JP2005312950A - エネルギー照射用医療器具および医療用エネルギー照射装置 - Google Patents

エネルギー照射用医療器具および医療用エネルギー照射装置 Download PDF

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Abstract


【課題】 前立腺肥大症などの加熱治療時における生体組織の温度を精度良く測定することができる医療用エネルギー照射装置を提供する。
【解決手段】 温度センサの温度測定部は、温度測定素子の上下面に電極が配置され、電極の上下面に薄膜基板が配置され、薄膜基板の上下面にはレーザ光遮光板が配置された構造となっている。電極１１−４Ａと温度測定素子とは導電性接着剤で接着固定されているが、電極１１−４Ｂと温度測定素子とは導電性接着剤で接着固定されていない。そのため温度センサを挿入部の中空筒体に接着する時に温度測定部が円弧状に曲がろうとして電極１１−４Ｂに引張応力が発生すると、発生応力に応じて位置を変えられるので、温度センサの長さ調節を行うことができる。そのため温度センサの破損を防止できる。
【選択図】図７Ｂ

Description

本発明は、エネルギーを生体組織に照射して、生体組織の治療または診断を行う医療用エネルギー照射装置およびそれに用いられるエネルギー照射用医療器具に関し、例えば、医療用エネルギー照射装置の生体内に挿入される挿入部に配置され、治療中にエネルギーが照射される生体温度を生体に穿刺することなく精度よく測定する温度センサーを用いられる医療用エネルギー照射装置およびそれに用いるエネルギー照射用医療器具に関する。
体腔を利用し、あるいは小切開して生体内に長尺状の挿入部を挿入し、挿入部から病変を含む生体組織にレーザ光、マイクロ波、ラジオ波、超音波等のエネルギーを照射して、その病変部位の組織または病変部位を含む周辺組織を熱的に変性、壊死、凝固、焼灼あるいは蒸散させる医療用エネルギー照射装置が知られている。
医療用エネルギー照射装置は、一般には生体組織の表層またはその近傍に位置する病変部位にエネルギーを直接照射して治療するものであるが、前立腺における前立腺肥大症、前立腺癌、または前立腺炎などの生体組織の深部に位置する病変部位の加熱治療にも利用されている。
例えば、特表平６−５１０４５０号公報では、レーザ照射によって、腫瘍又は前立腺の一部の組織を凝固・縮小する方法を提案する技術が開示されている。この技術は、バルーン内に冷却液を注入することによって、バルーンに接する尿道表面は加熱せず、内部の腫瘍又は前立腺のみを加熱するものである。この技術では、固定されたレーザ光照射部からレーザ光が照射されるため、尿道表面を加熱しないためには、低出力で照射せざるを得ず、必然的に照射時間が長くなる不便さがあった。また、特表平６−５１０４５０号公報のバルーンカテーテル中には、尿道組織の温度を監視するために前立腺尿道中間位置に当たるバルーン内部に熱電対を設けて尿道温度を監視している。しかし、この熱電対はバルーン内部に配置され、尿道に直接接していないことやバルーン内部には冷却水が循環していることなどからこの熱電対によって測定される温度は前立腺尿道の温度を正確に測定していないと思われる。そこで、米国特許第５９６４７９１号公報には、温度センサを前立腺内部に穿刺して尿道の温度を正確に測定する方法（直接測定法）が示されている。
また、特開２００１−４６３９６号公報では、加熱治療装置の一例として尿道内にレーザ光を導光して前立腺肥大症を治療するレーザ光照射装置が開示されている。このレーザ光照射装置のレーザ光照射部は連続的に移動し、照射されるレーザ光の方向はたえず変化するが、レーザ光は常に照射目標部位に集中する構成となっているので、照射目標部位は高温に加熱され照射目標部位以外の周辺組織は、低温に保持することができる。そのため照射目標部位が生体組織の深部に位置する場合でも、レーザ光照射部と照射目標部位との間にある生体組織の損傷を極力低減することができる。
このレーザ光照射装置を用いた前立腺肥大症の治療手順を説明すると、まず、医師は、患者の尿道にレーザ光照射装置の挿入部を挿入する。この挿入部の内部には、レーザ光発生部で発生したレーザ光が光ファイバによって導かれ、光ファイバ先端部から出射されるレーザを反射面で反射するレーザ光照射部、内視鏡、レーザ光照射部を冷却する冷却水の入出力管などが挿入されている。次に、医師は、挿入部に設置されている観察用の窓から挿入部に挿入された内視鏡を用いて尿道を観察しながらレーザ光照射部の位置決めをし、レーザ光を照射目標部位に向け照射する。
特表平６−５１０４５０号公報 米国特許第５９６４７９１号公報 特開２００１−４６３９６号公報
上記説明した加熱治療装置において、治療状況を監視するために治療部位の温度測定が必要である。例えば、治療部位（レーザ光の照射目標部位）が生体組織の深部に位置する場合の温度測定方法としては、温度センサーを生体組織中に穿刺して直接深部の温度を測定する方法（直接測定法）と、温度センサーを治療部位の真上にある生体表層に接触させて生体表層温度を精度良く測定しその測定温度に基づいて深部の温度を推定する方法とがある。
直接測定法は、治療部位の温度を正確に測定することができるが、穿刺により生体を傷つけるため出血や感染症の副作用を招き、入院日数が増加するなどの問題点がある。そのためエネルギー照射による治療中に生体表面温度を精度良く測定することにより生体組織の深部温度の推定精度を高める技術の登場が待たれていた。
ここで、生体表面温度を精度良く測定するための課題について説明する。従来知られている温度センサーは、サーミスタなどの温度測定素子を２本のリード線に接続し、これらが絡まないように保護管に入れて使用している。しかしながら、保護管を設置すると生体への挿入部を太くすることになり患者への負担を増大させる。またリード線を用いているためサーミスタなどの設置位置にばらつきが生じ、正確な温度測定をすることができない。
一方で、挿入部内部に温度測定素子とリード線を配置することが考えられる。しかしながら、エネルギー出射や挿入部が接触する生体を冷却するために冷却水を挿入部内に循環しているエネルギー治療装置では、挿入部内部に温度測定素子を配置すると、温度測定素子が冷却水の影響を受ける。そのため、冷却水の影響を少なくして精度良く生体表面温度を測定できる温度センサが望まれていた。
この解決方法として、挿入部の外表面に温度測定素子とリード線とを取り付けることが考えられるが、この場合には、下記の課題を解決する必要がある。
・冷却水の影響を排除する
・温度測定素子を設置位置に容易にかつ精度よく取付けられる
・取付け時に導線部が破損せず温度測定素子の電気的結合が維持される
・挿入部を生体に挿入する時に生体を傷つける突出を挿入部表面に生じない
・照射されるエネルギーを直接受ける影響を排除する。
本発明は、上記説明した従来技術の問題点を解決することを出発点としてなされたものであり、その目的は、医師が医療用エネルギー照射装置を用いて前立腺肥大症、前立腺癌などの加熱治療を行う際に、単純で安価に製造可能な構造でありながら、加熱治療時における生体組織の温度を精度良く測定することができる医療用エネルギー照射装置およびそれに用いられるエネルギー照射用医療器具を提供することである。
上記目的を達成するための本発明に係る一実施形態のエネルギー照射用医療器具は、以下の構成を有する。すなわち、生体内に挿入される挿入部と、前記挿入部に配置される温度センサと、前記挿入部にエネルギーを生体組織に向けて照射するエネルギー照射窓とを有するエネルギー照射用医療器具であって、前記温度センサは、屈曲可能な薄膜基板と、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線と、前記少なくとも第１および第２導線に電気的に結合している温度測定部とを有し、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されていることを特徴とする。
ここで例えば、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内の周辺部に配置されていることが好ましい。
ここで例えば、前記温度測定部は、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線にそれぞれ接着され電気的に結合している第１および第２電極と、略板状の金属酸化物からなるサーミスタ素子と、を有し、前記第１および第２電極が前記サーミスタ素子と電気的に結合していることが好ましい。
ここで例えば、前記サーミスタ素子は、Ｍｎ，Ｃｏ，Ｎｉ，Ｆｅを含む遷移金属酸化物からなることが好ましい。
ここで例えば、前記第１電極上に前記サーミスタ素子の第１面上が配置され、前記第１電極は前記サーミスタ素子に接着されかつ電気的に結合し、前記サーミスタ素子の第１面に対向する第２面上に前記第２電極が配置され、前記第２電極は前記サーミスタ素子と接着されてはいないが電気的に結合していることが好ましい。
ここで例えば、前記屈曲可能な薄膜基板を折り曲げることにより前記サーミスタ素子の第１の面に対向する第２の面上に前記第２の電極が配置されることが好ましい。
ここで例えば、前記薄膜基板は前記エネルギー照射窓の外側であって前記挿入部の長手方向に沿って配置されることが好ましい。
ここで例えば、前記挿入部を被覆する外層チューブを更に有し、前記挿入部の外表面を前記外層チューブで被覆後、被覆した外層チューブを熱収縮させることにより前記サーミスタ素子と前記第２の電極とを圧接し電気的に結合させることが好ましい。
ここで例えば、前記サーミスタ素子を前記エネルギーから遮光する金属薄膜を更に有することが好ましい。
ここで例えば、前記金属薄膜は前記薄膜基板上に形成されており、前記薄膜基板を折り曲げることによって前記金属薄膜が前記サーミスタ素子を被覆することが好ましい。
ここで例えば、前記挿入部は、中空筒体と、前記中空筒体の側壁にエネルギー照射窓を形成する開口部とを有することが好ましい。
ここで例えば、前記中空筒体には、前記開口部を覆う透光性の樹脂フィルムが貼付されていることが好ましい。
ここで例えば、前記樹脂フィルムには目盛りが付されていることが好ましい。
ここで例えば、前記樹脂フィルムを被覆する外層チューブを更に有することが好ましい。
ここで例えば、前記薄膜基板上には使用者が生体に挿入した長さを読みとれる深度マーカが形成されていることが好ましい。
ここで例えば、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内の周辺部に配置されており、前記温度センサは前記挿入部の上の異なる位置に複数個配置されていることが好ましい。
上記目的を達成するための本発明に係る一実施形態のエネルギー照射用医療器具は、以下の構成を有する。すなわち、ここで例えば、生体内に挿入される挿入部と、前記挿入部に配置される温度センサと、前記挿入部にエネルギーを生体組織に向けて照射するエネルギー照射窓とを有するエネルギー照射用医療器具であって、前記温度センサは、屈曲可能な薄膜基板と、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線と、前記少なくとも第１および第２導線に電気的に結合している金属薄膜抵抗体を含む温度測定部とを有し、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されていることを特徴とする。
ここで例えば、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内を透過する前記エネルギーの照射幅よりも大きい範囲に配置されていることが好ましい。
ここで例えば、前記金属薄膜抵抗体は、Ａｌ，Ｐｔ，Ｔｉ，Ｗ，Ｎｉ，Ａｇ，ＡｕおよびＣｕを含む金属のうちの１つの金属または合金によって形成されることが好ましい。
ここで例えば、前記第１および第２電極は金属薄膜であり、前記金属薄膜は、前記金属薄膜抵抗体と同じ材料によって形成されていることが好ましい。
ここで例えば、前記金属薄膜抵抗体および第１および第２電極は、Ａｌであることが好ましい。
ここで例えば、前記金属薄膜抵抗体および第１および第２電極は、前記薄膜基板上にＡｌを蒸着することによって形成されることが好ましい。
ここで例えば、前記薄膜基板は、前記エネルギーを透過する透光性樹脂によって形成されることが好ましい。
ここで例えば、前記透光性樹脂が、ポリエステル、ポリカーボネイト、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）のうちのいずれかであることが好ましい。
