JP4567811B2 - 電気手術装置、電気手術装置の制御方法、高周波処置装置、及び、高周波処置方法 - Google Patents

Description

本発明は、電気手術装置、電気手術装置の制御方法、高周波処置装置、及び、高周波処置方法に関し、特に、高周波電力により生体組織に対する処置を行う電気手術装置、電気手術装置の制御方法、高周波処置装置、及び、高周波処置方法に関するものである。

電気メス等の電気手術装置は、外科手術等において、生体組織の切開、凝固または止血等の処置を行う際に従来用いられている。このような電気手術装置は、例えば、高周波電力を出力する高周波電源と、該高周波電源に接続される処置具とを有して構成されている。

そして、前述のような構成の電気手術装置を用いつつ、例えば生体組織の凝固または止血を行う場合においては、対象部位の脱水状態と、該対象部位の接合状態とが密接に関連することが知られている。すなわち、対象部位の生体組織の脱水状態が完全に近ければ近いほど、該対象部位の接合状態の確実性が向上する。

そして、前述した電気手術装置と類似の構成を有する装置としては、例えば、日本国特開２００８−３６４３９号公報に提案されているものが広く知られている。

また、高周波処置装置では、例えば、一対の電極によって生体組織を把持し、把持された生体組織に高周波を付与することで、生体組織を処置している。このような高周波処置装置では、把持された生体組織のインピーダンスを測定し、測定されたインピーダンスに基づいて、生体組織に付与される高周波の電流値、電圧値、電力値、周波数等を制御することで、適切な処置を行うようにしている。例えば、日本国特開２００１−２６９３５３号公報、日本国特開２００１−２９３５５号公報、日本国特開２０００−１０７１９７号公報、日本国特開２００１−２５２２８４号公報には、適切な凝固切開処置を行うための各種制御方法が開示されている。

ところで、脱水の進行に伴って生体組織の内部に蒸気層が形成され、該生体組織のインピーダンスが上昇してゆく点を考慮した場合、生体組織に印加される電力が時間とともに低下してゆくため、それ以上脱水が進まなくなってしまう、という状況が発生し得る。

また、脱水の進行に伴って生体組織の内部に蒸気層が形成され、該生体組織のインピーダンスが上昇してゆく点を考慮した場合、該生体組織におけるインピーダンスの上昇を単に検出しただけでは、該生体組織の脱水状態を正確に検出することはできないと考えられる。

一方、日本国特開２００８−３６４３９号公報に開示された技術によれば、ごく初期の組織インピーダンス応答に基づいて出力電力等を決定しているに過ぎないため、結果的に、対象部位の生体組織が十分に脱水されず、該対象部位の接合力が弱くなってしまう、という課題が生じている。

また、日本国特開２００１−２６９３５３号公報、日本国特開２００１−２９３５５号公報、日本国特開２０００−１０７１９７号公報、及び、日本国特開２００１−２５２２８４号公報に開示された技術においても、対象部位の生体組織が十分に脱水されず、該対象部位の接合力が弱くなってしまう、という課題が生じている。

本発明は、前述の事情を鑑みてなされたものであり、対象部位の生体組織を確実に脱水することが可能な電気手術装置、電気手術装置の制御方法、高周波処置装置、及び、高周波処置方法を提供することを目的としている。

本発明の一態様による電気手術装置は、生体組織に印加するための高周波電力を発生する高周波電力発生部と、前記高周波電力の電圧を検出する電圧検出部と、前記高周波電力の電流を検出する電流検出部と、前記電圧と、前記電流とに基づき、前記生体組織を挟んで把持する把持部材間のインピーダンスを算出するインピーダンス算出部と、前記インピーダンス算出部が算出した前記インピーダンスの値が所定の閾値を超えたことを検出する検出手段と、前記検出手段が検出する度に、前記高周波電力発生手段から発生される前記高周波電力の周波数を段階的に上昇させるための制御信号を発生する周波数制御部と、を有する。

本発明の一態様による電気手術装置の制御方法は、生体組織に印加するための高周波電力を発生部によって発生させるステップと、前記高周波電力の電圧を第１の検出部によって検出させるステップと、前記高周波電力の電流を第２の検出部によって検出させるステップと、前記電圧と、前記電流とに基づき、前記生体組織を挟んで把持する把持部材間のインピーダンスをインピーダンス算出手段によって算出させるステップと、前記インピーダンス算出手段が算出した前記インピーダンスの値が所定の閾値を超えたことを第3の検出部によって検出させるステップと、前記第３の検出部が検出する度に、前記発生部から発生される前記高周波電力の周波数を段階的に上昇させるための制御信号を周波数制御部によって発生させるステップと、を有する。

本発明における高周波処置装置は、処置対象の生体組織に付与される処置用高周波を出力可能な処置用高周波出力ユニットと、処置対象の生体組織のインピーダンスを検知するための検知ユニットと、前記検知ユニットの検知結果に基づき前記処置用高周波出力ユニットを制御可能な制御ユニットであって、前記制御ユニットは、前記処置用高周波の処置用周波数を、処置対象の生体組織のインピーダンスが所定の閾値より小さい場合には主にジュール熱により生体組織を処置するために第１の処置用周波数とし、処置対象の生体組織のインピーダンスが前記所定の闇値より高い場合には主に高周波誘電加熱により生体組織を処置するために前記第１の処置用周波数よりも高い第２の処置用周波数とする、制御ユニットと、を具備する。

本発明の第１実施形態に係る電気手術装置の要部の構成を示す図。 生体組織のインピーダンス値の時間的変化を示す図。 生体組織に印加される電力値の時間的変化を示す図。 生体組織に印加される高周波電力の周波数が段階的に変化する様子を示す図。 図１の電気手術装置において行われる処理の一例を示す図。 周波数と生体組織の導電率との相関を示す図。 本発明の第２実施形態の高周波処置装置を示すブロック図。 本発明の第２実施形態のケーブル及び生体組織の回路モデルを示す模式図。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法を示すフローチャート。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法におけるインピーダンスに対する出力電力の変化を示すグラフ。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法における時間に対するインピーダンスの変化を示すグラフ。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法における時間に対する出力電力の変化を示すグラフ。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法における時間に対する出力電圧の変化を示すグラフ。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法における時間に対する周波数の変化を示すグラフ。 本発明の第２実施形態の高周波制御方法における時間に対するジュール熱及び高周波誘電加熱による発熱量の変化を示すグラフ。 本発明の第３実施形態の高周波処置装置を示すブロック図。 本発明の第３実施形態の高周波制御方法を示すフローチャート。 本発明の第３実施形態の高周波制御方法における処置用高周波及び検知用高周波を示すタイミングチャート。 本発明の第４実施形態の高周波制御方法における処置用高周波及び検知用高周波を示すタイミングチャート。 本発明の第５実施形態の高周波制御方法における処置用高周波及び検知用高周波を示すタイミングチャート。 本発明の第１参考形態の電極を示す正面図。 本発明の第１参考形態の電極を示す横断面図。 本発明の第２参考形態の電極を示す正面図。 本発明の第３参考形態の電極を示す正面図。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。

