JPS59501299A - 光化学療法による癌治療中に発生する一重項酸素の瞬時濃度を監視する光電装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の名称 光化学療法による癌治療中に発生する一重項酸素の瞬時濃度を監視する光電装置 発明の背景 ■、技術分野 この発明は光化学治療中に生成する一重項の酸素の瞬時濃度を監視することによ り、光化学治療の効果を評価する手段を与え、治療光線の適正な投与量を処方で きるようにした装置及び方法に関する。

２、背景技術 ヘマトポルフィリンの標本を人体に皮下注射した場合、ヘマトポルフィリンは癌 組織に選択的に取り込１れる。

したがって注射後、２．３日経過するとこの悪性組織に累積されるヘマトポルフ ィリンはＤ・なりの濃度となる。

癌組織がヘマトポルフィリンを選択的に取込む現象は臨床面での診断材料として 最初に利用された。紫外線あるいは短波長の可視光線の下で（１癌組織は明るい 赤色の螢光を発するのに対し正常ＴＪ１熾はピンク色を発する。この診断技術を 使用した臨床的研究については、ＲｏＷ。

１１ｅｎｄｅｒｓｏｎ、Ｇ、Ｓ、Ｃｈｒｉｓｔｉｅ、Ｐ、Ｓ、Ｃ１ｅｚｙ及びＪ 。

Ｌｉｎｅｈａｍ　Ｉｃより、Ｂｒ１ｔ　、Ｊ、Ｅｘｐ、Ｐａｔｈｏｌ　、Ｖｏｌ ６１．３２５−３５０頁（１９８０年）に１１ｅｍａｔｏｐｏｒｐｈｙｒｉｎ　 Ｄｉａｃｅｔａｔｅ：４　Ｐｒｏｂｅ　ｔｏ　Ｄｉｓｔｉｎ、ｇｔｔｉｓ　ノ２ ．　ルｉａｌｉｇｎ、ｔｌｎｔ　ｆｒｏｒｎ　ＮｏｒｍａｌＴｉｓｓｌｌｅ　ｂ ｙＳｅｌｅｃｔｉｖｅ　Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ”と題する文献に記載されて いる。また、　Ｄ、Ｒ，ＤｏｉｒｏｎとＡ−Ｅ、Ｐｒｏｆｉ。

による、Ｌａ５ｅｒｓ　ｉｎ　Ｐｈｏｔｏｍｅｄｉｃｉｎｅ　ａｎｔｉ　Ｐｈｏ ｔｏｂｉｏｌｏｇ’／（１９８０年）に記載された”　Ｌａ５ｅｒ　Ｆｌｕｏｒ ｅｓｃｅｎｃｅＢｒｏｎｃｈｏｓｃｏｐ’／　ｆｏｒ　Ｅａｒｌ’／　Ｌｗｎｇ 　Ｃａｎｃｅｒ　Ｌｏｃａｌｌｚａｔｉｏｎ−と題する文献にはレーザー螢光気 管内視鏡を用いてこの赤色螢光を観察して小さな肺癌組織を検出、定位すること が記載されている。

臨床面でのもうひとつの応用は最近始められたもので、悪性組織の治療、破壊へ の応用であり、光化学療法あるいは光線照射療法と呼ばれている。酸素の下で、 ヘマトポルフィリン色素が光により励起される結果として生じる生体破壊作用は 一般に「光力学的作用」と呼ばれている。

上述したように、光化学療法ではまず患者にヘマトポリフィリン色素を皮下注射 する。数日、通常は３日経過するき、相当の量の色素が癌組織にはたまるが正常 組織では消滅する。そこでとの肺癌に治療光線を照射すると、光エネルギーによ り光力学的色素は高エネルギー状態に励起される。直接的な分子内プロセスによ り、色素は組織に存在する酸素分子にエネルギーを伝達し、基底状態にある三重 環酸素分子を一次電子励起状態である一重項の状態＋０２に励起する。この−重 環の酸素１ｏ２は細胞膜を攻撃し、その機能を破壊し、最終的に癌組織を破壊し て壊死をもたらす。