ここで例えば、前記金属薄膜抵抗体が前記エネルギー照射窓を被覆する範囲は、前記エネルギーの照射径よりも大きく前記エネルギー照射窓の幅よりも小さいことが好ましい。
ここで例えば、前記金属薄膜抵抗体は、幅が１０〜２０μｍ、長さが５０〜１００ｍｍの細線によって形成されていることが好ましい。
ここで例えば、前記細線は、Ａｌによって形成され、抵抗が１００〜１０００Ωであることが好ましい。
上記目的を達成するための本発明に係る一実施形態の医療用エネルギー照射装置は、以下の構成を有する。すなわち、生体内に挿入される挿入部と、前記挿入部の上に配置される温度センサと、前記挿入部にエネルギーを生体組織に向けて照射するエネルギー照射窓とを有する医療用エネルギー照射装置であって、前記温度センサは、屈曲可能な薄膜基板と、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線と、前記少なくとも第１および第２導線に電気的に結合している温度測定部とを有し、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されており、前記温度センサによって測定された温度に基づいて前記エネルギーが照射される生体組織の表面最高温度を推定する表面最高温度推定手段を有することを特徴とする。
ここで例えば、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内の周辺部に配置されており、前記温度測定部は、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線にそれぞれ接着され電気的に結合している第１および第２電極と、略板状の金属酸化物からなるサーミスタ素子と、を有し、前記第１および第２電極が前記サーミスタ素子と電気的に結合していることを特徴とする。
ここで例えば、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されており、前記温度測定部は、前記薄膜基板上に形成され、前記少なくとも第１および第２導線にそれぞれ接着され電気的に結合している第１および第２電極と、前記第１および第２電極に接着され電気的に結合している金属薄膜抵抗体と、を有することが好ましい。
ここで例えば、前記温度センサによって測定された温度に基づいて前記エネルギーが照射される生体組織の深部温度を推定する深部温度推定手段を更に有することが好ましい。
ここで例えば、前記温度センサによって測定された温度に基づいて、前記生体組織に向けて照射するエネルギーを制御する制御手段を更に有することが好ましい。
ここで例えば、前記挿入部内部に配置され、前記レーザ光を反射面で反射して前記照射窓を介して生体組織に向けて照射する照射手段と、前記照射手段を前記挿入部の長手方向に沿って往復移動させる移動手段と、前記照射手段の照射角度を変化させる変更手段と、を更に有し、前記温度センサによって測定された温度に基づいて、前記照射手段の前記往復運動が前記移動手段によって正常に制御されているか否かを判断する判断手段を更に有することが好ましい。
ここで例えば、前記エネルギーはレーザ光であることが好ましい。
本発明によれば、単純で安価に製造可能な構造でありながら加熱治療時における生体組織の温度を精度良く測定することができる医療用エネルギー照射装置およびそれに用いられるエネルギー照射用医療器具を提供することができる。そのため、医師は前立腺肥大症などの加熱治療を行う際に、加熱治療中の生体組織の温度を正確に監視することによってより安全に加熱治療を行うことができる。
以下に図面を参照して、本発明に係る好適な実施の形態を説明する。
＜第１の実施形態＞
以下の説明では、本実施形態の医療用エネルギー照射装置を適用する一例として、前立腺肥大症の加熱治療に用いる場合を説明するが、本発明の医療用エネルギー照射装置は前立腺肥大症の加熱治療に限定されるものではない。また、加熱治療に使用するエネルギーの一例としてレーザ光を用いて説明するが、エネルギーはレーザ光に限定される必要はなく、エネルギーとして例えば、マイクロ波、ラジオ波などの電磁波あるいは超音波、音波などの弾性波を使用しても良い。
レーザ光としては、発散光、平行光、或は収束光を使用することができるし、レーザの光路途中に、レーザ光を収束光にする光学系を設けてもよい。また、使用されるレーザ光は、生体の深部まで到達できるものであれば特に限定されないが、波長としては５００〜２６００ｎｍが好ましく、より好ましくは７５０〜１３００ｎｍ、又は１６００〜１８００ｎｍが好ましい。このようなレーザ光の発生手段としては、例えば、Ｈｅ−Ｎｅレーザ等の気体レーザ、Ｎｄ−ＹＡＧレーザなどの固体レーザ、ＧａＡｌＡｓレーザ等の半導体レーザを使用することができる。
［医療用エネルギー照射装置：図１］
図１は、本実施の形態の前立腺肥大症の加熱治療を行うための医療用エネルギー照射装置１０のシステム構成図である。
本医療用エネルギー照射装置１０は、側射式のレーザ光照射装置であり、体腔Ｕ（例えば、尿道）に挿入される挿入部１０３を有するアプリケータ１１０を備えている。アプリケータ１１０の先端部に配置される挿入部１０３の外径は、体腔内に挿入可能であれば特に限定されないが、２〜２０ｍｍ程度が好ましく、３〜８ｍｍがより好ましい。
この挿入部１０３の内部には、挿入部１０３の長手方向に往復運動可能なレーザ光照射部２０が配置されており、光ファイバ１２により導光されその先端部より出射するレーザ光は、レーザ光照射部２０で反射され、挿入部１０３の側壁にレーザ光を透過するように設けられたレーザ光照射窓から生体組織Ｔ中の照射目標部位Ｔ−１に向けて照射される。
レーザ光照射部２０は、往復移動部材２３（図２）を介してアプリケータ１１０の基端部に配置される駆動ユニット１５０に連結されており、往復移動部材２３を挿入部１０３の長手方向に移動することにより、図中の矢印で示す方向にレーザ光照射部２０の往復運動が可能となる。
駆動ユニット１５０は、モータ１８８の回転運動を往復運動に変換するカム機構（図示せず）を有しており、モータ１８８が回転することによりレーザ光照射部２０を挿入部１０３の長手方向に往復運動させる。
アプリケータ１１０中には、挿入部１０３に連通した冷却液循環用の複数のルーメン（図示せず）が設けられており、これらのルーメンは、冷却液循環部１０４の冷却液送りチューブ１８５と冷却液戻りチューブ１８６に接続されている。この冷却水は、挿入部１０３の内部に供給されレーザ光照射部２０を冷却して、レーザ光照射部２０の過熱を防止すると共に、挿入部１０３の壁を介して挿入部１０３と接触する体腔Ｕの表面を冷却し、レーザ光の照射によって加熱される正常な生体組織の損傷を防止する。
冷却液循環部１０４は、制御部１０６の制御信号に基づいて、設定された流量の冷却液をアプリケータ１１０を介して挿入部１０３に送り出す。冷却液温度調整器１０５は、制御部１０６の制御信号に基づいて、冷却液を加熱又は冷却して温度調節を行う。モータ１８８は、制御部１０６の制御信号に基づいて、設定された回転数で回転運動する。
制御部１０６は、入力手段としての操作部１０８、入力情報や装置情報を表示する表示部１０７、各部を制御する制御部（図示せず）各種情報の記憶部（図示せず）および各種情報の入出力部（図示せず）を備えている。
レーザ光による前立腺の照射目標部位Ｔ−１（ターゲットポイント）の加熱治療時には、冷却液循環部１０４から冷却液送りチューブ１８５を介して冷却液が挿入部１０３に供給され、モータ１８８が回転し、レーザ光発生部２が作動する。
発生したレーザ光は挿入部１０３の内部に配置されているレーザ光照射部２０で反射され、レーザ光照射窓部を通り照射目標部位Ｔ−１に向かって照射される。このとき、レーザ光照射部２０は２〜１０Ｈｚ、好ましくは３〜９Ｈｚの周期で軸方向に往復運動しながら照射角度を変化させるが、レーザ光の光路は全て照射目標部位Ｔ−１で交差するため、照射目標部位Ｔ−１は、連続的にレーザ光の照射を受け発生する熱量が多くなるため、高温となり、効果的な加熱治療を行うことができる。一方、体腔Ｕの表層は、レーザ光の照射が間欠的であり発生する熱量も少なく、また表層は挿入部１０３内部に供給される冷却水によって冷却されているためレーザ光の加熱の影響から保護される。
［挿入部：図２、３、４］
次に、挿入部１０３について説明する。図２は、挿入部１０３の断面図であり、図３は図２の内部構成を示した外観斜視図であり、図４は中空筒体１４上に配置される温度センサーの一例を説明する図である。
挿入部１０３は、ステンレス鋼などの硬質のパイプ材料によって形成される長尺状の中空筒体１４を基部とし、中空筒体１４の側面側には開口部１５が形成され、開口部１５に、目盛付窓シールを貼付してレーザ光照射窓１７として使用する。中空筒体１４上には温度測定部１１−１、導線部１１−２、薄膜基板１１−３より構成される温度センサ１１が配置される。中空筒体１４の外周面全体またはその一部は必要に応じてレーザ透過性の良好な外装チューブ１６により被覆される。挿入部１０３の中空筒体１４の先端には、キャップ３０が密閉状態で固定されており、このキャップ３０には、挿入部１０３を体腔Ｕへ挿入する時に、前方を観察するための光透過性の前方窓３２が設けられている。
挿入部内部には、内部空間を規定する一対の壁部材４０，４１が設置されており、さらに、反射面２１を有するレーザ光照射部２０、レーザ光照射部２０を支持する往復移動部材２３、往復移動部材２３を挿入部１０３の長手方向に往復移動可能とするモノレールパイプ２５、レーザ光照射部２０によって反射されるレーザ光が常に照射目標部位を照射するようにレーザ光照射部２０の角度を変更する非平行溝４２および生体組織を観察するための内視鏡６、冷却水ルーメンなどが配置されている。なお、レーザ光照射部２０は、光ファイバ１２の先端に固定された往復移動部材２３の左右側面に固定された一対の回転部２７によって回転自在に支持され、レーザ光照射部２０の左右側面に形成された一対の突起２６は、壁部材４０，４１に設けられた一対の非平行溝４２に摺動可能に嵌合しており、非平行溝４２は、挿入部１０３の長手方向と非平行となっている。
以下、主要な構成要素について説明する。
［レーザ光照射窓：図５，６］
図５，６は、目盛付ガラス１９Ａ，１９Ｂまたは目盛付窓シール１８を用いてレーザ光照射窓１７を形成し、次に温度センサ１１を中空筒体１４上に配置する方法の一例を示した図である。
目盛り付ガラス１９Ａまたは１９Ｂは、薄板ガラスを加熱によるプレス加工で円弧型に加工し、目盛り１８Ａをガラス表面に形成して得られるものである。目盛り１８Ａは、レーザ光の照射位置の決定などに使用されるものであり、レーザ光の光路を阻害しない位置にレーザ光を吸収しにくい色を用いて印刷等で形成される。
目盛り付ガラス１９Ａまたは１９Ｂを開口部１５に固定する場合には、図５（ａ）の（１）に示すように目盛り付ガラス１９Ａの淵部に接着剤を塗布して開口部１５の上部からはめ込んで接着固定するか、図５（ｂ）の（１）’に示すように目盛り付ガラス１９Ｂの淵部に接着剤を塗布して中空筒体１４に挿入し、内部より開口部１５に目盛り付ガラス１９Ｂをはめ込んで接着固定する。
温度センサ１１を図４の位置に固定するには、まず接着剤が塗布された膜絶縁基板１１−３を中空筒体１４の所定位置に接着してから図５（ａ）の（３）に示すように外層チューブ１６を中空筒体１４にかぶせ、外層チューブ１６を熱収縮させて収縮した外層チューブ１６で温度センサ１１を圧接することにより固定する。
一方、目盛り付窓シール１８で開口部１５をシールする場合には、図６に示すように予め裏面に接着剤が塗布されている目盛り付窓シール１８を開口部１５の上部から接着固定する。目盛り付窓シールの材料は、無色透明でレーザ光を透過し易い、ポリエステル、ポリカーボネイト、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等の表面が平滑な樹脂フィルムを使用するのが好ましく、特にＰＥＴフィルムが好ましい。接着剤は、中空筒体１４中を循環する冷却水がレーザ光照射窓１７よりリークしない様に目盛り付窓シール１８を中空筒体１４へ強力に接着できるものであればどのような接着剤でも使用できる。温度センサ１１を固定するには、まず接着剤が塗布された薄膜基板１１−３を目盛り付窓シール１８の所定位置に接着してから図６の（３）に示すように外層チューブ１６を中空筒体１４にかぶせ、外層チューブ１６を熱収縮させて収縮した外層チューブ１６で温度センサ１１を圧接することにより固定する。
［温度センサの構造：図７Ａ〜７Ｃ］
図７Ａは温度センサの一例を示す正面図であり、図７Ｂは、図７ＡのＡ−Ａ断面を拡大した図である。図７Ａ、７Ｂを用いて温度センサ１１の構成とその特徴について説明する。
