JP5555387B2 - 外科手術システム - Google Patents

Description

本発明は、高周波エネルギー及び他のエネルギーを用いて外科手術を行う外科手術システムに関する。

従来、高周波エネルギーを処置対象の生体組織に供給することにより、切除や切開等の処置を行うことが広く行われている。

近年においては、高周波エネルギーの他に、超音波エネルギーも処置対象の生体組織に供給することにより、切除や切開等の処置を行うことも行われるようになっている。

例えば、米国特許公報２００８／０１３２８８７号の従来例には、高周波電流と超音波振動を利用して生体組織を強い把持力で把持し、凝固・切開する外科手術装置が開示されている。

このように高周波エネルギーと超音波エネルギーのような他のエネルギーとを用いて処置を行うような場合、高周波信号を伝送する高周波信号線に断線が発生したような場合、断線の発生に速やかに対応できるようにすることが望まれるが、上記従来例は、断線が発生したことを検出する内容を教示していない。

高周波エネルギーのみで処置を行うような場合には、断線が発生すると処置が全く行えない状態となるため、使用者は、断線の発生を把握し易い。

しかし、高周波エネルギーと他のエネルギーとを併用して処置を行うような場合には、断線が発生しても、他方のエネルギーにより処置ができる状態のため、断線の発生を速やかに把握することは困難となる。また、この場合には、両エネルギーを併用して処置を行う状態から機能が低下した状態となるため、併用した状態においては短時間に適切な処置を完了できるのに対して、一方のみのエネルギーによって処置能力が低下した状態で行うために処置を行うのに時間がかかってしまう可能性がある。

本発明は、上述した点に鑑みてなされたもので、高周波エネルギーと他のエネルギーとを併用して処置を行うような場合において、高周波信号線に断線が発生したことを直ちに検出して、速やかに断線に対応した出力停止の制御ができるようにした外科手術システムを提供することを目的とする。

本発明の一態様に係る外科手術システムは、高周波エネルギーを出力する第１の信号を生成する第１の信号生成部と、前記高周波エネルギーとは異なる他のエネルギーを出力する第２の信号を生成する第２の信号生成部と、を備える電源装置と、処置対象の生体組織を開閉可能で把持する把持部材を有し、前記把持部材により形成される対の電極を介して前記生体組織に前記高周波エネルギーによる処置と、前記他のエネルギーによる処置とを行う外科処置具と、前記外科処置具に一端が接続され、前記電源装置から前記第１の信号と前記第２の信号とを前記外科処置具に供給するケーブルと、前記電源装置から前記ケーブル内を挿通された第１の高周波信号線と、前記第１の高周波信号線と接続された、前記外科処置具内に挿通され、前記対の電極に導通する第２の高周波信号線と、からなる高周波信号線と、前記電源装置に設けられ、前記第１の信号の高周波電圧を計測する高周波電圧計測部と、前記電源装置に設けられ、前記第１の信号の高周波電流を計測する高周波電流計測部と、前記生体組織を処置する最中において、前記高周波電圧及び前記高周波電流計測部により計測された前記高周波電流に基づいて、前記高周波電流が通電している前記高周波信号線の長さに対応した静電容量値を算出する算出部と、前記電源装置に設けられ、前記算出部により算出された前記静電容量値が前記高周波信号線における断線の発生を検出するために予め設定された閾値より小さいか否かを判定する判定部と、前記電源装置に設けられ、前記静電容量値が前記閾値より小さいと前記判定部が判定したとき、前記電源装置から前記ケーブルを介して前記外科処置具に供給される前記第１の信号及び前記第２の信号の出力を停止する制御を行う制御部と、を有する。

図１は本発明の第１の実施形態の外科手術システムの全体構成を示す図。 図２は外科手術システムを構成する電源装置の内部構成を示す図。 図３は電源装置の高周波出力端に接続されるケーブルを含む処置具の高周波信号線の等価回路を示す図。 図４は高周波出力端から処置具側に供給される高周波電圧と高周波電流の波形の概略を示す図。 図５は高周波出力端から処置具側に供給される高周波電圧と高周波電流をベクトルで示す図。 図６は第１の実施形態における断線の発生を検出する処理内容を含む処置する場合の処理内容を示すフローチャート。 図７Ａはケーブルを含む処置具の高周波信号線に断線が発生しない場合と発生した場合に静電容量が変化することを示す説明図。 図７Ｂは第１の実施形態における変形例の処理内容を示すフローチャート。 図８は本発明の第２の実施形態の外科手術システムを示す図。 図９は第２の実施形態における電源装置の内部構成を示す図。 図１０は第２の実施形態における断線の発生を検出する処理内容を含む処置する場合の処理内容を示すフローチャート。 図１１は本発明の第３の実施形態における断線の発生を検出する処理内容を含む処置する場合の処理内容を示すフローチャート。 図１２は本発明の第４の実施形態における断線の発生を検出する処理内容を示すフローチャート。 図１３は第４の実施形態の第１変形例における断線の発生を検出する処理内容を示すフローチャート。 図１４は第４の実施形態の第２変形例における電源装置の内部構成を示す図。 図１５は処置具の静電容量値が異なる値の場合において、周波数を変えた場合に計測されるインピーダンス値を示す図。 図１６は第４の実施形態の第２変形例における断線の発生を検出する処理内容を示すフローチャート。 図１７は図１６とは異なる処理手順で断線の発生を検出する処理内容を示すフローチャート。 図１８は第４の実施形態の第３変形例における断線の発生を検出する処理内容を示すフローチャート。

以下、図面を参照して、本発明の各実施形態を説明する。

（第１の実施形態）
図１に示すように本発明の第１の実施形態の外科手術システム１は、生体組織に対して高周波エネルギーを供給するための第１の信号としての高周波信号と、生体組織に対して高周波エネルギーと異なる他のエネルギーを供給するための第２の信号と、を同時に出力することが可能な電源装置２と、この電源装置２に着脱自在に接続され、処置対象の生体組織としての例えば血管４に対する封止等の処置を高周波エネルギーと超音波エネルギーとにより行う外科処置具としての高周波／超音波処置具（以下、単に処置具と略記）３とから構成される。なお、本実施形態では、高周波エネルギーと異なる他のエネルギーとして、例えば、超音波エネルギーを採用するため、第２の信号は、超音波駆動信号になる。

処置具３は、電源装置２のコネクタ受け５に着脱自在に接続されるコネクタ６が一方の端部に設けられたケーブル７を備えた超音波トランスデューサユニット８と、この超音波トランスデューサユニット８の前端が着脱自在に装着される装着部１０を備えたハンドルユニット９とから構成される。

超音波トランスデューサユニット８は、超音波駆動信号が印加（供給）されることにより超音波エネルギーを形成する超音波（超音波振動）に変換する変換器としての超音波トランスデューサ（又は超音波振動子）１１を内蔵した本体ユニット１２を有し、この本体ユニット１２の前端側がハンドルユニット９の基端側の装着部１０に装着される。この本体ユニット１２の後端からケーブル７が延出される。

ハンドルユニット９は、細長の挿入部（又はシース部）１３と、この挿入部１３の基端（後端）に設けられた操作部１４とを有し、挿入部１３の先端には、高周波エネルギーと超音波エネルギーを利用して処置を行う処置部１５が設けられている。

挿入部１３内には、超音波トランスデューサ１１による超音波振動を伝達する超音波伝達ロッドにより形成されるプローブ１６が挿通され、このプローブ１６の先端が処置部１５を構成する（対の把持部材１５ａ，１５ｂの）固定側の把持部材１５ａとなる。

また、操作部１４には、把持部材１５ａ，１５ｂを開閉する操作を行うための指掛け１７ａ，１７ｂが設けてある。術者は指掛け１７ａ，１７ｂに指をかけ、指掛け１７ａに対して指掛け１７ｂを開閉する操作を行うことにより、挿入部１３内に挿通されたワイヤ１８を牽引して、把持部材１５ａに対して可動側の把持部材１５ｂを開閉して血管４等の処置対象の生体組織を把持したり、把持を停止することができる。なお、ワイヤ１８の先端は把持部材１５ｂに固定され、このワイヤ１８の後端は、指掛け１７ｂの操作に連動して、挿入部１３の長手方向に移動する。また、可動側の把持部材１５ｂは、ジョーとも呼ばれる。

また、本実施形態においては、上記把持部材１５ａ，１５ｂは高周波電流を流して生体に対する処置を行う対の電極を構成するバイポーラ電極の機能を持つ。

このため、電源装置２の高周波出力端から出力される高周波信号は、ケーブル７を含む超音波トランスデューサユニット８内の高周波信号線８ａ、８ｂと、接点部２２において高周波信号線８ａ、８ｂにそれぞれ導通するハンドルユニット９内の高周波信号線２３ａ、２３ｂと、高周波信号線２３ａ、２３ｂがそれぞれ接続されるワイヤ１８，導電性のプローブ１６とを介してバイポーラ電極としての機能する把持部材１５ａ，１５ｂに供給される。なお、高周波信号線２３ａは、ワイヤ１８の後端付近に接続され、また高周波信号線２３ｂはプローブ１６の後端付近に接続される。

このようにプローブ１６及びワイヤ１８は、高周波信号を伝達する金属等の導体により形成されている。高周波信号線２３ａをワイヤ１８の後端側に接続しないで、高周波信号線２３ａを挿入部１３内に挿通して把持部材１５ａに接続する構成にしても良い。また、高周波信号線２３ｂをプローブ１６に接続することなく、挿入部１３内を挿通して把持部材１５ｂ（バイポーラ電極を構成する一方の電極）に接続する構成にしても良い。そして、処置部１５を構成する把持部材１５ａ，１５ｂにより把持された生体組織に高周波電流を流すことにより、高周波エネルギーによる処置を行うことができる。

