DE3856381T2

DE3856381T2 - Kathetersystem zur abbildung

Info

Publication number: DE3856381T2
Application number: DE3856381T
Authority: DE
Inventors: Michael Feld; Carter Kittrell
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1987-09-24
Filing date: 1988-09-21
Publication date: 2000-04-06
Anticipated expiration: 2008-09-22
Also published as: JPH03500373A; ATE187315T1; DE3856381D1; WO1989002718A1; JP2721690B2; EP0380586A1; EP0380586B1; CA1334724C

Description

Technisches Gebiet

Diese Erfindung betrifft ein System und ein Verfahren, bei welchen Lichtleitfasern in einem Katheter bereitgestellt werden, der an ein Spektrometer mit einem bilderzeugenden Detektor gekoppelt ist, und ein diagnostisches Licht verwendet wird, um eine spektrale Abbildung des Zielgewebes zu erzeugen.

Allgemeiner Stand der Technik

Die optische Spektroskopie erweist sich als wirksames Werkzeug zur Untersuchung der Art und des Zustandes von Gewebe. Gewebeabbildungen können unter Verwendung flexibler, kohärenter Bündel von Lichtleitfasern fern und in vivo aufgezeichnet werden. Die Spektren können unter Verwendung eines abtastenden Monochromators in herkömmlicher Weise aufgezeichnet werden. Aber dies ist zeitraubend und ineffizient, indem die oft schwachen Signale verwendet werden, die mit der Gewebespektroskopie verbunden sind, insbesondere wo eine übermäßige Fluoreszenzintensität das Gewebe thermisch und ein übermäßiger Teilchenfluß das Gewebe photochemisch oder anderweitig schädigen kann. Ein mit einer bilderzeugenden Einrichtung, wie einer linearen Diodenanordnung, einem ladungsgekoppelten Baustein (CCD), Ladungsinjektions- Bauelementen (CID), einem Vidicon oder einer anderen solchen bilderzeugenden Einrichtung, ausgestatteter Spektrograph wandelt das gesamte zerlegte Spektrum in ein elektronisches Signal um, so daß das ganze erwünschte Licht gleichzeitig erfaßt wird. Da der Spektrograph mit einer Lichtleitfaser verbunden sein kann, wird das ausgesendete Spektrum aufgezeichnet. Das andere Ende der Faser kann im Gewebe oder am Boden einer Quelle oder an anderen entfernten Orten angeordnet werden, um das Licht aufzunehmen, das Information über seine Umgebung trägt. Diese Einrichtung zeichnet jedoch nur ein Spektrum, jedoch nicht eine Abbil dung auf. In ähnlicher Weise übertragen kohärente Bündel von Lichtleitfasern Abbildungen von entfernten Orten, die auf ähnlichen elektronischen bilderzeugenden Einrichtungen zur Videodarstellung und Speicherung aufgezeichnet werden. Das Kombinieren von Spektralanalyse und Bilderzeugung stellte sich jedoch als schwieriger heraus.
Es gibt einen Bedarf für Einrichtungen zum gleichzeitigen spektralen Aufzeichnen der gesamten Abbildung. Anstelle der Verwendung einer einzigen Lichtleitfaser wird die Verwendung einer Abbildung von einem kohärenten Bündel von Lichtleitfasern betrachtet, das am Eingang eines Spektrometers angeordnet ist. Wenn die Abbildung monochromatisch wäre, würde sich auch eine monochromatische Abbildung an einer bestimmten Stelle am bilderzeugenden Detektor bilden, abhängig von der Position des Gitters oder der anderen Zerlegungseinrichtung. Hier wird ein Spektrograph mit einer geeigneten Feldebenheit angenommen. Wenn der Abbildung eine zweite Farbe hinzugefügt würde, würde sich auf dem Detektor eine zweite Abbildung bilden, die gegenüber der ersten Abbildung versetzt wäre, aber die erste abhängig von Zerlegungsgrad teilweise überlappen würde. Jedes gegebene Detektorelement könnte Licht von einem Teil der Abbildung in einer Farbe oder einem anderen Teil der Abbildung in einer anderen Farbe erfassen. Die Ausgabe wäre unklar. Wenn der Eingangsabbildung mehr Farben hinzugefügt werden, würde ein einziges Element immer mehr verschiedene Teile der Abbildung in verschiedenen Farben ohne wirklichen Weg erfassen, die gemischten Daten zu sortieren. Der bilderzeugende Detektor erhält eine ziemlich ungeeignete, spektral verschwommene oder verschmierte Abbildung.
Es wurde die Fluoreszenz und laserinduzierte Fluoreszenz verwendet, um Gewebeart und -zustand zu diagnostizieren. Es wurde eine mit einer Wellenlänge von 480 nm angeregte Fluoreszenz im Bereich von 500 bis 650 nm verwendet, wonach die Verhältnisse von Peak- und Minimumbereichssignalen nützlich waren, um atheromatöse Plaque von einer normalen Arterienwand zu unterscheiden. Bei Alfano induzierte eine Anregung mit sichtbarem Laser eine Fluoreszenz in krebsartigem und normalem Gewebe mit einer Emission im Bereich von 500 bis 700 nm, die Unterschiede in den Spektren für die Gewebe zeigte. Es können jedoch andere Wellenlängen zur Anregung und Erfassung nützlich sein. Die Fluoreszenz-Emissionscharakteristiken eines einzelnen Chromophors neigen dazu, für einen weiten Bereich von Anregungswellenlängen bei derselben Wellenlänge aufzutreten.
