JPH0358729B2

JPH0358729B2 -

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Publication number: JPH0358729B2
Application number: JP62087005A
Authority: JP
Inventors: Susumu Suzuki; Kazuyuki Ishida
Original assignee: Agency of Industrial Science and Technology
Current assignee: National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Priority date: 1987-04-10
Filing date: 1987-04-10
Publication date: 1991-09-06
Also published as: JPS63252134A

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イリン誘導体（以下
HPD）等、腫瘍に対して親和性の強い螢光物質
が予め注入された主体の気管、膀胱などの所定部
位に対し、螢光発光を行わせるための励起光を照
射し、この時生ずる螢光の強度により腫瘍の診断
を行う螢光検出を利用したがん診断装置に関す
る。

〔従来の技術〕

従来、がんの診断・治療にHPDなどの腫瘍に
対して親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59−40830号、
特開昭59−40869号、USP4556057号）。

第９図は従来の診断装置の基本的な構成を示す
ブロツク図で、図中、１は組織表面、２はイメー
ジガイド、３，４，５はライトガイド、６はカラ
ーカメラ、７は白色光源、８はレーザ光源、９は
分光器、１０は螢光スペクトル像、１１は高感度
カメラ、１２は解析回路、１３，１４はモニタ、
１５はフアイバ束、１７は内視鏡系、１８は光化
学反応診断治療系である。

図において、装置の構成は通常の内視鏡診断系
１７と光化学反応診断治療系１８に分けられる。
フアイバ束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思われる部位
に挿入されている。内視鏡系１７は、組織表面１
を照射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、カラーカメラ６
で撮像された組織表面１の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により患者
に導かれ、患部に照射される。

次に作用を説明すると、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、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１１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の双峰系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り、特に早期がんの診
断・治療に大きく貢献できる。

〔発明が解決すべき問題点〕

前述したように、従来の装置はHPDの腫瘍に
対する親和性を利用して診断と治療を行うもので
ある。特に、診断時のHPDからの螢光検出には、
そのスペクトル強度を観察する方法が用いられて
いる。つまり、従来の方法では第９図のライトガ
イド５で検出された螢光の総量のスペクトル強度
を表示している。しかるに、この方法の問題点と
して次のことが挙げられる。

モニタ１３上に写つているカラー像のどの部
分の螢光がライトガイド５で検出されているか
確認できない。

検出範囲内での２次元的な螢光強度分布が観
察できないため、がんの正確な位置、形状が分
からない。

螢光の２次元的な強度分布が観察できたとし
ても、それは、レーザ出力の変動、内視鏡先端
の照射口から組織までの距離や照射角度の変動
により大きく変化するため、正常部とがん部と
の識別が非常に困難になる。

以上の問題点は、がん診断装置の基本的な機
能、性能に直接関わるものであり、強く改善が望
まれていたところである。

ところで、上記については、スペクトル強度
の見かけ上の変動を補正するため、励起光の反射
光を利用するものが提案されている（特願昭61−
90149号）。

第１０図はこのような補正原理を説明するため
の図であり、照射フアイバと検出フアイバの組織
に対する位置関係を示している。

図において、照射フアイバ４は照射される組織
１の面に対して距離ｌ、角度θの位置にあり、こ
れからＰ（ジユール毎回）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
Iinは、 Iin＝Iin（Ｐ、ｌ、θ）のように前述した変動要因Ｐ、ｌ、θの関数とな
る。この励起光により発生する螢光量IFは次の
ように表される。

IF＝k₀・Iin・ηF・ｎ k₀：Ｐ、ｌ、θに無関係な定数 ηF：HPDの螢光効率ｎ：HPDの濃度なお、螢光量（IF）はHPD濃度（ｎ）と厳密
な比例関係にはないが、実際的なｎの値（10^-5〜
10^-6mol／）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、検出フアイバに入る
のをIf、螢光検出効率をηDとすると、 If＝IF・ηD ＝k₀・Iin・ηF・ｎ・ηD となる。ηDは螢光部と検出フアイバの相対位置
（ｌ、θ）と、第１１図で示す有効集光範囲Ｓの
関数となる。有効集光範囲Ｓは第１１図に示す励
起光照射範囲と検出フアイバ視野との重なり部分
として表され、照射フアイバのふらつきなどによ
り変動し、次式のように表される。

