WO2013088892A1 - 処置システム及び処置システムの制御方法 - Google Patents

処置システム及び処置システムの制御方法 Download PDF

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frequency power
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田中　一恵
本田　吉隆
隆志 入澤
禎嘉 高見
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オリンパスメディカルシステムズ株式会社
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    • F04C2270/00—Control; Monitoring or safety arrangements
    • F04C2270/04—Force
    • F04C2270/041—Controlled or regulated

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a treatment system including a pair of grasping members that sequentially apply high-frequency power energy and thermal energy to a grasped living tissue and a control method for the treatment system.
  • US Patent Application Publication No. 2009/076506 discloses a pair of grasping members that apply high-frequency power energy and thermal energy to a grasped living tissue, and a high-frequency power source that outputs high-frequency power for applying high-frequency power energy. And a heat generating power source that outputs heat power for applying heat energy, and a control unit that controls the high frequency power source and the heat generating power source to switch between application of high frequency power energy and application of heat energy.
  • a treatment system is disclosed.
  • US Patent Application Publication No. 2009/0248002 discloses a treatment system that first applies high-frequency power energy to a living tissue, and then starts applying heat energy.
  • the high frequency power energy has a function of releasing intracellular components including a high molecular compound such as protein by breaking the cell membrane of the living tissue and homogenizing it with extracellular components such as collagen. Then, due to the homogenization of the living tissue, the joining of the living tissue by the application of thermal energy performed thereafter is promoted.
  • the thermal energy When the thermal energy is applied to the living tissue for an appropriate time or more, not only the effect is not improved, but also adverse effects such as sticking of the living tissue to the treatment surface occur. For this reason, it is necessary to end application of thermal energy at an appropriate timing.
  • the appropriate application end time varies depending on the type and size of the living tissue being treated. For this reason, the user needs to monitor the treatment state and end the application of thermal energy based on experience or the like. For this reason, the known treatment system may not have good operability.
  • Embodiments of the present invention are intended to provide a treatment system with good operability and a control method for a treatment system with good operability that can stop application of thermal energy at an appropriate time.
  • the treatment system of the embodiment is disposed on both a high-frequency power source that outputs high-frequency power, a heat-generating power source that outputs heat-generating power, and a gripping surface that applies the high-frequency power as high-frequency power energy to the grasped living tissue.
  • a pair of grasping members each having a pair of conductors, and a heating element made of a material having a positive resistance temperature coefficient, disposed on at least one of the living tissue to apply the heat generation power as heat energy.
  • the high frequency power source and the heat generating power source are controlled so as to start the application of the thermal energy, and after the application of the thermal energy is started, the heat generating power source is connected to the heating element.
  • the constant temperature control is performed based on the temperature, and the heating power that increases after starting the application of the thermal energy and decreases after reaching the maximum value becomes less than the threshold power. If, or when said decrease rate of the heating power is equal to or less than the threshold speed, comprising a control unit for controlling so as to terminate the application of the thermal energy.
  • a control method for a treatment system includes a pair of grasping members that apply high-frequency power energy and thermal energy to a grasped living tissue, and a high-frequency power source that outputs high-frequency power for applying the high-frequency power energy;
  • a step of setting a treatment condition of a treatment system comprising: a heat generating power source that outputs heat power for applying the heat energy; and controlling the high frequency power source based on the treatment condition, Applying energy to the living tissue; starting application of the thermal energy by constant temperature control based on the treatment condition after ending application of the high frequency power energy based on the treatment condition; and the constant temperature control
  • the heating power that increases after starting the application of the thermal energy and decreases after showing the maximum value is below the threshold power. If Tsu, or when said decrease rate of the heating power is equal to or less than the threshold speed, comprising the steps of: to end the application of the thermal energy.
  • the treatment system 10 includes a treatment instrument 11, a power supply unit 12, and a foot switch 13.
  • the treatment system 10 uses the power supply unit 12 to switch and apply high-frequency power energy and heat energy to the living tissue grasped by the jaws 36 a and 36 b that are a pair of grasping members of the treatment instrument 11.
  • the high frequency power is abbreviated as “HF”
  • the heating power is abbreviated as “TH”.
  • HF energy high frequency power energy
  • the treatment instrument 11 is connected to the power supply unit 12 by HF lines 22a and 22b and a TH line 23.
  • the HF lines 22a and 22b, the TH line 23, and the like each have two wires but are represented by one.
  • the foot switch 13 is connected to the power supply unit 12 by a switch line 21.
  • the treatment instrument 11 includes a pair of scissors constituting members 32a and 32b, a pair of handle portions 34a and 34b, and a pair of jaws 36a and 36b.
  • the handle portions 34a and 34b are provided at the proximal end portions of the heel constituting members 32a and 32b, and are operated by the operator with the hand.
  • the jaws 36a and 36b are provided at the distal end portions of the heel constituting members 32a and 32b and grip biological tissue to be treated.
  • the scissors constituting members 32a and 32b are overlapped with each other so as to substantially intersect each other between their distal ends and proximal ends.
  • a fulcrum pin 35 that rotatably connects the heel member 32a, 32b is provided at the intersection of the heel member 32a, 32b.
  • the handle portions 34a and 34b are provided with rings 33a and 33b on which the operator puts fingers.
  • the surgeon performs an operation of opening and closing the rings 33a and 33b through the thumb and the middle finger, respectively, the jaws 36a and 36b are opened and closed in conjunction with the operations.
  • the jaws 36a and 36b are provided with energy release elements that apply energy to the grasped living tissue. That is, the jaw 36a is provided with an electrode 52a made of a conductor having a gripping surface as an energy release element.
  • the jaw 36b is provided with an electrode 52b made of a conductor having a gripping surface and a heater member 53, which is a heating element, as energy release elements.
  • the heater member 53 is embedded in the jaw 36b in a state of being disposed on the back surface of the electrode 52b made of a high thermal conductor.
  • the jaw 36 b of the treatment instrument 11 has the heater member 53 joined to the back surface of the gripping surface 52 ⁇ / b> P of the base material 54 made of copper, and the heater member 53 includes the sealing member 55 and the cover member 56. And covered with.
  • FIG. 2 shows a part of the jaw 36b, and three or more heater members 53 may be joined to each jaw 36b.
  • a thin film resistor or a thick film resistor is disposed as a heating pattern 53b on a substrate 53a such as alumina or aluminum nitride.
  • the thin film resistor is made of a conductive thin film formed by a thin film forming method such as PVD (Physical Vapor Deposition) or CVD (Chemical Vapor Deposition), or a conductive metal foil such as SUS.
  • the thick film resistor is formed by a thick film forming method such as screen printing.
  • the heat generation pattern 53b is formed of a refractory metal material such as molybdenum showing a positive resistance temperature coefficient in which the electric resistance increases in proportion to the temperature.
  • the heater member 53 may also be disposed on the jaw 36a of the treatment instrument 11. That is, the heat generating element only needs to be disposed on at least one gripping member.
  • HF lines 24a and 24b for supplying HF to the electrodes 52a and 52b are disposed inside the saddle components 32a and 32b, respectively.
  • the HF wires 24a and 24b extend from the jaws 36a and 36b to the handle portions 34a and 34b, respectively.
  • the rings 33a and 33b are provided with HF terminals 25a and 25b, respectively.
  • the HF terminals 25a and 25b are connected to HF lines 24a and 24b, respectively.
  • a TH line 26 for supplying TH to the heater member 53 is disposed inside the saddle component 32b.
  • the TH line 26 extends from the jaw 36b to the handle portion 34b.