なお、以下の説明においては、ハンドルユニット９内の高周波信号線２３ａ、２３ｂとワイヤ１８による高周波信号線２３ｃ，プローブ１６による高周波信号線２３ｄを纏めて、図７Ａに示すように高周波信号線９ａ，９ｂで表す。

また、ケーブル７を含む超音波トランスデューサユニット８内に挿通される高周波信号線８ａ，８ｂは、図７Ａに示すようにケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂと、本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂとから構成される。なお、図７Ａにおいては、超音波トランスデューサユニット８をケーブル７と本体ユニット１２に分けた場合における本体ユニット１２をＵｕで簡略的に示し、ハンドルユニット９をＵｈにより簡略的に示している。

図１から分かるようにケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂの長さに比較すると、本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂの長さは十分に短い（通常、前者の１／１０以下）ので、前者（高周波信号線７ａ，７ｂ）に対する後者（高周波信号線１２ａ，１２ｂ）の高周波信号線１２ａ，１２ｂ間の静電容量は十分に小さくなる（通常、前者の１／１０以下の静電容量）。

また、上記本体ユニット１２内の超音波トランスデューサ１１には、電源装置２の超音波用出力端からケーブル７内及び本体ユニット１２内の（超音波用）信号線８ｃ，８ｄを介して超音波駆動信号が印加される。

また、本体、ユニット１２の上側の外周面には、高周波信号と超音波駆動信号の出力／出力停止（ＯＮ／ＯＦＦ）の指示操作を行う出力スイッチ２４が設けてある。この出力スイッチ２４を操作したＯＮ／ＯＦＦ信号は本体ユニット１２及びケーブル７内の信号線８ｅを介して電源装置２内部の制御部４２に出力される。

なお、本実施形態における超音波トランスデューサユニット８は、洗浄、消毒して繰り返し使用されるリユース品であるのに対して、ハンドルユニット９は、１つの症例に対する外科手術毎に使い捨てとなるディスポーザブル品である。

換言すると、１回の外科手術を行う毎に、交換して使用される新しいハンドルユニット９と、繰り返し使用される超音波トランスデューサユニット８とを用いた処置具３が使用される。

この場合、新しいハンドルユニット９は、このハンドルユニット９内の高周波信号線９ａ，９ｂが断線していないことが保証されている。また、通常は、１回の外科手術の使用時間においては、ハンドルユニット９内の高周波信号線９ａ，９ｂが断線しないような高い信頼性を有する。

これに対して、ケーブル７が一体的に接続された超音波トランスデューサユニット８は、長期間にわたり、繰り返し使用されるため、ケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂ又は本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂがハンドルユニット９の場合に比較すると、断線する可能性がある。このため、本実施形態においては以下に説明するように電源装置２内に断線の発生を検出する断線検出部を設けている。

なお、高周波エネルギーのみで処置する装置においては、断線が発生した場合には高周波エネルギーが生体組織に出力されなくなり、処置を進行できなくなるため術者は断線の発生を容易に認識することができる。

これに対して、高周波エネルギーと他のエネルギーとしての超音波エネルギーとを処置対象の生体組織に供給して処置を行っている最中においては、断線が発生しても超音波エネルギーのみによる処置を行うことができるため、術者は断線が発生した時を直ちに認識できない場合がある。

この場合には、高周波エネルギーと超音波エネルギーとの両エネルギーを用いて処置する処置機能に比較して小さい処置機能に変化する。

このため、このように高周波エネルギーと超音波エネルギーとの両エネルギーを用いて処置を行うような場合には、断線が発生した処置具での処置を停止するようにすると共に、術者に対して断線の発生を速やかに告知するように支援することが望まれる。

図２は断線の発生を検出する機能を備えた電源装置２の内部構成を示す。

電源装置２内の電源部３１は、交流電力から直流電力を発生して、発生した直流電力を第１の信号生成部としての高周波電力発生部３２と、第２の信号生成部としての超音波駆動電力発生部（超音波電力発生部と略記）３３とに供給する。

高周波電力発生部３２は、直流電力から高周波電力を発生し、出力トランス３４を構成する第１出力トランス３５の１次側に出力する。

超音波電力発生部３３は、直流電力から超音波駆動電力を発生し、出力トランス３４を構成する第２出力トランス３６の１次側に出力する。

第１出力トランス３５の２次側には、その１次側と絶縁された高周波電力が誘起（生成）される。第１出力トランス３５の２次側の２つの端子における一方の端子は、高周波信号線３８ａの途中に設けた高周波電流を計測（又は検出）する高周波電流計測部（又は高周波電流検出部）３７を介して、他方の端子は高周波信号線３８ｂを介してコネクタ受け５の接点５ａ，５ｂにそれぞれ接続される。

コネクタ受け５の接点５ａ，５ｂは、高周波出力端を構成し、接点５ａ，５ｂから出力される第１の信号としての高周波信号が超音波トランスデューサユニット８の高周波信号線８ａ，８ｂ（つまり、ケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂと本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂ）と、ハンドルユニット９の高周波信号線９ａ，９ｂとを介して処置部１５のバイポーラ電極の機能する把持部材１５ａ，１５ｂに供給される。

電源装置２内の高周波信号線３８ａ、３８ｂは高周波電圧計測部（又は高周波電圧検出部）３９と接続され、高周波電圧計測部３９は、第１出力トランス３５の２次側の高周波電圧を計測（又は検出）する。

上記高周波電流計測部３７により計測された高周波電流と、高周波電圧計測部３９により計測された高周波電圧は、Ａ／Ｄ変換器４１を介して電源装置２の各部の動作を制御する制御部４２に入力される。

また、第２出力トランス３６の２次側には、その１次側と絶縁された超音波駆動電力が誘起（生成）される。第２出力トランス３６の２次側の２つの端子における一方の端子は、超音波駆動信号線（単に信号線とも記す）４３ａの途中に設けた超音波駆動電流を計測（又は検出）する超音波電流計測部（又は超音波電流検出部）４４を介して、他方の端子は信号線４３ｂを介してコネクタ受け５の接点５ｃ，５ｄにそれぞれ接続される。

コネクタ受け５の接点５ｃ，５ｄは超音波用出力端を構成し、接点５ｃ，５ｄから出力される第２の信号としての超音波駆動信号が超音波トランスデューサユニット８内の信号線８ｃ，８ｄを介して変換器としての超音波トランスデューサ１１に供給（印加）される。そして、超音波トランスデューサ１１は、超音波駆動信号の印加により超音波振動し、その超音波振動はプローブ１６によってその先端の把持部材１５ａに伝達される。

電源装置２内の信号線４３ａ、４３ｂは超音波電圧計測部４５と接続され、超音波電圧計測部（又は超音波電圧検出部）４５は、第２出力トランス３６の２次側の超音波駆動電圧を計測（又は検出）する。

上記超音波電流計測部４４により計測された超音波駆動電流と、超音波電圧計測部４５により計測された超音波駆動電圧は、Ａ／Ｄ変換器４１を介して制御部４２に入力される。

また、出力スイッチ２４のＯＮ／ＯＦＦ指示信号は、信号線８ｅを介してコネクタ受け５の接点５ｅに印加される。そして、このＯＮ／ＯＦＦ指示信号は、信号線４６を介して制御部４２に入力される。

制御部４２は、出力スイッチ２４のＯＮ／ＯＦＦ指示信号に応じて、高周波電力発生部３２による高周波電力の発生／発生停止と、超音波電力発生部３３による超音波駆動電力の発生／発生停止とを同時に制御する。換言すると、制御部４２は、出力スイッチ２４のＯＮ／ＯＦＦ指示信号に応じて、電源装置２から処置具３に対して、高周波電力と超音波駆動電力の供給／供給停止の制御を行う。

制御部４２は、出力スイッチ２４からのＯＮ／ＯＦＦ指示信号に応じて、高周波電力と超音波駆動電力の供給／供給停止の制御を行うと共に、出力設定部４７の出力設定に対応して高周波信号と超音波駆動信号の出力制御を行う高周波／超音波出力制御部４２ａの機能を持つ。

制御部４２は、高周波電圧計測部３９により計測された高周波電圧と、高周波電流計測部３７により計測された高周波電流とから生体組織の抵抗成分を算出し、生体組織を処置する場合の高周波信号の出力制御を行う。

また、制御部４２は、超音波電圧計測部４５により計測された超音波駆動信号の超音波駆動電圧と、超音波電流計測部４４により計測された超音波駆動電流とから生体組織に対する超音波振動により処置する場合の超音波振動の振幅を一定とするように超音波駆動信号の出力制御を行う。

また、本実施形態における制御部４２は、高周波電流と超音波振動とにより生体組織に処置を行う場合、電源装置２の高周波出力端に接続される（ケーブル７を含む）処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂの断線の発生の検出を行う断線検出部４２ｂの機能を持つ。なお、（ケーブル７を含む）高周波信号線３ａ，３ｂは、ケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂ、本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂ、及びハンドルユニット９の高周波信号線９ａ，９ｂからなる。

より詳細には、高周波信号線３ａは、ケーブル７内の高周波信号線７ａ、本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ及びハンドルユニット９の高周波信号線９ａからなり、高周波信号線３ｂはケーブル７内の高周波信号線７ｂ、本体ユニット１２内の高周波信号線１２ｂ及びハンドルユニット９の高周波信号線９ｂからなる。