Ｃａｎｃｅｒ　Ｒｅ５ｅｒｃｈ、Ｖｏｌ　８８　、２６２８−２６３５頁（１９ ７８年）に発表された、Ｔｈｏｍｎｓ　Ｊ、Ｄｏｕｇｈｅｒｔｙらにょる”Ｐｈ ｏｔｏｒａ、ｄｉａ、ｔｉｏｎ　Ｔｈｅｒａｐ’ｔ　ｆｏｒ　ｔｈｅ　Ｔｒｅａ ｉｒｎｅｎｔｏｆ　、Ｉｉａｌｉｇｎａｎ、ｔ　Ｔｕｍｏｒｓ″と題する文献に は、治療光線の投与を適量に処方することに関する問題が提起されている。投与 量が少なすきると４瘍の反応は部分的になり不完全となる。逆に照射時間が長ず さ゛たり、強度が強すき゛る場合は正常の皮膚ないし組織も壊死してしまう。こ の文献は治療光線の投与の適正値の決定が困難であることを指摘している。この 問題はきわめて重要な問題であり、光化学療法を体内の深部に着床した腫瘍にも 応用できるようにするために、解決しておかなければならない現在の重要な課題 のひとつである。

発明の概要 発明者の認識するところによれば、満足の行く治療を行うには悪性組織における 一重項の酸素生成率を直接知ることが必要である。発明者は、−重項の酸素生成 には複数の要素が関与していることを見い出した。（１）治療光源は適正の強度 と波長のもので光力学的色素を一重項の励起状態に励起させるものでなくてはな らない。（２）腫瘍内部に局在する酸素１度は、照射前、および色素からのエネ ルギー伝達により酸素を励起する照射期間中において充分高い値でなければなら ない。（３）局所色素濃度は、周りの環境の親水性、疎水性に依存して相当変化 する、（４）　’　０２の消滅率は媒体に依存して相当変化し、一般には脂質よ り水溶性環境下の方が急速に消滅する。したがって、単に入射光線強度と照射時 間を測定するだけでは腫瘍組織内部の一重項の酸素の発生に関する充分な情報を 得ることはできない。したがって、発明者は、光により励起されたヘモトポルフ ィリンの作用中に生成した一重項の酸素量を直接決定する必要があると判断して いる。

発明者の認めるところによれば、酸素量の直接監視は可能である。なぜなら、− 重環酸素分子とその周りの媒体吉の相互作用により、−重項の酸素分子は波長１ ．２７ミクロンの光を発して基底状態にふく射遷移するからである（例、　Ｊ、 Ｇ、Ｐａ、ｒｋｅｒとＩｉ、Ｄ、５ｔａｎｂｒｏによる、Ｊ。

Ａｍ、Ｃｈｅｍ、Ｓｏｃ、１１ｏ１．１０４　、２０６７〜２０６９頁、（１９ ８２年）の＋０ｐｔｉｃａｌ　Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｃ ｏＣｏ１１ｉｓｉｏｎｎｌＬｉｆｅｔｉ　ｏｆ　Ｓｉｎｇｌｅｔ　ＪＩｌｏ１ｅ ｃｕｌａｒ’Ｏｘ’ＪｇｅｎＣＯ２１１１：］ｉｎ　Ａｃｅｔｏｎｅ　ａｎ、ｄ 　Ｄｅｕｔａｒａｔｅｄ　Ａｃｅｔｏｎｅ−）。　この−重環酸素の発光現象に ついては１３ｉｏｐｈ’／５ｉｃｓｃＧＢ）　、　ｌ１ｏｌ　。

