JPH0938220A

JPH0938220A - 癌治療器

Info

Publication number: JPH0938220A
Application number: JP7193765A
Authority: JP
Inventors: Yasuo Hashimoto; 康男橋本; Noboru Yamaguchi; 登山口
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1995-07-28
Filing date: 1995-07-28
Publication date: 1997-02-10
Also published as: EP0755697A3; EP0755697A2

Abstract

(57)【要約】【課題】患部を冷却しながら治療することのできるレー
ザ光等を用いた光治療法による癌治療器。【解決手段】カテーテル型の挿通体８０は、患部３０内
に差し込まれたチューブ１１と、先端側がチューブ１１
内の患部３０に対応する位置に配置された光ファイバ１
２とを備えている。チューブ１１は、患部３０内を貫通
し、向かって左側の方向に延びている。チューブ１１に
はチューブ１１内に液体または気体の冷却媒体を供給す
るためのチューブ１１の分岐部１１ｂが備えられてお
り、供給された冷却媒体５０は、矢印Ａ−Ａ’方向に流
れ患部３０を冷却した後、向かって左側の方向に延びた
チューブ１１の先端部（図示せず）から回収される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、癌や腫瘍の治療に
用いられる癌治療器、詳細には、例えば、切除手術がか
なり困難な部位や臓器等に発生した癌や腫瘍、たとえば
膵臓癌、肺癌、脳腫瘍、脳幹部や脊椎の癌、大動脈近傍
の癌などの、光治療法による治療に用いられる癌治療器
に関する。

【０００２】

【従来の技術】現在癌は人類に残された最も恐ろしい病
気の一つであり、その根本原因の解明も治療法も発展途
上の段階にある。現在有効とされる代表的治療法として
外科的切除法、放射線療法、抗癌剤療法の３つがあり、
これらが最もよく用いられている。

【０００３】このうち外科的切除法は最も効果的な根治
法であり一番多く採用されているが、この方法を採るこ
とのできない身体深部の悪性腫瘍に対しては放射線療法
と抗癌剤療法が併用して用いられることが多い。しかし
ながら、これら放射線療法や抗癌剤療法はいずれも強力
な副作用を伴うことが多く、かつ完全治癒率も外科的切
除法に比してかなり低く、再発の恐れが多いのが現状で
ある。

【０００４】そこで近年副作用のない物理療法による癌
治療法の研究が精力的に進められており、その代表的な
方法として熱治療法と光増感剤を用いる光治療法があげ
られる。熱治療法は癌細胞を過熱したり冷却したりする
ことにより死滅させる方法であり、例えば、周辺正常細
胞のダメージが比較的小さい、体温より＋５℃高い温度
に癌細胞を一定時間保つことだけでも大きな治療効果が
あることが報告されている。

【０００５】一方、光治療法は、光増感剤を吸収した細
胞に特定波長の活性化光を照射すると、光増感剤が光エ
ネルギーを吸収して、細胞を破壊する活性化酸素を発生
させるというメカニズムに基づくものであり、光増感剤
を注入した後の光増感剤の排泄率が、正常細胞に比して
癌細胞の方が１／３以下（約１／５）と非常に低いとい
う事実を利用している。

【０００６】後述する本発明は、この光治療法を対象と
しており、以下、この光治療法について詳述する。図５
は、光増感剤の１つであるＡＴＸ−Ｓ１０を体内に注入
した時点を起点とした経過時間に対する、細胞内に残存
するＡＴＸ−Ｓ１０の相対濃度を表わしたグラフであ
る。グラフＰＮは正常細胞内の残存濃度、グラフＰＣは
癌細胞内の残存濃度である。

【０００７】患部への光増感剤の直接注射や静脈注射等
により、患部及びその周辺の細胞に増感剤を充分注入し
た後適当な待機時間（約３時間後）を経ると、正常細胞
は光増感剤を既に大半排泄しているのに対し、癌細胞内
には光増感剤の大半がとどまっている状態（光治療可能
状態）が出現する。この光治療可能状態にて特定波長の
活性化光を照射すると、光増感剤が大半とどまる癌細胞
内で、細胞を破壊する活性化酸素が活発に発生し、光増
感剤の大半を排泄した正常細胞内では活性化酸素はほと
んど発生せず、癌細胞が選択的に死滅する状況となる。

