JP6246418B2

JP6246418B2 - 電源装置の作動方法、電源装置、及び高周波処置システム

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Description

本発明は、高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法、電源装置、及び高周波処置システムに関する。

一般に、一対の把持部材で処置対象である生体組織を把持し、当該生体組織に高周波電力を供給することで処置を行う高周波処置システムが知られている。このようなシステムにおいて、把持部材で把持された生体組織は、高周波電流が流れることで加熱される。このような高周波処置システムは、例えば血管の封止に用いられる。高周波処置システムにおいて、処置の精度及び効率を向上させるため、出力電圧及び出力電流を適切に調整することが求められている。

例えば日本国特開平８−９８８４５号公報には、生体組織のインピーダンス値に注目して出力を制御することに係る技術が開示されている。すなわち、この技術では、処置の初期において計測されたインピーダンス値の最大値と最小値とが特定される。処置中に計測されるインピーダンス値は最小値を示した後に上昇する。この上昇する過程において、インピーダンス値が特定された最大値と最小値との間の所定の値となったときに出力は停止される。この最大値と最小値との間の値は、例えば最大値と最小値との平均値であることが好ましいとされる。

また、例えば日本国特開２０１２−１９６４５８号公報には、処置中のインピーダンス値の推移について目標値を設定し、この目標値と計測される実際のインピーダンス値とが一致するように出力が制御されることに係る技術が開示されている。

高周波処置システムにおいて、出力電圧及び出力電流の調整は、処置の精度及び効率に影響を与えるので、より適切に調整されることが求められている。また、最適な出力電圧及び出力電流は、処置対象に応じて異なることが知られている。したがって、出力電圧及び出力電流は、処置対象に応じて調整されることが求められている。

本発明は、処置対象に応じて最適化された出力が行われる高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法、電源装置、及び高周波処置システムを提供することを目的とする。

本発明の一態様によれば、電源装置の作動方法は、生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法であって、制御回路が、高周波電源回路に電力を出力させることと、前記制御回路が、前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値について最小値又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から第１の割合だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から第２の割合だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることとを含む。
本発明の一態様によれば、電源装置の作動方法は、生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法であって、制御回路が、高周波電源回路に電力を出力させることと、前記制御回路が、前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値について最小値又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第１の値だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第２の値だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることとを含む。

本発明の一態様によれば、電源装置は、生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置であって、電力を出力する高周波電源回路と、前記出力を検出する出力検出回路と、前記出力検出回路から前記出力に係る情報を取得し、前記高周波電源回路の動作を制御する制御回路とを備え、前記制御回路は、高周波電源回路に電力を出力させることと、前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、前記インピーダンスに係る値が、最小値、又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から第１の割合だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から第２の割合だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることとを行う。
本発明の一態様によれば、電源装置は、生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置であって、電力を出力する高周波電源回路と、前記出力を検出する出力検出回路と、前記出力検出回路から前記出力に係る情報を取得し、前記高周波電源回路の動作を制御する制御回路とを備え、前記制御回路は、高周波電源回路に電力を出力させることと、前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、前記インピーダンスに係る値が、最小値、又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第１の値だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第２の値だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることとを行う。

本発明の一態様によれば、高周波処置システムは、前記電源装置と、前記高周波処置具とを備える。

本発明によれば、処置対象に応じて最適化された出力が行われる高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法、電源装置、及び高周波処置システムを提供できる。

図１は、一実施形態に係る高周波処置システムの外観の一例の概略を示す図である。図２は、一実施形態に係る高周波処置システムの構成例の概略を示すブロック図である。図３は、一実施形態に係る高周波処置システムの動作の一例を示すフローチャートである。図４は、一実施形態に係る高周波処置システムにおける時間に対する電力、電圧、電流及びインピーダンスの変化の一例を示す図である。図５は、一実施形態に係る高周波処置システムの第１の制御の一例を示すフローチャートである。図６は、第２の制御において生体組織に対して電圧を印加した時間と、その処置によって封止された血管のＶｅｓｓｅｌＢｕｒｓｔＰｒｅｓｓｕｒｅとの関係の一例を示す図である。図７は、一実施形態に係る高周波処置システムの第２の制御の一例を示すフローチャートである。図８は、一実施形態に係る高周波処置システムにおいて用いられる初期抵抗値と加算抵抗値との関係を含むテーブルの一例を示す図である。図９は、一実施形態に係る高周波処置システムにおいて用いられる初期抵抗値と継続時間と加算抵抗値との関係を含むテーブルの一例を示す図である。図１０は、一実施形態に係る高周波処置システムにおける時間と目標抵抗値との関係の一例を示す図である。図１１は、一実施形態に係る高周波処置システムにおける時間に対する出力電力及び抵抗値の関係の一例を示す図である。図１２は、一実施形態に係る高周波処置システムの第３の制御の一例を示すフローチャートである。

本発明の一実施形態について図面を参照して説明する。本実施形態に係る高周波処置システム１０の概略図を図１に示す。この図に示すように、高周波処置システム１０は、高周波処置具として機能する高周波処置具１００と、処置具に電力を供給する電源装置２００と、フットスイッチ２９０とを備える。

高周波処置具１００は、処置部１１０と、シャフト１６０と、操作部１７０とを有する。以降説明のため、処置部１１０側を先端側、操作部１７０側を基端側と称することにする。高周波処置システム１０は、処置部１１０で処置対象である例えば血管といった生体組織を把持するように構成されている。高周波処置システム１０は、把持した生体組織に高周波電圧を印加して、この生体組織を封止する。

シャフト１６０の先端に設けられた処置部１１０には、一対の把持部材である第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とが設けられている。第１の把持部材１１２及び第２の把持部材１１４の生体組織に接触する部分は、それぞれ電極として機能する。すなわち、第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とは、バイポーラ電極として機能する。