Ein anderer Spektroskopietyp, Raman-Spektroskopie genannt, hängt von einer Frequenzverschiebung gegenüber der anregenden Laserlinie ab. Die spektralen Raman-Peaks treten bei einem festen Frequenzabstand von der Laserlinie auf und treten im Prinzip für jede Anregungswellenlänge auf. Die Frequenzdifferenz ist das am besten unterscheidende Merkmal. Die Raman-Spektroskopie wurde zur Identifizierung eines weiten Bereichs von Substanzen, wie Molekülen in Lösung oder in Flammen, verwendet.
US-A-4 648 892 offenbart ein System und ein Verfahren zum Untersuchen von Gewebe gemäß den Oberbegriffen der Ansprüche 1 bzw. 13. Das System und das Verfahren der vorliegenden Erfindung sind durch die Merkmale der kennzeichnenden Abschnitte dieser Ansprüche gekennzeichnet.
Erfindungsgemäß sind die Lichtleitfasern, das Spektrometer und der Detektor in neuartiger Weise konfiguriert, so daß eine Information erhalten wird, die geeignet ist, sowohl eine Abbildung als auch Spektren aufzubauen. Es wird eine besondere Ausführungsform und Anzahl von Lichtleitfasern unten beschrieben; aber die Erfindung braucht nicht in dieser Weise eingeschränkt zu werden. Ein kohärentes Bündel von Lichtleitfasern, das aus 10.000 Fasern in einer quadra tischen Anordnung mit 100 Spalten von Fasern nebeneinander besteht, wobei jede Spalte 100 einzelne Fasern in vertikaler Anordnung enthält. Jede Faser hat einen Kern mit 10 Mikrometern und einen äußeren Durchmessern von 20 um, einschließlich Umhüllung. Das kohärente Bündel bildet ein Quadrat mit einem Querschnitt: von 2 mm am Eingangs- und am fernen Ende. Am Ausgangsende sind die Spalten voneinander getrennt und auf einen Abstand von 500 um gebracht, um eine rechteckige Anordnung von mm · 50 mm zu bilden. Diese Anordnung oder eine Abbildung dieser Anordnung ist am Eingang eines Spektrometers mit geringer Zerlegung angeordnet, der so korrigiert ist, daß er eine geeignete Feldebenheit aufweist und weitere Abberationen minimiert. Damit keine Vergrößerung auftritt, ist die Zerlegung so gewählt, daß der Spektralbereich von Interesse 500 um nicht übersteigt. Dieser Spektralbereich kann mit Filtern begrenzt werden, um ein Überlappen zu vermeiden. In dieser ganzen Beschreibung wird eine Zerlegung in der horizontalen Ebene angenommen, aber sie braucht nicht auf diese Ebene beschränkt zu sein. Das Auftreffen auf einen Detektor für eine 2-dimensionale Abbildung mit geeigneter Abmessung (in diesem Falle wenigstens 50 mm breit) ist derart, daß das zerlegte Spektrum jeder Spalte nicht über dem der nächsten Spalte zu liegen kommt. Für einen Detektor mit einem quadratischen Element von 20 um ist jedes Pixelelement, das jeder Lichtleitfaser entspricht, über 25 Detektorelemente verteilt, was das Spektrum in 25 Auflösungselemente unterteilt. Somit koppelt sich jede der 10.000 Lichtleitfasern an separate 25 Elemente des Detektors, der 250.000 Elemente aufweist, so daß jedes Spektrum einzeln aufgezeichnet werden kann, ohne ein anderes Spektrum zu überlappen.
Für ein kompakteres System mit einer quadratischen Detektoranordnung könnten Faserspalten untereinander in Gruppen angeordnet sein. Wenn zum Beispiel 5 Spalten aus dem kohärenten Bündel zu einer einzigen Spalte mit 500 Fasern, jede 10 mm lang, kombiniert würden und 20 solcher Spalten in einem Abstand von 500 um voneinander angeordnet würden, würde dies eine quadratische Anordnung von 10 · 10 mm bilden und mit oder ohne Vergrößerung auf einen quadratischen Detektor projiziert werden können. Ohne Vergrößerung würde jedes Abbildungspixel über 25 Detektorelemente verteilt. Eine größere Anzahl von Detektorelementen und geeignete Einstellungen des Spaltenabstands und der Vergrößerung würden mehr spektrale Auflösungselemente pro Pixel gestatten.
Eine weitere Anordnung von Lichtleitfasern würde eher im Unterteilen der quadratischen Anordnung in einen quadratischen Block als in Spalten bestehen. Ein Block von Fasern 5 · 5 könnte neu adressiert und zu einer Spalte mit 25 Fasern angeordnet werden. Die Abbildung würde auf einen quadratischen Abschnitt des Detektors mit einer Höhe von 25 Elementen mal einer Breite von 25 Elementen verteilt. Der benachbarte Block von Lichtleitfasern würde auf einen entsprechenden benachbarten Block des Detektors abgebildet. Dies würde Kreuzkopplungsprobleme zwischen weit getrennten Teilen der Abbildung minimieren, da benachbarte Teile der Abbildung von benachbarten Teilen des Detektors beobachtet werden. Bei dieser Art von Anordnung könnte eine Abbildung mit geringerer Auflösung erhalten werden, wenn gewünscht. Der Block von Lichtleitfasern und der entsprechende Block auf dem Detektor könnten als einzelnes Pixel behandelt werden. Natürlich könnte jede Anordnung von Lichtleitfasern des fernen Endes auf viele Arten an den Abbildungsdetektor angepaßt werden.
Es können spezielle optische Kopplungselemente zwischen dem Ausgang des Lichtleitfaserbündels, dem Spektrometer und dem Detektor angebracht werden. Anamorphotische Elemente, wie zylindrische Linsen oder Prismen, können die Abbildung in einer Dimension mehr dehnen als in einer anderen. Die vorher beschriebene, rechteckige Abbildung mit 2 mm · 50 mm könnte zu einem Rechteck mit anderen Abmessungen oder sogar einem Quadrat geändert werden. Ebenso kann die runde Abbildung einer einzelnen Lichtleitfaser länglich gemacht werden, um einem rechteckigen Element auf einer Detektoranordnung zu entsprechen.
