生体組織である被処置部位に対してエネルギーを印加して、当該被処置部位の生体組織を変性させる組織変性手段と、波長範囲800ナノメートル~2500ナノメートルに属する波長の近赤外光を発生する赤外光発生手段と、前記赤外光を、第1の導光手段を用いて前記被処置部位に対し照射する照射手段と、前記被処置部位を経由した前記赤外光を、第2の導光手段で導いて受入し、その第2の導光手段が導いた前記赤外光について、複数の波長を弁別するとともに各々の波長の前記赤外光を検出する光検出手段と、前記光検出手段が検出した複数の波長の前記赤外光の受光信号を入力して、前記被処置部位の生体組織の変性の度合いを表す信号を生成する信号生成手段とを備えたことを特徴とする生体組織変性装置。前記赤外光発生手段は、少なくとも波長10ナノメートル以上の帯域幅を有する近赤外光を発生させ、前記光検出手段は、前記第2の導光手段が導いた前記赤外光に含まれる異なる波長の前記赤外光を異なる光路に分岐する光学素子と、当該光学素子が分岐した複数の光路を通過した前記異なる波長の赤外光を、各々受光する複数の受光素子とからなることを特徴とする請求項1記載の生体組織変性装置。前記赤外光発生手段は、発生する赤外光の波長として複数の波長を時分割的に切り換え、前記光検出手段は、前記赤外光を受光する1つの受光素子を有するとともに、前記赤外光発生手段の時分割切り換え動作に対応した時分割スロットで、前記受光素子が出力する受光信号が対応する前記赤外光の波長を弁別することを特徴とする請求項1記載の生体組織変性装置。前記組織変性手段は、変性用のエネルギーを発生するエネルギー源と、当該エネルギー源が発生するエネルギーを前記被処置部位へ導いて作用させる作用手段とを有し、前記作用手段が前記エネルギーを前記被処置部位へ作用する作用端と、前記第1及び第2の導光手段の前記被処置部位側の端部とは、所定距離離れていることを特徴とする請求項1乃至3のいずれか1項記載の生体組織変性装置。しかしながら、特許文献1の従来技術では、熱変性を正確に評価することが困難であるという不具合を生じていた。これは、加熱後の表面温度から血流量を推定する際の誤差と、血流量から熱変性を推定する際の誤差が大きいことが原因である。ここで、加熱後の表面温度は血流量だけでなく、組織の比熱や熱伝導率などの他の要因にも依存するとともに、血流量は、熱変性だけでなく、熱刺激に対する生体反応や他臓器での血流需要などの他の要因にも依存する。このように、熱変性との関連性が低い指標を測定しているため、熱変性の測定結果の精度が低く、その結果、熱変性が過剰あるいは不足となり、治療の品質が低くなる問題があった。また、特許文献2の従来技術においても、印加するエネルギーが適正値から外れうる問題があった。その理由としては、目的とする作用を生じさせるのに十分なエネルギーを事前に知ることは、例えば、特許文献1にも照射部位に対するレーザ光の効果をその照射中に確認することは現実には困難であり、しかも、レーザ照射前において目的とする効果を正確に予測することは不可能である。と開示されているように、困難である場合が多いことをあげることができる。そのため、エネルギー量を正確に目標値に制御したとしても、目標値自体が適正値から外れていることにより治療の品質が損なわれる場合がある。また、温度を監視して処置を行う場合も、生体組織に生じる変化は、与えた温度だけでなく組織の比熱や熱伝導率にも依存するので、温度を正確に目標値に制御したとしても、生体組織の物性によっては治療の品質が損なわれる場合が生ずる。本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、熱変性の程度をより正確に評価することができる生体組織変性装置を提供することにある。上記課題を解決するために、本発明のある観点によれば、生体組織である被処置部位に対してエネルギーを印加して、当該被処置部位の生体組織を変性させる組織変性手段と、波長範囲800ナノメートル~2500ナノメートルに属する波長の近赤外光を発生する赤外光発生手段と、前記赤外光を、第1の導光手段を用いて前記被処置部位に対し照射する照射手段と、前記被処置部位を経由した前記赤外光を、第2の導光手段で導いて受入し、その第2の導光手段が導いた前記赤外光について、複数の波長を弁別するとともに各々の波長の前記赤外光を検出する光検出手段と、前記光検出手段が検出した複数の波長の前記赤外光の受光信号を入力して、前記被処置部位の生体組織の変性の度合いを表す信号を生成する信号生成手段とを備えたことを特徴とする生体組織変性装置が提供される。この構成によれば、熱変性の程度をより正確に評価することが可能となる。これは、生体組織の近赤外減衰スペクトルは、温度や血流量のような従来の指標に比べて生体組織の変性に直接的に関連するため、この近赤外減衰スペクトルの変化を測定することによって生体組織の変性を測定することで、被処置部位の熱変性の程度をより正確に評価することが可能となるのである。また、前記赤外光発生手段は、少なくとも波長10ナノメートル以上の帯域幅を有する近赤外光を発生させ、前記光検出手段は、前記第2の導光手段が導いた前記赤外光に含まれる異なる波長の前記赤外光を異なる光路に分岐する光学素子と、当該光学素子が分岐した複数の光路を通過した前記異なる波長の赤外光を、各々受光する複数の受光素子とからなることを特徴としてもよい。また、前記赤外光発生手段は、発生する赤外光の波長として複数の波長を時分割的に切り換え、前記光検出手段は、前記赤外光を受光する1つの受光素子を有するとともに、前記赤外光発生手段の時分割切り換え動作に対応した時分割スロットで、前記受光素子が出力する受光信号が対応する前記赤外光の波長を弁別することを特徴としてもよい。前記組織変性手段は、変性用のエネルギーを発生するエネルギー源と、当該エネルギー源が発生するエネルギーを前記被処置部位へ導いて作用させる作用手段とを有し、前記作用手段が前記エネルギーを前記被処置部位へ作用する作用端と、前記第1及び第2の導光手段の前記被処置部位側の端部とは、所定距離離れていることを特徴としてもよい。以上説明したように、本発明によれば、熱変性の程度をより正確に評価することができる。効果の詳細は、後述する。以下、添付図面を参照しながら、この発明の実施の形態を詳細に説明する。<第1実施形態>図1は、本発明の第1実施形態である生体組織変性装置10の構成を示した図である。この実施形態では、生体組織に作用させるエネルギーの形態としてラジオ波を用いたものであり、生体組織変性装置10は、いわゆるラジオ波焼灼装置の構成を有している。同図において、ラジオ波を発生するラジオ波発生装置20の出力端には導線21が接続され、導線21は、生体組織60に穿刺される中空の針50を通して針電極22に結合されている。針50は、生体組織60の被処置部位61に針電極22が位置するように生体組織60に穿刺される。対向電極23は、針電極22から出力されるラジオ波を受信するためのものであり、被処置部位61の近傍において生体組織60に接触するように設けられており、この対向電極23は導線24によってラジオ波発生装置20の入力端に接続される。これにより、ラジオ波発生装置20で発生されたラジオ波は、導線21、針電極22、生体組織60、対向電極23、及び導線24を経由してラジオ波発生装置に帰還し、その帰還経路をなす生体組織60においてエネルギーの一部が吸収されて熱に変換される。発生する熱の密度は針電極22の近傍で高くなることから、針電極22が位置している被処置部位61では温度が上昇し、その温度が約70°Cより上昇することにより被処置部位61における生体組織60が熱変性する。近赤外光源30はハロゲンランプを内蔵し、波長900~2500nmの近赤外光を発生するものである。この近赤外光源30の出力端には光ファイバ31が接続され、光ファイバ31は針50を通じて、生体組織60の被処置部位61に位置する照射端32に至る。ここで、光ファイバ31は、第1の導光手段を構成する。それにより、近赤外光源30から出力される近赤外光は、光ファイバ31を経由して照射端32から被処置部位61へ照射される。照射された近赤外光は、被処置部位61を透過、反射または散乱し、その一部は、針50を介して被処置部位61の近傍に位置している光ファイバ41の一端捕獲端42に到達する。ここで、光ファイバ41は、第2の導光手段を構成する。光ファイバ41の他方の端部は、光検出器40の受光端に接続されており、捕獲端42から光ファイバ41に入力する近赤外光は、光検出器40で受光される。光検出器40は、受光端より受光した光を透過する回折格子43と、アレイ型光電変換素子44を有している。回折格子43は、波長の異なる光を異なる光路に分離するものであり、その分離されたそれぞれの光路を通過した各々の波長の光は、アレイ型光電変換素子44の各々の光電変換素子に入射され、アレイ型光電変換素子44の各光電変換素子は、それぞれの光電変換素子が受光した波長の光に対応する電気信号を出力する。そして、光検出器40で検出された信号は、電子計算機システム70に取り込まれる。電子計算機システム70は、取り込んだ信号に基づいて所定の演算を行い、生体組織の熱変性の程度についての指標を計算する。この計算された熱変性の指標は、電子計算機システム70に設けた表示装置図示略により、数値やグラフなどとして表示され、操作者に提示される。操作者はその表示を見てラジオ波発生装置20を操作調節し、所望の程度の熱変性を生成させることができる。ところで、電子計算機システム70で計算した熱変性の指標は、操作者に対して表示する代わりに、ラジオ波発生装置20へフィードバックすることで、ラジオ波発生装置20が発生するラジオ波の出力を自動的に調整させるようにしても良い。それにより、操作者による治療品質のバラつきを低減することが可能である。ここで、ラジオ波発生装置20が発生するラジオ波としては、周波数が100~1000kHzの範囲で、出力パワーが50~500Wの範囲が好ましい。このようなラジオ波は、肝細胞癌の治療に使用できることが知られている。従って、図1に示した生体組織変性装置10において、肝細胞癌の発生部位が被処置部位61に含まれるように針50を穿刺することで、肝細胞癌を治療することができる。また、光ファイバ31の照射端32および光ファイバ41の捕獲端42と、針電極22との間には、図1に模式的に示したように、一定の距離間隔をおくことが好ましい。すなわち、生体組織60の温度は針電極22から離れるに従って低下し、変性の程度も同様に低下することから、一定の距離だけ離した照射端32および捕獲端42の位置において変性が確認されれば、針電極22から同じ距離の範囲内にある生体組織60でも同程度以上の変性が起きている可能性が非常に高い。従って、照射端32および捕獲端42と、針電極22との間に一定の距離間隔をおいて測定することで、一定の広がりを持つ被処置部位61の変性の程度を測定することが可能となる。そして、その結果を用いてラジオ波発生装置20を操作調整することで、被処置部位61の変性の程度を、所望のものにすることができることとなる。ここで、針電極22と照射端32及び捕獲端42との距離間隔の値を大きくすると、より広範囲の部位を処置でき高い治療効率が得られる一方、生体組織60の物性の不均一性の影響で変性の程度に誤差が生じるリスクが高まる。そこで、その距離間隔の値を2~5cmとすることにより、不均一性によるリスクを抑えつつ高い治療効率を得ることが可能である。なお、図1に示した実施形態では、照射端32および捕獲端42が、針電極22よりも遠位側に位置しているが、針電極22より近位側に位置しても同様の効果が得られる。さらに、熱変性させる必要がある被処置部位61の辺縁部に照射端32および捕獲端42を位置させることがより好ましい。それにより、被処置部位61の内側を確実に熱変性させることができる。また、対向電極23の代わりに追加の針電極を被処置部位61に穿刺してもよい。それにより、針電極同士の間に位置する生体組織60が熱変性される。肝細胞癌の治療においては、腫瘍組織に針を刺して組織を破壊することで一部の腫瘍細胞が周囲の正常組織へ拡散するリスクがあるが、腫瘍組織に隣接する非腫瘍組織に一方の針電極を指すことで、腫瘍細胞を拡散させずに変性させることが可能である。このような形態では、照射端32および捕獲端42は、針電極22を設けた針50とは別の針に実装し、熱変性させる必要がある被処置部位61の辺縁部に穿刺することで、被処置部位61の内側を確実に熱変性させることができる。また、被処置部位61の生体組織60を変性させる手段組織変性手段は、ラジオ波以外の手段であっても良く、例えば、マイクロ波、レーザー、加熱流体、極低温、抵抗加熱、を用いることができる。いずれの手段も、被処置部位61との間でエネルギーを授受することによって被処置部位61の生体組織を変性させることができるが、エネルギーの量が過剰または不足であると、変性させる組織の量も過剰または不足となり、治療の品質が低下しうる。そこで、上述した実施形態のように、近赤外光を用いて組織の変性を測定し、その結果に基づいてエネルギーの量を調整することにより、高い品質で治療することができる。ところで、熱変性の評価に用いる近赤外光の波長は900nm~2500nmの範囲であるが、特に、900nm~1900nmの範囲は、変性に伴うスペクトルの変化が大きく、その結果高い検出感度が得られるため好適である。特に、900nm~1300nmおよび1500nm~1750nmは、生体組織60に多く含まれる水による吸収が低いため、数mmの深さの生体組織60の変性の測定に用いることができ、特に好適である。熱変性による反射率スペクトルの変化の測定結果例を図2a~図2dに示す。図2a~図2dは、豚レバーの複数のサンプルを22°C、52.6°C、60.4°C、65.4°Cのそれぞれ異なる表面温度となるように加熱した後、常温にてハロゲンランプの照明光の下で反射光のスペクトルを分光器付きカメラで撮影し、標準拡散板との比較によって反射率スペクトルを計算した後、波長に関する1次微分スペクトルとして表したものである。高い表面温度で処理され、強い熱変性が形成された試料は、そうでない試料に比べて900nm~1900nmの範囲において、顕著なスペクトルの変化が生じている。<第2実施形態>本発明の第2実施形態である血管内レーザ治療装置を用いた生体組織変性装置10bの構成を図3に示す。図3において、レーザ光を発生するレーザ光源20bには光ファイバ21bが接続され、光ファイバ21bは、血管60bに挿入されたカテーテル50bを通じてレーザ照射端22bに至る。カテーテル50bは、皮膚に穿刺されたポートを通じて血管60bの内部に挿入されており、レーザ照射端22bは、被処置部位61bに対向するように配置される。レーザ光源20bから出力されるレーザ光は、光ファイバ21bを通ってレーザ照射端22bから被処置部位61bに向けて出射され、被処置部位61bの生体組織を熱変性させる。熱変性の結果、血管60bが収縮して閉塞されるので、これにより逆流性の下肢静脈瘤を治療できることが知られている。特に、レーザ光の波長は900~1000nm、レーザ光源20bの出力パワーは2~20Wとすると、閉塞の効率が高く好適である。近赤外光源30bは、波長1200~2400nmの広い波長帯域と光ファイバの基底導波モードを有するスーパーコンティニューム光として近赤外光を発生させる広帯域光源33と、電子計算機システム70からの命令によって透過波長を切り替えることができる可変フィルタ34を有する。電子計算機システム70により、可変フィルタ34の透過波長を順次切り替えることにより、近赤外光源30bから出力される近赤外光の波長が時分割的に切り替わる。近赤外光源30bには光ファイバ31が接続され、光ファイバ31はカテーテル50bを通じて照射端32に至る。近赤外光は、光ファイバ31を経由して照射端32から被処置部位61bへ照射される。被処置部位61bへ照射された近赤外光は、被処置部位61bを透過、反射または散乱し、その一部が光ファイバ41の一端捕獲端42に到達する。光ファイバ41は、カテーテル50bを通じ、その捕獲端42とは反対の端部は、光検出器40bの受光端に接続されている。したがって、光ファイバ41の捕獲端42より入射した近赤外光は、カテーテル50bを通じ、光ファイバ41を介して、光検出器40bの受光端で受光される。光検出器40は受光した近赤外光を対応する電気信号に変換し、光検出器40から出力される電気信号は、電子計算機システム70で取り込まれる。電子計算機システム70は、取り込んだ電気信号に基づき所定の演算を行い、生体組織の熱変性の程度についての指標を計算する。この計算された熱変性の指標は、電子計算機システム70に設けた表示装置図示略により、数値やグラフなどとして表示され、操作者に提示される。操作者はその表示を見てレーザ光源20bを操作調節し、所望の程度の熱変性を生成させることができる。その結果、熱変性の過不足を防ぎ、高い品質で治療することが可能となる。以上説明したように、本発明によれば、従来技術に比べて生体組織の変性に関する直接的な指標が得られ、この指標に基づいて変性を形成することにより、従来に比べて高い精度で変性を形成できる。その結果、病変の治療において病変の残存や正常組織の損傷を低減し、高い治療品質を得ることができる。また、第1実施形態によれば、複数の波長を同時に測定するため、被処置部位の状態が時間的に変化している状況下でも測定精度の低下が少ない。また、第2実施形態によれば、照射する光の波長を時分割で切り替えるため、全ての波長を同時に照射する場合に比べて照射する光パワーを低減することができ、生体組織への光損傷のリスクを低減することができる。また、一定の範囲内にある被処置部位の内側を確実に熱変性させることができる。なお、以上述べてきた各実施形態の構成及び変形例は、矛盾しない範囲で適宜組み合わせて適用することも可能である。