JP5816774B2 - 生体組織接合システム、処置具制御装置、および生体組織接合システムの作動方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、生体組織に処置エネルギを印加する生体組織接合システム、処置具制御装置、および、前記生体組織接合システムの作動方法に関する。

米国特許出願公開第２００９／０７６５０６号明細書には、挟持した被処置体に高周波電力エネルギと熱エネルギとを印加する一対の挟持部と、高周波電力エネルギを印加するための高周波電力を出力する高周波電源と、熱エネルギを印加するための発熱用電力を出力する発熱用電源と、高周波電力エネルギ印加と熱エネルギの印加とを切り替えるために高周波電源および、発熱用電源を制御する制御部と、を具備する生体組織接合システムが開示されている。

また、米国特許出願公開第２００９／０２４８００２号明細書には、被処置体に対して高周波電力エネルギを印加して、高周波電力エネルギの印加終了後に、熱エネルギを印加する生体組織接合システムが開示されている。高周波電力エネルギは、被処置体の細胞膜を破壊することによってタンパク質をはじめとする高分子化合物を含んだ細胞内成分を放出し、コラーゲンをはじめとする細胞外成分と均一化させる作用を有する。そして、熱エネルギの印加により被処置体が接合される。

米国特許出願公開第２０１３／１９０６０号明細書には、被処置体に対して超音波エネルギおよび、高周波電力エネルギを印加する生体組織接合システムが開示されている。

米国特許出願公開第２００５／２２２５５６号明細書には、レーザを用いて被処置体に対して光エネルギを印加する生体組織接合システムが開示されている。

すなわち、医療用処置具の処置部は、処置エネルギとして、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギ、の少なくともいずれかを被処置体に印加する。

ここで、生体組織接合システムが良い処置結果を得るためには、処置している生体組織の温度にもとづいてエネルギ量を制御することが好ましい。しかし、処置中の生体組織温度を検出することは容易ではなかった。このため、従来の生体組織接合システムでは、生体組織温度の代わりに検出が容易なエネルギ出力部、例えば、発熱素子の温度にもとづいて制御が行われていた。

従来の生体組織接合システムは、検出が容易なエネルギ出力部の温度にもとづいて制御が行われていたため、適切な処置を行うことが容易ではない場合があった。

米国特許出願公開第２００９／０７６５０６号明細書 米国特許出願公開第２００９／０２４８００２号明細書 米国特許出願公開第２０１３／１９０６０号明細書 米国特許出願公開第２００５／２２２５５６号明細書

本発明の実施形態は、適切な処置を行うことが容易な生体組織接合システム、適切な処置を行うことが容易な処置具制御装置、および適切な処置を行うことが容易な生体組織接合システムの作動方法を提供することを目的とする。

本発明による一態様の生体組織接合システムは、生体組織を挟持するための挟持部と、前記挟持部に挟持された前記生体組織を接合するための処置エネルギを発生するための電源と、前記挟持部に設けられて、前記処置エネルギを前記生体組織に出力するための出力部と、前記出力部の温度を測定するための温度測定部と、前記温度測定部で測定された前記出力部の温度と、前記挟持部で挟持された前記生体組織の温度との温度差と、前記電源から前記挟持部に出力する出力値との相関関係を示す予め記憶された表または式を用いて、前記処置エネルギ印加時間に応じて前記電源の前記出力値をもとに前記表または前記式から前記温度差を推定する第１算出部と、前記温度測定部が測定した前記出力部の温度と、前記第１算出部が推定した前記温度差とから、前記生体組織の温度を推定する第２算出部と、前記第２算出部が推定した生体組織の温度にもとづいて、前記電源を制御する制御部と、を具備する。

本発明による一態様の処置具制御装置は、生体組織を挟持するための挟持部に対する、前記生体組織への処置エネルギを制御する処置具制御装置であって、前記挟持部に挟持された前記生体組織を接合するための前記処置エネルギを発生するための電源と、前記挟持部に設けられて、前記処置エネルギを前記生体組織に出力するための出力部と、前記出力部の温度を測定する温度測定部と、前記温度測定部で測定された前記出力部の温度と、前記挟持部で挟持された前記生体組織の温度との温度差と、前記電源から前記挟持部に出力する出力値との相関関係を示す予め記憶された表または式を用いて、前記処置エネルギ印加時間に応じて前記電源からの前記出力値を前記表又は前記式から前記温度差を推定する第１算出部と、前記温度測定部が測定した前記出力部の温度と、前記第１算出部が推定した前記温度差とから、生体組織の温度を推定する第２算出部と、前記第２算出部が推定した前記生体組織の温度にもとづいて、前記処置エネルギのための電力を発生する電源を制御する制御部と、を具備する。

本発明による一態様の生体組織接合システムの作動方法は、電源が挟持部に挟持された生体組織を接合するための処置エネルギを発生することにより、前記挟持部に設けられた出力部が前記処置エネルギを出力するステップと、温度測定部が前記出力部の温度を測定するステップと、前記温度測定部で測定された前記出力部の温度と前記挟持部で挟持された前記生体組織の温度との温度差と、前記電源から前記挟持部に出力する出力値との相関関係を示す予め記憶された表または式を用いて、第１算出部が前記処置エネルギ印加時間に応じて前記電源からの前記出力値を前記表又は前記式から得られる前記温度差を推定するステップと、第２算出部が、前記温度測定部が測定した前記出力部の温度と、前記第１算出部が推定した前記温度差とから、前記生体組織の温度を推定するステップと、制御部が、前記第２算出部が推定した生体組織温度にもとづいて前記電源を制御するステップと、を具備する。

本発明の実施形態によれば、適切な処置を行うことが容易な生体組織接合システム、適切な処置を行うことが容易な処置具制御装置、および適切な処置を行うことが容易な生体組織接合システムの作動方法を提供できる。

第１実施形態の生体組織接合システムの外観図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの処置部の側面図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの処置部の側面図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの処置部の断面図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの処置部の上面図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの処置部の図３Ａの３Ｃ−３Ｃ線に沿った断面図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの発熱部の上面図である。 第１実施形態の生体組織接合システムの構成図である。 第１実施形態の生体組織接合システムにおける組織温度の変化および素子温度の変化を説明するためのグラフである。 第１実施形態の生体組織接合システムにおける、組織温度と素子温度との温度差と、電力の出力値の関係を示すグラフである。 第１実施形態の生体組織接合システムの作動方法を説明するためのフローチャートである。 第２実施形態の生体組織接合システムにおける、発熱用電力の出力値および処置部温度の時間変化を示すグラフである。 第２実施形態の生体組織接合システムにおける、生体組織温度と処置部温度との温度差と、発熱用電力の出力値の関係を示すグラフである。 第３実施形態の生体組織接合システムにおける、加熱量を説明するためのグラフである。 第３実施形態の生体組織接合システムにおける加熱量と生体組織接合強度の関係を示すグラフである。 第３実施形態の生体組織接合システムの作動方法を説明するためのフローチャートである。 第４実施形態の生体組織接合システムの構成図である。 第４実施形態の生体組織接合システムにおける生体組織および、処置部の温度変化、および、加熱量を説明するためのグラフである。 第４実施形態の生体組織接合システムの作動方法を説明するためのフローチャートである。