  • the ring 33 b is provided with a TH terminal 27 connected to the TH line 26.
  • the treatment instrument 11 when the HF is energized between the electrodes 52a and 52b, the treatment instrument 11 applies HF energy to the living tissue grasped between the jaws 36a and 36b. In addition, when the treatment tool 11 energizes the heater member 53 with TH, the TH is converted into heat energy, and the heat energy is applied to the living tissue.
  • the foot switch 13 has a pedal 13a.
  • the power supply unit 12 outputs HF or TH based on a set state (a state in which an output value, an output timing, and the like are controlled).
  • a set state a state in which an output value, an output timing, and the like are controlled.
  • the power supply unit 12 includes an HF unit 72 and a TH unit 82.
  • the HF unit 72 includes a high frequency power source 73 that outputs HF, an HF control unit 74 that includes an arithmetic circuit such as a CPU that controls the high frequency power source 73, and a high frequency power that measures the voltage and current of the HF output from the high frequency power source 73. It has an HF sensor 75 that is a measurement unit, and an operation panel 76.
  • the TH unit 82 measures the TH voltage and current output from the heat generating power supply 83 that outputs TH, the TH control unit 84 that includes an arithmetic circuit such as a CPU that controls the heat generating power supply 83, and the like. And a TH sensor 85 as an exothermic power measuring unit, and an operation panel 86.
  • the HF control unit 74 and the TH control unit 84 are connected by a communication line 91 capable of transmitting signals in both directions to constitute a control unit 94. That is, the control unit 94 controls the high frequency power source 73 and the heat generating power source 83.
  • the operation panels 76 and 86 have a setting function unit for the operator to set treatment conditions and a display function for displaying the state of treatment.
  • the HF sensor 75 is connected to the treatment instrument 11 via the HF wires 22a and 22b.
  • a high frequency power source 73 and an HF sensor 75 are connected to the HF control unit 74.
  • the HF control unit 74 is connected to the operation panel 76.
  • the HF control unit 74 calculates HF information such as power and impedance based on the information of the HF sensor 75, sends a control signal to the high frequency power source 73, and sends information to be displayed to the operation panel 76.
  • HF output from the high-frequency power source 73 controlled by the HF control unit 74 is transmitted to the electrodes 52a and 52b of the treatment instrument 11.
  • the TH control unit 84 calculates the temperature of the heater member 53 in addition to the electric power, the resistance value, and the like as TH information based on the information from the TH sensor 85. That is, as already described, the heating pattern of the heater member 53 is made of a material having a positive resistance temperature coefficient. For this reason, the TH control unit 84 can calculate the temperature of the heater member 53 from the TH resistance value calculated from the voltage and current of TH. The TH control unit 84 sends a control signal to the heat generating power supply 83 based on the TH information. The TH output from the heat generating power supply 83 controlled by the TH control unit 84 is transmitted to the heater member 53 of the treatment instrument 11.
  • the HF control unit 74 also sends a control signal to the TH control unit 84 so as to start outputting TH at the end of HF application.
  • the treatment instrument 11 has a function as a bipolar high-frequency treatment instrument and a function as a treatment tool for heat generation.
  • the treatment tool of the treatment system of the embodiment may be a so-called linear type treatment tool.
  • the treatment system 10A of the modification shown in FIG. 4 includes a linear type treatment instrument 11A, a power supply unit 12A, and a foot switch 13.
  • the treatment instrument 11A includes a handle 36, a shaft 37, and a pair of jaws 36aA and 36bA that are grasping members for grasping a living tissue.
  • the structure of the jaws 36aA and 36bA is the same as that of the jaws 36a and 36b.
  • the handle 36 has a shape that is easy for an operator to grip, for example, a substantially L-shape.
  • the handle 36 has an opening / closing knob 36A.
  • the open / close knob 36A is designed such that the jaws 36a and 36b grasp the living tissue when the operator performs a pressing operation.
  • the HV electrodes (not shown) and the heater members (not shown) of the jaws 36aA and 36bA are connected to the power supply unit 12A via the wiring 28. That is, the wiring 28 includes HF lines 22 a and 22 b and a TH line 23.
  • the basic configuration and function of the power supply unit 12 ⁇ / b> A are the same as those of the power supply unit 12.
  • treatment instruments having various structures can be used as long as high-frequency power energy and heat energy can be applied to the grasped living tissue.
  • the treatment system 10 first applies HF energy to the grasped living tissue, and applies thermal energy after the application of HF energy is completed.
  • the control unit 94 controls the high-frequency power source 73 and the heat-generating power source 83 so as to start application of thermal energy after the application of the high-frequency power energy.
  • the mode is switched from the HF energy application mode to the thermal energy application mode.
  • the thermal energy application mode moisture is removed by further raising the temperature of the living tissue, and the joining process of the living tissue is performed by hydrogen bonding.
  • the treatment system 10 has good operability because the control unit 94 (TH control unit 84) automatically ends the application of thermal energy in an appropriate time based on the change in TH.
  • the surgeon inputs treatment conditions to the control unit 94 using the operation panels 76 and 86 and sets them.
  • the treatment conditions include, for example, set power Pset (W) in the HF energy application mode, set voltage Vset (V), set temperature Tset (° C.) in the thermal energy application mode, and HF impedance for determining the end of the HF energy application mode.
  • Step S11> The surgeon puts a finger on the rings 33a and 33b of the handle portions 34a and 34b of the treatment instrument 11 and operates the treatment instrument 11 to grasp the living tissue to be treated with the jaws 36a and 36b.
  • the HV output from the high frequency power source 73 is controlled at a constant power to a predetermined set power Pset set in step S10, for example, about 20W to 150W.
  • the HF impedance Z that is, the impedance Z of the grasped living tissue is calculated based on the HF information from the HF sensor 75. As shown in FIG. 6, by applying constant power controlled HF energy, the impedance Z is, for example, about 60 ⁇ at the start of HF energy application, and then decreases and increases after showing a minimum value Zmin.
  • Step S12> That is, when the HF energy is applied, the living tissue is further dried, so that the impedance Z of the HF controlled at a constant power increases. Based on the impedance Z, the completion of the cell membrane destruction process of the grasped biological tissue is detected. That is, when the destruction process is completed, the substance in the cell membrane is not released, and the increase in impedance Z is accelerated. Furthermore, when the HF energy is applied with a large impedance Z, it is difficult to apply the appropriate energy.
  • control unit 94 determines the end of the HF energy application mode based on the predetermined threshold value Z1.
  • the threshold value Z1 is, for example, about 10 ⁇ to 1500 ⁇ .
  • the threshold value Z1 does not need to be set by the operator when it is incorporated in advance in the program of the control unit 94 (HF control unit 74). Further, the end determination of the HF energy application mode may be performed by another method.
  • the HF control unit 74 determines whether the impedance Z exceeds a threshold value Z1, for example, 1000 ⁇ . When the HF control unit 74 determines that the value of the impedance Z is smaller than the threshold value Z1 (S12: No), the HF energy application is continued.
  • the HF control unit 74 changes the HF energy application mode to the constant voltage control (set voltage Vset) before switching from the HF energy application mode to the HF energy application mode in the constant power control (set power Pset).
  • set voltage Vset the constant voltage control
  • set power Pset the constant power control
  • the constant voltage control time is preferably automatically determined according to the constant power control time.
  • the constant power control time is a time until the HF output of the constant power control determined based on the impedance Z is stopped.
