JPS639464B2 - - Google Patents
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- JPS639464B2 JPS639464B2 JP57151404A JP15140482A JPS639464B2 JP S639464 B2 JPS639464 B2 JP S639464B2 JP 57151404 A JP57151404 A JP 57151404A JP 15140482 A JP15140482 A JP 15140482A JP S639464 B2 JPS639464 B2 JP S639464B2
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- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
- G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
- G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
- G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
- G01N21/6456—Spatial resolved fluorescence measurements; Imaging
-
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- G01N2021/6417—Spectrofluorimetric devices
Description
【発明の詳細な説明】
本発明はヘマトポルフイリン誘導体その他の腫
瘍に親和性のある光感受性物質を予め病巣部に吸
収させておき、その部分をレーザ光で照射して癌
病巣の治療を行う癌の診断装置に関する。
瘍に親和性のある光感受性物質を予め病巣部に吸
収させておき、その部分をレーザ光で照射して癌
病巣の治療を行う癌の診断装置に関する。
癌の診断にクリプントンレーザ、癌の治療にア
ルゴンダイレーザの連続波を用いる治療および診
断装置がすでに提案されている(実願昭56−
159142号)。
ルゴンダイレーザの連続波を用いる治療および診
断装置がすでに提案されている(実願昭56−
159142号)。
第1図は前記提案に関わる装置を示す概略構成
図である。この装置で、癌の診断をするときは、
癌病巣部Aとその周辺部Bに予め前記ヘマトポル
フイリン誘導体を吸収させておく。
図である。この装置で、癌の診断をするときは、
癌病巣部Aとその周辺部Bに予め前記ヘマトポル
フイリン誘導体を吸収させておく。
そして病巣部Aとその周辺部Bに内視鏡1を対
向させる。
向させる。
クリプトンレーザ光源5からの光を切り換えミ
ラー7とライトパイプ12を通してA,Bに照射
する。A,B部の像をイメージガイド11によつ
て取り出し、この像を帯域フイルタ(色フイル
タ)2を介して像増強管3に投射して増強して観
察する。
ラー7とライトパイプ12を通してA,Bに照射
する。A,B部の像をイメージガイド11によつ
て取り出し、この像を帯域フイルタ(色フイル
タ)2を介して像増強管3に投射して増強して観
察する。
治療時にはアルゴンダイレーザ光源6からの光
をライトパイプ12により患部に投射する。
をライトパイプ12により患部に投射する。
この装置により新しい診断と治療が可能になつ
た。しかし、以下に述べる理由により、早期癌の
発見が困難であると言う問題がある。
た。しかし、以下に述べる理由により、早期癌の
発見が困難であると言う問題がある。
第3図に示すように、ヘマトポルフイリン誘導
体を投与された癌病巣部Aと周辺部Bが発生する
螢光は630nmと690nmにピークがあるが、早期
癌の螢光強度は通常癌に比べて小さく発光の分布
特性が顕著でない。この装置では癌病巣部Aと周
辺部Bから発生する全ての螢光を像増強管3で増
幅するため、630nmと690nmにピークがあるヘ
マトポルフイリン誘導体の螢光と正常部位の発生
する570〜580nmの自家螢光とを混同するおそれ
があり早期癌の認定が容易でないことである。
体を投与された癌病巣部Aと周辺部Bが発生する
螢光は630nmと690nmにピークがあるが、早期
癌の螢光強度は通常癌に比べて小さく発光の分布
特性が顕著でない。この装置では癌病巣部Aと周
