４に設けられた第２の高周波電極２７０との両方に、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔが接触している。第１の保持部材２６２の保持面２７２ｂのうちの縁部と第２の保持部材２６４の保持面２７６ｂのうちの縁部（図示せず）との対向する接触面の両方に、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔの周辺組織が密着している。

図１４には、高周波エネルギ出力回路２９２と発熱要素駆動回路２９４とによる外科用処置具２１２の制御フローの一例を示す。

第１および第２の保持部材２６２，２６４の間に生体組織を把持した状態で、フットスイッチ２１６を操作する。エネルギ源２１４の制御部２９０は、術者の操作によってスイッチ２１６がＯＮに切り換えられたかを判断する（ＳＴＥＰ４１）。スイッチ２１６がＯＮに切り換えられたとき、エネルギ源２１４の高周波エネルギ出力回路２９２からケーブル２２８を介して第１の高周波電極２６６および第２の高周波電極２７０の間の生体組織Ｌ_Ｔにエネルギを供給する（ＳＴＥＰ４２）。そして、第１および第２の保持部材２６２，２６４の電極２６６，２７０の間には、表示部２９６で予め設定した設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、例えば２０［Ｗ］〜８０［Ｗ］程度の電力を供給する。

このため、第１および第２の保持部材２６２，２６４間に把持した生体組織Ｌ_Ｔに高周波電流が流れ、生体組織Ｌ_Ｔを発熱させて組織の焼灼（組織の変性）を開始する。このとき、把持した生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺは、高周波エネルギ出力回路２９２により測定されている。処置を始めたときのインピーダンスＺは、図１５に示すように、例えば６０[Ω]程度である。そして、生体組織Ｌ_Ｔに高周波電流が流れて生体組織Ｌ_Ｔが焼灼されるにつれてインピーダンスＺの値が上昇していく。

このように、生体組織Ｌ_Ｔが焼灼されるにつれて、生体組織Ｌ_Ｔから流体（例えば液体（血液）および／または気体（水蒸気））が放出される。このとき、第１および第２の保持部材２６２，２６４の保持面２７２ｂ，２７６ｂは電極２６６，２７０よりも生体組織Ｌ_Ｔに密着している。このため、保持面２７２ｂ，２７６ｂは流体が第１および第２の保持部材２６２，２６４の外側に逃げるのを抑制する障壁部（ダム）として機能する。したがって、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体を、電極２６６，２７０の内側のカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａに流入させて、第１および第２の保持部材２６２，２６４からシャフト２２４に例えば吸引して流す。生体組織Ｌ_Ｔから流体が放出されている間は、カッタ案内溝２６２ａ，２６４ａにその流体を流入させ続ける。このため、生体組織Ｌ_Ｔから温度が上昇した状態で放出された流体によってサーマルスプレッドが生じることを防止し、処置対象でない部分に影響を与えることを防止することができる。

次に、制御部２９０は、高周波エネルギ出力回路２９２からの信号に基づいて演算した高周波エネルギ出力時のインピーダンスＺが予め設定した閾値Ｚ１（図１５に示すように、ここでは約１０００[Ω]）以上となったか判断する（ＳＴＥＰ４３）。閾値Ｚ１は、予め分かっているインピーダンスＺの値の上昇率が鈍化する位置にある。そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ１よりも小さいと判断した場合、ＳＴＥＰ４２に処理を戻す。すなわち、第１および第２の保持部材２６２，２６４の電極２６６，２７０間に把持した生体組織Ｌ_Ｔに対して処置のための高周波エネルギを与え続ける。

インピーダンスＺが閾値Ｚ１よりも大きくなったと判断した場合、制御部２９０から発熱要素駆動回路２９４に信号が伝達される。そして、発熱要素駆動回路２９４は、ヒータ部材２６８の温度が予め設定した温度Ｔｓｅｔ［℃］、例えば１００［℃］〜３００［℃］の温度になるようにヒータ部材２６８に電力を供給する（ＳＴＥＰ４４）。このため、第１および第２の保持部材２６２，２６４の電極２６６，２７０の間に把持された生体組織Ｌ_Ｔは、ヒータ部材２６８から熱伝導により第１の電極２６６に伝熱し、その熱で第１の電極２６６に密着した生体組織Ｌ_Ｔの表面側から内部に向かって生体組織Ｌ_Ｔを凝固させる。

次に、制御部２９０は、高周波エネルギ出力回路２９２でモニタしている生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが予め設定した閾値Ｚ２（図１５に示すように、ここでは約２０００[Ω]）以上になったか判断する（ＳＴＥＰ４５）。インピーダンスＺが閾値Ｚ２よりも小さいと判断した場合、ＳＴＥＰ４４に処理を戻す。一方、インピーダンスＺが閾値Ｚ２以上になったと判断した場合、制御部２９０はスピーカ２９８からブザーを発する（ＳＴＥＰ４６）とともに、高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止させる（ＳＴＥＰ４７）。このため、治療用処置システム２１０を用いた生体組織Ｌ_Ｔの処置が完了する。

以上説明したように、この実施の形態によれば、以下の効果が得られる。第１の実施の形態で説明した効果については説明を省略する。

生体組織Ｌ_Ｔに高周波エネルギを与えて生体組織Ｌ_Ｔの細胞膜を破壊したとき、および／または、熱エネルギを与えて生体組織Ｌ_Ｔを焼灼したときに発生させた流体（水分、蒸気）をカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａに導くことができる。これらカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａに流体を導くことによって、生体組織Ｌ_Ｔから発せられる流体をエネルギ処置具２１２の内側を通してシャフト２２４またはハンドル２２２から排出することができる。このため、処置に関係ない生体組織が、処置された生体組織Ｌ_Ｔから発せられた流体により熱が加えられることを防止することができる。すなわち、これらカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａに生体組織Ｌ_Ｔからの流体を導くことによって、サーマルスプレッドが生じることを防止することができる。

なお、第２の実施の形態では、サーマルスプレッドの防止のため、第１の高周波電極２６６の外側の保持面２７２ｂ，２７６ｂを障壁部として用いる構造について説明した。その他、第２の実施の形態の保持面２７２ｂ，２７６ｂに例えば冷却媒体を介して冷却する冷却板などを設け、生体組織Ｌ_Ｔや蒸気などの流体を間接的に冷却可能な構造を有することも好適である。

また、この実施の形態では、腹壁を通して腹腔内（体内）の生体組織Ｌ_Ｔを処置するための、リニアタイプのエネルギ処置具２１２（図９参照）を例にして説明したが、例えば図１６に示すように、腹壁を通して体外に処置対象組織を取り出して処置を行うオープン用のリニアタイプのエネルギ処置具（治療用処置具）２１２ａを用いることもできる。

このエネルギ処置具２１２ａは、ハンドル２２２と、保持部２２６とを備えている。すなわち、腹壁を通して処置するためのエネルギ処置具２１２（図９参照）とは異なり、シャフト２２４が除去されている。一方、シャフト２２４と同様の作用を有する部材がハンドル２２２内に配設されている。このため、図１６に示すエネルギ処置具２１２ａは、上述した図９に示すエネルギ処置具２１２と同様に使用することができる。

［第２の実施の形態の第１の変形例］
次に、第１の変形例について図１７（Ａ）から図１７（Ｅ）を用いて説明する。この変形例は第２の実施の形態の変形例であって、第２の実施の形態で説明した部材と同一の部材又は同一の作用を奏する部材については説明を省略する。以下、第２から第５の変形例についても同様である。

この変形例では、高周波エネルギ出力回路２９２および発熱要素駆動回路２９４から発せられるエネルギの出力形態について説明する。

図１７（Ａ）に示す例は、第２の実施の形態の図１５に示す例とは異なり、高周波エネルギ出力回路２９２からエネルギを出力して生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが閾値Ｚ１に達した後は、所定の時間おきに高周波エネルギを出力して生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺをその都度計測する。

一方、インピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達すると同時に発熱要素駆動回路２９４からヒータ部材２６８にエネルギを出力してヒータ部材２６８から電極２６６を介して生体組織Ｌ_Ｔに熱（熱エネルギ）を伝えて処置を行う。

そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ２に到達したときに、自動的に高周波エネルギ出力回路２９２および発熱要素駆動回路２９４からの出力を停止して、処置を自動的に終了させる。

図１７（Ｂ）に示す例は、高周波エネルギ出力回路２９２からエネルギを出力して生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが閾値Ｚ１に達した後、モニタ出力として高周波エネルギを出力してインピーダンスＺの変化を計測し続ける。

