JP4504718B2 - 加熱治療装置 - Google Patents

Description

本発明は、エネルギーを生体組織に照射することで、病変を含む生体組織の治療を行う加熱治療装置に関する。

従来からレーザなどの主に電磁波のエネルギーを生体組織に照射することで生体組織の病変部位を加熱して、病変部位を変性または凝固させることにより治療する加熱治療装置が知られている。このような加熱治療装置は、電磁波のエネルギーを出力するエネルギー照射部を、たとえば、血管、消化管、尿路、腹腔、胸腔等の生体内腔または管腔に挿入して、または、皮膚、臓器などの生体組織表面に押し当て、エネルギー照射部から電磁波を照射することにより治療を行う。

この加熱治療装置を用いた治療においては、病変部位を含む生体組織を変性または凝固に至らしめるために、ある一定以上の温度である一定以上の時間加熱する必要がある。しかし一方で、正常組織に与える影響を極力なくするために、変性または凝固に必要な温度にまで昇温させるための照射時間を必要最小限の短さとなるように設定するのが一般的である。

このため、従来の加熱治療装置においては、たとえば、生体組織の温度を測定しながら電磁波を照射して、できるだけ早く設定温度に到達させ、その後、設定温度に早く安定させるようにエネルギー照射強度と照射時間を制御している（特許文献１）。
特開２００２−１０２２６８号公報

しかしながら、従来の加熱治療装置は、電磁波にレーザを用いた場合、レーザ散乱性が生体組織の変性または凝固によって増大するために、変性または凝固に必要な温度までの昇温時間を短くしようとするほど、比較的浅い領域で変性または凝固が開始され、生体組織内部における最高温度点の位置が浅くなってしまう傾向があった。その結果、変性または凝固に至る範囲が狭くなり、特に深さ方向の治療が難しくなるという問題があった。

本発明はこのような問題点に着目してなされたものであり、その目的は生体組織の目的部位のみ、特に、生体組織内の深部を安定的に広い範囲で治療することができる加熱治療装置を提供することにある。

本発明の目的は、下記する手段により達成される。

（１）生体組織内の目的部位を加熱する加熱手段と、前記目的部位を含む前記生体組織の表面の温度を測定する温度測定手段と、前記加熱手段による加熱時間の間、温度を時間で微分した微分係数が時間経過につれて大きくなる温度上昇期を含む温度変化パターンを設定する目標温度設定手段と、前記温度測定手段によって測定される温度が前記温度変化パターンとなるように、前記加熱手段を制御する制御手段と、を有することを特徴とする加熱治療装置。

（２）前記温度測定手段で測定した温度測定値から時間的な測定温度の傾きを算出する温度傾き算出手段と、前記温度測定値と前記温度変化パターンとを比較して、必要とする時間的な温度の傾きを算出する目標傾き算出手段と、をさらに有し、前記制御手段が、前記温度変化パターンと前記温度測定手段による温度測定値との隔たり、前記温度傾き算出手段で算出された時間的な測定温度の傾き、および前記目標傾き算出手段で算出された必要とする時間的な温度の傾きに基づき、前記加熱手段による加熱温度が前記温度変化パターンとなるように制御することを特徴とする。

（３）前記温度変化パターンは、温度に関係なく一定出力を行う定出力期、前記温度上昇期、設定温度に維持するように出力制御を行う温度平衡期よりなることを特徴とする。

（４）前記温度変化パターンは複数の傾きを持つことを特徴とする。

（５）前記加熱手段は、前記生体組織を加熱するためのエネルギーを発生するエネルギー発生手段と、前記エネルギー発生手段からのエネルギーを前記生体組織に向けて照射する照射手段と、あらかじめ決められた範囲内で前記照射手段から出射されるエネルギーの出射位置を移動させる移動手段と、前記照射手段から照射されるエネルギーがあらかじめ決められた目標領域に集中するように、前記出射位置の移動に応じて前記照射手段による前記エネルギーの照射角度を変更する角度変更手段と、を有することを特徴とする。

（６）前記エネルギーは、レーザであることを特徴とする。

（７）前記照射手段は、前記照射手段内を液体が流れる流路と、前記流路に液体を流す液体送出手段と、を有することを特徴とする。

（８）前記液体送出手段は、前記流路を通して前記液体を循環させることを特徴とする。

（９）前記制御手段は、前記加熱手段による加熱開始からあらかじめ定められた条件を満たすまでの間、前記加熱手段による加熱出力を変化させないことを特徴とする。

（１０）前記条件は、前記加熱手段による加熱開始からのあらかじめ定められた時間であることを特徴とする。

（１１前記条件は、前記温度測定手段により測定された温度測定値または温度測定値の変化率であることを特徴とする。

（１２）前記液体の温度を測定する液体温度測定手段をさらに含み、前記制御手段は、前記液体温度測定手段の測定値があらかじめ定めた条件を満たすまでの間、前記加熱手段による加熱出力を変化させないことを特徴とする。

本発明によれば、加熱されている生体組織表面の温度があらかじめ決められた温度変化パターンとなるように制御することで、生体組織の目的部位のみを加熱して治療することが可能となる。特に、その温度変化パターンとして、加熱時間の間、温度を時間で微分した微分係数が時間経過につれて大きくなるように設定することで、生体組織内の深部のみを安定的に加熱治療することができるようになる。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。

（第１の実施形態）
図１は、本発明の一実施形態である加熱治療装置の構成を示す図である。

この加熱治療装置は、アプリケータ１、制御装置２、レーザ光源装置３、直腸プローブ５、フットスイッチ６、冷却水補充容器７を有している。

アプリケータ１、レーザ光源装置３、直腸プローブ５、フットスイッチ６および冷却水補充容器７は、それぞれ制御装置２に接続されている。

制御装置２内には、アプリケータ１に冷却水を供給するための冷却装置（不図示）が内蔵されている。冷却装置は、冷却水ほぼ一定量貯留しておく冷却水バック、冷却水を循環させるポンプ（液体送出手段）、冷却水温度をあらかじめ決められた温度に維持するためのペルチェユニットからなる。冷却水バックは、ペルチェユニットに押し当てられるようにして設置されることで、中の冷却水が一定温度に冷却される。

アプリケータ１は、照射手段であり、レーザを生体組織に照射する側射式のものである。アプリケータ１には、エネルギー発生手段であるレーザ光源装置３で発生させられたレーザを挿入部２１内の出射部に伝達するための光ファイバ９３が接続される。したがって、この光ファイバ９３を含むアプリケータ１とレーザ光源装置３が加熱手段として機能することになる。

生体組織を加熱治療する場合、長尺状の挿入部２１を尿道などの生体内に挿入し、この挿入部２１に設置された出射部からレーザを照射する。このレーザの照射によって、たとえば、前立腺肥大症や、各種の癌などの腫瘍の治療を行う。

