JP3621704B2 - 光力学的診断用装置 - Google Patents

Description

技術分野
本発明は生物組織における内因性もしくは外因性フォトセンシビリセーター（photosensibilisator）光誘導反応による「生体内診断」用装置に関するものである。
背景技術
請求の範囲の請求項１と２の上位概念部分に示す装置は米国特許第5371624号から公知である。このタイプの装置を用いて行われる診断の方法はまた、光力学的診断（PDD）もしくは蛍光診断として医学にも関連している。さらに光力学的治療（PDT）用にフォトセンシビリセーターを用いることも周知である。これに関しては、WO第93/20810号を参照し、さらに本明細書ではそれほど詳細に説明されていないすべての条件と製法工程の説明に明らかに参考としている。
さらに内視鏡光力学的診断と治療を波長がほぼ410nm、また電力が200mワットのクリプトンイオンレーザーを光源として用いる装置を使用して行うことが提案されてきた。このレーザーの光は小さい開口数をもつ石英製光導体を介し、内視鏡を通って人体の被照射部位に案内される。
光誘導反応を生物器官に起こさせるために、患者はヘマトポルフィリン塩基性構造、例えば物質フォトフリンとフォトサン−３か、あるいは最近泌尿器科学と皮膚科学で用いられているデルタアミノレブリン酸のいずれかを体重1kg当たり数グラムの濃度で有するフォトセンシビリセーターを与えられる。前記ヘマトポルフィリン誘導体が静脈内に投薬される一方、デルタアミノレブリン酸は局部的に投与できる。すなわち溶液として、例えば膀胱に注射される。これらの物質は腫瘍組織に２倍乃至10倍の濃度で蓄積する。この腫瘍組織への選択的蓄積は光力学的診断ならびに光力学的治療にとっては決定的な考え方の基礎を示すものである。
診断にとっては、被検組織は公知の装置で紫光線、事実上レーザー光線だけのほぼ２乃至12時間の内視鏡を用いる照射につづいて、前記フォトセンシビリセーター（ALA）を投与される。高濃度の前記ポルフィリン誘導体が腫瘍組織にあるが、それをこの光で刺戟した後、続いて典型的赤色蛍光を照射するとそれにより腫瘍は局在させることができる。
蛍光に加えて、フォトセンシビリセーターが組織に蓄積するため、いわゆる組織の自家蛍光がいわゆるフルオロフォレン、すなわち固有蛍光物質のため誘発されることもある。
光力学的治療では、赤色光線を用いる照射が行われる。それは波長が630nm以上あるので、透過深度が著しく浅い波長のより短い光に比較して組織に約5mmの深度に透過するからである。この最適の波長を使用しても、光力学的治療の使用ができる適応症は、現在のところ平滑で表面悪性上皮性腫瘍に限られている。
前記光誘導反応の生物学的過程は次のようであると考えることができる：
組織内に貯えられたフォトセンシリビリセーターがそれぞれの光源により放射された規定のエネルギー量をもつ光子の吸収により刺戟される。紫光線が光力学的診断の範囲内で照射された場合、蛍光輻射は元の状態に戻った上で放射される。
光力学的治療が比較的高い出力密度で使われた場合、刺戟状態から準安定中間状態に至る遷移があって、それから最初の状態に戻ることで解放されるエネルギーが分子酸素に透過され、このエネルギーを吸収して刺戟一重項（singulet）酸素を形成する。この侵襲的一重項酸素は光酸化により関連組織中の細胞構造を破壊する。この細胞の損傷は腫瘍血管の同時破壊と共に腫瘍の完全な破壊に繋がる（光毒性効果）。
しかしながら、この手順は用いられたフォトセンシビリセーターにより特定の問題点をもつ。フォトフリンならびにフォトサン−３が光力学的診断用のフォトセンシビリセーターとして用いられた場合、技術的に極めて複雑な装置が蛍光検知用に用いられる必要がある。それは固有蛍光のため、腫瘍組織の蛍光が極めて複雑な計算機援用画像処理技術と低光増幅器のついた高感度カメラにより適切に検出するほかない。
デルタアミノレブリン酸が用いられた場合、誘導蛍光は目視自在に確認できるだけの強さがある。しかしながらこのデルタアミノレブリン酸を用いて得られる蛍光は診断に必要な記録用としての最適品位の内視鏡像をつくらない。小さい開口数を有する石英製光導体を使用すると極めて悪い照明の状態の像が得られるだけである。
照明度を改善できる筈の追加の光導体を用いると、内視鏡の別のチャンネルに利用できる管腔を、他の内視鏡機器に用いる可能性を劇的に減少させるほどに縮小させる。
特に公知の装置を用いる時内視鏡に導入される追加の光は、前記デルタアミノレブリン酸を用いても、比較的弱い蛍光像を重ね合わすことになりかねない。
さらに診断ならびに治療のための上述の方法は異なる光源とは別にレーザー源を必要とするが、それは一方では原価を上昇させ、他方では内視鏡の取扱いを一層難しくさせるものである。