ηD＝ηD（ｌ、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、検出フアイバに入る反射光Irは、 Ir＝k₁・Iin・Ｒ・η′D k₁：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ち、
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、検出フアイバも同じものを
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、反応光のうち表面反射光を
除いた散乱反射光は螢光と同じく等方向であるか
ら、必要に応じてこれだけを偏光フイルタで分
離、検出すれば指向性の条件も同様になる。した
がつて、 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僅
かであり、しかも固定フアクタと見なせるため実
用上の問題は生じない。

したがつて、 Ir＝k₁・Iin・Ｒ・ηD となる。

検出螢光強度Ifを検出反射光強度Irで規格化す
ると、 If／Ir＝k₂・ηF・ｎ／Ｒとなる。なお、k₂は（k₀／k₀）でＰ、ｌ、θに無
関係な定数である。そのため、If／Irは、HPDの
螢光効率（ηF）とHPD濃度（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、ｌ、θ、Ｓを除
去することができる。即ち、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。

このように、励起光の反射光を用いて螢光の見
かけ上の変動を補正することは非常に有効な方法
であり、しかも励起光そのものを利用しているた
め、装置に付加されるハードウエアも僅かですむ
という利点がある。

しかしながら、このようにして検出された反射
光の総量で規格化する方式を用いたのでは、検出
視野内での螢光部位の遠近や見通し角の大小に応
じた正確な補正をすることはできない。

本発明は上記問題点を解決するためのもので、
従来の螢光のスペクトル強度のみの検出に加え、
螢光強度の２次元分布（以下、螢光イメージと言
う）の観察も可能にすると共に、励起光の強度、
照射距離、角度変動の補正も実現することのでき
る螢光検出を利用したがん診断装置を提供するこ
とを目的とする。

〔問題点を解決するための手段〕

そのために本発明は、腫瘍に対して親和性の強
い螢光物質が予め注入された生体の所定の部位に
励起光を照射し、照射により生じた螢光を検出す
ることにより腫瘍の診断を行うがん診断装置にお
いて、励起光を照射する励起光照射手段と、診断
用照明光を照射する照射手段と、照射された部位
を観察するためのイメージガイドと、イメージガ
イドの出力を第１のイメージと第２のイメージに
分岐する分岐手段と、第１のイメージを撮像する
テレビカメラと、第２のイメージから螢光像と励
起光の反射光像をそれぞれ分離して撮像するとと
もに、螢光像を励起光の反射光像で強度的に規格
化する高感度撮像手段と、テレビカメラと高感度
撮像手段の出力信号が入力され、高感度撮像手段
の出力信号とテレビカメラの出力信号を重ね合わ
せて画像情報を作成する画像合成手段と、励起光
照射手段と照明光照射手段と高感度撮像手段の動
作を所定のタイミングにしたがつて制御するタイ
ミングコントローラとを備えたことを特徴とす
る。

〔作用〕

本発明は、励起光を選択的に透過する光学フイ
ルタと、HPDの螢光を選択的に透過する光学フ
イルタを用いて螢光および反射光イメージを分離
して高感度カメラによりそれぞれ独立に撮像し、
ここから得られる螢光イメージ信号を反射光イメ
ージ信号により２次元像で規格化することにより
検出視野内での螢光部位の幾何学的条件に左右さ
れない正確な補正が可能となり、螢光強度の見か
け上の不要な変動も補正することができる。

〔実施例〕

以下、実施例を図面を参照して説明する。

第１図は本発明による螢光検出を利用したがん
診断装置の実施例を示すブロツク図で、４０１は
タイミングコントローラ、４０３は白色光源、４
０５は分光器、４０６は高感度カメラ、４０７は
スペクトル像、４０８は解析回路、４０９，４１
０はモニタ、４１１は組織表面、４１２はレーザ
光源、４１３は内視鏡、４１４は切り換え装置、
４１５は診断光源、４１６は治療光源、４１７，
４１８，４２０はライトガイド、４１９はイメー
ジガイド、４３０は分岐器、４３３はカラーカメ
ラ、４３４は螢光イメージ処理系、４３７は画面
合成回路である。

図において、内視鏡４１３は予めHPD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４１
７，４１８，４２０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
光源４０３からの光を患部に導き、組織４１１を
照射する。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４
１１に照射される。レーザ光源４１２は治療光源
４１６と診断光源４１５、および切り換え装置４
１４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のスペクトルを検
出するための光フアイバである。これは、螢光ス
ペクトル処理系４０９の中の分光器４０５へ接続
される。分光器４０５からは、HPD螢光スペク
トルを観察するため、600〜700nｍ帯のスペクト
ル像４０７が出力される。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。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、ここで
は撮像されたスペクトル像４０７をスペクトル波
形に図形化し、モニタ４０９へ出力する。