Eine Abbildung kann auch mit einer etwas anderen Geräteart spektral aufgelöst werden. Die Abbildung von den Lichtleitfasern wird parallel gerichtet und durch ein sich bewegendes Michaelson-Interferometer geschickt. Ein einzelnes Pixel erfährt eine konstruktive und destruktive Interferenz, während sich der sich bewegende Spiegel bewegt; das aufgezeichnete Spektrum wird als eine Funktion der Zeit durch Fourier-Transformation in ein Wellenlängenspektrum umgewandelt. Wenn jedoch der Detektor durch eine bilderzeugende Einrichtung, wie ein CCD, ersetzt wird, dann wird jedes Pixel dem Interferometer ausgesetzt. Die bilderzeugende Einrichtung muß viele Male "ausgelesen" werden, während der Spiegel abtastet, um genügend Daten bereitzustellen, damit eine genaue Transformation erhalten wird. Als Beispiel würde der CCD für jede Bewegungswellenlänge des Spiegels zwanzigmal vollständig ausgelesen werden. Die Zeit zur Erlangung einer spektralen Abbildung kann bedeutend werden. Auch sollte eine wesentliche Rechenleistung benötigt werden, um die Fourier-Transformation der Daten für Tausende von Pixeln in einer geringen Zeitspanne auszuführen.
Ein weiteres System, das eine Abbildung von einem Lichtleitfaserbündel spektral filtern kann, würde aus Filtern und Strahlenteilern bestehen. Das Licht von der Abbildung kann durch eine Reihe von Strahlenteilern hindurchgehen, um auf eine oder mehrere bilderzeugende Detektoren zu fallen. Dichroitische Strahlenteiler trennen das Licht mit minimalen Verlusten in verschiedene Farben. Es können auch Absorptionsfilter in den Lichtweg gesetzt werden, um Wellenlängen auszuwählen, diese sind jedoch weniger effizient. Es können vielfache Abbildungen, jede mit einer anderen Farbe, auf einem einzigen bilderzeugenden Detektor auftreffen.
Es wird erwartet, daß es einen weiten Bereich von Verwendungen für diese Art spektroskopischer, bilderzeugender Einrichtung sowohl auf dem als auch außerhalb des medizinischen Gebiets gibt.
Wir fanden heraus, daß mit Ultraviolettlicht angeregte, laserinduzierte Fluoreszenz ein nützliches Diagnosemittel (diagnostic) für arterielles Gewebe ist, das normales von Plaque unterscheidet. In Experimenten wurden Wellenlängen von 220 nm bis 330 nm zur Anregung verwendet, wobei die Erfassung von nahe der Laserwellenlänge bis 750 nm reichte. Es wurden mehrere nützliche Diagnosemittel mit laserinduzierter Fluoreszenz gefunden. Zwei Peaks und ein Minimumbereich im Bereich von 370 bis 470 nm sind zur Unterscheidung einer normalen und einer von Plaque befallenen Arterie nützlich. Sogar nach einem Laserablationsschaden besteht der Minimumbereich bei etwa 420 nm weiter. Dies ist wahrscheinlich auf das Soret-Band von Porphyrin, wahrscheinlich von Häm, zurückzuführen. Diese Eigenschaften sollten ebenfalls zur Identifizierung auch anderer Gewebearten nützlich sein. Eine schwache LIF-Emission trat für den weiten Bereich der Anregung mit Ultraviolettstrahlung auch im Bereich von 600 bis 700 nm mit einer Peak bei 650 nm auf. Auch regen Ultraviolettwellenlängen mit weniger als 320 nm eine wahrscheinlich auf Tryptophan zurückzuführende weite Fluoreszenz an, die für eine Anregung mit 220 bis 280 nm von einem Spektrum im Bereich von 290 bis 380 nm mit einem Maximum bei etwa 335 nm reicht. Die Intensität und die Lebensdauer der Fluoreszenz (typischerweise etwa 3 ns) variiert mit der Gewebeart und kann ein nützliches Diagnosemittel bereitstellen.
Ein für die Diagnose nützlicher Raman-Peak tritt bei etwa 3. 300 cm&supmin;¹ ± 150 cm&supmin;¹ auf. Obwohl Anregungswellenlängen im Bereich von 220 bis 228 nm verwendet wurden, tritt für alle Anregungswellenlängen eine Raman-Streuung auf; es ist die Frequenzverschiebung, die die unterscheidende Eigenschaft ist. Plaque zeigte ein viel stärkeres Raman-Signal, als es ein gesundes arterielles Medium tat. Die Frequenzverschiebung blieb relativ konstant, als die Anregungsfrequenz geändert wurde, was bewies, daß das Spektrum ein Raman-Prozeß und nicht eine LIF ist. Dieses Signal bestand nach einem Laserablationsschaden weiter und war bei der Bestimmung, daß wenn eine Plaqueschicht durchdrungen war, das darunterliegende gesunde Medium ein schwächeres Signal ergab, nützlich. Diese Änderung in der Stärke des Raman-Signals könnte als ein Regelungs-Diagnosemittel verwendet werden, um anzugeben, daß die Plaque entfernt wurde und daß die Gewebeabtragung gestoppt werden kann.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist ein unvollständiger, in Längsrichtung verlaufender Querschnitt des abbildenden Katheters, Spektrometers und eines Blockdiagramms des Rechners und der Ausgaben, der eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung darstellt.
Fig. 2 ist eine Querschnittsansicht des abbildenden Katheters.