一方、ヒータ部材２６８にも、高周波エネルギ出力回路２９２からエネルギを出力するのと同時に発熱要素駆動回路２９４からエネルギを出力する。このときの出力は、生体組織Ｌ_Ｔの温度を計測する目的のモニタ出力である。そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達すると同時に発熱要素駆動回路２９４からヒータ部材２６８に処置のためのエネルギを出力してヒータ部材２６８を発熱させ、ヒータ部材２６８から電極２６６を通して生体組織Ｌ_Ｔに熱エネルギを伝えて処置を行う。このとき、生体組織Ｌ_Ｔの温度を計測することもできる。

そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ２に到達したときに、自動的に高周波エネルギ出力回路２９２および発熱要素駆動回路２９４からの出力を停止して、処置を自動的に終了させる。

図１７（Ｃ）に示す例は、高周波エネルギ出力回路２９２からエネルギを出力して生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが閾値Ｚ１に達した後、モニタ出力として高周波エネルギを出力してインピーダンスＺの変化を計測し続ける。

一方、インピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達するのを予測し、閾値Ｚ１に到達する直前から発熱要素駆動回路２９４からヒータ部材２６８にエネルギを出力してヒータ部材２６８から電極２６６を介して生体組織Ｌ_Ｔに熱を伝えて処置を行う。このとき、ヒータ部材２６８へのエネルギの供給量を徐々に大きくしていき、一定の状態に保持する。

そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ２に到達したときに、自動的に高周波エネルギ出力回路２９２および発熱要素駆動回路２９４からの出力を停止して、処置を自動的に終了させる。

図１７（Ｄ）に示す例は、高周波エネルギ出力回路２９２からエネルギを出力する前に、発熱要素駆動回路２９４からヒータ部材２６８にエネルギを出力してタンパク質変性を引き起こさない程度の温度（Ｔ０）に処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを保温する例である。このように予備的に処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを保温することにより、インピーダンスＺを低下させて安定化させることができる。この後、上述したような適宜の処置を行うため、生体組織Ｌ_Ｔの処置の安定化をもたらすことができる。

図１７（Ｅ）に示す例は、発熱要素駆動回路２９４からヒータ部材２６８に不連続的にエネルギを出力する例である。インピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達する前に、一旦予備的にヒータ部材２６８にエネルギを与えて出力させておく。その後、インピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達した後、発熱要素駆動回路２９４からヒータ部材２６８にエネルギを与えると、直ぐにヒータ部材２６８の温度を所望の温度まで上げることができる。

［第２の実施の形態の第２の変形例］
次に、第２の変形例について図１８を用いて説明する。この変形例では、第１の保持部材２６２に配設されたヒータ部材２６８の他の好ましい形態について説明する。

図１８に示すように、第１の保持部材２６２の本体２７２に配設された第１の高周波電極２６６の裏面には、スクリーンプリントされた厚膜の発熱抵抗体や、物理蒸着法（ＰＶＤ）により形成された薄膜の発熱抵抗体、または、ニクロム線が配設される。このため、例えばＵ字状の第１の高周波電極２６６の裏面に切れ目なくＵ字状のヒータ部材２６８が固定されている。

このため、ヒータ部材２６８にエネルギを加えてヒータ部材２６８を発熱させたときには、ヒータ部材２６８から第１の高周波電極２６６に熱が伝えられる。

この変形例で説明したヒータ部材２６８は、厚膜または薄膜の発熱抵抗体やニクロム線に限らず、種々の発熱体が用いられる。

［第２の実施の形態の第３の変形例］
次に、第３の変形例について図１９Ａから図２０（Ｃ）を用いて説明する。この変形例では、第１の保持部材２６２の形態について説明する。この変形例では、第１の保持部材２６２の本体２７２に配設された第１の高周波電極２６６の形態について主に説明するとともに、カッタ２５４を用いた処置について説明する。

図１９Ａから図１９Ｃに示すように、第１の保持部材２６２の本体２７２には、第１の高周波電極２６６が配設されている。図１９Ａに示すように、第１の高周波電極２６６は、切れ目なく連続的に形成された連続電極（封止部材、第１の接合部材）３０２と、この連続電極３０２の外側に離散的に配設された複数の離散電極（維持部材、第２の接合部材）３０４とを備えている。

連続電極３０２は、例えば略Ｕ字状に、第１の保持部材２６２の本体２７２の基端部に２つの端部を有するように連続的に形成されている。連続電極３０２の基端部の間隔は、カッタ案内溝２６２ａの幅程度である（図１９Ａおよび図１９Ｃ参照）が、連続電極３０２の基端部の間隔は、適宜に設定可能である。すなわち、第１の保持部材２６２のカッタ案内溝２６２ａの縁部から離れた位置に連続電極３０２が設けられていても良い。

複数の離散電極３０４は、略Ｕ字型の仮想的な軌跡に沿って、略等間隔に同形状のものが配設されている。離散電極３０４は、例えば円形状に形成されている。離散電極３０４同士は、互いに対して略所定の間隔に配設され、かつ、各離散電極３０４は、連続電極３０２に対しても適当な距離だけ離間した位置に配設されている。離散電極３０４の位置は、処置を行ったときに、第２の保持部材２６４の離散電極（図示せず）との間の生体組織Ｌ_Ｔが熱により変性することを許容するが、第１の保持部材２６２の離散電極３０４同士の間の生体組織Ｌ_Ｔが熱により変性することを極力防止するとともに、離散電極３０４と連続電極３０２との間の生体組織の熱による変性を極力防止した位置にある。

なお、ヒータ部材２６８は、第１の保持部材２６２の連続電極３０２および離散電極３０４の両方に固定されていることが好ましい。このため、ヒータ部材２６８から連続電極３０２および離散電極３０４への熱の伝導の不均一性をできるだけ防止することができ、生体組織Ｌ_Ｔに対してできるだけ均一的に熱を加えることができる。

第１の保持部材２６２の本体２７２および基部２７４には、カッタ２５４を通すカッタ案内溝２６２ａが形成されている。第２の保持部材２６４の本体２７６および基部２７８には、カッタ２５４を通すカッタ案内溝２６４ａが形成されている。これらカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａは、シャフト２２４の軸方向に沿って形成されている。このため、カッタ２５４は、カッタ案内溝２６２ａ，２６４ａに沿って第１の保持部材２６２および第２の保持部材２６４の内部を移動可能である。

第２の実施の形態や第２の実施の形態の第２の変形例に記載されているように、連続電極３０２および／または離散電極３０４の裏面には、離散的および／または連続的にヒータ部材２６８が配設されている。

また、第２の保持部材２６４にも、第１の保持部材２６２と対称的に、第２の高周波電極２７０が配設されているものとする。これについての詳細な説明は省略する。

なお、図示しないが、第２の高周波電極２７０の連続電極には便宜的に符号３０６を付し、離散電極には符号３０８を付して以下の作用について説明する。

次に、この変形例に係る治療用処置システム２１０の作用について説明する。

図１０（Ａ）に示すように、第１の保持部材２６２に対して第２の保持部材２６４を閉じた状態で、例えば、腹壁を通して腹腔内にエネルギ処置具２１２の保持部２２６およびシャフト２２４を挿入する。そして、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを第１の保持部材２６２と第２の保持部材２６４との間で狭持する。

このとき、第１の保持部材２６２に設けられた第１の高周波電極２６６と第２の保持部材２６４に設けられた第２の高周波電極２７０との両方に、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔが接触している。第１の保持部材２６２の本体２７２の保持面２７２ｂと第２の保持部材２６４の本体２７６の保持面２７６ｂとの両方に、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔの周辺組織が密着している。

この状態で、フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを操作すると、第１の高周波電極２６６および第２の高周波電極２７０にエネルギが供給される。

第１の高周波電極２６６は処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを介して第２の高周波電極２７０との間に高周波電流を通電する。このため、第１の高周波電極２６６と第２の高周波電極２７０との間の生体組織Ｌ_Ｔが加熱される。そうすると、第１および第２の高周波電極２６６，２７０の連続電極３０２，３０６によって生体組織Ｌ_Ｔが連続的（略Ｕ字状の状態）に変性される。さらに、第１および第２の高周波電極２６６，２７０の離散電極３０４，３０８によって、これら離散電極３０４，３０８間の生体組織Ｌ_Ｔが離散的に変性される。

フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを押圧した状態を維持しているときにインピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達すると、高周波エネルギの供給量を低下させてモニタ出力に切り換えるとともに、ヒータ部材２６８にエネルギを供給してヒータ部材２６８を発熱させる。このため、ヒータ部材２６８から連続電極３０２および離散電極３０４にその熱エネルギが伝えられる。そうすると、生体組織Ｌ_Ｔは連続電極３０２および離散電極３０４の表面からの熱を受けて焼灼される。そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ２に到達すると、高周波エネルギおよび熱エネルギの供給が停止される。すなわち、フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを押圧し続けて、インピーダンスＺが閾値Ｚ２に到達すると、自動的に処置が終了する。

