CN105263576A - 治疗进度监视装置及其方法 - Google Patents

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Abstract

提供在治疗中可以实时了解细胞外光动力疗法的治疗深度的治疗进度监视装置及其方法。是光动力疗法的进度监视装置(1)。具有将可激发感光性物质的波长的激发光向所述感光性物质照射的照射单元(30)，所述感光性物质分布于生物体的细胞外液、跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给；在检出对象期间检出通过激发光与感光性物质的反应而被激发的感光性物质失活而成为基底状态时发生的荧光强度的检出单元(30)、(20)、(13)；使用在检出对象期间的荧光强度，将推算治疗领域的体积或者深度的指标值实时计算出的深度运算单元(14)；实时地将指标值输出于显示部或者存储部的输出单元(14)、(16)、(17)。

Description

治疗进度监视装置及其方法
技术领域
本发明涉及监视光动力疗法的进度的治疗进度监视装置及其方法。
背景技术
快速性心律失常(tachyarrhythmia)是通过向异常兴奋的正常的心肌组织的传递，或者通过在心肌组织内形成电流的兴奋的旋转回路(折返环路)，发生的心律失常。通常，心脏的兴奋通过从窦房结的兴奋控制在正常比率(窦性心律)，快速性心律失常的情况下，通过从一部分的心脏组织的异常兴奋，心跳数以比窦性心律更快的比率持续。折返环路指的是，由于在心肌组织存在传递障碍部位等，不进行正常的电流兴奋传递而是兴奋呈回路状往复的部分。
现在，快速性心律失常的治疗，一般情况下进行通过使用导管的高频波消蚀的异常部位的烧灼，代替此高频波消蚀，对于快速性心律失常的光动力疗法(Photodynamictherapy：PDT，也称为光化学疗法)的临床化研究正在进行(例如，专利文献1)。
光动力疗法，现在主要用于在内窥镜下的癌症的治疗。
在癌症的光动力疗法中，将感光性物质通过静脉注射等方法用药，在使癌组织有选择地吸收·集聚后，通过照射激光等光线处理癌组织。
也就是说，通过光线照射将被癌组织摄入的感光性物质激发的话，被激发的感光性物质的能量转移至存在于癌组织内的氧气，生成活性的单态氧，此单态氧通过其强大的氧化能力使组织病变部的细胞坏死。
癌症的光动力疗法利用了感光性物质向组织病变部选择性地集聚的性质与被光敏化的性质。
因此，在对癌组织等的组织病变部的光动力疗法中，实时监视治疗的进度，在达到一定的进度时，使治疗结束的装置被提出(专利文献2)。
根据专利文献2，在治疗前给药患者感光性物质，开始光动力疗法的光放射。实时监视在治疗中的光分解生成物的发生量，在光分解生成物的发生量超过一定的临界值时，计算机关闭激光的阀门，结束光动力疗法。
根据专利文献2的装置，治疗中，医生可以实时了解治疗的进度的同时，可以自动了解治疗的结束时期，非常方便。
专利文献1：国际公开第2008/066206号
专利文献2：美国专利第6128525号说明书
发明内容
然而，在专利文献2的装置中，虽然可以监视利用感光性物质的向组织病变部的集聚性的针对癌组织等的光动力疗法的进度，但是不能监视在治疗对象组织内的细胞外的基质及血管中足量分布感光性物质，并且，在足量连续供给的情况下进行的感染病或心率失常等的光动力疗法的进度。
也就是说，在对癌组织等的光动力疗法中，由于利用感光性物质的向组织病变部的集聚性，通过治疗开始前的病变部的检查，可以推算在治疗中消耗的感光性物质的量及光分解生成物的适当的发生量。
相对于此，相对于感染病或心律失常的光动力疗法，由于没有利用感光性物质的集聚性，因而在感光性物质在治疗对象组织内细胞外的基质、血管中足量分布，并且以足量连续供给的状况执行。
特别是，对于心率失常的光动力疗法，进行电气生理学的检查，找到电气信号的传递路径，一气呵成地执行切断此路径的治疗。是在进行电气生理学的检查的同时的进行完全监视的运用，由于即时进行治疗判定，有通过即时的治疗达成心肌组织的电气传导阻断的必要。
因此，在治疗开始前，不能够预测治疗中的光分解生成物的适当的发生量，根据专利文献2的装置，在治疗中，不能够实时地推测治疗的进度。
另外，虽然可以通过心电图判断是否达成电气传导阻断，但是对于从激光而来的光照射时时刻刻对组织伤害的深度是哪种程度，治疗者没有实时了解的方法，成为在心律失常治疗的光动力疗法临床化的一个障碍。
对于感染病或心律失常的光动力疗法这样，在通过血液循环感光性物质及氧气总是被充足地供给，并且通过光照射充足的光总是被供给的状况的光动力疗法，可以在治疗中实时监视治疗深度的装置及方法不为人所知。
本发明是在上述情况下，在本发明者们专心研究的结果得到的知识的基础上得到的，本发明的目的在于，提供针对在细胞外分布感光性物质，在细胞外发生光敏反应的细胞外光动力疗法(Extra-cellularPDT)，可以在治疗中实时了解治疗深度的治疗进度监视装置及方法。
本发明者们，关于监视在细胞外光动力疗法的治疗深度的方法，进行了反复研究。结果，发现感光性物质在分布于血浆、细胞间液等生物体的细胞外液及/或脑脊髓液、消化道内液、心包积液、关节液、眼内液等跨细胞液的同时，在通过血管渗透性持续供给的状况，发现位于基底状态的通过激发光被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的荧光的强度与通过光动力疗法的治疗区域的体积或深度之间存在相关关系。本发明在相关知识的基础上完成。
所述课题通过下述方式解决。根据权利要求1的治疗进度监视装置，是一种使用由具有一定范围的峰值强度的光激发的感光性物质，通过激发的所述感光性物质，评价治疗生物体的治疗区域的光动力疗法的进度的装置，具有将可激发所述感光性物质的波长的激发光向所述感光性物质照射的照射单元，所述感光性物质分布于所述生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给，在检出对象期间检出通过所述激发光与所述感光性物质的反应而被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的荧光的强度的检出单元，使用从该检出单元接收的所述检出对象期间的所述荧光的强度的值，将推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值实时计算出的深度运算单元，将通过该深度运算单元运算出的所述指标值实时地输出于显示部或者存储部的输出单元。