温度センサ１１は、図７Ａに示すように導線部と温度測定部とから構成され、導電部はポリイミド、ナイロン、ポリエチレン、ＰＥＴなどの絶縁材料で形成された薄膜基板１１−３と薄膜基板１１−３上に導電性材料を帯状に形成した２本の導線１１−６により構成されている。薄膜基板１１−３上には図７Ａに示すように使用者が温度センサ１１が生体に挿入された長さを容易に読みとれるように位置（深度）マーカが付いている。薄膜基板１１−３は１０〜４０μｍ程度、好ましくは１５〜２５μｍの厚さを有する薄膜であり折り曲げ自在であることを特徴とする。また、温度測定部は、図７Ｂに示すように中央部にサーミスタなどの温度測定素子１１−１が配置され、温度測定素子１１−１の上下面には電極１１−４Ｂ、１１−４Ａが配置され、電極１１−４Ｂ、１１−４Ａの上下面には薄膜基板１１−３Ｂ，１１−３Ａが配置され、薄膜基板１１−３Ｂ，１１−３Ａの上下面にはレーザ光遮光板１１−５Ｂ，１１−５Ａが配置された構成となっている。
［温度センサの第１の特徴：厚さ］
まず、温度センサの第１の特徴である温度センサ１１の温度測定素子として薄型のサーミスタ素子を用いることで温度測定素子の厚さを薄くできる点について説明する。温度測定素子１１−１は直方体形状であり、上面と下面を電気的な結合面とし、この間の抵抗を測定することで温度を正確に測定することができる。この上面と下面とはそれぞれ平板上の電極と接触している。温度センサ１１の構成要素の各厚さの一例を示すと、薄膜基板１１−３の厚さは、１０〜２０μｍ、導線１１−６の厚さは、１０〜２０μｍ、薄膜基板１１−３の厚さは、１０〜２０μｍ、電極１１−４の厚さは、１０〜２０μｍ、温度測定素子１１−１の厚さは、１５０μｍ、レーザ光遮光板１１−５の厚さは、５〜１０μｍである。このように、温度センサ１１は、その厚さ（温度測定部の厚さ）が２００μｍ程度まで薄くできる点が特徴である。
図７Ｃは、温度センサ１１を中空筒体１４のレーザ光照射窓１７の外表面の端部に取り付け、更に外層チューブ１６で温度センサ１１を固定した場合の一例を示す。図７の例は、中空筒体１４の外径が７ｍｍ、温度センサ１１の厚さが２００μｍ、外層チューブ１６が２０μｍの場合を示す。図から分かるように温度センサ１１をレーザ光照射窓１７の外表面に配置しても温度センサ１１部分は薄いため中空筒体１４の外径とほぼ同じになる。そのため温度センサ１１が取り付けられた挿入部１０３を生体内に挿入する場合に、生体表面が温度センサ１１によって傷つく可能性を温度センサ１１を取り付けない程度まで低減することができる。また外層チューブ１６で温度センサ１１を固定したことにより、温度センサは使用時の位置ずれを防止することもできる。
なお図７Ｃはレーザ光照射窓１７が平板の場合の一例を示したが、レーザ光照射窓１７が中空筒体１４の外径形状と同じ円弧状に加工された場合に温度センサ１１をその外表面に配置した場合にも、生体表面が温度センサ１１によって傷つく可能性を温度センサ１１を取り付けない程度まで低減することができる。これは、温度センサ１１の厚さを２００μｍ程度まで薄くできたためである。
［温度センサの第２の特徴：押しつけ電極：図８］
次に、温度センサの第２の特徴である押しつけ電極について説明する。まず、押しつけ電極の特徴を説明する前に温度センサ１１の温度測定部の組立方法を図８（ａ）〜（ｄ）を用いて説明する。図８（ａ）は、温度センサ１１の組み立て前の一例を示す図であり、図に示す形状の薄膜基板１１−３上に導電部１１−２Ａ、１１−２Ｂ、電極１１−４Ａ、１１−４Ｂ、レーザ光遮光膜１１−５がエッチングなどにより形成されている。図の例では、導電部、電極およびレーザ光遮光膜は、同じ導電性材料（例えば、銅）を用いてエッチングなどにより薄膜基板１１−３上に形成されている。また電極１１−４Ａ上には温度測定素子１１−１が導電性接着剤により接着されている。なお、電極１１−４Ａ、１１−Ｂもレーザ光遮光膜１１−５の表面に蒸着してもよい。一方、導電部１１−２Ａ、１１−２Ｂは、配線の短絡を避けるためレジスト印刷または別のポリイミド、ナイロン、ポリエチレン、ＰＥＴなどのカバー層で被覆する必要がある。
図８（ｄ）に示す温度センサ１１を組み立てるために、まず図８（ａ）の折り返しＡで薄膜基板１１−３を折り返して図８（ｂ）に示すように電極１１−４Ａを温度測定素子１１−１の上に重ね、次に、図８（ｂ）の折り返しＢでレーザ光遮光膜１１−５を折り返して図８（ｃ）に示すように電極１１−４Ａの上にレーザ光遮光膜１１−５を重ね、次に図８（ｃ）の折り返しＣでレーザ光遮光膜１１−５を折り返して図８（ｄ）に示すように電極１１−４Ｂの上にレーザ光遮光膜１１−５を重ねることにより図７Ｂに示す温度測定部を有する温度センサ１１が完成する。このようにして、温度センサ１１を製造することができる。
以上説明した温度センサ１１の製造方法から分かるように、温度センサ１１のの第２の特徴は、電極１１−４Ｂと温度測定素子１１−１とは電気的に結合しているが、その結合面が導電性接着剤などにより接着されていない点である。このため温度センサ１１を中空筒体１４に接着する時に温度センサ１１は長さ調節を行うことができるので、温度センサ１１の破損を低減することができる。
この点について説明すると、円弧状の中空筒体１４の外表面に図７Ｂに示す平板形状の温度測定部を有する温度センサ１１を接着固定する際に、温度測定部は中空筒体１４の形状に合わせて円弧状に曲がろうとするため薄膜基板１１−３Ｂや電極１１−４Ｂに大きな引張応力が発生する。しかしながら薄膜基板１１−３Ｂの破断強度は小さいため温度測定素子１１−１との結合面が導電性接着剤で接着されていると、発生した引張応力が破断強度以上となった場合に薄膜基板１１−３Ｂまたは電極１１−４Ｂあるいはその結合面が破損してしまう。
しかしながら、電極１１−４Ｂと温度測定素子１１−１との結合面が導電性接着剤で接着されていない場合には、温度測定素子１１−１に接する電極１１−４Ｂの位置が発生する引張応力に応じて移動することができるので、中空筒体１４の形状に合わせて温度測定部は円弧状に曲がることができる。そのため発生する引張応力を低減することができるので、円弧状の中空筒体１４の外表面に温度センサ１１を接着固定する場合でも温度センサ１１の長さ調節機能を利用してその破損を防止することができる。
このように、温度センサ１１に接する２つの電極のうちの一方を薄膜基板１１−３を折り曲げて温度センサ１１に接触させる接触式構造とすることにより、円筒など屈曲した形状に沿って柔軟に搭載する際にも温度センサ１１を設置位置に容易にかつ精度よく取付けることができる。
しかしながら、中空筒体１４の外表面に配置された温度センサ１１の電極１１−４Ｂと温度測定素子１１−１の界面は接着固定されていないため使用時にその界面が離れることにより温度センサ１１として機能しなくなる場合がある。そこで、円弧状の中空筒体１４の外表面に温度センサ１１を接着固定したあとで、図５、６で説明したように外層チューブ１６を中空筒体１４にかぶせて外層チューブ１６を熱収縮させて収縮した外層チューブ１６で温度センサ１１を圧接することにより固定する。このため、温度センサ１１の電極１１−４Ｂと温度測定素子１１−１との結合面は、導電性接着剤などで接着されていなくても圧接固定されるため、使用時に電極１１−４Ｂと温度測定素子１１−１とが電気的に結合しなくなることはない。なお図８は一例であり上記説明した押しつけ電極の目的を達成することができるならば薄膜基板上に配置する電極や導線の位置は自由に変更することができる。
［反射面：図２］
次に、挿入部１０３の内部に設けられているレーザ光照射部２０の反射面２１ついて説明する。反射面２１はレーザ光照射部２０の一部を構成し、光ファイバ１２の先端部から出力されたレーザ光をその平滑面で反射しレーザ光照射窓１７を介して照射目標位置Ｔ−１に向けて照射するものである。
［モノレールパイプ：図２］
モノレールパイプ２５は、図２に示すように中空の管であり、管内に洗浄液や洗浄用ガスなどの洗浄物を通過させることができる。モノレールパイプ２５は、往復移動部材２３を挿入部１０３の長手方向に往復移動可能とするともに、挿入部１０３の前方窓３２が汚染されたときに、洗浄部（図示せず）から供給される洗浄物（例えば、洗浄液や洗浄用ガス）を前方窓３２に供給する配管の役割を担っている。
ここで、洗浄液としては、例えば、滅菌水や、滅菌された生理食塩水などの液体を使用することができる。なお、洗浄液は、前方窓３２に付着した付着物を除去しやすいように、加圧された状態で洗浄部（図示せず）からモノレールパイプ２５内に供給され、挿入部１０３の洗浄水通路１３７を介して、前方窓３２に供給され、前方窓３２に付着した汚染物質を除去する。
また洗浄液の替わりに洗浄用ガスを使用する場合には、例えば、圧縮された空気、窒素、酸素、二酸化炭素などのガスを使用することができる。
［往復移動部材：図２］
往復移動部材２３は、モノレールパイプ２５上を図２の矢印の方向、すなわちアプリケータ１１０の長手方向（例えば、（ａ）位置→（ｂ）位置→（ｃ）位置→（ｂ）位置→（ａ）位置など）に往復移動する際に、レーザ光の照射方向を照射位置に応じて変化させることを可能としている。このため、レーザ光の照射位置と照射方向を、常に連続的に変化させレーザ光が常に目標位置を通るように照射されるように制御することができる。
往復移動部材２３は、レーザ光照射部２０を往復移動可能に支持している。レーザ光照射部２０の一辺には、往復移動部材２３が設けられ、他辺に一対の突起２６が設けられている。往復移動部材２３は、レーザ光照射部２０を往復移動部材２３と自由に回転できるように取り付けるものであり、レーザ光照射部２０の反射角度の変更に対応可能である。突起２６は、挿入部１０３の内壁に配置される非平行溝４２と嵌合している。
往復移動部材２３は、アプリケータ１１０の基端部に配置される駆動ユニット１５０（図１）に連結され、モノレールパイプ２５上をスライドすることによりレーザ光照射部２０を挿入部１０３の長手方向に往復運動させる。このため、レーザ光照射部２０は、往復移動部材２３と非平行溝４２との連動に基づき、軸方向の移動に伴って傾斜角度を変化させることができる。
［レーザ光の照射方向：図９］
図９は、レーザ光照射部２０の動きとレーザ光の照射方向との関係を説明する図である。
図９に示すように、Ｐ２（（ｂ）位置）における往復移動部材２３と非平行溝４２との距離は、Ｐ１（（ｃ）位置）に比べて短い。そのため、レーザ光照射部２０の往復移動部材２３がＰ１（（ｃ）位置）からＰ２（（ｂ）位置）に移動する際に、レーザ光照射部２０の突起２６は非平行溝４２に沿ってスライドし、レーザ光照射部２０の傾斜角度は調整される。すなわち、レーザ光照射部２０のモノレールパイプ２５に対する傾斜角度は小さくなるように調整される。同様に、レーザ光照射部２０の往復移動部材２３が、Ｐ２（（ｂ）位置）からＰ３（（ａ）位置）に移動する場合、レーザ光照射部２０のモノレールパイプ２５に対する傾斜角度は更に小さくなるように調整される。
一方、Ｐ１（（ｃ）位置）〜Ｐ３（（ａ）位置）において、レーザ光照射部２０によって反射されるレーザ光は、目標とする前立腺Ｔの照射目標部位Ｔ−１（ターゲットポイント）に常に集中するように設定されている。このためレーザ光は、照射目標部位Ｔ−１だけを連続的に照射し、表層などの他の組織は間欠的に照射する。したがって、連続的にレーザ光が照射される照射目標部位Ｔ−１は、照射によって発生する熱量が多くなり、加熱されて所望の高温に達するが、間欠的にレーザ光が照射される表層などは、照射によって発生する熱量が少ないためあまり加熱されない。したがって、照射目標部位Ｔ−１とその近傍のみをレーザ光で選択的に加熱して加熱治療することができる。
なお、レーザ光を反射するレーザ光照射部２０は、２〜１０Ｈｚ好ましくは３〜９Ｈｚの周期で、モノレールパイプ２５上を角度を変化させながら挿入部１０３の長手方向に往復運動する。
［非平行溝：図１０］
次に、図１０の断面構造図を用いて、非平行溝４２の構造について説明する。
図１０は、図２の（ａ）位置、（ｂ）位置および（ｃ）位置における挿入部１０３の断面図であり、各位置において壁部材４０に設置されている非平行溝４２の位置の違いを説明する図である。
図１０において、挿入部１０３の中央部には、２本の壁部材４０、４１が配置されており、２本の壁部材４０、４１の間には洗浄物を搬送するモノレールパイプ２５、レーザ光を導光するファイバ１２、冷却水を挿入部１０３の先端部まで送水する冷却水ルーメン（ｉｎ）５０が配置されている。
また各壁部材４０とアプリケータ１１０の左または右端部には、それぞれアプリケータ１１０の先端部まで送水された冷却水を冷却液循環部１０４に戻すための冷却水ルーメン（ｏｕｔ）５１，５２、外層チューブ１６、中空筒体１４が配置されている。
