CN103565412A - 光动力诊断装置、光动力诊断方法及设备 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了光动力诊断装置、光动力诊断方法及设备，其中该光动力诊断装置包括：光源，用于生成时间宽度比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲；和检测器，用于测量相对于光脉冲的荧光的时间变化波形。

Description

光动力诊断装置、光动力诊断方法及设备
技术领域
本技术涉及光动力诊断装置、光动力诊断方法及可用于其的设备。
背景技术
一般地，由于肿瘤细胞未成熟，卟啉类物质很容易与细胞中的脂蛋白结合，并且卟啉类物质慢慢地从细胞中排出到外部。通过充分利用这个特性以及健康细胞和肿瘤细胞的排出速度之间的差别，当静脉注射卟啉类的药物时，健康细胞和肿瘤细胞之间将存在药物浓度差。因此，诞生了一种肿瘤选择药物。此外，通过利用光能量外部加入至药物并激发药物以提供荧光的光化学反应，药物被开发成用于使药物浓度差可视化的光敏剂。光敏剂的示例包括Laserphyrin（参见http://www.info.pmda.go.jp/go/pack/4299404D1028_1_05/)。由光敏剂和光的组合进行的诊断称作为光动力诊断，已被广泛应用于各种临床领域。
在现有技术中，光动力学诊断装置主要依次照射来自激光或者灯的光，测量通过光敏剂获得的荧光，并确定肿瘤。然而，根据现有技术，仅通过荧光强度并不能确定肿瘤细胞。在光动力诊断中，改善肿瘤确定的精确度或者建立诊断指标而不是通过从荧光强度读取药物浓度的信息成为一项重要的技术。日本专利申请公开第2011-218149号和日本专利申请公开第2008-43383号涉及该技术。
发明内容
鉴于上文，期望提供新型且有用的光动力诊断装置、光动力诊断方法及用于其的设备。
还期望提供能够提高肿瘤确定精确度的光动力诊断装置、光动力诊断方法及用于其的设备。
还期望提供能够建立关于肿瘤分期和肿瘤在深度方向上的入侵程度的诊断指标的光动力诊断装置、光动力诊断方法及用于其的设备。
根据本技术，光动力诊断装置包括：光源，可生成比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲；和检测器，可检测相对于光脉冲的荧光的时间变化波形（荧光强度随时间变化）。
根据本技术，测量相对于时间宽度比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲的荧光的时间变化波形。根据测量结果，可精确确定肿瘤。此外，根据测量结果，可建立关于肿瘤分期和肿瘤在深度方向上的入侵程度的新诊断指标。
根据本技术的光动力诊断装置还可包括：控制器，用于从检测器依次获得通过在光源处生成的光脉冲生成的荧光的时间变化波形，根据重复频率对多个波形进行积分并平均化，并且通过从平均后的波形减去背景信号来获得荧光寿命。
根据本技术，由于使用根据重复频率积分的荧光的时间变化波形，所以即使荧光微弱，也可容易地计算荧光寿命。
根据本技术，检测器包括用于以比光敏剂荧光寿命更高的响应速度测量对于光脉冲的荧光的时间变化波形的设备。通过使用这样的设备，能够精确测量荧光的时间变化波形。该设备的实例包括扫描相机（streakcamera）、光电倍增管、CCD、CMOS和光电二极管。
根据本技术的光动力诊断装置还可包括驱动单元，用于生成同步信号，同步信号与用于驱动光源的电脉冲和用于驱动检测器的电脉冲同步，并且比电脉冲延迟。光源基于电脉冲生成光脉冲。检测器可基于同步信号控制荧光的光接收持续时间。这样可利用简单结构实现精确测量荧光时间变化波形。
