JPH11505744A - 光力学治療を行うための超小型照明器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 複数の超小型光源（１０、１０′）を治療部位に注入して光力学治療を行う。各超小型光源ビードはＬＥＤチップ（１２）と、整流器チップ（１４）と、シリコーンなどの生体親和性を持つ光透過物質内に封じ込まれた複数の電磁受電器（１８、１８′）とを含み、直径がたった数ミリメートルである球状ビードを形成する。光源ビードを注射器（５８）から針（６０）を通じて治療部位内に注入できるように、光源ビードは十分に小さい。超小型光源ビードのための担体流体として機能できる光反応剤が治療部位にある組織を鋭敏化処理して、ＬＥＤチップが外部の電磁送電器（３４）で励起された時にＬＥＤチップにより放出される光が治療部位にある、光反応剤を吸収した組織またはその他の病原体を殺すようにする。あるいは、超小型光源ビードを治療部位に置くためにカテーテル（６６）を使用できる。

Description

【発明の詳細な説明】 光力学治療を行うための超小型照明器 発明の分野 本発明は光力学治療（ＰＤＴ）を行うための光源と、そのような治療を行うた めの方法に関するものであり、更に詳しく言えば、電源に電磁的に結合されて、 電源から給電される侵襲的に配置される光源、およびＰＤＴを施すためにそのよ うな光源を使用する方法に関するものである。 発明の背景 異常な細胞で構成された腫瘍は、それに灌流されるある種の色素を周囲の組織 よりもはるかに多量に選択的に吸収することが知られている。たとえば、正常な 細胞と比較して、頭蓋内の神経膠腫は２８倍もの色素を吸収する。このようにし て標識をつける色素により予め鋭敏化処理（pre-sensitized）をしておくと、そ の色素の吸収波長または吸収波帯に対応する適切な波長または波帯の光を照射す ることにより、正常組織に与える損傷を最少にして、がん細胞すなわち異常細胞 を破壊できる。ＰＤＴとして知られているこのやり方は、転移性の乳がん、膀胱 がん、肺がん、食道がん、基底細胞がん、悪性黒色腫、眼腫瘍、頭部および頸部 がん、およびその他の種類の悪性腫瘍の治療と、病原菌の破壊のために臨床的に 用いられてきた。ＰＤＴは、より多くの色素を吸収した異常細胞を破壊するのに 選択性を有することがあるから、脳およびその他の重要な部位における周囲の良 性組織に及ぼす影響を小さくして、悪性腫瘍または悪性器官を殺すために使用し て成功を収めている。 典型的には、患者の体内の治療部位に接近するために用いる外科的処置中に侵 襲的ＰＤＴ法が用いられてきた。処置時間、すなわち、処置部位を露呈させる外 科的処置のために要する時間を短縮するため、および非常に強い光が悪性細胞の 全てを殺す傾向があると従来技術の大部分が教示していたために、従来は比較的 高い強度の光源が用いられていた。手持ち型プローブでは、光源により発生され る熱から周囲の組織に与える損傷を減少するために、外科的に露出されている処 置部位に離れている光源から強い光を伝えるように光ファイバがしばしば用いら れる。光ファイバに結合されている離れている光源内の大出力レーザすなわち固 体レーザダイオード（ＬＤ）のアレイが通常用いられる。ＰＤＴのための典型的 な従来の光源は、好ましい高強度、短時間照射を行うために、約０．１０ワット から１．０ワットより高い光パワーを発生する。それを行うために要する比較的 高い光強度および光パワーのために、ＰＤＴを行うための装置は、しばしば物理 的に大きすぎ、かつ、重すぎて患者の周囲で動かすことは容易ではない。 ＰＤＴの理論的な基礎は、悪性細胞中の色素分子により吸収される光エネルギ ーが溶解されている酸素に移転されて、「一重項酸素」と呼ばれる反応種を生ず る。この非常に反応性に富む形の酸素はがん細胞を殺し、腫瘍血管系に損傷を与 え、ウイルスおよびバクテリアを破壊できる。細胞中に溶解している酸素の濃度 は比較的低いから、使用できる全ての酸素が細胞物質で活性化されたり、細胞物 質と反応させられたり、細胞物質で活性化されたり、細胞物質と反応させられた 後では、光を更に強くしても腫瘍に対する作用の増大や悪性細胞を殺す効果の増 大は無視できるほどである。ＰＤＴにおける悪性細胞の死亡率を制限する要因は 、処置部位に周囲の組織から、および血管系を通じて、追加の酸素が拡散する速 さである。処置時間を長くすれば、ほとんどの従来技術の教示とは反対に、処置 部位に入射する各光量子の作用は非常に低い光強度でも最高にでき、光効率は実 際に露光レベルの向上につれて低下する。 Ｈａａｓ他を含めた何人かの研究者たちが、ＰＤＴにおける細胞毒性作用のレ ベルは、光の瞬時強度ではなくて、積分された露光と光反応剤の濃度との積に比 例することを明らかにしている。いいかえると、ＰＤＴの応答度が処置期間にわ たる光反応剤の吸収される光の総量により支配される。