２１．７７０頁（１９７６年）にリプリントされたＡ。

Ａ、Ｋｒａｓｎｏｖｓｋｙ、Ｊｒ、による＋ＰｈｏｔｏｓｅｎｓｉｔｉｚｅｄＬ ｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ　ｏｆ　Ｓｉｎｇｌｅｔ　Ｏｘｙｇｅｎ　ｉｎ　５ｏｌ ｕｔｉｏｎ”と題する論文に初めて紹介されている。Ｋｒａｓｎｏｖｓｋｙは溶 液中での一重項酸素の１．２７　ミクロンの発光を確認し、光学的に検出した最 初の人として一般に認められている。

ｆ（ｒｏｓｎｏτｓｋｙはＣＣａ、溶媒でこの発光を検出する手段として低温冷 却した光電子増倍管を用いた。種々の他の溶媒について追加実験がなされている 。例えば、ＰｒｏｃＮａｔ　ｌ　、Ａｃａｄ、Ｓｃｉ、　、Ｖｏｌ　、７６０３ ６０４７頁（１９７９年）にＡ、Ｈ，ＫｈａｎとＫａｓｈａによる”Ｄｉｒｅｃ ｔ　５ｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃＯｂｓｅｖｖａｔｉｏｎ、ｏｆ　Ｓｉｎｇｌｅ ｔ　Ｏｘ’／ｃｔｅｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ、ａ、ｔｌ　２６８　ｎｍ　Ｅｘｃｉ ｔｅｄ　ｂ’／　Ｓｅｎｓｉｔｉｚｉｎｇ　Ｄ’ｙｅｓ　ｏｆＢｉｏｌｏｇｉｃ ａｌ　Ｉｎｔｅｒｅｓｔ　ｉｎ、Ｌｉｑａｉｄ　５ｏｌｕｔｉｏｎ、”及びＣｈ ｅｍ、Ｐｈｙｓ、Ｌｅｔｔ、、Ｖｏｌ、７６（１）８５頁（１９８０年）　Ｋ　 Ｋ、　Ｉ　、Ｓａ、Ｌ　ｏｋｈｉｄｄｉ　ｎｏｖ　、Ｂ、Ｎ、Ｄｚｈａ、ｑａｒ ｏ　ｖ　、　Ｉ　、ＭＢｙｔｅｖａ、、Ｇ、Ｐ、Ｇｕｒｉｎ、ｏｖｉｃｈ、　Ｅ よるＰｈ、ｏ　ｔ　ｏ　ｓ　ｅｎ、ｓｉｔｉｚｅｄＬｒｔｍｉｎ、ｅｓｃｅｎｃ ｅ　ｏｆ　Ｓｉｎｇｌｅｔ　０ｘｙｑｅｎ　ｉｎ、Ｓｏｌ＋ｔｔｉｏｎｓａ、ｔ 　１５９　？１．＋ｎ“。　１．２７ミクロンの発光を検出するため、／（ｈ　 ａ、ｎ　らは熱電１令却したＰｂ５（硫化鉛）咲出器全備えた近赤外ｉｌヅ分光 計を使用し、Ｓａｌ　ｏｋｈｉｄｄｉｎｏυらは液体窒素冷却したゲルマニウム 光ダイオードを使用した。

