JPH046389B2 - - Google Patents
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- JPH046389B2 JPH046389B2 JP61166796A JP16679686A JPH046389B2 JP H046389 B2 JPH046389 B2 JP H046389B2 JP 61166796 A JP61166796 A JP 61166796A JP 16679686 A JP16679686 A JP 16679686A JP H046389 B2 JPH046389 B2 JP H046389B2
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- Japan
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- treatment
- light
- light source
- source device
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- Radiation-Therapy Devices (AREA)
- Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
- Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、がん組織に選択的に取り込められる
光感受性物質（例えばヘマトポルフイリン誘導
体、以下HPDという）とレーザ光の光化学反応
を利用して対象組織のみを特定して破壊すること
ができるがんの診断または治療装置用の光源装置
に関する。
光感受性物質（例えばヘマトポルフイリン誘導
体、以下HPDという）とレーザ光の光化学反応
を利用して対象組織のみを特定して破壊すること
ができるがんの診断または治療装置用の光源装置
に関する。
（従来の技術）
前述したようながんの診断または治療装置とし
て、次の出願がなされている。
て、次の出願がなされている。
(1) レーザ光パルスを用いた癌の診断装置（特開
昭59−40830） (2) レーザ光パルスを用いた癌の治療装置（特開
昭59−40869） これらの装置は波長308nｍで強くパルス発振
するXeClレーザ光で２種類の色素を照射して得
られる色素レーザ光を利用するものである。
昭59−40830） (2) レーザ光パルスを用いた癌の治療装置（特開
昭59−40869） これらの装置は波長308nｍで強くパルス発振
するXeClレーザ光で２種類の色素を照射して得
られる色素レーザ光を利用するものである。
波長405nｍのものをがん診断用に、630nｍの
ものをがん治療用に用いる。
ものをがん治療用に用いる。
体重１Kg当り２〜５mgの割合で静脈より体内に
注入されたHPDは、正常組織からは速やかに体
外に排泄される結果、２〜３日後にはがん部に選
択的に分布することになる。
注入されたHPDは、正常組織からは速やかに体
外に排泄される結果、２〜３日後にはがん部に選
択的に分布することになる。
この時のがん部と正常部でのHPD濃度比は組
織によつて異なるが、肺、胃等では10：１位と言
われている。
織によつて異なるが、肺、胃等では10：１位と言
われている。
HPDが波長405nｍのレーザ光で照射されると、
この光を効率良く吸収してHPD特有の630、690n
ｍにピークを有する赤色螢光を発光する。
この光を効率良く吸収してHPD特有の630、690n
ｍにピークを有する赤色螢光を発光する。
したがつて、この螢光を内視鏡等の光学系を通
して分光器に導き、分光スペクトルを調べて、こ
の特有螢光を検出すれば、螢光が検出された場所
はHPDが存在していることになり、そこががん
であることが推定される。
して分光器に導き、分光スペクトルを調べて、こ
の特有螢光を検出すれば、螢光が検出された場所
はHPDが存在していることになり、そこががん
であることが推定される。
前記の方法でがんと思われる場所が見つけられ
たら、次に色素レーザ装置の光学部品を操作し
て、治療のための630nｍレーザ光を発生して、
前記がんと思われる場所を照射する。
たら、次に色素レーザ装置の光学部品を操作し
て、治療のための630nｍレーザ光を発生して、
前記がんと思われる場所を照射する。
HPDはこの630nｍ光により励起され次いでこ
のエネルギーは組織中の酸素に移乗して酸素を励
起活性化し、最終的にこの活性酸素によりがん組
織が選択的に破壊される。
のエネルギーは組織中の酸素に移乗して酸素を励
起活性化し、最終的にこの活性酸素によりがん組