Fig. 3 ist eine optische schematische Darstellung, die die Zielbeleuchtung durch die gleichen Lichtleitfasern darstellt, die zum Auffangen des ausgesendeten oder reflektierten Lichts verwendet werden, und stellt ein optisches Abbilden des nahen Endes des Katheters auf die Spekrometeröffnung dar.
Fig. 4 ist eine optische schematische Darstellung, die die Verwendung eines dualen Erfassungssystems zeigt.
Fig. 5 ist eine optische schematische Darstellung, die die Verwendung eines Michaelson-Interferometers zeigt.
Fig. 6 ist eine optische schematische Darstellung, die die Verwendung einer Linse darstellt, um das Ziel auf das ferne Ende des Katheters abzubilden.
Fig. 7 zeigt die Fluoreszenz einer normalen Aorta-Arterienwand, die durch eine Anregung mit 329 nm stimuliert wurde. Die linke Skala (Ordinate) ist die Intensität des Fluoreszenzsignals (Fig. 7 bis 10 verwenden die gleichen Bedingungen).
Fig. 8 zeigt die Fluoreszenz der Plaque unter den gleichen Bedingungen wie bei Fig. 7. Dies ist eine weiche Plaque, hauptsächlich faserig und verfettet. Die Peaks verschoben sich leicht in der Wellenlänge und im Höhenverhältnis; aber der Minimumbereich ist viel weniger tief.
Fig. 9 zeigt das Spektrum, durch welches ein Argonionenlaser unter Anwendung mehrerer Versuche durch die Plaqueschicht mit 1 bis 2 mm hindurch abtrug, um das normale Medium darunter zu erreichen. Die Gesamtdosierung betrug etwa 5 bis 10 J/mm². Es ist das Spektrum des Gewebes am Boden des Kraters gezeigt. Die spektrale Gestalt ist etwas verändert, aber es besteht weiterhin ein Minimumbereich bei etwa 425 nm.
Fig. 10 zeigt einen vom Argonionenlaser abgetragenen, benachbarten Bereich, es wurden weniger Expositionen durchgeführt, so daß die Plaque nicht durchdrungen wurde. Dieses Spektrum ist von Fig. 9 deutlich unterscheidbar, was zeigt, daß dies ein nützliches Diagnosemittel ist, um zu bestimmten, wann die Plaqueschicht durchdrungen wurde.
Fig. 11 zeigt die Fluoreszenz von einer normalen Aorta unter Anwendung einer Anregung von 320 nm.
Fig. 12 zeigt die Fluoreszenz der Plaque unter den gleichen Bedingungen. Dies zeigt, daß für verschiedene Anregungswellenlängen eine nützliche diagnostische Information erhalten werden kann.
Fig. 13 zeigt die durch 220 nm angeregte normale Arterie, die einen Fluoreszenz-Peak von etwa 330 nm ergibt, am wahrscheinlichsten aufgrund von Tryptophan. Es wurde eine Fluoreszenzlebensdauer von etwa 3 ns beobachtet; dies kann ebenfalls eine nützliche diagnostische Information liefern.
Fig. 14 zeigt die Plaque an derselben Arterienprobe unter den gleichen Bedingungen. Wie bei Fig. 13 hat der Peak eine geringere Intensität. Jede UV-Wellenlänge von weniger als 330 nm regt diese Fluoreszenz an.
Fig. 15 zeigt bei Anwendung einer Anregung bei 280 nm einen schwachen Peak bei 650 nm. Die Erfassungsempfindlichkeit ist hoch, so liegt der Tryptophan-Peak außerhalb der Skala. Dies gilt für Plaque.
Fig. 16 zeigt ein Fluoreszenzspektrum für normales Gewebe unter den gleichen Bedingungen wie für Fig. 15, das eine höhere Intensität bei 650 nm zeigt.
Fig. 17 zeigt einen Raman-Peak bei etwa 244 nm. Die Laserlinie liegt bei etwa 225 nm. (Es wird eine Korrek tur von -2 nm für alle folgenden Fig. 17 bis 22 benötigt.) Es gibt eine Änderung der Intensitätsskala bei etwa 233 nm. Dieses Spektrum gilt für weiche Plaque, die faserig und fetthaltig ist. Die Frequenzverschiebung liegt bei etwa 3.320 cm&supmin;¹. Dies entspricht einer O-H-Streckfrequenz oder möglicherweise der von N-H.
Fig. 18 zeigt ein Spektrum für ein normales arterielles Medium an derselben Gewebeprobe. Der Raman-Peak ist sehr viel schwächer.
Fig. 19 zeigt ein Spektrum von verkalkter Plaque, die mit etwa 2 J/mm² aus einem Argonionenlaser, 514 nm, bestrahlt wurde. Es ist der starke Raman-Peak bei 244 nm vorhanden, bei einer Frequenzverschiebung von 3.320 cm&supmin;¹.
Fig. 20 zeigt eine andere Anregungswellenlänge für einen Laser mit 222 nm; der Raman-Peak bewegte sich ebenfalls, was beweist, daß dies eine Raman- und keine Fluoreszenzemission ist. Der Unterschied in der Frequenz beträgt etwa 3.390 cm&supmin;¹, was innerhalb des experimentellen Fehlers unverändert ist.
Fig. 21 zeigt ein Raman-Spektrum einer von Plaque befallenen Aorta-Arterienwand, wonach die Plaque wie für Fig. 9 beschrieben abgetragen wurde. Der Raman-Peak bei etwa 242 nm ist schwach, was angibt, daß die darüberliegende Plaque entfernt wurde.
Fig. 22 zeigt das Raman-Spektrum von abgetragener Plaque, die nicht durchdrungen wurde, ähnlich der für Fig. 10 beschriebenen. Der Raman-Peak bei etwa 242 nm ist stark, was angibt, daß es am Boden des Kraters noch Plaque gibt. Ein schwacher "Schulter"-Peak ist bei etwa 232 nm zu sehen, der etwa einer Raman-Verschiebung von 1.600 cm&supmin;¹ entspricht, die eine Carbonyl-Streckfrequenz sein könnte; dies kann ebenfalls nützliche diagnostische Eigenschaften haben, aber um das zu prüfen, wird eine bessere Laserlichtabführung benötigt.