【０００８】１回の光増感剤注入後の光治療可能状態の
持続時間（光治療有効期間）は、増感剤注入後約３時間
後に始まり、癌細胞が増感剤の大半を排泄し終る約１４
時間後に終了する。尚、図５は、ＡＴＸ−Ｓ１０の例で
あり、光増感剤の種類により、光増感剤を注入した後の
待機時間、光治療有効期間は一桁程度変動する。この治
療の要点は、この光治療有効期間内に患部に満遍なくで
きるだけ均一に活性化光を当て続けることと、細胞を死
滅させる活性化酸素の細胞内濃度を、正常細胞内ではそ
の正常細胞の死亡率が許容限度内の非常に低い値にとど
まり、かつ癌細胞内ではその癌細胞の死亡率が１００％
近い値となるように照射光量を制御することである。

【０００９】患部に活性化光を当てるには、従来光ファ
イバを直接患部に挿入しその光ファイバを経由して活性
化光を送り込んでいた。しかしこの方法では、（ａ）治療中光ファイバを移動できないため、照射領
域、即ち治療範囲が非常に狭く限定されてしまう。（ｂ）光ファイバの先端から全方向に光を照射するため
には、その光ファイバの先端を、例えば円錐形にカット
する必要があり、加工が難しいため、光ファイバーが非
常に高価なものとなってしまう。（ｃ）治療を繰り返し行うにはその都度光ファイバを挿
入し直す必要があり、患者、医師とも負担が大きい。（ｄ）治療範囲が狭いので大きな癌や腫瘍を根治するこ
とは非常に難しい。（ｅ）治療前の光ファイバの消毒と、治療後の光ファイ
バの再消毒もしくは廃棄処理が必要で、光ファイバは普
通１ｍ以上の長さを必要とし複合素材なので消毒や廃棄
はかなり厄介であり、使い勝手が悪い。という問題がある。

【００１０】上記の事実に鑑み、本発明者らは、患部に
広範囲に活性化光を照射して大きな光治療の効果を上げ
ることができ使い勝手も良好な癌治療器を提案した（特
願平６−０５１９５０号参照）。以下、上記提案の内容
について説明する。図６は、上記提案にかかる癌治療器
の一例を示す模式的構成図である。

【００１１】この癌治療器１０には、使い捨てタイプの
チューブ１１が備えられており、その先端部１１ａが患
者の体内の癌ないし腫瘍のある患部に差し込まれる。こ
のチューブ１１は、例えばポリアセタールで作られてお
り、外径が約１ｍｍ程度のものである。またこの癌治療
器１０には、光ファイバ１２が備えられており、第１の
リール１３および第２のリール１４に巻回され、それぞ
れ固定具１３ａ，１４ａにより、第１のリール１３およ
び第２のリール１４に固定されている。光ファイバ１２
の、第２のリール１４側の先端部１２ａはチューブ１１
内に挿通され、チューブ１１の先端部１１ａにまで達し
ている。また光ファイバ１２の入射端１２ｂは、レーザ
光源１５に接続されている。レーザ光源１５からは、活
性化光として使用される波長のレーザ光が発せられ、光
ファイバ１２の入射端１２ｂから光ファイバ１２内に入
射される。このレーザ光源１５は、可変光量のレーザ光
を発することができるものであり、その光量は、図示し
ない制御回路により、時間の経過とともに可変される。
詳細については後述する。光ファイバ１２内に入射した
レーザ光はその光ファイバ１２の内部を伝搬し、チュー
ブ１１に挿通された先端から射出される。

【００１２】第１のリール１３は、トルクモータ１６の
軸１６ａと連結されており、トルクモータ１６により、
図示の矢印Ａ方向に付勢されている。また、第２のリー
ル１４には、雄ネジが刻設されたロッド１７が固定され
ており、そのロッド１７は、固定軸受１８と螺合し、カ
ップリング１９を介して可逆モータ２０の軸２０ａと連
結されている。固定軸受１８は、図示しない基体等に固
定されている。可逆モータ２０は、正転、逆転の双方の
回転が可能なモーターであり、図示しないガイド部材に
より、モータ本体の回転は阻止され、かつモータ全体が
前後（図６の左右）に移動自在にガイドされている。