ここで、このような作用を有する治療用処置システム２１０を用いて、図２０（Ａ）から図２０（Ｃ）に示すように、例えば小腸の腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を吻合させる場合について説明する。

第１および第２の保持部材２６２，２６４の保持面２７２ｂ，２７６ｂで、並設させた状態の１対の腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２を、両腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面を挟み込むように保持する。この状態で、フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを押圧すると、第１および第２の高周波電極２６６，２７０にそれぞれエネルギを供給する。すると、第１の保持部材２６２の連続電極３０２と第２の保持部材２６４の連続電極３０６との間に挟持した腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を加熱して変性させる。このため、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面同士が連続的に変性される。

また、連続電極３０２，３０６による生体組織の変性と同時に、第１の保持部材２６２の離散電極３０４と第２の保持部材２６４の離散電極３０８との間の腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を変性させる。このため、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面同士が離散的に変性される。

その後、インピーダンスＺが閾値Ｚ１に到達すると、高周波エネルギの供給量を低下させてモニタ出力に切り換えるとともに、ヒータ部材２６８にエネルギを供給してヒータ部材２６８を発熱させる。このため、ヒータ部材２６８から発せられる熱エネルギによりヒータ部材２６８から連続電極３０２および離散電極３０４に熱が伝えられ、その熱が腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２に伝えられて壁面同士が接合される。そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ２に到達すると、自動的にエネルギの供給が停止し、処置を終了させる。

このように、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の生体組織が離散的に変性されて接合される。

そして、第１および第２の高周波電極２６６，２７０、ヒータ部材２６８へのエネルギの供給を止めた後、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を把持したままで、図９に示すカッタ駆動ノブ２３４を操作して、図１０（Ａ）および図１０（Ｂ）に示す状態からカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａに沿ってカッタ２５４を前進させる。カッタ２５４が前進するにつれて、連続電極３０２，３０６により変性されて接合された部位が切断される。そして、カッタ２５４は、連続電極３０２，３０６により略Ｕ字型に変性された部位の内側を、その先端部近傍まで切断する。このため、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面の略Ｕ字状に封止された間の部分が切断され、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面同士が連通する。すなわち、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面同士が吻合される。

この状態でハンドル２２２の保持部開閉ノブ２３２を操作して第１および第２の保持部材２６２，２６４を開く。このとき、腸間膜Ｍ側の第１の吻合部Ａ_Ｎ１、腸間膜Ｍがある側に対して反対側の第２の吻合部Ａ_Ｎ２が形成されている。例えば図２０（Ｂ）に示すように、第２の吻合部Ａ_Ｎ２の連続的に接合された外側の部分は、離散的に変性されている。

さらに、第１および第２の保持部材２６２，２６４を閉じて腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の端部を保持した状態でフットスイッチ２１６のペダル２１６ａを押圧して、高周波エネルギおよび熱エネルギを与える。このため、図２０（Ｃ）に示すように、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の端部が高周波電極２６６，２７０およびヒータ部材２６８により変性されてシールされる。すなわち、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の端部には、シール部Ｓ_Ｐが形成される。このとき、図２０（Ｃ）中の２０Ａ−２０Ａ線に沿う断面は、概略的には、図２０（Ａ）に示すような状態にある。このため、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士は、端部がシール部Ｓ_Ｐで密封された状態で吻合されている。

なお、シール部Ｓ_Ｐの余分な部位は、例えばカッタ２５４により切断される。このとき、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の封止された端部（シール部Ｓ_Ｐ）のうち、連続的に接合された周囲の部分は、図２０（Ｂ）に示すのと同様に、離散的に変性されている。すなわち、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２のうち、離散電極３０４，３０８で変性させて接合させた部位の間の生体組織は、変性されていない。このため、離散電極３０４，３０８で生体組織を接合した部分の周囲（近傍）は、変性されていない腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の生体組織が接触（密着）した状態にある。

したがって、腸間膜Ｍ側の第１の吻合部Ａ_Ｎ１は、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が密着する方向に力が働く。そうすると、離散電極３０４，３０８で生体組織を変性させた部位が、より確実に生体組織同士を密着させるように力を発揮する。さらに、腸間膜Ｍがある側に対して反対側の第２の吻合部Ａ_Ｎ２は、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が開く方向に力Ｆ_１が働くが、離散電極３０４，３０８で生体組織を変性させた部位が、生体組織同士を密着させるように力を発揮する。したがって、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の変性されていない生体組織同士の相互ネットワークが生じ、生体組織の組織再生力を発揮して、より早期に腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の生体組織が再生される。

以上説明したように、この変形例によれば、以下の効果が得られる。

第１および第２の保持部材２６２，２６４の保持面２７２ｂ，２７６ｂに連続電極３０２，３０６および離散電極３０４，３０８をそれぞれ配置した。そして、第１の保持部材２６２の連続電極３０２と第２の保持部材２６４の連続電極３０６との間の生体組織（例えば腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士）を加熱して変性させて連続的に接合させることができる。このため、例えば管状などの生体組織を密着させたりシールすることができる。さらに、第１の保持部材２６２の離散電極３０４と第２の保持部材２６４の離散電極３０８との間の生体組織（例えば腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士）を加熱して変性させて生体組織同士を接合させることができる。すなわち、生体組織同士を離散的に接合することができる。

このとき、例えば図２０（Ｂ）に示すように、生体組織同士を連続的に変性させて接合した部位と、離散的に変性させて接合した部位とは、近接した位置にある。そして、離散的に変性させて接合した部位の周囲の生体組織間は、変性されていない。このため、離散的に変性させて接合した部位の周囲の変性されていない生体組織を、互いに接触（密着）させた状態に維持することができる。すなわち、離散電極３０４，３０８は、例えば離れる方向の力Ｆ_１が加えられる生体組織同士を密着させた状態に維持するのに大きな役割を果たす。

例えば２つの腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を吻合させる場合、図２０（Ａ）および図２０（Ｃ）に示す腸間膜Ｍがある側に対して反対側は、互いの腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が離れる方向に力Ｆ_１が働く。しかし、離散電極３０４により腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が離散的に接合されているので、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を離散的に接合することができる。このため、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を、互いに密着させた状態に維持することができる。

したがって、離散電極３０４，３０８により接合した生体組織同士の部位は、生体組織同士を互いに対して引き寄せて密着させた状態を維持する役割を果たす。すなわち、離散電極３０４，３０８により接合した生体組織同士の部位は、生体同士の癒着を維持する役割を果たす。このため、密着（癒着）した生体組織同士の相互ネットワークを生じさせ、生体組織の組織再生力をより発揮し易くして、より早期に生体組織を再生させることができる。

なお、この変形例では、第１の保持部材２６２の離散電極３０４は、略等間隔に配置され、かつ、それぞれ略同じ面積を有するものとして説明したが、隣接する離散電極３０４同士の間隔が異なっていたり、離散電極３０４の面積がそれぞれ異なっていたりすることも好適である。離散電極３０４で組織を離散的に処置した場合、その離散電極３０４に接触した部位は変性されるが、その離散電極３０４と、その離散電極３０４に隣接する離散電極３０４との間の生体組織の一部が変性されずに生体組織同士を接触させた状態に維持することができるのであれば、離散電極３０４は種々の変更が許容される。もちろん、第２の保持部材２６４の離散電極３０８も同様である。また、離散電極のヒータ設定温度と、連続電極のヒータ設定温度や出力時間、出力タイミングに差をもたせるなどの様々な組み合わせが可能である。

なお、この変形例では、カッタ２５４を設ける場合について説明したが、カッタ２５４は治療対象によっては設けられていなくても良い。カッタ２５４が設けられていない場合、上述したカッタ案内溝２６２ａ，２６４ａは、例えば生体組織から生じる蒸気や液体などの流体をエネルギ処置具２１２のハンドル２２２側に導く流体放出溝（流路）として機能し得る。

次に、離散電極３０４の変形例を図１９Ｄに示す。図１９Ａに示す第１の保持部材２６２の離散電極３０４は、略Ｕ字型の連続電極３０２の外側の、略Ｕ字型の仮想的な軌跡上に、等間隔に配置する例について説明した。離散電極３０４は、その他、図１９Ｄに示すように、ジグザグ状の頂点の位置に配置されていることも好適である。すなわち、離散電極３０４は、２列に配設されていることも好適である。この場合の離散電極３０４間の配置や距離も、連続電極３０２の出力の大きさや、離散電極３０４自体の生体組織に対する面積などにより適宜に決められる。