処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂの断線の発生を検出する場合、処置具３側に流れる高周波電流からこの高周波信号線３ａ，３ｂで断線が発生することを検出することは、原理的に可能である。

しかし、高周波電流と超音波振動とにより生体組織に処置した場合、生体組織は把持部材１５ａ，１５ｂで把持された部分が等価的に抵抗で近似できる。この抵抗は、処置と共に、水分が蒸発してその抵抗値が大きくなるように変化する。

このように処置に伴って、抵抗が変化するため、抵抗値の計測から断線の発生を判定する場合には、その信頼性又は精度が低下する可能性がある。

これに対して、処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂ間の静電容量は、生体組織を把持部材１５ａ，１５ｂで把持して処置を行った場合、水分が蒸発してもその静電容量の値が殆どの場合、十分に小さく、かつ変化も小さい。そのため、本実施形態における断線検出部４２ｂは、処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂ間の静電容量値を算出又は計測することによって処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂでの断線の有無、又は断線の発生を精度良く検出する。

断線検出部４２ｂは、上記高周波電圧計測部３９により計測された高周波電圧と、高周波電流計測部３７により計測された高周波電流とから、高周波出力端からケーブル７を含む処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂ間の静電容量値Ｃｍを算出する算出部４２ｃを有する。

また、この断線検出部４２ｂは、高周波出力端に接続されるケーブル７を含む処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂが断線しない状態で持つ静電容量値Ｃよりも、少なくとも小さい値に設定された閾値Ｃｔｈと、実際に算出された静電容量値Ｃｍとを比較する（つまり、Ｃｍ＜Ｃｔｈであるか否かを比較）ことにより、断線の有無を判定する判定部４２ｄとを有する。

また、電源装置２は、上記判定部４２ｄに出力する閾値Ｃｔｈの値を設定する閾値設定部４８を有する。閾値設定部４８は、閾値設定部４８内に、例えば複数の値の閾値Ｃｔｈ１，Ｃｔｈ２，…，Ｃｔｈｎを格納した不揮発性のメモリ４８ａを有し、術者等のユーザは、手術を行う場合に使用する処置具３に対応した値の閾値Ｃｔｈｉを閾値Ｃｔｈとして選択して設定することができる。

また、制御部４２は、判定部４２ｄにより断線の発生、つまり断線有りの判定結果を得た場合には、速やかに高周波電力発生部３２と、超音波電力発生部３３とに高周波電力と超音波駆動電力との発生を停止させる制御信号を出力し、高周波電力発生部３２と、超音波電力発生部３３はそれぞれ高周波電力と超音波駆動電力との発生を停止する制御を行う。

また、制御部４２は、断線有りの判定結果の場合には、断線が発生したこと、及び断線の発生のために高周波電力と超音波駆動電力との発生を停止したことを表示させる信号を表示部４９に出力する。そして、表示部４９は、判定部４２ｄによる判定結果に対応する断線の発生を表示すると共に、高周波電力と超音波駆動電力との発生を停止した表示を行う。そして、表示部４９の表示内容から断線が発生したこと、及び断線のために出力を停止したことを術者等のユーザは速やかに把握できるようにしている。なお、表示部４９は、判定部４２ｄによる断線が発生していない判定結果の情報も表示するようにしても良い。

図２においては、制御部４２内に断線検出部４２ｂを設けているが、制御部４２と断線検出部４２ｂを別ブロックとなるように構成しても良い。また、算出部４２ｃ、判定部４２ｄも、制御部４２と別ブロックとなるような構成にしても良い。

図１に示すように電源装置２には、電源スイッチ５０が設けてあり、電源スイッチ５０がＯＮされると電源部３１は電源装置２内の各部に動作用の直流電源を供給する。

図３は、電源装置２の高周波出力端に接続されるケーブル７を含む処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂの等価回路を示す。

図３に示すようにケーブル７を含む処置具３内の両高周波信号線３ａ，３ｂは、ケーブル７内等において絶縁材を介して接近した位置に配置されるため、両高周波信号線３ａ，３ｂ間の静電容量と等価であると近似することができる。

そのため、高周波信号線３ａ，３ｂは、超音波トランスデューサユニット８内での静電容量（値）Ｃｕと、ハンドルユニット９内での静電容量（値）Ｃｈとを並列接続したものと等価であると近似できる。

また、把持部材１５ａ，１５ｂにより血管４等の水分を含む生体組織を把持した場合には、高周波信号線３ａ，３ｂは、並列接続の静電容量値Ｃｕ、Ｃｈに、把持した生体組織部分の抵抗成分を表す抵抗（値）Ｒを並列接続したものと等価であると近似できる。

このため、高周波電圧及び高周波電流が計測される高周波出力端に接続されるケーブル７を含む処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂは、高周波出力端に静電容量値Ｃｕ、Ｃｈと抵抗Ｒを並列接続したものと等価であると近似できる。

なお、図３において（３ａ）、（３ｂ）は高周波信号線３ａ，３ｂに対応した等価回路中の信号線を表している。

上記のように生体組織は水分を含むため、把持部材１５ａ，１５ｂにより把持した直後においては、抵抗Ｒは小さな値となるが、凝固切開、又は封止等の処置を行っている最中に生体組織から水分が蒸発するため、抵抗Ｒが大きくなる。

高周波信号線３ａ，３ｂのインピーダンスは、接点５ａ，５ｂ側で計測した場合、処置の開始時においては、静電容量値Ｃｕ、Ｃｈを無視できる程に抵抗Ｒ成分の寄与が大きい。そして、処置の経過と共に抵抗Ｒの値が大きくなると、抵抗Ｒに静電容量値Ｃｕ、Ｃｈを並列接続したインピーダンスとなる。

一方、把持部材１５ａ，１５ｂにより生体組織を把持しない状態、又は把持部材１５ａ，１５ｂを開にした状態では、抵抗Ｒは無限大と近似できる。この状態においては、高周波信号線３ａ，３ｂのインピーダンスは、静電容量値Ｃｕ、Ｃｈを並列接続したもので近似できる。

図４は、高周波出力端から処置具３側に出力される高周波信号の出力波形の模式図を示す。

図３に示したように静電容量値Ｃｕ、Ｃｈ、抵抗Ｒが並列接続された状態において、電源装置２の高周波出力端からケーブル７を含む処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂに高周波信号を出力すると、図４に示すようにその高周波電圧波形と高周波電流波形との間において、ゼロクロスするタイミングに時間差Δｔを持つ位相差θが発生する。

図２に示す制御部４２内の算出部４２ｃは、Ａ／Ｄ変換器４１を介して入力される高周波電圧計測部３９により計測された高周波電圧と、高周波電流計測部３７により計測された高周波電流とから、図４に示す時間差Δｔと周期Ｔとを算出する。

また、算出部４２ｃは、時間差Δｔと周期Ｔとから位相差θを以下の（１）式
θ＝３６０°×Δｔ／Ｔ （１）
により算出する。

図５は、図４に対応した高周波電圧と高周波電流のベクトル図を示す。図５に示すように高周波電圧の振幅Ｖと高周波電流の振幅Ｉは位相差θを持つ。

そして、算出部４２ｃは、並列接続の静電容量値Ｃｕ、Ｃｈ（つまりＣｕ＋Ｃｈ）に流れる高周波電流成分Ｉｃと抵抗Ｒに流れる高周波電流成分Ｉｒとは以下の（２）式、（３）式
Ｉｃ＝sin θ×Ｉ （２）
Ｉｒ＝cos θ×Ｉ （３）
により算出する。

また、算出部４２ｃは、並列接続の静電容量値Ｃｕ、Ｃｈの合成の静電容量値Ｃｍ（＝Ｃｕ＋Ｃｈ）を、以下の（４）式
Ｃ＝Ｉｃ／｛２π×（１／Ｔ）×Ｖ｝ （４）
により算出する。また、算出部４２ｃは、抵抗Ｒを以下の（５）式
Ｒ＝Ｖ／Ｉｒ （５）
により算出する。

算出部４２ｃは、算出した合成の静電容量値Ｃｍを、判定部４２ｄに出力する。判定部４２ｄは、算出部４２ｃが算出した合成の静電容量値Ｃｍと、閾値設定部４８により断線を検出ために設定された閾値Ｃｔｈとを比較し、Ｃｍ≧Ｃｔｈの場合には断線無しと判定し、Ｃｍ＜Ｃｔｈの場合には断線有りと判定する。

制御部４２は、判定部４２ｄが断線無しと判定した場合には、通常の使用状態を維持し、これに対して断線有りと判定した場合には、電源装置２から高周波信号と超音波駆動信号を出力しないように出力制御を行うと共に、表示部４９によりその内容を表示し、術者に告知する。術者は、告知により、断線の発生を速やかに認識でき、断線の発生に対応した処置を円滑に行い易くなる。

このように本実施形態の外科手術システム１は、生体組織に高周波エネルギーを供給給するために、高周波信号（第１の信号）を生成する高周波電力発生部３２（第１の信号生成部）と、生体組織に高周波エネルギーと異なるエネルギーである超音波エネルギーを供給するために、超音波駆動信号（第２の信号）を生成する超音波電力発生部３３（第２の信号生成部）と、を備える電源装置２を有する。

また、外科手術システム１は、前記第２の信号の供給により前記他のエネルギーを生成する変換器としての超音波トランスデューサ１１と、処置対象の生体組織を把持する開閉可能な把持部材１５ａ，１５ｂと有し、前記把持部材１５ａ，１５ｂにより形成される対の電極を介して前記生体組織に前記高周波エネルギーによる処置と、前記把持部材１５ａ，１５ｂを介して前記他のエネルギーによる処置とを同時に行うことが可能な外科処置具としての（高周波／超音波）処置具３と、前記外科処置具に一端が接続され、他端に前記電源装置２に着脱自在に接続されるコネクタ６が設けられ、前記コネクタ６を介して前記電源装置２から前記第１の信号と前記第２の信号とを前記外科処置具に供給するケーブル７とを有する。

