計測自動制御学会産業論文集
Vol.7, No.8, 53/59（2008）

双胎間輸血症候群における胎児鏡レーザー照射制御
温度センサを用いた性能検証
長 縄明

大∗ ・岡関健

潔∗∗ ・鈴 木史∗ ・千 葉敏克征∗雄∗∗∗Laser Irradiation Control of Fetal Endoscopic Surgery for Twin-twin Transfusion Syndrome
Performance Verification Using Temperature Sensor
Akihiro Naganawa∗ , Kiyoshi Oka∗∗ , Katsuyuki Suzuki∗ ,Takeshi Seki∗ and Toshio Chiba∗∗∗

Recently, fetoscopic laser photocoagulation has been used for treatment of twin-twin transfusion syndrome(TTTS). In this treatment, it is needed to appropriately keep the tip of laser fiber away from the placental surface, since their distance significantly influences the success in placental blood flow interception. We developed
a laser device using the composite-type optical fiber which consists of a centrally located single fiber for laser
treatment and its surrounding fibers for diagnosis. Then, the device is expected to enable measurements of thedistance between the fiber tip and the placental surface with resultant accurate laser irradiation. In this paper,
we describe the experimental results regarding power control of laser irradiation to the porcine liver as a basic
research for ceasing placental blood flow.
Key Words: fetal surgical treatment, composite-type optical fiber, laser irradiation control, temperature control

これまでの内視鏡装置では，内視鏡による 2 次元平面画像を

1. は じ め に用いた治療を行なっているため，血管表面とレーザーファイ

一絨毛膜二羊膜性双胎では，二人の胎児の循環がおのおのバ先端間距離を適切に保つことが必ずしも容易ではない．まの臍帯血管を介して一つの胎盤でつながっており，胎盤上のた，レーザーの出力値や照射時間，血流遮断の状況は，医師多数の血管のなかの一部は吻合血管である．通常，双胎児間の経験や直感に依存しているのが現状である．これらの問題の血流は，吻合血管を介して相互に交通しているが，この血点は，高出力のレーザー照射による血管破裂や焼灼不足など，流バランスに不均衡が生ずると，一方の胎児が血液過剰の状レーザー照射された血管の血流遮断に大きな影響を与えるた態（多血症；受血児），もう一方の胎児が血液過少の状態（貧め，適切な距離を保ちながらレーザー出力を制御する必要が血症；供血児）となる．この病気を双胎間輸血症候群と称すあると考えられる．

る 1) ．双胎間輸血症候群では，重症の場合，受血児・供血児

そこで著者らは，焼灼用の単一レーザーファイバを観察用

ともに子宮内胎児死亡や新生児死亡となる危険が高く，またファイバ束の中心に配置した複合型光ファイバによるレーザー母体でも羊水が過剰となり（羊水過多症），これが原因で破治療装置の研究開発を行なっている 4), 5) ．本装置の特徴は，水・流産・早産となることがある．

常に視野中心に標的血管を捉えながら正確なレーザー照射を近年，双胎間輸血症候群に対して，胎盤表面の吻合血管を行なえるだけでなく，血管とファイバ先端間距離の計測を実内視鏡で観察しながらレーザー焼灼することにて閉塞し，双時間で行なうことができるため，ビームウエスト部での焼灼

胎間の血流を分離する治療が行なわれている2), 3)が可能であることなどが挙げられる．本論文では，複合型光．しかし，ファイバシステムを用いて，被照射部の温度管理を行ないな∗

秋田大学工学資源学部機械工学科
秋田市手形学園町 1-1∗∗ 日本原子力研究開発機構∗∗∗ 国立成育医療センター∗ Department of Mechanical Engineering, Akita University∗∗ Japan Atomic Energy Agency∗∗∗ National Center for Child Health and Development（Received January 11, 2008）

がら適切なレーザー照射を行なうために，温度センサを用いたフィードバック制御系を構成し，豚レバーに対して照射した実験結果について述べる．本論文の目的は，(1) 従来の治療では行なわれていないレーザー照射量の制御を行ない，被照射部の温度管理に必要なレーザー照射量や温度制御精度を明らかにすること，(2) 子宮内には温度センサを挿入するこ53

とはできないため，温度センサを用いることなく照射量制御向上させ，また内視鏡画像の視野を広げる役目がある．Fig.