同様の問題が顕微鏡を用いる、詳述すれば外科手術用顕微鏡を用いる光力学的診断を行う時に起こる。
発明の開示
本発明の目的は、内因性もしくは外因性のフォトセンシビリセーター光誘導反応もしくは生物組織内の固有蛍光により起こされる反応により診断用装置を改良して、誘導蛍光が強いコントラストで検出できる一方、同時に、なるべくならレーザを用いないで組織領域観察用の十分な照明が利用できるようにすることである。
本発明の目的に対する２つの好ましい別の解決法が請求の範囲における請求項１とは別に請求項２に示されている。本発明のさらなる改良は請求項３と後続の請求項の主題である。
前記２つの主請求項に示された本発明の目的の解決策は次の基本的概念に基いている。
本発明の装置の光搬送部分と像生成部分における最終透過率は、一方では実際的には本来比較的高い光度をもって刺戟に用いられる範囲からの波長λの光が本装置の像生成部分を介して像平面に「到達」する一方、蛍光が発生する範囲からの波長λの光が、それが組織の照明領域から到来しても照明系から到来しない場合、隣接する像平面にただ到達するだけというような方法で選択される。これにに反して、本装置の光搬送部分と、像生成部分の最終照明が、刺戟スペクトルの範囲内にも、あるいは蛍光スペクトルの範囲のいずれにもない波長の光で組織の照明領域が極めて強く照明されるので、検者は直接反射する光の波長範囲のため蛍光波長範囲のため蛍光輻射に関係なく組織の照明領域の細部を感知できることは間違いない。
換言すれば、本発明の構成要件は刺戟光で照明された組織領域の像が蛍光と反射照明光とにより同時に生成され、そのため像生成に寄与する前記２つの部分が波長に関し、またその光度に関する性質が互いに「干渉し合わない」ものである。
内因性もしくは外因性のフォトセンシビリセーターによるものとは別に固有の蛍光による生物組織における光誘導反応による診断用の本発明の装置に、少くとも１つの光源と、組織の被診領領域における照明系の光を当てる光搬送ユニットと、隣接像平面中の組織から到来する光を撮像する撮像ユニットとを配設する。前述の特徴を有する身体組織診断用の装置は、一般に公知のもので、例えば内視鏡もしくは顕微鏡に用いられる。
本発明の構成要件は、請求の範囲における請求項１、好ましくは請求項２にも示されている解決策で、広帯域光源を少くとも380乃至660nm、なるべくなら370乃至780nmの波長範囲の非干渉性の光を輻射するそれ自体公知の外部光力学的診断としての方法で用いる。この広帯域光源は内視鏡に用いられる従来の光源のスペクトル分布と異なる分布をもつことができる。しかしながら、光源がまた光力学的診断でも検査される領域の従来の検査に用いられた場合、光源が医療用内視鏡検査で用いられるもののような従来の強光度光源であることが好ましい。光源の電力入力は少くとも300ワットであることが好ましい。
「広帯域」光源を使用する時、従来組織の被検領域で反射される光が蛍光と重なり合うという問題が起こった。このため、本発明の構成要件は、光搬送ユニットの最終透過率Ti₁（λ）だけがフォトセンシビリセーターの蛍光刺戟スペクトルに適応させてあるのでなく、撮像ユニットの最終透過率Ti_b（λ）がフォトセンシビリセーターの蛍光スペクトルにも適応させてある。
本発明の構成要件は、請求の範囲における請求項１に示された代りの解決策に、光搬送ユニットと撮像ユニットからなり、最終透過率Ti₁（λ）とTi_b（λ）の積算によりもたらされる全システムの最終透過率は最高50nmの範囲内だけで５％以上の分光透過率を有し、また別の方法では５％以下である。この最高50nmの範囲内では、全システムの最終透過率は10％以上の値を達成できる。
また請求の範囲における請求項２に示された別の例では、光搬送ユニットの最終分光透過率Ti₁（λ）は、フォトセンシビリセーターとは別に組織の蛍光刺戟スペクトルのそれに適応させてある第１のパス領域のほかに、波長が蛍光刺戟スペクトルの波長と蛍光スペクトルの波長の間にある第２のパス領域も有する。また撮像ユニットの最終の分光透過率Ti_b（λ）が、フォトセンシビリセーターとは別に組織の蛍光スペクトルに適応させてある第１のパス領域のほかに第２のパス領域で、その波長が光搬送ユニットの波長と同一であるパス領域も有する。光搬送ユニットと撮像ユニットとからなる全システムの最終透過率が５％以上、なるべくなら10％以上の分光透過率を前記第２のパス領域だけで有し、また別の方法では上記の波長範囲内で５％以下である。
光搬送ユニットの分光パス領域のこの設計の結果として、蛍光が明らかに、また例えば腫瘍の周囲の照明光により生成された像に強いコントラストをもって感知できる。
前記撮像ユニットの第１と第２のパス領域がほぼ相補的で、蛍光像と照明された背景像との間の強いコントラストをつくり、そのコントラストをモニター上の両像の交互表現により強化できるならば好ましいことである。
さらに照明光の光度とフィルターが、前記第２領域から隣接像平面上に達する波長をもつ光の電力入力が撮像ユニットの第１のパス領域にある光の累積電力の最高ほぼ100％までの10％以下である。
様々のフォトセンシビリセーターおよび／または様々の診断条件を適応させるために、あるいは本発明の装置を治療の手順に変換するためには、光透過ユニットの、また撮像ユニットの透過特性が１つ以上の複数の光素子により調整できるならばさらに好ましい。
誘導蛍光の光度が照明システムの光の反射部分の全光度と同一の強さになるような方法で前記調整が行われるならば好ましいことである。双方の光度がほぼ同一になるような方法で調整が行われる場合、特に有利である。
いずれの場合でも、本発明の装置は、光力学的診断を行う一方、観察分野の同時照明と、被検領域の予備および／または追従視感観察のためには、単一光源の使用で十分である。さらに光力学的治療は光源の変更なしに、すなわち単一光源だけで本発明の装置を用いることで行うことができる。この場合、先に述べたように、光搬送ユニットの透過特性がフォトセンシビリセーターの吸収スペクトルに適応させてある。
光搬送ユニットの、また撮像ユニットの透過特性の調整に用いられる光学素子は好ましくはフィルター系であって、照明光路に、また検査光路に配置できる。前記照明光路は光源のランプから光搬送ユニットまで、またこのユニット経由、そしてこのユニットから診断されるべき組織の領域までの光路をいう。前記光学素子、詳述すれば前記フィルター系が主にこの光路のいかなる部位にも配置できる。しかしながら特に、照明系と光搬送ユニットの間のユニット、例えば光導体ファイバー束をいう（フィルター系がないと、最終透過率は100％と考えられている。）。
従って、前記観察光路は組織の照明領域から撮像ユニットまで、またそこから隣接像平面までの光路をいう（フィルター系がない場合、最終透過率はここでも100％と考えられている。）。
本発明の装置が内視鏡に組み込まれた場合、像平面は遠位端部領域に、例えば遠位に配置されたビデオチップを用いる時、また同様に近位端部領域の両領域で、内視鏡に配置できる。後者の場合、撮像ユニットは撮像ユニットとしてのレンズのほかに、例えばリレーレンズ系もしくは像送信ユニットとして軟質ファイバー束を備える。リレーレンズ系もしくはファイバー束が像送信ユニットとして用いられた場合、前記観察光路に配置されたフィルター系はなるべくなら前記リレーレンズ系とは別に前記ファイバー束と前記近位像平面の出口面の「最終面」の間に配置されることが好ましい。
本発明の装置が外科手術用顕微鏡に組込まれた場合、撮像ユニットの構成部材が顕微鏡レンズ系であり、その下流に、例えばビデオ記録器が像記録ユニットとして配置できる。
先に述べたように、本発明の構成要件は、組織の被検領域とその周囲領域により反射された照明光は蛍光と重ならない。本発明の基本的概念を実現するためには、照明光路にまた観察光路に配置されることになるそれぞれのフィルター系が事実上反対のフィルター特性をもつならば好ましいことである。請求の範囲における請求項２により設計された装置の場合、前記フィルター特性の反対設計は第２のパス領域の特性には関連しないが、第１のパス領域の特性にだけ関連することはもちろんである。
波長に依存する前記２つの反対フィルターの透過率を示す曲線は、請求の範囲における請求項１記載の実施例ではなるべくなら50％以下の個々の系の透過率曲線と交差することが好ましい。
本発明の別の実施例では、照明光路に配置されたフィルターに少くとも２つの別々のフィルターを配設し、その片方のフィルターが熱安定性干渉フィルターであって、他方のフィルターが熱安定性熱保護フィルター（濃度フィルター）である。
以下に、これらのフィルターの特性が、デルタアミノ酸レブリン酸をフォトセンシビリセーターとして用いることを前提条件として説明する。別のフォトセンシビリセーターを用いる場合、フィルター特性をそれに相応じて適応させる必要がある：
デルタアミノ酸レブリン酸（ALA）が用いられる場合、照明光路の短パスフィルターによる透過率が380乃至430nmの範囲の少くとも50％であるならば好ましいことである。特に好ましい実施例では370乃至440nmの透過率が少くとも70％、好ましくは95％である。
波長が445±4nmとは別に447±2nmである場合、透過率は50％に達する。より大きい波長の場合、透過率はずっと小さくなり、通常は１％以下である。
本発明の好ましい実施例では、透過率は460乃至600nmの波長、また同様に720乃至780nm、好ましくは660nmと780nmの波長で１％以下である。主として蛍光が刺戟される波長範囲にあり、従って600乃至720、好ましくは660nmの波長でデルタアミノルブリン酸の場合、透過率は0.1％以下である。
フィルター系のこれらの特性は、主として蛍光が発生する波長範囲にあって、事実上被検組織領域による僅かな「非蛍光」の反射輻射もないことを確実にする照明光の光分布をつくる。
従って、前記観察光路におけるフィルター（長パスフィルター）は次の特徴を備える：
T₁（λ＝370−430nm）＜0.1％
T₁（λ＝453±2nm）＝50％
T_i（λ＝500−1100nm）＝95％、好ましくは98−99％
前記２つのフィルターの波長でそれぞれの透過率が50％となる許容量は好ましくは±2nmである。このフィルターの設計は全システムの透過率が430乃至460nmの波長の範囲に限り５％以上である。この範囲内で達した最大値は好ましくは15％以上であってはならない。
光学素子、詳述すれば輻射光路透過率特性に影響を及ぼすフィルターを使用すると、例えば標準白色照明と観察がフィルターを回転し切ることで起こり、従って例えば内科医は蛍光診断法を用いて、すなわち色によって検査された組織領域の評価もできる利点がある。色は例えば眼科学の分野では不可欠の評価基準である。
本発明の好ましい実施例でも用いられた熱安定性熱保護フィルター（濃度フィルター）は次の特徴を備えることができる：
T₁（λ＝370−440nm）＞95％
T₁（λ＝440−700nm）＝90％
T₁（λ＝700nm）＝50％
T₁（λ＝720−1100nm）＜１％
熱安定性熱保護フィルターを使用すると、干渉フィルターが診断中に赤外線により加熱されないという利点がある。この加熱は、場合によってはフィルターの特性を変え、カメラの記録素子の感受性を低下させ、また同様に高い光度のため光透過ユニットを破壊することもある。
いずれの場合でも、個々のフィルターが必要に応じてそれぞれの光路に配置されるならば好ましいことであるが、場合によっては光路からの除去がモニター信号により可能にもなるし、妨げられることもある。
フィルターとして、本発明による「大体が段付形状」特性を施した商品として入手できるフィルター、例えば公知の干渉フィルターに石英であるキャリヤー材料を施すことができる。
光源として、公知の光源も、詳述すれば上述の波長範囲で広帯域を輻射する内視鏡で公知の光源が利用できる。光を十分な光度で輻射するこの種の光源は例えば放電燈、詳述すればキセノン放電高圧ランプである。例え個々の場合で、光源の光出力が十分でなくても、「パルスにした」光源、例えばフラッシュ装置もしくはレーザーが「連続作動」光源のほかに用いることができる。特に請求の範囲における請求項２で示された代りの解決策では、第１のパス領域における波長λの光はレーザーを用いて発生でき、それはパルスにするか連続発振レーザーでも差支えない。第２のパス領域からの複数の波長をもつ光がその後、程度の違いはあるが広帯域「白色光源」から到来できる。
0.45以上の開口数を都合よく備える少くとも１つのファイバーを備える商品として入手できる光導体を光透過ユニットとして、特に内視鏡に用いることができる。それは被診領域に対する有効な光導電はそこで可能になるからである。
この種のファイバーは、例えば石英の芯と、熱安定性材料製のそれを包む覆いを備えている。
光導電ファイバーを用いる場合には、光源、すなわち例えば放電燈は直径が2mm以下で、0.45以上の光を発生させる開口数を有する楕円反射器により発生されるフォーカルスポットを備えるならば好ましい。この場合、照明系と光送信ユニットとの間の極めて有効なカップリング、従ってファイバー光導体が達成できる。
さらにフォーカルスポットが2mm以下の直径上に放物面反射ユニットと焦点ユニットにより集束される放電燈も用いることができる。焦点ユニットはこの場合、非球面表面を有する少くとも１つの素子を備えるレンズ系が好ましい。
本発明の別の好ましい実施例では、照明系、従って光源ならびにこの光源の上流に接続された光学素子、例えばフィルターなどを、刺戟波長がそれぞれの理由されるフォトセンシビリセーターと、診断されるべきそれぞれの組織により変化できるように配設されるような方法で設計できる。この可変性は光源の対応する作用により、あるいは上流に接続されたフィルター、例えば段フィルターもしくはプリズムのいずれかにより起こり得る。
この方法で組織の異なる領域が選択的に刺戟されて蛍光を発することができる。
本発明の装置は蛍光の視感観察と、蛍光像の像記録ユニット、例えばビデオカメラなどを用いる記録の双方を可能にする。
このビデオカメラとは別にユニットは撮像ユニットの像平面に配置される。前記ビデオユニットが遠位に配置される場合は内視鏡のレンズの像平面に配置される。ビデオユニットが近位に配置される場合は像送信ユニットの像平面、従ってリレーレンズ系もしくはファイバー束の像平面に配置される。別の方法として、ビデオユニットはそれが接眼レンズ像を記録するような方法で設計できる。顕微鏡を撮像ユニットとして用いる場合、このビデオユニットは外科手術顕微鏡の接眼レンズ像を記録するような方法で配置される。