根据本技术的光动力诊断装置还可包括：分色镜，在光脉冲的峰值波长附近具有高反射率，该分色镜反射来自光源的光脉冲，将光脉冲引导到目标并且透射来自目标的荧光；长波长截止滤波器，设置于光源与分色镜之间的光路上，阻断比光脉冲峰值波长更长的波长；和短波长截止滤波器，设置于分色镜与检测器之间的光路上，阻断比光敏剂峰值波长更短的波长。这样即使荧光微弱，也可容易地计算荧光寿命。
根据本技术另一实施方式的光动力诊断方法包括以下步骤：生成时间宽度比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲，利用所生成的光脉冲照射目标，并且测量从目标生成的相对于光脉冲的荧光的时间变化波形。
根据本技术，测量对于时间宽度比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲的荧光的时间变化波形。根据测量结果，可精确确定肿瘤。此外，根据测量结果，可建立关于肿瘤分期和肿瘤在深度方向的入侵程度的新诊断指标。根据本技术，基于荧光的时间变化波形，可确定荧光寿命，并且基于荧光寿命可获得关于肿瘤分期的诊断指标。根据本技术，基于荧光的时间变化波形可确定荧光寿命，并且基于荧光寿命可获得关于肿瘤入侵程度的诊断指标。
根据本技术，可依次获得由光脉冲生成的荧光的时间变化波形，可根据重复频率对于多个波形进行积分并平均化，并且通过从平均后的波形减去背景信号来获得荧光寿命。这样即使荧光微弱，也可容易地计算荧光寿命。
根据本技术的其他实施方式，可卸装地连接至光动力诊断装置主体（包括用于生成时间宽度比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲的光源和用于测量荧光对于光脉冲的时间变化波形的检测器）的设备包括：线缆，用于传输由光源生成的光脉冲，利用光脉冲照射目标，输入相对于所照射的光脉冲的荧光，并且将荧光传输到检测器；分色镜，在光脉冲的峰值波长附近具有高反射，该分色镜反射来自光源的光脉冲，将光脉冲引导到目标，并且透射来自目标的荧光；长波长截止滤波器，设置于光源与分色镜之间的光路上，长波长截止滤波器阻断比光脉冲的峰值波长更长的波长；和短波长截止滤波器，设置于分色镜与检测器之间的光路上，短波长截止滤波器阻断比光敏剂峰值波长更短的波长。这样即使荧光微弱，也可容易地计算荧光寿命。
如上所述，根据本技术，可精确确定肿瘤。此外，根据本技术，可建立关于肿瘤分期和肿瘤在深度方向上的入侵程度的新诊断指标。
根据以下对于最佳实施方式的详细描述的启示，结合附图，本技术的这些和其他目的、特征和优点都将更加显而易见。
附图说明
图1是示出了根据本技术实施方式的光动力诊断装置外观的透视图；
图2是示出了图1中所示的光动力诊断装置结构的框图；
图3示出了根据本技术实施方式的荧光测量的时间图；
图4是示出了根据本技术实施方式的荧光测量动作的时间流程；
图5是示出了根据本技术实施方式的光传输单元的主单元结构的示意图；
图6是示出了根据本技术实施方式测量的荧光时间变化波形的示图；
图7是示出了根据本技术实施方式测量的荧光时间变化波形的示图；
图8是示出了相同温热效果的温度与处理时间之间关系的示图（S-180肿瘤）（摘自“ME的基础知识和安全管理（basic knowledge andsafety management of ME）”p.329（图26-2），Japanese Society for ME(Medical and Biological Engineering)指导，ME Technician EducationCouncil，Nankodo,Co.,Ltd.）；
