JPS61257638A - Catheter for blood vessel operation by laser - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の属する技術分野〕 本発明は、動脈即ち血管の閉塞症の診断および除去（血
管手術）を含む医療用途のための、光ファイバがカテー
テル内部に設けられ、レーザー光が光ファイバに沿って
指向される装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Field of the Invention] The present invention relates to an optical fiber disposed inside a catheter and a laser beam for medical applications including the diagnosis and removal of occlusions of arteries or blood vessels (vascular surgery). TECHNICAL FIELD This invention relates to an apparatus in which light is directed along an optical fiber.

〔従来技術およびその問題点〕[Prior art and its problems]

用賭「レーザー」とは、°′ＬＡＳＥＲ”（放射線の誘
発放出による光の増幅）に対する頭文字である。本文に
おいては、この用語は、放射線の誘発放出による電磁波
の増幅の原理を用いて赤外線、可視光線または紫外線領
域のコヒーレント光を生じる装置包含する意味を有する
。このような放射線は、焼灼、摘出した網膜の移植、お
よび種々の皮膚癌の切除等の体外からの医療用途に使用
されてきた。The word "laser" is an acronym for "LASER" (Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation). In the text, this term is used to describe the use of infrared , is meant to include any device that produces coherent light in the visible or ultraviolet range.Such radiation has been used for extracorporeal medical applications such as cauterization, transplantation of removed retinas, and removal of various skin cancers. Ta.

同様に、光ファイバは種々の医療用途において使用され
てきた。光ファイバは、外鞘部（クラツディング）がチ
ューブの心部よりも小さな屈折率を呈する被覆されたプ
ラスチックまたはガラスのチューブである。複数本のこ
のよう゛なチューブを纒めると、光ファイバの束が作ら
れる。光ファイバは可撓性に富み、従って光ファイバの
設置により画成される湾曲した経路内に光を導くことが
できる。Similarly, optical fibers have been used in a variety of medical applications. An optical fiber is a coated plastic or glass tube whose outer sheath (cladding) exhibits a lower index of refraction than the core of the tube. When multiple such tubes are grouped together, a bundle of optical fibers is created. Optical fibers are highly flexible and therefore can guide light within a curved path defined by the optical fiber installation.

光ファイバ・スコープは、医療の従事者が生体の色々な
体内部分を照射して目で見えるようにするため、医療技
術に対して開発されたものである。Fiber optic scopes were developed for medical technology to enable medical personnel to illuminate and visualize various internal parts of living organisms.

多数の医療用途において、光ファイバ装置は生体の内部
に対してレーザー光を正確に集束して当てるため、レー
ザー技術と組合せられてきた。In many medical applications, fiber optic devices have been combined with laser technology to precisely focus and direct laser light into the interior of a living body.

更に最近は、光ファイバを含む可撓性に富むかあるいは
剛性の大きな中空の管状装置（カテーテル）が診断およ
び外科的処置の目的のために生体の内部を照射するため
動脈または動脈内に挿入されるレーザー・カテーテルが
構成されている。光ファイバ束が可撓性に富むカテーテ
ルの管路内部に保持されるこのような用途については、
１０００年６月１７日発行のり、Ｓ、Ｊ、Ｃｈｏｙの米
国特許第４．２０７，８７４号に記載されている。この
光ファイバ・カテーテルは、下記の組合せからなる。即
ち、（１）目で覗くための光ファイバ束、（２）視認す
べき領域を照射するための光源の光ファイバ束、（３）
組織の除去のためレーザー光を部位に送るためのレーサ
ー光ファイバ束、（４）流体の供給吸出しのための光フ
ァイバ束周囲め環状空間、および（５）この環状空間と
結合された近位置の供給源および透明な貯留部である。More recently, flexible or rigid hollow tubular devices (catheters) containing optical fibers have been inserted into arteries or arteries to illuminate the interior of living organisms for diagnostic and surgical treatment purposes. A laser catheter is constructed. For such applications, where the optical fiber bundle is held within a highly flexible catheter lumen,
No. 4,207,874 to Nori, S. J. Choy, issued June 17, 1000. This fiber optic catheter consists of the following combination: That is, (1) an optical fiber bundle for viewing with the naked eye, (2) an optical fiber bundle for a light source for illuminating an area to be visually recognized, and (3)
a laser fiber optic bundle for delivering laser light to a site for tissue ablation; (4) an annular space around the fiber optic bundle for delivery and extraction of fluid; and (5) a proximal space coupled to the annular space. source and transparent reservoir.

上記の各部はその全てが１つの「レーザー・トンネル装
置」を構成している。この装置の記された唯一の用途は
、循環系統における用途のための静脈内の血栓の除去で
ある。All of the above parts constitute one "laser tunnel device". The only noted use for this device is the removal of blood clots in veins for use in the circulatory system.

前記のＣｈｏｙの装置は、観察用の光ファイバ束を介す
る静脈内の血栓の閉塞部の視認に期待する。The aforementioned Choy device is promising for visualizing the occlusion of a blood clot in a vein via a fiber optic bundle for viewing.

従って、血液を排除することが必要となる。血液の流れ
を閉塞する手段はＣｈｏｙの装置には示されていないた
め、　Ｃｈｏｙの装置は静脈が既に完全に閉塞された時
のみに使用することができる。閉塞部が例え僅７かでも
開口されると直ちに、透明な貯留部内の血液が処置の終
りを表示する。流れが不充分となる部分的な閉塞症は、
この装置により視認あるいは処置することはできない。Therefore, it becomes necessary to exclude blood. Since no means of occluding blood flow is shown in Choy's device, Choy's device can only be used when the vein is already completely occluded. As soon as the occlusion is opened, even by just 7, the blood in the transparent reservoir indicates the end of the procedure. Partial obstruction where there is insufficient flow
It cannot be seen or treated with this device.

本発明の重要な処置の領域である冠状動脈の場合には、
完全な閉塞が末梢組織の死滅を生じるおそれがあり、ま
たこのような病気の末期症状における血液の流れの回復
は臨床的にはほとんど利益をもたらさな〜）。In the case of the coronary artery, which is an important treatment area of the present invention,
Complete occlusion can result in peripheral tissue death, and restoring blood flow in the terminal stages of such a disease is of little clinical benefit.

Ｍ、Ｂａ５ｓは米国特許第３，８５８，５７７号および
同第４，１４６，０１９号において、生体腔部に対して
レーザー光を送るファイバを保護するため透明な窓を使
用する装置について記載している。この窓は、排気環境
において光ファイバに対するレーザーと組織の相互作用
による残漬物のスパッタを防止する如き保護機能を有す
る。払拭もしくは交換が可能な窓は、全ての事例におい
て金属即ち不透明なホルダーに陥没上でいる。この構造
は、組織と窓間の接触を避ける如きものである。更に、
この陥没により形成される腔部は血液の如き液体を補足
しようとする傾向を有し、レーザー光を吸収してこれが
目標の組織に達すること妨げる。M. Ba5s, in U.S. Pat. No. 3,858,577 and U.S. Pat. No. 4,146,019, describes a device that uses a transparent window to protect a fiber that delivers laser light to a body cavity. There is. This window has a protective function such as preventing debris spatter due to laser-tissue interaction on the optical fiber in the evacuated environment. The window, which can be wiped or replaced, is recessed in a metal or opaque holder in all cases. This construction is such as to avoid contact between the tissue and the window. Furthermore,
The cavity formed by this depression has a tendency to trap fluids such as blood, absorbing the laser light and preventing it from reaching the target tissue.

７−−Ｂ、ａ　ｓ　ｓの特許においては、カテーテル胴
部内の多数の光ファイバについての記載はあるが、これ
は光ファイバに障害が生じた場合において交換を行なう
目的のために過ぎない。7--B, ass patent, there is mention of multiple optical fibers within the catheter body, but this is only for the purpose of replacing the optical fibers in the event of failure.

Ｂａ５ｓの装置はまた。その一体の部分として生体腔部
を視認するための可撓性に富む光ファイバ内視鏡を含ん
でいる。視覚的な装置であるため、内視鏡により診断の
ため得られる情報は目に見えることに限られる。更に、
この内視鏡は窓を設けた筐体内には保有されず、そのた
め内視鏡の前方における視野は血液もしくは血液の相等
物の如き全ての不透明な流体を完全に排除しなければな
らない。このような排除処置は血液の末梢組織および酸
素を奪う。従って、Ｂａ５ｓの装置は明らかに実際の使
用を意図しない器具であり、管脈系統においては使用す
ることができない。Ba5s equipment also. As an integral part, it includes a highly flexible optical fiber endoscope for visually confirming the body cavity. Since the endoscope is a visual device, the information that can be obtained for diagnosis using an endoscope is limited to what is visible. Furthermore,
The endoscope is not held within a windowed housing so that the field of view in front of the endoscope must be completely free of all opaque fluids such as blood or blood equivalents. Such elimination procedures deprive peripheral tissues of blood and oxygen. Therefore, the Ba5s device is clearly an instrument not intended for practical use and cannot be used in the vascular system.

Ｊ、Ｈ，Ｈｅｔｔの米国特許第４，０７２，１４７号は
、生体腔部内の治療用レーザー光の視認および送致のた
めの装置について記載している。この内視鏡装置は、視
認のためのアイピースと結合された光ファイバ束の像伝
達部と、内視鏡が目標とする場所を指示するスポット光
経路と、視認された点に対する治療学（可視光である必
要はない）を送る光ファイバとを含んでいる。この装置
は、更に、装置の遠端部に対する保護用の透明カバーを
有する。この装置はまた、術者の目を保護するため視認
経路内に手で調整可能な可変フィルタを内蔵することが
できる。手で調整されるフィルタに対して結合されるサ
ーボ装置が治療レーザーの作用力を調整することができ
る。US Pat. No. 4,072,147 to J. H. Hett describes an apparatus for viewing and delivering therapeutic laser light within a body cavity. This endoscopic device consists of an image transmitting part of a fiber optic bundle coupled to an eyepiece for viewing, a spot light path for indicating the target location of the endoscope, and a therapeutic (visible) beam for the viewed point. optical fibers that transmit light (not necessarily light). The device further includes a protective transparent cover for the distal end of the device. The device may also incorporate a manually adjustable variable filter in the viewing path to protect the operator's eyes. A servo device coupled to the manually adjusted filter can adjust the power of the treatment laser.

Ｈｅｔｔの装置は、専ら目による直接的な視認のため構
成され、光像の伝達部のコヒーレントな光ファイバ束を
必要とする。視覚的な装置であるため１組織の診断につ
いての情報は目に見えるものに限定される。また、視覚
を使用するため、装置の遠端部から組織までの経路は透
明でなければならないが、不透明な流体（血液の如き）
を排除する手段は設けられていない。スポット光、従っ
て治療用の光は装置の遠端部側における１つの前方位置
に対して送られ、「・光像（治療用レーザー光の）は視
野の予め定めた部分に見出される１１、」。Hett's device is constructed exclusively for direct visual viewing and requires a coherent fiber optic bundle for transmission of the optical image. Since it is a visual device, information regarding the diagnosis of one tissue is limited to what can be seen. Also, to use vision, the path from the distal end of the device to the tissue must be transparent, but opaque fluids (such as blood)
There is no way to eliminate it. The spot light, and therefore the therapeutic light, is directed to a single forward position on the distal side of the device, and the light image (of the therapeutic laser light) is found in a predetermined portion of the field of view 11. .

本装置は、異なる組尋の点が処置される毎に物理的に定
置し直さねばならない。血管内では、病変部、の処置は
一時に１つの点に限られることになる。The device must be physically repositioned each time a different fathom point is treated. Within a blood vessel, treatment of the lesion will be limited to one point at a time.

長い可撓性に富んだカテーテルを小さな組織片が除去さ
れる毎に新たな地点へ操作する難しさ、および装置の反
復されかつ時間的に長びく操作による傷付き易い血管壁
に対する損傷の可能性のため、このような場合において
本装置の使用を不可能にすることになる。最後に、レー
ザー光の制御部は手で操作される減衰フィルタの位置に
結合されるため、このような制御部は必然的に手の操作
によるものであり、従って指令の早さは電子的な制御装
置に比較して小さなものとなる。レーザー光が管壁を１
秒より短い時間で透過し得る血管に使用するには不充分
である。全てのこのような理由により、Ｈｅｔｔの装置
は管脈系統に使用するためには不充分なものである。the difficulty of maneuvering a long, flexible catheter to a new location each time a small piece of tissue is removed; and the potential for damage to the delicate vessel wall due to repeated and prolonged manipulation of the device. Therefore, in such a case, it becomes impossible to use this device. Finally, since the control of the laser light is coupled to the position of the hand-operated attenuation filter, such a control is necessarily hand-operated, and the speed of command is therefore superior to electronic It is small compared to the control device. Laser light hits the tube wall 1
This is insufficient for use in blood vessels that can be penetrated in less than a second. For all these reasons, Hett's device is inadequate for use in vascular systems.

Ｈｕｓｓｅｉｎ等の米国特許第４．４４５．８９２号は
、血管のある部分を封止して排気を可能にする２つの膨
張自在な嚢体な備えた血管用光ファイバ・カテーテルに
ついて記載している。血液の流れは遠端部を流れるよう
に維持される。円筒状の窓が、本装置の側方からの視認
およびレーザー光照射を可能にする。前記の嚢体は血液
を移動させて、装置の作動部分を保護する。U.S. Pat. No. 4,445,892 to Hussein et al. describes a vascular fiber optic catheter with two inflatable bladders that seal off a portion of the blood vessel and allow evacuation. Blood flow is maintained through the distal end. A cylindrical window allows for side visibility and laser illumination of the device. The sac moves blood and protects the working parts of the device.

管腔部に対して遠い位置の嚢体の挿入を可能にして本装
置を上記の如く使用できるように、血管内に大きな管腔
部が既に存在しなければならない。A large lumen must already exist within the blood vessel to allow insertion of a bladder distal to the lumen so that the device can be used as described above.

管腔部が酷く狭窄即ち狭められた状態にあるかあるいは
完全に閉塞した状態にある場合には、末梢部の嚢体の強
制的な挿入は失敗するかあるいは血管の罹患部分に重大
な物理的な損傷を生じるおそれがある。本装置は、最も
必要とされる場合にほとんど使用できない。また、治療
用レーザー光が末梢部の嚢体に当ることを避けるため側
方に対しある角度が付されるため、動脈管壁の透過は正
面に向けた場合よりも多くなる。また、末梢部の嚢体な
保持するチューブは視野を狭くする。Ｂａ５ｓおよびＨ
ｅｔｔの場合と同様忙、本装置は視覚に頼り、診断の情
報は既に述べたように制御される。If the lumen is severely stenosed or completely occluded, forced insertion of a distal bladder may fail or cause significant physical damage to the affected portion of the vessel. There is a risk of severe damage. The device is hardly usable when it is needed most. In addition, since the therapeutic laser beam is angled to the side to avoid hitting the distal capsule, the penetration through the arterial wall is greater than when it is directed forward. In addition, the distal capsule retaining tube narrows the field of view. Ba5s and H
As with ett, the device relies on vision and the diagnostic information is controlled as described above.

レーザー光の電子的なフィードバック制御は含まれてい
ない。Electronic feedback control of the laser light is not included.

レーザー・カテーテルの用途については文献に示されて
いる。即ち、Ｄ、Ｓ、Ｊ、Ｃｈｏｙ、Ｓ、Ｈ。Applications for laser catheters are shown in the literature. Namely, D, S, J, Choy, S, H.

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(C1rculation No. 66 (Summary), 198
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これら全ての研究において、レーザー光を伝達する光フ
ァイバは血液と直接接触する保護されない方法で動脈内
圧置かれている。文献における論文は、このような簡単
な試みの効率および安全性における重大な欠陥を示して
いる。光ファイバの先端部においては、血管内の標的に
対する発射光の作用は激しい。照射中のベーコンの調理
の音に似た「騒音」について記載されている。血管の腐
蝕性を有する環境は、光ファイバの繊細な先端部を容易
に破損する。光（特に最も一般的に使用される青緑のア
ルゴン・ガス・レーザー光）は、元ファイバの先端部と
組織との間に介在する血液により顕著に吸収され、残漬
物とガスを生じる反応°が生じる。ここで赤血球が破壊
され、血小板の集塊の形成の素地をなす。血栓を結果と
して生じる問題に加えて、血管の穿孔が主な合併症であ
る。In all these studies, the optical fiber carrying the laser light was placed in an unprotected manner in direct contact with the blood within the artery. Articles in the literature indicate serious deficiencies in the efficiency and safety of such simple attempts. At the tip of the optical fiber, the action of the emitted light on the intravascular target is intense. It describes a "noise" similar to the sound of bacon cooking during irradiation. The corrosive environment of blood vessels easily damages the delicate tips of optical fibers. Light (particularly the most commonly used blue-green argon gas laser light) is significantly absorbed by blood intervening between the tip of the original fiber and the tissue, resulting in a reaction that produces residue and gas. occurs. Here, red blood cells are destroyed and form the basis for the formation of platelet clumps. In addition to the problems resulting from blood clots, perforation of blood vessels is a major complication.

後者は、レーザー光のずさんな管理の故に生じる。The latter occurs due to poor management of the laser light.

更に、例えもし穿孔が急激に生じなくとも、動脈の血管
壁は依然として破損され易く、キの結果長期にわたり動
脈瘤の発生のおそれがある。Moreover, even if perforation does not occur rapidly, the arterial wall is still susceptible to damage, which may result in a long-term aneurysm development.

このような合併症を減少させる改良については提起され
ている。１つの試みは、露出した光ファイバをレーザー
光により加熱される吸収金属端部で覆ってホットプロー
ブを形成する。（文献参照。Improvements have been proposed to reduce such complications. One approach is to cover the exposed optical fiber with an absorbing metal end that is heated by laser light to form a hot probe. (See literature.

即ち、Ｔ、Ａ、　５ａｎｂｏｒｎ、Ｄ、Ｐ、Ｆａｘｏｎ
嗜Ｃ，Ｃ。Namely: T, A, 5anborn, D, P, Faxon
C,C.

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アテローム性動脈硬化症患部のレーザー光照射、レーザ
ー光で加熱した金属端部による血管ｉ孔発生の減少」（
Ｊ、Ａｍ、Ｃｏ１１．Ｃａｒｄｉｏｌ、　（要約゛）第
６号、１９８４年刊４９０頁）、Ｇ、Ｌｅｅ、・Ｒ，Ｍ
、Ｉｋｅｄａ。Haudenschild and T. J. Ryan, “
Laser light irradiation of atherosclerosis affected areas, reduction of vascular i-pore formation by metal end heated by laser light" (
J, Am, Co11. Cardiol, (Summary) No. 6, 1984, p. 490), G., Lee, R.M.
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, J.H.

Ｔｈｅｉｓ、Ｗ、Ｊ、Ｂｏｍｍｅｒ、Ｒ，Ｌ、Ｒｅ１ｓ
、Ｅ、Ｈａｎｎａおよびり、’ｌ’、Ｍａｓｏｎ　　著
［光ファイバのレーザー光で加熱した金属性焼灼キャッ
プによる人間のアテローム性動脈硬化症の分身＃Ｊ　（
Ａｍ、Ｈｅａｒｔ　Ｊ・第１０７号、１９８４年刊、７
７７〜７７８））。この試みはいくつかの理由から望ま
しくない。即ち、中周囲の組織に対して損傷がある。（
１１）脂肪斑のみｂｔ容易に溶解する。（曲比較的進ん
だ繊維および石灰化斑が炭化して残渣を生じる。Ｑ′Ｖ
Ｉ熱い先端部が組織と溶着する傾向を有し、このため除
去されると、組織は破壊される。Theis, W.J., Bommer, R.L., Re1s.
, E., Hanna and Li, 'l', Mason [Alteration of Human Atherosclerosis with Metallic Cautery Cap Heated with Fiber Optic Laser Light #J (
Am, Heart J. No. 107, published 1984, 7
77-778)). This attempt is undesirable for several reasons. That is, there is damage to the middle and surrounding tissues. (
11) Only fatty spots are easily dissolved by bt. (Relatively advanced fibers and calcified plaques carbonize and produce residue.Q'V
The hot tip has a tendency to weld with tissue, thus destroying the tissue when removed.

上記の研究範囲にも拘らず、もし血管壁を通すレーザー
光処置がその全電位に達するならば、光ファイバを通し
て供給される高エネルギ放射の正確な制御を求める需要
ｂｔ依然として存在する。Despite the above research scope, there still exists a need for precise control of high-energy radiation delivered through optical fibers if laser light treatment through the blood vessel wall is to reach its full potential.

〔問題を解決する手段〕[Means to solve the problem]

本発明によれば、レーザー光を送ることができる光ファ
イバ（単数または複数）を遠端部まで透明な保護のため
の遮光シールドを備えた可撓性に富む不活性プラスチッ
クのカテーテル材料内部に取付けられる。この組立体が
レーザー−カテーテルを構成する。このカテーテルを血
管内に挿入し遠端部における前記シールドを斑点と接触
状態に置（。このような配置は、中空の可撓性に富むガ
イド即ち外側のカテーテルを用いるとと忙より容易にす
ることができる。シールドが斑点または他の閉塞部位と
接触状態にある時、介在する動脈の゛血液が押しやられ
て、診断のための直接の照射および組織の剥離が可能と
なる。According to the present invention, optical fiber(s) capable of transmitting laser light are mounted inside a flexible inert plastic catheter material with a light-tight shield for transparent protection to the distal end. It will be done. This assembly constitutes a laser-catheter. The catheter is inserted into the blood vessel and the shield at the distal end is placed in contact with the spot (such placement is made easier with a hollow, flexible guide or outer catheter). When the shield is in contact with a spot or other occlusion site, intervening arterial blood is displaced, allowing direct radiation and tissue ablation for diagnosis.

シールドは、ガラス、溶解状態のシリカ、す７アイヤそ
の他の透明な部材の形態を有するものでよい。シールド
は、平坦、あるいは球状もしくはレンズ形状のものでよ
い。シールドの局部はカテーテルの壁面の端部に固定さ
れている。The shield may be in the form of glass, fused silica, glass or other transparent material. The shield may be flat or spherical or lens-shaped. A local portion of the shield is secured to the end of the wall of the catheter.