Ausführliche Beschreibung der Erfindung

Fig. 1 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung. Der Katheter 410 ist in einem unvollständigen Längsschnitt gezeigt. Er hat ein fernes Ende 428 und ein nahes Ende 448 und enthält 10.000 abbildende Lichtleitfasern in einer quadratischen Anordnung von 100 · 100. Es sind Lichtleitfasern 420 a, b, c, e gezeigt, wobei 420 dd' die große Anzahl zusätzlicher Lichtleitfasern in der Anordnung angibt. Beleuchtende Lichtleitfasern 421a, b sind an eine Laserquelle 492 oder an eine herkömmliche Lichtquelle 498 mit einer Wellenlängenauswahl 493, die aus Filtern, einem Monochromator, oder einer ähnlichen Einrichtung besteht, gekoppelt. Das beleuchtende Licht 427a tritt aus den beleuchtenden Fasern 421a, b aus und fällt auf das Zielgewebe, wie Probe 434, die mit dem Katheter in Berührung stehen kann oder nicht. Das von der Probe zurückkehrende Licht 427b wird von den Fasern 420 a-e aufgenommen, um an das Spektrometer 465 geliefert zu werden.
Da dies eine Querschnittsansicht ist, verkörpert jede tatsächlich dargestellte Lichtleitfaser eine Spalte von 100 Lichtleitfasern. Diese Spalten von Fasern sind am nahen Ende 448 des Katheters durch einen durch den Pfeil 423 angegebenen Abstand getrennt, und sie sind alle an der Eintrittsöffnung 467 des Spektrometers 465 angeordnet. Die von jeder Spalte von Fasern 420 a-e ausgesendeten Lichtstrahlen fallen auf das Gitter 468 und werden zerlegt. Das Gitter kann selbstfokussierend sein, wie gezeigt, oder das Spek trometer 465 kann zusätzliche optische Einrichtungen enthalten, um die Abbildung an der zweidimensionalen Detektoranordnung 470 zu erzeugen. Wegen der physikalischen Trennung 423 zwischen den Fasern sind die spektral zerlegten Abb. 462d, 463d und 464d der Fasern an der Detektoranordnung 470 physikalische getrennt. Die sich von der Faser 420a ausbreitenden Lichtstrahlen 462a werden in der horizontalen Ebene zerlegt, wobei die Strahlen 462c mit größerer Wellenlänge und die Strahlen 462b mit geringerer Wellenlänge am Detektor 470 über einem Bereich von 462d auftreffen. Ebenso werden die Strahlen 464a aus der Faser 420 c zerlegt, um 463d zu erreichen (long). Diese Spektralbereiche überlappen sich nicht, so daß Spektren getrennt aufgezeichnet werden.
Vom Detektor 470 gehen die elektronischen Signale zum Rechner und zur Steuerung 480, wo sie verarbeitet und als spektrale Karte auf einem Terminal 482 angezeigt oder als Hardcopy auf 481 ausgegeben werden. Der Rechner kann auch die Lichtquelle 498, den abtastfähigen Monochromator oder die Wellenlängenauswahleinrichtung 493 mit änderbarem Filter oder die Laserlichtquelle 492 steuern. Es können sowohl Anregungs- als auch Emissionsspektren erhalten werden. Der Rechner 480 zeichnet das Spektrum aus jeder Lichtleitfaser auf, um die Spektrale Abbildung aufzubauen; das Licht aus jeder Faser 420 a-e stellt ein Datenpixel für die Abbildung dar. Mit einem geeigneten Algorithmus werden die Spektren mit gespeicherten Spektren verglichen und in diagnostische Information über jedes Pixel, wie Gewebetyp und Vorhandensein oder Nichtvorhandensein einer Krankheit, umgewandelt. Eine Abbildung, die einen solchen Zustand zeigt, wird auf dem Monitor 482 angezeigt oder auf 481 ausgedruckt.
Fig. 2 zeigt einen Querschnitt des Katheters 410 mit Lichtleitfasern in einer bevorzugten Ausführungsform mit der Anordnung von 100 Spalten von Fasern, die jeweils 100 Fasern enthalten. Die erste Spalte umfaßt die Fasern 520a, 521a, 522a, 524a und mit mehr Fasern, die durch die gepunktete Linie 523a angedeutet sind. Die zweite Spalte weist oben die Faser 520b und die dritte Spalte die Faser 520c und die letzte Spalte oben die Faser 520e auf. Zusätzliche Spalten sind durch gepunktete Linien 520 dd' angedeutet. Die Beleuchtungsfasern 421 sind am Umfang gezeigt, obwohl sie sich auch zwischen den Spalten befinden können. Eine fakultative innere Hülle umgibt die Fasern. Das Ganze ist in einer äußeren Röhre oder in einem Katheter 416 enthalten.
Fig. 3 ist eine alternative Ausführungsform, bei der durch das nahe Ende 448 des Katheters auf die Öffnung 467 des Spektrometers 465 abgebildet wird. Die Linsen 541 und 542 stellen die Abbildung her, es können aber auch Spiegel und andere optische Einrichtungen für diesen Zweck verwendet werden. Die Strahlen 564a aus den Lichtleitfasern werden parallel gerichtet 564b und fokussiert 564c. Ein fakultativer Strahlenteiler 552, der die dichroitisch oder teilweise reflektierend sein kann, gestattet, daß das beleuchtende Licht 594a von der Quelle 592 und die koppelnde Auswahleinrichtung 546 direkt in das Lichtleitfaserbündel 520 eingekoppelt werden. Die Strahlen 594b werden auf das nahe Ende des Katheters 448 fokussiert 594c. Die Auswahleinrichtung 546 kann optische Einrichtungen und Strahlrichtungen enthalten, um ein Einkoppeln in irgendeine oder alle Lichtleitfasern 420 a-e im Katheter 410 zu gestatten.