イメージガイド４１９は照射部を観察するため
のフアイバ束である。ここから出力される光学イ
メージは、分岐器４３０により分岐され、それぞ
れカラーカメラ４３３および螢光イメージ処理系
４３４へ供給される。カラーカメラ４３３は通常
の内視鏡像を観察するためのもので、カラービデ
オ信号４３５が出力される。螢光イメージ処理系
４３４は螢光イメージ信号４３６を出力する。画
像合成回路４３７では、カラービデオ信号４３５
に対して、螢光イメージ信号４３６がスーパーイ
ンボーズされ、モニタ４１０において、カラー像
の上に擬似カラー的にマツピングされた螢光イメ
ージを観察することができる。

このように、本実施例によれば、モニタ上で、
螢光スペクトル、カラー像、螢光イメージを同時
に見ることができる。

次に、タイミングコントローラ４０１による制
御について説明する。

前述のように、本装置では、カラー像による通
常の内視鏡診断と螢光情報による診断は同時に進
行する。このため、照明用白色光が螢光スペクト
ルに影響しないように、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、シヤツタを閉じている。

第２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ヤートで
あり、同図イ，ロ，ハはそれぞれ白色光源、レー
ザ光源、高感度カメラシヤツタの動作波形図であ
る。

図において、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はタンミングコント
ローラ４０１から供給される。後述するように、
螢光イメージ処理系４３４の中にも高感度カメラ
は含まれており、第２図のチヤートに従つて高感
度カメラ４０６と同じ撮像動作を行う。

次に、本発明の特徴部分である螢光イメージ処
理系４３４をさらに詳細に説明する。

第３図は螢光イメージ処理系４３４の一実施例
を示す図で、６０１は光学フイルタ、６０３は高
感度カメラ、６０５はレベルスライサである。

図において、分岐器４３０で分岐されたイメー
ジ４３１は通過帯域概略630±10nｍの光学フイ
ルタ６０１により反射光イメージが除かれ、螢光
イメージ６０２のみが得られる。これは、第２図
に示すチヤートに従い、撮像動作を行う高感度カ
メラ６０３により撮像される。螢光イメージ信号
６０４はレベルスライサ６０５により、所定値以
上の時は“１”、以下の時は“０”の２値化信号
に変換され、２値化螢光イメージ信号として出力
される。この信号は画面合成回路４３７において
カラービデオ信号４３５にスーパーインポーズさ
れ、モニタ４１０上に表示される。

第３図に示す実施例は、反射光イメージによる
螢光イメージの強度的な規格化を行わないもので
あり、これだけでも大まかな螢光位置および強度
は知ることができる。しかし、実際の診断の条件
下においては、前述した螢光強度の見かけ上の変
動のため正確な診断が難しくなる。

第４図は、この問題を解決するための規格化機
能を含んだ螢光イメージ処理系の他の実施例を示
すブロツク図で、７０１はハーフミラー、７０２
はミラー、７０５，７０６は光学フイルタ、７０
９は高感度カメラ、７１０はタイミング信号源、
７１４はＡ／Ｄ変換器、７１６は遅延回路、７１
８は割算器、７２０は画像メモリ、７２２はレベ
ルスライサである。

図において、螢光イメージ処理系４３４に入つ
た光学イメージ４３１はハーフミラー７０１およ
びミラー７０２により２つの平行イメージ７０
３，７０４に分けられる。これらのイメージはそ
れぞれ通過域概略405±5nｍおよび630±10nｍの
光学フイルタ７０５，７０６に導かれ、出力とし
て空間的に分離した平行した螢光イメージ７０８
と反射光イメージ７０７が得られる。この２つの
イメージは、高感度カメラ７０９の撮像面（光電
面）の異なる位置にそれぞれ結像されることとな
る。