图9示出了恶性肿瘤由大肠表面入侵的概念图；
图10示出了根据本技术实施方式的大肠癌入侵与荧光寿命之间的关系；
图11是示出了根据本技术另一实施方式的光动力诊断装置结构的框图；
图12是示出了图11所示的光传输主单元结构的框图；
图13示出根据本技术的内窥镜的结构；
图14示出图13所示的内窥镜的末端的结构；和
图15示出根据本技术的激光显微镜的结构。
具体实施方式
下文中，将参照附图对本技术实施方式进行说明。
（光动力诊断装置的结构）
图1是示出根据本发明实施方式的光动力诊断装置外观的透视图。
如图1所示，光动力诊断装置1包括光动力诊断装置主体10、光传输单元20和监视器30。
光动力诊断装置主体10根据操作单元11的输入操作从光输入/输出（I/O）单元12输出光脉冲。输出的光脉冲经由连接到光I/O单元12的光传输单元20照射作为目标的样本（细胞）40。从样本40生成的相对于光脉冲的荧光经由光传输单元20输入至光I/O单元12。
图2是示出光动力诊断装置1的结构的框图。
如图2所示，光动力诊断装置主体10包括操作单元11、光I/O单元12、驱动单元13、光源14、检测器15、控制器16和监视器连接单元17。
操作员输入操作指令至操作单元11。
光传输单元20可卸装地连接至光I/O单元12。光I/O单元12将光源14上生成的光脉冲输出至相连接的光传输单元20。光I/O单元12引入相对于从光传输单元20传输的光脉冲的荧光，并将它发送至检测器15。
驱动单元13生成电脉冲和同步信号以驱动光源14和检测器15，将电脉冲传输至光源14，并且将同步信号传输至检测器15。高输出脉冲发生器可用作驱动单元13中的驱动系统。例如，高输出脉冲发生器生成重复频率为1MHz、脉宽为1.5ns的电脉冲。电脉冲施加到例如光源14中的高输出半导体激光器，并且高输出半导体激光器生成超短脉冲光。
例如，光源14具有上述高输出半导体激光器（以下简称为“LD”）。在本技术中，不仅可使用LD，也可使用诸如光纤激光器和固体激光器的其他设备。光源14通过例如根据从驱动单元13发送的电脉冲对LD进行增益切换来生成光脉冲，并且将所生成的光脉冲传输至光I/O单元12。光源14至少具有生成时间宽度比所使用的光敏剂的荧光寿命更短的光脉冲的功能。所生成的光脉冲（以下称为“激发光”）激发光敏剂，该光敏剂经由光传输单元20与作为目标的样本（细胞）40相匹配，并且引起光化学反应。
检测器15通过从驱动单元13发送的同步信号开启/关闭检测功能。检测器15可配置为具有快门以开启/关闭待检测的输入光，并且通过同步信号开启/关闭快门。检测器15在预定定时基于从驱动单元13发送的同步信号检测从光I/O单元12发送的荧光，并且将检测结果传输至控制器16。换言之，通过上述光化学反应生成的光（称为“荧光”）经由光传输单元20传送，并且在检测器15处测量。此时，通过将检测定时与施加于光源14中LD的电脉冲同步，可获得荧光的时间变化波形。
图3示出荧光测量的时间图。检测器15包括光检测器或者图像传感器，它们可以比所使用的光敏剂的荧光寿命更高的响应速度测量荧光时间变化波形。该设备的特定实例包括扫描相机、光电倍增管、CCD、CMOS和光电二极管（PD）。
图3中，A示出通过驱动单元13施加于光源14中LD的电脉冲。例如，如上所述，电脉冲具有1MHz重复频率（周期为1μs）和1.5ns脉宽。图3中，B示出从光源14中LD生成的光脉冲（激发光）。光脉冲通过电脉冲的生成触发，并且在从电脉冲上升的预定时间延迟处生成。例如，光脉冲具有240ps的脉宽。