シールドにより提供される密閉された保護領域は、色々
な種類の要素を支持あるいシ１内臓するため使用するこ
とができる。このシールド内の異なる場所にはいくつか
のフィルタを正確に定置することができる。レンズまた
はミラーおよび機械的もしくは光学的な合焦および集束
装置をシールドの内側に取付けることができる。１本の
光ファイ、　　バにより液体を組織に対して当てること
ができ、また反射光を分光もしくは他の形態の分析のた
めの同じか別の「検出用」光ファイバによって戻すこと
ができる。内視鏡の如き他の保護装置もまたシールドに
取付けることができる。光ファイバは、接着剤を用いて
相互に固定することができ、また同様に遮光シールドに
対して固定することもできる。The enclosed protective area provided by the shield can be used to support or house various types of elements. Several filters can be placed precisely at different locations within this shield. Lenses or mirrors and mechanical or optical focusing and focusing devices can be mounted inside the shield. Liquid can be applied to the tissue by one optical fiber, and the reflected light can be returned by the same or another "detection" optical fiber for spectroscopic or other forms of analysis. Other protective devices such as endoscopes can also be attached to the shield. Optical fibers can be secured to each other using adhesives, as well as to a light shield.

保護用遮光シールドは、血液を物理的に移動させ、また
光ファイバを動脈内の内容物から保護する。光ファイバ
（単数または複数本）は、その外端部と７−ルドの先端
部との間に適当な距離ができるように係止される。カテ
ーテルおよびシールドは水密状態に封止され、血液が内
部の要素と接触することを防止する。介在する空間は液
体で充填することができ、あるいは鏡面を光学的に接触
させることもでき、あるいはまたフレネル反射を減少さ
せるため無反射皮膜を施すことも送られた光を最大にす
ることもできる。The protective light shield physically moves the blood and protects the optical fiber from the contents within the artery. The optical fiber(s) is locked such that there is an appropriate distance between its outer end and the tip of the 7-strand. The catheter and shield are sealed watertight to prevent blood from coming into contact with internal components. The intervening space can be filled with liquid, or it can have mirror surfaces in optical contact, or it can also be provided with an anti-reflective coating to reduce Fresnel reflections or to maximize the transmitted light. .

遮光シールドは従来技術の露出状態の光ファイバノ短所
を克服するもので、新たな゛能力を提供するものである
。血液を局部的に移動させることにより、シールドは追
出しもしくは洗浄の必要もなく光ファイバの先端部およ
び組織間に明瞭な視野を提供する。洗浄を行なわずに視
認用の光ファイバ束を介する観察もまた可能である。血
液が優れた熱クンクであるため、このような機械的な移
動は照射された組織から血液に対する非常圧望ましくな
い熱の移動を減少する。The light shield overcomes the shortcomings of prior art exposed optical fibers and provides new capabilities. By moving the blood locally, the shield provides a clear view between the fiber tip and the tissue without the need for purging or cleaning. Observation via a visual fiber optic bundle without cleaning is also possible. Since blood is an excellent heat sink, such mechanical transfer reduces the extreme pressure unwanted heat transfer from the irradiated tissue to the blood.

シールドはまた。レーザー光の伝達において比較的大き
な制御を行なう。強さに対するエネルギの比率は、もは
や光ファイバの心部の直径によって決定されない。光フ
ァイバの先端部から出てくる光は円錐状を呈し、点の出
力は光ファイバの先端部において最も小さく、光ファイ
バ先端部からの距離が大きくなるに従って大きくなる。Shield again. Provides relatively greater control over the transmission of laser light. The energy to strength ratio is no longer determined by the core diameter of the optical fiber. The light emerging from the tip of the optical fiber has a conical shape, and the point output is the smallest at the tip of the optical fiber and increases as the distance from the tip of the optical fiber increases.

従って、ある１つの用途において、遮光シーＶドの外表
面従らてこれと接触する組織における光の点の太きさを
最適化するように、光ファイバ端部とシールド表面との
間の距離を調整することができる。点の大きさはまた、
シールド内忙挿入されるレンズにより、あるいは光ファ
イバの種類を色々な程度に混合することにより変更する
こともできる。Therefore, in one application, the distance between the optical fiber end and the shielding surface is adjusted to optimize the size of the light spot on the outer surface of the shielding shield and thus on the tissue in contact therewith. can be adjusted. The size of the point is also
Variations can also be made by inserting lenses within the shield or by mixing the types of optical fibers to varying degrees.

多重光ファイバを使用する場合は、レーザー・カテーテ
ルからの光の全体的な分布は、光ファイバを異なる位置
および角度に配置することにより制御することもできる
。光の強さを減少させると、露出した光ファイバの組織
の剥脱の際に生じ得る合併症である、装置の先端部に付
着する残漬物による組織の過度の加熱を最小限度忙抑え
る。遮光シールドはまた、光ファイバの折損の場合に患
者を保護する。If multiple optical fibers are used, the overall distribution of light from the laser catheter can also be controlled by placing the optical fibers at different positions and angles. Reducing the light intensity minimizes excessive heating of the tissue by debris adhering to the tip of the device, a complication that can occur during tissue ablation of exposed optical fibers. The light shield also protects the patient in case of optical fiber breakage.

更に重要なことは、本発明の遮光シールドが指示された
組織の量を除去するため正確忙制御し得る照射量を送る
手段を提供することである。組織の剥離の割合即ち程度
は、入射レーザー光エネルギ、露出時間および照射点の
大きさとして定義することかで゛きる３つの独立的な光
学的なパラメータによって支配される。これらの６つか
ら得ることができる他のパラメータは、送られるエネル
ギ（レーザー光エネルギと露出時間の積）、入射の強さ
く点の面積に対するエネルギの大きさの比率）およびフ
ルエンス（レーザー光エネルギと露出時間の積を点の面
積で除したもの）を含む。特定量の組織を剥離する能力
は、これら全ての６つのパラメータの正確な制御を要求
する。More importantly, the light shield of the present invention provides a means for delivering a precisely controllable dose to remove a directed amount of tissue. The rate or extent of tissue ablation is governed by three independent optical parameters, which can be defined as incident laser light energy, exposure time, and spot size. Other parameters that can be obtained from these six are the delivered energy (the product of the laser light energy and the exposure time), the ratio of the intensity of the incident energy to the area of the point) and the fluence (the product of the laser light energy and the exposure time). (product of exposure time divided by area of point). The ability to ablate specific amounts of tissue requires precise control of all six of these parameters.

点の大きさは、露出した光ファイバ・レーザ−カテーテ
ルにおいて制御することはできない。Spot size cannot be controlled in exposed fiber optic laser catheters.

モジ光ファイバの先端部が組織と直接接触するならば、
光の点の直径は光ファイバの心部の直径となる（レーザ
ー光が完全に心部に行渡るものとして）。光ファイバと
標的間の空間す一増加すると、光ファイバから出てくる
光の拡がる円錐形状の故に点の大きさが増大する。しか
し、経験によれば、直接視認する場合でも、光ファイバ
の先端部と標的の患部との間の空間は正確に制御できな
いことが判った。従って、介在する血液および（または
）残漬物は更に入射レーザー光エネルギの制御な制約す
る。このため、露出したレーザー・カテーテルにおいて
は制御された組織の剥離は達成し得ない。対照的に、以
下に述べる実験結果は、本文に述べるレーザー・カテー
テルにおいては、組織を制御された状態で剥離すること
ができる。If the tip of the Moji optical fiber is in direct contact with the tissue,
The diameter of the light spot is the diameter of the core of the optical fiber (assuming that the laser light completely penetrates the core). As the space between the optical fiber and the target increases, the spot size increases due to the expanding cone shape of the light emerging from the optical fiber. However, experience has shown that even with direct visualization, the space between the tip of the optical fiber and the affected area of the target cannot be accurately controlled. Therefore, intervening blood and/or debris further limits the control of the incident laser light energy. Therefore, controlled tissue ablation cannot be achieved with exposed laser catheters. In contrast, the experimental results described below demonstrate that the laser catheter described herein allows tissue to be ablated in a controlled manner.

熱論、レーザー・カテーテルは静脈ならびに動脈内で使
用することｂ−できる。また、このカテーテルは他の血
管、管脈または生体の腔部内で使用することができる。Thermally, laser catheters can be used intravenously as well as arteries. Additionally, this catheter can be used within other blood vessels, vessels, or cavities of living bodies.

このカテーテルはほとんどの種類の組織に挿通させるた
め使用するととｂ−できる。あらゆる場合において、本
発明の遮光７−ルドは処置されるかあるいは除去される
べき組織に対する光の制御された供給を行なうための手
段を提供するものである。組織は分光手法により識別さ
れ、また組織は必要に応じて取出される。このような剥
離は現存する管腔部を拡大し、あるいはその内部に固形
の組織が存在する凹部な生じる。This catheter can be used to penetrate most types of tissue. In all cases, the shading shield of the present invention provides a means for the controlled delivery of light to the tissue to be treated or removed. Tissues are identified by spectroscopic techniques and removed if necessary. Such dissection enlarges the existing lumen or creates a recess within which solid tissue resides.

レーザー・カテーテルを新たな凹部に送込まれ、この過
程が反復される。必ずしも挿入される開口を拡大するこ
となくレーザー・カテーテルの曲げまたは位置決めを行
なうため、またこのように凹部な内側から拡大するため
レーザー・カテーテル体部内に形成された機械的な制御
装置を用いることができる。このように、レーザー・カ
テーテルよりも大きな管腔部および不規則な形状を有す
る管腔部を生体の内部の組織から切除することができる
。The laser catheter is advanced into the new recess and the process is repeated. Mechanical controls formed within the laser catheter body can be used to bend or position the laser catheter without necessarily enlarging the aperture into which it is inserted, and thus to enlarge from the inside of the recess. can. In this way, a lumen that is larger than the laser catheter and that has an irregular shape can be excised from the internal tissue of the living body.

〔実施例〕〔Example〕

（Ａ、　　構成要素） （Ａ、ル−ザー・カテーテルの望ましい実施例）第１図
は、レーザー・カテーテル１０全体の望ましい実施例を
破断面で示している。このレーザー・カテーテルは、遠
端部において遮光シールド１２で終り、近端部において
光ファイバのカプラー４６で終る。管腔部２１を有する
可撓性に富むカテーテル体部１６は一般に半乃至２メー
タの長さであり、患者の体内もしくは患者と接触するよ
う挿入するようになっている。カテーテル体部１６を前
記カプラー４６に対して結合する。保護筐体１８は短い
方が望ましいが、どすな長さでもよい。遮光シールド１
２は、溶解シリカ、ガラスまたはサファイヤ、もしくは
熱、蒸気および高いレーザー光エネルギに耐えることが
できる他の光学的な透過性を有する材料から作られた透
明な筐体である。(A. Components) (A. Preferred Embodiment of Laser Catheter) FIG. 1 shows a preferred embodiment of the entire laser catheter 10 in a broken section. The laser catheter terminates in a light shield 12 at the distal end and a fiber optic coupler 46 at the proximal end. The highly flexible catheter body 16 having a lumen 21 is generally one-half to two meters long and is intended to be inserted into or into contact with a patient. Catheter body 16 is coupled to coupler 46 . Although it is desirable that the protective housing 18 be short, it may be of any length. Light shield 1
2 is a transparent housing made of fused silica, glass or sapphire or other optically transparent material that can withstand heat, steam and high laser light energy.

光学的な透過性とは、使用される光源およびレーザー光
源に従って紫外線、可視光線および赤外線が含まれる。Optical transparency includes ultraviolet, visible and infrared radiation depending on the light source and laser light source used.

第１図の遮光シールド１２の遠端部は半球状の断面で示
されるが、矩形状の平坦なレンズ形状もしくは他のどん
な形状でもよい。遮光シールド１２は、第１図における
ように前方に拡がるジヨイント１５３により、あるいは
第２図に示されるようにテーバ状のジヨイント１３によ
ってカテーテル体部１６に対して固定することができる
。このジヨイントは、必要に応じて重合することもでき
る。Although the distal end of the light shield 12 in FIG. 1 is shown as having a hemispherical cross section, it may have a rectangular flat lens shape or any other shape. The light shield 12 can be secured to the catheter body 16 by a forwardly flared joint 153, as in FIG. 1, or by a tapered joint 13, as shown in FIG. This joint can also be polymerized if necessary.

ジヨイント１３または１３ａを固定するため接着剤また
は重合材料を使用することができる。Adhesives or polymeric materials can be used to secure the joint 13 or 13a.

光ファ°イバ２０ａ、２０ｂ、２０ｂ’　　＋２０Ｃ＋
２０ｃ′は、カテーテル体部１６内部に収められ、遮光
７−ルド１２の付近に遠端部を有する。光７アイバ２０
ａ、２０ｂ、２０ｂ’　＋２０ｃ、２０ｃ’の対応する
近端部４０ａ、４０ｂ、４０ｂ’　、４０ｃ　、　４０
ｃ’は光ファイバ・カプラー４６により固定されている
。光ファイバ２０ａ〜２００′の遠端部は、プラグ１１
の材料内に固定されている。光ファイバ２０ａ〜２０ｃ
′は、第１図に示されるように対称軸に対しである角度
が付され、あるいは第２図の縦断面図において２０ａ、
２０ｂ、２０ｂ’で示されるように直線状にレーザー−
カテーテル１０の遠端部に対し同軸状を呈している。Optical fibers 20a, 20b, 20b' +20C+
20c' is housed within the catheter body 16 and has a distal end near the shield 7-12. light 7 aiba 20
Corresponding proximal ends 40a, 40b, 40b', 40c, 40 of a, 20b, 20b' + 20c, 20c'
c' is fixed by an optical fiber coupler 46. The far ends of the optical fibers 20a to 200' are connected to the plug 11.
fixed within the material. Optical fibers 20a to 20c
' is set at a certain angle with respect to the axis of symmetry as shown in FIG. 1, or 20a,
The laser is applied in a straight line as shown by 20b and 20b'.
It is coaxial with the distal end of the catheter 10.

第１図において断面でまた第１Ａ図において遠端部にお
けるプラグの断面で示したレーザー−カテーテル１０の
望ましい実施例は、１本の中心部の光ファイバ２０ａと
、２０ｂ、２０ｂ／で示された６本の光ファイバの第１
のリングと、１２本の光ファイバ２０　Ｃｅ　２０ｃ’
の第２のりングとからなる１９本の光ファイバの組を含
んでいる。七〇遠端部が第２図の縦断面図で示されかつ
第６図の断面で示される別の実施例は、１本の容器部の
光ファイバ２０ａと、６本の光ファイバ２０　ａ　、　
２０ｂ’の第１のリングとを含む７本の光ファイバを含
んでいる。いずれの場合も、各党ファイバは心部２２と
、この心部２２よりも屈折率が小さな材料の外鞘部２４
と、光ファイ°バの遠端部まで延長するか延長しない保
護緩衝部２６とからなっている。望ましい実施例におい
ては、心部２２と外鞘部２４は、高いレーザー光エネル
ギに耐えるように溶解シリカまたはガラス、あるいは借
方ガラスである。The preferred embodiment of the laser-catheter 10, shown in cross-section in FIG. 1 and in cross-section with a plug at the distal end in FIG. The first of six optical fibers
ring and 12 optical fibers 20Ce 20c'
The second ring includes a set of 19 optical fibers. Another embodiment, the distal end of which is shown in longitudinal cross-section in FIG. 2 and in cross-section in FIG.
The first ring 20b' includes seven optical fibers. In either case, each fiber has a core 22 and an outer sheath 24 of a material having a lower refractive index than the core 22.
and a protective buffer 26 that may or may not extend to the distal end of the optical fiber. In a preferred embodiment, core 22 and outer sheath 24 are fused silica or glass, or glass, to withstand high laser light energy.

レーザー・カテーテル１０の近端部における光ファイバ
・カプラー４６の望ましい実施例は、光ファイバ２０ａ
〜２０ｃ′の光ファイバ端部４０ａ〜４０Ｃ′の平らな
直線状の列である。更に、光ファイバの端部４０ｂ＃お
よび４０　ｃ’は、レーザー・カテーテルの遠端部の第
１図の断面図には見えない元ファイバを示す。カプラー
４６は、直線状列に前部で１９本の光ファイバ４０ａ〜
４０ｃ”を保持している。第１９図の２０ｄとして示さ
れる別の光ファイバは、必要に応じて、一端部が近端部
の直線状列にまた他端部がレーザー光エネルギ・モニタ
ーに対して結合された状態で内蔵することができる。他
の形状のカプラー４６もまた使用することができる。A preferred embodiment of fiber optic coupler 46 at the proximal end of laser catheter 10 includes optical fiber 20a.
-20c' are flat linear rows of optical fiber ends 40a-40C'. Additionally, optical fiber ends 40b# and 40c' represent original fibers not visible in the cross-sectional view of FIG. 1 of the distal end of the laser catheter. The coupler 46 has 19 optical fibers 40a to 40a in front in a linear row.
40c". Another optical fiber, shown as 20d in FIG. Other shapes of couplers 46 can also be used.

元ファイバ２０ａ〜２０Ｃ′の各々の遠端部は、心部と
外鞘部における光ファイバの終端部２８を有する面内で
終っている。この面は、固定プラグ１１と平坦であるか
あるいはこれから突出してもよい。望ましい実施例にお
いては、光ファイバ２０ａ〜２００′の遠端部は、この
元ファイバの剛囲に成形されたエポキシからなるプラグ
１−１により固定されている。成形されたエポキシ製プ
ラグ１１は、第１図および第２図に示されるように鏡面
に研削され研磨された面１５を有する。こ゛のプラグ１
１は、遮光シールド１２、カテーテル体部１６、または
望ましくはその両方に対して固定することができる。エ
ポキシ製プラグ１１は、カテーテル体部１６により遮光
シールド１２およびジヨイント１５ａまたは１６に対し
て強度を加える。The distal end of each of the original fibers 20a-20C' terminates in a plane having a core and an optical fiber termination 28 in the outer sheath. This surface may be flush with the fixing plug 11 or may protrude from it. In the preferred embodiment, the distal ends of the optical fibers 20a-200' are secured by an epoxy plug 1-1 molded around the original fiber. The molded epoxy plug 11 has a mirror ground and polished surface 15 as shown in FIGS. This plug 1
1 can be fixed to the light shield 12, the catheter body 16, or preferably both. Epoxy plug 11 adds strength to light shield 12 and joint 15a or 16 through catheter body 16.

第１図に示されるように、光ファイバ２０ａ〜２０ｃ′
の鏡面研磨された遠端部２８は、Ｖ−ブー光または診断
用光線２９に対する出口面を提供する。第１図は、元フ
ァイバ２０から出て、遮光シールド１２の外表面状に点
２７を形成するレーザー光２９０円錐状ビームを示して
いる。この鏡面研磨面２８および遮光シールド１２の片
面または両面２５ａ、２５ｃに対する無反射コーティン
グ２５ｂの付加により、光線２９のフレネル反射す一減
少することになる。フレネル反射は送られるレーザー光
エネルギを減少させ、反射されたビームが予期しない位
置においてプラグを破損しあるいは組織を照射するおそ
れがある。As shown in FIG. 1, optical fibers 20a to 20c'
A mirror-polished distal end 28 of provides an exit surface for the V-Boo light or diagnostic light beam 29. FIG. 1 shows a conical beam of laser light 290 emerging from the original fiber 20 and forming a point 27 on the outer surface of the light shield 12. FIG. By adding the anti-reflection coating 25b to the mirror-polished surface 28 and one or both surfaces 25a, 25c of the light shield 12, the Fresnel reflection of the light beam 29 is reduced. Fresnel reflections reduce the transmitted laser light energy and the reflected beam can damage the plug or illuminate tissue in unexpected locations.

光ファイバ２０ａ〜２０ｃ′は一第１図のその近端部４
０ａ〜４０ｃ′においてレーザー光を受取ることができ
なければならない。第１図の実施例においては、全ての
光ファイバの近端部は直線列状に配置され、近端部の入
力端部列４６を形成するように１対のガラスのスライド
片の間に露出されている。この組立体は一体として研削
され鏡面研磨される。第１９図のエネルギ・モニターに
行く別の光ファイバ２０ｄもまた含むことができる。The optical fibers 20a-20c' have their proximal ends 4 in FIG.
It must be possible to receive laser light at 0a to 40c'. In the embodiment of FIG. 1, the proximal ends of all the optical fibers are arranged in a linear row and exposed between a pair of glass slides to form a proximal input end row 46. has been done. The assembly is ground and mirror polished as one piece. Another optical fiber 20d going to the energy monitor of FIG. 19 may also be included.

この列４６のレーザー光を横切る直線状の移転、あるい
は逆に列４６を通る入射レーザー光の移動は、付勢され
る光ファイバ２０ａ〜２００′の選択を可能にする。This linear displacement across the array 46 of laser light, or conversely the movement of the incident laser light through the array 46, allows selection of the optical fibers 20a-200' to be energized.

レーザー−カテーテル１０は、近端部におけるカプラー
４６から光ファイバ２０ａ〜２０ｃ′および遮光シール
ド１２を経て作用される組織に対して高出力レーザー光
を送ることを可能にする。レーザー・カテーテル１０は
また。レーザーもしくは従来の光源のいずれかからスペ
クトル診断用光を送るため使用することもできる。組織
から戻される散乱光即ち螢光は遮光シールド１２を通っ
て光ファイバ２０ａ〜２００′の遠端部に再び入り、カ
プラー４６における近端部４０ａ〜４０ｃ′の近端部か
ら出るが、ここで分析を行なうことができる。戻りの散
乱光即ち螢光はまた高出力の処置の間集めて別のするこ
とができ、またフィードバック制御のための信号を生じ
ることができる。Laser-catheter 10 allows high power laser light to be delivered from a coupler 46 at the proximal end through optical fibers 20a-20c' and light-tight shield 12 to the tissue being acted upon. Laser catheter 10 also. It can also be used to deliver spectral diagnostic light from either a laser or a conventional light source. Scattered light, or fluorescence, returned from the tissue reenters the distal ends of optical fibers 20a-200' through light shield 12 and exits at the proximal ends of proximal ends 40a-40c' in coupler 46, where Analysis can be performed. Return scattered light or fluorescence can also be collected and separated during high power treatments and can also generate signals for feedback control.