第５図は撮像面上のイメージを模式的に示した
図である。図中、Ｓは撮像面、Ｒは走査領域、Ｌ
は走査線、FIは螢光イメージ、RIは反射光イメ
ージである。

図において、螢光イメージFIと反射光イメー
ジRIの任意の対応点P_F，P_Rの走査時刻の差はT_D
である。したがつて、第４図の高感度カメラ出力
ビデオ信号７１２においては、時間差T_Dの所に
２つのイメージの対応する点の信号が得られる。
この信号はＡ／Ｄ変換器７１４によりデジタル信
号７１５に変換される。次に、遅延時間T_Dを有
する遅延回路７１６によりデジタル信号７１５が
遅延される。これにより、割算器７１８の入力端
にはP_FとP_Rに対応する信号が同時に得られ、割
算P_F／P_Rが実行される。したがつて割算器７１
８の出力信号７１９により、規格化イメージを得
ることができる。画像メモリ７２０は、信号７１
９から規格化イメージ部を取り込み、後のカラー
イメージ４３５との合成（第１図参照）の際必要
となる位置合わせなどの処理を行う。規格化イメ
ージ信号７２１はレベルスライサ７２２で２値化
され、２値化螢光信号４３６として出力される。
この方法によれば、非常に高価な高感度カメラは
１個使うだけで２つのイメージの撮像が可能にな
る。

第６図は螢光イメージ処理系４３４の他の実施
例の示す図で、第４図と同一番号は同一内容を示
している。なお７２３は小型モータである。

本実施例は２つの光学フイルタ７０５，７０６
を機械的手段により時間的に切り替えるようにし
ている点のみ第４図の場合と相違している。これ
は、高感度カメラの撮像口径が小さかつたり、大
きな（したがつて高解像度の）螢光イメージが必
要だつたりする場合、第４図のように空間的に２
つの像を分けるのではなく、これらを時間的に分
けている。

図において、タイミング信号源７１０で制御さ
れる小型モーター７２３によりフイルタ７０５，
７０６を切り替え、１フレーム毎に螢光イメージ
と反射光イメージを得るものである。後の処理は
第４図に示すものと同じである。ただ、遅延回路
７１６での遅延時間をT_Dから１フレーム周期
（1/30秒）に変更するだけである。これは、２つ
のイメージの対応する点P_F，P_Rの信号上での時
間差が、第４図ではT_D、第６図では1/30秒であ
ることによる。第７図に第６図の各部の信号のタ
イミングチヤートを示す。

カラービデオ信号４３５と２値化された螢光信
号４３６との合成の結果、第８図に模式的に示す
ようにモニタ上にはカラー像上にマツプされた螢
光イメージの分布が観察される。

以上、図面を用いて本発明の実施例を詳細に述
べたが、本発明の変形、応用は上述の実施例のみ
にとどまらず、種々の構成が可能である。特に、
光学系、撮像系に関しては、例えば、第１図にお
けるライトガイド４２０をイメージガイド４１９
で共用し、ここから得られるイメージ４３１（ま
たはイメージ４３２）をさらに分岐し、これを分
光器４０５に導く方法やスペクトル像４０７を撮
像するための高感度カメラ４０６を螢光イメージ
撮影用の高感度カメラと時分割または撮像面上で
の空間分割により共用し、ハードウエアの低減を
はかるなどしてもよい。

〔発明の効果〕

以上のように本発明によれば、腫瘍に対して親
和性の強い螢光物質が予め注入された生体の所定
の部位に対して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
るがん診断装置において、従来螢光スペクトル強
度のみで診断を行つていた方法に比べ、カラー内
視鏡像の上に、強度に応じてマツピングされた螢
光イメージをリアルタイムで観察することができ
るようにした結果、がんの正確な部位、形態な
ど、診断上極めて重要な情報を得ることが可能と
なり、さらに、検出螢光強度の見かけ上の変動
も、螢光イメージを反射光イメージで２次元的に
規格化することにより的確に補正することが可能
となり、診断を著しく困難にしていた強度変動の
問題も解決することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による螢光検出を利用したがん
診断装置の実施例の全体構成を示すブロツク図、
第２図は本発明の実施例の装置の動作タイミング
を説明するための図、第３図は螢光処理系の一実
施例を示す図、第４図は螢光処理系の他の実施例
を示す図、第５図は撮像面上のイメージを示す
図、第６図は螢光処理系の他の実施例を示す図、
第７図は第６図における動作タイミングチヤート
を示す図、第８図はモニタ上での表示例を示す
図、第９図は従来のがん診断装置を示す図、第１
０図は照射フアイバと検出フアイバの組織に対す
る位置関係を示す図、第１１図は照射フアイバと
検出フアイバの視野の関係を示す図である。４０１……タイミングコントローラ、４０３…
…白色光源、４０５……分光器、４０６……高感
度カメラ、４０７……スペクトル像、４０８……
解析回路、４０９，４１０……モニタ、４１１…
…組織表面、４１２……レーザ光源、４１３……
内視鏡、４１４……切り換え装置、４１５……診
断光源、４１６……治療光源、４１７，４１８，
４２０……ライトガイド、４１９……イメージガ
イド、４３０……分岐器、４３３……カラーカメ
ラ、４３４……螢光イメージ処理系、４３７……
画面合成回路、６０１……光フアイバ、６０３…
…高感度カメラ、７０１……ハーフミラー、７０
２……ミラー、７０５，７０６……光学フイル
タ、７０９……高感度カメラ、７１０……タイミ
ング信号源、７１４……Ａ／Ｄ変換器、７１６…
…遅延回路、７１８……割算器、７２０……画像
メモリ。