辺部Bから発生する全ての螢光を像増強管3で増
幅するため、630nmと690nmにピークがあるヘ
マトポルフイリン誘導体の螢光と正常部位の発生
する570〜580nmの自家螢光とを混同するおそれ
があり早期癌の認定が容易でないことである。
この問題を解決する方法として、本件発明者等
は前記正常部位の発生する自家螢光の混入を極力
防止するためにスペクトルの撮像を診断用のレー
ザ光パルスの照射に同期させることに着目した。
そして、その間に得られた像を新規な方法で、解
析し、精密な診断に耐えるデータを得ることがで
きることを見出した。
は前記正常部位の発生する自家螢光の混入を極力
防止するためにスペクトルの撮像を診断用のレー
ザ光パルスの照射に同期させることに着目した。
そして、その間に得られた像を新規な方法で、解
析し、精密な診断に耐えるデータを得ることがで
きることを見出した。
本発明の第1の目的は前述した早期癌の発見を
容易にするレーザ光パルスを用いた癌の診断装置
を提供することにある。
容易にするレーザ光パルスを用いた癌の診断装置
を提供することにある。
前記目的を達成するために本発明によるレーザ
光パルスを用いた癌の治療装置は、治療のための
光源からの光を伝送するライトパイプおよび観察
用のイメージガイドを持つ内視鏡の先端を腫瘍に
親和性のある光感受性物質が予め吸収させられて
いる病巣部に対向させてその部分を第1の光源か
らのレーザ光パルスで照射して癌病巣の治療を行
う癌の治療装置において、前記ライトパイプを介
して前記病巣部に送出され、前記病巣部に吸収さ
れている前記腫瘍に親和性のある光感受性物質に
特徴的なスペクトル分布の螢光発光をさせる診断
のための第2のパルス光源と、前記第1のパルス
光源と第2のパルス光原の動作を切り換える切り
換え装置と、前記観察用のイメージガイドにより
取り出される病巣の螢光発光を分光して螢光発光
のスペクトルを得る分光器と、前記スペクトルを
撮像するスペクトル撮像装置と、前記撮像装置の
出力信号を演算処理してスペクトルを図形化して
表示する解析表示装置と、第2の光源のパルス発
光の制御と前記撮像装置の前記第2のパルス光源
の発光に同期させる制御をする制御部とを設けて
構成されている。
光パルスを用いた癌の治療装置は、治療のための
光源からの光を伝送するライトパイプおよび観察
用のイメージガイドを持つ内視鏡の先端を腫瘍に
親和性のある光感受性物質が予め吸収させられて
いる病巣部に対向させてその部分を第1の光源か
らのレーザ光パルスで照射して癌病巣の治療を行
う癌の治療装置において、前記ライトパイプを介
して前記病巣部に送出され、前記病巣部に吸収さ
れている前記腫瘍に親和性のある光感受性物質に
特徴的なスペクトル分布の螢光発光をさせる診断
のための第2のパルス光源と、前記第1のパルス
光源と第2のパルス光原の動作を切り換える切り
換え装置と、前記観察用のイメージガイドにより
取り出される病巣の螢光発光を分光して螢光発光
のスペクトルを得る分光器と、前記スペクトルを
撮像するスペクトル撮像装置と、前記撮像装置の
出力信号を演算処理してスペクトルを図形化して
表示する解析表示装置と、第2の光源のパルス発
光の制御と前記撮像装置の前記第2のパルス光源
の発光に同期させる制御をする制御部とを設けて
構成されている。
本発明にさらに他の目的は前記スペクトルの分
析に加えて、前記分析の障害にならないようにし
て患部全体を観察できる装置を備えた癌の診断装
置を提供することにある。
析に加えて、前記分析の障害にならないようにし
て患部全体を観察できる装置を備えた癌の診断装
置を提供することにある。
前記他の目的を達成するために、本発明による
癌の診断装置は、治療のための光源からの光を伝
送するライトパイプおよび観察用イメージガイド
を持つ内視鏡の先端を腫瘍に親和性のある光感受
性物質が予め吸収させられている病巣部に対向さ
せてその部分を第1の光源からのレーザ光パルス
で照射して癌病巣の治療を行う癌の治療装置にお
いて、前記ライトパイプを介して前記病巣部に送
出され、前記病巣部に吸収されている前記腫瘍に
親和性のある光感受性物質に特徴的なスペクトル
分布の螢光発光をさせる診断のための第2のパル
ス光源と、第3の白色パルス光源と、前記観察用
のイメージガイドにより取り出される病巣の像を
分岐させる光分割器と、前記光分割器で分岐され
た一方の像を分光してスペクトルを得る分光器
と、前記スペクトルを撮像するスペクトル撮像装