螢光透視法による観察を助けるため、高周波エネルギを
透過しない材料をレーザー・カテーテル１０内に含ませ
ることもできる。どのような材料の添加が可能ないくつ
かの場所がある。即ち、カテーテル体部１６の材料内、
光ファイバ２０の緩衝部２６内、成形されたプラグ１１
の材料内、あるいは遮光シールド１２の７リカまたはガ
ラス内部である。第７Ａ図乃至第７Ｄ図に示される金属
帯材またはワイヤ１５ｆ、１３ｇ、１５ｈを遠端部付近
でレーザー・カテーテル１０の周囲に配置することがで
きるが、これは高周波エネルギを通さない指標とじ工作
用すると共に遮光シールド１２に対する機械的な支持部
を提供することができる。Materials that are opaque to radio frequency energy may also be included within laser catheter 10 to aid in fluoroscopic viewing. There are several places where the addition of any material is possible. That is, within the material of the catheter body 16,
Molded plug 11 inside buffer section 26 of optical fiber 20
or inside the glass or glass of the light-shielding shield 12. A metal strip or wire 15f, 13g, 15h, shown in FIGS. 7A-7D, can be placed around the laser catheter 10 near the distal end, but this is not an indexing technique that is impermeable to radio frequency energy. In addition to providing mechanical support for the light-blocking shield 12.

これらの高周波エネルギを通さない指標の組合せは、皮
下に持られる時レーザー・カテーテル１０の最適な螢光
透視法による観察のため最も適したものとなり得る。The combination of these radio frequency energy impervious indicators may be most suitable for optimal fluoroscopic viewing of the laser catheter 10 when held subcutaneously.

第４図は、動脈血管壁３２により形成される通常は血液
す一充填した管腔部６６を部分的に閉塞しつつある斑点
３４を動脈３０から剥離する典型的な用法におけるレー
ザー・カテーテル１０を示す。FIG. 4 shows the laser catheter 10 in typical use to ablate a plaque 34 from an artery 30 that is partially occluding the normally blood-filled lumen 66 formed by the arterial vessel wall 32. show.

第４図の実施例においては、光ファイバ２０ａ〜２００
′は、存在するレーザー・ビーム２９ａ〜２９ｃ／によ
り形成される遮光シールド１２の外表面上の各レーザ一
点２７ａ〜２７０′が僅かに隣接する点と重合するよう
に配置される。照射される組織において生じる穴即ちニ
ブル（ｎ１ｂｂ１６　）の直径が衝突する放射線の点の
大きさと同じであるとすれば、このような重合条件は遮
光シールド１２の遠端部と接触する全ての斑点３４が適
正な光ファイバ２０ａ〜２０ｃ’の選択により照射でき
かつ剥離できることを保証する。点２７ａ〜２７Ｃ′が
重合することは、レーザー光が遮光シールド１２の遠端
部の全ての面を通るように送れることを保証するもので
ある。In the embodiment of FIG. 4, optical fibers 20a to 200
' are arranged so that each laser point 27a to 270' on the outer surface of the light-shielding shield 12 formed by the existing laser beams 29a to 29c/ is slightly overlapped with an adjacent point. Given that the diameter of the hole or nibble (n1bb16) created in the irradiated tissue is the same as the size of the spot of impinging radiation, such polymerization conditions will result in all spots 34 in contact with the distal end of the light shield 12. can be irradiated and stripped by selecting appropriate optical fibers 20a-20c'. The overlapping of points 27a-27C' ensures that the laser light can be transmitted through all sides of the distal end of the light shield 12.

上記の記述は、照射された組織に生じた穴即ちニブルの
直径がレーザー光の衝突点の直径と同じであることを前
提とするものである。このことは、衝突するレーザー光
のフルエンスが充分に高い時にも妥当し、さもなければ
穴の直径は入射点の直径よりもやや小さくなる。この場
合には、遮光シールド１２の遠端部と選択する全ての斑
点を剥離できることを保証するため、プラグにおける光
ファイバ２０ａ〜２００′は、遮光シールド１２の外表
面におけるレーザ一点の重合の程度が然るべく大きくな
るように配置されなければならない。点の大きさと穴の
直径との間の関係についての実験的な資料は本文の章Ｖ
、８．２に示されている。The above description assumes that the diameter of the hole or nibble created in the irradiated tissue is the same as the diameter of the point of impact of the laser light. This is also true when the fluence of the impinging laser light is high enough, otherwise the diameter of the hole will be slightly smaller than the diameter of the point of incidence. In this case, the optical fibers 20a-200' in the plug are connected to the degree of overlap of the laser spot on the outer surface of the light shield 12 to ensure that the far end of the light shield 12 and all selected spots can be stripped. It must be arranged so that it is appropriately large. Experimental material on the relationship between point size and hole diameter can be found in chapter V of the main text.
, 8.2.

再び第４図の用例について見れば、レーザー・カテーテ
ル１０の遮光シールド１２は剥離されるべき斑点の如き
組織と接触状態に置かれている。Returning to the example of FIG. 4, the light shield 12 of the laser catheter 10 is placed in contact with tissue, such as a spot to be ablated.

レーザー光は、ハツチを施した領域により示されるよう
に、光ファイバ２０ａから発射されて斑点３４の「ニブ
ル」６５ａを剥離する。光ファイバ２０ａ〜２０ｃは順
次発光されて、重合する「ニブル」６５ａ〜３５ｃを剥
離する。この断面図には示されない斑点に対して指向さ
れた別の光ファイバもまた発光される。管腔部６６内の
血液に指向された光ファイバ２０ｂ′および動脈の壁面
３２に指向された光ファイバ２００′は発光されない。Laser light is emitted from the optical fiber 20a to ablate the "nibble" 65a of the spot 34, as indicated by the hatched area. Optical fibers 20a-20c are sequentially illuminated to strip the polymerizing "nibbles" 65a-35c. Another optical fiber directed to the spot, not shown in this cross-sectional view, is also illuminated. Optical fiber 20b' directed toward the blood within lumen 66 and optical fiber 200' directed toward artery wall 32 are not emitted.

斑点のニブル５５ａ〜３５ｃの剥離は、レーザー・カテ
ーテル１０を前進させる。Dissection of the spot nibbles 55a-35c advances the laser catheter 10.

（Ｖ、Ａ、２光ファイバの作動モード混成器）望ましい
実施例においては、調整可能なモード混成器を用いて光
ファイバ２０ａ〜２０ｃ’における作動モードを混成し
て、存在するレーザー光の発散角度を増大させる。この
モード混成器１２０の望ましい実施例は第５図に示され
、°別の実施例は第６図に示されている。(V, A, 2-Optical Fiber Operating Mode Hybrider) In a preferred embodiment, an adjustable mode hybrider is used to hybridize the operating modes in optical fibers 20a-20c' to reduce the divergence angle of the laser light present. increase. A preferred embodiment of mode hybrid 120 is shown in FIG. 5, and an alternate embodiment is shown in FIG.

遮光シールド１２の遠端部面における各第４図の点２７
ａ〜２７０′の直径即ち「大きさ」は存在する各レーザ
ー光２９ａ〜２９Ｃ′の発散角度に依存するため、この
点の大きさは調整可能であり、隣接点の重合状態は元フ
ァイバ２０ａ〜２０Ｃ′のモードを混成することによっ
て最適化できる。モードを混成する微視的な曲折部は、
ワイヤ、ナイロンの単繊維で成形した突起部等の如き曲
折面を有する小さなロッド状構造部１２２に対して光フ
ァイバを定置して運動可能なパッド１２４により圧力を
加えることにより形成される。Each point 27 in FIG. 4 on the far end face of the light shield 12
Since the diameter or "size" of a to 270' depends on the divergence angle of each of the existing laser beams 29a to 29C', the size of this point can be adjusted, and the polymerization state of adjacent points is different from that of the original fibers 20a to 270'. Optimization can be achieved by mixing 20C' modes. The microscopic bending part that mixes modes is
It is formed by placing an optical fiber against a small rod-like structure 122 having a curved surface, such as a protrusion formed of a wire or a single nylon fiber, and applying pressure with a movable pad 124.

ワイヤ２２を支持ブロック１２６上に取付けることによ
り、２つ以上の曲折面１２２を直列状に置くことができ
る。これにおいて圧力が光ファイバに対し加えられる面
におけるパッド１２４の材料は、ゴムの如き若干の柔軟
性を有するように選択すべきである。曲折面１２２を有
するロッド状の構造部をこの表面に対し固定することが
できる。By mounting wire 22 on support block 126, two or more curved surfaces 122 can be placed in series. The material of the pad 124 on the side where pressure is applied to the optical fiber should be selected to have some flexibility, such as rubber. A rod-like structure with a curved surface 122 can be fixed to this surface.

１つ以上のねじ１２８がパッド１２４をロッド状構造部
１２２に対して押圧してその間に光ファイバ２０を保持
する。支持ブロック１２６は、光ファイバ２０３４〜２
００′が混成される時これが見えるように透明材料から
作ることができる。圧力す−大きいと光ファイバ２０ａ
〜２０ｃ′における微小曲折部から散乱される光が多く
なり、この状態は透明ブロック１２６から観察すること
ができる。One or more screws 128 press pad 124 against rod-like structure 122 to hold optical fiber 20 therebetween. The support block 126 supports the optical fibers 2034-2.
00' can be made from a transparent material so that it is visible when it is mixed. If the pressure is large, the optical fiber 20a
More light is scattered from the minute bends at ~20c', and this state can be observed from the transparent block 126.

１つ以上のモード混成器１２０を、辺端部付近でレーザ
ー・カテーテル１０の光ファイバ２０ａ〜２０ｃ′上の
恒久的な場所に設定することができる。この場合、取外
し自在に圧力パッド１２７が光ファイバ２０３〜２ｐｃ
’を取外し自在にワイヤ支持部もしくは成形された微小
曲折面１２５に対して押圧し、組立て物がエポキシ中に
入れ、フレーム１２５から取外される。One or more mode mixers 120 can be placed in a permanent location on the optical fibers 20a-20c' of the laser catheter 10 near the edge. In this case, the pressure pad 127 can be removably attached to the optical fiber 203~2pc.
' is removably pressed against the wire support or molded micro-curved surface 125 and the assembly is placed in the epoxy and removed from the frame 125.

（Ｖ、Ａ、レーザー・カテーテルの別の実施例）レーザ
ー・カテーテル１０の種々の実施例ｂ−可能である。本
装置の遠端部から始めれば、第７Ａ図乃至第７Ｆ図にお
いて遮光シールドは四角の内外面の形状部１２ａ、また
は僅かに丸くなった外側の形状部１２ｂ、または平らな
゛内面形状と丸味を帯びた外面形状部１２Ｃを有するも
のである。(V, A. Alternative Embodiments of the Laser Catheter) Various embodiments b of the laser catheter 10 are possible. Starting from the far end of the device, in Figures 7A to 7F, the light shield may have a square inner and outer contour 12a, a slightly rounded outer contour 12b, or a flat inner contour and rounded shape. It has an outer surface shape portion 12C having a shape.

ｇｉ図の非対称的な形状部１２ｄは、完全に丸い形状部
１２と共に、もし装置を側方に、あるいは前方に対しで
ある角度を以て運動させねばならない場合に使用するこ
とができる。The asymmetrical shape 12d of FIG. gi can be used in conjunction with the fully rounded shape 12 if the device has to be moved laterally or through an angle relative to the front.

可撓性に富む嚢体１２Ｃもまた、第７Ｅ図に示される如
き遮光シールドとして使用することもできる。嚢体の遮
光シールド１２ｅを膨張させる加圧気体または流体は、
レーザー・カテーテル胴部１６の中央の管腔部２１また
は副管腔゛部２１ａから供給することができる。この遮
光シールドの形状は調整可能であり、またこれが接触す
る組織と部分的に形状が一致し得る。しぼんだ嚢体１２
ｅは更に容易に挿入抜取りを行ない、膨張した嚢体１２
ｅはカテーテル体部１６の直径よりも大きな断面積にわ
たって血液を排出することができる。The highly flexible bladder 12C can also be used as a light shield as shown in FIG. 7E. The pressurized gas or fluid that inflates the bladder light shield 12e is
It can be supplied from the central lumen 21 or the secondary lumen 21a of the laser catheter body 16. The shape of the light shield is adjustable and may partially conform to the tissue it contacts. Deflated capsule 12
e allows for easier insertion and removal of the expanded bladder 12.
e can drain blood over a cross-sectional area larger than the diameter of the catheter body 16.

嚢体の遮光シールド１２ｅは半透明のゴムまたは柔軟な
プラスチックから作ることができる。高出力レーザーお
よび高い熱に耐えるものとしてシリコーン・ゴムまたは
過フッ化水素ポリマーの使用が示唆される。透明なディ
スク１２ｆである遮光シールドと共１ｒＪａ性の大きな
金属チューブ即ちカニユーレ１６ｆを使用することがで
きる。カニユーレ１６ｆは、組織に対する挿入を助ける
ようにある角度で截断することができる。遮光シールド
１２ｆは図示の如くカニユーレに対しである角度を付し
た状態あるいは直角をなすようにすることもできる。The bladder light shield 12e can be made from translucent rubber or flexible plastic. The use of silicone rubber or perfluorinated polymers is suggested to withstand high power lasers and high heat. A large 1rJa metal tube or cannula 16f can be used with a light shield, which is a transparent disk 12f. Cannula 16f can be cut at an angle to aid insertion into tissue. The light shield 12f may be at an angle or at right angles to the cannula as shown.

また、遮光シールド１２とカテーテル体部１６との間の
ジョイシト１３についても種々の実施例がある。第７Ａ
図乃至第７Ｄ図は、それぞれ重合ジヨイント１５ａ、角
度を付けた重合部１６ｂ°、段を設けたジヨイント１３
Ｃ，プラグ１１で補強した突合せジョイン）１５ｄおよ
び第２図のテーパ状ジヨイント１６を示している。テー
パ状ジヨイント１５はいずれか一方向に傾斜を有し、カ
テーテル体部１６を１２の内側ならびに外側に対して結
合することができる。更に、ジヨイントを補強する材料
であるワイヤ巻付は部１３ｆ、糸巻付は部１５ｇおよび
金属またはプラスチックのバンド部１５ｈも使用するこ
とができる。ジヨイント１３ａ〜１５ｄに対する結合剤
は、エポキ７．７アノアクリレート、および収縮もしく
は圧縮可能なカテーテル材料を用いた摩擦嵌めが含まれ
る。Furthermore, there are various embodiments of the joystick 13 between the light-shielding shield 12 and the catheter body 16. 7th A
FIGS. 7D to 7D show an overlapping joint 15a, an angled overlapping portion 16b°, and a stepped joint 13, respectively.
C, shows the butt joint (15d) reinforced with a plug 11 and the tapered joint 16 of FIG. The tapered joint 15 has an inclination in either direction and can connect the catheter body 16 to the inside as well as the outside of the catheter body 12 . Further, a wire-wrapped portion 13f, a thread-wrapped portion 15g, and a metal or plastic band portion 15h, which are materials reinforcing the joint, can also be used. Bonding agents for joints 13a-15d include epoxy 7.7 anoacrylate and a friction fit with a shrinkable or compressible catheter material.

どのような遮光シーＶド構造においてもジヨイントおよ
び補強材料を組合せて使用することもできる。第１図に
示されるように、組織６４に対する遮光シールド１２の
付着を最小限度に抑え、被着剤の焼付きを減少させ、血
液３６と遮光シールド１２間の生物学的作用を減少させ
、またフレネル反射を減少させるため、過フッ化炭化水
素、炭化水素もしくはシリコーン・ポリマーの如き薄い
被覆材料１７を遮光７−ルドの外側の遠端部に置くこと
もできる。A combination of joints and reinforcing materials can also be used in any shaded seeded V-doped structure. As shown in FIG. 1, the adhesion of the shading shield 12 to the tissue 64 is minimized, reducing adhesive burn-in, reducing biological interaction between the blood 36 and the shading shield 12, and To reduce Fresnel reflections, a thin coating material 17, such as a fluorocarbon, hydrocarbon or silicone polymer, may be placed at the outer, far end of the shield.

遮光シールド１２を形成するためには色々な方法を用い
ることができる。このシールドは、ガラスの吹込み成形
法を用いてトーチまたは他の熱源においてチューブから
自由に形成することもできる。このシールドは熱を用い
て精密なマンドレル上で形成することも可能である。あ
るいは第８図に示されるように、・各部分の溶解または
結合により２つの部分、から組立てることもできる。第
８Ａ図においては、研磨された端部な有するロッド６０
０またはディスクをチューブ６０２内に挿入する。典型
的な寸法が示されているが、どんな大きさでも作ること
ができる。Various methods can be used to form the light shield 12. The shield can also be freely formed from a tube in a torch or other heat source using glass blow molding techniques. The shield can also be formed on a precision mandrel using heat. Alternatively, as shown in FIG. 8, it can be assembled from two parts by melting or joining each part. In FIG. 8A, rod 60 has a polished end.
0 or disc into tube 602. Typical dimensions are shown, but any size can be made.

第８Ｂ図においては、チューブ６０２およびロッド６０
０をトーチ型ＣＯ２レーザーその他の熱源を用いて溶解
する。もしロッドを用いる場合には、第８Ｃ図に示され
るように余分なロッドを裁断し、組立体を遠端部におい
て研磨する。このため、第８Ｄ図の組立体は内側および
外側共に鏡面を提供する。この組立体は更に第８Ｅ図に
示されるように整形することができる。In FIG. 8B, tube 602 and rod 60
0 is melted using a torch-type CO2 laser or other heat source. If a rod is used, cut off the excess rod and sand the assembly at the distal end as shown in Figure 8C. Thus, the assembly of FIG. 8D provides mirror surfaces on both the inside and outside. This assembly can be further shaped as shown in Figure 8E.

別の構造が第９図に示されるが、これにおいてはロッド
またはディスク６００ａが第９Ａ図忙おけるように突合
せジヨイントを用いてチューブ６０２に対して取付けら
れる。第９Ｂ図におけるロッドまたはディスク６００ｂ
およびチューブ６０２に対する円錐面の整合は、ジヨイ
ントを第４図のレーザー光の経路２９ｃから反らせるの
に役立つ。あるいはまた、第９Ｃ図のロッドおよびプラ
グ６００ｃにおける段を有する直径も同じ働、　　　　
　　きを有する。ジヨイントを第９Ｄ図におけるように
結合して強度を高めるために金属製のバンド６０６を使
用することができる。An alternative construction is shown in FIG. 9, in which a rod or disk 600a is attached to a tube 602 using a butt joint as shown in FIG. 9A. Rod or disk 600b in FIG. 9B
The alignment of the conical surface with respect to the tube 602 serves to deflect the joint from the laser light path 29c in FIG. Alternatively, the stepped diameter in rod and plug 600c of FIG. 9C may serve the same purpose.
have the ability to A metal band 606 can be used to bond the joints together for added strength as in FIG. 9D.

光ファイバ２０を保持するプラグ１１の他が実施例が第
１０Ａ図乃至第１０Ｇ図に示される。中実な材料片に平
行な穴を穿孔して直線状の列をなすプラグ１１ａを形成
することができ、あるいは穴にｉｉｂの如き傾斜を付け
ることもできるが、これらの穴はプラグの内部で交差し
ないように捻られている。光ファイバ２０はプラグの穴
内でエポキシその他の結合剤１９ａ、１９ｂにより結合
することもでき、遠端部２８ａ、２８ｂは鏡面仕上げさ
れる。光ファイバがプラグとは別個に仕上げられる場合
、これら光ファイバは陥没もしくは突出状にすることが
でき、あるいは結合した光ファイバ２０およびプラグ１
１．１１ａ、１１ｂを一体に鏡面仕上げすることもでき
る。光ファイバ２０は透明な第１０Ｃ図のプラグ１１ｃ
に対して光により収縮もしくは溶着することができ、あ
るいはＩＥ１０Ｄ図のプラグ１１ｄに埋設することもで
きる。ジヨイントにおける応力を最小限度に抑えるため
、透明なプラグ１１ｃ、１１ｄが光ファイバ２０と同じ
熱膨張係数を有することが望ましい。しかし、溶解温度
は、光ファイバ２０を溶かすことなく光ファイバの周囲
もしくはこれと接触するようにプラグ１１ｃ、１１ｄを
形成するため望ましい温度と同じである必要はない。光
ファイバ２０と透明プラグ１１ｃ、１１ａ間の接合点２
８ｃ、２８ｄは良好な光学的特性を持たねばならない。An embodiment other than the plug 11 holding the optical fiber 20 is shown in FIGS. 10A to 10G. Parallel holes can be drilled in a solid piece of material to form a straight row of plugs 11a, or the holes can be sloped such as iib, but these holes are They are twisted so that they do not intersect. The optical fibers 20 may also be bonded within the plug holes with epoxy or other bonding agents 19a, 19b, with the distal ends 28a, 28b having a mirror finish. If the optical fibers are finished separately from the plug, they can be recessed or protruding, or the combined optical fiber 20 and plug 1
1.11a and 11b can also be mirror-finished together. The optical fiber 20 is a transparent plug 11c in FIG. 10C.
It can be shrunk or welded by light, or it can be embedded in the plug 11d in Figure IE10D. It is desirable that the transparent plugs 11c, 11d have the same coefficient of thermal expansion as the optical fiber 20 to minimize stress in the joint. However, the melting temperature need not be the same as the desired temperature to form the plugs 11c, 11d around or in contact with the optical fiber 20 without melting it. Junction point 2 between optical fiber 20 and transparent plugs 11c and 11a
8c, 28d must have good optical properties.