操作部１７０には、操作部本体１７２と、固定ハンドル１７４と、可動ハンドル１７６と、出力スイッチ１７８とが設けられている。固定ハンドル１７４は、操作部本体１７２に対して固定されており、可動ハンドル１７６は、操作部本体１７２に対して変位する。可動ハンドル１７６は、シャフト１６０内を挿通しているワイヤ又はロッドに接続されている。このワイヤ又はロッドは、第２の把持部材１１４に接続されている。可動ハンドル１７６の動作は、第２の把持部材１１４に伝達される。第２の把持部材１１４は、可動ハンドル１７６の動作に応じて、第１の把持部材１１２に対して変位する。その結果、第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とは、開いたり閉じたりする。

出力スイッチ１７８は、例えば２つのボタンを含む。これらのボタンは、処置部１１０によって処置対象である生体組織に高周波電力を作用させる際に押圧されるボタンである。このボタンが押圧されたことを検知した電源装置２００は、第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４との間に高周波電圧を印加する。その結果、処置部１１０で把持された生体組織は、封止される。高周波処置具１００は、例えば、２つあるボタンのうち何れが押圧されるかで、出力レベルが異なるように構成されている。フットスイッチ２９０にも、例えば２つのスイッチが設けられている。フットスイッチ２９０の２つのスイッチのそれぞれは、出力スイッチ１７８のそれぞれのボタンと同様の機能を有する。なお、高周波処置システム１０には、出力スイッチ１７８とフットスイッチ２９０との両方が設けられていてもよいし、何れか一方が設けられていてもよい。以下、主に出力スイッチ１７８が操作されるものとして説明するがフットスイッチ２９０が操作されてもよい。

操作部１７０の基端側には、ケーブル１８０の一端が接続されている。ケーブル１８０の他端は、電源装置２００に接続されている。電源装置２００は、高周波処置具１００の動作を制御し、高周波処置具１００に電力を供給する。

図２に、電源装置２００の構成例の概略を表すブロック図を示す。電源装置２００は、制御回路２１０と、高周波電源回路２２０と、出力検出回路２３０と、Ａ／Ｄ変換器２４０と、記憶媒体２５０と、入力器２６２と、表示器２６４と、スピーカ２６６とを有する。

制御回路２１０は、例えばＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ（ＣＰＵ）、ＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎＳｐｅｃｉｆｉｃＩｎｔｅｇｒａｔｅｄＣｉｒｃｕｉｔ（ＡＳＩＣ）、又はＦｉｅｌｄＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＧａｔｅＡｒｒａｙ（ＦＰＧＡ）等の集積回路等を含む。制御回路２１０は、１つの集積回路等で構成されてもよいし、複数の集積回路等が組み合わされて構成されてもよい。制御回路２１０の動作は、例えば制御回路２１０内又は記憶媒体２５０に記録されたプログラムに従って行われる。制御回路２１０は、電源装置２００の各部から情報を取得し、各部の動作を制御する。

高周波電源回路２２０は、高周波処置具１００に供給する高周波電力を出力する。高周波電源回路２２０は、可変直流電源２２１と、波形生成回路２２２と、出力回路２２３とを備える。可変直流電源２２１は、制御回路２１０の制御下で、直流の電力を出力する。可変直流電源２２１の出力は、出力回路２２３へと伝達される。波形生成回路２２２は、制御回路２１０の制御下で、交流波形を生成し、生成した交流波形を出力する。波形生成回路２２２の出力は、出力回路２２３へと伝達される。出力回路２２３は、可変直流電源２２１の出力と、波形生成回路２２２の出力とを重畳し、交流の電力を出力する。この交流電力は、出力検出回路２３０を介して、高周波処置具１００の第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とに供給される。

出力検出回路２３０は、電流検出回路２３１と電圧検出回路２３２とを有する。電流検出回路２３１は、高周波電源回路２２０から高周波処置具１００への回路の途中に挿入されており、高周波電源回路２２０から出力される電流値を表すアナログ信号を出力する。電圧検出回路２３２は、高周波電源回路２２０の出力電圧を表すアナログ信号を出力する。

電流検出回路２３１の出力信号及び電圧検出回路２３２の出力信号は、Ａ／Ｄ変換器２４０へと入力される。Ａ／Ｄ変換器２４０は、入力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、制御回路２１０へと伝達する。このようにして、制御回路２１０は、高周波電源回路２２０の出力電圧及び出力電流の情報を取得する。また、制御回路２１０は、これら出力電圧及び出力電流に基づいて、第１の把持部材１１２、処置対象である生体組織、及び第２の把持部材１１４を含む回路のインピーダンスに係る値を算出する。すなわち、制御回路２１０は、生体組織のインピーダンスに係る値を取得する。

記憶媒体２５０は、制御回路２１０で用いられるプログラム、制御回路２１０で行われる演算に用いられる各種のパラメータ、テーブル等を記憶している。

入力器２６２は、例えば、ボタン、スライダ、ダイヤル、キーボード、又はタッチパネルといった入力機器を含む。制御回路２１０は、ユーザによる入力器２６２への入力を取得する。表示器２６４は、例えば、液晶ディスプレイ又はＬＥＤランプといった表示機器を含む。表示器２６４は、制御回路２１０の制御下で、高周波処置システム１０に係る情報を、ユーザに提示する。スピーカ２６６は、制御回路２１０の制御下で、例えば入力音、出力音、警告音等を発する。

本実施形態に係る高周波処置システム１０の動作について説明する。ユーザは、電源装置２００の入力器２６２を操作して、高周波処置具１００についての希望する出力レベルを設定する。出力レベルは、例えば複数ある出力スイッチ１７８毎に設定される。

処置部１１０及びシャフト１６０は、例えば、腹壁を通して腹腔内に挿入される。ユーザは、可動ハンドル１７６を操作して処置部１１０を開閉させる。こうして、第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とは、処置対象である生体組織を把持する。ユーザは、処置部１１０で生体組織を把持したら、出力スイッチ１７８を操作する。出力スイッチ１７８のボタンが押圧されたことを検出した電源装置２００の制御回路２１０は、高周波電源回路２２０に駆動に係る指示を出力する。