【００１３】可逆モータ２０が正転すると、ロッド１７
が正転し、このロッド１７は固定軸受１８と螺合してい
るため、可逆モータ２０とともに前進し、第２のリール
１４を回転させながら前進させる。このとき、第２のリ
ール１４は、第１のリール１３に巻回された光ファイバ
１２を引っ張って第２のリール１４に巻回させ、一方光
ファイバ１２の先端部１２ａをチューブ１１内に押し込
みながら、その光ファイバ１２を、その光ファイバ１２
の長手方向を軸として正方向に回転させる。また、可逆
モータ２０が逆転すると、ロッド１７が逆転しながら後
退し、光ファイバ１２の、第２のリール１４に巻回され
ていた部分が巻き戻されて第１のリール１３に巻き取ら
れ、光ファイバ１２の先端部１２ａは逆方向に回転しな
がらチューブ１１から抜き取られる方向に移動する。可
逆モータ２０をコントロールする図示しない制御回路に
はタイマが備えられており、そのタイマがタイムアップ
するたびに可逆モータ２０が正転、逆転を繰り返し、こ
れにより、光ファイバ１２の先端部１２ａがチューブ１
１内で周期的な往復運動および回転運動を繰り返す。

【００１４】尚、ここでは、光ファイバ１２の先端部１
２ａに、往復運動と回転運動との双方を与える例を示し
たが、例えば固定軸受を取り外し、可逆モータ２０を固
定すれば光ファイバ１２の先端部１２ａは回転運動のみ
行なうことになり、また、固定軸受１８を取り外し、さ
らにカップリング１９に代えて可逆モータ２０の軸２０
ａの回転運動を直線運動に変換するギア構造等を介して
ロッド１７と可逆モータ２０の軸２０ａとを連結すれば
光ファイバ１２の先端部１２ａに、チューブの長手方向
への往復運動のみを与えることもできる。

【００１５】図６に示す癌治療器１０を使用するにあた
っては、患部に光増感剤を注入し、患部にチューブ１１
を差し込み、光ファイバ１２の先端部１２をチューブ内
に挿通し、所定の待機時間の経過を待って運転が開始さ
れる。図７は、患部３０に差し込まれたチューブ１１の
先端部１１ａと、そのチューブ１１に挿通された光ファ
イバ１２の先端部１２ａを示した部分拡大図である。

【００１６】チューブ１１の先端部１１ａのさらに先端
１１ｃは体液が内部に浸入しないように閉じており、こ
のチューブ１１の先端部１１ａに挿入された光ファイバ
１２の先端部１２ａのさらに先端には、図示のように斜
めにカットされた先端面１２ｃを有している。光ファイ
バ１２の内部を伝搬してきたレーザ光は、先端面１２ｃ
で反射されてチューブ１２の側面から射出され、患部３
０に照射される。

【００１７】図８は、光ファイバ１２の動きによるレー
ザ光の照射域の変化を示した図である。図８（Ａ）の状
態では患部３０の一部領域３０ａにレーザ光が照射さ
れ、光ファイバ１２の先端部１２ａが回転しながらチュ
ーブ１１から引き抜かれる方向に移動すると、図８
（Ｂ）に示すように患部３０の別の一部領域３０ｂにレ
ーザ光が照射され、光ファイバ１２の先端部１２ａがさ
らに回転，移動し、図８（Ｃ）の状態になると、患部３
０のさらに別の一部領域３０ｃにレーザ光が照射され
る。このようにして、光ファイバ１２の先端部１２ａが
チューブ１１内を往復，回転することにより、患部３０
の全領域に亘ってレーザ光がまんべんなく繰り返し照射
される。

