JP6282554B2 - レーザー治療器 - Google Patents

Description

本発明は内視鏡に組み込み可能なレーザー治療器に係り、特に矩形断面の光学案内要素を使用することで広範囲を均一照射して効果的なハイパーサーミアを可能にするレーザー治療器に関する。

内視鏡は主として人体内部の観察を目的とした医療機器である。内視鏡の鏡筒内に光学系を内蔵し、鏡筒の先端を体内に挿入して人体内部の映像をモニタに表示する。近年、この内視鏡にレーザー治療器を組み込んだレーザー内視鏡が、特に新しいがん治療法として注目されている。このレーザー内視鏡は、通常、従来の内視鏡下外科手術でがんを大まかに取り除き、その取り除いた跡にレーザー光を照射して残ったがん細胞を完全に死滅させる使い方をする。

また、腫瘍が比較的小さく組織内に深く浸潤していない場合は、内視鏡下外科手術を行わず、レーザー内視鏡によるハイパーサーミアのみでがん細胞を死滅させる試みも行われている。このハイパーサーミア（がん温熱療法）は、腫瘍の局所を４２℃以上で３０〜６０分間加温する治療法である。ハイパーサーミアはがん細胞を死滅させるだけでなく、加温により正常細胞の免疫機能を高めたり、放射線や化学療法の効果を高めたりする効果も期待されている。

内視鏡は、手術の方法と目的により、鏡筒が硬い棒状の硬性鏡と、可撓性チューブで出来た軟性鏡を使い分けるようにしている。本発明に係るレーザー治療器は主として硬性鏡に組み込むものであるが、小型化することで軟性鏡に組み込むことも可能である。

内視鏡は鏡筒内に複数枚のレンズを収納した光学式と、鏡筒先端にＣＣＤイメージセンサによるカメラ部を配設した電子式がある。鏡筒先端には強い光を照射可能な照明部（外部光導入式又はＬＥＤ発光式）を備えている。また、外科手術用の術具を備えた内視鏡もあり、例えばレーザーメスを備えた子宮鏡として特許文献１（米国特許第４８３６１８９号公報）が知られている。

米国特許第４８３６１８９号公報

内視鏡の太さ（直径）はその種類によって大きなものから小さなものまで様々であるが、一般的に患者の負担を軽減するために細径化の方向にある。従来のレーザー内視鏡は、レーザー光を導くためにベアファイバー（裸芯線光ファイバー）を使用したものが一般的である。

このベアファイバーは円形断面の光ファイバーを使用しており、非接触照射の場合、そのビームプロファイルは断面の中央部分が最も高く周辺部にいくほど低い山形を形成している。このため、レーザー治療に使用可能な領域はビームプロファイルの中央部付近に限られ、ファイバー断面全体に対する利用可能領域は少ない。

また、ベアファイバーを使用したレーザー内視鏡は照射領域がファイバー断面と同様に円形であるため、当該照射領域を移動させて広範囲を照射しようとすると照射領域が均等に重ならない。このため、照射領域の周辺部分では強度が不足する傾向があるのに対して、照射領域の中央部分では逆に強度が強すぎる結果となる。このためハイパーサーミアにおいて広範囲を短時間で効率的に均一照射することが困難であり、その結果患者に負担が掛かったり、十分な治療効果が得られなかったりしていた。

均一強度のレーザー光を広い範囲で照射するには光ファイバーの直径を大きくする必要がある。しかし、そうするとレーザー内視鏡全体の直径も大きくなり、内視鏡を使用可能な部位が限られたり、患者により大きな負担が掛かったり、或いは操作性が悪くなったりするという課題があった。

そこで本発明の目的は、均一強度のレーザー光を広範囲に照射可能でありながら、内視鏡の直径を比較的小さくすることができるレーザー内視鏡用のレーザー治療器を提供することにある。

