JP5315154B2 - エレクトロサージカルデバイス、および、治療処置装置 - Google Patents

Description

この発明は、エネルギを用いて生体組織同士を接合するためのエレクトロサージカルデバイスおよび治療処置装置に関する。

例えば特許文献１や特許文献２には、生体組織を高周波エネルギにより凝固させる間に、生体組織に液体を注入することができる鉗子が開示されている。そして、特許文献１や特許文献２に開示された技術により、高周波エネルギにより生体組織を凝固させる際に、その凝固に悪影響を及ぼす組織の乾燥、炭化、焦げ、鉗子への組織の張り付きを防止することができる。

そして、特許文献１では、液体を注入する制御方法は、沸点で除かれる導電性流体の割合を制御し、液体の除熱作用を利用して望ましい温度（１００℃）の範囲になるように、出力の大きさに応じて導電性流体の流量を制御している。

また、特許文献２では、液体を注入する制御方法は、出力測定装置からの信号に基づいて、導電性流体の沸騰を制御すべく液体の流量が変更されている。

さらに、特許文献３から特許文献５では、広範囲の熱凝固手術を容易かつ確実に行うための電気手術装置が開示されている。特許文献３から特許文献５に開示された技術の基本的な考えは、熱凝固（組織焼灼）し乾燥することにより高周波電流が流れにくくなった組織に対して、生理的食塩水などの湿潤液を供給することにより生体組織の導電性を高め、通電部近傍の生体組織の電気的特性を是正することにある。これによって広範囲の熱凝固（組織焼灼）や生体組織のアブレーションが可能となっている。そして、特許文献３から特許文献５では、液体の注入量を制御する方法は、圧力や温度などの検知情報に基づいて流体の注入量を制御する方法や、組織インピーダンスから高周波装置、ポンプを制御する方法などがある。

米国特許第７１１５１３９号明細書 米国特許第６９５３４６１号明細書 特開２００４−８５８１号公報 特開２００４−８５８２号公報 特開２００４−８５８３号公報

特許文献１では、単に生体組織の温度が望ましい温度（１００℃）の範囲にあるか否かによって液体の流量を制御する。このため、生体組織を凝固させる際に生体組織の内部の状態がどのようになっているのかについては、考慮されていない。また、流体の供給範囲に限定を与えていないため、その凝固範囲は所望の処置対象の生体組織だけでなく、その周囲の生体組織まで及んでおり、すなわち、所望でない生体組織まで高周波エネルギを用いた処置の影響を及ぼしている。

特許文献２では、液体の流量は、単に導電性流体の沸騰を制御すべく変更されるものである。このため、特許文献２も、特許文献１と同様に、処置の際に生体組織の内部の状態がどのようになっているのかについては、考慮されていない。また、その凝固範囲は所望の処置対象の生体組織だけでなく、その周囲まで及んでおり、すなわち、所望でない生体組織まで高周波エネルギを用いた処置の影響を及ぼしている。

一方、生体組織を強固に接合させるためには、接合面の生体組織にタンパク質を大きく変性させる必要があることが分かってきている。そしてこのタンパク質の変性を促進させるためには大きなエネルギ投入量が必要とされる。また、接合された組織の早期の修復を考えた場合、周囲の生体組織への処置の影響は、限りなく抑えることが望ましい。

この発明は、生理的食塩水などの導電性流体を供給することにより、導電性を高め特定の範囲のみ大きなタンパク質の変性をさせることができるエレクトロサージカルデバイスおよび治療処置装置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、この発明に係る生体組織同士を接合するためのエレクトロサージカルデバイスは、生体組織を把持する１対の把持面と、前記１対の把持面の少なくとも一方に配置され、エネルギ源から供給されるエネルギによって前記１対の把持面の間に把持された生体組織を接合するための接合用処置部と、前記把持面又は前記接合用処置部に設けられ、前記１対の把持面で把持された生体組織に導電性流体を供給可能な流動体供給部とを備えている。

この発明によれば、生理的食塩水などの導電性流体を供給することにより、導電性を高め特定の範囲のみ大きなタンパク質の変性をさせることができるエレクトロサージカルデバイスおよび治療処置装置を提供することができる。

第１ないし第９の実施の形態に係る治療処置装置を示す概略図。 第１ないし第９の実施の形態に係る治療処置装置を示す概略的なブロック図。 第１ないし第９の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具（エレクトロサージカルデバイス）のシャフトと、挟持部の閉じた状態の第１の挟持体および第２の挟持体とを示す概略的な縦断面図。 第１ないし第９の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具のシャフトと、挟持部の開いた状態の第１の挟持体および第２の挟持体とを示す概略的な縦断面図。 第１の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第１の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図４Ａに示す４Ｂ−４Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第１ないし第１２の実施の形態に係る、治療処置装置を用いて生体組織に高周波エネルギを用いた処置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ないし第１２の実施の形態に係る治療処置装置を用いて生体組織を処置する際のエネルギ源からの高周波電力の出力、処置対象の生体組織の状態（インピーダンスＺなどの電気的情報）、流量調整部からの流体供給量の制御を模式的に示した概略図。 処置対象の生体組織に対して連続的に高周波電力を加えたときの高周波出力に対するインピーダンスの挙動および処置対象の生体組織に加えられる高周波電力量を示すとともに、第１ないし第１２の実施の形態に係る治療処置装置を用いて処置対象の生体組織に高周波電力を加え生体組織のインピーダンスが所定の閾値に到達したときに高周波電力を加えるのを停止して処置対象の生体組織に導電性流体を供給して生体組織のインピーダンスを強制的に低下させた後、再び同じ処置を繰り返した状態の高周波出力に対するインピーダンスの挙動および処置対象の生体組織に加えられる高周波電力量を示す概略図。 第１ないし第１２の実施の形態に係る治療処置装置の高周波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ないし第１２の実施の形態に係る治療処置装置の高周波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ないし第１２の実施の形態に係る治療処置装置のうち、閾値に位相を用いて高周波電力の供給と導電性流体との切り換えを行う場合を示す概略的なブロック図。 第１ないし第１２の実施の形態の第１の変形例に係る治療処置装置を用いて生体組織に高周波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。 図１に示す第１ないし第９の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の変形例を示す概略図。 第２の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第２の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１２Ａに示す１２Ｂ−１２Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第３の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第３の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１３Ａに示す１３Ｂ−１３Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第４ないし第６の実施の形態に係る治療処置装置を示す概略図。 第４ないし第６の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第４ないし第６の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１５Ａに示す１５Ｂ−１５Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第４ないし第６の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１５Ａに示す１５Ｃ−１５Ｃ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第７の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第７の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１６Ａに示す１６Ｂ−１６Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第７の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１６Ａおよび図１６Ｂに示す１６Ｃ−１６Ｃ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な横断面図。 第８の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第８の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１７Ａに示す１７Ｂ−１７Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第８の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１７Ａおよび図１７Ｂに示す１７Ｃ−１７Ｃ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な横断面図。 第９の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第９の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図１８Ａに示す１８Ｂ−１８Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 第１０の実施の形態に係る治療処置装置を示す概略図。 第１０の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具のシャフトと、挟持部の閉じた状態の第１の挟持体および第２の挟持体とを示す概略的な縦断面図。 第１０の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具のシャフトと、挟持部の開いた状態の第１の挟持体および第２の挟持体とを示す概略的な縦断面図。 第１０の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、第２の挟持体に近接する側の第１の挟持体を示す概略的な平面図。 第１０の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の挟持部のうち、図２１Ａに示す２１Ｂ−２１Ｂ線に沿う、第１の挟持体を示す概略的な縦断面図。 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２２Ｂに示す２２Ａ−２２Ａ線に沿う概略図。 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。 第１１および第１２の実施の形態に係る治療処置装置を示す概略図。 第１１の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の本体側挟持部と、離脱側挟持部とを分離した状態を示す概略的な縦断面図。 第１１の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の本体側挟持部と、離脱側挟持部とを分離した状態を示す概略図。 第１１の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の本体側挟持部と、離脱側挟持部とを閉じた状態を示す概略的な縦断面図。 第１１の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の本体側挟持部と、離脱側挟持部とを開いた状態を示す概略的な縦断面図。 第１１の実施の形態に係る高周波処置具を用いて腸管同士を接合した状態を示す概略図。 第１１の実施の形態に係る高周波処置具を用いて腸管同士を接合した状態を示す、図２６Ａ中の２６Ｂ−２６Ｂ線に沿う概略的な縦断面図。 第１１の実施の形態に係る高周波処置具を用いて腸管同士を接合したときの状態を、図２６Ｂ中の矢印２６Ｃの方向から観察した状態を示す概略図。 第１２の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の本体側挟持部と、離脱側挟持部とを分離した状態を示す概略的な縦断面図。 第１２の実施の形態に係る治療処置装置の高周波処置具の本体側挟持部と、離脱側挟持部とを分離した状態を示す概略図。

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７を用いて説明する。ここではエネルギ処置具として、例えば腹壁を通じて処置を行うためのエレクトロサージカルデバイスとして、リニアタイプのバイポーラ型高周波エネルギ処置具１２を例にして説明する。

図１および図２に示すように、治療処置装置１０は、高周波処置具（治療用処置具）１２と、高周波処置具１２に高周波エネルギを供給するエネルギ源１４と、流体貯留部１６と、流体制御部１８と、流体貯留部１６からの流体の供給量を調節する流量調整部２０とを備えている。

図２に示すように、エネルギ源１４は、検出部２２と、高周波出力制御部２４と、高周波出力装置２６とを含む。検出部２２は高周波処置具１２に接続されている。検出部２２には、高周波出力制御部２４が接続されている。高周波出力制御部２４には、高周波出力装置２６が接続されている。この高周波出力装置２６は、高周波処置具１２に接続されている。

検出部２２は、高周波処置具１２の後述する１対の挟持部３６で把持した生体組織の電気的な生体情報を検出する。すなわち、１対の挟持部３６の間で挟持した生体組織の間を流れる電流値および電圧値を検出し、検出した電流値および電圧値からインピーダンスＺの値を算出し、この算出したインピーダンスＺを生体情報とする。高周波出力装置２６は、高周波出力制御部２４による制御に基づいて、高周波電力（高周波エネルギ）を出力する。このため、高周波出力制御部２４は検出部２２で検出した生体情報に基づいて、高周波出力装置２６から高周波処置具１２に出力する高周波電力の出力を制御することができる。
なお、エネルギ源１４には、図示しないフットスイッチやハンドスイッチが接続されている。

流体制御部１８には、エネルギ源１４と流量調整部２０とが接続されている。流体制御部１８は、流量調整部２０を制御する。流体制御部１８は流量調整部２０を制御して駆動させて、例えばチューブ２８ａの内径を機械的に変化させるなどして、流体貯留部１６から高周波処置具１２に向かって流れる流体の供給量を制御する。流体の供給量をゼロにすることももちろん可能である。

このため、流量調整部２０は、エネルギ源１４内の検出部２２で検出された生体情報に基づいて、流体制御部１８で決定された流量の流体を流量調整部２０によってその流量を調整しながら流体貯留部１６からチューブ２８ａを通して流す。

このように流体貯留部１６に貯留される流体（流動体）としては、生体組織に浸透性があり、かつ、例えばイオン化された導電性流体など、電気エネルギを誘導することが可能なものが用いられることが好ましい。このような流体として、例えば、生理食塩水、高張食塩水、低張食塩水、電解質補液製剤などが用いられる。また、流体として粘性を高いもの、例えばヒアルロン酸等のような膠化体（流動体）の使用も許容される。膠化体を用いる場合、処置対象の生体組織に膠化体が塗布され又は浸透するが、処置対象の生体組織の周囲の生体組織まで膠化体が流れ出すことが防止される。

高周波処置具１２は、ハンドル３２と、シャフト３４と、開閉可能な１対の挟持部３６とを備えている。ハンドル３２には、上述したチューブ２８ａとケーブル２８ｂとが並設された状態に接続されている。ハンドル３２には、ケーブル２８ｂを介してエネルギ源１４が接続され、ケーブル２８ｂに並設されたチューブ２８ａを介して流量調整部２０が接続されている。