（第１実施形態）
図１から図６は、本発明の第１実施形態に係るものである。図１は、本発明の第１実施形態に係る電気手術装置の要部の構成を示す図である。図２は、生体組織のインピーダンス値の時間的変化を示す図である。図３は、生体組織に印加される電力値の時間的変化を示す図である。図４は、生体組織に印加される高周波電力の周波数が段階的に変化する様子を示す図である。図５は、図１の電気手術装置において行われる処理の一例を示す図である。図６は、周波数と生体組織の導電率との相関を示す図である。

電気手術装置１は、図１に示すように、高周波電力を出力する高周波電源装置２と、ケーブル３１を介して高周波電源装置２に接続可能であるともに、高周波電源装置２から出力される高周波電力を生体組織１０１に対して供給することにより、生体組織１０１に対する処置を行う処置具３と、を有して構成されている。また、高周波電源装置２には、高周波電源装置２に対する指示を行うための操作指示部としての、フットスイッチ４が接続されている。

処置具３には、高周波電源装置２から高周波電力を出力させるための指示信号を、例えば、術者等の手の動作より押圧されている間のみ出力するハンドスイッチ３２が設けられている。

また、フットスイッチ４は、高周波電源装置２から高周波電力を出力させるための指示信号を、例えば、術者等の足の動作より押圧されている間のみ出力するという構成を有している。

高周波電源装置２は、直流電源回路２１と、波形生成回路２２と、共振回路２３と、出力トランス２４と、電流センサ２５と、電圧センサ２６と、Ａ／Ｄコンバータ２７と、制御部２８と、を有して構成されている。

直流電源回路２１は、図示しない商用電源等から供給される電力を、制御部２８の制御に応じた信号レベルを具備する直流電力に変換しつつ、共振回路２３へ出力する。

波形生成回路２２は、制御部２８により設定されるスイッチング周波数を検出するとともに、該スイッチング周波数に応じたタイミング信号を共振回路２３へ出力する。

具体的には、波形生成回路２２は、発振源２２ａと、発振器２２ｂと、を有して構成されている。

発振源２２ａには、周波数ｆ０、ｆ１、ｆ２、・・・、ｆｎからなる（ｎ＋１）種類の周波数が格納されている。

発振器２２ｂは、発振源２２ａに格納されている（ｎ＋１）種類の周波数の中から、制御部２８により設定されるスイッチング周波数と一致する一の種類の周波数を選択する。そして、発振器２２ｂは、前記一の種類の周波数に応じたタイミング信号を生成して共振回路２３へ出力する。

共振回路２３は、自身のインダクタンス値及びキャパシタンス値を、制御部２８の制御に応じて自在に変更することが可能な構成を有している。また、共振回路２３は、制御部２８の制御に応じたものとして自身のインダクタンス値及びキャパシタンス値を変更した後、直流電源回路２１から出力される直流電力と、波形生成回路２２から出力されるタイミング信号とに基づく高周波電力を生成して出力する。すなわち、共振回路２３により生成される高周波電力は、直流電源回路２１から出力される直流電力に応じた信号レベルを具備し、かつ、波形生成回路２２から出力されるタイミング信号に応じた周波数を具備している。

トランス２４は、所定の周波数及びピーク値Ｖ１を有する高周波電圧が一次側回路に印加された場合、電磁誘導により、該所定の周波数及びピーク値Ｖ２を有する高周波電圧を二次側回路に発生させる。そして、トランス２４の二次側回路において、所定の周波数及びピーク値Ｖ２を有する高周波電圧が発生した場合、該高周波電圧に基づく、該所定の周波数及びピーク値Ｉ２を有する高周波電流が、電流センサ２５及びケーブル３１を介し、高周波電源装置２に接続された処置具３に対して出力される。また、トランス２４の二次側回路において、所定の周波数及びピーク値Ｉ２を有する高周波電圧が発生した場合、該高周波電流に基づく、該所定の周波数及びピーク値Ｖ２を有する高周波電圧が、電圧センサ２６及びケーブル３１を介し、高周波電源装置２に接続された処置具３に対して出力される。

電圧センサ２６は、トランス２４の二次側回路において発生する高周波電圧のピーク値Ｖ２に応じた値を検出し、検出した該ピーク値Ｖ２に応じた値を出力電圧値情報としてＡ／Ｄコンバータ２７に対して出力する。

電流センサ２５は、トランス２４の二次側回路において発生する高周波電圧に基づいて発生する、高周波電流のピーク値Ｉ２に応じた値を検出し、検出した該ピーク値Ｉ２に応じた値を出力電流値情報としてＡ／Ｄコンバータ２７に対して出力する。

Ａ／Ｄコンバータ２７は、電圧センサ２６から出力される出力電圧値情報、及び、電流センサ２５から出力される出力電流値情報を夫々デジタル化して制御部２８へ出力する。

ＣＰＵ等により構成される制御部２８は、ハンドスイッチ３２及びフットスイッチ４の少なくともいずれか一方から指示信号が出力されている間、高周波電力を処置具３へ供給するための制御を継続して行う。

また、制御部２８は、Ａ／Ｄコンバータ２７から出力される、出力電圧値情報及び出力電流値情報のデジタルデータに基づき、対象部位の生体組織のインピーダンス値Ｚを算出する。そして、制御部２８は、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超えたことを検出すると、更に高い周波数を具備する高周波電力を出力させるための制御を波形生成回路２２及び共振回路２３に対して行う。また、制御部２８は、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超え、かつ、共振回路２３から出力される高周波電力の周波数が最大値であることを検出すると、高周波電力の出力を実質的に停止させるための制御を直流電源回路２１、波形生成回路２２及び共振回路２３に対して行う。なお、本実施形態の制御部２８は、高周波電力の出力が実質的に（または完全に）停止されたことを術者等へ知らせるために、図示しないブザー等を鳴らす制御を行うものであっても良い。また、高周波電力の出力が実質的に停止されている状態は、生体組織を焼灼しない程度の低いレベルの高周波電力が出力され続けている、という状態を意味する。