不発明者は、光センサーを用いて光化学的治療中に生成する一ｌｉ項酸素を」り 定する方法と装置を開発した。この方法占装置は神々の線環のｔ匣瘍に応用でき る。皮膚腫瘍の場合には、光センサーを皮膚の表面近くに設置して呻喝から発す る１、２７ミクロンのふく射を受′＃Ｓする。深部（（できた体内を津賜に対し ては、光ファイバーのプローブを呻鵬Ｖｃ挿入して光センサーにふく射を伝達す る。目の１ｉ１１ｆＩ９に対しでは尤ファイバー／コンタクト・レンズを組合− １ｊ　ｆｌものを用いて１．２７　ミクロンのふく射を集めてた七／サーに送る 。光センサーは不要波長成分を除去する赤外線バンド・バス・フィルタを前置し た光ダイオードで一般に構成される。この用途に最適な光ダイオードは、エビタ キ／ヤル成長させたインジウム・ガリウム・ヒ１　（ＩｎＧａＡｓ）検出器であ る。この検出器（まゲルマニウム素子よりも時間応答性が数段すぐれており、ま た９０００．４以下の励起に対しては比較的低感度なので可視の励起光を赤外励 起光から充分弁別できる。ＩｎＧａＡｓデバイスにおいて、短時間励起光とゆっ くり変化する１０２発光との分離に必要な時間面での区別能力、およびスイクト ル面での区別能力が優れている点は、ＩｎＧａＡｓデバイスがこの用途に適した 検出器であることを示している。

所要の信号対ノイズ比の改善を行うため、光ダイオード出力はロック・イン増幅 器に直接送るが、前置増幅した後、ボックス・カー積分器に送る。いずれを選択 するかは、入射／ｉ１５療光の時間的特性に左右される。処理した信号は２表示 装置に送り、慴瘍内部の一重項酸素の平均レベルの瞬時値を表示する。−１項酸 素レベルを監視することにより、医者又はオイレータは治療照射条件（即ち、強 度、波長、照射角、照射時間等）を変えて一重項酸素レベルを所定の臨床条件を 満足するレベルに調整できる。このように、本発明による方法及び装置は、局所 の生理条件によって生成率が相当変化する一重項酸素の全生成について遠隔監視 を行う手段を提供するものである。

図面の簡単な説明 第１図は感光色素の治療光による励起とその結果生成される一重項酸素に関する 全体のメカニズムを示すグラフである。

第２図はパルス治療光を用いて皮膚腫瘍に生成された一重項酸素を監視するのに 使用する本発明による装置のブロック図である。

第３図は連続治療光を用いて皮膚腫瘍に生成された一重項酸素を監視するのに使 用する本発明による装置のブロック図である。

第４図はパルス治療光を用いて深部にできた腫瘍に生成された一重項酸素を監視 するのに使用する本発明による装置のブロック図である。

第５図は実質上連続治療光を用いて深部哩瘍に生成された一重項酸素を監視する のに用いる本発明による装置のブロック図である。

第６図は目の腫瘍に生成された一重項酸素を監視するためのコンタクト・レンズ ／光フアイバー接続構成を示す図である。

好適実施例の説明 レーザー誘導による光力学的作用により悪性腫瘍が破壊されるメカニズムは２つ のステップを含むと考えられる。第１図は／ステム全体の力学の概要を示す。治 療光、例えば５３２０オングストローム（緑色光）ノパルス・レーザー照射によ り、まず、光力学的色素が基底状態Ｓ。

より、第１励起電子状＠ｓ１　に励起される。次いで色素の一重項状態Ｓ１は分 子内結合を介して、図示のように色素の最下位の三重環状態Ｔ。に変換される。

酸素がある場合につづいて行なわれる、この三重環状態より一重項の基底状態へ の遷移は、嫌気性（酸素排除）条件下ではスピン選択法則により禁止され、その 結果この特定状態の寿命は１ミリ秒にも及ぶ。しかし、組織に局在する酸素があ る場合には、三重環色素Ｔ。（まスピン保存分子内作用下で急速に（０，３〜３ ．０マイクロ秒）−重環色素Ｓｏに遷移し、この分子内作用により、三重環色素 のエネルギーのかなりの部分は三重環電子状態の酸素１ｏ２に伝達され、この酸 素を、基底状態より約１電子ボルト高い一重項・状態に励起する。このようなス ピン保存エネルギー伝達か可能なのは、たまた１酸素分子の基底状態が三重環で あることによる（はとんどの安定分子（まそうでない）。第１図に示すこのエネ ルギー伝達子は次式で辰ゎ一重項酸素濃度２か周りの媒体Ｍに含丑れる分子さ相 互作用すると、比較的弱い衝突誘導による発光が生じる。

