JP2721690B2

JP2721690B2 - 画像形成のためのカテーテルシステム

Info

Publication number: JP2721690B2
Application number: JP63509105A
Authority: JP
Inventors: キトレル，カーター; フエルド，マイケル・エス
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1987-09-24
Filing date: 1988-09-21
Publication date: 1998-03-04
Anticipated expiration: 2013-03-04
Also published as: JPH03500373A; DE3856381T2; EP0380586A1; EP0380586B1; WO1989002718A1; ATE187315T1; CA1334724C; DE3856381D1

Description

【発明の詳細な説明】技術分野本発明に、オプチカルフアイバーがカテーテル内に準
備されている装置に関して、ここで、前記カテーテルは
画像形成検出器をもつ分光計にカップリングされてお
り、そして診断の光を使用して標的組織のスペクトル画
像をつくる。

発明の背景光学的分光測定は、組織のタイプおよび状態のプロー
ビングのための強力な道具であることが証明されてい
る。組織の画像は、オプチカルフアイバーの柔軟なコー
ヒーレントの束を使用して、遠隔的に、そして生体内で
記録することができる。スペクトルは普通の方法で走査
モノクロメーターを使用して記録することができる。し
かし、これは、ことに蛍光の過度の強度が組織を熱的に
損傷しそして過度の蛍光が組織を光化学的にまたは他の
手段により損傷される、組織の分光測定に関連する、し
ばしば弱い信号を使用するとき、時間を消費し、そして
非効率的である。画像形成装置、例えば、線状のダイオ
ード列、電荷結合デバイス（CCD）、電荷注入デバイス
（CID）、ビジコンまたは他のこのような画像形成装置
を装備したスペクトログラフは、分散したスペクトル全
体を電子信号に変換するので、すべての所望の光は同時
に検出される。スペクトログラフはオプチカルフアイバ
ーに接続することができるので、放射されるスペクトル
は記録される。フアイバーの他方の端は組織中にあるい
はウェル（well）の底にあるいは他の遠い位置に配置し
て、その環境についての情報を運ぶ光を収集することが
できる。しかしながら、この装置は画像ではなく、スペ
クトルのみを記録する。同様に、オプチカルフアイバー
のコーヒーレントの束は画像を遠い位置から伝送し、画
像はビデオの表示および保存のため同様な電子画像形成
装置に記録される。しかしながら、スペクトルの分析お
よび画像形成の組み合わせはより困難であることが証明
された。

画像全体を同時にスペクトル的に記録する手段が要求
されている。単一のオプチカルフアイバーを使用する代
わりに、分光計の入口に配置されているオプチカルフア
イバーのコーヒーレントな束からの画像を使用すること
が考えられる。画像がモノクロームである場合、モノク
ロームの画像は、また、画像形成検出器上にある種の位
置に、格子、または他の分散装置の位置に依存して、形
成する。場の適当なフラットネスをもつスペクトログラ
フをここで仮定する。第２の色を画像に加えta場合、第
２の画像は検出器上に、第１の画像から変位して、ある
部分が第１の部分と重なって、分散の量に依存して形成
するであろう。所定の検出器要素は、１つの色の画像の
１つの部分、または異なる色の画像の他の部分からの検
出光であることができる。出力は不明瞭である。より多
くの色は入力画像に加えられるので、単一の要素は異な
る色において画像のより多く異なる部分を検出するであ
ろうが、混合したデータを選択するための明確な方法は
存在しない。画像形成検出器は、非常に不安定なスペク
トル的に不鮮明なまたは汚れた画像を得るであろう。

蛍光およびレーザー誘発蛍光は、組織のタイプおよび
状態を診断するために使用されてきている。500〜650nm
の範囲の480nm励起蛍光の波長が使用されてきており、
これによりピークおよび谷の信号の比はアテロームの斑
を正常の動脈の壁と区別するために有用であった。アル
ファノ（Alfano）において、可視のレーザーの励起は癌
および正常の組織における蛍光を誘発し、500〜700nmの
範囲にわたって放射し、これは組織についてスペクトル
の差を示した。しかしながら、励起および検出の他の波
長は有用であることがある。特定の発色団の蛍光放射特
性は、広い範囲の励起波長について、同一の波長におい
て起こる傾向をもつ。