置と、前記撮像装置の出力信号を演算処理してス
ペクトルを図形化して表示する解析表示装置と、
前記光分割器で分岐された他方の像を撮像再生す
るテレビジヨン装置と、第2の光源のパルス発光
と第3の光源のパルス発光を時分割制御し、前記
スペクトル撮像装置の撮像を前記第2のパルス光
源の発光に同期させる制御をする制御部とを設け
て構成されている。
癌の診断装置は、治療のための光源からの光を伝
送するライトパイプおよび観察用イメージガイド
を持つ内視鏡の先端を腫瘍に親和性のある光感受
性物質が予め吸収させられている病巣部に対向さ
せてその部分を第1の光源からのレーザ光パルス
で照射して癌病巣の治療を行う癌の治療装置にお
いて、前記ライトパイプを介して前記病巣部に送
出され、前記病巣部に吸収されている前記腫瘍に
親和性のある光感受性物質に特徴的なスペクトル
分布の螢光発光をさせる診断のための第2のパル
ス光源と、第3の白色パルス光源と、前記観察用
のイメージガイドにより取り出される病巣の像を
分岐させる光分割器と、前記光分割器で分岐され
た一方の像を分光してスペクトルを得る分光器
と、前記スペクトルを撮像するスペクトル撮像装
置と、前記撮像装置の出力信号を演算処理してス
ペクトルを図形化して表示する解析表示装置と、
前記光分割器で分岐された他方の像を撮像再生す
るテレビジヨン装置と、第2の光源のパルス発光
と第3の光源のパルス発光を時分割制御し、前記
スペクトル撮像装置の撮像を前記第2のパルス光
源の発光に同期させる制御をする制御部とを設け
て構成されている。
以下、図面等を参照して本発明をさらに詳しく
説明する。第2図は本発明による癌の診断装置を
用いた癌の治療装置の実施例を示すブロツク図で
ある。
説明する。第2図は本発明による癌の診断装置を
用いた癌の治療装置の実施例を示すブロツク図で
ある。
第2図においてAは癌部位、Bはその周辺部、
Cは正常部を示す。
Cは正常部を示す。
診断に先立つて、腫瘍に親和性のある光感受性
物質である塩酸ヘマトポルフイリンを硫酸と酢酸
でPH7.4に調整したヘマトポルフイリン誘導体を
患者の血管から静注する。
物質である塩酸ヘマトポルフイリンを硫酸と酢酸
でPH7.4に調整したヘマトポルフイリン誘導体を
患者の血管から静注する。
ヘマトポルフイリンは癌組織に特異的に吸収さ
れ、正常組織にはほとんど吸収されず無害な物質
である。癌組織に吸収されたヘマトポルフイリン
誘導体に第2パルス光源のレーザ光パルス(波長
約405nm)で照射されると、波長が630nmと
690nmとの2ケ所にピークを持つ螢光を発生す
る。
れ、正常組織にはほとんど吸収されず無害な物質
である。癌組織に吸収されたヘマトポルフイリン
誘導体に第2パルス光源のレーザ光パルス(波長
約405nm)で照射されると、波長が630nmと
690nmとの2ケ所にピークを持つ螢光を発生す
る。
この螢光は、第3図に関連して述べたように早
期癌では組織に吸収されたヘマトポルフイリン誘
導体の総体量が少なく、螢光も弱い。
期癌では組織に吸収されたヘマトポルフイリン誘
導体の総体量が少なく、螢光も弱い。
この時周辺正常組織からの自家螢光もあり、従
来の方法では正確な判別が不可能であつたが本発
明では、後述するように螢光を分光して精密に診
断する。
来の方法では正確な判別が不可能であつたが本発
明では、後述するように螢光を分光して精密に診
断する。
内視鏡21には病巣部位等を照射するパルス光
を伝送するライトパイプを内蔵している。
を伝送するライトパイプを内蔵している。
この実施例装置では、治療のための第1のパル
ス光源24、精密診断のための第2のパルス光源
23および全体を診断するための第3の光源であ
る白色光源26が設けられている。
ス光源24、精密診断のための第2のパルス光源
23および全体を診断するための第3の光源であ
る白色光源26が設けられている。
第1のパルス光源24および第2のパルス光源
23からの光は同一のライトパイプに切り換え接
続され、白色光源26からの光はさらに他のライ
トパイプから病巣に向けて送出される。
23からの光は同一のライトパイプに切り換え接
続され、白色光源26からの光はさらに他のライ
トパイプから病巣に向けて送出される。
第5図は第1および第2のパルス光源の実施例
を示す図である。図中数字24の示す破線で囲ま
れた部分が630nmの第1レーザ光パルスを発生
する部分、数字23の示す破線で囲まれた部分が
405nmの第2レーザ光パルスを発生する部分で
ある。
を示す図である。図中数字24の示す破線で囲ま
れた部分が630nmの第1レーザ光パルスを発生
する部分、数字23の示す破線で囲まれた部分が
405nmの第2レーザ光パルスを発生する部分で
ある。
エキシマレーザ50は第1のパルス光源24お
よび第2のパルス光源23で共通に用いられ、第
1のパルス光源24の色素レーザDL1(630n
m)、第2のパルス光源23の色素レーザDL2
(405nm)を励起可能である。L4,L5は集束
レンズ、M1,M4は半透明鏡、M2,M3はそ
れぞれ全反射鏡である。切換部25は二つの開口
25a,25bを持つシヤツタである。このシヤ
ツタは手動操作により移動可能であり、治療時に
はエキシマレーザ50、開口25a、レンズL4
の光路を形成し色素レーザDL1を励起し、精密
診断時にはエキシマレーザ50、開口25b、レ
ンズL5の光路を形成し色素レーザDL2を励起
する。
よび第2のパルス光源23で共通に用いられ、第
1のパルス光源24の色素レーザDL1(630n
m)、第2のパルス光源23の色素レーザDL2
(405nm)を励起可能である。L4,L5は集束
レンズ、M1,M4は半透明鏡、M2,M3はそ
れぞれ全反射鏡である。切換部25は二つの開口
25a,25bを持つシヤツタである。このシヤ
ツタは手動操作により移動可能であり、治療時に
はエキシマレーザ50、開口25a、レンズL4
の光路を形成し色素レーザDL1を励起し、精密
診断時にはエキシマレーザ50、開口25b、レ
ンズL5の光路を形成し色素レーザDL2を励起
する。
エキシマレーザ50の発振波長は308nm、パ
ルス幅30ns、エネルギーは数mJ〜100mJ可変で
60Hzまたはその整数分の1の周波数で繰り返し発
振させられる。
ルス幅30ns、エネルギーは数mJ〜100mJ可変で
60Hzまたはその整数分の1の周波数で繰り返し発
振させられる。
第1のパルス光源の波長を630nmにしたのは
この波長のレーザ光が生体組織内部に照射された
とき生体組織に吸収されにくく、ヘマトポルフイ
リン誘導体に効率よく吸収されるからである。第
2のパルス光源の波長を405nmにしたのは第3
図で説明した癌病巣部位特有の螢光を励起させる
ことができるからである。
この波長のレーザ光が生体組織内部に照射された
とき生体組織に吸収されにくく、ヘマトポルフイ
リン誘導体に効率よく吸収されるからである。第
2のパルス光源の波長を405nmにしたのは第3
図で説明した癌病巣部位特有の螢光を励起させる
ことができるからである。
第2図に示す一般的な観察用の白色パルス光源
26からの光は、内視鏡の第2のライトパイプに
導かれる。白色光照射によるA,B部位の像は後
述するようにテレビジヨンモニタで観測される。
26からの光は、内視鏡の第2のライトパイプに
導かれる。白色光照射によるA,B部位の像は後
述するようにテレビジヨンモニタで観測される。
本発明による装置の全体の系、前記各光源の起
動、画像再生、スペクトル解析等は、制御部40
により60Hzの基本タイミングで制御される。
動、画像再生、スペクトル解析等は、制御部40
により60Hzの基本タイミングで制御される。
このタイミングは全体の動作の説明の欄で詳述
する。
する。
内視鏡21のイメージガイドの出力部には半透
明鏡31が対応させられている。この半透明鏡3
1によつてイメージガイドからの画像は二方向に
分離される。半透明鏡31を透過した像は診断時
のみ解放されるシヤツタ41を介してテレビカメ
ラ27に入力される。
明鏡31が対応させられている。この半透明鏡3
1によつてイメージガイドからの画像は二方向に
分離される。半透明鏡31を透過した像は診断時
のみ解放されるシヤツタ41を介してテレビカメ
ラ27に入力される。
第2のパルス光源23による照射または白色パ
ルス光源26により照射されたA,B部位の画
像、あるいは両者の照射による画像は診断時にテ
レビジヨンカメラ27により撮像され、テレビモ
ニタ28で観察される。
ルス光源26により照射されたA,B部位の画
像、あるいは両者の照射による画像は診断時にテ
レビジヨンカメラ27により撮像され、テレビモ
ニタ28で観察される。
半透明鏡31によつて反射された像はシヤツタ
42および集束レンズL1を介して分光器29に
入力される。分光器29ではA,B部位の画像を
分光する。この分光された像は集束レンズL2
で、像増強管32の光電面32aに投影される。
第6図に光分器29の出力と像増強管32の光電
面の関係を略図示してある。
42および集束レンズL1を介して分光器29に
入力される。分光器29ではA,B部位の画像を
分光する。この分光された像は集束レンズL2
で、像増強管32の光電面32aに投影される。
第6図に光分器29の出力と像増強管32の光電
面の関係を略図示してある。
像増強管32はその光電面32aに投影された
患部のスペクトルをマイクロチヤンネルプレート
32bで増倍して螢光面32c上に増倍して出力
する。
患部のスペクトルをマイクロチヤンネルプレート
32bで増倍して螢光面32c上に増倍して出力
する。
像増強管32とSIT撮像管35の関係を第7図
に略図示してある。
に略図示してある。
撮像管35はフエースプレート35a、その内
面に形成されている光電面35b、イメージター
ゲツト35c、電子銃35eを持ちスペクトルを
図形化のための信号取り出しに用いられる。
面に形成されている光電面35b、イメージター
ゲツト35c、電子銃35eを持ちスペクトルを
図形化のための信号取り出しに用いられる。
SIT撮像管35の光電面35bに対応して形成
されたイメージターゲツト35cの像を走査ビー
ム35dにより走査する。第8図にスペクトルと
走査線の関係を略図示してある。SIT撮像管35
の出力はスペクトル解析部36により、走査線ご
とに積分される。
されたイメージターゲツト35cの像を走査ビー
ム35dにより走査する。第8図にスペクトルと
走査線の関係を略図示してある。SIT撮像管35
の出力はスペクトル解析部36により、走査線ご
とに積分される。
第9図に取り出された映像信号Aとその映像信
号の積分波形を示してある。第9図Aは第8図の
n−1番目の走査線とn番目の走査線で取り出さ
れた映像信号とを示している。同図Bはスペクト
ル解析部36における各走査線の映像信号の積分
波形を示す。第9図はn−1番目の走査線に対応
する波長のスペクトル強度よりも、n番目の走査
線に対応する波長のスペクトル強度の方が大きい
ことを示している。つまり走査線の空間的間隔に
よりスペクトルをサンプリングして積分し、当該
部分のスペクトル強度を得ているのである。
号の積分波形を示してある。第9図Aは第8図の
n−1番目の走査線とn番目の走査線で取り出さ
れた映像信号とを示している。同図Bはスペクト
ル解析部36における各走査線の映像信号の積分
波形を示す。第9図はn−1番目の走査線に対応
する波長のスペクトル強度よりも、n番目の走査
線に対応する波長のスペクトル強度の方が大きい
ことを示している。つまり走査線の空間的間隔に
よりスペクトルをサンプリングして積分し、当該
部分のスペクトル強度を得ているのである。
積分された出力は第10図に示すように表示さ
れる。積分値をA/D変換してデータとして出力
してもよい。
れる。積分値をA/D変換してデータとして出力
してもよい。
次に前記構成の装置の動作を制御部40の動作
に関連して説明する。
に関連して説明する。
前記装置は、まず癌を発見する診断のード、発
見した癌を前記第1のレーザ光パルスで照射して
光感受性物質であるヘマトポルフイリン誘導体を
吸収している癌細胞のみを殺す治療のモード、前
記治療の結果を再び診断して完治を確認する診断
のモードの順に繰り返し使用される。
見した癌を前記第1のレーザ光パルスで照射して
光感受性物質であるヘマトポルフイリン誘導体を
吸収している癌細胞のみを殺す治療のモード、前
記治療の結果を再び診断して完治を確認する診断
のモードの順に繰り返し使用される。
第4図に診断および治療のモードにおける第
1、第2の光源および白色パルス光の発光のタイ
ミングと、撮像のタイミングを示してある。
1、第2の光源および白色パルス光の発光のタイ
ミングと、撮像のタイミングを示してある。
全てのパルス光源は、テレビ系の垂直同期パル
ス(60Hz)に同期するように制御部40によりタ
イミング制御される。
ス(60Hz)に同期するように制御部40によりタ
イミング制御される。
診断モードでは、第2レーザパルスは前記垂直
同期信号と同期してデレビ系の垂直ブランキング
内に発光させられる。波長は約405nm、パルス
幅約30nsである。
同期信号と同期してデレビ系の垂直ブランキング
内に発光させられる。波長は約405nm、パルス
幅約30nsである。
この光で病巣部を照射すると、後述のごとく、
癌病巣に局在的に吸収されたヘマトポルフイリン
誘導体が螢光を発生する。第2のレーザパルス
(診断用405nmレーザ光)を病巣部に照射して得
られる光には、 (i) 405nm光自体の病巣部からの散乱光(或い
は反射光) (ii) 正常組織からの「自家発光」(これは405nm
照射時に正常組織が発する螢光のことで、通常
580nm付近の波長で発光する)。
癌病巣に局在的に吸収されたヘマトポルフイリン
誘導体が螢光を発生する。第2のレーザパルス
(診断用405nmレーザ光)を病巣部に照射して得
られる光には、 (i) 405nm光自体の病巣部からの散乱光(或い
は反射光) (ii) 正常組織からの「自家発光」(これは405nm
照射時に正常組織が発する螢光のことで、通常
580nm付近の波長で発光する)。
(iii) HpDからの螢光(630、690nmに極大を持つ
HpD特有の赤色螢光)の3種類があります。
HpD特有の赤色螢光)の3種類があります。
本発明ではイメージガイドを通して得られる(i)
+(ii)+(iii)の光から(iii)成分のみを的確に捕えるた
め
に分光器を使用して分光検出する。
+(ii)+(iii)の光から(iii)成分のみを的確に捕えるた
め
に分光器を使用して分光検出する。
また、病巣部を白色光で照射した時の画像は視
覚による定性的な判断に供される。
覚による定性的な判断に供される。
白色光の点灯のタイミングは第4図Cに示すよ
うに第2の光源の点灯、第4図A、の間に挿入さ
れる。
うに第2の光源の点灯、第4図A、の間に挿入さ
れる。
第4図Dは、第4図Aに示す第2の光源からの
レーザ光パルスにより励起された癌病巣部からの
螢光発光を示している。
レーザ光パルスにより励起された癌病巣部からの
螢光発光を示している。
第4図Eは像増強管32のゲートを開く期間を
示す波形であり、この期間に発生した情報すなわ
ち、第4図Dに示す癌病巣部からの螢光発光に原
因する螢光発光のスペクトルのみを増強する。増
強されたスペクトルは、撮像管35の走査により
順次取り出されスペクトル解析部36で走査線ご
とに積分され表示器37によりスペクトル図形と
して表示される。
示す波形であり、この期間に発生した情報すなわ
ち、第4図Dに示す癌病巣部からの螢光発光に原
因する螢光発光のスペクトルのみを増強する。増
強されたスペクトルは、撮像管35の走査により
順次取り出されスペクトル解析部36で走査線ご
とに積分され表示器37によりスペクトル図形と
して表示される。
このスペクトル図形により精密な診断、テレビ
ジヨンモニタにより定性的な診断がされる。
ジヨンモニタにより定性的な診断がされる。
癌病巣の治療は前記第1の光源24からの光パ
ルスを癌病巣に照射することにより行われる。
ルスを癌病巣に照射することにより行われる。
本発明による装置は以上のように構成され動作
するものであるから以下のような効果が期待でき
る。
するものであるから以下のような効果が期待でき
る。
制御部により、第2の光源(診断用405nmレ
ーザ光)のパルス発光とスペクトル撮像装置のス
ペクトル撮像を同期させているので、そのパルス
発光により励起された螢光発光を効率よく取り込
むことができる。
ーザ光)のパルス発光とスペクトル撮像装置のス
ペクトル撮像を同期させているので、そのパルス
発光により励起された螢光発光を効率よく取り込
むことができる。
病巣の螢光発光を分光器により分光して螢光発
光のスペクトルを得て、このスペクトルをスペク
トル撮像装置で撮像して、スペクトル解析して表
示できるので、精密な診断が可能となる。
光のスペクトルを得て、このスペクトルをスペク
トル撮像装置で撮像して、スペクトル解析して表
示できるので、精密な診断が可能となる。
前記スペクトルはスペクトルの拡がりと直角方
向に水平走査する撮像管により取り出され、解析
部で走査線ごとに映像信号を積分するのでスペク
トルの拡がりに直角な幅方向のエネルギーを有効
に利用できる。
向に水平走査する撮像管により取り出され、解析
部で走査線ごとに映像信号を積分するのでスペク
トルの拡がりに直角な幅方向のエネルギーを有効
に利用できる。
なお、スペクトルの拡がり方向の分解は走査線
の密度できまる。
の密度できまる。
次に第3の光源とテレビジヨン装置を用い、前
記スペクトル解析と共に患部の白色光照射像の同
時観察が可能であるから、病巣の位置関係の把握
が容易になる。
記スペクトル解析と共に患部の白色光照射像の同
時観察が可能であるから、病巣の位置関係の把握
が容易になる。
また、白色光照射のタイミングは、制御部によ
りスペクトル分析のための第2の光減の照射と時
分割されているので、スペクトル分析の妨げにな
らない。
りスペクトル分析のための第2の光減の照射と時
分割されているので、スペクトル分析の妨げにな
らない。
すなわち、第2の光源による照射に同期してス
ペクトルの撮像が行われるが、このときは、白色
光による照射は行われていない。
ペクトルの撮像が行われるが、このときは、白色
光による照射は行われていない。
したがつて、白色光の反射成分等が混入するお
それは、全くない。
それは、全くない。
第1図は従来の癌の診断および治療装置の構成
を示す概略図である。第2図は本発明による癌の
診断装置を用いた癌の診断装置の実施例を示すブ
ロツク図である。第3図は癌病巣部に含有された
ヘマトポルフイリン誘導体の螢光発光特性を示す
グラフである。第4図は本発明による装置の動作
を説明するためのタイミングチヤートである。第
5図はレーザ光源部の構成を示すブロツク図であ
る。第6図は分光器の出力であるスペクトラムと
像増強管の光電面上の像の関係を示す斜視図であ
る。第7図は像増強管と撮像管の関係を示す概略
図である。第8図はテレビジヨン系の走査線とス
ペクトラムの位置的関係を示す説明図である。第
9図は映像信号とその積分波形を示す波形図であ
る。第10図はスペクトラムの波形表示例を示す
図である。 21……内視鏡、23……第2パルス光源、2
4……第1パルス光源、25……切り換え部、2
6……白色パルス光源、27……テレビカメラ、
28……テレビモニタ、29……分光器、31…
…半透明鏡、32……像増強管、33……ゲート
パルス発生器、34……結合レンズ、35……
SIT受光部、36……スペクトラム解析部、37
……表示器、41……テレビカメラ用シヤツタ。
を示す概略図である。第2図は本発明による癌の
診断装置を用いた癌の診断装置の実施例を示すブ
ロツク図である。第3図は癌病巣部に含有された
ヘマトポルフイリン誘導体の螢光発光特性を示す
グラフである。第4図は本発明による装置の動作
を説明するためのタイミングチヤートである。第
5図はレーザ光源部の構成を示すブロツク図であ
る。第6図は分光器の出力であるスペクトラムと
像増強管の光電面上の像の関係を示す斜視図であ
る。第7図は像増強管と撮像管の関係を示す概略
図である。第8図はテレビジヨン系の走査線とス
ペクトラムの位置的関係を示す説明図である。第
9図は映像信号とその積分波形を示す波形図であ
る。第10図はスペクトラムの波形表示例を示す
図である。 21……内視鏡、23……第2パルス光源、2
4……第1パルス光源、25……切り換え部、2
6……白色パルス光源、27……テレビカメラ、
28……テレビモニタ、29……分光器、31…
…半透明鏡、32……像増強管、33……ゲート
パルス発生器、34……結合レンズ、35……
SIT受光部、36……スペクトラム解析部、37
……表示器、41……テレビカメラ用シヤツタ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 治療のための光源からの光を伝送するライト
パイプおよび観察用のイメージガイドを持つ内視
鏡の先端を腫瘍に親和性のある光感受性物質が予
め吸収させられている病巣部に対向させてその部
分を第1の光源からのレーザ光パルスで照射して
癌病巣の治療を行う癌の治療装置において、前記
ライトパイプを介して前記病巣部に送出され、前
記病巣部に吸収されている前記腫瘍に親和性のあ
る光感受性物質に特徴的なスペクトル分布の螢光
発光をさせる診断のための第2のパルス光源と、
前記第1のパルス光源と第2のパルス光源の動作
を切り換える切り換え装置と、前記観察用のイメ
ージガイドにより取り出される病巣の螢光発光を
分光して螢光発光のスペクトルを得る分光器と、
前記スペクトルを撮像するスペクトル撮像装置
と、前記撮像装置の出力信号を演算処理してスペ
クトルを図形化して表示する解析表示装置と、第
2の光源のパルス発光の制御と前記撮像装置の前
記第2のパルス光源の発光に同期させる制御をす
る制御部とを設けて構成したことを特徴とするレ
ーザ光パルスを用いた癌の診断装置。 2 前記腫瘍に親和性のある光感受性物質はヘマ
トポルフイリン誘導体である特許請求の範囲第1
項記載のレーザ光パルスを用いた癌の診断装置。 3 前記第2のパルス光源はパルスレーザで励起
される発振波長約405nmの色素レーザである特
許請求の範囲第2項記載のレーザ光パルスを用い
た癌の診断装置。 4 前記パルスレーザはエキシマレーザである特
許請求の範囲第3項記載のレーザ光パルスを用い
た癌の診断装置。 5 前記切り換え装置は、前記エキシマレーザで
第1のレーザ光パルスを発生する色素レーザと第
2のレーザ光パルスを発生する色素レーザの励起
を切り換えるシヤツタである特許請求の範囲第4
項記載のレーザ光パルスを用いた癌の診断装置。 6 前記スペクトルを撮像する撮像装置は、スペ
クトルの拡がりと直角方向に水平走査する撮像管
である特許請求の範囲第1項記載のレーザ光パル
スを用いた癌の診断装置。 7 前記撮像装置の出力信号を演算処理してスペ
クトルを図形化して表示する解析表示装置は、前
記撮像管の走査線ごとに映像信号を積分してスペ
クトルの強度を演算して、スペクトルの強度の分
布図形として表示する特許請求の範囲第6項記載
のレーザ光パルスを用いた癌の診断装置。 8 治療のための光源からの光を伝送するライト
パイプおよび観察用イメージガイドを持つ内視鏡
の先端を腫瘍に親和性のある光感受性物質が予め
吸収させられている病巣部に対向させてその部分
を第1の光源からのレーザ光パルスで照射して癌
病巣の治療を行う癌の治療装置において、前記ラ
イトパイプを介して前記病巣部に送出され、前記
病巣部に吸収されている前記腫瘍に親和性のある
光感受性物質に特徴的なスペクトル分布の螢光発
光をさせる診断のための第2のパルス光源と、第
3の白色パルス光源と、前記観察用のイメージガ
イドにより取り出される病巣の像を分岐させる光
分割器と、前記光分割器で分岐された一方の像を
分光してスペクトルを得る分光器と、前記スペク
トルを撮像するスペクトル撮像装置と、前記撮像
装置の出力信号を演算処理してスペクトルを図形
化して表示する解析表示装置と、前記光分割器で
分岐された他方の像を撮像再生するテレビジヨン
装置と、第2の光源のパルス発光と第3の光源の
パルス発光を時分割制御し、前記スペクトル撮像
装置の撮像を前記第2のパルス光源の発光に同期
させる制御をする制御部とを設けて構成したこと
を特徴とするレーザ光パルスを用いた癌の診断装
置。
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57151404A JPS5940830A (ja) | 1982-08-31 | 1982-08-31 | レ−ザ光パルスを用いた癌の診断装置 |
US06/474,302 US4556057A (en) | 1982-08-31 | 1983-03-11 | Cancer diagnosis device utilizing laser beam pulses |
GB08322219A GB2126717B (en) | 1982-08-31 | 1983-08-18 | Device for diagnosing cancers |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57151404A JPS5940830A (ja) | 1982-08-31 | 1982-08-31 | レ−ザ光パルスを用いた癌の診断装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS5940830A JPS5940830A (ja) | 1984-03-06 |
JPS639464B2 true JPS639464B2 (ja) | 1988-02-29 |
Family
ID=15517844
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP57151404A Granted JPS5940830A (ja) | 1982-08-31 | 1982-08-31 | レ−ザ光パルスを用いた癌の診断装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4556057A (ja) |
JP (1) | JPS5940830A (ja) |
GB (1) | GB2126717B (ja) |
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---|---|---|---|---|
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