高周波電源回路２２０は、制御回路２１０の制御下で、処置部１１０の第１の把持部材１１２及び第２の把持部材１１４に高周波電圧を印加し、処置対象である生体組織に高周波電流を流す。高周波電流が流れると、生体組織が電気的な抵抗となるため、生体組織で熱が発生し、生体組織の温度が上昇する。その結果、生体組織のタンパク質は変成し、生体組織が封止される。以上によって生体組織の処置は完了する。

電源装置２００の出力動作について詳述する。本実施形態に係る電源装置２００の動作の概略を図３に示すフローチャートを参照して説明する。ステップＳ１０１において、制御回路２１０は、出力スイッチ１７８がオンになったか否かを判定する。オンになっていないとき、処理はステップＳ１０１に戻る。すなわち、制御回路２１０は、オンになるまで待機する。オンになったとき、処理はステップＳ１０２に進む。ステップＳ１０２において、制御回路２１０は、第１の制御を実行する。続いて、ステップＳ１０３において、制御回路２１０は、第２の制御を実行する。続いて、ステップＳ１０４において、制御回路２１０は、第３の制御を実行する。第１の制御、第２の制御、及び第３の制御については、後に詳述する。以上によって出力制御は終了する。このように、本実施形態では、３段階の制御が行われる。

本実施形態に係る高周波処置システム１０の出力及びその際算出される生体組織に係るインピーダンスの一例を図４を参照して説明する。図４は、横軸に出力開始時を０とした時間を示し、左縦軸は、出力電力、出力電圧及び出力電流を示し、右縦軸はインピーダンスを示す。図４において、実線は出力電圧の変化を示し、破線はインピーダンスの変化を示し、一点鎖線は出力電力の変化を示し、二点鎖線は出力電流の変化を示す。

上述のとおり、本実施形態に係る高周波処置システム１０の出力の制御は、３段階（３つのフェーズ）に分かれている。したがって、生体組織に電力が供給される期間は、出力開始直後の短期間の第１の制御が行われる第１の期間と、その後の約１秒間の第２の制御が行われる第２の期間と、その後の約２秒間の第３の制御が行われる第３の期間とを含む。第１の制御による出力を第１の出力と称し、第２の制御による出力を第２の出力と称し、第３の制御による出力を第３の出力と称することにする。また、第２の制御による出力は第３の制御による出力よりも前に行われるので、第２の制御による期間を前期期間と称し、第３の制御による出力を後期期間と称することにする。

第１の制御においては、所定の期間、所定の電力値を有する高周波電力が生体組織に供給される。この第１の期間は、例えば１００ミリ秒程度である。この第１の期間に、インピーダンスに係る値が取得される。処置対象である生体組織の大きさ、種類等、又は生体組織の状態に応じて、このときに取得されるインピーダンスに係る値は異なるものとなる。そこで、本実施形態では、第１の制御が行われている第１の期間に取得されるインピーダンスに係る値に基づいて、処置対象である生体組織の状態が把握され、後の制御で用いられる制御パラメータが決定される。すなわち、処置対象である生体組織の特性に応じた制御パラメータが設定される。また、第１の制御において、それほど大きくない所定の電力が生体組織に供給されることによって、出力のオーバーシュートが抑制される。

第２の制御においては、線形に上昇する電圧が生体組織に印加される。この第２の制御が行われている第２の期間において、生体組織の温度が上昇する。第２の制御は、計測されるインピーダンスに係る値が最小値を示したことが検出されるまで行われる。計測されるインピーダンスに係る値が最小値となったら、制御は第３の制御に移行する。

第２の制御において水分が蒸発すると、その後温度上昇に伴ってインピーダンスに係る値が上昇していく。第３の制御においては、インピーダンスに係る値が線形に上昇するように出力制御が行われる。この第３の期間において、生体組織の温度は、ほぼ一定となるように維持される。

以下、第１乃至第３の制御について詳述する。

［第１の制御について］
第１の制御について、図５に示すフローチャートを参照して説明する。

ステップＳ２０１において、制御回路２１０は、高周波電源回路２２０に、所定の電力値を有する交流電力を第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とで挟持された処置対象である生体組織に供給させる。この交流電力の供給によって生体組織に交流電流が流れる。

ステップＳ２０２において、制御回路２１０は、処置対象である生体組織に係るインピーダンス値を取得する。例えば、制御回路２１０は、出力検出回路２３０の電流検出回路２３１で検出された電流と、電圧検出回路２３２で検出された電圧とを取得し、これらの値に基づいて、インピーダンス値を算出する。ここで、算出されるインピーダンス値は、インピーダンスに係る種々の値でよく、例えば複素数であるインピーダンスの絶対値であっても、実数成分である抵抗値であってもよい。また、逆数であるアドミタンスが用いられてもよい。

ステップＳ２０３において、制御回路２１０は、所定時間が経過したか否かを判定する。ここで、所定時間は、例えば１００ミリ秒である。所定時間が経過していないとき、処理はステップＳ２０１に戻る。すなわち、所定電力の供給とインピーダンス値の取得とが繰り返される。所定時間が経過したとき、第１の制御は終了し、第２の制御へと移行する。

なお、第１の制御で取得されるインピーダンス値を初期インピーダンス値と称することにする。初期インピーダンス値は、最初に取得されたインピーダンス値でもよいし、第１の制御が行われる第１の期間のうち何れかの期間に取得されたインピーダンス値の平均値や中間値などであってもよい。

［第２の制御について］
第２の制御について詳述する。第２の制御は、血管等の安定した封止を行うために最適化された制御である。ここで、血管等の生体組織を加熱する際のインピーダンス値の変化に注目する。生体組織を加熱すると、生体組織内の電解質溶液の温度が上昇し、インピーダンスが低下する。このインピーダンスの低下に注目すると、以下のことが明らかになった。

