WO2015156158A1 - プラズマ処置システム - Google Patents

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WO2015156158A1
WO2015156158A1 PCT/JP2015/059757 JP2015059757W WO2015156158A1 WO 2015156158 A1 WO2015156158 A1 WO 2015156158A1 JP 2015059757 W JP2015059757 W JP 2015059757W WO 2015156158 A1 WO2015156158 A1 WO 2015156158A1
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temperature
unit
suction
electrode
perfusion layer
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PCT/JP2015/059757
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石川　学
木村　修一
宏一郎 渡辺
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オリンパス株式会社
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    • A61B2218/007—Aspiration

Definitions

  • a high-frequency current flows through the perfusion layer of the conductive solution between the first electrode portion and the second electrode portion provided in the treatment portion, thereby generating plasma in the perfusion layer, and generating the generated plasma
  • the present invention relates to a plasma treatment system for treating a treatment target.
  • Patent Document 1 discloses a plasma treatment system including a treatment tool in which a first electrode part (active electrode) and a second electrode part (return electrode) are provided in a treatment part of a probe.
  • the first electrode part is provided in a state where the relative position does not change with respect to the second electrode part.
  • the treatment tool is provided with a sheath through which the probe is inserted in a state where the treatment portion protrudes in the distal direction.
  • a supply path is formed between the sheath and the probe, and a jet outlet of the supply path is formed at the distal end of the sheath.
  • a suction path is formed inside the probe, and a suction port of the suction path is formed on the distal end surface of the treatment portion.
  • the conductive solution (saline) is supplied through the supply path, and the conductive solution supplied through the suction path is sucked.
  • a perfusion layer of the conductive solution is formed between the treatment target and the treatment portion from the outlet of the supply path to the suction port of the suction path.
  • the first electrode portion and the second electrode portion in the perfusion layer A high frequency current flows between the electrode part and the second electrode part.
  • a high-frequency current flows through the perfusion layer of the conductive solution, so that the first electrode portion and the second electrode portion of the perfusion layer A vapor layer is formed between them. Then, breakdown occurs in the vapor layer, and plasma is generated in the perfusion layer of the conductive solution.
  • the treatment target such as a living tissue is ablated by the generated plasma.
  • Such a treatment is called a low-temperature ablation treatment, and is used for excision of the tonsil, for example.
  • control of the high frequency energy transmitted to the 1st electrode part and the 2nd electrode part etc. are performed by the plasma treatment control unit.
  • the conductive solution in the perfusion layer is The generation state of plasma changes depending on the temperature.
  • the temperature of the conductive solution in the perfusion layer is increased by the high-frequency current, but the temperature of the conductive solution is not adjusted before being ejected from the ejection port. For this reason, in the perfusion layer, the conductive solution may not reach an appropriate temperature for treatment. In this case, plasma is not appropriately generated in the perfusion layer, and the treatment performance in the plasma treatment (low temperature ablation treatment) is deteriorated.
  • the present invention has been made by paying attention to the above-mentioned problems, and its object is to provide a temperature suitable for treatment in a perfusion layer in which two electrode parts (first electrode part and second electrode part) are immersed. It is an object of the present invention to provide a plasma treatment system in which a conductive solution is adjusted.
  • a plasma treatment system includes a supply path in which a jet port for ejecting a conductive solution is formed, and the conductive solution is supplied toward the jet port.
  • a suction port for sucking the conductive solution is formed, and a suction path for forming a perfusion layer of the conductive solution from the jet port toward the suction port by sucking the conductive solution, and a first electrode unit And a second electrode portion provided in a state in which a relative position with respect to the first electrode portion does not change, and the first electrode portion and the second electrode portion that are immersed in the perfusion layer
  • a treatment unit that generates plasma in the perfusion layer to treat the treatment target
  • a temperature adjustment unit that adjusts the temperature of the conductive solution before being ejected from the ejection port.
  • the first electrode portion and the second electrode portion are located in a position where the perfusion layer is immersed in the perfusion layer, and in the state where the first perfusion layer is immersed in the perfusion layer,
  • a temperature detection unit for detecting the temperature of the perfusion layer; and the conductive solution in the temperature adjustment unit in a state where the temperature of the perfusion layer falls within a target temperature range based on a detection result of the temperature detection unit.
  • a control unit for controlling the supply amount of the conductive solution supplied through the supply path and the suction amount of the conductive solution sucked through the suction path.
  • a plasma treatment system in which a conductive solution is adjusted to a temperature suitable for treatment in a perfusion layer in which two electrode portions are immersed.
  • FIG. 1 is a diagram showing a plasma treatment system 1 according to the present embodiment.
  • the plasma treatment system 1 is used for a treatment in which plasma is generated and a living tissue to be treated is evaporated by the plasma. By excising the living tissue using plasma, thermal damage around the excised tissue becomes relatively small, and a minimally invasive treatment is realized.
  • the plasma treatment system 1 is used for excision of tonsil tissue in the field of otolaryngology, for example.
  • this plasma treatment system 1 may be used for excision of synovium and cartilage in the orthopedic field, and may be used for excision of an organ (particularly liver) in general laparotomy.
  • the plasma treatment system 1 includes a treatment tool (plasma treatment tool) 2.
  • the treatment instrument 2 has a longitudinal axis C.
  • one of the two directions parallel to the longitudinal axis C is defined as the distal direction (the direction of arrow C1 in FIG. 1), and the direction opposite to the distal direction is defined as the direction of the proximal direction (arrow C2 in FIG. 1).
  • the plasma treatment system 1 includes an energy source unit 3 such as an energy generator, and an energy operation input unit 5 such as a foot switch.
  • the plasma treatment system 1 is provided with a supply source (liquid supply source) 6 and a suction source 7.
  • the plasma treatment system 1 is provided with a temperature adjustment unit 8 such as a temperature adjustment heater.
  • the supply source 6 includes a liquid bag 11 such as a physiological saline bag and a supply pump (liquid feed pump) 12.
  • the liquid bag 11 is filled with a conductive solution such as physiological saline.
  • a supply path 13 is formed by, for example, an external supply tube (not shown).
  • the suction source 7 includes a drainage tank 16 and a suction pump 17. One end of a suction path 18 is connected to the suction source 7. Outside the treatment instrument 2, a suction path 18 is formed by, for example, an external suction tube (not shown). By operating the suction pump 17, suctioned matter such as drainage is sucked through the suction path 18 and collected in the drainage tank 16.
  • the treatment instrument (plasma treatment instrument) 2 includes a holding case (holding part) 21 held by an operator, a sheath 22 connected to the distal direction side of the holding case 21, a probe 23 inserted through the sheath 22, Is provided. The probe 23 and the sheath 22 are inserted into the holding case 21 from the distal direction side. A treatment portion 25 is formed at the distal end portion of the probe 23. The treatment portion 25 protrudes from the distal end of the sheath 22 in the distal direction.
  • One end of a cable 26 is detachably connected to the holding case 21. The other end of the cable 26 is connected to the energy source unit 3.
  • FIG. 2 is a diagram showing the configuration of the distal end portion of the sheath 22 and the treatment portion 25 of the probe 23. As shown in FIG. 2, the treatment portion 25 protrudes from the sheath 22 toward the distal end and is exposed to the outside.
  • the treatment portion 25 includes a distal end surface 27 that forms the distal end of the probe 23 and an outer peripheral surface 28 that forms the outer periphery of the treatment portion 25.
  • the holding case 21 has a supply port (liquid feeding port) 31 formed therein.
  • the supply path 13 is inserted into the holding case 21 from the supply port 31.
  • the supply path 13 is extended through the space between the probe 23 and the sheath 22.
  • the supply path 13 is formed by, for example, a supply tube (not shown) extending between the probe 23 and the sheath 22.
  • the supply path 13 is separable at the supply port 31.
  • the treatment section 25 is formed with a spout 32 of the supply path 13.
  • the ejection port 32 is located at the distal end of the space between the sheath 22 and the probe 23 and opens toward the distal direction.
  • the conductive solution supplied through the supply path 13 is jetted out of the treatment instrument 2 (outside of the sheath 22) from the jet port 32 toward the distal direction.
  • a suction port 33 is formed in the holding case 21.
  • the suction path 18 is inserted into the holding case 21 from the suction port 33.
  • the suction path 18 extends through the inside of the probe 23.
  • the suction path 18 is formed by, for example, a suction tube (not shown) extending inside the probe 23.
  • the suction path 18 can be separated at the suction port 33.
  • a suction port 35 of the suction path 18 is formed in the treatment portion 25.
  • the suction port 35 is located on the distal end surface 27 of the treatment section 25 and opens toward the distal end direction.
  • the conductive solution or the like ejected from the ejection port 32 is sucked from the suction port 35 as a sucked material. Then, the aspirated material is sucked from the outside of the treatment instrument 2 through the suction port 35 and the suction path 18 and collected in the drainage tank 16.
  • the cable 26 is detachable from the holding case 21 of the treatment instrument 2. Further, the supply path 13 can be separated at the supply port 31 of the holding case 21, and the suction path 18 can be separated at the suction port 33 of the holding case 21. For this reason, after using the treatment instrument 2, the treatment instrument 2 can be separated from the energy source unit 3 (cable 26), the energy operation input unit 5, the supply source 6, and the suction source 7. Thereby, it becomes possible to discard only the treatment tool 2 and reuse devices other than the treatment tool 2 (such as the energy source unit 3 and the energy operation input unit 5).
  • the energy source unit 3 includes a high frequency energy source 41 capable of outputting high frequency energy (high frequency power).
  • the high-frequency energy source 41 is, for example, a power supply (AC power supply) provided in the energy generator, and outputs high-frequency power in which the waveform of the high-frequency current (Radio Frequency current) is, for example, a sine wave or a triangular wave.
  • One end of the first external high frequency path 42A and one end of the second external high frequency path 42B are connected to the high frequency energy source 41.
  • the first external high-frequency path 42 ⁇ / b> A and the second external high-frequency path 42 ⁇ / b> B are extended through the inside of the cable 26.
  • the first external high-frequency path 42A and the second external high-frequency path 42B are formed by, for example, electrical wiring (not shown) extending inside the cable 26.
  • the first external high-frequency path 42A and the second external high-frequency path 42B are electrically insulated from each other.
  • the holding case 21 of the treatment instrument 2 is provided with a first connection terminal 43A and a second connection terminal 43B.
  • the first connection terminal 43A and the second connection terminal 43B are electrically insulated from each other.
  • One end (base end) of the first internal high-frequency path 45A is connected to the first connection terminal 43A, and one end (base end) of the second internal high-frequency path 45B is connected to the second connection terminal 43B.
  • the first internal high-frequency path 45A and the second internal high-frequency path 45B extend through the treatment instrument 2 and are electrically insulated from each other.
  • the first internal high-frequency path 45A is formed by, for example, electrical wiring (not shown) extending inside the probe 23, a conductive portion (not shown) of the probe 23, and the like.
  • the second internal high-frequency path 45B is formed by, for example, electrical wiring (not shown) extending in a space between the probe 23 and the sheath 22, a conductive portion (not shown) of the sheath 22, and the like.
  • the first external high frequency path 42A is electrically connected to the first internal high frequency path 45A in the first connection terminal 43A
  • the second connection terminal 43B is connected to the first external high frequency path 42A.
  • the two external high frequency paths 42B are electrically connected to the second internal high frequency path 45B.
  • first electrode portions 46 ⁇ / b> A and 46 ⁇ / b> B are fixed to the distal end surface 27 of the treatment portion 25 in the present embodiment.
  • the first electrode portions 46A and 46B are made of a conductive material, and in this embodiment, are located on the outer peripheral side of the suction port 35 of the suction path 18.
  • the first electrode portions 46A and 46B are arranged apart from each other about the longitudinal axis.
  • the other end (tip) of the first internal high-frequency path 45A is connected to the first electrode portions 46A and 46B.
  • one second electrode portion (return electrode) 47 is fixed to the outer peripheral surface 28 of the treatment portion 25 in the present embodiment.
  • the second electrode portion 47 is formed of a conductive material, and in the present embodiment, extends around the entire circumference of the outer peripheral surface 28 about the longitudinal axis.
  • the second electrode portion 47 is located on the distal direction side of the distal end (jet port 32) of the sheath 22.
  • the first electrode portions 46 ⁇ / b> A and 46 ⁇ / b> B and the second electrode portion 47 are fixed to the treatment portion 25. Therefore, the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are provided in the treatment portion 25 in a state where the relative position does not change with respect to each other.
  • the first electrode portions 46 ⁇ / b> A and 46 ⁇ / b> B and the second electrode portion 47 are located between the ejection port 32 of the supply path 13 and the suction port 35 of the suction path 18. As shown in FIG. 1, the other end (tip) of the second internal high-frequency path 45 ⁇ / b> B is connected to the second electrode portion 47.
  • the second electrode portion 47 is different from the first electrode portions 46A and 46B. Functions as an electrode.
  • the second electrode portion 47 functions as an electrode having a different potential from the first electrode portions 46A and 46B.