所述课题通过下述方式解决。根据权利要求10的治疗进度监视装置，是一种使用由具有一定范围的峰值强度的光激发的感光性物质，通过激发的所述感光性物质，评价治疗生物体的治疗区域的光动力疗法的进度的装置，具有从检出单元接收被检出的荧光的强度的数值的单元，所述检出单元在检出对象期间检出通过照射于所述感光性物质的可激发所述感光性物质的波长的激发光与所述感光性物质的反应而被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的所述荧光的强度，所述感光性物质分布于所述生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给，使用接收的所述检出对象期间中的所述荧光的强度的数值，实时计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值的深度运算单元，将通过该深度运算单元运算出的所述指标值以可实时显示或者存储的方式输出于显示部或者存储部的输出单元。
所述课题通过下述方式解决。根据权利要求11的治疗进度监视方法，是一种使用由具有一定范围的峰值强度的光激发的感光性物质，通过激发的所述感光性物质，评价治疗生物体的治疗区域的光动力疗法的进度的方法，具有从检出单元接收被检出的荧光的强度的数值的步骤，所述检出单元在检出对象期间中的一定的时间点检出通过照射于所述感光性物质的可激发所述感光性物质的波长的激发光与所述感光性物质的反应而被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的所述荧光的强度，所述感光性物质分布于所述生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给，使用接收的所述一定的时间点的所述荧光的强度的数值，实时计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值的深度运算步骤，将通过该深度运算步骤运算的所述指标值以可实时显示或者存储的方式输出于显示部或者存储部的输出步骤。
由于这样构成，即使在对于感染病或心律失常的光动力疗法等，没有利用感光性物质的集聚性的光动力疗法中，治疗者也可以在治疗中容易地实时了解治疗是否已经进行到作为目的的进度及应该结束治疗的时间点。
另外，根据本发明，由于在感光性物质分布于生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时，在通过血管渗透性持续供给的状况下的光动力疗法中，由于治疗中的实时的治疗进度的监视成为可能，对于心律失常的光动力疗法的实现化开辟了道路。
这时，所述检出单元，进一步地，将与通过所述照射单元照射的所述激发光相应的波长的光的强度作为反射激发光的强度检出，所述深度运算单元使用从所述检出单元接收的所述检出对象期间的所述反射激发光的强度与所述荧光的强度的绝对值或者相对值，计算出所述指标值也可以。
这样，由于所述深度运算单元不只使用荧光的强度，也使用从所述检出单元接收的所述检出对象期间的所述反射激发光的强度计算出指标值，可以更加正确地评价与激发光的强度之间存在相关关系的治疗的进度。另外，由于所述深度运算单元在指标值的算出中使用光的强度的绝对值或相对值，可以更加正确地评价治疗的进度。
这时，所述检出对象期间是从第1发光期间到第2发光期间的期间，或者，只是所述第2发光期间也可以，所述第1发光期间是从所述激发光的照射开始时至所述荧光的强度到达通常稳定状态的期间，所述第2发光期间是与该第1发光期间连续并连续至所述激发光的照射结束的通常稳定状态的期间。
由于这样构成，至少，可以监视在细胞外光动力疗法中第1发光期间结束后的第2发光期间的治疗进度。在所述第1发光期间，相比引起组织伤害，光动力疗法有显著性地引起与感光性物质结合的血清蛋白的伤害，在所述第2发光期间，感光性物质主要被使用于组织伤害。
这时，所述照射单元由激光导管或者光纤构成，所述深度运算单元通过在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度与在特定的照射时刻的所述荧光的强度的差分乘以从所述照射开始时至所述特定的照射时刻的时间，计算出作为光动力疗法的进度指标的光敏剂漂白指数PBI(photosensitizerbleachingindex)，使用该PBI，计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值，所述特定的照射时刻也可以是从包括由所述激发光的照射开始时至所述激光导管或者所述光纤的前端部与所述生物体的组织的接触状态变化的时刻的时间段中选择的时刻。
这样，由于所述深度运算单元，通过在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度与在特定的照射时刻的所述荧光的强度的差分乘以从所述照射开始时至所述特定的照射时刻为止的时间，计算出作为光动力疗法的进度指标的光敏剂漂白指数PBI(photosensitizerbleachingindex)，使用该PBI计算出推算治疗领域的体积或深度的指标值，可以使推算的治疗领域的体积或深度的指标值成为按照实际情况的利用价值高的指标。
另外，由于所述特定的照射时刻是从包括所述激发光的照射开始时至所述激光导管或所述光纤的前端部与所述生物体的组织的接触状态变化的时刻的时间段选择的时刻，至少，在从激发光的照射开始时至生物体的组织的状态变化的时间点的期间，可以得到指标值。
由于可以将生物体的组织的状态变化的时间点作为在治疗的终期附近的时间点，通过从包括从激发光的照射开始时至生物体的组织状态变化的时间点的期间的期间得到指标值，在治疗期间的全部期间，监视成为可能。
这时，所述深度运算单元具有修改所述指标值的修改单元，该修改单元通过执行从包括下述处理的群中选择的至少一个的处理，计算出修改PBI，处理的群包括：从所述PBI减掉在所述第1发光期间的终期的所述PBI的处理，所述特定的照射时刻为所述第1发光期间的任意的时刻的情况下，在所述PBI，使用所述第1发光期间、所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度与在所述第2发光期间的所述荧光的强度的比率，以反映所述第1发光期间的过渡状态的光敏反应的方式，根据这时的状态修改所述PBI的处理；在所述PBI乘以在所述激发光的照射开始时所述荧光的强度的检出值的处理；在所述PBI乘以在所述第2发光期间的所述荧光的强度相对于在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度的比例的处理；所述PBI除以在所述特定的照射时刻的所述反射激发光的强度的处理；也可以使用通过其他手法计量得到的组织的生理信息、从其他的生物体监视装置得到的与所述生物体的全身状态相关的信息及与涉及所述治疗区域的组织相关的已知的生理学数值，修改所述PBI的处理，所述深度运算单元，使用所述修改PBI，实时或者在所述第1发光期间结束后计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值，所述输出单元将通过所述深度运算单元运算的所述指标值，实时或者在所述第1发光期间结束后，输出于显示部或者存储部。