（２）　’　０２＋　Ｍ　→”　ｏ２　＋　ｉ’ｌ　＋　ｈ〜ｇ項〜Ｅは発光周 波数であり、１．２７　ミクロンの波長に対応する。この発光を光検出し、監視 することにより、細胞破壊因子である一重項酸素が生成され、悪性腫瘍を攻撃す る瞬時率を決定できる。

一重項酸素が攻撃する場所は細胞膜であることが確認された。細胞膜の疎水性と 親水性及び感光色素の溶解度に依存して、ヘマトポルフィリンの累積量と細胞膜 の損傷の程度にかなりの差が生じることか見い出された。上述の光力学的作用を 生じさせるために、ヘマトポルフィリン以外の感光色素、例えばローズ・ベンガ ル、エオンン黄、フルオレスセイン、メチレン青を使用してもよい。

しかし、ヘマトポルフィリンには比較的毒性ｆ））なく酸化されに〈〈安定であ るという利点がある。

光化学療法ではまず患者にヘマトポルフィリンを皮下注射する。２．３日経過後 、ヘマトポルフィリンは１喋瘍組織に選択的に取り込まれる。そこで光を照射し てヘマトポルフィリンを一重項状態に励起させ、式（１）に示すプロセスにより 悪性組織内部に一重項酸素を発生させる。

１座瘍が体表面近くにある場合には治療光は患者の皮膚を貫通して腫瘍部分に浸 透する。深部腫瘍又は大きな腫瘍の場合に（ま、光ファイバーを利用してｊ厘瘍 内部の所望の深さまで光を導く。棟々のタイプの内視鏡を用いて、治療光を頚管 、気管、陣胞に導ひくこともできる。

しかし、前述したように、従来技術には治療光投与の適正な強度、照射時間を決 定できないという問題がある。

このため、医者は適正な治療光投与量全推測で行うほかなかった。投与する光が 強すぎる場合は正常組織捷でか壊死に至り、不充分の場合には腫瘍を破壊させる ことはできない。医者は、酸素が組織に送られる速度や局所色素濃度について知 るすべもないため、投与した治療光照射による効果を予想できない。投与する光 が強すきる場合は、局所酸素は組織に供給される速度より速く消滅してし１うの で強度や照射時間を増やしても一重項酸素は０ 増加しない。したがって、治療光の適正投与を処方する唯一の方法は生成される 一重項酸素のレベルを監視することである。上述したように、これは可能で、式 （２）に示すように、波長１．２７　ミクロンの衝突誘導（（よる赤外線放出が あるため、−重環酸素レベルを遠隔より光検出できる。

第２図と第３図に、皮膚＠瘍もしく（ま皮膚表面近くの腫瘍の治療中の一重項酸 素濃度を監視するのに用いる装置をブロック図で示す。本装置は主として下記の ものより成る。１座瘍から出る光を集め、この光の１．２７　ミクロン波長域の 強度を検出する光検出装置１０、光検出装置１０の出力信号を増幅；処理する増 幅装置１２、及び光力学的治療中に生じる一重項酸素の瞬時濃度を表示する出力 表示装置１４゜ 動作１ｃ　ｊ６いて、治療光（パルス彼１６又は実質上の連続波１８）を腫瘍部 ２０１Ｆｌ照射する。１座瘍は事前に処理したものでヘマトポルフィリン等の感 光色素を吸収させである。治療光照射により、細胞破壊因子である一重項酸素が 生成され、この酸素は波長１．２７ミクロンを中心とする比較的狭い周波数帯域 で光を放出する。光検出装置１０は１．２７ミクロンの光放出を集め、検出する 。検出した電気信号は増ｌ福装置１２により増幅される。増幅装置１２に結合す る出力表示装置１４により一重項酸素の瞬時濃度レベルが表示される。瞬時濃度 レベルより、−重環酸素の最大生成率または消滅率を決定できる。瞬時濃度レベ ルを参照して、治療光照射の投与量の調整ができる。即ち、治療光の強度、照射 時間、周波数、あるい（は変調を変えて特定の哩瘍についてより有効な光化学治 療がなされるよう調整できる。