  • the constant voltage control time is 3 seconds when the constant power control time is less than 4 seconds, 4 seconds when the constant power control time is 4 seconds or more and less than 15 seconds, and the constant power control time is 15 seconds. In the above case, 5 seconds is set.
  • Step S15> In the initial stage of the TH energy application mode, the TH controller 84 supplies TH to the heater member 53 so that the temperature of the heater member 53 becomes a predetermined set temperature Tset, for example, 120 ° C. to 300 ° C. That is, the TH control unit 84 performs feedback control to increase or decrease the TH output so that the temperature T of the heater member 53 becomes the temperature Tset set as the treatment condition in step S10.
  • a predetermined set temperature Tset for example, 120 ° C. to 300 ° C. That is, the TH control unit 84 performs feedback control to increase or decrease the TH output so that the temperature T of the heater member 53 becomes the temperature Tset set as the treatment condition in step S10.
  • the living tissue is homogenized and the thermal conductivity is increased by the treatment in the HF energy application mode. For this reason, in the TH energy application mode, heat from the heater member 53 is efficiently transmitted to the living tissue. In the TH energy application mode, proteins in living tissues are integrally denatured, and moisture that is a factor that inhibits hydrogen bonding between proteins is removed.
  • the temperature T of the heater member 53 at the start of the TH energy application mode is, for example, 100 ° C.
  • the temperature T of the heater member 53 rises to a set temperature Tset, for example, 180 ° C., and then is held at the set temperature Tset.
  • the heating power TH is large until the temperature rises to the set temperature Tset.
  • the temperature T of the heater member 53 it is necessary to raise the temperature of the living tissue having a large heat capacity, which requires a large TH.
  • TH shows a constant value (THmax) from time t1 to t2
  • the maximum rated power of the heat generating power supply 83 is THmax, for example, 100 W. This is because a power supply with a large maximum rated power is expensive and large. In addition, the treatment system 10 does not cause a big problem even if an inexpensive power source having a small maximum rated power is used.
  • TH required to maintain the temperature Tset decreases, and further, the treatment progresses and the contraction of the grasped living tissue progresses. Becomes even smaller. That is, TH increases after the start of application of heat energy, decreases after reaching a maximum value.
  • Step S16 As already described, it is necessary to end the application of thermal energy at an appropriate timing. However, in the treatment system 10, since the feedback control is performed based on the temperature T of the heater member 53 in the TH energy application mode, the state change of the grasped living tissue can be directly monitored from the temperature change. Can not.
  • control unit 94 monitors the TH (output value) detected by the TH sensor 85 for feedback control. In the treatment system 10, based on the monitored TH (output value), the controller 94 controls the heat generating power supply 83 so as to end the application of the thermal energy.
  • the inventor ends the application of thermal energy when TH becomes a predetermined threshold power or less even if the type, size, and moisture content of the living tissue being processed are different, We found that proper treatment was possible.
  • the heat generating power supply 83 is controlled to end the application of energy.
  • TH is less than the predetermined threshold power TH9 (S16: No)
  • the feedback control from step S15 is continued.
  • the threshold power TH9 is preferably 5W to 30W, and particularly preferably 15W to 25W. Within the above range, the application of heat energy can be automatically terminated at an appropriate timing.
  • the threshold power TH9 is input and set by the operator to the control unit 94 using the operation panels 76 and 86, similarly to the threshold value Z1. Note that the operator does not need to make a setting when it is incorporated in the program of the control unit 94 in advance.
  • (A) is a tubular organ such as the small intestine and large intestine
  • (B) is a blood vessel
  • (C) is a parenchyma ⁇ ⁇ organ such as the lung, liver and pancreas. That is, a structure having a small heat capacity needs to be terminated by applying heat energy for a short time. On the other hand, a structure having a large heat capacity needs to apply heat energy for a longer time.
  • the treatment system 10 ends the application of thermal energy at time tA in the case of (A), ends the application of thermal energy at time tB in the case of (B), and (C) In this case, the application of thermal energy is terminated at time tC.
  • the treatment system 10 does not apply excessive heat to the living tissue after removing moisture from the living tissue and joining the living tissue by hydrogen bonding, even if the type of grasped living tissue is different. Appropriately, the treatment can be completed automatically. For this reason, the treatment system 10 has good operability.
  • the control unit 94 (TH control unit 84) is configured to reduce the heat generation power (TH) decrease rate ( ⁇ TH / ⁇ t), that is, the TH decrease curve has a predetermined threshold speed (predetermined gradient). )
  • the heat generating power supply 83 may be controlled so as to end the application of the thermal energy when the following is reached.
  • the control using the TH reduction speed as a parameter is less likely to cause a malfunction due to noise or the like than the control using the TH value as a parameter.
  • the control unit 94 continues the first predetermined time ⁇ tF or longer so that when the TH becomes the threshold power TH9 or less (t9), the heating power supply is terminated.
  • the control unit 94 continues to apply heat energy.
  • the heating power supply 83 is controlled.
  • the first predetermined time ⁇ tF is preferably in the range of 0.05 seconds to 2 seconds, for example, 0.2 seconds. If it is within the above range, it is possible to prevent the thermal energy application from being terminated by mistake due to disturbance or the like, and the treatment can be appropriately completed.
  • control unit 94 may perform control based on the moving average of the TH output value detected by the TH sensor 85, or at the time of detection by the TH sensor 85. You may adjust a constant suitably.
  • control unit 94 similarly applies thermal energy when it has continued for the second predetermined time tM2 or more and has become a predetermined threshold speed or less. It is preferable to control the heat generating power supply 83 so as to end the process.
  • ⁇ Modification 2 of the first embodiment> As described above, the processing system 10 automatically ends the application of thermal energy. However, there is a case where the thermal energy application cannot be terminated by automatic control for some reason.
  • the processing system 10 has a forced termination function in addition to the normal automatic termination function already described.
  • FIG. 11 shows a case where, at time t9, TH is equal to or lower than the threshold power TH9, but thermal energy application is continued.
  • the control unit 94 controls the heat generating power supply 83 to end the application of thermal energy.
  • the integrated value WTH indicated by the hatched area in FIG. 11 is the total amount of TH output after the start of application of thermal energy.
  • the integrated value WTH is integrated by an internal memory (not shown) composed of a semiconductor memory of the control unit 94, for example.
  • the control unit 94 controls the heat generating power supply 83 to end the application of heat energy.
  • the treatment system 10 having the energy application forced termination function has better operability.
  • the threshold time tF is preferably automatically determined according to the constant power control time in the HF application mode.
  • the threshold time tF is 3 seconds when the constant power control time is less than 4 seconds, 5 seconds when the constant power control time is 4 seconds or more and less than 15 seconds, and the constant power control time is 15 seconds or more. In this case, it is 10 seconds.
  • the second forced end control according to the time of the constant power control is not only a forced control means when the normal control does not function normally, but also applies the appropriate heat energy as in the normal control. It can also be used as a control means for ending at the timing. That is, by appropriately selecting the threshold time tF, it is possible to end the application of thermal energy at an appropriate timing as in the normal control.
  • the power supply unit 12B of the treatment system 10B includes a common power source 93 having a high frequency power source function and a heat generating power source function, and a changeover switch 97 for switching the output. Further, a common sensor 95 having the function of the HF sensor 75 and the function of the TH sensor 85 is provided.
  • the high frequency power supply 73 and the heat generating power supply 83 do not output power at the same time.
  • one common power supply 93 functions as a high frequency power supply or a heat generating power supply under the control of the control unit 94.
  • the HF output from the common power supply 93 is sent to the HF lines 22a and 22b via the changeover switch 97.