なお、離散電極３０４の配置は、ランダムなど、種々の変更が許容される。また、離散電極３０４の形状も、矩形状、楕円状や菱形、多角形など、種々の変更が許容される。

以上説明したように、この変形例によれば、以下の効果が得られる。

第１および第２の保持部材２６２，２６４の保持面２７２ｂ，２７６ｂに連続電極３０２，３０６および離散電極３０４，３０８をそれぞれ配置した。そして、第１の保持部材２６２の連続電極３０２と第２の保持部材２６４の連続電極３０６との間の生体組織（例えば腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士）を加熱して変性させて連続的に接合させることができる。このため、例えば管状などの生体組織を密着させたりシールすることができる。さらに、第１の保持部材２６２の離散電極３０４と第２の保持部材２６４の離散電極３０８との間の生体組織（例えば腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士）を加熱して変性させて生体組織同士を接合させることができる。すなわち、生体組織同士を離散的に接合することができる。

このとき、例えば図２０（Ｂ）に示すように、生体組織同士を連続的に変性させて接合した部位と、離散的に変性させて接合した部位とは、近接した位置にある。そして、離散的に変性させて接合した部位の周囲の生体組織間は、変性されていない。このため、離散的に変性させて接合した部位の周囲の変性されていない生体組織を、互いに接触（密着）させた状態に維持することができる。すなわち、離散電極３０４，３０８は、例えば離れる方向の力Ｆ_１が加えられる生体組織同士を密着させた状態に維持するのに大きな役割を果たす。

例えば２つの腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を吻合させる場合、図２０（Ａ）および図２０（Ｃ）に示す腸間膜Ｍがある側に対して反対側は、互いの腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が離れる方向に力Ｆ_１が働く。しかし、離散電極３０４により腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が離散的に接合されているので、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を離散的に接合することができる。このため、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を、互いに密着させた状態に維持することができる。

したがって、離散電極３０４，３０８により接合した生体組織同士の部位は、生体組織同士を互いに対して引き寄せて密着させた状態を維持する役割を果たす。すなわち、離散電極３０４，３０８により接合した生体組織同士の部位は、生体同士の癒着を維持する役割を果たす。このため、密着（癒着）した生体組織同士の相互ネットワークを生じさせ、生体組織の組織再生力をより発揮し易くして、より早期に生体組織を再生させることができる。

なお、この変形例では、第１の保持部材２６２の離散電極３０４は、略等間隔に配置され、かつ、それぞれ略同じ面積を有するものとして説明したが、隣接する離散電極３０４同士の間隔が異なっていたり、離散電極３０４の面積がそれぞれ異なっていたりすることも好適である。離散電極３０４で組織を離散的に処置した場合、その離散電極３０４に接触した部位は変性されるが、その離散電極３０４と、その離散電極３０４に隣接する離散電極３０４との間の生体組織の一部が変性されずに生体組織同士を接触させた状態に維持することができるのであれば、離散電極３０４は種々の変更が許容される。

［第２の実施の形態の第４の変形例］
次に、第４の変形例について図２１（Ａ）を用いて説明する。この変形例では、第１の保持部材２６２の形態について説明する。この変形例では、第１の保持部材２６２の本体２７２に配設された第１の高周波電極２６６の形態について説明する。

図２１（Ａ）に示すように、略Ｕ字状の連続電極３０２の外側には、連続電極３０２から枝分かれした複数の枝電極（維持部材、第２の接合部材）３１２が一体的に形成されている。これら枝電極（branched electrodes）３１２は、連続電極３０２の軸方向に対して直交する方向に延出されている。すなわち、この変形例では、第３の変形例で説明した離散電極３０４の代わりに枝電極３１２が配設されている。

各枝電極３１２は、略同じ長さ、略同じ幅に形成されている。すなわち、各枝電極３１２は、連続電極３０２からそれぞれ略同じ面積だけ延出されている。枝電極３１２同士の間隔は略等間隔である。

なお、枝電極３１２は、その枝電極３１２に接触する生体組織Ｌ_Ｔを変性させるが、隣接する枝電極３１２同士の間の生体組織Ｌ_Ｔの変性を防止する程度の出力である。このような出力は、高周波エネルギ出力回路２９２や発熱要素駆動回路２９４から枝電極３１２に入力されるエネルギの他、枝電極３１２同士の間隔や枝電極３１２自体の幅などに依存する。

この変形例に係る治療用処置システム２１０の作用および効果については、第２の実施の形態および第２の実施の形態の第３の変形例で説明した作用および効果と同様であるので、説明を省略する。

なお、各枝電極３１２の長さや幅（太さ）、更には、枝電極３１２同士の間隔や数は、適宜に設定される。図２１（Ａ）中では、連続電極３０２の太さは、枝電極３１２の太さに比べて太く描かれているが、同じ太さであったり、枝電極３１２の方が太かったりすることも許容される。

枝電極３１２は、例えば図２１（Ｂ）および図２１（Ｃ）に示すような変形例についても許容される。枝電極３１２の変形例について図２１（Ｂ）を用いて説明する。

図２１（Ｂ）に示すように、第１の保持部材２６２の本体２７２の最も先端側（基部２７４に対して離隔した側）の枝電極（維持部材、第２の接合部材）３１４は、図２１（Ａ）に示す第１の保持部材２６２の本体２７２の最も先端側の枝電極３１２に対して変形されている。すなわち、図２１（Ｂ）に示す枝電極３１４は、図２１（Ａ）に示す第１の保持部材２６２の本体２７２の最も先端側の枝電極３１２に比べて長く形成されている。

また、図２１（Ａ）に示す最も先端側の枝電極３１２は、一方向にのみ（真っ直ぐに）延出されている。これに対して、図２１（Ｂ）に示す枝電極３１４は、それぞれ、延出された角度が途中で変化（途中で屈曲）している。これは、例えば図２０（Ｃ）に示すように腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２を吻合したときに、連続電極３０２で変性させた部位の先端、すなわち、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が二股に分かれる部位Ｂ_ｉから腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の吻合を解除するように力Ｆ_２が働いた場合に、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を接合する接合力を増して、その吻合の解除を防止するためである。

図２１（Ｂ）に示す枝電極３１４は、それぞれ少なくとも２方向に延出されている。これら枝電極３１４の場合、連続電極３０２に一体的であり連続電極３０２の略Ｕ字型の仮想的な軌跡に対して直交する方向に延出された第１の部分３１４ａと、第１の部分３１４ａに一体的であり第１の部分３１４ａからさらに延出された第２の部分３１４ｂとを備えている。このうち、第２の部分３１４ｂは、枝電極３１２に平行な方向に延出されている。そして、このような構成において、枝電極３１４に第１の部分３１４ａおよび第２の部分３１４ｂを有することで、二股に分かれる部位Ｂ_ｉで生じる力Ｆ_２に対応する接合面積を増加することができる。すなわち、第１の部分３１４ａおよび第２の部分３１４ｂは、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の接合を剥がれ難くしている。

したがって、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２に加えられる力Ｆ_２に対する耐性を増加させることができるので、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の吻合が解除され難い状態にすることができる。

次に、枝電極３１２の更なる変形例について図２１（Ｃ）を用いて説明する。
図２１（Ｃ）に示すように、第１の保持部材２６２の枝電極（維持部材、第２の接合部材）３１６は、図２１Ａに示す第１の保持部材２６２の枝電極３１２に対して変形されている。枝電極３１６は、連続電極３０２の軸方向（略Ｕ字型の仮想的な軌跡）に対して直交する方向ではなく、斜めに配設されている。この変形例の場合、各枝電極３１６は、例えば、基端側に向かって延出されている。

このため、図２０（Ｄ）に示すように、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士には、連続電極３０２により接合された部分と、連続電極３０２により接合された部分の長手方向に対して適当な角度を持って枝電極３１６により接合された部分とがある。このうち、これら枝電極３１６は、図２１（Ａ）に示す枝電極３１２に比べて長く形成されている。また、枝電極３１６により接合された部分は、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２に加えられるＦ_１の方向に対して斜めである。そのために、枝電極３１６は、吻合を解除する方向の力Ｆ_１に対応する接合面積が増加しているので、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の吻合が解除され難い状態にすることができる。したがって、連続電極３０２に接続された部分の長手方向に対して適当な角度を持つ枝電極３１６は、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を接合する接合力を増すことができる。

なお、図２１（Ｃ）に示すように、第１の保持部材２６２の最も先端側の枝電極（維持部材、第２の接合部材）３１８は、図２１（Ａ）や図２１（Ｂ）に示す第１の保持部材２６２の最も先端側の枝電極３１２，３１４に対して変形されている。すなわち、この変形例におけるこれら枝電極３１８は、図２１（Ａ）や図２１（Ｂ）に示す第１の保持部材２６２の最も先端側の枝電極３１２，３１４に比べて長く形成されている。