ラマン分光測定と呼ぶ、異なるタイプの分光測定は、
励起するレーザーのラインからの振動数のシフトに依存
する。ラマンスペクトルのピークは、レーザーのライン
からの固定した振動数の分離において起こり、そして、
原理的には、任意の励起波長について起こるであろう。
最も区別する特徴は振動数の差である。ラマン分光測定
は、広い範囲の物質、例えば、溶液または火炎中の分子
の同定に使用されてきている。

発明の要約本発明によれば、オプチカルフアイバー、分光計、お
よび検出器は新規な方法で構成され、こうして画像およ
びスペクトルの両者の構成に適切な情報が得られるであ
ろう。後述する特定の実施態様および数のオプチカルフ
アイバーを考慮するが、本発明はこの方法で限定される
必要はない。コーヒーレントのオプチカルフアイバー束
は、各カラムが100本の個々のフアイバーを垂直の列で
含有する、フアイバーの100本のカラムを並列で有す
る、正方形の列で10,000本のフアイバーから構成され
た。各フアイバーは10マイクロメートルおよび20nmの外
径を有し、クラッド（cladding）を含有する。コーヒー
レントな束は、入力または末端に2mmの断面をもつ正方
形を形成する。出力端において、カラムは互いに分離さ
れ、そして500nmの距離で間隔を置いて位置して、2mm×
50mmの長方形の列を形成する。この列、または画像の列
は低い分散の分光計の入口に配置され、そしてこの分光
計は適切な場のフラットネスを有しかつ他の異常を最小
にするように補正されている。拡大がないようにするた
めに、分散は問題のスペクトル領域が500umを越えない
ように選択する。このスペクトル領域はフィルターで制
限して重なりを回避することができる。水平の平面にお
ける分散をこの説明を通じて仮定するが、この平面に限
定する必要はない。適切な寸法（この場合において、少
なくとも50mm）の二次元の検出器上の画像形成は、各カ
ラムの分散したスペクトルが次のカラムのそれと重なら
ないようなものである。20umの正方形の要素をもつ検出
器について、各オプチカルフアイバーに相当する各画素
は、25の検出器要素にわたって分散して、スペクトルを
25の分解要素に細分割するであろう。こうして、10,000
本のオプチカルフアイバーの各々は、250,000の要素を
有する検出器の別々の25の要素にカップリングするの
で、各スペクトルは他のスペクトルと重ならないで個々
に記録することができる。

正方形の検出器の列をもつ、よりコンパクトなシステ
ムについて、フアイバーのカラムはグループで重ねて配
置することができる。例えば、コーヒーレントな束から
の５本のカラムを各々長さ10mmの500本のフアイバーの
単一のカラムに組み合わせ、そして20本のこのようなカ
ラムが500umで間隔を置いて位置されている場合、これ
は正方形の列10×10mmを形成し、そして倍率をもつか、
あるいはもたない正方形の検出器上へ突起することがで
きる。倍率をもたないで、各画像の画素は25の検出器要
素にわたって分散されるであろう。多数の検出器要素、
およびカラムの間隔および倍率の適当な調節は、画素当
たりのスペクトル分解の要素を増加するであろう。

オプチカルフアイバーの他の配置は、正方形の列をカ
ラムよりむしろ正方形のブロックに細分割することから
成る。例えば、フアイバーの５×５ブロックを再位置
し、そして25本のフアイバーのカラムに配置することが
できる。この画像は25要素高さ×25要素幅の検出器の正
方形の部分上に分散させる。隣接するオプチカルフアイ
バーの接するブロックは、検出器の対応する隣接するブ
ロック上に画像形成される。これは、画像の隣接する部
分が検出器の隣接する部分により観測されるので、画像
の広く分離する部分の間の混線の問題を最小にする。こ
のタイプの配置では、低い分解の画像を必要に応じて得
ることができる。オプチカルフアイバーのブロックおよ
び検出器上の対応するブロックは単一の画素として処理
することができる。もちろん、末端のオプチカルフアイ
バーの任意の配置は、多くの方法で、画像検出器に合致
させることができる。例えば、単一の線状の列を小さい
数のオプチカルフアイバーについて使用することができ
る。