Fig. 4 zeigt eine alternative Ausführungsform, die zwei Spektrometer verwendet. Das Licht tritt aus dem nahen Ende 548 des Katheters 410 aus. Die Spalten von Fasern im Bündel 520 brauchen nicht getrennt zu werden. Die Strahlen 564a werden von der Linse 541a parallel gerichtet 564b und vom teilweise reflektierenden Strahlenteiler 552a geteilt. Einige der Lichtstrahlen 564c bilden eine Abbildung auf der Öffnung 467a des Spektrometers 465a. Einige der Lichtstrah len 564d gehen durch das sich drehende Prisma 549 für die Abbildung oder ein ähnliches optisches System hindurch. Die nun um einen Winkel, wie 90º, gedrehten Strahlen 564e strahlen nun vom fakultativen Spiegel 548a zurück und werden von der Linse 543a zusammengeführt 546f, um auf der Öffnung 467b des Spektrometers 465b eine Abbildung zu bilden. Wie in Fig. 1 sind die beiden Spektrometerdetektoren mit einem Rechner verbunden, wo die Daten von den beiden spektral zerlegten Abbildungen verarbeitet werden können.
Fig. 5 zeigt eine alternative Ausführungsform, die in Michaelson-Interferometer verwendet. Das nahe Ende 548 des Lichtleitfaserbündels 520 weist Lichtstrahlen 564a auf, die von der Linse 541b parallel gerichtet werden, die in das Interferometer vom Michaelson-Typ eintreten, das aus dem Strahlenteiler 552b, dem festen Spiegel 545 und dem beweglichen Spiegel 564 besteht. Das austretende Licht wird von der Linse 542b fokussiert, und die Strahlen 564 g werden auf den zweidimensionalen Detektor 570 abgebildet. Der Rechner 580 ist fähig, für alle der Elemente am Detektor Fourier- Transformationen auszuführen. Der Detektor 570 braucht nur so viele Elemente aufzuweisen, wie es Lichtleitfasern im Bündel 520 gibt, da dies ein nichtstreuendes System ist.
Fig. 6 zeigt eine alternative Ausführungsform mit optischen Sammeleinrichtung am fernen Ende des Katheters. Die Linse 441 sammelt die vom Gewebe ausgehenden Lichtstrahlen 560a und fokussiert die Strahlen 564b auf die ferne Oberfläche 428 des Katheters 410 zur Darstellung, wobei die der Lichtleitfaser 420c gezeigt sind. Es kann eine fakultative optische Abschirmung 412 verwendet werden, um die optischen Einrichtungen zu schützen.
Bei alternativen Ausführungsformen kann jede Anzahl von Lichtleitfasern im Katheter in einem quadratischen, sechseckigen, kreisförmigen oder in anderen Mustern angeordnet sein. In Fig. 4 wird der Strahl in zwei Komponenten aufgeteilt, um in zwei Spektrometer gerichtet zu werden. Es können zusätzliche Strahlenteiler oder Spiegel verwendet werden, um den Strahl weiter zu unterteilen, bevor er zu den Spektrometern geht. Es können weitere optische Kopplungseinrichtungen, die durch die in Fig. 3 dargestellt sind, verwendet werden, um die Abbildung zu vergrößern oder sie anamorphotisch zu dehnen, damit sie besser zur Gestalt des Detektors passen. Spalten von Lichtleitfasern können kombiniert oder getrennt werden, so daß die Anzahl der Spalten an der nahen Oberfläche nicht die gleiche ist, wie die Anzahl im Katheter, und die Anzahl von Fasern in einer Spalte kann ebenfalls geändert werden. Dies paßt die Geometrie der Faseranordnung besser an die des Detektors an. Es können mehr als eine Detektoranordnung verwendet werden, um eine geeignete Abdeckung der zerlegten, spektralen Abbildung zu erhalten. Diese Vorrichtung kann für die medizinische Abbildung bei jeder Anwendung verwendet werden, bei der es wünschenswert ist, sowohl eine spektrale als auch räumliche Abbildung zu erhalten.
Eine ganze Arterienwand wurde flach an der Oberfläche anliegend mit einem feuchten, sauberen Papier hinter dem Gewebe, um ein Trocknen zu verhindern, in einer zugedeckten Quarzglasküvette angeordnet. Es wurde gepulstes ultraviolettes Laserlicht verwendet, um eine Fluoreszenz im Gewebe anzuregen. Die Fluoreszenz wurde mit optischen Einrichtungen aus Quarzglas aufgefangen und durch einen abtasteten Doppelmonochromator auf einen Photovervielfacher geführt. Nach einer torgesteuerten Integration wurde das Signal in einem Rechner gespeichert.
Eine Anregung mit etwa 329 nm erzeugte eine Fluoreszenz von der Laserwellenlänge bis zur Empfindlichkeitsgrenze des Photovervielfachers bei etwa 700 nm. Es wurden Peaks bei etwa 395 und 450 nm ± 10 nm mit einem Minimumbereich bei 425 nm beobachtet. Der Minimumbereich war für eine normale Arterienwand tief und für Plaque flach. Ein Ablationsschaden des Gewebes von einer Hochleistungsbelichtung mit einem Argonionenlaser änderte die Spektren, wobei er in beiden Fällen den Minimumbereich flacher machte. Beide Unterschiede blieben, was zeigte, daß nach einem Laserschaden der diagnostische Unterschied weiterhin besteht. Der Minimumbereich ist wahrscheinlich auf eine Reabsorption durch das Soret-Band von Porphyrin, wahrscheinlich von Häm, zurückzuführen. Eine Anregung mit kürzeren Wellenlängen, die Wellenlängen von bis hinunter zu 220 nm verwendete, regte bei 335 nm eine starke Fluoreszenz, am wahrscheinlichsten von Tryptophan, an. Für diese Emission und für andere Emissionswellenlängen von bis zu 550 nm wurde eine Fluoreszenzlebensdauer von einigen Nanosekunden beobachtet. Die nach Intensität und Zeit aufgelösten Fluoreszenzcharakteristiken dieser Spektren sollten eine diagnostische Information für das Gewebe liefern. Eine schwache Emission bei 600 bis 700 nm mit einem Peak bei etwa 650 nm scheint auch ein nützliches Diagnosemittel zu sein und tritt für alle Ultraviolettanregungen auf.