さらに、図２１（Ｃ）に示す枝電極３１８は、円弧状に延出されている。このため、枝電極３１８は、枝電極３１６とは異なる方向に延出されている。このような第１の保持部材２６２の先端側に設けられた枝電極３１８は、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２を吻合した場合に図２１（Ｃ）に示すような部位Ｂ_ｉに力Ｆ２が生じたときに対して耐性を増加させ、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を剥がれ難くしている。

これは、例えば腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２を吻合したときに、連続電極３０２で変性させた部位の先端、すなわち、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士が二股に分かれる部位Ｂ_ｉから腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の吻合を解除するように力Ｆ_２が働いた場合に、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を接合する接合力を増して、その吻合の解除を防止するためである。

なお、この変形例では、力Ｆ_２に対応する接合部の面積を増す場合に、第１の保持部材２６２の本体２７２の最も先端側にある枝電極として、第１の部分３１４ａおよび第２の部分３１４ｂを有する枝電極３１４と、枝電極３１８とについて説明した。しかし、力Ｆ_２に対応する接合部の面積を増すのであれば、第１の保持部材２６２の本体２７２の最も先端側にある枝電極の形状はこれら枝電極３１４，３１８に限定されるものではない。

［第２の実施の形態の第５の変形例］
次に、第５の変形例について図２２（Ａ）から図２２（Ｃ）を用いて説明する。この変形例では、第１の保持部材２６２の本体２７２に配設された第１の高周波電極２６６の形態について説明する。

図２２（Ａ）に示すように、第１の高周波電極２６６（連続電極３０２および離散電極３０４）は、図１９Ａに示す第３の変形例と略同じ位置に配設されている。また、ヒータ部材２６８も図１９Ａに示す第３の変形例と略同じ位置に配設されている。

図２２（Ａ）および図２２（Ｂ）に示すように、本体２７２には、連続電極３０２の外側に、蒸気や高温の液体などの流体の流路として第１の流体放出溝（連続電極用流体放出溝）３３２が形成されている。本体２７２には、離散電極３０４の外周に、蒸気や高温の液体などの流体の流路として第２の流体放出溝（離散電極用流体放出溝）３３４が形成されている。これら第１および第２の流体放出溝３３２，３３４は、連通路３３６によって連通されている。各連通路３３６は、管路として形成されている。すなわち、各連通路３３６は、本体２７２の内部に形成されている。そして各連通路３３６は、カッタ案内溝２６２ａに基部２７４で連通されている。すなわち、第１の流体放出溝３３２および第２の流体放出溝３３４は、基部２７４でカッタ案内溝２６２ａに連通されている。

第１の保持部材２６２の本体２７２には、第１の流体放出溝３３２の外側に、連続電極３０２の作用（ヒータ部材２６８の作用を含む）により放出された蒸気や高温の液体などの流体が第１の流体放出溝３３２の中に入り込むように連続電極用障壁部（ダム）３４２が形成されている。本体２７２には、第２の流体放出溝３３４の外周に、離散電極３０４の作用（ヒータ部材２６８の作用を含む）により放出された蒸気や高温の液体などの流体が第２の流体放出溝３３４の中に入り込むように離散電極用障壁部３４４が形成されている。図２２（Ｂ）に示すように、これら障壁部３４２，３４４は、その保持面２７２ｂの平面に対して突出されている。

なお、第２の保持部材２６４にも同様に、連続電極３０６の外側に流体放出溝（便宜的に符号３５２を付す）が形成され、その流体放出溝３５２の外側に障壁部（便宜的に符号３６２を付す）が形成されている。また、第２の保持部材２６４の離散電極３０８の外周に流体放出溝（便宜的に符号３５４を付す）が形成され、その流体放出溝３５４の外周に障壁部（便宜的に符号３６４を付す）が形成されている。そして、連続電極３０６の外側の流体放出溝３５２と、離散電極３０８の外周の流体放出溝３５４とは、連通路（便宜的に符号３５６を付す）によって連通されている。

次に、この変形例に係る治療用処置システム２１０の作用について説明する。

第２の実施の形態で説明したように、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを第１の保持部材２６２と第２の保持部材２６４との間で保持する。このとき、第１の保持部材２６２の本体２７２の障壁部３４２，３４４と、第２の保持部材２６４の本体２７６の障壁部３６２，３６４とが生体組織Ｌ_Ｔに密着するとともに、生体組織Ｌ_Ｔが第１の高周波電極２６６および第２の高周波電極２７０に接触する。

この状態で、フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを操作する。エネルギ源２１４から第１の高周波電極２６６および第２の高周波電極２７０にそれぞれエネルギが供給される。そして、第１の高周波電極２６６と第２の高周波電極２７０との間の生体組織Ｌ_Ｔが高周波エネルギおよび熱エネルギによって加熱される。このとき、例えば、その生体組織Ｌ_Ｔの加熱された部分から蒸気や液体などの流体が放出される。

ここで、第１の保持部材２６２の本体２７２の第１の流体放出溝３３２は連続電極３０２の外側に配設され、第２の流体放出溝３３４は離散電極３０４の外周に配設されている。

このため、連続電極３０２の作用により放出された流体は、カッタ案内溝２６２ａに流れ込むとともに、第１の流体放出溝３３２の内部に流れ込む。そして、流体は障壁部３４２により外側に流出することが防止されている。このため、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体は障壁部３４２によりも内側に閉じ込められて、外側に逃げることが防止されている。すなわち、障壁部３４２は、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体が障壁部３４２よりも外側に漏れ出すことを防止するダムの役割を果たす。

離散電極３０４の作用により放出された流体は、第２の流体放出溝３３４の内部に流れ込む。そして、流体は障壁部３４４により外側に流出することが防止されている。このため、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体は障壁部３４４によりも内側に閉じ込められて、外側に逃げることが防止されている。すなわち、障壁部３４４は、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体が障壁部３４４よりも外側に漏れ出すことを防止するダムの役割を果たす。

第２の流体放出溝３３４に流れ込んだ流体は、連通路３３６を通して第１の流体放出溝３３２に流れ込む。そして、この流体は、第１の流体放出溝３３２に流れ込んだ流体と一緒になって、第１の保持部材２６２の基部２７４に向かって流れる。そして、流体は、第１の流体放出溝３３２と例えば基部２７４において連通したカッタ案内溝２６２ａに流れ込む。または、第１の流体放出溝３３２は、図示しないが、シャフト２２４の筒体２４２の内部で連通する。

そして、流体は、シャフト２２４の筒体２４２の流体放出口２４２ａを通してシース２４４の流体放出口２４４ａから外科用処置具２１２の外部に排出する。

以上説明したように、この変形例によれば、以下の効果が得られる。第２の実施の形態の第４の変形例で説明した効果と同様の効果については、記述を省略する。

外科用処置具２１２により、保持部２２６で保持した処置対象の生体組織Ｌ_Ｔに高周波電流を与えるときに、障壁部３４２，３４４，３６２，３６４を密着させることによって、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔから放出される流体が、第１の保持部材２６２の障壁部３４２，３４４に向かって流れても、その流体を第１および第２の高周波電極２６６，２７０の第１および第２の流体放出溝３３２，３３４，３５２，３５４および連通路３３６，３５６内に導入することができる。

このため、生体組織Ｌ_Ｔの処置の際に高周波エネルギや熱エネルギにより処置された部位から放出される流体による影響を他の周辺組織に及ぼすことを防止することができる。すなわち、生体組織Ｌ_Ｔの処置の際に影響を及ぼす位置を、第１の高周波電極２６６および第２の高周波電極２７０間に高周波電流を通電した生体組織Ｌ_Ｔに限定することができる。

したがって、この変形例によれば、生体組織Ｌ_Ｔから生じる蒸気や液体（高温の体液）等の流体を外科用処置具２１２の外側に、例えばシャフト２２４の基端部側やハンドル２２２側で排出することによって、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔの周辺の生体組織に蒸気や液体（体液）等の流体により影響を与えることを抑止することができる。

このように、蒸気や液体などの流体を組織と接触しない位置まで導くことは生体組織Ｌ_Ｔへの熱影響を抑止する上で重要であり、保持部２２６の周囲を覆うような、保持部２２６よりも大きい組織に処置を行う場合には熱影響を保持部２２６の外側に及ぼすことを防止することができる。保持部２２６に小さいながらも蒸気や液体などの流体が漏れ出す開放部（空間）が形成されてしまった場合はその部位より流体が放出され、保持部２２６の周囲の生体組織Ｌ_Ｔに熱影響をもたらすためである。