  • TH output from the common power supply 93 is sent to the TH line 23 via the changeover switch 97.
  • the common sensor 95 also functions as an HF sensor or a TH sensor
  • the common panel 96 functions as an HF panel or a TH panel.
  • the treatment system 10B has the same function as the treatment system 10 and has a simpler configuration.
  • the heat generating power sources may be controlled based on the temperatures of the heater members. Moreover, based on the average temperature of two heater members, you may control by one power supply for heat_generation

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Abstract

　処置システム１０は、高周波電源７３と、発熱用電源８３と、一対の導電体５２ａ、５２ｂとヒーター部材５３とを有する一対のジョー３６a、３６ｂと、発熱用電源８３をヒーター部材５３の温度に基づき定温制御すると共に、熱エネルギの印加開始後に増加し最大値を示した後に減少する発熱用電力が閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が閾値速度以下になった場合、前記熱エネルギの印加を終了するように制御する制御部９４と、を具備する。

Description

処置システム及び処置システムの制御方法
　本発明の実施形態は、把持した生体組織に高周波電力エネルギと熱エネルギとを切り替えて順に印加する一対の把持部材を具備する処置システム及び前記処置システムの制御方法に関する。
　米国特許出願公開第２００９／０７６５０６号明細書には、把持した生体組織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把持部材と、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及び発熱用電源を制御する制御部と、を具備する処置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、生体組織に対して、最初に高周波電力エネルギを印加し、その後、熱エネルギの印加を開始する処置システムが開示されている。高周波電力エネルギは、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。そして、生体組織の均一化により、その後に行われる熱エネルギの印加による生体組織の接合が促進されている。
　ここで、熱エネルギの印加のときには、検知した温度に基づいて、発熱素子を所定温度まで上昇した後、所定温度に保持するようにフィードバック制御することが知られている。
　熱エネルギは、適正時間以上、生体組織に印加しても、効果の向上は見られないだけでなく、処置面への生体組織の張り付き等の悪影響がでる。このため、熱エネルギ印加は、適正なタイミングで終了する必要がある。しかし、処置している生体組織の種類及び大きさ等により、適正な印加終了時間は異なる。このため、使用者は処置状態を監視し、経験等に基づいて熱エネルギ印加を終了する必要があった。このため、公知の処置システムは操作性がよいとはいえない場合があった。
　本発明の実施形態は、熱エネルギ印加を適正な時間に停止できる、操作性の良い処置システム及び操作性の良い処置システムの制御方法を提供することを目的とする。
　実施形態の処置システムは、高周波電力を出力する高周波電源と、発熱用電力を出力する発熱用電源と、把持した生体組織に前記高周波電力を高周波電力エネルギとして印加する両方の把持面に配設された一対の導電体と、前記生体組織に前記発熱用電力を熱エネルギとして印加する、少なくとも一方に配設された、正の抵抗温度係数の材料からなる発熱素子と、を有する一対の把持部材と、前記高周波電力エネルギ印加終了後に、前記熱エネルギの印加を開始するように前記高周波電源及び前記発熱用電源を制御するとともに、前記熱エネルギの印加開始後は、前記発熱用電源を前記発熱素子の温度に基づき定温制御するとともに、前記熱エネルギの印加開始後に増加し最大値を示した後に減少する前記発熱用電力が閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が閾値速度以下になった場合、前記熱エネルギの印加を終了するように制御する制御部と、を具備する。
　別の実施形態の処置システムの制御方法は、把持した生体組織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把持部材と、前記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、前記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、を具備する処置システムの処置条件を設定するステップと、前記高周波電源を前記処置条件に基づき制御して、前記高周波電力エネルギを前記生体組織に印加するステップと、前記高周波電力エネルギの印加を前記処置条件に基づき終了した後に、前記熱エネルギの前記処置条件に基づいた定温制御による印加を開始するステップと、前記定温制御により、前記熱エネルギの印加開始後に増加し最大値を示した後に減少する前記発熱用電力が閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が閾値速度以下になった場合、前記熱エネルギの印加を終了するステップと、を具備する。
第１実施形態の処置システムの外観図である。 第１実施形態の処置システムのジョーの構造を説明するための立体断面図である。 第１実施形態の処置システムの構成図である。 第１実施形態の変形例の処置システムの外観図である。 第１実施形態の処置システムの処理の流れを説明するフローチャートである。 高周波電力印加モードにおけるインピーダンス変化を示すグラフである。 発熱用電力印加モードにおける温度変化及び発熱用電力変化を示すグラフである。 発熱用電力印加モードにおける発熱用電力変化を示すグラフである。 発熱用電力印加モードにおける発熱用電力変化を示すグラフである。 発熱用電力印加モードにおける発熱用電力変化を示すグラフである。 発熱用電力印加モードにおける温度変化及び発熱用電力変化を示すグラフである。 第２実施形態の処置システムの構成図である。
＜第１実施形態＞
＜処置システムの構成＞
　最初に第１実施形態の処置システム１０について説明する。
　図１に示すように処置システム１０は、処置具１１と、電力供給部１２と、フットスイッチ１３と、を具備する。処置システム１０は、処置具１１の１対の把持部材であるジョー３６ａ、３６ｂで把持した生体組織に、電力供給部１２を用いて高周波電力エネルギと熱エネルギとを切り替えて印加する。なお、以下、高周波電力を「ＨＦ」と略記したり、発熱用電力を「ＴＨ」と略記したりする。例えば、高周波電力エネルギをＨＦエネルギという。