  • the energy source unit 3 includes a processing unit (processor) 50 including a CPU (Central Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), and the like, and a storage unit 51 such as a memory.
  • the processing unit 50 is electrically connected to the high frequency energy source 41 and the storage unit 51, and the processing unit 50 can transmit a control signal or the like to the high frequency energy source 41.
  • the processing unit 50 includes a control unit 52, a target setting unit 53, and an arithmetic processing unit 55.
  • the control unit 52, the target setting unit 53, and the arithmetic processing unit 55 are, for example, a part of an electronic circuit (control circuit, arithmetic circuit, etc.) that forms a CPU or ASIC.
  • control unit 52, the target setting unit 53, and the arithmetic processing unit 55 are electrically connected to each other, and can transmit electrical signals and the like to each other.
  • the processing unit 50 and the storage unit 51 are provided integrally with the high-frequency energy source 41.
  • the processing unit 50 and the storage unit 51 are different from the high-frequency energy source 41. It may be provided by the body. The processing in the storage unit 51, the control unit 52, the target setting unit 53, and the arithmetic processing unit 55 will be described in detail later.
  • an energy operation for outputting high frequency energy from the high frequency energy source 41 is input. Based on the input of the energy operation, an operation signal is transmitted from the energy operation input unit 5 to the control unit 52 by wire or wireless.
  • the control unit 52 controls the output state of the high frequency energy from the high frequency energy source 41 based on the operation signal (input of energy operation). Further, the output state such as the current value and voltage value of the high frequency energy from the high frequency energy source 41 is detected, and information such as the detected current value is transmitted to the control unit 52 of the processing unit 50.
  • the energy operation input unit 5 includes, for example, a first input switch 56A and a second input switch 56B.
  • the first input switch 56 ⁇ / b> A When the first input switch 56 ⁇ / b> A is closed, high-frequency energy is output from the high-frequency energy source 41 in an ablation output mode used in a treatment for transpiration of a treatment target such as a living tissue. Further, when the second input switch 56B is closed, high-frequency energy is output from the high-frequency energy source 41 in a coagulation output mode used in a treatment for coagulating the treatment target. Generally, in the transpiration output mode, the voltage between the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 57 is larger than that in the coagulation output mode.
  • the energy operation input unit 5 is provided with an energy level adjustment unit (not shown), and the energy level of the high-frequency energy output from the high-frequency energy source 41 is adjusted in each of the transpiration output mode and the coagulation output mode.
  • the person may be able to adjust.
  • the treatment instrument 2 is provided with a memory (not shown) for storing an ID (individual identification number), and the cable 26 is connected to the holding case 21 so that the control unit 52 of the processing unit 50 is connected. The ID may be read.
  • the storage unit 51 has ID information of a plurality of types of treatment tools 2 having different specifications (dimensions, positions and shapes of active electrodes and return electrodes, dimensions of supply paths, etc.) with respect to each other, Information on the energy level of the high-frequency energy corresponding to the ID is stored. Based on the read ID and the information stored in the storage unit 51, the energy level of the high frequency energy output from the high frequency energy source 41 in each of the transpiration output mode and the coagulation output mode is automatically set.
  • the control unit 52 of the processing unit 50 can transmit control signals to the supply pump 12 of the supply source 6 and the suction pump 17 of the suction source 7 by wire or wirelessly. Can be controlled.
  • the supply amount (liquid supply amount) of the conductive solution from the supply source 6 changes.
  • the suction amount of the sucked material (conductive solution) by the suction source 7 changes.
  • a supply amount detection unit (liquid feeding amount detection unit) 57 is disposed in the supply path 13. In the present embodiment, the supply amount detection unit 57 is located outside the treatment instrument 2.
  • the supply amount detection unit 57 is, for example, one of known flow rate sensors, and detects the supply amount of the conductive solution (physiological saline) supplied from the supply source 6. Then, a detection signal indicating the detection result of the supply amount can be transmitted to the control unit 52 by wire or wireless.
  • the controller 52 controls the operating state of the supply pump 12 based on the detection result of the supply amount detector 57.
  • the supply amount detection part 57 may be provided in the supply source 6, and may be provided in the treatment instrument 2 in the supply path
  • a suction amount detector 58 is attached to the drainage tank 16 of the suction source 7.
  • the suction amount detection unit 58 is, for example, one of a well-known liquid level sensor and water level sensor, and detects the suction amount of the conductive solution (suction material) sucked by the suction source 7. Then, a detection signal indicating the detection result of the suction amount can be transmitted to the control unit 52 by wire or wireless.
  • the controller 52 controls the operating state of the suction pump 17 based on the detection result of the suction amount detector 58.
  • a known flow rate sensor may be used as the suction amount detection unit 58. In this case, the suction amount detection unit 58 is provided in the suction path 18.
  • the suction amount detection part 58 may be provided in the treatment tool 2 in the suction path 18. That is, it is only necessary to detect the suction amount of the conductive solution after being sucked from the suction port 35.
  • the ID of the treatment instrument 2 to which the control unit 52 of the processing unit 50 is connected may be read.
  • the storage unit 51 information on the operating characteristics of the supply pump 12, information on the operating characteristics of the suction pump 17, ID information of a plurality of types of treatment instruments 2 having different specifications relative to each other, and supply corresponding to each ID Information on the supply amount from the source 6 and information on the suction amount by the suction source 7 corresponding to each ID are stored.
  • the control unit 52 controls the operation state of the supply pump 12 and the operation state of the suction pump 17 in each of the transpiration output mode and the coagulation output mode. The supply amount from the supply source 6 and the suction amount by the suction source 7 are adjusted.
  • a temperature detection unit 61 is fixed to the distal end surface 27 of the treatment unit 25.
  • the temperature detector 61 is a temperature sensor such as a thermocouple, for example.
  • the temperature detection unit 61 is located between the first electrode units (active electrodes) 46 ⁇ / b> A and 46 ⁇ / b> B and the second electrode unit (return electrode) 47.
  • the first distance L1 from the temperature detection unit 61 to the first electrode unit is the temperature from the temperature detection unit 61 to the second electrode. It is smaller than the second distance L2 to the portion 47.
  • the temperature detector 61 is located in the vicinity of the first electrode portions 46A and 46B.
  • the plasma treatment system 1 is used in the plasma treatment (low temperature ablation treatment) by the energy source unit 3 (including the processing unit 50), the supply amount detection unit 57, the suction amount detection unit 58, and the temperature detection unit 61.
  • a plasma treatment control unit for controlling is configured.
  • a signal path 62 is connected to the temperature detection unit 61.
  • the signal path 62 extends through the inside of the treatment instrument 2 (inside the probe 23) and the inside of the cable 26, and the other end is connected to the control unit 52 of the processing unit 50.
  • the signal path 62 is formed by, for example, a signal line extending inside the probe 23 and a signal line extending inside the cable 26.
  • the signal path 62 can be separated at the connection position of the cable 26 to the holding case 21.
  • a detection signal indicating a detection result in the temperature detection unit 61 is transmitted to the control unit 52 via the signal path 62.
  • the control unit 52 of the processing unit 50 can transmit a control signal to the temperature adjustment unit 8 by wire or wirelessly, and can control an operation state such as a heat generation state of the temperature adjustment unit 8.
  • the temperature adjustment unit 8 is operated to heat or cool the conductive solution in the supply source 6 to adjust the temperature of the conductive solution.
  • the control unit 52 controls the operating state of the temperature adjustment unit 8 based on the detection result of the temperature detection unit 61 and adjusts the temperature of the conductive solution in the supply source 6.
  • the temperature of the conductive solution in the vicinity of the temperature adjustment unit 8 changes.
  • the control unit 52 controls the temperature adjustment of the conductive solution in the temperature adjustment unit 8 based on the detection result in the temperature detection unit 62.
  • the temperature adjustment unit 8 may adjust the temperature of the conductive solution in the supply path 13, and if it is small, adjust the temperature of the conductive solution in the supply path 13 inside the treatment instrument 2. Also good. That is, the temperature of the conductive solution may be adjusted by the temperature adjustment unit 8 before being ejected from the ejection port 32.
  • the detection of the temperature in the temperature detection unit 61 and the control of the operation state of the temperature adjustment unit 8 by the control unit 52 in the treatment will be described in detail later.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a state in the vicinity of the treatment unit 25 in a treatment (for example, a treatment for evaporating the treatment target T).
  • the treatment shown in FIG. 3 is referred to as a low-temperature ablation treatment, and is used for excision of the tonsils, for example.
  • the distal end surface 27 of the treatment unit 25 is opposed to the surface T1 of the treatment target T.
  • the treatment portion 25 (tip surface 27) is not in direct contact with the treatment target T and is separated from the treatment target T.
  • the first electrode portions 46A and 46B are located closer to the treatment target T than the second electrode portion 47. For this reason, in the treatment, the first electrode portions 46A and 46B are electrodes mainly acting on the treatment target T.
  • the supply pump 12 and the suction pump 17 are operated, and the conductive solution is supplied from the supply source 6 through the supply path 13. Then, the supplied conductive solution is ejected from the ejection port 32 of the treatment unit 25 toward the surface T1 of the treatment target T. In addition, the conductive solution ejected from the ejection port 32 is aspirated by the aspiration source 7. The conductive solution outside the treatment section 25 is sucked from the suction port 35 through the suction path 18 and collected in the drainage tank 16. As described above, the supply of the conductive solution by the supply source 6 and the suction of the conductive solution by the suction source 7 cause the conductive solution between the treatment portion 25 and the surface T1 of the treatment target T. A perfusion layer H is formed. In the perfusion layer H, a flow of the conductive solution (arrow B1 in FIG. 3) from the jet port 32 toward the suction port 35 is formed.
  • the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are immersed in the perfusion layer H. Since the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are located between the jet port 32 and the suction port 35, the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are located at positions that are easily immersed in the perfusion layer H. High frequency energy (high frequency power) is transmitted to the first electrode portions 46A, 46B and the second electrode portion 47 in a state where the first electrode portions 46A, 46B and the second electrode portion 47 are immersed in the perfusion layer H. As a result, a high-frequency current flows between the first electrode portion 46A and the second electrode portion 46B in the perfusion layer H.
  • high frequency energy high frequency power
  • the voltage (potential difference) between the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 increases.
  • a high-frequency current flows through the perfusion layer H of the conductive solution, and the first electrode portions 46A and 46A of the perfusion layer H A vapor layer is formed between 46 ⁇ / b> B and the second electrode portion 47.
  • breakdown occurs in the vapor layer, and plasma is generated in the perfusion layer H of the conductive solution. That is, in the perfusion layer H, the plasma layer Q is formed in a region where a high-frequency current flows between the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47.
  • the generated plasma is subjected to a low temperature ablation treatment in which a treatment target such as a living tissue is ablated.
  • the supply path 13 extends through the inside of the probe 23, the ejection port 32 is provided at the distal end surface 27 of the treatment section 25, and the suction path 18 passes between the probe 23 and the sheath 22.
  • the suction port is provided at the tip of the space extending between the sheath 22 and the probe 23.
  • both the supply path 13 and the suction path 18 extend through the inside of the probe 23, the ejection port 32 is located on the outer peripheral surface 28 of the treatment section 25, and the suction port 35 is treated.
  • both the first electrode portion (46A, 46B) and the second electrode portion (47) are fixed to the distal end surface 27 of the treatment portion 25. From the above, the first electrode portion (46A, 46B) and the second electrode portion (47) are disposed in the treatment section 25 in a state of being sandwiched between the ejection port 32 and the suction port 35, and the ejection port 32 If the first electrode portion (46A, 46B) and the second electrode portion (47) are located at a position where the flow can be immersed in the perfusion layer H of the conductive solution in which the flow from the first to the suction port 35 is formed, Good.
  • the supply path 13 and the suction path 18 pass through the inside of the treatment instrument 2, but the present invention is not limited to this.
  • at least one of the water supply path 13 and the suction path 18 may be provided separately from the treatment instrument 2.
  • the first electrode unit (46A, 46B), the second electrode unit (47), and the temperature detection unit 61 are fixed to the treatment unit 25 and located at a position where the perfusion layer H is immersed. .
  • the perfusion liquid amount (liquid amount) of the perfusion layer H may be as large as the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are soaked in the perfusion layer H. It is preferable that the amount of liquid does not become excessively large. As a result, the conductive solution ejected from the ejection port 32 is effectively prevented from flowing into a part (for example, bronchi) other than the treatment target T in the body without being aspirated from the aspiration port 35. Thereby, the occurrence of complications due to the inflow of the conductive solution used in the treatment and the blood generated in the treatment to a part other than the treatment target T is effectively prevented.
  • the sheath 22 is not immersed in the perfusion layer H.
  • the surface area immersed in the perfusion layer H of the second electrode portion 47 is larger than the surface area immersed in the perfusion layer H of the first electrode portions 46A and 46B.
  • the current density of the high-frequency current in the vicinity of the second electrode portion 47 is lower than that in the vicinity of the first electrode portions 46A and 46B, and in the vicinity of the second electrode portion 47.