また、外科手術システム１は、前記電源装置２に設けられ、前記電源装置２から前記ケーブル７内の第１の高周波信号線を介して前記外科処置具内の前記対の電極に導通する第２の高周波信号線側に出力される前記高周波信号の高周波電圧を計測する高周波電圧計測部３９と、前記電源装置２に設けられ、前記電源装置２から前記ケーブル７内の前記第１の高周波信号線を介して前記外科処置具内の前記第２の高周波信号線側に出力される前記高周波信号の高周波電流を計測する高周波電流計測部３７と、前記電源装置２に設けられ、前記高周波エネルギー及び前記他のエネルギーにより前記生体組織を処置する最中において、前記高周波電圧計測部３９により計測された前記高周波電圧及び前記高周波電流計測部３７により計測された前記高周波電流に基づいて、前記高周波信号を伝送する前記ケーブル７内の前記第１の高周波信号線及び前記外科処置具内の前記第２の高周波信号線が有する静電容量値Ｃｍを算出する算出部４２ｃと、前記電源装置２に設けられ、前記算出部４２ｃにより算出された前記静電容量値Ｃｍが前記ケーブル７内の前記第１の高周波信号線及び前記外科処置具内の前記第２の高周波信号線における断線の発生を検出するために予め設定された閾値Ｃｔｈより小さいか否かを判定する判定部４２ｄと、前記電源装置２に設けられ、前記静電容量値Ｃｍが前記閾値Ｃｔｈより小さいと前記判定部４２ｄが判定したとき、前記電源装置２から前記ケーブル７を介して前記外科処置具に供給される前記高周波信号及び前記第２の信号の出力を停止する制御を行う制御部４２とを有する。

次に本実施形態の外科手術システム１による作用を説明する。

図６は本実施形態の外科手術システム１により処置を行う場合における主に制御部４２による処理手順のフローチャートを示す。

電源装置２の電源スイッチ５０をＯＮにすることにより、電源装置２内の各部は動作状態になる。術者は、最初のステップＳ１において閾値Ｃｔｈの設定を含む高周波出力値、超音波駆動出力値等の初期設定を行う。

図７Ａは、ケーブル７を含む処置具３における断線が発生していない正常な場合の静電容量値Ｃａと、断線が発生した場合の静電容量値Ｃｂ，Ｃｃの例を示す。

図７Ａにおける横軸は、高周波信号線３ａ，３ｂを構成するケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂ，本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂ，ハンドルユニット９内の高周波信号線９ａ，９ｂの長さに対応した概略の静電容量値を示す。なお、図７Ａにおいて示す静電容量値Ｃａ，Ｃｂ，Ｃｃは、ケーブル７の高周波信号線７ａ，７ｂにおけるコネクタ６側の端部において計測（算出）される。

ケーブル７内の高周波信号線７ａ，７ｂは、通常３ｍ程度の長さを有し、ハンドルユニット９内の高周波信号線９ａ，９ｂは、数１０ｃｍ程度の長さを有する。また、本体ユニット１２内の高周波信号線１２ａ，１２ｂは、ハンドルユニット９の場合の長さよりもかなり短い。

断線無しの場合には、正常な場合の静電容量値Ｃａが算出部４２ｃにより高周波電圧と高周波電流との計測結果に基づいて算出される。静電容量値Ｃａは、通常は２５０ｐＦ―３００ｐＦ程度の範囲となる。このため、閾値Ｃｔｈの値も、ほぼ２５０ｐＦ―３００ｐＦ程度の範囲内の値に設定される。ケーブル７がより長い場合に対応して、閾値Ｃｔｈの値を２５０ｐＦ―４００ｐＦ程度の範囲内の値に設定したり、ケーブル７がより短い場合にも対応して１５０ｐＦ―４００ｐＦ程度の範囲内の値に設定しても良い。

図７Ａにおいてクロス記号Ｂで示す位置に断線が発生すると、ケーブル７のコネクタ６側の端部（つまり高周波出力端）から、断線した位置に対応した（断線無しの場合の静電容量値Ｃａよりも小さい）静電容量値Ｃｂ，Ｃｃのようになる。

このため、断線を検出するための閾値Ｃｔｈとしては、断線無しの場合の静電容量値Ｃａよりも少し小さい値Ｃｔｈ１に設定すると、算出される静電容量値Ｃｍとの比較により、（ケーブル７を含む）処置具３における任意の位置の断線の発生を検出することができる。なお、図７Ａにおいては、Ｃｔｈ１は静電容量値ＣａよりもマージンΔだけ、小さい値に設定されている。

術者は、実際に処置を行う場合に使用する処置具３の場合の静電容量値に応じて、閾値設定部４８により閾値Ｃｔｈを設定することができる。設定された閾値Ｃｔｈは、判定部４２ｄにより断線の有無を判定する際に用いられる。

術者は、処置対象の生体組織としての例えば血管４を封止するような場合、把持部材１５ａ，１５ｂで血管４を把持し、出力スイッチ２４をＯＮする。

図６のステップＳ２に示すように制御部４２は、出力スイッチ２４のＯＮを監視しており、出力スイッチ２４がＯＮされた場合には、ステップＳ３に示すように高周波信号と超音波駆動信号とを同時に出力させるように高周波電力発生部３２と、超音波電力発生部３３とを制御する。なお、図６においては高周波信号をＨＦ信号、超音波駆動信号をＵＳ駆動信号と略記する。

この場合、高周波出力端からケーブル７を含む処置具３内の高周波信号線３ａ，３ｂを介して、バイポーラ電極を構成する把持部材１５ａ，１５ｂにより把持された血管４に高周波信号が流れ、血管４に対する高周波エネルギーによる封止の処置が開始する。

また、超音波駆動信号により超音波トランスデューサ１１が超音波振動し、この超音波振動が把持部材１５ａを介して血管４に与えられ、血管４は超音波振動（超音波エネルギー）によっても封止の処置が開始する。このように両エネルギーを同時に用いることにより、封止の機能を大きくして、短時間に封止の処置を行うことが可能になる。

また、ステップＳ４に示すように高周波電圧計測部３９と高周波電流計測部３７は、高周波出力端から処置具３側に供給される高周波電圧と高周波電流をそれぞれ計測する。高周波電圧計測部３９と高周波電流計測部３７は、計測した高周波電圧と高周波電流をＡ／Ｄ変換器４１を介して制御部４２に出力する。制御部４２は、計測した高周波電圧と高周波電流とから、生体組織の抵抗成分を算出し、その生体組織を処置する場合に適した高周波エネルギー値となるように高周波信号の出力制御を行う。

また、ステップＳ５に示すように超音波電圧計測部４５と超音波電流計測部４４は、それぞれ超音波駆動電圧と超音波駆動電流とを計測し、Ａ／Ｄ変換器４１を介して制御部４２に出力する。制御部４２は、これらの計測値から、超音波トランスデューサ１１が発生する超音波振動の振幅が一定となるように超音波電力発生部３３の超音波駆動電力を制御する。

また、ステップＳ６に示すように算出部４２ｃは、入力された高周波電圧と高周波電流とから高周波信号線３ａ，３ｂ間の静電容量値Ｃｍを算出し、判定部４２ｄに出力する。なお、このステップＳ６の処理をステップＳ５の処理と並行して、又はステップＳ５の処理前に行うようにしても良い。

ステップＳ７に示すように判定部４２ｄは、算出された静電容量値Ｃｍと閾値Ｃｔｈとを比較して、Ｃｍ＜Ｃｔｈの条件を満たすか否かを判定する。この条件を満たさない場合には、判定部４２ｄは断線無しと判定する。この判定部４２ｄによる判定結果の場合には、ステップＳ８に示すように制御部４２は、高周波信号と超音波駆動信号とを同時に出力する状態を継続するように制御する。

また、ステップＳ９に示すように制御部４２は、出力スイッチ２４がＯＦＦにされたか否かを監視する。出力スイッチ２４がＯＦＦにされていない場合には、ステップＳ４の処理に戻る。

一方、出力スイッチ２４がＯＦＦにされた場合には、ステップＳ１０に示すように高周波信号と超音波駆動信号との同時出力を停止するように制御し、次のステップＳ１１に移る。

ステップＳ１１において、制御部４２は、処置終了の指示操作が行われたか否かを監視し、処置終了の指示操作が行われない場合にはステップＳ２の処理に戻る。処置終了の指示操作が行われた場合には、制御部４２は図６の制御動作を終了し、電源スイッチ５０をＯＦＦにする。

ステップＳ７において、Ｃｍ＜Ｃｔｈの条件を満たす場合には、判定部４２ｄは断線有りと判定し、この判定結果の場合には、ステップＳ１２に示すように制御部４２は、高周波信号と超音波駆動信号との同時出力を停止させるように高周波電力発生部３２と、超音波電力発生部３３とを制御する。

また、ステップＳ１３に示すように制御部４２は、断線が発生したことと、高周波信号と超音波駆動信号と出力を停止したことを表示させる信号を表示部４９に出力する。そして表示部４９は、断線の発生と、高周波信号と超音波駆動信号との出力停止を表示し、制御部４２は断線が発生した部分が交換されるまで高周波信号と超音波駆動信号との同時出力を禁止する。なお、ステップＳ１２とＳ１３の処理を同時に、又はステップＳ１３の処理を行った後にステップＳ１３の処理を行うようにしても良い。