したがって、（ａ）目標 組織内の光反応剤の濃度が治療レベルに維持されているか、（ｂ）適切な波長ま たは波帯の光を長い期間にわたって処置部位に照射する装置を使用できるか、に ついて論議でき、そうすると、何日間から何週間におよぶ期間にわたって行われ るあまり侵襲的でなく、かつ潜在的に低コストの処置でＰＤＴの諸利益を実現で きる。多くの照射量で長い期間にわたって処置すると正常な組織の反応が悪化す る結果となることがあるから、より少ない照射量でより長い期間にわたる処置に より別の利点も同様に得られる。 体内の処置部位における治療光反応剤レベルの維持は困難ではない。多くのＰ ＤＴ光反応剤は体内で長い半減期を持つことが周知である。しかし、ある場合に は、患者は体に注入された光反応剤の日焼けすなわち光毒性副作用を避けるため に、３０日までは直射日光を避けることが必要である。 従来技術の教示は、ある場合には、低い光レベルで治療結果を改善することが 可能であることを示している。Plenum Press 1983年発行のPorphyrin Photosen sitaization 、91〜108 ページ所載のＪ．Ａ．Ｐａｒｒｉｓｈの「光線治療にお ける光生物学的考察(Photobiologic Consideration in Photoradiation Therapy )」に報告されているように、ヘマトポルフィリンおよび可視光による実験室で の研究により、相反作用が常に確保されるものではないこと、および低強度の光 が、絶対的な意味で、ＰＤＴではより効果的であることを示唆している。それら の実験では、ラットの新生児のわき腹の皮下腫瘍を、強度が７．５ｍＷ／ｃｍ² 、２８ｍＷ／ｃｍ²、７５ｍＷ／ｃｍ²である６２０ｎｍの光を同じ外部照射量で 治療した。同じ総光照射量で、使用した最低光強度でより大きい腫瘍が壊死した ことをParrish は見出している。 また、ある光反応剤と低い光レベルとの組合わせが細胞障害性を示すことを何 人かの研究者が証明している。たとえば、グラム陽性スタヒロコッカス・アウレ ウス・バクテリア培養およびストプレトコッカス・ファエカリス・バクテリア培 地（Staphylococcus aureus and Streptococcus faecalis bacterial cultures ）に１〜１０マイクログラムのデュウテロポルフィリンを最初に投与したならば 、タングステン電球からの５ｍＷ／ｃｍ²の広帯域光を３０分間照射することに よりそれらの培地中の微生物集団を殺すことができることを証明している。光を １０ないし１１時間連続照射すると培地が無菌状態すなわちバクテリアが生きて いない状態になる。 Labrousse およびSatre は、低濃度の４′５′−ジイオドフルオレシェイン・ イソチオシアネート・デキストラン（４′５′−Diiodofluorescein isothiocya nate dextran）を投与し、タングステン灯から８〜１０ｍＷ／ｃｍ²の広帯域光 を約３０分間照射すると、アメーバを類似のようにして光力学的に根絶すること を示している。各光反応剤の吸収波長帯が狭いから、いずれの光反応剤も吸収で きるタングステン灯の出力エネルギーの部分が小さいために、それらの実験結果 は両方ともとくに重要である。 全てのＰＤＴ光源に対して、組織に供給される光パワーの大部分は最終的には 熱になる。治療の見通しから、より高い組織温度において化学反応速度が高くな るためにこの熱負荷は治療を向上させるようである。また、約４３℃以上に保た れた細胞は生きられないことも事実である。この効果は、実際に、加熱療法を用 いるがんの治療に使用されている。その状況では、目標腫瘍を４３〜４５℃程度 の温度まで無線周波数（ＲＦ）で加熱し、しかも周囲の健康な組織を４３℃以下 に維持する試みが行われている。加熱療法と従来の経皮ＰＤＴとの有効性を向上 させるために、両方を組合わせることがＢ．Ｈｅｎｄｅｒｓｏｎ他により提案さ れている（がん研究（Cancer Research）45巻、6071（1985年12月）所載の「光 力学療法および加熱療法の相互作用：インビボ・マウスの治療後の腫瘍反応およ び細胞生存（Interaction of Photodynamic Therapy and Hyperthermia:Tumor R esponse and Cell Survival after Treatment of Mice in Vivo ）」参照）。加 熱療法と、たとえば本発明の埋め込みプローブにより行われるＰＤＴとを組合わ せることにより、腫瘍の破壊に単独で用いるいずれの治療の効果も非常に向上す るようである。 本発明の装置および方法により、腫瘍の破壊以外に、広範囲の治療上の利点を 実現できる。それらの利点は他の異常細胞型の破壊、治療の終了のための正常な 組織の破壊、病原性微生物、ウイルス、およびその他の自己複製疾患体の選択的 破壊、血管不調の治療、炎症の緩解または管理、および創傷治癒または免疫反応 などの正常細胞の機能の増強を含むが、それに限定されるものではない。