また、そのような開放部をなくすために高周波電極（エネルギ放出部）２６６，２７０の周囲を障壁部３４２，３４４，３６２，３６４で覆うことを行なっても、生体組織Ｌ_Ｔから発生する蒸気圧力等の流体圧力により開放部が形成され、流体が放出される可能性がある。そのため、流体圧力の上昇による不要な流体の放出を抑えるとともに、流体を所定方向に導き、放出する流路（第１および第２の流体放出溝３３２，３３４，３５２，３５４および連通路３３６，３５６）を設けることは有用な手段である。

次に、図２２（Ａ）および図２２（Ｂ）に示す連通路３３６の変形例について図２２（Ｃ）を用いて説明する。

図２２（Ｃ）に示すように、連通路３３６（以下、第１の連通路とする）は、第５の変形例と同様に、管路として形成されている。この第１の連通路３３６には、本体２７２でカッタ案内溝２６２ａにも連通された管路状の第２の連通路３３８が形成されている。

このように、生体組織Ｌ_Ｔから発生した流体を管路状の第１および第２の連通路３３６，３３８を通すことによって、生体組織Ｌ_Ｔに例えば高温である可能性がある流体を触れさせることを極力防止することができる。

［第３の実施の形態］
次に、第３の実施の形態について図２３から図２４Ｃを用いて説明する。この実施の形態は、種々の変形例を含む第１および第２の実施の形態の変形例である。

ここでは、エネルギ処置具として、例えば腹壁を通して、もしくは腹壁外で処置を行うための、サーキュラタイプのバイポーラ型エネルギ処置具（治療用処置具）４１２を例にして説明する。

図２３に示すように、治療用処置システム４１０は、エネルギ処置具４１２と、エネルギ源２１４と、フットスイッチ２１６とを備えている。外科用処置具４１２は、ハンドル４２２と、シャフト４２４と、開閉可能な保持部４２６とを備えている。ハンドル４２２には、ケーブル２２８を介してエネルギ源２１４が接続されている。

ハンドル４２２には、保持部開閉ノブ４３２と、カッタ駆動レバー４３４が配設されている。保持部開閉ノブ４３２は、ハンドル４２２に対して回転可能である。この保持部開閉ノブ４３２をハンドル４２２に対して例えば右回りに回転させると、保持部４２６の後述する離脱側保持部（離脱側把持部）４４４が本体側保持部（本体側把持部）４４２に対して離隔（図２４Ａ参照）し、左回りに回転させると、離脱側保持部４４４が本体側保持部４４２に対して近接する（図２４Ｂ参照）。

シャフト４２４は、円筒状に形成されている。このシャフト４２４は、生体組織Ｌ_Ｔへの挿入性を考慮して、適度に湾曲されている。もちろん、シャフト４２４が真っ直ぐに形成されていることも好適である。

シャフト４２４の先端には、保持部４２６が配設されている。図２４Ａおよび図２４Ｂに示すように、保持部４２６は、シャフト４２４の先端に形成された本体側保持部（第１の保持部材、第１のジョー）４４２と、この本体側保持部４４２に着脱可能な離脱側保持部（第２の保持部材、第２のジョー）４４４とを備えている。本体側保持部４４２に対して離脱側保持部４４４が閉じた状態では、本体側保持部４４２および離脱側保持部４４４の保持面４４２ａ，４４４ａが互いに対して接触している。

本体側保持部４４２は、円筒体４５２と、フレーム４５４と、通電用パイプ４５６とを備えている。これら円筒体４５２およびフレーム４５４は、絶縁性を有する。円筒体４５２は、シャフト４２４の先端に連結されている。フレーム４５４は、円筒体４５２に対して固定された状態で配設されている。

フレーム４５４は、その中心軸が開口されている。このフレーム４５４の開口された中心軸には、通電用パイプ４５６がフレーム４５４の中心軸に沿って所定の範囲内で移動可能に配設されている。この通電用パイプ４５６は、保持部開閉ノブ４３２を回転させると、図２４Ａおよび図２４Ｂに示すように、例えばボールネジ（図示せず）の作用により所定の範囲内を移動可能である。この通電用パイプ４５６には、離脱側保持部４４４の後述する通電用シャフト４８２のコネクト部４８２ａが係脱可能なように、径方向内方に突出する突起４５６ａが形成されている。

図２４Ａおよび図２４Ｂに示すように、円筒体４５２とフレーム４５４との間には、カッタ案内溝（空間）４６６が形成されている。このカッタ案内溝４６６には、円筒状のカッタ４６２が配設されている。このカッタ４６２の基端部は、シャフト４２４の内側に配設されたカッタ用プッシャ４６４の先端部に接続されている。カッタ４６２は、カッタ用プッシャ４６４の外周面に固定されている。図示しないが、このカッタ用プッシャ４６４の基端部はハンドル４２２のカッタ駆動レバー４３４に接続されている。このため、ハンドル４２２のカッタ駆動レバー４３４を操作すると、カッタ用プッシャ４６４を介してカッタ４６２が移動する。

このカッタ用プッシャ４６４とフレーム４５４との間には、第１の流体通気路（流体通路）４６８ａが形成されている。そして、シャフト４２４またはハンドル４２２には、第１の流体通気路４６８ａを通した流体を外部に排出する流体放出口（図示せず）が形成されている。

図２４Ａから図２４Ｃに示すように、円筒体４５２の先端には、出力部やエネルギ放出部として、第１の高周波電極４７２とヒータ部材４７４とが配設されている。

第１の高周波電極４７２は、カッタ４６２が配設されたカッタ案内溝４６６の外側に配設されている。第１の高周波電極４７２は、カッタ案内溝４６６と同様に円環状に形成されている。この第１の高周波電極４７２には、第１の通電ライン４７２ａの先端が固定されている。第１の通電ライン４７２ａは、本体側保持部４４２、シャフト４２４、ハンドル４２２を介してケーブル２２８に接続されている。

ヒータ部材４７４は、図２４Ａから図２４Ｃに示すように、適当な間隔おきに第１の高周波電極４７２の裏面に固定されている。ヒータ部材４７４には、ヒータ用通電ライン４７４ａの先端が固定されている。このヒータ用通電ライン４７４ａは、本体側保持部４４２、シャフト４２４、ハンドル４２２を介してケーブル２２８に接続されている。

第１の高周波電極４７２の外側には、円環状に蒸気放出溝４７６が形成されている。この流体放出溝４７６は、第１の流体通気路４６８ａに連通されている。この流体放出溝４７６の外側には、第１の高周波電極４７２の表面よりも高い位置に保持面（組織接触面）４４２ａが形成されている。すなわち、本体側狭持部４４２の保持面４４２ａは、第１の高周波電極４７２の表面よりも離脱側保持部４４４の後述するヘッド部４８４に近接されている。このため、保持面４４２ａは、蒸気等の流体が蒸気放出溝４７６よりも外側に逃げるのを防止する障壁部（ダム）の役割を果たす。

一方、離脱側保持部４４４は、コネクト部４８２ａを有する通電用シャフト４８２と、ヘッド部４８４とを備えている。通電用シャフト４８２は、断面が円形状で、一端が先細に形成され、他端はヘッド部４８４に固定されている。コネクト部４８２ａは、通電用パイプ４５６の突起４５６ａに係合可能な凹溝状に形成されている。通電用シャフト４８２のコネクト部４８２ａ以外の部分の外表面は、コーティング等により絶縁されている。

ヘッド部４８４には、本体側保持部４４２の第１の高周波電極４７２に対向するように、第２の高周波電極４８６が配設されている。この第２の高周波電極４８６には、第２の通電ライン４８６ａの一端が固定されている。第２の通電ライン４８６ａの他端は通電用シャフト４８２に電気的に接続されている。

ヘッド部４８４に配設された第２の高周波電極４８６の内側には、カッタ４６２の刃を受けるように、円環状にカッタ受部４８８が形成されている。一方、第２の高周波電極４８６の外側には、円環状に流体放出溝４９０が形成されている。この流体放出溝４９０の外側には、第２の高周波電極４８６の表面よりも高い位置に保持面（組織接触面）４４４ａが形成されている。すなわち、離脱側保持部４４４の保持面４４４ａは、第２の高周波電極４８６の表面よりも本体側保持部４４２に近接されている。このため、保持面４４４ａは、蒸気等の流体が蒸気放出溝４９０よりも外側に逃げるのを防止する障壁部（ダム）の役割を果たす。

さらに、流体放出溝４９０は、ヘッド部４８４および通電用シャフト４８２の流体放出路４９０ａに連通されている。この流体放出路４９０ａは、通電用パイプ４５６の第２の流体通気路（流体通路）４６８ｂに連通している。シャフト２０４またはハンドル２０２には、第２の流体通気路４６８ｂを通した流体を外部に排出する流体放出口（図示せず）が形成されている。