一方、高周波電源装置２から出力される高周波電力（高周波電流及び高周波電圧）は、ケーブル３１を介して処置具３へ供給される。

処置具３は、図１に示すように、長手の２本の柄が交差するように連結された鉗子として形成されており、該２本の柄の基端部から延出するケーブル３１と、信号線を介して高周波電源装置２と電気的に接続されるハンドスイッチ３２と、該２本の柄の基端部に夫々設けられたハンドル３３ａ及び３３ｂと、該２本の柄の先端部に夫々設けられたジョー３４ａ及び３４ｂと、を有して構成されている。そして、このような構成の処置具３によれば、ハンドル３３ａ及び３３ｂを互いに近接させる操作により、対象部位の生体組織をジョー３４ａとジョー３４ｂとの間に挟みつつ把持することができる。

ケーブル３１を介して処置具３へ供給された高周波電力は、処置具３における長手の２本の柄の内部に夫々設けられた図示しない導線を経た後、ジョー３４ａ及びジョー３４ｂへ出力される。そして、対象部位の生体組織をジョー３４ａとジョー３４ｂとの間に挟みつつ把持している状態において、ジョー３４ａ及びジョー３４ｂに高周波電力が出力されると、該対象部位の生体組織に該高周波電力が印加される。

ここで、電気手術装置１の作用について述べる。

術者は、処置具３の先端部を対象部位の生体組織に近づけた後、ハンドル３３ａ及び３３ｂの操作により、ジョー３４ａとジョー３４ｂとの間に対象部位の生体組織を挟みつつ把持している状態において、ハンドスイッチ３２またはフットスイッチ４を押圧することにより、高周波電源装置２から高周波電力を出力させるための指示を行う。これに伴い、ジョー３４ａとジョー３４ｂとの間に挟まれている対象部位の生体組織に対して高周波電力が印加される。

対象部位の生体組織に対して高周波電力を印加し続けると、例えば図２及び図３に示すように、該生体組織の内部に蒸気層が形成されるタイミング近辺において、インピーダンス値Ｚが時間ｔの経過に伴って上昇してゆくとともに、生体組織に印加される電力値Ｗが時間ｔの経過に伴って低下してゆく、という現象が生じる。

一方、制御部２８は、Ａ／Ｄコンバータ２７から出力される、出力電圧値情報及び出力電流値情報のデジタルデータを随時モニタリングすることにより、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超えたか否かを判定する（図５のステップＳ１）。そして、制御部２８は、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超えない限りにおいては、対象部位の生体組織に対する高周波電力の印加状態を維持し続ける。また、制御部２８は、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超えたことを検出すると、現在出力している高周波電力の周波数ｆが上限値ｆｍａｘであるか否かを判定する（図５のステップＳ２）。なお、本実施形態において、所定の閾値Ｚｔｈは、４００Ω〜１０００Ωの間の値として予め設定されているものとする。また、所定の閾値Ｚｔｈは、定電力制御から定電圧制御へ切り替わるインピーダンスよりも大きな値であるとする。

制御部２８は、高周波電力の周波数ｆが上限値ｆｍａｘでないことを検出する（図５のステップＳ２）と、該周波数ｆを１段階上昇させるための制御を波形生成回路２２及び共振回路２３に対して行う（図５のステップＳ３）。このような制御により、例えば図４に示すように、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超えたタイミング（時刻ｔ１、ｔ２及びｔ３）において、高周波電力の周波数ｆが、ｆ０→ｆ１、ｆ１→ｆ２、及び、ｆ２→ｆ３と段階的に上昇してゆく。

ここで、生体組織の導電率が周波数に伴って上昇する点を考慮すると、例えば図２及び図３に示すように、高周波電力の周波数ｆが上昇したタイミング（時刻ｔ１、ｔ２及びｔ３）において、対象部位の生体組織のインピーダンス値Ｚが低下するとともに、生体組織に印加される電力値Ｗが初期の（対象部位の生体組織へ高周波電力の印加を始めた直後の）電力値と略同程度まで再び上昇する。なお、周波数と生体組織の導電率との相関は、例えば図６のグラフにより示されるようなものとなる。

そして、制御部２８は、以上に述べたような、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超える毎に高周波電力の周波数ｆを段階的に上昇させてゆく、という制御を繰り返し行う。そして、制御部２８は、最終的に、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超え（図５のステップＳ１）、かつ、高周波電力の周波数ｆが上限値ｆｍａｘ（例えば図４に示すｆ３）であることを検出した（図５のステップＳ２）タイミング（時刻ｔ４）において、高周波電力の出力を実質的に停止させるための制御を直流電源回路２１、波形生成回路２２及び共振回路２３に対して行う。なお、本実施形態の制御部２８は、高周波電力の出力が実質的に停止されたことを術者等へ知らせるために、時刻ｔ４のタイミングにおいて、図示しないブザー等を鳴らす制御を併せて行うものであっても良い。また、本実施形態の制御部２８は、時刻ｔ４のタイミングにおいて、高周波電力の出力を実質的に停止させるものに限らず、例えば、高周波電力の出力を完全に停止させるものであっても良い。

なお、本実施形態の制御部２８は、高周波電力の周波数ｆを、例えば、３５０ｋＨｚ〜５ＭＨｚ程度の間において段階的に上昇させるための制御を行うものであるとする。

また、本実施形態の制御部２８は、高周波電力の周波数ｆを複数の段階に分けて上昇させるための制御を行うものであれば良く、ｆ０、ｆ１、ｆ２及びｆ３の４段階に分けて上昇させるための制御を行うものに限らない。

