JPS62247232A - 蛍光測定装置 - Google Patents

蛍光測定装置

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JPS62247232A
JPS62247232A JP61090149A JP9014986A JPS62247232A JP S62247232 A JPS62247232 A JP S62247232A JP 61090149 A JP61090149 A JP 61090149A JP 9014986 A JP9014986 A JP 9014986A JP S62247232 A JPS62247232 A JP S62247232A
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light
fluorescence
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reflected light
excitation light
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Susumu Suzuki
進 鈴木
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Agency of Industrial Science and Technology
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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】 （産業上の利用分野） 本発明は、ヘマトポリフィリン誘導体（以下１）ＰＤ）
など、腫瘍に対して新和性の強い螢光物質が予め注入さ
れた生体の、気管、膀胱などの所定部位に対し、螢光発
光を行わせるだめの励起光を照射し、この時化ずる螢光
の強度により腫瘍の診断を行う螢光測定装置に関する。
（従来の技術） がんの診断、治療に、ＨＰ　Ｄなど、腫瘍に対して新和
性の強い螢光物質と、レーザ光との光化学反応を利用し
たがんの診断および治療方法および装置が提案されてい
る（特開昭５９−４．０８３０号、特開昭５９−４０８
６９号、ＵＳＰ４５５６０５７９号）。
第９図は、従来の前記診断装置の基本的な構成を示すブ
ロック図である。
これは装置構成上、通常の内視鏡診断系１７と光化学反
応診断治療系１８に分けることができる。
第９図においてファイバ束１５は内視鏡に組み込まれて
おり、予めＨＰＤを静注された患者の、病巣と疑われる
部位に挿入されている。
内視鏡診断系１７は、組織表面ｌを照明するための白色
光源７と、この光を導くライトガイド３、組織表面１の
イメージをカラーカメラ６に導くイメージガイド２、組
織表面１のイメージをカラーカメラ６で撮像されたイメ
ージを写すモニタ１３から構成される。
一方、光化学反応診断治療系１８には、診断のための励
起光（４０５ｎｍ）と治療光（６３０ｎｍ）を、パルス
レーザ光として出力するレーザ光源８が設けられている
。
この光はライトガイド４により、患部に導かれ、患部を
励起する。
励起光により生じた螢光は、ライトガイド５により分光
器９へ導かれる。
分光器９により得られた螢光スペクトル像１０は高感度
カメラ１）により撮像され、この出力ビデオ信号１６を
解析回路１２で演算処理により図形化し、スペクトル波
形としてモニタ１４により表示する。スペクトル像１０
は、ＨＰＤ螢光に特徴的な、６３０ｎｍ、６９０ｎｍの
双峰形スペクトルを観察するため、６００〜７００ｎｍ
の領域に設定している。
内視鏡診断と光化学反応診断治療は併行して行われるた
め、白色光源７とレーザ光源８は時分割で組織１を照射
する。
レーザ光照射に同期して、分光器９からモニタ１４に至
る螢光スペクトル解析系も間欠的に動作する。
この装置により、操作者は、診断時には、モニタ１３の