図１０の（ａ）位置における非平行溝４２の位置は、図１０の（ｂ）位置における非平行溝４２の位置よりも高い位置にある。このため図９に示す（ａ）位置におけるレーザ光を反射するレーザ光照射部２０の反射角度θ３は、図９に示す（ｂ）位置における反射角度θ２に比べて大きくなる。
同様にして、図１０の（ｂ）位置における非平行溝４２の位置は、図１０の（ｃ）位置における非平行溝４２の位置よりも高い位置にある。このため図９に示す（ｂ）位置におけるレーザ光を反射するレーザ光照射部２０の反射角度θ２は、図９に示す（ｃ）位置における反射角度θ３に比べて大きくなる。
このため、レーザ光照射部２０で反射されるレーザ光は、非平行溝４２の位置の違いを利用して、常にターゲット部位Ｔ−１に集光させることができる。
［温度制御の構成説明：図１１］
次に、上述した医療用エネルギー照射装置の温度制御を実行する制御構成について説明する。
図１１は、医療用エネルギー照射装置の制御回路の構成を示すブロック図である。図１１において、２０１は、ＣＰＵであり、２０２は、ＣＰＵ２０１が実行する制御プログラムを格納するＲＯＭであり、２０３は表示部であり、２０４は、各種データを保存しておくＲＡＭであり、２０５は温度センサであり２０６はレーザ光発生部であり、２０７は操作部である。
上記制御構成の動作を説明すると、操作部２０７は、キーボードなどであり、キーボードから最高表面温度の表示、深部温度の表示、照射タイミングの異常判断、レーザ光の出力制御などの各種処理の実行を開始する信号を入力する。ＣＰＵ２０１は、操作部２０７から各種処理の実行コマンドを受信すると、ＲＯＭ２０２に格納されている指定された制御プログラムに基づいてＲＡＭ２０４を使用しながら挿入部１０３に設置されている温度センサ１１から表面温度の実測値を受信し、その実測値に基づいてレーザ光発生部２０６，表示部２０３などの各部を制御しながら、最高表面温度の表示、深部温度の表示、照射タイミングの異常判断、レーザ光の出力制御などの処理を実行する。
［管腔壁最高温度の推定方法：図１２〜１４］
次に、上記説明した医療用エネルギー照射装置１０を用いて医師が加熱治療を行うときに挿入部１０３に設置された温度センサ１１によって測定された表面温度の実測値からレーザ光照射時の管腔壁最高温度を推定する方法について説明する。
まず、測定条件について説明すると、温度センサ１１は図４に示すレーザ光照射窓１７の長手方向の周方向端部に配置されており、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕを測定する。レーザ光照射時の管腔壁最高温度Ｔｍａｘは図４に示すレーザ光照射窓１７の中央部Ａ点で常に観測されるので、Ａ点に温度センサ１１と別の温度センサを設置してＴｍａｘを測定した。また、Ｔｃｏｏｌは、挿入部１０３内部を冷却する冷却水の温度である。
図１２は、レーザ光照射時の表面温度の実測値と管腔壁最高温度の相関を示す図であり、横軸はＸ＝Ｔｕ−Ｔｃｏｏｌ、縦軸はＹ＝Ｔｍａｘ−Ｔｕであり、図中の●印は実測値である。また図１２中の直線Ｙ＝α・Ｘは実測値を線形近似して求めた推定式であり、α＝０．５５である。すなわち、図１２より、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕと管腔壁最高温度Ｔｍａｘは、
Ｔｍａｘ＝Ｔｃｏｏｌ＋（１＋α）（Ｔｕ−Ｔｃｏｏｌ） （１）
の関係を満たすことがわかったので、管腔壁最高温度Ｔｍａｘは（１）式を用いることによりレーザ光照射時の表面温度Ｔｕから推定することができる。
図１３は、任意時刻におけるレーザ光照射時の表面温度Ｔｕから（１）式を用いて得られる管腔壁最高温度の推定値（Ｔｍａｘｃａｌ）と管腔壁最高温度の実測値（Ｔｍａｘｅｘｐ）とをプロットしたものである。任意時刻における管腔壁最高温度の実測値と推定値とが一致することから管腔壁最高温度Ｔｍａｘはレーザ光照射時の表面温度Ｔｕから（１）式を用いて推定することができる。
以上の実験結果に基づいて、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから管腔壁最高温度Ｔｍａｘを算出する制御プログラムを作成してＲＯＭ２０２に格納した。図１４は、この制御プログラムに基づいてＣＰＵ２０１が各部を制御しながら実行する処理を示したものである。この処理は、医師が医療用エネルギー照射装置で加熱治療時に操作部から制御プログラムを実行するための実行コマンドや初期値などを入力することによって開始される。
まずステップＳ３０１において、Ｔｃｏｏｌとαを設定し、次にステップＳ３０２において測定された表面温度Ｔｕを受信すると、ステップＳ３０３において（１）式に基づいてＴｍａｘを計算し、続いてステップＳ３０４において測定された表面温度Ｔｕと算出された管腔壁最高温度Ｔｍａｘを表示部に表示させ、ステップＳ３０５において次の測定が行われる場合はステップＳ３０２に戻り上記説明した一連の操作を繰り返し、ステップＳ３０５において測定を終了する場合にはステップＳ３０６に進み一連の作業を終了する。
［生体深部温度の推定：図１５、１６］
次に、上記説明した医療用エネルギー照射装置１０を用いて医師が加熱治療を行うときに挿入部１０３に設置された温度センサ１１によって測定された表面温度の実測値からレーザ光照射時の生体深部温度を推定する方法について説明する。
まず、測定条件について説明すると、温度センサ１１は図４に示すレーザ光照射窓１７の長手方向の周方向端部に配置されており、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕを測定する。レーザ光照射時の生体深部温度Ｔｐは図４に示すレーザ光照射窓１７の中央部Ａ点に接する生体組織の表面から１ｃｍ生体内に入った直下のＢ点とし、Ｂ点に温度センサを穿刺Ｔｐを測定した。また、Ｔｕ０は、温度センサ１１の初期値である。
説明は重複するので省略するが、図１２と同様の処理を行い、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕと生体深部温度Ｔｐは、
Ｔｐ＝Ｔｕ０＋β（Ｔｕ−Ｔｕ０） （２）
の関係を満たすことがわかったので、生体深部温度Ｔｐは（２）式を用いることによりレーザ光照射時の表面温度Ｔｕから推定することができる（β＝４．２）。
図１５は、任意時刻におけるレーザ光照射時の表面温度Ｔｕから（２）式を用いて得られる生体深部温度の推定値（Ｔｐｃａｌ）と生体深部温度の実測値（Ｔｐｅｘｐ）とをプロットしたものである。任意時刻における生体深部温度の実測値と推定値とが一致することから生体深部温度Ｔｐはレーザ光照射時の表面温度Ｔｕから（２）式を用いて推定することができる。
以上の実験結果に基づいて、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから生体深部温度Ｔｐを算出する制御プログラムを作成してＲＯＭ２０２に格納した。図１６は、この制御プログラムに基づいてＣＰＵ２０１が各部を制御しながら実行する処理を示したものである。この処理は、医師が医療用エネルギー照射装置で加熱治療時に操作部から制御プログラムを実行するための実行コマンドや初期値などを入力することによって開始される。
まずステップＳ４０１において、Ｔｕ０とβを設定し、次にステップＳ４０２において測定された表面温度Ｔｕを受信すると、ステップＳ４０３において（２）式に基づいてＴｐを計算し、続いてステップＳ４０４において測定された表面温度Ｔｕと算出された生体深部温度Ｔｐを表示部に表示させ、ステップＳ４０５において次の測定が行われる場合はステップＳ４０２に戻り上記説明した一連の操作を繰り返し、ステップＳ４０５において測定を終了する場合にはステップＳ４０６に進み一連の作業を終了する。
［照射タイミングの確認：図１７、１８］
次に、上記説明した医療用エネルギー照射装置１０を用いて医師が加熱治療を行うときに挿入部１０３に設置された温度センサ１１によって測定された表面温度の実測値からレーザ光照射時の照射タイミングを確認する方法について説明する。
まず、測定条件について説明すると、温度センサ１１は図４に示すレーザ光照射窓１７の長手方向の周方向端部に配置されており、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕを測定する。なお、ここで使用する温度センサ１１にはレーザ光遮光板を被覆していないものを用いる。
図１７は、レーザ光出力が４、１１、１６Ｗで６Ｈｚで移動照射したときの２秒間の温度変化を示す例である。例えば、レーザ光の出力が１６Ｗの場合には、測定された温度は最低温度が３０℃、最高温度が３４℃の範囲で周期的に変動し１秒間に６回変動している。他のレーザ光出力の場合も同様に１秒間に６回変動している。これは、図２に示すレーザ光照射部２０が１秒間に６回の割合で往復移動を繰り返し照射目標部位に対して正常にレーザ光を照射していることを示している。そこで、一定時間における周期的な温度変化の変動回数を測定することによりレーザ光照射部２０が正常に作動しているか否かを検出することができる。例えば、上記条件では、１秒間に６回の周期的な温度変動を検出できれば照射タイミングは正常に作動していると判断し、１秒間に６回超または６回未満の場合は正常に作動していないと判断する。
［レーザ光出力値の検出］
あるいはまた図１７に示した温度変化幅から出射部から出射されるレーザ光出力を測定することができる。具体的には、予め出力と変動幅の関係をＲＯＭに記憶しておき測定された変動幅から出力値を算出すればよい。
以上の実験結果に基づいて、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから照射タイミングが正常か異常かを識別する制御プログラムを作成してＲＯＭ２０２に格納した。図１８は、この制御プログラムに基づいてＣＰＵ２０１が各部を制御しながら実行する処理を示したものである。この処理は、医師が医療用エネルギー照射装置で加熱治療時に操作部から制御プログラムを実行するための実行コマンドや初期値などを入力することによって開始される。
まずステップＳ５０１において、一定時間における測定された表面温度Ｔｕを受信すると、ステップＳ５０２において測定された表面温度Ｔｕを表示し、次に、ステップＳ５０３において測定された表面温度Ｔｕから一定時間における周期的な温度変化の変動回数を測定し、ステップＳ３０５において測定された変動回数が予め設定されている変動回数と一致するか否かを調べ、次にステップＳ５０４において測定された変動回数が予め設定されている変動回数と一致する場合には照射タイミングは正常と判断してステップＳ５０６に進み表示部に照射タイミングが正常であることを表示させてからステップＳ５０７に進む一連の作業を終了する。一方、ステップＳ５０４において、測定された変動回数が予め設定されている変動回数と一致しない場合には照射タイミングは異常と判断してステップＳ５０５に進み表示部に照射タイミングが異常であることを表示させてからステップＳ５０７に進む一連の作業を終了する。
［レーザ光出力値の制御：図１９、２０］
次に、上記説明した医療用エネルギー照射装置１０を用いて医師が加熱治療を行うときに挿入部１０３に設置された温度センサ１１によって測定された表面温度の実測値からレーザ光照射時のレーザ光出力値を制御する方法について説明する。
まず、測定条件について説明すると、温度センサ１１は図４に示すレーザ光照射窓１７の長手方向の周方向端部に配置されており、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕを測定する。図１９に、設定されたレーザ光照射時の表面温度の昇温パターンＴｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）と実測されたレーザ光照射時の表面温度Ｔｕの一例を示す。図１９に示す設定された昇温パターンに従って生体組織を加熱するために、レーザ光照射時のレーザ光出力値を刻々と変化させる必要があるが、そのレーザ光出力値の制御は、予め設定されている制御プログラムと、実測される表面温度Ｔｕに基づいてＣＰＵ２０１がレーザ光発生部２０６を制御しながら行う。図２０は、この制御プログラムに基づいてＣＰＵ２０１が各部を制御しながら実行する処理を示したものである。この処理は、医師が医療用エネルギー照射装置で加熱治療時に操作部から制御プログラムを実行するための実行コマンドや初期値などを入力することによって開始される。