術者は、断線が発生したことを速やかに把握することができ、また断線の発生により電源装置２が遮断された状態になったことを把握することができる。そして、術者は、断線の発生に対応した処理を円滑に行い易くなる。

このように本実施形態によれば、処置具３に供給される高周波電圧及び高周波電流を計測し、計測された高周波電圧及び高周波電流に基づいて処置具３の静電容量値Ｃｍを算出し、算出した静電容量値Ｃｍを閾値Ｃｔｈと比較することにより処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂに断線が発生した場合には速やかに断線の発生を検出することができる。

また、計測された高周波電圧及び高周波電流に基づいて処置具３の静電容量値Ｃｍを算出し、算出した静電容量値Ｃｍを断線を判定するための閾値Ｃｔｈと比較することにより断線の発生を判定（検出）するようにしているので、断線の発生を精度良く判定することができる。

また、本実施形態によれば、断線の発生を検出した場合には、高周波信号と超音波駆動信号の出力を停止すると共に、術者に告知するようにしているので、術者は断線の発生に対応した処置を速やかに行うことが可能になる効果を有する。

上述したように、高周波エネルギーと超音波エネルギーとの両方を用いて手術を行う場合においては、断線が発生しても、超音波エネルギーによる処置を行うことができる状態が継続するため、術者は断線の発生を直ちに認識することが困難になる。また、この状態は、高周波エネルギーと超音波エネルギーとの両方を用いた場合において適切な処置を行うように設定された出力状態と異なるため、速やかに処置を停止した方が望ましい。

本実施形態においては、断線が発生した場合には、直ちに断線の発生を術者に告知すると共に、高周波エネルギーと超音波エネルギーを出力しないようにするため、術者は断線の発生に対して断線した処置具３を交換して処置を続行する等、断線の発生に対応した処理等を円滑に進めることが可能になる。

なお、上述したように、１回の症例に対して処置具３を使用する場合には、繰り返し使用される超音波トランスデューサユニット８の場合に比較すると、１回の症例毎に新しいものが使用されるハンドルユニット９において断線が発生する可能性は、極めて小さい。

このため、断線の発生を検出するための閾値Ｃｔｈとしては、超音波トランスデューサユニット８側で断線が発生する場合のみを検出できるように設定しても良い場合がある。

そこで、図７Ａにおいて示すようにＣｔｈ２の値を閾値Ｃｔｈに設定しても良い。この値Ｃｔｈ２は、超音波トランスデューサユニット８の高周波信号線８ａ，８ｂの静電容量値Ｃｕよりも僅かに小さな値に設定すると良い。この場合、超音波トランスデューサユニット８の製品のばらつきの程度を考慮して、そのばらつきによる最大の容量値ΔＣｕを静電容量値Ｃｕから減算したＣｕ−ΔＣｕの値をを閾値Ｃｔｈに設定しても良い。

また、本実施形態の変形例として、以下の構成のようにしても良い。

例えば図２において点線で示すように電源装置２内に時間計測を行う時間計測部としてのタイマ５１と、例えば所定時間δ毎の計測時間ｔｊ（ｊは自然数で、ｊ＝１，２、…）に計測された高周波電圧及び高周波電流に基づいて制御部４２（の算出部４２ｃ）により算出された静電容量値Ｃｍ（ｊ）を時系列に記憶する記憶部５２と、を設けるようにしても良い。また、判定部４２ｄは、所定時間δ、時間的に前後して計測（算出）された２つの静電容量値Ｃｍ（ｊ）、Ｃｍ（ｊ＋１）の差分の絶対値｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜を、以下のように設定する閾値Ｃｔｈ（δ）と比較する。なお、閾値Ｃｔｈ（δ）は、正の値である。

絶対値｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜は、処置具３が正常な動作状態においては、測定誤差や生体組織の状態変化に起因する小さな値となる。

このような場合に対しては、
｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜＜Ｃｔｈ（δ） （６）
を満たすような閾値Ｃｔｈ（δ）を設定することができる。この閾値Ｃｔｈ（δ）として、正常な動作状態において、所定時間δの時間間隔で静電容量値Ｃｍを計測した場合において許容される静電容量値の変化量の最大値を設定することができる。

この閾値Ｃｔｈ（δ）は、所定時間δの大きさにも依存するが、上述した閾値Ｃｔｈの値に比較して十分に小さな値（以下の例では１／１０以下）となる。

例えば、所定時間δが０．１秒−１０秒の範囲内の値に設定された場合、閾値Ｃｔｈ（δ）として、Ｃｍ／１００―Ｃｍ／１０の範囲から、使用環境に応じて設定することができる。Ｃｍ／１００―Ｃｍ／１０は、おおよそ２ｐＦ−３０ｐＦの範囲内となる。閾値Ｃｔｈ（δ）は、例えば閾値設定部４８により設定することができる。この場合、閾値設定部４８は、閾値Ｃｔｈを第１の閾値として設定する第１の閾値設定部とした場合、閾値設定部４８は、閾値Ｃｔｈ（δ）を第２の閾値として設定する第２の閾値設定部の機能を持つ。なお、閾値設定部４８が、既に第１の閾値と、第２の閾値を設定する機能を備えている場合には、閾値設定部４８は、閾値Ｃｔｈ（δ）を第３の閾値として設定する第３の閾値設定部の機能を持つ。なお、閾値設定部４８とは別体で、第３の閾値設定部を設けるようにしても良い。

このように閾値Ｃｔｈ（δ）を設定した場合において、断線が発生すると絶対値｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜は、閾値Ｃｔｈ（δ）以上に大きく変化する。このため、判定部４２ｄが、絶対値｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜が閾値Ｃｔｈ（δ）より小さいか否か、つまり（６）式の条件を満たすか否かを判定することにより、断線の発生を判定（検出）することができる。なお、判定部４２ｄが、上記の判定も行うが、判定部４２ｄとは異なる例えば第２の判定部が上記判定を行うようにしても良い。

また、断線以外においても、異常な動作状態が発生すると絶対値｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜は、上記閾値Ｃｔｈ（δ）以上に大きくなる（つまり（６）式を満たさない状態となる）可能性がある。

本変形例においては、上記第１の実施形態にように判定部４２ｄが判定する他に、（６）式を満たすか否かを判定する。そして、（６）式を満たさない時においても、上述した断線の発生を検出した時と同様に、制御部４２は高周波信号と超音波駆動信号との出力停止の制御を行うと共に、術者に告知する。この場合の告知としては、異常な動作状態となった旨の告知を行う。

図７Ｂは、本変形例の処理内容の代表例となるフローチャートを示す。図７Ｂは図６に示したフローチャートにおける一部が異なるため、異なる部分のみ説明する。ステップＳ１−Ｓ５は、図６の場合と同様であり、図６におけるステップＳ６における高周波信号線３ａ，３ｂ間の静電容量値Ｃｍの算出の処理は、図７Ｂに示すように計測時間Ｔｊ（この場合、ｊ＝１）において算出される静電容量値Ｃｍ（ｊ）に変更される。また、図６のステップＳ７のＣｍ＜Ｃｔｈの条件を満たすか否かの判定処理は、図７ＢにおいてはＣｍ（ｊ）＜Ｃｔｈの条件を満たすか否かの判定処理となる。また、図７ＢにおいてはステップＳ８とＳ９との間に以下の処理が行われる。

ステップＳ８の処理の後のステップＳ４１において制御部４２は、静電容量値Ｃｍ（ｊ）を計測時間Ｔｊと共に記憶部５２に記憶する。次のステップＳ４２においてタイマ５１は、計測時間ｔｊから所定時間δが経過するのを待つ。所定時間δ経過した時、タイマ５１は、所定時間δの経過を制御部４２（の算出部４２ｃ）に通知する。次の計測時間ｔｊ＋１になったことを制御部４２（の算出部４２ｃ）に通知する。ステップＳ４３において制御部４２（の算出部４２ｃ）は、計測時間ｔｊから所定時間δ経過した次の計測時間ｔｊ＋１になったことを認識し（ｊをｊ＋１に設定し）、この計測時間ｔｊ＋１において静電容量値Ｃｍ（ｊ＋１）を算出し、算出した静電容量値Ｃｍ（ｊ＋１）を判定部４２ｄに送る。

ステップＳ４４において制御部４２（の判定部４２ｄ）は、（６）式の条件を満たすか判定を行う。つまり、制御部４２（の判定部４２ｄ）は、｜Ｃｍ（ｊ）−Ｃｍ（ｊ＋１）｜＜Ｃｔｈ（δ）か否かの判定を行う。（６）式を満たす場合には、ステップＳ９の処理に進む。ステップ９において出力スイッチ２４がＯＦＦにされない場合には、ステップＳ４の処理に戻り、ｊがｊ＋１となった状態で、上述した処理が繰り返される。

一方、ステップＳ４４において（６）式の条件を満たさない判定結果の場合には、ステップＳ４５において制御部４２は、高周波信号と超音波駆動信号との同時出力を停止させるように高周波電力発生部３２と、超音波電力発生部３３とを制御する。

また、ステップＳ４６に示すように制御部４２は、異常が発生したことと、高周波信号と超音波駆動信号と出力を停止したことを表示させる信号を表示部４９に出力する。そして表示部４９は、断線等の異常の発生と、高周波信号と超音波駆動信号との出力停止を表示し、制御部４２は断線した処置具が交換されるまで出力を禁止して図７Ｂの処理を終了する。なお、ステップＳ４５とＳ４６の処理を同時に、又はステップＳ４６の処理を行った後にステップＳ４５の処理を行うようにしても良い。なお、図７ＢにおいてステップＳ４１をステップＳ８と同時に行っても良いし、ステップＳ８の前に行うようにしても良い。