ハンドル３２は、略Ｌ字状に形成されている。ハンドル３２の一端には、シャフト３４が配設されている。一方、ハンドル３２の他端側は、術者に把持される把持部である。ハンドル３２には、その他端側に並設されるように、挟持部開閉ノブ３８が配設されている。挟持部開閉ノブ３８をハンドル３２の他端に対して近接および離隔させると、後述するシース４４（図３Ａおよび図３Ｂ参照）がその軸方向に沿って移動する。

図３Ａおよび図３Ｂに示すように、シャフト３４は、筒体４２と、この筒体４２の外側に摺動可能に配設されたシース４４とを備えている。筒体４２は、その基端側でハンドル３２に固定されている。シース４４は、筒体４２の軸方向に沿ってスライド可能である。

筒体４２の外側には、その軸方向に沿って第１の凹部４６ａが形成されている。この第１の凹部４６ａには、ケーブル２８ｂを介してエネルギ源１４に接続される第１の通電ライン４８ａと、流体貯留部１６に貯留されチューブ２８ａを介して供給される流体を挟持部３６に向かって流す第１の管路５０ａとが配設されている。すなわち、第１の管路５０ａは、チューブ２８ａに連結されている。第１の通電ライン４８ａは、後述する第１の高周波電極５４ａに接続されている。

筒体４２の内部には、ケーブル２８ｂを介してエネルギ源１４に接続される第２の通電ライン４８ｂと、流体貯留部１６に貯留されチューブ２８ａを介して供給される流体を挟持部３６に向かって流す第２の管路５０ｂとが挿通されている。すなわち、第２の管路５０ｂは、チューブ２８ａに連結されている。第２の通電ライン４８ｂは、後述する第２の高周波電極５４ｂに接続されている。

図１、図３Ａおよび図３Ｂに示すように、１対の挟持部３６は、シャフト３４の先端に配設されている。図３Ａおよび図３Ｂに示すように、１対の挟持部３６のうちの一方は、第１の挟持体（把持部材）５２ａと、エネルギ放出部としての第１の高周波電極（接合用処置部）５４ａと、流体を生体組織に浸透させるために注入するための注入開口として複数の第１の開口部（流動体供給部）５６ａとを有する。１対の挟持部３６のうちの他方は、第２の挟持体（把持部材）５２ｂと、エネルギ放出部としての第２の高周波電極（接合用処置部）５４ｂと、流体を生体組織に浸透させるための複数の第２の開口部（流動体供給部）５６ｂとを有する。

第１の挟持体５２ａは、第１の高周波電極５４ａが配設される第１の挟持体本体（以下、主に本体という）６２ａと、この本体６２ａの基端側に設けられた第１の基部６４ａとを一体的に備えている。

第２の挟持体５２ｂの詳細な構造は図示しないが、第１の挟持体本体６２ａに対向する第２の挟持体本体に符号６２ｂを付し、第１の基部６４ａに対向する第２の基部に符号６４ｂを付して説明する。すなわち、第２の挟持体５２ｂは、第２の高周波電極５４ｂが配設される第２の挟持体本体６２ｂと、この本体６２ｂの基端側に設けられた第２の基部６４ｂとを一体的に備えている。第１の挟持体５２ａの本体６２ａのうち、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂに近接する側、および、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂのうち、第１の挟持体５２ａの本体６２ａに近接する側は、それぞれ、処置対象の生体組織を把持する把持面を形成する。

第１の挟持体５２ａの基部６４ａは、シャフト３４の筒体４２の先端部に固定されている。一方、第２の挟持体５２ｂは、その基部６４ｂが、シャフト３４の軸方向に対して直交する方向に配置された支持ピン５８によってシャフト３４の筒体４２の先端部に対して回動可能に支持されている。第２の挟持体５２ｂは、支持ピン５８の軸回りに回動することにより、第１の挟持体５２ａに対して開閉可能である。この第２の挟持体５２ｂは、第１の挟持体５２ａに対して開閉可能である。この第２の挟持体５２ｂは、第１の挟持体５２ａに対して開くように、例えば板バネなどの弾性部材５８ａにより付勢されている。

図４Ａおよび図４Ｂに示すように、これら第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの本体６２ａ，６２ｂ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の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの基部６４ａ，６４ｂの外表面も、滑らかな曲面状に形成されている。第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂが閉じた状態では、それぞれの挟持体５２ａ，５２ｂの本体６２ａ，６２ｂの横断面は、略円形または略楕円形に形成されている。第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂが閉じた状態では、基部６４ａ，６４ｂは、円筒状に形成されている。この状態では、第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの本体６２ａ，６２ｂの基端部の径の方が、第１および第２の基部６４ａ，６４ｂの径よりも大きく形成されている。そして、第１および第２の本体６２ａ，６２ｂと基部６４ａ，６４ｂとの間には、それぞれ段差６３が形成されている。

ここで、第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂは、第２の挟持体５２ｂが第１の挟持体５２ａに対して閉じた状態で、その基部６４ａ，６４ｂを合わせた略円形または略楕円形状の外周面が、筒体４２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。そのため、シース４４を筒体４２に対してスライドさせて、シース４４の先端で第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの基部６４ａ，６４ｂを覆うことが可能である。この状態では、図３Ａに示すように、弾性部材５８ａの付勢力に抗して第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂが閉じる。一方、シース４４の先端で第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの基部６４ａ，６４ｂを覆った状態からシース４４を筒体４２の基端側にスライドさせると、図３Ｂに示すように、弾性部材５８ａの付勢力によって第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂが開く。

図４Ａおよび図４Ｂに示すように、第１の挟持体５２ａの内部には第１の管路５０ａを配置するための管路配設部７２ａが形成されている。すなわち、第１の挟持体本体６２ａおよび基部６４ａには管路配設部７２ａが形成され、この管路配設部７２ａには、第１の管路５０ａが配設されている。第１の管路５０ａは、例えば四角筒状であることが好適であるが、その横断面を円形、楕円形、多角形など、種々の形状とすることが許容される。

この第１の管路５０ａは、筒体４２の外周面の第１の凹部４６ａに沿ってハンドル３２まで延出されている。第１の管路５０ａはハンドル３２からチューブ２８ａとして延出され、流量調整部２０などに配設されている。このため、第１の管路５０ａを通して第１の開口部５６ａに導電性流体などの液体を、流量を調整した状態で注入することができる。すなわち、第１の開口部５６ａ、第１の管路５０ａ、チューブ２８ａおよび流量調整部２０は、流動体供給部を形成する。第１の開口部５６ａは、第１の挟持体５２ａの外側に導電性流体が漏れ出すのを防止するため、縁部（把持面）８０ａよりも内側に配設されている。

第１の本体６２ａには、第１の高周波電極５４ａが配置される台座として電極配置部７４ａが形成されている。第１の高周波電極５４ａは、板状で、面内に円形の複数の開口部（貫通孔）を有し、第２の挟持体５４ｂに対向する側の生体組織との接触面が平面（把持面）に形成されている。この第１の高周波電極５４ａは、電極配置部７４ａに固定されている。なお、第１の高周波電極５４ａの複数の開口部は、例えば第１の高周波電極５４ａの中心軸上に、所定の間隔に同じ径に形成されている。

この第１の高周波電極５４ａは、例えば第２の挟持体５２ｂに対向する側に対して反対側の基端部で第１の電極コネクタ５５ａに電気的に接続されている。この第１の電極コネクタ５５ａは、第１の通電ライン４８ａを介してハンドル３２から延出されたケーブル２８ｂに接続されている。

なお、図示しないが、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂや第２の高周波電極５４ｂも第１の挟持体５２ａの本体６２ａや第１の高周波電極５４ａと対称的に形成されている。このため、第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂを閉じたときには、図３Ａに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの高周波電極５４ａおよび第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂの高周波電極５４ｂ（図３Ａ参照）は互いに当接される。そして、エネルギ源１４からエネルギ（高周波電力）が供給されると、第１の高周波電極５４ａと第２の高周波電極５４ｂとに接触した生体組織に高周波電力が供給されて加熱される。このとき、第１および第２の高周波電極５４ａ，５４ｂはセンサの役割を果たして、生体組織を通して第１および第２の高周波電極５４ａ，５４ｂの間に流れる電流、電圧等を計測して、第１および第２の通電ライン４８ａ，４８ｂを通してエネルギ源１４の検出部２２にその信号を入力する。

図４Ａおよび図４Ｂに示すように、第１の挟持体５２ａの高周波電極５４ａの複数の開口部（貫通孔）には導電性流体を注入するための第１の開口部５６ａがそれぞれ配設されている。すなわち、第１の管路５０ａは、第１の挟持体本体６２ａの内部で略Ｌ字型に屈曲して複数の開口部（第１の開口部５６ａ）が形成されている。

電極配置部７４ａの外側には、流体の流路として開口された第１の流体放出防止溝７６ａが形成されている。この第１の流体放出防止溝７６ａは、環状に形成され、かつ、縦断面および横断面が凹状に形成されている。そして、第１の挟持体５２ａの基部６４ａには、流体流路として開口された第１の流体排出溝７８ａが形成されている。この第１の流体排出溝７８ａは、その横断面が凹状に形成されている。なお、第１の高周波電極５４ａの表面は、第１の流体放出防止溝７６ａに対して僅かに高い位置にあることが好ましい。

第１の流体放出防止溝７６ａの外側には、第１の挟持部５２ａの縁部８０ａが形成されている。このように、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂに近接する側の縁部８０ａのうち、生体組織に対して接触する面（以下、接触面（把持面）という）は、例えば平坦に形成されている。

なお、第２の挟持体５２ｂは、第１の挟持体５２ａと対称的に形成されているため、構造に関する主な説明を省略する。なお、第２の管路５０ｂは、シャフト３４の筒体４２の内部を通してハンドル３２まで延出されている。第２の管路５０ｂはハンドル３２からケーブル２８ｂと並設されたチューブ２８ａとして延出され、流量調整部２０などに接続されている。このため、第２の管路５０ｂを通して第２の開口部５６ｂに導電性流体などの液体を注入することができる。

これら第１の開口部５６ａおよび第２の開口部５６ｂは、図４Ａ中ではそれぞれ円形状に形成されているが、円形に限定されることなく、楕円形や多角形など、種々の形状が許容される。また、第１の挟持体５２ａにおける開口部５６ａの配置、および、第２の挟持体５２ｂにおける開口部５６ｂの配置は、第１および第２の高周波電極５４ａ，５４ｂ内の縦方向（長手方向）に沿って所定の間隔において一列に限定されることなく、複数列および、ランダムに配設されることも許容される。

次にこの実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明する。
図３Ａに示すように、第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂを閉じた状態で、例えば、腹壁を通じて腹腔内に高周波処置具１２の挟持部３６およびシャフト３４を挿入する。高周波処置具１２の挟持部３６を、組織同士の溶着や組織封止などを行って生体組織同士を接合する接合対象（処置対象）の生体組織に対して対峙させる。

第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂで接合対象の生体組織を挟持（把持）するため、ハンドル３２の挟持部開閉ノブ３８を操作する。このとき、筒体４２に対してシース４４をシャフト３４の基端部側に移動させる。弾性部材５８ａの付勢力によって、第１および第２の基部６４ａ，６４ｂ間を筒状に維持することができなくなり、第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂが開く。

そして、処置対象の生体組織を第１の挟持体５２ａの第１の高周波電極５４ａと、第２の挟持体５２ｂの第２の高周波電極５４ｂとの間に配置する。この状態で、ハンドル３２の挟持部開閉ノブ３８を操作する。このとき、筒体４２に対してシース４４をシャフト３４の先端部側に移動させる。弾性部材５８ａの付勢力に抗してシース４４によって、第１および第２の基部６４ａ，６４ｂの間を閉じて筒状にする。このため、第１の基部６４ａに一体的に形成された第１の挟持体本体６２ａと、第２の基部６４ｂに一体的に形成された第２の挟持体本体６２ｂとが閉じる。すなわち、第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂが閉じる。このようにして、接合対象の生体組織を第１の挟持体５２ａと第２の挟持体５２ｂとの間で挟持する。

このとき、第１の挟持体５２ａの第１の高周波電極５４ａと、第２の挟持体５２ｂの第２の高周波電極５４ｂとの両方に、接合対象の生体組織が接触している。第１の挟持体５２ａの縁部（接触面、把持面）８０ａと第２の挟持体５２ｂの縁部（接触面、把持面）８０ｂとの両方にも、接合対象の生体組織の周辺組織が密着している。