本発明 は、以下に開示するＰＤＴ装置および方法を、植物および動物におけるそのよう な治療上の諸利点を獲得するために適用できるようにしようとするものである。 埋め込み可能なプローブにより、手術中に患者の体内の治療部位に光を照射で きる期間を十分超える引き延ばした期間にわたって光を照射する方法および装置 が、米国特許第５，４４５，６０８号明細書（Chen他）に開示されている。この 目的のために適当な埋め込み可能なプローブのいくつかの実施形態がその特許に 開示されている。そこに開示されている埋め込み可能なプローブの全ては、内部 治療部位に照射される光源として、アレイ状に配置された複数の発光ダイオード （ＬＥＤ）またはＬＤを含む。しかし、それの寸法に起因して、それらのプロー ブを治療部位に埋め込むためには患者の体を外科的に開き、かつＰＤＴが進むに つれて閉じなければならない。そのようにして据えられたプローブは、引き延ば したＰＤＴの間に内部治療部位に光を照射する。 明らかに、外科手術により治療部位を完全に露呈させる必要なしに、上記特許 に教示されたように、引き延ばしたＰＤＴの利益を比較的低い光レベルで享受す るためには、光源を内部治療部位に挿入できることが望ましい。多くの場合に、 比較的大きいプローブを埋め込むためのこの種の外科手術は患者にとっては極め て不快であり、疾患のために既に弱っている、埋め込み可能なプローブを用いる ＰＤＴで治療するような患者にとってはとくにそうである。更に、埋め込まれて いる光源プローブに、皮膚を貫通して患者の体内に入れられる導体を通じて外部 電源から電力を供給することに伴う感染と不快感を最少にするためには、そのよ うな直接接続なしに電力を供給することが望ましい。実際に、埋め込まれている プローブに外部の交流（ＡＣ）電源から電力を電磁的に結合することを上記特許 は教示している。 埋め込まれているペースメーカーその他の医療器への外部電源からの電力の誘 導結合は周知である。明らかに、埋め込みできるプローブは、上記特許に開示さ れているもののように、外部電源から電流を誘導できる電磁トランスを含むほど 十分に大きい。しかし、従来技術は、内部治療部位においてＰＤＴを施すために 、治療部位を外科手術で露呈することなしに埋め込めるほど十分に小さい光源を 教示も示唆もしていない。更に、従来技術はこの種の、およびそのような寸法の 埋め込み可能なプローブまたは光源に、電源に直接結合することなしに、離れた 所からどのようにして電力を供給するかについても教示していない。他の種類の 医療用ハードウェアに誘導結合するために用いられる従来の電磁トランスは、は るかに大きくてこの目標を達成できない。患者に大きな外科手術のショックを与 えることなしにＰＤＴを行う光源を埋め込むことの利点は、そのような発明の有 用性を明らかに示している。 発明の概要 本発明に従って、ＰＤＴを施すために内部治療部位に光を照射する超小型光源 が得られる。その光源は、電流により励起されると希望の波長または波帯の光を 生ずる発光器を有する。その発光器は支持基体を含む。複数の電磁受電器が発光 器に電気的に接続される。各電磁受電器はコアと、このコアの周囲に巻かれた導 電体の複数の巻線とを有する。したがって、複数の電磁受電器は外部の電磁送電 器に電磁的に結合されるようにされる。電磁送電器により発生された電磁界が電 流を誘導させて電磁受電器に流す。発光器に加えられた電流はその発光器を励起 する。生体親和性を持つ光透過物質が発光器と複数の電磁受電器とを囲んでビー ド（ｂｅａｄ：小さな粒）を形成する。そのビードは内部治療部位に挿入されて 、希望の波長または波帯の光を照射することによりＰＤＴを施すようになってい る。 複数の電磁受電器のおのおののコアは半円環体を成す。その半円環体は高い透 磁率と低い磁気履歴とを特徴とする金属材料で構成される。外部電磁送電器との 結合を改善するために半円環体は相互に異なる向きに向けられて、治療部位に挿 入された時に結合をビードの向きにあまり依存しないようにする。 ビードは全体として球状であって、その直径は５ｍｍより小さいことが好まし い。また、発光器はＬＥＤで構成することが好ましい。発光器により放出された 光を拡散させることにより、照射される治療部位の面積を拡大するために配置さ れたレンズも含まれる。 本発明の他の態様は、患者の治療部位の光力学治療を行うために患者の体内に 配置されて、希望の波長または波帯の光を治療部位に照射する装置にも向けられ る。この装置は、電流により励起されると希望の波長または波帯の光を生ずる光 源と、電磁受電器とを含む。その電磁受電器はコアを含み、このコアの周囲に複 数の導電体巻線が巻かれる。導電体は光源に接続される。生体親和性を持つ光透 過被覆光源と電磁受電器とを囲んで、チューブを通る寸法のビードを形成する。 