アプリケータ１は、生体内の生体組織の目的部位である、深部に存在する患部のみを加熱し、レーザ照射表面の正常な生体組織への加熱を避けるために、挿入部２１を冷却してレーザ照射表面の加熱を抑制する。このために、アプリケータ１には、制御装置２の内部に設けられている冷却装置からの冷却水を流すための給水路９１と排水路９３が接続されている。したがって、この冷却水によって挿入部２１自体が冷却されるとともに、挿入部２１に接触している生体組織が冷却される。

制御装置２は、アプリケータ１および直腸プローブ５に設置されている各種センサーやマイクロスイッチからの検出信号、および、フットスイッチ６から出力されるＯＮ、ＯＦＦ信号などを用いて、加熱治療装置全体の動作を制御する。

制御装置２の上部には、手術者に対して所定の情報を表示するとともに、所定の設定や操作を受け付けるユーザインターフェース９５が設けられている。ユーザインターフェース９５は、表示画面を含むタッチ式の操作パネルである。

レーザ光源装置３は、たとえば、レーザ出力値、レーザパルス時間、レーザパルス間隔、レーザ出力時間などの出力条件が制御装置２からの指令によって制御されてレーザ出力を行うものである。なお、レーザ光源装置３は、スイッチやダイヤルで上記出力条件を任意に設定することも可能である。

直腸プローブ５は、治療中に直腸の異常加熱を監視するために、肛門から直腸に挿入され、前立腺と隣接する直腸壁の温度を検出するものである。したがって、直腸プローブ５には、複数の温度センサーが設けられ、その検出値がセンサー信号リード９４を通って制御装置２に送信される。

フットスイッチ６は、手術者により踏まれることによって制御装置２にレーザの照射を促すＯＮ、ＯＦＦ信号を出力する。レーザ照射準備が完了しているときにフットスイッチ６を踏むとレーザ光源装置３はレーザを発生する。ただし、レーザの出力終了は、制御装置からの指令で行われ、フットスイッチによるレーザＯＦＦ動作は、通常動作の他に任意にレーザ出力を止めたいときに使われる。

冷却水補充容器７は、制御装置２に内蔵されている冷却装置に補充する冷却水を貯蔵するための容器である。冷却水補充容器７と冷却装置とは冷却水補充路１０７によって接続される。

図２は、アプリケータ１を示す側面図である。

アプリケータ１は、使用後に廃棄処分できる本体ユニット１１と、繰り返し使用可能な駆動ユニット１２とを有している。

本体ユニット１１の先端に挿入部２１が設けられている。本体ユニット１１と駆動ユニット１２とは、相互に取り付けおよび取り外し可能である。本体ユニット１１および駆動ユニット１２を相互に取り付ける場合、ねじ部材による締結、爪部材による嵌合などの適宜の取り付け手段が利用され得る。

駆動ユニット１２は、移動手段となるもので、後述するようにミラーを移動させるためのミラー用モータ（不図示）を内蔵している。

また、挿入部２１内には内視鏡９０が接続され、挿入部２１を通して生体内の観察が可能となっている。内視鏡９０は、挿入部２１の前方に設けられる窓部からの観察野を得るのに好適な視野を有している。内視鏡９０は、たとえば、光ファイバ束と、保護チューブと、先端に設けられる結像レンズとを備える。内視鏡９０の基端側にカメラヘッドが取り付けられることにより画像を送ることができる。

図３は、アプリケータ先端の挿入部２１の構造を示す先端部の断面図である。

図３に示すように、挿入部２１内には、側方窓２２に向けてレーザを出射し得る往復移動自在な出射部３０が設けられる。挿入部２１は、長尺状の内層パイプ２３を備え、出射部３０は、レーザを反射する平滑な反射面（ミラー）３１を有している。

挿入部２１の内層パイプ２３は、ステンレス鋼などの硬質の管状体から構成される。内層パイプ２３の先端側には、レーザを透過させるための開口２４が形成されている。開口２４を含め、内層パイプ２３の外周は、レーザ透過性の良好な外層チューブ２５により覆われる。外層チューブ２５により覆われた開口２４が、側方窓２２を構成する。

挿入部２１の先端には、挿入部２１の生体内への挿入時に前方を観察するための前方窓２６が設けられている。前方窓２６は、光が透過可能な透光板２７を備えており、この透光板２７は当該窓枠に嵌め込まれて固着される。

挿入部２１の内部には、レーザを伝達する光ファイバ９３が配置されている。光ファイバ９３は、ミラー用モータから駆動力が伝達され、挿入部２１の軸方向に沿って往復運動する。光ファイバ９３は、挿入部２１内では先端部分を除いてたとえばステンレス鋼製の保護パイプによって破損や湾曲を起こさないように覆われている。光ファイバ９３の先端近傍に、出射部３０が回動可能に取り付けられた固定部材３２が固着される。光ファイバ９３の往復運動にともない、固定部材３２は挿入部２１の軸線と平行に摺動する。

また、挿入部２１内には、レーザを照射した部分の生体組織表面温度、たとえば尿道表面温度を測定する温度センサー３７が設けられている。温度センサー３７の取り付け位置は、側方窓２２の長手方向のほぼ中央であり、出射部３０の移動の妨害にならず、レーザの射出の妨げにならずに、常に側方窓２２から生体組織を見通せる位置に設けている。この位置に設ける理由は、レーザ照射時に最も昇温しやすい場所で、生体組織の深部温度と相関のあるようにレーザ照射部位の表面温度を測定するためである。この温度センサー３７は、たとえば、サーミスタ、熱伝対、赤外線センサーなどである。

出射部３０の先端の両側部には、突起３３が設けられている。この突起３３を回動可能に支持するスライダ３４は、挿入部２１内に設けられた一対のスライダガイド３６に摺動可能に支持されている。スライダガイド３６は、挿入部２１の軸方向に対して傾斜している。したがって、出射部３０は、光ファイバ９３の往復運動にともなって、スライダガイド３６の作用によって傾斜角度が変化されつつ往復運動する。したがって、スライダ３４およびスライダガイド３６は、出射部３０の移動に連動するように反射面３１の角度を変化させるための角度変更手段を構成する。これにより、光ファイバ９３からのレーザは、目標領域に確実に集中するようになる。図３において、実線で示す出射部３０および固定部材３２の位置が、これらの部材の後端位置である。

挿入部２１の内部には、冷却水の図示しない注入用のルーメンおよび排出用のルーメンが形成されている。冷却水は、レーザを受ける生体組織の表面および出射部３０などを冷却するために利用される。注入用のルーメンは給水路９１に接続され、排出用のルーメンは排水路９２に接続されている（図１参照）。給水路９１を経て供給された冷却水は、注入用のルーメンに流入した後、挿入部２１の先端近傍に送られた後、排水路９２を経て冷却装置に戻る。

挿入部２１の内部に冷却水を循環させることにより、冷却能率の向上が図られる。冷却水の温度は、レーザの照射による出射部３０や生体組織の照射表面の損傷を低減できれば特に限定されないが、好ましくは０〜３７℃、より好ましくは凍傷の恐れが少なく、かつ冷却効果が高い８〜２５℃である。冷却水としては、滅菌された液体、たとえば滅菌精製水や滅菌生理食塩水を使用することが好ましい。