特別の光学的カップリング要素は、オプチカルフアイ
バーの束の出力、分光計および検出器の間に設置するこ
とができる。アナルモルフィックの要素、例えば、円筒
形のレンズまたはプリズムは画像を１つの寸法において
他のものにおけるより拡大することができる。前述の長
方形の2mm×50mmの画像を、異なる寸法の長方形、また
は正方形にさえ変化させることができる。同様に、単一
のオプチカルフアイバーの円い画像を長円形にして、検
出器列上の長円形の要素に合致させることができる。

オプチカルフアイバーはこの概念に対して必須ではな
いが、画像は小さい鏡またはビームスプリッターにより
細分割して、検出器の異なる部分に入射させることがで
きる。

オプチカルフアイバーからの画像は平行にし、そして
移動するマイケルソン干渉計を通して送る。単一の画像
は、移動する鏡が動くとき、構成的および破壊的干渉を
行う；記録されたスペクトルはフーリエ変換により波長
のスペクトルに変換される。しかしながら、検出器を画
像形成装置、例えば、CCDと置換する場合、各画素は干
渉計にかけられる。画像形成装置は、鏡の走査と同じ多
い回数で「読み出し」して、正確な変換のために十分な
データを得ることが必要である。１例として、CCDは鏡
の移動の各波長について完全に20回読み出されるであろ
う。スペクトル画像を獲得するための時間は有意となる
ことがある。また、実質的な計算する力は、少ない量の
時間で数千の画素のためのデータのフーリエ変換の実施
に必要である。

オプチカルフアイバー束からの画像をスペクトル的に
濾過することができる他のシステムは、フィルターおよ
びビームスプリッターから構成される。画像からの光
は、１系列のスプリッターを通過して１または２以上の
画像形成検出器上に入射する。二色のビームスプリッタ
ーは、光を種々の色に損失を最小にして分離する。吸収
フィルターを、また、光通路中に介在させて波長を選択
するが、これらは効率に劣る。各々が異なる色である多
数の画像は、単一の画像形成検出器上へ衝突する。

このタイプの分光測定画像形成装置について、医学分
野に入るか、あるいは入らない、広い範囲の用途が存在
することが理解されるであろう。

紫外線励起されたレーザーが誘発した蛍光は、動脈の
組織を正常と斑と区別するための有用な診断を提供する
ことを、われわれは発見した。実験において、励起のた
めに220nm〜330nmの波長を使用し、検出の範囲はレーザ
ーの波長から750nmまでの範囲である。いくつかの有用
なレーザー誘発蛍光の診断が発見された。370〜470nmの
範囲における２つのピークおよび谷は、正常および斑の
動脈の区別のために有用である。レーザーの除去（abla
tion）の損傷後でさえ、約420nmの谷は持続する。それ
は、多分ヘムからの、ポルフィリンのソーレーバンドの
ためであるように思われる。これらの特徴は、また、他
のタイプの組織の同定に同様によく有用である。弱いLI
F放射は、また、広い範囲の紫外線の励起について、600
〜700nmの範囲において起こり、ピークは650nmに存在す
る。また、320nmより短い紫外線の波長は、多分トリプ
トファンのために広い蛍光を励起し、これは220〜280nm
の励起について、290〜380nmの範囲スペクトルからであ
り、最大は約335nmである。強度および蛍光の寿命（典
型的には約3nsec）は、組織とともに変化し、そして有
用な診断を提供する。

診断に有用なラマンピークは、約3300cm^-1±150cm^-1
において起こる。220〜228nmの範囲における励起波長を
使用したが、ラマン散乱はすべての励起波長について起
こる；区別する特徴は振動数のシフトである。斑は健康
な動脈中膜より非常に強いラマン信号を示した。振動数
のシフトは、励起振動数を変化させたとき、比較的一定
に止まり、スペクトルがラマンのプロセスであり、LIF
でないことを証明する。この信号はレーザーの除去損傷
後に持続し、そして斑層を侵入したとき、下に存在する
健康な中膜がより弱い信号を与えることの決定において
有用であった。ラマン信号の強さのこの変化は、フィー
ドバックの制御診断として使用して、斑が除去されたこ
と、および組織の除去を停止できることの信号を発生す
ることができる。

図面の簡単な説明第１図は、画像形成カテーテル、分光計の分解した縦
断面図、およびコンピュータおよび出力のブロック線図
であり、本発明の好ましい実施態様を図解する。