第１０Ｅ図のプラグ１１ｅは、ガラスのブロックに融解
された光ファイバと鏡面研磨面２８ｅを示している。こ
の構成は、第２図の成形されたエポキシ・プラグ１１の
場合と類似している。同様に、第１０Ｆ図においては、
鏡面研磨面２８ｆを有するプラグ１１ｆを形成するため
溶解もしくは焼結材料１９ｆを添加するかあるいは添加
することなく光ファイバ２０はそれ自体−緒に溶解する
ことができる。第１０Ｇ図は、任意の溶°解材料１９ｆ
と共に相互に溶解され、その出力端部２８ｇが遮光シー
ルド１２ｇに対して直接溶着または結合または光学的に
接触させられた光ファイバ２０を示している。この場合
には、遮光シールド１２ｇの遠端部の肉厚は、発射され
たレーザー光２９ｇの適正な発散状態を生じ、遮光シー
ルド１２ｇの遠端部面における適正なビーム点２７ｇの
大きさを得るように調整される。透明なプラグ１１ｃ、
１１ｅを直接遮光シールド１２ｇに対して結合もしくは
溶着する際にこれらプラグに同様に構成を用いることが
できる。Plug 11e in FIG. 10E shows an optical fiber fused to a block of glass and a mirror-polished surface 28e. This configuration is similar to that of the molded epoxy plug 11 of FIG. Similarly, in Figure 10F,
Optical fiber 20 can be melted together by itself with or without the addition of melting or sintering material 19f to form plug 11f with mirror polished surface 28f. Figure 10G shows any molten material 19f.
The optical fiber 20 is shown melted together and with its output end 28g directly welded, bonded, or brought into optical contact with the light shield 12g. In this case, the wall thickness of the far end of the light shield 12g produces an appropriate divergence state of the emitted laser beam 29g, and obtains an appropriate size of the beam point 27g at the far end surface of the light shield 12g. It is adjusted as follows. transparent plug 11c,
Similar configurations can be used for these plugs when bonding or welding 11e directly to light shield 12g.

第１図におけるように、プラグ１１と遮光シールド１２
間に介在する空間２５が存在する場合、この空間は空気
で充填することができる。別の実施例においては、フレ
ネル反射を減少させるため、この空間２５を抜気してガ
スで充填し、あるいは透明な流体で充填することができ
る。この空間と隣接する光ファイバ２０および光学面は
、フレネル反射を減少させるために無反射コーティング
２５ａ、２５ｂで覆うことｂｔできる。As shown in FIG. 1, a plug 11 and a light shield 12
If an intervening space 25 is present, this space can be filled with air. In other embodiments, this space 25 can be evacuated and filled with gas or filled with a clear fluid to reduce Fresnel reflections. The optical fibers 20 and optical surfaces adjacent to this space can be coated with anti-reflective coatings 25a, 25b to reduce Fresnel reflections.

別の実施例のカテーテル体部材料１６には、プラスチッ
ク、「元の形状記憶」即ち変形を保持する能力を有する
プラスチック、可撓性を持つように波形もしくは螺旋形
状を与えた金属チューブ、および生物学的な共存性を呈
するよう上記のものに被覆を与えたものが含まれる。制
御を強化するため、金属、ガラスもしくはプラスチック
繊維の網をカテーテル体部１６に組込むことができる。Alternative embodiments of the catheter body material 16 include plastics, plastics that have "original shape memory" or the ability to retain deformation, metal tubes that have been given a corrugated or helical shape for flexibility, and biological This includes those that are coated with the above to exhibit scientific compatibility. A mesh of metal, glass or plastic fibers can be incorporated into the catheter body 16 for enhanced control.

例ｔば、「トルク制御」はカテーテル体部１６を曲げ運
動に対する可撓性を生じるが、トルクが加えられると捻
れに対して抵抗することになる。このため、レーザー・
カテーテル１０を血管内の曲りに追従させるが、遠端部
はカテーテル体部１６の近端部を回転させることにより
回転させることｂ−できる。For example, "torque control" causes the catheter body 16 to be flexible to bending movements, but resistant to twisting when torque is applied. For this reason, the laser
Although the catheter 10 follows bends within the blood vessel, the distal end can be rotated by rotating the proximal end of the catheter body 16.

近端部の入力部列４６の別の実施例が第１１Ａ図におい
て断面で示される。光ファイバの端部４０ａ〜４０ｃは
円形状の列４６ａに配置され、レーザー光に対して列４
６ａを軸心４７の周囲に回転させることにより選択が行
なわれる。第１１Ｂ図に示される別の実施例は、遠端部
と同じ空間の列４６ｂに配列された近端部４０ａ〜４０
ｃ’に光ファイバを有し、各光ファイバ２０ａ〜２００
′は両端部において同じ相対的位置にある。中心部の光
ファイバ４０ａは、第１のリング４０ｂ〜４０ｂ“およ
び第２のリング４０ｃ〜４０ｃ“によって包囲されてい
る。光ファイバのこのような構成は、承認された用語に
より「コヒーレントな束」ト呼ばれる。コヒーレントな
束においては、四角なバッキングその他の列を使用する
ことができる。Another embodiment of the proximal input array 46 is shown in cross-section in FIG. 11A. The ends 40a-40c of the optical fibers are arranged in a circular row 46a, and the end portions 40a-40c of the optical fibers are arranged in a circular row 46a, and
Selection is performed by rotating 6a around axis 47. Another embodiment, shown in FIG. 11B, includes proximal ends 40a-40 arranged in the same spatial column 46b as the distal ends.
c' has an optical fiber, and each optical fiber 20a to 200
' are in the same relative position at both ends. The central optical fiber 40a is surrounded by first rings 40b-40b'' and second rings 40c-40c''. Such a configuration of optical fibers is referred to by accepted terminology as a "coherent bundle." Square backings and other columns can be used in coherent bundles.

リングの数はいくつ用いてもよい、別の実施例では、第
１２Ａ図および第１２Ｂ図に示されるように端部がリン
グ１０８上で内側を向いた元ファイバ２０ａ〜２０ｈを
有する。Any number of rings may be used; another embodiment has source fibers 20a-20h with their ends facing inward on ring 108 as shown in FIGS. 12A and 12B.

光ファイバ２０の別の実施例では導光路を含む。Another embodiment of optical fiber 20 includes a light guide.

前記の光ファイバは、第２図の光を運ぶ心部２２と、光
を封じ込める屈折率が小さな外鞘部２４と、光ファイバ
２０を保護してその強度を高めるジャケット即ち緩衝部
２６とを有する。別の実施例は、緩衝部２６のない光フ
ァイバ２０を含み、緩衝部２６または外鞘部２４が存在
しない。（心部だけの場合には、周囲の空気または気体
が小さな屈折率の被覆として機能する。）定格の屈折率
の光ファイバもまた使用することができる。心部２２は
中実である必要はなく、流体で充填したチューブもまた
光ファイバ２０と見做すことができる。気体または空気
を充填した中空の導波管もまた使用することもでき、任
意の反射率のコーティングを設けて金属、ガラスまたは
プラスチックから作ることも可能である。色々な本数の
光ファイバを使用することもできる。望ましい実施例に
おいては１９本の光ファイバ２０が第１Ａ図に示される
ように対称的な六角形状の密な充填列を形成する。The optical fiber has a light-carrying core 22 of FIG. 2, an outer sheath 24 with a low index of refraction that confines the light, and a jacket or buffer 26 that protects the optical fiber 20 and increases its strength. . Another embodiment includes an optical fiber 20 without a buffer 26, where the buffer 26 or outer sheath 24 is absent. (In the case of just the core, the surrounding air or gas acts as a low index coating.) Rated index optical fibers can also be used. Core 22 need not be solid; a fluid-filled tube may also be considered optical fiber 20. Hollow waveguides filled with gas or air may also be used and may be made of metal, glass or plastic with optionally reflective coatings. Various numbers of optical fibers can also be used. In the preferred embodiment, nineteen optical fibers 20 form a symmetrical, hexagonal, closely packed array as shown in FIG. 1A.

同様に、このことは第６図に示した７本の光ファイバ２
０の形態についても妥当する。六角形状の密なバッキン
グを形成する更に多数の光ファイバの事例としては、３
７本、６″１本等がある。レーザー・カテーテルにおい
て、光ファイバは全て同じ寸法もしくは種類である必要
はない。Similarly, this applies to the seven optical fibers 2 shown in FIG.
This also applies to the form of 0. An example of a larger number of optical fibers forming a dense hexagonal backing is 3.
One 7", one 6", etc. In a laser catheter, the optical fibers do not all have to be the same size or type.

各端部において機械的に結合された２本以上の光ファイ
バからなる光ファイバ束な個々の光ファイバ２００代り
に使用することもできる。光ファイバを同じかあるいは
充分に画成された空間列状に保持するように両端部ｂ”
−結合された光ファイバ束テするコヒーレントな光ファ
イバ束な光ファイバ２０の一部もしくは前部の代りに使
用することもできる。An optical fiber bundle consisting of two or more optical fibers mechanically coupled at each end can also be used instead of individual optical fibers 200. Both ends b" are arranged to hold the optical fibers in the same or well-defined spatial array.
- Coupled optical fiber bundles can also be used instead of parts or fronts of optical fibers 20, such as coherent optical fiber bundles.

レーザー・カテーテル１０の他の１つの実施例では、数
万本もしくはそれ以上の光ファイバからナル単一のコヒ
ーレントな光ファイバ束を内蔵する。レーザー・カテー
テル１０の近端部の照射は遠端部において対応する出方
を生じる。入力端部において照射された光ファイバの本
数または断面積を変更すると、出力側における点の大き
さを変化させることになる。入力点を移動するとこれに
従って出力点の位置を移動させる。出力ビームは標的の
組織上を平滑に移動させることができる。Another embodiment of laser catheter 10 incorporates a single coherent optical fiber bundle from tens of thousands or more optical fibers. Irradiation of the proximal end of laser catheter 10 produces a corresponding output at the distal end. Changing the number or cross-sectional area of the illuminated optical fibers at the input end will change the size of the point at the output side. When the input point is moved, the output point position is moved accordingly. The output beam can be moved smoothly over the target tissue.

完全な重合状態を生じ得る出力ビームはこのように提供
される。同様に、どんな場所に対しても診断用光線を送
ることができ、また組織からの戻りの螢光即ち散乱光を
どんな場所でも監視することができる。この実施例は、
少数の光ファイバ２０が多数の光ファイバで弛緩された
点と、近端部の入力部が直線状列ではなく第１１Ｂ図に
示されるように整合した空間列２６ｂ状のコヒーレント
な光ファイバ束を有する点を除いて、上記の望ましい実
施例と類似している。An output beam capable of producing a complete polymerization state is thus provided. Similarly, diagnostic light beams can be directed to any location and the return fluorescence or scattered light from the tissue can be monitored at any location. This example is
The point where a small number of optical fibers 20 are relaxed with a large number of optical fibers and the near-end input forms a coherent optical fiber bundle in aligned spatial rows 26b as shown in FIG. 11B rather than in a linear row. Similar to the preferred embodiment described above, except that:

モード混成器の別の実施例が第６図に示される。Another embodiment of a mode hybrid is shown in FIG.

光ファイバ２０（単数または複数）は２つの丈夫なブロ
ック１３６ａ、１３６ｂ間に緊締され、一方もしくは両
方のブロックは透明である。任意の金属製の補強板１５
７ａ、１３７ｂを用いて剛性を高めることができる。数
本のねじ１３８が板１５７ａ、１３７ｂおよび（または
）プｃツ１１５６ａ、１５６ｂを貫通している。ａラド
１３２または一体の突起部１６３を備えた柔軟性を有す
るパッド１５４ａ、１３４ｂがブａｙり１３６ａと１３
６ｂの間に配置されている。どれらの突起部は、ねじが
締付けられると元ファイバ２０（単数または複数）に微
小な曲折を生じる。光ファイバ２０（単数または複数）
における微小曲折部から漏れる光を観察するため、パッ
ド１６４ａ、１５４ｂの一方を透明とすることができる
。ねじ１６Ｂを調整すると、モードの混”酸量な変更す
ることができる。光ファイバ２０および取外し自在なパ
ッド１３４ａ、１３４ｂは、恒久的なモードの混成のた
めエボキクその他の結合材中で形造することができる。The optical fiber(s) 20 are clamped between two sturdy blocks 136a, 136b, one or both blocks being transparent. Optional metal reinforcing plate 15
7a and 137b can be used to increase rigidity. Several screws 138 pass through plates 157a, 137b and/or plugs 1156a, 156b. Flexible pads 154a and 134b with pads 132 or integral protrusions 163 are attached to the pads 136a and 13.
6b. Which protrusion causes a minute bend in the original fiber(s) 20 when the screw is tightened. Optical fiber 20 (single or multiple)
One of the pads 164a and 154b can be made transparent in order to observe the light leaking from the minute bends in the pads 164a and 154b. By adjusting the screw 16B, the amount of mode mixing can be changed.The optical fiber 20 and removable pads 134a, 134b are formed in an evolvable or other bonding material for permanent mode mixing. be able to.

第１ｔＡ図および第１３Ｅ図の遠端部のレーザー・カテ
ーテルの別の実施例では、レーザー光および戻りの螢光
即ち散乱光の位置およ、び発散度を制御するため、レン
ズ２２１、多重レンズ２２２、ホログラム要素、偏光装
置または格子２２６、プリズム２２４、またはミラー２
２５を使用する。In another embodiment of the distal end laser catheter of FIGS. 1tA and 13E, lens 221, multiple lenses are used to control the position and divergence of the laser light and the returning fluorescent or scattered light. 222, holographic element, polarizer or grating 226, prism 224, or mirror 2
25 is used.

第１５に図乃至第１３Ｂ図に示されたこれらの光学的要
素は、存在するレーザー光の位置および方向を移動する
ため、固定もしくは移動、回転その他傾斜が可能であ″
る。反射面２２５は、制御ワイヤ２２５ａによって傾斜
、回転もしくは移動される。プラグ１１もまた回転可能
である。プリズム２２４は、１本以上の制御ワイヤ２２
４ａによって回転されあるいは傾斜させられる。レンズ
２２１は、第１図の点２７の大きさおよびビームの発散
度２９を変化させる制御ワイヤ２２１ａの長手方向の運
動により軸方向に゛移動させられる。制御ワイヤ２２１
ａの回転運動は軸方向に対し直角にレンズ２２１を移動
させ、また遮光シールド１２における点２７の位置を移
動させる。多重レンズ組立体２２２は制御ワイヤ２２２
ａにより移動もしくは回転運動が可能である。ホログラ
ム要素２２３は、１本以上の制御ワイヤ２２６ａにより
移動または回転運動ができる。種々の光学的要素ｂｃ固
定されると、レーザー・カテーテルに制御ワイヤを含む
必要はなくなる。ミラー２２５もまた、ミラー２２５に
対し℃固定された電子機械的な素子２２５ｂｌＣより制
御可能であり、また１に１５Ｂ図に示されるように、ミ
ラー２゛２５をプラグ１１に対して固定することもでき
る。素子２２５ｂは圧電作用、電磁作用、磁歪効果もし
くは熱電対素子でよい。装置２２５ｂに対する電力は配
線２２５Ｃ１により供給される。Fifteenth, these optical elements shown in Figures 13B to 13B can be fixed or movable, rotated or otherwise tilted to shift the position and direction of the laser light present.
Ru. The reflective surface 225 is tilted, rotated or moved by the control wire 225a. Plug 11 is also rotatable. Prism 224 connects one or more control wires 22
Rotated or tilted by 4a. Lens 221 is moved axially by longitudinal movement of control wire 221a which changes the size of point 27 in FIG. 1 and the divergence 29 of the beam. control wire 221
The rotational movement a moves the lens 221 at right angles to the axial direction and also moves the position of the point 27 on the light shield 12. Multiple lens assembly 222 is connected to control wire 222
Translation or rotational movement is possible with a. Holographic element 223 can be moved or rotated by one or more control wires 226a. Once the various optical elements bc are fixed, there is no need to include control wires in the laser catheter. The mirror 225 can also be controlled by an electromechanical element 225blC which is fixed at 0.degree. can. Element 225b may be a piezoelectric, electromagnetic, magnetostrictive or thermocouple element. Power to device 225b is provided by line 225C1.

レーザー光の偏向もまた、第１３Ｆ図に示されるように
電子光学的もしくは音響光学的な素子２２９により達成
することができる。光ファイバ２０（単数または複数）
から出た光はワイヤ２２９ａにより給電される１つ以上
のこのような素子２２９を通過し、これらの素子は付勢
されると光の伝播方向に影響を及ぼす。光ファイバ２０
から出た光の方向は、光ファイバの遠端部を機械的に移
動させることにより変更することができる。第１３Ｍ図
に示される１本以上の制御ワイヤは光ファイバ２０の遠
端部２２６付近に固定されている。Deflection of the laser light can also be accomplished by electro-optic or acousto-optic elements 229 as shown in Figure 13F. Optical fiber 20 (single or multiple)
The light emitted from the wire passes through one or more such elements 229 powered by wires 229a, which, when energized, influence the direction of propagation of the light. optical fiber 20
The direction of light emitted from the optical fiber can be changed by mechanically moving the distal end of the optical fiber. One or more control wires, shown in FIG. 13M, are secured near the distal end 226 of the optical fiber 20.

これらの制御ワイヤ２２６ａの長手方向の運動もしくは
回転運動が遠端部２２６の位置を変化させることになる
。第１５Ｇ図の電子機械的素子２２７ａは、光ファイバ
２０の遠端部２２７を偏向させるためにも使用でき、ワ
イヤ２２７ｂはプラグ１１ｇに固定することができる素
子２２７ａに対して給電する。圧電素子、電磁素子、磁
歪効果素子および熱電対の如き熱作用素子を装置２２７
ａとして使用することができる。Longitudinal or rotational movement of these control wires 226a will change the position of the distal end 226. Electromechanical element 227a of FIG. 15G can also be used to deflect the distal end 227 of optical fiber 20, and wire 227b feeds element 227a, which can be secured to plug 11g. Heat-affecting elements such as piezoelectric elements, electromagnetic elements, magnetostrictive elements, and thermocouples are connected to the device 227.
It can be used as a.

第１３１図に示されるような元ファイバ２０の遠端部２
２８の機械的運動は、光ファイバを押圧する１つ以上の
嚢体２２８ａを用いて達成することができる。嚢体２２
８ａ、２２８ｂは、中心部の管腔部２１内の１つ以上の
管腔部２２８Ｃ１２２８ｄを介して膨張させられる。第
１３Ｉ図に示されるように、嚢体２２８ａは嚢体２２８
ｂより以上に膨張させられ、光ファイバの端部２２８を
偏向させる。Distal end 2 of original fiber 20 as shown in FIG.
The mechanical movement of 28 can be achieved using one or more bladders 228a that press against the optical fiber. Bladder body 22
8a, 228b are inflated through one or more lumens 228C1228d within central lumen 21. As shown in FIG. 13I, the bladder 228a is
b, causing the end 228 of the optical fiber to deflect.

第１５Ｊ図は、レーザー・カテーテル１０の長手方向軸
の一方に対しである角度を付した遠端部１３０を有する
プラグ１１ｊに非対称的に配列された元ファイバを示し
ている。プラグ１１ｊは固定することもでき、あるいは
回転ジヨイント２３０ａの内部で回転させることもでき
る。制御ワイヤ２３０ｂはトルクをプラグ１１ｊに対し
て加える。FIG. 15J shows a source fiber asymmetrically arranged in a plug 11j having a distal end 130 angled with respect to one of the longitudinal axes of laser catheter 10. FIG. Plug 11j can be fixed or rotated within rotation joint 230a. Control wire 230b applies torque to plug 11j.

回転ジヨイント２６０ａは割愛でき、プラグ１１ｊは回
転運動および長手方向の運動の両方が自由となる。The rotation joint 260a can be omitted, and the plug 11j is free to move both in rotation and in the longitudinal direction.

光学的要素は光ファイバ２０と遮光シールド１２との間
の空間２５を占め、あるいはこれをレンズ形状に作る等
によりクールド１２に内蔵することもでき、あるいはま
た遠端部における定格の屈折率のレンズ等により、ある
いは光ファイバ２０の物理的な形状の付角端部もしくは
レンズ端部によって光ファイバ２０に内蔵させることも
できる。The optical element occupies the space 25 between the optical fiber 20 and the light-blocking shield 12, or it can be integrated into the cooled 12, such as by making it in the shape of a lens, or alternatively a lens of rated index of refraction at the far end. etc., or by a beveled end or a lens end of the physical shape of the optical fiber 20.

プラグ１１は、光を反射するように角度を付しあるいは
非平面状に研磨することができる。遮光クールド１２の
厚さ、即ち軸方向距離に測定した距離を用いて、遮光シ
ールド１２の外表面忙達した時シー４ザー光の発散度を
制御することができる。Plug 11 can be angled or polished to reflect light. The thickness of the shield 12, ie, the distance measured in the axial direction, can be used to control the degree of divergence of Caesar light when the outer surface of the shield 12 is occupied.

これら表面を平坦にする代りに湾曲させることにより、
遮光シールド１２もまたレンズとして作用させることも
できる。遮光シールド１２の入射面の曲率はプラグ１１
の研磨面の曲率と整合させても整合させなくてもよい。By making these surfaces curved instead of flat,
The light shield 12 can also act as a lens. The curvature of the incident surface of the light shield 12 is the same as that of the plug 11.
The curvature of the polished surface may or may not be matched.

表面を整合させる場合には、第１０Ｇ図における接触線
２８ｇにより示されるように、適当な精度および光学的
に接触するよう研磨することができる。このような構造
は光学的に結合された界面２８ｇからのフレネ反射を著
しく減少させるものである。If the surfaces are aligned, they can be polished to appropriate precision and optical contact, as shown by contact line 28g in Figure 10G. Such a structure significantly reduces Fresnet reflections from the optically coupled interface 28g.

もし光学的に接触させられなければ、第１図の介在する
空間２５は、番号２５ｄで第１図に示されるように、透
明なガス、液体または固体物質により充填することがで
きる。例えば、透明なガスは、この物質を横切るレーザ
ー光の高いエネルギに耐えるように接触されたアルゴン
の如き不活性ガスからなるものでよい。この充填物質は
、プラグ１１に保持される遮光シールド１２および元フ
ァイバ２０の屈折率と一致するように選択することがで
きる。プラグ１１または遮光シールド１２の整合面は湾
曲しており、この場合一致しない屈折率を有する充填物
質２５ｄを提供することができる。このような場合の充
填物質２５ｄは、レーザー光のずれ即ち偏向を生じるこ
とになるレンズを形成する。このようなレンズの焦点距
離は、面の曲率および充填物質の屈折率が光ファイバの
心部２２と遮光７−ルド１２の屈折率よりも小さいかど
うかに従って、正または負のいずれかとなる。If not brought into optical contact, the intervening space 25 of FIG. 1 can be filled with a transparent gas, liquid or solid substance, as indicated in FIG. 1 by the number 25d. For example, the transparent gas may consist of an inert gas such as argon that is contacted to withstand the high energy of the laser light that traverses the material. This filler material can be selected to match the refractive index of the light shield 12 and original fiber 20 carried by the plug 11. The matching surfaces of the plug 11 or the light shield 12 are curved, in which case it is possible to provide a filling material 25d with mismatched refractive indices. The filling material 25d in such a case forms a lens that will cause a shift or deflection of the laser light. The focal length of such a lens can be either positive or negative, depending on the curvature of the surface and whether the refractive index of the filler material is less than the refractive index of the optical fiber core 22 and the shielding 7-rule 12.