图3中，C示出相对于光脉冲的从细胞（样本）生成的荧光。荧光在与光脉冲几乎同一定时开始发光，并且相对于光脉冲略微延迟结束发光。图3中，D示出从驱动单元13传输至检测器15的同步信号。检测器15通过同步信号开启/关闭或者开启/关闭快门。如图3中D所示，波形上升表示检测器15开启或者检测器15中的快门开启。在检测器15中，当图像传感器用作检测设备时，图3中D的“开启”可对应于图像处理定时。
理想情况下，同步信号至少在图3中C所示的荧光发射的持续时间内上升，或者尽量与持续时间保持相同。例如，同步信号可在从图3中A所示的电脉冲的预定时间延迟处生成。当电脉冲上升的时间间隔比发射荧光的持续时间更长时，可通过使电脉冲延迟预定时间来使用同步信号而不需要改变。
控制器16根据从操作单元11输入的操作指令来控制驱动单元13、光源14和检测器15的动作。控制器16基于由检测器15检测到的荧光进行预定处理，并且经由连接单元17将监视信号输出到监视器30。
图4是示出通过控制器16的荧光测量动作的时间流程。控制器16配置为通过储存于存储器中的软件来运行CPU。也可采用其他结构。
当输入荧光测量操作指令时，控制器16输出电脉冲至驱动单元13，并且由此光源14输出光脉冲以开启检测器15。控制器16检测通过如图3中A所示的电脉冲上升触发的信号（步骤41），并且调节相对于触发信号的荧光信号的延迟时间（步骤42）。荧光信号从如图3中C所示的荧光得到。控制器16将延迟时间作为图3中D所示的同步信号的延迟时间。
检测器15通过具有延迟时间的同步信号开启/关闭或者开启/关闭检测器15中的快门。以此方式，控制器16从检测器15依次获得在光脉冲处生成的荧光的时间变化波形（步骤43）。控制器16根据重复频率对于在光脉冲间隔生成的荧光时间变化波形进行积分并平均化（步骤44）。控制器16通过从所平均的荧光的时间变化波形减去背景信号获得荧光寿命，并且在监视器30上显示所平均的荧光时间变化波形和荧光寿命（步骤45）。
由于相对于光脉冲的荧光时间变化波形小，因此难以计算荧光寿命。根据本技术，由于使用根据重复频率积分的荧光时间变化波形，所以可容易地计算荧光时间。
（光传输单元的结构）
如图2所示，光传输单元20包括长度约为1m至2m含有光纤的线缆21、连接至线缆21一端的连接单元22、和连接到线缆21另一端的主单元23。连接单元22可卸装地连接至到光动力诊断装置主体10中的光I/O单元12。光I/O单元12可通过线缆21延伸至光动力诊断装置主体10的外部，并可卸装地连接至连接单元22。
图5为示出主单元23的结构的示意图。
这里，激发光的峰值波长为λe，荧光的峰值波长为λf。如图5所示，主单元23包括：聚光透镜24，聚光透镜24为物镜；长波长截止滤波器25，阻断比λe更长的波长；分色镜26，设计为在λe附近具有高反射率；和短波长截止滤波器27，阻断比λf更短的波长。
从光动力诊断装置主体10进入主单元23的激发光通过长波长截止滤波器25。激发光通过分色镜26改变其光路，并且经由聚光透镜24出射到样本40。另一方面，从样本40生成的光（荧光）通过分色镜26，并且经由短波长截止滤波器27出射到光动力诊断装置主体10。
如上所述，当激发光的峰值波长为λe且荧光的峰值波长为λf时，众所周知，根据能级关系，它们的关系一般总是为λe<λf。根据本技术，光传输单元20的光学系统可利用这点来配置。
入射到主单元23上的大部分激发光经由聚光透镜24通过分色镜26引向样本40，而不是经由短波长截止滤波器27从分色镜26引向光动力诊断装置主体10。此外，即使激发光可经由短波长截止滤波器27引向光动力诊断装置主体10，激发光也被短波长截止滤波器27捕获（阻止）。另一方面，来自样本40的荧光经由分色镜26和短波长截止滤波器27出射至光动力诊断装置主体10。由样本40反射的激发光被分色镜26和短波长截止滤波器27双重捕获。