第２図は、画像形成カテーテルの断面図である。

第３図は、放射または反射された光を集めるために使
用する同一オプチカルフアイバーによる標的制限を図解
する光学的略図であり、そして分光計の開口上へのカテ
ーテルの基部末端の光学的画像形成を図解する。

第４図は、二重検出システムの使用を示す光学的略図
である。

第５図は、マイケルソン干渉計の使用を示す光学的略
図である。

第６図は、カテーテルの末端上へ標的を画像形成する
ためのレンズの使用を図解する光学的略図である。

第７図は、329nmの励起により刺激された正常の大動
脈の壁の蛍光を示す。左の目盛り（縦軸）は蛍光のシグ
ナルの強度である（第７図〜第10図は同一の条件を使用
する）。

第８図は、第７図の同一条件下の斑の蛍光を示す。こ
れは柔らかい斑、主として線維および脂肪である。ピー
クは波長および高さの比がわずかにシフトしているが、
谷の深さは非常に小さい。

第９図は、多数のショットを使用するアルゴンイオン
のレーザーが１〜2mmの斑層を通して除去して下の正常
の中膜に到達したスペクトルを示す。クレーターの底の
組織のスペクトルが示されている。スペクトルの形状は
多少変更しているが、約425nmにおける谷が存続する。

第10図は、より少ない露出を行って、斑が侵入されな
いようにした、アルゴンイオンのレーザーにより除去さ
れた隣接する領域を示す。このアプローチは第９図と明
瞭に区別され、これは斑層が侵入されたときを決定する
診断に有用であることを示す。

第11図は、320nmの励起を使用する正常の大動脈から
の蛍光を示す。

第12図は、同一条件下の斑からの蛍光を示す。これが
示すように、有用な診断の情報は種々の励起波長につい
て得ることができる。

第13図は、220nmにより励起され、ほとんどトリプト
ファンのためと思われる、約320nmの蛍光ピークを生ず
る正常の動脈を示す。約3nsecの蛍光の寿命が観測され
た；これは、また、有用な診断の情報を生成することが
できる。

第14図は、同一条件下の同一動脈試料上の斑を示す。
第13図におけるように、ピークは強度が低い。330nmよ
り短い紫外線波長はこの蛍光を励起する。

第15図は、280nmの励起を使用する、650nmにおける弱
いピークを示す。検出の感度は高いので、トリプトファ
ンのピークが目盛りを越える。これは斑についてのもの
である。

第16図は、第15図についてと同一の条件下の、正常の
組織についての蛍光のスペクトルを示し、650nmのピー
クについてより大きい強度を示す。

第17図は、約244nmにおけるラマンピークを示す。レ
ーザーのラインは約255nmである。（−2nmの補正はすべ
ての引き続く第17図〜第22図について必要である）。約
233nmにおける強度の目盛り変化が存在する。このスペ
クトルは柔らかい斑、線維および脂肪についてのもので
ある。振動数は約3,320cm^-1である。これはＯ−Ｈの伸
長の振動数、または多分Ｎ−Ｈのそれに相当する。

第18図は、同一組織試料上の正常の動脈中膜について
のスペクトルを示す。

第19図は、アルゴンイオンのレーザー、514nm、から
の約２ジュール/mm²で照射した、カルシウム化斑のスペ
クトルを示す。244nmにおける強いラマンピークが存在
し、3,320cm^-1の振動数のシフトをもつ。

第20図は、１つのレーザー222nmについての異なる励
起波長を示す；ラマンピークは、また、動いて、これが
ラマンであり、そして蛍光の放射でないことを証明す
る。振動数の差は約3,290cm^-1であり、これは実験誤差
の範囲内で変化しない。

第21図は、斑が第９図について記載したように除去さ
れた、斑をもつ大動脈のラマンスペクトルを示す。約24
2nmにおけるラマンピークは弱く、重なる斑が除去され
ていることを示す。

第22図は、第10図について記載したものに類似する、
侵入しない除去された斑のラマンスペクトルを示す。約
242nmにおけるラマンピークは強く、クレーターの底に
斑がなお存在することを示す。弱い「肩」のピークは約
232nmにおいて見られ、カルボニル伸長振動数でありえ
ない、約1600cm^-1のラマンシフトに相当する；これは、
また、有用な診断の性質を有するが、よりすぐれたレー
ザー光の拒否の検査は必要であろう。