　処置具１１は、ＨＦ線２２ａ、２２ｂとＴＨ線２３とにより電力供給部１２と接続されている。なお、ＨＦ線２２ａ、２２ｂ及びＴＨ線２３等は、それぞれ２本の配線を有するが１本で表現している。フットスイッチ１３は、スイッチ線２１により電力供給部１２と接続されている。
　処置具１１は、一対の鋏構成部材３２ａ、３２ｂと、一対のハンドル部３４ａ、３４ｂと、一対のジョー３６ａ、３６ｂと、を有する。ハンドル部３４ａ、３４ｂは鋏構成部材３２ａ、３２ｂの基端部に設けられ術者が手に持って操作する。ジョー３６ａ、３６ｂは鋏構成部材３２ａ、３２ｂの先端部に設けられ処置する生体組織を把持する。
　鋏構成部材３２ａ、３２ｂはそれらの先端と基端との間で互いが略交差する状態に重ねられている。鋏構成部材３２ａ、３２ｂの交差部には、鋏構成部材３２ａ、３２ｂを回動自在に連結する支点ピン３５が設けられている。
　ハンドル部３４ａ、３４ｂには、術者が指をかけるリング３３ａ、３３ｂが設けられている。術者がリング３３ａ、３３ｂに、それぞれ親指と中指を通して開閉させる動作を行うと、その動作に連動してジョー３６ａ、３６ｂが開閉する。
　ジョー３６ａ、３６ｂには、把持した生体組織にエネルギを印加するエネルギ放出要素が配設されている。すなわち、ジョー３６ａには、エネルギ放出要素として、把持面を有する導電体からなる電極５２ａが配設されている。ジョー３６ｂには、エネルギ放出要素として、把持面を有する導電体からなる電極５２ｂと、発熱素子であるヒーター部材５３とが配設されている。ヒーター部材５３は高熱伝導体からなる電極５２ｂの裏面に配設された状態でジョー３６ｂに埋め込まれている。
　すなわち、図２に示すように、処置具１１のジョー３６ｂは、銅からなる基材５４の把持面５２Ｐの裏面にヒーター部材５３が接合され、ヒーター部材５３は、封止部材５５とカバー部材５６とで覆われている。なお、図２はジョー３６ｂの一部を示しており、それぞれのジョー３６ｂに３個以上のヒーター部材５３が接合されていてもよい。
　ヒーター部材５３は、アルミナまたは窒化アルミニウム等の基板５３ａの上に薄膜抵抗体または厚膜抵抗体が発熱パターン５３ｂとして配設されている。薄膜抵抗体は、ＰＶＤ（Physical Vapor Deposition）またはＣＶＤ（Chemical Vapor Deposition）などの薄膜形成法により形成される導電性薄膜、または、ＳＵＳ等の導電性金属箔等からなる。厚膜抵抗は、スクリーン印刷などの厚膜形成法により形成される。発熱パターン５３ｂは温度に比例して電気抵抗が増加する正の抵抗温度係数を示すモリブデン等の高融点金属材料により形成されている。
　なお、ヒーター部材５３は、処置具１１のジョー３６ａにも配設されていてもよい。すなわち、発熱素子は、少なくとも一方の把持部材に配設されていればよい。
　鋏構成部材３２ａ、３２ｂの内部には、それぞれ電極５２ａ、５２ｂにＨＦを供給するためのＨＦ線２４ａ、２４ｂが配設されている。ＨＦ線２４ａ、２４ｂは、それぞれジョー３６ａ、３６ｂからハンドル部３４ａ、３４ｂまで延びている。リング３３ａ、３３ｂにはそれぞれＨＦ端子２５ａ、２５ｂが設けられている。ＨＦ端子２５ａ、２５ｂはそれぞれＨＦ線２４ａ、２４ｂと接続されている。このため、ジョー３６ａ、３６ｂに生体組織を把持した状態で、電極５２ａ、５２ｂにＨＦが供給されると、電極５２ａ、５２ｂ間の生体組織にＨＦが通電される。言い換えれば、生体組織にＨＦエネルギが印加される。
　一方、鋏構成部材３２ｂには、ヒーター部材５３にＴＨを供給するためのＴＨ線２６が内部に配設されている。ＴＨ線２６は、ジョー３６ｂからハンドル部３４ｂまで延びている。リング３３ｂには、ＴＨ線２６と接続されたＴＨ端子２７が設けられている。このため、ＴＨ線２６を通してヒーター部材５３にＴＨが供給されると、ヒーター部材５３が発熱する。すなわち、ＴＨがヒーター部材５３により熱エネルギに変換され、その熱エネルギが電極５２ｂに伝熱され、電極５２ｂの把持面に接触した生体組織に熱エネルギが印加される。
　以上の説明のように、処置具１１は、電極５２ａ、５２ｂ間にＨＦを通電すると、ジョー３６ａ、３６ｂ間に把持した生体組織にＨＦエネルギを印加する。また、処置具１１は、ヒーター部材５３にＴＨを通電するとＴＨが熱エネルギに変換され、生体組織に熱エネルギを印加する。
　フットスイッチ１３は、ペダル１３ａを有する。ペダル１３ａが押圧されているときには、電力供給部１２は、ＨＦまたはＴＨを、設定状態（出力値及び出力タイミングなどを制御した状態）に基づいて出力する。ペダル１３ａの押圧が解除されると電力供給部１２は、電力出力を強制的に停止する。
　図３に示すように、電力供給部１２は、ＨＦユニット７２とＴＨユニット８２とから構成されている。ＨＦユニット７２は、ＨＦを出力する高周波電源７３と、高周波電源７３を制御するＣＰＵ等の演算回路等からなるＨＦ制御部７４と、高周波電源７３が出力するＨＦの電圧及び電流を測定する高周波電力測定部であるＨＦセンサ７５と、操作パネル７６と、を有する。
　ＴＨユニット８２は、ＴＨを出力する発熱用電源８３と、発熱用電源８３を制御するＣＰＵ等の演算回路等からなるＴＨ制御部８４と、発熱用電源８３が出力するＴＨの電圧及び電流を測定する発熱電力測定部であるＴＨセンサ８５と、操作パネル８６と、を有する。
　ＨＦ制御部７４とＴＨ制御部８４とは、双方向に信号を伝達可能な通信線９１により接続され制御部９４を構成している。すなわち、制御部９４は高周波電源７３及び発熱用電源８３を制御する。操作パネル７６、８６は術者が処置条件を設定する設定機能部と処置の状態を表示する表示機能とを有している。
　ＨＦセンサ７５は、ＨＦ線２２ａ、２２ｂを介して処置具１１に接続されている。ＨＦ制御部７４には、高周波電源７３とＨＦセンサ７５とが接続されている。更に、ＨＦ制御部７４は、操作パネル７６に接続されている。ＨＦ制御部７４は、ＨＦセンサ７５の情報をもとに、電力及びインピーダンス等のＨＦ情報を算出し、制御信号を高周波電源７３に送るとともに、表示する情報を操作パネル７６に送る。ＨＦ制御部７４により制御された高周波電源７３が出力するＨＦは処置具１１の電極５２ａ、５２ｂに伝達される。
　一方、ＴＨ制御部８４では、ＴＨセンサ８５からの情報をもとに、ＴＨ情報として電力、抵抗値等に加えて、ヒーター部材５３の温度も算出する。すなわち、すでに説明したように、ヒーター部材５３の発熱パターンは正の抵抗温度係数の材料からなる。このため、ＴＨ制御部８４は、ＴＨの電圧及び電流から算出したＴＨ抵抗値からヒーター部材５３の温度を算出することができる。ＴＨ制御部８４は、ＴＨ情報を基づいて発熱用電源８３に制御信号を送る。ＴＨ制御部８４により制御された発熱用電源８３が出力するＴＨは処置具１１のヒーター部材５３に伝達される。
　なお、ＨＦ制御部７４はＨＦ印加終了時には、ＴＨの出力を開始するようにＴＨ制御部８４にも制御信号を送る。
　以上の説明のように、処置具１１は、バイポーラ型高周波処置具としての機能と、発熱用処置具としての機能と、を有する。
　なお、実施形態の処置システムの処置具は、いわゆるリニアタイプの処置具であってもよい。例えば、図４に示す変形例の処置システム１０Ａは、リニアタイプの処置具１１Ａと、電力供給部１２Ａと、フットスイッチ１３と、を具備する。
　処置具１１Ａは、ハンドル３６と、シャフト３７と、生体組織を把持する把持部材である一対のジョー３６ａＡ、３６ｂＡと、を有する。ジョー３６ａＡ、３６ｂＡの構造は、ジョー３６ａ、３６ｂと同じである。