なお、通電用パイプ４５６は、シャフト４２４およびハンドル４２２を介してケーブル２２８に接続されている。このため、通電用パイプ４５６の突起４５６ａに離脱側保持部４４４の通電用シャフト４８２のコネクト部４８２ａが係合されると、第２の高周波電極４８６と通電用パイプ４５６とが電気的に接続される。

次に、この実施の形態に係る治療用処置システム４１０の作用について説明する。

術者は、予めエネルギ源２１４の表示部２９６（図１３参照）を操作して、治療用処置システム２１０の出力条件を設定しておく。具体的には、高周波エネルギ出力の設定電力Ｐｓｅｔ［Ｗ］、熱エネルギ出力の設定温度Ｔｓｅｔ［℃］、生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺの閾値Ｚ１，Ｚ２等を設定しておく。

図２４Ｂに示すように、本体側保持部４４２を離脱側保持部４４４に対して閉じた状態で例えば腹壁を通して腹腔内に外科用処置具４１２の保持部４２６およびシャフト４２４を挿入する。外科用処置具４１２の本体側保持部４４２と、離脱側保持部４４４とを処置したい生体組織Ｌ_Ｔに対して対峙させる。

本体側保持部４４２および離脱側保持部４４４で処置したい生体組織Ｌ_Ｔを把持するため、ハンドル４２２の保持部開閉ノブ４３２を操作する。このとき、ハンドル４２２に対して例えば右回りに回動させる。すると、図２４Ａに示すように、通電用パイプ４５６をシャフト４２４のフレーム４５４に対して先端部側に移動させる。このため、本体側保持部４４２と離脱側保持部４４４との間が開き、離脱側保持部４４４を本体側保持部４４２から離脱させることができる。

そして、処置したい生体組織Ｌ_Ｔを本体側保持部４４２の第１の高周波電極４７２と離脱側保持部４４４の第２の高周波電極４８６との間に配置する。離脱側保持部４４４の通電用シャフト４８２を本体側保持部４４２の通電用パイプ４５６に挿入する。この状態で、ハンドル４２２の保持部開閉ノブ４３２を例えば左回りに回動させる。このため、離脱側保持部４４４が本体側保持部４４２に対して閉じる。このようにして、処置対象の生体組織Ｌ_Ｔを本体側保持部４４２と離脱側保持部４４４との間で保持する。

この状態で、フットスイッチ２１６のペダル２１６ａを操作し、エネルギ源２１４からケーブル２２８を介して第１の高周波電極４７２および第２の高周波電極４８６にそれぞれエネルギを供給する。このため、本体側保持部４４２と離脱側保持部４４４との間の生体組織Ｌ_Ｔがジュール熱により加熱される。このとき、把持した生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺは、高周波エネルギ出力回路２９２により測定されている。処置を始めたときのインピーダンスＺは、図１５に示すように、例えば６０[Ω]程度である。そして、生体組織Ｌ_Ｔに高周波電流が流れて生体組織Ｌ_Ｔが焼灼されるにつれてインピーダンスＺの値は一度低下した後に上昇していく。

このように、生体組織Ｌ_Ｔが焼灼されるにつれて、生体組織Ｌ_Ｔから流体（液体（血液）および／または気体（水蒸気））が放出される。このとき、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体を、本体側保持部４４２のカッタ案内溝４６６および流体放出溝４７６に流入させるとともに離脱側保持部４４４の流体放出溝４９０に流入させる。そして、本体側保持部４４２のカッタ案内溝４６６および流体放出溝４７６に流入させた流体は、カッタ案内溝４６６から第１の流体通気路４６８ａを通してシャフト４２４に例えば吸引して流す。また、離脱側保持部４４４の流体放出溝４９０に流入させた流体は、ヘッド部４８４および通電用シャフト４８２の流体放出路４９０ａから通電パイプ４５６の第２の流体通気路４６８ｂを通してシャフト４２４に例えば吸引して流す。

そして、生体組織Ｌ_Ｔから流体が放出されている間は、その流体を流入させ続ける。このため、生体組織Ｌ_Ｔから温度が上昇した状態で放出された流体によってサーマルスプレッドが生じることを防止し、処置対象でない部分に影響を与えることを防止することができる。

次に、制御部２９０は、高周波エネルギ出力回路２９２からの信号に基づいて演算した高周波エネルギ出力時のインピーダンスＺが予め設定した閾値Ｚ１（図１５に示すように、ここでは約１０００[Ω]）以上となったか判断する。閾値Ｚ１は、予め分かっているインピーダンスＺの値の上昇率が悪くなる位置にある。そして、インピーダンスＺが閾値Ｚ１よりも小さいと判断した場合、本体側保持部４４２および離脱側保持部４４４の電極４７２，４８６間に把持した生体組織Ｌ_Ｔに対して処置のための高周波エネルギを与え続ける。

インピーダンスＺが閾値Ｚ１よりも大きくなったと判断した場合、制御部２９０から発熱要素駆動回路２９４に信号が伝達される。そして、発熱要素駆動回路２９４は、ヒータ部材４７４の温度が予め設定した温度Ｔｓｅｔ［℃］、例えば１００［℃］〜３００［℃］の温度になるようにヒータ部材４７４に電力を供給する。このため、本体側保持部４４２および離脱側保持部４４４の電極４７２，４８６の間に把持された生体組織Ｌ_Ｔは、ヒータ部材４７４から熱伝導により第１の高周波電極４７２に伝熱し、その熱で第１の高周波電極４７２に密着した生体組織Ｌ_Ｔの表面側から内部に向かって生体組織Ｌ_Ｔを凝固させる。

次に、制御部２９０は、高周波エネルギ出力回路２９２でモニタしている生体組織Ｌ_ＴのインピーダンスＺが予め設定した閾値Ｚ２以上になったか判断する。インピーダンスＺが閾値Ｚ２よりも小さいと判断した場合、ヒータ部材４７４にエネルギを与え続ける。一方、インピーダンスＺが閾値Ｚ２以上になったと判断した場合、制御部２９０はスピーカ２９８からブザーを発するとともに、高周波エネルギおよび熱エネルギの出力を停止させる。このため、治療用処置システム４１０を用いた生体組織Ｌ_Ｔの処置が完了する。

そうすると、第１および第２の高周波電極４７２，４８６によって生体組織Ｌ_Ｔが連続的（略円環状の状態）に変性される。

そして、ハンドル４２２のカッタ駆動レバー４３４を操作すると、カッタ４６２が本体側保持部４４２のカッタ案内溝４６６から突出して、離脱側保持部４４４のカッタ受部４８８に向かって移動する。カッタ４６２の先端に刃があるので、処置された生体組織Ｌ_Ｔが円弧状や円形状などに切断される。

以上説明したように、この実施の形態によれば、以下の効果が得られる。

本体側保持部４４２に第１の高周波電極４７２およびヒータ部材４７４を配置し、離脱側保持部４４４に第２の高周波電極４８６を配置した。このため、本体側保持部４４２と離脱側保持部４４４との間の生体組織Ｌ_Ｔを高周波エネルギおよび熱エネルギによって加熱して変性させて接合させることができる。このため、生体組織Ｌ_Ｔ同士を略円環状に封止することができる。

また、この実施の形態では、バイポーラ型外科用処置具４１２を用いて説明したが、第１の実施の形態で説明した図３Ｂに示すように、モノポーラ型の高周波処置を行うことも好適である。

［第３の実施の形態の第１の変形例］
次に、第１の変形例について図２５を用いて説明する。

図２５に示す外科用処置具４１２の本体側狭持部４４２には、第３の実施の形態の第１の高周波電極４７２とは異なり、高周波エネルギを出力するための複数の離散電極４７２ａが配設されている。離散電極４７２ａは、所定の間隔をおいて、円周上に配設されている。図示しないが、複数の離散電極４７２ａの裏面には、ヒータ部材４７４が配設されている。

各離散電極４７２ａは、蒸気放出溝４７６の代わりに、離散電極４７２ａの中心に流体放出孔４７６ａが形成されている。さらに、各離散電極４７２ａの外周には、保持面４４２ａと同じ面を有する障壁部４４２ｂが配設されている。

このため、各離散電極４７２ａの作用（ヒータ部材４７４の作用を含む）により生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体は、障壁部４４２ｂにより外側に逃げることが防止されている。そして、生体組織Ｌ_Ｔから放出された流体は、離散電極４７２ａの中心にある流体放出孔４７６ａに流れ込む。そうすると、流体放出孔４７６ａに流れ込んだ流体は、カッタ案内溝４６６から第１の流体通気路４６８ａを通してシャフト４２４に例えば吸引して流す。