を行なう際の指針を確立することである．

2(b) の映像は，1mm 四方の正方形を並べたカラーチャート

本論文の構成は，つぎのとおりである．まず 2 章では装置を観察した際の写真であり，本レンズを使用した場合，視野の概要を述べ，3 章ではレーザーの照射性能について述べる．の直径は約 8mm であった．レーザー発生装置は，IPG 製のつぎに 4 章では一定出力のレーザーを照射することによる昇Yb(イッテルビウム) ファイバレーザーを使用しており，発振温特性について述べ，5 章では目標温度を 60 ℃と 70 ℃とし波長は 1075nm である．て温度管理を行ないながらレーザー照射量を制御した結果にFig. 3 は，光ファイバシステムの構成図を示している．本

ついて述べる．さらに，6 章では治療を行なう際の医師の手装置では，PC からの指令によりシリアル通信を用いてリアル振れを想定し，レーザー照射中にファイバをずらした実験結タイムでのレーザー出力調整が可能であり，レーザー発生装果について述べ，最後に 7 章では結論を述べる．

置から照射される焼灼用レーザーは，カップリング装置を介して照明光を伝送するファイバと合成され，被照射物を観察

2. 複合型光ファイバシステム

しながら焼灼する．レーザー出力は，電流設定値 0〜100%にFig. 1 は研究開発を行なっている複合型光ファイバシス

対して 0〜50W のレーザーを出力することができる．カップ

テムを，Fig. 2 はファイバ先端と内視鏡画像を示している．

リング装置は，Fig. 3 中の実線のようにレーザー発生装置か本システムは，複合型光ファイバスコープ，レーザー発生装ら出射される焼灼用レーザー光を入射し，集光して複合型光置，カップリング装置，レーザー照射制御およびデータ処理ファイバへ伝送し，また点線のように光ファイバを通して伝を行なう PC，モニタなどで構成されている．焼灼用レーザー

送されてきた画像を分離して，内視鏡映像を TV モニタに表の光ファイバ径は φ 0.1mm に細径化し，Fig. 2(a) に示す

示する．

ように焼灼用レーザーの光ファイバの周囲に内視鏡画像伝送

3. レーザー照射性能用光ファイバを，さらに照明光を伝送するための光ファイバを周囲に配置して一体化し，全体外径を φ 2.0mm とし子宮

本論文では，一定出力のレーザーを豚レバーに照射し，そ内に挿入可能な大きさに設計している．ファイバ先端のレンの照射痕の大きさにより照射性能の評価を行なう．実験条件

ズは，焼灼用レーザーを被照射物表面とファイバ先端間距離は，子宮内での照射を模擬し，37 ℃の水中に設置された豚レが 10mm で集光させてビームウエストを生成し焼灼性能をバーに対して，照射距離 5〜20mm を 5mm ずつ離し，レーザー出力 10〜40W を 10W ずつ調整した．またレーザー照

Laser source for illumination

Laser source

射時間は，予備実験の結果，短い場合には照射痕の判別が付

Coupling device

きにくく，長い場合には温度上昇に伴う水中への熱伝達の影響が懸念されたため 3 秒間照射し，照射痕の直径と深さを測TV monitor

PC monitor

定した．

Fig. 4, 5 は実験結果を示しており，Fig. 4 はマイクロスコープにより測定した照射痕の直径を，Fig. 5 は照射痕の深さを示している．これらの図より，照射距離が 10mm でレーザー出力 20〜40W の結果がほぼ一致しており，照射痕の直径(Enlarged view)は約 2.6mm，深さは 2.1mm であった．このように焼灼性能が一致している要因として，ファイバ先端に配置したレンズPCの効果が現れているものと考えられ，本装置ではレーザーのComposite-type optical fiberscope

出力値に係らず安定した焼灼ができることを示している．まFig. 1 Developed composite-type optical fiberscope system(named Tainai-LaMiel)

Illumination fiber
Imaging fiber
Laser fiberLens

た照射距離が 10mm 以外の場合も含めて，照射痕の直径は約Laser source for illuminationIrradiation part8mm
PCTV monitor