＜第１実施形態＞
＜生体組織接合システムの構成＞
図１に示すように、本実施形態の生体組織接合システム１は、処置具２と、処置具制御装置である本体部３と、フットスイッチ４と、を具備する。処置具２は、例えば腹壁を通して腹腔内の生体組織の接合処置等を行う外科手術用エネルギ吻合装置である。

処置具２は、グリップ２Ａ１と、シャフト２Ａ２と、被処置体である生体組織ＬＴを把持して処置を行う開閉可能な一対の挟持部１１（第１挟持部１１Ａ、第２挟持部１１Ｂ）からなる処置部１０を有する。

なお、以下、符号の末尾にＡ、Ｂが付与された同じ機能の構成要素のそれぞれをいうときは符号Ａ、Ｂを省略することがある。例えば、第１挟持部１１Ａおよび、第２挟持部１１Ｂのそれぞれを挟持部１１という。

グリップ２Ａ１は、ケーブル２Ｌを介して本体部３に接続されている。術者が処置部１０の開閉を操作する開閉ノブ２Ａ３のあるグリップ２Ａ１は、術者が握り易い形状、例えば略Ｌ字状である。グリップ２Ａ１の一端には、処置部１０と一体化し、開閉ノブ２Ａ３の動作を処置部１０に伝達するシャフト２Ａ２が配設されている。一方、グリップ２Ａ１の他端側は、術者に把持される把持部２Ａ４である。

本体部３は、処置条件等を表示する表示部３６と、術者が処置条件等を設定する設定操作部３５とを前面パネルに有し、ケーブル４Ｌを介してフットスイッチ４が接続されている。フットスイッチ４のペダルを術者が足で押圧操作することにより、本体部３から処置具２への電力出力がＯＮ／ＯＦＦ制御される。フットスイッチ４は必須の構成要素ではなく、術者が手元で操作するスイッチ等であってもよい。

図２Ａおよび、図２Ｂに示すように、処置具２は、生体組織ＬＴとの接触面である処置面１１Ｓ（１１ＳＡ、１１ＳＢ）を介して熱エネルギ（ＴＨエネルギ）を生体組織ＬＴに印加する。

処置部１０は、例えば、第２挟持部１１Ｂが第１挟持部１１Ａに対して相対的に移動することにより開閉自在である。図２Ａに示すように、開閉ノブ２Ａ３が術者により押圧操作されていないときには、図示しない弾性部材の付勢力により第２挟持部１１Ｂは第１挟持部１１Ａと近接状態または接触状態にある。これに対して、図２Ｂに示すように、弾性部材の付勢力よりも強い力で開閉ノブ２Ａ３が術者により押圧操作されると、第２挟持部１１Ｂは第１挟持部１１Ａから離れ、処置部１０は開状態となる。処置部１０が開状態のときに、第１挟持部１１Ａと第２挟持部１１Ｂとの間に挿入された生体組織ＬＴは、術者が開閉ノブ２Ａ３の押圧操作をやめると、弾性部材の付勢力により第１挟持部１１Ａの処置面１１ＳＡと第２挟持部１１Ｂの処置面１１ＳＢと間に挟まれ押圧された状態で保持される。

図３Ａ〜図４に示すように、挟持部１１の処置面１１Ｓはステンレスまたは銅等の金属からなる伝熱体１２のおもて面（外面）である。そして、伝熱体１２の裏面（内面）には発熱素子１３が接合されている。発熱素子１３の上面は、ポリイミド等の絶縁体１６により覆われ、絶縁されている。

発熱素子１３は、アルミナまたは窒化アルミニウム等の基板１４の表面に発熱抵抗体１５が形成されている。発熱抵抗体１５は温度が上がると電気抵抗Ｒが高くなる正の抵抗温度係数の白金からなる。このため、後述するように、素子温度測定部３９は、発熱抵抗体１５の電気抵抗Ｒから発熱素子１３（発熱抵抗体１５）の温度Ｔ１を算出できる。発熱抵抗体１５の材料には、ＮｉＣｒ合金、Ｔａ、またはＷ等の各種の正の抵抗温度係数の高融点金属材料を用いてもよい。

発熱素子１３は、本体部３から出力される発熱用電力（ＴＨ）を、熱エネルギとして生体組織ＬＴに印加する出力部である。

発熱素子１３はそれぞれの挟持部１１Ａ、１１Ｂに配設されているが、発熱素子１３は、少なくとも一方の挟持部１１に配設されていればよい。

次に、図５を用いて生体組織接合システム１の構成について説明する。すでに説明したように、生体組織接合システム１は、処置具２と本体部３とフットスイッチ４とを有する。

本体部３は、発熱用電力（ＴＨ）電源３０と、発熱用電力センサ（ＴＨセンサ）３１と、設定部３２と、算出部３３と、制御部３４と、記憶部３８と、素子温度測定部３９と、を具備する。

電源３０は、熱エネルギのための発熱用電力（ＴＨ）を出力する。検出部であるＴＨセンサ３１は、ＴＨの出力値（電圧および電流）を検出する。電圧と電流の積が電力Ｐである。

制御部３４は、生体組織接合システム１の全体の制御を行う。

出力部の温度を測定する温度測定部である素子温度測定部３９は、ＴＨの電圧および電流から発熱素子１３の電気抵抗Ｒを算出し、算出した電気抵抗Ｒから出力部である発熱素子１３の温度（素子温度）Ｔ１を算出することで、間接的に素子温度Ｔ１を測定する。すなわち、素子温度測定部３９は、発熱素子１３の抵抗温度係数にもとづく算出式、または、電気抵抗Ｒと素子温度Ｔ１との対応表等が記憶されている記憶部（不図示）を有する。なお、素子温度測定部３９が、ＴＨの電圧および電流から、電気抵抗Ｒを算出しないで、直接、素子温度Ｔ１を算出してもよい。また、素子温度測定部３９は発熱素子１３の近傍に配設された熱電対等の温度センサにより素子温度Ｔ１を直接、測定してもよい。

図６に示すように、素子温度Ｔ１と生体組織の温度（組織温度）Ｔ２とには温度差ΔＴがある。そして、温度差ΔＴは処置時間の経過につれて変化している。このため、素子温度Ｔ１にもとづいた制御では適切な処置を行うことが容易ではない場合がある。

発明者は鋭意研究の結果、図７に示すように、温度差ΔＴは、発熱用電力（ＴＨ）の出力値Ｐと強い相関があることを見出した。これは、出力値Ｐは素子温度Ｔ１が所定の素子温度設定値Ｔｓｅｔになるように定温制御されているため、温度差ΔＴが大きいと、より大きな出力値ＰのＴＨが必要となるからである。

そして、生体組織接合システム１では、記憶部３８には、素子温度Ｔ１と生体組織の温度Ｔ２との温度差ΔＴを、電源３０の出力値をもとに推定するための、表（テーブルデータ）または式が記憶されている。