この状態で、エネルギ源１４に接続されたフットスイッチやハンドスイッチを操作する。エネルギ源１４からケーブル２８ｂ、第１および第２の通電ライン４８ａ，４８ｂ、第１および第２の通電コネクタ５５ａ，５５ｂを介して、第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂにそれぞれエネルギが供給される。

第１の高周波電極５４ａは接合対象の生体組織を介して第２の高周波電極５４ｂ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５４ａと第２の高周波電極５４ｂとの間の接合対象の生体組織が加熱される。そして、このように接合対象の生体組織が加熱されると、その生体組織は徐々に脱水および変性されて一体化（生体組織同士が溶着）する。

流体貯留部１６に貯留され流体制御部１８により制御された流量調整部２０により流量が調整された導電性流体は、流量調整部２０からチューブ２８ａ、第１および第２の管路５０ａ，５０ｂを介して第１および第２の開口部５６ａ，５６ｂから接合対象の生体組織に供給される。ここで、導電性流体は、エネルギ源１４に接続された流体制御部１８で制御されているので、エネルギ源１４から高周波エネルギが供給されている間に一緒に供給したり、高周波エネルギの供給が停止されている間に供給したりするなど、例えばエネルギ源１４の設定に合わせて自由に設定可能であり、その設定に基づいて自動的に、又は、強制的に供給される。

ここで、第１の高周波電極５４ａが第１の挟持体５２ａの電極配設部７４ａに固定された状態で、第２の挟持体５２ｂ側に露出する第１の高周波電極５４ａの表面（把持面）は、第１の流体放出防止溝７６ａに対して少し高い位置にある。同様に、図示しないが、第２の高周波電極５４ｂが第２の挟持体５２ｂの電極配設部８０ｂに固定された状態で、第１の挟持体５２ａ側に露出する第２の高周波電極５４ｂの表面（把持面）は、第２の流体放出防止溝７６ｂに対して少し高い位置にある。このため、供給された液体（導電性流体）や接合対象の生体組織が例えば脱水されることにより発生する液体や蒸気等の流体は、これら第１の挟持体５２ａの流体放出防止溝７６ａおよび第２の挟持体５２ｂの流体放出防止溝７６ｂに流れ込む。このとき、第１および第２の縁部８０ａ，８０ｂは、接合対象の生体組織に密着した接触面（把持面）として機能するので、縁部８０ａ，８０ｂおよび流体放出防止溝７６ａ，７６ｂは、液体が外部に漏れ出すことを防止する役割をそれぞれ果たす。

そうすると、生体組織から発生した液体や余分に供給された導電性流体は、第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂのそれぞれの流体放出防止溝７６ａ，７６ｂに流れ込む。そして、このように流れ込んだ液体は、第１および第２の流体放出防止溝７６ａ，７６ｂに連通した第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの基部６４ａ，６４ｂの流体排出溝７８ａ，７８ｂに向かって流れる。そして、図３Ｂに示すように、液体は流体排出溝７８ａ，７８ｂから筒体４２の内部、筒体４２に設けられた貫通孔４２ａおよびシース４４に設けられた貫通孔４４ａを通して外部へと導出される。

次に、高周波電力の出力と導電性流体の注入の制御方法に関して説明する。ここでは、治療処置装置１０は、図５に示すように動作するようにプログラミングされているものとする。図６は、図５に示すフローチャートに従った、エネルギ源１４からの高周波電力の出力、接合対象の生体組織の状態（インピーダンスＺなどの電気的情報）、流量調整部２０からの流体供給量を模式的に示したものである。図７は、図５に示すフローチャートに従った、接合対象の生体組織に対して以下に説明するステップにより処置を行った結果を示す。

以下、治療処置装置１０の動作について、図５に示すフローチャートに沿って詳細に説明する。
エネルギ源１４に接続された図示されていないフットスイッチやハンドスイッチを押圧するなどしてオンにすると、エネルギ源１４が作動状態となり、図５に示すプログラムが実行される。

エネルギ源１４は、その内部の高周波出力装置２６を高周波出力制御部２４で制御しながら駆動し、高周波出力装置２６から高周波電力（高周波エネルギ）を出力する（ステップＳ１）。ここでは、図６に示すように、一定の出力の高周波電力Ｐ_０を出力するものとする。すなわち、第１および第２の挟持体５２ａ，５２ｂの間に挟持された生体組織のうち、電極５４ａ，５４ｂに接触した部分に高周波電力が供給される。すなわち、電極５４ａ，５４ｂ間に把持された生体組織に高周波エネルギを与える。このため、電極５４ａ，５４ｂに接触した生体組織が発熱する。すなわち、電極５４ａ，５４ｂ間に把持した生体組織内にジュール熱を発生させて生体組織自体が加熱される。高周波電力による作用により電極５４ａ，５４ｂ間に把持された生体組織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。したがって、電極５４ａ，５４ｂ間に高周波電力が与えられると、生体組織自体が発熱して脱水されながら生体組織の内部が変性（生体組織が焼灼）される。

次いで、エネルギ源１４の内部の検知部２２で第１および第２の挟持体５４ａ，５４ｂで挟持し高周波電極５４ａ，５４ｂに接触した生体組織のインピーダンスＺを検出する（ステップＳ２）。すなわち、高周波処置具１２の高周波電極５４ａ，５４ｂは、高周波電極５４ａ，５４ｂに接触した接合対象の生体組織の生体情報に基づく信号を第１および第２の通電ライン４８ａ，４８ｂを通してエネルギ源１４の検出部２２に伝達する。このため、電極５４ａ，５４ｂ間に保持した生体組織のインピーダンスＺは、電極５４ａ，５４ｂを通して検出部（生体情報を収集する収集手段）２２により測定されている。このため、検出部２２は伝達された信号に基づいてインピーダンスＺの値（生体情報）を算出する。処置を始めたときのインピーダンスＺ（初期値）は、電極の大きさや形状によってかわってくるが、図６および図７に示すように、例えば５０[Ω]程度である。そして、生体組織に高周波電力が加えられて生体組織が焼灼されるにつれてインピーダンスＺの値は約５０Ωから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、生体組織から水分が抜けて乾燥化が進んでいることを示す。

次いで、算出されたインピーダンスＺについて、例えば高周波出力制御部２４に閾値として設定した１０００Ω（これに限らず任意に設定可能である）を超えたか否かを判断する（ステップＳ３）。

ステップＳ３において、インピーダンスＺが閾値１０００Ωを超えていないと判断した場合は、ステップＳ１に戻り、再度ステップＳ１以降を実行する。一方、ステップＳ３において、インピーダンスＺが閾値１０００Ωを超えたと判断した場合は、予め設定した出力継続時間だけ出力を継続させる（ステップＳ４）。なお、出力継続時間はゼロとしても良い。この実施の形態では出力継続時間はゼロである。

ステップＳ４において、予め設定した継続時間分だけ出力をしたと判断した場合、高周波出力制御部２４は、高周波出力装置２６からの高周波電力の出力を停止させる（ステップＳ５）。

次いで、高周波出力制御部２４は、流体制御部１８に信号を伝達し、流量調整部２０を駆動させる（ステップＳ６）。

このため、流量調整部２０で調整しながらチューブ２８ａと、高周波処置具１２の内部の第１の管路５０ａとを通して第１の開口部５６ａから適宜の量の流体を注入するとともに、チューブ２８ａと、高周波処置具１２の内部の第２の管路５０ｂとを通して第２の開口部５６ｂから適宜の量Ｗ_１の流体を注入する（ステップＳ７）。このため、導電性流体が処置（脱水）が進んだ接合対象の生体組織に向けて注入される。そうすると、注入された流体は、脱水が進んだ接合対象の生体組織の内部に浸透する。このように、流体を接合対象の生体組織の内部に浸透させることによって、強制的にインピーダンスＺの値を低下させる。このとき、第１および第２の流体放出防止溝７６ａ，７６ｂが形成されているので、生体組織に浸透しなかった導電性流体が挟持部３６の外側に流れ出すことが防止される。このため、後から閾値を高く設定した状態で同様の一連の処理を行う際に、接合対象の生体組織の周囲まで加熱が行われてしまうことが防止されている。

その後、ステップＳ７において、予め設定した流量が供給されたか判断する（ステップＳ８）。

予め設定した流量Ｗ_１が供給されたと判断された場合、流体制御部１８は流量調整部２０を制御して供給される流量をゼロとし、流体の注入を終了する（ステップＳ９）。

次いで、ステップＳ９において流量調整部２０を駆動させてチューブ２８ａを通した導電性流体の供給を停止してから、予め設定した休止期間が経過したか否か判断する（ステップＳ１０）。なお、休止期間はゼロ、すなわち、連続していても良い。この実施の形態では、例えば１秒等、数秒の休止期間を取っている。

ステップＳ１０において、休止期間が経過したと判断した場合には、図６に示すように、インピーダンスＺの閾値１０００Ωの設定を例えば２００Ωずつ上げる（ステップＳ１１）。

このとき、例えば事前に設定した終了条件の閾値である２０００Ω（これに限らず任意に設定可能である）と現時点での閾値とを比較し（ステップＳ１２）、現時点での閾値が終了条件の閾値２０００Ωよりも小さい場合は、ステップＳ１に戻り、再度前述したステップＳ１以降を実行する。

このとき、閾値は１２００Ωであるから、ステップＳ１に戻り、再度前述したステップＳ１以降を実行する。検出部２２で検出するインピーダンスＺの初期値は、約５０Ωである。すなわち、インピーダンスＺは前に高周波電力を供給したときの最終的なインピーダンスＺである１０００Ωではなく、接合対象の生体組織に対する導電性流体の注入によって強制的に下げられている。

また、ステップＳ１からステップＳ１２を繰り返す中で、ステップＳ１２において、閾値が終了条件の閾値２０００Ωよりも大きくなった場合は自動的に出力を停止させる（ステップＳ１３）。

終了条件に関しては、閾値が終了条件として設定した閾値を超えたか否かの判断だけではなく、図５に示すフローチャートを、高周波出力制御部２４に設定した回数だけ繰り返した時点で終了するなどとしても良い。

本実施形態では、導電性流体の注入について、予め設定した一定量を一回フラッシュする場合だけでなく、数回フラッシュする設定や、時間当たりの注入量としてある時間流し続ける設定なども許容される。

なお、このような図５に示す一連の制御方法は、エネルギ源１４に接続されたフットスイッチやハンドスイッチが押圧され続けた状態の場合に行われる。一方、フットスイッチやハンドスイッチの押圧が解除された場合、強制的に生体組織の処置を終了する。もちろん、閾値が２０００Ωを超えたと判断したときには、自動的に処置を終了する。このとき、ブザーや光、その旨の表示等で高周波処置具１２の使用者に処置を終了させたことを知らせることが好ましい。処置の終了の仕方によってブザーの音色等を変えることも好ましい。

上述したステップとは異なり、図７中に符号Ｐ_const.で示すように出力Ｐ_０の高周波電力を連続して出力して挟持部３６で挟持した生体組織に処置を行った場合、符号Ｉ_０で示すように、計測したインピーダンスＺは、一般に、時間の経過とともに例えば３０００Ωを超える程度まで上昇した後、次第に下降していく。しかしながら、生体組織に実際に作用させることができる高周波電力量は符号Ｅ０で示すように符号Ｉ_０で示すインピーダンスＺの上昇に伴って下がり続け、一旦３０００Ω付近まで上昇したインピーダンスＺの下降に関わりなく下がり続ける。処置が行われているか否かは、符号Ｉ_０で示すインピーダンスＺではなく、符号Ｅ０で示す高周波電力量の下側の面積Ｓ０で決まる。このため、初期の状態に対して高周波電力量の増加量は少ない。すなわち、挟持された生体組織のインピーダンスＺは時間とともに約３０００Ωを超える程度まで上昇し、高周波エネルギをその接合対象の生体組織に供給するのが困難になっていく。そうすると、生体組織が所望の状態に到達するまで処置を行うのに時間をかける必要があったり、所望の状態まで処置が進まないことがあり得る。

一方、上述した制御方法のステップのように、出力Ｐ_０の高周波電力の供給を、計測したインピーダンスＺが閾値である１０００Ωに到達したときに停止した後に、導電性流体として生理食塩水を生体組織に向けて注入して浸透させて、インピーダンスＺの値を強制的に下げる。その後、再び同じ出力Ｐ_０の高周波電力をインピーダンスＺが１２００Ωになるまで供給したとき、インピーダンスＺの軌跡も閾値が１０００Ωのときと略同様の状態を描くとともに、符号Ｅ１で示す初期の状態に対して高周波電力量の増加量は略同じ状態を維持する。このため、生体組織に実際に作用させることができる高周波電力量は略一定の状態を維持する。すなわち、生体組織にエネルギが伝達されている。