修改单元，通过从所述PBI减掉在所述第1发光期间的终期的所述PBI，可以考虑到相比引起组织伤害，光动力疗法有显著性地引起与感光性物质结合的血清蛋白的伤害的第1发光期间中的过渡状态的光敏反应，而更正确地估算治疗的进度。
另外，所述特定的照射时刻是所述第1发光期间的任意的时刻的情况下，通过针对所述PBI使用所述第1发光期间、所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度与在所述第2发光期间的所述荧光的强度的比率，以反映所述第1发光期间的过渡状态的光敏反应的方式，根据此时的状态修改所述PBI，可以使之成为，与通过血管渗透性或血液循环的PDT药剂及氧气的供给与通过光动力疗法的PDT药剂及氧气的消耗的平衡与第2发光期间的通常稳定状态不同的第1发光期间的实际状态一致的修改PBI。
另外，通过修改单元进行在所述PBI乘以在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度的检出值的处理，可以考虑到分布于组织的感光性物质浓度，而更正确地估算治疗的进度。
通过修改单元进行在所述PBI乘以在所述第2发光期间的所述荧光的强度相对于在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度的比率的处理，或进行将所述PBI除以在所述特定的照射时刻的所述反射激发光的强度的处理，可以考虑到在作为治疗对象的各组织的光学特性的不同，而更正确地估算治疗的进度。
通过修改单元使用以其他手法计量得到的组织的生理信息、从其他的生物体监视装置得到的与所述生物体的全身状态相关的信息及与涉及所述治疗领域的组织相关的已知的生理学数值，进行修改所述PBI的处理，可以考虑到在作为治疗对象的各组织的生理学特性的不同，而更正确地估算治疗的进度。
这时，所述深度运算单元使用所述PBI或者所述修改PBI的对数，计算出由相对值构成的推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值，所述输出单元将由所述相对值构成的所述指标值输出于所述显示部或者所述存储部也可以。
由于这样构成，在治疗中，由于在显示部没有将推算治疗领域的体积或深度的指标值作为绝对值进行显示，可以保留治疗者的治疗进度的判断的余地。
另外，由于通过本发明者们的专心研究，在PBI与根据涉及本发明的所谓的细胞外光动力疗法的实际测量坏疽深度之间，具有对数的相关关系被验证，这样，通过使用PBI对数或修改PBI对数，可以推算治疗领域的体积或深度。
这时，所述感光性物质也可以是他拉泊芬钠。
这时，所述激发光也可以是波长400-700nm的光，是从激光或者发光二极管或者电灯光源发光的光。
这时，所述检出单元也可以具有从包括硅光电二极管、雪崩光电二极管、分光仪、光电倍增管的群中选择的检出元件，以10-1000Hz的采样率检出所述荧光及所述反射激发光。
根据本发明，即使是在对于感染病或心律失常的光动力疗法等，没有利用感光性物质的集聚性的光动力疗法，治疗者在治疗中，也可以容易地实时了解，治疗是否已经进行到作为目的的进度及应该结束治疗的时间点。
另外，根据本发明，感光性物质分布于生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时，在通过血管渗透性持续供给的状况下的光动力疗法，由于治疗中的实时的治疗进度的监视成为可能，对于心律失常的光动力疗法的实现化开辟了道路。
附图说明
图1是涉及本发明的一种实施方式的使用治疗进度监视装置的对于心律失常的光动力疗法的原理与反应机制的概略说明图。
图2是表示涉及本发明的一种实施方式的进行治疗进度监视方法的情况下的细胞外光动力疗法的反应动态的说明图。
图3是表示PBI的概念的说明图。
图4是表示涉及本发明的一种实施方式的治疗进度监视装置的概略构成的模块图。
图5是从激光导管向治疗对象组织照射激发光时的荧光及反射激发光的计量的模式图。
图6是表示在本发明的实施例的细胞外光动力疗法的荧光检出器输出的历时变化的图表。
图7是表示涉及本发明的一种实施方式的治疗进度监视方法的处理的流程图。
图8是表示在本发明的实施例进行细胞外光动力疗法的组织的实际测量坏疽深度Dnec的照片。
图9是表示在本发明的实施例进行细胞外光动力疗法的组织的PBI计算值与实际测量坏疽深度Dnec的相互关系的图表。
具体实施方式
以下，关于涉及本发明的一种实施方式的治疗进度监视装置，参照图1-图9进行说明。
本实施方式的治疗进度监视装置1是，在治疗对象组织内的细胞外的基质、血管中足量分布感光性物质(以下，PDT药剂)而进行的细胞外光动力疗法(Extra-cellularPDT)中，将治疗深度的指标值，在治疗中实时计算出并在画面显示的装置。治疗者，在治疗中实时地观看在画面显示的治疗深度的指标值的同时，时时刻刻，可以通过光照射推测治疗对象组织的伤害程度是何种程度。
本实施方式的细胞外光动力疗法，在PDT药剂分布于生物体的细胞外，即细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给的状况而实施。
在本实施方式，虽然治疗进度监视装置1用于心律失常的治疗，但是只要是在治疗对象组织内的细胞外的基质、血管中足量分布PDT药剂而进行的细胞外光动力疗法就可以使用，对于感染病的光动力疗法等其他的治疗也可以使用。即使是PDT药剂在治疗对象组织的细胞内集聚的癌症治疗(包括消化器官科、呼吸器官科、脑外科、皮肤科)、动脉硬化的治疗等，只要在治疗对象组织内的细胞外的基质、血管中，PDT药剂及氧气被足量持续供给就可以使用。另外，也可以用于血管成形术。