このため、Ｔ２は以下の（式１）から算出できる。

Ｔ２＝Ｔ１−ΔＴ＝Ｔ１−ｆ（Ｐ） ・・・（式１）

なお、図７には、温度センサを用いて生体組織の温度を実測して得られたΔＴに基づく、複数の実験データ（プロット）を最小二乗法にて１次式近似した直線を示している。

すなわち、図６に示した直線の式ｆ（Ｐ）は、ΔＴ＝αＰ＋β （α：傾き、β：Ｙ切片）である。式ｆ（Ｐ）は２次式等でもよいし、電力Ｐを複数の範囲に区分し、区分毎に異なる複数の式から構成されていてもよい。また、表で記憶する場合には、表には例えば電力Ｐの５Ｗ毎に対応したΔＴが記憶されている。

生体組織の種類等により、異なる式ｆ（Ｐ）が記憶されていても良い。なお組織温度Ｔ２は生体組織の内部温度に限られるものではなく、処置面１１Ｓと接している表面温度でもよい。

算出部３３は、処置している生体組織の温度Ｔ２を算出する。以下、説明の都合上、算出部３３を、その機能から第１算出部３３Ａと第２算出部３３Ｂとに分けて説明する。

第１算出部３３Ａは、電源３０の出力値Ｐをもとに、予め記憶されている記憶された表または式を用いて、温度差ΔＴを推定する。

第２算出部３３Ｂは、素子温度測定部３９が測定した素子温度Ｔ１と、第１算出部３３Ａが推定した温度差ΔＴとから、（式１）を用いて組織温度Ｔ２を推定する。

設定部３２は設定操作部３５の操作等にもとづき、処置条件を設定する。生体組織接合システム１では設定部３２は記憶部３２Ｍを有する。半導体メモリ等からなる記憶部３２Ｍは、例えば、生体組織の種類に応じた複数の処置条件を記憶してもよい。なお、設定操作部３５は広義の設定部３２Ｓの一部とみなすことができる。

制御部３４を構成するＣＰＵ等が、素子温度測定部３９、算出部３３および設定部３２の機能の少なくとも一部を有していてもよい。また、それぞれが独立したＣＰＵであってもよい。また、半導体メモリ等からなる記憶部３８が、設定部の記憶部３２Ｍおよび算出部３３の記憶部の機能を有していてもよい。逆に、算出部３３が記憶部３８の機能を有する半導体メモリ等を有していてもよい。

表示部３６は、設定された処置条件、処置中の電力の出力値、および、組織温度Ｔ２等の情報等を術者に告知する告知部である。

生体組織接合システム１では、第２算出部３３Ｂが推定した組織温度Ｔ２にもとづいて、制御部３４が電源３０を制御する。

＜生体組織接合システムの作動方法＞
次に、図８のフローチャートに沿って、生体組織接合システム１の作動方法について説明する。

＜ステップＳ１１＞
例えば、以下のような処置条件が、設定操作部３５を含む設定部３２を介して設定される。

組織温度設定値Ｔｓｅｔ：１９０℃
上限温度Ｔｍａｘ：２００℃
処置時間ｔ：１０秒

ここで、組織温度設定値Ｔｓｅｔは、制御部３４が定温制御する目標温度である。上限温度Ｔｍａｘは、処置している生体組織が想定外の損傷を受け周辺部位にまで悪影響を及ぼすおそれが生じはじめる温度である。

すでに説明したように、従来の生体組織接合システムでは定温制御する目標温度として、素子温度Ｔ１が設定されていたのに対して、生体組織接合システム１では、組織温度Ｔ２が設定される。

＜ステップＳ１２＞
図２Ａに示したように、閉状態の処置部１０が、例えば、腹壁を通して腹腔内に挿入される。術者がグリップ２Ａ１の開閉ノブ２Ａ３を握りしめる押圧操作をすると、第１挟持部１１Ａに対して第２挟持部１１Ｂが開く。そして、処置対象の生体組織ＬＴが、第１挟持部１１Ａの処置面１１ＳＡと第２挟持部１１Ｂの処置面１１ＳＢとの間に配置される。この状態で、開閉ノブ２Ａ３が開放されると、弾性部材の付勢力により、第１挟持部１１Ａに対して第２挟持部１１Ｂが閉じ、図２Ｂに示すように、処置対象の生体組織ＬＴは、第１挟持部１１Ａの処置面１１ＳＡと第２挟持部１１Ｂの処置面１１ＳＢとの間に押圧状態で挟持される。

＜ステップＳ１３＞
術者がフットスイッチ４を足で押圧操作する。すると、制御部３４は、ＴＨ電源３０が発熱用電力（ＴＨ）を出力するように制御する。

＜ステップＳ１４＞
素子温度測定部３９が、発熱用電力の出力値Ｐ（電圧および電流）から発熱素子１３の電気抵抗Ｒを算出し、算出した電気抵抗Ｒから発熱素子の温度（素子温度）Ｔ１を算出する。

生体組織接合システム１では、発熱素子１３Ａ、１３Ｂの平均温度、または、発熱素子１３Ａ、１３Ｂの一方の温度を素子温度Ｔ１とみなして、素子温度Ｔ１を算出する。

＜ステップＳ１５＞
第１算出部３３Ａが、出力値Ｐをもとに、予め記憶されている表または式を用いて、温度差ΔＴを推定する。

＜ステップＳ１６＞
第２算出部３３Ｂが、素子温度測定部３９が測定した素子温度Ｔ１と、第１算出部３３Ａが推定した温度差ΔＴとから、（式１）を用いて組織温度Ｔ２を推定する。

＜ステップＳ１７＞
制御部３４は、組織温度Ｔ２が、上限温度Ｔｍａｘ超になった場合には、処置を中止する。このとき、制御部３４が、表示部３６に警告を表示することが好ましい。

＜ステップＳ１８＞
制御部３４は、フットスイッチ４の押圧が無くなる（ＳＷ ＯＦＦ：Ｙｅｓ）と処置を中止する。それまでは、ステップＳ１３からの処置を繰り返し行う。

生体組織接合システム１、本体部３（処置具制御装置）および生体組織接合システムの作動方法１では、実際に処置されている生体組織の温度Ｔ２に基づき制御が行われる。このため、組織温度Ｔ２が上限温度Ｔｍａｘ超になることがない。また、素子温度等により制御される従来の処置システム等よりも、より、適切な処置を行うことができる。

＜第１実施形態の変形例＞
次に、第１実施形態の変形例１〜３の生体組織接合システム１Ａ〜１Ｃ、処置具制御装置、および、生体組織接合システムの作動方法について説明する。なお、以下、（生体組織接合システム、処置具制御装置、および、生体組織接合システム１の作動方法）を、生体組織接合システム等という。生体組織接合システム１Ａ〜１Ｃ等は、生体組織接合システム１等と類似しているので、同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

生体組織接合システム１では、印加される処置エネルギが熱エネルギであった。しかし、処置エネルギは、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギのいずれかのエネルギであれば、同様の効果を得られる。

＜変形例１＞
変形例１の生体組織接合システム１Ａ等では、生体組織に処置エネルギとして光エネルギであるレーザ光が印加される。すなわち、電源はレーザ光を発生する光源に電力を出力する。

レーザ光が印加された生体組織は発熱する。レーザ光の波長を選択することで、特定の処置部位を選択的に加熱することもできる。

＜変形例２＞
変形例２の生体組織接合システム１Ｂ等では、生体組織に処置エネルギとして超音波エネルギが印加される。すなわち、電源は超音波振動子に電力を出力する。

生体組織接合システム１Ｂの処置具は、グリップ２Ａ１の内部に超音波振動子を有し、挟持部１１Ａが超音波振動する。固定されている挟持部１１Ｂとの間に挟持された生体組織は、摩擦熱により発熱する。