  • the temperature of the perfusion layer H is lower than that in the vicinity of the first electrode portions 46A and 46B. Therefore, plasma is easily generated in the vicinity of the first electrode portions 46A and 46B, and the first electrode portions 46A and 46B close to the treatment target T appropriately act as active electrodes having a large influence on the treatment target T. . That is, it is effectively prevented that the second electrode portion 47 far from the treatment target T functions as an active electrode, and the plasma layer Q suitable for treatment is formed in the perfusion layer H.
  • the treatment target T evaporated by the plasma is sucked together with the conductive solution of the perfusion layer H from the suction port 35 through the suction path 18. Note that the mechanism for evaporating the treatment target T with plasma has not been clarified at this stage. At the present stage, OH radicals generated in the plasma layer Q are considered as one factor that causes the treatment target T to evaporate. Further, the energy level of the high-frequency energy necessary for generating plasma in the perfusion layer H (the voltage between the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47, the current value of the high-frequency current flowing in the perfusion layer) ) Varies depending on the structure (shape, position, distance between electrodes, etc.) of the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47.
  • the storage unit 51 stores information on the structures of the first electrode units 46A and 46B and the second electrode unit 47, and information on the energy level of the high-frequency energy necessary for generating plasma, and the control unit 52 may control the output state of the high-frequency energy based on the stored information.
  • FIG. 4 is a flowchart showing the processing in the plasma treatment control unit (including the energy source unit 3 and the temperature detection unit 61) in the treatment (mainly treatment for evaporating the treatment target T).
  • an energy operation is input in the energy operation input unit 5 with the distal end surface 27 of the treatment unit 25 facing the treatment target T.
  • the first input switch 56A is closed.
  • an operation signal is input to the control unit 52, and the input of an energy operation is detected by the control unit 52 (step S101—Yes).
  • the control part 52 sets the energy level of the high frequency energy (high frequency electric power) output from the high frequency energy source 41 (step S102).
  • the energy level to be set is determined based on the specifications of the treatment instrument 2 used for the treatment (positions, dimensions, shapes, etc. of the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47). .
  • the energy level is set higher than in the coagulation output mode.
  • Information regarding the energy level to be set may be stored in the storage unit 51.
  • step S103 supply of the conductive solution from the supply source 6 and suction by the suction source 7 are started (step S103).
  • the control unit 52 controls the operation state of the supply pump 12 and the operation state of the suction pump 17 based on the operation characteristics of the supply pump 12 and the operation characteristics of the suction pump 17 stored in the storage unit 51.
  • the perfusion layer H of the conductive solution is formed between the distal end surface 27 of the treatment section 25 and the treatment target T. .
  • step S104 the adjustment process of the perfusion liquid quantity which is the liquid quantity of the perfusion layer H is performed (step S104). Moreover, the adjustment process of the temperature of the perfusion layer H is also performed (step 105).
  • the generation state of the plasma changes depending on the amount of the perfusion liquid in the perfusion layer H and the temperature of the conductive solution in the perfusion layer H. That is, even when the output state of the high-frequency energy does not change, the generation of plasma changes in accordance with the change in the amount or temperature of the perfusion liquid in the perfusion layer H. For this reason, it is important to appropriately generate plasma in the perfusion layer H by adjusting the perfusion liquid amount and temperature of the perfusion layer H to an appropriate range (value).
  • FIG. 5 is a flowchart showing a process for adjusting the amount of perfusion liquid in the perfusion layer H.
  • the target setting unit 53 sets a liquid amount range (liquid amount value) that is a target for the amount of perfusion liquid (step S121).
  • the target liquid amount range is, for example, a liquid amount range in which appropriate plasma is generated in the treatment.
  • the target liquid amount range is set based on, for example, the specifications of the treatment instrument 2 (the shape and size of the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47). Further, a target liquid amount range may be set based on whether or not high-frequency energy is output.
  • the output state of the high-frequency energy (for example, the energy level set in step S102).
  • a target liquid amount range may be set.
  • the storage unit 51 stores in advance a table indicating the relationship between the specification of the treatment instrument 2 and the target liquid amount range, the relationship between the output state of the high frequency energy and the target liquid amount range, and the like.
  • the target liquid amount range is a liquid amount range suitable for treatment, even when the liquid amount range is the smallest within the liquid amount range, the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are provided in the perfusion layer.
  • the liquid amount range is set so as to be immersed in H.
  • the amount of the perfusion liquid is such that the inflow of the conductive solution to a part other than the treatment target T in the body is prevented.
  • the sheath 22 is not immersed in the perfusion layer H. .
  • the supply amount of the conductive solution from the supply source 6 is detected by the supply amount detection unit 57 and the conductive solution sucked by the suction source 7 by the suction amount detection unit 58 (including the evaporated treatment target T). Is detected (step S122). Then, a detection signal indicating the supply amount and a detection signal indicating the suction amount are transmitted to the control unit 52. Then, the arithmetic processing unit 55 calculates the amount of perfusion liquid in the perfusion layer H based on the detection result of the supply amount and the detection result of the suction amount (step S123). The perfusion liquid amount is calculated using, for example, a calculation program stored in the storage unit 51.
  • the control unit 52 determines whether or not the perfusion liquid amount in the perfusion layer H is within the target liquid amount range set in step S121 (step S124).
  • the control unit 52 causes the supply pump 12 and the perfusion liquid amount to be maintained.
  • the suction pump 17 is controlled.
  • the supply amount from the supply source 6 is adjusted by the supply pump 12 (step S125) and the suction pump 17 The amount of suction to the suction source 7 is adjusted (step S126).
  • the control unit 52 controls the operation state of the supply pump 12 and the operation state of the suction pump 17 based on the detection result of the supply amount, the detection result of the suction amount, and the calculation result of the perfusion liquid amount.
  • the adjustment of the supply amount and the adjustment of the suction amount are performed so that the perfusion liquid amount falls within the target liquid amount range set in step S121.
  • the control unit 52 controls the operation state of the supply pump 12 to increase the supply amount, and the control unit 52 changes the operation state of the suction pump 17. By controlling, the suction amount is decreased.
  • FIG. 6 is a flowchart showing a process for adjusting the temperature of the perfusion layer H.
  • the target setting unit 53 sets a temperature range (temperature) that is the target of the perfusion layer (step S131).
  • the target temperature range is, for example, a temperature range in which appropriate plasma is generated in the treatment.
  • the target temperature range is set based on, for example, the specifications of the treatment instrument 2 and the presence / absence of high-frequency energy output.
  • the target temperature range may be set based on the output state of the high-frequency energy (for example, the energy level set in step S102).
  • the storage unit 51 stores a table indicating the relationship between the specification of the treatment instrument 2 and the target temperature range, the relationship between the output state of the high frequency energy and the target temperature range, and the like.
  • a target temperature range may be set based on the perfusion liquid amount of the perfusion layer H calculated in step S123.
  • the temperature of the perfusion layer H is 45 ° C. to 90 ° C., and preferably 60 ° C. to 70 ° C. Therefore, the minimum value in the target temperature range is 45 ° C. or higher, and preferably 60 ° C. or higher.
  • the maximum value in the target temperature range is 90 ° C. or less, and preferably 70 ° C. or less.
  • the temperature detection unit 61 detects the temperature of the perfusion layer H (step S132). As shown in FIG. 3, the temperature detection unit 61 is disposed between the jet port 32 and the suction port 35, and the first electrode units 46 ⁇ / b> A and 46 ⁇ / b> B and the second electrode unit 47 are immersed in the perfusion layer H. In FIG. 4, the position is immersed in the perfusion layer H. For this reason, the temperature of the perfusion layer H formed between the treatment target T and the treatment portion 25 in the low-temperature ablation treatment is appropriately detected. In the present embodiment, the temperature detection unit 61 is fixed to the distal end surface 27 of the treatment unit 25, but is not limited thereto.
  • the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are immersed in the perfusion layer H
  • the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are disposed on the outer peripheral surface 28 of the treatment portion 25 on condition that they are positioned in the perfusion layer H May be. That is, in the state where the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are immersed in the perfusion layer H, the position of the temperature detection unit 61 is not limited as long as the position is immersed in the perfusion layer H.
  • the temperature detector 61 is located between the first electrode portions (active electrodes) 46 ⁇ / b> A and 46 ⁇ / b> B and the second electrode portion (return electrode) 47. . That is, in the state where the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 are immersed in the perfusion layer H, the perfusion layer H between the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 is formed. It is located in the region where high-frequency current flows. For this reason, in the low temperature ablation treatment, the temperature of the region where the plasma layer Q acting on the treatment target T is generated is detected by the temperature detection unit 61.
  • the first distance L1 from the temperature detection unit 61 to the first electrode unit is the temperature from the temperature detection unit 61 to the second electrode. It is smaller than the second distance L2 to the portion 47. For this reason, the temperature detection unit 61 is located in the vicinity of the first electrode portions (active electrodes) 46A and 46B that have a large influence on the treatment target T in the low-temperature ablation treatment. Accordingly, the temperature of the region having a large influence on the treatment target T in the perfusion layer H is detected by the temperature detection unit 61.
  • the relationship between the operating state of the temperature adjustment unit 8 (that is, the adjustment state of the temperature of the conductive solution by the temperature adjustment unit 8) and the temperature of the perfusion layer H is Calculated by the arithmetic processing unit 55 (step S133). For example, a change in the temperature of the perfusion layer H with respect to a change in the heat generation state or the cooling state in the temperature adjustment unit 8 is calculated.
  • the relationship between the operating state of the temperature adjustment unit 8 and the temperature of the perfusion layer H includes the supply amount from the supply source 6, the supply speed (liquid feeding speed), the length (dimensions) of the supply path 13, and the position of the temperature adjustment unit 8. It changes in response to etc.
  • the supply speed from the supply source 6 is calculated based on the supply amount detected in step S122, and the operating state of the temperature adjustment unit 8 is calculated based on the detected supply amount and the calculated supply speed.
  • the relationship with the temperature of the perfusion layer H may be calculated.
  • the length information of the supply path 13 and the specification of the supply pump 12 are stored in the storage unit 51, and based on the stored information, the operating state of the temperature adjustment unit 8 and the temperature of the perfusion layer H are stored. Relationships may be calculated.
  • step S134 it is determined by the control unit 52 whether or not the temperature of the perfusion layer H is within the target temperature range set in step S131 (step S134).
  • the temperature adjustment unit 8 is controlled by the controller 52 so that the temperature of the perfusion layer H is maintained. Be controlled.
  • the control unit 52 operates the temperature adjustment unit 8 based on the detection result of the temperature of the perfusion layer H (such as a heat generation state). ) Is controlled (step S135).
  • Control of the operation state of the temperature adjustment unit 8 is performed using the relationship between the operation state of the temperature adjustment unit 8 calculated in step S133 and the temperature of the perfusion layer H. As a result, the amount of heat generated in the temperature adjustment unit 8 is adjusted.
  • the temperature adjustment unit 8 performs cooling in addition to heating the conductive solution
  • the cooling amount is adjusted in addition to the heat generation amount of the temperature adjustment unit 8 by controlling the operation state of the temperature adjustment unit 8. Is possible.
  • Control of the operating state of the temperature adjustment unit 8 (that is, adjustment of the temperature of the conductive solution before the ejection port 32) is performed in a state where the temperature of the perfusion layer H falls within the target temperature range set in step S131. Done. For example, when the temperature of the perfusion layer H is lower than the target temperature range, the amount of heat generated in the temperature adjustment unit 8 is increased by controlling the operating state of the temperature adjustment unit 8.
  • control unit 52 controls the operation state of the supply pump 12 in addition to the temperature adjustment unit 8 based on the detection result of the temperature of the perfusion layer H, and the operation state of the suction pump 17. Controlled. Thereby, the supply amount (supply speed) of the conductive solution supplied through the supply path 13 is adjusted (step S136), and the suction amount of the conductive solution (including the evaporated treatment target) sucked through the suction path 18 is adjusted. (Suction speed) is adjusted (step S137). The temperature of the perfusion layer H is adjusted by controlling the supply amount and the suction amount. At this time, the amount of perfusion liquid in the perfusion layer H may or may not change by adjusting the supply amount and the suction amount.
  • the perfusion liquid amount of the perfusion layer H is adjusted to the target liquid amount range in step S104, it is preferable that the perfusion liquid amount of the perfusion layer H does not change in steps S136 and S137.
  • the supply amount and the suction amount are adjusted so that the temperature of the perfusion layer H falls within the target temperature range set in step S131. For example, when the temperature of the perfusion layer H is higher than the target temperature range and the temperature of the conductive solution is lower than the perfusion layer H in the vicinity of the temperature adjustment unit 8, the supply amount (supply speed) from the supply source 6. And the amount of suction (suction speed) to the suction source 7 is increased.
  • the conductive solution having a low temperature is rapidly supplied to the perfusion layer H, and the temperature of the perfusion layer H is lowered. At this time, by increasing both the supply amount and the suction amount, the temperature of the perfusion layer H can be changed without changing the amount of the perfusion liquid in the perfusion layer H.