さらに、本実施形態の制御部２８は、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超えたことを検出した際に、高周波電力の周波数ｆを１段階上昇させるための制御を行うものに限らず、例えば、生体組織に印加される電力値Ｗが初期の電力値の半分未満となったことを検出した際に、高周波電力の周波数ｆを１段階上昇させるための制御を行うものであっても良い。また、本実施形態の制御部２８は、例えば、出力電圧値情報または出力電流値情報のいずれかに基づいて、高周波電力の周波数ｆを１段階上昇させるための制御を行うものであっても良い。また、本実施形態の制御部２８は、経過時間に対するインピーダンス値Ｚの傾きが所定の閾値を超えたことを検出した際に、周波数ｆを1段階上昇させるための制御を行うものであっても良い。

一方、本実施形態の制御部２８は、更なる脱水効果を得る目的において、高周波誘電加熱に係る制御を行うものであっても良い。

具体的には、本実施形態の制御部２８は、図５に示す一連の処理において、インピーダンス値Ｚが所定の閾値Ｚｔｈを超え、かつ、高周波電力の周波数ｆが上限値ｆｍａｘであることを検出した後、周波数ｆｍａｘを具備する高周波電力を所定の期間だけ出力させるための制御を更に行うものであっても良い。

ところで、脱水の進行に伴って生体組織の内部に蒸気層が形成され、該生体組織のインピーダンスが上昇してゆく点を考慮した場合、生体組織に印加される電力が時間とともに低下してゆくため、それ以上脱水が進まなくなってしまう、という状況が発生し得る。

また、脱水の進行に伴って生体組織の内部に蒸気層が形成され、該生体組織のインピーダンスが上昇してゆく点を考慮した場合、該生体組織におけるインピーダンスの上昇を単に検出しただけでは、該生体組織の脱水状態を正確に検出することはできないと考えられる。

一方、従来の技術によれば、ごく初期の組織インピーダンス応答に基づいて出力電力等を決定しているに過ぎないため、結果的に、対象部位の生体組織が十分に脱水されず、該対象部位の接合力が弱くなってしまう、という課題が生じている。

そして、以上に述べたように、本実施形態の電気手術装置１によれば、生体組織のインピーダンス値の上昇に伴って高周波電力の周波数を段階的に上昇させる制御を行うことにより、該生体組織へ高周波電力の印加を始めた直後の値と略同程度の値の電力を継続的に印加することができる。その結果、本実施形態の電気手術装置１によれば、対象部位の生体組織を確実に脱水することができる。

（第２実施形態）
以下では、消化管等の生体組織の接合処置に用いられる高周波処置装置及び高周波制御方法を例として説明する。

図７乃至図１５を参照し、本発明の第２実施形態を説明する。

図７を参照して、高周波処置装置について説明する。

高周波処置システムでは、生体組織を処置するための処置用高周波が用いられる。即ち、電源装置１３０では、直流電源回路１３１から処置用高周波発生回路１３２へと電力が供給される。処置用高周波発生回路１３２は、波形生成回路１３３に制御されて処置用高周波を発生し、出力トランス１３４へと出力する。出力トランス１３４は一対の出力端子に接続されている。電源装置１３０の一対の出力端子はケーブル１３６の一対の信号線１３７に夫々接続され、ケーブル１３６の一対の信号線１３７は高周波処置具１３８の一対の電極１４２に夫々接続される。本実施形態では、高周波処置具１３８は鉗子の形態を有する。即ち、高周波処置具１３８では、基端側の一対のハンドル１３９を開閉操作することにより先端側の一対のジョー１４１を開閉作動可能であり、一対のジョー１４１の各々の閉方向側には電極１４２が配設されており、一対の電極１４２によって生体組織を把持可能である。一対の電極１４２によって生体組織を把持し、電源装置１３０の出力トランス１３４からケーブル１３６の一対の信号線１３７を介して高周波処置具１３８の一対の電極１４２に処置用高周波を供給し、一対の電極１４２から把持された生体組織に処置用高周波を付与することにより、生体組織を処置することが可能である。 このように、直流電源回路１３１、処置用高周波発生回路１３２及び出力トランス１３４によって、処置用高周波出力ユニットが形成されている。また、出力トランス１３４と出力端子との間には、出力トランス１３４から出力された高周波の電流、電圧値を検知する電流センサ１４３、電圧センサ１４４が配置されている。電流センサ１４３、電圧センサ１４４で検知された電流値、電圧値は、Ａ／Ｄコンバータ１４６によってＡ／Ｄ変換され、主制御部１４７ヘと出力される。主制御部１４７は、入力された電流値及び電圧値から生体組織のインピーダンスを算出し、算出されたインピーダンスに基づいて、直流電源回路１３１、波形生成回路１３３を制御する。このように、電流センサ１４３、電圧センサ１４４、Ａ／Ｄコンバータ１４６及び主制御部１４７によって検知ユニットが形成されており、主制御部１４７及び波形生成回路１３３によって制御ユニットが形成されている。

図８乃至図１４を参照して、高周波処置方法について説明する。

生体組織の接合処置の化学的特性について説明する。

生体組織の接合については、接合される再組織の極性基間の水素結合により成立していると考えられ、原理的には接着剤と同様である。即ち、生体組織のタンパク質は多種のアミノ酸のペプチド結合鎖により形成されており、各ペプチド結合鎖にはＮＨ、ＯＨ等の極性基が含まれており、各極性基が規則的に水素結合することにより、タンパク質特有の立体構造が形成されている。タンパク質に熱等のエネルギーを付与することにより、タンパク変性が生じ、極性基間の水素結合が解離される。そして、接合したい生体組織間で、解離された極性基を再結合させることにより、生体組織が接合される。ここで、水分子はタンパク質の極性基に結合しやすく、生体組織に水分が残存している場合には、解離された極性基に水分子が結合してしまい、接合したい生体組織間での極性基の水素結合が阻害される。即ち、生体組織を確実に接合するためには、生体組織を充分に脱水して、生体組織から水分子を排除する必要があることになる。