本変形例によれば、断線の発生をより確実に検出できると共に、断線以外の異常状態になった場合にも高周波信号と超音波駆動信号との出力停止を行うことができる。また、異常状態の発生を術者に速やかに告知できる。

（第２の実施形態）
次に本発明の第２の実施形態を説明する。図８は第２の実施形態の外科手術システム１Ｂを示す。外科手術システム１Ｂは、電源装置２Ｂと、この電源装置２Ｂに着脱自在に接続されるコネクタ６を備えた処置具３Ｂとを有する。
処置具３Ｂは、第１の実施形態の処置具３において、例えばコネクタ６内に、工場出荷時に測定したケーブル７を含む超音波トランスデューサユニット８の高周波信号線８ａ，８ｂが持つ静電容量値Ｃｕの情報を格納する情報格納部６１を有する。なお、静電容量値Ｃｕは、例えば高精度で静電容量値を測定することができる静電容量計測装置等により計測（算出）される。

この情報格納部６１は、格納された情報を読み出すことが出来るように、コネクタ６に設けた接点６２と接続されている。

なお、情報格納部６１は、ＲＯＭ、ＲＦ−ＩＤ、バーコード、その他のデバイスにより構成される。

図９は、本実施形態における電源装置２Ｂの内部構成を示す。この電源装置２Ｂは、第１の実施形態の電源装置２において、さらに接点６２と接続される信号線６３を介して、制御部４２は静電容量値Ｃｕの情報を読み取る。また、制御部４２は、静電容量値Ｃｕの情報を閾値設定部４８に送り、静電容量値Ｃｕに対応した閾値を設定することができるようにしている。

この場合、閾値設定部４８により、例えば静電容量値ＣｕにマージンΔＣを加算して静電容量値Ｃｕに対応した閾値としてＣｕ＋ΔＣを閾値Ｃｔｈとして設定することができる。

その他の構成は、第１の実施形態と同様である。

図１０は本実施形態により手術する場合における断線の発生を検出する処理手順の１例を示す。図１０に示す処理内容は、図６の処理内容に類似している。

最初に、ステップＳ２１に示すように超音波トランスデューサユニット８を含む処置具３Ｂを電源装置２Ｂに接続する。その後、電源スイッチ５０をＯＮにする。電源スイッチ５０のＯＮにより、電源装置２内の各部は動作状態になる。そして、ステップＳ２２に示すように制御部４２は、超音波トランスデューサユニット８に設けられた情報格納部６１に格納された情報としての静電容量値Ｃｕを読み取り、この静電容量値Ｃｕを閾値設定部４８に送る。次のステップＳ２３において閾値設定部４８は、この静電容量値Ｃｕを閾値Ｃｔｈに設定して、次のステップＳ２に移る。ステップＳ２以降の処理は、図６と同様の処理である。このため、その説明を省略する。

本実施形態によれば、手術を行う際に実際に使用される処置具３Ｂを構成する超音波トランスデューサユニット８の静電容量値Ｃｕを読みとって、その静電容量値Ｃｕを断線の有無を判定する閾値Ｃｔｈに設定するようにしているので、精度良く断線の有無を判定することができる。その他、第１の実施形態と同様の効果を有する。

（第３の実施形態）
次に本発明の第３の実施形態を説明する。本実施形態は、例えば第１の実施形態の処置具３の場合において断線を精度良く検知することができる外科手術システム１である。ハードウェアの構成は、例えば第１の実施形態と同様であり、断線の発生を検出する手順が異なる。

図１１は、本実施形態における断線の有無を判定する処理を含む動作を示す。

最初のステップＳ３１において術者は、手術に実際に使用する超音波トランスデューサユニット８を電源装置２に接続し電源装置２の電源スイッチ５０をＯＮにする。次のステップＳ３２において術者は、超音波トランスデューサユニット８が断線していない事、つまり導通を確認する処理を行う。

例えば、超音波トランスデューサユニット８単体で、導通を確認する場合には超音波トランスデューサユニット８の高周波信号線８ａ，８ｂの先端の両端を図示しない治具によりショート（短絡）する。

超音波トランスデューサユニット８にハンドルユニット９を装着した場合で導通を確認する場合には、ハンドルユニット９の先端の把持部材１５ａ，１５ｂ間を治具でショートするか、把持部材１５ａ，１５ｂで生理的食塩水で濡らしたガーゼ等を把持した状態にして高周波信号を出力してガーゼ等から煙が出ること等により導通を確認する。

次のステップＳ３３において（使用中での断線の有無を判定するための閾値を設定するために）処置具３又は超音波トランスデューサユニット８の静電容量値Ｃｆの測定を行う。

超音波トランスデューサユニット８単体で、その静電容量値Ｃｆの測定を行った場合には、ステップＳ３４においてこの静電容量値Ｃｆを閾値Ｃｔｈに設定する。

なお、超音波トランスデューサユニット８にハンドルユニット９を装着した処置具３で、静電容量値Ｃｆの測定を行った場合には、静電容量値Ｃｆからハンドルユニット９の静電容量値を減算した値を閾値Ｃｔｈに設定する。

このステップＳ３４の次の処理は図６のステップＳ２と同じであり、このステップＳ２以降の処理は図６と同様であるためその説明を省略する。

本実施形態においても、手術に実際に使用する超音波トランスデューサユニット８の静電容量値を測定して、その測定値を用いて断線の有無を判定する閾値Ｃｔｈに設定するようにしているので、第２の実施形態の場合と同様に高精度で断線の有無を判定できる。

なお、上述した第１−第３の実施形態において、後述する図１４の電源装置２Ｃのように高周波電力発生部３２で発生する高周波信号の周波数ｆ１とは異なる周波数ｆ２の高周波信号を発生する高周波電力発生部３２ｂ等を備えた構成にした場合には、両周波数ｆ１，ｆ２の高周波信号で断線の発生を判定（検出）するようにしても良い。

この場合、両周波数ｆ１，ｆ２の高周波信号を処置具３（又は３Ｂ）に印加した状態において、両周波数ｆ１，ｆ２の高周波信号それぞれの高周波電圧と高周波電流の計測値から静電容量値Ｃｍ（ｆ１）、Ｃｍ（ｆ２）を算出し、静電容量値Ｃｍ（ｆ１）、Ｃｍ（ｆ２）をそれぞれ断線の発生を判定するための閾値Ｃｔｈ（ｆ１）、Ｃｔｈ（ｆ２）と比較して断線の発生の有無を判定するようにしても良い。

また、周波数が高い方の周波数ｆ１を用いた場合において判定部４２ｄが断線の発生有りと判定した場合、さらに周波数が低い方の周波数ｆ２を用いて同様の判定を行い、周波数が低い方の周波数ｆ２における判定結果を優先するようにしても良い。

（第４の実施形態）
上述した第１−第３の実施形態においては、高周波電圧及び高周波電流の計測値から静電容量値を算出して、断線の発生の有無を検出する説明を行ったが、以下に（第４の実施形態として）説明するように処置具３（３Ｂに適用しても良い）の高周波信号線３ａ，３ｂの高周波電圧及び高周波電流の計測値からインピーダンスＺｍを算出して、断線を検出するために設定したインピーダンスの閾値Ｚｔｈと比較することにより、断線の発生を検出（判定）するようにしても良い。

なお、第４の実施形態の構成は、例えば第１の実施形態と同様の構成である。但し、本実施形態においては、図２の算出部４２ｃはインピーダンスＺｍを算出し、また図２の判定部４２ｄはインピーダンスＺｍと閾値Ｚｔｈと比較することにより、断線の発生を検出（判定）する。

なお、インピーダンスＺｍは、高周波電圧及び高周波電圧の計測値から算出されるために、インピーダンスＺｍを計測されたインピーダンス又は計測されたインピーダンスとも言う。

図１２は、この場合の断線の発生の有無を検出するフローチャートを示す。

ステップＳ５１に断線の発生を検出するためのインピーダンスの閾値Ｚｔｈを設定する。なお、ハンドルユニット９は、ディスポであり、１回の使用においては、断線しないことがほぼ保証されている。そのため、超音波トランスデューサーユニット８側での断線の発生を検出できれば良い。

超音波駆動信号の角周波数をωとすると、超音波トランスデューサユニット８のみを接続した場合のインピーダンスは、１／（ωＣｕ）で求められる。

超音波トランスデューサユニット８側で断線が発生すると、高周波出力端側からみたインピーダンスは、１／（ωＣｕ）より大きくなる。

そして、閾値Ｚｔｈとしては、超音波トランスデューサユニット８のインピーダンス１／（ωＣｕ）における超音波トランスデューサユニット８の静電容量値Ｃｕのばらつきを考慮して静電容量値Ｃｕの最大値に近い値を用いて設定される。

次のステップＳ５２において電源装置２に処置具３を接続して、制御部４２はインピーダンスＺｍを、以前の計測値を更新しながら計測（算出）する。

次のステップＳ５３において制御部４２は、インピーダンスＺｍがＺｍ≧Ｚｔｈの条件を満たすか否かの判定を行う。

Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たさない場合には、ステップＳ５２の処理に戻り、Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たす場合には、ステップＳ５４の処理に移る。ステップＳ６４において制御部４２は、断線有り（断線のエラー発生）と判定し、高周波信号及び超音波駆動信号の出力を停止させるように制御する。