  • step S104 When the adjustment process of the perfusion liquid amount (step S104) and the adjustment process of the temperature of the perfusion layer H (step 105) are performed, the output of the high frequency energy from the high frequency energy source 41 is started at the energy level set in step S102. (Step S106).
  • the amount and temperature of the perfusion liquid of the perfusion layer H are set to an appropriate range in the low-temperature ablation treatment by steps S104 and S105. For this reason, the high frequency energy output to the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 is transmitted, so that plasma is appropriately generated in the perfusion layer H as described above.
  • a threshold value that is higher than the target temperature range is set by the control unit 52 or stored in the storage unit 51.
  • the temperature detection unit 61 detects the temperature of the perfusion layer H, and the control unit 52 determines whether the detected temperature of the perfusion layer H is equal to or higher than the threshold (step S107).
  • the output of the high frequency energy from the high frequency energy source 41 is stopped (step S111). Note that if high-frequency energy is output at the energy level in the transpiration output mode when the temperature of the perfusion layer H is equal to or higher than the threshold value, for example, the treatment target and biological tissue other than the treatment target may be thermally damaged.
  • step S104 the perfusion liquid amount adjustment process (step S104) and the perfusion layer H temperature adjustment process (step 105) are performed, and the output of the high frequency energy is maintained in step S106.
  • step S107 the determination in step S107 is performed. That is, even in a state where high-frequency energy is output at the energy level of the transpiration output mode, the adjustment process of the perfusion liquid amount (step S104) and the adjustment process of the temperature of the perfusion layer H (step 105) are performed. A determination is made. When the temperature of the perfusion layer H is equal to or higher than the threshold (step S107—Yes), as described above, the output of the high frequency energy is stopped (step S111).
  • step S111 the control unit 52 controls the presence or absence of high-frequency energy output from the high-frequency energy source 41 and the output state of high-frequency energy based on the calculation result of the perfusion liquid amount and the detection result of the temperature of the perfusion layer H. Is done.
  • the high frequency energy may be output at an energy level lower than the set energy level.
  • the voltage between the first electrode portions 46A and 46B and the second electrode portion 47 also decreases, and is related to the amount and temperature of the perfusion liquid in the perfusion layer H. No plasma is generated in the perfusion layer H.
  • the determination of whether or not the temperature of the perfusion layer H in step S107 is equal to or higher than the threshold value may be performed in a state where the output of the high frequency energy is stopped. In this case, when the temperature of the perfusion layer H is equal to or higher than the threshold value, the output stop of the high frequency energy is maintained.
  • step S105 only the adjustment process (step S105) of the temperature of the perfusion layer H is performed, and the adjustment process (step S104) of the perfusion liquid quantity of the perfusion layer H does not need to be performed.
  • a program for performing the processes shown in FIGS. 4 to 6 may be stored in the storage unit 51.
  • the perfusion liquid amount of the perfusion layer H is calculated from the detected supply amount and suction amount, and the supply amount and suction amount are set so that the perfusion liquid amount of the perfusion layer H falls within the target liquid amount range. Is adjusted. For this reason, by setting the target liquid amount range to a liquid amount range appropriate for the treatment, plasma is appropriately generated in the perfusion layer H in the low-temperature ablation treatment, and the treatment performance is ensured.
  • the temperature of the perfusion layer H is detected by the temperature detection unit 61, and the temperature adjustment is performed based on the detection result of the temperature of the perfusion layer H so that the temperature of the perfusion layer H falls within the target temperature range.
  • the operation state (heat generation state, cooling state, etc.) of the unit 8 is controlled. For this reason, by setting the target temperature range to a temperature range appropriate for the treatment, plasma is appropriately generated in the perfusion layer H in the low temperature ablation treatment, and the treatment performance is ensured.
  • a pH detection unit 65 is provided in the suction path 18.
  • a pH detection unit is located outside the treatment instrument 2.
  • the pH detection unit 65 is, for example, a pH sensor that detects the pH of the conductive solution by causing an electric current to flow through the conductive solution (including the evaporated treatment target) in the suction path 18.
  • a detection signal based on the detection result of the pH of the conductive solution is transmitted to the control unit 52 by wire or wirelessly.
  • the pH detection unit 65 performs plasma treatment (low temperature ablation treatment)
  • the plasma treatment control unit for controlling the plasma treatment system 1 is configured.
  • the pH detection part 65 may be provided in the suction source 7, and may be provided in the inside of the treatment instrument 2 in the suction path 18 if it is small. That is, after the suction from the suction port 35, the pH of the conductive solution may be detected by the pH detection unit 65.
  • the pH of the conductive solution is within a predetermined range.
  • the pH is in the range of 4.5 to 7.0.
  • the pH of the conductive solution changes and the pH is not within the predetermined range. Therefore, by detecting the pH of the conductive solution after being sucked from the suction port 35, it is determined whether or not the treatment target T is appropriately evaporated, that is, whether or not the plasma is appropriately generated in the perfusion layer H. Can be determined.
  • the detected pH of the conductive solution varies depending on whether or not the treatment target is contained, the type of treatment target, the content of the treatment target, and the like.
  • control unit 52 controls the operating state of the temperature adjustment unit 8 based on the detection result of the pH in the pH detection unit 65 in addition to the detection result of the temperature of the perfusion layer H in the temperature detection unit 61.
  • the temperature of the perfusion layer H is adjusted.
  • the supply amount from the supply source 6 and the suction amount to the suction source 7 are adjusted, and the perfusion liquid of the perfusion layer H The amount may be adjusted.