在具有根据本技术的结构的光传输单元20中，能够仅仅将从样本的光（包括激发光的反射成分）的药物荧光或者其大部分引至光动力诊断装置主体10。
（使用光动力诊断装置的诊断）
图6和图7示出在检测器15处使用由滨松光子学株式会社（Hamamatsu Photonics K.K.）制造的扫描相机（型号：C1120）测量的荧光的时间变化波形。此处，施加于样本的光敏剂为亚甲蓝（四亚甲蓝氯三水合物，C16H18N3SCl·3H2O），且溶解于缓冲液中以提供样本溶液。激发光为通过对半导体激光器进行增益切换生成的光脉冲（脉宽为240ps，重复频率为1MHz），。图6示出在20°C样本温度下的荧光的时间变化波形，图7示出在35°C样本温度下的荧光的时间变化波形。
如图6所示，可以发现，药物的荧光寿命（直到1/e峰值强度所需的时间）在20°C样本温度下大约为510ps。相反，如图7所示，在35°C样本温度下，药物荧光寿命大约为410ps。因此，荧光寿命缩短。
因为光化学反应的平衡速度常数随着温度而增加，所以荧光寿命也不同。换言之，样本温度与荧光寿命之间有相关性。这意味着可提供新诊断指标。
例如，如图8所示，可以发现，正常细胞和肿瘤细胞中的耐热性（相对于温度的特性）是不同的。通过利用这点，分析荧光的时间变化波形，从而提供有关肿瘤进展的诊断指标。
在使用光动力诊断装置1的诊断中，荧光寿命可由操作员测量。例如，荧光寿命可通过计算在光动力诊断装置1中峰值强度变为1/e时所需的时间来显示。此外，基于在光动力诊断装置1上计算的荧光寿命，可量化肿瘤分期。
图9示出恶性肿瘤由大肠表面入侵的概念图。
如图9所示，大肠的表面与黏膜51重叠。黏膜51的下方有黏膜下层52，黏膜下层52下方有固有肌层53。
图9中，每个由虚线定义的区域54表示恶性肿瘤。通常，随着时间的消逝，恶性肿瘤54以左边区域、中间区域和右边区域的顺序从大肠的表面入侵。在左边区域，恶性肿瘤54仅入侵至黏膜51。在中间区域，恶性肿瘤54入侵至黏膜下层52。在右边区域，恶性肿瘤54入侵至固有肌层53。
图10示出大肠癌入侵与荧光寿命之间的关系。
在图10中，A表示当恶性肿瘤54仅入侵至黏膜51时的荧光寿命。在这种情况下，荧光寿命称为Ta。B表示当恶性肿瘤54入侵至黏膜下层52时的荧光寿命。在这种情况下，荧光寿命称为Tb。C表示当恶性肿瘤54入侵至固有肌层53时的荧光寿命。在这种情况下，荧光寿命称为Tc。
当比较这些荧光寿命时，可以发现，Ta>Tb>Tc。
换言之，可以发现，根据肿瘤入侵程度，荧光寿命缩短。这意味着可提供新诊断指标。在大肠癌确定中，根据癌入侵的层选择可选择外科手术方法，从而提供非常有用的诊断指标。
因此，在使用光动力诊断装置1的诊断中，当操作员测量荧光寿命时，例如可诊断肿瘤入侵程度。作为另一个实例，可在光动力诊断装置1处计算并显示荧光寿命。作为又一个实例，可基于在光动力诊断装置1处计算的荧光寿命，量化并显示肿瘤入侵程度。
日本专利申请公开第2011-218149号公开使用脉冲激光测量从与药物相匹配的样本生成的声波并且用于诊断的技术。日本专利申请公开第2008-43383号公开通过使光源多波化以增加所得荧光图像的技术，荧光图像用于诊断。这些公开技术的全部内容并入本说明书中。然而，光动力诊断装置1与上文公开的技术不同之处基本在于光动力诊断装置1包括：光源14，可生成时间宽度比光敏剂荧光寿命更短的光脉冲；和检测器15，可测量相对于光脉冲的荧光的时间变化波形。换言之，本技术专注于光敏剂中荧光的时间变化波形，并且通过上述结构测量荧光的时间变化波形以确定荧光寿命，并且从荧光寿命提供新诊断指标。