　ハンドル３６は、術者が握り易い形状、例えば略Ｌ字状である。ハンドル３６は、開閉ノブ３６Ａを有する。開閉ノブ３６Ａは、術者が押圧操作すると、ジョー３６ａ、３６ｂが生体組織を把持するように設計されている。ジョー３６ａＡ、３６ｂＡのＨＶ電極（不図示）及びヒーター部材（不図示）は、配線２８を介して電力供給部１２Ａに接続されている。すなわち、配線２８はＨＦ線２２ａ、２２ｂ及びＴＨ線２３からなる。電力供給部１２Ａの基本構成及び機能は電力供給部１２と同じである。
　すなわち、処置具は、把持した生体組織に高周波電力エネルギと熱エネルギとを印加可能であれば、各種の構造の処置具が使用可能である。
＜処置システムの動作＞
　次に処置システム１０の動作について説明する。
　処置システム１０は、把持した生体組織に、まずＨＦエネルギを印加し、ＨＦエネルギの印加終了後に、熱エネルギを印加する。言い換えれば、制御部９４は、高周波電力エネルギ印加終了後に、熱エネルギの印加を開始するように高周波電源７３及び発熱用電源８３を制御する。
　すなわち、ＨＦエネルギの印加により生体組織の細胞膜の破壊処理が完了すると、ＨＦエネルギ印加モードから熱エネルギ印加モードに切り替わる。熱エネルギ印加モードでは、生体組織の温度を更に上昇させることで水分を除去し、水素結合により生体組織の接合処理が行われる。
　そして、接合処理が適切に終了したときに熱エネルギの印加を停止することで処置が完了する。処置システム１０は、制御部９４（ＴＨ制御部８４）が、ＴＨの変化をもとに熱エネルギの印加を自動的に適正時間で終了するため、操作性が良い。
　以下、図５に示すフローチャートに沿って、処置システム１０の動作を詳細に説明する。
＜ステップＳ１０＞
　術者は、操作パネル７６、８６を用いて処置条件を制御部９４に入力し設定する。処置条件は、例えば、ＨＦエネルギ印加モードの設定電力Ｐｓｅｔ（Ｗ）、設定電圧Ｖｓｅｔ（Ｖ）、熱エネルギ印加モードの設定温度Ｔｓｅｔ（℃）、及びＨＦエネルギ印加モード終了を判断するためのＨＦインピーダンスＺの閾値Ｚ１（Ω）等である。なお、処置条件については後に詳述する。
＜ステップＳ１１＞
　術者は処置具１１のハンドル部３４ａ、３４ｂのリング３３ａ、３３ｂに指をかけて、処置具１１を操作して、ジョー３６ａ、３６ｂで処置する生体組織を把持する。
　術者が、フットスイッチ１３のペダル１３ａを足で押圧すると、処置具１１のジョー３６ａ、３６ｂの電極５２ａ、５２ｂ間の生体組織へのＨＶエネルギ印加を開始する。なお、処置中は、ペダル１３ａは押圧されたままである。術者が足をペダル１３ａから放した場合には、電力供給部１２は強制的にエネルギ出力を停止する。
　高周波電源７３が出力するＨＶは、ステップＳ１０で設定された所定の設定電力Ｐｓｅｔ、例えば２０Ｗ～１５０Ｗ程度に定電力制御されている。
　ＨＦエネルギ印加モードでは、ジュール熱が発生し生体組織自体が加熱される。更に、ＨＦ作用による絶縁破壊及び放電等により、生体組織の細胞膜が破壊される。細胞膜の破壊により、放出された細胞膜内物質は、コラーゲンをはじめとする細胞外成分と均一化する。
　そして、ＨＦエネルギ印加モードでは、ＨＦのインピーダンスＺ、すなわち、把持した生体組織のインピーダンスＺが、ＨＦセンサ７５からのＨＦ情報をもとに算出される。図６に示すように、定電力制御されたＨＦエネルギ印加により、インピーダンスＺは、ＨＦエネルギ印加開始時には例えば６０Ω程度であり、その後、減少し最小値Ｚｍｉｎを示した後に増加する。
＜ステップＳ１２＞
　すなわち、ＨＦエネルギが印加されると、生体組織の乾燥化が進むため、定電力制御されたＨＦのインピーダンスＺは上昇する。そして、インピーダンスＺをもとに、把持した生体組織の細胞膜の破壊処理の完了が検知される。すなわち、破壊処理が完了すると、細胞膜内物質が放出されなくなるため、インピーダンスＺの上昇が加速する。更にＨＦエネルギ印加はインピーダンスＺが大きいと適切なエネルギ印加が困難となる。
　このため、制御部９４（ＨＦ制御部７４）は、所定の閾値Ｚ１を基準にＨＦエネルギ印加モードの終了を判断する。
　閾値Ｚ１は、例えば１０Ω～１５００Ω程度である。なお、閾値Ｚ１は、予め制御部９４（ＨＦ制御部７４）のプログラムに組み込まれている場合には術者が設定する必要はない。またＨＦエネルギ印加モードの終了判断を別の方法で行ってもよい。
　ＨＦ制御部７４は、インピーダンスＺが閾値Ｚ１、例えば１０００Ωを超えたか否か判断する。ＨＦ制御部７４は、インピーダンスＺの値が閾値Ｚ１よりも小さいと判断した場合（Ｓ１２：Ｎｏ）、ＨＦエネルギ印加を続ける。
＜ステップＳ１３＞
　一方、ＨＦ制御部７４がインピーダンスＺが閾値Ｚ１を超えたと、判断した場合（Ｓ１２：Ｙｅｓ）、ＨＦ制御部７４は、ＨＦ出力を停止するように高周波電源７３を制御する（ｔ＝ｔｆ）。
＜ステップＳ１４＞
　ＨＦ制御部７４が、インピーダンスＺが閾値Ｚ１以上となったと判断した場合、ＨＦユニット７２のＨＦ制御部７４から通信線９１を介してＴＨユニット８２のＴＨ制御部８４に信号が伝達される。そして、ＨＦエネルギ印加モードからＴＨエネルギ印加モードへの切り替えが行われる（ｔ＝０（ｔｆ））。
　なお、ＨＦ制御部７４が、定電力制御（設定電力Ｐｓｅｔ）のＨＦエネルギ印加モードからＨＦエネルギ印加モードへの切り替え前に、ＨＦエネルギ印加モードを、定電圧制御（設定電圧Ｖｓｅｔ）に変更することで、より確実に生体組織の細胞膜の破壊処理を完了してから、高周波電力エネルギの印加を終了することが好ましい。すなわち、気管支または肺胞が混在する肺実組織等の複雑な構造を有する組織では、定電力制御では電流が流れにくい部位が存在することがある。定電圧制御されたＨＦは、かかる部位に対しても電流を効果的に供給することができる。このため、把持している組織に均一に焼灼を行うことができる。
　なお、定電圧制御の時間は、定電力制御の時間に応じて自動的に決定することが好ましい。ここで定電力制御の時間とは、インピーダンスＺに基づき判断された定電力制御のＨＦ出力を停止するまでの時間である。例えば、定電圧制御時間は、定電力制御時間が４秒未満の場合には３秒とし、定電力制御時間が４秒以上１５秒未満の場合には４秒とし、定電力制御時間が１５秒以上の場合には、５秒とする。
＜ステップＳ１５＞
　ＴＨエネルギ印加モードの初期段階では、ＴＨ制御部８４では、ヒーター部材５３の温度が所定の設定温度Ｔｓｅｔ、例えば１２０℃～３００℃になるようにヒーター部材５３にＴＨを供給する。すなわち、ＴＨ制御部８４は、ヒーター部材５３の温度Ｔが、ステップＳ１０において処置条件として設定された温度Ｔｓｅｔになるように、ＴＨ出力を増減するフィードバック制御を行う。
　ＨＦエネルギ印加モードでの処置により、生体組織は均一化され熱伝導率が上昇している。このため、ＴＨエネルギ印加モードでは、ヒーター部材５３からの熱が効率的に生体組織に伝えられる。そしてＴＨエネルギ印加モードでは、生体組織のタンパク質を一体的に変性させるともに、タンパク質同士の水素結合の阻害要因である水分の除去が行われる。
　図７に示すように、ＴＨエネルギ印加モード開始時、言い換えればＨＦエネルギ印加モード終了時のヒーター部材５３の温度Ｔは、例えば１００℃である。設定温度Ｔｓｅｔになるように定温制御された発熱用電力の印加により、ヒーター部材５３の温度Ｔは、設定温度Ｔｓｅｔ、例えば１８０℃まで上昇した後、設定温度Ｔｓｅｔに保持される。
　一方、発熱用電力ＴＨは、温度が設定温度Ｔｓｅｔに上昇するまでは大きい。言い換えれば、ヒーター部材５３の温度Ｔを上昇させるためには、把持している熱容量の大きな生体組織の温度を上昇させる必要があるため、大きなＴＨを必要とする。