  • the adjustment of the amount of perfusion liquid and the adjustment of the temperature of the perfusion layer H are performed in the same manner as in the first embodiment.
  • the temperature detection unit (61) that detects the temperature of the perfusion layer (H) is fixed to the treatment unit (25), and the first electrode The part (46A, 46B) and the second electrode part (47) are located in a position where they are immersed in the perfusion layer (H) in a state where they are immersed in the perfusion layer (H). And based on the detection result in a temperature detection part (61), a control part (52) adjusts the temperature in a temperature adjustment unit (8) in the state in which the temperature of a perfusion layer (H) becomes a target temperature range. And the supply amount and suction amount of the conductive solution are controlled.
  • a plasma treatment control unit provided in a plasma treatment system for generating plasma in the perfusion layer and treating a treatment target using the plasma
  • a temperature detection unit that is fixed to the treatment unit and is located at a position where the first electrode unit and the second electrode unit are immersed in the perfusion layer in a state where the first
  • a plasma treatment control unit according to claim 1;
  • a treatment instrument comprising the treatment part to which the temperature detection part is fixed;
  • a temperature adjustment unit for adjusting the temperature of the conductive solution before being ejected from the ejection port;
  • a plasma treatment system comprising:

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Abstract

　プラズマ処置システムでは、導電性溶液の灌流層の温度を検知する温度検知部は、処置部に固定され、第１の電極部と第２の電極部が前記灌流層に浸った状態において、前記灌流層に浸る位置に位置している。前記プラズマ処置システムでは、前記温度検知部での検知結果に基づいて、前記灌流層の前記温度が目標の温度範囲になる状態に、制御部が温度調整ユニットでの温度の調整、及び、前記導電性溶液の供給量及び吸引量を制御し、前記潅流層での前記導電性溶液の温度を調整している。

Description

プラズマ処置システム
　本発明は、処置部に設けられる第１の電極部と第２の電極部との間に導電性溶液の灌流層を通して高周波電流が流れることにより、灌流層にプラズマを発生させ、発生したプラズマを用いて処置対象を処置するプラズマ処置システムに関する。
　特許文献１には、第１の電極部（アクティブ電極）及び第２の電極部（リターン電極）がプローブの処置部に設けられた処置具を備えるプラズマ処置システムが、開示されている。このプラズマ処置システムでは、第１の電極部は、第２の電極部に対して相対位置が変化しない状態で設けられている。また、処置具には、処置部が先端方向に向かって突出する状態でプローブが挿通されるシースが、設けられている。シースとプローブとの間には、供給経路が形成され、シースの先端に供給経路の噴出口が形成されている。また、プローブの内部には吸引経路が形成され、処置部の先端面に吸引経路の吸引口が形成されている。処置においては、供給経路を通して導電性溶液（生理食塩水）が供給され、吸引経路を通して供給された導電性溶液が吸引される。これにより、処置において、処置対象と処置部との間に、供給経路の噴出口から吸引経路の吸引口へ向かう導電性溶液の灌流層が形成される。
　第１の電極部及び第２の電極部が灌流層に浸った状態で第１の電極部及び第２の電極部に高周波エネルギー（高周波電力）が伝達されることにより、灌流層において第１の電極部と第２の電極部との間に、高周波電流が流れる。第１の電極部と第２の電極部との間の電圧を大きくすると、導電性溶液の灌流層に高周波電流が流れることにより、灌流層の第１の電極部と第２の電極部との間に蒸気層が形成される。そして、蒸気層においてブレイクダウンが起こり、導電性溶液の灌流層においてプラズマが発生する。処置においては、発生したプラズマによって、生体組織等の処置対象が蒸散する（ablated）。このような処置を、低温アブレーション処置（low-temperature ablation treatment）といい、例えば、扁桃腺（tonsil）の切除に用いられる。なお、第１の電極部及び第２の電極部に伝達される高周波エネルギーの制御等は、プラズマ処置制御ユニットによって行われる。
特開２０１１－４５７５６号公報
　前記特許文献１のように、導電性溶液の灌流層に高周波電流を流すことにより、灌流層においてプラズマを発生させ、プラズマを用いて処置対象を蒸散させる処置では、灌流層での導電性溶液の温度によって、プラズマの発生状態が変化する。前記特許文献１では、高周波電流によって灌流層での導電性溶液の温度は上昇するが、噴出口から噴出される前において、導電性溶液の温度は、調整されない。このため、灌流層において、導電性溶液が処置に適切な温度にならない場合がある。この場合、灌流層で適切にプラズマが発生せず、プラズマ処置（低温アブレーション処置）における処置性能が低下してしまう。
　本発明は前記課題に着目してなされたものであり、その目的とするところは、２つの電極部（第１の電極部及び第２の電極部）が浸る灌流層において、処置に適切な温度に導電性溶液が調整されるプラズマ処置システムを提供することにある。
　前記目的を達成するために、本発明のある態様のプラズマ処置システムは、導電性溶液を噴出される噴出口が形成され、前記導電性溶液を前記噴出口に向かって供給する供給経路と、前記導電性溶液を吸引する吸引口が形成され、前記導電性溶液を吸引することにより、前記噴出口から前記吸引口に向かう前記導電性溶液の灌流層を形成する吸引経路と、第１の電極部と、前記第１の電極部に対する相対位置が変化しない状態で設けられる第２の電極部と、を備え、前記灌流層に浸った状態の前記第１の電極部及び前記第２の電極部に高周波エネルギーが伝達されることにより、前記灌流層においてプラズマを発生させて処置対象を処置する処置部と、前記噴出口から噴出される前において前記導電性溶液の温度を調整する温度調整ユニットと、前記処置部に固定され、前記第１の電極部と前記第２の電極部が前記灌流層に浸った状態において前記灌流層に浸る位置に位置し、前記灌流層に浸った状態において前記灌流層の温度を検知する温度検知部と、前記温度検知部での検知結果に基づいて、前記灌流層の前記温度が目標の温度範囲になる状態に、前記温度調整ユニットでの前記導電性溶液の前記温度の調整を制御するとともに、前記供給経路を通して供給される前記導電性溶液の供給量及び前記吸引経路を通して吸引される前記導電性溶液の吸引量を制御する制御部と、を備える。
　本発明によれば、２つの電極部が浸る灌流層において、処置に適切な温度に導電性溶液が調整されるプラズマ処置システムを提供することができる。
第１の実施形態に係るプラズマ処置システムを示す概略図である。 第１の実施形態に係るシースの先端部及びプローブの処置部の構成を概略的に示す斜視図である。 第１の実施形態に係る処置部の近傍の処置時の状態を示す概略図である。 第１の実施形態に係るプラズマ処置制御ユニットの処置における処理を示すフローチャートである。 図４の灌流層の灌流液体量を調整する処理を示すフローチャートである。 図４の灌流層の温度を調整する処理を示すフローチャートである。 ある変形例に係るプラズマ処置システムを示す概略図である。
　（第１の実施形態）　
　本発明の第１の実施形態について、図１乃至図６を参照して説明する。
　図１は、本実施形態に係るプラズマ処置システム１を示す図である。このプラズマ処置システム１は、プラズマを発生させ、このプラズマによって処置対象である生体組織を蒸散させる処置に用いられる。プラズマを利用した生体組織の切除により、切除組織周辺への熱損傷は比較的小さくなり、低侵襲な処置が実現される。プラズマ処置システム１は、例えば耳鼻咽喉科分野において、扁桃組織の切除術などに用いられる。また、このプラズマ処置システム１は、例えば、整形外科分野において滑膜の切除、軟骨の切除などに用いても良いし、開腹手術全般において臓器（特に肝臓）の切除などに用いても良い。
　図１に示すように、プラズマ処置システム１は、処置具（プラズマ処置具）２を備える。この処置具２は、長手軸Ｃを有する。ここで、長手軸Ｃに平行な２方向の一方を先端方向（図１の矢印Ｃ１の方向）とし、先端方向とは反対方向を基端方向（図１の矢印Ｃ２）の方向とする。プラズマ処置システム１は、エネルギー生成器等のエネルギー源ユニット３と、フットスイッチ等のエネルギー操作入力部５と、を備える。また、プラズマ処置システム１には、供給源（送液源）６及び吸引源７が、設けられている。そして、プラズマ処置システム１には、温調ヒータ等の温度調整ユニット８が設けられている。
　供給源６は、生理食塩水バッグ等の液体バッグ１１と、供給ポンプ（送液ポンプ）１２と、を備える。液体バッグ１１には、生理食塩水等の導電性溶液が充填されている。供給源６には、供給経路（送液経路）１３の一端が接続されている。処置具２の外部では、例えば外付けの供給チューブ（図示しない）等によって、供給経路１３が形成されている。供給ポンプ１２を作動することにより、液体バッグ１１に充填された導電性溶液（液体）が、供給経路１３を通して供給される（送液される）。
　吸引源７は、排液タンク１６と、吸引ポンプ１７と、を備える。吸引源７には、吸引経路１８の一端が接続されている。処置具２の外部では、例えば外付けの吸引チューブ（図示しない）等によって吸引経路１８が、形成されている。吸引ポンプ１７を作動することにより、排液等の吸引物が、吸引経路１８を通して吸引され、排液タンク１６に回収される。
　処置具（プラズマ処置具）２は、術者によって保持される保持ケース（保持部）２１と、保持ケース２１の先端方向側に連結されるシース２２と、シース２２に挿通されるプローブ２３と、を備える。プローブ２３及びシース２２は、先端方向側から保持ケース２１の内部に挿入されている。プローブ２３の先端部には、処置部２５が形成されている。処置部２５は、シース２２の先端から先端方向へ向かって突出している。保持ケース２１には、ケーブル２６の一端が着脱可能に接続されている。ケーブル２６の他端は、エネルギー源ユニット３に接続されている。
　図２は、シース２２の先端部及びプローブ２３の処置部２５の構成を示す図である。図２に示すように、処置部２５は、シース２２から先端方向へ向かって突出し、外部に対して露出している。処置部２５は、プローブ２３の先端を形成する先端面２７と、処置部２５の外周を形成する外周面２８と、を備える。
　図１に示すように、保持ケース２１には、供給ポート（送液ポート）３１が形成されている。供給経路１３は、供給ポート３１から保持ケース２１の内部に挿入される。そして、本実施形態では、プローブ２３とシース２２との間の空間を通って、供給経路１３が延設されている。処置具２においては、例えば、プローブ２３とシース２２との間に延設される供給チューブ（図示しない）によって、供給経路１３が形成されている。供給経路１３は、供給ポート３１において、分離可能である。図２に示すように、処置部２５には、供給経路１３の噴出口３２が形成されている。本実施形態では、噴出口３２は、シース２２とプローブ２３との間の空間の先端に位置し、先端方向へ向かって開口している。供給経路１３を通して供給された導電性溶液は、噴出口３２から先端方向へ向かって、処置具２の外部（シース２２の外部）へ噴出される。
　図１に示すように、保持ケース２１には、吸引ポート３３が形成されている。吸引経路１８は、吸引ポート３３から保持ケース２１の内部に挿入される。そして、本実施形態では、プローブ２３の内部を通って、吸引経路１８が延設されている。処置具２においては、例えば、プローブ２３の内部に延設される吸引チューブ（図示しない）によって、吸引経路１８が形成されている。吸引経路１８は、吸引ポート３３において分離可能である。図２に示すように、処置部２５には、吸引経路１８の吸引口３５が形成されている。本実施形態では、吸引口３５は、処置部２５の先端面２７に位置し、先端方向へ向かって開口している。噴出口３２から噴出された導電性溶液等が、吸引物として、吸引口３５から吸引される。そして、吸引物は、処置具２の外部から吸引口３５及び吸引経路１８を通して吸引され、排液タンク１６に回収される。
　本実施形態では、ケーブル２６が、処置具２の保持ケース２１に着脱可能である。また、保持ケース２１の供給ポート３１において供給経路１３が分離可能であり、保持ケース２１の吸引ポート３３において吸引経路１８が分離可能である。このため、処置具２の使用後において、処置具２を、エネルギー源ユニット３（ケーブル２６）、エネルギー操作入力部５、供給源６及び吸引源７から分離可能となる。これにより、処置具２のみを廃棄し、処置具２以外の機器（エネルギー源ユニット３、エネルギー操作入力部５等）を再利用することが可能となる。
　エネルギー源ユニット３は、高周波エネルギー（高周波電力）を出力可能な高周波エネルギー源４１を備える。高周波エネルギー源４１は、例えば、エネルギー生成器に設けられる電源（交流電源）であり、高周波電流（Radio Frequency current）の波形が例えば正弦波、三角波となる高周波電力が出力される。高周波エネルギー源４１には、第１の外部高周波経路４２Ａの一端及び第２の外部高周波経路４２Ｂの一端が接続されている。第１の外部高周波経路４２Ａ及び第２の外部高周波経路４２Ｂは、ケーブル２６の内部を通って延設されている。第１の外部高周波経路４２Ａ及び第２の外部高周波経路４２Ｂは、例えばケーブル２６の内部に延設される電気配線（図示しない）によって形成されている。第１の外部高周波経路４２Ａ及び第２の外部高周波経路４２Ｂは、互いに対して電気的に絶縁されている。