図６に、第２の制御による電圧印加時間（加熱時間）と、ＶｅｓｓｅｌＢｕｒｓｔＰｒｅｓｓｕｒｅ（ＶＢＰ）の平均値との関係を示す。ここで、第２の制御による電圧印加時間は、上述のとおり第２の制御の開始からインピーダンス値が最小値を取るまでの時間となる。また、第２の制御は、上述し図４に示したように、出力電圧が線形に上昇するように調整される制御である。また、ＶＢＰは、第２の制御及び第３の制御を経た封止処置後の血管に水圧をかけたときに封止部分が剥離する圧力を示す。すなわち、ＶＢＰが高い程、強固な封止が行われていることを意味する。一般に、少なくとも９０％以上の処置後の血管で３６０ｍｍＨｇ以上のＶＢＰが得られることが要求される。図６に示すように、インピーダンス値が最小値を取るまでの時間が長くなるほど、ＶＢＰは上昇する傾向にある。また、インピーダンス値が最小値を取るまでの時間が１秒以上になっても、ＶＢＰはそれほど上昇しなかった。

図６に示す結果と、処置時間は短いことが望まれていることとを考慮すると、インピーダンス値が最小値を取るまでの時間は、１秒程度であることが好ましいと考えられる。また、ＶＢＰが３６０ｍｍＨｇよりも十分に高い０．５秒から１．５秒程度の範囲内でもよいことが分かる。これらの結果を踏まえて、本実施形態では、インピーダンス値が最小値を取るまでの時間が１秒程度となるように、第２の制御における出力電圧を調整することとした。

本実施形態では、制御回路２１０は、第２の制御における生体組織に印加する出力電圧Ｖ（ｔ）を下記式（１）となるように制御する。
Ｖ（ｔ）＝（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）×ｔ（１）
ここで、ｔは、処置の開始からの時間、すなわち、第１の制御が開始してからの時間を示す。ｔは、第２の制御が開始してからの時間であってもよい。Ｖ（Ｚ）は、定数を示し、例えば出力電圧の最大値を示す。ＧＶは、勾配値を示す。このように、（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）は、単位時間当たりの出力電圧の上昇値、すなわち、傾き（増加割合）を示す。

ＧＶは、第１の制御で取得された初期インピーダンス値に基づいて決定される。ＧＶは、例えば初期抵抗値Ｒ０に基づいて、下記式（２）で決定される。
ＧＶ＝ａ・Ｒ０＋ｂ（２）
ここで、ａ及びｂは、それぞれ定数である。ａ及びｂは、出力電圧Ｖ（ｔ）を生体組織に印加したときに、１秒程度でインピーダンス値が最小値を示すように経験的に調整された値である。

なお、上記式（２）は、１次関数に限らず高次の関数など他の式でもよい。ただし、初期抵抗値Ｒ０が上記式（１）に与える影響が大きくなり過ぎないように、高次関数よりも１次関数であることが好ましい。また、上記式（１）も時間に関する１次関数となっている。１次関数であることで、安定性が高く、かつ適度な温度上昇が得られる。出力電圧が時間に関する１次関数であるので、生体組織に投入される電力は時間に関して２次関数的に増加する。なお、出力電圧Ｖ（ｔ）はオフセットが与えられてもよい。すなわち、上記式（１）は、
Ｖ（ｔ）＝（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）×ｔ＋ｃ（３）
（ここでｃは定数）のように変形されてもよい。

上記式（１）及び（２）に従えば、例えば細い血管では、初期抵抗値Ｒ０が比較的高いので、勾配を示す（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）が比較的小さくなる。すなわち、細い血管では、出力電圧は比較的ゆっくりと上昇し、したがって、投入電力は比較的ゆっくりと上昇する。一方、例えば太い血管では、初期抵抗値Ｒ０が比較的低いので、勾配を示す（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）が比較的大きくなる。すなわち、太い血管では、出力電圧は比較的速く上昇し、したがって、投入電力は比較的速く上昇する。

勾配（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）は、上記式（１）及び（２）の関係と初期抵抗値Ｒ０とに基づいてその都度算出されて用いられてもよいし、記憶媒体２５０に予め記憶された初期抵抗値Ｒ０と勾配（Ｖ（Ｚ）／ＧＶ）との関係を表すテーブルと初期抵抗値とに基づいて決定されてもよい。

第２の制御における電源装置２００の動作を、図７に示すフローチャートを参照して説明する。

ステップＳ３０１において、制御回路２１０は、初期インピーダンス値に基づいて、時間と出力電圧Ｖ（ｔ）との関係を算出する。出力電圧Ｖ（ｔ）は、例えば上述の式（１）及び（２）を用いて決定される。

ステップＳ３０２において、制御回路２１０は、高周波電源回路２２０に、時間に応じた電圧Ｖ（ｔ）を出力させる。ステップＳ３０３において、制御回路２１０は、生体組織のインピーダンス値を取得する。

ステップＳ３０４において、制御回路２１０は、ステップＳ３０３で取得されたインピーダンス値が切替インピーダンス値であるか否かを判定する。ここで、切替インピーダンス値とは、第２の制御を終了する条件となるインピーダンス値である。切替インピーダンス値は、例えばインピーダンス値の変化が計測されて、最小値となったときの値であり得る。最小値の検出を容易に行うため、インピーダンス値が最小値を示した後、所定の値だけ上昇した値を切替インピーダンス値としてもよい。すなわち、ステップＳ３０４において、インピーダンス値が減少し、最小値を示した後に所定の値だけインピーダンス値が上昇したとき、インピーダンス値が切替インピーダンス値になったと判定されてもよい。ステップＳ３０４において切替インピーダンス値でないと判定されたとき、処理はステップＳ３０２に戻る。一方、切替インピーダンス値であると判定されたとき、第２の制御は終了し、第３の制御へと移行する。