一方、離脱側狭持部４４４の第２の高周波電極は図示しないが、第３の実施の形態で説明したように、円環状に形成された連続電極が配設されていたり、この変形例の本体側挟持部４４２の離散電極４７２ａと同様（対称）に配設されていても良い。

なお、この変形例を含む第３の実施の形態では、図２４Ｃおよび図２５に示すような高周波電極４７２，４７２ａを用いることについて説明したが、電極の形状や配置は、例えば種々の変形例を含む第２の実施の形態で説明した形態など、種々に変更可能である。このため、例えば、図２４Ｃに示す高周波電極４７２の外側に離散電極や枝電極が配設されていることも好ましい。

これまで、いくつかの実施の形態について図面を参照しながら具体的に説明したが、この発明は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で行なわれるすべての実施を含む。

１０…治療用処置システム、１２…外科用処置具、１４…エネルギ源、１６…フットスイッチ、１６ａ…ペダル、２２ａ，２２ｂ…高周波エネルギ出力用接続ケーブル、２４…熱エネルギ出力用接続ケーブル、２６…スイッチ用接続ケーブル、７２…高周波エネルギ出力回路、７４…発熱要素駆動回路、９２…出力制御部、９４…可変電圧源、９６…電力増幅器、９８…センサ、１００…操作表示パネル、１０２…発熱要素駆動回路用出力制御部、１０４…出力部、１０６…センサ、１０８…操作表示パネル。

Claims (14)

1. 生体組織にエネルギを作用させて治療するための治療用処置システムであって、
   少なくとも一方が他方に対して相対的に移動して生体組織を把持して前記生体組織を保持する１対の保持部材と、
   前記保持部材の少なくとも一方に設けられ、前記保持部材間に把持した生体組織の生体情報を収集するとともに、前記生体組織を変性させるために高周波エネルギを供給するための高周波エネルギ出力部と、
   前記保持部材の少なくとも一方に設けられ、前記保持部材間に把持した生体組織に熱を伝えるためにエネルギを供給するための発熱部と、
   前記高周波エネルギ出力部で収集した前記生体情報に基づいて、高周波エネルギ出力部および前記発熱部へのエネルギの出力を制御する制御部と、
   を具備することを特徴とする治療用処置システム。
2. 前記高周波エネルギ出力部は、前記保持部材間に把持した生体組織のインピーダンス情報および／またはエネルギ出力による位相情報を収集可能なセンサを備え、
   前記制御部は、前記センサで収集した前記インピーダンス情報および／または位相情報に基づいて、前記高周波エネルギ出力部から放出される高周波エネルギによる処置、および、前記発熱部から伝導する熱エネルギによる処置を切り換え可能であることを特徴とする請求項１に記載の治療用処置システム。
3. 前記制御部には、前記生体組織から得られる生体情報の第１の閾値を設定する設定手段が配設され、
   前記制御部は、前記高周波エネルギ出力部にエネルギを与えて前記高周波エネルギ出力部に備えた前記センサで前記生体組織から生体情報を得るとともに、前記高周波エネルギ出力部から出力される高周波エネルギで前記生体組織を処置している間に、前記生体組織から得た生体情報が前記設定手段で設定された前記第１の閾値に達した後、前記発熱部に前記生体組織を処置するエネルギを与えるようにしたことを特徴とする請求項２に記載の治療用処置システム。
4. 前記制御部の設定手段には、前記第１の閾値よりも大きい、前記生体組織から得られる生体情報の第２の閾値が設定され、
   前記制御部は、前記生体組織から得た生体情報が前記設定手段で設定された前記第１の閾値に達した後、前記高周波エネルギ出力部へのエネルギの供給を抑えて前記高周波エネルギ出力部に備えたセンサで前記生体組織から生体情報を得るとともに、前記発熱部に前記生体組織を処置するエネルギを与えるようにし、生体情報が前記第２の閾値に達した後、前記高周波エネルギ出力部および前記発熱部に与えるエネルギの供給を停止するようにしたことを特徴とする請求項３に記載の治療用処置システム。
5. 前記発熱部は、生体組織から伝導される温度情報を収集可能なセンサを備え、
   前記制御部は、前記センサで収集した前記生体組織から伝導される生体組織の温度情報に基づいて、前記高周波エネルギ出力部および前記発熱部による処置を切り換え可能であることを特徴とする請求項１に記載の治療用処置システム。
6. 前記制御部は、前記生体組織から得られる温度情報の第１の閾値を設定する設定手段を備え、
   前記制御部は、前記高周波エネルギ出力部から出力されるエネルギで前記生体組織を処置するとともに、前記発熱部にエネルギを与えて前記発熱部で前記生体組織から温度情報を得ている間に、前記生体組織から得た温度情報が前記設定手段で設定された前記第１の閾値に達した後に、前記高周波エネルギ出力部へのエネルギの供給を抑制し前記発熱部に前記生体組織を処置するエネルギを与えるようにしたことを特徴とする請求項５に記載の治療用処置システム。
7. 前記高周波エネルギ出力部は、前記保持部材間に把持した生体組織の生体情報を収集可能なセンサを備え、
   前記制御部は、前記センサで収集した生体情報に基づいて前記高周波エネルギ出力部および前記発熱部による処置を切り換え可能であり、
   前記制御部は、生体組織から得られる生体情報の第２の閾値を設定する設定手段を備え、
   前記制御部は、前記生体組織から得た温度情報が前記設定手段で設定された前記第１の閾値に達した後、前記高周波エネルギ出力部へのエネルギの供給を抑えて前記高周波エネルギ出力部で生体組織から生体情報を得るとともに、前記発熱部に前記生体組織を処置するエネルギを供給して前記第２の閾値に達した後、前記エネルギ出力部および前記発熱部に与えるエネルギの供給を停止するようにしたことを特徴とする請求項５もしくは請求項６に記載の治療用処置システム。
8. 前記保持部材の少なくとも一方は、前記高周波出力部および／もしくは前記発熱部を備え、前記高周波エネルギ出力部および／もしくは前記発熱部の近傍に、前記保持部材間に把持された生体組織から発する気体および／もしくは液体を含む流体を通過させる管路を有することを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか１に記載の治療用処置システム。
9. 前記高周波出力部および前記発熱部は、前記少なくとも一方の保持部材に複数の電極を有することを特徴とする請求項１ないし請求項８のいずれか１に記載の治療用処置システム。
10. 前記制御部には、高周波エネルギ出力部および前記発熱部に対して切り換え可能にするためにエネルギを与える時間を設定する設定手段が配設されていることを特徴とする請求項１ないし請求項９のいずれか１に記載の治療用処置システム。
11. 高周波エネルギを供給可能な電極と発熱要素とを有する処置部を備えた生体組織を把持可能な処置具と、
    前記電極に高周波電力を供給して前記処置部で把持した生体組織を処置するとともに、前記電極を通して前記生体組織から得られる生体情報を収集する高周波駆動回路と、
    前記発熱要素に発熱用電力を供給して前記発熱要素から生体組織に熱が伝導することによって生体組織を熱の作用で処置するとともに、前記発熱要素を通して生体組織の温度情報を収集する発熱要素駆動回路と、
    前記高周波駆動回路および／もしくは前記発熱要素駆動回路で収集した情報に基づいて前記高周波駆動回路および前記発熱要素駆動回路を制御する制御部と
    を具備することを特徴とする治療用処置システム。
12. 前記高周波駆動回路で収集する前記生体情報は、前記処置部で把持した生体組織のインピーダンスであり、
    前記制御部は、前記高周波駆動回路に前記インピーダンスの閾値を設定可能であり、前記処置部で把持した生体組織のインピーダンスが閾値に達すると、前記処置部へのエネルギの供給を前記高周波駆動回路と前記発熱要素駆動回路との間で切り換えるようにしたことを特徴とする請求項１１に記載の治療用処置システム。
13. 前記制御部は、前記発熱要素駆動回路に前記温度情報の閾値を設定可能であり、前記処置部で把持した生体組織の温度情報が閾値に達すると、前記処置部へのエネルギの供給を前記高周波駆動回路と前記発熱要素駆動回路との間で切り換えるようにしたことを特徴とする請求項１１もしくは請求項１２に記載の治療用処置システム。
14. 前記処置部は、互いに対して開閉可能な第１のジョーと第２のジョーとを備え、
    前記第１のジョーと第２のジョーには、それぞれ、これらジョーの間に生体組織を挟んだ状態で前記生体組織に高周波エネルギを与えるバイポーラ電極を備え、
    前記第１のジョーと第２のジョーとの少なくとも一方には、発熱要素が配設されていることを特徴とする請求項１１ないし請求項１３のいずれか１に記載の治療用処置システム。

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