織が選択的に破壊される。
（発明が解決しようとする問題点）
従来技術による装置は、コンパクトにまとめら
れたレーザから診断治療に必要な405、630nｍの
レーザ光が大きなパルス出力で得られること、早
期の小さながん迄検出が期待できること等によ
り、がんの診断治療装置に適している。
れたレーザから診断治療に必要な405、630nｍの
レーザ光が大きなパルス出力で得られること、早
期の小さながん迄検出が期待できること等によ
り、がんの診断治療装置に適している。
第２図は、HPDとレーザ光による光化学反応
によつてがん細胞が破壊される過程を説明するた
めの図である。
によつてがん細胞が破壊される過程を説明するた
めの図である。
HPDは色素であり、分子量は約600と推定され
ており、構造は未だ決められていない。そして
HPDは正常細胞よりも１桁以上がん細胞に集積
し易い性質がある。
ており、構造は未だ決められていない。そして
HPDは正常細胞よりも１桁以上がん細胞に集積
し易い性質がある。
またHPDは細胞中の核には入らないので、こ
れによりDNAに変化を与えることもなく体内に
在つても無害と言われている。すなわちHPDに
よりがんができることは無い。
れによりDNAに変化を与えることもなく体内に
在つても無害と言われている。すなわちHPDに
よりがんができることは無い。
HPDは波長375、505、540、570、620nｍで光
吸収があることが知られている。各吸収線は分子
特有の大きな波長幅を持つた吸収バンドとして知
られている。
吸収があることが知られている。各吸収線は分子
特有の大きな波長幅を持つた吸収バンドとして知
られている。
またこれらの波長はHPDが生体内に入ると長
波長側にシフトすることも知られている。
波長側にシフトすることも知られている。
例えば375nｍの吸収線は405nｍ位にシフトす
る。
る。
HPDを体重１Kg当り５mgの割合で静脈注射す
ると最初は体内に均一に分布していたものが２〜
３日後には正常組織内のものは尿中に排泄され、
がん組織では排泄が少ないので、その結果HPD
はがん部のみに多く停留することになる。
ると最初は体内に均一に分布していたものが２〜
３日後には正常組織内のものは尿中に排泄され、
がん組織では排泄が少ないので、その結果HPD
はがん部のみに多く停留することになる。
胃、肺等の典型的ながんでは10数倍正常組織よ
り多く分布することが知られている。
り多く分布することが知られている。
HPDを含んだ組織に外部から405nｍ光を照射
するとHPDはエネルギーのS0状態からS1状態へ
励起される。
するとHPDはエネルギーのS0状態からS1状態へ
励起される。
S0，S1は振動エネルギー、回転エネルギーの微
細構造成分を含んでバンド状のエネルギー分布を
作つており、405nｍ光を吸収してS1に遷移した
HPDはS1中の最低レベル迄移つた後にS0状態へ
緩和遷移し、この時HPD特有の赤外螢光を放射
する。
細構造成分を含んでバンド状のエネルギー分布を
作つており、405nｍ光を吸収してS1に遷移した
HPDはS1中の最低レベル迄移つた後にS0状態へ
緩和遷移し、この時HPD特有の赤外螢光を放射
する。
したがつて、この630、690nｍにピークを持つ
た赤色螢光をスペクトル分光して検出することに
よりがんの診断が可能となる。つまり赤色螢光の
得られる場所と螢光の強さにより、がんの在る場
所と大きさが判定される。
た赤色螢光をスペクトル分光して検出することに
よりがんの診断が可能となる。つまり赤色螢光の
得られる場所と螢光の強さにより、がんの在る場
所と大きさが判定される。
診断に405nｍ光が使われるのは、この波長で
の吸収係数が他の波長に比して１桁以上大であ
り、赤色螢光の発光が強く、診断が適確に行なえ
るからである。
の吸収係数が他の波長に比して１桁以上大であ
り、赤色螢光の発光が強く、診断が適確に行なえ
るからである。
治療はHPDの620nｍでの吸収遷移を利用して
行われる。
行われる。
620nｍではHPDそのものの吸収係数は大きく
ないが、血液による吸収はこの波長が最低とな
り、治療を体内深く迄行うには、この波長が最適
となる。
ないが、血液による吸収はこの波長が最低とな
り、治療を体内深く迄行うには、この波長が最適
となる。
620nｍの吸収波長は体内では長波長にシフト
し、波長630nｍ付近のレーザ光が治療光として
使われる。
し、波長630nｍ付近のレーザ光が治療光として
使われる。
630nｍレーザ光をHPDに照射すると、HPDは
S0→S1へ励起されて遷移する。
S0→S1へ励起されて遷移する。
次の段階でこのS1状態のエネルギーはHPDの
