計測自動制御学会東北支部 第 310 回研究集会 (2017.7.21)
資料番号 310-1

内視鏡下レーザー治療のための温度推定法に関する基礎検証
Basic verification for temperature estimation of endoscopic lasersurgery○関健史 ∗ ，高橋朗人 ∗ ，岡潔 ∗∗ ，長縄明大 ∗○ Takeshi Seki∗ , Akito Takahashi∗ , Kiyoshi Oka∗∗ , Akihiro Naganawa∗*秋田大学, **株式会社 OK ファイバーテクノロジー*Akita University, **OK Fiber Technology Co., Ltd.
キーワード : レーザー治療 (Laser treatment)，温度推定 (Temperature estimation)
連絡先 : 〒 010-8502 秋田県秋田市手形学園町 1–1 秋田大学大学院 理工学研究科
システムデザイン工学専攻 機械工学コース
関健史，Tel.: (018)889-2729，Fax.: (018)889-2729，E-mail: seki@gipc.akita-u.ac.jp

1.

はじめに出力制御が同時に実現できる可能性が得られた．

手術における患者への負担をできる限り少なくすることを目的とした低侵襲治療は，患者のQOL（Quality Of Life：生活の質）向上などの利点から一般的な治療として広まってきている．
内視鏡，ファイバスコープ，カテーテルなどの器具を使用した治療が低侵襲治療主流であるが，これらの器具から直接医師が得られる生体情報は乏しく，医師の経験や直感で処置や診断の判断，決定されているのが現状である．具体例として，羊水中の胎盤上の血管にレーザー照射して止血する胎児外科治療のある処置では，（a）血流計測，（b）距離計測，（c）形状計測，（d）レーザー出力制御，（e）温度計測が処置に必要な情報だと考えられるが，実際には医師の経験や直感で判断，決定されている．これまでの成果により，外径 1〜2 mm の光ファイバスコープ 1 本を体内に挿入するだけで，少なくとも（a）血流計測，（b）距離計測，（c）形状計測，（d）レーザー

しかしながら，現状のレーザー出力制御技術では，接触式の熱電対を用いたフィードバック制御系を構築しなければならず，体内に熱電対を挿入しなければならない．そこで，複合型光ファイバスコープを用いた非接触による照射部温度技術の確立が，解決すべき課題となっている．
上記の背景およびこれまでに得られた研究成果をもとに，本研究では，レーザー治療装置に適用できる温度計測手法に関する基礎的研究を行い，医師の経験や直感に頼らず適切な治療を行うための治療方法への基板となる研究を行う．
研究機関内に，以下のことを明らかにすることを目的とした．(1) 照射部温度と生体組織の光学特性 (吸収，散乱，反射) の関係を明確にするため，計測用レーザーおよび照射部からの反射光を受光するプローブ，分光器などからなる解析部で構成される検証システムを構築する．(2)
未照射部と照射痕部の光学特性 (吸収，散乱，反射) の違いを計測し，照射部温度と光学特性変–1–

化と関係を明らかにする．(3) 検証システムを䝥䝻䞊䝤

レーザー治療装置に組み込み，計測用プローブPCを用いてレーザー照射および対象からの反射光

Ỉ㖟の受光を同時に行えるようにする．(4) 温度推ᗘィ⏕⌮㣗ሷỈศගჾⓑⰍග※定用ソフトウェアの構築と精度検証試験を実施する．
䝩䝑䝖䝥䝺䞊䝖

2.

組織温度と光学特性の検証

Fig. 1

Overview of experimental setup.

生体組織に対してレーザー光を照射すると，

PCその光の一部が熱に変換されることで組織を加熱される．そのときの加熱温度によって変化すⓑⰍග※ศගჾる組織の光学特性がどのように変化するか明確するため，ここでは，対象組織を指定した温度

ィまで加熱・保持した状態をつくり，計測用光と⏝ගして用いる広波長域を持つ白色光源の反射光強཯ᑕග䝥䝻䞊䝤

度の変化を検証する．

ヨᩱ⏕⌮㣗ሷỈ

䝡䞊䜹

2.1

実験装置
䝩䝑䝖䝥䝺䞊䝖

Fig. 1 に示す検証装置は，計測用光である白色光源 (HL-2000HP，波長域：約 360〜2000 nm

Fig. 2

Schematic of experimental setup.

