JPH11511369A - 光力学的診断用装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は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を備える少くとも１つの光源を配設した照明系と；−前記照明系の光を治療および／または被診組織領域に向ける光搬送ユニットと；−前記組織領域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と；を備える装置に関するものである。本発明は、本発明装置の光搬送ユニットにおける、また像生成ユニットにおける最終分光透過率が、一方では刺戟用に用いられる範囲からλの波長をもち、本来相対的に高い光度を有する光で本装置の像生成ユニットを介して隣接像平面に「到達」するものは事実上何もないが、一方、蛍光が起こる範囲からλの波長をもつ光は、それが被照明組織から到来しても照明系から到来しない場合に限り、隣接する像平面に到達するが、他方では本装置の光搬送ユニットの、また像生成ユニットの最終分光透過率が被照明組織領域が、刺戟スペクトルの範囲にもあるいは蛍光スペクトルの範囲のいずれにもない１つの波長の光で非常に強く照明されるので、検査人がこの波長の範囲の直接反射される光のため、前記蛍光放射に関係なく被照明組織領域の細部を感知できる特徴を有する。

Description

【発明の詳細な説明】 光力学的診断用装置 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 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２００ ｍ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６３０ｎ ｍ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５ ｍｍ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（ｓｉｎｇｕｌ ｅｔ）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５ ０ｎｍ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、例えば標準白色光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％ Ｔ_i（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２ ｍｍ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用顕微鏡の 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５ ０ｎｍ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、像はビデオカメラ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９ ０％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９ １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５ ０ｎｍ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。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９７年１１月１４日 【補正内容】 補正書 「１．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）を備える少くとも１つの光源を配設した照明系と； −前記照明系の光を治療および／または被診組織域（７）に向ける光搬送ユニッ ト（２、５、２１）と； −前記組織域（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、前記光搬送ユニットの最終分光透過率Ｔ₁（λ）が前記フォトセンシ 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；前記撮像ユニ ットの最終分光透過率Ｔ_b（λ）が前記フォトセンシビリセーターとは別に前記 徂織の蛍光スペクトルに適用される装置で、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は波長範囲が最大５０ｎｍ内にある時 に限り、５％以上の分光透過率をもつことを特徴とする「体内」診断用装置。 ２．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、 −少くとも１つの光源を配設された照明系と； −前記照明系を治療および／または被診組織域に向ける光送信ユニット（２、５ 、２１）と； −前記組織域（７）から到来する光を隣接する像平面（１３）に撮像する撮像、 像記録および像送信ユニット（３１、３２、４、８）と； を備え、前記光搬送ユニットの最終分光透過率Ｔｉ₁（λ）が前記フォトセン シ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第１のパス 域と、第２のパス域とを配設されていることと；前記撮像ユニットの最終分光透 過率Ｔ_b（λ）に前記フォトセンシビリセーターとは別に前記組織の蛍光スペク トルに適用される第１のパス域を配設する状態にある装置であり、前記撮像ユニ ットの最終分光透過率に第２のパス域を配設し、その波長が前記蛍光刺戟スペク トルの波長と前記蛍光スペクトルの波長の間にあることと；前記撮像ユニットの 最終分光透過率Ｔ_b（λ）に第２のパス域を配設し、その波長が前記蛍光刺戟ス ペクトルの波長と前記蛍光スペクトルの波長の間にあることと；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透過率が、前記第２のパス域 にある限り５％以上の分光透過率をもつが、さもなければ前記波長範囲で５％以 下であることを特徴とする「体内」診断用装置。 ３．