（光动力诊断装置的其他结构）
图11是示出根据本技术的光动力诊断装置的另一结构的框图。在图11中，为了指示是相同结构，适当地，由图1和图2中相同的符号表示的结构以及对这部分的描述将省略。
如图11所示，光动力诊断装置2包括光动力诊断装置主体210、线缆单元211和监视器30。光动力诊断装置主体210包括操作单元11、光传输主单元220、驱动单元13、光源14、检测器15、控制器16和监视器连接单元17。在图11所示的光动力诊断装置主体210中，光传输主单元220的构成与如图1和图2所示的光动力诊断装置主体的光传输主单元不同。
如图12所示，光传输主单元220包括长波长截止滤波器25、分色镜26和短波长截止滤波器27。在线缆单元211中，聚光透镜24连接到长度为约1m至2m含有光纤的线缆21的一端，并且光动力诊断装置主体210中的光传输主单元220可卸装地连接至线缆21的另一端。
具有上述结构的光动力诊断装置2与图1和图2所示的光动力诊断装置1不同之处在于光传输主单元220包括在光动力诊断装置主体210内。
（其他光动力诊断装置）
根据本技术的光动力诊断装置可适用于其他设备，诸如内窥镜和激光显微镜。
图13示出具有根据本技术的光动力诊断装置的功能的内窥镜结构。
如图13所示，内窥镜3包括主单元310、操作单元320、插入单元330和末端340。
主单元310包括：供应单元，用于给末端340提供光和空气；图像处理单元，用于处理来自末端340的图像；光动力诊断单元（未示出它们中任何一个）等。
主单元310中的光动力诊断单元具有图2所示的光动力诊断装置主体10的结构。换言之，主单元310中的光动力诊断装置单元包括操作单元11、光输入/输出（I/O）单元12、驱动单元13、光源14、检测器15、控制器16和监视器连接单元17，如图2所示。来自主单元310中的图像处理单元的图像数据经由监视器连接单元17输出至监视器30（参见图2）。在监视器30中，显示通过内窥镜3摄像的图像。
通过操作单元320，操作员操作内窥镜3。通过操作单元320，使内窥镜3倾斜，吸入并供应空气，馈送水，并且插入钳子。
插入单元330插入到摄像的部位。
如图14所示，除了图5所示的光传输单元20的结构，末端340包括：物镜341；摄像单元342，诸如CCD图像传感器；喷嘴343，用于馈送水或者空气；导光体344，用于照射摄像部位；和钳子槽345，用于收集组织。
因此内窥镜3不仅具有内窥镜功能，而且可进行如第一实施方式中示出的光动力诊断。
接着，将描述本技术适用于激光显微镜的实施方式。
图15示出具有根据本技术的光动力诊断装置的功能的激光显微镜结构。
如图15所示，激光显微镜4包括光源410、透镜411、分色镜412、物镜413、销孔414、检测器415、驱动单元416、控制器417、操作单元418和监视器419。
光源410、检测器415、驱动单元416、控制器417和操作单元418具有类似上述实施方式的结构。
从光源410生成的光脉冲通过透镜411、分色镜412和物镜413，激发与作为目标的样本（细胞）430匹配的光敏剂，并且引起光化学反应。通过光化学反应生成的荧光通过物镜413、分色镜412和销孔414，并且在检测器415处测量。在检测器415处，获得荧光的时间变化波形。通过时间变化波形，可检测样本420的荧光寿命。因此，可提供关于肿瘤分期和肿瘤在深度方向的入侵程度的新诊断指标。
在图15所示的激光显微镜中，长波长截止滤波器可设置于光源410与分色镜412之间，短波长截止滤波器可设置于分色镜412与检测器415之间。
（其他）