他のエネルギー状態T1を介して細胞中の酸素
（O2）にエネルギーを伝達する。
他のエネルギー状態T1を介して細胞中の酸素
（O2）にエネルギーを伝達する。
酸素はこのエネルギーによつて１重項状態
（1O2）に励起されて活性化される。
（1O2）に励起されて活性化される。
この活性化酸素は組織に作用し、細胞を壊死さ
せる。すなわちがんの治療が可能となる。
せる。すなわちがんの治療が可能となる。
以上説明した過程によりHPDとレーザ光
（405、630nｍ）を用いてがんの診断治療が可能
となるが、従来の装置では、体内の奥深くでの診
断治療には困難がある。
（405、630nｍ）を用いてがんの診断治療が可能
となるが、従来の装置では、体内の奥深くでの診
断治療には困難がある。
これは従来の装置では、レーザ光の組織侵達性
に限界があるからで、特に血液の吸収により
405nｍは実質的に組織表面しか侵達せず、630n
ｍでも20mm位の侵達しか期待できない。
に限界があるからで、特に血液の吸収により
405nｍは実質的に組織表面しか侵達せず、630n
ｍでも20mm位の侵達しか期待できない。
本件発明者等は種々の実験の結果、最初のレー
ザパルスで組織の表面近い部位（）内のHPD
をS0→S1へ励起した後で、次のレーザパルスの照
射をHPDがS1→S0へ緩和（緩和時間は数ｎ sec
と言われている）する前に行えば、（）の部分
はレーザ波長に対して透明状態となつているの
で、レーザ光（）より奥の部分（）に達する
ことができることを見いだした。
ザパルスで組織の表面近い部位（）内のHPD
をS0→S1へ励起した後で、次のレーザパルスの照
射をHPDがS1→S0へ緩和（緩和時間は数ｎ sec
と言われている）する前に行えば、（）の部分
はレーザ波長に対して透明状態となつているの
で、レーザ光（）より奥の部分（）に達する
ことができることを見いだした。
本発明の目的は前述した原理により、従来技術
による装置で不可能とされていた深い部位におけ
るがんの診断や治療を可能とするがんの診断また
は治療装置用の光源装置を提供することにある。
による装置で不可能とされていた深い部位におけ
るがんの診断や治療を可能とするがんの診断また
は治療装置用の光源装置を提供することにある。
（問題点を解決するための手段）
前記目的を達成するために、本発明によるがん
の診断または治療装置用の光源装置は、がん細胞
に親和性を持ちかつ光により励起された時に螢光
発光または細胞を殺傷する性質を有する物質を用
いこの物質を含む細胞を光源装置により照射して
がんの診断または治療をする装置の光源装置にお
いて、前記物質を含んだ部位に向かうレーザ光を
前記物質を含んだ生体組織がレーザ照射によりエ
ネルギー励起された後に、下位のエネルギー状態
に緩和する時の緩和時間より短い時間間隔で発生
させるように構成されている。
の診断または治療装置用の光源装置は、がん細胞
に親和性を持ちかつ光により励起された時に螢光
発光または細胞を殺傷する性質を有する物質を用
いこの物質を含む細胞を光源装置により照射して
がんの診断または治療をする装置の光源装置にお
いて、前記物質を含んだ部位に向かうレーザ光を
前記物質を含んだ生体組織がレーザ照射によりエ
ネルギー励起された後に、下位のエネルギー状態
に緩和する時の緩和時間より短い時間間隔で発生
させるように構成されている。
前記がん細胞に親和性を持ちかつ光により励起
された時に螢光発光または細胞を殺傷する性質を
有する物質は、ヘマトポルフイリン誘導体であ
る。前記がんの診断または治療装置用の光源装置
は、レーザ発振器と、前記発振器出力で励起され
て治療または診断用レーザ光を発生する治療また
は診断用レーザ光の発生部と、前記治療または診
断用レーザ光を分離し異なる経路を通過させるこ
とにより前記レーザ発振器の発振するパルスの間
隔より狭い間隔のパルス列を発生する小間隔パル
ス発生部と、前記小間隔パルス発生部で発生させ
られたパルスを目的の部位に導入する導入部から
形成することができる。
された時に螢光発光または細胞を殺傷する性質を
有する物質は、ヘマトポルフイリン誘導体であ
る。前記がんの診断または治療装置用の光源装置
は、レーザ発振器と、前記発振器出力で励起され
て治療または診断用レーザ光を発生する治療また
は診断用レーザ光の発生部と、前記治療または診
断用レーザ光を分離し異なる経路を通過させるこ
とにより前記レーザ発振器の発振するパルスの間
隔より狭い間隔のパルス列を発生する小間隔パル
ス発生部と、前記小間隔パルス発生部で発生させ
られたパルスを目的の部位に導入する導入部から
形成することができる。
前記小間隔パルス発生部は複数の半透鏡と複数
の全反射鏡により、または複数の半透鏡と複数の