発明の詳細な説明第１図は、本発明の好ましい実施態様を示す。カテー
テル410は分解した縦断面図で示されている。それは末
端428および基部末端448を有し、そして100×100平方の
列で10,000本の画像形成オプチカルフアイバーまたは同
様な光導管を含有する。オプチカルフアイバーａ、ｂ、
ｃ、ｅが示されており、420dd′は列中に大きい数のオ
プチカルフアイバーを示す。照明するオプチカルフアイ
バー421はレーザー源492またはまたは普通の光源498に
連結されており、後者はフィルター、モノクロメーター
または同様な装置から構成された波長選択装置493を有
する。照明する光427aは照明する線維421a、ｂから出
て、標的組織、例えば、試料434に到達し、試料434はカ
テーテルと接触するか、あるいはしないことができる。
試料から戻る光427bはフアーバー420a−ｅにより集めら
れて、分光計465へ送られる。

これは断面図であるので、図解する各オプチカルフア
イバーは100本のオプチカルフアイバーのカラムを表
す。これらのフアーバーのカラムはカテーテルの基部末
端448において矢印423により示される距離で物理学的に
分離されており、そしてすべては分光計465の入口開口4
67に配置されている。フアーバーａ−ｅの各カラムから
放射される光線は格子468上へ注ぎ、そして分散され
る。格子は示すように自己集束性であることができる
か、あるいは分光計465は追加のオプチクスを含有し
て、二次元の検出器列470を形成する。フアーバー間の
物理学的分離423のために、フアーバーのスペクトル的
に分散された画像462d、463d、および464dは検出器列47
0上で物理学的に分離されるであろう。フアーバー420a
から広がる光線462aは水平の平面において分散され、よ
り長い波長の光線462cおよびより短い波長の光線462bは
462dのある範囲にわたって検出器470へ衝突する。同様
に、フアーバー420cからの光線464aは長さ463dに分散さ
れる。これらのスペクトル範囲は重なないので、スペク
トルは別々に記録される。

検出器470から、電子信号はコンピューターおよび制
御器480へ行き、ここでそれらは処理され、そしてター
ミナル482上にスペクトル地図としてまたは481上にハー
ドコピーとして表示される。コンピューターは、また、
光源498、走査可能なモノクロメーターまたは変化可能
なフィルターの波長選択器493、またはレーザー光源492
を制御することができる。励起および放射の両者のスペ
クトルを得ることができる。コンピューター480は各オ
プチカルフアイバーからのスペクトルを記録して、スペ
クトル画像を構成する；各フアーバー420a−ｅから光は
画像についてのデータの画素を表す。適当なアラビア数
字を使用して、スペクトルを貯蔵したスペクトルと比較
し、そして各画素について診断の情報、例えば、組織の
タイプ、および病気の存在または不存在に変換する。こ
のような状態を示す画像は、モニター482上に表示され
るか、あるいは481上にプリントされる。

第２図は、好ましい実施態様におけるオプチカルフア
イバーのカテーテル410の断面図を示し、フアーバーの1
00カラムにおける列は各々100本のフアーバーを含有す
る。第１カラムはフアーバー520a、521a、522a、524aか
らなり、それ以上のフアーバーは点線523aを有する。第
２カラムは上部にフアーバー520bを有し、そして第３カ
ラムはフアーバー520cを有し、最後のカラムは上部にフ
アーバー520eを有する。追加のカラムは点線520d−ｄ′
により示されている。照明フアーバー421は周辺に示さ
れているが、それらは、また、カラムの間に位置するこ
とができる。任意の内部のスリーブはフアーバーを取り
囲む。全体は外側の管またはカテーテル416中に含有さ
れる。

第３図は、カテーテルの基部末端448により分光計465
の開口467上へ画像形成される、別の実施態様である。
レンズ541および542は画像を作るが、鏡または他のオプ
チクスは、また、この目的のために使用することができ
る。オプチカルフアイバーからの光線564aは平行にされ
564bそして集束される564c。任意のビームスプリッター
552は、二色性または部分的に反射性であることがで
き、光源592からの照明する光594aおよびカップリング
セレクター546をオプチカルフアイバーの束520に直接カ
ップリングさせることができる。光線594bはカテーテル
448の基部末端上へ集束594cされる。セレクター546はオ
プチクスを含有し、そして光線の方向をカテーテル410
中のオプチカルフアイバー420a−ｅのいずれかまたはす
べて中にカップリングさせることができる。