＜変形例３＞
変形例３の生体組織接合システム１Ｃ等では、生体組織に処置エネルギとして高周波電力エネルギが印加される。すなわち、電源は高周波電力を出力する。

生体組織接合システム１Ｃの処置具の金属からなる伝熱体は高周波電力（ＨＦ）を生体組織に印加する電極としての機能を有する。電極１２Ａ、１２Ｂに挟持されている生体組織ＬＴに高周波電力が印加されると、生体組織ＬＴはジュール熱により加熱される。

第１実施形態の変形例の生体組織接合システム１Ａ〜１Ｃ、処置具制御装置、および、生体組織接合システムの作動方法は、いずれも生体組織接合システム１等と同じように、出力部の温度Ｔ１と電源の出力値Ｐを測定し、温度Ｔ１と出力値Ｐとから温度差ΔＴを推定し、温度差ΔＴから組織温度Ｔ２を推定する。

そして、組織温度Ｔ２が、上限温度Ｔｍａｘ超になった場合には、処置を中止する。
すなわち、制御部３４が、第２算出部３３Ｂが推定した組織温度Ｔ２が上限温度Ｔｍａｘ超にならないように電源３０を制御する。このため、変形例の生体組織接合システム１Ａ〜１Ｃ等は、いずれも適切な処置を行うことが容易である。

＜第２実施形態＞
次に、第２実施形態の生体組織接合システム１Ｄ等について説明する。生体組織接合システム１Ｄ等は、生体組織接合システム１等と類似しているので、同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

生体組織接合システム１Ｄでは、例えば、処置具制御装置３Ｄの記憶部３８が電源３０の出力値Ｐだけでなく出力値Ｐおよび出力部（発熱素子１３）の温度Ｔ１をもとに温度差ΔＴを推定するための表または式を記憶しており、第１算出部３３Ａが電力の出力値Ｐおよび出力部の温度Ｔ１をもとに温度差ΔＴを推定する。

すなわち、生体組織接合システム１Ｄでは、第１算出部３３Ａは、図８に示したステップＳ１５において、温度差ΔＴを、発熱素子１３の素子温度Ｔ１と、発熱用電力（ＴＨ）の出力値Ｐと、から算出する。

すでに説明したように、組織温度Ｔ２と素子温度Ｔ１の温度差ΔＴは、発熱用電力（ＴＨ）の出力値Ｐと強い相関がある。そして、出力値Ｐだけでなく、素子温度Ｔ１も考慮することで、より正確に温度差ΔＴを推定できる。

ΔＴ＝ｆ（Ｐ、Ｔ１） ・・・（式２）

図９に示すように、加熱処理の開始直後（初期期間Ｌ１）では、発熱素子１３自体の熱容量等のため、素子温度Ｔ１は、ほぼ一定と見なすことができる程度に、非常にゆっくり上昇する。これに対して、発熱素子１３が昇温中（昇温期間Ｌ２）は、素子温度Ｔ１は温度設定値Ｔｓｅｔよりも大幅に低い状態である。このため出力値Ｐは急激に増加する。そして、素子温度Ｔ１が温度設定値Ｔｓｅｔに近接してくると（昇温完了期間Ｌ３）、オーバーシュートを防止するために、出力値Ｐは減少に転ずるそして、安定状態になったら、出力値Ｐは更に減少しほぼ一定の値となる（安定期間Ｌ４）。

図１０は、出力値Ｐと温度差ΔＴとの関係を、上記４つの期間に区別してプロットしている。すなわち、期間Ｌ１のデータを黒三角マークで、期間Ｌ２のデータを黒丸マークで、期間Ｌ３のデータを白丸マークで、期間Ｌ４のデータを白三角マークで、それぞれプロットしている。

図１０から明らかなように、出力値Ｐから温度差ΔＴを算出する場合に、４つの期間に応じて算出式を変えることで、より高い精度での算出が可能である。ここで、第１算出部３３Ａは、４つの期間Ｌ１〜Ｌ４を、素子温度Ｔ１または出力値Ｐから判断する。

すなわち、素子温度Ｔ１の上昇開始直後が期間Ｌ１であり、上昇中が期間Ｌ２であり、素子温度Ｔ１が素子温度設定値Ｔｓｅｔに近接して出力値Ｐが減少し、減少速度が所定値以下になるまでが期間Ｌ３であり、それ以降が期間Ｌ４である。

それぞれの期間における算出式は、適宜、設定できる。例えば、期間Ｌ１ではΔＴを一定とみなし、期間Ｌ２〜Ｌ４では、１次式近似してもよい。また、５つ以上の期間に区別してもよいし、３つ以下の期間に区別してもよい。

生体組織接合システム１Ｄ等は、処置システム１等よりも精度の高い温度差ΔＴが推定できるため、より適切な処置ができる。

なお、温度差ΔＴが、第１挟持部１１Ａの処置面１１ＳＡと第２挟持部１１Ｂの処置面１１ＳＢとの間の押圧力ＰＰの影響を受けることがある。このため、処置面１１Ｓに圧力センサを配設し、押圧力ＰＰも温度差ΔＴの推定に用いることで、より精度の高い温度差ΔＴが推定できる。なお、所定圧力以上の押圧力ＰＰでは温度差ΔＴは一定になる。このため、押圧力ＰＰが所定圧力未満の場合には処置が開始されないように制御部３４が電源３０を制御してもよい。

＜第３実施形態＞
次に、第３実施形態の生体組織接合システム１Ｅ等について説明する。生体組織接合システム１Ｅ等は、生体組織接合システム１等と類似しているので、同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

生体組織接合システムＥでは、処置具制御装置３Ｅの算出部３３が、組織温度Ｔ２の時間積分値である加熱量（heating amount）Ｑを算出し、制御部３４は加熱量Ｑが所定の加熱量設定値Ｑｓｅｔ以上になったら、電力の出力を減少または終了するように電源３０を制御する。すなわち、生体組織接合システム１等では処置完了は、例えば予め設定された処置時間にもとづき制御されていたが、生体組織接合システム１Ｅでは加熱量Ｑにもとづき制御される。

良い処置結果を得るためには、処置エネルギの印加時間を適切に行う必要がある。印加時間が短いと接合強度が不十分であり、印加時間が長いと周囲の組織に悪影響を及ぼしたり、接合強度が不十分になったりする。

加熱量Ｑは、温度の時間積分値、すなわち、温度と印加時間の積であり、例えば「℃秒」の単位で示される。例えば、以下の（式３）により、処置開始（時間０）から時間ｔ１までの加熱量Ｑが算出される（図１１参照）。なお、図１１における下限温度Ｔｍｉｎについては後述する。

（式３）

加熱量Ｑは、所定時間毎、例えば、１秒毎の生体組織温度Ｔ２を加算した、単位が「℃」の積算値（積算温度）として表現することもできる。すなわち、温度の時間積分値と積算温度とは単位は異なるが同じ状態を示す物理量である。なお、加熱量Ｑは、ジュールを単位とする熱量（calorie）とは全く異なる物理量である。