全反射プリズムから形成することができる。
の全反射鏡により、または複数の半透鏡と複数の
全反射プリズムから形成することができる。
前記小間隔パルス発生部が形成する異なる経路
の長さを可変にすることにより、パルス間隔を可
変にすることができる。
の長さを可変にすることにより、パルス間隔を可
変にすることができる。
（実施例）
以下図面等を参照して本発明をさらに詳しく説
明する。
明する。
第１図は本発明によるがんの診断または治療装
置用の光源装置の全体の構成を示すブロツク図で
ある。
置用の光源装置の全体の構成を示すブロツク図で
ある。
この光源装置は基本的にはXeClレーザ発振器
１と、治療または診断用レーザ光発生部２と、小
間隔パルス発生部３と、導入部４から形成されて
いる。
１と、治療または診断用レーザ光発生部２と、小
間隔パルス発生部３と、導入部４から形成されて
いる。
XeClレーザ発振器１からの308nｍのレーザパ
ルスは、治療または診断用レーザ光発生部２に入
射させられて、選択により、診断用のレーザ光ま
たは治療用のレーザ光を発生する。
ルスは、治療または診断用レーザ光発生部２に入
射させられて、選択により、診断用のレーザ光ま
たは治療用のレーザ光を発生する。
診断時には308nｍのXeClレーザ光が反射鏡M3
で反射されて、シリンドリカルレンズCL2により
集光され色素セルC2に照射される。色素セルC2
内には405nｍレーザ光を発光できる様にDPS
（Diphenyl Stilben）色素をジオキサン溶媒に溶
かした溶液が液溜めDRを通して循環ポンプCPに
よつて循環されている。
で反射されて、シリンドリカルレンズCL2により
集光され色素セルC2に照射される。色素セルC2
内には405nｍレーザ光を発光できる様にDPS
（Diphenyl Stilben）色素をジオキサン溶媒に溶
かした溶液が液溜めDRを通して循環ポンプCPに
よつて循環されている。
405nｍレーザ光はこの色素セルC2内の溶液に
308nｍを集光して照射し、セル前後の反射鏡、
石英板を光学調整（アライメント）することによ
り得られる。
308nｍを集光して照射し、セル前後の反射鏡、
石英板を光学調整（アライメント）することによ
り得られる。
405nｍ光は反射鏡M5により反射されて、小間
隔パルス発生部３に導入される。
隔パルス発生部３に導入される。
小間隔パルス発生部３で形成されたパルスは導
入部の集光レンズＬにより集光されて石英フアイ
バOFに導光される。
入部の集光レンズＬにより集光されて石英フアイ
バOFに導光される。
小間隔パルス発生部３の構成については後に詳
述する。
述する。
治療に必要な630nｍレーザ光を得るには、
308nｍレーザ光を反射鏡M1で反射して、シリン
ドリカルレンズCL1を通して色素セルC1内のロー
ダミンＢ溶液（溶媒はエチルアルコール）を照射
することにより得られる。
308nｍレーザ光を反射鏡M1で反射して、シリン
ドリカルレンズCL1を通して色素セルC1内のロー
ダミンＢ溶液（溶媒はエチルアルコール）を照射
することにより得られる。
得られた630nｍレーザ光は反射鏡M6で反射さ
れて、小間隔パルス発生部３に導入される。
れて、小間隔パルス発生部３に導入される。
小間隔パルス発生部３で形成されたパルスは導
入部の集光レンズＬにより集光されて石英フアイ
バOFに導光される。
入部の集光レンズＬにより集光されて石英フアイ
バOFに導光される。
前述した治療または診断用レーザ光発生部２の
反射鏡M1とM6は図示しないモータ駆動される移
動台の上に設置され、診断または治療の目的に応
じて前述した様に位置が変えられる。
反射鏡M1とM6は図示しないモータ駆動される移
動台の上に設置され、診断または治療の目的に応
じて前述した様に位置が変えられる。
第３図は小間隔パルス発生部の第１の実施例を
示す平面配置図である。
示す平面配置図である。
エキシマレーザ励起の色素レーザではパルスの
繰り返し周波数ｆは現在の技術では、せいぜい高
くても1KHz（パルス間隔は１ｍsec）位である。
繰り返し周波数ｆは現在の技術では、せいぜい高
くても1KHz（パルス間隔は１ｍsec）位である。
この小間隔パルス発生部３は、この周波数ｆを
光学的に高くする。
光学的に高くする。
この小間隔パルス発生部３は第１図に示されて
いる治療または診断用レーザ光発生部２の反射鏡
M6と導入部４のレンズＬの間に半透鏡HM1，
HM2（反射率：透過率＝１：１）と反射鏡M7，
M8，M9，M10から成る光学系を図の様に配置し
て形成されている。
いる治療または診断用レーザ光発生部２の反射鏡
M6と導入部４のレンズＬの間に半透鏡HM1，