使用本实施方式的治疗进度监视装置1进行治疗的心律失常，是以异常电气传导部位或异常兴奋发生部位的存在为起因的心律失常，特别是，快速性心律失常(tachyarrhythmia)，通常，包括进行高频波消蚀治疗的所有的快速性心律失常。具体来说，可以用于包括阵发性房颤(paroxysmalAF)、持续性房颤(persistentAF)、永久性房颤(permanentAF)的心房颤动(AF：atrialfibrillation)或心房扑动(AFL:atrialflutter)，另外，包括房室反复性心动过速(AVRT：atrioventricularreciprocatingtachycardia)、房室结折返性心动过速(AVNRT:atrioventricularnodalreentranttachycardia)、房性心动过速(AT：atrialtachycardia)的阵发性室上性心动过速。
另外，感染病包括MRSA感染病、牙龈炎、牙周炎、种植体周围炎、泡疹、口腔炎、念珠菌炎等。
本实施方式使用的PDT药剂是感光性物质。
在本实施方式，与对癌症的光动力疗法的情况不同，由于没有向组织集聚药剂的必要，将从药剂用药后到光照射为止的药光区间设置为几分钟-几十分钟的很短的时间，药剂用药后短时间开始治疗。因此，最好使用静脉注射等的用药后迅速分布于基质中，排泄性快的水溶性的感光性物质。
具体来说，可以举出具有二氢卟酚骨架的二氢卟酚系药剂ATX-S10(670nm)(Iminochlorinasparticacid衍生物、(东洋薄荷工业株式会社，平成12年权利转让给株式会社光化学研究所，特开平6-80671号公报))、NPe6(664nm)(他拉泊芬钠，Laserphyrin(登录商标)，mono-L-aspartylchlorine6，专利第2961074号公报)、mTHPC(652nm)、SnET2(660nm)(tinetiopurpurin、MiravantMedicalTechnologies)、AlPcS(675nm)(chloroaluminiumsulphonatedphthalocyanine)、BPD-MA(690nm)(benzoporphyrinderivativemonoacidringA，QLT社)、Lu-tex(732nm)(LutetiumTexaphyrin)等。这之中他拉泊芬钠最好。
治疗进度监视方法中的细胞外光动力疗法的原理及反应机制。
关于本实施方式的使用治疗进度监视装置1的对于心律失常的光动力疗法的原理及反应机制，以图1为基础进行说明。
在本实施方式的对于心率失常的光动力疗法中，将PDT药剂用药后早期，即，相对于细胞内、PDT药剂更多分布于细胞外(胞间隙)时的光敏反应，在治疗中加以利用。
首先，将PDT药剂通过静脉注射等用药的话，PDT药剂以高浓度分布在作为细胞外的基质、血管中。这时，在细胞外，PDT药剂与氧气，通过血液循环，成为总是充分地持续供给的状态。PDT药剂通过从血管向基质的渗透性被供给。
将投放后到光照射为止的药物间隔(DrugLightinterval)设置为几分钟至几十分钟的短时间，经导管的，在目标位置照射激光的话，通过血液循环PDT药剂与氧气被充分供给的同时，光通过激光被充分供给，发生通过PDT药剂与光、氧气的光敏反应。
在光敏反应中，PDT药剂通过光线照射激发。此被激发的PDT药剂的能量，转移至存在于细胞外的氧气，生成活性的单态氧(活性氧)。通过此单态氧的强大的氧化能力，作为治疗效果，可以得到通过离子通道及细胞膜的氧化损伤导致的心肌细胞的电气传导性消失及细胞坏死(坏疽)。
也就是说，在光动力疗法，在细胞外，PDT药剂、使PDT药剂激发的激发光与通过被激发的PDT药剂被活性化的氧气是必要的，这三者是使将细胞坏死的单态氧发生并进行治疗的非常重要的因素。
对癌症的光动力疗法，相对于通过向病变部的选择的集聚性，在本实施方式的光动力疗法中，治疗的选择性通过光照射被控制。
细胞外光动力疗法的情况下，由于PDT药剂分布于基质或血管内，PDT药剂以与白蛋白、HDL(高比重脂蛋白)、LDL(低比重脂蛋白)等的血清蛋白结合的状态存在。
从与蛋白结合的PDT药剂产生的单态氧，被结合的蛋白的氧化消耗。治疗效果是来自没有与蛋白结合的PDT药剂的单态氧。
因此，开始光动力疗法的话，开始后，单态氧被结合的蛋白的氧化消耗，之后，荧光检出值向大致一定的稳定状态转移，产生治疗效果。
存在本说明书的第1发光期间相当于产生通过单态氧结合的蛋白的氧化的期间的情况。存在第2发光期间相当于通过单态氧结合的蛋白的氧化结束的状态的期间的情况。
将使用本实施方式的治疗进度监视装置1而进行治疗进度监视方法的情况下的细胞外光动力疗法的反应动态，在图2表示。
在三重态氧与PDT药剂的存在基础上，进行红色光的照射的话，通过在细胞外的胞间隙的感光性反应，产生激发单态氧。单态氧的产生总量是每单位时间的单态氧量的照射时间积分值。
激发单态氧产生的话，PDT药剂引起向结合蛋白的破坏、激发单态氧的三重基底氧气的变换、药剂漂白，产生治疗作用。
在这里，药剂漂白是通过单态氧，作为PDT药剂的感光性物质被破坏的现象。药剂漂白与每单位时间的PDT药剂的荧光的变化量成比例。
PBI(Photosensitizerbleachingindex；药剂漂白指数)。
在本实施方式中，作为细胞外光动力疗法的治疗深度的指标值，使用PBI(Photosensitizerbleachingindex；药剂漂白指数)。
在细胞外光动力疗法发生的细胞外感光性反应，通过血液循环，在治疗中由于PDT药剂被足量供给，药剂漂白值的时间积分相当于到此时间点为止的药剂漂白总量，即，作为治疗作用要素的单态氧的产生总量。
因此，在本实施方式，作为相当于漂白总量的指标，使用下面的公式1的PBI。
公式1
PBI＝(fluo(0)-fluo(td))td
在此，
fluo(t)：在时间点t的反射荧光强度
td：光照射时间[S]
以图3为基础对PBI的概念进行说明。图3是在表示在细胞外感光性反应的反射荧光强度的历时变化的图表上，重叠描画表示PBI的概念的多个长方形的图。
PBI是在从表示测定时刻的光照射时间td的荧光强度减去光照射开始时t0的荧光强度的差，乘以到此测定时刻为止的光照射时间td的积。
图3的多个长方形的横轴方向的边，相当于到此测定时刻为止的光照射时间td。
另外，光照射开始时t0，也就是，在图3的时间O，由于光照射还没有开始，药剂漂白还没有发生，反射荧强度fluo(t)在最高值。然后，时间O以后，通过进行光照射，随着测定时刻td的经过，进行药剂漂白，fluo(t)降低。
因此，各长方形的纵轴方向的边，相当于从在表示测定时刻的光照射时间td的荧光强度减去在光照射开始时t0的荧光强度的差。
因此，PBI与图3的各长方形的面积相对应。
在公式1，假设氧气与PDT药剂通过从血管向基质的渗透性以一定的速度足量供给。因此，光能量的投入量是限速步骤。
另外，荧光的测定值包括从血液与基质两者而来的PDT药剂的荧光的测定值，假设其存在比为一定值。
在细胞外感光性反应，由于假设单态氧的产出量与光能量的投入量成比例，细胞外感光性反应引起的坏疽深度的推算值，也就是推算治疗深度dnec，根据深度方向的光分布而定。
因此，推算治疗深度dnec，通过将表示吸收系数的通常的公式E(d)＝I0t·exp(－μeffd)变形的下面的公式2，可以通过PBI的对数表示。
公式2
d n e c = 1 μ e f f ln ( k ( t ) I 0 P B I E ) = 1 μ e f f { ln ( P B I ) + ln ( k ( t ) I 0 E ) }
在此，
dnec：伤害深度[mm]
μeff：衰减系数[/mm]
k(t)：随时间变化的常数1/{fluo(0)－fluo(t)}
I0：在组织表面的光的强度[mW]
E：在此深度的光的能量[J]
PBI的修改。
以公式1得到的PBI，通过计算出修改的修改PBI，可以成为进一步根据实际形态的利用价值的高指数。
修改的方法，可以分为利用荧光强度历时变化波形本身的修改方法与利用通过其他方法得到的组织生理信息等的修改方法。
在利用荧光强度历时变化波形本身的修改方法中，关于下述1、2、3，以图6的图表为基础进行说明。图6是表示在细胞外光动力疗法的荧光检出器输出的历时变化的图表，是通过后述的实施例得到的。
如图6所示，在细胞外光动力疗法，在荧光检出部12检出的荧光强度，从光照射开始经过不久之后，确认到达稳定状态。
在这里，将从光照射开始至光照射结束的期间分为，从光照射开始至荧光强度到达稳定状态的第1发光期间，与从该第1发光期间连续并连续至光照射结束的稳定状态的第2发光期间。
〇修改方法1
通过在以公式1得到的PBI乘以在光照射开始时的荧光强度的输出，可以得到修改PBI。
由于光照射开始时的荧光强度反映PDT药剂浓度，这样修改的话，可以使之成为考虑到分布于组织的PDT药剂浓度的修改PBI。
〇修改方法2
光照射开始时的荧光强度与在稳定状态的荧光强度的比率，表示第1发光期间，是在稳定状态之前的过渡状态。
由于PBI表示在稳定状态的反应进展，将第1发光期间、光照射开始时的荧光强度与在稳定状态的荧光强度的比率，作为两个指标使用，以反映第1发光期间的过渡状态的光敏反应的方式，根据那时的状态修改PBI。
在第1发光期间，通过血管渗透性或血液循环的PDT药剂及氧气的供给与通过光动力疗法的PDT药剂及氧气的消耗的平衡，与在稳定状态的第2发光期间不同。
因此，根据本修改方法2，可以使修改PBI成为，与通过血管渗透性或血液循环的PDT药剂及氧气的供给与通过光动力疗法的PDT药剂及氧气的消耗的平衡与稳定状态不同的作为过渡状态的第1发光期间的实际形态一致的修改PBI。
〇修改方法3
通过将公式1得到的PBI除以在那时的反射激发光的强度，可以得到修改PBI。
这样修改的话，可以使之成为考虑到在作为治疗对象的各组织的光学特性的不同的修改PBI。
在利用通过其他方法得到的组织生理信息等的修改方法中，使用通过其他手法计量得到的组织的生理信息或从普通的生物体监视装置得到的与患者的全身状态的相关的信息，或与对象组织相关的一致的生理学数值进行修改。
这些生理信息、与全身状态相关的信息、生理学数值是，例如，PaO2(动脉血氧分压)、SpO2(经皮动脉血氧饱和度)等的氧浓度，总血红蛋白量、氧合血红蛋白量、脱氧血红蛋白量等的血红蛋白量，在各组织的血流速度、血流量，单位体积的血管行进密度，含血量、患者的体温、对象组织的温度、白蛋白、HDL(高比重脂蛋白)、LDL(低比重脂蛋白)等的血清蛋白质浓度。
这之中，氧浓度是对反应效率、氧气供给有影响的因子。另外，血红蛋白量是对氧气供给有影响的因子。血流量、血流速度是对PDT药剂·氧气供给有影响的因子。温度是对反应效率有影响的因子。由于血清蛋白与PDT药剂结合，血清蛋白量对PDT药剂的供给量有影响。
治疗进度监视装置1的构成。
接下来，以图4为基础，关于本实施方式的治疗进度监视装置1进行说明。
图4是表示本实施方式的治疗进度监视装置1的大致构成的模块图。
治疗进度监视装置1具有光源11、光学系统20、荧光检出部12、反射激发光检出部13、控制部14、操作部15、显示部16、存储部17。
光源11输出使PDT药剂激发的激发光。光源11输出的光的波长与PDT药剂的Q带的吸收波长相等。在本实施方式中，由于PDT药剂使用他拉泊芬钠，作为光源11，使用输出波长400-700nm，最好是660nm带的光的装置。但是，在PDT药剂使用他拉泊芬钠之外的药剂的情况下，从光源11输出的光的波长，并不限定于此。
光源11使用半导体激光装置等的激光装置、发光二极管或电灯光源。
光源11输出的激发光通过光学系统20入射至激光导管30。
光学系统20将光源11发射的激发光，通过偏振分光器21入射至激光导管30。另外，激发光将被照射的PDT药剂发出的荧光及从激光导管30反射的激发光从激光导管30中取出，分别入射至荧光检出部12、反射激发光检出部13。
光学系统20具有偏振分光器21、光纤22、分色镜23、带通滤波器24。
从光源11而来的激发光入射至激光导管30。从光源11而来的激发光的一部分，在连接治疗进度监视装置1与激光导管30的未图示的光纤及连接器的侧端面，或在激光导管30的前端部反射，作为反射激发光入射至偏振分光器21。
另外，从激光导管30的前端部而来的荧光也入射至偏振分光器21。
偏振分光器21，反射通过激光导管30入射的光，通过光纤22导向分色镜23。
分色镜23反射波长680-690nm以下的光，透过波长680-690nm以上的光。据此，透过峰值波长为710nm程度的荧光，通过带通滤波器24将其导向荧光检出部12，反射波长为663nm程度的反射激发光并将其导向反射激发光检出部13。
带通滤波器24是透过波长710±2nm的波长的过滤器。
在本实施方式中，由于作为PDT药剂使用他拉泊芬钠，作为分色镜23、带通滤波器24使用透过、反射上述的波长的光的分色镜、带通滤波器，但是在作为PDT药剂使用他拉泊芬钠之外的药剂的情况下，并不限定于此。
荧光检出部12、反射激发光检出部13由已知的线性图像传感器构成，将通过光学系统20入射的PDT药剂的荧光及从激光导管30而来的反射激发光分别检出。荧光检出部12、反射激发光检出部13将检出的荧光及反射激发光作为电气信号向控制部14供给。
荧光检出部12具有硅光电二极管、雪崩光电二极管、分光仪、光电倍增管等的检出元件。根据检出元件计量的采样率为10-100Hz，最好为100-500Hz。
控制部14控制治疗进度监视装置1内的各部。
控制部14以从荧光检出部12、反射激发光检出部13获得的电气信号为基础，计算出荧光强度及反射激发光强度，以这些强度为基础，实时计算出治疗深度。
另外，控制部14将用于显示计算结果的显示命令输出于显示部16。
存储部17是不挥发性内存，设定为例如，闪存、HDD、其他的固体内存。控制部14将计算出的荧光强度、激发光强度、治疗深度、通过计量从开始激发光照射的时刻等基准时刻的经过时间等的未图示的时间计量部获得的时间信息相互关联，作为历时变化记录于存储部17。
显示部16，例如是使用液晶显示器等的显示设备。显示部16从控制部14获得显示命令的话，以包括显示命令的显示信息为基础，将例如关于治疗深度的信息及时间信息等实时地显示于显示画面。
操作部15接收通过从治疗者的输入操作的命令，接收的命令输出于控制部14。命令是例如，光源11输出的激发光的开关或强度的切换等相关的命令。
在治疗进度监视装置1，在与治疗进度监视装置1连接的未图示的管的前端，通过未图示的连接器，激光导管30可装拆地被连接。
激光导管30由已知的结构组成，具有中空圆筒的导管软管31、在导管软管31内沿长度方向插入的光纤32、在激光导管30的最前端的最外部光学连接光纤32的前端而设置的光学窗口33、将光纤32及光学窗口33相对于导管软管31保持的支持部34。
在本实施方式，作为激光导管30，使用7Fr.(直径2.33mm)的导管，虽然将点径设为1.4mm，但是并不限定于此。
在这里，从激光导管30向治疗对象组织照射激发光时的荧光及反射激发光的计量模式图，在图5表示。
如图5所示，光纤32传送从治疗进度监视装置1而来的激发光，从前端向光学窗口33出射。另外，激发光将被照射的PDT药剂产生的荧光、在光学窗口33或光纤32的前端或内面等反射的反射激发光传送至治疗进度监视装置1。
光学窗口33由玻璃材料等的固体的透明材料构成，透过从光纤32的前端出射的激发光，照射于治疗对象组织。另外，光学窗口33将被照射激发光的PDT药剂产生的荧光、以及在光学窗口33的前端等反射的反射激发光聚光至光纤32的前端。
光动力疗法步骤及治疗进度监视方法。
本实施方式的治疗进度监视方法是，针对通过可激发感光物质的波长的激发光与感光性物质的反应而被激发的感光性物质失活而成为基底状态时时发生的荧光强度，在检出对象期间中的一定的时间点检出，使用一定的时间点的荧光强度值，实时计算出推算治疗领域的体积或深度的指标值，将此指标值在显示部实时显示。所述激发光为，照射于分布于生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时，通过血管渗透性持续供给的感光性物质的激发光。
以下，关于光动力疗法的步骤及本实施方式的治疗进度监视方法，以使用光动力疗法的心律失常治疗为例进行说明。
首先，进行光动力疗法的准备。
在这里，通过医生等的治疗者，激光导管30通过未图示的患者的大腿静脉或颈静脉插入于心脏。激光导管30的前端部配置于左心房的心肌组织内壁的肺静脉旁边。
随后，通过治疗者，给药患者PDT药剂。在这里，设定为通过静脉注射将治疗所必须的分量的PDT药剂一并给药患者而进行说明。给药的PDT药剂，扩散至基质或血管内。
PDT药剂给药后，一定时间，例如，几分钟-几十分钟后，通过治疗者，光源11的未图示的电路接通，从光源11而来的激发光的发光开始，从激光导管30的光学窗口33前端，激发光被照射。
光源11的开关变为开的话，未图示的计时器变为开，图7的流程图的处理开始。图7的流程图的处理通过控制部14而被控制。光源11的开关变为开的时间点相当于光照射开始时。
首先，在步骤S1，计算出光源11的开关变为开的时间点的荧光检出部12检出的荧光的强度，保存于未图示的内存。
接下来，在步骤S2，判断是否从上次荧光强度的算出时间点，经过预先设定的测定时间间隔Δt(秒)。
没有经过Δt(秒)的情况下(步骤S2：No)，再次在S2，判断是否经过预先设定的测定时间间隔Δt(秒)。Δt(秒)是非常短的时间，例如，设定为0.05秒-0.5秒程度的时间。
经过Δt(秒)的情况下(步骤S2：Yes)，判定为已经过预先设定的测定时间间隔，在步骤S3，计算出在荧光检出部12检测的此时间点的荧光强度，保存于未图示的内存。
接下来，在步骤S4，判断将在步骤S3计算出的荧光强度绘制到图表时的荧光强度的波形，是否到达稳定状态。
此判断，与上次的荧光强度的差在一定的值以上的情况下，判定为没有到达稳定状态，比一定的值小的情况下，判定为到达稳定状态。
荧光强度波形没有到达稳定状态的情况下(步骤S4：No)，在步骤S5，计算出修改推算治疗深度dnec。修改推算治疗深度dnec的计算以接下来的步骤进行。
首先，从未图示的计时器，获得表示从光照射开始时至此时间点为止的时间的光照射时间，计算出此时间点的在反射激发光检出部13检测的此时间点的反射激发光的强度的同时，使用在步骤S3或步骤S8计算出的荧光强度，根据下面的公式1，进行PBI的计算。
公式1
PBI＝(fluo(0)-fluo(td))td
在此，
fluo(t)：在时间点t的反射荧光强度
td：光照射时间[S]
接下来，将此PBI通过上述的利用荧光强度历时变化波形本身的修改方法或通过其他方法获得的利用组织生理信息的修改方法进行修改，得到修改PBI。
之后，使用此修改PBI，根据下面的公式3，进行修改推定治疗深度dnec的计算。
公式3
在此，dnec：伤害深度[mm]
μeff：衰减系数[/mm]
k(t)：随时间变化的常数1/{fluo(0)－fluo(t)}
I0：在组织表面的光的强度[mW]
E：在此深度的光的能量[J]
接下来，在步骤S6，将在步骤S5计算出的修改推算治疗深度dnec的数据发送至显示部16的同时，保存于未图示的内存。
通过此步骤S6，在显示部16实时显示治疗者可以目视确认的修改推算治疗深度dnec。
这时，修改推算治疗深度dnec不是作为通过光动力疗法对组织造成损伤的绝对的深度，而是作为由相对值构成的指标值被显示。例如，是整数或小数点1-2位程度的数字“3”“5.3”等。
接下来，判定是否经过在步骤S2预先设定的测定时间间隔Δt(秒)。
也就是说，到荧光强度波形到达稳定状态为止，代替推算治疗深度dnec，计算出修改推算治疗深度dnec，进行显示。
此外，也可以不进行步骤S5、S6的修改推算治疗深度dnec的计算及显示，而是从步骤S4回到S2，从而到到达稳定状态为止，不进行推算治疗深度dnec与修改推算治疗深度dnec的计算及显示。
另外，也可以省略步骤S4-S6。省略步骤S4-S6的情况下，从光照射开始之后进行推定治疗深度dnec的计算、显示。