Für eine Fluoreszenzspektroskopie wird der molekulare Chromophor durch eine Absorption von Lichtphotonen in einen angeregten Elektronenzustand gebracht. Die Emission ist für den einzelnen Chromophor charakteristisch; die Peakwellenlänge neigt dazu, konstant zu bleiben, wenn die Anregungswellenlänge geändert wird. Aber die Anregungswellenlänge muß dem Absorptionsband des Chromophors entsprechen.
Die Raman-Spektroskopie, die Schwingungsenergieniveaus eines Moleküls untersucht, beseitigt dieses Problem, da fast jede Wellenlänge verwendet werden kann. Aufgrund der Schwingungsübergänge der im untersuchten Material enthaltenen Moleküle wird ein Lichteinfall auf das Material unelastisch gestreut, wodurch Energie auf das Molekül übertragen und typischerweise eine Abnahme in der Frequenz des gestreuten Lichts bewirkt wird.
Es wird die Verwendung der Raman-Spektroskopie für diagnostische Zwecke bei der Unterscheidung einer Arterienwand von atheromatöser Plaque über ein in einem Katheter angeordnetes Lichtleitfaserbündel beansprucht.
Eine Anregung bei kürzeren Wellenlängen, insbesondere um 220 nm, ergab ein Raman-Signal mit etwa 3.300 ± 150 wavemeter Stokesscher Verschiebung. Dieses Raman-Signal war für Plaque viel stärker als für die gesunde Arterienwand. Da die Verschiebung konstant und von der Anregungswellenlänge unabhängig ist, ist es ein Raman-Signal. Solche Raman-Signale sollten für alle Anregungswellenlängen auftreten, obwohl es schwieriger zu beobachten ist, wenn es auch eine starke Fluoreszenzemission gibt. Die Raman-Signale bestanden weiter, nachdem das Gewebe mit einem Hochleistungs-Argonionenlaser abgetragen wurde. Wenn der Argonlaser eine darüberliegende Plaqueschicht abtrug, wobei das normale Medium darunter freigelegt wurden, wurde das Raman-Signal wesentlich verringert, was andeutet, daß dieses Signal ein nützliches Diagnosemittel ist, um zu bestimmen, wann die Plaqueschicht durchdrungen ist.
Fig. 17 bis 22 zeigen die Daten, die die Verwendung des Raman-Diagnosemittels darstellen, um Plaque von dem darunterliegenden Medium zu unterscheiden. Damit das Diagnosemittel zum Überwachen eines Abtragungsvorganges nützlich ist, sollten nach der Abtragung spektrale Differenzen vorhanden sein. Obwohl sich die Spektren von normalem arteriellen Gewebe nach dem Auftreten einer Abtragung in gewissem Grade ändern, können die Plaque und gesundes Medium immer noch unterschieden werden. Außerdem können die Änderungen, die als Folge einer Abtragung auftreten, als Warnanzeige für einen Gewebeschaden nützlich sein. Am wichtigsten ist je doch eine Einrichtung, um zu bestimmen, wann die Plaque durchdrungen und das Medium erreicht wurde, so daß ein Signal erzeugt werden kann, um die Bedienperson zu warnen, daß der Vorgang aufhören sollte; oder das Signal könnte als Prozeßsteuerung verwendet werden, um den Laserbeschuß über die besondere Lichtleitfaser automatisch zu beenden.
Da die Raman-Streuung im allgemeinen von einer relativ einfachen funktionalen Gruppe, in diesem Falle der Hydroxylgruppe (OH) oder vielleicht einer Stickstoff-Wasserstoff(NH)-Bindung, aus auftritt, ist sie wahrscheinlich photochemisch und thermisch ziemlich stabil und widersteht einem Laserschaden. Dies ist anders als im Falle der laserinduzierten Fluoreszenz, die im allgemeinen mit molekularen Chromophoren verbunden ist und viel wahrscheinlicher einen solchen Schaden erleidet. Dies macht die Raman-Spektren zu einem vielversprechenden, neuen diagnostischen Werkzeug zur Überwachung einer Gewebeabtragung oder eines Behandlungsvorgangs.
Die Raman-Streuung tritt ebenfalls für viele Frequenzen auf. Ein Signal wird bei etwa 1.600 cm&supmin;¹ beobachtet, wird aber vom durch den abtastenden Monochromator hindurchgehenden, gestreuten Laserlicht undeutlich gemacht. Diese Frequenzverschiebung kann sich auch als ein nützliches Diagnosemittel erweisen.
Um die Frequenzverschiebung genauer zu bestimmen, wurde der Monochromator über die Laserlinie abgetastet, wobei der Licht erfassende Photovervielfacher auf einen niedrigen Verstärkungsfaktor eingestellt wurde. Etwa 5 bis 8 nm hinter der Laserlinie (größere Wellenlänge) wird der Verstärkungsgrad stark erhöht, was zu einem starken Anstieg im Signal bei jeder Raman-Abtastung führt.
Die folgenden Daten die von einer Anzahl von Abtastungen genommen wurden, beweisen, daß der Peak ein Raman-Peak und nicht auf laserinduzierte Fluoreszenz zurückzuführen ist.
Sogar obwohl die Laserfrequenz von 43.971 cm&supmin;¹ bis 44.863 cm&supmin;¹, ein Unterschied von 892 cm&supmin;¹, reicht, bleibt die spektrale Verschiebung relativ konstant und zeigt keinen deutlichen Trend, was beweist, daß der beobachtete Peak ein Raman-Peak, nicht ein Fluoreszenz-Peak ist.