本技术并不限于上述实施方式，并且可在多种其他实施方式中实现。
本技术可具有以下配置。
（1）一种光动力诊断装置，包括：
光源，用于生成时间宽度比光敏剂的荧光寿命短的光脉冲；和
检测器，用于测量相对于所述光脉冲的所述荧光的时间变化波形。
（2）根据以上（1）所述的光动力诊断装置，还包括：
控制器，用于从所述检测器依次获得通过在所述光源处生成的所述光脉冲生成的所述荧光的时间变化波形，根据重复频率对于多个所述波形进行积分并平均化，并且通过从平均后的波形减去背景信号来获得所述荧光寿命。
（3）根据以上（1）或（2）所述的光动力诊断装置，其中，
所述检测器包括用于以比所述光敏剂的荧光寿命更高的响应速度来测量相对于所述光脉冲的所述荧光的时间变化波形的设备。
（4）根据以上（3）所述的光动力诊断装置，其中，
所述设备为选自扫描相机、光电倍增管、CCD、CMOS和光电二极管中的一个。
（5）根据以上（1）至（4）中的任一项所述的光动力诊断装置，还包括：
驱动单元，用于生成同步信号，所述同步信号与用于驱动所述光源的电脉冲和用于驱动所述检测器的电脉冲同步，并且比所述电脉冲延迟，其中
所述光源基于所述电脉冲生成所述光脉冲，并且
所述检测器基于所述同步信号来控制所述荧光的光接收持续时间。
（6）根据以上（1）至（5）中的任一项所述的光动力诊断装置，还包括：
分色镜，在所述光脉冲的峰值波长附近具有高反射率，所述分色镜反射来自所述光源的光脉冲，将所述光脉冲引导到目标，并且透过来自所述目标的荧光；
长波长截止滤波器，设置于所述光源与所述分色镜之间的光路上，所述长波长截止滤波器阻断比所述光脉冲的峰值波长更长的波长；和
短波长截止滤波器，设置于所述分色镜与所述检测器之间的光路上，所述短波长截止滤波器阻断比所述光敏剂的荧光的峰值波长更短的波长。
（7）一种光动力诊断方法，包括：
生成时间宽度比光敏剂的荧光寿命短的光脉冲；
用生成的所述光脉冲照射目标；并且
测量从所述目标生成的对于所述光脉冲的荧光的时间变化波形。
（8）根据上述（7）所述的光动力诊断方法，其中：
基于所述荧光的时间变化波形，确定荧光寿命，并且
基于所述荧光寿命，获得关于肿瘤分期的诊断指标。
（9）根据上述（7）或（8）所述的光动力诊断方法，其中：
基于所述荧光的时间变化波形，确定荧光寿命，并且
基于所述荧光寿命，获得关于肿瘤入侵程度的诊断指标。
（10）根据权利要求（7）至（9）中的任一项所述的光动力诊断方法，还包括：
依次获得通过所述光脉冲生成的所述荧光的时间变化波形；
根据重复频率，对于多个所述波形进行积分并平均化；并且
通过从平均后的波形减去背景信号来获得所述荧光寿命。
（11）一种可卸装地连接至光动力诊断装置主体的设备，所述光动力诊断装置主体包括用于生成时间宽度比光敏剂的荧光寿命短的光脉冲的光源和用于测量相对于所述光脉冲的所述荧光的时间变化波形的检测器，所述设备包括：
线缆，用于传输由所述光源生成的光脉冲，利用所述光脉冲照射目标，输入相对于所照射的所述光脉冲的荧光，并且将所述荧光传输到所述检测器；
分色镜，在所述光脉冲的峰值波长附近具有高反射率，所述分色镜反射来自所述光源的光脉冲，将所述光脉冲引导到目标，并且透射来自所述目标的荧光；
长波长截止滤波器，设置于所述光源与所述分色镜之间的光路上，所述长波长截止滤波器阻断比所述光脉冲的峰值波长更长的波长；和
短波长截止滤波器，设置于所述分色镜与所述检测器之间的光路上，所述短波长截止滤波器阻断比所述光敏剂的荧光的峰值波长更短的波长。
本技术包括于2013年7月26日向日本专利局提交的日本在先专利申请JP2012-165403中公开的主题，其全部内容以引用方式并入本文中。