第４図は、２つの分光計を使用する別の実施態様を示
す。光はカテーテル410の基部末端548から出る。束520
におけるフアーバーのカラムは分離する必要はない。光
線564aはレンズ541aにより平行とされ564b、そして部分
的にビームスプリッター552aにより分割される。光線56
4のあるものは、分光計465aの開口467a上で画像を形成
する。564dのあるものは、画像回転プリズム549または
同様な光学システムを通過する。ここで角度、例えば、
90゜で回転した光線564eは、光学的鏡548から反射し、
そしてレンズ543aにより集束されて、分光計465bの開口
467b上に画像を形成する。第１図におけるように、２つ
の分光計検出器はコンピューターに接続されており、こ
こで２つのスペクトル的に分散した画を処理することが
できる。

第５図は、マイケルソン干渉計を使用する別の実施態
様を示す。オプチカルフアイバーの束520の基部末端548
は光線564aを有し、光線546aはレンズ541bにより平行に
され、マイケルソン干渉計に入り、このマイケルソン干
渉計はビームスプリッター552b、固定した鏡545および
可動の鏡546から構成されている。存在する光はレンズ
により集束され、そして光線564gは二次元の検出器570
上へ画像形成される。コンピューター580は、検出器上
の要素のすべてからのデータのフーリエ変換を実施する
ことができる。検出器570は束520中のオプチカルフアイ
バーが存在する数と同程度に多い数有することが必要で
ある。なぜなら、これは非分散系であるからである。

第６図は、カテーテルの末端に収集オプチクスを有す
る実施態様を示す。レンズ441は組織434から放射する光
線560aを集め、そしてカテーテル410の末端の表面428上
へ光線460bを集束し、例示のため、オプチカルフアイバ
ー420cに相当する光線が示されている。任意の光学的シ
ールド412を使用してオプチクスを保護することができ
る。

別の実施態様において、ある数のオプチカルフアイバ
ーは正方形、六角形、円形または他のパターンでカテー
テル中に配列することができる。第４図において、ビー
ムは２つの分光計に向けるべき２つの成分に分割され
る。追加のビームスプリッターまたは鏡を使用して、ビ
ームが分光計へ行く前に、ビームをさらに細分割するこ
とができる。第３図におけるものに代表される、他のカ
ップリングオプチクスは、画像を拡大するか、あるいは
それをアナモルフイック的に拡大して検出器の形状によ
りよく適合させる。オプチカルフアイバーのカラムを組
み合わせるかか、あるいは分離し、こうして基部表面に
おけるカラムの数はカテーテル中の数と同一でないよう
にし、そしてカラム内のフアーバーの数を変化できるよ
うにする。これはフアーバーの列の形状寸法を検出器の
それによりよく合致させるであろう。１列より多い検出
器列を使用する、分散されるスペクトル画像の適切なカ
バーを得ることができる。この装置は、スペクトルおよ
び空間の両者の画像形成を得ることを望む、任意の用途
における医学的画像形成に使用ことができる。

全体の動脈の壁はキャップ付きの融合されたシリカの
クベット中に、面に対して同じ高さに配置し、湿ったき
れいな紙を組織の背後に置いて乾燥を防止した。パルス
した紫外線のレーザー光を使用して、組織中で蛍光を励
起した。蛍光を融合したシリカのオプチクスで集め、そ
して走査型二重モノクロメーターに通過させて光電子倍
増上へ到達させる。ゲーテッドインテグレイション（ga
ted integration）後、信号をコンピューター中に保存
する。