第２図にパルスないしチョップした治療光１６を用いる不発明による装置を示す 。不装置は以下の【）のより成る。璽１易より発生する光を果めるレンズ装置２ ２、不要光を除去し１２７ミクロン波長域の光を通過させるバンド・パス・フィ ルタ２４、フィルタ２４を通過した光を検出する光検出器２６、光検出器２６の 出力する眠気信号ｙｋｐａ幅し、処理する前置増幅器２８とホックス・カー積分 器（’ｆ　ｆＣｉＸ信号平均化装置と組み合せたトランジエン、ト・レコーダ） ３０、及び−重環＄素凝度の瞬時値２よび／または消滅率を表示する出力材水装 置１４゜光検出器２６は波長１．２７ミクロンの弱い発光全倹知する能力が必要 である。バンド・パス・フィルタ２４とダイオード光検出器の周波数応答は、ス ペクトルの可視頴域に現われる治療光と、色素が励起状態より基底状態にふく射 遷移する際に発する赤色の螢光の双方を除去するものでなければならない。濱ら に、検出器２６は、発光の時間変化に対して充分速い応答をもつものでなければ ならない。インジウム・カリウム・ヒＲ（ＩｎＧａＡｓ）ノエピタキンヤルーデ バイスは、所望波長領域の赤外−放出に選択的。に応答し、フィルタの要件が軽 減きれるとともに１時間応答が高速なのでこの用途には通している。

この種のデバイスは商用光フアイバー通信／ステムで普及している。

第３図には実質上連続強度の治療光１８を用いた装置を示す。本装置は下記のも のより成る。腫瘍に発生した光を集めるレンズ装置２２、信号対ノイズ比改善の ため挿入した機械式又は電気−光式チョッパ３２、不要周波数の光を除去し、１ ２７ミクロン波長域の光を通過させるバンド・パス・フィルタ２４、フィルタ２ ４を通過した光を検出する光検出器２Ｇ、光検出器２６の出力する電気信号を増 幅、処理するロック・イン増幅器、３４、及び−事項酸素濃度の瞬時レベルを表 示する出力表示装置１４゜上述したように、光検出器はＩｎＧａ、Ａｓ　ダイオ ードが使用できる。

第４図と第５図には、深部にできた体内腫瘍の治療中に一重項酸素濃度を監視す るのに用いる本発明の装置をブロック図で示す。本装置は大きく分けると下記の ものより成る。深部腫瘍から出る１、２７ミクロン波長域の光を集め検出する光 検出装置１０、光検出装置１ｏの出力信号を増幅し、処理する増幅装置１２、及 び−１項酸素の瞬時濃度を表示する表示装置１４゜ 治療光１６がパルスの場合、または実質上連続な治療光を光学的にチョップした 場合、その結果得られる一重項酸素分子の生成と崩壊もパルスで生じる。第４図 はパルス治療光１６を用いた場合の本発明による装置である。

本装置は下記のものより成る。腫瘍３８内より出る光を３ 渠めるため、中空の皮下注射針４０全通して連部３８に挿入した光フアイバー導 波管３６．不要波長光を除去し１．２７　ミクロン波長域の光を通過させるバン ド・パス・フィルタ２４．フィルタ２４を通過した光を検出するとともに不要光 周波数成分を除去する特性を有する光ダイオード２６、光ダイオード２６の出力 する電気信号を増幅する前置増幅器２８．信号を処理するボックス・カー積分器 （または信号平均化装置と組み合せたトランジェント・レコーダ）３０．及び− 事項酸素濃度の瞬時レベルおよび／または消滅率を表示する出力表示装置１４゜ 上述したように光検出器２６としてＩ　ｎＧａ　Ａｓダイオードを用いることが できる。