図１２は、加熱量Ｑと処置された生体組織ＬＴの接合強度との関係を示している。図１２から、加熱量Ｑを基準とすることにより、良い処置結果が得られることは明らかである。すなわち、加熱量Ｑが、所定の加熱量ＱＡ以上であれば、実用上、十分な接合強度ＳＡを得ることができる。加熱量ＱＡは予め実験が行われ、得られた実験値が記憶部３２Ｍに記憶されている。

＜生体組織接合システムの作動方法＞
次に、図１３のフローチャートに沿って、生体組織接合システム１Ｅの作動方法について説明する。

＜ステップＳ２１＞
例えば、以下のような処置条件が、設定操作部３５を含む設定部３２を介して設定される。

組織温度設定値Ｔｓｅｔ：２２０℃
加熱量設定値Ｑｓｅｔ：８００℃秒
下限温度Ｔｍｉｎ：５０℃
上限温度Ｔｍａｘ：２３０℃

ここで、下限温度Ｔｍｉｎは、生体組織に変化が生じはじめる温度である。言い替えれば下限温度Ｔｍｉｎになるまでは、生体組織は実質的には処置されない。

すでに説明したように、従来の生体組織接合システムでは、処置条件として、処置時間（処置エネルギの印加印加時間）が設定されていたのに対して、生体組織接合システム１では、組織温度Ｔ２の熱エネルギの印加終了までの時間積分値である加熱量設定値Ｑｓｅｔが設定される。

なお、処置条件は、例えば、記憶部３２Ｍに記憶されている複数の処置条件の中から処置に応じて術者が設定できるが、後述するように、生体組織ＬＴの種類に応じて設定部３２が自動的に設定してもよい。

すなわち、それぞれの条件は個別に設定されてもよいし、複数の条件が予め設定されている処置条件セットとして選択されてもよい。例えば、以下のように、処置する生体組織ＬＴの種類に応じて予め複数の処置条件セットＬＶ１〜ＬＶ３が記憶部３２Ｍに記憶されていてもよい。

（ＬＶ１）
組織温度設定値Ｔｓｅｔ：１８０℃
加熱量設定値Ｑｓｅｔ：１０００℃秒
下限温度Ｔｍｉｎ：５０℃
上限温度Ｔｍａｘ：１９０℃

（ＬＶ２）
組織温度設定値Ｔｓｅｔ：１９０℃
加熱量設定値Ｑｓｅｔ：２５００℃秒
下限温度Ｔｍｉｎ：５０℃
上限温度Ｔｍａｘ：２００℃

（ＬＶ３）
組織温度設定値Ｔｓｅｔ：２００℃
加熱量設定値Ｑｓｅｔ：３５００℃秒
下限温度Ｔｍｉｎ：５０℃
上限温度Ｔｍａｘ：２１０℃

＜ステップＳ２２〜ステップＳ２７＞
図８に示したステップＳ１２〜ステップＳ１７と略同じであるので説明は省略する。

＜ステップＳ２８＞
制御部３４は、組織温度Ｔ２が下限温度Ｔｍｉｎ以上まで上昇したか判断する。下限温度Ｔｍｉｎ以上になったら（ＹＥＳ）、ステップＳ１６に移行する。すなわち、下限温度Ｔｍｉｎ未満の間（時間０からｔ０までの間）は、加熱量Ｑは算出されない。

＜ステップＳ２９＞
算出部３３は、組織温度Ｔ２の時間積分値である加熱量Ｑを算出する。

（式３）で示される加熱量Ｑは、所定時間毎、例えば１秒毎に、ΔＱ（組織温度Ｔ２×１秒）が、それまでの加熱量Ｑに加算される。

なお、発熱素子１３の素子温度Ｔ１の時間積分値である加熱量にもとづいて同様の制御を行っても、時間にもとづく従来の制御と比べると、良い処置結果を得られる。しかし、より的確な処置を行うためには、組織温度Ｔ２を用いて制御することが好ましい。

＜ステップＳ３０＞
制御部３４は、加熱量Ｑが、加熱量設定値Ｑｓｅｔ以上になる（ＹＥＳ）と、ＴＨ電源３０を制御し、ＴＨの出力を終了する。すなわち、加熱量設定値Ｑｓｅｔと加熱量Ｑとにもとづき、ＴＨの出力が終了する。なお、制御部３４は、ＴＨ電源３０を制御しＴＨの出力が生体組織に実質的に影響の無いレベルまで減少してもよい。

生体組織接合システム１Ｅは、熱エネルギの印加時間が、加熱量Ｑを基準に制御されるため、良い処置結果を容易に得られる。すなわち、生体組織接合システム１Ｅ等の作動方法は操作性がよい。

また、算出部３３が算出する加熱量Ｑの加熱量設定値Ｑｓｅｔに対する比率Ｑ／Ｑｓｅｔが表示部３６の告知部３６Ｂに表示されることが好ましい。例えば、告知部３６Ｂにバーグラフにより処置進行の状態が表示される。術者は、告知部３６Ｂの表示により処置進行の様子を確認できる。

なお、上記比率Ｑ／Ｑｓｅｔの術者への告知は、術者が認識可能であれば、表示部３６の告知部３６Ｂに限られるものではなく、音（音声情報、メロディの種類、周波数の変化）、または、振動強度等により告知する告知部であってもよい。

＜第４実施形態＞
次に、第４実施形態の生体組織接合システム１Ｆ等について説明する。生体組織接合システム１Ｆ等は、生体組織接合システム１、１Ｄ等と類似しているので、同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

生体組織接合システム１Ｆの処置具２Ｆは、処置面１１ＳＡ、１１ＳＢを介して高周波電力エネルギ（ＨＦエネルギ）と熱エネルギ（ＴＨエネルギ）とを順に生体組織ＬＴに印加する。

ＨＦエネルギは、生体組織の細胞膜を破壊することによってタンパク質をはじめとする高分子化合物を含んだ細胞内成分を放出し、コラーゲンをはじめとする細胞外成分と均一化させる作用を有する。また、ＨＦエネルギは、生体組織の温度を上昇させる作用も有する。そして、生体組織の均一化および温度上昇により、その後に行われる熱エネルギの印加による、脱水処置および生体組織の接合が促進されている。

図１４に示すように、生体組織接合システム１Ｆの処置具２Ｆの金属からなる伝熱体は電極１２としての機能も有する。そして、処置具制御装置である本体部３Ｆは、第１電源である高周波電力（ＨＦ）電源３０Ａと、第２電源である発熱用電力（ＴＨ）電源３０Ｂと、ＨＦセンサ３１Ａと、ＴＨセンサ３１Ｂと、設定部３２と、算出部３３と、制御部３４と、を具備する。

ＨＦ電源３０Ａは、第１電力である高周波電力（ＨＦ）を出力する。ＴＨ電源３０Ｂは、第２電力である発熱用電力（ＴＨ）を出力する。なお、ＨＦ電源３０ＡとＴＨ電源３０Ｂとは同時に電力を出力することはないため、一つの共用電源であってもよい。この場合には、ＨＦセンサ３１ＡとＴＨセンサ３１Ｂも共用でよい。