HM2（反射率：透過率＝１：１）と反射鏡M7，
M8，M9，M10から成る光学系を図の様に配置し
て形成されている。
この光学系にレーザ光（405nｍまたは630nｍ）
が入射すると、各反射鏡を透過あるいは反射する
ことにより、レンズＬに入射するレーザ光はいく
つかのパルス列となる。
が入射すると、各反射鏡を透過あるいは反射する
ことにより、レンズＬに入射するレーザ光はいく
つかのパルス列となる。
第４図はこれらのパルス列を示すグラフであ
る。ここではXeCl発振器１のレーザの繰り返し
周波数をｆ＝30Hzの場合を例にして説明する。
HM1−M7，M7−M8，M8−HM2，HM2−M9，
M9−M10，M10−HM1間の距離を10cmとしてあ
る。
る。ここではXeCl発振器１のレーザの繰り返し
周波数をｆ＝30Hzの場合を例にして説明する。
HM1−M7，M7−M8，M8−HM2，HM2−M9，
M9−M10，M10−HM1間の距離を10cmとしてあ
る。
HM1に入射してこのHM1透過→HM2透過の光
を第１パルスとする。
を第１パルスとする。
光速度は３×1010cm／secであるから、HM1で
反射されM7→M8→HM2反射→Ｌの光（以下第
２パルス）は第１パルスに比べ0.67nsec遅れるこ
とになる。
反射されM7→M8→HM2反射→Ｌの光（以下第
２パルス）は第１パルスに比べ0.67nsec遅れるこ
とになる。
更に各反射鏡によりこれより多くの反射をする
光の成分により0.67nsecずつ遅れた第３パルス、
第４パルス光が得られる。
光の成分により0.67nsecずつ遅れた第３パルス、
第４パルス光が得られる。
この様にして第１パルス光によりS0→S1に
HPDを励起し、HPDがS1→S0に緩和する前に第
２パルス光、第３パルス光…が組織に照射される
ので、より深い部位での診断治療が可能となる。
HPDを励起し、HPDがS1→S0に緩和する前に第
２パルス光、第３パルス光…が組織に照射される
ので、より深い部位での診断治療が可能となる。
発明者はHPDのPBS（Phosphate Buffered
Salime；リン酸緩衝液）溶液にレーザ光を照射
して、第１パルス光のみを照射する従来の方式よ
りも本発明の第１パルスの後にS1→S0の緩和時間
内に後続パルスを照射した方が、レーザ光が溶液
の奥深くまで透過することを確認している。
Salime；リン酸緩衝液）溶液にレーザ光を照射
して、第１パルス光のみを照射する従来の方式よ
りも本発明の第１パルスの後にS1→S0の緩和時間
内に後続パルスを照射した方が、レーザ光が溶液
の奥深くまで透過することを確認している。
本発明の実施例ではHM1−M7等の距離を10cm
としたが、生体組織内にはHPDの外に血液、
種々の蛋白質等があり、これらはHPDより長い
緩和時間を持つことが予想されるので、10cmより
も長い距離にしても良い。
としたが、生体組織内にはHPDの外に血液、
種々の蛋白質等があり、これらはHPDより長い
緩和時間を持つことが予想されるので、10cmより
も長い距離にしても良い。
そのため、（M7，M8）や（M9，M10）の組か
らなる反射鏡を移動ステージの上に設置して、こ
のステージをM6よりレンズＬに至る光軸に対し
て垂直方向に適宜移動して、先端パルスと後続パ
ルスの間の時間を変化するように構成することが
できる。
らなる反射鏡を移動ステージの上に設置して、こ
のステージをM6よりレンズＬに至る光軸に対し
て垂直方向に適宜移動して、先端パルスと後続パ
ルスの間の時間を変化するように構成することが
できる。
第５図は小間隔パルス発生部の第２の実施例を
示す平面配置図である。
示す平面配置図である。
この実施例は前述した実施例の反射鏡M7とM8
をプリズムP1で置き換え、M9とM10をプリズム
P2で置き換えたものである。
をプリズムP1で置き換え、M9とM10をプリズム
P2で置き換えたものである。
そしてこれらのプリズムP1とP2は移動台S1と
S2に搭載する。
S2に搭載する。
プリズムP1とP2はレーザ光の入射する面と反
射する面で成す角が45°となる様に作られている
ので、プリズムに入射するレーザ光と出射するレ
ーザ光は平行になる。
射する面で成す角が45°となる様に作られている
ので、プリズムに入射するレーザ光と出射するレ
ーザ光は平行になる。
移動台は半透鏡HM1，HM2が無い時にできる
光軸に対して垂直に移動し、かつ移動量は任意の
値に調整可能である。
光軸に対して垂直に移動し、かつ移動量は任意の
値に調整可能である。
（発明の効果）
以上詳しく説明したように、本発明によるがん
の診断または治療装置用の光源装置は、がん細胞
に親和性を持ちかつ光により励起された時に螢光
