計測自動制御学会産業論文集
Vol.9, No.10, 70/75（2010）

双胎間輸血症候群における胎児鏡レーザー照射制御
In vivo 実験による血流遮断の検証
関岡健

史∗ ・長 縄明大∗潔∗∗ ・千敏雄∗∗∗

葉Laser Irradiation Control of Fetal Endoscopic Surgery for Twin-twin Transfusion Syndrome
Verification of blood-flow interception by in vivo experiment
Takeshi Seki∗ , Akihiro Naganawa∗ ,Kiyoshi Oka∗∗ and Toshio Chiba∗∗∗

Fetoscopic laser photocoagulation (FLPC) of chorionic plate anastomoses is the main treatment for severe
previable twin-twin transfusion syndrome (TTTS). However, this treatment requires the use of highly advanced
endoscopic technologies that enable the measurement of parameters such as blood flow and distance between
the placental vessels and irradiation fiber tip. However, a clear protocol of this treatment procedure has not yet
been determined. In this study, we developed a composite-type optical fiberscope (diameter, 2.2 mm) that hasa centrally located laser cautery made of fiber and is surrounded by fiberglasses for viewing. The transmitting
efficiency of the laser in our fiberscope was very high (84.7 %). A certain degree of cauterization could be performed with 20 W-40 W laser power when the distance between the irradiated area and the fiber tip was 10mm. In a previous study, as a basic research for placental blood-flow interception, we emitted the irradiation
laser to a porcine liver to test laser power control, and using a thermocouple, we found the temperature of theirradiation spot to be within ± 0.3 ℃ error. In this study, we irradiated a porcine mesenteric vessel with bloodflow in vivo with a laser beam to test laser power control while monitoring the temperature.The experimental
results were as follows: target temperatures of 60 ℃ and 70 ℃ were controlled by a feedback control system using
a thermocouple at a low power of approximately 17 W. The target temperature was maintained within 0〜–2.0 ℃
error. In addition, we measured the blood flow by a laser Doppler blood-flow meter before and after the laser
irradiation and quantitatively confirmed the blocking of blood flow.
Key Words: Fetal surgical treatment, Composite-type optical fiber, Laser power control, Temperature measurement, Blood flow measurementとから，現在の内視鏡手術機器には高度な技術的進歩が望ま

1. は じ め にれている．また，レーザーの出力値や照射時間，血流遮断の判断は，医師の経験や直感に依存しており，適切なレーザー近年，双胎間輸血症候群 (TTTS) に対して，胎盤表面の吻照射治療を行うための明確な指針がないのが現状である．

合血管を内視鏡で観察しながらレーザー焼灼することで閉塞し，双胎間の血流を分離する治療が行われている (FLPC 治

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

療) 1)〜5) ．しかし，内視鏡画像の限られた視野の中，子宮内ファイバ束の中心に配置した複合型光ファイバによる新しいレーザー治療装置の研究開発を行っている．その特徴は，従（羊水内）に浮遊する胎児を避けながらレーザーを照射するこ来の装置では焼灼用レーザーが内視鏡画像内のどこに照射されるか経験的な判断が必要であったが，本装置では常に視野∗

秋田大学工学資源学部
秋田県秋田市手形学園町 1 番 1 号∗∗ 日本原子力研究開発機構∗∗∗ 国立成育医療センター∗ Faculty of Engineering and Resource Science, Akita University∗∗ Japan Atomic Energy Agency∗∗∗ National Center for Child Health and Development（Received September 18, 2009）
TRIA 010/10/0910 c 2009 SICE

中心に標的血管を捉えることができるため正確なレーザー照射を行えることである 6)〜8) ．これまで得られた結果は，以下の通りである．

(1) 焼灼用レーザーの伝送効率は 84.7%と非常に高く，20〜40W（照射距離 10mm）のレーザー照射に対して，ほぼ一定の大きさと深さの焼灼が可能であることを確認した 9) ．