図８を参照し、生体組織１４８及びケーブル１３６の電気的特性について説明する。

生体組織１４８は抵抗とコンデンサとの並列回路として表現できる。生体組織１４８の細胞について、細胞外液及び細胞内液は高い導電率を有し生体組織１４８の抵抗成分をなしている。一方、細胞膜は絶縁性であり生体組織１４８の容量成分をなしている。容量成分に基づくインピーダンスは概略として高周波の周波数に反比例する。生体組織１４８へのエネルギーの付与により、生体組織１４８のインピーダンスが変化される。即ち、最初に、細胞膜が破壊されることによりインピーダンスは減少する。そして、細胞外液及び細胞内液が昇温されて、細胞外液及び細胞内液内のイオンの動きが活発になることで、インピーダンスは緩やかに減少し、続いて、細胞外液及び細胞内液がさらに昇温されて、細胞外液及び細胞内液の蒸発が開始されることで、インピーダンスは緩やかに増大される。その後、細胞外液及び細胞内液が沸騰、蒸発され、生体組織に蒸気層が生成される。蒸気層は絶縁性で容量成分をなし、高インピーダンスであるため、生体組織のインピーダンスは急激に増大する。生体組織において蒸気層の生成が開始されたと判断できるインピーダンスの値を予め決定しておき、この値を切替閾値Ｚｃとする。さらに生体組織１４８にエネルギーを付与することにより、残存している水分が順次沸騰、蒸発していき、インピーダンスは緩やかに上昇し、一定値に近づいていく。生体組織が完全に脱水されたと判断できるインピーダンスの値を予め決定しておき、この値を終了閾値Ｚｅとする。

ケーブル１３６は生体組織１４８に直列なコイルと並列なコンデンサとによって表現できる。ケーブル１３６の各信号線１３７は所定の誘導係数を有し、ケーブル１３６のインピーダンスのインダクタンス成分をなしている。インダクタンス成分に基づくインピーダンスは概略として周波数に比例する。ここで、ケーブル１３６は比較的長尺、例えば全長３ｍ程度であり、特に周波数が高い場合には、インダクタンス成分の影響が大きくなる。また、両信号線１３７によってコンデンサが形成され、容量成分をなしている。容量成分に基づくインピーダンスは概略として周波数に反比例する。

図９乃至図１５を参照して、高周波制御方法について説明する。

処置開始（Ｓ１００）
処置用高周波の出力を開始する。

処置開始時には、生体組織では抵抗成分が支配的であり、生体組織は導電体とみなすことが可能な状態にあり、生体組織のインピーダンスＺは比較的小さくなっている。

定電力制御工程（Ｓ１０１）
電流センサ１４３及び電圧センサ１４４によって、出力トランス１３４から出力される処置用高周波の電流値及び電圧値を検知し、検知された電流値及び電圧値に基づいて、出力トランス１３４から出力される処置用高周波の電力Ｗが一定となるように処置用高周波を制御する。処置用高周波の周波数ｆｔは、通常の高周波処置装置で用いられる比較的低い周波数ｆｌ、例えば数百ｋＨｚに設定される。生体組織に高周波電流が流れ、生体組織においてジュール熱が発生することになる。ここで、生体組織のインピーダンスＺが小さいため、高周波電流は比較的大きくなり、また、ジュール熱による発熱量Ｑ１は電流の二乗に比例するため、生体組織に比較的大きなエネルギーが付与されることになる。生体組織へのエネルギーの付与により、細胞膜の破壊、細胞外液及び細胞内液の昇温を経て、細胞外液及び細胞内液が沸騰、蒸発し、生体組織に蒸気層が生成され、生体組織のインピーダンスＺが急激に上昇する。

なお、処置用高周波の周波数ｆｔを比較的高い周波数ｆｈ、例えば数ＭＨｚに設定しない理由は次の通りである。ケーブル１３６のインダクタンス成分に基づくインピーダンスは概略として周波数に比例するため、処置用高周波の周波数ｆｔを比較的高い周波数ｆｈとすると、ケーブル１３６のインダクタンス成分に基づくインピーダンスが比較的大きくなる。これに対して、生体組織の抵抗成分に基づくインピーダンスは比較的小さい。このようなケーブル１３６のインダクタンス成分と生体組織の抵抗成分とが直列に配置されているため、電源装置１３０から出力される一定の電力Ｗの内、ケーブル１３６で消費される電力が増大し、生体組織で消費される電力が減少して生体組織で発生するジュール熱が減少し、脱水効果が減少することになる。一方で、生体組織は導電体とみなすことが可能な状態にあり、高周波誘電加熱による発熱は殆ど生じず、周波数を高く設定したとしても高周波誘電加熱による脱水効果は殆ど得られない。

インピーダンス測定工程（Ｓ１０２）
処置用高周波の定電力制御中、処置用高周波の電流値及び電圧値から処置対象の生体組織のインピーダンスＺを算出する。

切替判断工程（Ｓ１０３）
処置用高周波に基づいて算出されたインピーダンスＺが切替閾値Ｚｃに達した場合には、処置用高周波の制御を定電力制御から定電圧制御へと切り替える。

定電圧制御工程（Ｓ１０４）
蒸気層が生成された生体組織では容量成分が支配的であり、生体組織は誘電体とみなすことが可能な状態にあり、生体組織のインピーダンスＺは比較的大きくなっている。生体組織において蒸気層が生成され、生体組織のインピーダンスＺが急激に上昇した時点では、生体組織には依然として細胞外液及び細胞内液が残存しており、生体組織の脱水は完全ではない。しかしながら、生体組織のインピーダンスＺが大きくなっているため、生体組織に流れる高周波電流が小さくなり、ジュール熱による発熱量Ｑ１が小さくなる。特に、ケーブル１３６の容量成分に基づくインピーダンスは概略として高周波の周波数に反比例するため、ケーブル１３６の容量成分に基づくインピーダンスが比較的小さくなる。このようなケーブル１３６の容量成分と生体組織の容量成分とが並列に配置されているため、生体組織に流れる高周波電流がさらに小さくなり、ジュール熱による発熱量Ｑ１がさらに小さくなる。なお、電極１４２において放電が生じるのを防止するために、処置用高周波の電圧Ｖは一定以下にする必要があり、電圧Ｖを増大させることで生体組織に流れる電流を増大させるのには限界がある。以上から、ジュール熱により生体組織を完全に脱水することは困難である。

定電圧工程では、出力トランス１３４から出力される処置用高周波の電圧Ｖが一定となるように処置用高周波を制御する。処置用高周波の周波数ｆｔは、通常の高周波処置装置で用いられる周波数よりも高い比較的高い周波数ｆｈ、例えば数ＭＨｚに設定される。生体組織は誘電体とみなすことが可能な状態にあり、生体組織は高周波誘電加熱により加熱される。高周波誘電加熱による発熱量Ｑ２は、電界強度の二乗及び周波数に比例し、生体組織に流れる電流の減少の影響を受けず、周波数の上昇により増大される。また、生体組織のインピーダンスＺが大きくなっているため、ケーブル１３６のインダクタンス成分の影響は相対的に小さく、生体組織に印加される電圧Ｖは充分に確保され、電界強度も充分に確保される。このため、生体組織に比較的大きなエネルギーが付与され、生体組織に残存した細胞外液及び細胞内液を沸騰、蒸発させることが可能である。