以上のような制御によって、出力電圧及びインピーダンス値は図４に示すようになる。すなわち、第２の制御が行われる第２の期間において、出力電圧は、線形に上昇する。このとき、出力電力は２次関数的に上昇する。第２の期間において取得されるインピーダンス値は、時間経過とともにゆっくりと減少していく。図４に示す例では、インピーダンス値が最小値を示した後にわずかに上昇したところで、第２の制御が終了している。なお、ここでは出力電圧が制御される例を示したが、同様に出力電流又は出力電力が線形に上昇するように制御されてもよい。

インピーダンス値が最小値を取るまでの時間を１秒程度と比較的ゆっくりにすることで、処置の時間を短くしつつ生体組織の温度を均一にすることができる。また、処置対象のサイズ等によらず、インピーダンス値が最小値を取るまでの時間を１秒程度と一定にすることで、処置ごとの結果のバラつきを抑制することができる。なお、同じエネルギを投入した場合、細い血管ほど、短い時間でインピーダンス値が最小値を取る。インピーダンス値が最小値を取るまでの時間を１秒程度とすることで、図６に示すように、安定して高い封止力が得られる。

［第３の制御について］
第３の制御について詳述する。第３の制御では、計測されるインピーダンス値が一定の割合で上昇するように出力が制御される。本実施形態では、まず、出力を停止するときのインピーダンス値である終了インピーダンス値が決定される。次に、第３の制御の開始時のインピーダンス値から終了インピーダンス値まで一定の速度で上昇する目標インピーダンス値が設定される。すなわち、目標インピーダンス値は、各時間におけるインピーダンス値の目標値として設定される。出力の制御は、一定期間ごとに目標インピーダンス値と出力検出回路２３０を用いて取得された計測インピーダンス値との差異に基づいて、出力値が決定されるように行われる。このようにして、計測インピーダンス値が目標インピーダンス値に沿って終了インピーダンス値に達するまで、第３の制御は行われる。

〈第３の制御における終了インピーダンス値の設定について〉
出力を停止するときの終了インピーダンス値の決定方法について説明する。ここでは、インピーダンス値として、抵抗値を用いる場合を説明する。抵抗値に限らず、その他のインピーダンス値を用いても同様である。出力を停止するときの抵抗値である終了抵抗値Ｒｓｔｏｐは、例えば、下記式（４）で求められる。
Ｒｓｔｏｐ＝Ｒｉｎ＋Ｒａｄｄ（４）
ここで、Ｒｉｎは、第３の制御の開始時に取得される生体組織に係る抵抗値である。すなわち、Ｒｉｎは、上述の切替インピーダンス値に対応する抵抗値である。なお、Ｒｉｎは、第２の制御において計測された最小インピーダンスであってもよい。また、Ｒｉｎには、第１の制御で取得された初期インピーダンス値が用いられてもよい。

また、Ｒａｄｄは、生体組織の初期状態に基づいて決められる加算抵抗値である。加算抵抗値Ｒａｄｄの決定方法の例をいくつか示す。

（第１の例）
加算抵抗値Ｒａｄｄは、初期抵抗値Ｒ０の関数として算出される。初期抵抗値Ｒ０は、第１の制御において、検出される抵抗値である。例えば、図８に示すような加算抵抗値Ｒａｄｄと初期抵抗値Ｒ０との関係を表すテーブルが記憶媒体２５０に記憶されており、このテーブルと第１の制御で計測された初期抵抗値Ｒ０とに基づいて加算抵抗値Ｒａｄｄが決定される。なお、図８において、ａ，ｂ，ｃ，ｄは、それぞれ抵抗値を表し、ａ＜ｂ＜ｃ＜ｄの関係を有する。すなわち、初期抵抗値Ｒ０が高い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは低くなる。言い換えると、処置対象が血管であるとき、細い血管ほど初期抵抗値Ｒ０が高いので、加算抵抗値Ｒａｄｄが低くなる。また、図８と同様の関係を示す関数に基づいて、加算抵抗値Ｒａｄｄが算出されてもよい。

（第２の例）
加算抵抗値Ｒａｄｄは、初期抵抗値Ｒ０と第２の制御の継続時間Ｄｔとの関数として算出される。継続時間Ｄｔは、第２の制御が終了したときに取得される。例えば、初期抵抗値Ｒ０が所定の閾値以上、かつ、継続時間Ｄｔが所定の閾値以下であるとき、加算抵抗値Ｒａｄｄとして第１の加算抵抗値Ｒａｄｄ１が選択され、初期抵抗値Ｒ０が所定の閾値よりも低い、又は、継続時間Ｄｔが所定の閾値よりも長いとき、加算抵抗値Ｒａｄｄとして第２の加算抵抗値Ｒａｄｄ２が選択される。ここで、第１の加算抵抗値Ｒａｄｄ１は、第２の加算抵抗値Ｒａｄｄ２よりも低い。

また、例えば、図９に示すような加算抵抗値Ｒａｄｄと継続時間Ｄｔと初期抵抗値Ｒ０との関係を表すテーブルが記憶媒体２５０に記憶されており、このテーブルと第１の制御で計測された初期抵抗値Ｒ０と第２の制御の継続時間Ｄｔとに基づいて加算抵抗値Ｒａｄｄが決定されてもよい。なお、図９において、ａ，ｂ，ｃ，ｄは、それぞれ抵抗値を表し、ａ＜ｂ＜ｃ＜ｄの関係を有する。すなわち、初期抵抗値Ｒ０が高い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは低くなり、継続時間Ｄｔが長い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは高くなる。また、図９と同様の関係を示す関数に基づいて、加算抵抗値Ｒａｄｄが算出されてもよい。