第１検出部であるＨＦセンサ３１Ａは、ＨＦの出力値（電圧および電流）を検出する。第２検出部であるＴＨセンサ３１Ｂは、ＴＨの出力値（電圧および電流）を検出する。

＜生体組織接合システムの作動方法＞
図１５に示すように、生体組織接合システム１Ｆでは、ＨＦエネルギの印加終了後に、ＴＨエネルギの印加が開始される（時間ｔ＝ｔ１）。そして、制御部３４は、加熱量Ｑで定義される組織温度Ｔ２の時間積分値にもとづき、処置終了（時間ｔ＝ｔ２）を制御する。

すなわち、ＨＦエネルギ印加による高周波電力エネルギ加熱量（第１加熱量）Ｑ１と、ＴＨエネルギ印加による熱エネルギ加熱量（第２加熱量）Ｑ２との加算値である合計加熱量ＱＴが、予め設定された加熱量設定値Ｑｓｅｔ以上になる（時間ｔ＝ｔ２）と、制御部３４はＴＨ電源３０ＢがＴＨエネルギ印加を終了するように制御する。すなわち、

Ｑｓｅｔ≦Ｑ１＋Ｑ２ ・・・（式４）

次に図１６のフローチャートに沿って、生体組織接合システム１Ｆの作動方法について詳細に説明する。

＜ステップＳ３１＞
例えば、以下のような処置条件が、設定操作部３５を含む設定部３２により設定される。

ＨＦ出力設定値Ｐｓｅｔ：６０Ｗ
ＨＦ終了インピーダンスＺｓｅｔ：１２０Ω
素子温度設定値Ｔｓｅｔ：１８０℃
加熱量設定値Ｑｓｅｔ：１０００℃秒

なお、素子温度設定値Ｔｓｅｔは、ＨＦ印加終了時の組織温度（１００℃±３０℃）よりも高い７０℃超、例えば１００℃超に設定される。

また、生体組織接合システム１Ｄ等と同じように、下限温度Ｔｍｉｎおよび上限温度Ｔｍａｘも設定され、制御部３４は、下限温度Ｔｍｉｎおよび上限温度Ｔｍａｘに基づいた制御を行う。しかし、その制御は生体組織接合システム１Ｄ等と同じであるので、説明は省略する。

なお、設定部３２が一対の挟持部１１に挟持された生体組織ＬＴの特性に応じて加熱量設定値Ｑｓｅｔを自動的に設定してもよい。

例えば、生体組織ＬＴが挟持された一対の挟持部１１Ａ、１１Ｂの間隔Ｇ、および、ＨＦの初期インピーダンスの少なくともいずれかにもとづき加熱量設定値Ｑｓｅｔが自動的に設定される。

間隔Ｇは被処置体である生体組織ＬＴの大きさの情報である。ＨＦの初期インピーダンスは、生体組織ＬＴの水分量を含む組織情報である。また、ＨＦの初期インピーダンスとして、インピーダンス最小値、または、インピーダンスが所定値以下の時間、等を用いることができる。

さらに、術者が設定操作部３５により術式を選択すると、一連の処置の処置条件が設定部３２により設定され、例えば処置Ａが終わると設定部３２は、自動的に処置Ｂの処置条件を設定してもよい。例えば、術式が、「肺葉切除術」の場合には、（処置Ａ）肺葉動脈封止と、（処置Ｂ）肺葉静脈封止と、（処置Ｃ）肺葉気管支封止と、（処置Ｄ）肺葉間の実質臓器封止とが連続的に順に行われる場合に、術者が術式を選択するだけで一連の（処置Ａ）〜（処置Ｄ）の処置条件が設定されるため、操作性がよい。

＜ステップＳ３２＞
処置対象の生体組織ＬＴは、第１挟持部１１Ａの処置面１１ＳＡと第２挟持部１１Ｂの処置面１１ＳＢとの間に押圧状態で挟持される。

＜ステップＳ３３＞
処置部１０に生体組織ＬＴを挟持した状態で、術者がフットスイッチ４を足で押圧操作する。すると、制御部３４は処置を開始する。すなわち、制御部３４は、まず、ＨＦ電源３０Ａが高周波電力（ＨＦ）を出力するように制御する。ＨＦは、ケーブル２Ｌを介して処置具２の電極１２Ａ、１２Ｂに伝達される。すると、電極１２Ａ、１２Ｂに挟持されている生体組織ＬＴに高周波電力が印加され、生体組織ＬＴはジュール熱により加熱される。

すなわち、ＨＦエネルギは、電極１２Ａと電極１２Ｂと間のＨＦの通電経路にある生体組織自体を発熱させる。このため、ＨＦエネルギ印加工程では、厚さの厚い生体組織ＬＴであっても中心部まで温度ムラを生じることなく、組織温度Ｔ２が上昇する。なお、処置部１０は発熱しないが、発熱した生体組織ＬＴからの伝熱により素子温度Ｔ１も上昇する。

制御部３４は、ＨＦセンサ３１Ａが検出したＨＦの電流および電圧にもとづいて、ＨＦの出力値Ｐ１を、ＨＦ出力設定値Ｐｓｅｔ、例えば６０Ｗで、定電力制御する。

＜ステップＳ３４＞
算出部３３は、組織温度Ｔ２を生体組織ＬＴに挿入された温度センサ１９、または赤外線センサ等によって測定し、組織温度Ｔ２の時間積分値（積算値）である高周波電力加熱量（第１加熱量）Ｑ１を算出する。

ここで、図１５に示したように、ＨＦエネルギ印加時の組織温度Ｔ２は、初期に急激に増加した後は、生体組織ＬＴが水を含むため一定とみなすことができる。すなわち、エネルギが印加されても水を含む生体組織ＬＴの温度は、例えば大気圧では一定温度である沸点（１００℃）近傍の温度、例えば１００℃±３０℃に保持される。

このため、処置開始後、時間ｔまでの第１加熱量Ｑ１は、センサ等を用いることなく、以下の（式５）により算出してもよい。

Ｑ１≒Ｔ２×ｔ≒１００℃×ｔ ・・・（式５）

さらに、算出部３３による第１加熱量Ｑ１の算出（ステップＳ３４）は、後述するステップＳ３６の後に、以下の（式６）を用いて行われてもよい。

Ｑ１＝１００℃×ｔ１・・・（式６）
ただし、ｔ１；ＨＦエネルギ印加時間

以上の説明のように、Ｓ３４では、ＨＦを定電力制御しＨＦエネルギを印加しながら、組織温度Ｔ２を所定の一定温度（１００℃）とみなして時間積分値である第１加熱量Ｑ１が算出されてもよい。

＜ステップＳ３５＞
生体組織接合システム１Ｆでは、ＨＦエネルギ印加を開始すると、ＨＦセンサ３１Ａが検出するＨＦの電圧および電流からインピーダンスＺが算出部３３により算出される。

処置の進行にともなう生体組織ＬＴの変性にともなう脱水等により、インピーダンスＺは上昇する。制御部３４は、インピーダンスＺが設定された、ＨＦ終了インピーダンスＺｓｅｔ以上になるまで（Ｎｏ）、Ｓ３３からの処置を行う。

＜ステップＳ３６＞
制御部３４は、インピーダンスＺが設定された、ＨＦ終了インピーダンスＺｓｅｔ以上になったら、（ＹＥＳ）、Ｓ２６において、ＨＦ電源３０Ａを制御しＨＦの出力を終了する（ｔ＝ｔ１）。