まずステップＳ６０１において、レーザ光照射時の表面温度の昇温パターンＴｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）を決定する。この決定は、例えば予め設定されている昇温パターンの中から医師が所望する昇温パターンを選択し、その選択した信号を受信することによって決定される。次に、ステップＳ６０２において初期レーザ光出力値を設定し、次に、ステップＳ６０３において設定されたレーザ光出力値で照射目標部位を照射する。次に、ステップＳ６０４においてレーザ光照射時の表面温度Ｔ（ｔ）を実測し、次にステップＳ６０５において測定された表面温度Ｔ（ｔ）をＴｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）と比較し、Ｔｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）＜Ｔ（ｔ）の場合はステップＳ６０６に進みレーザ光出力値ＰをＰ−ΔＰに変更してからステップＳ６０９に進む。またステップＳ６０５においてＴｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）＝Ｔ（ｔ）の場合はステップＳ６０７に進みレーザ光出力値Ｐを変更せずそのまま維持してからステップＳ６０９に進む。またステップＳ６０５においてＴｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）＞Ｔ（ｔ）の場合はステップＳ６０８に進みレーザ光出力値ＰをＰ−ΔＰに変更してからステップＳ６０９に進む。次にステップＳ６０９では、次の処理がある場合にはステップＳ６０３に戻り上記説明した処理を繰り返す。またステップＳ６０９において次の処理がない場合にはステップＳ６１０に進み一連の作業が終了する。
［その他の実施形態：図２１］
上記説明した実施形態においては、挿入部に配置される温度センサが図４に示すように１つの場合を例にとり説明したが、挿入部に配置される温度センサは１つに限ることはなく複数は配置しても良い。図２１は、同一薄膜基板上にそれぞれ独立した複数の温度センサを３つ配置した場合を示す。図２１の温度センサの製造方法は、図８を応用することにより簡単に製造することができるのでその詳細は省略する。図２１に示すように複数の温度センサを用いると加熱治療時の生体組織内の温度変化をより精度良く測定することができる。
なお、上記説明した実施形態は、本発明を限定するために記載されたものではなく、発明の技術的思想内において種々変更可能である。また本発明の医療用エネルギー照射装置は、例えば、前立腺肥大症、前立腺ガンなどの前立腺疾患のように、前立腺近傍に存在する尿道や直腸などの正常組織の加熱による損傷を低減しつつ、前立腺のみを加熱治療する場合に適用することが好ましい。
以上説明したように、本実施形態の温度センサの温度測定部は、温度測定素子の上下面に電極が配置され、電極の上下面に薄膜基板が配置され、薄膜基板の上下面にはレーザ光遮光板が配置された構造となっている。電極１１−４Ａと温度測定素子とは導電性接着剤で接着固定されているが、電極１１−４Ｂと温度測定素子とは導電性接着剤で接着固定されていない。そのため温度センサを挿入部の中空筒体に接着する時に温度測定部が円弧状に曲がろうとして電極１１−４Ｂに引張応力が発生すると、発生応力に応じて位置を変えられるので、温度センサの長さ調節を行うことができる。そのため温度センサの破損を防止できる。したがって、本実施形態の医療用エネルギー照射装置は、単純で安価に製造可能な構造でありながら加熱治療時における生体組織の温度を精度良く測定することができる。そのため医師は前立腺肥大症などの加熱治療を行う際に、加熱治療中の生体組織の温度を正確に監視することができより安全に加熱治療を行うことができる。
［第１の実施形態の温度センサの特徴のまとめ］
第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置で使用する温度センサ（薄型サーミスタ）の特徴を以下にまとめる。本医療用エネルギー照射装置は、尿道などの管腔からレーザ光を照射するレーザ光照射窓を有する挿入部を挿入し、挿入部のレーザ光照射窓からレーザ光を生体組織の深部に向けて照射して前立腺肥大症などの加熱治療を行う際に、加熱治療中の生体組織の温度を精度良く測定することができるため治療効果を高めることができる。薄型サーミスタの温度測定部は、温度測定素子としてＭｎ，Ｃｏ，Ｎｉ，Ｆｅを含む遷移金属酸化物を用い、厚さが２００μｍ程度と小型化に適した薄さを有し、測定面積は例えば、０．０９ｍｍ２と局所温度（スポット）の測定に適している。この温度測定素子は、図７Ｂに示すようにレーザ光遮光板で遮光されており、レーザ光を間欠的に受光するレーザ光照射窓内の周囲上に設置することにより管腔表面の温度を精度よく測定することができる。この温度測定部の応答速度は２００ｍｓｅｃ程度であり、３〜１０Ｈｚで往復運動するレーザ光照射部の加熱治療時のレーザ光を間欠的に受光する管腔表面温度の測定に適している。
また、測定された管腔表面温度からレーザ光の照射によって加熱された管腔表面の最高温度や深部温度（レーザ光照射目標部位）を推定することができる。このため加熱治療中に、管腔表面の最高温度や深部温度の経時変化を連続的に推定して表示部に表示することができる。また、測定された温度が予め設定されている温度を超えたときに、光や音により警報をだして注意をうながしたりあるいはレーザ光の照射を停止するように制御することもできる。このため、タンパク質の変性に伴う生体組織の不可逆的な損傷（生体組織が５５℃の温度に約２０秒、５０℃の温度に約５分、４８℃の温度に約１０分晒されると生じる）を未然に防止できる。また、医師は、表示部に表示される管腔表面の最高温度を監視することによって、尿道が損傷されないように加熱治療時におけるレーザ光の照射条件などを変更することもできる。また、医師は、表示部に表示される深部温度を監視することによって、加熱治療時の効果を確認したり、深部温度に応じてレーザ光の照射を制御することもできる。例えば、深部温度が低すぎる場合にはレーザ光の照射を強くし、深部温度が目標温度に達した場合にはレーザ光の照射を停止する等の制御を行うことができる。
従って、本医療用エネルギー照射装置は、単純で安価に製造可能な構造でありながら、加熱治療時における生体組織の温度を精度良く測定することにより安全に加熱治療を行うことができる。また、温度測定部は薄いことから挿入部を小型化することにより挿入時の患者の痛みを低減することもできる。このため、従来のように温度測定素子を２本のリード線に接続し、これらが絡まないように保護管に入れて使用する必要もないので挿入部を小型化できる。また、温度測定素子は挿入部内部に配置しないため冷却水の影響を少なくして精度良く生体表面温度を測定することができる。また、温度センサーを生体組織中に穿刺して直接生体組織の温度を測定する必要がないので、穿刺による生体組織の損傷や感染症による副作用を防止することもできる。
＜第２の実施形態＞
第１の実施形態では、薄型サーミスタを温度センサとして用いる医療用エネルギー照射装置１０について説明したが、第２の実施形態では、金属薄膜抵抗体の温度測定素子からなる温度センサを用いる医療用エネルギー照射装置１１０について説明する。なお、以下の説明では、金属薄膜抵抗体の一例としてアルミニウムを用いる例について説明するが、金属薄膜抵抗体はアルミニウムに限ることはなく、例えば、Ｐｔ，Ｗ，Ｎｉ，Ｃｏ，Ａｇ，Ａｕ，Ｃｕ等を用いてもよい。また金属薄膜抵抗体としてアルミニウムを用いる温度センサを温度センサ（アルミセンサ）と略称する。第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置１０と第２の実施形態の医療用エネルギー照射装置１１０とは、温度センサは異なるが、それ以外の部分はほぼ類似する構成を有する装置である。そこで、以下に示す第２の実施形態の医療用エネルギー照射装置１１０の説明では、第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置１０と共通する部分は重複するので同じ符号を付してその説明は省略し、異なる点についてのみ説明する。
［挿入部：図２，３，２２］
第２の実施形態の前立腺肥大症の加熱治療を行うための医療用エネルギー照射装置１１０のシステム構成は、温度センサーとその制御以外は、図１と同様であるので、図１の説明は省略し、まず、挿入部１１０３について説明する。挿入部１１０３の断面図は図２と同様であり、その内部構成を示す外観斜視図は、図３と同様であり、中空筒体１４上に配置される温度センサ（アルミセンサ）の一例を図２２に示す。
図２２において、挿入部１１０３は、ステンレス鋼などの硬質のパイプ材料によって形成される長尺状の中空筒体１４と、中空筒体１４の側面側には開口部１５が形成され、開口部１５に目盛付ガラス１９をはめ込みか目盛付窓シール１８を貼付してレーザ光照射窓１７として使用する。中空筒体１４上には温度測定部１１１−１、導線部１１１−２、薄膜基板１１１−３より構成される温度センサ（アルミセンサ）１１１が配置される。中空筒体１４の外周面全体またはその一部は必要に応じてレーザ透過性の良好な外装チューブ１６により被覆される。挿入部１１０３の中空筒体１４の先端には、キャップ３０が密閉状態で固定されており、このキャップ３０には、挿入部１１０３を体腔Ｕ（例えば、尿道）へ挿入する時に、前方を観察するための光透過性の前方窓３２が設けられている。
挿入部内部には、内部空間を規定する一対の壁部材４０，４１が設置されており、さらに、反射面２１を有するレーザ光照射部２０、レーザ光照射部２０を支持する往復移動部材２３、往復移動部材２３を挿入部１１０３の長手方向に往復移動可能とするモノレールパイプ２５、レーザ光照射部２０によって反射されるレーザ光が常に照射目標部位を照射するようにレーザ光照射部２０の角度を変更する非平行溝４２および生体組織を観察するための内視鏡６、冷却水ルーメンなどが配置されている。なお、レーザ光照射部２０は、光ファイバ１２の先端に固定された往復移動部材２３の左右側面に固定された一対の回転部２７によって回転自在に支持され、レーザ光照射部２０の左右側面に形成された一対の突起２６は、壁部材４０，４１に設けられた一対の非平行溝４２に摺動可能に嵌合しており、非平行溝４２は、挿入部１１０３の長手方向と非平行となっている。
以下、上記説明した主要な構成要素のうちレーザ光照射窓１７、温度センサ（アルミセンサ）１１１の構造とその特徴および製造方法についてのみ説明する。なお、挿入部１１０３の内部に設けられている他の構成要素、すなわち、レーザ光照射部２０の反射面２１、モノレールパイプ２５、往復移動部材２３および非平行溝４２についての説明、ならびにレーザ光照射部２０のの反射面２１の動きとレーザ光の照射方向との関係の説明は、第１実施形態での説明と同じであるので、ここでの説明は省略する。
［レーザ光照射窓：図２３］
まず、温度センサ（アルミセンサ）１１１をレーザ光照射窓１７へ取付ける方法について説明する。図２３は、目盛付窓シール１８を中空筒体１４の開口部１５に貼付してレーザ光照射窓１７を形成し、次に温度センサ（アルミセンサ）１１１を目盛付窓シール１８上の窓内部の所定位置に配置する方法の一例を示す図である。
すなわち、図２３の（１）に示すように予め裏面に接着剤が塗布されている目盛り付窓シール１８を中空筒体１４の開口部１５を含む位置に接着して固定する。目盛り付窓シール１８の材料は、無色透明でレーザ光を透過し易い、ポリエステル、ポリカーボネイト、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等の表面が平滑な樹脂フィルムを使用するのが好ましく、特にＰＥＴフィルムが好ましい。接着剤は、中空筒体１４中を循環する冷却水がレーザ光照射窓１７よりリークしない様に目盛り付窓シール１８を中空筒体１４へ強力に接着できるものであればどのような接着剤でも使用できる。
次に、図２３の（２）に示すように、温度センサ（アルミセンサ）１１１を目盛り付窓シール１８の窓部に相当する位置（図２３に点線で示す）に上記の接着剤を用いて接着する。最後に、図２３の（３）に示すように、外層チューブ１６を中空筒体１４にかぶせ、外層チューブ１６を熱収縮させることにより収縮した外層チューブ１６で温度センサ（アルミセンサ）１１１を圧接することにより固定し、最後にキャップ３０を中空筒体１４にかぶせる。このようにして、温度センサ（アルミセンサ）１１１をレーザ光照射窓１７の図２３に点線で示す窓部内の所定位置（図２３に点線で示す位置）に固定することができる。