Laser source

Coupling device

2mm(a) Fiber tip

Composite-type optical fiberscope(b) Endoscopic image

Fig. 2 Composite-type optical fiberscope

Fig. 3 Composition of optical fiberscope system54

1.5〜3.0mm，深さは約 1.0〜2.1mm であった．なお，レーFig. 7 は，豚レバーに対してレーザー照射出力制御を行

ザーの出力が 10W，距離が 10〜20mm の結果は，直径，深なうためのフィードバック制御系の構成を示している．本論

さは共に 0mm となっているが，レーザーの出力が弱く，距文では，照射点から 1mm 離れた場所の温度を目標温度まで離が遠いため照射痕が確認できなかった．

焼灼するため熱電対を設置し，センサ回路を介して温度情報を PC 内に取り込む．PC 内では，目標温度との偏差に基づ4. 温度センサを用いた昇温特性の測定

き，コントローラから適切な指令をレーザー装置に送り，レーザーの照射量を制御する．

Fig. 6 は，本論文で検証を行なう血管とレーザー照射点の温度管理する際の基礎特性として，フィードバック制御は関係を示しており，上図が内視鏡映像により血管を観察して行なわず，一定出力のレーザーを照射した場合の昇温特性をいるようすを，また下図は上図における ab の断面図を示し求めた．実験条件は，豚レバーを 37 ℃の水中に設置し，XYZている．双胎間輸血症候群の治療は，主に妊娠 18〜26 週まステージに固定された光ファイバを照射距離が 10mm にな

でに直径約 1〜2mm の血管に対して行なうため，本論文ではるように Z 軸を調整し，レーザーを 3 秒間照射した．なお温2mm の血管を想定する 2) ．レーザー照射時において，ビー度測定には φ 0.1mm の K 型熱電対を用い，サンプリング周ムウエスト部に熱電対を設置すると焼灼性能に影響を与える期は 50ms とし，PC とレーザー装置はシリアル通信により可能性がある．そこで，フィードバック制御を行なう際の温データを送信した．

度情報は，照射点から一定の距離だけ離れた場所の温度を計

Fig. 8, 9 は，実験結果を示しており，Fig. 8 は実験開始測するものとする．前節の結果より，本装置では照射距離が5 秒後に，PC から 10〜40W のレーザーを 10W ずつ調整し10mm の場合，直径約 2.6mm の領域を焼灼することが可能て照射した場合の実験結果を，Fig. 9 は照射開始直後の拡大であり，2mm の血管の中心にレーザーを照射した場合，胎盤までの距離は 1mm となる．そこで血流方向に 1mm 離れたTop view
2mm

場所の温度が血流閉塞温度に達すれば，照射部の温度は血流Placentaきると考えられる．このため，本論文ではレーザー照射部よTemperature measurement point

り 1mm 離れた場所の温度を測定し，レーザー照射出力制御a1mm

閉塞温度以上になるため，双胎間の血流を分離することがでBlood vesselbを行なうものとした．
Diameter of irradiation vestige [mm]

3.0
2.5
2.0

Irradiation point
Target irradiation vestige

‫ع‬
ً

‫ع‬
ً
٨

٨

ً
‫ع‬

1.5
1.0‫ع‬
ً
٨
ٟ

٨

40W
30W
20W
10W

Sectional view of dashed line ab

Optical fiberscopeًٟ

Irradiation laser
Irradiation point

0.505ٟ

ٟ

‫ع‬
٨
ٟ

1015

20

Blood vessel
2mm

Irradiation distance [mm]Fig. 4 Diameter of irradiation vestige for fixed laser output

Depth of irradiation vestige [mm]Fig. 6 Relation between blood vessel and irradiation pointPC

2.5
2.0Placenta

‫ع‬

‫ع‬
ً
٨
ٟ

ً
٨
‫ع‬

ً
ٟ

40W
30W
20W
10W

TargettemperatureController

Laser source,Coupling device

1.5

‫ع‬
ً

٨
1.0

Optical fiberscopeSensor
circuit٨

Irradiation laser

0.5

Y

Irradiation point

05

ٟ

ٟ

ً
‫ع‬
٨
ٟ

101520X
Thermocouple
Porcine liver

Irradiation distance [mm]Fig. 5 Depth of irradiation vestige for fixed laser output

m1m

Fig. 7 Feedback control system with temperature sensor

55図を示している．Fig. 8 より，レーザーの出力が高くなるほにおける 60 ℃付近の拡大図，Fig. 12 は PC 内で演算されたど昇温速度が速くなるようすがわかり，出力 40W では照射レーザー出力の指令値を示している．Fig. 10 より，約 37 ℃

開始後 3 秒で約 208 ℃まで温度が上昇しているようすがわか下に設置されたレバーに対して実験開始 10 秒後に目標温度る．また，Fig. 9 より，照射開始後 0.3 秒間は昇温が見られを 60 ℃に設定すると，立ち上がり時間（目標温度の 10 かず，サンプリング周期が 50ms であるため約 6 サンプルの遅ら 90%までに到達する時間）は約 Tr =2.0s であり，約 4.2 秒れ時間を有することがわかった．

で目標温度に到達した．また Fig. 10 より，目標温度到達後はオーバーシュートもなく良好な応答が得られ，Fig. 11 の5. レーザー照射制御の実験結果

60 ℃付近の拡大図より，図中の点線で示された± 0.3 ℃以内

前節で求めたステップ応答より昇温には 6 サンプルの遅れをの高精度性能が得られた．一方，Fig. 12 よりレーザー出力の有していたため，本論文ではプロセス制御で広く用いられてい指令値は，目標温度が与えられた際に 20W の上限を一時的る PID 制御法によりレーザー照射量の制御を行なうものとしに飽和しているものの，操作量の変動は非常に少なく，目標た．PID コントローラはつぎの伝達関数として表され，3 つの温度 60 ℃を保持している際には約 3.8W（実験開始後 30〜ゲインは試行錯誤により，Kp = 1.0, Ki = 0.02, Kd = 0.01

40 秒の平均値）の低出力のレーザー照射で温度を保持すること決定した．とができた．
−1C(z) = Kp +Ki z+ Kd (1 − z −1 )1 − z −1(1)70Reference

制御実験は，約 37 ℃の水中に設置された豚レバーに対して，Temperature [͠]60

実験開始 10 秒後に目標温度を与えて行なった．目標温度は，蛋白変性（40〜65 ℃）や血液凝固（68〜85 ℃）などの温度を参考に 60 と 70 ℃に設定し，照射距離を 10mm として低出力のレーザー照射で血流閉塞する方法について検討するた

Output5040
Tr = 2.030め，レーザー出力の上限を 20W に設定した 6) ．

20Fig. 10〜12 は目標温度 60 ℃に対する実験結果を示して0102030Time [s]おり，Fig. 10 は熱電対で検出した温度，Fig. 11 は Fig. 1050Fig. 10 Experimental result of irradiation control(Target temperature 60 ℃)

250
40W

2006230W
150Temperature [͠]Temperature [͠]4020W
10010W50Irradiation section

Output6160Reference5900510Time [s]152058202530Time [s]Fig. 8 Experimental result for step response

3540Fig. 11 Experimental result of irradiation control(Magnified figure of Fig. 10)

10040W
20W

3030W
60
Laser power [W]Temperature [͠]

80

10W

40
20

Delay time
0.3s

20

100
4.8

5.0

5.2

5.4

5.6

5.8

6.0

6.20

Time [s]0Fig. 9 Experimental result for step response(Magnified figure)

10

2030
Time [s]4050Fig. 12 Laser power (Target temperature 60 ℃)

56つぎに目標温度を変更した場合の制御性能を示す．Fig.

40 秒の平均値）の低出力のレーザー照射で温度を保持するこ

13〜15 は目標温度 70 ℃に対する実験結果を示しており，Fig.とができた．

13 は熱電対で検出した温度，Fig. 14 は Fig. 13 におけるTable 1 は，目標温度を 60，70 ℃に設定した場合の照射70 ℃付近の拡大図，Fig. 15 は PC 内で演算されたレーザー痕の直径と深さを示している．なお，照射痕の測定にはマイク出力の指令値を示している．Fig. 13 より，約 37 ℃下に設置ロスコープを用いるが，測定のばらつきを抑えるため，Tableされたレバーに対して実験開始 10 秒後に目標温度を 70 ℃に

1 には 3 回実験を行なった際の平均値を示した．表より，照設定すると，立ち上がり時間は約 Tr =3.4s であり，約 5.6 秒

射痕の大きさと深さの平均値を求めると，目標温度を 60 ℃で目標温度に到達した．また Fig. 13 より，目標温度到達後に設定した場合には太さ約 1.5mm の血管を，70 ℃に設定しはオーバーシュートもなく良好な応答が得られ，Fig. 14 のた場合には太さ約 1.9mm の血管を閉塞できる可能性がある

70 ℃付近の拡大図より，図中の点線で示された± 0.3 ℃以内ことがわかった．の高精度性能が得られた．一方，Fig. 15 よりレーザー出力のこれらの実験結果により，本論文の結果のように温度管理指令値は，目標温度が与えられた際に 20W の上限を一時的をしながらレーザーを照射することにより, 低出力なレーザーに飽和しているものの，操作量の変動は非常に少なく，目標照射でも十分な焼灼性能を実現できるといえる．

温度 70 ℃を保持している際には約 4.3W（実験開始後 30〜6. 医師の手振れを想定した変動実験
前節では, 光ファイバを照射距離 10mm になるようにステー

80
Reference

ジに固定して実験を行なったが，実際の現場では医師の手振Temperature [͠]70Output

れ, 標的組織の拍動・振動などにより，レーザー照射部と熱電60対の位置が変動することが予想される．そこで，本論文では,50

目標温度到達後に XY ステージを移動させ, 光ファイバ先端40位置が変動した場合の制御性能を確認する実験を行なった.

Tr = 3.430Fig. 16，17 は，Fig. 7 に示す XY 方向に約 1mm ファ

200103020Time [s?

4050Table 1 Diameter and depth of irradiation vestige for laser
output control

Fig. 13 Experimental result of irradiation control(Target temperature 70 ℃)

6070
Diameter 1.35 2.17Depth
1.58 1.60

7265

Temperature [͠]Temperature [͠]Output717069Reference6068202530Time [s]35405515Fig. 14 Experimental result of irradiation control(Magnified figure of Fig. 13)

25Time [s]3035Fig. 16 Experimental result for X direction
65Temperature㨇͠㨉30

Laser power [W]202010605500103020Time [s]401550Fig. 15 Laser power (Target temperature 70 ℃)

2025Time㨇sec㨉

30Fig. 17 Experimental result for Y direction5735

イバ先端を変動させた場合の結果を示しており, Fig. 16 は X

ましたペンタックス (株)，(株) フジクラ，(株) 関電工，エー方向に変動させた場合の結果を，Fig. 17 は Y 方向に変動さ

テック (株) の関係各位に謝意を表します．

せた場合の結果を示している. Fig. 16 より，熱電対から遠ざかる方向に変動させたため, 急激に温度が下がるようすが［参考文献］

わかる．しかし，フィードバック制御の効果により, 目標温度を保持するようにシステムが動作するため, 目標温度に復帰

1）千葉，北川，左合，林，松岡：一絨毛膜性双胎と胎児外科治療(1)，産科と婦人科，71–10，1359/1366 (2004)
2）千葉，北川，左合，林：一絨毛膜性双胎と胎児外科治療 (2)，
産科と婦人科，71–11，1766/1711 (2004)
3）千葉，北川，左合，林：一絨毛膜性双胎と胎児外科治療 (3)，
産科と婦人科，71–12，1886/1893 (2004)4）岡：リアルタイム遠隔観測機能を有する YAG レーザー溶接用複合型光ファイバシステム，レーザー学会誌，31–9, 612/617(2003)
5）K. Oka, T. Nakamura, K. Harada, Y.Ohkawa, T. Hidaka
and T.Chiba, Development of laser forceps for fetal surgical treatment, World Congress on Medical Physics andBiomedical Engineering, 2976/2979 (2006)
6）谷野，波利井：レーザー治療：最近の進歩，211, 克誠堂出版(2004)

する際に約 1.8 ℃のオーバーシュートが見られるものの良好な応答が得られた. 一方，Fig. 17 より，Y 方向の変動に対しては約 1.5 ℃温度が下がるものの，X 方向に見られるようなオーバーシュートもなく，良好な制御性能が得られていることがわかる．

7. お わ り に
本論文では，双胎間輸血症候群に対する胎児鏡レーザー手術における照射制御に関する基礎検証を行なうため，熱電対を用いたフィードバック制御系を構成し，その制御性能を確認する実験を行なった．得られた結果をまとめると，以下のようになる.

(1) 本装置の照射性能を調べるため，20〜40W の一定出力［著 者紹介］のレーザーを水中に設置された豚レバーに照射した結果，照射距離 10mm のとき，レーザー出力に係らずほぼ同じ

長

縄

明大（正会員）1995 年 3 月東北大学大学院工学研究科機械工学専攻博士課程修了．同年 4 月東北大学助手，96
年新潟大学助手を経て，99 年秋田大学工学資源学部機械工学科講師．2001 年同助教授，2007 年より准教授，現在に至る．博士（工学）．機械シス
テムの制御に関する研究に従事．日本コンピュー
タ外科学会，日本機械学会などの正会員．

大きさの照射痕の直径と深さが得られることを確認した．

(2) 本装置を用いた場合の昇温特性を調べるため，一定出力のレーザーを水中に設置された豚レバーに 3 秒間照射した結果，40W のとき，温度が 208 ℃まで到達し，むだ時間が 6 サンプル存在することが確認できた．

(3) 目標温度を 60 ℃と 70 ℃に設定した制御実験において，立ち上がり時間は約 2〜3 秒，温度精度が± 0.3 ℃以内の岡非常に良好な結果が得られた．また，目標温度を保持し潔（正会員）
1992 年日本原子力研究開発機構 (旧日本原子力研究所) 入所．2004 年 3 月名古屋大学大学院博士課程機械工学専攻 (社会人特別選抜) 修了．博士(工学) 取得．同年 4 月より研究副主幹，現在に至る．核融合炉保守用遠隔操作機器の研究・開発，原子力事故時対応ロボットの研究・開発などを経て，現在，医療産業応用に関する研究・開発に従事．日
本機械学会などの正会員．ている際のレーザー照射量は約 4.0W であり，非常に低出力であることが確認できた．

(4) 医師の手振れなどを想定した実験において，ファイバ先端が熱電対より離れる X 方向に変動した際には温度変化は大きくなったが，Y 方向に変動した際にはその影響を抑制することができた．
今後の課題として，動物実験により治療に適切な目標温度

鈴 木 克 征を設定し，目標温度保持時間と温度管理精度が血流遮断に与2006 年 4 月秋田大学大学院工学資源学研究科
機械工学専攻博士前期課程入学，2007 年 5 月より日本原子力研究開発機構学生実習生，2008 年 3月博士前期課程修了．2008 年 4 月関東自動車工業 (株) 入社，現在に至る．温度制御に関する研究に従事．

える影響について検証する予定である．また，本論文では熱電対を用いた検証を行なったが，本システムでレーザー照射した際の立ち上がり特性や整定性能などが明らかになったので，今後はこれらを目標指針とし，非接触で温度を推定し制御する方法について検討を進める予定である．

関最後に，本研究は平成 17〜19 年度厚生労働省医療機器開健 史
2005 年 4 月秋田大学大学院工学資源学研究科機械工学専攻博士前期課程入学，2006 年 5 月より日
本原子力研究開発機構学生実習生，2007 年 3 月博士前期課程修了．2007 年 4 月ファナック (株) 入社，2008 年 4 月秋田大学工学資源学部特任助教，現在に至る．複合型光ファイバシステムの高機能化に関する研究に従事．日本機械学会の正会員

発推進研究事業：身体機能解析・補助・代替機器開発研究「ハイリスク胎児の子宮内手術におけるナノインテリジェント技術デバイスの開発研究」の一環として実施したものである．
関係者各位に謝意を表します．また，本論文を取りまとめるに当たり，実験装置の試作および改良などにご協力して頂き58

千 葉 敏雄1975 年 3 月東北大学医学部医学科卒業. 国立小児病院外科，東北大学第二外科を経て，1978 年より大阪大学たんぱく質研究所，1982 年東北大学医学部医学博士，1984 年同大学小児外科助手，
1986 年米国ピッツバーグ大学小児外科客員助教授，
1992 年東北大学小児外科講師，1998 年米国カリフォルニア大学胎児治療センター客員教授・上席研究員，2001 年国立成育医療センター特殊診療部部長，2005 年昭和大学小児外科客員教授，2007
年早稲田大学理工学部客員教授となり現在に至る．
日本小児外科学会，日本周産期新生児学会などの正会員．

59