組織イメージ像とモニタ１４の螢光スペクトル波形を同
時に見ながら、がんの場所を探ることができ、ここで発
見したがんは励起光と治療光の切り替え操作だけで、た
だちに治療を行うことができる。
この治療は、がん部に残留しているＨＰＤと治療光との
光化学反応により、がん部だけを選択的に壊死させるこ
とで実行される。
さらに診断時における螢光の確認についても、螢光に特
有なスペクトル波形そのものを直接観察するため、正常
部からの自家螢光との混同もなく、がんの認定が容易と
なる。
そして、特に早期がんの診断・治療に大きく貢献できる
可能性がある。
（発明が解決しようとする問題点） 前述したように、この装置は、ＨＰＤの腫瘍に対する新
和性を利用して診断・治療を行うものである。実際には
、ＨＰＤ注入後、着目している器官によっても異なるが
、２０〜数日後に、正常細胞とがん細胞との残留ＨＰ　
Ｄ濃度比が１：１０程度になる頃を見計らって診断を行
っている。
したがって、螢光の検出がそのままがんの存在を示すも
のでなく、その有無の判定には強度の弁別を行う必要が
ある。
さらに、励起光照射面積（通常、直径数ｍ　ｍ　−ｌＯ
ｍｍ）に比べがん部の面積が小さい時は、ＨＰＤ残留濃
度比が１＝１０であっても、検出される螢光強度の、が
んの有無による違いはずっと小さくなる。
たとえば、ＨＰＤｉ度に螢光量が比例するとして、直径
５ｍｍの照射範囲中に直径１ｍｍのがんが有った時と無
かった時とで、螢光強度の比は１．３６：１にまで接近
する。
この識別をさらに難しくする変動要因として、次のもの
が挙げられる。
■レーザ光のパワー変動、 ■照射ファイバロと照射面との相対位置の変動、■、螢
光部（照射面）と検出ファイバ口との相対位置の変動、 ■照射ファイバのふらつき（つまり照射位置のふらつき
）に伴う、検出ファイバの有効集光範囲のふらつき、 この要因のうち、■については、前述の従来例で用いら
れているような、エキシマレーザと色素レーザを組合せ
た光源では、５％〜１０％程度の瞬時変動がある。
■〜■は内視鏡の操作に伴う変動である。要因■により
、組織へ照射される励起光密度は距離の２乗に反比例す
る。
要因■により、発光した螢光のうち、検出ファイバに入
るものの割合が、距離の２乗に反比例する。
なお、要因■、■の変動に伴い、これに追随して照射範
囲、集光範囲も変化するめ、要因■、■合わせて、距離
の２乗に反比例した検出螢光強度の変動を招くと考えて
よい。
要因■の照射ファイバのふらつきは次のことに起因する
。
つまり、照射ファイバには、通常数１０Ｈ２の繰り返し
周波数で、ピークパワーＩＭワット程度の強いパルス光
が通るため、劣化を招き易く、これを容易に交換できる
ことが装着の条件となる。
このため、通常は内視鏡の鉗子口を利用し、ここに挿入
することが着脱において最も簡便な方法であり一般に用
いられている。
ところが、この方法によると、照射ファイバと内視鏡が
一体化されていないため、内視鏡の操作、特に曲げなど
により上述したふらつきが生ずる。
この結果照射位置と螢光検出ファイバの視野との間でズ
レが起きる。
これにより螢光の集光範囲が変動し、検出される螢光強
度も変動する。
以上説明した変動要因は、すべて重畳されて検出される
螢光強度に影響する。このため、例えば、近くの正常細
胞からの方が、遠くのかん細胞からよりも強い螢光を検
出したり、がん細胞に励起光を照射していても、この螢
光が検出ファイバの視野に入らず、強い螢光スペクトル
が観察されないといった問題が生ずる。
これらのことが、がん有無の判定を著しく困難にしてい
る。
一方、この問題に関して、従来の内視鏡の照明用光源な
どの制御に用いられている技術に、次のようなものがあ
る。
つまり、光源からファイバを介して照射された光の反射
光を、別のファイバで検出し、この検出量に応じて光源
の出力光■を制御し、これにより照射光量を一定に保つ
ものである。
しかるに、この方法を上述の問題解決のために通用しよ
うとするとき、以下に示す不都合が生ずる。