【００１８】

【発明が解決しようとする課題】ところで、以上のよう
に構成された癌治療器を用いて治療を続けていると、レ
ーザ光に照射された患部、及びチューブの、光ファイバ
の先端が挿通された部分が熱をもち始める。そのままレ
ーザ光の照射を続けると患部の血液が凝固したり患部の
タンパク質が変質したりして、やがて患部の組織が炭化
する。炭化した組織は熱を吸収しやすくなり、且つ熱伝
導性も低下するため発熱が一層促進され悪循環状態に陥
る。この患部組織の変質は光照射密度の最も高いチュー
ブ近傍から始まるので、レーザ光の患部への浸透度を低
下させ、治療範囲を次第に狭くしてしまう。

【００１９】また、前述のような使い捨てタイプの、例
えばポリアセタール等で作られたチューブは耐熱性が低
いため、光ファイバの先端部の熱により溶融したり、変
質したりしやすく、極端な場合はチューブに孔があくこ
ともある。チューブに孔があくと、チューブ内に血液が
混入し、血液凝固や炭化が起こり光透過度が低下しレー
ザ光が通りにくくなるので治療効果が妨げられる。

【００２０】これらのことから、光源のレーザ出力を絞
って低出力のレーザ光を使用せざるを得ず、十分な治療
効果が挙げられないという問題がある。例えば、正常細
胞は、１平方センチメートル当たり０．２Ｗ，２００Ｊ
程度までの光量には耐え得るとされており、効果的な癌
治療のためには、単位面積あたりの光量をできるだけ上
げて治療を行う必要があるが、実際には、０．２Ｗ／ｃ
ｍ² 以上の光量ではチューブ周辺の組織が蓄熱し、組織
変性や炭化がおこり、光の組織透過性が低下するので、
レーザー光源の出力を下げて治療せざるを得ない。

【００２１】そのため、できるだけ高出力のレーザ光を
用いて高い治療効果を挙げることのできる癌治療器が切
望されている。本発明は、上記の事情に鑑み、高出力の
レーザ光を用いることのできる光治療法による癌治療器
を提供することを目的とする。

【００２２】

【課題を解決するための手段】上記の課題を解決する本
発明の癌治療器は、被治療体内に差し込まれるチューブ
と、先端側が上記チューブ内に配置される光ファイバと
を備えたカテーテル型の挿通体、及び所定の活性化光を
発光し、その活性化光を光ファイバに入射する光源を具
備する癌治療器であって、上記チューブが、そのチュー
ブ内に挿通された光ファイバの先端が配置される部分を
冷却する冷却手段を備えたことを特徴とする。

【００２３】ここで、上記冷却手段が、上記チューブ内
に冷却媒体を供給すると共に供給された冷却媒体を回収
するものであることが好ましい。また、上記冷却媒体
が、２５度Ｃ以上８０度Ｃ以下の沸点を有する液体であ
ることも好ましい。また、上記冷却手段が、少なくとも
２種類の導体により構成された異種導体接合部と、その
異種導体接合部に電流を供給する電源部とを備え、その
異種導体接合部に流れる電流によるペルチエ効果により
上記チューブ内に挿通された光ファイバの先端が配置さ
れる部分を冷却するものであることも好ましい態様であ
る。

【００２４】なお、本発明の癌治療器においては、前記
チューブ内に挿通された光ファイバが前記チューブ内で
往復運動及び／又は回転運動するものであってもよい。

【００２５】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態につい
て説明する。図１は、本発明の癌治療器の第１の実施形
態を示す模式図である。図１（ａ），（ｂ）には、先端
部１１ａが閉じられたチューブ１１と、先端部１２ａが
チューブ内１１に配置される光ファイバ１２と、チュー
ブ１１の先端部１１ａに冷却媒体５０を供給する冷却媒
体供給パイプ４０とを備えたカテーテル型の挿通体８０
の横断面及び縦断面が示されている。冷却媒体供給パイ
プ４０及びその中に供給される冷却媒体５０とによりチ
ューブ１１の先端部１１ａを冷却する冷却手段が構成さ
れる。