Ocean Optics) とデータ解析用 PC を共通使用とし，反射光強度を解析するための分光器の波長生理食塩水を入れたビーカをのせて加熱できる域の違いに応じて，可視光領域計測用として，7ようにした．実験の際は，生体組織を模擬した本の光ファイバが内蔵された計測用プローブ (R-トリ胸肉を生理食塩水により指定の温度まで加600-7-UV-125F，Ocean Optics) と分光器 (Maya-

熱した後，この鶏胸肉の光学特性を計測できる

2000Pro，波長域：約 200〜1120 nm，Ocean Op-

ように，プローブは鉛直下向きで，プローブとtics)，近赤外領域計測用として，計測用プロー試料の間の距離を 0 mm として固定した．組織

ブ (R-200-7-VIS-NIR，Ocean Optics) と分光器

温度は，ホットプレートにより 30〜80 度までの(NIR-Quest，波長域：約 900〜1722 nm，Ocean

10 度刻みのほかに室温，55 度で温度調整した生Optics) をそれぞれの領域に合わせて用いる．Fig. 2

理食塩水中に 10 分間入れて加熱した試料の反は検証装置の構成図を示しており，白色光源か射光強度の計測を同条件で 3 回繰り返した．なら照射された光はプローブの光ファイバを通しお，未加熱試料の反射光強度の AUC(Area Un-て先端から照射され，対象からの反射光は別の

der the Curve ; 曲線下面積) を 1 としたとき，光ファイバにより受光し，分光器により分光さ各温度で加熱後の試料から得られる反射光強度れ，解析用 PC により解析，記録が行われる．まの AUC の比を評価した．

た，レーザー照射などにより加熱されることで変性・凝固した組織を模擬するため，温度制御可能なホットプレート (ND-1，アズワン) の上に，–2–

40000ᐊ6(22.5Υ)

30Υ

550Υ

455Υ
60Υ

20000

AUCẚ䜹䜴䞁䝖 [ count ]40Υ

30000

70Υ80Υ

10000

0300600900
Ἴ㛗 [ nm ]201200Results of wavelength (visible band).
40000

ᐊFig. 57080

8AUCẚ

55Υ

20000

60Υ
70Υ
80Υ

10000

6420800

1100
1400
Ἴ㛗 [ nm ]201700Results of wavelength (near-infrared

Fig. 63.
2.25060
ᗘ[Υ]

1050Υ

0Fig. 4band).

4012(23.1Υ)

40Υ

30000

30

Results of AUC ratio (visible band).

30Υ䜹䜴䞁䝖 [ count ]210Fig. 3

3

結果

30

40

5060
ᗘ[Υ]

7080

Results of AUC ratio (visible band).

レーザー照射時の光学特性変化の検証

Fig. 3, 4 はそれぞれ可視領域，近赤外領域で計測した各加熱温度での反射光強度の変化を示しており，横軸が波長，縦軸は強度を示しており，加熱温度の違いをグラフの色別で示している．この結果をもとに各加熱温度での AUC 比を求めた結果を Fig. 5, 6 にそれぞれ示す．この結果より，可視領域，近赤外領域の結果ともに，室温から 40 度まではほとんど AUC 比に変化はな
く，加熱温度が 50〜55 度を越えると加熱温度とともに AUC 比が増加し，70 度以上では，AUC比の増加が見られないことがわかる．加熱温度が 50 度付近から ACU 比が増加し始める原因として，約 60 度で発生する試料のたんぱく変性が前章では，特定の温度に調整された組織に対する AUC 比の変化について検証を行っていたが，リアルタイムに加熱しているときの光学特性の変化については検証していなかった．そこで，本章では，レーザーによる組織加熱中における温度と光学特性である AUC 比の関係をリアルタイムに計測し，その関係について検証を行う．なお，前章の結果より，可視領域，近赤外領域ともに，加熱温度に対する AUC 比の変化はほぼ同等であったことや，波長域全体で増減していたことから，本章では，治療用レーザーの波長と同波長の AUC 比について検証することとした．

発生していることが考えられる．また，70 度以上で AUC 比の増加が見られないのは，加熱時間 10 分の間に試料全体のタンパク変性が止まっ3.1

実験装置たためと考えられる．以上のことから，組織温レーザーによる加熱変性中における光学特性度が約 50 度以上になると，温度と AUC 比に相の変化を計測する必要があるため，Fig. 7 で示対関係があることがわかった．

した検証装置の構成のように，レーザー光源 (波–3–䝥䝻䞊䝤PC䝺䞊䝄䞊ග※䠄Ἴ㛗䠖976 nm䠅

἞⒪⏝䝺䞊䝄䞊ศගჾφ 2.265.00.51 1἞⒪⏝䝺䞊䝄䞊䝥䝻䞊䝤཯ᑕගヨᩱKᆺ⇕㟁ᑐ䠄䝅䞊䝇┤ᚄ䠖0.15 mm䠅

ヨᩱFig. 7
Experimental setup using medicallaser device.

Fig. 8 Results of AUC ratio and temperature measurement.