なお、上記説明した目盛付窓シール１８の代わりに図５に示すように目盛付ガラス１９Ａ，Ｂを中空筒体１４の開口部１５にはめ込み、次に、目盛付ガラス１９Ａ，Ｂの窓部に相当する位置（図２３に点線で示す）に温度センサ（アルミセンサ）１１１を接着剤を用いて接着し、最後に、外層チューブ１６を中空筒体１４にかぶせ、外層チューブ１６を熱収縮させることにより収縮した外層チューブ１６で温度センサ（アルミセンサ）１１１を圧接することにより固定してもよい。
［温度センサ（アルミセンサ）の構造：図２４Ａ〜２４Ｃ］
次に、温度センサ（アルミセンサ）の構造について説明する。図２４Ａは温度センサ（アルミセンサ）１１１の一例を示す正面図である。図２４Ｂは、目盛付窓シール１８と外層チューブ１６の間に挟まれた温度センサ（アルミセンサ）１１１の厚み方向の構成を説明する図であり、説明をわかりやすくするため厚み方向の長さを拡大して表示した模式図である。図２４Ｃは、温度センサ（アルミセンサ）１１１を中空筒体１４のレーザ光照射窓１７の外表面に取り付け、外層チューブ１６で固定した一例を示す。
温度センサ（アルミセンサ）１１１は、図２４Ａに一例を示すように導線部１１１−２と温度測定部１１１−７とから構成され、導線部１１１−２と温度測定部１１１−７とは、電極部１１１−４と導線部１１１−６とを接合することにより電気的に結合される。この接合には導電性粒子を分散させた熱硬化性のエポキシ樹脂からなる異方性導電体（一般にＡＣＰまたはＡＣＦ樹脂として知られている）が適している。なお、図２４Ａは、温度測定素子１１１−１および電極１１１−４の形状の一例であり、これらの形状は、測定する部分に応じて自由に設計することができる。
温度測定部１１１−７は、薄膜基板１１１−５と温度測定素子１１１−１と電極１１１−４とから構成される。温度測定素子１１１−１と電極１１１−４とは、一体的に製造することにより、あるいは、別々に製造してから接合することにより電気的に結合することができる。一体的に製造する例としては、例えば、薄膜基板１１１−５上にアルミニウムを蒸着してから所定形状にパターニングし、エッチングすることにより形成される。薄膜基板１１１−５は、無色透明でレーザ光を透過し易い、ポリエステル、ポリカーボネイト、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等の表面が平滑な透光性樹脂フィルムを使用するのが好ましく、特にＰＥＴフィルムが好ましい。薄膜基板１１１−５の厚さは、１６〜８０μｍ、好ましくは、３８〜５０μｍである。温度測定素子１１１−１は、線幅５〜４０μｍ、好ましくは全長５０〜１００ｍｍであり、抵抗値は１００〜１０００Ωが望ましい。図２４Ａの１１１−９は、この温度測定素子１１１−１によって測定される温度測定用領域の一例であり、その温度測定用領域の面積は、例えば、９ｍｍ２である。ここで、温度測定用領域の面積は、例えば、レーザ光照射窓内を透過するレーザ光の照射幅よりも大きい範囲、または、レーザ光照射径よりも大きくレーザ光照射窓の幅よりも小さいことが好ましい。なお、図２４Ａに示す温度測定素子１１１−１（線幅２０μｍ、全長８５ｍｍ）を、図２２に示すようにレーザ光照射窓１７の図の下端の周辺から上端の周辺までの広い領域（温度測定用領域の面積９ｍｍ２）を覆うよう配置した場合、レーザ光が温度測定素子１１１−１によって遮られる割合は極めて少ないため、生体組織へのレーザ光の照射はほとんど妨げられない。例えば、２５Ｗのレーザ光が照射される場合、この温度測定素子１１１−１によって遮られる割合は照射窓の０．１５％（３４ｍＷ）程度である。
一方、導線部１１１−２はポリイミド、ナイロン、ポリエチレン、ＰＥＴなどの絶縁材料で形成された薄膜基板１１１−３と薄膜基板１１１−３上に導電性材料を帯状に形成した４本の導線１１１−６により構成されている。４本の導線１１１−６のうちの２本は、電圧検出用に用いられ、他の２本は、定電流導入用に用いられる。なお、４本の導線１１１−６の代わりに２本の導線１１１−６を用いる構成としてもよい。また、薄膜基板１１１−２上には図２４Ａに一例を示すように使用者が温度センサ（アルミセンサ）１１１が生体に挿入された長さを容易に読みとれるように位置（深度）マーカ１１１−８が付いている。薄膜基板１１１−３は１０〜４０μｍ程度、好ましくは１５〜２５μｍの厚さを有する薄膜であり、折り曲げ自在であることを特徴とする。
［温度センサ（アルミセンサ）の特徴：厚さ］
次に、温度センサ（アルミセンサ）１１１の特徴について説明する。温度センサ（アルミセンサ）１１１の第１の特徴は、温度センサの厚さを薄くできる点である。温度測定素子として使用できる金属薄膜抵抗体は、例えば、Ａｌ，Ｐｔ，Ｗ，Ｎｉ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ａｇ，Ａｕ等の金属薄膜であり、それ自体の厚さが０．２〜３μｍと非常に薄いため温度センサを薄くすることができる。また、金属は、レーザの反射率が大きい（例えば、Ａｌの場合９０％）ので、温度測定素子として用いるときにはレーザ光遮光板で被覆する必要が無いため、温度センサを更に薄くすることができる。
例えば、金属薄膜抵抗体としてアルミニウムを用いる温度センサ（アルミセンサ）１１１の各厚さの一例を示すと、薄膜基板１１１−５の厚さは、１６〜８０μｍ、好ましくは３８〜５０μｍ、温度測定素子１１１−１および電極１１１−４の厚さは０．２〜３μｍ、好ましくは０．５〜１．５μｍであり、導線１１１−６の厚さは、１０〜２０μｍ、薄膜基板１１１−３の厚さは、１０〜２０μｍである。従って、図２４Ｂに示すように温度センサ（アルミセンサ）１１１の温度測定部１１１−７の厚さ（温度測定素子１１１−１＋薄膜基板１１１−５）は、１６〜８３μｍ程度まで薄くできる。
図２４Ｃは、図２２に示すように温度センサ（アルミセンサ）１１１を中空筒体１４のレーザ光照射窓１７の外表面上に取り付け、更に外層チューブ１６で温度センサ（アルミセンサ）１１１を固定した場合の一例を示す。図２４Ｃの例は、中空筒体１４の外径が７ｍｍ、温度センサ１１の厚さが２０μｍ、外層チューブ１６が２０μｍの場合を示す。図から分かるように温度センサ（アルミセンサ）１１１をレーザ光照射窓１７の外表面に配置しても温度センサ１１１は薄いため中空筒体１４の外径とほぼ同じになる。そのため、温度センサ１１１が取り付けられた挿入部１１０３を生体内に挿入する場合に、生体表面が温度センサ１１によって傷つく可能性を温度センサ１１１を取り付けない程度まで低減することができる。また外層チューブ１６で温度センサ１１１を固定したことにより、温度センサが使用時に位置ずれするのを防止することもできる。
なお、図２４Ｃはレーザ光照射窓１７が平板の場合の一例を示したが、レーザ光照射窓１７が中空筒体１４の外径形状と同じ円弧状に加工された場合に温度センサ１１１をその外表面に配置することもできる。この場合でも温度センサ１１１の厚さは２０μｍ程度と薄いため温度センサ１１１によって生体表面が傷つく可能性は温度センサ１１１を取り付けない程度まで低減することができる。
［温度センサ（アルミセンサ）の第２の特徴：測定領域］
次に、温度センサ（アルミセンサ）１１１の第２の特徴について説明する。温度センサ（アルミセンサ）１１１の第２の特徴は、線幅が細く長い金属薄膜抵抗体を用いることにより、広い領域（面領域、好ましくは、レーザ光の照射光径よりも広くレーザ光照射窓の幅よりも狭い領域）の温度を測定することができる点である。例えば、金属薄膜抵抗体の抵抗が１００〜１０００オームの場合、アルミニウムを用いると、厚さが線幅５〜４０μｍ、長さが５０〜１００ｍｍの金属薄膜抵抗体を設計することができる。例えば、図２４Ａに示す形状（線幅２０μｍ、長さ８５ｍｍ）のアルミニウム薄膜抵抗体の場合、３×３ｍｍの領域（面領域）の温度を測定することができる。
そこで、この金属薄膜抵抗体（アルミニウム）を図２２に示すようにレーザ光を照射するレーザ光照射窓１７の図の下端の周辺から上端の周辺までの広い領域（温度測定用領域の面積９ｍｍ２）に設置することにより、レーザ光照射窓１７に接する生体組織の表面の最高温度を直接測定することができる。
また、図２４Ａに示す形状の温度測定用領域１１１−９をレーザ光照射窓１７に配置し、広い領域（面領域）の温度を測定しても温度測定素子１１１−１によって遮られるレーザ光を少なく抑えることができる。これは、金属薄膜抵抗体（アルミニウム）の線幅が２０μｍと細いためである。一例を示せば、例えば、２５Ｗのレーザ光を照射する場合、図２４Ａに示す形状の温度測定素子１１１−１によってレーザ光が遮られる割合は照射窓の０．１５％（３４ｍＷ）であり、ほとんどのレーザ光は金属薄膜抵抗体（アルミニウム）によって遮られることなく照射目標位置を照射することができる。
また、広い領域（面領域）の温度を測定できる温度センサ（アルミセンサ）１１１を用いると、製造時のばらつきによる温度測定のばらつきを低減することができる。製造時のばらつきとしては、例えば、レーザ光照射窓１７に対するレーザ光照射部２０の傾きが挿入部ごとにばらつく場合、温度測定部の厚さがばらつく場合等があげられる。このように製造時のばらつきが生じた場合、温度センサが狭い領域（スポット）を測定する場合には測定した温度に製造時のばらつきの影響が含まれる。そのため、複数の挿入部を交換して使用する場合など挿入部を変えて使用する場合、測定した温度に製造時のばらつきの影響が含まれることにより正確な温度を検出できない場合がある。しかしながら、温度センサ（アルミセンサ）１１１は、上記説明したように線幅が細く長い金属薄膜抵抗体を用いることにより、広い領域（面領域）の温度を測定することができるため、たとえ製造時のばらつきが生じてもレーザ光照射窓１７に接する生体組織の表面の最高温度を常に正しく測定することができる。
［アルミセンサの製造方法］
次に、温度センサ（アルミセンサ）１１１の温度測定部の製造方法の一例について説明する。例えば、図２４Ａに示す形状の温度センサ（アルミセンサ）１１１の温度測定部１１１−７と電極１１１−４とを同時に製造する場合には、まず、ＰＥＴ樹脂などの透光性樹脂の薄膜基板（膜厚さは、１６〜８０μｍ、好ましくは、３８〜５０μｍ）上に真空蒸着によりアルミニウムの層を形成する。アルミニウム層の厚さは、０．２〜３μｍ、好ましくは、０．５〜１．５μｍである。次に、アルミニウム層の上にレジストを塗布後、薄膜基板をフォトリソグラフィで露光してレジストにパターンを形成する。次に、露光されたレジストをエッチングにより除去し、残ったレジストをマスクとしてその下のアルミニウムをドライ又はウェットエッチングなどによりエッチングし、不要になったレジストを剥離することにより、図２４Ａに示す温度センサ（アルミセンサ）１１１の温度測定部１１１−７およびと電極１１１−４が得られる。得られた温度測定素子１１１−１は、抵抗値は１００〜１０００Ω、線幅５〜４０μｍ、全長５０〜１００ｍｍであり、温度測定用面領域１１１−９の大きさは、３×３ｍｍである。なお、温度測定素子１１１−１および電極１１１−４の形状は、測定する部分に応じて自由に設計することができる。
［レーザ光照射下における表層温度の測定：図２５］
温度センサ（アルミセンサ）１１１を用いて温度測定した結果の一例を図２５に示す。図２５は、温度センサ（アルミセンサ）１１１を図２２に示すレーザ光照射窓１７（長手方向の長さ３０ｍｍ）に取付け、５Ｈｚ（２００ｍｓｅｃ）の周期でレーザ光照射部２０を挿入部１１０３の長手方向に往復運動させた場合（図２参照）に、温度センサ（アルミセンサ）１１１によって測定される温度の経時変化（１周期）の一例を示している（図５のレーザ光照射部の位置は、図２２参照）。温度センサ（アルミセンサ）１１１の温度測定用面領域１１１−９（図２４Ａ参照）は、３×３ｍｍであり、レーザ光の出力は１５Ｗ〜２５Ｗである。レーザ光照射部２０は、図２に示す方向に挿入部１１０３の長手方向に往復運動するため、温度センサ（アルミセンサ）１１１は、レーザ光を時間ｔ０〜ｔ１および時間ｔ３〜ｔ４の間、間欠的にレーザ光を受光する。この受光期間（照射期間）の間、温度センサ（アルミセンサ）１１１（レーザ光反射率９０％）は、レーザ光の一部を吸収して加熱されるため測定される温度は上昇するが、続くｔ２〜ｔ３および時間ｔ４〜ｔ８の間はレーザ光を受光しないので温度センサ（アルミセンサ）１１１の測定温度は周囲の温度まで低下する。図２５の例では、時刻ｔ３または時刻ｔ６でほぼ照射前の温度（温度センサに接する生体表面の温度）と等しくなる。従って、例えば、レーザ光照射下において、時刻ｔ６〜時刻ｔ８によって測定される温度Ｔを温度センサに接する生体表面の温度（周囲温度）として測定するすることにより、レーザ光照射下における温度センサ（アルミセンサ）１１１の加熱の影響を排除してレーザ光照射下における表層温度の変化を精度よく測定することができる。