前記課題を解決するため、本発明は、治療用レーザー光を導くための光ファイバーと、当該光ファイバーの先端を接続する内視鏡の鏡筒となるプローブ筒と、当該プローブ筒内に配設され前記光ファイバーの先端から放射されるレーザー光を前記プローブ筒の先端側に向けてガイドするための矩形断面の光学案内要素と、当該光学案内要素の辺々と前記プローブ筒の内周面との間に形成された隙間に配設された撮像手段及び照明手段とを有することを特徴とするレーザー治療器である。

本発明のレーザー治療器は、光ファイバーの先端から放射されるレーザー光を前記プローブ筒の先端側に向けてガイドする矩形断面の光学案内要素を使用しているので、いわゆるトップハット型の均一強度のレーザー光を広範囲に照射可能である。また、矩形断面の光学案内要素とプローブ筒の内周面との間に形成された隙間を無駄なく利用して撮像手段及び照明手段を配設している。このため、内視鏡に組み込んだ場合の鏡筒となるプローブ筒の径を低減することが可能であり、これにより患者の負担が少なく操作性が良好であり、広範囲均一照射による効果的なレーザー治療（ハイパーサーミア）が可能になる。

本発明の実施形態に係るレーザー治療器を使用した子宮頸がん治療用内視鏡レーザーシステムの全体概略図である。 レーザー治療器のプローブ筒先端部の縦断面図である。 レーザー治療器のプローブ筒先端部の内部斜視図である。 レーザー治療器のプローブ筒先端部の横断面図である。 レーザー治療器の変形例のプローブ筒先端部の縦断面図である。 レーザー治療器の変形例のプローブ筒先端部の内部斜視図である。 レーザー治療器の別の変形例のプローブ筒先端部の横断面図である。 レーザー治療器のプローブ筒先端部に配設された温度センサを示すもので、（Ａ）は先端面、（Ｂ）は断面、（Ｃ）は（Ｂ）のＣ−Ｃ線矢視断面を示す図である。 内視鏡レーザーシステムのブロック図である。 レーザー治療器のプローブ筒先端部の側面図であって、（ａ）はレーザー照射部を突出させないタイプの側面図、（ｂ）はレーザー照射部を突出させたタイプの側面図である。 子宮頸がんレーザー内視鏡としての使用例を示す図である。 矩形レーザー光のビームプロファイルを示す図である。 矩形ファイバーとベアファイバーでレーザー光のビームプロファイルを比較したイメージ図である。

以下、図面を参照して本発明の実施形態に係るレーザー治療器を説明する。図１はレーザー治療器１を使用した子宮頸がん治療用内視鏡レーザーシステムの全体概略図である。当該システムで使用する内視鏡は硬性鏡であり、この硬性鏡は子宮頸がん内視鏡のほか、腹腔鏡、胸腔鏡、膀胱鏡等にも使用可能である。

レーザー治療器１は円形断面の筒体２ａで構成された鏡筒となるプローブ筒２を有する。当該プローブ筒２の基端部にハンドピース３が取り付けられている。

ハンドピース３の基端部に、光ファイバー１０と電線（図示せず）を内蔵したケーブル４が接続されている。当該ケーブル４を介して、レーザー治療器１がレーザー発振器５及びコントローラ６と接続されている。コントローラ６によって液晶モニタ７に後述するカメラ部１１の映像が出力される。

プローブ筒２を構成する筒体２ａは直径が例えば３０ｍｍ程度の円筒状に形成されている。この筒体２ａの内部のほぼ中央位置に、図２Ａのように光学案内要素としての角形ロッドレンズ１５が配設されている。そして光ファイバー１０の先端がコネクタ１６を介して角形ロッドレンズ１５の基端部に接続されている。なお、角形ロッドレンズ１５は断面が正方形であるが、長方形のものを使用することも可能である。

光ファイバー１４は低コストで入手可能なベアファイバーであって、円形断面のコア１４ａと、その外周を覆うクラッド１４ｂとを有する。そしてコア１４ａの端面が角形ロッドレンズ１５の基端面に接続されている。