荧光强度波形到达稳定状态的情况(步骤S4：Yes)，在步骤S7，从未图示的计时器获得表示从光照射开始时到此时间点为止的时间的光照射时间，计算出此时间点的在反射激发光检出部13检测的此时间点的反射激发光的强度的同时，使用在步骤S3或步骤S11计算出的荧光强度，根据下面的公式1、公式2，进行推算治疗深度dnec的计算。
公式1
PBI＝(fluo(0)-fluo(td))td
在此，
fluo(t)：在时间点t的反射荧光强度
td：光照射时间[S]
公式2
d n e c = 1 μ e f f ln ( k ( t ) I 0 P B I E ) = 1 μ e f f { ln ( P B I ) + ln ( k ( t ) I 0 E ) }
在此，dnec：伤害深度[mm]
μeff：衰减系数[/mm]
k(t)：随时间变化的常数1/{fluo(0)－fluo(t)}
I0：在组织表面的光的强度[mW]
E：在此深度的光的能量[J]
接下来，在步骤S8，将在步骤S7计算出的推算治疗深度dnec的数据发送至显示部16的同时，保存于未图示的内存。
通过此步骤S8，在显示部16实时显示治疗者可以目视确认的推算治疗深度dnec。
这时，推算治疗深度dnec不是作为通过光动力疗法对组织造成损伤的绝对的深度，而是作为由相对值构成的指标值被显示。例如，是整数或小数点1-2位程度的数字“3”“5.3”等。
此外，虽然在步骤S7、S8进行推算治疗深度dnec的计算、显示、内存保存，但是也可以在步骤S7，代替推算治疗深度dnec，使用以利用通过其他的方法获得的组织生理信息等的修改方法修改的修改PBI，计算出修改推算治疗深度dnec，将此在步骤S8中显示、保存。
这种情况下，在步骤S7，以上述公式1计算出PBI后，将此PBI，通过利用以其他方法获得的组织生理信息等的修改方法修改，得到修改PBI，之后，根据上述公式3，计算出修改推定治疗深度dnec。
另外，这种情况下，步骤S7，在通过利用以其他方法获得的组织生理信息等的修改方法计算出修改PBI的这一点上，与稳定状态前的步骤S5的，将修改PBI以利用荧光强度历时变化波形本身的修改方法或利用通过其他方法获得的组织生理信息等的修改方法计算出的处理不同。
接下来，在步骤S9，判定是否从上次的荧光强度的计算时间点，经过预先设定的测定时间间隔Δt(秒)。
没有经过Δt(秒)的情况下(步骤S9：No)，再次在S9，判断是否经过预先设定的测定时间间隔Δt(秒)。
经过Δt(秒)的情况下(步骤S9：Yes)，在步骤S10，判定光源11的开关是否为关。
光源11的开关不是关的情况下(步骤S10：No)，根据治疗者的判断，光动力疗法还在继续，在步骤S11，计算出荧光检出部12检测的此时间点的荧光强度，保存于未图示的内存。
之后，回到步骤S7，从未图示的计时器，获得表示从光照射开始时至此时间点为止的时间的光照射时间，计算出此时间点的在反射激发光检出部13检测的此时间点的反射激发光的强度的同时，使用在步骤S3或步骤S11计算出的荧光强度，根据上述公式1、公式2，进行推定治疗深度dnec的计算。
光源11的开关是关的情况下(步骤S10：Yes)，判定为，根据治疗者的判断，光动力疗法结束，将通过步骤S1、S8的处理，保存于未图示的内存的数据保存于存储部17，结束图7的流程图的处理。
实施例
以下，通过实施例，更加具体地对本发明进行说明。
在本例中，调查在心肌的经导管的细胞外光动力疗法中，通过上述公式1、公式2计算出的PBI与实际测量坏疽深度dnec的关系，研究通过以上述公式1、公式2计算出的推算治疗深度dnec推定实际测量坏疽深度dnec的可能性。
在本实施例，将狗(体重：12.4±0.8kg，N＝16)肋间开胸露出心脏，将PDT药剂他拉泊芬钠2.5、5.0mg/kg静脉给药。
2.5mg/kg给药的情况下的血浆中的平均药剂浓度为15.85μg/ml(S.D.：2.00)，5.0mg/kg给药的情况下的血浆中的平均药剂浓度为36.16μg/ml(S.D.：7.99)。
在投药15分钟后相对于心室肌通过激光导管30进行光照射，测定在各条件的荧光强度、反射激发光强度。这时的照射光的波长为663±2nm，点径为1.4mm，照射强度为5、10、20W/cm2，照射时间为5、10、20秒。
在图6表示，设定为PDT药剂他拉泊芬钠的给药量2.5mg/kg，照射时间20W/cm2，照射时间10秒时的荧光强度的历时变化的一个例子。如图6所示，反射荧光与照射时间同时衰减。
另外，使用荧光强度，反射激发光强度，根据公式1，计算出PBI。
另外，通过激光导管30进行光照射后，手术1周后进行了组织病理评价。
组织病理评价，切下光照射方向的截面，进行苏木精---伊红染色(Hematoxylin-Eosin)，将从组织表面连续的坚实的伤害部位的深度作为实际测量坏疽深度Dnec。
测定实际测量坏疽深度Dnec的照片的例子，在图8表示。
将在各条件下的从荧光强度、反射激发光强度计算出的PBI绘制在横轴，将在各条件下的进行光动力疗法的手术1周后的实际测量坏疽深度Dnec绘制在纵轴的图表，在图9表示。
根据图9，在各条件下，PBI与实际测量坏疽深度Dnec之间，得到良好的对数的相关关系。表明通过PBI可以推算实际测量坏疽深度Dnec。
符号说明
1治疗进度监视装置
11光源
12荧光检出部
13反射激发光检出部
14控制部
15操作部
16显示部
17存储部
20光学系统
21偏振分光器
22光纤
23分色镜
24带通滤波器
30激光导管
31导管软管
32光纤
33光学窗口
34支持部

Claims (11)

1.一种治疗进度监视装置，是一种使用由具有一定范围的峰值强度的光激发的感光性物质，通过激发的所述感光性物质，评价治疗生物体的治疗区域的光动力疗法的进度的装置，其特征在于：
具有将可激发所述感光性物质的波长的激发光向所述感光性物质照射的照射单元，所述感光性物质分布于所述生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给；
在检出对象期间检出通过所述激发光与所述感光性物质的反应而被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的荧光的强度的检出单元；
使用从该检出单元接收的所述检出对象期间的所述荧光的强度的值，将推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值实时计算出的深度运算单元；
将通过该深度运算单元运算出的所述指标值实时地输出于显示部或者存储部的输出单元。