　処置具２の保持ケース２１には、第１の接続端子４３Ａ及び第２の接続端子４３Ｂが設けられている。第１の接続端子４３Ａ及び第２の接続端子４３Ｂは、互いに対して電気的に絶縁されている。第１の接続端子４３Ａには、第１の内部高周波経路４５Ａの一端（基端）が接続され、第２の接続端子４３Ｂには、第２の内部高周波経路４５Ｂの一端（基端）が接続されている。第１の内部高周波経路４５Ａ及び第２の内部高周波経路４５Ｂは、処置具２を通って延設され、互いに対して電気的に絶縁されている。第１の内部高周波経路４５Ａは、例えばプローブ２３の内部に延設される電気配線（図示しない）、プローブ２３の導電部（図示しない）等によって形成されている。また、第２の内部高周波経路４５Ｂは、例えばプローブ２３とシース２２との間の空間に延設される電気配線（図示しない）、シース２２の導電部（図示しない）等によって形成されている。ケーブル２６が保持ケース２１に接続されることにより、第１の接続端子４３Ａにおいて第１の外部高周波経路４２Ａが第１の内部高周波経路４５Ａに電気的に接続され、第２の接続端子４３Ｂにおいて第２の外部高周波経路４２Ｂが第２の内部高周波経路４５Ｂに電気的に接続される。
　図２に示すように、処置部２５の先端面２７には、本実施形態では２つの第１の電極部（アクティブ電極）４６Ａ，４６Ｂが固定されている。第１の電極部４６Ａ，４６Ｂは導電材料から形成され、本実施形態では、吸引経路１８の吸引口３５の外周側に位置している。第１の電極部４６Ａ，４６Ｂは長手軸回りについて、互いに離間して配置されている。図１に示すように、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂには、第１の内部高周波経路４５Ａの他端（先端）が接続されている。高周波エネルギー源４１から第１の外部高周波経路４２Ａ及び第１の内部高周波経路４５Ａを通して高周波エネルギーが伝達されることにより、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂは電極として機能する。
　図２に示すように、処置部２５の外周面２８には、本実施形態では１つの第２の電極部（リターン電極）４７が固定されている。第２の電極部４７は、導電材料から形成され、本実施形態では、長手軸回りについて外周面２８の全周に渡って延設されている。また、第２の電極部４７は、シース２２の先端（噴出口３２）より先端方向側に位置している。ここで、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７は、処置部２５に固定されている。このため、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７は、互いに対して相対位置が変化しない状態で、処置部２５に設けられる。また、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７は、供給経路１３の噴出口３２と吸引経路１８の吸引口３５との間に位置している。図１に示すように、第２の電極部４７には、第２の内部高周波経路４５Ｂの他端（先端）が接続されている。高周波エネルギー源４１から第２の外部高周波経路４２Ｂ及び第２の内部高周波経路４５Ｂを通して高周波エネルギーが伝達されることにより、第２の電極部４７は、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂとは別の電極として機能する。すなわち、第２の電極部４７は、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂとは電位の異なる電極として機能する。
　エネルギー源ユニット３は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等を含む処理ユニット（プロセッサ）５０と、メモリ等の記憶部５１と、を備える。処理ユニット５０は、高周波エネルギー源４１及び記憶部５１に電気的に接続され、処理ユニット５０は、高周波エネルギー源４１へ制御信号等を伝達可能である。処理ユニット５０は、制御部５２と、目標設定部５３と、演算処理部５５と、を備える。制御部５２、目標設定部５３及び演算処理部５５は、例えばＣＰＵ又はＡＳＩＣを形成する電子回路の一部（制御回路、演算回路等）である。また、制御部５２、目標設定部５３及び演算処理部５５は、互いに対して電気的に接続され、互いに対して電気信号等を伝達し合うことが可能である。なお、本実施形態では、処理ユニット５０及び記憶部５１は、高周波エネルギー源４１と一体に設けられているが、ある変形例では、処理ユニット５０及び記憶部５１は、高周波エネルギー源４１とは別体で設けられてもよい。また、記憶部５１、制御部５２、目標設定部５３及び演算処理部５５での処理については、詳細に後述する。
　フットスイッチ等のエネルギー操作入力部５では、高周波エネルギー源４１から高周波エネルギーを出力させるエネルギー操作が入力される。エネルギー操作の入力に基づいて、有線又は無線によって、エネルギー操作入力部５から操作信号が制御部５２に伝達される。制御部５２は、操作信号（エネルギー操作の入力）に基づいて、高周波エネルギー源４１からの高周波エネルギーの出力状態を制御する。また、高周波エネルギー源４１からの高周波エネルギーの電流値、電圧値等の出力状態は、検知され、検知された電流値等の情報は、処理ユニット５０の制御部５２に、伝達される。エネルギー操作入力部５には、例えば、第１の入力スイッチ５６Ａ及び第２の入力スイッチ５６Ｂが、設けられている。第１の入力スイッチ５６Ａが閉じられることにより、生体組織等の処置対象を蒸散させる処置で用いられる蒸散（ablation）出力モードで、高周波エネルギー源４１から高周波エネルギーが出力される。また、第２の入力スイッチ５６Ｂが閉じられることにより、処置対象を凝固させる処置で用いられる凝固（coagulation）出力モードで、高周波エネルギー源４１から高周波エネルギーが出力される。一般的に、蒸散出力モードでは、凝固出力モードに比べて、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部５７との間の電圧は、大きくなる。
　なお、ある実施例では、エネルギー操作入力部５にエネルギーレベル調整部（図示しない）を設け、蒸散出力モード及び凝固出力モードのそれぞれにおいて、高周波エネルギー源４１から出力される高周波エネルギーのエネルギーレベルを術者が調整可能としてもよい。また、処置具２にＩＤ（個別識別番号）を格納するメモリ（図示しない）を設け、ケーブル２６が保持ケース２１に接続されることにより、処理ユニット５０の制御部５２が接続された処置具２のＩＤを読取る構成にしてもよい。この構成では、記憶部５１には、互いに対して仕様（アクティブ電極及びリターン電極の寸法、位置及び形状、供給経路の寸法等）が異なる複数の種類の処置具２のＩＤ情報、及び、それぞれのＩＤに対応する高周波エネルギーのエネルギーレベルの情報が、記憶されている。そして、読取られたＩＤ及び記憶部５１に記憶された情報に基づいて、蒸散出力モード及び凝固出力モードのそれぞれでの、高周波エネルギー源４１から出力される高周波エネルギーのエネルギーレベルが自動的に設定される。
　また、処理ユニット５０の制御部５２は、有線又は無線によって、供給源６の供給ポンプ１２及び吸引源７の吸引ポンプ１７に制御信号を伝達可能であり、供給ポンプ１２の作動状態及び吸引ポンプ１７の作動状態を制御可能である。供給ポンプ１２の作動状態の変化に対応して、供給源６からの導電性溶液の供給量（送液量）が変化する。また、吸引ポンプ１７の作動状態の変化に対応して、吸引源７による吸引物（導電性溶液）の吸引量が変化する。供給経路１３には、供給量検知部（送液量検知部）５７が配置されている。本実施形態では、供給量検知部５７は、処置具２の外部に位置している。供給量検知部５７は、例えば周知の流量センサの１つであり、供給源６から供給される導電性溶液（生理食塩水）の供給量を検知する。そして、供給量の検知結果を示す検知信号を、有線又は無線によって、制御部５２に伝達可能である。制御部５２は、供給量検出部５７での検知結果に基づいて、供給ポンプ１２の作動状態を制御している。なお、供給量検知部５７は、供給源６に設けられてもよく、小型のものであれば、供給経路１３において処置具２の内部に設けられてもよい。すなわち、噴出口３２から噴出される前において、供給量が検知されればよい。
　吸引源７の排液タンク１６には、吸引量検知部５８が取付けられている。吸引量検知部５８は、例えば周知の液面センサ、水位センサの１つであり、吸引源７によって吸引される導電性溶液（吸引物）の吸引量を検知する。そして、吸引量の検知結果を示す検知信号を、有線又は無線によって、制御部５２に伝達可能である。制御部５２は、吸引量検知部５８での検知結果に基づいて、吸引ポンプ１７の作動状態を制御している。なお、吸引量検知部５８として、周知の流量センサを用いてもよく、この場合、吸引量検知部５８は、吸引経路１８に設けられる。また、小型のものであれば、吸引量検知部５８は、吸引経路１８において処置具２の内部に設けられてもよい。すなわち、吸引口３５から吸引された後において、導電性溶液の吸引量が検知されればよい。
　前述したように、処理ユニット５０の制御部５２が接続された処置具２のＩＤを読取る構成にしてもよい。この場合、記憶部５１に、供給ポンプ１２の作動特性の情報、吸引ポンプ１７の作動特性の情報、互いに対して仕様が異なる複数の種類の処置具２のＩＤ情報、それぞれのＩＤに対応する供給源６からの供給量の情報、及び、それぞれのＩＤに対応する吸引源７による吸引量の情報が、記憶されている。そして、読取られたＩＤ及び記憶部５１に記憶された情報に基づいて、蒸散出力モード及び凝固出力モードのそれぞれにおいて、供給ポンプ１２の作動状態及び吸引ポンプ１７の作動状態が制御部５２によって制御され、供給源６からの供給量及び吸引源７による吸引量が調整される。
　図２に示すように、処置部２５の先端面２７には、温度検知部６１が固定されている。温度検知部６１は、例えば熱電対等の温度センサである。本実施形態では、第１の電極部（アクティブ電極）４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部（リターン電極）４７との間に、温度検知部６１が位置している。また、本実施形態では、温度検知部６１から第１の電極部（４６Ａ及び４６Ｂの中で温度検知部６１から近い一方）までの第１の距離Ｌ１は、温度検知部６１から第２の電極部４７までの第２の距離Ｌ２より小さい。したがって、温度検知部６１は、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂの近傍に位置している。なお、本実施形態では、エネルギー源ユニット３（処理ユニット５０を含む）、供給量検知部５７、吸引量検知部５８及び温度検知部６１によって、プラズマ処置（低温アブレーション処置）においてプラズマ処置システム１を制御するプラズマ処置制御ユニットが、構成されている。
　図１に示すように、温度検知部６１には、信号経路６２の一端が接続されている。信号経路６２は、処置具２の内部（プローブ２３の内部）及びケーブル２６の内部を通って延設され、他端が処理ユニット５０の制御部５２に接続されている。信号経路６２は、例えば、プローブ２３の内部に延設される信号線及びケーブル２６の内部に延設される信号線によって形成されている。信号経路６２は、ケーブル２６の保持ケース２１への接続位置で分離可能である。温度検知部６１での検知結果を示す検知信号は、信号経路６２を介して制御部５２に伝達される。
　処理ユニット５０の制御部５２は、有線又は無線によって、温度調整ユニット８に制御信号を伝達可能であり、温度調整ユニット８の発熱状態等の作動状態を制御可能である。本実施形態では、温度調整ユニット８は、作動されることにより、供給源６において導電性溶液を加熱又は冷却し、導電性溶液を温度調整している。制御部５２は、温度検知部６１での検知結果に基づいて、温度調整ユニット８の作動状態を制御し、供給源６において導電性溶液の温度を調整している。温度調整ユニット８の作動状態の変化に対応して、温度調整ユニット８の近傍での導電性溶液の温度が変化する。すなわち、制御部５２は、温度検知部６２での検知結果に基づいて、温度調整ユニット８での導電性溶液の温度の調整を制御している。なお、温度調整ユニット８は、供給経路１３において導電性溶液の温度調整を行ってもよく、小型のものであれば、処置具２の内部において供給経路１３の導電性溶液の温度調整を行ってもよい。すなわち、噴出口３２から噴出される前において、温度調整ユニット８によって導電性溶液の温度が調整されればよい。処置における温度検知部６１での温度の検知、及び、制御部５２による温度調整ユニット８の作動状態の制御については、詳細に後述する。
　図３は、処置（例えば、処置対象Ｔを蒸散させる処置）における処置部２５の近傍の状態を示す図である。なお、図３に示される処置は、低温アブレーション処置（law-temperature ablation treatment）といい、例えば、扁桃腺（tonsil）の切除に用いられる。図３に示すように、生体組織等の処置対象Ｔを蒸散させる処置においては、処置部２５の先端面２７を処置対象Ｔの表面Ｔ１に対向させる。処置部２５（先端面２７）は、処置対象Ｔと直接的に接触せず、処置対象Ｔから離間している。先端面２７が処置対象Ｔの表面Ｔ１に対向しているため、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂは、第２の電極部４７より処置対象Ｔの近くに位置している。このため、処置おいては、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂが、処置対象Ｔに対して主に作用する電極となる。
　処置においては、供給ポンプ１２及び吸引ポンプ１７が作動され、供給源６から供給経路１３を通して導電性溶液が供給される。そして、処置部２５の噴出口３２から処置対象Ｔの表面Ｔ１に向かって、供給された導電性溶液が噴出される。また、吸引源７によって、噴出口３２から噴出された導電性溶液が吸引される。処置部２５の外部の導電性溶液は、吸引口３５から吸引経路１８を通して吸引され、排液タンク１６に回収される。前述のように供給源６による導電性溶液の供給、及び、吸引源７による導電性溶液の吸引が行われることにより、処置部２５と処置対象Ｔの表面Ｔ１との間に、導電性溶液の灌流層Ｈが形成される。灌流層Ｈでは、噴出口３２から吸引口３５へ向かう導電性溶液の流れ（図３の矢印Ｂ１）が、形成される。
　処置においては、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸す。第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７は、噴出口３２と吸引口３５との間に位置するため、容易に灌流層Ｈに浸される位置に位置している。第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸った状態で第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７に高周波エネルギー（高周波電力）が伝達されることにより、灌流層Ｈにおいて第１の電極部４６Ａと第２の電極部４６Ｂとの間に、高周波電流が流れる。蒸散出力モードで高周波エネルギーが出力された場合、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間の電圧（電位差）が大きくなる。第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間の電圧が大きくなることにより、導電性溶液の灌流層Ｈに高周波電流が流れ、灌流層Ｈの第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間に蒸気層が形成される。そして、蒸気層においてブレイクダウンが起こり、導電性溶液の灌流層Ｈにおいてプラズマが発生する。すなわち、灌流層Ｈにおいて、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間で高周波電流が流れる領域に、プラズマ層Ｑが形成される。発生したプラズマによって、生体組織等の処置対象が蒸散する（ablated）低温アブレーション処置が行われる。