長：980 nm，最大出力：45 W，ユニタック) を白色光源の代わりに組み合わせた．これにより，プローブの光ファイバを通してレーザー光の照射および反射光の受光をリアルタイムに実行可能となる．併せて，治療用レーザーを試料へ照射した際の温度変化を定量的に評価する目的で，熱電対を用いた温度測定の構成も同図に示す．
ここで，試料とプローブ間距離を 5 mm のとき，プローブ先端から出射されたレーザーは直径約2.26 mm の円形で試料に照射されることを考慮し，照射時の加熱温度を，照射中心から 0, 1, 2mm 離れた位置，深さ 0.5 mm に先端がくるよ
うに，シース直径 0.15 mm の K 型熱電対を試料内部に設置した．熱電対で得られた照射部温度は，変換回路，AD 変換器を介して PC に記録される．試料である鶏胸肉は，熱電対の設置の際の容易さから，ペースト状にしたものを用いており，レーザー装置の操作，温度計測，反Fig. 9 Comparison of temperature and firstorder lag element model
上昇し始め，約 150 s 後以上になると，その温度上昇が直線的になっていることがわかる．また，レーザー照射中心からの距離が近い程，全体的な温度が高い傾向であることもわかる．一方で，AUC 比は，レーザー照射開始とともに直線的に上昇していることがわかるが，これは，レーザー照射による熱変性による影響であると考えられる．

射光強度の記録は同一の PC によりサンプリング周期 50ms で実施できるようにソフトウェア3.2.2を作成した．

実験結果のモデル化

前節の結果をもとに，レーザー照射による温度と AUC 比の変化をそれぞれ 1 次遅れ要素 (G1 =3.2
3.2.1

K1 /(1 + Ts )) と積分器 (G2 = K2 /s) でそれぞれ結果モデル化し，実験結果と比較したものを Fig. 9, 10

温度と AUC 比の計測に示す．なお，それぞれのモデルパラメータ (K1 ,Fig. 8 は (3) で示した検証装置を用いて試料にK2 , T ) は試行錯誤により，決定した．この結果

対して 5W のレーザーを 300 s 照射した際の温より，実験値とモデルの結果はおおよそ一致して度と AUC 比の結果を示している．横軸は時間，おり，妥当なモデルを設計できていると考える．

右縦軸は温度，左縦軸は AUC 比を表す．この結果より，レーザー照射開始とともに，温度が–4–

Fig. 10 Comparison of AUC ratio and integrating element model.
3.2.3

Fig. 11 Comparison of true temperature andestimation temperature.

温度推定式の構築と精度検証

前節の実験では，一定出力のレーザー照射であり，得られた温度と AUC の時間応答はステップ応答とみなせる．ここで，伝達関数の合成を利用することで，AUC 比を入力信号，中心温度の結果を出力信号とした伝達関数モデルを構築できる．先に求めた温度と AUC 比の各伝達関数モデルより，入力信号である AUC 比から中心温度までを表す伝達関数は G3 = G1 /G2 となる．ここで得られた伝達関数は，AUC 比の変化から照射部中心温度を推定する式となる．

Fig. 11 は，実験で得られた照射部中心温度と，実験で得られた AUC 比をもとに推定式を用いて推定した温度を比較した結果の一例を示す．同化するレーザー光の反射光強度の変化を入力信号，照射部中心温度を出力信号とした伝達関数をあらかじめ構築することにより，反射光強度から中心温度を推定できる方法である．今後は，より推定精度を高めるための伝達関数の検討や，生体組織に対する検証が課題である．熱電対やサーモグラフィといった温度センサでの計測が困難である内視鏡下レーザー治療の場合，本手法を確立することは，レーザー治療における安全性や治療効果の向上にも貢献できる可能性があると考えられる．
謝辞本研究の一部は JSPS 科研費 JP26820081の助成を受けたものである．

条件で実験を 5 回行った結果，全体の誤差平均は 15〜60 度となり，推定精度が今後の課題と参考文献なった．誤差平均が非常に大きくなった原因と

1) 粟津邦男 (編): 赤外レーザー医光学，大阪大学
出版会 (2008)

して，推定式として用いた伝達関数モデルの次数の少ない単純なモデルを用いたことによるモデル化誤差が考えられるが，モデル化誤差を少なくするために，複数の伝達関数を組み合わせるといった改善策を検討している．

4.

おわりに

本研究では，レーザー照射時の照射中心温度を推定するための手法として，レーザー光の反射光強度の変化を利用した方法について検討した．具体的は，加熱による組織変性によって変–5–2) 粟津邦男，Steven L. Jacques，本多典広，間久直: 生体組織の光学特性値計測―光線力学療法の基礎技術を例に―，機能材料, 33–11，66/69，
シーエムシー出版 (2013)