なお、図２５において、照射前に温度センサに接する生体表面の温度（周囲温度）を示す測定温度がレーザ光の照射を受けて上昇し、上昇した測定温度がレーザ光の照射停止により生体表面の温度（周囲温度）と等しい温度まで下がるまでの時間を応答速度と定義すると、図２４Ａの構造の温度センサ（アルミセンサ）１１１の場合の応答速度は、５０ｍｓｅｃ程度である。
図２６は、第１実施形態で用いた温度センサ１１（薄型サーミスタ）と本実施形態で用いる温度センサ（アルミセンサ）１１１の応答速度を比較した図である。図２６より薄型サーミスタの応答速度は２００ｍｓｅｃ程度であり、温度センサ（アルミセンサ）１１１の応答速度は、薄型サーミスタの応答速度より早い。このため、温度センサ（アルミセンサ）１１１は、レーザ光照射部２０をより高速で往復運動する場合の表層温度の測定に適したセンサとして用いることができる。なお、温度センサ１１（薄型サーミスタ）を用いる場合には、その応答速度の遅さを補正計算により補うことができる。すなわち、表層温度を推測する式（例えば、式（１））を利用することにより測定温度から最高温度を算出することができる。したがって、温度センサ１１（薄型サーミスタ）と温度センサ（アルミセンサ）１１１とは、どちらもレーザ光照射部２０を往復運動する場合の表層温度の測定に適するセンサとして使用することはできる。
［温度制御の構成説明：図１１］
次に、上記測定した測定温度を用いて本医療用エネルギー照射装置１１０によって行われる表面温度の推定および各種制御処理について説明する。本医療用エネルギー照射装置１１０の制御回路の構成は、図１１で説明した第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置１０の制御回路と同じであるので、図１１を用いる制御回路の構成の説明は省略する。
［尿道表面温度の推定：図２７〜２９］
上記説明した医療用エネルギー照射装置１１０を用いて医師が加熱治療を行うときに挿入部１１０３に設置された温度センサ（アルミセンサ）１１１によって測定された表面温度の実測値から尿道表面温度を推定する方法について説明する。
温度センサ（アルミセンサ）１１１は、レーザ光照射窓１７上の図２２に示す領域（好ましくは、レーザ光の照射光径よりも広くレーザ光照射窓の幅よりも狭い領域）を覆うよう配置されているためレーザ光照射時において測定される表面温度Ｔｕは、生体組織の表面温度（尿道の表面温度）を直接測定しているものと考えられる。しかしながら、実際には、温度センサは、図２４Ｂに示すように目盛り付窓シール１８と外層チューブ１６とに挟まれて設置されているため、実際の尿道表面温度Ｔｍａｘは測定された表面温度Ｔｕより高くなる。そのため、測定された表面温度Ｔｕから実際の尿道表面温度Ｔｍａｘを推定する必要がり、以下、図２７〜２９を用いて、測定された表面温度Ｔｕから尿道表面温度Ｔｍａｘを推定する方法について説明する。
図２８は、温度センサ（アルミセンサ）１１１の温度測定素子１１１−１と尿道表面との位置関係を示す一例であり、横軸はレーザ光照射窓と尿道表面の位置、縦軸は温度を示している。図２８は、目盛り付窓シール１８の厚さが４８μｍ、温度センサ（アルミセンサ）の厚さが５０μｍ（薄膜基板１１１−５：４９μｍ、温度測定素子１１１−１：１μｍ）、外層チューブ１６の厚さが３８μｍの場合を示している。従って、温度測定素子１１１−１によって測定される温度は、尿道表面の温度ではなく尿道表面より３８μｍ離れた温度（挿入部の内部温度）である。
ここで、挿入部の内表面（図のＬ０）を基準位置とし、温度測定素子１１１−１の位置をＬ２、尿道表面の位置をＬ３とすると、挿入部の内表面から尿道表面までの長さ（Ｌ３）に対する挿入部の内表面から温度測定素子１１１−１までの長さ（Ｌ２）の割合をγ（補正係数）とすると、
γ＝Ｌ２／Ｌ３＝０．７２ （３）
である。そこで、（３）式の補正係数γを用いて、測定された表面温度Ｔｕから尿道表面温度Ｔｍａｘは次式によって得ることができる。
Ｔｍａｘ＝Ｔｃｏｏｌ＋（Ｔｕ−Ｔｃｏｏｌ）／γ （４）
ここで、Ｔｃｏｏｌは、挿入部１１０３内部を冷却する冷却水の温度であり、例えば、２０℃である。
図２７は、任意時刻におけるレーザ光照射時に測定される表面温度Ｔｕと、測定された表面温度Ｔｕから（４）式を用いて得られる尿道表面温度の推定値（Ｔｍａｘｃａｌ）とをプロットしたものである。図２７の例では、レーザ光の照射出力を０〜２５Ｗまで段階的に増加後、２５〜０Ｗまで段階的に減少させた場合を示している。このとき測定される表面温度Ｔｕの温度変化より、測定される表面温度Ｔｕがレーザ光の照射出力に追従して精度よく測定されていることがわかる。このことから、レーザ光照射時の任意時刻における実測された表面温度Ｔｕから（４）式を用いて尿道表面最高温度Ｔｍａｘを精度よく推定できることがわかった。
以上の実験結果に基づいて、レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから尿道表面最高温度Ｔｍａｘを算出する制御プログラムを作成してＲＯＭ２０２に格納した。図３０は、この制御プログラムに基づいてＣＰＵ２０１が各部を制御しながら実行する処理を示したものである。この処理は、医師が医療用エネルギー照射装置で加熱治療時に操作部から制御プログラムを実行するための実行コマンドや初期値などを入力することによって開始される。
まずステップＳ１３０１において、Ｔｃｏｏｌ（例えば、２０℃）とβ（例えば、０．７２）を設定し、次にステップＳ１３０２において測定された表面温度Ｔｕを受信すると、ステップＳ１３０３において（４）式に基づいてＴｍａｘを計算し、続いてステップＳ１３０４において測定された表面温度Ｔｕと算出された尿道表面温度Ｔｍａｘを表示部に表示させ、ステップＳ１３０５において次の測定が行われる場合はステップＳ１３０２に戻り上記説明した一連の操作を繰り返し、ステップＳ１３０５において測定を終了する場合にはステップＳ３０６に進み一連の作業を終了する。
［生体深部温度の推定］
また、本実施形態の医療用エネルギー照射装置１１０では、第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置１１において、図１５、１６で説明したのと同様の処理を行うことにより、医師が加熱治療を行うときに挿入部１１０３に設置された温度センサ（アルミセンサ）１１１によって測定された表面温度の実測値から生体深部温度を推定することができる。従って、生体深部温度の推定方法の説明は、図１５、１６で説明したのと同様でありその説明は重複するのでここでの説明は省略する。ただし、（２）式におけるβの値は温度センサ（アルミセンサ）１１１に適した値を用いて行う必要がある。
［照射タイミングの確認：図１７、１８］
また、本実施形態の医療用エネルギー照射装置１１０では、第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置１１において、図１７、１８で説明したのと同様に、医師が加熱治療を行うときに挿入部１１０３に設置された温度センサ（アルミセンサ）１１１によって測定された表面温度の実測値からレーザ光照射時の照射タイミングを確認し、照射タイミングが正常か異常かを識別する処理を行うことができる。しかしながら、この処理は、図１７、１８で説明したのと同様でありその説明は重複するのでここでの説明は省略する。
［レーザ光出力値の制御：図１９、２０］
また、本実施形態の医療用エネルギー照射装置１１０では、第１の実施形態の医療用エネルギー照射装置１１において、図１９、２０で説明したのと同様に、医師が加熱治療を行うときに挿入部１１０３に設置された温度センサ（アルミセンサ）１１１によって測定された表面温度からレーザ光照射時のレーザ光出力値（例えば、図１９に示す設定された昇温パターンに従って生体組織を加熱）を制御することもできる。しかしながら、この処理は、図１９、２０で説明したのと同様でありその説明は重複するのでここでの説明は省略する。
なお、上記説明した実施形態は、本発明を限定するために記載されたものではなく、発明の技術的思想内において種々変更可能である。また本発明の医療用エネルギー照射装置は、例えば、前立腺肥大症、前立腺ガンなどの前立腺疾患のように、前立腺近傍に存在する尿道や直腸などの正常組織の加熱による損傷を低減しつつ、前立腺のみを加熱治療する場合に適用することが好ましい。
［第２の実施形態の温度センサのまとめ］
第２の実施形態の医療用エネルギー照射装置１１０で使用する温度センサ（金属薄膜抵抗体、金属センサ）の特徴を以下にまとめる。本医療用エネルギー照射装置１１０は、尿道などの管腔からレーザ光を照射するレーザ光照射窓を有する挿入部を挿入し、挿入部のレーザ光照射窓からレーザ光を生体組織に向けて照射して前立腺肥大症などの加熱治療を行う際に、加熱治療中の生体組織の表面温度を直接精度良く測定して治療効果を高めることができる。金属センサの温度測定部は、金属薄膜抵抗体を温度測定素子として用い、その厚さが０．２〜３μｍ程度と小型化に適した薄さを有し、測定面積は、例えば９ｍｍ２と広い領域（面領域）の測定に適している。金属薄膜抵抗体の温度測定素子は、レーザ光の反射率（Ａｌで９０％）が大きいためレーザ光遮光板を設ける必要が無いので単純な構造とすることができる。また、図２４Ａに示すように金属薄膜抵抗体は、線幅５〜４０μｍ、全長５０〜１００ｍｍと細いため、レーザ光照射窓の広い領域（例えば、３ｍｍ×３ｍｍの程度）に設置してもレーザ光の照射を妨げないので、加熱治療を妨害することはない。（例えば、２５Ｗレーザ光照射の場合のエネルギー損出は３４ｍＷ（０．１５％）である。また温度測定部の応答速度は５０ｍｓｅｃ程度と早く、３〜１０Ｈｚで往復運動するレーザ光照射部の加熱治療時のレーザ光を間欠的に受光する管腔表面の最高温度の測定により適している。
また、測定された管腔表面温度からレーザ光の照射によって加熱された管腔表面の最高温度や深部温度（レーザ光照射目標部位）を推定することができる。このため加熱治療中に、管腔表面の最高温度や深部温度の経時変化を連続的に推定して表示部にすることができる。また、測定された温度が予め設定されている温度を超えたときに、光や音により警報をだして注意をうながしたりあるいはレーザ光の照射を停止するように制御することもできる。このため、タンパク質の変性に伴う生体組織の不可逆的な損傷（生体組織が５５℃の温度に約２０秒、５０℃の温度に約５分、４８℃の温度に約１０分晒されると生じる）を未然に防止できる。また、医師は、表示部に表示される管腔表面の最高温度を監視することによって、尿道が損傷されないように加熱治療時におけるレーザ光の照射条件などを変更することもできる。また、医師は、表示部に表示される深部温度を監視することによって、加熱治療時の効果を確認したり、深部温度に応じてレーザ光の照射を制御することもできる。例えば、深部温度が低すぎる場合にはレーザ光の照射を強くし、深部温度が目標温度に達した場合にはレーザ光の照射を停止する等の制御を行うことができる。
さらに、金属センサの温度測定部は広い領域（面領域）の測定に適しているため、挿入部を製造する際に、製造時にばらつきを生じても製造時のばらつきの影響を受けて測定部の温度が変化することはない。
従って、本医療用エネルギー照射装置は、単純で安価に製造可能な構造でありながら、加熱治療時における生体組織の温度を精度良く測定することにより安全に加熱治療を行うことができる。また、温度測定部は薄いことから挿入部を小型化することにより挿入時の患者の痛みを低減することもできる。このため、従来のように温度測定素子を２本のリード線に接続し、これらが絡まないように保護管に入れて使用する必要もないので挿入部を小型化できる。また、温度測定素子は挿入部内部に配置しないため冷却水の影響を少なくして精度良く生体表面温度を測定することができる。また、温度センサーを生体組織中に穿刺して直接生体組織の温度を測定する必要がないので、穿刺による生体組織の損傷や感染症による副作用を防止することもできる。
医療用エネルギー照射装置のシステム構成図である。 挿入部の断面図である。 挿入部の内部構成を示す外観斜視図である。 中空筒体上に配置される温度センサーの一例を説明する図である。 目盛付ガラスを用いてレーザ光照射窓を形成し、次に温度センサを中空筒体上に配置する方法の一例を示した図である。 目盛付窓シールを用いてレーザ光照射窓を形成し、次に温度センサを中空筒体上に配置する方法の一例を示した図である。 温度センサの構造を示す正面図である。 図７ＡのＡ−Ａ断面を拡大した図である。 温度センサを中空筒体上に配置した例を示す図である。 温度センサの製造方法を説明する図である。 反射面の動作とレーザ光の集中する生体組織部位（ターゲットポイント）の関係を説明する図である。 非平行溝の断面構造の位置（（ａ），（ｂ），（ｃ）の関係を説明する図である。 医療用エネルギー照射装置の制御回路の構成を示すブロック図である。 レーザ光照射時の表面温度の実測値と管腔壁最高温度の相関を示す図である。 任意時刻におけるレーザ光照射時の表面温度Ｔｕと、（１）式を用いて得られる管腔壁最高温度の推定値と実測値とをプロットした図である。 レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから管腔壁最高温度Ｔｍａｘを算出する処理を説明するフロー図である。 任意時刻におけるレーザ光照射時の表面温度Ｔｕと、（２）式を用いて得られる生体深部温度の推定値と実測値とをプロットした図である。 レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから生体深部温度Ｔｐを算出する処理を説明するフロー図である。 レーザ光出力が４、１１、１６Ｗの場合のときの２秒間の温度変化を示す例である。 レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから照射タイミングが正常か異常かを識別する処理を説明するフロー図である。 設定されたレーザ光照射時の表面温度の昇温パターンＴｕｔａｒｇｅｔ（ｔ）と実測された表面温度Ｔｕ（ｔ）の一例を示す図である。 レーザ光照射時の表面温度Ｔｕからレーザ光出力を制御する処理を説明するフロー図である。 同一薄膜基板上にそれぞれ独立した複数の温度センサを３つ配置した場合の図である。 中空筒体上に配置される温度センサ（アルミセンサ）の一例を説明する図である。 目盛付窓シールを用いてレーザ光照射窓を形成し、次に温度センサ（アルミセンサ）を中空筒体上に配置する方法の一例を示した図である。 温度センサ（アルミセンサ）の構造を示す正面図である。 温度センサ（アルミセンサ）の断面を説明する模式図である。 温度センサ（アルミセンサ）を中空筒体上に配置した例を示す図である。 温度センサ（アルミセンサ）を用いて温度測定をした一例を示す図である。 温度センサとしてアルミセンサと薄型サーミスタを用いて温度測定をした一例を示す図である。 任意時刻におけるレーザ光照射時の表面温度Ｔｕと（４）式を用いて得られる尿道表面温度の推定値とをプロットした図である。 表面温度Ｔｕから尿道表面温度を推定する方法を説明する図である。 レーザ光照射時の表面温度Ｔｕから尿道表面温度Ｔｍａｘを算出する処理を説明するフロー図である。
符号の説明
６ 内視鏡
１０ 医療用エネルギー照射装置
１１ 温度センサ
１１−１ 温度測定素子
１１−２ 導線部
１１−３ 薄膜基板
１１−４ 電極
１１−５ レーザ光遮光板
１１−６ 導線
１２ 光ファイバ
１４ 中空筒体
１５ 開口部
１６ 外層チューブ
１７ レーザ光照射窓
１８ 目盛付窓シール
１８Ａ 目盛
１９Ａ 目盛付ガラス
１９Ｂ 目盛付ガラス
２０ レーザ光照射部
２１ 反射面
２３ 往復移動部材
２５ モノレールパイプ
２６ 突起
２７ 回転部
３０ キャップ
３２ 前方窓
４０ 壁部材
４２ 非平行溝
１０３ 挿入部
１１０ アプリケータ
１０２ レーザ光発生部
１０３ 駆動電源
１０４ 冷却液循環部
１０５ 冷却温度調節部
１０６ 制御部
１０７ 表示部
１０８ 操作部
１１１ 温度センサ（アルミセンサ）
１１１−１ 温度測定素子
１１１−２ 導線部
１１１−３ 薄膜基板
１１１−４ 電極
１１１−５ 薄膜基板
１１１−６ 導線
１１１−７ 温度測定部
１１１−８ 位置マーカ
１１１−９ 温度測定用面領域
１５０ 駆動ユニット
１８５ 冷却液送りチューブ
１８６ 冷却液戻りチューブ
１８８ モータ
２０３ 挿入部
１１０３ 挿入部

Claims (26)

  1. 生体内に挿入される挿入部と、前記挿入部に配置される温度センサと、前記挿入部にエネルギーを生体組織に向けて照射するエネルギー照射窓とを有するエネルギー照射用医療器具であって、
    前記温度センサは、
    屈曲可能な薄膜基板と、
    前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線と、
    前記少なくとも第１および第２導線に電気的に結合している温度測定部とを有し、
    前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されていることを特徴とするエネルギー照射用医療器具。
  2. 前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内の周辺部に配置されていることを特徴とする請求項１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  3. 前記温度測定部は、
    前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線にそれぞれ接着され電気的に結合している第１および第２電極と、
    略板状の金属酸化物からなるサーミスタ素子と、を有し、
    前記第１および第２電極が前記サーミスタ素子と電気的に結合していることを特徴とする請求項２に記載のエネルギー照射用医療器具。
  4. 前記第１電極上に前記サーミスタ素子の第１面上が配置され、前記第１電極は前記サーミスタ素子に接着されかつ電気的に結合し、前記サーミスタ素子の第１面に対向する第２面上に前記第２電極が配置され、前記第２電極は前記サーミスタ素子と接着されてはいないが電気的に結合していることを特徴とする請求項２に記載のエネルギー照射用医療器具。
  5. 前記屈曲可能な薄膜基板を折り曲げることにより前記サーミスタ素子の第１の面に対向する第２の面上に前記第２の電極が配置されることを特徴とする請求項２に記載のエネルギー照射用医療器具。
  6. 前記薄膜基板は前記エネルギー照射窓の外側であって前記挿入部の長手方向に沿って配置されることを特徴とする請求項１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  7. 前記挿入部を被覆する外層チューブを更に有し、前記挿入部の外表面を前記外層チューブで被覆後、被覆した外層チューブを熱収縮させることにより前記サーミスタ素子と前記第２の電極とを圧接し電気的に結合させることを特徴とする請求項４に記載のエネルギー照射用医療器具。
  8. 前記サーミスタ素子を前記エネルギーから遮光する金属薄膜を更に有することを特徴とする請求項３に記載のエネルギー照射用医療器具。
  9. 前記金属薄膜は前記薄膜基板上に形成されており、前記薄膜基板を折り曲げることによって前記金属薄膜が前記サーミスタ素子を被覆することを特徴とする請求項８に記載のエネルギー照射用医療器具。
  10. 前記挿入部は、中空筒体と、前記中空筒体の側壁にエネルギー照射窓を形成する開口部とを有することを特徴とする請求項１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  11. 前記中空筒体には、前記開口部を覆う透光性の樹脂フィルムが貼付されていることを特徴とする請求項１０に記載のエネルギー照射用医療器具。
  12. 前記樹脂フィルムには目盛りが付されていることを特徴とする請求項１１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  13. 前記樹脂フィルムを被覆する外層チューブを更に有することを特徴とする請求項１１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  14. 前記薄膜基板上には使用者が生体に挿入した長さを読みとれる深度マーカが形成されていることを特徴とする請求項１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  15. 前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内の周辺部に配置されており、前記温度センサは、前記挿入部の上の異なる位置に複数個配置されていることを特徴とする請求項１に記載のエネルギー照射用医療器具。
  16. 生体内に挿入される挿入部と、前記挿入部に配置される温度センサと、前記挿入部にエネルギーを生体組織に向けて照射するエネルギー照射窓とを有するエネルギー照射用医療器具であって、
    前記温度センサは、
    屈曲可能な薄膜基板と、
    前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線と、
    前記少なくとも第１および第２導線に電気的に結合している金属薄膜抵抗体を含む温度測定部とを有し、
    前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されていることを特徴とするエネルギー照射用医療器具。
  17. 前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内を透過する前記エネルギーの照射幅よりも大きい範囲に配置されていることを特徴とする請求項１６に記載のエネルギー照射用医療器具。
  18. 前記薄膜基板は、前記エネルギーを透過する透光性樹脂によって形成されることを特徴とする請求項１６に記載のエネルギー照射用医療器具。
  19. 前記金属薄膜抵抗体が前記エネルギー照射窓を被覆する範囲は、前記エネルギーの照射径よりも大きく前記エネルギー照射窓の幅よりも小さいことを特徴とする請求項１６に記載のエネルギー照射用医療器具。
  20. 生体内に挿入される挿入部と、前記挿入部の上に配置される温度センサと、前記挿入部にエネルギーを生体組織に向けて照射するエネルギー照射窓とを有する医療用エネルギー照射装置であって、
    前記温度センサは、屈曲可能な薄膜基板と、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線と、前記少なくとも第１および第２導線に電気的に結合している温度測定部とを有し、前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されており、
    前記温度センサによって測定された温度に基づいて前記エネルギーが照射される生体組織の表面最高温度を推定する表面最高温度推定手段を有することを特徴とする医療用エネルギー照射装置。
  21. 前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓内の周辺部に配置されており、
    前記温度測定部は、前記薄膜基板上に形成された少なくとも第１および第２導線にそれぞれ接着され電気的に結合している第１および第２電極と、略板状の金属酸化物からなるサーミスタ素子と、を有し、前記第１および第２電極が前記サーミスタ素子と電気的に結合していることを特徴とする請求項２０に記載の医療用エネルギー照射装置。
  22. 前記温度測定部は、前記エネルギー照射窓の上に配置されており、
    前記温度測定部は、前記薄膜基板上に形成され、前記少なくとも第１および第２導線にそれぞれ接着され電気的に結合している第１および第２電極と、前記第１および第２電極に接着され電気的に結合している金属薄膜抵抗体と、を有することを特徴とする請求項２０に記載の医療用エネルギー照射装置。
  23. 前記温度センサによって測定された温度に基づいて前記エネルギーが照射される生体組織の深部温度を推定する深部温度推定手段を更に有することを特徴とする請求項２０乃至請求項２２のいずれか１項に記載の医療用エネルギー照射装置。
  24. 前記温度センサによって測定された温度に基づいて、前記生体組織に向けて照射するエネルギーを制御する制御手段を更に有することを特徴とする請求項２０乃至請求項２３のいずれか１項に記載の医療用エネルギー照射装置。
  25. 前記挿入部内部に配置され、前記レーザ光を反射面で反射して前記照射窓を介して生体組織に向けて照射する照射手段と、
    前記照射手段を前記挿入部の長手方向に沿って往復移動させる移動手段と、
    前記照射手段の照射角度を変化させる変更手段と、を更に有し、
    前記温度センサによって測定された温度に基づいて、前記照射手段の前記往復運動が前記移動手段によって正常に制御されているか否かを判断する判断手段を更に有することを特徴とする請求項２４に記載の医療用エネルギー照射装置。
  26. 前記エネルギーはレーザ光であることを特徴とする請求項２０乃至請求項２５のいずれか１項に記載の医療用エネルギー照射装置。
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