　なお、図７において、時間ｔ１～ｔ２において、ＴＨが一定値（ＴＨｍａｘ）を示しているのは、発熱用電源８３の最大定格電力がＴＨｍａｘ、例えば１００Ｗのためである。これは、最大定格電力が大きな電源は高価で大型となるためである。なお、処置システム１０は、最大定格電力の小さな安価な電源を用いても大きな問題は生じない。
　そして、ヒーター部材５３の温度Ｔが設定温度Ｔｓｅｔに到達した後は、その温度Ｔｓｅｔを維持するために必要なＴＨは小さくなり、更に処置が進み把持した生体組織の収縮等が進むことにより、ＴＨは更に小さくなる。すなわち、ＴＨは熱エネルギの印加開始後に増加し最大値を示した後に減少する。
＜ステップＳ１６、ステップＳ１７＞
　すでに説明したように、熱エネルギの印加は、適正なタイミングで終了する必要がある。しかし、処置システム１０では、ＴＨエネルギ印加モードでは、ヒーター部材５３の温度Ｔを基準にフィードバック制御しているため、把持している生体組織の状態変化を、温度変化から直接的にモニタすることができない。
　ここで、制御部９４は、フィードバック制御のため、ＴＨセンサ８５が検出するＴＨ（出力値）をモニタしている。そして、処置システム１０では、モニタしているＴＨ（出力値）をもとに、制御部９４が熱エネルギの印加を終了するように発熱用電源８３を制御する。
　すなわち、発明者は、処理している生体組織の種類、大きさ、及び水分量等が異なっていても、ＴＨが所定の閾値電力以下になったときに熱エネルギの印加を終了することで、適正な処置が可能であることを見いだした。
　図７に示すように、処置システム１０の制御部９４（ＴＨ制御部８４）は、ＴＨが所定の閾値電力ＴＨ９以下になったら（Ｓ１６：Ｙｅｓ）、ステップＳ１７（時間ｔ＝ｔ９）において、熱エネルギの印加を終了するように発熱用電源８３を制御する。これに対して、ＴＨが所定の閾値電力ＴＨ９未満の場合（Ｓ１６：Ｎｏ）には、ステップＳ１５からのフィードバック制御を継続する。
　閾値電力ＴＨ９は、５Ｗ～３０Ｗが好ましく、１５Ｗ～２５Ｗが特に好ましい。前記範囲内であれば、熱エネルギの印加を適正なタイミングで自動的に終了することができる。
　閾値電力ＴＨ９は、閾値Ｚ１と同様に、術者が操作パネル７６、８６を用いて制御部９４に入力し設定される。なお、予め制御部９４のプログラムに組み込まれている場合には術者が設定する必要はない。
　ここで、図８に示すように、熱エネルギの印加終了の適正なタイミングは、把持している生体組織の種類等により大きく異なる。例えば、（Ａ）は、小腸、大腸等の管状臓器であり、（Ｂ）は、血管であり、（Ｃ）は、肺、肝臓、すい臓等の実質臓器（parenchyma organ）の場合である。すなわち、熱容量の小さな組織は、短時間の熱エネルギ印加で終了する必要がある。これに対して熱容量の大きな組織は、より長時間の熱エネルギ印加が必要である。
　処置システム１０は、モニタしたＴＨの値をもとに、（Ａ）の場合は時間ｔＡで熱エネルギ印加を終了し、（Ｂ）の場合は時間ｔＢで熱エネルギ印加を終了し、（Ｃ）の場合は時間ｔＣで熱エネルギ印加を終了する。
　すなわち、処置システム１０は、把持している生体組織の種類等が異なっていても、生体組織の水分を除去し水素結合により生体組織を接合した後、生体組織に過剰に熱を印加することなく、適切に処置を自動的に完了することができる。このため、処置システム１０は、操作性がよい。
　なお、図９に示すように、制御部９４（ＴＨ制御部８４）は、発熱用電力（ＴＨ）の減少速度（ΔＴＨ／Δｔ）、すなわちＴＨ減少曲線の傾きが所定の閾値速度（所定の傾き）以下になったら、熱エネルギの印加を終了するように発熱用電源８３を制御してもよい。ＴＨの減少速度をパラメータとする制御は、ＴＨの値をパラメータとする制御に比べて、ノイズ等による誤動作が発生しにくい。
＜第１実施形態の変形例１＞
　図１０に示すように、把持している生体組織の種類、把持状態または周囲の組織との接触等の影響により、ＴＨが単調減少しないで、増減を繰り返しながら減少することがある。すると、制御部９４（ＴＨ制御部８４）は、ＴＨが所定の閾値電力ＴＨ９以下に最初になった時（ｔ＝ｔ７）に熱エネルギ印加を誤って終了してしまうおそれがある。
　かかる誤動作を防止するために、制御部９４は、第１の所定時間ΔｔＦ以上継続してＴＨが閾値電力ＴＨ９以下になった時（ｔ９）に、熱エネルギの印加を終了するように発熱用電源８３を制御することが好ましい。すなわち、ＴＨが閾値電力ＴＨ９以下になった時（ｔ＝ｔ８）から、第１の所定時間ΔｔＦが経過した後（ｔ＝ｔ９）に、熱エネルギの印加が終了する。
　例えば、ＴＨが時間（ｔ＝ｔ７）で閾値電力ＴＨ９以下になっても、第１の所定時間ΔｔＦ未満で閾値電力ＴＨ９を超えた場合には、制御部９４は熱エネルギの印加を継続するように発熱用電源８３を制御する。
　第１の所定時間ΔｔＦは、例えば、０．２秒のように、０．０５秒～２秒の範囲であることが好ましい。前記範囲内であれば、外乱等により誤って熱エネルギ印加を終了してしまうことが防止でき、かつ、適切に処置を完了することができる。
　なお、ＴＨの増減変化による誤動作を防止するためには、制御部９４は、ＴＨセンサ８５が検出したＴＨ出力値の移動平均をもとに制御してもよいし、ＴＨセンサ８５の検出の時定数を適宜、調整してもよい。
　また、ＴＨの減少速度をパラメータとする制御であっても、同様に、制御部９４は、第２の所定時間ｔＭ２以上継続して所定の閾値速度以下になった場合等に熱エネルギの印加を終了するように発熱用電源８３を制御することが好ましい。
＜第１実施形態の変形例２＞
　上記説明のように、処理システム１０は自動的に熱エネルギの印加を終了する。しかし、何らかの理由により自動制御により熱エネルギ印加を終了できない場合もありうる。
　このため、処理システム１０は、すでに説明した通常の自動終了機能に加えて、強制終了機能を有することが好ましい。
　図１１を用いて、熱エネルギ印加を強制終了するための、各種の制御方法について説明する。図１１は、時間ｔ９において、ＴＨが閾値電力ＴＨ９以下になっているが、熱エネルギ印加が継続されている場合を示している。
　第１の強制終了制御では、ＴＨの積算値ＷＴＨが所定の閾値積算値以上になった時（ｔ１０）に、制御部９４は、発熱用電源８３を熱エネルギの印加を終了するように制御する。図１１の斜線領域で示される積算値ＷＴＨは、熱エネルギの印加開始後に出力したＴＨの総量である。積算値ＷＴＨは、例えば制御部９４の半導体メモリ等からなる内部メモリ（不図示）により積算される。
　また、第２の強制終了制御では、発熱素子であるヒーター部材５３の温度が設定温度Ｔｓｅｔ（℃）以上になった時（ｔ６）からの経過時間が、所定の閾値時間ｔＦ以上になった時（ｔ１０）に、制御部９４は、発熱用電源８３を熱エネルギの印加を終了するように制御する。
　エネルギ印加強制終了機能を有する処置システム１０は、より操作性がよい。
　なお、第２の強制終了制御では、閾値時間ｔＦは、ＨＦ印加モードでの定電力制御の時間に応じて自動的に決定することが好ましい。例えば、閾値時間ｔＦは、定電力制御時間が４秒未満の場合には３秒とし、定電力制御時間が４秒以上１５秒未満の場合には５秒とし、定電力制御時間が１５秒以上の場合には、１０秒とする。
　ここで、定電力制御の時間に応じての第２の強制終了制御は、通常制御が正常に機能しない場合の強制制御手段としてだけでなく、通常制御と同じように、熱エネルギ印加を適正なタイミングで終了するための制御手段としても用いることができる。すなわち、閾値時間ｔＦを適切に選択することにより、通常制御と同様に熱エネルギ印加を適正なタイミングで終了することができる。
＜第２実施形態＞
　次に、第２実施形態の処置システム１０Ｂについて説明する。処置システム１０Ｂは、処置システム１０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。