【００２６】このようなカテーテル型の挿通体８０のう
ち、先ず、チューブ１１を被治療体の患部３０まで差し
込み、次いで、チューブ１１の先端部１１ａに光ファイ
バ１２の先端部１２ａが挿通される（図７参照）。冷却
媒体５０は冷却媒体供給パイプ４０からチューブ１１の
先端１１ａに供給され、チューブ１１の先端部１１ａ付
近において熱伝導により患部３０（図７参照）及びチュ
ーブ１１の先端部１１ａの熱を奪うことにより、患部３
０及びチューブ１１の先端部１１ａを冷却した後、チュ
ーブ１１の先端部１１ａ付近からチューブ１１内の空所
１１ｆを経由し、チューブ１１の後端部（図示せず）か
ら回収される。

【００２７】冷却媒体５０は、液体または気体の流動性
のよい物質であればいずれの物質でもよいが、冷却効率
の見地から、なるべく熱伝導率の高い物質であることが
望ましい。図２は、本発明の癌治療器の第２の実施形態
を示す模式図である。図２には、患部３０内に差し込ま
れたチューブ１１と、先端側がチューブ１１内の患部３
０に対応する位置に配置された光ファイバ１２とを備え
たカテーテル型の挿通体８０が示されている。チューブ
１１は、図１に示されたチューブ１１の先端部１１ｃが
閉じており、その閉じた先端部１１ｃが患部３０（図７
参照）の部位まで差し込まれるのとは異なり、図２に示
すように、チューブ１１の両端が開いていて患部３０内
を貫通する。

【００２８】チューブ１１にはチューブ１１内に液体ま
たは気体の冷却媒体５０を供給するためのチューブ１１
の分岐部１１ｂを有しており、分岐部１１ｂから供給さ
れた冷却媒体５０は矢印Ａ−Ａ’方向に流れ、チューブ
１１及びチューブ１１に接する患部３０を冷却した後、
向かって左方向に延びたチューブ１１の先端部（図示せ
ず）から回収される。

【００２９】このようなチューブ１１を用いて、チュー
ブ１１内の冷却媒体５０の流れの方向を一方向のみとす
ることにより、冷却媒体５０の流れが円滑となり冷却効
果が高められる。また、こうすることにより、図１に示
したような冷却媒体供給パイプ４０が不要となり、チュ
ーブ１１の太さを細くすることができるので、患者の負
担を減らすことができる。

【００３０】図３は、本発明の癌治療器の第３の実施形
態を示す模式図である。図３には、チューブ１１内に液
体の冷却媒体５０ａを供給するためのチューブ１１の分
岐部１１ｂ及び気化された冷却媒体５０ｂをチューブ１
１外に排気するためのチューブ１１の分岐部１１ｄを有
する、先端部１１ａが閉じたチューブ１１と、先端部１
２ａがチューブ内１１に配置されレーザ光１５を患部に
放射する光ファイバ１２とを備えたカテーテル型の挿通
体８０が示されている。

【００３１】このような挿通体８０が、図３に示すよう
に、チューブ１１の分岐部１１ｂ，ｄを上にし、チュー
ブ１１の先端部１１ａを下にした姿勢でチューブ１１の
先端部１１ａが患部３０内に差し込まれる。液体の冷却
媒体５０ａがチューブ１１の分岐部１１ｂから供給され
ると、冷却媒体５０ａはチューブ１１内に一旦貯留され
る。冷却媒体５０ａは、光ファイバ１２の先端部１２ａ
から照射された光により熱せられた、チューブ１１の周
囲の患部３０からの熱により加熱されて気化し、気化す
る際の気化の潜熱によりチューブ１１を介して患部３０
を冷却する。気化して気体となった冷却媒体５０ｂはチ
ューブ１１の管内を上昇し、チューブ１１の分岐部１１
ｄから系外に排気される。

【００３２】冷却媒体５０ａとしては、２５度Ｃ以上８
０度Ｃ以下の沸点を有する液体が用いられる。沸点を２
５度Ｃ以上としたのは、常温で液体である方が取り扱い
やすいからであり、沸点を８０度Ｃ以下としたのは、８
０℃以下であれば、通常、チューブ１１に用いられるポ
リアセタール等のプラスチック材料が変質することがな
いからである。