初期抵抗値Ｒ０と第２の制御の継続時間Ｄｔとに基づいて加算抵抗値Ｒａｄｄが決定されることで、初期抵抗値Ｒ０のみに基づいて決定される場合よりも、適切な加算抵抗値Ｒａｄｄが決定され得る。

（第３の例）
加算抵抗値Ｒａｄｄは、ユーザが設定した出力レベルに応じて選択されてもよい。例えば、出力レベルが高い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは高くなり、出力レベルが低い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは低くなる。出力レベルは、第１の例又は第２の例の場合のように、初期抵抗値Ｒ０又は第２の制御の継続時間Ｄｔとの組み合わせとして用いられることが好ましい。初期抵抗値Ｒ０又は第２の制御の継続時間Ｄｔと併せて出力レベルを用いて加算抵抗値Ｒａｄｄが決定されることで、より適切な値が設定され得る。

上記の第１乃至第３の例の何れの場合にも、例えば血管が細い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは低くなり、血管が太い程、加算抵抗値Ｒａｄｄは高くなる。なお、終了抵抗値Ｒｓｔｏｐは、初期抵抗値Ｒ０よりも高い値となる。

抵抗値に限らずにその他のインピーダンスに係る値が用いられるとき、上記と同様に、Ｒｉｎは、切替インピーダンス値に対応し、加算抵抗値Ｒａｄｄは加算インピーダンス値に対応し、初期抵抗値Ｒ０は、初期インピーダンス値に対応する。

上述のように、例えば血管の太さなど、処置対象に応じて変化する初期インピーダンス値が用いられることによって、処置対象に応じた終了インピーダンス値が適切に設定される。このようにして決定された終了インピーダンス値を用いて出力制御が行われることで、適切な処置が行われ得る。

〈第３の制御における目標インピーダンス値の設定について〉
目標インピーダンス値の設定方法について説明する。ここでは、上述の終了抵抗値と同様に、インピーダンス値として抵抗値が用いられる場合を説明する。すなわち、目標インピーダンス値として目標抵抗値が用いられる場合を説明する。抵抗値に限らず、その他のインピーダンスに係る値を用いても同様である。

（第１の例）
第１の例では、第３の制御によって高周波電力が出力される時間は、予め決められている。この所定の時間で、切替抵抗値Ｒｉｎから算出された終了抵抗値Ｒｓｔｏｐまで抵抗値が線形に上昇するように、時間毎の目標抵抗値が設定され得る。

（第２の例）
第２の例では、第３の制御によって高周波電力が出力される時間は、ユーザによって設定された出力レベルに応じて決定される。出力レベルに応じて決定された時間で、算出された終了抵抗値Ｒｓｔｏｐまで抵抗値が線形に上昇するように、目標抵抗値が設定され得る。すなわち、図１０に示すように、時間に対して目標抵抗値の値を示したときの傾きが、出力レベルに応じて変化する。言い換えると、目標抵抗値の増加速度が出力レベルに応じて変化する。なお、図１０において、Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３は、それぞれ出力レベルを示し、Ｌ１＜Ｌ２＜Ｌ３の関係を有する。

（第３の例）
第３の例では、第３の制御によって高周波電力が出力される時間は、第１の制御において得られた抵抗値（初期抵抗値）に応じて決定される。また、第３の制御によって高周波電力が出力される時間は、第２の制御において得られた抵抗値に応じて決定されてもよい。決定された時間で、算出された終了抵抗値Ｒｓｔｏｐまで抵抗値が線形に上昇するように、目標抵抗値が設定され得る。すなわち、時間に対して目標抵抗値の値を示したときの傾きが、第１の制御又は第２の制御において得られた抵抗値に応じて変化する。言い換えると、目標抵抗値の増加速度が第１の制御又は第２の制御において得られた抵抗値に応じて変化する。例えば、第１の制御又は第２の制御で取得された抵抗値が低いとき、第３の制御における出力時間は短くなり、傾きは大きくなる。一方、第１の制御又は第２の制御で取得された抵抗値が高いとき、第３の制御における出力時間は長くなり、傾きは小さくなる。

〈第３の制御における出力電力の決定方法について〉
出力の決定方法について説明する。ここでも、上述の場合と同様に、インピーダンス値として抵抗値が用いられる場合を説明する。抵抗値に限らず、その他のインピーダンスに係る値を用いても同様である。

図１１を参照して説明する。図１１の上段は、時間に対する目標抵抗値と計測抵抗値とを模式的に示す。ここで、目標抵抗値は破線で示され、計測抵抗値は実線で示されている。図１１の下段は時間に対する出力電力を模式的に示す。本実施形態では、出力電力が数十ミリ秒毎のステップ時間毎に設定される。この出力電力の設定は、目標抵抗値と計測抵抗値とを比較することで行われる。すなわち、所定時間毎に目標抵抗値と計測抵抗値とが比較され、計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、出力電力は下げられる。一方、計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、出力電力は上げられる。また、計測抵抗値と目標抵抗値との差が所定の閾値未満の場合、出力電力は維持される。なお、第３の制御の開始時の出力電力は、第２の制御の終了時の出力電力でもよい。また、第３の制御の開始時の出力電力は、所定の値でもよいし、所定の方法によって決定されてもよい。

頻繁に出力電力の設定値が変更されると出力が発振するおそれがある。一方で、出力電力の設定が時々しか行われないと、制御の精度が悪くなったり、目標時間内に処置が完了しなくなったりする。このため、出力電力を再設定する間隔、すなわちステップ時間は、適切に調整されることが好ましい。出力電力の決定方法の例について説明する。