レーザー・カテーテル１０は、第１４図のガイド・カテ
ーテル１４０と組合せて使用することができる。このガ
イド・カテーテル１４０は最初に第４図の動脈５Ｄ内に
挿入され、患部６４付近に置かれる。次に、レーザー−
カテーテル１０はガイド・カテーテル１４０内部に同心
状に挿入され、患部３４と接触状態に置かれる。チャネ
ル１４２（第１４図）をガイド・カテーテル１４０の壁
面に内蔵することもできる。このチャネル１４２は追出
しおよび吸引のため使用することｌ！１′−できる。Laser catheter 10 can be used in conjunction with guide catheter 140 of FIG. 14. This guide catheter 140 is first inserted into the artery 5D in FIG. 4 and placed near the affected area 64. Next, the laser
Catheter 10 is inserted concentrically within guide catheter 140 and placed in contact with affected area 34 . A channel 142 (FIG. 14) can also be built into the wall of guide catheter 140. This channel 142 may be used for expulsion and suction! 1'-Can be done.

ガイド番カテーテル１４０とレーザー−カテーテル１０
との間の環状空間１４４もまた追出しおよび吸引のため
使用することができる。ガイド−ワイヤ１５０をチャネ
ル１４２内に挿入することができる。ガイド・カテーテ
ル１４０とは独立的に摺動するガイド・ワイヤは、動脈
６０内のカテーテルの設置を助ける。チャネル１４２に
対し平行に隣接する第２のチャネル（図示せず）は、ガ
イド・ワイヤも同時に追出しと吸引の両方を可能にする
。嚢体１４６は、ガイド・カテーテルを安定化させるた
め管腔部１４２と類似する管腔部（図示せず）を介して
膨張させることができる。Guide catheter 140 and laser catheter 10
The annular space 144 between can also be used for expulsion and suction. A guide-wire 150 can be inserted into channel 142. A guide wire that slides independently of guide catheter 140 aids in placement of the catheter within artery 60. A second channel (not shown) parallel and adjacent to channel 142 also allows for both expulsion and suction of the guide wire at the same time. Bladder 146 may be inflated through a lumen (not shown) similar to lumen 142 to stabilize the guide catheter.

第１５図のレーザー・カテーテル１０に内蔵されるガイ
ド・ワイヤ１５０は、カテーテルの低値を助けることに
なる。ガイド・ワイヤ１５０を含む管腔部１５２は、光
ファイバ２０を含むレーザー・カテーテル体部１６の管
腔部２１に対して平行となる。同じ管腔部１５２または
別の隣接する管腔部（図示せず）を吸引および追出しの
ため使用することができる。ガイド・ワイヤ１５０が所
定位置にある時、レーザー・カテーテル１０はこのガイ
ド・ワイヤの周囲で前送および回転運動の両方す一可能
である。もしガイド・ワイヤ１５０に対する遠端部の開
口１５４ａが第１５図に示すようにこれに接近する代り
にプラグ１１に対して近ければ、更に流線形状で小さな
カテーテル体部１６を使用することができる。ガイド・
ワイヤ１５０もまた吸引または追出しのため中空であり
、あるいはこれに固定された嚢体１５３を含むことがで
きる。ガイド・ワイヤ１５０もまた第１６図に示すよう
に開口１５４ｂを通過する。この開口１５４ｂは、光フ
ァイバ２０ｂ−２０ｂ’および遮光シールド１２ｇ間の
環状空間２５内に流体が侵入し得ないようにプラグ１１
に対して封止されている。A guide wire 150 built into the laser catheter 10 of FIG. 15 will aid in lowering the catheter. Lumen 152 containing guide wire 150 is parallel to lumen 21 of laser catheter body 16 containing optical fiber 20. The same lumen 152 or another adjacent lumen (not shown) can be used for suction and expulsion. When guide wire 150 is in place, laser catheter 10 is capable of both advancing and rotational movement about the guide wire. A more streamlined and smaller catheter body 16 can be used if the distal opening 154a for the guide wire 150 is closer to the plug 11 instead of being closer to it as shown in FIG. . guide·
Wire 150 may also be hollow for suction or expulsion or may include a bladder 153 secured thereto. Guide wire 150 also passes through opening 154b as shown in FIG. This opening 154b is formed in the plug 11 so that fluid cannot enter into the annular space 25 between the optical fibers 20b-20b' and the light shield 12g.
sealed against.

プラグ１１に固定された任意の内側のチューブ１５５は
ガイド・ワイヤに対する管腔部１５８を提供して、どれ
を光ファイバ２０ｂ〜２０ｂ′から分離する。プラグ１
１または偏向された遮光シー−ルド１２ｇに配置される
光学的な摺動シール１５６は、流体す一カテーテル体部
１６内に侵入することを閉止する。遮光シールド１２ｇ
は空間２５ｇのない中実のものでよい。ガイド・ワイヤ
１５０は中心部に置かれる必要はない。中心から外れた
ガイド・ワイヤ１５０は、これを定置する際の助けとし
てレーザー−カテーテル１０の回転運動を許容する。An optional inner tube 155 secured to plug 11 provides a lumen 158 for the guide wire, separating it from optical fibers 20b-20b'. plug 1
An optical sliding seal 156 located on either the light shield 12g or the deflected light shield 12g closes off fluidic passage into the catheter body 16. Blackout shield 12g
may be solid with no space of 25 g. Guide wire 150 does not need to be centrally located. Off-center guide wire 150 allows rotational movement of laser-catheter 10 to aid in positioning it.

上記の実施例においては、中心を外れたガイド・ワイヤ
１５０は中心部のガイド・ワイヤもしくはガイド・ワイ
ヤのない場合と比較して、カテーテルの位置決めに改善
された可撓性を許容する。In the embodiments described above, the off-center guide wire 150 allows improved flexibility in catheter positioning compared to a central guide wire or no guide wire.

別の実施例においては、レーザー・カテーテル１０は主
として回転運動を生じるように構成され、ガイド・ワイ
ヤ１５０の周囲に枢動して螺旋運動において組織に向っ
て前進する。このため、第１７Ａ図乃至第１７Ｄ図の回
転するレーザー・カテーテル１０は非対称的であり、一
方向に組織を裁断するように構成されている。レーザー
光２９ｈは管腔部の軸心に対しある角度で合流する。第
１７Ｃ図に断簡で示される長円形の遮光シールドｔ２ｈ
は望ましい実施例であるが、この形状に限定されるもの
ではない。同様に、このことは、プラグ１１−ｈにより
保持される光ファイしく２０の直線状列に対しても妥当
する。遮光シールド１２ｈは、光ファイバ２０から出て
くるレーザー光２９ｈの角度を変化させる反射または屈
折要素を含む。望ましい実施例においては、レーザー光
２９ｈが完全反射を生じる遮光シールド１２ｈの遠端部
からある角度で出てゆくように、プリズム面１６４は空
隙１６５を有する。この面１６４もまたミラーでもよい
。In another embodiment, laser catheter 10 is configured to produce primarily rotational motion, pivoting about guide wire 150 and advancing toward tissue in a helical motion. To this end, the rotating laser catheter 10 of FIGS. 17A-17D is asymmetric and configured to cut tissue in one direction. The laser beams 29h merge at a certain angle with respect to the axis of the lumen. Oval light-shielding shield t2h shown in fragment in Figure 17C
is a preferred embodiment, but is not limited to this shape. Similarly, this is also true for the linear array of 20 optical fibers held by plugs 11-h. The light-blocking shield 12h includes a reflective or refractive element that changes the angle of the laser beam 29h emerging from the optical fiber 20. In a preferred embodiment, prism face 164 has a gap 165 such that laser light 29h exits at an angle from the distal end of light shield 12h where complete reflection occurs. This surface 164 may also be a mirror.

第１７Ａ図は遮光シールド１２ｈの短手方向の断面を示
し、第１７Ｂ図は遮光シールド１２ｈの長手方向の断面
を示し、第１７Ｃ図および第１７Ｄ図は断面を示してい
る。ガイド・ワイヤ１５０の位置は４つの全ての図に示
されている。曲げワイヤ１６２は、遮光７−ルド１２ｈ
とガイド・ワイヤ１５０間の間隔を制御する。この距離
を増すと、レーザー・カテーテル１０をガイド・ワイヤ
から更に離れた組織に到達させる。この曲げ運動は、カ
テーテル１０ｈの遠端部を第１７Ａ図および第１７Ｂ図
の面より下方に下げさせる。説明を明瞭かつ簡単にする
ため、断面は全て同じ面を通るように描かれている。こ
の距離を第１７Ｄ図に断面で示されるように最小限度に
短縮すると、レーザー・カテーテルが更にコンパクトに
なって挿入が更に容易になる。制御ワイヤ１６２は、遠
端部において回転ジヨイント１６７により曲折した引張
るように直線状のものでよく、あるいはワイヤがチュー
ブ内で引張られる時曲折するワイヤとばねとチューブの
組合せでもよい。本実施例においては、レーザー光２９
ｈは第１７Ｂ図におけるレーザー光の点２７ｈの位置に
より示されるように遠端部九近いことが望ましい遮光シ
ールド１２ｈの側から出てくる。このため、組織の剥離
はほとんど片側において生じる。このような病変した組
織が剥離される時、レーザー・カテーテル１０は剥離さ
れる更に多くの組織と接触するまで第１７Ｃ図の矢印１
６８により示される方向にガイド・ワイヤの周囲で回転
させられる。遮光シールド１２ｈは、組織が剥離される
に従ってこのような螺旋状経路で前送される。組織内に
形成された新たな管腔部の半径は、遮光シールド１２ｈ
とガイド・ワイヤ１５０の枢着点との間の距離に依存す
る。ガイド−ワイヤ１５０は、レーザー・カテーテルを
枢動させる唯一の手段である必要はない。FIG. 17A shows a cross section of the light shield 12h in the width direction, FIG. 17B shows a cross section of the light shield 12h in the longitudinal direction, and FIGS. 17C and 17D show cross sections. The position of guide wire 150 is shown in all four figures. The bending wire 162 is
and guide wire 150. Increasing this distance allows laser catheter 10 to reach tissue further from the guide wire. This bending motion causes the distal end of catheter 1Oh to drop below the plane of FIGS. 17A and 17B. For clarity and simplicity, all cross sections are drawn through the same plane. Reducing this distance to a minimum, as shown in cross-section in FIG. 17D, makes the laser catheter more compact and easier to insert. The control wire 162 may be tensionally straight with a bend at the distal end by a rotating joint 167, or it may be a wire/spring/tube combination that bends when the wire is pulled within the tube. In this embodiment, the laser beam 29
h emerges from the side of the light-shielding shield 12h, which is preferably near the far end, as indicated by the position of the laser beam point 27h in FIG. 17B. Therefore, tissue detachment occurs mostly on one side. When such diseased tissue is ablated, the laser catheter 10 moves in the direction of arrow 1 in FIG. 17C until it contacts more tissue to be ablated.
The guide wire is rotated in the direction indicated by 68. The light shield 12h is advanced in such a spiral path as the tissue is ablated. The radius of the new lumen formed in the tissue is determined by the light shield 12h.
and the pivot point of guide wire 150. Guide-wire 150 need not be the only means of pivoting the laser catheter.

別の実施例では、第１７Ａ図および第１７Ｂ図の嚢体１
６６を用いて係止点を提供する。もし嚢体１６６が遮光
シールド１２に対して近接する場合には、レーザー・カ
テーテル１０はガイド・ワイヤ１５０を使用することな
く偏向ワイヤ１６２を用いて定置することができる。嚢
体１４６が第１４図のガイド・カテーテル１４２に内蔵
することができ、レーザー・カテーテル１０はその内部
で回転される。同様に、ガイド・カテーテル１４２また
はレーザー・カテーテル１０のいずれかに対して非対称
的に固定されて膨張させられる嚢体１４６がこれを定置
することになる。第１８図忙示された回転ジヨイント上
の嚢体１７６は、レーザー・カテーテル１０を移動させ
ることなくその回転運動を許容する。環状体１７５がカ
テーテル体部１６に切込まれ、１つまたは２つの部分の
スリーブ１７４が溝に収められる。嚢体１７６はスリー
ブ１７４に対して取付けられ、このスリーブは環状開口
１７５を有し、流体が管腔部１７２から嚢体を膨張させ
るため流れることを許容する。In another embodiment, the bladder 1 of FIGS. 17A and 17B
66 is used to provide a locking point. If the bladder 166 is in close proximity to the light shield 12, the laser catheter 10 can be positioned using the deflection wire 162 without the use of the guide wire 150. A bladder 146 may be contained within the guide catheter 142 of FIG. 14, within which the laser catheter 10 may be rotated. Similarly, an inflatable bladder 146 that is asymmetrically secured to either guide catheter 142 or laser catheter 10 will position it. The bladder 176 on the rotational joint shown in FIG. 18 allows rotational movement of the laser catheter 10 without displacing it. An annular body 175 is cut into the catheter body 16 and a one or two part sleeve 174 is placed in the groove. Bladder 176 is attached to sleeve 174, which has an annular opening 175 that allows fluid to flow from lumen 172 to inflate the bladder.

この流体もまたスリーブ１７４とカテーテル体部１６間
の環状空間１７３を潤滑し℃、容易な回転運動を許容す
る。螺旋状の切込みのためのレーザー・カテーテル１０
の別の実施例は、第７Ｄ図に示された非対称的な遮光シ
ールド１２ｄを使用する。This fluid also lubricates the annular space 173 between the sleeve 174 and the catheter body 16 to permit easy rotational movement. Laser catheter 10 for spiral incisions
Another embodiment uses an asymmetric light shield 12d shown in FIG. 7D.

回転切開のため構成されるこのレーザー・カテーテル１
０の図示しない別の実施例では、ガイド・ワイヤ１５０
の周囲に非対称的に隔てられた２つ以上の同じ遮光シー
ルド１２ｈを使用する。回転するカテーテルの近端部は
、カテーテル体部１６内で捻れが累積しないように回転
股上に取付けることもできる。This laser catheter configured for rotational incision 1
In another embodiment (not shown) of 0, the guide wire 150
Two or more identical light shields 12h are used that are asymmetrically spaced around the periphery. The proximal end of the rotating catheter may also be mounted on a rotating crotch to prevent twist accumulation within the catheter body 16.

（Ｖ、Ａ、光入射装置） 第１２Ａ図、第１２Ｂ図、第１９図および第２０図は、
本発明と関連して有用な光ファイバ選択装置を示してい
る。第１９図は、レーザー９２、シヤツタ４４およびレ
ンズ４１の位置が全て固定された装置であり、典型的に
＆キ７本または１９本から構成される光ファイバ２０が
直線列状４６にホルダー４６上に取付けられ、またレン
ズ４１の焦点の前方のある距離において機械的な変位装
置２００によって移動させられる。光ファイバ２０は、
光ファイバを収める１組の溝を設けることができる轡械
的なりランプにより工列状に取付けられるか、あるいは
２つのガラス片間に糊゛付けされた後この組立体を変位
装置２００の頂部に一体に緊締することもできる。この
変位装置は、光ファイバ列を適正な高い位置に置いてレ
ーザーの焦点に集束させる２つの小さな手で操作される
機械的段２０２からなっている。第３の変位段は、モー
タ２０４およびコンピュータ８０によって電気的に操作
される。この段は、第１９図における如き列状の光ファ
イバ４６を、１本の光ファイバが順次レーザーの焦点に
置かれるように水平距離に沿って移動させる。(V, A, light incidence device) Figures 12A, 12B, 19 and 20 are
1 illustrates an optical fiber selection device useful in conjunction with the present invention. FIG. 19 shows a device in which the positions of the laser 92, shutter 44 and lens 41 are all fixed, and the optical fibers 20, which typically consist of 7 or 19 fibers, are arranged in a straight line 46 on the holder 46. and is moved by a mechanical displacement device 200 at a distance in front of the focal point of the lens 41. The optical fiber 20 is
A set of grooves can be provided to accommodate the optical fibers, which can be mounted in a row with a mechanical lamp or glued between two pieces of glass and then mounted on top of the displacement device 200. They can also be tightened together. The displacement device consists of two small hand-operated mechanical stages 202 that place the optical fiber array at the proper height and focus it into the laser focus. The third displacement stage is electrically operated by motor 204 and computer 80. This stage moves an array of optical fibers 46 as in FIG. 19 along a horizontal distance such that one optical fiber is successively placed at the focus of the laser.

このような機械的な変位装置は、米国二二一ヨーり州の
Ｋｌｉｎｇｅｒ　５ｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社から得ること
ができる。電気的に操作される変位装置は、米国ペンシ
ルバニア州ピッツバーグ市のＡｅ　ｒｏ　ｔｅｃｈ社か
ら入手可能である。Such mechanical displacement devices can be obtained from Klinger 5 Scientific, Inc., USA. Electrically operated displacement devices are available from Aero tech, Pittsburgh, Pennsylvania, USA.

実際の使用に先立ち、変位装置２００の停止位置を適正
に設定しなければならない。用いられる手順として、光
ファイバが適正に整合されるかどうかを判断するためレ
ーザーを低出力状態に設定して光ファイバ列を移動させ
る。モータで駆動する変位段２００は、コンピュータに
この変位段の位置を常に監視させる光学的エンコーダを
有する。Prior to actual use, the stopping position of the displacement device 200 must be set appropriately. The procedure used is to set the laser to a low power state and move the optical fiber array to determine if the optical fibers are properly aligned. The motor-driven displacement stage 200 has an optical encoder that allows the computer to constantly monitor the position of the displacement stage.

一旦適正に整合されると、コンピュータ８０は特定の各
党ファイバの端部４０の位置を記憶し、次いで各党ファ
イバは１つの位置に整合させることカテキ、コンピュー
タはこれらの光ファイハツトれでも迅速にアクセスする
ことができ、あるいは相互に所要の頑序および所要の周
期で次々に移るよう指令を与えることができる。Once properly aligned, the computer 80 memorizes the location of the end 40 of each particular fiber optic, and then each fiber optic is aligned in one position, allowing the computer to quickly access any of these fibers. or they can be commanded to move one after the other with the required robustness and periodicity.

コンピュータ８０により制御されるシャッタ４４の動作
が、各党ファイバ２０が組織に対するレーザー光を伝達
する時間量を決定する。実際には、レーザーは光ファイ
バが移動されつつある時遮断されることが必要であるが
、これはもし高出力のレーザー光が光ファイバの外鞘部
もしくは装置の他の部分に当たると破壊を生じるおそれ
があるためである。このため、例えば、１００μｍの心
部の光ファイバは、シャッタが開かれてレーザー光ｈ′
−光ファイバに進入させられる前に約２０μｍの精度を
以て適正位置に置かれなければならない。The operation of shutter 44, controlled by computer 80, determines the amount of time each party fiber 20 transmits laser light to the tissue. In practice, the laser needs to be shut off when the optical fiber is being moved, which will cause destruction if the high power laser light hits the outer sheath of the optical fiber or other parts of the device. This is because there is a risk. For this reason, for example, when the shutter of the 100 μm core optical fiber is opened, the laser beam h'
- Must be placed in the correct position with an accuracy of approximately 20 μm before entering the optical fiber.

入力側端部４０付近に配置されたフォトダイオード４５
は入力端もしくは外鞘部２４の一方からの散乱光を検出
することができる。最小限度に散乱された光が最も良好
な整合状態を示している。Photodiode 45 arranged near the input side end 40
can detect scattered light from either the input end or the outer sheath 24. Light that is minimally scattered indicates the best alignment.

フォトダイオード４５からのこの信号は、入力端部４０
に対するレーザー光９４の結合状態を最適化するように
モータ２０４に対して光ファイバの位置を直すことをコ
ンピュータ８０に指令させるよう結合することができる
。この信号はまた、光ファイバ列４６の位置における小
さな補正を行なうためコンピュータ８０に対°してフィ
ードバックを与える連続的なモニターとして作動中役立
つこともできる。この場合、変位段２００の５つの全て
の軸心を監視しなければならない。自動的な整合を行な
う゛ためレーザー光エネルギ・メータ４５ａを使用する
こともできる。これは、レーザー・カテーテル１０の遠
端部に配置してコンピュータ８０に対して結合され、あ
るいはカテーテル体部１６に内蔵されない別の光ファイ
バ２０ｄを監視することもできる。コンピュータ８０は
、最大量のエネルギを伝達するように入力端部４０を調
整する。This signal from photodiode 45 is connected to input end 40
The computer 80 can be coupled to command the position of the optical fiber relative to the motor 204 to optimize the coupling of the laser light 94 to the motor 204 . This signal can also serve as a continuous monitor during operation to provide feedback to computer 80 to make small corrections in the position of optical fiber array 46. In this case, all five axes of displacement stage 200 must be monitored. A laser light energy meter 45a may also be used to provide automatic alignment. It can be placed at the distal end of the laser catheter 10 and coupled to the computer 80, or it can monitor a separate optical fiber 20d that is not integrated into the catheter body 16. Computer 80 adjusts input end 40 to transfer the maximum amount of energy.

第２１図に示すように、フォトダイオードまたは光電子
増倍管６４がレーザー光の波長において散乱される戻り
光を監視することができる。光ファイバ２０または遮光
シールド１２の故障は第１９図の高出力のレーザー光９
４もしくは照射光９５を散乱させ、このため光ファイバ
２０を通るように戻り光５４を伝達し、コンピュータ８
０と結合された検出器６４により検出され、このため第
１９図のシャッタ４４を閉じる。As shown in FIG. 21, a photodiode or photomultiplier 64 can monitor the returned light that is scattered at the wavelength of the laser light. A failure of the optical fiber 20 or the light-shielding shield 12 is caused by the high-power laser beam 9 in FIG.
4 or scatter the illuminating light 95 and thus transmit the return light 54 through the optical fiber 20 to the computer 8.
0 and thus closes the shutter 44 of FIG.