その後、閾値を１４００Ω、１６００Ω、１８００Ω、２０００Ωとして例えば２００Ωずつ増加させるように変化させる間に導電性流体を接合対象の生体組織に向かって注入して浸透させることによって、高周波電力を出力するごとにそれぞれ大きな高周波電力量を生体組織に与えることができる。

したがって、この実施の形態による、高周波電力を出力させた状態から停止させ、その後、再び高周波電力を出力させるまでに接合対象の生体組織に導電性流体を注入し浸透させることによって、常に一定の高周波電力Ｐ_const.を出力する場合よりも、より大きな高周波電力量を生体組織に作用させることができる。図７に示すように、閾値に到達するごとにゼロとなり、新たな閾値を設定後、次の新たな閾値までの高周波電力量Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４，Ｅ５の下側の面積Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４，Ｓ５を加算したとき、連続した高周波電力量Ｅ０の下側の面積Ｓ０に比べて充分に大きい。

そうすると、例えば、生体組織同士を接合するときなどに、より大きな効果を発揮する。すなわち、インピーダンスＺの閾値が１０００Ωの高周波電力による処置を行った後、導電性流体を接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に注入し浸透させることによって、閾値が１２００Ωの処置を行ったときであっても生体組織の処置を進める（生体組織同士の接合力（組織溶着力、組織封止力）を次第に増す）ことができる。

そして、この実施の形態では、上述したように、閾値が２０００Ωに到達するまで処置（生体組織同士の接合）を行う制御について説明したが、高周波電力量Ｅ１，Ｅ２，…，Ｅｎの下側の面積Ｓ１，Ｓ２，…，Ｓｎを加算した値が所定の値（上述した閾値とは別の閾値）に到達したところでエネルギ源１４からの高周波エネルギの供給を停止し、処置を終了するようにしても良い。面積Ｓ１，Ｓ２，…，Ｓｎを加算した値は、接合対称（処置対象）の生体組織に対して加えた高周波電力量Ｅ１，Ｅ２，…，Ｅｎを積算したものを表わすからである。このように制御することにより、インピーダンスＺの閾値が２０００Ωに到達するか否かとは関係なく、生体組織に加えた高周波電力量によって処置を終了させることができる。
なお、ここでは、生体組織同士を接合する例について説明したが、単に生体組織を凝固させることも可能である。

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。
エネルギ源１４により、挟持部５２ａ，５２ｂの高周波電極５４ａ，５４ｂの間に挟持した接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に高周波電流（高周波エネルギ）を与えるときに、接合対象の生体組織に導電性流体を供給することができる。また、接合対象の生体組織から周辺の生体組織に導電性流体や生体組織から生ずる蒸気等の流体が流れ出すことを流体放出防止溝７６ａ，７６ｂで防止し、流体排出溝７８ａ，７８ｂを通して外部に導出することができる。

そうすると、挟持部５２ａ，５２ｂの高周波電極５４ａ，５４ｂ間に挟持された接合対象の生体組織のみインピーダンスＺの上昇を抑制し、効果的に高周波エネルギを供給することができ、接合対象の生体組織のタンパク質変性を促進させることができる。このため、例えば生体組織同士を接合する場合に、より大きな接合力（組織溶着力、組織封止力）が得られる。また、導電性流体を供給した状態で生体組織の処置の際に高周波電力が通電された接合対象の生体組織から広がる熱影響を他の周辺組織に及ぼすことをより確実に防止することができ、処置後の生体組織の治癒の面からも優れる。

すなわち、接合対象の生体組織以外の周囲の生体組織に導電性流体が流れ込まないように流体放出防止溝７６ａ，７６ｂを設け、接合対象の生体組織の周囲の変性を望まない生体組織への熱損傷を防止し、さらに接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織のみのインピーダンスＺを効果的に下げ、より大きな高周波エネルギを供給できるようにする、といった、従来の技術にはない、優れた作用効果を奏する高周波処置具１２を提供することができる。

したがって、この治療処置装置１０によれば、導電性流体の供給により、高周波処置具１２の挟持部３６近傍の生体組織の電気的特性を是正することができ、これにより効果的に高周波エネルギを供給することが可能となり、接合面近傍の生体組織のタンパク質変性を促進させることができる。

以上、本実施形態では、図１から図７を用いて治療処置装置１０について説明したが、これに限定されるものではなく、各部の構成は、同様の機能を有する任意のものに置換することができる。

ここでは、図８Ａに示すように、それぞれの挟持部５２ａ，５２ｂに電位が異なる電極５４ａ，５４ｂ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（高周波処置具）１２を用いることについて説明したが、図８Ｂ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１２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９２が装着される。この対極板９２は、通電ライン４８ｃを介してエネルギ源１４に接続されている。さらに、第１の挟持部５２ａに配設された電極５４ａと、第２の挟持部５２ｂに配設された電極５４ｂとは、第１および第２の電源供給ライン４８ａ，４８ｂ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５４ａ，５４ｂ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９２の電流密度は低くなる。このため、挟持部５２ａ，５２ｂ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９２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、挟持部５２ａ，５２ｂで把持した部分のうち、電極５４ａ，５４ｂ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、挟持部５２ａ，５２ｂのうちの一方だけに高周波電極が配設されていることも好適である。

本実施形態では、上述したステップＳ２において、生体組織の状況（状態）をインピーダンスＺにより検出しているが、生体情報としてはインピーダンスＺに限定されることはない。例えば、電力値や位相などの他の電気的情報も許容される。すなわち、生体情報としては、例えば、インピーダンスＺを算出するための電流、電圧および電力、これらから算出されるインピーダンスＺ、並びに位相情報が挙げられる。

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を行う場合、図２に示す検出部２２は、電圧および電流を検出するとともに、位相を検出可能である。このように、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を行う場合、図２に示す検出部２２は、図９に示すように、電圧検出部１０２と、電流検出部１０４と、位相検出部１０６とを有する。

高周波出力装置２６を通して高周波電圧を発生させた場合、所定の周波数およびピーク値を有する高周波電流が、電流検出部１０４を介して高周波処置具１２に出力される。電圧検出部１０２は、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１０６に対して出力する。電流検出部１０４は、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１０６に対して出力する。

位相検出部１０６は、電圧検出部１０２から出力される出力電圧値情報に基づいて高周波出力装置２６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高周波出力制御部２４に対して出力する。また、位相検出部１０６は、電流検出部１０４から出力される出力電流値情報に基づいて高周波出力装置２６を通して出力される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高周波出力制御部２４に対して出力する。

高周波出力制御部２４は、位相検出部１０６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、高周波出力装置２６を通して出力される高周波電圧および高周波電流の位相差Δθを算出する。

高周波出力制御部２４は、フットスイッチやハンドスイッチ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、高周波出力装置２６に対し、高周波電流およ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１０に示すように、高周波出力装置２６を通して出力される高周波電流およ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、高周波出力制御部２４の位相差Δθの閾値を９０°またはそれに近い値に設定しておく。

フットスイッチやハンドスイッチが継続して押圧され、１対の挟持部３６の電極５４ａ，５４ｂ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が変性される。このように処置が進むにつれて、高周波出力装置２６を通して出力される高周波電圧およ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のペダル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、高周波出力制御部２４により算出される位相差Δθの値は、図１０に示す９０°付近の一定の値をとる。

このとき、導電性流体を供給して、同じ接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に高周波エネルギを与える際の初期インピーダンスの値を強制的に低下させる。このため、インピーダンスＺでなく位相差Δθ（位相情報）を用いても、上述したように、短時間で所望の処置を効率的に行うことができる。

なお、この変形例において、出力制御部２４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、適宜に設定して用いることも好ましい。

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を用いて高周波エネルギと導電性流体との供給の切り換えを行うことについて説明するが、位相差Δθを用いて高周波エネルギと導電性流体との供給の切り換えを行っても良い。

また、この実施の形態では、腹壁を通じて腹腔内（体内）の生体組織を処置するための、リニアタイプの高周波処置具１２を例にして説明したが、例えば図１１に示すように、腹壁を通じて体外に接合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高周波処置具（治療用処置具）１２ａを用いることもできる。

この高周波処置具１２ａは、ハンドル３２と、挟持部３６とを備えている。すなわち、腹壁を通じて処置するための高周波処置具１２とは異なり、シャフト３４（図１参照）が除去されている。一方、シャフト３４と同様の作用を有する部材がハンドル３２内に配設されている。このため、上述した図１に示す高周波処置具１２と同様に使用することができる。

なお、この実施の形態では、インピーダンスＺを下げるために導電性流体を供給する場合について説明したが、導電性流体とともに、管路やチューブ等を並設させて、生体組織の処置に必要な薬液等を供給するようにしても良い。又は、チューブ２８ａ、第１および第２の管路５０ａ，５０ｂ、第１および第２の開口部５６ａ，５６ｂは、導電性流体だけでなく、薬液の供給経路として用いられることも好適である。

［第２の実施形態］
次に、第２の実施の形態について図１２Ａおよび図１２Ｂ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って、第１の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図８Ａに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの縁部８０ａの内側からは、第１の流体放出防止溝７６ａ（図４Ａおよび図４Ｂ参照）が除去されている。そして、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの縁部８０ａの内側には、第１の流体放出防止溝７６ａの換わりに障壁部（ダム）１１６ａが形成されている。

図１２Ａおよび図１２Ｂに示すように、第１の高周波電極５４ａの表面と障壁部（ダム）１１６ａの接触面との間には、段差が形成されている。したがって、第１の障壁部（ダム）１１６ａの接触面（生体組織に対する把持面）は高周波電極５４ａの表面に対して高い位置（第２の高周波電極５４ｂにより近接する位置）にある。

なお、図示しないが、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂや第２の高周波電極５４ｂも第１の挟持体５２ａの本体６２ａや第１の高周波電極５４ａと対称的に形成されている。このため、第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂを閉じたときには、第１の挟持体５２ａの障壁部（ダム）１１６ａおよび第２の挟持体５２ｂの障壁部（ダム）１１６ｂは互いに当接されるが、第１の高周波電極５４ａと第２の高周波電極５４ｂとの間には、空間が形成される。

このため、余分に供給された液体や生体組織から発生した液体などの流体は、これら第１の挟持体５２ａの障壁部（ダム）１１６ａおよび第２の挟持体５２ｂの障壁部（ダム）１１６ｂの内側の面に当たる。このとき、第１および第２の障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂの接触面は、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に密着しているので障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂの内側の面は、液体や生体組織から発生した高温の蒸気等の流体が外部に漏れ出すことを防止する障壁の役割をそれぞれ果たす。

第２の実施の形態では、第１の実施の形態の第１および第２の挟持体５２ａ，５２ｂの流体放出防止溝７６ａ，７６ｂの換わりに障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂが形成されているだけであり、他の構成は変わらないため、作用、効果についての詳しい説明は省略する。

［第３の実施の形態］
次に、第３の実施の形態について図１３Ａおよび図１３Ｂを用いて説明する。この実施の形態は第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には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図１３Ｂに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの縁部８０ａに形成されている障壁部（ダム）１１６ａの内側には、凹部１１７が形成されている。この凹部１１７には、挟持部５２ａを貫通する複数の第１の流体排出孔１１８ａが形成されている。これら第１の流体排出孔１１８ａは、挟持部５２ａの縦方向（長手方向）に沿って所定の間隔ごとに形成されている。図示しないが、第２の挟持体５２ｂも第１の挟持体５２ａと対称的に形成されている。

図１３Ａおよび図１３Ｂに示すように、第１の高周波電極５４ａの表面と障壁部（ダム）１１６ａの接触面との間には、段差が形成されているため、導電性流体や、生体組織が脱水することにより生じる蒸気や液体等の流体が外部に漏れ出すことを防止する。また、漏れ出すことを防止された液体は、第１の流体排出孔１１８ａに誘導され、余分な液体を接合対象の生体組織近傍から排出することができる。