Claims

【特許請求の範囲】１腫瘍に対して親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励起光を照射し、照
射により生じた螢光を検出することにより腫瘍の
診断を行うがん診断装置において、励起光を照射
する励起光照射手段と、診断用照明光を照射する
照射手段と、照射された部位を観察するためのイ
メージガイドと、イメージガイドの出力を第１の
イメージと第２のイメージに分岐する分岐手段
と、第１のイメージを撮像するテレビカメラと、
第２のイメージから螢光像と励起光の反射光像を
それぞれ分離して撮像するとともに、螢光像を励
起光の反射光像で強度的に規格化する高感度撮像
手段と、テレビカメラと高感度撮像手段の出力信
号が入力され、高感度撮像手段の出力信号とテレ
ビカメラの出力信号を重ね合わせて画像情報を作
成する画像合成手段と、励起光照射手段と照明光
照射手段と高感度撮像手段の動作を所定のタイミ
ングにしたがつて制御するタイミングコントロー
ラとを備えた螢光検出を利用したがん診断装置。２前記励起光照射手段は、励起光を発生する第
１のパルス光源と、励起光を伝送する第１のライ
トガイドからなる特許請求の範囲第１項記載の螢
光検出を利用したがん診断装置。３前記照明光照射手段は、照明光を発生する第
２のパルス光源と、照明光を伝送する第２のライ
トガイドとからなる特許請求の範囲第１項記載の
螢光検出を利用したがん診断装置。４前記タイミングコントローラは、第２のパル
ス光源の出力光を周期的に遮断し、この動作に同
期して第１のパルス光源を発光させ、同時に高感
度撮像手段の撮像動作を行わせるように制御する
特許請求の範囲第１項記載の螢光検出を利用した
がん診断装置。５前記高感度撮像手段は、螢光物質からの螢光
を第２のイメージから選択的に透過させるための
光学フイルタを備えている特許請求の範囲第１項
記載の螢光検出を利用したがん診断装置。６前記高感度撮像手段は、螢光物質からの螢光
を第２のイメージから選択的に透過させるための
第１の光学フイルタと、励起光の生体からの反射
像を前記第２のイメージから選択的に透過させる
ための第２の光学フイルタと、タイミングコント
ローラからの制御に応じて第１および第２の光学
フイルタを交互に切り換える切替え手段とを備
え、信号処理手段は第１の光学フイルタを通して
撮像された螢光イメージ信号を第２の光学フイル
タを通して撮像された反射光イメージ信号により
強度的に規格化する特許請求の範囲第１項記載の
螢光検出を利用したがん診断装置。７前記高感度撮像手段は、入力される第２のイ
メージを第３のイメージと第４のイメージとに分
岐する分岐手段と、第３のイメージから螢光を選
択的に透過させるための第１の光学フイルタと、
第４のイメージから励起光の生体からの反射光を
選択的に透過させるための第２の光学フイルタ
と、第１および第２の光学フイルタの透過光を撮
像するための高感度カメラと、第１および第２の
光学フイルタの透過光を高感度カメラの撮像画面
上の互いに重なり合わない位置に導くための光学
系を備え、信号処理手段は高感度カメラの出力信
号に含まれる螢光イメージ信号を反射光イメージ
信号により対応する部位ごとに強度的に規格化す
る特許請求の範囲第１項記載の螢光検出を利用し
たがん診断装置。８前記螢光物質はヘマトポリフイリン（HPD）
であり、前記励起光の波長は概略405nｍである
特許請求の範囲第１項記載の螢光検出を利用した
がん診断装置。