ビードと、そのビードの内部に納められている光源とを治療部位まで送るために 、チューブは患者の体内に挿入されるようになっている。装置は交流電圧を発生 する電源と、この電源に接続される電磁送電器をも含む。電源により励起される と、電磁受電器は電磁送電器に電磁結合されることにより、コアの周囲に巻かれ ている導電体中に交流電流を誘導させてそれに流させる。その交流電流を用いて 光源 を励起して、治療部位でＰＤＴを施すために用いる光を生じさせる。装置の他の 要素は上記超小型光源の他の要素に一致する。 本発明の更に他の態様は、光力学治療を行うために希望の波長または波帯の光 を治療部位に照射する方法の過程を定める。この方法の過程は、希望の波長また は波帯の光を放出する超小型光源を用意することを含む。超小型光源は光透過性 かつ生体親和性の物質のビード内に納められる。ビードは電磁受電器を囲む。ビ ードを内部の治療部位内に挿入し、外部電源から電力を電磁受電器に電磁的に結 合して、電磁受電器中に流す電流を誘導させる。電流は超小型光源を励起する。 この方法の他の過程は上記装置の要素により実行される諸機能に一致する。 図面の簡単な説明 本発明の前記態様およびそれに付随する利点の多くは、添付図面とともに下記 の詳細な説明を参照することにより発明がより良く理解されるにつれて、一層容 易に理解されるようになるであろう。 第１図は封入されてビードを形成する超小型光源の等角投影図である。 第２図は超小型光源の他の実施形態の平面図である。 第３図は電力を超小型光源に結合するために用いる電磁送電器の立面図である 。 第４図は超小型光源を含む装置を構成する部品のブロック図である。 第５図は、複数の超小型光源を脳の腫瘍内に注入するために注射器と注射針と をどのようにして用いるかを示す患者の頭蓋骨の一部の縦断面図である。 第６図は、複数の超小型光源を脳の腫瘍内に注入するために注射器とカテーテ ルとをどのようにして用いるかを示す患者の頭蓋骨の一部の縦断面図である。 第７図は脳の腫瘍内に注入されている複数の超小型光源に電力を結合するため に使用する電磁送電器のアレイを示す患者の上半身の側面図である。 好適な実施形態の説明 長い時間にわたってＰＤＴを施すのに適当な光源を埋め込むために内部治療部 位を外科的に露出する必要を最少にするか、無くすために、光源は従来知られて いる埋め込み可能な光源より小さく作らなければならない。本発明は埋め込み可 能な光源、すなわち、治療部位に埋め込まれて、治療部位を照明する光を実際に 生ずる光源を対象とするものであることに注目すべきである。したがって、治療 部位内に末端部が配置されて、その末端部から出された光が治療部位を照射する ような光ファイバの基端部などの、治療部位の実際に外部にある、ここで用いる 光源の定義には含まれないような光源を本発明は対象としない。 ＰＤＴを施す従来の埋め込み可能な光源プローブは、アレイ状に構成された複 数の光源を含んでいた。そのようなプローブは明らかに大きすぎて、最初に外科 的に切り込みを入れて内部の治療部位を露呈させたり、またはプローブを治療部 位まで挿入できる比較的大きい開口部を患者の体に開けたりしなければ、プロー ブを治療部位内に経皮的に配置することはできない。対照的に、本発明は、ＰＤ Ｔを施すために使用する光源を、切り込みを最少にして、または多くの場合には 切り込み（突き刺し以外）を設けることを求められないようにして、治療部位に 光源を容易に挿入できるように光源の寸法を極めて小さくするものである。従来 の埋め込み可能なプローブにおけるようなアレイ状に配置される複数の光源を使 用する代わりに、本発明は、治療部位に注入するように十分短い直径の全体とし て球形で、外部の電源への電磁誘導結合により離れて電力を供給される超小型に 構成された光源を１つだけ用いるから好適である。 まず、本発明の超小型光源ビード１０の第１の実施形態が示されている第１図 を参照する。光源ビード１０は１つのＬＥＤチップ１２を含む。そのチップは整 流器チップ１４（用いるのは随意である）と背中合わせになって装着される。拡 散レンズ１６がＬＥＤチップ１２の発光接合（図示せず）の上に配置される。拡 散レンズ１６はＬＥＤ接合により発生された光を拡散し、光をぼやかして治療部 位の面積を増大する。したがって、光は光源ビード１０からほぼ球面のパターン で放出される。光源ビード１０の直径は５ｍｍより小さいことが好ましい。この 光源ビードの原型が直径約５ｍｍで製作されている。製作に一層注意し、かつお そらく超小型化のための技術として、光源ビードの直径を一層十分に縮めること が予測される。理想的には、ビードを治療部位に一層容易に注入できるようにす るために、ビードはできるだけ小さくすべきである。 超小型光源を発光させるために電力も供給しなければならない。明らかに、光 源を導電体を通じて外部電源に接続することは実用的ではなく、超小型光源ビー ドの利点の多くを失わせる。