インピーダンス測定工程（Ｓ１０５）
処置用高周波の定電圧制御中、処置用高周波の電流値及び電圧値から処置対象の生体組織のインピーダンスＺを算出する。

終了判断工程（Ｓ１０６）
処置用高周波に基づいて算出されたインピーダンスＺが終了閾値Ｚｅに達したか否かを判断する。

処置終了（Ｓ１０７）
処置用高周波の出力を停止する。

本実施形態の高周波処置装置及び高周波処置方法は次の効果を奏する。

生体組織のインピーダンスが切替閾値Ｚｃよりも小さい場合には、生体組織は導電体とみなしうる状態にあり、生体組織に電流が流れやすいため、電流の二乗に比例するジュール熱による発熱量Ｑ１が比較的大きくなる。また、生体組織の抵抗成分に対して、ケーブル１３６のインダクタンス成分の影響が大きくなり、ケーブル１３６で消費される電力の割合が増大して生体組織で消費される電力の割合が減少することになる。このような場合に、処置用高周波の周波数ｆｔを比較的低い数ｋＨｚの周波数ｆｌに設定して、ケーブル１３６のインダククンス成分の影響を緩和して、生体組織で消費される電力の割合を増大させ、ジュール熱による発熱量Ｑ１を増大させた上で、主にジュール熱により生体組織を処置する。このため、充分に高い脱水効果が得られる。一方、生体組織のインピーダンスが切替閾値Ｚｃよりも大きい場合には、生体組織は誘電体とみなしうる状態にあり、また、ケーブル１３６の容量成分の影響が比較的大きくなり、生体組織に電流が非常に流れにくくなる。このため、電流の二乗に比例するジュール熱による発熱量Ｑ１が非常に小さくなるのに対して、高周波誘電加熱による発熱量Ｑ２が充分に大きくなる。このような場合に、処置用高周波の周波数ｆｔを比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈに設定し、周波数に比例する高周波誘電加熱の発熱量Ｑ２を増大させた上で、主に高周波誘電加熱により生体組織を処置する。このため、充分に高い脱水効果が得られる。従って、ケーブル１３６により処置用高周波を伝達する場合であっても、生体組織を確実に脱水することが可能となっている。

（第３実施形態）
図１６乃至図１９を参照し、本発明の第３実施形態を説明する。

本実施形態では、処置される生体組織のインピーダンスを測定するために、比較的高い周波数の検知用高周波が用いられる。

図１６を参照し、電源装置１３０では、直流電源回路１３１から検知用高周波発生回路１５１へと電力が供給される。検知用高周波発生回路１５１は、検知用高周波を発生し、出力トランス１３４へと出力する。処置用高周波と同様に、検知用高周波は、出力トランス１３４からケーブル１３６の一対の信号線１３７を介して一対の電極１４２に供給され、一対の電極１４２により把持された生体組織に付与される。このように、直流電源回路１３１、検知用高周波発生回路１５１及び出力トランス１３４によって、検知用高周波出力ユニットが形成されている。出力トランス１３４から出力された高周波の電流値、電圧値は、電流センサ１４３、電圧センサ１４４によって検知され、セパレータ１５０によって処置用高周波成分、検知用高周波成分に分離され、Ａ／Ｄコンバータ１４６によってＡ／Ｄ変換され、主制御部１４７へと出力される。主制御部１４７は、検知用高周波の電流値及び電圧値に基づいて生体組織のインピーダンスを算出する。このように、本実施形態の検知ユニットはセパレータ１５０を含む。主制御部１４７は、算出されたインピーダンスに基づいて、直流電源回路１３１、波形生成回路１３３を制御する。

図１７及び図１８を参照して、高周波制御方法について説明する。

処置開始（Ｓ２００）
処置用高周波及び検知用高周波の出力を開始する。

定電力制御工程（Ｓ２０１）
第２実施形態と同様に、処置用高周波について定電力制御を行う。

インピーダンス測定工程（Ｓ２０２）
処置用高周波の定電力制御中、検知用高周波の電流値及び電圧値から処置対象の生体組織のインピーダンスＺを算出する。検知用高周波の電圧としては、処置用高周波の電圧よりも充分に小さい微弱な電圧が用いられる。また、検知用高周波の周波数ｆｄは、一定に維持され、処置用高周波の比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈと同等か若しくは高い、比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈｈに設定される。なお、検知用高周波として比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈｈを用いているため、ケーブル１３６のインダクタンス成分に基づくインピーダンスが大きくなっており、生体組織のインピーダンスＺを算出するには、検知用高周波の電流値及び電圧値から直接算出されたインピーダンスからケーブル１３６のインダクタンス成分に基づくインピーダンスを減ずる必要がある。なお、検知用高周波の周波数ｆｄは一定に維持されるため、ケーブル１３６のインダクタンス成分に基づくインピーダンスも一定となる。

切替判断工程（Ｓ２０３）
検知用高周波に基づいて算出されたインピーダンスＺが切替閾値Ｚｃに達した場合には、処置用高周波の制御を定電力制御から定電圧制御へと切り替える。

定電圧制御工程（Ｓ２０４）
第２実施形態と同様に、処置用高周波について定電圧制御を行う。

インピーダンス測定工程（Ｓ２０５）
処置用高周波の定電圧制御中、検知用高周波の電流値及び電圧値から処置対象の生体組織のインピーダンスＺを算出する。検知用高周波の周波数ｆｄは、処置用高周波の定電力制御中の比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈｈのまま維持される。

終了判断工程（Ｓ２０６）
処置用高周波に基づいて算出されたインピーダンスＺが終了閾値Ｚｅに達したか否か判断する。

処置終了（Ｓ２０７）
処置用高周波及び検知用高周波の出力を停止する。

本実施形態の高周波処置装置及び高周波処置方法は次の効果を奏する。

生体組織のインピーダンスは周波数特性を有し、インピーダンスを検知する高周波の周波数の変化によってインピーダンスの測定値が変動する。本実施形態では、生体組織の処置の全体にわたって、一定の周波数ｆｈｈの検知用高周波を用いてインピーダンスを測定しているため、インピーダンスを測定するための高周波の周波数の変化に起因するインピーダンスの測定値の変動の影響を排除して、インピーダンスの測定を行うことが可能となっている。