（第１の例）
第１の例では、出力電力の変化量は、その時点での出力電力に対する所定の割合である。例えば、この所定の割合を第１の割合としたときに、初期の出力電力が第１の電力であり、計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、次の出力電力は、第１の電力から第１の割合だけ低下させた第２の電力とする。出力が第２の電力であり、計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、次の出力電力は、第２の電力から第１の割合だけ上昇させた第３の電力とする。以下同様にする。例えば第１の割合を１０％とするとき次のようになる。その時点の出力電力が２０Ｗであり、計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、次の出力電力は１８Ｗに調整される。出力電力は１８Ｗであり、計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、次の出力電力は、１９．８Ｗに調整される。このように、出力電力の変化量をその時点の出力電力に対する所定の割合とすることで、出力電力が大きいときにも小さいときにも変化量が適切な値に調整される。ここに示した数値は一例であり、どのような値であってもよく、適切に設定される。

なお、出力電力を低下させるときの割合を第１の割合とし、上昇させるときの割合を第２の割合としたときに、第１の割合と第２の割合とは同一でもよいし、異なっていてもよい。第２の割合よりも第１の割合の方が大きいことが好ましい。例えば、計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、出力を１０％低下させ、計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、出力を５％上昇させる等とする。また、計測抵抗値と目標抵抗値との差異が所定の範囲内のとき、出力電力を変化させなくてもよい。

（第２の例）
第２の例では、出力電力の変化量は、所定の値とする。この所定の値を第１の値としたとき、計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、次の出力電力は現在の出力電力よりも第１の値だけ低い値に調整される。計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、次の出力電力は現在の出力電力よりも第１の値だけ高い値に調整される。例えば、変化量を２Ｗとするとき次のようになる。その時点の出力電力が２０Ｗであり、計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、次の出力電力は１８Ｗに調整される。出力電力は１８Ｗであり、計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、次の出力電力は、２０Ｗに調整される。このように、出力電力の変化量を一定の値とすることで、ハードウェア構成が単純となり、また、出力電力の制御が容易となる。ここに示した数値は一例であり、どのような値であってもよく、適切に設定される。

なお、出力を上昇させるときの変化量と低下させるときの変化量とは、等しくてもよいし、異なっていてもよい。上昇させるときの変化量よりも低下させるときの変化量の方が大きいことが好ましい。また、計測抵抗値と目標抵抗値との差異が所定の範囲内のとき、出力電力を変化させなくてもよい。

（第３の例）
第３の例では、出力電力の変化量は、第１の制御で取得された初期抵抗値Ｒ０と、第２の制御が行われる第２の期間の長さ、すなわち、第２の制御が開始してからインピーダンス値が最小値を示すまでの時間とに基づいて決定される。このため、例えば初期抵抗値Ｒ０及び第２の期間の長さと、出力電力の変化量との関係が予め記憶媒体２５０に記憶されている。制御回路２１０は、この関係を参照して、出力電力を決定する。

（第４の例）
第４の例では、出力電力の変化量は、ユーザによって設定された出力レベルに応じて決められた所定の値とする。出力レベルと出力電力の変化量との関係は、予め記憶媒体２５０に記憶されている。制御回路２１０は、この関係を参照して、出力電力を決定する。

（第５の例）
第５の例では、出力電力は、計測抵抗値と目標抵抗値との関係で決められる。例えば、次のようになる。計測抵抗値が目標抵抗値よりも高いとき、出力電力が第１の電力値に設定される。計測抵抗値と目標抵抗値とが一致しているとき、出力電力が第２の電力値に設定される。計測抵抗値が目標抵抗値よりも低いとき、出力電力が第３の電力値に設定される。ここで、第１の電力値、第２の電力値、第３の電力値の順に値は大きくなる。例えば第１の電力値が５Ｗであり、第２の電力値が８Ｗであり、第３の電力値が１０Ｗである。ここに示した数値は一例であり、どのような値であってもよく、適切に設定される。

以上のように制御される第３の制御について、図１２に示すフローチャートを参照して説明する。

ステップＳ４０１において、制御回路２１０は、初期インピーダンス値に基づいて、加算インピーダンス値を算出する。ステップＳ４０２において、制御回路２１０は、切替インピーダンス値と加算インピーダンス値との和に基づいて、終了インピーダンス値を設定する。終了インピーダンス値の設定方法は、例えば上述の第１乃至第３の例の何れの方法が用いられてもよい。

ステップＳ４０３において、制御回路２１０は、終了インピーダンス値を用いて、目標インピーダンス値を設定する。目標インピーダンス値の設定方法は、例えば上述の第１乃至第３の例の何れの方法が用いられてもよい。ステップＳ４０４において、制御回路２１０は、高周波電源回路２２０に、所定の電力値を有する電力を初期電力として出力させる。初期電力は、例えば第２の制御の終了時の電力である。

ステップＳ４０５において、制御回路２１０は、出力検出回路２３０で検出された値を用いて、インピーダンス値を取得する。ステップＳ４０６において、制御回路２１０は、計測インピーダンス値が終了インピーダンス値以上であるか否かを判定する。計測インピーダンス値が終了インピーダンス値以上でないとき、処理はステップＳ４０７に進む。

ステップＳ４０７において、制御回路２１０は、計測インピーダンス値（Ｚｍ）と目標インピーダンス値（Ｚｔ）とを比較する。計測インピーダンス値（Ｚｍ）と目標インピーダンス値（Ｚｔ）との差が所定の閾値以内（Ｚｍ≒Ｚｔ）であるとき、処理はステップＳ４０８に進む。ステップＳ４０８において、制御回路２１０は、出力電力の設定値（設定電力）を維持する。その後、処理はステップＳ４１１に進む。ステップＳ４０７において、計測インピーダンス値（Ｚｍ）が目標インピーダンス値（Ｚｔ）よりも大きい（Ｚｍ＞Ｚｔ）と判定されたとき、処理はステップＳ４０９に進む。ステップＳ４０９において、制御回路２１０は、設定電力を低電力に設定する。その後、処理はステップＳ４１１に進む。ステップＳ４０７において、計測インピーダンス値（Ｚｍ）が目標インピーダンス値（Ｚｔ）よりも小さい（Ｚｍ＜Ｚｔ）と判定されたとき、処理はステップＳ４１０に進む。ステップＳ４１０において、制御回路２１０は、設定電力を高電力に設定する。その後、処理はステップＳ４１１に進む。ステップＳ４０８乃至ステップＳ４１０の電力の設定の方法については、例えば上述の第１乃至第５の例の何れの方法が用いられてもよい。