筒体２ａの先端部は透明なレーザー照射部２０とされている。そして角形ロッドレンズ１５の先端部がレーザー照射部２０付近まで延びている。

角形ロッドレンズ１５の先端部の前方には収束レンズ１７が配設されている。そしてこの収束レンズ１７によって、角形ロッドレンズ１５の先端部から放射される矩形レーザー光の収束性が高められるようになっている。なお、角形ロッドレンズ１５の先端部をレーザー照射部２０に近接させることで収束レンズ１７を不要化することも可能である。

この実施形態では、角形ロッドレンズ１５とプローブ筒２ａとの間に出来る船底形状の隙間に、後述するように撮像手段及び照明手段が配設されている。

レーザー治療器１は以上のように構成され、図２Ａの下図に示すように、光ファイバー１４の端部から放射された円形のレーザー光Ｓ１（例えば直径６００μｍ）が角形ロッドレンズ１５に入射する。当該円形レーザー光Ｓ１は角形ロッドレンズ１５を通る間に矩形状にされ、角形ロッドレンズ１５の先端から矩形状のレーザー光Ｓ２として放射される。

その後、矩形状のレーザー光Ｓ２はさらに収束レンズ１７を通り、レーザー照射部２０において矩形状のレーザー光Ｓ３（例えば２０ｍｍ角）として収束する。この矩形状のレーザー光Ｓ３によって、ハイパーサーミア等のレーザー治療を行うことができる。

次に、本発明の変形例を図３Ａ〜図３Ｃに基いて説明する。この変形例では、前述した角形ロッドレンズ１５の代わりに、矩形光ファイバー１０と、矩形断面の光学案内要素としてのガイド筒２ｂを使用している。このガイド筒２ｂは内面がレーザー光を反射する反射面にされた角筒で構成されている。

詳しくは、図３Ａのように、光ファイバー１０の先端がハンドピース３内の光学系３０に接続されている。この光ファイバー１０は矩形（正方形）断面のコア１０ａと、その外周を覆うクラッド１０ｂを有し、コア１０ａの端面が光学系３０に接続されている。

光学系３０の右側の放射側は、筒体２ａ内に同軸的に配設された矩形（正方形）断面のガイド筒２ｂに接続され、このガイド筒２ｂが筒体２ａの先端部まで延びている。そして筒体２ａの先端部が透明なレーザー照射部２０に接続されている。

ガイド筒２ｂの４つの角部は、図３Ｂのように円形断面の筒体２ａの内周面に接している。従って、ガイド筒２ｂの直線状の辺々と筒体２ａの内周面との間に、船底形の４つの隙間（第１の隙間Ｃ１〜第４の隙間Ｃ４）が形成されている。

この変形例では、図３Ａの下図に示すように、光ファイバー１０の端部から放射された矩形のレーザー光Ｓ４（例えば直径６００μｍ）が光学系３０に入射する。そして光学系３０から出た矩形レーザー光Ｓ４がガイド筒２ｂを通る間に矩形状を維持した状態で拡大され、ガイド筒２ｂの先端から大きな面積の矩形状のレーザー光Ｓ５（例えば２０ｍｍ角）として放射される。この矩形状のレーザー光Ｓ５によって、ハイパーサーミア等のレーザー治療を行うことができる。

本発明の実施形態及び変形例では、矩形断面の光学案内要素としての角形ロッドレンズ１５や筒体２ａの周囲に形成された船底形の隙間を、撮像手段と照明手段の配設スペースとして有効利用している。

すなわち、前記実施形態では図２Ｂ、図２Ｃに示すように、角形ロッドレンズ１５の上側に形成された船底形の隙間Ｃ１に温度センサ部２５が配設されている。また、角形ロッドレンズ１５の下側に形成された船底形の隙間Ｃ３に、撮像手段としてのＣＣＤイメージセンサを使用したカメラ部１１、照明手段としての白色ＬＥＤ部１２及び紫外ＬＥＤ部１３が配設されている。

前記紫外ＬＥＤ部１３は、組織に紫外線を照射することで当該組織が発する自家蛍光の強度の差によって正常組織と病変組織を識別するために使用する。カメラ部１１をはじめとするこれらの給電用の配線は、角形ロッドレンズ１５の周囲の隙間Ｃ１、Ｃ３を通してハンドピース３まで延長されている（図２Ａではカメラ部１１の配線１１ａのみを示す）。

また図３Ｂの変形例では、４つの船底形の隙間Ｃ１〜Ｃ４をすべて利用している。すなわち、第１の隙間Ｃ１に撮像手段としてのＣＣＤイメージセンサを使用したカメラ部１１が配設され、第２の隙間Ｃ２に照明手段としての３つの白色ＬＥＤ部１２が配設されている。

また、光ファイバー１０を挟んでカメラ部１１と対向する第３の隙間Ｃ３に、照明手段としての２つの白色ＬＥＤ部１２が配設されている。そして、第４の隙間Ｃ４に、照明手段としての１つの紫外ＬＥＤ部１３が配設されている。なお、ＬＥＤの個数は、隙間Ｃ２〜Ｃ４の大きさとＬＥＤの種類に応じて、白色・紫外とも、適宜増減変更可能であることは勿論である。

なお、従来の内視鏡で知られているように、カメラ部１１に隣接して洗浄ノズル部を配設してもよい。当該洗浄ノズル部から生理食塩水をカメラ部１１に噴射することで、カメラ部１１に付着した血液等を除去することができる。

前述した温度センサ部２５は、詳しくは図４に示すように、筒体２ａの先端のレーザー照射部２０に配設されている。この温度センサ部２５は測温点２５ａが露出した被覆熱電対で構成されている。同図において２５ｂは熱電対素線、２５ｃは熱電対素線被覆絶縁材、２５ｄは外皮絶縁材である。

温度センサ部２５は、レーザー照射部２０の中央部から周辺部に向かって形成された半径溝２０ａに収容されている。温度センサ部２５の被覆熱電対は極細のものを使用することができ、複数のメーカーから長径０．５ｍｍ以下のものでも容易に入手可能である。被覆熱電対は、レーザー光Ｌの影響を受けないように全域が金メッキされたものが望ましい。

温度センサ部２５の先端に測温点２５ａが設けられ、この測温点２５ａがレーザー照射部２０の中央に位置している。温度センサ部２５は、レーザー照射部２０に半径溝２０ａを形成せずに、レーザー照射部２０に露出させて接着剤等で貼り付けたり、測温点２５ａだけをレーザー照射部２０に露出させ、残りの部分をレーザー照射部２０に埋設したりしてもよい。

ハイパーサーミアでは、組織表面から５〜１０ｍｍ程度の深さを４２℃以上に加温する。従って、当該温度が確実に得られるように、温度センサ部２５の出力に基づいてレーザー光の波長や強度を調節する。

図５は、子宮頸がん治療用内視鏡レーザーシステムのブロック図である。小型カメラ部１１、白色ＬＥＤ部１２および紫外ＬＥＤ部１３がコントローラ６によって制御される。コントローラ６はモニタ制御部６ａ、調光部６ｂ、制御モジュール６ｃ、電源部６ｄを有する。温度センサ部２５の出力はレーザー発振器５にフィードバックされ、これによりレーザー光の波長や強度が調節される。

前述した光ファイバーとガイド筒の断面形状は、必ずしも図３Ｂのように正方形である必要はなく、図３Ｃのように長方形にしてもよい。この場合、ガイド筒２ｂの上下に比較的大きな第１の隙間Ｃ１と第２の隙間Ｃ２が形成されるので、第１の隙間Ｃ１に例えばカメラ部１１と白色ＬＥＤ部１２を配設し、第２の隙間Ｃ２に紫外ＬＥＤ部１３を配設する。

レーサー治療器１の先端のレーザー照射部２０は、図６（ａ）のようにプローブ筒２の先端面と同じ平面に配設してもよいし、図６（ｂ）のようにプローブ筒２の先端面からやや突出させて配設してもよい。図６（ｂ）のようにレーザー照射部２０を突出させて配設することで、レーザー照射部２０を腫瘍に密着させやすくなり、レーザー光の効率的な照射が容易になる。