発光または細胞を殺傷する性質を有する物質を用
いこの物質を含む細胞を光源装置により照射して
がんの診断または治療をする装置の光源装置にお
いて、前記物質を含んだ部位に向かうレーザ光を
前記物質を含んだ生体組織がレーザ照射によりエ
ネルギー励起された後に、下位のエネルギー状態
に緩和する時の緩和時間より短い時間間隔で発生
させるように構成されている。
の診断または治療装置用の光源装置は、がん細胞
に親和性を持ちかつ光により励起された時に螢光
発光または細胞を殺傷する性質を有する物質を用
いこの物質を含む細胞を光源装置により照射して
がんの診断または治療をする装置の光源装置にお
いて、前記物質を含んだ部位に向かうレーザ光を
前記物質を含んだ生体組織がレーザ照射によりエ
ネルギー励起された後に、下位のエネルギー状態
に緩和する時の緩和時間より短い時間間隔で発生
させるように構成されている。
したがつて、本発明による装置を用いれば、従
来は困難とされていた深い部位でのがん診断およ
び治療が可能となる。
来は困難とされていた深い部位でのがん診断およ
び治療が可能となる。
これによりレーザと光感受性物質を用いる光化
学反応を用いるがんの診断および治療法を大きく
発展させることができる。
学反応を用いるがんの診断および治療法を大きく
発展させることができる。
第１図は、本発明によるがんの診断または治療
装置用の光源装置の実施例を示すブロツク図であ
る。第２図は、レーザ光とHPDの相互作用（光
化学反応）によりがんを殺す過程の説明図であ
る。第３図は、小間隔パルス発生部の第１の実施
例を示す平面配置図である。第４図は、レーザ光
パルス列を示す図である。第５図は、小間隔パル
ス発生部の第２の実施例を示す平面配置図であ
る。 １……XeClレーザ発振器、２……治療または
診断用レーザ光発生部、M1〜M6……全反射鏡、
C1，C2……色素セル、CL1，CL2……円柱レン
ズ、CP……循環ポンプ、DR……貯留部、３……
小間隔パルス発生部、HM1，HM2……半透鏡、
M7〜M10……全反射鏡、P1，P2……プリズム、
S1，S2……移動台、４……導入部、Ｌ……レン
ズ、OF……光フアイバ。
装置用の光源装置の実施例を示すブロツク図であ
る。第２図は、レーザ光とHPDの相互作用（光
化学反応）によりがんを殺す過程の説明図であ
る。第３図は、小間隔パルス発生部の第１の実施
例を示す平面配置図である。第４図は、レーザ光
パルス列を示す図である。第５図は、小間隔パル
ス発生部の第２の実施例を示す平面配置図であ
る。 １……XeClレーザ発振器、２……治療または
診断用レーザ光発生部、M1〜M6……全反射鏡、
C1，C2……色素セル、CL1，CL2……円柱レン
ズ、CP……循環ポンプ、DR……貯留部、３……
小間隔パルス発生部、HM1，HM2……半透鏡、
M7〜M10……全反射鏡、P1，P2……プリズム、
S1，S2……移動台、４……導入部、Ｌ……レン
ズ、OF……光フアイバ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ がん細胞に親和性を持ちかつ光により励起さ
れた時に螢光発光または細胞を殺傷する性質を有
する物質を用いこの物質を含む細胞を光源装置に
より照射してがんの診断または治療をする装置の
光源装置において、前記物質を含んだ部位に向か
うレーザ光を前記物質を含んだ生体組織がレーザ
照射によりエネルギー励起された後に、下位のエ
ネルギー状態に緩和する時の緩和時間より短い時
間間隔で発生させるように構成したがんの診断ま
たは治療装置用の光源装置。 ２ 前記がん細胞に親和性を持ちかつ光により励
起された時に螢光発光または細胞を殺傷する性質
を有する物質は、ヘマトポルフイリン誘導体であ
る特許請求の範囲第１項記載のがんの診断または
治療装置用の光源装置。 ３ 前記がんの診断または治療装置用の光源装置
は、レーザ発振器と、前記発振器出力で励起され
て治療または診断用レーザ光を発生する治療また
は診断用レーザ光発生部と、前記治療または診断
用レーザ光を分離し異なる経路を通過させること
により前記レーザ発振器の発振するパルスの間隔
より狭い間隔のパルス列を発生する小間隔パルス
発生部と、前記小間隔パルス発生部で発生させら
れたパルスを目的の部位に導入する導入部から形
成されている特許請求の範囲第１項記載のがんの
診断または治療装置用の光源装置。 ４ 前記小間隔パルス発生部は複数の半透鏡と複
数の全反射鏡から形成されている特許請求の範囲
第３項記載のがんの診断または治療装置用の光源
装置。 ５ 前記小間隔パルス発生部は複数の半透鏡と複
数の全反射プリズムから形成されている特許請求