第１に、帰還制御系に原理的に内在する遅れ要素のため
、照射レーザの１パルス毎に変動要因の補正を行うこと
は不可能。
第２に、パルスレーザの出力を精度よく１０倍程度のレ
ンジに亙り、しかも内視鏡のプレ程度の時定数で制御す
ることは困難。
第３に、前述した変動要因■に関し、照射位置が検出視
野からはずれた時は、制御が困難となり、加えて、過剰
な母の光を照射する可能性もあり、医療器として要求さ
れる制御性能を考えた時、実現はかなり困難と思われる
。
本発明の目的は、励起用レーザ光のパワー変動。
生体組織に対する照射・検出ファイバの相対位置の変動
等々に原因する励起された螢光の定Ｈ化を妨げる不確定
要因を大幅に排除した螢光測定装置を提供することであ
る。
（問題を解決するための手段） 前記目的を達成するため、本発明による螢光測定装置は
、ｐＩ＠瘍に対して新刊性の強い螢光物質が予め注入さ
れた生体の所定の部位に対し、螢光発光を行わせるだめ
の励起光を照射し、これにより生ずる螢光の強度を検出
する螢光測定装置において、前記励起光を生体に照射す
る光照射装置と、前記励起光により励起された生体の発
生する螢光および前記励起光の生体から反射光を検出し
て出力する光検出装置と、この光検出装置の出力信号を
入力し前記螢光の強度を前記反射光の強度で規格化する
ための演算を行う解析装置から構成されている。
すなわち、本発明による装置は、生体組織に励起光を照
射した際、発生する螢光と合わせて、励起光の組織から
の反射光を同じファイバで検出し、この反射光強度によ
り螢光強度を規格化する機能を設けている。
さらに、検出される反射光強度が著しく弱いときは、検
出ファイバ視野内に、充分な照射が行われていないこと
を示すものであるから、そのような状態にあるときは、
この情報を適当な形で表示するように構成することがで
きる。
次に、本発明の詳細な説明、特に規格化することの意味
を第２図、第３図を用いて行う。
第２図において、照射ファイバ４１７は、照射面に対し
て距離ｌ、周角度の位置にあり、ここからＰ（ジュール
毎回）の励起光が生体組織面に向けて放出される。
組織への入射励起光強度Ｔｉｎは、前述した変動要因Ｐ
、Ｊ、　　θの関数となり、 Ｔｉｎ＝ｌ１ｎ　（Ｐ、１．　　θ） この励起光により発生する螢光１ｉ１ＦはＩＦ＝ｋｏ−
１ｉローηＦ−ｎ ｋ、：Ｐ、１．　　θに無関係な定数 ηＦ：Ｉ［’Ｄの螢光効率 ｎ：ＨＰＤ濃度 なお、螢光１（ＩＦ）は）ＩＰＤｉ！度（ｎ）と厳密な
比例関係にはないが、実際的なｎの値（ｌ　Ｏ−’　〜
１０−６ｍｏ　ｌ／（りに対しては、近似的に比例関係
が成立する。
発生した螢光ＩＦのうち、検出ファイバに入るものをＩ
「とすると、螢光の検出効率をηＤとするとＩ　ｆ＝Ｉ
Ｆ・ηＤ −ｋｏ　−Ｉｉｎ・ηＦ−ｎ・ηＤ　となる。
ηＤは、螢光部と検出ファイバの相対位置（ｊ２゜θ）
と、第３図で示す有効集光範囲Ｓの函数となる。
Ｓは前述した照射ファイバのふらつきにより変動する。
ηＤ＝ηＤ　Ｃ！！、　　θ、Ｓ） なお螢光の指向性は等方向であるから、ηＤの中には関
数として含まれない。
一方、検出ファイバに入る反射光１ｒはＩｒ＝ｋｌ　　
・ｌ１ｎ−Ｒ・η’Ｄ ｋ、：Ｐ、ｌ、　　θに無関係な定数 Ｒ：反射率 η°Ｄ＝反射光の検出効率 で与えられる。
反射率Ｒは、厳密にはｎの関数となるが、濃度が非常に
うすい実際的なｎに対してはほぼ一定と見なすことがで
き、組織の性質で決まる値を持つ。
また、ηＤとη′Ｄの比較については、次のことが言え
る。
まず、反射光、螢光ともに発生する場所が励起光の照射
位置であり、検出ファイバも同じものを用いるため、幾
何学的条件は全く同じである。
また指向性については、反射光のうら表面反射光を除い
た散乱反射光は、螢光と同じく等方向であるから、これ
だけを偏向フィルタで分離、検出すれば指向性の条件も
同様になる。
したがって、ηＤ＝η′Ｄ　が実現される。
なお、反射光（４０５ｎｍ）と螢光（６３０ｎｍ）の波
長の違いによる集光範囲の差はわずかであり、しかも固
定ファクタと見なせるため、実用上の問題は生じない。
したがって、 Ｉ　ｒ＝に１　ＨＩ　１ｒｉ−Ｒ・ηＤとなる。
検出螢光強度Ｉｆを検出反射光強度１ｒで規格化すると
、 Ｉ　ｒ　／　Ｉ　ｒ　＝　ｋ　２　　・ηＦ−ｎ　／　
Ｒなおに２は（ｋθ／に１）でＰ、　　ｌ、　　θに無
関係な定数である。
そのため、Ｔ　ｆ　／　Ｉ　ｒは、ＨＰ　Ｄの螢光効率
（ηＦ）とＨＰｒ）４度（ｎ）のそれぞれに比例し、生
体組織の反射率に反比例するものとなり、診断時におけ
る変動要因Ｐ、　　／、　　θ、Ｓが除去できる。
つまり、これら要因による検出螢光強度の変動はすべて
補正することができる。
また、Ｉｒの値そのものは検出ファイバの視野内に照射
される励起光強度に比例しているため、Ｉｒが著しく弱
いことは診断上好ましいことではない。
逆に、過度の反射光１ｒが検出された時は、同様に過度
の励起光が組織を照射していることであるから、これを
続けると生体組織に炎症等を招（可能性がある。
そのため、Ｉｒの異常をモニタ等に表示することにより
、操作者はこれらの重要な情報を得ることができる。
これは医療器としての性能を大幅に向上させるものであ
る。
（実施例） 本発明を図面等を参照して、さらに詳しく説明する。
第１図は、本発明による螢光測定装置の実施例を示すブ
ロック図である。
内視鏡４１３は予めＨＰ　Ｄを血管から静注された患者
の病巣と疑われる部位に挿入されている。
内視鏡４１３にはライトガイド４１７，４１８゜４２０
およびイメージガイド４１９が装着されている。
ライトガイド４１８は、白色光ｆ！Ａ４０３からの光を
患部に導き、組織４１）を照明する。
照明された組織のイメージは、イメージガイＦ　４１９
によりカラーカメラ４０４に導かれ、この絵がモニタ４
１０に写し出される。
操作者は、これを見て部位の確認と組織の定性的な目視
診断を行う。
一方、レーザ光源４１２からの診断光、治療光はライト
ガイド４１７を通り組織４１）に照射される。
ライトガイド４１７の先端には、偏光フィルタ４２４が
設けられている。
レーザ光源４１２は治療光４１６と診断光源４１５、お
よび切り替え装置４１４で構成され、診断。
治療に応じて操作者が出力光の切り替えを行うことがで
きる。
ライトガイド４２０は、生体組織からの螢光と診断光（
励起光）の反射光とを検出する光ファイバである。
ライトガイド４２０の入光部には、反射光に表面反射成
分の混入を阻止するため、偏光フィルタ４２４と偏光方
向が直交する配置で偏光フィルタ４２３が装備されてい
る。ライトガイド４２０は分光器４０５へ導かれる。分
光器４０５からは、反射光、螢光を含む４００〜７００
ｎｍのスペクトル（象４０７が出力される。
第４図は、このスペクトルの例を示すグラフである。
スペクトル像の強度は非常に弱いため、この撮像には高
感度カメラ４０６が用いられる。
なお、撮像の際に、反射光と螢光の強度的バランスを調
整するため、高感度カメラ４０６の入光部には、反射光
（４０５ｎ、ｍ）に対する減光フィルタが必要に応じて
装備される。
高感度カメラ４０６の出力ビデオ信号４２１は、解析回
路４０８に入力される。
ここではビデオ信号４２１の中に情報として含まれる反
射光強度により、螢光強度を規格化し、これをスペクト
ル波形に図形化し、モニタ４０９へ出力する。
さらに解析回路４０８では反射光強度そのものの値も適
当な形で図形化し、モニタ４０９に表示している。
これは、組織への励起光の照射が、検出用ファイバ４２
０の視野内（集光範囲内）において少なすぎる時、多す
ぎる時を表示するものである。
前者は診断に必要な充分な照射が行われていないことを
、後者は、組織にとって過度の照射が行われていること
を、それぞれ示すものである。
モニタ４１０を通しての内視鏡診断と、モニタ４０９に
よる螢光診断は同時に進行する。
このため、照明用白色光が、螢光スペクトルに形響しな
いよう、白色光源４０３とレーザ光源４１２は時分割で
組織を照射する。また高感度カメラ４０６は、励起光の
照射に同期して採光を行い、他の期間は強い照明光から
の保護のため、シャンクを閉じている。
第５図は、白色光源４０３．レーザ光源４１２゜高感度
カメラ４０６の動作タイミングチャートである。動作周
期はテレビのフレーム周波数に同期した、１／３０秒に
設定している。
この動作に必要なタイミング信号４０２は、タイミング
コントローラ４０１から供給される。
この実施例と第１図で示した従来例との特徴的な相違は
、スペクトル像４０７の範囲が反射光（４０５ｎｍ）ま
で含むこと、解析回路４０８での処理内容、モニタ４０
９の表示内容である。
この中で、信号処理上のポイントとなる解析回路４０８
の構成について、詳細に説明を行う。
第７図は、解析回路４０８の構成を示す図である。
解析回路４０８に入力されるビデオ信号４２１は、スペ
クトル像４０７を高感度カメラ４０６にて、第７図に示
すように、スペクトル線と平行に走査し撮像した時の出
力信号である。
したがって、ある走査ラインの信号振幅は特定の波長の
光の強度に対応している。ビデオ信号４２１はＡ／Ｄ変
換７０１により８ビツトのディジタルビデオ信号７０２
に変換される。
ディジタルビデオ信号７０２は、各走査ラインごとに、
第７図に示すように、有効なスペクトル像が存在する範
囲にわたり、積分回路７０３にて積分される。これによ
り信号のＳ／Ｎを向上させることができる。
積分回路７０３からは、■ライン周期ごとに各波長での
強度に対応する積分値７０５が出力されることになる。
この積分値信号７０５は、割算器７０４とレジスタ７０
６に入力される。
レジスタ７０６は積分値信号７０５が、反射光（４０５
ｎｍ）の値を出力している時、これをサンプルし、出力
に反射光強度信号７０７としてホールドする。
割算器７０４は、螢光領域（６００〜７００ｎｍ）に対
応する積分値信号７０５を、既にホールド状態にある反
射光強度信号７０７で割算する。
これにより、反射光による螢光の規格化が実行され、検
出螢光強度から不要な変動ファクタが除去される。
割算器７０４の出力である規格化螢光信号７０８はパス
ライン７１２を介してマイクロプロセッサ７０９へ入力
される。
ここでは、図形化のための処理が行われ、パスライン７
１２を介して画像メモリ７１）ヘスベクトル図形が書き
込まれる。
反射光強度信号７０７は、組織に励起光が照射され、新
しい反射光の情報が禎分器７０３から出力される時点で
新しいデータに更新される。
したがって、その周期はレーザ照射周期と同じ１／３０
秒である。
反射光強度をモニタに表示する場合、この１／３０秒で
変化する信号をそのまま用いたのでは、瞬時的な過大、
過少にまで追随して表示することになり、警告信号とし
て感度の点で具合が悪い。
したがって、本実施例では、反射光強度信号７０７に対
して２秒程度の変化時定数を与える平滑回路７１３を設
けている。
この出力がパスライン７１２を介してマイクロプロセッ
サ７０９に送られ、図形的処理が施され、結果が画像メ
モリ７１）へ書き込まれる。
第８図は平滑回路７１３の構成例である。
入力信号７０７は減算５９０１で出力信号７１０と減算
され、この結果は１／に倍され、加算器９０３で再び信
号７１０と加算される。
この結果はラッチ９０４に入力される。ラッチ９０４は
入力信号７０７の変化に同期してランチ動作を行う。
この構成の平滑回路はアナログ回路における１段のＣＲ
ローパスフィルタと類似の伝達特性を有し、その時定数
はＴｓ−ｈ（Ｔｓは入力信号の変化周期）で与えられる
。
本実施例ではＴｓ＝１／３０秒、ｈ−ｚｅに設定してあ
り、約２秒の時定数を実現している。
画像メモリには、マイクロプロセッサ７０９で処理され
た螢光スペクトル図形と反射光強度図形が書き込まれて
おり、これがテレビ信号の同期で読み出され、モニタ上
に表示される。
この実施例では第６図に示すように反射光強度をレヘル
メータ形式で表示し、これが過大、過少の領域に入った
時は表示色を変化させ操作者に注意を促すものとした。
（発明の効果） 以上詳しく説明したように、本発明による螢光測定装置
は、腫瘍に対して所用性の強い螢光物質が予め注入され
た生体の所定の部位に対し、螢光発光を行わせるための
励起光を照射し、これにより生ずる螢光の強度を検出す
る螢光測定装置において、前記励起光を生体に照射する
光照射装置と、前記励起光により励起された生体の発生
する螢光および前記励起光の生体から反射光を検出して
出力する光検出装置と、この光検出装置の出力信剥を入
力し前記螢光の強度を前記反射光の強度で規格化するた
めの演算を行う解析装置から構成されている。
したがって、励起光の変動、励起用の光ファイバと検出
用の光ファイバ幻の生体組織に対する位置関係による検
出螢光の強度の変動の影響を受けない螢光測定が可能と
なった。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明による螢光ヘリ定装置の実施例を示すブ
ロック図である。 第２図は、照射ファイバと検出ファイバの対の組織に対
する位置関係を示す説明図である。 第３図は励起光用光ファイバと、検出ファイバの視野の
関係を示す略図である。 第４図は、検出される光のスペクトルを示すグラフであ
る。 第５図は、装置の動作を示すタイミングチャートである
。 第６図は、解析回路の構成を示すブロック図である。 第７図は、撮像されるスペクトル像を示す図である。 第８図は、平滑回路の実施例を示す回路図である。 第９図は、従来の螢光測定装置の例を示すブロック図で
ある。

Claims (6)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）腫瘍に対して新和性の強い螢光物質が予め注入さ
    れた生体の所定の部位に対し、螢光発光を行わせるため
    の励起光を照射し、これにより生ずる螢光の強度を検出
    する螢光測定装置において、前記励起光を生体に照射す
    る光照射装置と、前記励起光により励起された生体の発
    生する螢光および前記励起光の生体から反射光を検出し
    て出力する光検出装置と、この光検出装置の出力信号を
    入力し前記螢光の強度を前記反射光の強度で規格化する
    ための演算を行う解析装置から構成したことを特徴とす
    る螢光測定装置。
  2. （２）前記光照射装置は、前記励起光の光源と、その光
    を伝送する第１のライトガイドである特許請求の範囲第
    １項記載の螢光測定装置。
  3. （３）前記光検出装置は、生体からの前記反射光および
    前記螢光を伝送する第２のライトガイドと、この出力光
    を前記螢光と前記励起光とに分光し、スペクトル像とし
    て出力する分光装置と、このスペクトル像を撮像しスペ
    クトルビデオ信号として出力する撮像装置とから形成さ
    れている特許請求の範囲第１項記載の螢光測定装置。
  4. （４）前記解析表示装置は、前記スペクトルビデオ信号
    を入力し、演算処理によりこの信号の振幅を、この信号
    に含まれる反射光強度情報で規格化し、図形化して螢光
    スペクトル波形をモニタ上に表示し、反射光強度が第１
    の基準値以下になった場合あるいは第２の基準値以上に
    上った場合は、この情報も合わせて表示する特許請求の
    範囲第３項記載の螢光測定装置。
  5. （５）前記螢光物質はヘマトポリフィリン誘導体であり
    、前記励起光は波長約４０５ｎｍである特許請求の範囲
    第１項記載の螢光測定装置。
  6. （６）前記第１のライトガイドは、その先端に第１の偏
    光フィルタを備え、前記第２のライトガイドは、その先
    端に、前記第１の偏光フィルタと偏光方向が直交するよ
    うに設けられた第２の偏光フィルタを備えている特許請
    求の範囲第１項記載の螢光測定装置。
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