約329nmの励起は、レーザーの波長から約700nmにおけ
る光電子倍増管の感度限界までの蛍光を発生した。ピー
クは約395および450nm±10nmにおいて観測され、谷は42
5nmにおいて存在する。谷は正常の動脈の壁について深
くそして斑について浅い。アルゴンイオンのレーザーを
使用する組織上への高い電力の露出からの除去の損傷
（ablation damage）は、スペクトルを変更し、両者の
場合において谷を浅くした。しかし差は残り、診断の差
はレーザーの損傷後に持続する。谷は、多分ヘメから
の、ポルフィーリンのソーレーバンドによる再吸収のた
めであろう。220nm程度に短い波長を使用する、より短
い波長の励起は、ほとんどトリプトファンからと思われ
る、335nmにおいて強い蛍光を励起する。数ナノ秒の蛍
光の寿命は、この放射についておよび550nm程度に長い
他の放射波長について観測された。これらのスペクトル
の強度および時間分解した蛍光の特性は、組織の診断情
報を提供する。ピークが約650nmである。600〜700nmに
おける弱い放射は、また、有用な診断であるように思わ
れ、そしてすべての紫外線の励起について起こる。

蛍光の分光測定のため、分子の発色団を光子の吸収に
より励起された電子の状態にする。放射は特定の発色団
に特徴的である；励起波長を変化されるとき、ピークの
波長は一定に止まる。しかし、励起の波長は発色団の吸
収バンドと合致しなくてはならない。

ラマンスペクトルは、分子の振動のエネルギーレベル
をプロービングし、ほとんど任意の波長を使用すること
ができるので、この問題を排除する。研究材料中に含有
される分子の振動の転移のために、材料上に入射する光
は非弾性的に散乱し、これによりエネルギーを分子に移
し、そして典型的には散乱した光の振動数を減少させ
る。

カテーテル中に配置されたオプチカルフアイバー束を
経るアテロームの斑と動脈壁を区別するとき、診断の目
的でラマン分光測定を使用することはクレイムされてい
る。

より短い波長、とくに220nm付近における励起は、約3
300±150波長計のストークスシフトをもつラマン信号を
生成した。このラマン信号は、健康な動脈の壁より斑に
ついて非常に強かった。シフトは一定でありかつ励起波
長に対して独立であるので、それはラマン信号である。
このような信号はすべての励起波長について起こるが、
強い蛍光の放射がまた存在するとき、観測することがよ
り困難である。組織が高い電力のアルゴンイオンのレー
ザーで除去された後、ラマン信号は持続した。アルゴン
レーザーが斑の上の層を除去し、正常の下の層を露出し
たとき、ラマン信号は実質的に減少し、この信号は斑層
が侵入されたときを決定するための有用な診断であるこ
とを示す。

第17図〜第22図は、下の中膜と斑を区別するためのラ
マン診断の使用を例示するデータを示す。診断が除去の
プロセスを監視するために有用であるために、スペクト
ルの差は除去後存在すべきである。除去が起こった後、
正常の組織のスペクトルはある程度変化するが、斑およ
び健康な中膜はなお区別することができる。さらに、除
去の結果として起こる変化は、組織の損傷のモニターと
して有用なであることができる。しかしながら、オペレ
ーターにそのプロセスを停止すべきであることを警告す
る信号を発生することができるように、斑が侵入された
ときを決定し、そして中膜に到達したことを決定する手
段は、最も重要である；あるいは信号はフィードバック
の制御として使用して、特定のオプチカルフアイバーを
通るレーザーの燃焼を自動的に停止することができるで
あろう。

ラマンの散乱は、一般に、比較的簡単な官能基、この
場合においてヒドロキシル儀（OH）または多分窒素−水
素（NH）結合から起こるので、それは多分光化学的にか
つ熱的に安定であり、そしてレーザーの損傷に対して持
続する。これはレーザー誘発蛍光の場合には当てはまら
ず、この蛍光は一般に分子の発色団を含み、そしてこの
ような損傷にいっそう悩まされるようである。これはラ
マンスペクトルを組織の除去または処置のプロセスの監
視のための有望な新しい診断道具とする。

ラマン散乱は多くの振動数について同様によく起こ
る。信号は約1600cm^-1において観測されるが、走査モノ
クロメーターを通過する散乱したレーザー光により部分
的に不明瞭となる。この振動数のシフトは、また、有用
な診断手段であることを証明することができる。

振動数のシフトをより正確に設定するために、モノク
ロメーターをレーザーのラインにわたって、低いゲイン
（gain）に調節した光検出光電子増倍管で走査した。レ
ーザーのラインを過ぎた約５〜8nm（より長い波長）、
光電子増倍管のゲインは大きく増加し、各ラマン走査上
の信号中に鋭い上昇を生ずる。