すなわち、ＨＦのインピーダンスＺにもとづいて、ＨＦの出力が終了する。

＜ステップＳ３７＞
制御部３４は、ＨＦエネルギにかえてＴＨエネルギを生体組織ＬＴに印加する制御を開始する。

ＴＨエネルギ印加では、制御部３４は、処置部１０の素子温度Ｔ１にもとづき、ＴＨ電源３０Ｂの出力値Ｐ２を定温制御する。言い換えれば、発熱素子１３は、Ｓ３１で設定された素子温度設定値Ｔｓｅｔとなるように制御される。ＴＨは直流でも高周波でもよく、高周波の場合の周波数はＨＦと同じでもよい。

なお、制御部３４は処置システム１等と同じように、組織温度Ｔ２にもとづき、ＴＨ電源３０Ｂの出力値Ｐ２を定温制御してもよい。

電極１２から生体組織ＬＴに印加される高周波電力（ＨＦ）は、ジュール熱として生体組織ＬＴを加熱するのに対して、発熱用電力（ＴＨ）は、直接、熱エネルギを生体組織ＬＴに伝熱する。処置面１１Ｓを介して生体組織ＬＴに伝熱される熱（ＴＨ）エネルギは、素子温度設定値Ｔｓｅｔに応じて、生体組織ＬＴの変性状態、例えば水分量等によらず、組織温度Ｔ２を１００℃超の温度まで加熱できる。

＜ステップＳ３８＞
算出部３３は、組織温度Ｔ２の時間積分値である第２加熱量（熱エネルギ加熱量）Ｑ２を算出する。すなわち、Ｓ３８では、素子温度測定部３９（不図示）がＴＨを電気抵抗Ｒから素子温度Ｔ１を算出し、素子温度Ｔ１にもとづき定温制御し生体組織ＬＴに熱エネルギを印加する。そして、第１算出部３３Ａが電源３０Ｂの出力値をもとに、記憶部３８（不図示）に記憶された第２の表または第２の式を用いて、温度差ΔＴを推定する。第２の表および第２の式は、ＴＨ電力が印加された発熱素子の温度Ｔ１ＢとＴＨエネルギが印加された生体組織の温度（組織温度）Ｔ２との温度差ΔＴ２を、ＴＨ電源の出力値Ｐ２をもとに推定するための、実験に基づき予め取得されている表または式である。

＜ステップＳ３９＞
制御部３４は、組織温度Ｔ２が、上限温度Ｔｍａｘ超になった場合には、処置を中止する。

＜ステップＳ４０＞
算出部３３は、組織温度Ｔ２の時間積分値である第２加熱量Ｑ２が算出する。さらに、算出部３３は、第１加熱量Ｑ１と第２加熱量Ｑ２とを加算した合計加熱量ＱＴを算出する。

＜ステップＳ４１＞
制御部３４は、合計加熱量ＱＴが、加熱量設定値Ｑｓｅｔ以上になる（ＹＥＳ）と、ＴＨ電源３０Ｂを制御し、ＴＨの出力を終了する（ｔ＝ｔ２）。すなわち、加熱量設定値Ｑｓｅｔと合計加熱量ＱＴとにもとづき、ＴＨの出力が終了する。

ここで、第１加熱量Ｑ１は、Ｓ３６以降の工程では、すでに算出されており増減しないため、制御部３４は、以下の（式７）で示される加熱残量ΔＱがゼロになったらＴＨの出力を終了してもよい。
加熱残量ΔＱ＝加熱量設定値Ｑｓｅｔ−第１加熱量Ｑ１−第２加熱量Ｑ２ ・・・（式７）

なお、合計加熱量ＱＴまたは加熱残量ΔＱは、制御部３４が算出してもよい。また、ＨＦ印加工程においては加熱量Ｑを算出しないで、ＴＨ印加工程においてのみ加熱量Ｑを算出してもよい。

生体組織接合システム１Ｆ等は、エネルギの印加時間、すなわちエネルギ印加終了が、生体組織温度Ｔ２の加熱量Ｑを用いて制御されるため、良い処置結果を容易に得られる。このため、生体組織接合システム１Ｆ等は操作性がよい。

なお、上記説明では、最初に印加される第１エネルギが高周波電力エネルギで、次に印加される第２エネルギが熱エネルギの場合について説明した。しかし、第１エネルギが、高周波電力エネルギ、熱エネルギ、光エネルギ、および、超音波エネルギのいずれかのエネルギで、第２エネルギが、第１エネルギと異なるいずれかのエネルギであれば、同様の効果を得られる。

すなわち、処置具が生体組織に、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギから選択される２以上の前記処置エネルギを順に印加し、制御部が、少なくともいずれかの処置エネルギの出力の減少または終了を前記加熱量に基づいて行う生体組織接合システムは、生体組織接合システム１Ｅと同様の効果を有する。

例えば、ＨＦエネルギの印加により血管を止血した後に超音波エネルギの印加により血管を切離する生体組織接合システムでも、生体組織接合システム１Ｄと同様の制御を行うことで同様の効果を有する。

また、一対の挟持部１１に生体組織ＬＴが把持されるバイポーラ処置具について説明したが、モノポーラ処置具であっても、同様に合計加熱量ＱＴを基準に制御される生体組織接合システムであれば良い処置結果を容易に得られる。

本発明は上述した実施形態等に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等ができる。

本出願は、２０１３年８月２日に米国に出願された出願番号６１／８６１、６８３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。

１、１Ａ〜１Ｆ ・・・ 生体組織接合システム
２ ・・・ 処置具
３ ・・・ 本体部（処置具制御装置）
１３ ・・・ 発熱素子
１９ ・・・ 温度センサ
３０ ・・・ 電源
３３ ・・・ 算出部
３３Ａ ・・・ 第１算出部
３３Ｂ ・・・ 第２算出部
３４ ・・・ 制御部
３９ ・・・ 素子温度測定部

Claims (19)