(2) 胎盤吻合血管とほぼ同じ太さの豚腸間膜血管に対して，設70

定した出力値で一定時間レーザー照射を行ったところ，従光源，TV モニタなどで構成されている．温度制御に用いら来のレーザーファイバと同等の焼灼が可能であり，血流れる熱電対の信号は，AD 変換器を介して PC に取り込まれ

10)．

る．焼灼用レーザーの光ファイバ径は φ 0.1mm に細径化し，(3) 現在の治療は，レーザー出力値や照射時間を医師が経験

Fig. 2(a) に示すように焼灼用レーザーの光ファイバの周囲的に決定し行っているが，過度のレーザーが照射され，治に画像伝送用光ファイバを，さらに照明光を伝送するための療中に血管破裂や周辺組織の破壊などが問題になってい光ファイバを周囲に配置して一体化し，全体外径を φ 2.2mmる．そこで著者らは，照射部の温度管理を行いながら，血とし子宮内に挿入可能な大きさに設計している．ファイバ先管閉塞に必要な量だけの低出力レーザーで治療を行う方端に配置されたレンズは，焼灼用レーザーをファイバ先端か法について検討を行っており，前報では熱電対を用いた

ら 10mm 離れた位置で集光させてビームウエストを生成し焼フィードバック制御系を構成し，豚レバーに対して行っ灼性能を向上させるとともに，ファイバスコープ映像の視野た実験結果を報告した 11) ．

を広げる役目がある．Fig. 2(b) の映像は，1mm 四方の正方遮断を行うのに十分な性能を有することを確認した

しかし，温度フィードバックによるレーザー照射を実際の血形を並べたカラーチャートを観察した際の写真であり，照射管に行った場合，温度制御精度や血流遮断に効果があるかど

距離 10mm のときの視野は直径約 8mm である．レーザー照うかは不明である．

射量は，内視鏡画像の中心部に，PC からの指令により 0〜50W の Yb(イッテルビウム) ファイバレーザーをリアルタイ

そこで本論文では，前報で行った結果を基に，動物実験にムに調整できる．

おいて実際の血管にレーザーを照射し，温度制御精度とレーザー出力値，血流遮断の効果について得られた結果を述べる．

3. レーザー照射制御

本論文の構成は，以下の通りである．まず 2 章で装置の概要を述べ，3 章でレーザー照射制御の手法について述べる．つFig. 3 は，胎盤上の吻合血管とレーザー照射点の関係をぎに，4 章では前報と同様に，目標温度を 60 ℃と 70 ℃に設示しており，(a) が内視鏡映像により血管を観察している様子

定して行った温度制御の結果と，照射前後の血流量の定量評を，また (b) は (a) における A-B 間の断面図を示している．

価について述べ，最後に 5 章で結論を述べる．

FLPC 治療の適用は妊娠 18〜26 週目までとされており，その時の血管の太さは約 1〜2mm である 12) ．レーザー照射制

2. 複合型光ファイバシステム

御を行うためには，レーザー照射部の温度を熱電対により直Fig. 1 は複合型光ファイバシステムの構成図を，Fig. 2接測定することが理想的であるが，レーザー照射点に熱電対はファイバ先端と内視鏡画像を示している．本システムは，複を設置すると，(1) 熱電対がレーザー光を遮り，焼灼性能に影合型光ファイバスコープ，レーザー発生装置，カップリング響を与えること，(2) レーザー光が熱電対を直接加熱し，正装置，レーザー照射制御およびデータ処理を行う PC，照明確な温度測定ができないこと，(3) 急激な加熱により熱電対が破損する可能性があることなどの理由により，本研究ではLight source for illumination

TV monitor

Placenta
Blood vessel

Laser source

Coupling device

A

Temperature measurement point1mm

PC

1.0~2.0mm

B
Irradiation spot
Target irradiation vestige

Thermocouple

Composite-type optical fiberscope(a) Top viewFig. 1 Composition of optical fiberscope system
Composite-type
optical fiberscope

Lens (laser irradiation Illuminationfrom the center)
fiber
Irradiation part

Irradiation laser8mm

Irradiation spot
Blood vessel
1.0~2.0mm
φ2.2 mm(a) Fiber tip21mm(b) Fiberscope image

Placenta(b) Sectional view of dashed line A-B

Fig. 2 Composite-type optical fiberscope

Fig. 3 Relation between blood vessel and irradiation spot71

照射点から血流方向に 1mm 離れた位置に熱電対を設置した．

PC
Targettemperature

この部分の温度が血流閉塞が可能な温度に到達すれば，照射PID controller

点の温度はそれ以上になるため，吻合血管の血流を遮断でき-ると考えられる．

Fig. 4 は，豚腸間膜血管に対してレーザー照射制御を行
では，熱電対 (φ1.0mm，K-type) を光ファイバースコープ

Thermocoupleと平行に設置し，熱電対先端部を内視鏡画像を見ながら照射

Coupling device
Composite-type
optical fiberscope

Sensorcircuit

うためのフィードバック制御系の構成を示している．本研究

Laser source

Irradiation laser

Mesenteric vessel

点から 1mm 離れた位置に設置した．熱電対で測定した温度1mmは，AD 変換器を介して PC に取り込まれ，目標温度との偏Fig. 4 Feedback control system with temperature sensor

差に基づきコントローラからレーザー装置へ適切な指令を送り，レーザー照射量を制御する．一方，コントローラは，前報と同じ次式で与えられる PID コントローラとし，ゲインも以下の理由により前報と同じ値とした．前報では，(1) 照射部の過加熱を抑えるためオーバーシュートすることなく，(2)Composite-type
optical fiberscope,Thermocouple

治療を行う医師に焼灼が行われているかどうかの不安を与えないようにするため，立ち上がり時間を可能な限り短くするように PID ゲインを試行錯誤により調整した．本実験においても，豚レバーと腸間膜血管では物性が異なるため，PID

Mesenteric vessel

ゲインの調整を試みたが，呼吸や水中に浮遊する腸間膜を抑XYZ-stage

える手の手ぶれの影響により，照射部が振動し調整が困難であったため，また前報と結果を比較するためにも同じゲインを用いた．

Fig. 5 Overview of experiment

Ki z −1+ Kd (1 − z −1 )C(z) = Kp +1 − z −1

(1)を行ったが 70 ℃に到達しなかったため，上限を 30W まで上

ここで，Kp =1.0, Ki =0.02, Kd =0.01 であり，サンプリンげた．

Fig. 6 は，目標温度を 60 ℃，目標温度変化後の制御時間

グ周期は 50msec である．

を 15 秒間とした場合の結果であり，(a) は熱電対で測定した

4. 実 験 結 果

温度，(b) は PC で演算されたレーザー出力値を示している．

4. 1 動物実験

Fig. 6(a) より，遅れ時間は TL =0.5sec，立ち上がり時間はFig. 5 は，動物実験の様子を示している．豚の腸間膜血管

Tr =3.4sec であり，制御開始約 5 秒後にほぼ 60 ℃に到達し，は，開腹した腹の表皮および腹壁を左右に開いて写真のよう目標温度到達後はオーバーシュートもなく，0〜–2.0 ℃の精に取り出し，熱電対と平行に固定された複合型光ファイバス

度で温度保持ができている様子がわかる．また Fig. 6(b) よコープは，垂直にレーザーを照射できるように XYZ ステー

り，レーザー出力値は制御開始から約 1 秒間は 20W の上限ジに固定した．レーザーを照射する血管は，数回行う実験にに飽和しているものの操作量の変動は少なく，目標温度 60 ℃おいてばらつきがないように可能な限りまっすぐで，実際のを保持している際には約 12.9W(実験開始後 20〜25sec の平吻合血管の太さに近い約 0.8mm のものを選んだ．一方，羊均値) のレーザー照射量で温度を保持できているのがわかる．

水下を想定した水中は，表皮および腹壁を一緒に左右に引っつぎに Fig. 7 は，目標温度を 70 ℃，目標温度変化後の制張り上げながら，約 37 ℃に調節した生理食塩水を浸して作っ御時間を 10 秒間とした場合の結果であり，(a) は熱電対で測た．なお，水中下では豚の腸間膜は浮遊している状態にある

定した温度，(b) は PC で演算されたレーザー出力値を示してため，レーザー照射を行う血管以外の場所を手で押さえ，照いる．Fig. 7(a) より，照射開始から約 2 秒後にタンパク質凝射距離が変わらないようにした．

固が生じる 60 ℃に到達し，遅れ時間は TL =0.7sec，立ち上レーザー照射距離は 10mm，目標温度はタンパク質変性

がり時間は Tr =4.0sec であり，制御開始約 6 秒後には 70 ℃(40〜65 ℃) や血液凝固 (68〜85 ℃) などの温度を参考にして近くに到達し，0〜–2.0 ℃の精度で温度管理ができている様

前報と同じ 60 ℃と 70 ℃に設定して，実験開始 10 秒後に目子がわかる．また Fig. 7(b) より，レーザー出力値は制御開標温度を変化させた 13) ．なお，目標温度変化直後のレーザー始から約 1 秒間は 30W の上限に飽和しているものの変動はの過出力を抑えるため，レーザー出力値の上限を，目標温度少なく，目標温度 70 ℃を保持している際には約 16.7W(実験が 60 ℃の場合は前報と同様に 20W とした．また，目標温度開始後 15〜20sec の平均値) のレーザー照射量で温度を保持が 70 ℃の場合は，前報と同様に 20W に設定して数回実験できているのがわかる．

728080

7070

Reference
Temperature [°C]

Temperature [°C]

Reference60Output

5040

Tr = 3.43060Output

5040

Tr = 4.0
TL = 0.730TL = 0.52020010203040010Time [sec]30403040(a) Irradiation result

3030200201016.7

Laser power [W]4012.9Laser power [W](a) Irradiation result

401020Time [sec]001020304001020

Time [sec]Time [sec](b) Laser power(b) Laser power

Fig. 6 Experimental results of irradiation control(Target temperature 60 ℃, irradiation time 15 sec.)

Fig. 7 Experimental results of irradiation control(Target temperature 70 ℃, irradiation time 10 sec.)
Table 1 Results of Laser irradiation control

4. 2 豚レバーに対する結果との比較

ObjectTt [℃] TL [sec] Tr [sec] Lp [W] [℃]
porcine600.552.0
3.8±0.3
liver
70
0.45
3.4
4.3±0.3
mesenteric
60
0.50
3.4
12.9
0〜 − 2.0
vessel
70
0.70
4.0
16.7
0〜 − 2.0

本研究で行った動物実験と前報で行った豚レバーに対する実験の結果を比較するため，目標温度 Tt に対する遅れ時間

TL ，立ち上がり時間 Tr ，温度保持時の平均レーザー出力値
Lp ，制御精度  を Table 1 にまとめた．表より，遅れ時間
TL に多少のばらつきはあるもののほぼ同じ値となっている

Table 2 Thermal conductivity of experimental object

が，豚レバーに比べて腸間膜血管に対する結果は，立ち上がObjectλ [W/(mK)]
porcine liver0.746
human blood0.506
human skin0.480

り時間 Tr が大きく，平均レーザー出力値 Lp が高く，制御精度  が劣っていることがわかる．この原因として，以下の理由が考えられる．

(1) 腸間膜血管のレーザー照射部は，呼吸に伴って上下にずなっていることからもわかる．

れてしまうことに加え，水中で浮遊する腸間膜を押さえ一方，熱伝導率の影響について考察するため，Table 2 にていた手の手ぶれによっても照射部が振動していた可能

文献値を示す 14) ．なお，腸間膜血管の熱伝導率は不明であっ性があること．

たため，ここでは人体血液および皮膚の熱伝導率を示してい(2) 体液などにより生理食塩水が濁り，レーザー透過率が減る．表より，豚レバーに比べて人体血液および皮膚の熱伝導少したこと．

率は小さいことから，腸間膜血管の熱伝導率も人体と同程度(3) 豚レバーでは焼灼時に発生する熱が照射部に蓄積されると仮定すると，温度上昇や目標温度保持の際にその違いが現のに対して，腸間膜血管に対する焼灼では熱が血管内をれ，実験結果にもこの傾向が現れていると考えられる．

流れる血流にも奪われていること．

4. 3 血流遮断の評価(4) 羊水下を想定した生理食塩水の量は，豚レバーの実験時

Fig. 8 は，レーザードップラ式血流計 (ADVANCE:ALF

より動物実験時の方が多く，熱引きの影響があったこと．
以上のように，前報より実験条件が厳しかったことは，目21N，非接触式) を用いて計測したレーザー照射前後の腸間膜標温度を保持するために平均レーザー出力値 Lp の値が高く血管の組織血流量 (FLOW [ml/min/100g]) の結果を示して73

60×50Before irradiation

0.78mmFLOW [ml/min/100g]

50Flow direction

400.21mm

After irradiation

30200.61mm

Irradiated spot

1000102030Time [sec](a) Target temperature 60 ℃, irradiation time 15 sec.

(a) Target temperature 60 ℃, irradiation time 15 sec.
60×50

FLOW [ml/min/100g]

50400.48mm

Flow direction

Before irradiation

0.16mm

30After irradiation

20Irradiated spot

100.66mm

00102040(b) Target temperature 70 ℃, irradiation time 10 sec.

Time [sec](b) Target temperature 70 ℃, irradiation time 10 sec.
Fig. 8 Results of blood-flow measurement

Fig. 9 The mesenteric vessel’s macrophotographs at laser irradiation spot

Table 3 Results of blood-flow measurement

Fig. 9 に示す．(a) は目標温度 60 ℃の場合，(b) は目標温度

Tt
Fbef ore
Faf terFratio[℃] [ml/min/100g] [ml/min/100g][%]
6045.021.3
47.3
7031.911.0
34.5

70 ℃の場合の結果であり，図にはレーザー照射点および照射点の上流部，下流部の血管の直径を計測した結果も示している．この写真より，レーザー照射点の血管の直径は，血管の上流および下流の直径に比べて収縮している様子が確認できいる．(a) は目標温度 60 ℃の場合，(b) は目標温度 70 ℃のる．なお，実験に立ち会った医師の目視により，血流が遮断時の結果である．組織血流量は，組織 100g，1 分間当りに流されていることが確認されている．

れる血液量に相当する値であり，値が小さいほど計測した部

5. お わ り に分を流れる血液の量が少ないことを意味する．Table 3 は，Fig. 8 で示した各目標温度に対する組織血流量の平均値 (照本研究では，双胎間輸血症候群 (TTTS) を治療する胎児鏡

射前:Fbef ore ，照射後:Faf ter ) と，(2) 式で求めた組織血流量下レーザー治療におけるレーザー照射制御に関する検証としの変化の割合 (Fratio ) を示す．て，血流が存在する腸間膜血管に対して in vivo による制御実Faf ter
Fratio =× 100
Fbef ore験を実施した．得られた結果をまとめると以下の通りとなる．

(2)

Fig. 8 より，目標温度が 60 ℃，70 ℃の場合の組織血流量は，(1) 生理食塩水下に設置した腸間膜血管に対して目標温度を両者ともにレーザー照射前に比べて照射後の方が減少してい60 ℃と 70 ℃に設定し，熱電対を用いたフィードバックる様子がわかる．また，Table 3 より，計測した組織血流量制御を行ったところ，オーバーシュートすることなく約は，目標温度が 60 ℃の場合は約 47.3%，目標温度が 70 ℃の0〜–2.0 ℃の精度で温度管理をすることができた．

場合は約 34.5%まで減少しており，レーザー照射による血流(2) 目標温度を保持している際のレーザー出力値は，最大約減少の効果を定量的に確認することができた．なお，照射後17W であった．現在の FLPC 治療は，直径 0.6mm のの血流量が 0 にならないのは，血管径より血流プローブが大ファイバを用いて，レーザー出力値を 30〜40W に設定きく，周辺組織の血流も計測しているためである．

して行っている．本ファイバのレーザー照射部分の直径つぎに，レーザー照射後の腸間膜血管をマイクロスコープ

は 0.1mm と細く，レーザー出力値も低いことから，低(KEYENCE:VHX-500) で 50 倍に拡大して撮影した写真を出力のレーザー照射で血管を閉塞することができたとい

7410）K. Oka, T. Seki, A. Naganawa, H. Yamashita, K. Kimand T. Chiba: The development of composite-type opticalfiberscope system for fetoscopic laser photocoagulation ofchorionic plate anastomosing vessels, Minimally Invasive
Therapy and Allied Technologies (submitted 2009)
11）長縄明大, 岡潔, 鈴木克征, 関健史, 千葉敏雄: 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-, 計測自動制御学会産業論文集, 7–8, 53/59 (2008)12）千葉敏雄:胎児外科, 日本評論社 (2007)13）谷野隆三郎, 波利井清紀:レーザー治療：最近の進歩, 211, 克誠堂出版 (2004)
14）日本熱物性学会:熱物性ハンドブック, 養賢堂 (1990)

える．

(3) レーザー照射制御を実施する前後の血流を計測し，照射前に比べて照射後の方が血流が減少していることを定量的に確認した．
これらの結果から，腸間膜血管に対して温度管理を行いながらレーザー照射制御を行うことにより，従来の FLPC 治療よりも低出力なレーザー照射で十分に血流の遮断を行うことができると考えられる．
今後の課題として，本論文では熱電対を用いた検証を行ったが，本研究で得られた結果を目標指針とし，非接触で照射部の温度を推定し制御する方法について検討を進める．
本研究は文部科学省科学技術振興調整費「平成 19〜21 年度［著 者

光医療産業バレー拠点創出」の一環として実施したものであ関る．また，本論文を取りまとめるに当たり，実験装置の試作

健

紹介］

史（正会員）
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．日本コンピュータ外科学会, 日本機械学会などの正会員および改良などにご協力して頂きました HOYA ペンタック
スホールディングス (株)，(株) フジクラ，(株) 関電工，エーテック (株) の関係各位に謝意を表します．
［参考文献］

1）De Lia JE, Cruikshank DP and Keye WR: Fetoscopic
neodymium:YAG laser occlusion of placental vessels in severe twin-to-twin transfusion syndrome, Obstetetrics andGynecology, 75–6, 1046/1053 (1990)
2）De Lia JE, Kuhlmann RS, Harstad TW, et al: Fetoscopic
laser ablation of placental vessels in severe previable twintwin transfusion syndrome, American Journal of Obstetrics and Gynecology, 172–4, 1202/1211 (1995)
3）Y. Ville, J. Hyett, K. Hecher and K. Nicolaides: Preliminary experience with endoscopic laser surgery for severe
twin-twin transfusion syndrome, The NEW ENGLAND
JOURNAL of MEDICENE, 332–4, 224/227 (1995)
4）RA. Quintero, C. Comas, PW. Bornick, MH. Allen and
M. Kruger: Selective versus nonselective laser photocoagulation of placental vessels in twin-to-twin transfusion
syndrome, Ultrasound in Obstetrics & Gynecology, 16–3,
230/236 (2000)
5）MV. Senat, J. Deprest, M. Boulvain, A. Paupe, N. Winerand Y. Ville: Endoscopic laser surgery versus serial amnioreduction for severe twin-to-twin transfusion syndrome,
The NEW ENGLAND JOURNAL of MEDICENE, 351–2,136/144 (2004)
6）岡潔：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)
7）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)8）T. Nakamura, K. Oka, H. Yamashita, H. Ueda andT. Chiba: Composite-type Optical Fiberscope for Laser
Surgery for Twin-to-twin Transfusion Syndrome, The 19thInternational Conference of Society for Medical Innovation
and Technology, Minimally Invasive Therapy, 259 (2007)9）K. Oka, A. Naganawa, H. Yamashita, T. Nakamura andT. Chiba: Composite-type Optical Fiberscope for Laser
Surgery for Twin-to-twin Transfusion Syndrome, MedicalImaging and Augmented Reality (Springer Berlin / Heidelberg, Lecture Notes in Computer Science), 5128, 251/259(2008)

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．

岡潔（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．

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．

75