また、検知用高周波の周波数ｆｄとして、比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈｈを用いている。検知用高周波の周波数ｆｄが高い場合には、細胞膜、蒸気層から形成される容量成分に基づくインピーダンスが小さく測定され、測定されるインピーダンスは主に細胞外液及び細胞内液から形成される抵抗成分に基づくインピーダンスに起因するものとなる。このため、生体組織において蒸気層が発生し始めた後であっても、蒸気層の影響を排除して、生体組織そのもののインピーダンスを測定することが可能となっている。

（第４実施形態）
図１９を参照し、本発明の第４実施形態を説明する。

本実施形態では、検知用高周波の周波数ｆｄとして、第３実施形態と異なり、処置用高周波の比較的低い数ｋＨｚの周波数ｆｌと同等か若しくは低い、比較的低い数ｋＨｚの周波数ｆｌｌが用いられる。検知用高周波の周波数ｆｄが低い場合には、細胞膜、蒸気層から形成される容量成分に基づくインピーダンスが大きく測定され、測定されるインピーダンスは主に容量成分に基づくインピーダンスに起因するものとなる。このため、生体組織への処置用高周波の付与を開始した直後における細胞膜の破壊を検知することが可能となっている。

（第５実施形態）
図２０を参照し、本発明の第５実施形態を説明する。

本実施形態では、主制御部１４７は、第２実施形態と同様に、処置用高周波の電流値及び電圧値に基づいて生体組織のインピーダンスを算出すると共に、検知用高周波の電流値及び電圧値に基づいて生体組織のインピーダンスを算出する。検知用高周波の周波数ｆｄとして、処置用高周波の周波数ｆｔと異なる周波数を用いる。本実施形態では、処置用周波数が比較的低い数ｋＨｚの周波数ｆｌである場合には、検知用高周波の周波数ｆｄを処置用高周波の比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈと同じ周波数とし、処置用周波数が比較的高い数ＭＨｚの周波数ｆｈである場合には、検知用高周波の周波数ｆｄを処置用高周波の比較的低い数ｋＨｚの周波数ｆｌと同じ周波数とする。主制御部１４７は、算出した２つのインピーダンスに基づいて、生体組織のインピーダンスが切替閾値Ｚｃに達したか否か判断する。

このように、常時、互いに異なる周波数を有する２つの高周波により、周波数特性を有する生体組織のインピーダンスを測定しているため、生体組織の状態を的確に把握することが可能となっている。特に、本実施形態では、比較的低い数ｋＨｚの周波数の高周波ｆｌと、比較的高い数ＭＨｚの周波数の高周波ｆｈと、を用いており、第３及び第４実施形態で述べたような、生体組織そのもののインピーダンスの測定及び細胞膜の破壊の検知が可能となっている。

以下、本発明の参考形態を説明する。

図２１Ａ及び図２１Ｂを参照して、本発明の第１参考形態を説明する。

本参考形態では、高周波処置具１３８のジョー１４１に配置される電極１４２として、エッジ電極１５２と中央電極１５３とが用いられる。生体組織への接触方向にみて、エッジ電極１５２は長方形の四辺をなす細い枠状であり、中央電極１５３は、長方形をなす平板状であり、エッジ電極１５２の内側に配置されている。エッジ電極１５２と中央電極１５３とはジョー本体の絶縁部材によって互いに絶縁されている。生体組織に接合処置を行う場合には、一対のエッジ電極１５２間の比較的狭い領域に電圧を負荷することになり、当該領域では電界密度が大きくなって、集中的にエネルギーが付与されることになり、脱水効果が向上する。このため、生体組織の厚さや蒸気層の存在にかかわらず、生体組織が均一かつ充分に脱水され、均一かつ充分な接合強度が得られる。この結果、接合部のエッジ部分において充分な接合強度が得られるため、接合部全体が剥がれにくくなっている。

図２２を参照して、本発明の第２参考形態を説明する。

本参考形態では、生体組織への接触方向にみて、細い棒状の複数の棒電極１５４が等間隔で並列されている。生体組織に接合処置を行う場合には、互いに対向する各一対の棒電極１５４間の狭い各領域に集中的にエネルギーが付与されることになり、当該各領域において均一かつ充分な接合強度が得られ、接合部のエッジ部分において充分な接合強度が得られる。また、仮に一側端の棒状接合部分において生体組織が剥がれてしまった場合であっても、その内側の棒状接合部分も均一かつ充分な接合強度を有するため、新たな接合部のエッジ部分において充分な接合強度が得られることになり、接合部が全体として充分に剥がれにくくなっている。

図２３を参照して、本発明の第３参考形態を説明する。

本参考形態では、生体組織への接触方向にみて、細く短い短棒伏の複数の短棒電極１５６がそれらの長手方向に等間隔で整列されており、複数の短棒電極１５６列が互いに等間隔に並列されており、隣り合う両短棒電極１５６列間では、短棒電極１５６がそれらの長手方向にずらして互い違いに配置されている。生体組織に接合処置を行う場合には、互いに対向する各一対の短棒電極１５６間の充分に狭い各領域に集中的にエネルギーが付与されることになり、当該各領域において均一かつ充分な接合強度が得られ、接合部のエッジ部分において充分な接合強度が得られる。また、接合部において、脱水がなされていない未脱水領域が広く残されるため、生体組織の再生能力が向上され、接合部の脱落が遅延されると共に、生体組織の再生の開始が促進される。

以下、本発明の第４参考形態を説明する。

本参考形態では、第１参考形態の高周波処置具１３８において、エッジ電極１５２、中央電極１５３の夫々に対して別個独立に処置用高周波を供給することが可能である。エッジ電極１５２に供給される処置用高周波については、第２実施形態の処置用高周波と同様に制御される。即ち、生体組織のインピーダンスが切替閾値Ｚｃに達するまでは、比較的低い数百ｋＨｚの周波数に設定され、切替閾値Ｚｃに達した後には、比較的高い数ＭＨｚの周波数に設定される。一方で、中央電極１５３に供給される処置用高周波については、生体組織の接合処置の全体にわたって、比較的低い数百ｋＨｚの周波数に設定される。本参考形態では、一対のエッジ電極１５２間の生体組織をジュール熱及び高周波誘電加熱により脱水するため、当該生体組織を完全に脱水することができ、接合強度をさらに増大することが可能となっている。