次に、この実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明をする。
基本的に第１および第２の実施の形態と同じであり、変更点は第１および第２の挟持体５２ａ，５２ｂの本体６２ａ，６２ｂの障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂの内側に第１および第２の流体排出孔１１８ａ，１１８ｂを形成している点である。

そのため、供給した導電性流体および接合対象の生体組織から発生した液体が第１および第２の挟持体５２ａ，５２ｂの障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂで挟持部５２ａ，５２ｂ以外の外部に漏れ出すことを防止する。

また漏れ出すことを防止された液体を、第１および第２の流体排出孔１１８ａ，１１８ｂに誘導することによって、余分な液体を接合対象の生体組織近傍から排出することができる。

このようにしてエネルギ処置範囲を各障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂ内に限定し、かつ余分な液体は排出させることによって、より早い治療に貢献することができる。

［第４の実施の形態］
次に、第４の実施の形態について図１４ないし図１５Ｃを用いて説明する。この実施の形態は第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には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図１４に示すように、治療処置装置１０は、高周波処置具（治療用処置具）１２と、エネルギ源１４と、貯留部１６と、流体制御部１８と、流量調整部２０とに加えて、ケーブル２８ｃを介してハンドル３２に接続された温度測定部１８ａを備えている。すなわち、本実施形態に係る治療処置装置１０は、第１の実施の形態（図１参照）で説明した治療処置装置１０に比べて、温度測定部１８ａが追加されている。

図１５Ａおよび図１５Ｂに示すように、高周波処置具１２の挟持部３６の電極５４ａ，５４ｂには、温度センサ１２０が配設されている。これら温度センサ１２０は、図１５Ａに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの高周波電極５４ａと、図示しないが第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂの高周波電極５４ｂとの略中央部に配設されている。高周波電極５４ａ，５４ｂの略中央部に温度センサ１２０が配設されることにより、高周波電極５４ａ，５４ｂを用いた処置により最も高温となる可能性が高い生体組織の温度を測定することができる。

なお、温度センサ１２０は、熱電対やファイバー温度計などに限定されるものではなく、同様の機能の有する任意の構成のものに置換することができる。

一方、図１５Ａおよび図１５Ｃに示すように、第１の開口部５６ａは、第１の挟持体５２の中心軸から所定の距離だけずれた位置に、その中心軸に対して対称的に形成されている。これら第１の開口部５６ａにより、生体組織に導電性流体を注入することができる。なお、第１の実施の形態（図４Ａおよび図４Ｂ参照）で説明した開口部５６ａよりも、第１の開口部５６ａの数が増えているが、各開口部５６ａの開口面積は小さい。このため、流体制御部１８による流量調整部２０の制御に関しては変わりがない。

これにより、第１の実施の形態で説明した、エネルギ源１４の検知部２２で検知されるインピーダンスＺに加えて、接合対象の生体組織の温度を温度センサ１２０および温度測定部１８ａによって正確に測定することができる。このため、その測定された温度に応じて流量調整部２０を流体制御部１８において制御することが可能となる。

次に、この実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明する。
エネルギ源１４から第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂにそれぞれエネルギが供給され、第１の高周波電極５４ａと第２の高周波電極５４ｂとの間の生体組織を加熱して変性させる。

この際、接合対象の生体組織が過度に温度上昇した場合（例えば１００℃以上の温度が計測された場合）、電極５４ａ，５４ｂの間に挟持された生体組織のインピーダンスＺは上昇する。このため、接合対象の生体組織に対して高周波エネルギを加えても処置を進めることが困難となる。そのため、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織の温度を温度センサ１２０と温度測定部１８ａとによって測定し、その温度に応じて適切な導電性流体を開口部５６ａから供給する。生体組織の温度を強制的に下げ（インピーダンスＺを下げ）、高周波エネルギを供給しやすくする。

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。
治療処置装置１０により、第１および第２の挟持部５２ａ，５２ｂで挟持した接合対象の生体組織に高周波電力を加えるときに、インピーダンスＺに加えて接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織の状態（温度）に応じて導電性流体を供給することができる。

そうすると、電極（把持面）５４ａ，５４ｂの間に挟持（把持）された接合対象の生体組織のみインピーダンスＺの上昇を抑制し、効果的に高周波エネルギを供給することができ、接合面のタンパク質変性を促進させることができる。このため、例えば生体組織同士を接合しようとする場合に、より大きな接合力（組織溶着力、組織封止力）を得ることができる。

［第５の実施の形態］
次に、第５の実施の形態について説明する。この実施の形態は第４の実施の形態の変形例であって、第４の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

第５の実施の形態の治療処置装置１０は、第４の実施の形態で説明した温度センサ１２０を圧力センサ（便宜的に符号１２０を付す）に変更し、温度測定部１８ａを圧力測定部（便宜的に符号１８ａを付す）に変更したものである。このため、第５の実施の形態では、第４の実施の形態で用いた図１４ないし図１５Ｃを用いて説明する。

図１５Ａおよび図１５Ｂに示す圧力センサ１２０は、接合対象の生体組織を加熱した際に発生する蒸気圧を検知し、その信号を圧力測定部１８ａに伝達する。

なお、圧力センサ１２０は、薄ゲージ式、半導体ストレインゲージ式、圧電式、光ファイバー式等、種々のものが用いられるが、これらに限定されるものではなく、同様の機能を有する任意のものに置換することができる。

これにより、接合対象の生体組織から発生した蒸気圧を正確に測定することができ、その蒸気圧に応じて流量調整部２０を流体制御部１８において制御することが可能となる。なお、圧力センサ１２０は、圧力の大きさだけでなく、圧力の変化の度合い等を測定することも可能である。

次に、この実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明をする。
エネルギ源１４から第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂにそれぞれエネルギが供給され、第１の高周波電極５４ａと第２の高周波電極５４ｂとの間の生体組織が加熱される。

その際、接合対象の生体組織が温度上昇した場合、蒸気が発生する。挟持された生体組織のインピーダンスＺは上昇する。このため、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に対して高周波エネルギを加えても処置を進めることが困難となる。そのため、接合対象の生体組織の蒸気圧（蒸気発生量）を圧力センサ１２０と圧力測定部１８ａとによって測定し、その圧力に応じて適切な導電性流体を第１および第２の開口部５６ａ，５６ｂから供給する。そうすると、生体組織の温度を下げ（インピーダンスを下げ）、高周波エネルギを供給しやすくなる。

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。
治療処置装置１０により、第１および第２の挟持部５２ａ，５２ｂで挟持した接合対象の生体組織に高周波電力を加えるときに、インピーダンスＺに加えて接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織の状態（蒸気の発生）に応じて導電性流体を供給することができる。

そうすると、電極（把持面）５４ａ，５４ｂの間に挟持（把持）された接合対象の生体組織のみインピーダンスＺの上昇を抑制し、効果的に高周波エネルギを供給することができ、接合面のタンパク質変性を促進させることができる。このため、例えば生体組織同士を接合しようとする場合に、より大きな接合力（組織溶着力、組織封止力）を得ることができる。

［第６の実施の形態］
次に、第６の実施の形態について説明する。この実施の形態は第４および第５の実施の形態の変形例であって、第４および第５の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

第６の実施の形態の治療処置装置１０は、第５の実施の形態で説明した圧力センサ１２０を蒸気回収管（便宜的に符号１２０を付す）に変更し、その他の高周波処置具（治療用処置具）１２と、エネルギ源１４と、貯留部１６と、流体制御部１８と、流量調整部２０と、圧力測定部１８ａの構成に関しては同じである。このため、第６の実施の形態では、第４および第５の実施の形態で用いた図１４ないし図１５Ｃを用いて説明する。

図１５Ａおよび図１５Ｂに示す蒸気回収管１２０は、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの高周波電極５４ａと、図示していないが第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂの高周波電極５４ｂとに備えられ、この蒸気回収管１２０は、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）を加熱した際に発生する蒸気を回収する。この蒸気回収管１２０は、シャフト３４、ハンドル３２を介して流体放出口から高周波処置具１２の外部に出し、圧力測定部１８ａにて蒸気量を測定することが可能となる。

第５の実施の形態と比較して、第６の実施の形態では、挟持体３６の圧力センサ１２０の換わりに蒸気回収管１２０が形成されているだけであり、他の構成は変わらないため、作用についての詳しい説明は省略する。蒸気回収管１２０で回収した蒸気圧を高周波処置具（治療用処置具）１２から離れた場所で測定を行う。これにより、挟持部３６ではなく、挟持部３６から離れた場所でも蒸気圧の測定が可能となる。

［第７の実施の形態］
次に、第７の実施の形態について図１６Ａないし図１６Ｃを用いて説明する。この実施の形態は第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には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図１６Ａに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａには、蓋部１３２ａが配設されている。この蓋部１３２ａには、出力部材やエネルギ放出部として、ピン形状の複数の高周波電極（接合用処置部）１３４ａが固定されている。

本体６２ａには、高周波電極１３４ａを配置するとともに高周波電極１３４ａとの間の隙間から導電性流体を流すために貫通した注入開口として複数の円形孔（流動体供給部）１３６ａが形成されている。高周波電極１３４ａと円形孔１３６ａとはそれぞれ等間隔に配置され、高周波電極１３４ａの外径の方が円形孔１３６ａの内径よりも小さく形成されている。このため、蓋部１３２ａを本体６２ａに固定すると、各高周波電極１３４ａが対応する円形孔１３６ａに配設される。このとき、各高周波電極１３４ａの中心軸と円形孔１３６ａの中心軸とは一致する。

本体６２ａには、中空の円筒状の障壁部（生体組織に対する把持面）１３８ａが形成されている。障壁部１３８ａは、その中心軸上に円形孔１３６ａが形成されている。各障壁部１３８ａの接触面は、高周波電極１３４ａの表面に対して少し高い位置に形成されている。そのため、この障壁部１３８ａは、第２の実施の形態における障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂと同じような機能を果たし、液体等の流体が接合対象の生体組織の周囲に流れ出すことを防止することができる。

各障壁部１３８ａと各高周波電極１３４ａとの間の空間に形成された各円形孔１３６ａは、流体供給管１４０ａに連通している。この流体供給管１４０ａは、挟持体５２ａに離隔する側まで貫通されており、管路５０ａと連通して、シャフト３４、ハンドル３２を介してチューブ２８ａに接続されている。なお、この流体供給管１４０ａは、流体を供給するだけでなく、吸引可能であることも好適である。このように流体を吸引可能であると、生体組織に浸透しない余分な流体を吸引して、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織の周囲の生体組織にその流体が流れ出すことを防止することができる。また、接合対象の生体組織に高周波電力を加えている際にその生体組織が変性されていくにつれて生じる蒸気等の流体を回収することもできる。このため、一連の処置の開始から終了までの間（第１の実施の形態の図５のスタートからエンドに至るまでの間）に、流体制御部１８により流量調整部２０を用いて導電性流体を円形孔１３６ａを通して注入するとき以外は、円形孔１３６ａを通して吸引することによって、接合対象の生体組織の周囲の生体組織に対して、生体組織から発生した流体や導電性流体が流れ出すことが防止される。

［第８の実施の形態］
次に、第８の実施の形態について図１７Ａないし図１７Ｃを用いて説明する。この実施の形態は第７の実施の形態の変形例であって、第７の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図１７Ｂおよび図１７Ｃに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａには、蓋部１３２ａが配設されている。この蓋部１３２ａには、出力部材やエネルギ放出部として、局注突起として針形状の複数の高周波電極（接合用処置部）１４２ａが固定されている。高周波電極１４２ａと円形孔１３６ａとはそれぞれ等間隔に配置され、高周波電極１４２ａの基部の外径の方が円形孔１３６ａの内径よりも小さく形成されている。このため、蓋部１３２ａを本体６２ａに固定すると、各高周波電極１４２ａが対応する円形孔１３６ａに配設される。このとき、各高周波電極１４２ａの中心軸と円形孔１３６ａの中心軸とは一致する。

各障壁部１３８ａと各高周波電極１４２ａとの間の空間に形成された各円形孔１３６ａは、流体供給管１４０ａに連通している。この流体供給管１４０ａは、挟持体５２ａに離隔する側まで貫通されており、管路５０ａと連通して、シャフト３４、ハンドル３２を介してチューブ２８ａに接続されている。