前記撮像ユニットの前記第１と前記第２のパス領域がほぼ相補的であるこ とを特徴とする請求項２記載の装置。 ４．前記照明系に複数の光源を配設し、その１つがランプ系と別に少くとも１ つのレーザー系とを備える広帯域光源であることを特徴とする請求項１乃至３の いずれか１項記載の装置。 ５．前記照明系の前記光源のどれもが前記光搬送ユニットに連結されることを 特徴とする請求項４記載の装置。 ６．前記光送信ユニットと前記撮像ユニットの透過率透過性が１つもしくは複 数の素子により設定されることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項記載 の装置。 ７．前記透過率特性が、前記誘導蛍光の全光度が組織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 とする請求項６記載の装置。 ８．前記光学素子が照明光路と別々に観察光路に配置できるフィルター系（９ 、９１、９２、９３）であることを特徴とする請求項６または７記載の装置。 ９．前記照明光路に配置できる前記フィルター系と、前記観察光路に配置でき る前記フィルター系がほとんど相補的フィルター特性を備えることを特徴とする 請求項８記載の装置。 10．前記２つの相補的フィルターの曲線が５０％以下の個々の系の最終透過率 で交差することを特徴とする請求項１または９記載の装置。 11．前記照明光路にある前記フィルター系に前記光路に配置できる少くとも２ つのそのうちの片方のフィルターが熱安定性干渉フィルター（９１）で、他方の フィルターが熱安定性熱保護フィルター（９２）、詳述すれば干渉フィルターの ２つのフィルターを配設することを特徴とする請求項８乃至１０のいずれか１項 記載の装置。 12．前記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が用いられ る場合、前記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請求項１１記載の装置。 13．前記熱安定性干渉フィルター（９１）の目詰まり係数が、ほぼ４０７ｎｍ の波長における前記パス領域の透過率に対し、６３０ｎｍの波長で、１０００を 超えることを特徴とする請求項１２記載の装置。 14．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）＝５０％ Ｔ₁（λ＝６００−６６０ｎｍ）＜０．１％ を備えることを特徴とする請求項１、１２もしくは１３記載の装置。 15．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、１２または１３記載の装置。 16．透過率が５０％となる波長の許容量が±２ｎｍであることを特徴とする請 求項１４または１５記載の装置。 17．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１２乃至１６のいずれか１項記載の装置。 18．前記熱安定性干渉フィルター（９１）が前記照明光路に配置されて診断手 順だけを行うことを特徴とする請求項９乃至１７のいずれか１項記載の装置。 19．前記全システムの最終透過率が４３０乃至４６０ｎｍの範囲内に限り５％ 以上であり、かつ前記範囲内で１５％以下の最大値に達することを特徴とする請 求項１もしくは３乃至１８のいずれか１項記載の装置。 20．前記フィルター（９１、９２、９３）の前記光路からの取外しは、監視信 号がそれに手段を与える場合に限り可能であることを特徴とする請求項８乃至１ ９のいずれか１項記載の装置。 21．前記フィルター系のキャリヤー材料が石英もしくは耐熱ガラス材料である ことを特徴とする請求項８乃至２０のいずれか１項記載の装置。 22．前記光源（６）に少くとも１つの放電燈を配設することを特徴とする請求 項１乃至２１のいずれか１項記載の装置。 23．前記放電燈がキセノン放電燈であることを特徴とする請求項２２記載の装 置。 24．前記光搬送ユニットに、０．４５を超える開口数をもつ少くとも１つのフ ァイバーを備える光導体（２１）を配設することを特徴とする請求項１乃至２３ のいずれか１項記載の装置。 25．前記ファイバーのバー材料が石英と、熱安定性材料の覆からなることを特 徴とする請求項２４記載の装置。 26．前記照明系の放電燈に、直径が２ｍｍ以下のフォーカルスポットと、０． ４５以上の光を発生させる開口数を施した楕円反射器を配設することを特徴とす る請求項２４または２５記載の装置。 27．前記照明系の放電燈に、直径が２ｍｍ以下のフォーカルスポットとパラボ ラ反射器および少くとも１つの非球面の表面をもつレンズ系を施した集束ユニッ トを配設することを特徴とする請求項２５または２６記載の装置。 28．前記照明系が刺戟波長が可変になるような方法で設計されることを特徴と する請求項１乃至２７のいずれか１項記載の装置。 29．前記ビデオユニット（８）が前記像平面に配置されていることを特徴とす る請求項１乃至２８のいずれか１項記載の装置。 30．前記ビデオユニット（８）にＣＣＤレコーダーを配設することと、前記放 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レコーダーの光同化相だけに起 こるような方法で調節することを特徴とする請求項２９記載の装置。 31．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 する請求項３０記載の装置。 32．前記ビデオユニットに可変露光整定を配設することを特徴とする請求項２ ９乃至３１のいずれか１項記載の装置。 33．前記ビデオユニットの出力信号が画像処理システム（１０）に適用される ことを特徴とする請求項２９乃至３１のいずれか１項記載の装置。 34．前記画像処理システムが画かれたカラー像の色調範囲をフェードアウトす ることを特徴とする請求項３３記載の装置。 35．前記画像処理システムは、ＲＧＢ処理の場合、青および／または緑チャン ネルをコントラスト強化のためオンとオフに切換えることを特徴とする請求項３ ４記載の装置。 36．前記画像処理システムが画かれたカラー像でシャットル状にフェードアウ トした色調範囲に溶暗することを特徴とする請求項３４または３５記載の装置。 37．