Claims

1. System zum Untersuchen von Gewebe oder Material, welches umfaßt:

eine faseroptische Kathetersonde mit einer Vielzahl von Lichtleitfasern (420) zur Lieferung einer 2-D-Ausgabe, die in ein Körperlumen oder -gewebe einführbar ist, wobei die faseroptische Sonde ein fernes Ende (428) aufweist, das in der Nähe des Gewebes oder Materials angeordnet werden soll;

eine Laserstrahlungsquelle (492), die an ein nächstgelegenes Ende (448) der faseroptischen Sonde gekoppelt ist, um das Gewebe oder Material mit einer ausgewählten Lichtwellenlänge zu beleuchten; und gekennzeichnet durch:

ein Spektrometersystem (465), das zwischen dem nächstgelegenen Ende (448) der faseroptischen Sonde und einem ladungsgekoppelten Element (470) ein optisches System beinhaltet;

wobei das ladungsgekoppelte Element (470) eine 2-D-Anordnung von Detektorelementen aufweist, die durch das optische System an das nächstgelegene Ende (448) der faseroptischen Sonde optisch gekoppelt ist, um die vom Gewebe oder Material in Antwort auf die Beleuchtung von der Laserstrahlungsquelle (492) zurückkehrende, Raman-gestreute 2-D-Strahlung abzubilden; und

eine mit dem ladungsgekoppelten Element (470) verbundene Steuerung und einen Rechner (480) zum Aufzeichnen der Spektraldaten vom ladungsgekoppelten Element (470) und zum Bilden eines darstellbaren Bildes des beleuchteten Gewebes.

2. System nach Anspruch 1, bei dem die Lichtquelle (492) einen Argonlaser umfaßt.

3. System nach einem der Ansprüche 1 und 2, bei dem die faseroptische Sonde einen Laserkatheter umfaßt, der zum Einführen in ein Gefäßlumen ausgelegt ist.

4. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Rechner (480) so eingerichtet ist, daß er die erfaßte Strahlung analysiert.

5. System nach Anspruch 1, bei dem der Rechner (480) die aufgezeichneten Spektren mit gespeicherten Spektren vergleicht.

6. System nach Anspruch 1, bei dem das Spektrometersystem ein Gitter umfaßt, um vom Gewebe oder Material zurückkehrendes und aus dem nächstgelegenen Ende (448) der Sonde austretendes Licht auf das ladungsgekoppelte Element (470) zu richten,

7. System nach Anspruch 1, bei dem das Spektrometersystem ein Abtastinterferometer (552b, 545, 546) umfaßt.

8. System nach Anspruch 1, das weiterhin ein optisches Filter umfaßt.

9. System nach Anspruch 1, das weiterhin einen an das nächstgelegene Ende (448) der Sonde optisch gekoppelten, zweiten Detektor umfaßt.

10. System nach Anspruch 1, bei dem das ladungsgekoppelte Element (470) wenigstens so viele Pixel aufweist, wie es Lichtleitfasern (420) in der Sonde gibt.

11. System nach Anspruch 1, bei dem die ausgewählte Lichtwellenlänge zu einer zweiten Wellenlänge geändert werden kann, wodurch überprüft wird, daß das gemessene Spektrum ein Raman-Signal ist.

12. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Lichtleitfasern (420) innerhalb der Sonde in einer Vielzahl von verschiedenen getrennten Spalten angeordnet sind, so daß aus einer Spalte austretendes Licht das aus irgendeiner anderen Spalte bei der Anordnung von Detektorelementen nach der Streuung durch das Spektrometersystem nicht überlappt.

13. Verfahren zum optischen Messen von Gefäß-Gewebe oder Material mittels einer faseroptischen Laserkathetersonde mit einer Vielzahl von Lichtleitfasern (420) zur Lieferung einer 2-D-Ausgabe, so daß ein nächstgelegenes Ende (448) der Sonde an eine Laserstrahlungsquelle gekoppelt werden kann, wobei die Sonde relativ zum Gefäßgewebe oder Material so angeordnet wird, daß sich ein fernes Ende (428) der Sonde in der Nähe des zu messenden Gefäßgewebes oder Materials befindet; wobei das Verfahren umfaßt:

Koppeln der Laserstrahlungsquelle (492) an die Sonde, um das Gewebe oder Material bei einer oder mehreren ausgewählten Wellenlängen zu bestrahlen, wobei die Bestrahlung zu einer Aussendung von Raman-gestreutem Licht vom Gewebe oder Material führt, so daß das ausgesandte Licht über die faseroptische Sonde zum nächstgelegenen Ende (448) übertragen wird; und gekennzeichnet durch:

spektrales Analysieren des Raman-gestreuten Lichts vom Gefäßgewebe oder Material; und

Erfassen des vom Gewebe oder Material zurückkehrenden, spektral analysierten, Raman-gestreuten Lichts mit einem ladungsgekoppelten Element-Detektor (470), um die 2-D-Ausgabe aus der Sonde abzubilden und Spektraldaten vom ladungsgekoppelten Element (470) aufzuzeichnen.

14. Verfahren nach Anspruch 13, das weiterhin das Beleuchten des Gewebes oder Materials mit ultraviolettem Licht umfaßt.

15. Verfahren nach Anspruch 13 oder 14, das weiterhin das Messen der Raman-Streuung von einer Hydroxylgruppe oder einer Stickstoff-Wasserstoff-Bindung im gemessenen Gewebe oder Material umfaßt.

16. Verfahren nach Anspruch 15, das weiterhin das Ändern der ausgewählten Lichtwellenläge zu einer zweiten Wellenlänge umfaßt, wodurch überprüft wird, daß das gemessene Spektrum ein Raman-Signal ist.