前記ビデオユニットは、詳述すれば（少くとも）CCDレコーダーを配設する。この場合、放電燈は周期的に作動するフラッシュ放電燈であって、制御ならびに評価ユニットによりフラッシュ露光が前記CCDレコーダーの光同化相に限って起こるような方法で誘発される。この方法で、検査されるべき領域の極めて有効な照明が達成できる一方、光エネルギーの照明系に、また周囲への作用を低下させ、それによって構成部材に与える熱と熱負荷も低下させる。
検査されるべき領域の目視観察が同時に行われるか、あるいは光エネルギー入力の同時増大が望ましい場合、そのほかに連続作動光源が提供されるならば好ましいことである。
ビデオ信号の制御には、ビデオユニットに可変露光出整定を施すならさらに好ましい；この方法でビデオ像の重なりを防ぐことができ、またコントラストのよく利いた像を常に得られ蛍光輻射の良好な検知を可能にする。
前述の特徴をもつ本発明の装置は、蛍光像の視感観察を裸眼によるか、あるいはビデオユニットにより可能にする。しかしながら本発明の装置の特別の利点は、それにより発生された像が極めて自動化された評価を可能にする。
このため、ビデオユニットからの出力信号は画像処理システムに適用できる。この画像処理システムはビデオユニットにより搬出された像に多数の操作を行うことができる。
カラー映像は、例えばRGB（赤、黄、青）入力チャンネルを経由して記録し、HSI色空間：
（Ｈ＝色相）
（Ｓ＝彩度）
（Ｉ＝輝度）
に変成できる。
このHSI空間において、例えば腫瘍により発生した「蛍光輻射線」はHSI分離のためには際立ったものである。
さらに画像処理システムは描写カラー映像の色相範囲をフェードアウトして異なる領域間のコントラストを強調させる。前記画像処理システムがRBG記録を行う場合、例えばそのほかに青および／または緑のチャンネルはオンとオフの切換が可能になる。この方法は青および／または緑のチャンネルのスイッチオフが蛍光像をとりわけ鮮明に出現させる。
この鮮明出現はフェードアウトさせたカラーチャンネルをシャットルのように溶暗して、例えばモニターに表されたカラー像にする画像処理により補力され、視る人に「強烈」な表現を与えるので、これは腫瘍の検出を特に単純にするものである。
検査手順はほぼ次のように行うことができる：
先ず組織領域が視感で検査される。換言すれば内科医は「白色」光で照明された領域を、内視鏡の接眼鏡とは別に顕微鏡の接眼鏡で、あるいはモニターで観察する。光力学的診断に切換えるために、短パスフィルターと、必要に応じて熱安定性熱保護フィルターが照明光路に足踏スイッチもしくはビデオカメラについているスイッチによりさっと吊下げられると同時に、緑のチャンネルおよび／または青のチャンネルが周期的にスイッチオフされる。この方法で、内科医はモニター上で一度は蛍光像（または「標準」像）だけを見て、その後全システムの透過率が０に等しくない小さい領域、従って重なっている領域もしくは第２のパス領域のいずれかからの光により発生された「標準」像との前記蛍光像のスーパーインポーズを見ることになる。
さらに画像処理ユニットは可能性のある腫瘍の確認のため、最大蛍光波長の像の個々の点における蛍光対比値を算出できる。デルタアミノレブリン酸（ALA）フォトセンシビリセーターとして用いられた場合、630nmの波長の最高50nmの範囲の光度に対する対比関係も算出でき、その範囲内で全システムが５％以上の分光透過率を備えている。
蛍光刺戟で記録した像と、刺戟なしに記録した像を比較することにより、像の最も容易な減法では、画像処理ユニットは蛍光放射線の光度を決定でき、また対比の算出もでき、それにより可能性のある腫瘍の正確な位置決めを可能にする。
本発明の装置は極めて様々の医療検査に利用できる：
内視鏡応用での特に好ましい用途の外に、本発明の装置はさらに外科手術用顕微鏡と組合せて、例えば神経外科、眼科学の検影法に用いることができる。
しかしながら、いずれの場合でも詳述すれば組織で同時に、あるいは蛍光と交互に反射される照明光の共同観察のため次の利点を有する装置がもたらされる：
−蛍光が陰性の組織の位置づけも可能である。
−本発明により理解された位置付けが、詳述すればALAが、血管構造に強い重要性があり、またすすぎ液に散乱ブリーディングを入れる場合でも透明な可視性が与えられるフォトセンシビリセーターとして用いられる場合、単に白色光照明にも勝る利点をもつ。
−青色光の限界値関数が標準組織の非特異的赤色蛍光を抑制する。
−しかしながら、なかでも真の蛍光陽性領域の色対比によっても光度対比によらない検出が可能である。それはこの事例が照明光が完全に妨害された場合であるからである。これが詳述すれば画像処理を単純化するのである。
−本発明により達成され、光度対比と対照的な色対比は観察距離や、観察角度とは関係なく、それによって誤差の可能性を事実上低減する。さらに複雑な画像処理手順が不必要になって、そのため自動化検出の場合、単純画像処理手順が用いられる。
【図面の簡単な説明】
本発明は図面を参照しながら好ましい実施例を用いて以下の図に示してさらに明白にされる：
図１は内視鏡を用いる本発明の装置の概略図である。
図２（ａ）は個々の光路に配置されたフィルターのフィルター特性を示す図である。
図２（ｂ）は第１の好ましい実施例の「全透過率」を示す図である。
図３（ａ）と（ｂ）は第２の好ましい実施例に対応する説明図である。
好ましい実施例の説明
図１は内視鏡を使用する本発明の装置の設計を略図的に示す。図面参照番号１は公知の方法で光導体結線２、人体（図示せず）に導入できる棒状部分３と、接眼レンズ４を配設した内視鏡を表す。
光導体結線２が光導体ケーブル５を介して、例えばキセノン放電燈を配設できる光源６に接続される。内視鏡１内にあって、例えばファイバー束からなる光導体21は光を前記光導体結線２に連結された光源６から内視鏡１の遠位端部11に案内する。この遠位端部11を離れる光は被検組織領域７を照明する。
前記組織領域７から到来する光は単に概略図で示した対物レンズ31に入り、像トランスミッタ32を介して内視鏡１の近位端部に案内される。
示された好ましい実施例では、前記像トランスミッタ32に複数の、その各々が１対１の像を仕上げる、いわゆる棒レンズ系からなる。別の例として、前記像トランスミッタ32にフィイバー映像化システムを配設できる。近位像平面13で発生された組織領域の像は接眼レンズを通し目で観察できる。別の例として、あるいは目による観察のほかに、象はビデオカメラ８を用いビームスプリッターを介して記録できる。図１に示された代案では、ビデオカメラ８が接眼レンズ４に直接取付けられている。
設計が先に述べられている限り、例えばドイツ連邦共和国．トットリンゲンのカール．ストルス（Karl Storz）GmbH社の販売にかかるビデオカメラを配設された内視鏡で公知である。その設計の詳細についてはこの製造会社の公知の内視鏡を参照することである。
いわゆる光力学的診断を行うには、図１に示された装置は、フィルター系が照明光路と観察光路に配置できる。
このため図１に示された好ましい実施例では、光導体ケーブル５にフランジをつけたフィルター系９が光源６の光発生結線61に取付けられる。前記フィルター系９に熱安定性干渉フィルター91と熱安定性熱保護フィルター92を配設するが、それは前記干渉フィルター91の熱負荷を低下させるものと必然的に考えられている。フィルター93もビデオカメラ８もしくは目の前に配置し、それを用いて像が視感で評価されることになる。
ビデオカメラ８の露出整定と光源により放射された光が制御ならびに評価ユニット10により制御される。例えば前記制御ならびに評価ユニット10はフラッシュ光源を光同化相と同期化させることができる。そのうえ、制御ならびに評価ユニット10が光源６および／またはビデオカメラの露出整定により放射された光電力入力を調節する。
さらにビデオカメラ８の出力信号が前記制御ならびに評価ユニット10に適用される。この評価ユニットに、詳述すればビデオカメラの出力信号をさらに本明細書の背景技術で述べた方法で備え、また画像処理出力信号をモニター上に表す画像処理システムを配設する。もちろん、ビデオカメラおよび／または画像処理した出力信号により直接放出された出力信号も、例えばビデオレコーダーで記憶させるか、あるいは画像データバンクに記憶させるか、もしくはさらに電子データ処理による別の仕方で処理できる。
フォトセンシビリセーターを用いる場合、生物学系にあるフォトセンシビリセーターの光誘導反応によりもたらされた反射照明光と同様に蛍光が組織領域７により発光される。前記反射光と対照される少量の蛍光を感知する、詳述すればそれを「非蛍光」と次の画像処理で分離可能にするためには、照明光路と観察光路の適切に選択された特性が必要となる。光路に配置されたフィルター91と93は透過特性を光力学的診断中に設定するに役立つ。例えばフィルターは向きを変えることで前記光路から取外しできるので、組織領域７の標準的観察も、例えば色歪みに繋がることなく可能である。
次に、本発明の第１の好ましい実施例のフィルター91と93の特性が図２を参照して、デルタアミノレブリン酸をフォトセンシビリセーターとして用いられた場合について説明されている。他のフォトセンシビリセーターが用いられる場合、前記フィルター特性はそれに相応じて適応させる必要がある。
図２で、太い曲線はフィルター91の特性（％で示す）を波長（nmで示す）の関数、従っていわゆる最終透過率Ti（λ）として表す一方、細い曲線はフィルター93の最終透過率Ti（λ）を表す。さらに蛍光スペクトルが図２でグラフにされている。