なお、円形孔１３６ａの周囲は、凹部（把持面）１４４ａとして形成されている。このため、流体が第１の挟持体５２ａの外側に漏れ出すことが防止されている。そして、針形状の複数の高周波電極１４２ａの端部（遠位端）は、縁部８０ａよりも第２の挟持体５２ｂに近接するように突出している。

このため、第１の実施の形態の第１の開口部５６ａでは第１の高周波電極５４ａの表面以外に液体を直接供給することは難しかったが、針状の第１および第２の高周波電極（接合用処置部）１４２ａ，１４２ｂを設け、挟持された接合対象の生体組織に高周波電極１４２ａ，１４２ｂを穿刺した状態で導電性流体を流すことによって、生体組織の内部まで導電性流体を浸透させることができる。このため、高周波エネルギを効果的に誘導することができ、たとえ挟持された生体組織の厚みが非常に厚い場合であっても生体組織の中央部や接合面近傍まで効果的に高周波エネルギを供給することが可能となる。

また、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂや第２の高周波電極５４ｂは第１の挟持体５２ａの本体６２ａや第１の高周波電極５４ａと対称的に形成されなくても良く、第１の挟持体５２ａの高周波電極１４２ａと第２の挟持体５２ｂの高周波電極１４２ｂの形状が異なる場合や、非対称に配設される場合、高周波電極１４２ａ，１４２ｂを交互に配設することなども許容される。

［第９の実施の形態］
次に、第９の実施の形態について図１８Ａおよび図１８Ｂを用いて説明する。この実施の形態は第２および第８の実施の形態の変形例であって、第２および第８の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図１８Ａに示すように、第１の開口部５６ａの換わりに局注突起として第１の局注針部（流動体供給部）１５２ａが形成されている。各第１の局注針部１５２ａは、例えばＰＴＦＥ等の絶縁性を有する支持部材１５４ａに支持されている。このため、第１の局注針部１５２ａを生体組織に穿刺する際などに加えられる大きな力に対して第１の局注針部１５２ａが折れ曲がる等することが防止されている。

また、例えば図１８Ａおよび図１８Ｂに示すように、第１の高周波電極５４ａの表面に対して局注針部１５２ａの先端は高い位置にあり、第１の障壁部（ダム）１１６ａの接触面と略同じ高さに形成されている。このため、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織を挟持部３６で挟持した場合、第１の局注針部１５２ａ先端が生体組織の内部に位置するように形成されている。

なお、図示しないが、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂや第２の高周波電極５４ｂ、第２の局注針部（流動体供給部）１５２ｂも第１の挟持体５２ａの本体６２ａや第１の高周波電極５４ａ、第１の局注針部１５２ａと対称的に形成されている。このため、第１の挟持体５２ａに対して第２の挟持体５２ｂを閉じたときには、第１の挟持体５２ａの障壁部（ダム）１１６ａと局注針部１５２ａおよび第２の挟持体５２ｂの障壁部（ダム）１１６ｂと局注針部１５２ｂは互いに当接されるが、第１の高周波電極５４ａと第２の高周波電極５４ｂとの間には、空間が形成されている。すなわち、接合対象の生体組織の内部に局注針部１５２ａ，１５２ｂを配置することができる。

このため、第１の開口部５６ａでは第１の高周波電極５４ａの表面以外に液体を直接供給することは難しかったが、第１および第２の局注針部１５２ａ，１５２ｂを設けることで、挟持された接合対象の生体組織の中央部（局注針部１５２ａ，１５２ｂの軸方向）にも導電性流体を供給することが可能となる。これにより高周波エネルギを効果的に誘導することができ、たとえ挟持された生体組織の厚みが非常に厚い場合であっても生体組織の中央部や接合面近傍まで効果的に高周波エネルギを供給することが可能となる。

また、第２の挟持体５２ｂの本体６２ｂや第２の高周波電極５４ｂは第１の挟持体５２ａの本体６２ａや第１の高周波電極５４ａと対称的に形成されなくても良く、第１の挟持体５２ａの局注針部１５２ａと第２の挟持体５２ｂの局注針部１５２ｂの形状が異なる場合や、非対称に配設される場合、局注針部１５２ａ，１５２ｂを交互に配設することなども許容される。

また、本実施形態においては、第１および第２の局注針部１５２ａ，１５２ｂはただの筒状のものに限ることなく、第１および第２の局注針部１５２ａ，１５２ｂの壁面に開口部を設けることも許容される。これにより挟持された組織の厚みに関係なく、挟持された組織全体に均一に導電性流体を供給することが可能となる。

次に、この実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明する。
第１の実施の形態で説明したように、接合対象の生体組織を第１の挟持体５２ａと第２の挟持体５２ｂとの間で挟持する。このとき、第１および第２の局注針部１５２ａ，１５２ｂ先端は接合対象の生体組織に穿刺されるとともに、生体組織が第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂに接触する。

この状態で、フットスイッチやハンドスイッチを操作する。すると、高周波出力装置２６から第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂにそれぞれエネルギが供給される。一方、第１および第２の管路５０ａ，５０ｂには導電性流体が供給される。そして、第１の高周波電極５４ａと第２の高周波電極５４ｂとの間の生体組織が加熱される。

このように接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織が加熱されたとき、挟持された生体組織のインピーダンスＺは上昇し、エネルギの供給が徐々に困難になる。そのため、第１および第２の局注針部１５２ａ，１５２ｂから導電性流体を注入することにより、生体組織のインピーダンスＺを強制的に下げ、エネルギが供給しやすくなるようにする。

また、接合対象の生体組織の厚みが非常に厚い場合、生体組織の表面のみが加熱されてしまい、内部の接合面まで変性されず期待された接合力が得られない場合がある。そのため、第１および第２の局注針部１５２ａ，１５２ｂにより、生体組織の接合面にまで導電性流体を供給することによって、厚い生体組織であっても接合面を含めた組織全体を均一に加熱することが可能となる。

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。
治療処置装置１０により、第１および第２の挟持部５２ａ，５２ｂで挟持した接合対象の生体組織に高周波電流を与えるときに、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織へ導電性流体を供給することができる。また接合対象の生体組織から周辺の生体組織に導電性流体が流れ込むことを第１および第２の障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂで防止し、かつ接合対象の生体組織中央部まで均一に導電性流体を供給することが可能となる。そうすると、挟持された接合対象の生体組織全体に対して均一に高周波エネルギを供給することができ、接合面近傍のタンパク質変性を促進させることができるため、大きな接合力（組織溶着力、組織封止力）を得られるようになる。また生体組織の処置の際に高周波通電された接合対象の生体組織から広がる熱影響を他の周辺組織に及ぼすことをより確実に防止することができるため、処置後の治癒の面からも優れる。

すなわち、接合対象の生体組織の周囲の、変性を望まない生体組織への熱損傷を防止するために第１および第２の障壁部（ダム）１１６ａ，１１６ｂを設け、さらに接合対象の生体組織中の挟持方向に対しても所定の箇所のみインピーダンスＺを下げ、局所的に大きな高周波エネルギを供給できるようにする、といった、従来の技術にはない、優れた作用効果を奏する高周波処置具を提供することができる。

［第１０の実施の形態］
次に、第１０の実施の形態について図１９ないし図２１Ｂを用いて説明する。この実施の形態は第１ないし第９の実施の形態の変形例であって、第１ないし第９の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図１９に示すように、この実施の形態に係る高周波処置具（治療用処置具）１２ｂのハンドル３２には、挟持部開閉ノブ３８に並列された状態でさらにカッタ駆動ノブ３８ａが配設されている。

図２０Ａおよび図２０Ｂに示すように、シャフト３４の筒体４２の内部には、駆動ロッド１６２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１６２の先端には、薄板状のカッタ（治療補助具）１６４が配設されている。このため、カッタ駆動ノブ３８ａを操作すると、駆動ロッド１６２を介してカッタ１６４が移動する。

カッタ１６４は、先端に刃１６４ａが形成され、基端に駆動ロッド１６２の先端が固定されている。このカッタ１６４の先端と基端の間には、移動規制ピン１６６を配設する長溝１６４ｂが形成されている。この長溝１６４ｂには、移動規制ピン１６６を係止する係止部１６４ｃが形成されている。この長溝１６４ｂには、シャフト３４の軸方向に対して直交する方向に延びた移動規制ピン１６６がシャフト３４の筒体４２に固定されている。このため、カッタ１６４の長溝１６４ｂが移動規制ピン１６６に沿って移動する。そうすると、カッタ１６４は真っ直ぐに移動する。このとき、カッタ１６４は、第１の挟持体５２ａおよび第２の挟持体５２ｂのカッタ案内溝（流動体供給部）１７０ａ，１７０ｂに配設される。第１の挟持体５２ａの本体６２ａの第１の高周波電極５４ａおよび電極配設部７４ａには、カッタ１６４を通す第１のカッタ案内溝１７０ａが形成されている。第１の挟持体５２ａの基部６４ａにも、第１のカッタ案内溝１７０ａは連続して形成されており、シャフト３４の軸方向に沿ってハンドル３２まで形成されている。

このため、カッタ１６４は、第１のカッタ案内溝１７０ａに沿って第１の挟持体５２ａの内部に移動可能である。同様に、カッタ１６４は、第２のカッタ案内溝１７０ｂにそって第２の挟持体５２ｂの内部を移動可能である。

また、図２１Ａおよび図２１Ｂに示すように、第１の挟持体５２ａの本体６２ａの高周波電極５４ａからは、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織へ導電性流体を供給するための第１の開口部５６ａ（図４Ａおよび図４Ｂ参照）が除去されている。注入開口として第１のカッタ案内溝１７０ａから導電性流体を供給できるように第１の管路５０ａの配設を変更し、第１のカッタ案内溝１７０ａから管路５０ａ、シャフト３４、ハンドル３２を介してチューブ２８ａへと接続されている。

なお、カッタ案内溝１７０ａ，１７０ｂは、吸引用の溝としても用いることができる。すなわち、図示しない吸引機構が別に設けられ、又は、流量調整部２０が流体吸引部としても作用する。このため、接合対象の生体組織に浸透しなかった導電性流体を回収することができる。したがって、接合対象の生体組織の周辺の生体組織に影響を与えることが防止される。

次に、この実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明する。
第１の実施の形態で説明したように、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織を第１の挟持体５２ａと第２の挟持体５２ｂとの間で挟持する。このとき、第１および第２の縁部８０ａ，８０ｂの接触面が生体組織に密着するとともに、生体組織が第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂに接触する。

この状態で、フットスイッチやハンドスイッチを操作する。エネルギ源１４から第１の高周波電極５４ａおよび第２の高周波電極５４ｂにそれぞれ高周波エネルギが供給される。一方、第１のカッタ案内溝１７０ａには流量調整部２０からチューブ２８ａを通して流体が供給される。

高周波エネルギを誘導するための作用は、第１の実施の形態で説明した作用と同様であるため、詳しい説明は省略する。
なお、カッタ１６４は、接合した生体組織同士を切断等する場合に用いられる。

ここで、このような作用を有する治療処置装置１０を用いて、図２２Ａおよび図２２Ｂ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の挟持体５２ａ，５２ｂの本体６２ａ，６２ｂ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、フットスイッチのペダルを押圧すると、第１および第２の高周波電極５４ａ，５４ｂにそれぞれエネルギを供給する。すると、第１の挟持体５２ａの電極５４ａと第２の挟持体５２ｂの電極５４ｂ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の壁面同士が変性される。

その後、インピーダンスＺが閾値（１０００Ω）に到達すると、高周波エネルギの供給を停止させ、導電性流体を腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面同士に供給する。

このような作用を繰り返すことにより、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の生体組織が変性されて所望の状態に接合（吻合）される。

そして、第１および第２の高周波電極５４ａ，５４ｂ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１９に示すカッタ駆動ノブ３８ａを操作して、図２２Ａに示す状態からカッタ案内溝１７０ａ，１７０ｂに沿ってカッタ１６４を前進させる。カッタ１６４が前進するにつれて、電極５４ａ，５４ｂ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１６４は、電極５４ａ，５４ｂにより略Ｕ字型（図２１Ａに示す電極５４ａの形状参照）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３２の挟持部開閉ノブ３８を操作して第１および第２の挟持体５２ａ，５２ｂ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。

さらに、第１および第２の挟持体５２ａ，５２ｂ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のペダルを押圧して、高周波エネルギを与える。このため、図２２Ｂに示すように、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の端部が高周波電極５４ａ，５４ｂ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２２Ｂ中の２２Ａ−２２Ａ線に沿う断面は、概略的には、図２２Ａ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１６４により切断される。