前記画像処理システムがＨＳＩ変成を行うような方法で設計されることを 特徴とする請求項３４乃至３６のいずれか１項記載の装置。 38．前記画像処理システムが、可能性のある腫瘍決定のため、それが像の個々 の点におけるコントラスト比値を算出して最大蛍光波長を求めることを特徴とす る請求項３４乃至３７のいずれか１項記載の装置。 39．前記画像処理システムが、フォトセンシビリセーターとしてデルタアミノ レブリン酸が用いられる場合、波長６３０ｎｍの、最大５０ｎｍの範囲の光度に 対するコントラスト比を算出し、前記全システムが５％以上の分光透過率を備え ることを特徴とする請求項３８記載の装置。 40．前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットが顕微鏡内に組込まれていること を特徴とする請求項１乃至３９のいずれか１項記載の装置。 41．前記顕微鏡の神経学もしくは眼科学検査用の顕微鏡であることを特徴とす る請求項４０記載の装置。 42．前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットが内視鏡内に組込まれていること を特徴とする請求項１乃至３９のいずれか１項記載の装置。 43．前記光搬送ユニットの能動光透過性全横断面が４ｍｍ²を超えないことを 特徴とする請求項４２記載の装置。 44．前記光源が周知の内視鏡光源であることを特徴とする請求項４２または４ ３記載の装置。 45．前記光源の電力入力が少くとも３００ワットであることを特徴とする請求 項４４記載の装置。」 明細書 光力学的診断用装置 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５３７１６ ２４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２００ ｍ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っづいて、前記フォトセンシビリセ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＪＰ，ＵＳ (72)発明者 ステップ．ヘルベルト ドイツ連邦共和国．デ−82152．プラネッ グ．リチャード．ワーナー．ストラーセ. 63 (72)発明者 アーハルド．アンドレ ドイツ連邦共和国．デ−78532．タットリ ンゲン．ベルグストラーセ．59 (72)発明者 ストルボル．カールハインツ アメリカ合衆国．01518．マサチューセツ 州．フィスクデール．フィンリー．ロー ド．20 【要約の続き】 いは蛍光スペクトルの範囲のいずれにもない１つの波長 の光で非常に強く照明されるので、検査人がこの波長の 範囲の直接反射される光のため、前記蛍光放射に関係な く被照明組織領域の細部を感知できる特徴を有する。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．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 トセンシ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）が前記フォトセンシビリセー 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を特徴とする「体内」診断用装置。 ２．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、 −少くとも１つの光源を配設された照明系と； −前記照明系を治療および／または被診組織領域（７）に向ける光送信ユニット （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（１３）に撮像する撮像 、像記録および像送信ユニット（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Ｔｉ₁（λ）が前記フ ォトセンシ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第 １パス領域と、波長が前記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のパス領域とが配設されていることと；前記撮像ユニットの最終 分光透過率Ｔ_b（λ）が前記フォトセンシ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第１のパス領域と同一の波長範囲にある第２のパス領域 とが配設されていることと；前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットからなる全 システムの最終透過率が前記第２のパス領域にある限り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で５％以下の状態にあることを特徴とす る「体内」診断用装置。 ３．前記撮像ユニットの前記第１と前記第２のパス領域がほぼ相補的であるこ とを特徴とする請求項２記載の装置。 ４．前記照明系に複数の光源を配設し、その１つがランプ系と別に少くとも１ つのレーザー系とを備える広帯域光源であることを特徴とする請求項１乃至３の いずれか１項記載の装置。 ５．前記照明系の前記光源のどれもが前記光搬送ユニットに連結されることを 特徴とする請求項４記載の装置。 ６．前記光送信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を特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項記載の 装置。 ７．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 徴とする請求項６記載の装置。 ８．前記光学素子が照明光路とは別に観察光路に配置できるフィルター系（９ 、９１、９２、９３）であることを特徴とする請求項６または７記載の装置。 ９．前記照明光路に配置できる前記フィルター系と、前記観察光路に配置でき る前記フィルター系がほとんど相補的フィルター特性を備え、詳述すればほぼ正 確に切欠いたフィルターであることを特徴とする請求項８記載の装置。 10．