ある数の走査から取った次のデータは、ピークがラマ
ンピークであり、そしてレーザー誘発蛍光のためでない
ことを証明する。

レーザーの振動数は43,971cm^-1〜44,863cm^-1の範囲で
あってさえ、892cm^-1の差について、スペクトルのシフ
トは比較的一定に止まり、そして顕著な傾向を示さず、
観測したピークがラマンピークであって、蛍光のピーク
でないことを証明している。

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】２次元画像出力を提供する複数のオプチカ
ルフアイバーを有し、試験する人の組織又は物質に近接
して配置される遠位端を有するフアイバオプチク・プロ
ーブと、該フアイバオプチク・プローブの近位端に結合され、レ
ーザー放射のラマン散乱を誘発するように選択された波
長の光で上記組織又は物質を照射するレーザー照射源
と、レーザー照射源からの照明に応答して、上記組織又は物
質から戻った２次元ラマン散乱放射を映像化する、該フ
アイバオプチク・プローブの近位端に光学的に結合され
た２次元配列の検出器要素を有する電荷結合デバイス
（CCD）と、該フアイバオプチク・プローブと該CCDとの間に配置さ
れたスペクトル分析器と、該CCDと該CCDからのスペクトルデータを記憶するメモリ
とに接続された制御器とを具備することを特徴とする試験する人の組織又は物質
を試験するシステム。
【請求項２】該光源がアルゴンレーザーを備えている請
求項１のシステム。
【請求項３】該フアイバーオプテイカル・プローブが、
体腔に挿入するようになっているレーザーカテーテルを
備えている請求項１又は２のシステム。
【請求項４】検出された放射を分析するように配置され
たコンピユータを備えている請求項１〜３のいずれか１
項のシステム。
【請求項５】該コンピユータが、検出した放射と比較す
るための基準データを備えている請求項４のシステム。
【請求項６】上記組織又は物質から戻り、該電荷結合デ
バイスへと該プローブの近位端から出る光を検出するた
めの格子を備えている請求項１システム。
【請求項７】走査干渉計を備えている請求項１のシステ
ム。
【請求項８】オプテイカル・フイルターを備えている請
求項１のシステム。
【請求項９】該プローブの近位端に光学的に接続された
第２の検出器を備えている請求項１のシステム。
【請求項１０】該電荷結合デバイスが、該プローブのオ
プテイカルフアイバーの数と少なくとも等しい数の画素
を有する請求項１のシステム。
【請求項１１】光の選択された波長を第２の波長に変更
して、測定されたスペクトルがラマン信号であるか検査
する手段を備えている請求項１のシステム。
【請求項１２】プローブの近位端がレーザー放射源に接
続することができるように、２次元画像出力を提供する
複数のオプテイカルフアイバーを有するレーザーオプテ
イカル・プローブを提供すること、該プローブの遠位端が、人体とは別個の測定すべき組織
又は物質に近接するように、該プローブを上記組織又は
物質に対して位置付けること、少なくとも１つの選択された波長で上記組織又は物質を
照射するように、レーザー放射源を該プローブに結合
し、照射によって、上記組織又は物質からの光のラマン
散乱を生ぜしめて、放出された光が、該フアイバーオプ
テイカル・プローブを介して近位端に伝達されることを
含む組織又は光学的に測定する方法において、上記組織又は物質から戻ったラマン散乱光を電荷結合デ
バイス（CCD）検出器によって検出して、該プローブか
らの２次元画像出力を映像化すること、及び上記組織又は物質からの検出されたラマン散乱光をスペ
クトル的に分析することを含むことを特徴とする組織又は物質を光学的に測定す
る方法。
【請求項１３】血管組織内の斑の存在を検出することを
含む請求項12の方法。
【請求項１４】紫外線によって上記組織又は物質を照射
することを含む請求項12の方法。
【請求項１５】分析光を基礎に組織又は物質を選択的に
除去することを含む請求項12〜14のいずれか１項の方
法。
【請求項１６】照明光よりも長い１つ以上波長で、測定
する組織又は物質内の、ヒドロキシル基又は窒素−水素
結合の振動放出を測定することを含む請求項12〜15のい
ずれか１項の方法。
【請求項１７】光の選択された波長を第２の波長に変更
して、測定されたスペクトルがラマン信号であるか検査
することを含む請求項16の方法。