　なお、処置部２５における噴出口３２、吸引口３５、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２電極部４７のそれぞれの位置、数、寸法、形状は、図２及び図３の構成に限るものではない。例えば、ある実施例では、供給経路１３がプローブ２３の内部を通って延設され、処置部２５の先端面２７に噴出口３２が設けられ、吸引経路１８がプローブ２３とシース２２との間を通って延設され、シース２２とプローブ２３との間の空間の先端に吸引口が設けられる。また、別のある実施例では、供給経路１３及び吸引経路１８の両方がプローブ２３の内部を通って延設され、噴出口３２が処置部２５の外周面２８に位置し、吸引口３５が処置部２５の先端面２７に位置する。さらに、別のある変形例では、第１の電極部（４６Ａ，４６Ｂ）及び第２の電極部（４７）の両方が、処置部２５の先端面２７に固定されている。以上から、噴出口３２と吸引口３５との間に挟まれる状態で、処置部２５において、第１の電極部（４６Ａ，４６Ｂ）及び第２の電極部（４７）が配置され、噴出口３２から吸引口３５に向かう流れが形成される導電性溶液の灌流層Ｈに浸ることが可能な位置に、第１の電極部（４６Ａ，４６Ｂ）及び第２の電極部（４７）が位置すればよい。
　また、本実施形態では、供給経路１３及び吸引経路１８は、処置具２の内部を通過するが、これに限るものではない。例えば、送水経路１３及び吸引経路１８の少なくとも一方が、処置具２とは別体で設けられてもよい。ただし、この場合も、第１の電極部（４６Ａ，４６Ｂ）、第２の電極部（４７）及び温度検知部６１は、処置部２５に固定され、灌流層Ｈに浸る位置に位置している。
　また、灌流層Ｈの灌流液体量（液体量）は、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸る程度の多さ（大きさ）であればよく、灌流液体量が過度に大きくならないことが好ましい。これにより、噴出口３２から噴出された導電性溶液が、吸引口３５から吸引されずに、体内の処置対象Ｔ以外の部位（例えば気管支）に流入することが、有効に防止される。これにより、処置に用いられる導電性溶液及び処置で発生した血液の処置対象Ｔ以外の部位への流入に起因する合併症の発生が、有効に防止される。ここで、灌流層Ｈの灌流液体量が最大になる場合でも、例えばシース２２は灌流層Ｈに浸っていない。
　また、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂの灌流層Ｈに浸った表面積より、第２の電極部４７の灌流層Ｈに浸った表面積が大きくなることが、好ましい。これにより、灌流層Ｈにおいて、第２の電極部４７の近傍での高周波電流の電流密度が、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂの近傍に比べて、低くなり、第２の電極部４７の近傍での灌流層Ｈの温度が、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂの近傍に比べて、低くなる。したがって、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂの近傍で、プラズマが発生し易くなり、処置対象Ｔに近い第１の電極部４６Ａ，４６Ｂが処置対象Ｔへの影響が大きいアクティブ電極として適切に作用する。すなわち、処置対象Ｔから遠い第２の電極部４７がアクティブ電極として機能することが有効に防止され、灌流層Ｈにおいて処置に適切なプラズマ層Ｑが形成される。
　プラズマによって蒸散された処置対象Ｔは、灌流層Ｈの導電性溶液と一緒に、吸引口３５から吸引経路１８を通して吸引される。なお、プラズマによって処置対象Ｔを蒸散させるメカニズムについては、現段階では、明らかにされていない。現段階では、プラズマ層Ｑで生成されるＯＨラジカルが、処置対象Ｔを蒸散させる１つの要因として、考えられている。また、灌流層Ｈにおいてプラズマを発生させるために必要な高周波エネルギーのエネルギーレベル（第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間の電圧、灌流層に流れる高周波電流の電流値）は、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７の構造（形状、位置、電極間距離等）によって、変化する。したがって、記憶部５１に、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７の構造に関する情報、及び、プラズマを発生させるために必要な高周波エネルギーのエネルギーレベルの情報が記憶され、制御部５２は、記憶された情報に基づいて、高周波エネルギーの出力状態を制御してもよい。
　図４は、処置（主に、処置対象Ｔを蒸散させる処置）における、プラズマ処置制御ユニット（エネルギー源ユニット３及び温度検知部６１を含む）での処理を示すフローチャートである。処置においては、処置部２５の先端面２７が処置対象Ｔに対向する状態で、エネルギー操作入力部５において、エネルギー操作が入力される。エネルギー操作の入力によって、例えば第１の入力スイッチ５６Ａが閉じられる。これにより、図４に示すように、制御部５２に操作信号が入力され、制御部５２によってエネルギー操作の入力が検出される（ステップＳ１０１－Ｙｅｓ）。そして、エネルギー操作の入力に基づいて、制御部５２は、高周波エネルギー源４１から出力される高周波エネルギー（高周波電力）のエネルギーレベルを設定する（ステップＳ１０２）。ここで、設定されるエネルギーレベルは、処置に用いられる処置具２の仕様（第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７の位置、寸法、形状等）に基づいて、決定される。また、蒸散出力モードでは、凝固出力モードに比べて、エネルギーレベルが高く設定される。設定されるエネルギーレベルに関する情報は、記憶部５１に記憶されてもよい。
　そして、制御部５２からの制御信号に基づいて、供給ポンプ１２が作動され、吸引ポンプ１７が作動される。これにより、供給源６からの導電性溶液の供給及び吸引源７による吸引が開始される（ステップＳ１０３）。制御部５２は、例えば、記憶部５１に記憶された供給ポンプ１２の作動特性及び吸引ポンプ１７の作動特性に基づいて、供給ポンプ１２の作動状態及び吸引ポンプ１７の作動状態を制御している。供給源６による供給及び吸引源７による吸引が開始されることにより、前述のように、処置部２５の先端面２７と処置対象Ｔとの間に、導電性溶液の灌流層Ｈが形成される。
　そして、灌流層Ｈの液体量である灌流液体量の調整処理が行われる（ステップＳ１０４）。また、灌流層Ｈの温度の調整処理も行われる（ステップ１０５）。低温アブレーション処置では、灌流層Ｈの灌流液体量及び灌流層Ｈでの導電性溶液の温度によって、プラズマの発生状態が変化する。すなわち、高周波エネルギーの出力状態が変化しない場合でも、灌流層Ｈの灌流液体量又は温度の変化に対応して、プラズマの発生が変化する。このため、灌流層Ｈの灌流液体量及び温度を適切な範囲（値）に調整することにより、灌流層Ｈにおい適切にプラズマを発生させることが重要となる。
　図５は、灌流層Ｈの灌流液体量を調整する処理を示すフローチャートである。図５に示すように、灌流液体量を調整する処理では、まず、目標設定部５３によって、灌流液体量の目標となる液体量範囲（液体量値）が設定される（ステップＳ１２１）。目標となる液体量範囲は、例えば、処置において適切なプラズマが発生する液体量範囲である。目標となる液体量範囲は、例えば、処置具２の仕様（第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７の形状、大きさ等）に基づいて、設定される。また、高周波エネルギーの出力の有無に基づいて目標となる液体量範囲が設定されてもよく、高周波エネルギーが出力されている場合は、高周波エネルギーの出力状態（例えばステップＳ１０２で設定されたエネルギーレベル）に基づいて、目標となる液体量範囲を設定してもよい。この場合、記憶部５１には、処置具２の仕様と目標となる液体量範囲との関係、高周波エネルギーの出力状態と目標となる液体量範囲との関係を示すテーブル等が予め記憶されている。また、目標となる液体量範囲は、処置に適した液体量範囲であるため、液体量範囲内において最小となる場合でも、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸っている状態に、液体量範囲が設定される。また、液体量範囲内において最大となる場合でも、体内の処置対象Ｔ以外の部位への導電性溶液の流入が防止される灌流液体量であり、例えば、シース２２は灌流層Ｈに浸っていない。
　そして、供給量検知部５７によって供給源６からの導電性溶液の供給量が検知されるとともに、吸引量検知部５８によって吸引源７によって吸引される導電性溶液（蒸散した処置対象Ｔも含む）の吸引量が検知される（ステップＳ１２２）。そして、供給量を示す検知信号及び吸引量を示す検知信号が制御部５２に伝達される。そして、演算処理部５５が、供給量の検知結果及び吸引量の検知結果に基づいて、灌流層Ｈでの灌流液体量が算出される（ステップＳ１２３）。灌流液体量を算出は、例えば、記憶部５１に記憶された計算プログラムを用いて行われる。
　そして、制御部５２によって、灌流層Ｈの灌流液体量がステップＳ１２１で設定された目標の液体量範囲になったかが、判定される（ステップＳ１２４）。ステップＳ１２３で算出された灌流層Ｈの灌流液体量が目標の液体量範囲になっている場合は（ステップＳ１２４－Ｙｅｓ）、灌流液体量が維持される状態に、制御部５２によって供給ポンプ１２及び吸引ポンプ１７が制御される。一方、灌流層Ｈの灌流液体量が目標の液体量範囲でない場合は（ステップＳ１２４－Ｎｏ）、供給ポンプ１２によって供給源６からの供給量が調整されるとともに（ステップＳ１２５）、吸引ポンプ１７によって吸引源７への吸引量が調整される（ステップＳ１２６）。この際、制御部５２は、供給量の検知結果、吸引量の検知結果及び灌流液体量の算出結果に基づいて、供給ポンプ１２の作動状態及び吸引ポンプ１７の作動状態を制御している。供給量の調整及び吸引量の調整は、灌流液体量がステップＳ１２１で設定された目標の液体量範囲になる状態に、行われる。例えば、灌流液体量が目標の液体量範囲より小さい場合には、制御部５２が供給ポンプ１２の作動状態を制御することにより、供給量を増加させ、制御部５２が吸引ポンプ１７の作動状態を制御することにより、吸引量を減少させる。
　図６は、灌流層Ｈの温度を調整する処理を示すフローチャートである。図６に示すように、灌流層の温度を調整する処理では、まず、目標設定部５３によって、灌流層の目標となる温度範囲（温度）が設定される（ステップＳ１３１）。目標となる温度範囲は、例えば、処置において適切なプラズマが発生する温度範囲である。目標となる温度範囲は、例えば、処置具２の仕様、高周波エネルギーの出力の有無等に基づいて、設定される。また、高周波エネルギーが出力されている場合は、高周波エネルギーの出力状態（例えばステップＳ１０２で設定されたエネルギーレベル）に基づいて、目標となる温度範囲を設定してもよい。この場合、記憶部５１には、処置具２の仕様と目標となる温度範囲との関係、高周波エネルギーの出力状態と目標となる温度範囲との関係を示すテーブル等が記憶されている。また、ステップＳ１２３で算出された灌流層Ｈの灌流液体量に基づいて、目標となる温度範囲が設定されてもよい。なお、一般的に、低温アブレーション処置では、灌流層Ｈの温度は、４５℃～９０℃になり、６０℃～７０℃であることが好ましい。したがって、目標となる温度範囲における最小値は、４５℃以上であり、６０℃以上であることが好ましい。また、目標となる温度範囲における最大値は、９０℃以下であり、７０℃以下であることが好ましい。
　そして、温度検知部６１によって、灌流層Ｈの温度が検知される（ステップＳ１３２）。図３に示すように、温度検知部６１は、噴出口３２と吸引口３５との間に配置され、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸った状態において、灌流層Ｈに浸る位置に位置している。このため、低温アブレーション処置において処置対象Ｔと処置部２５との間に形成される灌流層Ｈの温度が、適切に検知される。なお、本実施形態では、温度検知部６１は、処置部２５の先端面２７に固定されているが、これに限るものではない。例えば、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸った状態において、灌流層Ｈに浸る位置に位置することを条件に、処置部２５の外周面２８に配置されてもよい。すなわち、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸った状態において、灌流層Ｈに浸る位置であれば、温度検知部６１位置は、限定されない。
　また、本実施形態では、温度検知部６１は、第１の電極部（アクティブ電極）４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部（リターン電極）４７との間に、温度検知部６１が位置している。すなわち、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７が灌流層Ｈに浸った状態において、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間の灌流層Ｈに高周波電流が流れる領域に、位置している。このため、低温アブレーション処置において、処置対象Ｔに作用するプラズマ層Ｑが発生する領域の温度が、温度検知部６１によって検知される。また、本実施形態では、温度検知部６１から第１の電極部（４６Ａ及び４６Ｂの中で温度検知部６１から近い一方）までの第１の距離Ｌ１は、温度検知部６１から第２の電極部４７までの第２の距離Ｌ２より小さい。このため、温度検知部６１は、低温アブレーション処置において、処置対象Ｔへの影響が大きい第１の電極部（アクティブ電極）４６Ａ，４６Ｂの近傍に位置している。したがって、灌流層Ｈにおいて処置対象Ｔへの影響の大きい領域の温度が、温度検知部６１によって検知される。
　灌流層Ｈの温度が検知されると（ステップＳ１３２）、温度調整ユニット８の作動状態（すなわち、温度調整ユニット８による導電性溶液の温度の調整状態）と灌流層Ｈの温度との関係が、演算処理部５５によって算出される（ステップＳ１３３）。例えば、温度調整ユニット８での発熱状態又は冷却状態の変化に対する灌流層Ｈの温度の変化が、算出される。温度調整ユニット８の作動状態と灌流層Ｈの温度との関係は、供給源６からの供給量、供給速度（送液速度）、供給経路１３の長さ（寸法）、温度調整ユニット８の位置等に対応して、変化する。このため、例えば、ステップＳ１２２で検知された供給量に基づいて供給源６からの供給速度を算出し、検知された供給量及び算出された供給速度に基づいて、温度調整ユニット８の作動状態と灌流層Ｈの温度との関係を計算してもよい。また、例えば、供給経路１３の長さの情報及び供給ポンプ１２の仕様等が記憶部５１に記憶され、記憶された情報に基づいて、温度調整ユニット８の作動状態と灌流層Ｈの温度との関係を計算してもよい。
　そして、制御部５２によって、灌流層Ｈの温度がステップＳ１３１で設定された目標の温度範囲になったかが、判定される（ステップＳ１３４）。ステップＳ１３２で検知された灌流層Ｈの温度が目標の温度範囲になっている場合は（ステップＳ１３４－Ｙｅｓ）、灌流層Ｈの温度が維持される状態に、制御部５２によって温度調整ユニット８が制御される。一方、灌流層Ｈの温度が目標の温度範囲でない場合は（ステップＳ１３４－Ｎｏ）、制御部５２によって、灌流層Ｈの温度の検知結果に基づいて、温度調整ユニット８の作動状態（発熱状態等）を制御する（ステップＳ１３５）。温度調整ユニット８の作動状態の制御は、ステップＳ１３３で算出された温度調整ユニット８の作動状態と灌流層Ｈの温度との関係を用いて、行われる。これにより、温度調整ユニット８での発熱量等が調整される。なお、温度調整ユニット８によって、導電性溶液の加熱に加えて冷却も行われる場合は、温度調整ユニット８の作動状態を制御することにより、温度調整ユニット８の発熱量に加えて冷却量も調整可能である。温度調整ユニット８の作動状態の制御（すなわち、噴出口３２より前での導電性溶液の温度の調整）は、灌流層Ｈの温度がステップＳ１３１で設定された目標の温度範囲になる状態に、行われる。例えば、灌流層Ｈの温度が目標の温度範囲より低い場合には、温度調整ユニット８の作動状態を制御することにより、温度調整ユニット８での発熱量を増加させる。