第５図には実質上一定強度の治療光源２８を用いｆｃ場合の実施例である。本装 置は下記のものより成る、哩瘍３８内より出る光を集めるため、中空の皮下注射 針を通して哩瘍３８に挿入した光フアイバー導波管３６、光フアイバー導波管３ ６に沿って挿入した機械式または電気／光式チョッパ４６．不要光周波数成分を 除去し、１．２７ミクロン波長域の光を通過させる光検出器２６、光検出器２６ の出力する電気信号を増幅し、処理するロック・イン増幅器３４、及び−事項酸 素濃度の瞬時レベルを表示する出力表示装置。光検出器２６としてはＩｎＧａＡ ｓダイオード、チョッパ４６としては光音響変調器を使用できる。

光フアイバー導波管３６は中空の皮下注射針４０を介４ して癌組織に挿入できる。他の実施例では、治療光源も光ファイバー・リンクを 介して癌性腫瘍に挿入するのが好ましい場合もある。この場合、治療光を供給す る光ファイバーと検出用の光ファイバーとを結合させることにより癌性凍傷に同 時に挿入することができる。この用途には皮下注射針あるいは内視鏡が適してい る。

動作に３いて皮下注射針４０を用いて光ファイバー導波管３Ｇを師瘍部に差し入 れて一重項酸素の生成を監視する。１．２７ミクロンの波長の光は可視光線より も容易に生体組織を浸透するから、元ファイバー・プローブを腫瘍に正確に位置 決めする必要はない。−事項酸素レベルに応じて治療光（パルス１６、連続１８ ）の強度１周波数、変調を調整できる。このように１本発明による装置は、治療 光の投与の効果を測定するための実用的手段を与えるとともに、臨床面でのガン 治療法として定量的な光化学的療法を可能にするものである。

目の腫瘍の治療の場合には、第４図、第５図に示す光ファイバー・リンク３６を 、種湯に挿入させずに、コンタクト・レンズに光結合させる。第６図に示すコン タクト・レンズ装置は角膜上に取り付けられ、光ファイバー・リンク３６と光結 合するコンタクト・レンズ４４を含ｔｒ。

コンタクト・レンズ４４は眼腫瘍の光照射中に一重項酸素の発生する１２７ミク ロンの光を集める。コンタクト・レンズに結合した単一の光ファイバー・リンク は治療光を目に伝達し、目つ）らの１．２７ミクロンの光放出ヲ集めｌ５ る。又は、光ファイバー・リンクの束をコンタクト・レンズに光結合し、１本の リンクで眼腫瘍より出る光を集めることができる。