なお、本発明は、上述した各実施形態及び各参考形態に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更や応用が可能であることは勿論である。

本出願は、２００８年１０月１５日に米国に出願されたＵ．Ｓ． Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ． １２／２５２，０５４、及び、２００８年１０月３日に米国に出願されたＵ．Ｓ． Ｐａｔｅｎｔ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｎｏ． １２／２４４，９２０を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims (15)

1. 生体組織に印加するための高周波電力を発生する高周波電力発生部と、
   前記高周波電力の電圧を検出する電圧検出部と、
   前記高周波電力の電流を検出する電流検出部と、
   前記電圧と、前記電流とに基づき、前記生体組織を挟んで把持する把持部材間のインピーダンスを算出するインピーダンス算出部と、
   前記インピーダンス算出部が算出した前記インピーダンスの値が所定の閾値を超えたことを検出する検出手段と、
   前記検出手段が検出する度に、前記高周波電力発生手段から発生される前記高周波電力の周波数を段階的に上昇させるための制御信号を発生する周波数制御部と、
   を有することを特徴とする電気手術装置。
2. 前記周波数制御部は、前記インピーダンスが前記所定の閾値を超え、かつ、前記周波数が最大値であることを検出した際に、前記高周波電力の出力を停止または実質的に停止させるための制御を前記高周波電力発生部に対して行うことを特徴とする請求項１に記載の電気手術装置。
3. 前記周波数制御部は、前記インピーダンスが前記所定の閾値を超え、かつ、前記周波数が最大値であることを検出した際に、該最大値の周波数を具備する高周波電力を所定の期間だけ出力させるための制御を前記高周波電力発生部に対して行うことを特徴とする請求項１に記載の電気手術装置。
4. 前記周波数制御部は、前記インピーダンスが所定の閾値を超えた場合に、３５０ｋＨｚ〜５ＭＨｚの間において、前記周波数を段階的に上昇させるための制御を前記高周波電力発生部に対して行うことを特徴とする請求項１に記載の電気手術装置。
5. 生体組織に印加するための高周波電力を発生部によって発生させるステップと、
   前記高周波電力の電圧を第１の検出部によって検出させるステップと、
   前記高周波電力の電流を第２の検出部によって検出させるステップと、
   前記電圧と、前記電流とに基づき、前記生体組織を挟んで把持する把持部材間のインピーダンスをインピーダンス算出手段によって算出させるステップと、
   前記インピーダンス算出手段が算出した前記インピーダンスの値が所定の閾値を超えたことを第3の検出部によって検出させるステップと、
   前記第３の検出部が検出する度に、前記発生部から発生される前記高周波電力の周波数を段階的に上昇させるための制御信号を周波数制御部によって発生させるステップと、
   を有することを特徴とする電気手術装置の制御方法。
6. 前記インピーダンスが前記所定の閾値を超え、かつ、前記周波数が最大値であることを
   検出した際に、前記高周波電力の出力を停止または実質的に停止させるステップを更に有
   することを特徴とする請求項５に記載の電気手術装置の制御方法。
7. 前記インピーダンスが前記所定の閾値を超え、かつ、前記周波数が最大値であることを
   検出した際に、該最大値の周波数を具備する高周波電力を所定の期間だけ出力させるステ
   ップを更に有することを特徴とする請求項５に記載の電気手術装置の制御方法。
8. 前記インピーダンスが所定の閾値を超えた場合に、３５０ｋＨｚ〜５ＭＨｚの間におい
   て、前記周波数を段階的に上昇させることを特徴とする請求項５に記載の電気手術装置の
   制御方法。
9. 処置対象の生体組織に付与される処置用高周波を出力可能な処置用高周波出力ユニット
   と、
   処置対象の生体組織のインピーダンスを検知するための検知ユニットと、
   前記検知ユニットの検知結果に基づき前記処置用高周波出力ユニットを制御可能な制御
   ユニットであって、前記制御ユニットは、前記処置用高周波の処置用周波数を、処置対象
   の生体組織のインピーダンスが所定の閾値より小さい場合には主にジュール熱により生体
   組織を処置するために第１の処置用周波数とし、処置対象の生体組織のインピーダンスが
   前記所定の閾値より高い場合には主に高周波誘電加熱により生体組織を処置するために前
   記第１の処置用周波数よりも高い第２の処置用周波数とする、制御ユニットと、
   を具備することを特徴とする高周波処置装置。
10. 処置対象の生体組織に処置用高周波を付与する第１及び第２の電極と、
    前記処置用高周波出力ユニットから出力された処置用高周波を前記第１及び第２の電極
    へと伝達可能であり、所定の誘導係数及び容量を有するケーブルと、
    をさらに具備することを特徴とする請求項９に記載の高周波処置装置。
11. 処置対象の生体組織に付与される検知用高周波を出力可能であり前記制御ユニットによ
    り制御される検知用高周波出力ユニットをさらに具備し、
    前記検知ユニットは、前記検知用高周波出力ユニットから出力される検知用高周波に基
    づいて、処置対象の生体組織のインピーダンスを算出可能であることを特徴とする請求項
    ９に記載の高周波処置装置。
12. 前記制御ユニットは、前記検知用高周波の検知用周波数を一定とすることを特徴とする
    請求項１１に記載の高周波処置装置。
13. 前記制御ユニットは、前記検知用高周波の検知用周波数を主に生体組織の抵抗成分に基
    づくインピーダンスを検知するのに適した検知用周波数とすることを特徴とする請求項１
    １に記載の高周波処置装置。
14. 前記制御ユニットは、前記検知用高周波の検知用周波数を主に生体組織の容量成分に基
    づくインピーダンスを検知するのに適した検知用周波数とすることを特徴とする請求項１
    １に記載の高周波処置装置。
15. 前記制御ユニットは、前記検知用高周波の検知用周波数を前記処置用高周波の処置用周
    波数とは異なる検知用周波数とし、
    前記検知ユニットは、前記処置用高周波に基づいて、処置対象の生体組織のインピーダ
    ンスを算出可能であることを特徴とする請求項１１に記載の高周波処置装置。

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