前記２つの相補的フィルターの曲線が５０％以下の個々のシステムの最終 透過率で交差することを特徴とする請求項１または９記載の装置。 11．前記照明光路にある前記フィルター系に前記光路に配置できる少くとも２ つのそのうちの片方のフィルターが熱安定性干渉フィルター（９１）で、他方の フィルターが熱安定性熱保護フィルター（９２）、詳述すれば干渉フィルターの ２つのフィルター（９１）を配設することを特徴とする請求項８乃至１０のいず れか１項記載の装置。 12．前記フォトセンシ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、前記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請求項１１記載の装置。 13．前記フィルター（９１）の目詰まり係数がほぼ４０７ｎｍの波長における 前記パス領域の透過最大率に対し６３０ｎｍの波長で１０００を超えることを特 徴とする請求項１２または１３記載の装置。 14．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１、１２もしくは１３記載の装置。 15．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、１２または１３記載の装置。 16．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１４または１５記載の装置。 17．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１２乃至１６のいずれか１項記載の装置。 18．前記熱安定性干渉フィルター（９１）が前記照明光路に配置されて診断手 順だけを行うことを特徴とする請求項９乃至１７のいずれか１項記載の装置。 19．前記全システムの最終透過率が４３０乃至４６０ｎｍの範囲内の時に限り ５％以上であり、前記範囲内でほぼ５０％、好ましくはほぼ１５％乃至３５％以 下の最大値に達することを特徴とする請求項１または３乃至１８のいずれか１項 記載の装置。 20．前記フィルター（９１、９２、９３）の前記光路からの取外しは、監視信 号がそれに手段を与える場合に限り可能であることを特徴とする請求項８乃至１ ９のいずれか１項記載の装置。 21．前記フィルター系のキャリヤー材料が石英もしくは耐熱ガラス材料である ことを特徴とする請求項８乃至２０のいずれか１項記載の装置。 22．前記光源（６）に少くとも１つの放電燈を配設することを特徴とする請求 項１乃至２１のいずれか１項記載の装置。 23．前記放電燈がキセノン放電燈であることを特徴とする請求項２２記載の装 置。 24．前記光搬送ユニットに、０．４５を超える開口数をもつ少くとも１つのフ ァイバーを備える光導体（２１）を配設することを特徴とする請求項１乃至２３ のいずれか１項記載の装置。 25．前記ファイバーの芯材料が石英と熱安定性材料の覆いからなることを特徴 とする請求項２４記載の装置。 26．前記照明系の放電燈に、直径が２ｍｍ以下のフォーカルスポットと、０． ４５以上の光を発生させる開口数を施した楕円反射器を配設することを特徴とす る請求項２４または２５記載の装置。 27．前記照明系の放電燈に、直径が２ｍｍ以下のフォーカルスポットとパラボ ラ反射器および少くとも１つの非球面の表面をもつレンズ系を施した集束ユニッ トを配設することを特徴とする請求項２５または２６記載の装置。 28．前記照明系が刺戟波長が可変性になるような方法で設計されることを特徴 とする請求項１乃至２７いずれか１項記載の装置。 29．前記像表面にビデオユニット（８）が配設されることを特徴とする請求項 １乃至２８いずれか１項記載の装置。 30．前記ビデオ装置（８）にＣＣＤレコーダーを配設することと、前記放電燈 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を特徴とする請求項２９記載の装置。 31．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 とする請求項３０記載の装置。 32．前記ビデオユニットに可変露光整定を配設することを特徴とする請求項２ ９乃至３１のいずれか１項記載の装置。 33．前記ビデオユニットが画像処理システム（１０）に適用されることを特徴 とする請求項２９乃至３２のいずれか１項記載の装置。 34．前記画像処理システムが画かれたカラー像の色調範囲をフェードアウトす ることを特徴とする請求項３３記載の装置。 35．前記画像処理システムは、ＲＧＢ処理の場合、青および／または緑チャン ネルをコントラスト強化のためオンとオフに切換えることを特徴とする請求項３ ４記載の装置。 36．前記画像処理システムが画かれたカラー像でシャットル状にフェードアウ トした色調範囲に溶暗することを特徴とする請求項３４または３５記載の装置。 37．前記画像処理システムがＨＳＩ変成を行うことを特徴とする請求項３４乃 至３６のいずれか１項記載の装置。 38．前記画像処理システムが、可能性のある腫瘍を決定するために像の個々の 点におけるコントラスト比値を算出して最大蛍光波長を求めることを特徴とする 請求項３４乃至３７のいずれか１項記載の装置。 39．前記画像処理システムが、フォトセンシビリセーターとしてデルタアミノ レブリン酸が用いられる場合、波長６３０ｎｍの、最大５０ｎｍの範囲の光度に 対するコントラスト比を算出し、前記全システムが５％以上の分光透過率を備え ることを特徴とする請求項３８記載の装置。 40．前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットが顕微鏡内に組込まれていること を特徴とする請求項１乃至３９のいずれか１項記載の装置。 41．前記顕微鏡が神経学もしくは眼科学検査用の顕微鏡であることを特徴とす る請求項４０記載の装置。 42．前記光搬送ユニットと前記撮像ユニットが内視鏡内に組込まれていること を特徴とする請求項１乃至３９のいずれか１項記載の装置。 43．前記光搬送ユニットの能動光透過性全横断面が４ｍｍ²を超えないことを 特徴とする請求項４２記載の装置。 44．前記光源が周知の内視鏡光源であることを特徴とする請求項４２または４ ３記載の装置。 45．前記光源の電力入力が少くとも３００ワットであることを特徴とする請求 項４４記載の装置。