シャッタ４４は、電気的に駆動されコンビュータにより
付勢される点を除いて、カメラに用いられるものと類似
する機械的なシャッタである。ミリ秒単位の如き迅速な
一連の露出す一要求される場合は、コンピュータｓ　ｏ
　ｂ：シャッタ４４を閉じ、モータ２０４をして変位装
置゛２００を新たな位置へ移動させ、新たな光ファイバ
を整合位置に置く。Shutter 44 is a mechanical shutter similar to those used in cameras, except that it is electrically driven and computer energized. If a rapid series of exposures, such as in milliseconds, is required, a computer software
b: Close the shutter 44 and move the displacement device 200 to a new position by using the motor 204 to place a new optical fiber in the alignment position.

シャッタはコンピュータにより開かれ、レーザー光を選
択された光ファイバに進入させる。クヤツタの露出時間
は予め定められ、コンピュータにおいてプログラムされ
ている。高出力のレーザー光９４の経路内に減衰器７４
が置かれる。これは、レーザー光の減衰量を変化させる
調整可能な角度のフレネル反射板を有する。別の実施例
では、減衰器４７の如き偏光器が後に続く半波板を使用
する。この半波板が偏光器を回転させて、偏光器を通る
レーザー光９４の量を変化させる。The shutter is opened by the computer, allowing the laser light to enter the selected optical fiber. The exposure time of the kuyatsuta is predetermined and programmed in the computer. An attenuator 74 is placed in the path of the high-power laser beam 94.
is placed. It has an adjustable Fresnel reflector that changes the amount of attenuation of the laser light. Another embodiment uses a half-wave plate followed by a polarizer, such as attenuator 47. This half-wave plate rotates the polarizer to change the amount of laser light 94 passing through the polarizer.

第２０図は、光ファイバに対してレーザー光を結合する
ための別の実施例を示している。この場合、レーザー・
ビームは光ファイバ２０の代すに変位装置２００によっ
て運動させられる。このように、これもまた直線列状を
呈する光ファイバカレンズ４１′に対して隔てられた位
置関係にあるホルダー２０６に機械的に固定されるミラ
ー４８を運動させることにより選択される。シャッタ４
４は第１９図におけるようにレーザーを遮断するが、整
合操作は行なわれる。また、シャッタ操作およびホルダ
ーの変位は、コンピュータが駆動する監視装置によって
制御される。第１２Ａ図および第１２Ｂ図に示される別
の実施例では、直線状の変位装置の代りに、レーザー光
９４の位置決めを行なう回転装置を使用する。本装置に
おいては、元ファイバ２０ａ〜２０ｈはクランプ２０６
により円形状のホルダー１０８上に円形列状に配置され
ている。ホルダーは、検流計の走査器、モータまたはス
テッピング・モータ１０２のモータ軸１０４に対して同
心状を呈する。ミラー９８６”−この軸上に４５°で、
もしくはこの軸心に対して他の角度で取付けられる。レ
ーザー９２からの光線はミラー９８に対してレンズ４１
により集束される。軸１０４ｂ’回転されると、集束光
線が円形上の異なる点に対して反射され、軸１０４の回
転角に応じて異なる光ファイバ２０に進入する。光ファ
イバ２０はホルダー１０８の全周にわたり等間隔に設゛
　　　　　　けられるように示されるが、これらの光フ
ァイバはまた第２０図の直線列４６と類似する列状に円
弧状に密な間隔で設けることもできる・。FIG. 20 shows another embodiment for coupling laser light to an optical fiber. In this case, the laser
The beam is moved by a displacement device 200 instead of an optical fiber 20. In this way, this is also selected by moving the mirror 48 mechanically fixed to the holder 206, which is spaced apart from the optical fiber lenses 41', which also form a linear array. shutter 4
4 shuts off the laser as in FIG. 19, but the alignment operation is performed. Additionally, shutter operation and holder displacement are controlled by a computer-driven monitoring device. An alternative embodiment, shown in FIGS. 12A and 12B, uses a rotating device to position the laser beam 94 instead of a linear displacement device. In this device, the original fibers 20a to 20h are connected to the clamp 206.
They are arranged in a circular row on a circular holder 108. The holder is concentric with the motor shaft 104 of the galvanometer scanner, motor or stepper motor 102. Mirror 986” - at 45° on this axis,
Or it can be mounted at other angles to this axis. The light beam from the laser 92 is directed to the lens 41 against the mirror 98.
focused by. When the axis 104b' is rotated, the focused beam is reflected to different points on the circle and enters different optical fibers 20 depending on the rotation angle of the axis 104. Although the optical fibers 20 are shown equally spaced around the circumference of the holder 108, the optical fibers may also be closely spaced in an arc in rows similar to the straight rows 46 of FIG. You can also do that.

別の実施例では、元ファイバ２０の入力端部４０に対し
てレーザー光を指向させるため、第１９図の音響光学的
偏向器もしくは電子光学的偏向器４９を使用する。光フ
ァイバのホルダー４６は静止状態を維持し、コンピュー
タが操作する音響光学的偏向器４９が適当な光ファイバ
２０に対してレーザー光９４を指向させる。二次元の音
響光学的偏向器４９は、入力端部４０を二次元の列状に
配置させる。In another embodiment, an acousto-optic or electro-optic deflector 49 of FIG. 19 is used to direct the laser light to the input end 40 of the source fiber 20. The optical fiber holder 46 remains stationary and a computer operated acousto-optic deflector 49 directs the laser light 94 to the appropriate optical fiber 20. The two-dimensional acousto-optic deflector 49 arranges the input ends 40 in a two-dimensional array.

（Ｖ、Ａ、５スペクトル検出装置） カテーテルの技術は血管のアテローム性動脈硬化症の部
位に接近するため長年にわたって用いられてきたが、こ
れらの患部の診断は間接的なままであり、標準的な方法
は高周波を透過しない染料を用いる血管の患部のＸ線に
よる透視である。本発明による光ファイバのカテーテル
を使用することにより、就中斑点の沈着を診断する分光
法が可能である。アテローム性動脈硬化症患部の評価の
経皮的方法ｂ−著しく重視され、特にレーザー切除法を
用いる治療法において特に重宝されている。(V, A, 5 spectral detection device) Although catheter techniques have been used for many years to access atherosclerotic sites in blood vessels, diagnosis of these lesions remains indirect and standard An effective method is X-ray fluoroscopy of the affected area of the blood vessel using a dye that does not transmit radiofrequency waves. By using the fiber optic catheter according to the invention, spectroscopy is possible for diagnosing plaque deposits among others. Percutaneous methods of evaluation of atherosclerotic lesions b - are of great importance and are especially valued in treatments using laser ablation methods.

汎用スペクトル装置が第２１図および第２２図に略図的
に示される。レーザーまたは従来の光源からの第２１図
の励起光９５が選択された光ファイバ２０に対して送ら
れる。この励起光９５は、分析されるべき第４図の組織
５４を損傷しないように充分に低出力でなければならな
い。この光は、無反射面５２ａを有するビーム・スプリ
ッタ５２または第２２図の開口を有するミラー５０を通
過する。この光は、レンズ４１により入力端部４０に対
して集束される。この光は、光ファイバ２０の遠端部か
ら出て、遮光シールド１２を通過し、第４図の組織′５
４に当たる。螢光および散乱光は同じものかあるいは異
なる光ファイバ２０を経て光ラアイバ２０の近端部４０
へ戻される。この戻り光５４は、二色性偏光型のコーテ
ィング５２ｂでよいビーム・スプリッタ５２により、あ
るいは開口５１を有するミラー５０（第２２図）によっ
て分けられる。この螢光または散乱させられた戻り光５
４はスペクトル分析器６０および反射器６４に進入する
。A general purpose spectral device is shown schematically in FIGS. 21 and 22. Excitation light 95, FIG. 21, from a laser or conventional light source is directed into the selected optical fiber 20. This excitation light 95 must be of sufficiently low power so as not to damage the tissue 54 of FIG. 4 to be analyzed. This light passes through a beam splitter 52 having a non-reflective surface 52a or a mirror 50 having an aperture as shown in FIG. This light is focused by lens 41 onto input end 40 . This light exits the distal end of the optical fiber 20, passes through the light shield 12, and passes through the tissue '5' of FIG.
It's number 4. The fluorescent light and the scattered light are transmitted through the same or different optical fibers 20 to the proximal end 40 of the optical fiber 20.
be returned to. This returned light 54 is split by a beam splitter 52, which may be a dichroic polarizing coating 52b, or by a mirror 50 (FIG. 22) having an aperture 51. This fluorescent light or scattered return light 5
4 enters a spectrum analyzer 60 and a reflector 64.

第２５図は、本装置と共に使用されることが望ましく、
また異なる多くの波長奪回時に検出することができるス
ペクトル検出器６５の１“つのタイプの概略図である。FIG. 25 is preferably used with the present device,
It is also a schematic diagram of one type of spectral detector 65 that can detect many different wavelengths during retrieval.

回折格子６８が戻り光を標的から分散させる。分散され
た光は、各々が格子６８から出てくる光の１つの波長と
対応する多数の検出器を備えた多重チャネル検出器７０
に対して投射される。このように、戻り光の全スペクト
ルが非常に短い時間内で得ることができるが、これは全
ての波長が同時に収集されるためである。A diffraction grating 68 scatters the returned light away from the target. The dispersed light is transferred to a multi-channel detector 70 with a number of detectors each corresponding to one wavelength of the light emerging from grating 68.
is projected against. In this way, the entire spectrum of the returned light can be obtained within a very short time, since all wavelengths are collected simultaneously.

典型的な形式の検出器７０はフォトダイオード列である
。もし光の信号が弱ければ、光像増強器をこの検出器列
の前方に設けることができる。フォトダイオードは、光
の信号を電流に変換する。A typical type of detector 70 is a photodiode array. If the optical signal is weak, an optical image intensifier can be provided in front of this detector array. Photodiodes convert optical signals into electrical current.

ダイオード列は、これらダイオードの各々を簡単にサン
プルする電子的な自動走査装置に対して結合することが
できる。このスペクトル情報は、次にコンピュータ８０
に対して送られて、次いで各波長毎に位の強さの表示８
６として、あるいは前に格納されたスペクトルとの比較
により示すことができる。The diode array can be coupled to an electronic automatic scanning device that easily samples each of the diodes. This spectral information is then transmitted to computer 80
and then an indication of the intensity for each wavelength 8
6 or by comparison with previously stored spectra.

前に格納されたスペクトルとの関連性は、戻り光のスペ
クトルが斑点または動脈壁、もしくは他の種類の組織の
スペクトルと類似するかどうかを判定するため使用する
ことができ、また比較結果は数値の表示部８４において
表示することができる。The association with previously stored spectra can be used to determine whether the spectrum of the returned light is similar to that of speckles or artery walls, or other types of tissue, and the results of the comparison are numerically It can be displayed on the display section 84 of.

あるいはまた、検出器７０は、回折格子ではなく複数の
着色ガラスまたは干渉フィルタからなる。Alternatively, detector 70 consists of a plurality of colored glasses or interference filters rather than a diffraction grating.

このフィルタは、斑点の動脈管壁の組織と比較される健
康なそれからの光の間に大きな相違が観察される場合の
波長と特に対応するように選択されている。コンピュー
タ制御によるスペクトル検出装置の望ましい実施例の実
圧詳細な記述を第２４図に関して以下に行なう。This filter is chosen to specifically correspond to the wavelengths at which large differences are observed between light from plaque arterial vessel wall tissue and healthy compared to it. A detailed description of the preferred embodiment of the computer-controlled spectral detection apparatus is provided below with respect to FIG.

（Ｖ、Ｂ、制御装置） （Ｖ、Ｂ、１．スペクトル診断法） （Ｖ、Ｂ、１．（ａｌ　　一般的な方法）アテローム性
動脈硬化症の疑いのある動脈の患部の体内および切開し
た組織の双方の視覚的な診断は、通常は組織学的な確認
を必要とする。正常な組織および罹患した組織は見た目
にはしばしば同様に見え、視覚による臨床的判定は組織
、色およびしばしば量的な分析が難しい他の要因からは
把握し難い印象に基づ（ものである。像形成用の元ファ
イバ束な用いる血管の狭い管腔部による視覚的な診断は
、視野が非常に制限され視覚的な印象が歪められ得るた
め特に難しい。(V, B, Control device) (V, B, 1. Spectral diagnostic method) (V, B, 1. (al General method) Internal and incised areas of arteries suspected of atherosclerosis. Visual diagnosis of both tissues usually requires histological confirmation.Normal and diseased tissues often look similar in appearance, and visual clinical judgment is limited to tissue, color, and often quantity. Visual diagnosis is based on impressions that are difficult to grasp from other factors that are difficult to analyze visually. This is particularly difficult because the visual impression can be distorted.

本発明の本論の主題である分光法による視認法は、視覚
的な方法に附属する有力な新しい方法である。前述の如
く、この方法は、ある種の正常な組織および罹患組織な
らびに異なる種類の組織が全て異なる分光洗上の特徴を
呈するという事実に基づいている。このような特徴はし
ばしば極端に異なり、診断を迅速かつ正確に行なうこと
を可能にする。The spectroscopic viewing method, which is the subject of this article of the present invention, is a powerful new method attached to the visual method. As mentioned above, this method is based on the fact that certain normal and diseased tissues and different types of tissues all exhibit different spectral characteristics. Such characteristics are often extremely different, allowing diagnosis to be made quickly and accurately.

分光的手法の特徴は、従来の光源またはレーザーからの
光線により診断される組織の部分を照射し、戻ってくる
スペクトル信号を集めて分析することにより得られる。Spectroscopic techniques are characterized by illuminating the area of tissue to be diagnosed with light from a conventional light source or laser and collecting and analyzing the returned spectral signals.

パルスもしくは連続的な照射のいずれも用いることがで
きる。Either pulsed or continuous irradiation can be used.

多数の特徴はいずれも、組織の種類もしくは組織の状態
を識別するため有効なスペクトル信号を生じ得るもので
ある。ラマン散乱、吸収および螢光を含む反射、弾性的
および非弾性的散乱の分光的な諸現象は全て組織の診断
のため使用することができる。パルス状の光源は螢光を
生じることができ、その減衰時間（持続時間）は種々の
組織の種類または状態に対して異なるものであり得る。Any of a number of features can produce a spectral signal useful for identifying tissue type or tissue condition. The spectroscopic phenomena of Raman scattering, absorption and reflection including fluorescence, elastic and inelastic scattering can all be used for tissue diagnosis. Pulsed light sources can produce fluorescence whose decay time (duration) can be different for different tissue types or conditions.

短い光パルスもまた距離（範囲）の情報を提供すること
ができる。適当な繊維管路に沿って伝播する音の放射の
パルスもまた測定のため使用することができる。更に、
異なる種類の組織間のスペクトルの相違を強調するため
組織の斑点の選択的な染色も使用することができる。強
力なレーザー光が組織を剥離する間、実時間の診断を行
なうため検出装置を作動状態に維持することができる。Short light pulses can also provide distance (range) information. Pulses of acoustic radiation propagating along suitable fiber conduits can also be used for measurements. Furthermore,
Selective staining of tissue speckles can also be used to highlight spectral differences between different types of tissue. While the intense laser light ablate tissue, the detection device can remain active for real-time diagnosis.

連続的な観察ｂ−１斑点と動脈管壁の境界す一生じる時
にあるような変化の迅速な検出を可能にする。罹患した
組織が剥離された後、装置は切除した範囲に対する診断
を行なうことができる。上記の事例はアテローム性動脈
硬化症に対する本方法の使用を示すが、本方法は生体医
療用途に広い適用性を有するものである。Continuous observation b-1 allows rapid detection of changes such as those occurring at the boundary between the plaque and the arterial vessel wall. After the diseased tissue has been ablated, the device can perform diagnostics on the resected area. Although the above case illustrates the use of the method against atherosclerosis, the method has wide applicability in biomedical applications.

診断領域に対して色々な種類の照射を用いることができ
る。従来の光源からの光を全帯域にわたり使用すること
ができ、あるいは光ファイバに対して指向する前にフィ
ルタを通したり分散させることもできる。同様に、パル
ス状あるいは連続的な同調可能なもしくは固定された周
波数のレーザーからの光も使用可能である。もし各々光
ファイバを分析のため強い光の搬送および戻り光の収集
の両方に使用する場合には、ビーム・スプリッタ装置も
しくは相等装置を用いることができる。結果として得ら
れる光は、フィルタを通すか、分散させるか、あるいは
広帯域にわたり検出することができる。フォトダイオー
ドの如きソリッドステートの光検出器を用いて戻り光を
検出することができる。もし高感度が要求されるならば
、光電子増倍検出器を使用することができる。検出器お
よび光源は、機械的、電子機械的もしくは音響光学的そ
の他の手段によって光ファイバと結合することができる
。Various types of irradiation can be used for the diagnostic area. Light from a conventional light source can be used over the entire spectrum, or it can be filtered or dispersed before being directed into an optical fiber. Similarly, light from pulsed or continuous tunable or fixed frequency lasers can be used. If each optical fiber is used to both transport intense light and collect returned light for analysis, a beam splitter device or equivalent device can be used. The resulting light can be filtered, dispersed, or detected over a wide band. A solid state photodetector such as a photodiode can be used to detect the returned light. If high sensitivity is required, photomultiplying detectors can be used. The detector and light source can be coupled to the optical fiber by mechanical, electromechanical or acousto-optic or other means.

１本の光ファイバから広範囲のスペクトル情報を同時に
集めるために、拡散型分光計によるビジコン、ダイオー
ド・アレーもしくは衝突型検出器を使用することができ
、また前述の如くこのデータは異なる種類の組織に対し
て使用することができる。スペクトルは、表示し、望ま
しくはコンピュータにより分析して照射される物質が斑
点であるか健康な組織であるかの迅速な判定を行なうこ
とができる。この情報を用いて、外科医もしくはコンピ
ュータによって強力なレーザーの発射を制御することが
できる。罹患した組織をこの部位から剥離する時、付近
の光ファイバｂ−選択され、この過程が反復される。同
じ形式のコンピュータ制御が他の多くの判定方式におい
て実施可能である。To collect a wide range of spectral information simultaneously from a single optical fiber, a vidicon, diode array, or impingement detector with a diffusion spectrometer can be used, and as mentioned above, this data can be applied to different tissue types. It can be used against. The spectra can be displayed and preferably analyzed by a computer to quickly determine whether the irradiated material is a speck or healthy tissue. This information can be used to control the firing of a powerful laser by the surgeon or computer. When the diseased tissue is dissected from the site, a nearby optical fiber b- is selected and the process is repeated. The same type of computer control can be implemented in many other determination schemes.

個々のダイオードまたはビジコンまたは映像検出器と結
合された多重光ファイバを用いてカテーテルの先端部に
おける斑点と他の組織の°分布状態をマツプに描くこと
ができる。同様に、１本の可動光ファイバが同様な情報
を提供することができる。この情報マツプは、メモリー
に格納して映像を表示させることができる。従って、外
科医は、強力なレーザーにより照射されるべき「視野」
の部分を選択してこれを発射すべきか、あるいはマツプ
上の罹患部位に対してレーザーをコンピュータにより自
動的に発射させるかの選択を有する。Multiple optical fibers coupled with individual diodes or vidicon or video detectors can be used to map the distribution of spots and other tissue at the tip of the catheter. Similarly, a single movable optical fiber can provide similar information. This information map can be stored in memory and displayed as an image. Therefore, the surgeon must determine the "field of view" that should be irradiated by the powerful laser.
The patient has the option of selecting a portion of the map to fire, or having the computer automatically fire the laser at the affected area on the map.

いずれの場合にも、斑点は選択的に剥離され、健−へ　
　　　　０″″ｂｙｉｗａｉ″−ｔｏ”″ｒ°ｙｍ＊ｂ
：″１１ｆｍ　ｊ　ｈると、マツプは連続的に更新され
、次いでカテーテルの先端部は前送される。In both cases, the spots are selectively exfoliated and healthy.
0″″byiwai″-to”″r°ym＊b
:"11fm j h then the map is updated continuously and the catheter tip is advanced.

上記の検出装置および光ファイバ装置は、あらゆる形式
の生体診断に対する一般的な適用性を有するものである
。アテローム性動脈硬化症の斑点に対する使用法は、微
小な元ファイバの分光分析装置の特に魅力的な用途の事
例である。The detection devices and fiber optic devices described above have general applicability for all types of biodiagnosis. Use for atherosclerotic plaques is a particularly attractive application example for microscopic ex-fiber spectroscopy devices.

（Ｖ、Ｂ、１　　［ｂｌ螢光診断法） 弊餅究所における実験は、螢光が健康な動脈管壁から繊
維性の斑点を識別するため使用することが可能な特殊な
スペクトル診断法であることを確立した。２４時間以内
に摘出されたものを得て検査された人間の屍体の頚動脈
試料について研究が行なわれた。標準的な病理学的な分
類法を用いて、使用された全ての試料が繊維性斑点また
は早期のアテローム性動脈硬化症斑点であることが判定
された。(V, B, 1 [BL Fluorescence Diagnostic Method) Experiments at our laboratory demonstrate that fluorescence is a special spectral diagnostic method that can be used to distinguish fibrous spots from healthy arterial walls. I have established something. A study was conducted on human cadaveric carotid artery samples obtained and examined within 24 hours. Using standard pathological classification methods, all specimens used were determined to be fibrous plaques or early atherosclerotic plaques.

全ての動脈管壁の試料は、塩水中に浸漬された水晶のク
ベット内に置かれた。各試料の管°腔部側をクベットの
表面に対して平らに固定して、これにより螢光を観察す
る充分に確保された面を提供した。試料のクベットは標
準的なパーキン・エルマー分光螢光測定器に定置した。All arterial wall samples were placed in quartz cuvettes immersed in saline. The luminal side of each sample was fixed flat against the surface of the cuvette, thereby providing a well-defined surface from which to observe the fluorescence. The sample cuvette was placed in a standard Perkin-Elmer spectrofluorimeter.

励起波長よりも長い波長の切欠きを有するフィルタを用
いて、入射光から散乱される背光を抑制した。入射エネ
ルギは１００　ｕｗより小さく、ビームは５　Ｘ５＋ｕ
＋の面積を照射した。A filter with a notch at a wavelength longer than the excitation wavelength was used to suppress backlight scattered from the incident light. The incident energy is less than 100 uw and the beam is 5x5+u
+ area was irradiated.

分光検査の直後に試料をフォルマリン中に固定した。次
いで照射された領域゛を隔離して、いくつかの組織学的
区分が行なわれた。１！準的なヘマトキシリンおよびエ
オシン染色が行なわれた。斑点の存在もしくは非存在が
その結果の、標本ガラスから確定され、赤外線照射され
た領域における少なくとも１５の異なる部位において各
試料について斑点の厚さが測定され、次いで平均化され
た。Samples were fixed in formalin immediately after spectroscopic examination. Several histological sections were then performed to isolate the irradiated area. 1! Standard hematoxylin and eosin staining was performed. The presence or absence of spots was determined from the resulting specimen glass, and the thickness of the spots was measured for each sample at at least 15 different sites in the infrared irradiated area and then averaged.

励起幅が約５０ｎｍである４　８０　ｎｍの波長が励起
螢光のピークであることを発見した。この波長における
励起は、正常な動脈管壁と斑点を有する動脈管壁との管
の顕著な相違を示すスペクトルを生じた。典型的な螢光
スペクトルを第２６図に示す。正常な動脈試料が５５０
および６００　ｎｍにおける略々等しい大きさの異なる
スペクトルのピークを示した（第２６Ａ図）。繊維性の
斑点を有する動脈試料は２つの同じ波長においてピーク
を示したが、６００　ｎｍのピークは５５０　ｎｍにお
けるピークよりも常に小さかった（第２６Ｂ図）。It was discovered that the excitation fluorescence peaks at a wavelength of 480 nm, with an excitation width of approximately 50 nm. Excitation at this wavelength produced spectra that showed significant differences between normal arterial walls and arterial walls with plaques. A typical fluorescence spectrum is shown in FIG. 550 normal arterial samples
and different spectral peaks of approximately equal size at 600 nm (Figure 26A). Artery samples with fibrous plaques showed peaks at two same wavelengths, but the peak at 600 nm was always smaller than the peak at 550 nm (Figure 26B).

螢光の線形の相違を定量化する簡単な方法を考案した。We devised a simple method to quantify the linear differences in fluorescence.

５８０ｎｍにおける谷に対する６００ｎｍのピークの高
さが斑点が生じた動脈の場合よりも遥かに大きいことを
用いて、波長λにおける螢光の強さＩ（λ）としてコン
トラスト比Ｒ＝Ｉ　Ｃ６００）／Ｉ（５８０）を定義し
た。コントラスト比ゆ、６つの組織学的に決定した事例
について得た。５つの正常な試料に対する値は１．７２
から２６００までであるが、０．５　ｗｔより大きな厚
さの斑点を有する３つの事例に対する値は１．０３から
１．０９の範囲にわたった。これら２つのグループを比
較するテストでは０．０１より小さなＰ値を得、螢光が
正常な動脈と厚さが０．５Ｍ以上である斑点のできた動
脈との間を識別することができることを確認した。Using the fact that the height of the peak at 600 nm relative to the valley at 580 nm is much larger than in the case of the spotted artery, the contrast ratio R = I C600)/I as the intensity of fluorescence at wavelength λ, I(λ). (580) was defined. Contrast ratios were obtained for six histologically determined cases. The value for 5 normal samples is 1.72
to 2600, but the values for the three cases with spot thicknesses greater than 0.5 wt ranged from 1.03 to 1.09. Tests comparing these two groups yielded P values less than 0.01, confirming that fluorescence can discriminate between normal and spotted arteries with a thickness of 0.5 M or more. did.

このように、４８０　ｎｍの励起光により生じる螢光が
本文に述べた本発明のレーザー・カテーテルにおける有
効なスペクトル診断法であると結論した。Thus, it was concluded that the fluorescence generated by 480 nm excitation light is an effective spectral diagnostic method for the laser catheter of the present invention as described in the text.

（Ｖ、Ｂ、２．組織剥離線量法） 本発明の原理に従って設計されたレーザー・カテーテル
は、弊研究所において構成され、組織剥離法における種
々の制御の程度の決定を含む本発明の諸特徴を研究する
ため使用された。単心および多重心の元ファイバのレー
ザー・カテーテルが構成された。(V, B, 2. Tissue Ablation Dosimetry) Laser catheters designed in accordance with the principles of the present invention have been constructed in our laboratory to demonstrate the features of the invention, including the determination of various degrees of control over tissue ablation techniques. was used to study. Single-core and multi-core ex-fiber laser catheters were constructed.

第２７図は研究された１つの原型を示している。Figure 27 shows one prototype that has been studied.

この原型においては、慎重に切割かれあるいは研磨され
た出力端２８を有する単心の光ファイバ２０を透明な遮
光７ｆ−ルド１２の内部に確実に心出しを行なった。光
ファイバ２０は直径が１３５　ｕｍＯｍ都心部、２１の
開口数を有するものであった。In this prototype, a single-core optical fiber 20 with a carefully cut or polished output end 28 was reliably centered within the transparent light-shielding 7f-rule 12. The optical fiber 20 had an inner diameter of 135 umOm and a numerical aperture of 21.

遮光シールド１２は外径が５Ｗａ、厚さが５ｗｍで長さ
が０．５ｗの一端部でトーチ状に閉鎖されて半球状の出
力面を形成した水晶のチューブにより形成された。光フ
ァイバ２０の遠端部から発射されるレーザー光２９は、
遮光シールドの外表面状に円形の点２７の形態の光の分
布を生じ、た。点の強さが半分だけ減じた直径として定
義される点の太きさは、光ファイバ２０の先端部２８と
遮光シールド１２の外表面との間に適当な距離を選択す
ることにより調整された。レチコン測定値は点を横切っ
て略々均等となるようなビーム輪郭を呈し、迅速に縁部
において零に落下した。点の大きさは±２５０の範囲で
正確であった。The light-shielding shield 12 was formed of a quartz tube having an outer diameter of 5 Wa, a thickness of 5 wm, and a length of 0.5 w, and closed at one end in the shape of a torch to form a hemispherical output surface. The laser beam 29 emitted from the far end of the optical fiber 20 is
A light distribution in the form of circular dots 27 is produced on the outer surface of the light shield. The dot thickness, defined as the diameter at which the dot intensity is reduced by half, was adjusted by selecting an appropriate distance between the tip 28 of the optical fiber 20 and the outer surface of the light shield 12. . The reticon measurements exhibited a beam profile that was approximately uniform across the point and quickly dropped to zero at the edges. The dot size was accurate to within ±250.

実験はコヒーレントな■−２０アルゴン・イオン−レー
ザーからの青緑の光を用いた。データは、繊維性の斑点
を持った人間の屍体の頚動脈の口径面を露出するため長
手方向に切開された長手方向に新しく切除した部分にお
いて得た。典型的には１１ｕの厚さの試料は、中膜と重
なった脂質および泡沫細胞によりしばしば浸潤された比
較的細胞を含まない動脈内膜の繊維増殖症を呈した。試
料はぺとり皿３７に置かれ、血液または食塩水５６ａ中
に浸漬された。第２７図に示されるように、遮光シール
ド１２の先端部は試料の口径面に対し直角に接触するよ
う置かれ、介在する流体を排出し、２８にダイン（１オ
ンス）の一定の力で圧縮された。血液および食塩水中で
生じた穴の大きさは実験中の変動と同じでものであり、
従ってほとんどの研究においても食塩水を用いた。レー
ザー出力は、±５０ｍｗの精度で装置の外表面において
測定された。レーザー党内に配置された電子ンヤッタに
より制御される露出時間は、±２ミリ秒の精度であった
。The experiment used blue-green light from a coherent ■-20 argon ion-laser. Data were obtained in a freshly excised longitudinal section incised longitudinally to expose the caliber aspect of the carotid artery of a human cadaver with a fibrous patch. The typically 11 u thick specimen exhibited a relatively cell-free arterial intimal fibroplasia often infiltrated by lipid and foam cells overlying the media. The sample was placed in a petri dish 37 and immersed in blood or saline solution 56a. As shown in FIG. 27, the tip of the light shield 12 is placed in contact with the aperture of the sample at right angles, and the intervening fluid is expelled and compressed with a constant force of dynes (1 oz.) at 28. It was done. The size of the holes produced in blood and saline was consistent with the variation during the experiment;
Therefore, most studies also used saline. The laser power was measured at the outer surface of the device with an accuracy of ±50 mw. The exposure time, controlled by an electronic controller located within the laser beam, was accurate to ±2 milliseconds.

レーザー切除法により形成される開口は、丸味を帯びた
底部を有する略々円筒状であった。穴の直径は、接眼レ
ンズのレチクルを有する切片顕微鏡を用いて組織の口径
面において測定された。穴の深さは、最初に組織の表面
を、次いで穴の底部を焦点に合せて、目盛のある焦点微
調整つまみを備えた組織学研究用顕微鏡によって測定さ
れた。The aperture formed by laser ablation was generally cylindrical with a rounded bottom. Hole diameter was measured in the aperture plane of the tissue using a sectioning microscope with an eyepiece reticle. Hole depth was measured with a histology research microscope equipped with a graduated fine-focus knob, focusing first on the surface of the tissue and then on the bottom of the hole.

測定された穴の大きさは±２５１ｕＩの精度であった。The measured hole size had an accuracy of ±251 uI.

各データ点は少なくとも７つの個々の穴から平均した。Each data point was averaged from at least 7 individual wells.

臨床用においては広い範囲の変動が経験されることにな
るため、誤差の境界は観察した全ての値を包含するよう
に設定された。Because a wide range of variation will be experienced in clinical applications, the error bounds were set to encompass all observed values.

第２８Ａ図および第２８Ｂ図は、２，５．５．７．５お
よび１ＤＷの電力における７　５０　ｕｍの点サイズ対
露出時間を用いて生じた穴の直径および深さにそれぞれ
基づいている。いくつかの重要な傾向がある。最初に穴
の直径対露出時間の関係のカーブの第２８Ａ図について
考察すると、露出時間は、穴の直径す一点の大きさに近
づくに従って増加する。Figures 28A and 28B are based on hole diameter and depth produced using a spot size of 750 um versus exposure time at powers of 2, 5, 5, 7, 5, and 1 DW, respectively. There are some important trends. Considering first the hole diameter versus exposure time curve in Figure 28A, the exposure time increases as the hole diameter approaches the size of a point.

また、強さが増加するに従って、穴の直径は更に迅速に
穴の大きさに接近する。Ｖ、Ａ、１章において論述した
ように、レーザー出力および点の大きさのある値に対す
る露出時間の関数としての穴の直径の知識は、組織の剥
離法における完全な範囲にわたって充分な重なりを以て
第４図の遮光シールド１２の遠端部に１組の点を生じる
ように、多重元ファイバのレーザー・カテーテルの設計
において使用することができる。　。Also, as the strength increases, the hole diameter approaches the hole size more quickly. As discussed in Chapter V, A, 1, knowledge of the hole diameter as a function of laser power and exposure time for a given value of spot size can be used with sufficient overlap over the complete range of tissue ablation methods. 4 can be used in a multi-fiber laser catheter design to create a set of points at the distal end of the light shield 12 in FIG. .

限界穴サイズの９０％に達する露出時間は、それぞれ１
０１、Ｚ５．５および２．５Ｗのレーザー出力に対し２
５．２５．２００および＞１ｏｏｏミリ秒である。９０
％の直径は、試料間の穴の大きさの変動がこの露出時間
において著しく減少するため有効である。このため、こ
の直径は再現可能な穴を形成するための実用的な閾値を
表わす。組織の最初の認められる点が剥離される露出時
間（「絶対」閾値）は組織の試料間で大幅に異なること
が判り、従って臨症的値とはならない。The exposure time to reach 90% of the critical hole size is 1
01, Z5.5 and 2 for laser power of 2.5W
5.25.200 and >1ooo milliseconds. 90
% diameter is effective because the variation in hole size between samples is significantly reduced at this exposure time. Therefore, this diameter represents a practical threshold for forming reproducible holes. The exposure time at which the first noticeable point of tissue is detached (the "absolute" threshold) is found to vary significantly between samples of tissue and therefore does not represent a clinical value.

第２８Ｂ図の穴の深さの測定値は、各事例において深さ
が穿孔点まで露出時間と共に直線的に増加することを示
している。このことは、繊維性の斑点および正常な動脈
管壁における剥離率が類似することを示す。各カーブの
勾配は穿孔速度（ＩＩＪ／秒）である。穿孔速度がレー
ザー光の強さの増加と共に増加することに注意されたい
。観察された穿孔速度は、それぞれ１０、Ｚ５．５およ
び２．５Ｗのレーザー出力に対して２．５６．２．４、
１．４２および１．０５ｍ／秒た゛右多。The hole depth measurements in FIG. 28B show that in each case the depth increases linearly with exposure time up to the point of perforation. This indicates that the rate of detachment in fibrous plaques and normal arterial vessel walls is similar. The slope of each curve is the drilling rate (IIJ/sec). Note that the drilling speed increases with increasing laser light intensity. The observed drilling speeds are 2.56, 2.4 and 2.56 for laser powers of 10, Z5.5 and 2.5W, respectively.
1.42 and 1.05 m/sec.

これらデータは、選択された点の大きさの遮光シールド
型レーザー・カテーテルにおけるレーザー出力および露
出時間を変化させることにより、組織の切除過程におい
て穴の深さおよび直径を予測可能に制御することができ
ると仁を示している。These data allow predictable control of hole depth and diameter during the tissue ablation process by varying laser power and exposure time in a shielded laser catheter of selected point size. and shows kindness.

適当な点の大きさおよび出力を選択すること忙より得る
ことができる適正に穿孔速度の選択が非常に重要である
。多くの場合において絶対閾値の線量および薄い動脈管
壁の穿孔までの線量との間には狭い範囲しかないため、
制御できない穿孔速度は望ましくな、い。本文に述べた
レーザー・カテーテルの発明は、臨床的な用途において
要求される制御を提供するものである。Choosing the appropriate spot size and power is very important, as is the selection of the proper drilling speed that can be obtained. Because in many cases there is only a narrow range between the absolute threshold dose and the dose to perforation of the thin arterial vessel wall,
Uncontrolled drilling speed is undesirable. The laser catheter invention described herein provides the control required in clinical applications.

第２４図は、動脈内の斑点の剥離のための操作装置全体
を示すブロック図である。最初に、遮光シールド１２を
備えたレーザー・カテーテル１０を挿入し、このシール
ドは患部と接触状態に置かれる。次に、各党ファイバ２
０ａ〜２０Ｃ′が指向される組織の種類について判定が
行なわれる。罹患した組織に対して指向される光ファイ
バは、高出力のレーザー光を送って組織を剥離するため
選択されるが、健康な組織または血管に向けられた光フ
ァイバは付勢される。このため、選択的な組織の剥離が
行なわれる。上記のスペクトル診断法は、各党ファイバ
の前方の組織の診断に用いられる。FIG. 24 is a block diagram showing the entire operating device for ablation of intraarterial plaques. First, a laser catheter 10 with a light-tight shield 12 is inserted, which is placed in contact with the affected area. Next, each party fiber 2
A determination is made as to the type of tissue to which 0a-20C' is directed. Optical fibers directed toward diseased tissue are selected to send high-power laser light to ablate the tissue, while optical fibers directed toward healthy tissue or blood vessels are energized. Therefore, selective tissue ablation is performed. The above spectral diagnostic method is used to diagnose the tissue in front of each party fiber.

レーザーまたは従来の光源９８でよい光源を光ファイバ
に対して当てる。従来の光源の場合には、波長は任意の
モノクロメータまたはフィルタ１００によって選択すべ
きである。この診断光９５は、光ファイバ・セレクタ７
４を経て選択した光ファイバに対して送られる。光ファ
イバは、第１９図に関して前に述べた機械的な変位装置
上に置かれる。この変位装置は、適正な光ファイバ束か
ら出る光の前方における位置に移動されるよう°に、コ
ンピュータ８０によって制御される。あるいはまた、光
ファイバに対して光源を整合させるため、第１２図にお
ける如き回転ミラー９８または第１９図における如き音
響光学的偏光器４９を用いることができる。A light source, which may be a laser or a conventional light source 98, is applied to the optical fiber. In the case of conventional light sources, the wavelength should be selected by an optional monochromator or filter 100. This diagnostic light 95 is transmitted to the optical fiber selector 7
4 and is sent to the selected optical fiber. The optical fiber is placed on the mechanical displacement device previously described with respect to FIG. This displacement device is controlled by computer 80 so that it is moved to a position in front of the light emerging from the appropriate fiber optic bundle. Alternatively, a rotating mirror 98 as in FIG. 12 or an acousto-optic polarizer 49 as in FIG. 19 can be used to align the light source with respect to the optical fiber.

診断光は、選択された光ファイバ２０ａ〜２０ｃ′の遠
端部から出て、遮光シールド１２を通過し、組織に対し
て当たる。組織はこの光を散乱して吸収し、吸収の場合
には、通常比較的長い波長を有する一部の光を再び出す
。この光は再び色々な光ファイバ２０の遠端部から再び
出てくる。戻°り光は同じかあるいは異なる光ファイバ
を通り、次いテ例工ばビーム・スプリッタを使用して選
択装置７４により結合される。この光は、モノクロメー
タまたはフィルタ装置７６へ至り、次いでフォトダイオ
ード、光電倍増管または他の検出装置６４によって検出
される。迅速な走査制御装置９０が格子またはプリズム
を運動させ、あるいはモノクロメータ７６において種類
を問わないスペクトル選択素子を用いて、順次波長を選
択する。このように、選択された光ファイバからの全て
のスペクトル信号が時間と共に変化する信号へ変換され
、これが検出器６４を介してコンピュータ８０に結合さ
れる。あるいはまた、第２６図に示すような多重チャネ
ル分析器６５を用いて、全てのスペクトルを同時に集め
てこれをコンピュータ８０に対して結合することができ
る。Diagnostic light exits the distal end of the selected optical fiber 20a-20c', passes through the light shield 12, and impinges on the tissue. Tissue scatters and absorbs this light, and in the case of absorption, it emits again some light, usually with a relatively long wavelength. This light again emerges from the distal ends of the various optical fibers 20. The returned light passes through the same or different optical fibers and is then combined by a selection device 74 using, for example, a beam splitter. This light passes to a monochromator or filter device 76 and is then detected by a photodiode, photomultiplier or other detection device 64. A rapid scan controller 90 moves a grating or prism or uses any type of spectrally selective element in a monochromator 76 to sequentially select wavelengths. In this manner, all spectral signals from the selected optical fibers are converted into time-varying signals that are coupled via detector 64 to computer 80 . Alternatively, a multi-channel analyzer 65 as shown in FIG. 26 can be used to collect all spectra simultaneously and combine them into a computer 80.

コンピュータは、光の強さ対波長の関係を示すグラフで
ある情報をスペクトルとして格納する。Computers store information as spectra, which are graphs of light intensity versus wavelength.

これは、ビデオ・ディスプレイ８２において即時に表示
することができる。あるいはまた、スペクトルは既にコ
ンピュータに格納された存在スペクトルと比較すること
ができ、相違がスペクトル・ディスプレイ８６上に表示
される。この計器の感度に応じて波長に対して補正を行
なうことができる。従来の光源の代りにパルス状のレー
ザー光光源の場合には、戻り光の一時的な表示をディス
プレイ８８上に示すことができる。一時的な表示または
スペクトルの表示からの情報は、コンピュータ８０に格
納された標準的なスペクトルと比較することができる。This can be displayed instantly on video display 82. Alternatively, the spectrum can be compared to existing spectra already stored in the computer and the differences displayed on the spectrum display 86. Corrections can be made to the wavelength depending on the sensitivity of the instrument. In the case of a pulsed laser light source instead of a conventional light source, a temporary representation of the returned light may be shown on the display 88. Information from the temporal or spectral display can be compared to standard spectra stored in computer 80.

この比較データは、次に、即ち数値表示部８４に対して
読込んで、斑点があるかあるいは反対に健康な動脈管壁
の組織から発射された光に対して戻り光のスペクトル即
ち一時的な挙動ｂＺどれだけ対比するかについての定量
化測定を行なうことができる。ごく少数の波長において
測定された螢光の強さｂ−充分な情報を提供できるよう
にすることは全く可能である。この場合には、全スペク
トルを収集する必要はない。This comparative data is then read into the numerical display 84 to determine the spectra or temporal behavior of the returned light for light emitted from speckled or, conversely, healthy arterial wall tissue. Quantitative measurements can be made of how much bZ contrasts. It is quite possible to make the fluorescence intensity b measured at only a small number of wavelengths - capable of providing sufficient information. In this case, there is no need to collect the entire spectrum.

望ましい実施例においては、光源？８はアルゴン・イオ
ン・レーザーからの、４７６　ｎｍの光である。螢光は
、６００　ｎｍのピークが５５０　ｎｍのピークと比較
し得、また６　００　ｎｍのピークと５８０　ｎｍの谷
の比率が１より遥かに大きな時、ピーク５５０および６
　Ｄ　Ｏｎｍおよび谷５８０ｎｍにおいて監視され、こ
れが健康な動脈管壁を示す。In the preferred embodiment, the light source? 8 is 476 nm light from an argon ion laser. The fluorescence is similar to peaks 550 and 6 when the peak at 600 nm is comparable to the peak at 550 nm and the ratio of the peak at 600 nm to the valley at 580 nm is much greater than 1.
Monitored at D Onm and trough 580 nm, which indicates a healthy arterial vessel wall.

６００　ｎｍのピークが５５０　ｎｍのピークより遥か
に小さく、山と谷の比率が１に近い時、このことは斑点
の存在を示す。When the peak at 600 nm is much smaller than the peak at 550 nm and the peak-to-valley ratio is close to 1, this indicates the presence of spots.