の範囲第３項記載のがんの診断または治療装置用
の光源装置。 ６ 前記小間隔パルス発生部が形成する異なる経
路の長さは可変である特許請求の範囲第３項記載
のがんの診断または治療装置用の光源装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61166796A JPS6323648A (ja) | 1986-07-17 | 1986-07-17 | がんの診断または治療装置用の光源装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61166796A JPS6323648A (ja) | 1986-07-17 | 1986-07-17 | がんの診断または治療装置用の光源装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6323648A JPS6323648A (ja) | 1988-01-30 |
| JPH046389B2 true JPH046389B2 (ja) | 1992-02-05 |
Family
ID=15837836
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61166796A Granted JPS6323648A (ja) | 1986-07-17 | 1986-07-17 | がんの診断または治療装置用の光源装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6323648A (ja) |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ATE147647T1 (de) * | 1989-11-20 | 1997-02-15 | Hamamatsu Photonics Kk | Mit einem laserstrahlengenerator versehene einrichtung für die diagnose und behandlung von krebs |
| JP2700702B2 (ja) * | 1989-11-20 | 1998-01-21 | 浜松ホトニクス株式会社 | 医療装置用レーザ発生装置 |
| JPH0538369A (ja) * | 1991-08-05 | 1993-02-19 | Ishikawajima Harima Heavy Ind Co Ltd | 癌の治療装置 |
| AU2003245573A1 (en) | 2002-06-19 | 2004-01-06 | Palomar Medical Technologies, Inc. | Method and apparatus for treatment of cutaneous and subcutaneous conditions |
| US7856985B2 (en) | 2005-04-22 | 2010-12-28 | Cynosure, Inc. | Method of treatment body tissue using a non-uniform laser beam |
| US7586957B2 (en) | 2006-08-02 | 2009-09-08 | Cynosure, Inc | Picosecond laser apparatus and methods for its operation and use |
| WO2013158299A1 (en) | 2012-04-18 | 2013-10-24 | Cynosure, Inc. | Picosecond laser apparatus and methods for treating target tissues with same |
| EP2973894A2 (en) | 2013-03-15 | 2016-01-20 | Cynosure, Inc. | Picosecond optical radiation systems and methods of use |
| CN112042066A (zh) | 2018-02-26 | 2020-12-04 | 赛诺秀股份有限公司 | 调q倾腔亚纳秒激光器 |
-
1986
- 1986-07-17 JP JP61166796A patent/JPS6323648A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6323648A (ja) | 1988-01-30 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |