JP3664541B2

JP3664541B2 - 蛍光診断装置

Info

Publication number: JP3664541B2
Application number: JP10936996A
Authority: JP
Inventors: 和男袴田
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 1996-04-30
Filing date: 1996-04-30
Publication date: 2005-06-29
Anticipated expiration: 2016-04-30
Also published as: JPH09294706A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、蛍光を発する光感受性物質を吸収している生体に励起光を照射し、そのとき該光感受性物質から発せられる蛍光による画像を撮像したり、あるいはこの蛍光強度を検出して、生体の診断に供する蛍光診断装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、一般にＰＤＤ（Photodynamic Diagnosis）と称される光力学診断についての研究が種々なされている。このＰＤＤとは、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質を予め生体の腫瘍部分に吸収させておき、その部分に光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射して蛍光を生じさせ、この蛍光による画像を表示して腫瘍部分を診断する技術である。
【０００３】
例えば特公昭６３−９４６４号公報、特開平１−１３６６３０号公報、特開平７−５９７８３号公報には、このＰＤＤを行なうための蛍光診断装置が開示されている。この種の蛍光診断装置は基本的に、光感受性物質の励起波長領域にある励起光を生体に対して照射する励起光照射手段と、光感受性物質が発する蛍光を検出して生体の蛍光像を撮像する手段と、この撮像手段の出力を受けて上記蛍光像を表示する画像表示手段とからなるものであり、多くの場合、体腔内部に挿入される内視鏡や、手術用顕微鏡等に組み込まれた形に構成される。
【０００４】
また、特に上述のような２次元的蛍光像を撮像せずに、生体部位上の一点毎に蛍光強度を検出することにより、その一点が腫瘍部分であるか否かを診断できるようにした蛍光診断装置も提案されている（例えば本出願人による特願平７−２５２２９５号明細書参照）。
【０００５】
ところで、上述のような蛍光診断装置においては、生体の部位に凹凸が有るために、また励起光照射系から生体までの距離が均一ではないために、生体の励起光照射部分における励起光照度は一般に不均一である。このように励起光照度が不均一であると、励起光照度の高低に応じて蛍光強度が変化するので、それによって腫瘍部分の診断を誤ることも有り得る。
【０００６】
そこで、このような励起光照度の分布を補償するために、例えば特開昭６２−２４７２３２号公報、特公平３−５８７２９号公報に示されるように、蛍光像を撮像する際に生体で反射した励起光による反射像も撮像し、蛍光画像信号を、この反射像を示す画像信号で割算して規格化することが考えられている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、蛍光診断装置において通常用いられる励起光の波長範囲は、紫外部から可視部（３００〜６００ｎｍ程度）にあり、このような励起光は人体等の生体に大きく吸収されてしまう。なお図３には、生体の主な成分の吸収スペクトルを示してある。
【０００８】
以上のように励起光が生体に大きく吸収されると、前記反射像を示す画像信号は励起光照度分布だけではなく、この吸収の分布も反映したものとなってしまう。そうであると、この画像信号を用いて前述の規格化を行なっても、励起光照度の分布を正確に補償することは不可能となる。
【０００９】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、生体における励起光照度の分布を正確に補償し得る蛍光診断装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明による蛍光診断装置は、生体での吸収が比較的小さい波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を使用して、前記規格化のための画像信号や光検出信号を得ることを特徴とするものである。
【００１１】
すなわち、本発明による第１の蛍光診断装置は、
蛍光を発する光感受性物質を吸収している生体の部位に、該光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射する励起光照射手段と、
上記光感受性物質が発する蛍光を検出して生体の蛍光像を撮像する蛍光像撮像手段と、
上記生体の部位に波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を照射する近赤外光照射手段と、
上記部位で反射した近赤外光を検出して、生体の近赤外像を撮像する近赤外像撮像手段と、
上記蛍光像撮像手段が出力した蛍光画像信号を、上記近赤外像撮像手段が出力した近赤外画像信号に基づいて各画素毎に規格化する演算手段とを備えたことを特徴とするものである。なお、本発明における上記「規格化」とは、蛍光画像信号の近赤外画像信号に対する比を求めることを意味する（以下、同様）。
【００１２】
そしてさらにこの第１の蛍光診断装置においては、
近赤外光照射手段が、近赤外光の強度を変え得るように構成され、
近赤外光の強度が相異なる場合にそれぞれ近赤外像撮像手段から出力された少なくとも２通りの画像信号を、各画素毎に減算処理して差信号を得る手段が設けられ、
前記演算手段が、規格化用の近赤外画像信号として上記差信号を用いるように構成される。
【００１３】
以上説明した本発明による第１の蛍光診断装置は、蛍光像を撮像するタイプのものであるが、本発明の技術思想は、生体部位上の一点毎に蛍光強度を検出するタイプの蛍光診断装置にも適用可能である。すなわち、この後者のタイプである本発明による第２の蛍光診断装置は、
蛍光を発する光感受性物質を吸収している生体の部位に、該光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射する励起光照射手段と、
光感受性物質が発する蛍光の強度を、上記部位上の一点毎に検出する蛍光検出手段と、
上記生体の部位に波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を照射する近赤外光照射手段と、
上記部位で反射した近赤外光の強度を、上記部位上の一点毎に検出する近赤外光検出手段と、
上記蛍光強度検出手段が出力した蛍光検出信号を、近赤外光検出手段が出力した近赤外光検出信号に基づいて規格化する演算手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００１４】
そしてさらにこの第２の蛍光診断装置においては、
近赤外光照射手段が、近赤外光の強度を変え得るように構成され、
近赤外光の強度が相異なる場合にそれぞれ近赤外光検出手段から出力された少なくとも２通りの近赤外光検出信号を減算処理して、差信号を得る手段が設けられ、
前記演算手段が、規格化用の近赤外光検出信号として上記差信号を用いるように構成される。
【００１５】
また本発明の蛍光診断装置においては、前記近赤外光照射手段として、光感受性物質の蛍光波長領域から外れた波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光を発するものを用いるのが望ましい。
【００１６】
【発明の効果】
上述の通り本発明の蛍光診断装置においては、照度分布を調べるために生体の部位に照射する光として、生体での吸収が比較的小さい波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を使用しているので、生体で反射したこの近赤外光を検出して得た近赤外画像信号や近赤外光検出信号は、上記吸収の影響をほとんど受けないでほぼ照度のみを反映したものとなる。したがって、このような近赤外画像信号やあるいは近赤外光検出信号を用いて前述の規格化を行なえば、励起光照度の分布を正確に補償することができ、診断性能の高い蛍光画像信号や蛍光検出信号が得られるようになる。なお、波長６５０ｎｍ以上の近赤外光が生体に吸収され難いことは、前述の図３からも明らかである。
【００１７】
また、特に本発明の第１の蛍光診断装置において、近赤外光の強度が相異なる場合にそれぞれ近赤外像撮像手段から出力された少なくとも２通りの画像信号を、各画素毎に減算処理して差信号を得ると、この差信号は生体部位の体温分布に基づく変化分がキャンセルされたものとなる。そこで、この差信号を用いて蛍光画像信号を規格化すれば、上記体温分布の影響も排除して、励起光照度の分布をより正確に補償可能となる。この点は、本発明の第２の蛍光診断装置においても同様である。
【００１８】
他方、前述したように、光感受性物質の蛍光波長領域から外れた波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光を用いれば、光感受性物質による吸収の影響も排除して、励起光照度の分布をより正確に補償可能となる。なおこのような波長領域の近赤外光は、生体に多く含まれる水にも吸収され難いので、非常に好適である。
【００１９】
【発明の実施の形態】
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。図１は、本発明の第１の実施形態である蛍光内視鏡の側面形状を示すものである。
【００２０】
この蛍光内視鏡は、例えば波長が４００ｎｍ前後の励起光Ｌ１を発する励起光源10と、この励起光Ｌ１を集光する集光レンズ11と、集光された励起光Ｌ１が入射するように配置された光ファイバーからなるライトガイド12とを有している。さらにこの蛍光内視鏡は、波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光Ｌ２を発する近赤外光源13と、この近赤外光Ｌ２を反射させる一方上記励起光Ｌ１は透過させて、これら双方の光をライトガイド12に入射させるダイクロイックミラー14とを有している。
【００２１】
上記ライトガイド12は、生体16の内部に挿入される可撓性のプローブ17内に収められている。またこのプローブ17内には、光ファイバー束からなるイメージガイド18が収められている。
【００２２】
上記イメージガイド18の先端（図１中の左端）に近接した位置には、結像レンズ20が配設されている。イメージガイド18の後端側にはダイクロイックミラー19、励起光カットフィルター21、集光レンズ22、蛍光像撮像手段23がこの順に配設されている。蛍光像撮像手段23としては、高感度撮像が可能な例えばイメージ・インテンシファイアが用いられ、その出力は規格化用演算手段24に入力される。この演算手段24は、ＣＲＴ等からなる画像表示手段25に接続されている。
【００２３】
ダイクロイックミラー19は、後述のようにしてそこに入射して来るピーク波長約６４０ｎｍの蛍光Ｌ３を透過させ、波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光Ｌ２は反射させる。ダイクロイックミラー19で反射した近赤外光Ｌ２が入射する位置には、励起光カットフィルター26、集光レンズ27、近赤外ビデオカメラ28がこの順に配設されている。近赤外ビデオカメラ28の出力は上記の演算手段24に入力される。
【００２４】
以下、上記構成の蛍光内視鏡の作用について説明する。生体16の内部の診断部位30には、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質が予め吸収されている。この光感受性物質としては、例えばポルフィリン系のものが用いられる。診断部位30には、ライトガイド12から励起光Ｌ１と近赤外光Ｌ２が同時に照射される。するとそれらの光は診断部位30で反射し、また励起光Ｌ１の照射を受けて上記光感受性物質から蛍光Ｌ３が発せられる。
【００２５】
結像レンズ20は、この蛍光Ｌ３による診断部位30の蛍光像をイメージガイド18の端面に結像させる。この蛍光像はイメージガイド18によって生体16外まで導かれて、蛍光像撮像手段23により撮像される。なお、診断部位30で反射して蛍光像撮像手段23に向かう励起光Ｌ１は、励起光カットフィルター21によってカットされる。こうして撮像された蛍光像を示す蛍光画像信号Ｓ１は、演算手段24に入力される。なお、前記光感受性物質は腫瘍親和性を有するので、蛍光画像信号Ｓ１は基本的に腫瘍部分のみを蛍光像として示すものとなる。
【００２６】
ここで蛍光像撮像手段23としては、前述したように高感度撮像が可能な例えばイメージ・インテンシファイアが用いられているから、蛍光像を高感度で撮像することができる。またこの蛍光像撮像手段23として、時間蓄積型撮像手段を用いたり、さらには該蛍光像撮像手段23を冷却手段によって冷却する等しても、高感度撮像が可能となる。
【００２７】
一方、近赤外光Ｌ２も診断部位30で反射して、結像レンズ20に入射する。結像レンズ20は、この近赤外光Ｌ２による診断部位30の像をイメージガイド18の端面に結像させる。この近赤外像もイメージガイド18によって生体16外まで導かれ、近赤外ビデオカメラ28により撮像される。なお、診断部位30で反射して近赤外ビデオカメラ28に向かう励起光Ｌ１は、励起光カットフィルター26によってカットされる。こうして撮像された近赤外像を示す近赤外画像信号Ｓ２は、演算手段24に入力される。
【００２８】
演算手段24は、そこに入射された蛍光画像信号Ｓ１と近赤外画像信号Ｓ２との間で、共通の各画素毎にＳ１／Ｓ２なる割算を行ない、それにより得られた規格化画像信号Ｓ＝Ｓ１／Ｓ２を画像表示手段25に入力する。画像表示手段25はこの規格化画像信号Ｓに基づいて蛍光像を表示する。
【００２９】
蛍光画像信号Ｓ１をそのまま用いて画像表示しても、基本的に腫瘍部分のみを蛍光像として表示することができるが、その場合は診断部位30における励起光Ｌ１の照度分布も蛍光像に反映されてしまい、誤診を招く可能性がある。それに対して、上述のような規格化画像信号Ｓに基づいて蛍光像を表示すれば、励起光Ｌ１の照度分布による蛍光強度の変化分がキャンセルされ、診断部位30の腫瘍の状態を正確に示す蛍光像が表示されるようになる。
【００３０】
そして本例においては、照度分布を調べるために診断部位30に照射する光として、生体での吸収が比較的小さい波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光Ｌ２を使用しているので、近赤外画像信号Ｓ２は上記吸収の影響をほとんど受けないで、ほぼ近赤外光照度のみを反映したものとなる。したがって、この近赤外画像信号Ｓ２を用いて上記の規格化を行なえば、励起光照度の分布を正確に補償して、診断性能の高い規格化画像信号Ｓが得られることになる。
【００３１】
次に図２を参照して、本発明の第２の実施の形態による蛍光内視鏡について説明する。なおこの図２において、図１中のものと同等の要素には同番号を付し、それらについての重複した説明は省略する。
【００３２】
この第２の実施形態の蛍光内視鏡は、励起光照射系の他に、波長７００〜９５０ｎｍの直線偏光である近赤外光Ｌ２を発する近赤外光源40と、プローブ17内に収められて上記近赤外光Ｌ２を伝搬させる偏波面保存ファイバー41とを有している。またこの偏波面保存ファイバー41と近赤外光源40との間には、近赤外光源40側から順に、近赤外光Ｌ２を平行光化するコリメーターレンズ42、λ／２板43、偏光ビームスプリッタ44、蛍光カットフィルター45、近赤外光Ｌ２を透過させる一方蛍光Ｌ３は反射させるダイクロイックミラー46、近赤外光Ｌ２を集束させて偏波面保存ファイバー41に入射させる集光レンズ47が配設されている。
【００３３】
さらに、偏波面保存ファイバー41の先端（図２中の左端）と向き合う位置には、結像レンズ20が設けられている。またこの結像レンズ20と偏波面保存ファイバー41との間には、偏波面保存ファイバー41側から順に集光レンズ48、λ／４板49、ダイクロイックミラー50が配設されている。そしてこのダイクロイックミラー50で反射した光を受ける位置には、ＣＣＤ撮像素子等の固体撮像素子51が設けられている。この固体撮像素子51は画像表示手段25に接続されている。
【００３４】
前記ダイクロイックミラー46は、後述のようにしてそこに入射して来るピーク波長約６４０ｎｍの蛍光Ｌ３を反射させ、波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光Ｌ２は透過させる。このダイクロイックミラー46で反射した蛍光Ｌ３が入射する位置には、ダイクロイックミラー46側から順に、励起光Ｌ１および近赤外光Ｌ２をカットする光源光カットフィルター52、集光レンズ53、蛍光検出器54が配されている。蛍光検出器54の出力は演算手段24に入力される。
【００３５】
一方、偏光ビームスプリッタ44で反射した光が入射する位置には、偏光ビームスプリッタ44側から順に集光レンズ55、近赤外光検出器56が配設されている。この近赤外光検出器56の出力も上記演算手段24に入力される。
【００３６】
以下、上記構成の蛍光内視鏡の作用について説明する。この場合も生体16の内部の診断部位30には、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質が予め吸収されている。そして診断部位30には、ライトガイド12から励起光Ｌ１が照射され、それと同時に偏波面保存ファイバー41を伝搬させた近赤外光Ｌ２も照射される。これらの光は診断部位30で反射し、また励起光Ｌ１の照射を受けて上記光感受性物質から蛍光Ｌ３が発せられる。
【００３７】
なお、近赤外光源40から発せられた近赤外光Ｌ２は、λ／２板43を回転させることにより直線偏光の向きが調整されて、偏光ビームスプリッタ44を透過する。偏波面保存ファイバー41を伝搬した近赤外光Ｌ２は、λ／４板49によって直線偏光から楕円偏光に変換され、結像レンズ20により絞られて診断部位30上の一点を照射する。
【００３８】
診断部位30で反射した励起光Ｌ１はダイクロイックミラー50で反射し、同じく診断部位30で反射した近赤外光Ｌ２および蛍光Ｌ３はダイクロイックミラー50を透過する。結像レンズ20は、上記反射した励起光Ｌ１による診断部位30の像（通常像）を固体撮像素子51上に結像させる。固体撮像素子25はこの通常像を撮像し、該通常像を示す画像信号Ｓｍを画像表示手段25に入力する。
【００３９】
画像表示手段25はこの画像信号Ｓｍが示す通常像を表示する。そこで術者や助手は、表示されたこの通常像を観察することにより、診断部位30の状態や、プローブ17と診断部位30との位置関係を確認可能となる。なお、このような通常像を撮像するためには、上記のように反射励起光Ｌ１を利用する他、白色光等の照明光を診断部位30に照射する系を別個に設けてもよい。
【００４０】
上記ダイクロイックミラー50を透過した近赤外光Ｌ２および蛍光Ｌ３は、集光レンズ48によって集光されて偏波面保存ファイバー41に入射し、該偏波面保存ファイバー41を伝搬して生体16外に導かれる。なお近赤外光Ｌ２は、診断部位30で反射することによりその楕円偏光の向きが反転し、その後λ／４板49を通過することにより、近赤外光源40から診断部位30側に進む場合と比べて直線偏光の向きが９０°回転する。
【００４１】
偏波面保存ファイバー41から出射した蛍光Ｌ３はダイクロイックミラー46で反射し、集光レンズ53により集光されて蛍光検出器54に受光される。なお蛍光検出器54に向かう励起光Ｌ１および近赤外光Ｌ２は、光源光カットフィルター52によってカットされる。蛍光検出器54は蛍光Ｌ３の強度を示す蛍光検出信号Ｓｐ１を出力し、この蛍光検出信号Ｓｐ１は演算手段24に入力される。
【００４２】
一方、偏波面保存ファイバー41から出射した近赤外光Ｌ２は、上述のように直線偏光の向きが９０°回転したことにより偏光ビームスプリッタ44で反射し、集光レンズ55により集光されて、近赤外光検出器56に受光される。なお偏光ビームスプリッタ44に向かう蛍光Ｌ３は、蛍光カットフィルター45によってカットされる。近赤外光検出器56は近赤外光Ｌ２の強度を示す近赤外光検出信号Ｓｐ２を出力し、この近赤外光検出信号Ｓｐ２は演算手段24に入力される。
【００４３】
演算手段24は、そこに入射された蛍光検出信号Ｓｐ１と近赤外光検出信号Ｓｐ２との間で、Ｓｐ１／Ｓｐ２なる割算を行ない、それにより得られた規格化蛍光検出信号Ｓｐ＝Ｓｐ１／Ｓｐ２を画像表示手段25に入力する。
【００４４】
ここで、前記光感受性物質は腫瘍親和性を有するので、この規格化蛍光検出信号Ｓｐが所定レベルを上回った場合、基本的に蛍光Ｌ３は腫瘍部分から生じたと考えることができる。他方、診断部位30における蛍光Ｌ３の検出箇所と固体撮像素子25による通常像撮像範囲とは互いに対応が取れるので、例えば通常像撮像範囲の中心点が蛍光Ｌ３の検出箇所となるようにし、また通常像撮像範囲の中心点が画像表示手段25の画面中心と揃うようにした上で、規格化蛍光検出信号Ｓｐが所定レベルを上回ったとき画面中心にマークを表示させれば、通常像においてそのマークと重なっている箇所は腫瘍部であると判断できることになる。
【００４５】
また、このような表示によらず、規格化蛍光検出信号Ｓｐが所定レベルを上回ったときに警報音を発するようにして、その警報音が発せられたとき画像表示手段25の画面中心にある通常像の箇所が腫瘍部であると判断することもできる。
【００４６】
蛍光検出信号Ｓｐ１をそのまま用いても、基本的に上述のようにして腫瘍の有無を判定できるが、その場合は診断部位30における励起光Ｌ１の照度分布に基づく蛍光強度の変化分が蛍光検出信号Ｓｐ１に反映されてしまい、誤診を招く可能性がある。それに対して、上述のような規格化蛍光検出信号Ｓｐに基づいて腫瘍の有無を判定すれば、励起光Ｌ１の照度分布による蛍光強度の変化分がキャンセルされ、腫瘍の有無を正確に判定できるようになる。
【００４７】
そして本例においても、照度分布を調べるために診断部位30に照射する光として、生体での吸収が比較的小さい波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光Ｌ２を使用しているので、近赤外光検出信号Ｓｐ２は上記吸収の影響をほとんど受けないで、ほぼ近赤外光照度のみを反映したものとなる。したがって、この近赤外光検出信号Ｓｐ２を用いて上記の規格化を行なえば、励起光照度の分布を正確に補償して、診断性能の高い規格化蛍光検出信号Ｓｐが得られることになる。
【００４８】
なお、以上説明した２つの実施形態の蛍光診断装置は、いずれも蛍光内視鏡として構成されたものであるが、本発明はこのような蛍光内視鏡に限らず、手術用顕微鏡に組み込まれた蛍光診断装置等に対しても適用可能であり、そして同様の効果を奏するものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態である蛍光内視鏡を示す概略側面図
【図２】本発明の第２の実施形態である蛍光内視鏡を示す概略側面図
【図３】生体の主な成分の吸収スペクトルを示すグラフ
【符号の説明】
10 励起光源
11 集光レンズ
12 ライトガイド
13 近赤外光源
14 ダイクロイックミラー
16 生体
17 プローブ
18 イメージガイド
19 ダイクロイックミラー
20 結像レンズ
21 励起光カットフィルター
22 集光レンズ
23 蛍光像撮像手段
24 規格化用演算手段
25 画像表示手段
26 励起光カットフィルター
27 集光レンズ
28 近赤外ビデオカメラ
30 診断部位
40 近赤外光源
41 偏波面保存ファイバー
42 コリメーターレンズ
43 λ／２板
44 偏光ビームスプリッタ
45 蛍光カットフィルター
46 ダイクロイックミラー
47 集光レンズ
48 集光レンズ
49 λ／４板
50 ダイクロイックミラー
51 固体撮像素子
52 光源光カットフィルター
53 集光レンズ
54 蛍光検出器
55 集光レンズ
56 近赤外光検出器
Ｌ１励起光
Ｌ２近赤外光
Ｌ３蛍光

Claims

蛍光を発する光感受性物質を吸収している生体の部位に、該光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射する励起光照射手段と、
前記光感受性物質が発する蛍光を検出して生体の蛍光像を撮像する蛍光像撮像手段と、
前記生体の部位に波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を照射する近赤外光照射手段と、
前記部位で反射した前記近赤外光を検出して、生体の近赤外像を撮像する近赤外像撮像手段と、
前記蛍光像撮像手段が出力した蛍光画像信号を、前記近赤外像撮像手段が出力した近赤外画像信号に基づいて各画素毎に規格化する演算手段とを備えてなる蛍光診断装置において、
前記近赤外光照射手段が、近赤外光の強度を変え得るように構成され、
前記近赤外光の強度が相異なる場合にそれぞれ前記近赤外像撮像手段から出力された少なくとも２通りの画像信号を、各画素毎に減算処理して差信号を得る手段が設けられ、
前記演算手段が、前記規格化用の近赤外画像信号として前記差信号を用いるように構成されたことを特徴とする蛍光診断装置。
蛍光を発する光感受性物質を吸収している生体の部位に、該光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射する励起光照射手段と、
前記光感受性物質が発する蛍光の強度を、前記部位上の一点毎に検出する蛍光検出手段と、
前記生体の部位に波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を照射する近赤外光照射手段と、
前記部位で反射した前記近赤外光の強度を、前記部位上の一点毎に検出する近赤外光検出手段と、
前記蛍光強度検出手段が出力した蛍光検出信号を、前記近赤外光検出手段が出力した近赤外光検出信号に基づいて規格化する演算手段とを備えてなる蛍光診断装置において、
前記近赤外光照射手段が、近赤外光の強度を変え得るように構成され、
前記近赤外光の強度が相異なる場合にそれぞれ前記近赤外光検出手段から出力された少なくとも２通りの近赤外光検出信号を減算処理して、差信号を得る手段が設けられ、
前記演算手段が、前記規格化用の近赤外光検出信号として前記差信号を用いるように構成されたことを特徴とする蛍光診断装置。
前記近赤外光照射手段が、前記光感受性物質の蛍光波長領域から外れた波長７００〜９５０ｎｍの近赤外光を発するものであることを特徴とする請求項１または２記載の蛍光診断装置。