【００３３】このような冷却媒体として、例えば、表１
に示すような物質を挙げることができる。

【００３４】

【表１】

【００３５】なお、図２のように、チューブ１１が患部
３０内を貫通して延びた構造の挿通体８０を用い、上記
図３のように液体の冷却媒体の気化の潜熱を利用した冷
却を行わせるようにしてもよい。図４は、本発明の癌治
療器の第４の実施形態を示す模式図であり、図４（ａ）
はその縦断面、図４（ｂ）は図４（ａ）のＡ−Ａ’断
面、また図４（ｃ）は図４（ａ）のＢ−Ｂ’断面を示
す。

【００３６】図４に示すように、カテーテル型の挿通体
８０は、光ファイバ１２と、光ファイバ１２を取り巻く
導体チューブ９０と、導体チューブ９０全体を取り巻く
チューブ１１と、異種導体接合部９６及び異種導体接合
部９７に直流電流を供給する電源部９９とを備えてい
る。導体チューブ９０は、チューブ１１の先端部１１ａ
近傍に設けられた吸熱用の異種導体接合部９７と、チュ
ーブ１１の後端部１１ｅに設けられた発熱用の異種導体
接合部９６と、異種導体接合部９７と異種導体接合部９
７との間の長く延びた中間部９８とから成る。

【００３７】従来から、少なくとも２種類の導体により
構成された異種導体接合部に直流電流を流すことによ
り、異種導体接合部において、ジュール熱以外の、熱の
発生または吸収が起きる現象はペルチエ効果としてよく
知られている。本実施形態における冷却手段は、このペ
ルチエ効果を癌治療器のチューブの先端部の冷却に応用
したものである。

【００３８】即ち、発熱用の異種導体接合部９６は、図
４（ｂ）に示すように、光ファイバ１２の周囲が、それ
ぞれが円筒を２つ割りにした形状のＮ型半導体９４及び
Ｐ型半導体９５により囲繞され、Ｎ型半導体９４はＮ型
半導体９４と電気的に接合された第１の導体９１により
囲繞され、Ｐ型半導体９５はＰ型半導体９５と電気的に
接合された第３の導体９３により囲繞された形状に構成
される。

【００３９】一方、吸熱用の異種導体接合部９７は、図
４（ｃ）に示すように、光ファイバ１２の周囲が、それ
ぞれが円筒を２つ割りにした形状のＮ型半導体９４及び
Ｐ型半導体９５により囲繞され、それらＮ型半導体９４
及びＰ型半導体９５はＮ型半導体９４及びＰ型半導体９
５と電気的に接合された第２の導体９２により囲繞され
た形状に構成される。

【００４０】なお、導体チューブ９０の中間部９８は、
光ファイバ１２の周囲を囲繞する、それぞれが円筒を２
つ割りにした形状のＮ型半導体９４及びＰ型半導体９５
により形成される。このように構成されたカテーテル型
の挿通体８０の、吸熱用の異種導体接合部９７が患部内
に位置し、発熱用の異種導体接合部９６が患者の体外に
位置するよう、カテーテル型の挿通体８０が患者の体内
に差し込まれる。

【００４１】その状態で、光ファイバ１２の先端部１２
ａからレーザ光１５が患部に照射されると共に、異種導
体接合部９６及び異種導体接合部９７に電源部９９から
の直流電流が矢印Ｃ方向に供給されると、電流は電源正
極より、導体９１、Ｎ型半導体９４、導体９２、Ｐ型半
導体９５、導体９３、電源負極の順に流れ、吸熱用の異
種導体接合部９７は異種導体接合部９７周辺の熱を吸収
し、一方、発熱用の異種導体接合部９６は吸熱用の異種
導体接合部９７が吸収した熱を体外に放出する。このよ
うにして患部及びチューブ１１の先端部が冷却される。

【００４２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の癌治療器
によれば、カテーテル型の挿通体を構成するチューブに
備えられた冷却手段が、チューブ内に挿通された光ファ
イバの先端部を冷却し、光ファイバの先端部から照射さ
れるレーザ光により発生する患部及びチューブの先端部
の熱を吸収するため、熱による患部及びチューブの変質
及び炭化が防止される。そのため、治療に必要な高出力
のレーザ光を用いて効果的な治療を行うことのできる癌
治療器を得ることができる。