　また、図６に示すように、制御部５２は、灌流層Ｈの温度の検知結果に基づいて、温度調整ユニット８に加えて、供給ポンプ１２の作動状態を制御し、吸引ポンプ１７の作動状態を制御される。これにより、供給経路１３を通して供給される導電性溶液の供給量（供給速度）が調整され（ステップＳ１３６）、吸引経路１８を通して吸引される導電性溶液（蒸散された処置対象も含む）の吸引量（吸引速度）が調整される（ステップＳ１３７）。供給量及び吸引量が制御されることにより、灌流層Ｈの温度が調整される。この際、供給量及び吸引量が調整されることにより、灌流層Ｈの灌流液体量は、変化してもよく、変化しなくてもよい。なお、本実施形態では、ステップＳ１０４で灌流層Ｈの灌流液体量が目標の液体量範囲に調整されるため、ステップＳ１３６、Ｓ１３７において灌流層Ｈの灌流液体量が変化しないことが、好ましい。供給量及び吸引量の調整は、灌流層Ｈの温度がステップＳ１３１で設定された目標の温度範囲になる状態に、行われる。例えば、灌流層Ｈの温度が目標の温度範囲より高く、かつ、温度調整ユニット８の近傍で灌流層Ｈより導電性溶液の温度が低い場合には、供給源６からの供給量（供給速度）及び吸引源７への吸引量（吸引速度）を増加させる。これにより、温度の低い導電性溶液が迅速に灌流層Ｈに供給され、灌流層Ｈの温度が低下する。この際、供給量及び吸引量の両方が増加させることにより、灌流層Ｈの灌流液体量を変化させることなく、灌流層Ｈの温度を変化させることが可能となる。
　灌流液体量の調整処理（ステップＳ１０４）及び灌流層Ｈの温度の調整処理（ステップ１０５）が行われると、ステップＳ１０２で設定されたエネルギーレベルで、高周波エネルギー源４１から高周波エネルギーの出力が開始される（ステップＳ１０６）。灌流層Ｈの灌流液体量及び温度は、ステップＳ１０４、Ｓ１０５によって、低温アブレーション処置において適切な範囲に設定される。このため、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂ及び第２の電極部４７に出力された高周波エネルギーが伝達されることにより、前述のように灌流層Ｈにおいてプラズマが適切に発生する。
　また、エネルギー源ユニット３では、目標の温度範囲より高い値となる閾値が、制御部５２によって設定されるか、又は、記憶部５１に記憶されている。高周波エネルギーが出力されると、温度検知部６１によって灌流層Ｈの温度が検知され、制御部５２によって、検知された灌流層Ｈの温度が、閾値以上であるかが判定される（ステップＳ１０７）。灌流層Ｈの温度が閾値以上である場合（ステップＳ１０７－Ｙｅｓ）、高周波エネルギー源４１からの高周波エネルギーの出力停止される（ステップＳ１１１）。なお、灌流層Ｈの温度が閾値以上の場合に蒸散出力モードのエネルギーレベルで高周波エネルギーが出力されると、例えば処置対象及び処置対象以外の生体組織が熱損傷する可能性がある。
　処置を続行する場合は（ステップＳ１０８－Ｎｏ）、灌流液体量の調整処理（ステップＳ１０４）及び灌流層Ｈの温度の調整処理（ステップ１０５）が行われ、ステップＳ１０６において高周波エネルギーの出力が維持される。そして、ステップＳ１０７の判定が行われる。すなわち、蒸散出力モードのエネルギーレベルで高周波エネルギーが出力されている状態においても、灌流液体量の調整処理（ステップＳ１０４）及び灌流層Ｈの温度の調整処理（ステップ１０５）が行われ、ステップＳ１０７の判定が行われる。灌流層Ｈの温度が閾値以上である場合（ステップＳ１０７－Ｙｅｓ）、前述したように、高周波エネルギーの出力が停止される（ステップＳ１１１）。すなわち、ステップＳ１１１では、灌流液体量の算出結果及び灌流層Ｈの温度の検知結果に基づいて、高周波エネルギー源４１からの高周波エネルギーの出力の有無及び高周波エネルギーの出力状態が、制御部５２によって制御される。
　なお、ステップＳ１１１では、高周波エネルギーの出力を停止する代わりに、設定されたエネルギーレベルより低いエネルギーレベルで、高周波エネルギーを出力してもよい。この場合、低いエネルギーレベルで高周波エネルギーが出力されるため、第１の電極部４６Ａ，４６Ｂと第２の電極部４７との間の電圧も低くなり、灌流層Ｈの灌流液体量及び温度に関係なく灌流層Ｈにおいてプラズマが発生しない。また、ステップＳ１０７の灌流層Ｈの温度が閾値以上であるか否かの判定は、高周波エネルギーの出力が停止された状態で行われてもよい。この場合、灌流層Ｈの温度が閾値以上であると、高周波エネルギーの出力停止が維持される。また、ある実施例では、灌流層Ｈの温度の調整処理（スッテプＳ１０５）のみが行われ、灌流層Ｈの灌流液体量の調整処理（ステップＳ１０４）が行われなくてもよい。また、図４乃至図６に示す処理を行うプログラムが、記憶部５１に記憶されていてもよい。
　前述した本実施形態では、検知された供給量及び吸引量から灌流層Ｈの灌流液体量を算出し、灌流層Ｈの灌流液体量が目標の液体量範囲となるように、供給量及び吸引量が調整される。このため、目標の液体量範囲を処置に適切な液体量範囲に設定することにより、低温アブレーション処置において、灌流層Ｈで適切にプラズマを発生させ、処置性能が確保される。
　また、本実施形態では、温度検知部６１によって灌流層Ｈの温度を検知し、灌流層Ｈの温度の検知結果に基づいて、灌流層Ｈの温度が目標の温度範囲となるように、温度調整ユニット８の作動状態（発熱状態、冷却状態等）を制御している。このため、目標の温度範囲を処置に適切な温度範囲に設定することにより、低温アブレーション処置において、灌流層Ｈで適切にプラズマを発生させ、処置性能が確保される。
　（変形例）　
　図７に示すように、ある変形例では、吸引経路１８にｐＨ検知部６５が設けられている。本変形例では、処置具２の外部にｐＨ検知部が位置している。ｐＨ検知部６５は、例えば、吸引経路１８において導電性溶液（蒸散した処置対象を含む）に電流を流すことにより導電性溶液のｐＨを検知するｐＨセンサである。導電性溶液のｐＨの検知結果に基づく検知信号は、有線又は無線によって、制御部５２に伝達される。また、本変形例では、エネルギー源ユニット３（処理ユニット５０を含む）、供給量検知部５７、吸引量検知部５８及び温度検知部６１に加えてｐＨ検知部６５によって、プラズマ処置（低温アブレーション処置）においてプラズマ処置システム１を制御するプラズマ処置制御ユニットが、構成されている。
　なお、ｐＨ検知部６５は、吸引源７に設けられてもよく、小型のものであれば、吸引経路１８において処置具２の内部に設けられてもよい。すなわち、吸引口３５から吸引された後において、導電性溶液のｐＨがｐＨ検知部６５によって検知されればよい。
　供給経路１３の噴出口３２から噴出される前では、導電性溶液のｐＨは、所定の範囲内になる。例えば、導電性溶液が生理食塩水の場合は、ｐＨは４．５～７．０の範囲内になる。低温アブレーション処置によって導電性溶液に蒸散した処置対象が含まれることにより、導電性溶液のｐＨが変化し、ｐＨが所定の範囲内でなくなる。したがって、吸引口３５から吸引された後において導電性溶液のｐＨを検知することにより、処置対象Ｔが適切に蒸散しているか否か、すなわち、灌流層Ｈにおいて適切にプラズマが発生しているか否かを判断可能となる。なお、検知される導電性溶液のｐＨは、処置対象の含有の有無、処置対象の種類、処置対象の含有量等によって、変化する。
　本変形例では、制御部５２は、温度検知部６１での灌流層Ｈの温度の検知結果に加えてｐＨ検知部６５でのｐＨの検知結果に基づいて、温度調整ユニット８の作動状態を制御し、灌流層Ｈの温度を調整している。また、温度検知部６１での検知結果に加えてｐＨ検知部６５での検知結果に基づいて、供給源６からの供給量及び吸引源７への吸引量が調整され、灌流層Ｈの灌流液体量が調整されてもよい。なお、灌流液体量の調整及び灌流層Ｈの温度の調整は、第１の実施形態と同様にしておこなわれる。
　前述の実施形態等のプラズマ処置制御ユニット及びプラズマ処置システム（１）では、灌流層（Ｈ）の温度を検知する温度検知部（６１）は、処置部（２５）に固定され、第１の電極部（４６Ａ，４６Ｂ）と第２の電極部（４７）が灌流層（Ｈ）に浸った状態において灌流層（Ｈ）に浸る位置に位置している。そして、温度検知部（６１）での検知結果に基づいて、灌流層（Ｈ）の温度が目標の温度範囲になる状態に、制御部（５２）が温度調整ユニット（８）での温度の調整を制御し、導電性溶液の供給量及び吸引量を制御している。
　以上、本発明の実施形態等について説明したが、本発明は前述の実施形態等に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形ができることは勿論である。
　以下、特徴的な事項について付記する。　
　　　　　　　　　　　　　　　　記　
（付記項１）　
　第１の電極部と、前記第１の電極部に対する相対位置が変化しない状態で設けられる第２の電極部と、を備える処置部が設けられ、供給経路の噴出口から噴出された導電性溶液を吸引経路の吸引口から吸引することにより、前記噴出口から前記吸引口に向かう前記導電性溶液の灌流層が形成され、前記噴出口から噴出される前において温度調整ユニットによって前記導電性溶液の温度が調整され、前記第１の電極部及び前記第２の電極部が前記灌流層に浸った状態で前記第１の電極部及び前記第２の電極部に高周波エネルギーが伝達されることにより、前記灌流層においてプラズマを発生させ、前記プラズマを用いて処置対象を処置するプラズマ処置システムに設けられるプラズマ処置制御ユニットであって、　
　前記処置部に固定され、前記第１の電極部と前記第２の電極部が前記灌流層に浸った状態において前記灌流層に浸る位置に位置し、前記灌流層の温度を検知する温度検知部と、　
　前記温度検知部での検知結果に基づいて、前記灌流層の前記温度が目標の温度範囲になる状態に、前記温度調整ユニットの作動状態を制御するとともに、前記供給経路を通して供給される前記導電性溶液の供給量及び前記吸引経路を通して吸引される前記導電性溶液の吸引量を制御する制御部と、　
　を具備するプラズマ処置制御ユニット。
　（付記項２）　
　請求項１のプラズマ処置制御ユニットと、　
　前記温度検知部が固定される前記処置部を備える処置具と、　
　前記噴出口から噴出される前において前記導電性溶液の温度を調整する温度調整ユニットと、　
　を具備するプラズマ処置システム。

Claims (13)

  1. 　導電性溶液を噴出される噴出口が形成され、前記導電性溶液を前記噴出口に向かって供給する供給経路と、
    　前記導電性溶液を吸引する吸引口が形成され、前記導電性溶液を吸引することにより、前記噴出口から前記吸引口に向かう前記導電性溶液の灌流層を形成する吸引経路と、
    　第１の電極部と、前記第１の電極部に対する相対位置が変化しない状態で設けられる第２の電極部と、を備え、前記灌流層に浸った状態の前記第１の電極部及び前記第２の電極部に高周波エネルギーが伝達されることにより、前記灌流層においてプラズマを発生させて処置対象を処置する処置部と、
    　前記噴出口から噴出される前において前記導電性溶液の温度を調整する温度調整ユニットと、
    　前記処置部に固定され、前記第１の電極部と前記第２の電極部が前記灌流層に浸った状態において前記灌流層に浸る位置に位置し、前記灌流層に浸った状態において前記灌流層の温度を検知する温度検知部と、
    　前記温度検知部での検知結果に基づいて、前記灌流層の前記温度が目標の温度範囲になる状態に、前記温度調整ユニットでの前記導電性溶液の前記温度の調整を制御するとともに、前記供給経路を通して供給される前記導電性溶液の供給量及び前記吸引経路を通して吸引される前記導電性溶液の吸引量を制御する制御部と、
    　を具備するプラズマ処置システム。
  2. 　前記灌流層の目標となる前記温度範囲を設定する目標設定部をさらに具備する、請求項１のプラズマ処置システム。
  3. 　前記第１の電極部及び前記第２の電極部に伝達される前記高周波エネルギーを出力可能な高周波エネルギー源をさらに具備し、
    　前記目標設定部は、前記高周波エネルギー源からの前記高周波エネルギーの出力の有無又は前記高周波エネルギーの出力状態に基づいて、前記目標の前記温度範囲を設定する、
    　請求項２のプラズマ処置システム。
  4. 　前記供給経路を通して供給される前記導電性溶液の前記供給量を検知する供給量検知部と、
    　前記噴出口から噴出された前記導電性溶液の前記吸引経路を通しての前記吸引量を検知する吸引量検知部と、
    　前記供給量検知部での検知結果及び前記吸引量検知部での検知結果に基づいて、前記灌流層における前記導電性溶液の灌流液体量を算出する演算処理部と、
    　をさらに具備し、
    　前記目標設定部は、算出された前記灌流液体量に基づいて、前記目標の前記温度範囲を設定する、
    　請求項２のプラズマ処置システム。
  5. 　前記制御部は、算出された前記灌流液体量に基づいて、前記供給経路を通しての前記供給量又は前記吸引経路を通しての前記吸引量を調整する、請求項４のプラズマ処置システム。
  6. 　前記第１の電極部及び前記第２の電極部に伝達される前記高周波エネルギーを出力可能な高周波エネルギー源をさらに具備し、
    　前記制御部は、前記高周波エネルギー源から前記高周波エネルギーを出力させるエネルギー操作の入力を検出した際に、前記灌流層の温度の前記検知結果に基づいて、前記高周波エネルギー源からの前記高周波エネルギーの出力の有無又は前記高周波エネルギーの出力状態を制御する、
    　請求項１のプラズマ処置システム。
  7. 　前記制御部は、前記目標の前記温度範囲より高い値の閾値を設定し、検知された前記灌流層の前記温度が前記閾値以上になる場合に、前記高周波エネルギー源からの前記高周波エネルギーの出力を停止する、請求項６のプラズマ処置システム。
  8. 　前記制御部は、前記導電性溶液の前記供給量及び前記吸引量を制御することにより、前記灌流層の灌流液体量を変化させることなく、前記灌流層における前記導電性溶液の前記温度を調整する、請求項１のプラズマ処置システム。
  9. 　前記温度調整ユニットの作動状態と前記灌流層の前記温度との関係を算出する演算処理部をさらに具備し、
    　前記制御部は、前記演算処理部によって算出された前記作動状態と前記温度との前記関係に基づいて、前記温度調整ユニットでの前記温度の前記調整を制御する、
    　請求項１のプラズマ処置システム。
  10. 　前記供給経路を通しての前記導電性溶液の前記供給量を検知する供給量検知部をさらに具備し、
    　前記演算処理部は、前記供給量検知部での検知結果に基づいて、前記温度調整ユニットの前記作動状態と前記灌流層の前記温度との前記関係を算出する、
    　請求項９のプラズマ処置システム。
  11. 　前記温度検知部は、前記第１の電極部と前記第２の電極部が前記灌流層に浸った状態において、前記第１の電極部と前記第２の電極部との間の前記灌流層に高周波電流が流れる領域で、前記処置部に固定される、請求項１のプラズマ処置システム。
  12. 　前記第１の電極部は、前記第１の電極部と前記第２の電極部が前記灌流層に浸った状態において、前記第２の電極部より前記処置対象の近くに位置し、
    　前記温度検知部から前記第１の電極部までの第１の距離は、前記温度検知部から前記第２の電極部までの第２の距離に比べて、小さい、
    　請求項１１のプラズマ処置システム。
  13. 　前記吸引口から吸引された後において、前記導電性溶液のＰＨを検知するＰＨ検知部をさらに具備し、
    　前記制御部は、前記温度検知部での前記検知結果に加えて前記ＰＨ検知部での検知結果に基づいて、前記温度調整ユニットでの前記温度の前記調整を制御するとともに、前記導電性溶液の前記供給量及び前記吸引量を制御する、
    　請求項１のプラズマ処置制御ユニット。
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