　図１２に示すように、処置システム１０Ｂの電力供給部１２Ｂは、高周波電源機能と発熱用電源機能とを有する共通電源９３と、出力を切り替える切替スイッチ９７と、を有する。更に、ＨＦセンサ７５の機能とＴＨセンサ８５の機能を有する共通センサ９５を有する。
　すでに説明したように、実施形態の処置システム１０でも、高周波電源７３と発熱用電源８３とが同時に電力を出力することはない。このため、処置システム１０Ｂでは、１台の共通電源９３が、制御部９４の制御により、高周波電源または発熱用電源として機能する。
　すなわち、ＨＦ印加モードでは、共通電源９３が出力したＨＦは、切替スイッチ９７を介してＨＦ線２２ａ、２２ｂに送られる。一方、ＴＨ印加モードでは共通電源９３が出力したＴＨは、切替スイッチ９７を介してＴＨ線２３に送られる。
　なお、共通センサ９５も、ＨＦセンサまたはＴＨセンサとして機能し、共通パネル９６は、ＨＦパネルまたはＴＨパネルとして機能する。
　処置システム１０Ｂは、処置システム１０と同様の機能を有し、更に構成が簡単である。
　なお、処置具１１のジョー３６ａ及びジョー３６ｂに、それぞれヒーター部材が配設されている処置システムでは、それぞれのヒーター部材の温度に基づき、それぞれの発熱用電源を制御してもよい。また、２つのヒーター部材の平均温度に基づき、１つの発熱用電源で制御してもよい。
　すなわち、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、２０１１年１２月１２日に米国に出願された出願番号６１／５６９、３３３を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims (14)

  1. 　高周波電力を出力する高周波電源と、
    　発熱用電力を出力する発熱用電源と、
    　把持した生体組織に前記高周波電力を高周波電力エネルギとして印加する両方の把持面に配設された一対の導電体と、前記生体組織に前記発熱用電力を熱エネルギとして印加する、少なくとも一方に配設された、正の抵抗温度係数の材料からなる発熱素子と、を有する一対の把持部材と、
    　前記高周波電力エネルギ印加終了後に、前記熱エネルギの印加を開始するように前記高周波電源及び前記発熱用電源を制御するとともに、前記熱エネルギの印加開始後は、前記発熱用電源を前記発熱素子の温度に基づき定温制御すると共に、前記熱エネルギの印加開始後に増加し最大値を示した後に減少する前記発熱用電力が閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が閾値速度以下になった場合、前記熱エネルギの印加を終了するように制御する制御部と、を具備することを特徴とする処置システム。
  2. 　前記発熱用電力が第１の所定時間以上継続して前記閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が第２の所定時間以上継続して前記閾値速度以下になった場合、前記熱エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項１に記載の処置システム。
  3. 　前記把持した生体組織の細胞膜の破壊処理の完了を前記高周波電力のインピーダンスに基づき検知すると前記高周波電力エネルギの印加を終了し、その後の前記熱エネルギの印加により前記生体組織の水分を除去し水素結合により前記生体組織を接合することを特徴とする請求項２に記載の処置システム。
  4. 　前記熱エネルギの印加開始後に出力した前記発熱用電力の積算値が、閾値積算値以上になった場合に前記熱エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項３に記載の処置システム。
  5. 　前記発熱素子の温度が前記所定温度以上になってからの時間が閾値時間以上になった場合に前記熱エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項３に記載の処置システム。
  6. 　前記高周波エネルギ印加のときに、定電力制御の後に定電圧制御を行い、前記把持した生体組織の細胞膜の破壊処理を完了してから、前記高周波電力エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項２に記載の処置システム。
  7. 　前記高周波電源と前記発熱用電源とが共通の電源からなることを特徴とする請求項２に記載の処置システム。
  8. 　処置システムの制御方法は、
    　把持した生体組織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把持部材と、前記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、前記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、を具備する処置システムの処置条件を設定するステップと、
    　前記高周波電源を前記処置条件に基づき制御して、前記高周波電力エネルギを前記生体組織に印加するステップと、
    　前記高周波電力エネルギの印加を前記処置条件に基づき終了した後に、前記熱エネルギの前記処置条件に基づいた定温制御による印加を開始するステップと、
    　前記定温制御により、前記熱エネルギの印加開始後に増加し最大値を示した後に減少する前記発熱用電力が閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が閾値速度以下になった場合に、前記熱エネルギの印加を終了するステップと、を具備することを特徴とする。
  9. 　前記発熱用電力が第１の所定時間以上継続して前記閾値電力以下になった場合、または前記発熱用電力の減少速度が第２の所定時間以上継続して前記閾値速度以下になった場合に、前記熱エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項８に記載の処置システムの制御方法。
  10. 　前記把持した生体組織の細胞膜の破壊処理の完了を前記高周波電力のインピーダンスに基づき検知すると前記高周波電力エネルギの印加を終了し、前記熱エネルギの印加により前記生体組織の水分を除去し水素結合により前記生体組織を接合することを特徴とする請求項９に記載の処置システムの制御方法。
  11. 　前記熱エネルギの印加開始後に出力した前記発熱用電力の積算値が、閾値積算値以上になった場合、前記熱エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項１０に記載の処置システムの制御方法。
  12. 　前記発熱素子の温度が前記所定温度以上になってからの時間が閾値時間以上になった場合、前記熱エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項１０に記載の処置システムの制御方法。
  13. 　前記高周波エネルギ印加のときに、定電力制御の後に定電圧制御を行い、前記把持した生体組織の細胞膜の破壊処理を完了してから、前記高周波電力エネルギの印加を終了することを特徴とする請求項９に記載の処置システムの制御方法。
  14. 　前記高周波電源と前記発熱用電源とが共通の電源からなることを特徴とする請求項９に記載の処置システムの制御方法。
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