1. 生体組織を挟持するための挟持部と、
   前記挟持部に挟持された前記生体組織を接合するための処置エネルギを発生するための電源と、
   前記挟持部に設けられて、前記処置エネルギを前記生体組織に出力するための出力部と、
   前記出力部の温度を測定するための温度測定部と、
   前記温度測定部で測定された前記出力部の温度と、前記挟持部で挟持された前記生体組織の温度との温度差と、前記電源から前記挟持部に出力する出力値との相関関係を示す予め記憶された表または式を用いて、前記処置エネルギ印加時間に応じて前記電源の前記出力値をもとに前記表または前記式から前記温度差を推定する第１算出部と、
   前記温度測定部が測定した前記出力部の温度と、前記第１算出部が推定した前記温度差とから、前記生体組織の温度を推定する第２算出部と、
   前記第２算出部が推定した生体組織の温度にもとづいて、前記電源を制御する制御部と、
   を具備することを特徴とする生体組織接合システム。
2. 前記処置エネルギが、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギ、の少なくともいずれかであることを特徴とする請求項１に記載の生体組織接合システム。
3. 前記制御部が、前記第２算出部が推定した前記生体組織の温度が所定の上限温度超にならないように前記電源を制御することを特徴とする請求項２に記載の生体組織接合システム。
4. 前記処置エネルギが、熱エネルギであり、
   前記出力部が前記電力を前記熱エネルギに変換する発熱素子であることを特徴とする請求項３に記載の生体組織接合システム。
5. 前記制御部が、前記生体組織の温度の時間積分値である加熱量が、所定の加熱量設定値以上になったら、前記電力の出力を減少または終了するように前記電源を制御することを特徴とする請求項４に記載の生体組織接合システム。
6. 前記処置具が前記生体組織に、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギから選択される２以上の処置エネルギを順に印加することを特徴とする請求項２に記載の生体組織接合システム。
7. 前記制御部は、前記処置エネルギに応じて得られる前記温度差のデータが蓄積された記憶部と電気的に接続されていることを特徴とする請求項１に記載の生体組織接合システム。
8. 生体組織を挟持するための挟持部に対する、前記生体組織への処置エネルギを制御する処置具制御装置であって、
   前記挟持部に挟持された前記生体組織を接合するための前記処置エネルギを発生するための電源と、
   前記挟持部に設けられて、前記処置エネルギを前記生体組織に出力するための出力部と、
   前記出力部の温度を測定する温度測定部と、
   前記温度測定部で測定された前記出力部の温度と、前記挟持部で挟持された前記生体組織の温度との温度差と、前記電源から前記挟持部に出力する出力値との相関関係を示す予め記憶された表または式を用いて、前記処置エネルギ印加時間に応じて前記電源からの前記出力値を前記表又は前記式から前記温度差を推定する第１算出部と、
   前記温度測定部が測定した前記出力部の温度と、前記第１算出部が推定した前記温度差とから、生体組織の温度を推定する第２算出部と、
   前記第２算出部が推定した前記生体組織の温度にもとづいて、前記処置エネルギのための電力を発生する電源を制御する制御部と、
   を具備することを特徴とする処置具制御装置。
9. 電源が挟持部に挟持された生体組織を接合するための処置エネルギを発生することにより、前記挟持部に設けられた出力部が前記処置エネルギを出力するステップと、
   温度測定部が前記出力部の温度を測定するステップと、
   前記温度測定部で測定された前記出力部の温度と、前記挟持部で挟持された前記生体組織の温度との温度差と、前記電源から前記挟持部に出力する出力値との相関関係を示す予め記憶された表または式を用いて、第１算出部が前記処置エネルギ印加時間に応じて前記電源からの前記出力値を前記表又は前記式から得られる前記温度差を推定するステップと、
   第２算出部が、前記温度測定部が測定した前記出力部の温度と、前記第１算出部が推定した前記温度差とから、前記生体組織の温度を推定するステップと、
   制御部が、前記第２算出部が推定した生体組織温度にもとづいて前記電源を制御するステップと、
   を具備することを特徴とする生体組織接合システムの作動方法。
10. 前記処置エネルギが、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギ、の少なくともいずれかであることを特徴とする請求項９に記載の生体組織接合システムの作動方法。
11. 前記制御部が、前記第２算出部が推定した前記生体組織の温度が所定の上限温度超えにならないように前記電源を制御することを特徴とする請求項１０に記載の生体組織接合システムの作動方法。
12. 前記処置エネルギが、熱エネルギであり、
    前出力部が前記電力を前記熱エネルギに変換する発熱素子であることを特徴とする請求項１０に記載の生体組織接合システムの作動方法。
13. 前記制御部が、前記生体組織の温度の時間積分値である加熱量が、所定の加熱量設定値以上になったら、前記電力の出力を減少または終了するように前記電源を制御することを特徴とする請求項１２に記載の生体組織接合システムの作動方法。
14. 前記処置具が前記生体組織に、熱エネルギ、超音波エネルギ、光エネルギ、および、高周波電力エネルギから選択される２以上の前記処置エネルギを順に印加することを特徴とする請求項１０に記載の生体組織接合システムの作動方法。
15. 前記第１算出部が、前記電源の出力値および前記出力部の温度をもとに推定するために予め記憶された表または式を用いて、前記温度差を推定することを特徴とする請求項９に記載の生体組織接合システムの作動方法。
16. 前記制御部は、前記処置エネルギの出力開始直後の前記出力部の温度が上昇していく期間となる第１期間に対する前記電源からの出力値を第１出力値とし、前記出力部が前記第１期間よりも昇温する期間となる第２期間に対する前記電源からの出力値を第２出力値とし、前記出力部の設定された温度に近接して昇温完了期間となる第３期間に対する前記電源からの出力値を第３出力値とし、前記設定された温度で安定状態となった期間となる第４期間に対する前記電源からの出力値を第４出力値とした際、前記第１期間、前記第２期間、前記第３期間及び前記第４期間のうち少なくとも２つの期間における前記各々の出力値に対する、前記温度差の相関関係の表又は式を使って、前記第２算出部が推定した生体組織温度にもとづいて、前記電源を制御することを特徴とする請求項１に記載の生体組織接合システム。
17. 前記制御部は、前記処置エネルギの出力開始直後の前記出力部の温度が上昇していく期間となる第１期間に対する前記電源からの出力値を第１出力値とし、前記出力部が前記第１期間よりも昇温する期間となる第２期間に対する前記電源からの出力値を第２出力値とし、前記出力部の設定された温度に近接する昇温完了期間となる第３期間に対する前記電源からの出力値を第３出力値とし、前記設定された温度で安定状態となった期間となる第４期間に対する前記電源からの出力値を第４出力値とした際、前記各々の期間における前記各々の出力値に対する、前記温度差の相関関係の表又は式を使って、前記第２算出部が推定した生体組織温度にもとづいて、前記電源を制御することを特徴とする請求項１に記載の生体組織接合システム。
18. 前記制御部は、前記処置エネルギの出力開始直後の前記出力部の温度が上昇していく期間となる第１期間に対する前記電源からの出力値を第１出力値とし、前記出力部が前記第１期間よりも昇温する期間となる第２期間に対する前記電源からの出力値を第２出力値とし、前記出力部の設定された温度に近接する昇温完了期間となる第３期間に対する前記電源からの出力値を第３出力値とし、前記設定された温度で安定状態となった期間となる第４期間に対する前記電源からの出力値を第４出力値とした際、前記各々の期間における前記各々の出力値に対する、前記温度差の相関関係の表又は式を使って、前記第２算出部が推定した生体組織温度にもとづいて、前記電源を制御することを特徴とする請求項８に記載の処置具制御装置。
19. 前記制御部は、前記処置エネルギの出力開始直後の前記出力部の温度が上昇していく期間となる第１期間に対する前記電源からの出力値を第１出力値とし、前記出力部が前記第１期間よりも昇温する期間となる第２期間に対する前記電源からの出力値を第２出力値とし、前記出力部の設定された温度に近接する昇温完了期間となる第３期間に対する前記電源からの出力値を第３出力値とし、前記設定された温度で安定状態となった期間となる第４期間に対する前記電源からの出力値を第４出力値とした際、前記各々の期間における前記各々の出力値に対する、前記温度差の相関関係の表又は式を使って、前記第２算出部が推定した生体組織温度にもとづいて、前記電源を制御することを特徴とする請求項９に記載の生体組織接合システムの作動方法。

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