更に、組み込み電池電源を設けることは、現在の技 術状態では、寸法が大きくなり、ビードから漏れるおそれがある電池に含まれて いる化学物質が潜在的に有害な作用を及ぼすために、実際的でない。その代わり に、本発明は外部交流電源から光源に電力を供給するために離れて電磁的に電力 を結合するための手段を含む。各電磁受電器は半円環体のコア２２を含む。コア の周囲に複数の導電体巻線２０が巻かれる。十分な数の導電体巻線をコアの周囲 に巻いてＬＥＤチップを励起するために要する約４ｍＡの直流電流を供給するた めに、この目的のために使用する導電体の直径は、たとえば、３０ゲージ以下と 、十分に細くなければならない。原型装置では各半円環体コアに約３１ｃｍ（１ ０フィート）より長い導電体を巻いた。半円環体コア２２はフェライト材料で構 成することが好ましい。この材料は透磁率が比較的高く、磁気履歴が低いから電 磁コイルを製作するために適当であるが、電磁コイルを製作する技術の当業者に よって適当であることが知られているその他の材料もこの目的のために代わりに 使用できる。 第１図に示す好適な実施形態は電磁受電器１８を４つだけ含むが、またはそれ より少なかったり、それより多くの電磁受電器を代わりに超小型光源ビードに含 ませることができることも考えている。また、光源ビードの両方の球面から光が 放出されるように、間に電磁受電器を挟んで構成した２つの発光器を含む超小型 光源を製作することが望ましいこともある。この場合には、誘導された交流電流 の正の半サイクルを用いてＬＥＤチップの１つを励起し、他のＬＥＤチップを負 の半サイクルを用いて励起するから、使用することが随意である整流器チップ１ ４を含む必要はない。第２図に示す超小型光源ビード１０′の第２の実施形態は 電磁受電器が一層平らであるために、この実施形態はこの目的のために適当であ る。ＬＥＤチップは電磁受電器の両側に一層容易に装着できる。 第１図に示す第１の実施形態では、各電磁受電器１８の半円環体コア２２のホ ーンすなわち外側に面する端部が異なる向きに向けられるように、電磁受電器１ ８は整流器チップ１４の下に装着される。この図に示すように、各電磁受電器１ ８は整流器チップ１４の下面に対して約４５°で全体として下向きに曲げられ、 かつ整流器チップの四隅に全体として整列させられる。電磁受電器が異なる向き に向くように電磁受電器を装着する目的は、光源ビードが治療部位に注入された 後では、比較的ばらばらの向きの光源が１つまたは複数の電磁受電器に電力が電 磁的に結合されることを妨害しないようにするためである。超小型光源にただ１ つの電磁受電器が設けられたとすると、ＬＥＤチップ１２を励起するために十分 な電流を電磁受電器内に誘導することが可能ではないことがある。種々の向きに 向けられた複数の電磁受電器を含ませることにより、少なくとも１つの電磁受電 器のコア２２が患者の体の最も近くの外面に向けられることにより、電力を電磁 受電器に効果的に結合するように、少なくとも１つの電磁受電器を向けるべきで ある。 この超小型光源の製作中は、各電磁受電器を適当な接着剤で整流器チップ１４ の下面の所定の場所に一時的に留めておき、整流器チップの下面に配置されてい るパッド（第１図には示していない）に導電体コイル２０をリード２４と２６を 介して電気的に接続する（接合する）。その後で、この組立てたものをシリコー ンなどの、光透過性かつ生体親和性の材料中に入れてそれを完全に封じ、ＬＥＤ チップ１２と、使用が随意の整流器チップ１４と、拡散レンズ１６と、複数の電 磁受電器１８とを完全に包み込む。光源ビード１０が超小型であるために、最少 限の外科技術を用いて、または下記のように外科手術なしに、光源は患者の体内 の治療部位に埋め込みすなわち注入可能になる。更に、複数の超小型光源を治療 部位内の種々の離隔されている場所に埋め込むことができ、ＰＤＴを施される治 療部位の種々の部分を、各超小型光源ビード内のＬＥＤチップ１２により発生さ れた光を離隔された場所で同時に照射できる。 第２の実施形態では、光源ビード１０′（第２図に示す）は４つの電磁受電器 １８′を含む。それらの電磁受電器は整流器チップ１４の下面に対して平らに装 着される。リード２４と２６が、各電磁受電器の半円環体コア２２の周囲に巻か れている導電体２０の両端をパッド３０に電気的に接続する。パッドは整流器チ ップ１４の下面の隅の近くに配置される。パッド３０には金めっきを施す。パッ ドにリード２４、２６が接合される。その他の全ての点では、超小型光源ビード １０′は第１図に示す第１の実施形態と同じである。 電磁送電器３４の好適な実施形態を第３図に示す。電磁送電器３４は上記超小 型光源ビードに使用する電磁受電器をはるかに大きくしたものである。この電磁 送電器は半円環体形のフェライトコア３８を含む。このコアの周囲に複数の導電 体巻線３６が巻かれる。トランスおよび電磁コイルの製作技術に通じている者に は明らかであるように、高い透磁率と比較的小さい磁気履歴を持つ他の材料をコ アに使用できる。第３図には示していないが、導電体巻線３６の周囲に絶縁テー プを巻くことができ、または電磁送電器を樹脂に浸して導電体巻線をコアに固定 および安定させる被覆を形成できる。導電体の一端からの戻りリード４０が、交 流電源４８（第４図は示す）に結合される２本のリード４２の１本を構成する。 第４図を参照する。ブロック図が、複数の電磁送電器３４から超小型光源１０ または１０′内の電磁受電器へ電力を好ましくは電磁的にどのようにして結合さ れるかを示す。第４図は使用中の２つの電磁送電器３４のみを示すが、使用され る追加の各電磁送電器が電磁受電器内に誘導される電力を増加させるから、ＬＥ Ｄチップを励起するために適切な電力が光源ビードに結合されるように、３つ以 上の電磁送電器を使用することもある。第４図では、超小型光源ビードは患者４ ４の体内の治療部に４７に埋め込まれている。研究室での試験で、患者の体表面 近くに配置されている２つまたはそれ以上の電磁送電器３４が、約４ｍＡの電流 で１つのＬＥＤチップ１２を励起するために十分な電力を、４ないし６ｃｍの組 織を通じて複数の電磁受電器に非侵襲的に結合できる。交流電源４８が電磁送電 器に結合され、好適な実施形態においては、それらを付勢する交流電流を供給し て約７０ＫＨｚの無線周波数の電磁界を生ずる。複数の電磁送電器３４により発 生された組合わせられた電磁界は、１つまたは複数の電磁受電器１８または１８ ′に結合して、同じ無線周波数の対応する交流電流を電磁受電器中に誘起させる 。複数の電磁受電器は相互に並列接続され、かつＬＥＤチップ１２と使用が随意 である整流器チップ１４とに直列接続される。使用が随意である整流器チップ１ ４は、電磁受電器１８と１８′に誘導された電流波形の正のサイクルと負のサイ クルが、ＬＥＤチップ１２を励起するために加えられるようにするために設けら れた全波整流器である。ＬＥＤチップ１２は正電流がチップのアノードから接合 部を通ってカソードへ流れたときにのみ光を放出する。したがって、全波整流さ れた直流電圧がＬＥＤチップ１３の入力端子に加えられなければ、電磁受電器中 に誘導された電流の１つの半サイクルの間導通するだけである。しかし、各サイ クルの１つの半分中だけＬＥＤチップを動作させるために十分な電流を誘導する ことが可能であり、かつ無線周波数では、ＬＥＤチップ１２からの光出力がほと んど連続であるから、整流器チップは要求されない。 第５図は注射器５８と針６０を用いて脳腫瘍４６の内部に超小型光源ビード１ ０（または１０′）を埋め込むための１つの技術を示す、患者の脳５６の断面図 ５０を示す。超小型光源ビードは適当な担体流体内に浮遊させられ、注射器内に 吸い上げられる。担体流体は塩分を含む流体とすることができるが、その代わり に、治療部位における組織または器官を光に対して感度を持つようにする適当な ＰＤＴ光反応剤を含むようにもできる。この目的のために使用できることがある 光反応剤は、フタル化シアニン、ポルフィリン、アラニン、塩素、プルプリン、 フェオホルビド、およびカチオン染料を含む。この光反応剤のリストは、本発明 に使用できる多くのそのような物質が知られていることを示すために提供しただ けである。使用する光反応剤は治療部位でＰＤＴを施す組織または器官を鋭敏化 処理する。光反応剤の吸収波長または吸収波帯はＬＥＤチップ１２により放出さ れる光の波長または波帯とほぼ同じである。たとえば、濃度が５マイクログラム ／ｍｌのフェオホルビドなどの光反応剤を治療部位に注入できる。その後に、波 長が６６０ｎｍの光を放出するＬＥＤチップ１２を使用すべきである。その波長 は特定の光反応剤により賦活された組織の吸収波長にほぼ同じである。 針６０は頭皮５２の小さな切り込みと、その後で頭骨に開けられた下側の穴と を通じて挿入される。針は脳組織５６を通って脳腫瘍４６内に入る。光反応剤は 治療部位に別々に加えることができ、または超小型光源を針６０を通じて脳腫瘍 内へ運ぶ担体流体として使用できる。ビード内のＬＥＤチップが誘導結合された 電力により励起されると、治療部位において光反応剤により鋭敏化処理された悪 性組織は殺され、それにより脳腫瘍を縮小させる。 第５図に示す例では、脳腫瘍４６は腫瘍全体にわたって分布する複数の点にお いてＰＤＴを要するほど十分に大きい。したがって、患者の頭骨に開けるために 小径ドリル（図示せず）を用いて脳腫瘍に接近できた後で、針により開けられた 一連の穴６２を通じて針６０と注射器５８とによって据えられた場所に、いくつ かの追加の超小型光源ビード１０が示されている。超小型光源ビードは大きな外 科手術を要せずに（頭皮に小さい切り込みをつけ、頭骨に小さい穴を開けるだけ である）脳腫瘍内に超小型光源を埋め込むのであるから、患者に対する完全に侵 襲的な外科手術による外傷その他の望ましくない影響がほぼ完全に解消される。 ビードの１つの内部の各ＬＥＤチップ１２により放出された光の強さは比較的 低く、約１０マイクロワット／ｃｍ²であるから、ＰＤＴは長い時間、たとえば 、７２時間、にわたって継続しなければならない。しかし、発明の背景において 引用した先行技術特許に述べられているように、比較的低い光レベルで長くＰＤ Ｔを行うと、高い光レベルで短い時間ＰＤＴを行うよりも一層効果があることが 判明している。したがって、脳腫瘍４６または体の種々の部分内の治療部位にお けるその他の望ましくない組織は、本発明を用いて容易に消滅させることができ る。 第６図は超小型光源ビード１０を脳腫瘍４６内に（または異なる治療部位内に ）埋め込むための他の手法を示す。この代替法では、治療部位内にカテーテル６ ６を挿入し、そのカテーテルを、光反応剤および超小型光源ビードをＰＤＴを施 す場所に注入する通路として使用する。カテーテルを使用することの１つの利点 は、カテーテル内の光束の直径を大きくでき、それにより、電流を発生する直径 が約５ｍｍの超小型ビードを、穴が小さい針を通じるよりも一層容易に治療部位 に挿入できるようにすることである。 第７図に示すように、各超小型光源ビード内のＬＥＤを励起するために十分な 電力が１つまたは複数の電磁受電器中に誘導されるようにするために、治療部位 の周囲の種々の離隔されている点に複数の電磁送電器３４を配置することが好ま しい。この例では、脳腫瘍４６の周囲のアレイ６８内にただ４つの電磁送電器３ ４が示されている。このアレイは患者７０の頭骨を囲んでいる。その患者は横た わった位置にある様子が示されている。図示していないが、電磁送電器を希望の 位置に安定させるクランプその他の器具を用いる。電磁送電器３４により発生さ れた電磁界に組織が長時間さらされると、望ましくない副作用を生ずることがあ るから、電磁送電器を構成している半円環体の端部の間の組織が患者の頭骨の周 囲（または患者の体のＰＤＴを施す他の部分の周囲）の種々の点に配置されて、 電磁送電器と超小型光源ビードの間の組織が、ＰＤＴの持続時間と比較して比較 的短い時間だけ電磁界にさらされるようにするために、電磁送電器を異なる位置 に始終動かすことを意図している。それにより、そのような組織に加えられる強 い電磁界の有害な作用は最少にされる。 脳腫瘍の治療に加えて、患者の体内でＰＤＴを施すほとんど任意の治療部位で 本発明を使用できることを意図するものである。超小型光源ビードを治療部位に 配置するために、たとえば、カテーテルを使用すると、ＰＤＴに必要な光源を埋 め込むために治療部位を開いて十分に露出させるのに外科手術に依存することな く、体のほとんどの場所にも到達することが可能である。また、超小型光源ビー ドを患者の血流中に注入して身体中に循環できるようにし、循環系のうち外部電 磁送電器が希望の治療部位の近くに配置される選択した部分で、またはビードが より細い毛細血管を通ることができないために詰まる所定の点でのみ電力を供給 されるようにすることも意図する。それらの光源ビードは生体親和性物質で製作 されるから、ＰＤＴ治療が終わってもそれらの光源ビードを体から取り出す必要 はない。その代わりに、それらの光源ビードをそこに放置しても患者に有害な結 果は生じない。 本発明を好適な実施態様に関連して説明したが、多くの変更を以下の請求の範 囲内で行えることを当業者は理解されるであろう。したがって、発明の範囲は上 の説明によっては決して限定されないことを意図するものであり、その代わりに 以下の請求の範囲により完全に決定されるものである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． （ａ）支持基体を含み、電流により励起されると希望の波長または波帯 の光を生ずる発光器と、 （ｂ）発光器に電気的に接続され、おのおのがコアと、このコアの周囲に巻か れた導電体の複数の巻線とを備える複数の電磁受電器であって、複数の電磁受電 器は、発光器に加えられてそれを励起する電流を誘導させてその電流を電磁受電 器に流させる外部の電磁送電器に電磁的に結合されるようにされた複数の電磁受 電器と、 （ｃ）発光器と複数の電磁受電器とを囲んでビードを形成する、生体親和性を 持つ光透過物質と、 を備え、前記ビードは内部治療部位に挿入されて、光を治療部位に照射すること により光力学治療を行うようにされる、内部治療部位に挿入されてその部位で光 力学治療を行う超小型光源。 ２． 複数の電磁受電器のおのおののコアは半円環体を成す請求項１記載の超 小型光源。 ３． 複数の電磁受電器のおのおののコアは、特徴的な高い透磁率と低い磁気 履歴とのために選択した金属材料を含む請求項１記載の超小型光源。 ４． 治療部位に挿入された時のビードの向きとは無関係に、外部電磁送電器 との結合を改善するために各半円環体は相互に異なる向きに向けられる請求項２ 記載の超小型光源。 ５． ビードは全体として球状であって、その直径は５ｍｍより短い請求項１ 記載の超小型光源。 ６． 発光器はＬＥＤで構成される請求項１記載の超小型光源。 ７． 発光器により放出された光を拡散させるために配置されるレンズを更に 備える請求項１記載の超小型光源。 ８． （ａ）電流により励起されると希望の波長または波帯の光を放出する光 源と、 （ｂ）光源に接続される複数の導電体巻線が周囲に巻かれたコアを含む電磁受 電器と、 （ｃ）光源と電磁受電器とを囲んで、患者の体内に挿入されるようにされたチ ューブを通る寸法のビードを形成する生体親和性を持つ光透過シースと、 （ｄ）交流電圧を生ずる電源と、 （ｅ）電源に接続され、電源により電力が供給された時に電磁受電器に電磁的 に結合されことにより交流電流を誘導し、その交流電流をコアの周囲に巻かれて いる導電体に流し、その交流電流を用いて光源を励起して治療部位で光力学治療 を行う光を発生させる電磁送電器と、 を備え、前記チューブはビードと、それに含まれている光源とを治療部位へ送る ためのものである、希望の波長または波帯の光を患者の体内の治療部位に照射し て治療部位の光力学治療を行う装置。 ９． 電磁受電器に接続され、光源を励起するために使用する直流電流へ交流 電流を変換する整流器を更に備える請求項８記載の装置。 １０． 光源に接続され、電磁送電器との電磁結合を改善するためにおのおの が異なる向きに向けられる少なくとも１つの他の電磁受電器を更に備える請求項 ８記載の装置。 １１． 電磁受電器のコアは半円環体である請求項８記載の装置。 １２． 電磁送電器は、電源に接続される複数の導電体巻線が周囲に巻かれた 半円環体コアを備える請求項８記載の装置。 １３． 電源に接続される電磁送電器のアレイを更に備え、電磁受電器との電 磁結合を改善するために、前記電磁送電器は治療部位の周囲に種々の向きで離隔 された位置に配置される請求項８記載の装置。 １４． アレイを構成する各電磁送電器は半円環体コアを備え、半円環体コア の両端部は治療部位に向けられる請求項１３記載の装置。 １５． チューブは針を備え、光源を包んでいるビードを治療部位に注入する ために、その針は注射器に連結される請求項８記載の装置。 １６． チューブはカテーテルを構成し、そのカテーテルの末端部は内部の治 療部位に経皮的に配置される請求項８記載の装置。 １７． ビードの内部の、光源を覆う位置に配置された拡散レンズを更に備え 、その拡散レンズは光源により放出された光を拡散して、治療部位を一層十分に 照射する請求項８記載の装置。 １８． （ａ）内部に電磁受電器を包み込んでいる光透過性のビードの内部に 封じ込まれて、希望の波長または波帯の光を放出する超小型光源を用意する過程 と、 （ｂ）ビードを内部の治療部位内に注入する過程と、 （ｃ）外部電源から電力を電磁受電器に電磁的に結合して、超小型光源を励起 する電流を電磁受電器中に誘導させて流すために、外部電源から電力を電磁受電 器に電磁結合する過程と、 を備える、光力学治療を行うために希望の波長または波帯の光を内部の治療部位 に照射する方法。 １９． 電磁結合する過程は、治療委部位の近くで外部に配置されている電磁 送電器に外部電源を結合する過程を備える請求項１８記載の方法。 ２０． 外部電源に結合される複数の電磁送電器を設ける過程を更に備え、複 数の電磁送電器のおのおのは半円環体コアを有し、各コアの両端は内部治療部位 の周囲でアレイ内の種々の向きに向けられる請求項１９記載の方法。 ２１． 患者の体のうち、電磁送電器とビードとの間にある部分が電磁束にさ らされることを最少にするために、電磁送電器を周期的に動かす過程を更に備え る請求項２０記載の方法。 ２２． 電磁結合する過程は、複数の電磁受電器をビードの内部に設ける過程 を更に備え、電磁結合の効率を向上させるために前記複数の電磁受電器は異なる 向きに向けられる請求項１８記載の方法。 ２３． 各電磁受電器は両端を有する半円環体コアを有し、半円環体コアの周 囲に複数の導電体巻線が巻かれる請求項２２記載の方法。 ２４． 光を受ける治療部位の面積を増大するために、光源により放出された 光を拡散する過程を更に備える請求項１８記載の方法。 ２５． 注入する過程は、ビードを含んでいる注射器に連結されている針の末 端部を治療部位に挿入して、ビードを注射器から針を通じて治療部位に押し出す 過程を備える請求項１８記載の方法。 ２６． 注入する過程は、ビードを含んでいる注射器に連結されているカテー テルの末端部を治療部位に挿入して、ビードを注射器からカテーテルを通じて治 療部位に押し出す過程を備える請求項１８記載の方法。 ２７． 複数のビードを治療部位の離隔された場所に注入する過程を更に備え る請求項１８記載の方法。 ２８． 光源はＬＥＤで構成される請求項１８記載の方法。 ２９． 誘導された電磁受電器内を流れる電流は交流であり、交流電流を整流 して、光源に入力されてそれを励起する電流を生ずる過程を更に備える請求項１ ８記載の方法。