以上説明したように、この実施の形態によれば、第１の実施の形態で説明した効果に加えて、以下の効果が得られる。
挟持部５２ａで挟持した生体組織に高周波電力を加えた後、直ぐに、導電性流体を第１のカッタ案内溝１７０ａ内に導入することができる。すなわち、第１のカッタ案内溝１７０ａを流体供給のための第１の開口部５６ａの換わりとして用いることができる。すなわち流体供給のためだけに開口部５６ａを設けることなく、挟持した生体組織を切離するために配設させたカッタ１６４用の第１のカッタ案内溝１７０ａを流体供給のための開口部５６ａとして同時に利用することができる、といった、優れた作用効果を奏する高周波処置具１２ｂを提供することができる。

［第１１の実施の形態］
次に、第１１の実施の形態について図２３ないし図２６Ｂを用いて説明する。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高周波処置具（治療用処置具）１２ｃを例にして説明する。

図２３に示すように、高周波処置具１２ｃは、ハンドル２３２と、シャフト２３４と、開閉可能な挟持部２３６とを備えている。ハンドル２３２には、チューブ２８ａを介して流量調整部２０が接続され、ケーブル２８ｂを介してエネルギ源１４が接続されている。

ハンドル２３２には、挟持部開閉ノブ２３８と、カッタ駆動レバー２３８ａとが配設されている。挟持部開閉ノブ２３８は、例えばハンドル２３２の基端に配設され、ハンドル２３２に対して回転可能である。この挟持部開閉ノブ２３８をハンドル２３２に対して例えば右回りに回転させると、挟持部２３６の後述する離脱側挟持部２４４が本体側挟持部２４２に対して離隔（図２５Ｂ参照）し、左回りに回転させると、離脱側挟持部２４４が本体側挟持部２４２に対して近接する（図２５Ａ参照）。また、カッタ駆動レバー２３８ａは、ハンドル２３２の側面から延出されるように形成され、ハンドル２３２の軸方向に沿って所定の範囲内で移動可能である。

シャフト２３４は、円筒状に形成されている。このシャフト２３４は、生体組織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２３４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２３４の先端には、挟持部２３６が配設されている。図２４Ａおよび図２４Ｂに示すように、挟持部２３６は、シャフト２３４の先端に形成された本体側挟持部２４２と、この本体側挟持部２４２に着脱可能な離脱側挟持部２４４とを備えている。

本体側挟持部２４２は、円筒体２５２と、この円筒体２５２の内側に配設されたフレーム２５４と、このフレーム２５４の内側に配設された通電用パイプ２５６と、流体供給用パイプ２５８ａ，２５８ｂとを備えている。これら円筒体２５２およびフレーム２５４は、絶縁性を有する。円筒体２５２は、シャフト２３４の先端に連結または一体的に形成されている。流体供給用パイプ２５８ａは、円筒体２５２の外側に沿って配設されている。フレーム２５４は、円筒体２５２に対して固定されている。

フレーム２５４は、その中心軸が開口されている。このフレーム２５４の開口された中心軸には、通電用パイプ２５６がフレーム２５４の中心軸に沿って所定の範囲内で移動可能に配置されている。通電用パイプ２５６の開口された中心軸には、流体供給用パイプ２５８ｂが配置されている。通電用パイプ２５６および流体供給用パイプ２５８ｂは、挟持部開閉ノブ２３８を回転させると、図２５Ａおよび図２５Ｂ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一体的に移動可能である。この通電用パイプ２５６には、離脱側挟持部２４４の後述する通電用シャフト２８２のコネクタ部２８２ａが係脱可能なように、径方向内方に突出する突起２５６ａが形成されている。また、通電用パイプ２５６に通電用シャフト２８２が係合されると、流体供給用パイプ２５８ｂには、離脱側挟持部２４４の後述する流体供給用パイプ２８５が接続される。

図２５Ａおよび図２５Ｂに示すように、円筒体２５２とフレーム２５４との間には、空間（カッタ溝２６０ａ）が形成されている。この空間（カッタ溝２６０ａ）には、円筒状のカッタ２６０が配設されている。このカッタ２６０の基端部は、シャフト２３４の内側に配設されたカッタ用のプッシャ２６２の先端部に接続されている。カッタ２６０の基端部の内周面は、カッタ用のプッシャ２６２の外周面に固定されている。図示しないが、このカッタ用のプッシャ２６２の基端部はハンドル２３２のカッタ駆動レバー２３８ａに接続されている。このため、カッタ駆動レバー２３８ａをハンドル２３２に対して操作すると、カッタ用プッシャ２６２を介してカッタ２６０が移動する。

このカッタ用プッシャ２６２とフレーム２５４との間には、第１の流体排出路２６４が形成されている。そしてシャフト２３４またはハンドル２３２には、第１の流体排出路（流体通路）２６４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および図２４Ｂに示すように、円筒体２５２の先端には、円環状の第１の電極配設部２７２が形成されている。この第１の電極配設部２７２には、出力部材やエネルギ放出部としての第１の高周波電極（接合用処置部）２７４が配設されている。この第１の高周波電極２７４には、第１の通電ライン２７４ａの先端が固定されている。第１の通電ライン２７４ａは、本体側挟持部２４２、シャフト２３４、ハンドル２３２を介してケーブル２８ｂに接続されている。

この第１の高周波電極２７４の外側には、円環状に流体放出防止溝２７６が形成されている。この流体放出防止溝２７６は、カッタ溝２６０ａを通して流体排出路２６４に連通されている。

一方、離脱側挟持部２４４は、コネクタ部２８２ａを有する通電用シャフト２８２と、ヘッド部２８４と、流体供給用パイプ２８５とを備えている。通電用シャフト２８２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２８４に固定されている。コネクタ部２８２ａは、通電用パイプ２５６の突起２５６ａに係合可能な凹溝状に形成されている。通電用シャフト２８２のコネクタ部２８２ａ以外の部分の外表面は、コーティングなどにより絶縁されている。

ヘッド部２８４には、円環状にカッタ受部２８６が配設されている。このカッタ受部２８６の外側には、円環状の第２の高周波電極（接合用処置部）２８８が形成されている。この第２の高周波電極２８８には、出力部材やエネルギ放出部としての第２の通電ライン２８８ａの一端が固定されている。第２の通電ライン２８８ａの他端は通電用シャフト２８２に電気的に接続されている。この第２の高周波電極２８８の外側には、円環状に流体放出防止溝２９０が形成されている。

さらに、流体放出防止溝２９０は、ヘッド部２８４および通電用シャフト２８２の第２の流体排出路２９２に連通されている。この第２の流体排出路２９２は、通電用パイプ２５６に連通しており、シャフト２３４、ハンドル２３２に繋がっている。シャフト２３４またはハンドル２３２には、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２５６は、シャフト２３４およびハンドル２３２を介してケーブル２８ｂに接続されている。このため、通電用パイプ２５６の突起２５６ａに離脱側挟持部２４４の通電用シャフト２８２のコネクタ部２８２ａが係合されると、第２の高周波電極２８８と通電用パイプ２５６とが電気的に接続される。

また、第１の高周波電極２７４には、注入開口として第１の開口部（流動体供給部）２７４ｂが形成されており、その開口部２７４ｂからは流体が供給される。第１の開口部２７４ｂは円環状の第１の高周波電極２７４に所定の間隔で配設されている。各開口部２７４ｂは、流体供給パイプ２５８ａ、シャフト２３４、ハンドル２３２を介してチューブ２８ａに接続されている。

同様に、第２の高周波電極２８８にも、注入開口として第２の開口部（流動体供給部）２８８ｂが形成されており、その開口部２８８ｂからは流体が供給される。第２の開口部２８８ｂは円環状の第２の高周波電極２８８に所定の間隔で配設されている。各開口部２８８ｂは流体供給パイプ２８５，２５８ｂ、シャフト２３４、ハンドル２３２を介してチューブ２８ａに接続されている。

したがって、流量調整部２０を制御することによって、治療処置装置１０の設定に基づいて導電性流体が本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４との間に挟持された接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織へと供給される。

次に、この実施の形態に係る治療処置装置１０の作用について説明する。
図２３および図２５Ａに示すように、本体側挟持部２４２を離脱側挟持部２４４に対して閉じた状態で例えば腹壁を通して腹壁内に高周波処置具１２ｃの挟持部２３６およびシャフト２３４を挿入する。高周波処置具１２ｃの本体側挟持部２４２および離脱側挟持部２４４間を処置したい生体組織に対して対峙させる。

本体側挟持部２４２および離脱側挟持部２４４で処置したい生体組織を挟持するため、ハンドル２３２の挟持部開閉ノブ２３８を操作する。このとき、ハンドル２３２に対して例えば右回りに回転させる。すると、図２５Ｂに示すように、通電用パイプ２５６をシャフト２３４のフレーム２５４に対して先端側に移動させる。このため、本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４との間が開き、離脱側挟持部２４４を本体側挟持部２４２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を本体側挟持部２４２の第１の高周波電極２７４と離脱側挟持部２４４の第２の高周波電極２８８との間に配置する。離脱側挟持部２４４の通電用シャフト２８２を本体側挟持部２４２の通電用パイプ２５６に挿入する。この状態で、ハンドル２３２の挟持部開閉ノブ２３８を例えば左回りに回転させる。このため、離脱側挟持部２４４が本体側挟持部２４２に対して閉じる。このようにして、接合対象の生体組織を本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４との間で挟持する。

このとき、接合対象の生体組織は第１の高周波電極２７４と第２の高周波電極２８８とに接触する。

この状態で、フットスイッチやハンドスイッチを操作する。エネルギ源１４からケーブル２８ｂを介して、第１の高周波電極２７４および第２の高周波電極２８８にそれぞれエネルギが供給される。流体供給用パイプ２５８ａ，２５８ｂ，２８５を介して第１および第２の開口部２７４ｂ，２８８ｂに導電性流体が供給される。

第１の高周波電極２７４は生体組織を介して第２の高周波電極２８８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２７４と第２の高周波電極２８８との間に挟持された生体組織が加熱される。

このようにして接合対象の生体組織が加熱されたとき、挟持された生体組織のインピーダンスは上昇し、高周波エネルギの供給が困難になる。そのため、第１の実施の形態で説明したように、インピーダンスＺが閾値に到達して高周波電力の供給を停止している間に第１および第２の開口部２７４ｂ，２８８ｂから導電性流体を注入して浸透させることにより、接合対象の生体組織に再び高周波電力を供給する際の生体組織のインピーダンスＺを強制的に下げ、高周波電力を接合対象の生体組織に供給しやすくする。

また、この実施の形態に係るサーキュラタイプの高周波処置具１２ｃは、第１の実施の形態で説明したリニアタイプの高周波処置具１２と同様に、インピーダンスＺを下げるために導電性流体を供給する際、挟持部２３６の外側の接合対象の生体組織の周囲の生体組織にも流体が流れ出してしまい、その周囲の生体組織まで加熱を行ってしまうことがある。

余分に供給された導電性流体等の液体や生体組織から発生した液体は、本体側挟持部２４２の流体放出防止溝２７６および離脱側挟持部２４４の流体放出防止溝２９０に流れ込む。このとき、本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４の縁部２５２ａ，２８４ａの接触面は、接合対象の生体組織に密着しているので、本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４の縁部２５２ａ，２８４ａと流体放出防止溝２７６，２９０は、液体が外部に漏れ出すことを防止する溝の役割をそれぞれ果たす。

そうすると、供給された液体や生体組織から発生した液体は、本体側挟持部２４２および離脱側挟持部２４４の流体放出防止溝２７６，２９０に流れ込み、そしてこの流体は、第１の流体放出防止溝２７６に連通した第１の流体排出路２６４および離脱側挟持部２４４の先端の第２の流体放出溝２９０に連通した第２の流体排出路２９２に向かって流れる。そして第１の流体排出路２６４および第２の流体排出路２９２を通してシャフト２３４、ハンドル２３２を介して高周波処置具１２ｃの外側に排出する。

カッタ２６０は、電極２７４の内側に円筒状に形成されているので、生体組織の接合した部分を切断等するために用いられる。このカッタ２６０を用いることにより、所定の径の孔が形成される。