上述したところより、本発明は種々の変更、修正が可能である。したがって特に 記していないものについても５悄求の範囲内において、本発明を実施できると理 解されたい。

符表昭５９−５０１２９９　（６） Ｓｏ（蟇広色峯−＊５乗４Ｔ、専、’　第１　図娠三◆項券藤朕巴）国際調査報 告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）感光色素を吸収した癌組織に治療光を照射する光化学治療による癌治療中 に生成する一重項酸素の瞬時濃度を監視するのに用いる装置であって、 光化学治療中に前記癌組織に生じる、−重項酸素の衝突誘導によるふく射遷移に より放出される１、２７ミクロン波長域の光の強度全検出して電気出力を発生す る光検出装置と、 前記光検出装置に接続され、前記電気出力信号を増幅し処理する増幅装置と、 前記増幅装置に接続され、−重項酸素の瞬時濃度を表示する出力光示装置と、 から成る装置。 （２）請求の恥囲第１項記載の装置に２いて、前記光検出装置は、不要の光ふく 射を除去して前記１．２７　ミクロン波長域の光を選択するフィルタと、前記フ ィルタに光結合し、前記１．２７　ミクロン波長域の光の強度を検出する光演出 器と、から成ること。 （３）請求の範囲第２項記載の装置において、前記光検出器はＩｎＧａＡｓ光ダ イオードであること。 （４）請求の範囲第２項記載の装置において、前記光検出装置は、さらに、光化 学治療中に前記組織に生じる前記光を集めてその出力を光結合した前記フィルタ に与える集光装置を有すること。 （５）請求の範囲第４項記載の装置において、前記集光装置７ 置；；光ファイバー・リンクであること。 （６）請求の範ｌｆ５第４項記載の装置ＶＣ８いて、前記集光装置は光ファイバ ー・リンクを介して前記フィルタに光結合したコンタクト・レンズであること。 （７）請求の範囲第４項記載の装置に８いて前記集光装置（＝レンズ装置である こと。 （８）請求の範囲第４項記載の装置に２いて前記治療光はパルスであり、前記増 幅装置は、 前記光瑛出器に凄絖され、光演出器の出力する前記電気信号を増幅する前置増幅 器と、 前記前置増・咄器に接続され増・咄器の出力を処理するボックス・カー蹟分器と 、 から成ること。 （９）請求の誦ｌ！５第４項記載の装置に３いて、前記治療光（ゴ央直上連５１ 元であり、前記光検出装置は、ざらに、前記来光装置の出力と前記フィルタの入 力に光結合したチョッパを有し、前記増幅装置はロック・イン増幅器より成るこ と。 ｑυ）請求のＩ＃ｌＱ囲第９項第９項記載において、前記チョッパは光音響変調 器であること。 （１１）　請求の範囲第２項記載の装置において、前記治療光照射は実質上連続 であり、前記光検出装置は前記フィルタの入力に光結合したチョッパを含むこと 。 〔１２〕　請求の範囲第５項記載の装置に８いて、前記光ファイバ・リンク（ゴ 甲空の皮下注射針を通して前記癌組織に挿入きれること。 （１３）事前に感光色素を吸収させて３いた癌組織に治療光を照射することによ る光化学治療の効果を決定するために一重項酸素の瞬時濃度を測定する方法であ って、光化学治療中に癌組織から放出された光を集める集光ステップ、 １．２７ミクロン波長域の光を通過はぜることにより前記放出された光をろ過す るろ過ステップ、細胞破壊因子である一重項酸素の瞬時濃度を表わす。 １．２７ミクロン波長域の前記ろ過した光の強Ｉｎ測足する強度測定ステップ、 より成る方法。 （１４）　請求の範１２１４第１３項記載の方法において、前記集光ステップは 、中すの皮下注射針を通して癌組織に光フアイバー光を挿入することを含むこと 。 Ｑ５）　請求の範囲第１３項記載の方法に５いて、前記集光ステップは、皮膚ｍ 瘍から放出される光を集束させるレンズ装置を使用することを含むこと。 （１６）請求の範囲第１３項記載の方法に２いて、前記集光ステップは、光ファ イバ・リンクに光結合は、コンタクトレンズを使用することを含むこと。 （１７）　請求の範囲第１３項記載の方法は、−事項酸素の瞬時濃度を増減する ため前記照射治療光の強度を調整するステップを営むこと。 ０８）　請求の範囲第１３項記載の方法は、−事項酸素の瞬時濃度を増減するた め前記照射治療光の変調を調整するステップを営むこと。 （］９）請求の範囲第１３項記載の方法は、−事項酸素の瞬時濃度全増減するた め前記照射治療光の周波数を調整す５　るステップを含むこと。 （２０）請求の範囲第１３項記載の方法は、−事項酸素の瞬時濃度を増減するた め前記照射治療光の投与量全調整するステップを含むこと。