JP2019072328A - Light irradiation device, light irradiation program, and drive method for light irradiation device - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、光照射装置、光照射プログラム、及び光照射装置の駆動方法に関する。 The present invention relates to a light irradiation apparatus, a light irradiation program, and a driving method of the light irradiation apparatus.
特許文献１（段落０１７８）には、「光免疫療法（ｐｈｏｔｏｉｍｍｕｎｏｔｈｅｒａｐｙ, ＰＩＴ）において、ＰＩＴ前およびＰＩＴ後における、ＮＩＲによって媒介されるｍＡｂ−ＩＲ７００ＰＩＴの即時の細胞傷害効果をモニタリングするために、蛍光寿命（ＦＬＴ）を評価した。抗ＥＧＦＲパニツムマブ−ＩＲ７００を、ＥＧＦＲを発現するＡ４３１腫瘍細胞を標的化するのに用いた。様々な線量のＮＩＲ光でのＰＩＴを、ｉｎ ｖｉｔｒｏの細胞ペレットで、およびｉｎ ｖｉｖｏのマウス皮下に異種移植された腫瘍で実施した。ＦＬＴの測定値は、ＰＩＴ前、ならびにＰＩＴの０、６、２４、および４８時間後に得た。ｉｎ ｖｉｔｒｏにおいて、より高い線量のＮＩＲ光でのＰＩＴは、Ａ４３１細胞で、大幅なＦＬＴ短縮を速やかにもたらした。ｉｎ ｖｉｖｏにおけるＰＩＴは、３０Ｊ／ｃｍ２の閾値線量もしくはそれより高い線量のＮＩＲの後、処置された腫瘍では、即時のＦＬＴの短縮を誘導した。これに対し、より低いレベルのＮＩＲ光（１０Ｊ／ｃｍ２もしくはそれより低い）は、ＦＬＴの短縮を誘導しなかった」、ということが記載されている特許文献１参照。）。
本開示の技術の第１の態様は、腫瘍部に光を照射する照射部と、前記腫瘍部からの蛍光寿命を検出する蛍光寿命検出部と、前記蛍光寿命に基づいて前記照射部を制御することにより前記光の線量を変化させる制御部と、を備えた、光免疫療法のための光照射装置であって、前記照射部は、光を発する光源部と、前記光源部から発せられた光を前記腫瘍部に導き且つ前記腫瘍部からの蛍光を前記蛍光寿命検出部に導く光学系と、を備え、前記蛍光寿命検出部は、前記光学系を介して検出された前記腫瘍部からの蛍光に基づいて前記蛍光寿命を検出する。 According to a first aspect of the technology of the present disclosure, an irradiation unit that irradiates light to a tumorous part, a fluorescence lifetime detection unit that detects fluorescence lifetime from the tumorous part, and the irradiation unit are controlled based on the fluorescence lifetime. And a control unit configured to change the dose of the light, wherein the irradiation unit is a light source unit that emits light, and the light emitted from the light source unit. And an optical system for guiding the fluorescence to the tumor part and guiding the fluorescence from the tumor part to the fluorescence life detection part, the fluorescence life detection part comprising the fluorescence from the tumor part detected through the optical system The fluorescence lifetime is detected based on
以下、図面を参照して、本発明の実施の形態を詳細に説明する。
（第１の実施の形態）
図１に示すように、第１の実施の形態の光照射装置１００Ａは、光（励起光）を発する光源部１０２、筐体１０６、光源部１０２から発せられた光を筐体１０６に案内する光ファイバ１０４を備えている。光ファイバ１０４の一端は、光源部１０２の光の出射部に接続され、光ファイバ１０４の他端は、筐体１０６の一方の面に設けられた図示しない接続孔を介して内部に到達している。
なお、光照射装置１００Ａは、本開示の技術の光照射装置の１例であり、光源部１０２、光ファイバ１０４、及び筐体１０６は、本開示の技術の照射部の１例であり、光源部１０２は、本開示の技術の光源部の１例である。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
First Embodiment
As shown in FIG. 1, the light irradiation apparatus 100A according to the first embodiment guides the light emitted from the light source unit 102 that emits light (excitation light), the housing 106, and the light source unit 102 to the housing 106. An optical fiber 104 is provided. One end of the optical fiber 104 is connected to the light emitting portion of the light source unit 102, and the other end of the optical fiber 104 reaches the inside through a connection hole (not shown) provided on one surface of the housing 106. There is.
The light irradiation device 100A is an example of the light irradiation device according to the technology of the present disclosure, and the light source unit 102, the optical fiber 104, and the housing 106 are an example of the irradiation unit according to the technology of the present disclosure. The part 102 is an example of the light source part of the technique of this indication.
筐体１０６は、ロッド型のホモジナイザ１１２を備えている。ホモジナイザ１１２における、上記接続孔側（上部）の図示しない入射口には、光ファイバ１０４の他端が接続され、光ファイバ１０４により案内された光が入射口を介してホモジナイザ１１２に案内される。ホモジナイザ１１２は、案内された光を、ガウシャン分布ではなく、ホモジナイザ１１２の光軸に垂直な平面において光強度が均一な光ビームにして、出射する。
なお、ホモジナイザ１１２は、本開示の技術の光学系の１例である。
The housing 106 is provided with a rod-type homogenizer 112. The other end of the optical fiber 104 is connected to the entrance on the connection hole side (upper part) (not shown) in the homogenizer 112, and the light guided by the optical fiber 104 is guided to the homogenizer 112 via the entrance. The homogenizer 112 emits the guided light not as a Gaussian distribution but as a light beam having a uniform light intensity in a plane perpendicular to the optical axis of the homogenizer 112.
The homogenizer 112 is an example of an optical system according to the technology of the present disclosure.
ここで、図２を用いて、ホモジナイザ１１２における、上記接続孔側の構成を説明する。ホモジナイザ１１２の入射口側には、後述する蛍光の波長の光のみを通過させるバンドパスフィルタ１１０、バンドパスフィルタ１１０の光源側には、蛍光の強度を検出する蛍光検出部１０８が設けられている。蛍光検出部１０８は、例えば、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサ等の撮像素子を用いることができる。
なお、蛍光検出部１０８は、本開示の技術の蛍光寿命検出部の１例である。
Here, the configuration of the connection hole side in the homogenizer 112 will be described with reference to FIG. On the entrance side of the homogenizer 112, a band pass filter 110 for passing only light of a wavelength of fluorescence to be described later is provided, and on the light source side of the band pass filter 110, a fluorescence detection unit 108 for detecting the intensity of fluorescence is provided. . The fluorescence detection unit 108 can use, for example, an imaging element such as a CCD image sensor or a CMOS image sensor.
The fluorescence detection unit 108 is an example of the fluorescence lifetime detection unit of the technology of the present disclosure.
図１に示すように筐体１０６は、ホモジナイザ１１２の光の出射側に、ホモジナイザ１１２から出射された光ビームのビーム径を変化させるビーム径可変レンズ１１４を備えている。ビーム径可変レンズ１１４は、後述するレンズ駆動部３１２（図３も参照）により、光軸に沿って、光源部１０２から遠ざかる方向および近づく方向に移動する。ビーム径可変レンズ１１４が光源部１０２から遠ざかる方向に移動すると、ビーム径は縮小し、光源部１０２に近づく方向に移動すると、ビーム径は拡大する。筐体１０６には、筐体１０６におけるホモジナイザ１１２からの光ビームの出射側の他方の面には、照射窓１１８が形成されている。
なお、ビーム径可変レンズ１１４は、本開示の技術の変化部の１例である。
As shown in FIG. 1, the casing 106 is provided with a beam diameter variable lens 114 for changing the beam diameter of the light beam emitted from the homogenizer 112 on the light emission side of the homogenizer 112. The beam diameter variable lens 114 is moved along the optical axis in a direction away from and toward the light source unit 102 by a lens driving unit 312 (see also FIG. 3) described later. When the variable beam diameter lens 114 moves in a direction to move away from the light source unit 102, the beam diameter decreases, and when it moves in a direction approaching the light source unit 102, the beam diameter increases. An irradiation window 118 is formed in the other surface of the casing 106 on the emission side of the light beam from the homogenizer 112 in the casing 106.
The beam diameter variable lens 114 is an example of the change unit of the technology of the present disclosure.
後述するように、光照射装置１００Ａが、生体１５０の中のがん細胞１５５（がん細胞による腫瘍部）に対応する皮膚の表面に配置される。筐体１０６の照射窓１１８と生体１５０の皮膚の表面との間に、ホモジナイザ１１２からの光ビームが当該皮膚の表面で反射（散乱や乱反射）することを抑制する屈折率マッチング部材１２０が設けられている。屈折率マッチング部材１２０は、例えばシリコーン樹脂などで構成され透明なラバー状部材である。その他、屈折率がマッチングした溶液やジェル、ゲルなどを用いてもよい。
なお、がん細胞１５５は、本開示の技術の腫瘍部の１例である。
As described later, the light irradiation device 100A is disposed on the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 (tumor part by the cancer cell) in the living body 150. Between the irradiation window 118 of the housing 106 and the surface of the skin of the living body 150, a refractive index matching member 120 is provided that suppresses the reflection (scattering or irregular reflection) of the light beam from the homogenizer 112 on the surface of the skin. ing. The refractive index matching member 120 is, for example, a transparent rubber-like member made of silicone resin or the like. In addition, a solution, gel, gel or the like having a refractive index matching may be used.
In addition, the cancer cell 155 is an example of the tumor part of the technique of this indication.
次に、図３を参照して、光照射装置１００Ａの要部の電気系の構成を説明する。図３に示すように、光照射装置１００Ａは、コンピュータ３００を備えている。コンピュータ３００は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）３０２、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）３０４、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）３０６、入出力（Ｉ／Ｏ）ポート３０８を備え、これらの素子（ＣＰＵ３０２〜３０８）は、バス３１０により相互に接続されている。入出力（Ｉ／Ｏ）ポート３０８には、光源部１０２、蛍光検出部１０８、およびレンズ駆動部３１２が接続されている。光源部１０２、蛍光検出部１０８、およびレンズ駆動部３１２は、コンピュータ３００により制御される。ＲＯＭ３０４には、後述する光強度調整処理プログラム（蛍光寿命測定処理プログラムを含む）が記憶されている。ＣＰＵ３０２は、光強度調整処理プログラムを、ＲＯＭ３０４から読み出しＲＡＭ３０６に展開し、実行する。
なお、コンピュータ３００は、本開示の技術のコンピュータの１例であり、ＣＰＵ３０２は、本開示の技術の制御部の１例であり、光強度調整処理プログラムは、本開示の技術の光照射プログラムの１例である。
Next, with reference to FIG. 3, the configuration of the electrical system of the main part of the light irradiation apparatus 100A will be described. As shown in FIG. 3, the light irradiation device 100 </ b> A includes a computer 300. The computer 300 includes a central processing unit (CPU) 302, a read only memory (ROM) 304, a random access memory (RAM) 306, and an input / output (I / O) port 308. These elements (CPUs 302 to 308) They are mutually connected by a bus 310. The light source unit 102, the fluorescence detection unit 108, and the lens driving unit 312 are connected to the input / output (I / O) port 308. The light source unit 102, the fluorescence detection unit 108, and the lens driving unit 312 are controlled by the computer 300. The ROM 304 stores a light intensity adjustment processing program (including a fluorescence lifetime measurement processing program) described later. The CPU 302 reads out the light intensity adjustment processing program from the ROM 304, and develops the light intensity adjustment processing program on the RAM 306 for execution.
The computer 300 is an example of a computer of the technology of the present disclosure, the CPU 302 is an example of a control unit of the technology of the present disclosure, and the light intensity adjustment processing program is a light irradiation program of the technology of the present disclosure. It is an example.
次に、図４を参照して、光照射装置１００Ａの要部の機能の構成を説明する。図４に示すように、光照射装置１００Ａは、蛍光寿命測定部４０２、光強度調整部４０４を備えている。ＣＰＵ３０２が光強度調整処理プログラムを実行すると、ＣＰＵ３０２は、蛍光寿命測定部４０２及び光強度調整部４０４として機能する。 Next, with reference to FIG. 4, the functional configuration of the main part of the light irradiation device 100A will be described. As shown in FIG. 4, the light irradiation device 100 </ b> A includes a fluorescence lifetime measurement unit 402 and a light intensity adjustment unit 404. When the CPU 302 executes the light intensity adjustment processing program, the CPU 302 functions as a fluorescence lifetime measurement unit 402 and a light intensity adjustment unit 404.
次に、本実施の形態の作用を説明する。
最初に、光免疫療法（ｐｈｏｔｏｉｍｍｕｎｏｔｈｅｒａｐｙ（ＰＩＴ））を説明する。図５に示すように、光免疫療法では、『抗体』５０２と『ＩＲ７００』５０４とが結合された『抗体−ＩＲ７００分子』５００が用いられる。『抗体』５０２は、がん細胞１５５と結合する抗体（抗がん抗体）、具体的には、モノクローナル抗体（ＭＡｂ）である。『ＩＲ７００』５０４は、近赤外（Ｎｅａｒ ＩｎｆｒａＲｅｄ）フタロシアニン色素であり、光（励起光）が照射されると、蛍光を発生する。なお、がん細胞１５５は、例えば、乳房、肝臓、結腸、卵巣、前立腺、膵臓、脳、子宮頸部、骨、皮膚、肺、または血液のがん細胞である。がん細胞１５５は、抗原を有する細胞であり、細胞表面タンパク質を含む。細胞表面タンパク質は、腫瘍特異的タンパク質である。腫瘍特異的タンパク質は、ＨＥＲ１、ＨＥＲ２、ＣＤ２０、ＣＤ２５、ＣＤ３３、ＣＤ５２、ＣＤ４４、ＣＤ１３３、Ｌｏｕｉｓ Ｙ、メソテリン、ＣＥＡ、または前立腺特異的膜抗原（ＰＳＭＡ）を含む。
Next, the operation of the present embodiment will be described.
First, photoimmunotherapy (PIT) will be described. As shown in FIG. 5, in the photoimmunotherapy, an “antibody-IR700 molecule” 500 in which an “antibody” 502 and an “IR700” 504 are bound is used. The “antibody” 502 is an antibody (anti-cancer antibody) that binds to the cancer cell 155, specifically, a monoclonal antibody (MAb). “IR 700” 504 is a near-infrared (Near InfraRed) phthalocyanine dye, and emits fluorescence when irradiated with light (excitation light). The cancer cells 155 are, for example, breast, liver, colon, ovary, prostate, pancreas, brain, cervix, bone, skin, lung or blood cancer cells. The cancer cell 155 is a cell having an antigen and contains a cell surface protein. Cell surface proteins are tumor specific proteins. Tumor specific proteins include HER1, HER2, CD20, CD25, CD33, CD52, CD44, CD133, Louis Y, mesothelin, CEA, or prostate specific membrane antigen (PSMA).
ここで、モノクローナル抗体とは、Ｂリンパ球の単一クローンにより産生される抗体、または単一抗体の軽鎖遺伝子および重鎖遺伝子がトランスフェクトされた細胞により産生される抗体である。モノクローナル抗体は、骨髄腫細胞の、脾臓の免疫細胞との融合体に由来する、ハイブリッド抗体形成細胞を作製することにより産生される。 Here, a monoclonal antibody is an antibody produced by a single clone of B lymphocytes, or an antibody produced by cells transfected with light and heavy chain genes of a single antibody. Monoclonal antibodies are produced by generating hybrid antibody-forming cells derived from the fusion of myeloma cells with immune cells in the spleen.
『抗体−ＩＲ７００分子』５００を、注射器５１０を介して静脈注射する。これにより血液により『抗体−ＩＲ７００分子』５００は身体の細胞を巡り、がん細胞１５５まで到達する。がん細胞１５５に到達した『抗体−ＩＲ７００分子』５００は、『抗体−ＩＲ７００分子』５００の『抗体』５０２ががん細胞１５５と結合する。 “Antibody-IR 700 molecule” 500 is injected intravenously via syringe 510. Thereby, the “antibody-IR 700 molecule” 500 travels through the cells of the body to reach the cancer cells 155 by blood. The “antibody-IR 700 molecule” 500 reached the cancer cell 155, and the “antibody” 502 of the “antibody-IR 700 molecule” 500 binds to the cancer cell 155.
がん細胞１５５に『抗体−ＩＲ７００分子』５００が結合した状態で、光照射装置１００Ａによりがん細胞１５５（腫瘍部）に対応する皮膚の表面に、近赤外光を照射する。近赤外光は、皮膚の表面を透過し、がん細胞１５５および『抗体−ＩＲ７００分子』５００まで到達し、『抗体−ＩＲ７００分子』５００が近赤外光により照射される。近赤外光ががん細胞１５５に結合した『抗体−ＩＲ７００分子』５００に照射されると、次の現象が生ずる。近赤外光が照射された『抗体−ＩＲ７００分子』５００の『ＩＲ７００』５０４は、照射された光を吸収し、蛍光を発すると共に、『ＩＲ７００』５０４の周囲の温度を急速に上昇させる。『ＩＲ７００』５０４の周囲の温度の急速な上昇により『ＩＲ７００』５０４の周囲の水の温度が急速に上昇し、当該水の膨張が起こる。当該水の膨張により圧力波が生じ、当該圧力波が、がん細胞１５５に到達し、がん細胞１５５の細胞膜（脂質二重膜）が破壊され、細胞形態が変化し、内容物が漏出してがん細胞１５５が死滅する。 While the “antibody-IR 700 molecule” 500 is bound to the cancer cell 155, near-infrared light is irradiated to the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 (tumor part) by the light irradiation device 100A. The near infrared light penetrates the surface of the skin and reaches the cancer cells 155 and the “antibody-IR 700 molecule” 500, and the “antibody-IR 700 molecule” 500 is irradiated with the near infrared light. When the near infrared light is irradiated to the “antibody-IR 700 molecule” 500 bound to the cancer cell 155, the following phenomenon occurs. The “IR 700” 504 of the “antibody-IR 700 molecule” 500 irradiated with near-infrared light absorbs the emitted light, emits fluorescence, and rapidly raises the temperature around the “IR 700” 504. The rapid rise of the temperature around “IR 700” 504 causes the temperature of the water around “IR 700” 504 to rise rapidly, causing expansion of the water. The expansion of the water generates a pressure wave, the pressure wave reaches the cancer cell 155, the cell membrane (lipid bilayer membrane) of the cancer cell 155 is destroyed, the cell form is changed, and the contents leak The cancer cells 155 die out.
細胞膜が破壊されるためには、１つの『ＩＲ７００』５０４からの圧力波では不十分であり、複数の『ＩＲ７００』５０４からの圧力波によって細胞膜は破壊される。また、『ＩＲ７００』５０４からの圧力波の到達距離は、『ＩＲ７００』５０４から数ｎｍである。よって、『抗体−ＩＲ７００分子』５００が結合したがん細胞１５５の周囲の正常の細胞には、圧力波が到達しないか複数の圧力波が到達しないので、当該正常な細胞は破壊されない。 In order for the cell membrane to be destroyed, the pressure wave from one "IR 700" 504 is insufficient, and the pressure wave from a plurality of "IR 700" 504 destroys the cell membrane. Also, the arrival distance of the pressure wave from “IR 700” 504 is several nm from “IR 700” 504. Therefore, the normal cells around the cancer cell 155 to which the “antibody-IR 700 molecule” 500 is bound are not destroyed because the pressure wave does not reach or a plurality of pressure waves do not reach.
また、上記現象は、がん細胞１５５および『抗体−ＩＲ７００分子』５００の温度に無関係に生ずる。よって、上記現象は、がん細胞１５５および『抗体−ＩＲ７００分子』５００が、例えば、摂氏４度でも、摂氏３７度であっても同様に生ずる。 Also, the above phenomenon occurs regardless of the temperature of the cancer cell 155 and the “antibody-IR 700 molecule” 500. Therefore, the above phenomenon similarly occurs even if the cancer cells 155 and the “antibody-IR700 molecule” 500 are, for example, 4 degrees Celsius or 37 degrees Celsius.
次に、光源部１０２が発する光の波長を説明する。 Next, the wavelength of light emitted by the light source unit 102 will be described.
図６に示すように、可視光の波長の範囲（４００ｎｍ〜７００ｎｍ）では、ヘモグロビンの光を吸収、散乱する強さは、比較的大きいのに対し、波長が７００ｎｍ〜１５００ｎｍの範囲では、光の吸収、散乱の強さが比較的小さい。また、水の光を吸収、散乱する強さは、可視光の波長の範囲（４００ｎｍ〜７００ｎｍ）では、比較的小さく、波長が１５００ｎｍを超えた範囲では、光を吸収、散乱する強さは、比較的大きい。 As shown in FIG. 6, in the visible light wavelength range (400 nm to 700 nm), the intensity of absorbing and scattering the light of hemoglobin is relatively large, whereas in the wavelength range of 700 nm to 1500 nm, the light intensity is relatively large. The intensity of absorption and scattering is relatively small. In addition, the intensity to absorb and scatter the light of water is relatively small in the visible light wavelength range (400 nm to 700 nm), and the intensity to absorb and scatter light in the wavelength range exceeding 1500 nm is Relatively large.
これに対し、生体の窓と言われる波長の７００ｎｍ〜１５００ｎｍの波長の範囲では、ヘモグロビンの光を吸収、散乱する強さは小さく、水の光を吸収、散乱する強さは、１５００ｎｍを超える範囲より小さい。そこで、本実施の形態では、光源部１０２は、生体の窓に対応する７００ｎｍ〜１５００ｎｍの範囲の光を発する。より好ましくは、光源部１０２は、より光を吸収、散乱する強さが小さい近赤外光（７００ｎｍ〜９００ｎｍ）の波長の光を発する。更に好ましくは、光源部１０２は、光を吸収、散乱する強さが最も小さい７１０ｎｍの波長の光を発する。 On the other hand, in the wavelength range of 700 nm to 1500 nm of the wavelength called the window of the living body, the intensity of absorbing and scattering the light of hemoglobin is small, and the intensity of absorbing and scattering the light of water is in the range of more than 1500 nm Less than. Therefore, in the present embodiment, the light source unit 102 emits light in the range of 700 nm to 1500 nm corresponding to the window of the living body. More preferably, the light source unit 102 emits light of a wavelength of near-infrared light (700 nm to 900 nm) which absorbs and scatters light with a smaller intensity. More preferably, the light source unit 102 emits light having a wavelength of 710 nm which is the smallest in terms of the strength of absorption and scattering of light.
なお、光源部１０２は、発光ダイオード（ＬＥＤ）でもレーザ装置でもよい。本第１の実施の形態では、『ＩＲ７００』５０４が光（励起光）を吸収した後の蛍光寿命に基づいて、光源部１０２の光強度を制御する。蛍光は、ＬＥＤの方がレーザ装置より減少は小さい。そこで、本第１の実施の形態では、光源部１０２として、レーザ装置を用いている。 The light source unit 102 may be a light emitting diode (LED) or a laser device. In the first embodiment, the light intensity of the light source unit 102 is controlled based on the fluorescence lifetime after the “IR 700” 504 absorbs the light (excitation light). The decrease in fluorescence is smaller for the LED than for the laser device. Therefore, in the first embodiment, a laser device is used as the light source unit 102.
図７に示す光強度調整処理プログラムがスタートする前に、光照射装置１００Ａを保持する図示しない保持部により、光照射装置１００Ａは、別の手段により予め見つけられたがん細胞１５５に対応する皮膚の表面に配置される。具体的には、保持部は、光照射装置１００Ａを上記皮膚の表面の上に位置させ、上記皮膚の表面の上に位置した光照射装置１００Ａの照射窓１１８と、上記皮膚の表面との間に屈折率マッチング部材１２０を挟んだ状態で光照射装置１００Ａを、上記皮膚の表面に押し付けるように、配置する。光照射装置１００Ａは保持部によりがん細胞１５５に対応する皮膚の表面に照射窓１１８が位置するように保持部により固定される。
なお、光強度調整処理プログラムが実行されることにより、光照射装置が駆動される。光強度調整処理プログラムによって、光照射装置の駆動方法が規定される。
Before the light intensity adjustment processing program shown in FIG. 7 starts, the light irradiation device 100A is a skin corresponding to the cancer cell 155 previously found by another means by the holding unit (not shown) holding the light irradiation device 100A. Placed on the surface of Specifically, the holder places the light irradiation device 100A on the surface of the skin, and between the irradiation window 118 of the light irradiation device 100A located on the surface of the skin and the surface of the skin The light irradiation device 100A is disposed in such a manner as to press the surface of the skin with the refractive index matching member 120 interposed therebetween. The light irradiation device 100A is fixed by the holder so that the irradiation window 118 is positioned on the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 by the holder.
The light irradiation device is driven by executing the light intensity adjustment processing program. The light intensity adjustment processing program defines a driving method of the light irradiation device.
図示しないスイッチがオンされると、光強度調整部４０４が実行する光強度調整処理プログラムがスタートする。本光強度調整処理プログラムがスタートすると、ステップ７０２で、後述する蛍光寿命が減少したか否かを示すフラグＦを０にセットする。Ｆ＝０では、蛍光寿命が変化していないと判断され、Ｆ＝１では、蛍光寿命が減少していると判断される。ステップ７０４で、光源部１０２が発する光の初期の光強度、すなわち、線量を設定する。即ち、線量Ｐに、初期値Ｐ０を設定する。上記のように別の手段によりがん細胞の位置は予め見つけられており、皮膚の表面からのがん細胞１５５の位置する深さも予め知ることができる。一方、皮膚の表面からの深さによって、光がどのくらい吸収、散乱されるのかも予め知ることができる。よって、皮膚の表面からのがん細胞の位置する深さが分かると、がん細胞に光が到達するための光の線量の値も分かる。初期値Ｐ０は、がん細胞１５５が存在する深さの位置に光が到達すると予想される光の線量である。 When a switch (not shown) is turned on, a light intensity adjustment processing program executed by the light intensity adjustment unit 404 starts. When the light intensity adjustment processing program starts, at step 702, a flag F is set to 0, which indicates whether the fluorescence lifetime described later has decreased. At F = 0, it is determined that the fluorescence lifetime has not changed, and at F = 1, it is determined that the fluorescence lifetime has decreased. At step 704, the initial light intensity of the light emitted by the light source unit 102, that is, the dose is set. That is, the initial value P0 is set to the dose P. As described above, the position of the cancer cell is previously found by another means, and the depth at which the cancer cell 155 is located from the surface of the skin can also be known in advance. On the other hand, it is possible to know in advance how much light is absorbed and scattered depending on the depth from the surface of the skin. Thus, knowing the depth at which the cancer cells are located from the surface of the skin, one can also know the value of the light dose for light to reach the cancer cells. The initial value P0 is a dose of light which is expected to reach the depth position where the cancer cells 155 exist.
ステップ７０６で、図１０（１）に示すように、第１の時間Ｔ１、線量Ｐで、光（励起光；近赤外光）を照射する。なお、第１の時間Ｔ１は、例えば、１０秒である。第１の時間Ｔ１は１０秒に限定されない。 In step 706, as shown in FIG. 10A, light (excitation light; near infrared light) is irradiated at a first time T1 and a dose P. The first time T1 is, for example, 10 seconds. The first time T1 is not limited to 10 seconds.
ステップ７０８で、蛍光寿命Ｌを測定する。詳細には、図８に示すように、ステップ８０２で、蛍光寿命測定部４０２は、繰り返し行う処理（ステップ８０４〜８１０）の処理回数のカウント値を示す変数Ｃを０にセットし、ステップ８０４で、蛍光寿命測定部４０２は、変数Ｃを１インクリメントする。 At step 708, the fluorescence lifetime L is measured. Specifically, as shown in FIG. 8, in step 802, the fluorescence lifetime measuring unit 402 sets a variable C indicating the count value of the number of times of processing to be repeated (steps 804 to 810) to 0, and in step 804 The fluorescence lifetime measuring unit 402 increments the variable C by one.
繰り返し行う処理（ステップ８０４〜８１０）で、図１０（１）に示すように、蛍光測定光を用いた光照射、および、図１０（２）に示すように、蛍光測定が行われる。図１０（１）の蛍光測定光を用いた光照射、および、図１０（２）の蛍光測定の具体的内容が、図１０（３）、図１０（４）に示されている。具体的には、ステップ８０６で、蛍光寿命測定部４０２は、第１の時間Ｔ１の光照射後に、図１０（３）に示すように、所定時間ｔ、線量Ｐで光（蛍光測定光）を発する。所定時間ｔは、例えば、０．０１秒である。所定時間ｔは０．０１秒に限定されない。光源部１０２からの光は、光ファイバ１０４により、ホモジナイザ１１２に到達する。ホモジナイザ１１２は、光ファイバ１０４により案内された光を光の強度がホモジナイザ１１２の光軸に垂直な平面で均一な光ビームにして、出射する。ホモジナイザ１１２からの光ビームは、ビーム径可変レンズ１１４を透過して、所定のビーム径となって、照射窓１１８、屈折率マッチング部材１２０、およびがん細胞１５５に対応する皮膚の表面を介して、がん細胞に到達する。がん細胞には、『抗体−ＩＲ７００分子』５００が結合されているので、光ビームが『抗体−ＩＲ７００分子』５００に照射される。 In the repetitive processing (steps 804 to 810), light irradiation using fluorescence measurement light is performed as shown in FIG. 10 (1), and fluorescence measurement is performed as shown in FIG. 10 (2). The specific contents of light irradiation using the fluorescence measurement light of FIG. 10 (1) and the fluorescence measurement of FIG. 10 (2) are shown in FIG. 10 (3) and FIG. 10 (4). Specifically, in step 806, the fluorescence lifetime measuring unit 402 emits light (fluorescent measurement light) with a predetermined time t and a dose P as shown in FIG. 10 (3) after light irradiation for the first time T1. It emits. The predetermined time t is, for example, 0.01 second. The predetermined time t is not limited to 0.01 seconds. The light from the light source unit 102 reaches the homogenizer 112 by the optical fiber 104. The homogenizer 112 emits the light guided by the optical fiber 104 into a uniform light beam in a plane in which the intensity of the light is perpendicular to the optical axis of the homogenizer 112. The light beam from the homogenizer 112 is transmitted through the beam diameter variable lens 114 to be a predetermined beam diameter, and through the irradiation window 118, the refractive index matching member 120, and the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155. To reach cancer cells. Since the “antibody-IR700 molecule” 500 is bound to the cancer cells, the light beam is irradiated to the “antibody-IR700 molecule” 500.
『ＩＲ７００』５０４は、近赤外（ＮＩＲ）フタロシアニン色素であるので、光が照射されると、蛍光を発する。『ＩＲ７００』５０４による吸収は波長６８９ｎｍの光で最大となる。そして、『ＩＲ７００』５０４から発した蛍光は、上記皮膚の表面、屈折率マッチング部材１２０、照射窓１１８、ビーム径可変レンズ１１４、ホモジナイザ１１２を介してバンドパスフィルタ１１０に到達する。バンドパスフィルタ１１０により蛍光の波長のみの光が透過して蛍光検出部１０８に到達する。『ＩＲ７００』５０４から発した蛍光スペクトルは７００ｎｍが最大となる。
よって、バンドパスフィルタ１１０を考慮した場合、励起光（治療用の赤外光）の波長としては６５０ｎｍ〜７００ｎｍが好ましい。そのときのバンドパスフィルタ１１０の通過特性は、励起光より長い波長〜９００ｎｍ、例えば励起光を６９０ｎｍとすると、６９０ｎｍ〜９００ｎｍの波長の光を通過させる通過特性を持つことが好ましい。
Since “IR 700” 504 is a near infrared (NIR) phthalocyanine dye, it emits fluorescence when irradiated with light. The absorption by “IR 700” 504 is maximum for light of wavelength 689 nm. Then, the fluorescence emitted from “IR 700” 504 reaches the band pass filter 110 through the surface of the skin, the refractive index matching member 120, the irradiation window 118, the beam diameter variable lens 114, and the homogenizer 112. The light of only the wavelength of fluorescence is transmitted by the band pass filter 110 and reaches the fluorescence detection unit 108. The fluorescence spectrum emitted from “IR 700” 504 is maximized at 700 nm.
Therefore, when the band pass filter 110 is considered, the wavelength of the excitation light (infrared light for treatment) is preferably 650 nm to 700 nm. The pass characteristic of the band pass filter 110 at that time preferably has a pass characteristic of passing light having a wavelength of 690 nm to 900 nm, assuming that the wavelength is 900 nm longer than the excitation light, for example, 690 nm of the excitation light.
ステップ８０８で、蛍光寿命Ｌｃを測定する。具体的には、蛍光検出部１０８は、バンドパスフィルタ１１０を介して測定した蛍光の強度を検出する。蛍光寿命測定部４０２は、蛍光検出部１０８により検出された蛍光の強度の時間変化に基づいて蛍光寿命Ｌｃを測定する。 At step 808, the fluorescence lifetime Lc is measured. Specifically, the fluorescence detection unit 108 detects the intensity of the fluorescence measured through the band pass filter 110. The fluorescence lifetime measurement unit 402 measures the fluorescence lifetime Lc based on the temporal change of the intensity of the fluorescence detected by the fluorescence detection unit 108.
ここで、図１１を参照して、蛍光寿命Ｌｃを説明する。図１１（１）に示すように、励起光の照射を停止したとき（時間０）から、『ＩＲ７００』５０４からの蛍光は、最初はＳ１の強度であったものが時間の経過とともに徐々に減衰する。光の強度がＳ１であったものが、例えば、強度Ｓ１の約３７％（１／ｅ（ｅ：自然対数の底））の強度Ｓ２になるまでの時間Ｌｃ１が蛍光寿命Ｌｃである。がん細胞１５５が破壊されていない場合には、蛍光寿命はＬｃ１である。これに対し、がん細胞１５５が破壊されると、蛍光寿命は、図１１（２）に示すように、Ｌｃ１よりも短い所定の蛍光寿命Ｌｃ２になる。 Here, the fluorescence lifetime Lc will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 11 (1), from the time when the irradiation of excitation light is stopped (time 0), the fluorescence from “IR 700” 504, which was initially the intensity of S1, gradually decays with the passage of time Do. The fluorescence lifetime Lc is the time Lc 1 until the intensity S2 of the light intensity is S1, for example, about 37% (1 / e (e: bottom of natural logarithm)) of the intensity S1. If the cancer cells 155 is not destroyed, the fluorescence lifetime is Lc 1. On the other hand, when the cancer cell 155 is destroyed, the fluorescence lifetime becomes a predetermined fluorescence lifetime Lc 2 shorter than Lc 1 as shown in FIG. 11 (2).
ステップ８１０で、蛍光寿命測定部４０２は、変数Ｃが、予め定められた数ｎに等しいか否かを判断する。変数Ｃがｎに等しくないと判断された場合には、繰り返し処理がｎ回行われていないので、本処理は、ステップ８０４に戻る。 In step 810, the fluorescence lifetime measuring unit 402 determines whether the variable C is equal to a predetermined number n. If it is determined that the variable C is not equal to n, the process returns to step 804 because the iterative process has not been performed n times.
変数Ｃがｎに等しい場合には、繰り返し処理がｎ回行われたので、ステップ８１２で、蛍光寿命測定部４０２は、各回で測定された蛍光寿命Ｌｃの平均値を蛍光寿命Ｌとして算出する。その後、本光強度調整処理は図７のステップ７１０に進む。図７のステップ７１０で、ステップ７０８で測定された蛍光寿命ＬをＬｔにセットする。 When the variable C is equal to n, repeated processing is performed n times, so the fluorescence lifetime measuring unit 402 calculates the average value of the fluorescence lifetime Lc measured each time as the fluorescence lifetime L in step 812. Thereafter, the light intensity adjustment processing proceeds to step 710 of FIG. In step 710 of FIG. 7, the fluorescence lifetime L measured in step 708 is set to Lt.
各回で測定された蛍光寿命Ｌｃの平均値を蛍光寿命Ｌとして算出するのは、蛍光寿命に誤差があることを考慮して、精度よく蛍光寿命を測定するためである。 The reason that the average value of the fluorescence lifetime Lc measured at each time is calculated as the fluorescence lifetime L is to accurately measure the fluorescence lifetime in consideration of an error in the fluorescence lifetime.
ステップ７１２で、ステップ７０６の処理と同様に、第１の時間Ｔ１、線量Ｐで光を照射し、ステップ７１４で、ステップ７０８の処理（詳細には、図８と同様の処理）と同様に、蛍光寿命測定部４０２は、蛍光寿命Ｌを測定する。ステップ７１６で、ステップ７１４で測定された蛍光寿命ＬをＬｔ＋1にセットする。 In step 712, light is irradiated at a first time T1 and a dose P as in the process of step 706, and in step 714, similar to the process of step 708 (specifically, the process similar to FIG. 8) The fluorescence lifetime measurement unit 402 measures the fluorescence lifetime L. At step 716, the fluorescence lifetime L measured at step 714 is set to Lt + 1.
ステップ７１８で、Ｌｔ＋1＜Ｌｔか否かを判断することにより、蛍光寿命が減少しているか否かを判断する。Ｌｔ＋1＜Ｌｔでないと判断した場合には、ステップ７２０で、Ｆ＝０か否かを判断する。Ｆ＝０と判断した場合には、ステップ７２２で、ＰにΔＰ１を加算した値をＰにセットし、ステップ７２４で、Ｌｔ＋１をＬｔにセットして、ステップ７１２に戻って、ステップ７１２〜７１８を再度実行する。 At step 718, it is determined whether Lt + 1 <Lt to reduce the fluorescence lifetime. If it is determined that Lt + 1 <Lt, it is determined in step 720 whether F = 0. When it is determined that F = 0, in step 722, a value obtained by adding ΔP1 to P is set to P, and in step 724, Lt + 1 is set to Lt, and the process returns to step 712 and steps 712 to 718 are performed. Run again.
ステップ７１８の判断が否定判定であり、ステップ７２０〜７２４、７１２〜７１８の処理が繰り返し実行されている状態は、図９に示す時間０〜時間ｔ１の間である。具体的には、照射する線量ＰはＰ０からＰ１０へと徐々に増加するが、測定された蛍光寿命ＬはＬ０のままで変化していない状態である。このように照射する線量Ｐは徐々に増加するが、測定された蛍光寿命Ｌに変化していない状態では、がん細胞が破壊されていない状態である。 The determination in step 718 is a negative determination, and the state in which the processes of steps 720 to 724 and 712 to 718 are repeatedly performed is between time 0 and time t1 shown in FIG. Specifically, the irradiation dose P gradually increases from P0 to P10, but the measured fluorescence lifetime L remains L0 and remains unchanged. The dose P to be irradiated thus gradually increases, but in the state where the measured fluorescence lifetime L has not changed, the cancer cells are not destroyed.
一方、ステップ７１８で、Ｌｔ＋1＜Ｌｔである、即ち、蛍光寿命が減少したと判断した場合には、ステップ７２６で、フラグＦに１をセットし、ステップ７２８で、ＰにΔＰ２を加算した値をＰにセットして、ステップ７１２に進む。ステップ７１２〜ステップ７１８の処理が再度実行される。なお、ΔＰ１とΔＰ２との関係は特に限定されず、ΔＰ１＝ΔＰ２でも、ΔＰ１＜ΔＰ２でも、ΔＰ１＞ΔＰ２でもよい。なお、図９に示す例では、ΔＰ１＞ΔＰ２である。つまり、蛍光寿命の減少を見出すまでの期間を短時間にするためパワーの増加分を大きく（ΔＰ１＞ΔＰ２）している。 On the other hand, if it is determined in step 718 that Lt + 1 <Lt, that is, the fluorescence lifetime has decreased, then in step 726 the flag F is set to 1 and in step 728 the value obtained by adding ΔP2 to P is obtained. Set to P and proceed to step 712. The processing of step 712 to step 718 is performed again. The relationship between ΔP1 and ΔP2 is not particularly limited, and may be ΔP1 = ΔP2, ΔP1 <ΔP2, or ΔP1> ΔP2. In the example shown in FIG. 9, ΔP1> ΔP2. That is, the increase in power is increased (ΔP1> ΔP2) in order to shorten the period until finding the decrease in fluorescence lifetime.
ステップ７１８の判断が肯定判定であり、ステップ７２６、７２８、７１２〜７１８の処理が繰り返し実行されている状態は、図９に示す時間ｔ１〜時間ｔ２の間である。具体的には、照射する線量Ｐが徐々に増加し（Ｐ１０→Ｐ２０に増加）且つ測定された蛍光寿命Ｌが徐々に減少している状態である。このように照射する線量Ｐが徐々に増加し且つ測定された蛍光寿命Ｌが徐々に減少している状態（Ｌ０→Ｌ１へ減少）では、がん細胞が破壊され続けている状態である。しかしながら線量を増加すると蛍光寿命が減るので、最適な線量で照射をしていない状態でもある。 The determination in step 718 is an affirmative determination, and the state in which the processes in steps 726, 728, and 712 to 718 are repeatedly performed is between time t1 and time t2 shown in FIG. Specifically, the irradiation dose P gradually increases (P10 → P20 increases) and the measured fluorescence lifetime L gradually decreases. In such a state where the irradiation dose P gradually increases and the measured fluorescence lifetime L gradually decreases (L0 → L1 decrease), the cancer cells continue to be destroyed. However, as the dose is increased, the fluorescence lifetime is reduced, so it is also in a state of not being irradiated with the optimal dose.
ステップ７１８で、今度はＬｔ＋1＜Ｌｔでないと判断した場合、ステップ７２０で、Ｆ＝０か否かを判断するが、今度はＦ＝０と判断されないので、ステップ７３０で、第２の時間Ｔ２（図９の時刻ｔ２〜ｔ３参照）、線量Ｐで光を照射する。この第２の時間Ｔ２間は、最適な線量Ｐ２０にて所定時間（例えばがん細胞１５５を完全に死滅させるのに充分と思われる１分間）照射を行う期間である。線量をＰ２０以上に上げても蛍光寿命ＬはＬ１で一定となり、Ｌ１以下に下がらなくなる。これは、線量Ｐ２０ががん細胞１５５を破壊するのに最も効率の良い線量であることを示している。
第２の時間Ｔ２は、上記のように、１分である。第２の時間Ｔ２は１分に限定されない。
If it is determined in step 718 that Lt + 1 <Lt, it is determined in step 720 whether F = 0, but it is not determined that F = 0 in this case. Light is irradiated at a dose P (see times t2 to t3 in FIG. 9). During the second time T2, irradiation is performed for a predetermined time (for example, 1 minute that may be sufficient to completely kill the cancer cells 155) at the optimum dose P20. Even if the dose is increased to P20 or more, the fluorescence lifetime L becomes constant at L1 and does not decrease to L1 or less. This indicates that the dose P20 is the most efficient dose for destroying the cancer cells 155.
The second time T2 is one minute, as described above. The second time T2 is not limited to one minute.
以上説明したように、第１の実施の形態では、光の線量を徐々に増加しながら蛍光寿命が減少しているかを判断し、蛍光寿命が減少しなくなった時の線量を、適切な線量として、がん細胞に照射して治療している。よって、がん細胞へ照射する光の適切な線量をリアルタイムに判断する事ができる。 As described above, in the first embodiment, it is determined whether the fluorescence life decreases while gradually increasing the light dose, and the dose when the fluorescence life does not decrease is regarded as an appropriate dose. Irradiating and treating cancer cells. Therefore, it is possible to judge in real time the appropriate dose of light to be irradiated to the cancer cells.
第１の実施の形態では、がん細胞に照射した光の線量が適切でない、即ち、光強度が小さい場合には、光の線量を、蛍光寿命が減少しなくなるまで、所定量（△Ｐ２）増加させて、増加した線量の光が照射されるようにしている。よって、適切な治療、即ち適切な線量の光をがん細胞１５５に照射し、がん細胞１５５を破壊させることができる。 In the first embodiment, when the dose of light irradiated to the cancer cells is not appropriate, that is, the light intensity is small, the dose of light is reduced by a predetermined amount (ΔP2) until the fluorescence lifetime does not decrease. It is increased to allow an increased dose of light to be emitted. Therefore, the cancer cell 155 can be irradiated with an appropriate treatment, that is, an appropriate dose of light, to destroy the cancer cell 155.
また、第１の実施の形態では、がん細胞に光を照射するための光学系（ホモジナイザ１１２、ビーム径可変レンズ１１４）を、蛍光測定のための光学系として共用する（光学系の共用）。治療が適切であったかを判断するために蛍光寿命を測定するための光源部として、治療のためにがん細胞に光を照射するための光源部を利用している（光源の共用）。 In the first embodiment, an optical system (homogenizer 112, beam diameter variable lens 114) for irradiating light to cancer cells is shared as an optical system for fluorescence measurement (shared optical system) . As a light source unit for measuring the fluorescence lifetime to determine whether the treatment was appropriate, a light source unit for irradiating light to cancer cells for treatment is used (shared light source).
よって、人体に光照射装置１００Ａの照射窓１１８をセッティングし固定したままで照射治療と蛍光寿命の測定とができる。蛍光寿命は３ｎ秒程度と短いが、同一の装置（光学系の共用、光源の共用）にすることで蛍光寿命の測定のタイミングが取りやすくなる。 Therefore, irradiation treatment and measurement of fluorescence lifetime can be performed while setting and fixing the irradiation window 118 of the light irradiation device 100A to the human body. Although the fluorescence lifetime is as short as about 3 n seconds, the timing of measurement of the fluorescence lifetime can be easily taken by using the same device (shared optical system and shared light source).
ところで、光照射装置１００Ａが照射する光の光強度が、がん細胞からなる腫瘍部の中央が大きく、当該中央から離れるに従って小さくなるようなガウシャン分布の場合、当該中央から離れた部分に、がん細胞を破壊させるだけの圧力波を生じる光強度の光を照射すると、当該中央には、がん細胞を破壊させるだけの圧力波を生じる光強度よりも大きい強度の光を照射することにより、必要以上のエネルギーを消費したり、皮膚に害を及ぼしたり、することになる。 By the way, in the case of Gaussian distribution in which the light intensity of the light irradiated by the light irradiation device 100A is large at the center of the tumorous part consisting of cancer cells and becomes smaller as it goes away from the center, When irradiated with light of light intensity that produces a pressure wave that only destroys cancer cells, the center is irradiated with light of greater intensity than light intensity that causes a pressure wave that destroys cancer cells. It consumes more energy than necessary and harms the skin.
これに対し、ホモジナイザ１１２により、ホモジナイザ１１２の光軸に重要な平面において均一な光強度にし、ビーム径可変レンズ１１４により、がん細胞１５５の全領域をカバーする大きさのビーム径の光ビームにして、皮膚に照射するので、必要十分なエネルギーの光を照射することができ、皮膚に害のない範囲での最大の光強度の光を照射することができる。このことは、特に、深い腫瘍、大きな腫瘍に有効である。また、散乱した光も利用可能になる。 On the other hand, the homogenizer 112 makes the light intensity uniform in the plane important to the optical axis of the homogenizer 112, and the beam diameter variable lens 114 makes it a light beam having a diameter enough to cover the entire area of the cancer cells 155. Since the skin is irradiated, it is possible to irradiate light of necessary and sufficient energy, and it is possible to irradiate light of the maximum light intensity in a range which is not harmful to the skin. This is particularly effective for deep and large tumors. Also, scattered light will be available.
第１の実施の形態では、測定した蛍光寿命Ｌｔより次に測定した蛍光寿命Ｌｔ＋１のほうが小さいか否かを判断している。本開示の技術は、これに限定されず、（Ｌｔ）−（Ｌｔ＋１）、即ち、蛍光寿命の減少が第１の閾値以上か否かを判断するようにしてもよい。なお、第１の閾値として０を採用すると第１の実施の形態と同様となる。よって、第１の閾値は０より大きい値である。 In the first embodiment, it is determined whether or not the measured fluorescence lifetime Lt + 1 is smaller than the measured fluorescence lifetime Lt. The technology of the present disclosure is not limited to this, and it may be determined whether (Lt) − (Lt + 1), that is, the decrease in fluorescence lifetime is equal to or more than a first threshold. When 0 is adopted as the first threshold value, it becomes similar to the first embodiment. Thus, the first threshold is a value greater than zero.
また、第１の実施の形態では、測定した蛍光寿命Ｌｔと、次に測定した蛍光寿命Ｌｔ＋１とを比較している。本開示の技術は、これに限定されず、次の例のようにしてもよい。まず、蛍光寿命を連続して測定する。蛍光寿命を古い順にＬ０、Ｌ１、Ｌ２、・・・、Ｌｎ−２、Ｌｎ−１、Ｌｎとする。第１の例としては、今回測定した蛍光寿命Ｌｎと、今回測定した蛍光寿命Ｌｎより前の、直前の蛍光寿命Ｌｎ−１以外の複数の蛍光寿命Ｌ０、Ｌ１、Ｌ２、・・・、Ｌｎ−２の中から選択した１つの蛍光寿命と比較する。第２の例として、今回測定した蛍光寿命Ｌｎと、今回測定した蛍光寿命Ｌｎより前の複数の蛍光寿命Ｌ０、Ｌ１、Ｌ２、・・・、Ｌｎ−１の平均値と比較する。第３の例としては、蛍光寿命Ｌ０、Ｌ１、Ｌ２、・・・、Ｌｎ−２、Ｌｎ−１、Ｌｎの中の前半の複数の蛍光寿命の平均値と後半の複数の蛍光寿命の平均値とを比較する。 In the first embodiment, the measured fluorescence lifetime Lt is compared with the measured fluorescence lifetime Lt + 1. The technique of the present disclosure is not limited to this, and may be as in the following example. First, the fluorescence lifetime is measured continuously. Let the fluorescence lifetimes be L0, L1, L2, ..., Ln-2, Ln-1, Ln in ascending order. As a first example, a plurality of fluorescence lifetimes L 0, L 1, L 2,..., L n − other than the fluorescence lifetime L n−1 immediately before the fluorescence lifetime L n measured this time and the fluorescence lifetime L n measured this time Compare with one fluorescence lifetime selected from 2. As a second example, the fluorescence lifetime Ln measured this time is compared with the average value of a plurality of fluorescence lifetimes L0, L1, L2, ..., Ln-1 before the fluorescence lifetime Ln measured this time. As a third example, an average value of a plurality of fluorescence lifetimes in the first half and an average value of a plurality of fluorescence lifetimes in the second half of the fluorescence lifetimes L0, L1, L2, ..., Ln-2, Ln-1, Ln Compare with.
（第２の実施の形態）
次に、第２の実施の形態を説明する。
第２の実施の形態の構成は、第１の実施の形態の構成とほぼ同様であるので、同一の部分には同一の符号を付して、その説明を省略し、異なる部分のみを説明する。
図１２に示すように、光照射装置１００Ｂは、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面の温度を検出する温度検出部１１０２を更に備えている。
なお、温度検出部１１０２は、本開示の技術の温度検出部の１例である。
Second Embodiment
Next, a second embodiment will be described.
The configuration of the second embodiment is almost the same as the configuration of the first embodiment, so the same reference numerals are given to the same parts, the description thereof is omitted, and only different parts will be described. .
As shown in FIG. 12, the light irradiation device 100B further includes a temperature detection unit 1102 that detects the temperature of the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155.
The temperature detection unit 1102 is an example of the temperature detection unit of the technology of the present disclosure.
図１３には、光照射装置１００Ｂの要部の電気系の構成の１例が示されている。図１３に示すように、コンピュータ３００の入出力（Ｉ／Ｏ）ポート３０８には更に、温度検出部１１０２が接続されている。 FIG. 13 shows an example of the configuration of the electrical system of the main part of the light irradiation device 100B. As shown in FIG. 13, a temperature detection unit 1102 is further connected to an input / output (I / O) port 308 of the computer 300.
図１４には、光照射装置１００Ｂの要部の機能の構成の１例が示されている。図１４に示すように、光照射装置１００Ｂは更に、温度測定部１３０２を備えている。ＣＰＵ３０２が光強度調整処理プログラムを実行すると、ＣＰＵ３０２は、温度測定部１３０２として更に機能する。 FIG. 14 shows an example of the functional configuration of the main part of the light irradiation apparatus 100B. As shown in FIG. 14, the light irradiation device 100 </ b> B further includes a temperature measurement unit 1302. When the CPU 302 executes the light intensity adjustment processing program, the CPU 302 further functions as a temperature measurement unit 1302.
次に、第２の実施の形態の作用を説明する。
第２の実施の形態の作用は、第１の実施の形態の作用とほぼ同様であるので、異なる部分のみを説明する。
Next, the operation of the second embodiment will be described.
The operation of the second embodiment is substantially the same as the operation of the first embodiment, so only different portions will be described.
図１５には、第２の実施の形態における光照射装置、蛍光測定、温度計測のタイミングチャートが示されている。図１５（１）、図１５（２）、図１５（４）、及び図１５（５）はそれぞれ、図１０（１）〜図１０（４）に対応する。 FIG. 15 shows a timing chart of the light irradiation device, the fluorescence measurement, and the temperature measurement in the second embodiment. FIGS. 15 (1), 15 (2), 15 (4), and 15 (5) correspond to FIGS. 10 (1) to 10 (4), respectively.
第１の実施の形態では、蛍光寿命が、がん細胞１５５が破壊された場合の蛍光寿命となるまで、徐々に光強度を増加させ、増加した光強度の光を皮膚の表面に照射している。よって、当該皮膚の表面の温度が、やけどになる温度に到達する可能性がある。 In the first embodiment, the light emission intensity is gradually increased until the fluorescence lifetime reaches the fluorescence lifetime when the cancer cell 155 is destroyed, and the surface of the skin is irradiated with light of the increased light intensity. There is. Thus, the temperature of the surface of the skin may reach the temperature at which a burn occurs.
これに対し、第２の実施の形態では、当該皮膚の表面の温度が、やけどになる温度に到達しないように、次のようにしている。 On the other hand, in the second embodiment, the temperature of the surface of the skin does not reach the burn temperature as follows.
第２の実施の形態における光強度調整処理では、図７のステップ７０６とステップ７０８との間で、温度測定部１３０２は、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面の温度を、屈折率マッチング部材１２０を介して検出する処理を実行する。図１５（３）に示すように、第１の時間Ｔ１の光照射（図１５（１）参照）が終了した後、蛍光寿命の測定（図１５（２）参照）の前のタイミングＴＰにおいて、温度測定部１３０２は、温度検出部１１０２により、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面の温度を検出する。 In the light intensity adjustment process in the second embodiment, the temperature measurement unit 1302 sets the temperature of the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 to the refractive index matching member between step 706 and step 708 in FIG. 7. Execute processing to detect via 120. As shown in FIG. 15 (3), at the timing TP before the measurement of the fluorescence lifetime (see FIG. 15 (2)) after the light irradiation for the first time T1 (see FIG. 15 (1)) ends, The temperature measurement unit 1302 detects the temperature of the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 by the temperature detection unit 1102.
そして、温度測定部１３０２は、測定した温度Ｔｈが、所定の温度Ｔｈ０（例えば、皮膚の表面がやけどしない温度、例えば４２℃）以下か否かを判断する。測定された温度Ｔｈが、所定の温度Ｔｈ０以下であると判断した場合には、ステップ７０８に進む。 Then, the temperature measurement unit 1302 determines whether or not the measured temperature Th is lower than or equal to a predetermined temperature Th0 (for example, a temperature at which the surface of the skin is not burnt, for example, 42 ° C.). If it is determined that the measured temperature Th is less than or equal to the predetermined temperature Th0, the process proceeds to step 708.
温度Ｔｈが所定の温度Ｔｈ０以下でないと判断された場合、即ち、測定された温度Ｔｈが所定の温度Ｔｈ０（例えば４２℃）より大きいと判断された場合には、皮膚の表面がやけどしないようにするため、本処理を終了することにより、光を照射しないようにしている。 If it is determined that the temperature Th is not lower than the predetermined temperature Th0, that is, if it is determined that the measured temperature Th is higher than the predetermined temperature Th0 (for example, 42 ° C.), the skin surface is not burnt In order to do this, by terminating this processing, light is not irradiated.
第２の実施の形態では、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面の温度が所定の温度Ｔｈ０（例えば４２℃）より大きいと判断された場合には、光強度調整処理を終了して、皮膚の表面がやけどしないようにすることができる。 In the second embodiment, when it is determined that the temperature of the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 is higher than a predetermined temperature Th0 (for example, 42 ° C.), the light intensity adjustment processing is ended, and the skin is The surface of the can be kept from burning.
以上説明したように、第２の実施の形態では、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面に照射する光の線量を、当該皮膚の表面および当該皮膚の表面とがん細胞との間にある正常な細胞にダメージを与えない光の線量にし、かつ、より深い、厚いがん細胞１５５の腫瘍部で上記圧力波が起こるのに必要な光の線量にすることができる。 As described above, in the second embodiment, the dose of light applied to the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 is between the surface of the skin and the surface of the skin and the cancer cell. The dose of light may be such as not to damage normal cells, and the dose of light necessary for the pressure wave to occur at the tumor site of the deeper, thick cancer cells 155.
（第３の実施の形態）
次に、第３の実施の形態を説明する。第３の実施の形態は、第２の実施の形態の構成と同様であるので、同一の部分には同一の符号を付してその説明を省略し、異なる部分の説明をする。
Third Embodiment
Next, a third embodiment will be described. The third embodiment is the same as the configuration of the second embodiment, so the same parts are denoted with the same reference numerals, and the description thereof will be omitted, and different parts will be described.
図１６には、第３の実施の光照射装置１００Ｃが示されている。図１６に示すように、光照射装置１００Ｃは、筐体１０６の照射窓１１８の周囲に、皮膚の表面を冷却するための冷却部１６０２が設けられている。冷却部１６０２としては、例えば、リング状のペルチュ素子を用いることができる。
なお、冷却部１６０２は、本開示の技術の冷却部の１例である。
The light irradiation apparatus 100C of 3rd implementation is shown by FIG. As shown in FIG. 16, the light irradiation device 100 </ b> C is provided with a cooling unit 1602 around the irradiation window 118 of the housing 106 for cooling the surface of the skin. As the cooling unit 1602, for example, a ring-shaped Peltier element can be used.
Cooling unit 1602 is an example of the cooling unit according to the technology of the present disclosure.
図１７には、光照射装置１００Ｃの要部の電気系の構成の１例が示されている。図１７に示すように、光照射装置１００Ｃは、コンピュータ３００の入出力（Ｉ／Ｏ）ポート３０８には更に、冷却部１６０２が接続されている。 FIG. 17 shows an example of the configuration of the electrical system of the main part of the light irradiation device 100C. As shown in FIG. 17, in the light irradiation device 100 </ b> C, a cooling unit 1602 is further connected to an input / output (I / O) port 308 of the computer 300.
図１８には、本実施の形態の要部の機能の構成の１例が示されている。図１８に示すように、光照射装置１００Ｃは更に、冷却処理部１８０２を更に備えている。ＣＰＵ３０２が光強度調整処理プログラムを実行すると、ＣＰＵ３０２は、冷却処理部１８０２として更に機能する。 FIG. 18 shows an example of the functional configuration of the main part of the present embodiment. As shown in FIG. 18, the light irradiation apparatus 100C further includes a cooling processing unit 1802. When the CPU 302 executes the light intensity adjustment processing program, the CPU 302 further functions as a cooling processing unit 1802.
次に、第３の実施の形態の作用を説明する。第３の実施の形態の作用は、第２の実施の形態の作用と同様であるので、異なる部分のみを説明する。 Next, the operation of the third embodiment will be described. The operation of the third embodiment is the same as the operation of the second embodiment, so only different portions will be described.
第３の実施の形態の光強度調整処理では、第２の実施の形態で説明した、測定された温度Ｔｈが所定の温度Ｔｈ０（例えば４２℃）より小さいか否かの判断が、否定判定の場合には、冷却処理部１８０２は、冷却部１６０２を駆動させて、皮膚の表面を冷却して、温度Ｔｈを再度測定する。 In the light intensity adjustment process of the third embodiment, the determination as to whether the measured temperature Th described in the second embodiment is smaller than a predetermined temperature Th0 (for example, 42 ° C.) is a negative determination. In the case, the cooling processing unit 1802 drives the cooling unit 1602, cools the surface of the skin, and measures the temperature Th again.
本第２の実施の形態では、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面の温度が所定の温度Ｔｈ０（例えば４２℃）より大きいと判断された場合には、光強度調整処理を終了している。 In the second embodiment, when it is determined that the temperature of the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 is higher than a predetermined temperature Th0 (for example, 42 ° C.), the light intensity adjustment processing is ended. .
これに対し、第３の実施の形態では、がん細胞１５５に対応する皮膚の表面の温度が所定の温度Ｔｈ０（例えば４２℃）より大きいと判断された場合には、皮膚の表面を冷却する。よって、第３の実施の形態では、皮膚の表面がやけどをさせないで、がん細胞１５５に照射する光の光強度を上げることができる。 On the other hand, in the third embodiment, when it is determined that the temperature of the surface of the skin corresponding to the cancer cell 155 is higher than a predetermined temperature Th0 (for example, 42 ° C.), the surface of the skin is cooled. . Therefore, in the third embodiment, the light intensity of the light irradiated to the cancer cell 155 can be increased without causing the skin surface to burn.
（第４の実施の形態）
第４の実施の形態を説明する。第４の実施の形態の構成は、第３の実施の形態の構成とほぼ同様であるので、同一の部分には同一の符号を付して、異なる部分のみを説明する。
Fourth Embodiment
A fourth embodiment will be described. The configuration of the fourth embodiment is almost the same as the configuration of the third embodiment, so the same parts will be assigned the same reference numerals and only different parts will be described.
図１９には、第４の実施の形態の光照射装置１００Ｄと、光照射装置１００Ｄを移動させる移動部２０００とを備えた光調整システムが備えている。 The light adjustment system provided with FIG. 19 is provided with the light irradiation apparatus 100D of 4th Embodiment, and the moving part 2000 which moves light irradiation apparatus 100D.
移動部２０００は、手術台２００２の一端側にＺ方向に沿って配置されたレール２０１４、レール２０１４に沿って移動可能に配置された保持基台２０１６、保持基台２０１６をレール２０１４に沿って移動させる第１のモータ２０１８、および保持基台２０１６に取り付けられた支柱２００４を備えている。移動部２０００は、第１のアーム２００８と、支柱２００４とに取り付けられた第１の接続部２００６、および、第１のアーム２００８を回動させる第２のモータ２００７を備えている。第１のアーム２００８の一端は、第１の接続部２００６にＸＹ軸平面内を第１のアーム２００８が当該一端を中心に回動可能に取り付けられている。 The moving unit 2000 moves the rail 2014 disposed along the Z direction on one end side of the operating table 2002, the holding base 2016 disposed movably along the rail 2014, and the holding base 2016 along the rail 2014 And a support 2004 attached to a holding base 2016. The moving unit 2000 includes a first connecting portion 2006 attached to a first arm 2008 and a support column 2004, and a second motor 2007 for rotating the first arm 2008. One end of the first arm 2008 is attached to the first connection portion 2006 so that the first arm 2008 can pivot around the one end in the XY axis plane.
移動部２０００は、光照射装置１００Ｄが固定された第２のアーム２０１２、第２のアーム２０１２の一端が、ＸＹ軸平面内を第２のアームが当該一端を中心に回動可能に取り付けられた第２の接続部２０１０、および、第２のアームを回動させる第２のモータ２０１１を備えている。 In the moving unit 2000, one end of the second arm 2012 to which the light irradiation device 100D is fixed and one end of the second arm 2012 are attached so that the second arm can be pivoted about the one end in the XY axis plane. A second connection portion 2010 and a second motor 2011 for rotating the second arm are provided.
図２０には、第４の実施の形態の光照射装置１００Ｄの要部の電気系の構成の１例が示されている。図２１に示すように、第４の実施の形態の光照射装置１００Ｄは、コンピュータ３００の入出力（Ｉ／Ｏ）ポート３０８に、第１のモータ２０１８、第２のモータ２００７、および第３のモータ２０１１を選択的に制御する保持駆動部２１０２が更に接続されている。なお、ＲＯＭ３０４には、光強度調整処理プログラム（位置決め処理プログラムを含む）が記憶されている。 FIG. 20 shows an example of the configuration of the electrical system of the main part of the light irradiation apparatus 100D of the fourth embodiment. As shown in FIG. 21, a light irradiation apparatus 100D according to the fourth embodiment includes a first motor 2018, a second motor 2007, and a third motor 300 at an input / output (I / O) port 308 of the computer 300. A holding drive unit 2102 for selectively controlling the motor 2011 is further connected. The ROM 304 stores a light intensity adjustment processing program (including a positioning processing program).
図２１には、第４の実施の形態の光照射装置１００Ｄの要部の機能の構成の１例が示されている。図２１に示されているように、第４の実施の形態の光照射装置１００Ｄは、位置決め部２２０２を更に備えている。ＣＰＵ３０２が位置決め処理プログラムを実行すると、ＣＰＵ３０２は、位置決め部２２０２として機能する。位置決め部２２０２が、保持駆動部２１０２を制御して、第１のモータ２０１８、第２のモータ２００７、および第３のモータ２０１１を選択的に駆動することにより、光照射装置１００Ｄを、手術台２００２上の空間内の所望の位置に位置させることができる。 FIG. 21 shows an example of the functional configuration of the main part of the light irradiation apparatus 100D of the fourth embodiment. As shown in FIG. 21, the light irradiation apparatus 100 </ b> D of the fourth embodiment further includes a positioning unit 2202. When the CPU 302 executes the positioning processing program, the CPU 302 functions as the positioning unit 2202. The positioning unit 2202 controls the holding drive unit 2102 to selectively drive the first motor 2018, the second motor 2007, and the third motor 2011, whereby the light irradiation device 100D is operated on the operating table 2002. It can be located at a desired position in the upper space.
次に、第４の実施の形態の作用を説明する。本実施の形態の作用は、第３の実施の形態の作用とほぼ同様であるので、異なる部分のみを説明する。 Next, the operation of the fourth embodiment will be described. The operation of the present embodiment is substantially the same as the operation of the third embodiment, so only different portions will be described.
第４の実施の形態では、図７のステップ７０２の前に、位置決め部２２０２は、光照射装置１００Ｄを位置決めする。詳細には、図２２に示すように、ステップ２４０２で、位置決め部２２０２は、光照射装置１００Ｄを、別の手段により見付けられたがん細胞１５５の位置に対応する皮膚の表面の位置に配置し、ステップ２４０４で、位置決め部２２０２は、光強度として光の線量Ｐを初期値Ｐ０に設定し、ステップ２４０６で、位置決め部２２０２は、レンズ駆動部３１２によりビーム径可変レンズ１１４を移動させて、ビーム径を、がん細胞をカバーする大きさに設定する。ステップ２４０８で、位置決め部２２０２は、所定時間光を照射し、ステップ２４１０で、位置決め部２２０２は、蛍光の強度を測定する。 In the fourth embodiment, the positioning unit 2202 positions the light irradiation device 100D before step 702 in FIG. 7. In detail, as shown in FIG. 22, in step 2402, the positioning unit 2202 places the light irradiation apparatus 100D at the position on the surface of the skin corresponding to the position of the cancer cell 155 found by another means. In step 2404, the positioning unit 2202 sets the light dose P to the initial value P0 as the light intensity, and in step 2406, the positioning unit 2202 moves the beam diameter variable lens 114 by the lens driving unit 312 to The diameter is set to a size that covers cancer cells. In step 2408, the positioning unit 2202 emits light for a predetermined time, and in step 2410, the positioning unit 2202 measures the intensity of fluorescence.
ステップ２４１２で、位置決め部２２０２は、予め見付けられたがん細胞１５５の位置に対応する皮膚の表面の位置を中心にした所定領域をカバーするように、光照射装置１００Ｄを移動させるための予め定められたルートの全ルートを光照射装置１００Ｄが移動したか否かを判断する。 In step 2412, the positioning unit 2202 is predetermined for moving the light irradiation apparatus 100D so as to cover a predetermined area centered on the position of the surface of the skin corresponding to the position of the cancer cell 155 previously found. It is determined whether the light emitting device 100D has moved along the entire route of the determined route.
光照射装置１００Ｄを全ルートに沿って移動していないと判断した場合には、ステップ２４１６で、位置決め部２２０２は、保持駆動部２１０２により第１のモータ２０１８は、第２のモータ２００７、および第３のモータ２０１１を駆動させて、光照射装置１００Ｄをルートに沿って所定距離移動させ、本処理は、ステップ２４０８に戻る。 If it is determined that the light irradiation device 100D has not moved along the entire route, then in step 2416, the positioning unit 2202 is controlled by the holding drive unit 2102, and the first motor 2018 is the second motor 2007, and The third motor 2011 is driven to move the light irradiation apparatus 100D along the route for a predetermined distance, and the process returns to step 2408.
ステップ２４１２で、光照射装置１００Ｄを全ルートに沿って移動したと判断した場合には、ステップ２４１８で、位置決め部２２０２は、蛍光の強度が最大値となったときの光照射装置１００Ｄの位置に、光照射装置１００Ｄを移動させ固定し、図７のステップ７０２に進む。 If it is determined in step 2412 that the light irradiation device 100D has been moved along the entire route, in step 2418, the positioning unit 2202 is positioned at the position of the light irradiation device 100D when the intensity of the fluorescence reaches the maximum value. The light irradiation device 100D is moved and fixed, and the process proceeds to step 702 in FIG.
ところで、予め見付けられたがん細胞１５５の位置が正確ではない場合もある。第４の実施の形態は、予め見付けられたがん細胞１５５の位置に対応する皮膚の表面の位置を中心にした所定領域をカバーするように、光照射装置１００Ｄを移動させるための予め定められたルートの全ルートを光照射装置１００Ｄが移動するようにさせ、全ルートの中で蛍光の強度が最大値となったときの光照射装置１００Ｄの位置に、光照射装置１００Ｄを固定する。よって、光照射装置１００Ｄをがん細胞１５５の現在の位置に対応するように配置することができる。 By the way, the position of the cancer cell 155 found in advance may not be accurate. The fourth embodiment is a predetermined method for moving the light irradiation device 100D so as to cover a predetermined area centered on the position of the surface of the skin corresponding to the position of the cancer cell 155 found in advance. The light irradiation device 100D is moved in all the routes of the above routes, and the light irradiation device 100D is fixed at the position of the light irradiation device 100D when the intensity of the fluorescence reaches the maximum value among all the routes. Thus, the light irradiation device 100D can be arranged to correspond to the current position of the cancer cell 155.