図７は、本発明の変形例に係るレーザー治療器１を組み込んだ子宮頸がん内視鏡の使用例である。レーザー照射部２０から放射されるレーザー光は矩形状に広範囲に照射され、かつ、後述するようにトップハット型の均一強度のレーザープロファイルを有するので、腫瘍表面を広範囲で均一に加温することができる。従って、例えば子宮頸がん等において、腫瘍全体を照射範囲に収めてがん細胞を一度の照射で残らず死滅させる使用法が可能である。なお、本発明の実施形態に係る角形ロッドレンズ１５を使用したレーザー治療器１も使用法は同じであり、同様の作用効果を得ることができる。

光学案内要素としての角形ロッドレンズ１５や筒体２ａの断面形が正方形でも長方形でも、当該光学案内要素から放射される矩形状のレーザー光Ｓ３、Ｓ５は、図８Ａに示すようないわゆるトップハット型の均一なビームプロファイルを有する。レーザー光の出力は、通常のハイパーサーミアの場合は例えば５Ｗ程度とすることができるが、治療の内容によっては数百ｍＷの低出力とする場合もある。

図８Ｂは、角形ロッドレンズとベアファイバー（裸芯線光ファイバー）を比較したイメージ図である。このように、角形ロッドレンズはベアファイバーに比べて広範囲に一定強度のレーザー光を照射することができる。従って、ハイパーサーミアの治療効果を向上させることができる。なお、矩形光ファイバー１０とガイド筒２ｂを使用した場合も図８Ｂ（ａ）と同様なトップハット型の均一強度のレーザー光が得られる。

以上、本発明の一実施形態について説明したが、本発明は前記実施形態に限定されることなく種々の変形が可能である。例えば照明部は白色ＬＥＤ部１２と紫外ＬＥＤ部１３を例示したが、このようなＬＥＤに限らず、他の照明部として例えば照明用外部レーザー光を光ファイバーで導入する外部光導入式としてもよい。

１：レーザー治療器 ２：プローブ筒
３：ハンドピース ４：ケーブル
５：レーザー発振器 ６：コントローラ
７：液晶モニタ １０、１４：光ファイバー
１１：カメラ部 １２：白色ＬＥＤ部
１３：紫外ＬＥＤ部 ２０：レーザー照射部
２５：温度センサ部 ３０：光学系
Ｃ１-Ｃ４：船底形の隙間

Claims (7)

1. 治療用レーザー光を導くための光ファイバーと、当該光ファイバーの先端を接続する内視鏡の鏡筒となるプローブ筒と、当該プローブ筒内に配設され前記光ファイバーの先端から放射されるレーザー光を前記プローブ筒の先端側に向けてガイドするための矩形断面の角形ロッドレンズと、当該角形ロッドレンズの辺々と前記プローブ筒の内周面との間に形成された隙間に配設された撮像手段及び照明手段とを有することを特徴とするレーザー治療器。
2. 前記光ファイバーが円形断面のベアファイバーであることを特徴とする請求項１のレーザー治療器。
3. 前記角形ロッドレンズの先端に、当該角形ロッドレンズの先端から放射されるレーザー光の収束性を高める収束レンズが配設されていることを特徴とする請求項２のレーザー治療器。
4. 前記光ファイバーが矩形断面を有する矩形光ファイバーであることを特徴とする請求項１のレーザー治療器。
5. 前記角形ロッドレンズの断面が正方形であり、前記撮像手段と照明手段が当該角形ロッドレンズの周囲４箇所に形成された船底形の隙間に分散配置されていることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項のレーザー治療器。
6. 前記照明手段が白色ＬＥＤ部と紫外ＬＥＤ部で構成されていることを特徴とする請求項１から５のいずれか１項のレーザー治療器。
7. 前記撮像手段がＣＣＤイメージセンサを使用したカメラ部で構成されていることを特徴とする請求項１から６のいずれか１項のレーザー治療器。