【００４３】また、上記の冷却手段を、チューブ内に挿
通された光ファイバの先端部に冷却媒体を供給すると共
に、供給された冷却媒体を回収するものとした場合は予
め冷却しておいた冷却媒体を連続的に先端部に供給する
ことができるので、効果的な冷却が可能となり、高出力
のレーザ光を用いて効果的な治療を行うことのできる癌
治療器を得ることができる。

【００４４】また、上記の冷却媒体を、２５度Ｃ以上８
０度Ｃ以下の沸点を有する液体とした場合は、液体の気
化の潜熱を利用することができるので、熱伝導のみを利
用する場合より効果的な冷却が可能となり、高出力のレ
ーザ光を用いて効果的な治療を行うことのできる癌治療
器を得ることができる。また、上記の冷却手段を、異種
導体接合部に流れる電流によるペルチエ効果を利用する
ものとした場合は、冷却媒体を供給する必要がなくなる
ので、設備が簡単で、且つ操作の容易な癌治療器を得る
ことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の癌治療器の第１の実施形態を示す模式
図である。

【図２】本発明の癌治療器の第２の実施形態を示す模式
図である。

【図３】本発明の癌治療器の第３の実施形態を示す模式
図である。

【図４】本発明の癌治療器の第４の実施形態を示す模式
図である。

【図５】光増感剤を体内に注入した時点を起点とした経
過時間に対する、細胞内に残存する光増感剤の相対濃度
の一例を表したグラフである。

【図６】癌治療器の一例を示す模式的構成図である。

【図７】患部３０に差し込まれたチューブの先端部と、
そのチューブに挿通された光ファイバの先端部を示した
部分拡大図である。

【図８】光ファイバの動きによるレーザ光の照射域の変
化を示した図である。

【符号の説明】

１０癌治療器１１チューブ１１ａ，１１ｃチューブの先端部１１ｂ，ｄチューブの分岐部１１ｅチューブの後端部１１ｆチューブ内の空所１２光ファイバ１２ａ光ファイバの先端部１２ｂ光ファイバの入射端１２ｃ光ファイバの先端面１２ｅ光ファイバの後端部１３，１４リール１３ａ，１４ａ固定具１５レーザ光源１６トルクモータ１６ａ軸１７ロッド１８固定軸受１９カップリング２０可逆モータ２０ａ軸３０患部３０ａ，３０ｂ患部の一部領域４０冷却媒体供給パイプ４０ａ冷却媒体供給パイプの先端部５０冷却媒体５０ａ液体の冷却媒体５０ｂ気体の冷却媒体８０カテーテル型の挿通体９０導体チューブ９１，９２，９３導体９４Ｎ型半導体９５Ｐ型半導体９６異種導体接合部（発熱用）９７異種導体接合部（吸熱用）９９直流電源

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被治療体内に差し込まれるチューブと、
先端側が前記チューブ内に配置される光ファイバとを備
えたカテーテル型の挿通体、及び所定の活性化光を発光
し、該活性化光を前記光ファイバに入射する光源を具備
する癌治療器であって、前記チューブが、該チューブ内に挿通された光ファイバ
の先端が配置される部分を冷却する冷却手段を備えたこ
とを特徴とする癌治療器。
【請求項２】前記冷却手段が、前記チューブ内に冷却
媒体を供給すると共に供給された冷却媒体を回収するも
のであることを特徴とする請求項１記載の癌治療器。
【請求項３】前記冷却媒体が、２５度Ｃ以上８０度Ｃ
以下の沸点を有する液体であることを特徴とする請求項
２記載の癌治療器。
【請求項４】前記冷却手段が、少なくとも２種類の導
体により構成された異種導体接合部と、該異種導体接合
部に電流を供給する電源部とを備え、該異種導体接合部
に流れる電流によるペルチエ効果により前記チューブ内
に挿通された光ファイバの先端が配置された部分を冷却
するものであることを特徴とする請求項１記載の癌治療
器。