第４の実施の形態では、位置決め部２２０２が、保持駆動部２１０２を制御して、光照射装置１００Ｄを、手術台２００２上の空間内の所望の位置に自動的に移動させ固定しているが、マニュアルで移動するようにしてもよい。この場合、所望の位置において図示しないアタッチメントにより光照射装置１００Ｄを患者に固定する。 In the fourth embodiment, the positioning unit 2202 controls the holding drive unit 2102 to automatically move and fix the light irradiation device 100D to a desired position in the space above the operating table 2002. You may move manually. In this case, the light irradiation device 100D is fixed to the patient by an attachment (not shown) at a desired position.
（第５の実施の形態）
次に、第５の実施の形態を説明する。第５の実施の形態の構成は、第３の実施の形態の構成とほぼ同様であるので、同一の部分には同一の符号を付して、異なる部分のみを説明する。なお、ＲＯＭ３０４（図１７も参照）には、光強度調整処理プログラム（ビーム径設定処理プログラムを含む）が記憶されている。
Fifth Embodiment
Next, a fifth embodiment will be described. The configuration of the fifth embodiment is substantially the same as the configuration of the third embodiment, so the same reference numerals are given to the same parts, and only different parts will be described. A light intensity adjustment processing program (including a beam diameter setting processing program) is stored in the ROM 304 (also refer to FIG. 17).
図２３には、第５の実施の形態の要部の機能の構成の１例が示されている。図２３に示すように、光照射装置は、ビーム径設定部２５０２を更に備えている。ＣＰＵ３０２がビーム径設定処理プログラムを実行すると、ＣＰＵ３０２は、ビーム径設定部２５０２として更に機能する。 FIG. 23 shows an example of the functional configuration of the main part of the fifth embodiment. As shown in FIG. 23, the light irradiation apparatus further includes a beam diameter setting unit 2502. When the CPU 302 executes the beam diameter setting processing program, the CPU 302 further functions as a beam diameter setting unit 2502.
次に、第５の実施の形態の作用を説明する。
図７のステップ７０２の前に、ビーム径設定部２５０２は、ビーム径を設定する。具体的には、図２４のステップ２７０２で、ビーム径設定部２５０２は、初期の光強度としての光の線量Ｐを初期値Ｐ０に設定する。
Next, the operation of the fifth embodiment will be described.
Before step 702 in FIG. 7, the beam diameter setting unit 2502 sets the beam diameter. Specifically, in step 2702 of FIG. 24, the beam diameter setting unit 2502 sets the light dose P as the initial light intensity to the initial value P0.
ステップ２７０４、ビーム径設定部２５０２は、ビーム径が最小となる位置にビーム径可変レンズ１１４を位置決めする。ステップ２７０６で、ビーム径設定部２５０２は、所定期間光照射し、ステップ２７０８で、蛍光の強度を測定する。 Step 2704: The beam diameter setting unit 2502 positions the beam diameter variable lens 114 at a position where the beam diameter is minimum. In step 2706, the beam diameter setting unit 2502 emits light for a predetermined period, and in step 2708, measures the intensity of fluorescence.
ステップ２７１０で、ビーム径設定部２５０２は、ビーム径を所定量拡大し、ステップ２７１２で、ビーム径設定部２５０２は、ビーム径を拡大しても、皮膚の表面に照射する光ビームの光強度が、ビーム径を拡大する前と同じになるように、光強度として光の線量ＰをＰｎ増加させる。 In step 2710, the beam diameter setting unit 2502 enlarges the beam diameter by a predetermined amount, and in step 2712 the beam diameter setting unit 2502 enlarges the beam diameter, but the light intensity of the light beam irradiated to the surface of the skin is The light dose P is increased by Pn as the light intensity so as to be the same as before the beam diameter is expanded.
ステップ２７１４で、ビーム径設定部２５０２は、光の線量Ｐで所定期間光照射し、ステップ２７１６で、蛍光の強度を測定する。 In step 2714, the beam diameter setting unit 2502 performs light irradiation with a light dose P for a predetermined period, and in step 2716 measures the intensity of fluorescence.
ところで、別の手段により、がん細胞１５５の位置およびがん細胞１５５の大きさを予め得ることができる。しかし、予め得たがん細胞１５５の大きさが現実の大きさと異なる場合がある、よって、照射する光ビームのビーム径を、現実の大きさに対応させることが必要となる。しかし、皮膚の表面からは、がん細胞１５５の現実の大きさを得ることができない。 By the way, the position of the cancer cell 155 and the size of the cancer cell 155 can be obtained in advance by another means. However, the size of the cancer cell 155 obtained in advance may be different from the actual size, and therefore, it is necessary to make the beam diameter of the light beam to be irradiated correspond to the actual size. However, the actual size of the cancer cell 155 can not be obtained from the surface of the skin.
一方、ビーム径、例えば、図２５に示すように、Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、Ｂ４、・・・のように拡大すると、拡大したビーム径でカバーされる領域に存在する『抗体−ＩＲ７００分子』５００の数は増えると共に、図２６に示すように、蛍光の強度も増大する。よって、ビーム径を増やして蛍光の強度を測定し、蛍光の強度が増加する傾向にある場合には、ビーム径はがん細胞１５５の大きさよりも小さいと判断できる。 On the other hand, the beam diameter, for example, as shown in FIG. 25, when expanded as B1, B2, B3, B4,..., “Antibody-IR 700 molecules” 500 existing in the area covered by the expanded beam diameter As the number of V increases, the intensity of fluorescence also increases, as shown in FIG. Therefore, when the beam diameter is increased and the intensity of fluorescence is measured, and the intensity of the fluorescence tends to increase, it can be determined that the beam diameter is smaller than the size of the cancer cell 155.
そこで、ステップ２７１８で、ビーム径設定部２５０２は、蛍光の強度が増加した否かを判断する。蛍光の強度が増加したと判断した場合には、現在のビーム径は、がん細胞１５５の現実の大きさよりも小さい、即ち、このビーム径を拡大した領域に、『抗体−ＩＲ７００分子』５００がまだ存在する可能性があるので、本処理は、ステップ２７１０に戻る。 Therefore, in step 2718, the beam diameter setting unit 2502 determines whether the intensity of the fluorescence has increased. If it is determined that the fluorescence intensity has increased, the current beam diameter is smaller than the actual size of the cancer cell 155, that is, “antibody-IR 700 molecules” 500 in the region where the beam diameter is enlarged. The process returns to step 2710, as it may still exist.
ステップ２７１８で、蛍光の強度が増加したと判断されなかった場合には、現在のビーム径は、がん細胞１５５の全領域をカバーしていると判断することが出来るので、本処理を終了し、図７のステップ７０２に進む。 If it is determined in step 2718 that the intensity of the fluorescence is not increased, it can be determined that the current beam diameter covers the entire area of the cancer cell 155, so this processing ends. Proceed to step 702 of FIG.
第５の実施の形態では、ビーム径の大きさをがん細胞１５５の全領域の現実の大きさをカバーする大きさにすることができる。より詳細には、別の手段により、がん細胞１５５の位置およびがん細胞１５５の大きさを予め得ることができる。しかし、予め得たがん細胞１５５の大きさが現実の大きさと異なる場合がある、よって、照射する光ビームのビーム径を、現実の大きさに対応させることが必要となる。しかし、皮膚の表面からは、がん細胞１５５の現実の大きさを得ることができない。よって、蛍光寿命イメージングで細胞を検出する従来の技術では、ビーム径の大きさをがん細胞１５５の全領域の現実の大きさをカバーする大きさにすることができないという課題があった。しかし、第５の実施の形態では、ビーム径を増やして蛍光の強度を測定し、蛍光の強度が増加する傾向にある場合には、ビーム径はがん細胞１５５の大きさよりも小さいと判断でき、ビーム径を拡大し、蛍光の強度が増加したと判断されなかった場合には、現在のビーム径は、がん細胞１５５の全領域をカバーしていると判断する。第５の実施の形態では、ビーム径の大きさをがん細胞１５５の全領域の現実の大きさをカバーする大きさにすることができる。 In the fifth embodiment, the beam diameter can be sized to cover the actual size of the entire area of the cancer cell 155. More specifically, the position of the cancer cell 155 and the size of the cancer cell 155 can be obtained in advance by another means. However, the size of the cancer cell 155 obtained in advance may be different from the actual size, and therefore, it is necessary to make the beam diameter of the light beam to be irradiated correspond to the actual size. However, the actual size of the cancer cell 155 can not be obtained from the surface of the skin. Therefore, in the conventional technique of detecting cells by fluorescence lifetime imaging, there is a problem that the size of the beam diameter can not be made large enough to cover the actual size of the entire area of the cancer cells 155. However, in the fifth embodiment, the beam diameter is increased to measure the fluorescence intensity, and when the fluorescence intensity tends to increase, it can be determined that the beam diameter is smaller than the size of the cancer cell 155. If it is not determined that the beam diameter is increased and the fluorescence intensity is not increased, it is determined that the current beam diameter covers the entire area of the cancer cell 155. In the fifth embodiment, the beam diameter can be sized to cover the actual size of the entire area of the cancer cell 155.