ここで、このような作用を有する治療処置装置１０を用いて、図２６Ａから図２６Ｃに示すように、例えば軸方向に並設させた小腸の腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士をシールした状態に接合させる場合について説明する。

本体側挟持部２４２の縁部２５２ａおよび高周波電極２７４と、離脱側挟持部２４４の縁部２８４ａおよび高周波電極２８８とで、軸方向に突き合わせた状態の１対の腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２を、両腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の端部同士の壁面を挟み込むように保持する。

この状態で、フットスイッチのペダルを押圧すると、高周波電極２７４，２８８間の生体組織Ｌ_Ｔにそれぞれ高周波エネルギを供給する。このため、これら高周波電極２７４，２８８により腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を加熱して変性させる。

そして、高周波電極２７４，２８８間の生体組織Ｌ_Ｔが所定の閾値（１０００Ω）に到達したときに、高周波電力の出力を停止させ、導電性流体を腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面同士に供給する。

このような作用を繰り返すことにより、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の生体組織が変性されて封止された状態に接合（吻合）される。

そして、本体側挟持部２４２および離脱側挟持部２４４の間に腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士を把持したままで、図２３に示すカッタ駆動ノブ２３８ａを操作して、図２４Ｂ、図２５Ａおよび図２５Ｂに示す状態からカッタ案内溝２６０ａに沿ってカッタ２６０を前進させる。カッタ２６０が前進するにつれて、その先端の刃によって、第１の高周波電極２７４および第２の高周波電極２８８により変性されて接合された部位の内側を円形状に切断する。このため、図２６Ｃに示すように、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２の壁面の略円形状に封止された間の部分が切断され、腸管Ｉ_Ｃ１，Ｉ_Ｃ２同士の円形状の連通状態が確保される。

この状態でカッタ駆動ノブ２３８ａを操作してカッタ２６０を後退させる。その後、ハンドル２３２の挟持部開閉ノブ２３８を操作して本体側挟持部２４２および離脱側挟持部２４４を開く。

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。
治療処置装置１０により、挟持部２３６で挟持した接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に高周波電流を与えるときに、接合対象の生体組織へ導電性流体を供給することができる。また接合対象の生体組織から周辺の生体組織に導電性流体が流れ込むことを流体放出防止溝２７６，２９０で抑制することができる。

そうすると、供給された液体や生体から発生した液体を、第１の高周波電極２７４と本体側挟持部２４２の縁部２５２ａとの間、および、フレーム２５４とカッタ用プッシャ２６２との間に形成された流体排出路２６４からシャフト２３４、ハンドル２３２を介して流体放出口から高周波処置具１２ｃの外部に逃すことができる。

さらに、第２の高周波電極２８８と離脱側挟持部２４４の縁部２８４ａとの間に形成された流体放出防止溝２９０から、第２の流体排出路２９２、シャフト２３４、ハンドル２３２を介して流体放出口から高周波処置具１２ｃの外部に逃すことができる。

したがって、挟持部２３６で挟持した生体組織の周囲に流体が漏れ出すことを防止することができる。

そうすると、挟持された接合対象の生体組織のみインピーダンスＺの上昇を抑制し、効果的に高周波エネルギを供給することができ、タンパク質変性を促進させることができるため、より大きな接合力（組織溶着力、組織封止力）を得られるようになる。また、導電性流体を供給した状態で生体組織の処置の際に高周波通電された接合対象の生体組織から広がる熱影響を他の周辺組織に及ぼすことをより確実に防止することができ、処置後の治癒の面からも優れる。

なお、図２５Ｂに示す本体側挟持部２４２の第１の開口部２７４ｂから導電性流体を生体組織に注入するように、また、離脱側挟持部２４４の第２の開口部２８８ｂから導電性流体を生体組織に注入するように、流体供給用パイプ２５８ａ，２５８ｂ，２８５を設けた場合について説明したが、例えば、流体供給用パイプ２５８ｂ，２８５が除去されていても良い。または、流体供給用パイプ２５８ｂ，２８５ではなく、流体供給用パイプ２５８ａが除去されていても良い。すなわち、本体側挟持部２４２の第１の開口部２７４ｂおよび離脱側挟持部２４４の第２の開口部２８８ｂのうちのいずれか一方が設けられていれば良い。

［第１２の実施の形態］
次に、第１２の実施の形態について図２７Ａおよび図２７Ｂを用いて説明する。この実施の形態は第１１の実施の形態の変形例であって、第１１の実施の形態で説明した部材と同一の部材には同一の符号を付し、詳しい説明を省略する。

図２７Ａおよび図２７Ｂに示すように、第１の開口部２７４ｂの換わりに局注突起として第１の局注針部２７４ｃ（流動体供給部）が形成されている。また、第１の局注針部２７４ｃの先端は第１の高周波電極２７４の表面に対して高い位置にある。離脱側挟持部２４４も同様に、第２の開口部２８８ｂの換わりに局注突起として第２の局注針部（流動体供給部）２８８ｃが形成されている。その他の構造は図２４Ａないし図２５Ｂに示す第１１の実施の形態と同様であるため、説明を省略する。

次に、この実施の形態に係わる治療処置装置１０の作用について説明をする。
基本的には第７の実施の形態と同じである。異なるのは、第１の開口部２７４ｂの換わりに第１の局注針部２７４ｃが形成されている点である。第７の実施の形態で説明したように、接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織を本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４の間で挟持する。このとき、第１および第２の局注針部２７４ｃ，２８８ｃの先端は生体組織に穿刺するとともに、生体組織が第１の高周波電極２７４および第２の高周波電極２８８に接触する。

この状態で接合対象の生体組織が加熱され変性したとき、挟持された生体組織のインピーダンスは上昇し、電流が流れ難くなる。そのため、第１および第２の局注針部２７４ｃ，２８８ｃから流体を注入することにより、生体組織のインピーダンスを強制的に下げ、電力が供給しやすくなるようにする。

このとき、接合対象の生体組織の厚みが非常に厚い場合、生体組織の表面のみが加熱されてしまい、内部まで変性されない場合がある。そのため、第１および第２の局注針部２７４ｃ，２８８ｃにより、生体組織内部にまで導電性流体を供給することによって、組織の厚みに関係なく、均一に加熱を行うことが可能となる。

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。
治療処置装置１０により、本体側挟持部２４２と離脱側挟持部２４４で挟持した接合対象（組織溶着対象、組織封止対象）の生体組織に高周波電流を与えるときに、接合対象の生体組織へ流体を供給することができる。また接合対象の生体組織から周辺の生体組織に液体が流れ込むことを第１および第２の流体放出防止溝２７６，２９０、第１および第２の縁部２５２ａ，２８４ａで防止し、かつ接合対象の生体組織の厚みに関係なく、中央部まで均一に導電性流体を供給することが可能となる。

そうすると、挟持された接合対象の生体組織全体を均一に高周波エネルギ供給することができ、接合面のタンパク質変性を促進させることができるため、大きな接合力（組織溶着力、組織封止力）を得られるようになる。

なお、図２７Ａおよび図２７Ｂに示すように、離脱側挟持部２４４に第１の局注針部２７４ｃを、本体側挟持部２４２に第２の局注針部２８８ｃを設けた場合について説明したが、離脱側挟持部２４４の第１の局注針部２７４ｃおよび本体側挟持部２４２の第２の局注針部２８８ｃのうち、いずれか片方だけ設けら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。

５２ａ…第１の挟持体、５４ａ…第１の高周波電極、５６ａ…第１の開口部、６２ａ…第１の挟持体本体、６３…段差、６４ａ…第１の基部、７２ａ…管路配設部、７４ａ…電極配設部、７６ａ…第１の流体放出防止溝、７８ａ…第１の流体排出溝、８０ａ…縁部。

Claims (14)

1. 生体組織同士を接合するためのエレクトロサージカルデバイスであって、
   生体組織を把持する１対の把持面と、
   前記１対の把持面の少なくとも一方に配置され前記把持面によって把持された生体組織に繰り返しエネルギを供給可能で、前記把持面によって把持された生体組織の生体情報としてインピーダンスを検出可能であり、前記生体情報が所定の第１インピーダンスに到達したときに前記把持された生体組織へのエネルギの供給を停止可能で、前記インピーダンスが前記第１インピーダンスよりも大きい所定の第２インピーダンスに到達したとき前記把持された生体組織へのエネルギの供給を再び停止可能で、エネルギを出力するごとにより大きな電力量を前記把持された生体組織に与えることが可能な電極と、
   前記把持面及び前記電極の少なくとも一方に設けられ、前記電極から前記把持された生体組織へのエネルギの供給を停止するたびに前記把持された生体組織に導電性流体を供給可能な流動体供給部と
   を具備し、
   前記把持面は、前記導電性流体が前記把持された生体組織の周囲の生体組織に供給されるのを防止するようにした、エレクトロサージカルデバイス。
2. 生体組織同士を接合するためのエレクトロサージカルデバイスであって、
   生体組織を把持する１対の把持面と、
   前記１対の把持面の少なくとも一方に配置され前記把持面によって把持された生体組織に繰り返しエネルギを供給可能で、前記把持面によって把持された生体組織の生体情報としてインピーダンスを検出可能であり、前記生体情報が所定の第１インピーダンスに到達したときに前記把持された生体組織へのエネルギの供給を停止可能で、前記インピーダンスが前記第１インピーダンスよりも大きい所定の第２インピーダンスに到達したとき前記把持された生体組織へのエネルギの供給を再び停止可能で、エネルギを出力するごとにより大きな電力量を前記把持された生体組織に与えることが可能な電極と、
   前記把持面及び前記電極の少なくとも一方に設けられ、前記電極から前記把持された生体組織へのエネルギの供給を停止するたびに前記把持された生体組織に導電性流体を供給可能で、前記導電性流体が前記把持された生体組織の周囲の生体組織に供給されるのを防止する流動体供給部と
   を具備する、エレクトロサージカルデバイス。
3. 前記流動体供給部は、前記電極の周囲に設けられた前記把持面に前記導電性流体を通す開口部を有することを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
4. 前記流動体供給部は、前記把持面に対して突出する少なくとも１つの局注突起を有することを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
5. 前記把持面は、前記導電性流体が前記把持面の外側に流れ出すのを防止する溝および壁の少なくとも一方を有することを特徴とする請求項１に記載のエレクトロサージカルデバイス。
6. 前記流動体供給部は、前記導電性流体が前記把持面の外側に流れ出すのを防止する溝および壁の少なくとも一方を前記把持面に有することを特徴とする請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
7. 前記把持面には、前記１対の把持面の間に把持した生体組織に対する処置の進み具合を検出するための、圧力センサおよび温度センサの少なくとも一方が設けられていることを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
8. 前記圧力センサは、前記１対の把持面の間に把持した生体組織からの蒸気圧を前記把持面から離れた位置で検出する圧力センサをさらに具備することを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
9. 前記流動体供給部は、前記１対の把持面の間に把持された生体組織に前記導電性流体を供給する注入開口を前記把持面に有することを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
10. 前記流動体供給部は、前記電極の周囲に設けられた開口部を有し、この開口部を通して供給された前記導電性流体を前記１対の把持面の間に把持した生体組織に注入するようにしたことを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
11. 前記流動体供給部には、前記１対の把持面の間に把持された生体組織の内部に前記導電性流体を供給する、前記把持面に対して突出する少なくとも１つの局注突起が設けられていることを特徴とする請求項１もしくは請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
12. 前記流動体供給部は、前記導電性流体自体が有する粘性により前記把持面の外側に前記導電性流体が流出するのを防止するようにしたことを特徴とする請求項２に記載のエレクトロサージカルデバイス。
13. 生体組織にエネルギを作用させて処置を行う治療処置装置であって、
    請求項１もしくは請求項２に記載の、生体組織同士を接合するためのエレクトロサージカルデバイスと、
    前記１対の把持面の間に把持した生体組織に対して前記電極を通してエネルギを供給することによって前記把持された生体組織のインピーダンスを、前記電極を通して検出する検出部と、
    前記検出部で検出した生体組織のインピーダンスに基づいて、前記流動体供給部からの前記導電性流体の供給量を制御するための制御部と
    を具備することを特徴とする治療処置装置。
14. 前記制御部は、前記第１インピーダンス及び前記第２インピーダンスに基づいて前記流動体供給部からの前記導電性流体の供給を制御するようにしたことを特徴とする請求項１３に記載の治療処置装置。

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