図２（ａ）は、波長がほぼ440nm以下のフィルター91の最終透過率が90％以上であることを示す。波長がほぼ460nm以上の時は、透過率が50％である。さらに図２（ａ）で示されている干渉フィルター91の好ましい実施例では、透過率が600乃至660nm、しかしながら蛍光がさらに強く発生する好ましくは720乃至780nmでは特に低く、詳述すれば0.1％以下、好ましくは0.01％である。従ってフィルター91は短パスフィルターである。
フィルター93はほとんど反対の特性を備える：
波長が370乃至430nmであると、透過率T₁（λ）は0.1％以下、好ましくは0.1％よりも１級下とすることもできる。波長が445nmだと、透過率は50％である。波長が500乃至1100nmになると、透過率はほとんど99％以上となる。
フィルター91と93の透過率曲線は示された好ましい実施例ではほぼ透過率の値が60％以上で交差する。しかしながらその曲線は詳述すれば、好ましくは弱い蛍光では、透過率の値が25乃至30％でこれも交差する。
図２は個々のフィルター91と93の曲線の乗算により生まれる全システムの透過特性を示す。図示のように透過率は波長が440乃至460nmの範囲に限り１％以上にあり、ほぼ50％の最高値を達成する。
先述の代案では、曲線が透過率値が25乃至30％で曲線が交差するが、最高値はほぼ12.5％である。これは組織領域７で反射される照明光の小さい部分だけが隣接する像平面13に「到達」する。波長λが500乃至780nm、通常600乃至660nmで一般に輻射される蛍光は、それが短パスフィルター91ではなく長パスフィルター93だけを通る必要があるので像平面13に妨害されることなく到達する。
これは組織領域７の視感観察をそれでも可能にするが、測定された光の蛍光部分が反射された短波光から確かに分離できる。
図３（ａ）と３（ｂ）は、照明光路に配置されたフィルター91と同様に、観察光路に配置されたフィルター93がほぼ490nm±10nmで第２のパス領域を備える本発明の第２の好ましい実施例の対応する曲線を示す。
産業上の利用可能性
前述の説明に示された波長はフォトセンシビリセーターとしてデルタアミノレブリン酸を使用に関するものである。他のフォトセンシビリセーターもしくは固有の蛍光が用いられる場合、個々のフィルターがそれぞれの透過特性を変化させる波長も相応じて適応させる必要がある。しかしながら両相補的フィルター曲線がほぼ50％もしくは50％以下最終透過率で交差するか、あるいは第２のパス領域があるとする特性が必然的に不変のままである。また、全システムがはっきりと０と異なる。しかしながら詳述すれば小さい範囲程度の差はあっても通常50nmに限って１％以上であることが不変のままである。
本発明の装置が治療に用いられるとする場合、フィルター系９に、短パス特性をもたないがむしろ中間パスから長パス特性をもつ追加のフィルターを配設する必要がある。
フォトセンシビリセーターとしてのデルタアミノレブリン酸の使用に関する好ましい実施例の前述の説明は請求の範囲に、もしくは明細書に説明した本発明の全ての概念を範囲もしくは精神を制限するものでない。

Claims (8)

1. フォトセンジビリセーター光誘導反応もしくは生物組織中の固有蛍光によりもたらされる反応による生体内診断用であって、
   波長が少なくとも380乃至680nmの範囲にある性質を異にする光を発生させるランプ系（６）を備える少なくとも１つの光源を配設した照明系と；
   該照明系の光を治療および／または被診断組織領域（７）に向ける光搬送ユニト（２、５、21）と；
   前記組織領域（７）から到来する光を隣接する像平面に撮像する撮像、像記録ならびに像送信ユニット（31、32、４、８）と；
   を備える装置で、前記光搬送ユニットの最終分光透過率T₁（λ）が前記フォトセンジビリセーターとは別に前記組織の蛍光刺戟スペクトルに適用されることと；前記撮像ユニットの最終分光透過率T_b（λ）が前記フォトセンジビリセーターとは別に前記組織の蛍光スペクトルに適用されることと；前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットからなる全システムの最終分光透過率が、波長範囲が最高50nm内にある限り、５％以上の分光透過率をもち、かつそうでない場合前記波長範囲内で５％以下の状態にあることと；
   前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットの透過率特性が１つもしくは複数の素子により設定されることと；
   前記透過率特性が、前記誘導蛍光の全光度が組織領域で反射される前記照明系の光の部分の全光度と同一の絶対値のものとなる方法で設定されることを特徴とする「体内」診断用装置。
2. フォトセンジビリセーター光誘導反応もしくは生物組織中の固有蛍光によりもたらされる反応による生体内診断用であって、