図１２に示すような処理を行うことにより、処置具３の先端を開放状態に設定した場合にも断線していない場合には計測されるインピーダンスＺｍが閾値Ｚｔｈより大きくなって誤検出してしまうことなく、ケーブル７を含む超音波トランスデューサユニット８の断線の発生を精度良く検出できる。

図１２の場合には、閾値Ｚｔｈを予め設定していたが、この閾値Ｚｔｈを実際に使用する処置具３の超音波トランスデューサユニット８の計測値に応じて設定しても良い。

例えば手術する前に、処置具３の先端を開放状態に設定して、処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂ間のインピーダンスを計測して、計測したインピーダンスをもとに閾値Ｚｔｈを設定する。

図１３は、この場合の断線の発生の有無を検出するフローチャートを示す。

最初のステップＳ６１において超音波トランスデューサユニット８のみを電源装置２に接続し、超音波トランスデューサユニット８の先端を短絡した状態に設定して、制御部４２は超音波トランスデューサユニット８の導通チェックを行う。

次のステップＳ６２において、超音波トランスデューサユニット８を短絡しない状態の開放状態に設定して、制御部４２はこの開放状態でのインピーダンスＺｏｐを計測（算出）する。開放状態でのインピーダンスＺｏｐは１／（ωＣｕ）となる。なお、超音波トランスデューサユニット８に断線が発生するとこのインピーダンスＺｏｐよりも大きくなる。

次のステップＳ６３において制御部４２は、断線を検出するための閾値ＺｔｈとしてＺｏｐに事前に設定したインピーダンスＺｈｍｉｎを加算した値を設定する。つまり、Ｚｔｈ＝Ｚｏｐ＋Ｚｈｍｉｎ。なお、インピーダンスＺｈｍｉｎは、超音波トランスデューサユニット８のみの場合のインピーダンスと、最小容量のハンドルユニット９を接続した場合のインピーダンスとの差で求められる。

そして、次のステップＳ６４において、電源装置２に処置具３を接続する。つまり、超音波トランスデューサユニット８にハンドルユニット９を装着した処置具３を電源装置２に接続する。

次のステップＳ６５において術者が出力スイッチ２４をＯＮにすると、電源装置２は、高周波信号及び超音波駆動信号の出力を開始する。

次のステップＳ６６において制御部４２は、高周波電圧と高周波電流の計測値からインピーダンスＺｍの計測（算出）を（以前の計測値を更新しながら）行う。

次のステップＳ６７において制御部４２は、計測されたインピーダンスＺｍがＺｍ≧Ｚｔｈか否かを判定する。Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たさない場合には、ステップＳ６６の処理に戻る。一方、Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たす場合には、ステップＳ６８の処理に移る。ステップＳ６８において制御部４２は、断線のエラー発生と判定し、高周波信号及び超音波駆動信号の出力を停止させるように制御する。

図１３に示すような処理を行うことにより、先端を開放状態に設定しても断線が発生していない場合に計測されるインピーダンスＺｍが閾値Ｚｔｈ未満となって誤検出してしまうことなく、断線の発生を精度良く検出できる。

図１４は、第４の実施形態の第２変形例における２つの周波数を用いて断線の発生を検出する電源装置２Ｃの構成を示す。図１４に示す電源装置２Ｃは、図２の電源装置２において、さらに断線検出用高周波電力発生部としての第２の高周波電力発生部３２ｂと、出力トランス３５ｂと、第２の高周波電流計測部３７ｂと、第２の高周波電圧計測部３９ｂと、ハンドパスフィルタ（ＢＰＦ）７１とを備えている。

処置用高周波電力発生部としての高周波電力発生部３２は、周波数ｆ１（角周波数ω１）の高周波電力を発生し、第２の高周波電力発生部３２ｂは、周波数ｆ２（角周波数ω２）の高周波電力を発生する。なお、ｆ１＞ｆ２に設定されている。

第２の高周波電力発生部３２ｂによる周波数ｆ２の高周波信号は、出力トランス３５ｂにより絶縁された２次側から第２の高周波電流計測部３７ｂを通り、さらにハンドパスフィルタ７１を通過して高周波出力端から処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂ側に処置用の周波数ｆ１の高周波信号に重畳されて出力される。

また、第２の高周波電流計測部３７ｂと第２の高周波電圧計測部３９ｂによりそれぞれ計測された高周波電流と高周波電圧とは、Ａ／Ｄ変換器４１を介して制御部４２に入力される。制御部４２（内の算出部４２ｃ）は、計測された高周波電圧を高周波電流で除算してインピーダンスＺｍ２を算出する。

なお、制御部４２（内の判定部４２ｄ）は、周波数ｆ２において計測されたインピーダンスＺｍ２と、閾値設定部４８により断線を検出するために予め設定されたインピーダンスの閾値Ｚｔｈ２と比較することにより断線の発生を判定する。

図１５は例えば処置具３の静電容量値が３００ｐＦの場合と２００ｐＦの場合において、周波数を変えた場合に計測されるインピーダンス値の特性例を示す。

図１５の特性から分かるように処置具３側の静電容量値をインピーダンス値として計測する場合、低い周波数で計測する方が大きな値として計測することができる。

このため、図１４の電源装置２Ｃを備えた外科手術システムにおいては、処置用の高周波信号と共に、電線検出用の高周波信号とを同時に出力することができるようにしている。この場合、電線検出用の高周波信号の電力は、処置用の高周波信号の電力に比較して十分に小さい値（例えば１Ｗ以下）に設定しているため、電線検出用の高周波信号の電力を無視して、処置用の高周波信号の電力により処置する場合の出力制御を行うことができる。

図１６は、処置用と断線検出用の２つの高周波信号を出力して断線の発生を検出するフローチャートを示す。

最初のステップＳ７１において出力スイッチ２４がＯＮされた場合に、制御部４２は処置用の周波数ｆ１の高周波信号と電線検出用の周波数ｆ２の高周波信号とを処置具３側に出力する。

次のステップＳ７２において制御部４２は、処置具３の高周波信号線３ａ，３ｂ間のインピーダンスＺｍ２を第２の高周波電流計測部３７ｂ及び第２の高周波電圧計測部３９ｂにより計測された高周波電流と高周波電圧とから計測（算出）する。

次のステップＳ７３において制御部４２は、計測したインピーダンスＺｍ２がＺｍ２≧Ｚｔｈ２３の条件を満たすか否かの判定を行う。Ｚｍ２≧Ｚｔｈ２の条件を満たさない場合には、ステップＳ７２の処理に戻る。

一方、Ｚｍ２≧Ｚｔｈ２の条件を満たす場合には、ステップＳ７４の処理に移る。このステップＳ７４において制御部４２は、断線のエラー発生と判定し、出力停止をして、図１６の処理を終了する。図１６に示すように、処置を行う周波数ｆ１よりも低い周波数ｆ２を用いてインピーダンスＺｍ２を計測することにより、より精度良くインピーダンスＺｍ２を計測でき、従って、断線の有無をより高精度で判定（検出）することができる。

なお、図１６に示す処理を行う代わりに、図１７に示す処理により断線の発生を検出するようにしても良い。

図１７に示すように処置が開始した場合、最初のステップＳ８１において制御部４２は、周波数ｆ１の場合の高周波電圧と高周波電流とからインピーダンスＺｍ１を計測する。

次のステップＳ８２において判定部は４２ｄは、計測されたインピーダンスＺｍ１を断線を検出するために予め設定されたインピーダンスの閾値Ｚｔｈ１と比較する（例えば、Ｚｍ１≧Ｚｔｈ１であるか否かの比較する）ことにより断線の発生を判定する。Ｚｍ１≧Ｚｔｈ１の条件を満たさない場合には、断線していないと判定してステップＳ８１の処理に戻る。

一方、Ｚｍ１≧Ｚｔｈ１の条件を満たす場合には、断線している可能性があると判定してステップＳ８３の処理に進む。ステップＳ８３において制御部４２は、例えば高周波電力発生部３２が高周波信号を出力しないように設定（制御）し、かつ高周波電力発生部３２ｂが第２の周波数ｆ２の高周波信号を出力するように設定（制御）する。

次のステップＳ８４において制御部４２は、周波数ｆ２の場合の高周波電圧と高周波電流とからインピーダンスＺｍ２を計測する。

次のステップＳ８５において制御部４２（の判定部は４２ｄ）は、計測されたインピーダンスＺｍ２を断線を検出するために予め設定されたインピーダンスの閾値Ｚｔｈ２と比較する（例えば、Ｚｍ２≧Ｚｔｈ２であるか否かの比較する）ことにより断線の発生を判定する。Ｚｍ２≧Ｚｔｈ２の条件を満たさない場合には、断線していないと判定してステップＳ８４の処理に戻る。

一方、Ｚｍ２≧Ｚｔｈ２の条件を満たす場合には、ステップＳ８６において制御部４２は、断線のエラー発生と判定し、高周波信号と超音波信号の出力を停止し、図１７の処理を終了する。図１７に示すように２つの周波数を用いて断線の発生を判定することにより、１つの周波数を用いて断線の発生を判定する場合よりも信頼性が高い判定を行うことができる。

なお、例えば、上述した周波数ｆ１又はｆ２の高周波信号を用いてインピーダンスＺｍ１，又はＺｍ２の計測を行い、閾値Ｚｔｈ１又はＺｔｈ２と比較して断線の発生を判定する場合、図１８に示すような処理手順で断線の発生を判定するようにしても良い。以下の説明においては、計測したインピーダンスをＺｍ，閾値をＺｔｈとして説明する。