本领域技术人员应当理解，根据设计需求和其他因素，可进行各种修改、组合、子组合和变形，只要它们包括在所附权利要求或其等同物的范围之内。

Claims (12)

1.一种光动力诊断装置，包括：
光源，用于生成时间宽度比光敏剂的荧光寿命短的光脉冲；和
检测器，用于测量相对于所述光脉冲的所述荧光的时间变化波形。
2.根据权利要求1所述的光动力诊断装置，还包括：
控制器，用于从所述检测器依次获得通过在所述光源处生成的所述光脉冲生成的所述荧光的时间变化波形，根据重复频率对于多个所述波形进行积分并平均化，并且通过从平均后的波形减去背景信号来获得所述荧光寿命。
3.根据权利要求1所述的光动力诊断装置，其中，
所述检测器包括用于以比所述光敏剂的荧光寿命更高的响应速度来测量相对于所述光脉冲的所述荧光的时间变化波形的设备。
4.根据权利要求3所述的光动力诊断装置，其中，
所述设备为选自扫描相机、光电倍增管、CCD、CMOS和光电二极管中的一个。
5.根据权利要求1所述的光动力诊断装置，还包括：
驱动单元，用于生成同步信号，所述同步信号与用于驱动所述光源的电脉冲和用于驱动所述检测器的电脉冲同步，并且比所述电脉冲延迟，其中
所述光源基于所述电脉冲生成所述光脉冲，并且
所述检测器基于所述同步信号来控制所述荧光的光接收持续时间。
6.根据权利要求1所述的光动力诊断装置，还包括：
分色镜，在所述光脉冲的峰值波长附近具有高反射率，所述分色镜反射来自所述光源的光脉冲，将所述光脉冲引导到目标，并且透过来自所述目标的荧光；
长波长截止滤波器，设置于所述光源与所述分色镜之间的光路上，所述长波长截止滤波器阻断比所述光脉冲的峰值波长更长的波长；和
短波长截止滤波器，设置于所述分色镜与所述检测器之间的光路上，所述短波长截止滤波器阻断比所述光敏剂的荧光的峰值波长更短的波长。
7.根据权利要求1所述的光动力诊断装置，其中，所述光源通过将电脉冲施加至其中的激光器来生成所述光脉冲。
8.一种光动力诊断方法，包括：
生成时间宽度比光敏剂的荧光寿命短的光脉冲；
用生成的所述光脉冲照射目标；并且
测量从所述目标生成的对于所述光脉冲的荧光的时间变化波形。
9.根据权利要求8所述的光动力诊断方法，其中：
基于所述荧光的时间变化波形，确定荧光寿命，并且
基于所述荧光寿命，获得关于肿瘤分期的诊断指标。
10.根据权利要求8所述的光动力诊断方法，其中：
基于所述荧光的时间变化波形，确定荧光寿命，并且
基于所述荧光寿命，获得关于肿瘤入侵程度的诊断指标。
11.根据权利要求8所述的光动力诊断方法，还包括：
依次获得通过所述光脉冲生成的所述荧光的时间变化波形；
根据重复频率，对于多个所述波形进行积分并平均化；并且
通过从平均后的波形减去背景信号来获得所述荧光寿命。
12.一种可卸装地连接至光动力诊断装置主体的设备，所述光动力诊断装置主体包括用于生成时间宽度比光敏剂的荧光寿命短的光脉冲的光源和用于测量相对于所述光脉冲的所述荧光的时间变化波形的检测器，所述设备包括：
线缆，用于传输由所述光源生成的光脉冲，利用所述光脉冲照射目标，输入相对于所照射的所述光脉冲的荧光，并且将所述荧光传输到所述检测器；
分色镜，在所述光脉冲的峰值波长附近具有高反射率，所述分色镜反射来自所述光源的光脉冲，将所述光脉冲引导到目标，并且透射来自所述目标的荧光；
长波长截止滤波器，设置于所述光源与所述分色镜之间的光路上，所述长波长截止滤波器阻断比所述光脉冲的峰值波长更长的波长；和
短波长截止滤波器，设置于所述分色镜与所述检测器之间的光路上，所述短波长截止滤波器阻断比所述光敏剂的荧光的峰值波长更短的波长。
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