2.根据权利要求1记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述检出单元，进一步地，将与通过所述照射单元照射的所述激发光相应的波长的光的强度作为反射激发光的强度检出；
所述深度运算单元使用从所述检出单元接收的所述检出对象期间的所述反射激发光的强度与所述荧光的强度的绝对值或者相对值，计算出所述指标值。
3.根据权利要求1或2记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述检出对象期间是从第1发光期间到第2发光期间的期间，或者，只是所述第2发光期间，所述第1发光期间是从所述激发光的照射开始时至所述荧光的强度到达通常稳定状态的期间，所述第2发光期间是与该第1发光期间连续并连续至所述激发光的照射结束的通常稳定状态的期间。
4.根据权利要求1至3中任意一项记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述照射单元由激光导管或者光纤构成；
所述深度运算单元通过在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度与在特定的照射时刻的所述荧光的强度的差分乘以从所述照射开始时至所述特定的照射时刻的时间，计算出作为光动力疗法的进度指标的光敏剂漂白指数PBI(photosensitizerbleachingindex)，使用该PBI，计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值；
所述特定的照射时刻是从包括由所述激发光的照射开始时至所述激光导管或者所述光纤的前端部与所述生物体的组织的接触状态变化的时刻的时间段中选择的时刻。
5.根据权利要求4记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述深度运算单元具有修改所述指标值的修改单元；
该修改单元通过执行从包括下述处理的群中选择的至少一个的处理，计算出修改PBI，处理的群包括：
从所述PBI减掉在所述第1发光期间的终期的所述PBI的处理；
所述特定的照射时刻为所述第1发光期间的任意的时刻的情况下，在所述PBI，使用所述第1发光期间、所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度与在所述第2发光期间的所述荧光的强度的比率，以反映所述第1发光期间的过渡状态的光敏反应的方式，根据这时的状态修改所述PBI的处理；
在所述PBI乘以在所述激发光的照射开始时所述荧光的强度的检出值的处理；
在所述PBI乘以在所述第2发光期间的所述荧光的强度相对于在所述激发光的照射开始时的所述荧光的强度的比例的处理；
所述PBI除以在所述特定的照射时刻的所述反射激发光的强度的处理；
使用通过其他手法计量得到的组织的生理信息、从其他的生物体监视装置得到的与所述生物体的全身状态相关的信息及与涉及所述治疗区域的组织相关的已知的生理学数值，修改所述PBI的处理；
所述深度运算单元，使用所述修改PBI，实时或者在所述第1发光期间结束后计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值；
所述输出单元将通过所述深度运算单元运算的所述指标值，实时或者在所述第1发光期间结束后，输出于显示部或者存储部。
6.根据权利要求5记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述深度运算单元使用所述PBI或者所述修改PBI的对数，计算出由相对值构成的推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值；
所述输出单元将由所述相对值构成的所述指标值输出于所述显示部或者所述存储部。
7.根据权利要求1至6中任意一项记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述感光性物质是他拉泊芬钠。
8.根据权利要求1至7中任意一项记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述激发光是波长400-700nm的光，是从激光或者发光二极管或者电灯光源发光的光。
9.根据权利要求2至8中任意一项记载的治疗进度监视装置，其特征在于：
所述检出单元具有从包括硅光电二极管、雪崩光电二极管、分光仪、光电倍增管的群中选择的检出元件，以10-1000Hz的采样率检出所述荧光及所述反射激发光。
10.一种治疗进度监视装置，是一种使用由具有一定范围的峰值强度的光激发的感光性物质，通过激发的所述感光性物质，评价治疗生物体的治疗区域的光动力疗法的进度的装置，其特征在于：
具有从检出单元接收被检出的荧光的强度的数值的单元，所述检出单元在检出对象期间检出通过照射于所述感光性物质的可激发所述感光性物质的波长的激发光与所述感光性物质的反应而被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的所述荧光的强度，所述感光性物质分布于所述生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给；
使用接收的所述检出对象期间中的所述荧光的强度的数值，实时计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值的深度运算单元；
将通过该深度运算单元运算出的所述指标值以可实时显示或者存储的方式输出于显示部或者存储部的输出单元。
11.一种治疗进度监视方法，是一种使用由具有一定范围的峰值强度的光激发的感光性物质，通过激发的所述感光性物质，评价治疗生物体的治疗区域的光动力疗法的进度的方法，其特征在于：
具有从检出单元接收被检出的荧光的强度的数值的步骤，所述检出单元在检出对象期间中的一定的时间点检出通过照射于所述感光性物质的可激发所述感光性物质的波长的激发光与所述感光性物质的反应而被激发的所述感光性物质失活而成为基底状态时发生的所述荧光的强度，所述感光性物质分布于所述生物体的细胞外液及/或跨细胞液的同时通过血管渗透性持续供给；
使用接收的所述一定的时间点的所述荧光的强度的数值，实时计算出推算所述治疗区域的体积或者深度的指标值的深度运算步骤；
将通过该深度运算步骤运算的所述指标值以可实时显示或者存储的方式输出于显示部或者存储部的输出步骤。
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