（変形例）
第１の実施の形態〜第５の実施の形態では、表面にタンパク質を含む細胞としてがん細胞を破壊しているが、がん細胞以外の腫瘍細胞でもよい。また、細胞は標的タンパク質が局在する細胞であればよく、細胞表面に標的タンパク質が局在する細胞ばかりでなく、細胞内に標的タンパク質が局在する細胞でもよい。
(Modification)
In the first to fifth embodiments, cancer cells are destroyed as cells containing proteins on the surface, but tumor cells other than cancer cells may be used. The cell may be any cell in which the target protein is localized, and may be not only cells in which the target protein is localized on the cell surface but also cells in which the target protein is localized in the cell.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態では、『抗体−ＩＲ７００分子』５００（図５参照）は、『抗体』５０２と、１つの『ＩＲ７００』５０４とが結合されているが、『抗体』５０２には複数の『ＩＲ７００』５０４が結合してもよい。 In the first to fifth embodiments, the “antibody-IR 700 molecule” 500 (see FIG. 5) is a combination of the “antibody” 502 and one “IR 700” 504. A plurality of "IR 700" 504 may be bound to the antibody "502.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態における『抗体−ＩＲ７００分子』５００は、パニツムマブ−ＩＲ７００分子、トラスツズマブ−ＩＲ７００分子、バシリキシマブ（Ｂａｓｉｌｉｔｕｍａｂ）−ＩＲ７００分子、ゼナパックス−ＩＲ７００分子、Ｓｉｍｉｔｅｃｔ−ＩＲ７００分子、またはＪ５９１−ＩＲ７００分子を含むようにしてもよい。 In the first to fifth embodiments, “antibody-IR700 molecule” 500 is panitumumab-IR700 molecule, trastuzumab-IR700 molecule, basiliximab (Basilitumab) -IR700 molecule, Zenapax-IR700 molecule, Simitect-IR700 molecule Or J591-IR700 molecules may be included.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態における『抗体−ＩＲ７００分子』５００は、少なくとも２つの異なる『抗体−ＩＲ７００分子』５００を含み、第１の『抗体−ＩＲ７００分子』５００が、第１の抗原に対して特異的であり、第２の『抗体−ＩＲ７００分子』５００が、該第１の抗原の異なるエピトープに対して特異的であるか、または第２の抗原に対して特異的であるとしてもよい。 The “antibody-IR700 molecule” 500 in the first to fifth embodiments includes at least two different “antibody-IR700 molecules” 500, and the first “antibody-IR700 molecule” 500 is the first Specific for one antigen, the second "antibody-IR 700 molecule" 500 is specific for a different epitope of said first antigen, or specific for a second antigen It may be
第１の実施の形態〜第５の実施の形態におけるモノクローナル抗体としては、キメラ抗体、完全ヒト化抗体でもよい。モノクローナル抗体は、抗腫瘍抗体であり、ヒト抗体である。 The monoclonal antibody in the first to fifth embodiments may be a chimeric antibody or a fully humanized antibody. Monoclonal antibodies are anti-tumor antibodies and are human antibodies.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態では、蛍光寿命を用いているが、励起光の照射を停止したとき（時間０）からの蛍光の変化率を用いてもよい。蛍光の変化率を用いる場合には、求めた蛍光の変化率が、所定値、即ち、がん細胞１５５が破壊された場合の蛍光の変化率と比較する。更に、蛍光寿命と上記蛍光の変化率との双方を求めて、少なくとも何れかまたは両方における比較結果から、光強度が適正か否かを判断してもよい、 Although the fluorescence lifetime is used in the first to fifth embodiments, the change rate of the fluorescence from when the irradiation of the excitation light is stopped (time 0) may be used. When the rate of change of fluorescence is used, the rate of change of the determined fluorescence is compared with a predetermined value, that is, the rate of change of the fluorescence when the cancer cell 155 is destroyed. Furthermore, both of the fluorescence lifetime and the change rate of the fluorescence may be determined, and it may be determined whether the light intensity is appropriate from the comparison result of at least one or both.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態では、光強度を制御しているが、光強度に代えてまたは光強度と共に照射する時間を変更することにより光のエネルギーを変更するようにしてもよい。 In the first to fifth embodiments, the light intensity is controlled, but the energy of light is changed by changing the irradiation time instead of or together with the light intensity. It is also good.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態では、光源部１０２を制御しているが、光ファイバ１０４に絞りを設け、光源部１０２の制御に代えてまたは光源部１０２の制御と共に、絞りを制御して、光源部１０２から発せられた後の光ファイバ１０４を透過する光の量を変更するようにしてもよい。 Although the light source unit 102 is controlled in the first to fifth embodiments, the diaphragm is provided in the optical fiber 104, and instead of the control of the light source unit 102 or together with the control of the light source unit 102, the diaphragm The amount of light transmitted through the optical fiber 104 after being emitted from the light source unit 102 may be changed.
第１の実施の形態〜第５の実施の形態では、ＲＯＭ３０４に光強度調整処理プログラムが記憶され、ＣＰＵ３０２は、光強度調整処理プログラムを、ＲＯＭ３０４から読み出しＲＡＭ３０６に展開し、実行する。しかし、光強度調整処理プログラムを、ＲＯＭ３０４ではなく、図示しない２次記憶装置に記録して、２次記憶装置に記録された光強度調整処理プログラムを読み出し、実行するようにしてもよい。光強度調整処理プログラムをＲＯＭ３０４や２次記憶装置から、伝送媒体を介して、あるいは、伝送媒体中の伝送波により他の装置に伝送されてもよい。ここで、プログラムを伝送する「伝送媒体」は、インターネット等のネットワーク（通信網）や電話回線等の通信回線（通信線）のように情報を伝送する機能を有する媒体のことをいう。また、光強度調整処理プログラムは、上記光強度調整処理の一部を実現するためのものであってもよい。この場合、他のプログラムとの組み合わせで実現できるもの、いわゆる差分ファイル（差分プログラム）であってもよい。 In the first to fifth embodiments, the light intensity adjustment processing program is stored in the ROM 304, and the CPU 302 reads the light intensity adjustment processing program from the ROM 304 and develops the program on the RAM 306 and executes it. However, the light intensity adjustment processing program may be recorded not in the ROM 304 but in a secondary storage device (not shown), and the light intensity adjustment processing program recorded in the secondary storage device may be read and executed. The light intensity adjustment processing program may be transmitted from the ROM 304 or a secondary storage device to another device via a transmission medium or by a transmission wave in the transmission medium. Here, the “transmission medium” for transmitting the program is a medium having a function of transmitting information, such as a network (communication network) such as the Internet or a communication line (communication line) such as a telephone line. Furthermore, the light intensity adjustment processing program may be for realizing a part of the light intensity adjustment processing. In this case, it may be a so-called difference file (difference program) that can be realized in combination with another program.
光強度調整処理プログラムをＲＯＭ３０４または２次記憶装置から読み出すことに限定されない。図２０には、光強度調整処理プログラムが記憶された記憶媒体から光照射装置１００にインストールされる態様の１例を示す。図２０に示すように、ＣＤ−ＲＯＭ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｋ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、またはＵＳＢ（Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ）メモリなどの任意の可搬型の記憶媒体３３００に先ずは光強度調整処理プログラムを記憶させておいてもよい。この場合、記憶媒体３３００の光強度調整処理プログラムが光照射装置１００にインストールされ、インストールされた光強度調整処理プログラムがＣＰＵ３０２によって実行される。光強度調整処理プログラムがＣＰＵ３０２によって実行されると、ＣＰＵ３０２は、上記各部（図４、図１４、図１８、図２１、２３）として機能する。 It is not limited to reading the light intensity adjustment processing program from the ROM 304 or the secondary storage device. FIG. 20 shows an example of a mode in which the light intensity adjustment processing program is installed in the light irradiation apparatus 100 from a storage medium storing the program. As shown in FIG. 20, light intensity adjustment processing is first performed on an arbitrary portable storage medium 3300 such as a compact disk read only memory (CD-ROM), a solid state drive (SSD), or a universal serial bus (USB) memory. The program may be stored. In this case, the light intensity adjustment processing program of the storage medium 3300 is installed in the light irradiation apparatus 100, and the installed light intensity adjustment processing program is executed by the CPU 302. When the light intensity adjustment processing program is executed by the CPU 302, the CPU 302 functions as the above-described units (FIG. 4, FIG. 14, FIG. 18, FIG. 21, and FIG. 23).
１００ 光照射装置
１０２ 光源部
１０４ 光ファイバ
１０６ 筐体
１０８ 蛍光検出部
１１０ バンドパスフィルタ
１１２ ホモジナイザ
１１４ ビーム径可変レンズ
１１８ 照射窓
１２０ 屈折率マッチング部材
１５０ 生体
１５５ がん細胞
３００ コンピュータ
３０８ 入出力（Ｉ／Ｏ）ポート
３１０ バス
３１２ レンズ駆動部
４０２ 蛍光寿命測定部
４０４ 光強度調整部
５００ 分子
５０２ 抗体
５１０ 注射器
１１０２ 温度検出部
１６０２ 冷却部
２０００ 移動部
２００２ 手術台
２００４ 支柱
２００６ 接続部
２００７ 第２のモータ
２００８ 第１のアーム
２０１０ 接続部
２０１１ 第３のモータ
２０１２ 第２のアーム
２０１４ レール
２０１６ 保持基台
２０１８ 第１のモータ
２１０２ 保持駆動部
３３００ 記憶媒体
DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 light irradiation apparatus 102 light source part 104 optical fiber 106 housing 108 fluorescence detection part 110 band pass filter 112 homogenizer 114 beam diameter variable lens 118 irradiation window 120 refractive index matching member 150 living body 155 cancer cell 300 computer 308 input / output (I / I O) port 310 bus 312 lens drive unit 402 fluorescence lifetime measurement unit 404 light intensity adjustment unit 500 molecule 502 antibody 510 syringe 1102 temperature detection unit 1602 cooling unit 2000 moving unit 2002 operating table 2004 column 2006 connection unit 2007 second motor 2008 1 arm 2010 connection part 2011 third motor 2012 second arm 2014 rail 2016 holding base 2018 first motor 2102 holding drive part 3300 storage medium
Claims (9)
前記腫瘍部からの蛍光寿命を検出する蛍光寿命検出部と、
前記蛍光寿命に基づいて前記照射部を制御することにより前記光の線量を変化させる制御部と、
を備えた、光免疫療法のための光照射装置であって、
前記照射部は、
光を発する光源部と、
前記光源部から発せられた光を前記腫瘍部に導き且つ前記腫瘍部からの蛍光を前記蛍光寿命検出部に導く光学系と、
を備え、
前記蛍光寿命検出部は、前記光学系を介して検出された前記腫瘍部からの蛍光に基づいて前記蛍光寿命を検出する、
光照射装置。 An irradiation unit for irradiating light to the tumor area;
A fluorescence lifetime detection unit for detecting fluorescence lifetime from the tumor site;
A control unit that changes the light dose by controlling the irradiation unit based on the fluorescence lifetime;
A light irradiation device for photoimmunotherapy, comprising:
The irradiation unit is
A light source unit that emits light;
An optical system that guides light emitted from the light source unit to the tumor unit and guides fluorescence from the tumor unit to the fluorescence lifetime detection unit;
Equipped with
The fluorescence lifetime detection unit detects the fluorescence lifetime based on the fluorescence from the tumor detected through the optical system.
Light irradiation device.
請求項１又は請求項２に記載の光照射装置。 The control unit adjusts energy of light incident on the optical system after being emitted from the light source unit.
The light irradiation apparatus of Claim 1 or Claim 2.
前記制御部は、前記蛍光寿命検出部により検出された前記蛍光寿命に基づいて、前記ビーム径が変化するように、前記変化部を制御する、
請求項１〜請求項３の何れか１項に記載の光照射装置。 The optical system further includes a changing unit that changes a beam diameter of light emitted from the light source unit,
The control unit controls the changing unit such that the beam diameter changes based on the fluorescence lifetime detected by the fluorescence lifetime detecting unit.
The light irradiation apparatus in any one of Claims 1-3.
前記制御部は、前記温度検出部により検出された前記腫瘍部の温度が所定温度以下の場合に、前記腫瘍部に光を照射するように前記照射部を制御する、
請求項１〜請求項５の何れか１項に記載の光照射装置。 It further comprises a temperature detection unit for detecting the temperature of the tumorous part,
The control unit controls the irradiation unit to irradiate light to the tumorous part when the temperature of the tumorous part detected by the temperature detection unit is equal to or lower than a predetermined temperature.
The light irradiation apparatus in any one of Claims 1-5.
前記制御部は、前記温度検出部により検出された前記腫瘍部の温度が所定温度以上の場合に、前記冷却部を作動させる、
請求項６に記載の光照射装置。 It further comprises a cooling unit for cooling the tumor part,
The control unit operates the cooling unit when the temperature of the tumor portion detected by the temperature detection unit is equal to or higher than a predetermined temperature.
The light irradiation apparatus of Claim 6.
前記腫瘍部からの蛍光寿命を検出する蛍光寿命検出部と、
を備え、
前記照射部は、
光を発する光源部と、
前記光源部から発せられた光を前記腫瘍部に導き且つ前記腫瘍部からの蛍光を前記蛍光寿命検出部に導く光学系と、
を備えた光照射装置の駆動方法であって、
前記蛍光寿命検出部が、前記光学系を介して検出された前記腫瘍部からの蛍光に基づいて前記蛍光寿命を検出し、
制御部が、前記蛍光寿命に基づいて前記照射部を制御することにより前記光の線量を変化させる、
光照射装置の駆動方法。 An irradiation unit for irradiating light to the tumor area;
A fluorescence lifetime detection unit for detecting fluorescence lifetime from the tumor site;
Equipped with
The irradiation unit is
A light source unit that emits light;
An optical system that guides light emitted from the light source unit to the tumor unit and guides fluorescence from the tumor unit to the fluorescence lifetime detection unit;
A driving method of a light irradiation apparatus comprising
The fluorescence lifetime detection unit detects the fluorescence lifetime based on the fluorescence from the tumor portion detected through the optical system,
A control unit changes the light dose by controlling the irradiation unit based on the fluorescence lifetime.
Method of driving light irradiation device.
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