出射部３０は、先端位置（図３中左側に２点鎖線で示す）に位置する場合、挿入部２１の軸方向に対して垂直に近い向きに起立し、レーザを小さい反射角で反射する。また、出射部３０は、基端位置（図３中右側に実線で示す）に位置する場合、挿入部２１の軸方向と平行に近い向きに傾き、レーザを大きい反射角で反射する。したがって、出射部３０が傾斜角度を変化させながら往復運動する場合、レーザの出射位置は常に移動するが、レーザの光軸は、加熱部位であるターゲット部位１０００内のターゲットポイントに常に集中する。つまり、レーザは、ターゲットポイントにのみに連続的に照射され、表層などの他の生体組織には間欠的に照射される。したがって、ターゲットポイントは、照射されたレーザにより加熱され、所望温度に達する。一方、表層などの他の生体組織は、レーザを受光する時間が短いため、発生する熱量も少なくほとんど加熱されない。なお、このような出射部３０の往復移動は、移動速度が一定となるように調整することが好ましい。

加熱治療時において、出射部３０は、０．１〜１０Ｈｚ、好ましくは３〜６Ｈｚの周期で軸方向に往復駆動される。生体組織に照射するレーザは、発散光、平行光または収束光を用いることができる。また、使用されるレーザは、生体深達性を有するものであれば、特に限定されない。しかし、レーザの波長は、７５０〜１３００ｎｍまたは１６００〜１８００ｎｍ程度が特に優れた生体深達性を有するため好ましい。上記波長範囲のレーザを発生させるレーザ光源装置３としては、たとえば、Ｈｅ−Ｎｅレーザなどの気体レーザ、Ｎｄ−ＹＡＧレーザなどの固体レーザ、ＧａＡｌＡｓレーザなどの半導体レーザ、などが挙げられる。

挿入部２１の外径は、体腔内に挿入可能であれば、特に限定されない。しかし、挿入部２１の外径は、２〜２０ｍｍ程度が好ましく、３〜８ｍｍ程度がより好ましい。

次に、レーザ照射の制御について説明する。

図４は、制御装置２内の機能を示すブロック図である。

制御装置２内には、ユーザーによる温度変化パターンを含む各種設定、操作を行う操作部１０２と、操作部１０２で設定された加熱温度、時間を基に目標温度変化パターンを算出する目標温度算出部１０３と、実際に出力されているエネルギー値を表示する出力値表示部１１０と、加熱部位の温度を測定する温度測定部１０６と、レーザ出力の制御を行う制御部１０５と、を有する。

操作部１０２は、図１に示したユーザインターフェース９５であり、タッチパネル式の入力装置によって手術者が治療に必要な温度変化パターンの他各種設定を行う。

目標温度算出部１０３は、操作部１０２から設定された加熱温度、加熱時間、および目標温度変化パターンを規定しておき、時間の進行に従って目標温度を算出する。したがって、この目標温度算出部１０３は、操作部１０２と共に目標温度設定手段として機能する。

制御部１０５は、制御装置内の各部とレーザ光源装置の出力を制御するもので、温度傾き算出手段、目標傾き算出手段、および制御手段として機能する。

温度測定部１０６は、アプリケータ１内の温度センサー３７が接続されており、加熱部位の表面温度が測定される。

出力値表示部１１０から表示される出力値表示は、制御装置２のユーザインターフェース９５に表示される。出力値自体は、数値で表示するものでも良いし、最大出力に対する割合で示すインジケーターのようなものでも良い。

なお、このような制御装置は、具体的には、ＣＰＵ、メモリ、ハードディスク、ディスプレイ、その他のインターフェースなどを備えたいわゆるコンピュータであって、後述する手順に基づいて作成されたプログラムが実行されることにより、目標温度変化パターンに沿ってレーザ照射を制御する。

次に、加熱治療における温度制御について説明する。

図５は、加熱治療時に加熱する温度の目標温度変化パターンを示すグラフである。

この目標温度変化パターンは、加熱治療の際に、この目標温度変化パターンに沿うように温度を上昇させるために設定する。

ここで目標温度変化パターンは、定出力期、温度上昇期、温度平衡期よりなる。

定出力期は、温度に関係なく一定の出力を行う。温度上昇期は、設定温度に上げるまでの温度変化を規定している温度上昇曲線に沿うように出力制御を行う。温度平衡期は、設定温度に維持するように出力制御を行う。ここで、定出力期はあらかじめ決められた時間で規定されており、１〜３０秒程度である。これは、出力開始してから出力値や冷却水の条件が安定するまで待って出力制御をするためである。このことにより、より安定した制御を行うことができる。

温度上昇期は、定出力期が終わって制御開始するときの初期温度、ユーザーにより設定された設定温度、初期温度から設定温度に到達させる温度上昇期の時間で定義される。そしてこの期間の図示するような曲線による温度目標を温度上昇曲線と称する。この期間の温度上昇時間は、あらかじめ決められた時間（３０〜１８０秒程度）でも良いし、設定時間に対するあらかじめ決められた割合でも良い。あらかじめ決められた割合とは、たとえば「（設定時間―定出力時間）の２／３」などである。

ここで温度上昇曲線は、図５（ａ）と図５（ｂ）の異なる２つの例を示した。（ａ）は、定出力期の後、始めに速く昇温させ、後半で昇温速度を遅くするタイプであり、一方、（ｂ）は、前半を遅く昇温し、後半を速くするタイプである。これら温度上昇曲線の違いによる生体組織での昇温の違いについては実施例として後述する。

（ａ）の温度上昇曲線は、次の（１）式で定義される。

温度＝Ａ×（時間―温度上昇時間）^２ ＋設定温度 …（１）
ただし、Ａ＝（初期温度―設定温度）／（温度上昇時間）^２ である。

（ｂ）の温度上昇曲線は、次の（２）式で定義される。

温度＝Ｂ×（時間）^２ ＋初期温度 …（２）
ただし、Ｂ＝（設定温度―初期温度）／（温度上昇時間）^２ である。

図６は、温度上昇期における出力制御の仕方を説明するための説明図である。なお、図６においては、温度上昇期における温度上昇曲線として図５（ｂ）の場合を例示した。図５（ａ）の場合の出力制御方法も同じである。

出力制御は、現在の時間の測定温度Ｔ＿ｎ、前回制御時の測定温度Ｔ＿ｎ−１、目標としている温度上昇曲線から算出される現在あるべき温度ＣＴ＿ｎ、および次の制御時にあるべき温度ＣＴ＿ｎ＋１を用いて行う。なお、ここで測定温度とは、温度センサー３７によるレーザ照射部位表面の測定温度である（以下同様）。

図６（ａ）は、測定温度Ｔ＿ｎが算出温度ＣＴ＿ｎより高い場合である。この時、現在の測定温度Ｔ＿ｎから次の目標とする算出温度ＣＴ＿ｎ＋１へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎを求め、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１と比較する。傾きが等しいか（図６（ａ）−Ｂ）、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が小さい場合（図６（ａ）−Ａ）は、温度上昇曲線に近づいていると判断して出力は変化させない。測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が大きい場合（図６（ａ）−Ｃ）のみ出力を低下させる。

図６（ｂ）は、測定温度Ｔ＿ｎと算出温度ＣＴ＿ｎが同じ場合である。この場合は出力を変化させない。

図６（ｃ）は、測定温度Ｔ＿ｎが算出温度ＣＴ＿ｎより低い場合である。この時、現在の測定温度Ｔ＿ｎから次の目標とする算出温度ＣＴ＿ｎ＋１へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎを求め、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１と比較する。傾きが等しいか（図６（ｃ）−Ｂ）、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が大きい場合（図６（ｃ）−Ｃ）は、温度上昇曲線に近づいていると判断して出力は変化させない。測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が小さい場合（図６（ｃ）−Ａ）のみ出力を上昇させる。

図７は、この温度制御における測定温度Ｔ＿ｎ対算出温度ＣＴ＿ｎと、次の目標とする算出温度対前回からの測定温度の傾きとの関係をまとめた図表である。なお、図６における（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、Ａ、Ｂ、およびＣは、図７における（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、Ａ、Ｂ、およびＣの各組み合わせの場合に対応する。

図８は、温度平衡期における出力制御の仕方を説明するための説明図である。この区間における出力制御は、現在の時間の測定温度Ｔ＿ｎ、および前回の制御時の測定温度Ｔ＿ｎ−１を用いて行うことができる。

図８（ａ）は、測定温度Ｔ＿ｎが設定温度より高い場合である。このとき、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１を算出し、傾きがマイナスの場合（図８（ａ）−Ａ）は設定温度に近づいていると判断して出力を変化させない。測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１が０（図８（ａ）−Ｂ）かプラス（図８（ａ）−Ｃ）の場合は出力を低下させる。

図８（ｂ）は、測定温度Ｔ＿ｎと設定温度ｓｅｔ＿ｔｍｐが同じ場合である。この場合は出力を変化させない。

図８（ｃ）は、測定温度Ｔ＿ｎが設定温度より低い場合である。このとき、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１を算出し、傾きがプラスの場合（図８（ｃ）−Ｃ）は設定温度に近づいていると判断して出力を変化させない。測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１が０（図８（ｃ）−Ｂ）またはマイナス（図８（ｃ）−Ａ）の場合は出力を上昇させる。

図９は、この温度制御における測定温度Ｔ＿ｎ 対 設定温度ｓｅｔ＿ｔｍｐと、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１との関係をまとめた図表である。なお、図９における（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、Ａ、Ｂ、およびＣは、図８における（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、Ａ、Ｂ、およびＣの各組み合わせの場合に対応する。

以上のような温度制御によって、目標温度変化パターンに沿って治療部位の温度を上昇させることができる。

図１０および図１１は、温度制御の処理手順を示すフローチャートである。

まず、制御部１０５は、操作部１０２からの手術者の指令により治療が開始されたら、あらかじめ決められた定出力、たとえば５Ｗのレーザ出力を行うようにレーザ光源装置３へ指令する（Ｓ１）。

続いて、制御部１０５は、あらかじめ決められた定出力時間が経過するまで出力継続し（Ｓ２）、定出力時間が経過したら次ステップに移行する。

続いて、制御部１０５は、この定出力時間経過時点において温度測定部１０６が測定した温度を初期温度とし記憶し、温度上昇期における温度上昇曲線を算出する（Ｓ３）。このとき算出する温度上昇曲線は、たとえば前述した（１）式または（２）式を用いて算出する。

続いて、制御部１０５は、設定時間が経過したか否かを判断し（Ｓ４）、経過していれば（Ｓ４：Ｙ）、出力を停止して終了する（Ｓ１４）。

一方、設定時間を経過していなければ、続いて、制御部１０５は、温度測定部１０６に対して現在温度を測定するように指示し、温度測定結果を取得する（Ｓ５）。この温度測定の処理は、たとえば１秒間隔で実行する。このとき、前回の測定値をＴ＿ｎ−１として記憶し、新しい測定値をＴ＿ｎとして記憶する。

続いて、制御部１０５は、測定温度が設定温度以上になっているか否かを判断し（Ｓ６）、設定温度以上になっている場合（Ｓ６：Ｙ）、温度上昇期は終了したとしてステップＳ２１（図１１）に移行する。

一方、設定温度以上でなければ、続いて制御部１０５は、温度上昇曲線から算出される現在あるべき温度ＣＴ＿ｎ、および次の制御時にあるべき温度ＣＴ＿ｎ＋１を算出する（Ｓ７）。

続いて、制御部１０５は、測定温度Ｔ＿ｎと現在あるべき温度ＣＴ＿ｎとを比較する（Ｓ８）。比較の結果、測定温度の方が高い場合（Ｓ８：Ｙ）はステップＳ９へ、それ以外の場合はステップＳ１１１へ移行する。

制御部１０５は、ステップＳ９において、現在の測定温度Ｔ＿ｎから次の目標とする算出温度ＣＴ＿ｎ＋１へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎと、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１と比較する。測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が大きい場合（Ｓ９：Ｙ）、出力をあらかじめ決められた調整値ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿１（例えば１Ｗ）だけ低下させるようにレーザ光源装置３へ指令する（Ｓ１０）。ただし、あらかじめ決められている出力最小値ＰＷＲ＿ＭＩＮ（例えば１Ｗ）未満にはしない。この処理は、図６（ａ）のＣのパターンに相当する。一方、ステップＳ９において前記条件を満たさない場合（Ｓ９：Ｎ）、出力調整はせずにステップＳ４に戻る。

制御部１０５は、ステップＳ１１において、測定温度Ｔ＿ｎと現在あるべき温度ＣＴ＿ｎとを比較する。測定温度の方が低い場合は（Ｓ１１：Ｙ）、ステップＳ１２へ移行する。それ以外の場合はステップＳ４へ戻る（図６（ｂ）に相当する）。

制御部１０５は、ステップＳ１２において、現在の測定温度Ｔ＿ｎから次の目標とする算出温度ＣＴ＿ｎ＋１へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎと、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１と比較する。測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が小さい場合（Ｓ１２：Ｙ）、出力をあらかじめ決められた調整値ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿１（例えば１Ｗ）だけ上昇させるようにレーザ光源装置３へ指令する（Ｓ１３）。ただし、あらかじめ決められている出力最大値ＰＷＲ＿ＭＡＸ（例えば３０Ｗ）を超えない。この処理は図６（ｃ）のＡのパターンに相当する。一方、前記条件を満たさない場合（Ｓ１２：Ｎ）、出力調整はせずにステップＳ４に戻る。

制御部１０５は、ステップＳ２１において、設定時間が経過したと判断すると（Ｓ２１：Ｙ）、レーザ光源装置３にレーザ出力を停止するように指令し（Ｓ３６）、全ての処理を終了する。

一方、制御部１０５がステップＳ２１において設定時間が経過していないと判断した場合は（Ｓ２１：Ｎ）、続いて、制御部１０５は、温度測定部１０６からの現在温度を取得して温度測定を行う（Ｓ２２）。温度測定はたとえば１秒間隔で行う。このとき、前回の測定値をＴ＿ｎ−１に記憶し、新しい測定値をＴ＿ｎに記憶する。

続いて、制御部１０５は、測定温度が上限値を超えているか判断する（Ｓ２３）。ここで上限値とは、図５に示した目標温度変化パターンにおける温度平衡期の設定温度をわずかに超えた任意の温度である。ただし、この上限値は設定温度によって変化し、設定温度が低ければ、若干高めの値でも良いが、設定温度そのものが高い場合には、生体組織に大きな悪影響を与えない程度の温度とする。ここでは、たとえば設定温度＋１℃とする。

ここで、上限値を超えていない場合（Ｓ２３：Ｎ）はステップＳ２８へ進む。一方、上限値を超えている場合（Ｓ２３：Ｙ）、制御部１０５は、出力を出力最小値ＰＷＲ＿ＭＩＮになるようにレーザ光源装置３へ指令し（Ｓ２４）、温度測定部１０６から温度を測定して（Ｓ２５）、測定温度が設定温度以下になるまで待つ（Ｓ２６）。

設定温度以下になったら、制御部１０５は、上限値を超える前の出力からあらかじめ決められた調整値ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿２（例えば１Ｗ）だけ下げた値となるように、レーザ光源装置３へ指令し（Ｓ２７）、ステップＳ２１に戻る。ただし、あらかじめ決められている出力最小値ＰＷＲ＿ＭＩＮ未満にはしない。ここでＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿２はＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿１と同じ値でも異なった値でも良い。

続いて、制御部１０５は、測定温度が下限値を下回っているか否かを判断する（Ｓ２８）。下限値とは、上限値と同様に、設定温度によって変化する任意の値である。ここではたとえば設定温度−１℃でとする。ここで、下限値を下回っていない場合（Ｓ２８：Ｎ）はＳ３０へ移行する。一方、下限値を下回っている場合（Ｓ２８：Ｙ）、制御部１０５は、出力をあらかじめ決められた調整値ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿２だけ上昇させるようにレーザ光源装置３へ指令する（Ｓ２９）。このときあらかじめ決められている出力最大値ＰＷＲ＿ＭＡＸを超えないようにする。その後、処理はステップＳ２１に戻る。

続いて、制御部１０５は、：測定温度Ｔ＿ｎと設定温度とを比較する（Ｓ３０）。測定温度の方が高い場合（Ｓ３０：Ｙ）は、ステップＳ３１へ移行し、それ以外の場合はステップＳ３３へ移行する。

制御部１０５は、ステップＳ３１において、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１を算出し、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１がマイナスでない場合（Ｓ３１：Ｎ）、出力をあらかじめ決められた調整値ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿３（例えば１Ｗ）だけ低下させるようにレーザ光源装置３へ指令する（Ｓ３２）。この処理は図８（ａ）のＢまたはＣのパターンに相当する。ただし、このときあらかじめ決められている出力最小値ＰＷＲ＿ＭＩＮ未満にはしない。一方、マイナスの場合（Ｓ３１：Ｙ）、出力調整はせずにステップＳ２１に戻る。ここでＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿３はＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿１、ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿２と同じ値でも異なった値でも良い。

続いて、制御部１０５は、測定温度Ｔ＿ｎと設定温度とを比較する（Ｓ３３）。測定温度の方が低い場合（Ｓ３３：Ｙ）はステップＳ３４へ移行する。それ以外の場合はステップＳ２１へ戻る（図８（ｂ）に相当する）。

制御部１０５は、ステップＳ３４において、前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１を算出し、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１がプラスでない場合（Ｓ３４：Ｎ）、出力をあらかじめ決められた調整値ＰＷＲ＿ＣＴＲＬ＿３だけ上昇させるようにレーザ光源装置３へ指令する（Ｓ３５）。この処理は図８（ｃ）のＡまたはＢのパターンに相当する。ただし、あらかじめ決められている出力最大値ＰＷＲ＿ＭＡＸを超えない。一方、プラスの場合（Ｓ３４：Ｙ）、出力調整はせずにステップＳ２１に戻る。

次に、以上の処理手順により行われた温度制御例を説明する。

図１２は、温度制御例を示す図面である。なお、以下の説明において（Ｓ番号）は、上述した処理手順における該当するステップ番号であるが、処理の流れは上述したとおりであるので、説明の重複を避けるために、以下の説明では、温度制御例として必要なステップの表示とその説明のみとしている。また、以下の説明においては、（１）、（２）、…は、図１２中の（１）、（２）、…部分で行われた処理であることを示す。

まず、比較的低い５Ｗの定出力を行う。この間は、生体組織の温度や冷却水の条件などによって不確定な温度の振る舞いをする可能性がある。

（１）において、定出力時間が経過したら、初期温度を測定し、温度上昇曲線を算出する（Ｓ３）。

（２）において、測定温度（実線）が現在あるべき温度（一点差線）ＣＴ＿ｎより高く、現在の測定温度から次の目標とする算出温度へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎより前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が大きいため、出力を１Ｗ下げて４Ｗとする（Ｓ１０）。

（３）において、測定温度が現在あるべき温度ＣＴ＿ｎより高いが、現在の測定温度から次の目標とする算出温度へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎより前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が小さいため、出力は変えない（Ｓ９：Ｎ）。

（４）において、測定温度が現在あるべき温度ＣＴ＿ｎより低く、現在の測定温度から次の目標とする算出温度へ変化するための傾きＣＴ＿ｎ＋１−Ｔ＿ｎより前回からの測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１の方が小さいため、出力を１Ｗ上げて５Ｗとする（Ｓ１３）。

（５）以降同様に上述の処理手順に従って制御を行う。

そして、（１０）において、測定温度が設定温度を超えたため、温度へ移行期の制御に移行することになる（Ｓ６：Ｙ）。ここで、測定温度が設定温度より高く、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１がマイナスではないため、出力を１Ｗ下げて１４Ｗ出力とする（Ｓ３２）。

（１１）において、測定温度が上限値を超えたため、出力を最小値１Ｗとする（Ｓ２４）。

（１２）において、測定温度が設定温度以下になったため、上限値を超える前の出力から１Ｗ下げた１３Ｗとする（Ｓ２７）。

（１３）において、測定温度が設定温度より高く、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１がマイナスでないため、出力を１Ｗ下げて１２Ｗとする（Ｓ３２）。

（１４）において、測定温度が設定温度より高いが、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１がマイナスのため、出力は変えない（Ｓ３１：Ｙ）。

（１５）において、測定温度が設定温度より低く、測定温度の傾きＴ＿ｎ−Ｔ＿ｎ−１がプラスでないため、出力を１Ｗ上げて１３Ｗとする（Ｓ３５）。

（１６）において、設定時間が経過したため、出力を停止する（Ｓ３６）。

以上説明したように、本実施形態によれば、あらかじめ決められた目標温度変化パターンに従って加熱温度を変化させることで、治療行う必要のある目的部位における加熱範囲を一定に保ち、かつ安定させることができる（詳細は実施例参照）。また、上述した出力制御によって目標温度変化パターン（特に温度上昇曲線）の温度変化パターンに沿って安定して温度を上昇させることが可能となる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態は、前述した第１の実施形態における定出力期の設定を、時間で規定するのではなく、温度変化が上向いたときに定出力を終了するように変更したものである。その他、装置構成や定出力期以外の処理手順の構成は第１実施形態と同じである。

図１３は、第２の実施形態における温度制御の処理手順を示すフローチャートである。なお、以下で説明する部分以外の処理は、前述した第１の実施形態における温度制御の処理手順と同様であるので、重複を避けるため説明を省略する。

まず、制御部１０５は、治療が開始されたら、あらかじめ決められた定出力を行うようにレーザ光源装置３に指令する（Ｓ４１）。このときの出力は、たとえば５Ｗである。

続いて、制御部１０５は、温度測定部１０６に対して現在温度を測定するように指示し、温度測定結果を取得する（Ｓ４２）。たとえば１秒間隔である。このとき、前回の測定値をＴ＿ｎ−１に記憶し、新しい測定値をＴ＿ｎに記憶する。

続いて、制御部１０５は、測定温度が前回の測定値より高くなるまで出力を継続し（Ｓ４３）、高くなったら、すなわち温度変化が上向いたらステップＳ３（図１０と同じ）に移行する。

以降、前述した第１の実施形態において説明したステップＳ４以降の処理（図１０および図１１参照）を行うことになる。

このように、本第２の実施形態によれば、初めの定出力期を時間管理ではなく、所定定温度に達したか否かにより判別することとしたので、より早く温度上昇期に移行することができる場合が多くなる。したがって、生体組織への全レーザ照射時間の短縮を計ることが可能となる。なお、この定出力期における温度測定値による判断は、この他、たとえば温度測定値の変化率（たとえば温度変化率が０、すなわち、温度変化が一定となったとき、または温度上昇が所定率より大きくなったときなど）に応じて定出力期の終了を判断してもよい。

（第３の実施形態）
第３の実施形態は、前述した第１および２の実施形態と異なり、温度上昇期における温度上昇曲線を複数の式で定義したものである。

したがって、本第３の実施形態における装置構成および処理手順は、第１または第２の実施形態とステップＳ３における温度上昇曲線の算出時に用いる式が異なるだけで、その他は同様である。したがって、以下説明においては、重複を避けるためこれらの説明は省略する。

図１４は、本第３の実施形態における目標温度変化パターンを示すグラフである。

図示するように、本第３の実施形態では、温度上昇期の温度少々曲線を２つの直線のつながり、ａ区間とｂ区間としている。

したがって、この間の計算式は
ａ区間では、温度Ｔ＿ａ＝ａ×時間＋初期温度 …（３）
ｂ区間では、温度Ｔ＿ｂ＝ｂ×時間＋Ｔ＿ａ …（４）
ただし、ａおよびｂはそれぞれａ区間およびｂ区間の温度上昇率を決めるための係数である。

このように本第３の実施形態では、温度上昇曲線を複数の直線で近似したので、制御中における目標温度設定のための計算量を低減することができる。

（第４の実施形態）
第４の実施形態は、アプリケータ１内を循環する冷却水の温度を測定することで、定出力期の出力制御を行うものである。

図１５は、本第４の実施形態における制御装置２の機能ブロック図であり、図１６は、本第４の実施形態における温度制御の処理手順を示すフローチャートである。

本第４の実施形態における制御装置２は、アプリケータ１内を循環する冷却管路１２１（給水路９１および排水路９２を含む）を流れる冷却水の温度を測定するための水温センサー１２０を有する。その他の構成は、第１の実施形態において説明した構成と同様であるので説明を省略する。

この水温センサー１２０は、冷却装置内の冷却水バック内の水温を測定するが、その設置場所は、アプリケータ１からの戻り経路の水温を測定できる位置に取り付けることが好ましい。これは、アプリケータ１からの戻り経路の水温を測定することで、冷却水の循環開始直後から、アプリケータ１内を通ることでアプリケータ１内の熱を吸収した冷却水の温度を測定することができるためである。

そして、本第４の実施形態では、制御部１０５が、水温センサー１２０が測定した冷却水の温度を取得し、その温度から定出力期の終了を決定している。

以下、図１６に示したフローチャートにより、温度制御について説明する。

まず、制御部１０５は、治療が開始されたら、あらかじめ決められた定出力を行うようにレーザ光源装置３に指令する（Ｓ５１）。このときの出力は、たとえば５Ｗである。同時に制御部１０５は、冷却装置（不図示）に対して、冷却水の循環を開始するためにポンプを回転させるように指令する。また、時間カウントをクリアする。

続いて、制御部１０５は、水温センサー１２０から現在の冷却水温度を取得する（Ｓ５２）。

続いて、制御部１０５は、冷却水温度が許容範囲内か判断する（Ｓ５３）。許容範囲とは、定出力期における設定温度であり、たとえば２２±１℃である。ここで冷却水温度が許容範囲外の場合（Ｓ５３：Ｎ）、時間カウントをクリアしてステップＳ５２に戻る（Ｓ５４）。一方、冷却水温度が許容範囲内の場合（Ｓ５３：Ｙ）、許容範囲内に維持されている時間をカウントする（Ｓ５５）。

ステップＳ５５に続いて、制御部１０５は、許容範囲内に維持されている時間が２０秒経過したか判断する（Ｓ５６）。ここで２０秒経過していない場合は（Ｓ５６：Ｎ）、ステップＳ５２に戻る。すなわち、この間は、レーザ出力を変化させずに一定にする。

一方、２０秒経過した場合は（Ｓ５６：Ｙ）、許容範囲内に維持されている時間が十分であるとして、初期温度を測定し、温度上昇曲線を算出して出力制御を開始する（Ｓ３（図１０と同じ））。

その後制御部１０５は、前述した第１の実施形態において説明したステップＳ４以降の処理（図１０および図１１参照）を行うことになる。なお、ステップＳ４において設定時間が経過した場合（Ｓ４：Ｙ）、ステップＳ１４においては、レーザ出力をＯＦＦにするとともに、ポンプ動作もＯＦＦにして冷却水の循環を停止するようにするとよい。

このように本第４の実施形態では、冷却水の温度を測定することにより、冷却水の温度が安定した状態を判断して、冷却水温度が一定時間安定した時点を定出力期の終了時点としたので、アプリケータ１を挿入している生体内（たとえば尿道）の温度の上昇具合の影響を受けずに、温度上昇が安定したことを知ることができる。