   波長が少なくとも380乃至680nmの範囲にある性質を異にする光を発生させるランプ系（６）を備える少なくとも１つの光源を配設した照明系と；
   該照明系の光を治療および／または被診断組織領域（７）に向ける光搬送ユニト（２、５、21）と；
   前記組織領域（７）から到来する光を隣接する像平面に撮像する撮像、像記録ならびに像送信ユニット（31、32、４、８）と；
   を備える装置で、前記光搬送ユニットの最終分光透過率T₁（λ）が前記フォトセンジビリセーターとは別に前記組織の蛍光刺戟スペクトルに適用されることと；前記撮像ユニットの最終分光透過率T_b（λ）が前記フォトセンジビリセーターとは別に前記組織の蛍光スペクトルに適用されることと；前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットからなる全システムの最終分光透過率が、波長範囲が最高50nm内にある限り、５％以上の分光透過率をもち、かつそうでない場合前記波長範囲内で５％以下の状態にあることと；
   前記フォトセンジビリセーターとしてデルタアミレブリン酸が用いられる場合、熱安定性干渉フィルター（91）が可視範囲内で次の透過率：
   T₁（λ＝380−430nm）＞50％
   T₁（λ＝610−650nm）＜１％、好ましくは＜0.01％
   をもつことを特徴とする「体内」診断用装置。
3. 前記熱安定性干渉フィルター（短パスフィルター91）が次の特性：
   T₁（λ＝370−440nm）＞95％
   T₁（λ＝447nm）＝50％
   T₁（λ＝460−600nm）＜１％
   T₁（λ＝600−660nm）＜0.1％
   T₁（λ＝660−680nm）＜１％
   を備えることを特徴とする請求項２に記載の「体内」診断用装置。
4. 前記熱安定性干渉フィルター（短パスフィルター91）が次の特性：
   T₁（λ＝370−440nm）＞95％
   T₁（λ＝447nm）＝50％
   T₁（λ＝460−480nm）＜１％
   T₁（λ＝490nm）＞10％、詳述すれば＞30％
   T₁（λ＝500−600nm）＜１％
   T₁（λ＝600−660nm）＜0.1％
   T₁（λ＝660−680nm）＜１％
   を備えることを特徴とする請求項２に記載の「体内」診断用装置。
5. 透過率が50％となる波長の許容量が±2nm、好ましくは±1nmであることを特徴とする請求項３または４記載の「体内」診断用装置。
6. 前記熱安定性熱保護フィルター（92）が次の特性：
   T₁（λ＝380−440nm）＞95％
   T₁（λ＝440−700nm）＜90％
   T₁（λ＝700nm）＝50％
   T₁（λ＝720−1100nm）＜１％
   を備えることを特徴とする請求項２〜５のいずれか１項に記載の「体内」診断用装置。
7. 前記システム全体の全てのフィルターの透過率が430乃至460nmにおいてのみ５％より大きく、前記範囲において15％を超えない最大値に達することを特徴とする請求項１または２に記載の「体内」診断用装置。
8. フォトセンジビリセーター光誘導反応もしくは生物組織中の固有蛍光によりもたらされる反応による生体内診断用であって、
   波長が少なくとも380乃至680nmの範囲にある性質を異にする光を発生させるランプ系（６）を備える少なくとも１つの光源を配設した照明系と；
   該照明系の光を治療および／または被診断組織領域（７）に向ける光搬送ユニト（２、５、21）と；
   前記組織領域（７）から到来する光を隣接する像平面に撮像する撮像、像記録ならびに像送信ユニット（31、32、４、８）と；
   を備える装置で、前記光搬送ユニットの最終分光透過率T₁（λ）が前記フォトセンジビリセーターとは別に前記組織の蛍光刺戟スペクトルに適用されることと；前記撮像ユニットの最終分光透過率T_b（λ）が前記フォトセンジビリセーターとは別に前記組織の蛍光スペクトルに適用されることと；前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットからなる全システムの最終分光透過率が、波長範囲が最高50nm内にある限り、５％以上の分光透過率をもち、かつそうでない場合前記波長範囲内で５％以下の状態にあることと；
   前記像表面に配設されたビデオ装置（８）にCCDレコーダーを配設することと、前記光源（６）に配設した放電燈が周期的に作動するフラッシュ放電燈であって、そのフラッシュ露光相で制御ならびに評価ユニット（10）が、前記CCDレコーダーの共同化相だけに起こるような方法で調節することと、前記照明系に、そのほかに、連続して作動する光源を配設することを特徴とする「体内」診断用装置。

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