最初のステップＳ９１において高周波信号及び超音波駆動信号の出力を開始する。次のステップＳ９２において制御部４２（の算出部４２ｃ）は、例えば周波数ｆ２の高周波信号を用いてインピーダンスＺｍの計測を行う。

次のステップＳ９３において判定部４２ｄは、インピーダンスＺｍと閾値Ｚｔｈとを比較し、Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たすか否かの判定を行う。Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たさない場合には判定部４２ｄは、断線が発生していないと判定し、次のステップＳ９４において制御部４２は高周波信号及び超音波駆動信号の出力を継続させるように制御し、ステップＳ９２の処理に戻る。

一方、ステップＳ９３においてＺｍ≧Ｚｔｈの条件を満たす場合には判定部４２ｄは、断線が発生している可能性があると判定し、ステップＳ９５において制御部４２は高周波信号の出力電圧をＶ２に増大する。その後、次のステップＳ９６において制御部４２（の算出部４２ｃ）は、周波数ｆ２で出力電圧がＶ２の高周波信号を用いてインピーダンス（このインピーダンスをＺｍ（Ｖ２）で表す）の計測を行う。

次のステップＳ９７において判定部４２ｄは、インピーダンスＺｍ（Ｖ２）と閾値Ｚｔｈとを比較し、Ｚｍ（Ｖ２）≧Ｚｔｈの条件を満たすか否かの判定を行う。Ｚｍ≧Ｚｔｈの条件を満たさない場合には、ステップＳ９８に示すように判定部４２ｄは、断線が発生していないと判定し、次のステップＳ９９において制御部４２は高周波信号の出力電圧を元の値に戻す。そして、ステップＳ１００に示すように処置を継続する。

一方、ステップＳ９７においてＺｍ≧Ｚｔｈの条件を満たす場合には、ステップＳ１０１に示すように判定部４２ｄは、断線が発生していると判定し、次のステップＳ１０２において制御部４２は高周波信号及び超音波駆動信号の出力を停止し、図１８の処理を終了する。

図１８に示す処理手順を行うことにより、小さい出力電圧の高周波信号で断線が発生した判定となっても、より増大した出力電圧Ｖ２の高周波信号の状態で断線が発生したか否かを判定することにより、断線の発生をより信頼性が高い状態で判定できる。

そして、より増大した出力電圧Ｖ２の高周波信号の状態での判定結果に基づいて処置の継続又は出力停止の制御を行うようにしている。

なお、高周波信号の周波数がｆ２の場合で説明したが、高周波信号の周波数がｆ１の場合に適用することもできる。

また、上述した実施形態においては、高周波エネルギーとは異なる他のエネルギーの例として超音波エネルギーの場合で説明したが、超音波エネルギーとは異なる他のエネルギー、例えば熱エネルギーでも良い。

また、上述した第１−第４の実施形態（変形例も含む）等を部分的に組み合わせて構成される実施形態も本発明に属する。また、本発明は、明細書及び図面において開示された構成要素を全て含む構成に限定されるものでなく、請求項１に開示された構成を基本として、単数又は複数の構成要素を適宜に追加した構成の場合も本発明に属する。

本出願は、２０１２年４月２６日に米国に仮出願された６１／６３８，７４１号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、図面に引用されるものとする。

Claims (13)

1. 高周波エネルギーを出力する第１の信号を生成する第１の信号生成部と、前記高周波エネルギーとは異なる他のエネルギーを出力する第２の信号を生成する第２の信号生成部と、を備える電源装置と、
   処置対象の生体組織を開閉可能で把持する把持部材を有し、前記把持部材により形成される対の電極を介して前記生体組織に前記高周波エネルギーによる処置と、前記他のエネルギーによる処置とを行う外科処置具と、
   前記外科処置具に一端が接続され、前記電源装置から前記第１の信号と前記第２の信号とを前記外科処置具に供給するケーブルと、
   前記電源装置から前記ケーブル内を挿通された第１の高周波信号線と、前記第１の高周波信号線と接続された、前記外科処置具内に挿通され、前記対の電極に導通する第２の高周波信号線と、からなる高周波信号線と、
   前記電源装置に設けられ、前記第１の信号の高周波電圧を計測する高周波電圧計測部と、
   前記電源装置に設けられ、前記第１の信号の高周波電流を計測する高周波電流計測部と、
   前記生体組織を処置する最中において、前記高周波電圧及び前記高周波電流計測部により計測された前記高周波電流に基づいて、前記高周波電流が通電している前記高周波信号線の長さに対応した静電容量値を算出する算出部と、
   前記電源装置に設けられ、前記算出部により算出された前記静電容量値が前記高周波信号線における断線の発生を検出するために予め設定された閾値より小さいか否かを判定する判定部と、
   前記電源装置に設けられ、前記静電容量値が前記閾値より小さいと前記判定部が判定したとき、前記電源装置から前記ケーブルを介して前記外科処置具に供給される前記第１の信号及び前記第２の信号の出力を停止する制御を行う制御部と、
   を有することを特徴とする外科手術システム。
2. 前記閾値を設定する閾値設定部を有し、前記閾値設定部は、前記高周波信号線が断線しない状態において前記ケーブルが接続された前記外科処置具に対して予め算出又は計測された第１の静電容量値よりも小さな値に前記閾値を設定することを特徴とする請求項１に記載の外科手術システム。
3. 前記第２の信号の供給により前記他のエネルギーを生成する変換器を更に有し、
   前記外科処置具は、前記第２の信号が供給されることにより、前記変換器として超音波振動する超音波トランスデューサを有すると共に、前記超音波トランスデューサにより発生した前記超音波振動を前記把持部材を構成する前記対の電極の一方に伝達する超音波振動伝達ロッドを有する高周波／超音波処置具であることを特徴とする請求項１に記載の外科手術システム。
4. 前記高周波／超音波処置具は、前記ケーブルが接続された前記超音波トランスデューサを備えた超音波トランスデューサユニットと、該超音波トランスデューサユニットの前端側が着脱自在に装着される装着部を備えたハンドルユニットとにより構成され、
   前記第２の高周波信号線は、前記超音波トランスデューサユニット内に配置された第３の高周波信号線と、前記装着部に設けた接点を介して前記第３の高周波信号線に接続され、前記高周波信号を前記対の電極に伝送する前記ハンドルユニット内の第４の高周波信号線とから構成されることを特徴とする請求項３に記載の外科手術システム。
5. 前記ハンドルユニットが処置を行う毎に新しいものに交換されるような場合に対応して、前記閾値設定部は、前記ケーブル内の前記第１の高周波信号線と前記第３の高周波信号線とが断線しない状態で前記ケーブルが接続された前記超音波トランスデューサユニットに対して予め算出、又は計測された第２の静電容量値よりも僅かに小さい第２の閾値を前記閾値として設定することを特徴とする請求項４に記載の外科手術システム。
6. 前記第２の閾値は、１５０ｐＦ−２５０ｐＦの範囲内で設定されることを特徴とする請求項５に記載の外科手術システム。
7. 前記閾値設定部は、前記ハンドルユニットが装着されていない状態で前記ケーブルが接続された前記超音波トランスデューサユニットに対して、前記ケーブルの他端に設けたコネクタを前記電源装置に接続した場合に前記算出部により算出される前記第１の高周波信号線と前記第３の高周波信号線とが断線しない状態において算出、又は計測された第２の静電容量値に基づいて、前記第２の閾値を設定することを特徴とする請求項４に記載の外科手術システム。
8. 前記第１の信号の周波数よりも周波数が低い第３の信号を発生する第３の信号発生部と、
   前記ケーブルを介して前記高周波／超音波処置具側に出力される前記第３の信号の第２の高周波電圧及び第２の高周波電流をそれぞれ計測する第２の高周波電圧計測部及び第２の高周波電流計測部とを有し、
   前記算出部は、計測された前記第２の高周波電圧及び前記第２の高周波電流から前記ケーブルが接続された前記高周波／超音波処置具の第３の静電容量値を算出し、
   前記判定部は前記算出部により算出された前記第３の静電容量値が、断線の発生を検出するために予め設定された閾値より小さいか否かを判定することを特徴とする請求項５に記載の外科手術システム。
9. 前記判定部による判定結果を表示する表示部を有することを特徴とする請求項５に記載の外科手術システム。
10. 前記高周波／超音波処置具は、該高周波／超音波処置具に接続された前記ケーブルの前記第１の高周波信号線及び前記高周波／超音波処置具内の前記第２の高周波信号線が断線していない状態で持つ静電容量値の情報を格納する情報格納部を有することを特徴とする請求項９に記載の外科手術システム。
11. 前記閾値設定部は、前記情報格納部に格納された前記情報に基づいて前記閾値を設定することを特徴とする請求項１０に記載の外科手術システム。
12. 前記ケーブルに接続された前記高周波／超音波処置具に対して前記算出部により算出される前記静電容量値を所定時間毎に時系列で記憶する記憶部と、
    前記算出部により算出された現在の静電容量値と前記記憶部に記憶された所定時間前に算出された過去の静電容量値との２つの静電容量値の差分の絶対値が前記所定時間に対応して設定された第３の閾値未満か否かを判定する第２の判定部と、を有し、
    前記第２の判定部が前記差分の絶対値が前記第３の閾値以上と判定した場合には前記制御部は、前記電源装置から前記ケーブルを介して前記外科処置具に供給される前記高周波信号及び前記第２の信号の出力を停止する制御を行うことを特徴とする請求項５に記載の外科手術システム。
13. 前記第３の閾値は、前記第２の閾値の１／１０以下の値に設定されることを特徴とする請求項１２に記載の外科手術システム。

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