なお、本第４の実施形態では、冷却水の循環は、レーザ出力の開始と共にポンプを動作させて循環を開始し、終了によりポンプを停止することとしたが、レーザ出力とは別に、レーザ出力の開始前から別途ポンプを動作させて、冷却水の循環を開始して、レーザ出力停止後、ポンプを停止するようにしてもよい。

次に、本発明の実施例として、生体組織サンプルを用いて、異なる温度上昇曲線によりレーザ照射した場合の生体組織内温度の変化を測定した実験結果を説明する。

まず、この実験に用いた生体組織深部の温度を測定するための深部温度センサーの構造について説明する。

図１７は、生体組織深部の温度測定に用いた深部温度センサーの構造を示す側断面図である。図１８は、深部温度センサーを取り付ける専用ルーメンを備えたアプリケータを示す概略図であり、（ａ）は側面図、（ｂ）は深部温度センサーを突出させる部分の拡大図である。また、図１９および図２０は、生体組織内におけるアプリケータと深部温度センサーの挿入状態を示す断面図である（図１９および２０において（ａ）はアプリケータ１の側断面図、（ｂ）はアプリケータ挿入方向を横切る断面図である）。

この深部温度センサー２０１は、図１７に示すように、直径０．７〜１ｍｍで先端が針状に加工されている金属パイプ２０２（たとえばステンレス製パイプ）の中に、複数の熱電対２０３（ここでは７個）を３ｍｍ間隔で設け（図中矢印位置）、各熱電対２０３からの導線３０４を金属パイプ２０２を通して引き出したものである。導線３０４には、図示しない温度測定器が接続され、各熱電対２０３からの電気信号から各熱電対位置における温度を算出する。これにより各熱電対位置における温度が計測される。

図１８に示すように、この深部温度センサー２０１をアプリケータ１内に通すために、アプリケータ１内には専用の温度センサー用ルーメン２０５をロウ付けなどにより設けている。温度センサー用ルーメンの先端は、アプリケータ１の外方向に所定角度（たとえば１７°）を持ち、かつアプリケータ１の外形より外側に突出しないように設けている。

深部温度センサー２０１の取り付けは、図１９に示すように、アプリケータ１を生体内へ挿入し、レーザ照射位置となるように位置決めした後、深部温度センサー２０１を温度センサー用ルーメン２０５を通して生体内に穿刺し、図２０に示すように、深部温度センサー２０１をさらに差し込むことで、温度センサー用ルーメン２０５先端の角度によって深部温度センサー２０１が生体内部に刺さり込む。本実験では、熱電対部分がほぼ全て生体内に刺さり込むように、アプリケータ外表面から深さＵ＝１０ｍｍ、表面の温度を測定する温度センサー３７から先端方向へ伸びた位置がＬ＝１２ｍｍとなるようにした。

なお、このような深部温度センサー２０１は、生体深部の温度を測定するために用いるもので、通常の加熱治療においては必ずしも必要となるものではない。

＜実験＞
実験には生体組織サンプルとして、レーザの吸収性および散乱性が生体組織とほぼ同様な生体組織サンプルを用いた。このような生体組織サンプルとしては、たとえば、アルブミンファントムが挙げられる。これは、寒天であるが、ナフトールグリーンと呼ばれる色素と鶏卵アルブミンが添加されている。Ｍ．Ｎ．Ｉｉｚｕｋａらが報告している文献Ｌａｓｅｒｓ ｉｎ Ｓｕｒｇｅｒｙ ａｎｄ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２５：１５９−１６９（１９９９）によれば、ナフトールグリーンの添加量および鶏卵アルブミンの添加量によって、レーザの吸収性と散乱性を生体組織と同じになるように調整することができる。

本実施例においては、水８８．７（質量％）、アガアール（寒天粉末）１．４（質量％）、鶏卵アルブミン５．８（質量％）、０．０３８７容量％のナフトールグリーン水溶液４．１（質量％）の組成により生体組織サンプルとしてアルブミンファントムを製作した。

実験は、この生体組織サンプルにアプリケータ１を挿入してレーザ照射部を固定し行った。目標温度パターンの設定は、図５に示した（ａ）と（ｂ）となるように設定し、第１の実施形態に従いレーザ出力を制御して実施した。初期温度および設定温度はいずれも同じになるようにしている。なお、生体組織サンプル内への深部温度センサー２０１の穿刺位置は上記のとおりである。

図２１は、レーザ照射時間に対する温度センサー３７による生体組織サンプル表面の温度測定値を示すグラフである。図２２は、レーザ照射時間に対する生体組織深部の温度測定値を示すグラフである。なお、図１７に示した測定温度は、７個の熱電対２０３のうち根本から５個目の位置にある熱電対による測定値である。

図２１からわかるように、生体組織表面の温度は、それぞれの目標温度変化パターンと同様に推移していることがわかる。

これに対して、図２２に示した深部温度センサー２０１の測定値グラフによれば、生体組織サンプルの深部において、（ａ）の場合は照射初期に急激に温度上昇するものの温度下降が起こり、ある温度で平衡になっている。一方（ｂ）の場合は、照射初期には緩やかに温度上昇し、（ａ）よりも高い温度で平衡になっている。

次に、レーザ照射後の生体組織サンプルを、アプリケータの表面温度センサーがほぼ位置していた部分を通るように切断し、熱変性範囲を調べた。

図２３は、レーザ照射後の生体組織サンプル断面模式図である。

図示するように、生体組織サンプルの熱変性範囲は、目標温度変化パターン（ｂ）のように設定した場合の方が（ａ）のように設定した場合に比べて、深部まで大きく加熱でき、かつ表層付近を加熱しにくい傾向があることがわかった。つまり、目標温度変化パターンとして、加熱する時間の間、あらかじめ決められた時間において温度を時間で微分した微分係数が時間経過につれて大きくなるような温度変化パターン（前述した（２）式参照）を設定し、加熱部位を含む生体組織表面の温度を監視して、この温度変化パターンとなるように加熱制御することで、生体組織表面はほとんど熱による変性や凝固を起こさせることなく、深部のみ加熱することができることになる。

図２４は、レーザ照射による生体組織の熱変性について説明するための説明である。なお、図において（ａ）および（ｂ）はそれぞれ目標温度変化パターン（ａ）の場合、および（ｂ）の場合を示す。

上記のような差異をもたらしている主たる原因は、生体組織内の熱変性または凝固によってレーザの吸収および散乱の強さが増大し、深部に形成される最高温度点が表層側へ移動することにあると考えられる。具体的には、温度上昇が速い（ａ）では最高温度点における熱変性が照射早期に起こり、表層側へ移動しやすい。一方、逆に温度上昇が緩やかな（ｂ）では最高温度点での熱変性は（ａ）に比べて相対的に遅いため、表層側へ移動しにくいのである。

よって、（ｂ）のような目標温度変化パターンの方が、生体組織深部でのレーザの深達性を維持しやすくなり、同じ加熱時間で加熱範囲を大きくとるができるため、熱変性または凝固範囲を広く形成することができるようになる。逆に、（ａ）のような温度変化パターンを設定すれば、より小さな範囲を加熱し、熱変性または凝固範囲を狭くすることも可能である。