ステップＳ４１１において、制御回路２１０は、ステップＳ４０８乃至ステップＳ４１０のうち何れかで設定された電力値の電力を、高周波電源回路２２０に出力させる。その後、処理はステップＳ４０５に戻る。

ステップＳ４０６において、計測インピーダンス値が終了インピーダンス値以上であると判定されたとき、処理はステップＳ４１２に進む。ステップＳ４１２において、制御回路２１０は、高周波電源回路２２０に出力を停止させる。その後、第３の制御は終了する。以上によって、電源装置２００による高周波処置具１００への高周波電力の供給は終了する。

以上のような制御によれば、出力及び取得されるインピーダンス値は図４に示すようになる。すなわち、第３の制御においてインピーダンス値は、線形に上昇する。インピーダンス値が線形に上昇するように、出力電力（出力電圧又は出力電流）は、調整される。

以上のような第３の制御によれば、インピーダンス値が線形に上昇することで、生体組織はほぼ一定の温度に維持される。このように、生体組織はほぼ一定の温度の下で処置が進む。このため、例えば血管の安定した封止が得られる。

また、生体組織の特性に応じた終了インピーダンス値が決定されることで、生体組織の特性に応じた処置の終了条件が決定される。すなわち、処置対象である生体組織の特性の違いに関わらず、十分な処置が行われた時点で、処置が終了することになる。

以上のように、本実施形態によれば、高周波処置システム１０において、処置対象に応じて最適化された出力が行われる。

なお、上述の実施形態の説明では、主に血管の封止を例に挙げて説明したが、上述の技術は他の生体組織の処置にも適用され得る。また、上述の動作が血管封止用のモードとして用意され、他のモードと共に高周波処置システム１０に備えられてもよい。高周波処置システム１０は、ユーザがこれらのモードの中から処置に応じたモードを選択するように構成されてもよい。

また、本実施形態に係る高周波処置システム１０は、高周波電力を出力するのみならず、例えば第１の把持部材１１２が超音波周波数で振動して、生体組織を超音波振動で処置する、超音波処置具としての機能も備えてもよい。超音波エネルギをも用いる処置具においても、高周波電力の出力については、上述の実施形態と同様に機能し得る。

Claims

生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法であって、
制御回路が、高周波電源回路に電力を出力させることと、
前記制御回路が、前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、
前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値について最小値又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、
前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から第１の割合だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から第２の割合だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、
前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることと
を含む電源装置の作動方法。
前記第１の割合と前記第２の割合とは等しい、請求項１に記載の作動方法。
前記第１の割合と前記第２の割合とは異なる、請求項１に記載の作動方法。
前記制御回路が、前記出力を開始してから所定の期間内の前記インピーダンスに係る値である初期インピーダンス値を取得することをさらに含み、
前記目標インピーダンス値の増加速度は、前記初期インピーダンス値に応じて変化する、
請求項１に記載の作動方法。
前記目標インピーダンス値の増加速度は、出力設定値に応じて変化する、請求項１に記載の作動方法。
前記目標インピーダンス値は、時間経過と共に線形に増加する、請求項１に記載の作動方法。
前記第１の割合は、前記第２の割合より大きい、請求項３に記載の作動方法。
生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置の作動方法であって、
制御回路が、高周波電源回路に電力を出力させることと、
前記制御回路が、前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、
前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値について最小値又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、
前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第１の値だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第２の値だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、
前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることと
を含む電源装置の作動方法。
生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置であって、
電力を出力する高周波電源回路と、
前記出力を検出する出力検出回路と、
前記出力検出回路から前記出力に係る情報を取得し、前記高周波電源回路の動作を制御する制御回路と
を備え、
前記制御回路は、
高周波電源回路に電力を出力させることと、
前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、
前記インピーダンスに係る値が、最小値、又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、
前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から第１の割合だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から第２の割合だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、
前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることと
を行う、
電源装置。
生体組織に対して高周波処置を行う高周波処置具を動作させるための電源装置であって、
電力を出力する高周波電源回路と、
前記出力を検出する出力検出回路と、
前記出力検出回路から前記出力に係る情報を取得し、前記高周波電源回路の動作を制御する制御回路と
を備え、
前記制御回路は、
高周波電源回路に電力を出力させることと、
前記出力の最中に前記生体組織のインピーダンスに係る値を取得することと、
前記インピーダンスに係る値が、最小値、又は前記最小値よりも所定の値だけ大きい値を切替インピーダンス値としたときに、前記切替インピーダンス値から前記出力を停止させる終了インピーダンス値まで所定期間内に漸次増加する目標インピーダンス値を設定することと、
前記インピーダンスに係る値を計測インピーダンス値とし、第１の処理を前記計測インピーダンス値と前記目標インピーダンス値とを比較することとし、第２の処理を、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも高いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第１の値だけ低下させる変更を前記高周波電源回路に行わせ、前記計測インピーダンス値が前記目標インピーダンス値よりも低いとき、出力する前記電力を現在の値から固定値である第２の値だけ上昇させる変更を前記高周波電源回路に行わせることとしたときに、前記制御回路が、前記インピーダンスに係る値が前記切替インピーダンス値になってから前記終了インピーダンス値になるまでの間において、前記第１の処理と前記第２の処理とを定期的に繰り返すことと、
前記インピーダンスに係る値が前記終了インピーダンス値に到達したら前記高周波電源回路に前記出力を停止させることと
を行う、
電源装置。
請求項９に記載の電源装置と、
前記高周波処置具と
を備える高周波処置システム。
請求項１０に記載の電源装置と、
前記高周波処置具と
を備える高周波処置システム。