以上のように、本実施例からもわかるように、本発明を適用することで、目標温度変化パターンをさまざまに設定することで、生体組織の加熱治療範囲を任意に制御することが可能となる。

以上、本発明の実施形態および実施例を説明したが、本発明はこれらの実施形態や実施例に限定されるものではなく、当業者においてさまざまに改変が可能であり、それらもまた、本発明に属するものである。

たとえば、本発明で用いることのできるエネルギーは、レーザに限らず、マイクロ波、ＲＦ波、ＨＦ波、超音波など、生体組織を加熱しうるものであれば、上述した実施形態や実施例と同様に制御可能である。また、目標温度変化パターンは、２次式、または１次式の組み合わせに限定されるものではない。

本発明の加熱治療装置では、さまざまな生体組織の加熱治療に用いることができ、たとえば、前立腺肥大症、前立腺癌などの前立腺疾患においては、前立腺の近傍に存在する尿道や直腸の正常組織を熱変性させず、前立腺内部のみを加熱治療する場合に適用することができる。また、前立腺に限らず、生体組織表層を温存しつつ、生体組織深部のみを加熱して治療することが望まれる疾患についても適用することができる。

本発明の一実施形態である加熱治療装置の構成を示す図である。 アプリケータを示す側面図である。 アプリケータ先端の挿入部の構造を示す先端部の断面図である。 制御装置内の機能を示すブロック図である。 加熱治療時に加熱する温度の目標温度変化パターンを示すグラフである。 温度上昇期における出力制御の仕方を説明するための説明図である。 温度制御における測定温度対算出温度と、次の目標とする算出温度対前回からの測定温度の傾きとの関係をまとめた図表である。 温度平衡期における出力制御の仕方を説明するための説明図である。である。 温度制御における測定温度対設定温度と、前回からの測定温度の傾きとの関係をまとめた図表である。 温度制御の処理手順を示すフローチャートである。 温度制御の処理手順を示すフローチャートである。 温度制御例を示す図面である。 第２の実施形態における温度制御の処理手順を示すフローチャートである。 第３の実施形態における目標温度変化パターンを示すグラフである。 第４の実施形態における制御装置の機能ブロック図である。 第４の実施形態における温度制御の処理手順を示すフローチャートである。 生体組織深部の温度測定に用いた深部温度センサーの構造を示す即断面図である。 深部温度センサーが挿通されるアプリケータの挿通通路を示す概略図である。 生体組織内におけるアプリケータと深部温度センサーの挿入状態を示す断面図である。 生体組織内におけるアプリケータと深部温度センサーの挿入状態を示す断面図である。 レーザ照射時間に対する生体組織サンプル表面の温度測定値を示すグラフである。 レーザ照射時間に対する生体組織深部の温度測定値を示すグラフである。 レーザ照射後の生体組織サンプル断面模式図である。 レーザ照射による生体組織の熱変性について説明するための説明である。

符号の説明

１…アプリケータ、
２…制御装置、
３…レーザ光源装置、
５…直腸プローブ、
６…フットスイッチ、
７…冷却水補充装置、
２１…挿入部、
３０…出射部、
３７…温度センサー、
９１…給水路、
９３…光ファイバ、
９３…排水路、
９４…センサー信号リード、
９５…ユーザインターフェース、
１０２…操作部、
１０３…目標温度算出部、
１０５…制御部、
１０６…温度測定部、
１０７…冷却水補充路、
１１０…出力値表示部、
１２０…冷却装置、
２０１…深部温度センサー、
２０２…金属パイプ、
２０３…熱電対、
３０４…導線。

Claims (12)

1. 生体組織内の目的部位を加熱する加熱手段と、
   前記目的部位を含む前記生体組織の表面の温度を測定する温度測定手段と、
   前記加熱手段による加熱時間の間、温度を時間で微分した微分係数が時間経過につれて大きくなる温度上昇期を含む温度変化パターンを設定する目標温度設定手段と、
   前記温度測定手段によって測定される温度が前記温度変化パターンとなるように、前記加熱手段を制御する制御手段と、
   を有することを特徴とする加熱治療装置。
2. 前記温度測定手段で測定した温度測定値から時間的な測定温度の傾きを算出する温度傾き算出手段と、
   前記温度測定値と前記温度変化パターンとを比較して、必要とする時間的な温度の傾きを算出する目標傾き算出手段と、をさらに有し、
   前記制御手段が、前記温度変化パターンと前記温度測定手段による温度測定値との隔たり、前記温度傾き算出手段で算出された時間的な測定温度の傾き、および前記目標傾き算出手段で算出された必要とする時間的な温度の傾きに基づき、前記加熱手段による加熱温度が前記温度変化パターンとなるように制御することを特徴とする請求項１記載の加熱治療装置。
3. 前記温度変化パターンは、温度に関係なく一定出力を行う定出力期、前記温度上昇期、設定温度に維持するように出力制御を行う温度平衡期よりなることを特徴とする請求項１または２記載の記載の加熱治療装置。
4. 前記温度変化パターンは複数の傾きを持つことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一つに記載の加熱治療装置。
5. 前記加熱手段は、
   前記生体組織を加熱するためのエネルギーを発生するエネルギー発生手段と、
   前記エネルギー発生手段からのエネルギーを前記生体組織に向けて照射する照射手段と、
   あらかじめ決められた範囲内で前記照射手段から出射されるエネルギーの出射位置を移動させる移動手段と、
   前記照射手段から照射されるエネルギーがあらかじめ決められた目標領域に集中するように、前記出射位置の移動に応じて前記照射手段による前記エネルギーの照射角度を変更する角度変更手段と、
   を有することを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の加熱治療装置。
6. 前記エネルギーは、レーザであることを特徴とする請求項５に記載の加熱治療装置。
7. 前記照射手段は、
   前記照射手段内を液体が流れる流路と、
   前記流路に液体を流す液体送出手段と、
   を有することを特徴とする請求項１〜６のいずれか一つに記載の加熱治療装置。
8. 前記液体送出手段は、前記流路を通して前記液体を循環させることを特徴とする請求項７に記載の加熱治療装置。
9. 前記制御手段は、前記加熱手段による加熱開始からあらかじめ定められた条件を満たすまでの間、前記加熱手段による加熱出力を変化させないことを特徴とする請求項１〜８のいずれか一つに記載の加熱治療装置。
10. 前記条件は、前記加熱手段による加熱開始からのあらかじめ定められた時間であることを特徴とする請求項９記載の加熱治療装置。
11. 前記条件は、前記温度測定手段により測定された温度測定値または温度測定値の変化率であることを特徴とする請求項９記載の加熱治療装置。
12. 前記液体の温度を測定する液体温度測定手段をさらに含み、
    前記制御手段は、前記液体温度測定手段の測定値があらかじめ定めた条件を満たすまでの間、前記加熱手段による加熱出力を変化させないことを特徴とする請求項７または８記載の加熱治療装置。