多重チャネル検出器および充分に高速のコンピュータ、
あるいは適当な多重フィルタと検出器の場合は、この情
報を１秒の数分の−の時間で集めることも可能である。multi-channel detector and sufficiently fast computer,
Alternatively, with suitable multiple filters and detectors, this information can be collected in a fraction of a second.

このため、高出力のスペクトル光源９８が投入された後
１秒の数分の一以内に、対象となる光ファイバが当てら
れる組織の種類を示すスペクトルまたは数値の表示が与
えられる。もし組織が斑点でありかつこれを除去すべき
場合は、光ファイバ選択器７４がこの光ファイバを高出
力レーザー９２の出力ビームに対して整合させる。この
時、高出力レーザー９２が投入され（あるいは既にＯＮ
にあり）、適当なレベルの出力が減衰器４７により選択
され、シャッタ９４が予め定めた時間量だけ開かれてこ
の罹患組織のある量を剥離する。一旦この状態になれば
、シャッタが閉じられ、高出力のレーザー光は停止され
る。Thus, within a fraction of a second after the high power spectral light source 98 is turned on, a spectral or numerical indication is provided indicating the type of tissue to which the targeted optical fiber is applied. If the tissue is a speck and is to be removed, optical fiber selector 74 aligns the optical fiber to the output beam of high power laser 92. At this time, the high-power laser 92 is turned on (or is already turned on).
), an appropriate level of power is selected by attenuator 47 and shutter 94 is opened for a predetermined amount of time to ablate the amount of diseased tissue. Once this condition is reached, the shutter is closed and the high power laser light is turned off.

次に、異なる光ファイバ２０に対してこの過程が反復さ
れる。もし短時間のスペクトル診断法が再び発症した組
織が存在することを示すならば、この組織は高出力のレ
ーザー光により迅速に剥離される。しかし、もしスペク
トル診断法が健康な組織または血管を示すならば、高出
力のレーザー光は問題の光ファイバ２０に達しては送ら
れない。This process is then repeated for different optical fibers 20. If short-term spectral diagnostics shows that re-infected tissue is present, this tissue is rapidly ablated with high-power laser light. However, if the spectral diagnostic method indicates healthy tissue or blood vessels, the high power laser light is not transmitted to the optical fiber 20 in question.

どの過程は、遮光シールド１２の遠端部と接触する全て
の罹患組織が剥離されるまで反復される。The process is repeated until all diseased tissue in contact with the distal end of the light shield 12 is ablated.

次いで、レーザーｅカテーテル１０は、再び残る患部３
４と接触状態となるように前送され（一般に０．３乃至
２ｍ）あるいは変位される。上記の工程が反復され、レ
ーザー・カテーテル１０は罹患組・織を千切り取り、健
康な動脈管壁３２をそのままに残る。かなりの量の斑点
３４が動脈管壁３２に拡散している場合は、この発症度
ｂ−比較的少ない組織をそのまま残すようにコンピュー
タ８０の基準が設定される。レーザー・カテーテルは斑
点の終りまでかれを穿孔して至り、動脈管壁６２をその
まま残す。Next, the laser e-catheter 10 is again applied to the remaining affected area 3.
4 (typically 0.3 to 2 m) or displaced into contact with 4. The above steps are repeated, and the laser catheter 10 shreds the diseased tissue, leaving the healthy arterial vessel wall 32 intact. If a significant amount of plaque 34 is diffused into the arterial vessel wall 32, the criteria of the computer 80 are set to leave this b--relatively little tissue intact. The laser catheter punctures the end of the plaque, leaving the arterial vessel wall 62 intact.

もし動脈５０ｂ−第２５図に示されるように曲がり３１
を有する場合は、レーザー・カテーテル１０はこの曲が
り部の外壁面における動脈管壁５２と接触しようとする
傾向を有する。図示の如く完全に閉塞された動脈の場合
には、斑点に指向された光ファイバ２０ａ−２０ｃおよ
び２０ｂ′を次々に発光させて斑点５５ａ−５５ｃ、６
５ｂ′の「ニブル」を剥離する。動脈管壁６２に指向さ
れた光ファイバ２０ｃ′は発光されない。患部は非対称
的形状に剥離される。前に述べた如く動脈５０の直線状
部分においては、全ての光ファイバ２０ａ〜２０Ｃ′が
発光され、管腔部６９を直線状にする。　。If artery 50b - bend 31 as shown in FIG.
, the laser catheter 10 has a tendency to contact the arterial vessel wall 52 at the outer wall surface of this bend. In the case of a completely occluded artery as shown in the figure, the optical fibers 20a-20c and 20b' directed toward the spots are sequentially emitted to connect the spots 55a-55c,
Peel off the "nibble" of 5b'. Optical fiber 20c' directed toward arterial vessel wall 62 is not illuminated. The affected area is asymmetrically peeled off. As previously mentioned, in the straight portion of artery 50, all optical fibers 20a-20C' are emitted, making lumen 69 straight. .

しかじ、非対称的な剥離は管腔部を回転させ、レーザー
−カテーテル１０が前送されるに伴いカテーテルは曲が
り付近における新たな管腔部５９ａに追従する。動脈管
壁６２は照射されず、その結果穿孔も行なわれない。However, asymmetric ablation causes the lumen to rotate and as the laser-catheter 10 is advanced, the catheter follows the new lumen 59a near the bend. The arterial vessel wall 62 is not irradiated and, as a result, no perforation takes place.

第４図は、動脈３０内部で組織６４を剥離するレーザー
・カテーテル１０を示す。しかし、このレーザー−カテ
ーテルおよび制御装置は静脈その他の管脈、血管または
生体の腔部における患部の剥離のため使用することがで
きる。また、このカテーテルは、第４Ａ図における如き
色々な種類の組織に穿孔することもできる。レーザー−
カテーテル１０は組織３′５４内にあって、管腔部５！
＋５を形成しあるいはその内部に挿通された状態にある
。光ファイバ２０ａ〜２００′の前のレーザー発射す一
組織を剥離して腔部６６５を形成する。制御ワイヤ３３
８または第１３Ａ図乃至ＩＥ１３Ｊ図に関して述べたも
のと類似する電子機械的装置を用いて遮光シールド１２
を切除すべき組織に対して定置する。第４Ａ図に示され
るように、光ファイバ２０ａは光の経路２９ａＫ涜って
丁度発光されたところで、組織５６４からニブル３３５
ａを剥離する。光ファイバ２０ｂは示された経路２９ｂ
に沿って発光され、ニブル３５５ｂを剥離する。FIG. 4 shows laser catheter 10 ablating tissue 64 within artery 30. FIG. However, the laser-catheter and control device can be used for ablation of lesions in veins and other vessels, blood vessels or body cavities. The catheter can also penetrate various types of tissue, such as in FIG. 4A. Laser-
Catheter 10 is within tissue 3'54 and lumen 5!
+5 or is inserted into it. A cavity 665 is formed by ablating the tissue in front of the optical fibers 20a-200'. control wire 33
8 or IE13J using an electromechanical device similar to that described with respect to FIGS. 13A to 13J.
is placed against the tissue to be excised. As shown in FIG. 4A, the optical fiber 20a has just been emitted along the optical path 29aK, and the nibble 335 is removed from the tissue 564.
Peel off a. Optical fiber 20b follows the indicated path 29b
The nibble 355b is emitted and the nibble 355b is peeled off.

光ファイバ２０ｃが次に発光されて組織３４を更に剥離
して腔部３３５を拡大する。必要に応じて、剥離に先立
ち分光分析を各ニブル毎に行なう。遮光シールド１２の
構造は、点２７ｂの広さ、従ってニブル６３５ｂの大き
さについて制御を行なう。Optical fiber 20c is then illuminated to further ablate tissue 34 and enlarge cavity 335. If necessary, spectroscopic analysis is performed on each nibble prior to stripping. The structure of the light shield 12 provides control over the width of the point 27b and therefore the size of the nibble 635b.

このシールドは、腔部３５５内に累積してレーザー光を
吸収しあるいは散乱させるおそれがある流体を排除する
。レーザー・カテーテル１０は回転されて前送され、あ
るいは制御ワイヤ３５８により遠端部が曲折され、ある
いはこれを検査および必要に応じて剥離を行なう分析組
織６３４と接触状態にさせる必要がある。剥離される組
織の腔部６３５は、レーザー・カテーテル゛が挿入され
る管腔部５３３よりも実質的に大きい。第７Ｆ図におけ
る如き別の構造は、遮光シールド１２ｆと共忙半硬質の
チューブまたはカニユーレを使用する。This shield excludes fluid that could accumulate within cavity 355 and absorb or scatter laser light. Laser catheter 10 must be rotated and advanced, or its distal end flexed by control wire 358, or brought into contact with analysis tissue 634 to be examined and optionally ablated. The tissue cavity 635 to be ablated is substantially larger than the lumen 533 into which the laser catheter is inserted. Another construction, such as in FIG. 7F, uses a semi-rigid tube or cannula congested with a light shield 12f.

カニユーレは、直線状もしくは湾曲した形状にすること
ができる。このカニユーレは、レーザー処置もルくは組
織の剥離を進める前に、組織における罹患部位に対して
機械的に挿入することができる。このような装置は比較
的小さな患部においては最も効果的であろう。The cannula can be straight or curved. The cannula can be mechanically inserted into the affected area of tissue prior to proceeding with the laser procedure or tissue ablation. Such devices may be most effective in relatively small affected areas.

（Ｖｌ、相等例） これにて本発明の望ましい代替的な実施例の記述を完了
する。当業者にはン頭書の特許請求の範囲で網羅される
べき本文の特定の実施例の他の相等例は明らかであろう
。(Vl, Equivalent Example) This completes the description of a preferred alternative embodiment of the invention. Other equivalents of the specific embodiments of the present invention will be apparent to those skilled in the art to be covered by the appended claims.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明の望ましい実施例を示すレーザー・カテ
ーテルの破断縦断面図、第１Ａ図は第１図の線Ｉ−Ｉに
関するレーザー・カテーテルの遠端部を示す断面図、第
２図は７本の元ファイバのレーザー・カテーテルの遠端
部を示す縦断面図、第６図は第２図の線１−１に関する
レーザー・カテーテルの遠端部を示す断面図、第４図は
典型的な使用環境における装置を示す動脈３０内に多重
光ファイバを配置したレーザー・カテ゛−チルの実施例
の断面図、第４Ａ図は第４図の組織内に置かれたレーザ
ー・カテーテルを示す断面図、第５図はレーザー・カテ
ーテルの発明と関連して使用されるモード混成器を示す
断面図、第６図はモード混成器の別の実施例を示す断面
図、第７Ａ図乃至第７Ｆ図はレーザ−１カテーテルの遮
光シールドの別の実施例の図、第８図は本発明による遮
光シールドの製造方法を示す工程図、第９図は遮光シー
ルドの別の実施例を示す断面図、第１０Ａ図乃至第１０
Ｇ図はレーザー・カテーテルに対する光ファイバ・プラ
グの種々の実施例を示す図、第１１Ａ図および第、１１
Ｂ図はレーザー・カテーテルの近端部の光ファイバ列の
別の実施例を示す図、第１２Ａ図および第１２Ｂ図はレ
ーザー・カテーテルの近端部の光ファイバ列の別の実施
例および関連する回転ミラー・光ファイバ選択装置をそ
れぞれ示す側面図および平面図、第１３図Ａ乃至第１６
Ｆ図は色々な種類の光学的要素を内蔵した遮光シールド
の実施例を示し、第１３Ａ図はレンズ、第１３Ｂ図はミ
ラー、第１６Ｃ図はホログラフ要素、第１３Ｄ図はプリ
ズム、第１３Ｅ図は多重レンズ、第１３Ｆ図は音響光学
的な偏向装置の場合であり、第１６Ｇ図乃至第１３Ｊ図
はレーザー・カテーテルの遮光シールドにおける光ファ
イバを偏向させる方法を示し、第１．Ｇ図は電子機械的
装置、第１３Ｈ図は制御ワイヤ、第１５Ｉ図は嚢体、第
１６Ｊ図は傾斜した光ファイバの場合を示し、第１４図
はガイド・カテーテル内部に配置されたレーザー・カテ
ーテルの遠端部を示す断面図、第１５図は側腔部内にガ
イド・ワイヤを内蔵するレーザー・カテーテルの遠端部
を示す断面図、第１６図は中心腔部内にガイド・ワイヤ
を内蔵するレーザー・カテーテルの遠端部を示す断面図
、第１７Ａ図乃至第１７Ｄ図はガイド・ワイヤおよび偏
向ワイヤを内蔵するレーザー・カテーテルの遠端部を示
す図、第１８図は回転ジヨイント上に嚢体な内蔵するレ
ーザー・カテーテルの遠端部を示す断面図、第１９図は
本発明による直列状の光ファイバ弁別装置を示すブロッ
ク図、第２０図は本発明による直列状の光ファイバ弁別
装置の別の実施例を示す図、第２１図はスペクトル分析
のため照射して戻る光を集めるため同じ光ファイバを使
用することができる方法および装置を示す概略図、第２
２図は第２１図の装置の別の実施例を示す図、第２５図
は本発明の装置と関連して使用することができる多重チ
ャネルのスペクトル検出器を示す図、第２４図は動脈内
の斑点を除去するための本発明による典型的な装置を示
すブロック図、第２５図は装置の作用状態を示す動脈の
折曲部に定置されたレーザー・カテーテルの実施例を示
す断面図、第２６Ａ図および第２６Ｂ図はそれぞれ正常
な動脈２７Ａおよび斑点を生じた動脈２７Ｂについて記
録した螢光の強さと波形の関係を示すグラフ、第２７図
は第２８Ａ図および第２８Ｂ図のデータが取出された実
験装置を示す図、および第２８Ａ図および第２８Ｂ図は
種々のエネルギにおける７５０ｎｍの点の大きさを有す
るアテローム性斑点の試料においてレーザー剥離法によ
り形成された開口の深さおよび直径の関係をそれぞれ示
すグラフである。 １０・・・レーザー・カテーテル、　　１１・・・固定
プラグ、　　１２・・・遮光７−ルド、　　１３・・・
ジヨイント、　　１６・・・カテーテル体部、　　１８
・・・保護筐体、２０・・・光ファイバ、　２１・・・
管腔部、　２２・・・右部、　　２４・・・外鞘部、　
２５・・・環状空間、　２６・・・保護緩衝部、　２７
・・・点、　２８・・・終端部、２９・・・レーザー光
、　３０・・・動脈、　３２・・・動脈壁、　３４・・
・斑点、　６５・・・ニブル、　５６・・・管腔部、　
４０近端部、　４１・・・レンズ、　４５・・・フォト
ダイオード、　　４６・・・カプラー、　　４７・・・
減衰器、　４８・・・ミラー、　４９・・・偏向器、５
０・・・開口、　５１・・・開口、　５２・・・ビーム
・スプリッタ、　　５４・・・戻り光、　　６０・・・
スペクトル分析器、　６４・・・検出器、　６５・・・
スペクトル検出器、　６８・・・回折格子、　７０・・
・多重チャネル検出器、　　７４・・・光ファイバ・セ
レクタ、７６・・・フィルタ族［１，８０・・・コンピ
ュータ、　　　８２・・・ビデオ・ディスプレイ、　８
４・・・数値表示部、８６・・・スペクトル・ディスプ
レイ、　　８８・・・ディスプレイ、　９０・・・走査
制御装置、　９２・・・レーザー、　９４・・・レーザ
ー光、　９５・・・照射光、９８・・・ミラー、　　１
００・・・フィルタ、　　１０２・・・ステッピング−
モータ、　　１０４・・・−Ｔ−−ｐ軸、１０８・・豐
ホルダー、　　１２０・・・モード混成器、１２２・・
・ロッド状構造部、　　１２６・・・微小曲折面、１２
４・・・運動可能す／ニット、　　　１２５・・・フレ
ーム、１２６・・・支持ブロック、　　１２７・・・圧
力パッド、１４０・・・ガイド拳カテーテル、　　１４
２・・・・管腔部、１４４・・・環状空間、　１４６・
・・嚢体、　１５０・・・ガイド・ワイヤ、　　１５２
・・・管腔部、　　１５５・・・チューブ、　１５６・
・・摺動シール、　　１５８・・・管腔部、　１６２・
・・偏向ワイヤ、　　１６４・・・プリズム面、　　１
６５・・・空隙、　　１６６・・・嚢体、　１６７・・
・回転ジヨイント、　　１７２・・・管腔部、　　１７
３・・・環状体、　１７４・・・スリーブ、　　１７５
・・・環状開口、　　１７６・・・嚢体、　２００・・
・変位装置、２０２・・・機械的段、　２０４・・・モ
ータ、　２０６・・・ホルダー。 （外５名） ＦＩに、２ ―Ｅ ＦＩＧ、３ Ｆｌ（、，４ ＦＩＧ、７Ｅ Ｆｌ（９，７Ｆ ＦＩＧ、　（５ ０、驕鬼 ＦＩ（ニア、ｑ Ａ、突合せ鋤もｐ犠麦 ８、　ＩＩＩＴ愉捩債造− Ｃ１筏付さ犠逍 Ｒｌｚ、　ＩＯＣＦｗ；、　ｔｏ　ｖ ＦＩＧｌｏＥ　　　　　　　ＦＩＧｌｏＦＦＩＧ　１０
（。 ｎＣｒ、／／Ａ Ｆｌ（：、、／／Ｂ ＦＩＧ、１３Ａ ｌ／ ＦＩＧ、　／　３　Ｈ ＦＩＧ、／３Ｊ ＦＩＧ７７Ｃ ＦＩＧ、　／８ Ｈの勿 ｏｏ　　　　　　　　ａ６ ｊ反＋（ｎｍン ＦＩＧ−，２７FIG. 1 is a cutaway longitudinal cross-sectional view of a laser catheter illustrating a preferred embodiment of the present invention; FIG. 1A is a cross-sectional view of the distal end of the laser catheter taken along line II of FIG. 1; FIG. 6 is a cross-sectional view of the distal end of a seven-fiber laser catheter; FIG. 6 is a cross-sectional view of the distal end of the laser catheter taken along line 1-1 of FIG. 2; FIG. 4 is a typical FIG. 4A is a cross-sectional view of an embodiment of a laser catheter with multiple optical fibers placed within an artery 30 showing the device in a typical use environment; FIG. 4A is a cross-sectional view showing the laser catheter placed within the tissue of FIG. , FIG. 5 is a cross-sectional view showing a mode mixer used in connection with the invention of the laser catheter, FIG. 6 is a cross-sectional view showing another embodiment of the mode mixer, and FIGS. 7A to 7F are cross-sectional views showing another embodiment of the mode mixer. FIG. 8 is a process diagram showing a method of manufacturing a light shield according to the present invention; FIG. 9 is a sectional view showing another embodiment of the light shield; FIG. 10A is a diagram showing another embodiment of the light shield of the laser-1 catheter; Figures to 10th
Figure G shows various embodiments of fiber optic plugs for laser catheters, Figures 11A and 11.
Figure B shows another embodiment of the proximal end optical fiber array of the laser catheter; FIGS. 12A and 12B show another embodiment of the proximal optical fiber array of the laser catheter and associated Side view and plan view showing the rotating mirror/optical fiber selection device, FIGS. 13A to 16
Figure F shows an embodiment of a light-shielding shield incorporating various types of optical elements, Figure 13A is a lens, Figure 13B is a mirror, Figure 16C is a holographic element, Figure 13D is a prism, and Figure 13E is a shield. FIG. 13F shows the case of an acousto-optic deflection device; FIGS. 16G to 13J show a method for deflecting an optical fiber in a light shield of a laser catheter; Figure G shows the electromechanical device, Figure 13H shows the control wire, Figure 15I shows the bladder, Figure 16J shows the case of the angled optical fiber, and Figure 14 shows the laser catheter placed inside the guide catheter. 15 is a sectional view showing the distal end of a laser catheter with a guide wire built into the side lumen, and FIG. 16 is a sectional view showing the distal end of a laser catheter with a guide wire built into the central lumen. Figures 17A-17D are cross-sectional views of the distal end of the catheter; Figures 17A-17D are views of the distal end of the laser catheter incorporating the guide wire and deflection wire; Figure 18 shows the bladder on the rotating joint; FIG. 19 is a block diagram showing a serial optical fiber discriminator according to the present invention, and FIG. 20 is a cross-sectional view showing the distal end of the built-in laser catheter. FIG. 20 is a block diagram showing another serial optical fiber discriminator according to the present invention. FIG. 21 is a schematic diagram showing a method and apparatus in which the same optical fiber can be used to emit and collect returning light for spectral analysis; FIG.
2 shows an alternative embodiment of the device of FIG. 21, FIG. 25 shows a multi-channel spectral detector that can be used in conjunction with the device of the invention, and FIG. 24 shows an intra-arterial spectral detector. FIG. 25 is a block diagram illustrating an exemplary device according to the present invention for removing plaque; FIG. 26A and 26B are graphs showing the relationship between fluorescence intensity and waveform recorded for a normal artery 27A and a spotted artery 27B, respectively, and FIG. 27 is a graph in which the data in FIGS. 28A and 28B are extracted. Figures 28A and 28B show the experimental setup and the relationship between the depth and diameter of the apertures formed by laser ablation in samples of atherosclerotic plaques with a spot size of 750 nm at various energies. These are graphs shown respectively. 10...Laser catheter, 11...Fixing plug, 12...Light shielding, 13...
Joint, 16...Catheter body, 18
...Protection casing, 20...Optical fiber, 21...
Luminal part, 22... Right part, 24... Outer sheath part,
25... Annular space, 26... Protective buffer section, 27
... point, 28 ... terminal part, 29 ... laser light, 30 ... artery, 32 ... artery wall, 34 ...
・Spot, 65...nibble, 56...lumen part,
40 near end portion, 41...lens, 45...photodiode, 46...coupler, 47...
Attenuator, 48...Mirror, 49...Deflector, 5
0...Aperture, 51...Aperture, 52...Beam splitter, 54...Return light, 60...
Spectrum analyzer, 64...detector, 65...
Spectral detector, 68... Diffraction grating, 70...
- Multichannel detector, 74... Optical fiber selector, 76... Filter family [1, 80... Computer, 82... Video display, 8
4... Numerical display section, 86... Spectrum display, 88... Display, 90... Scanning control device, 92... Laser, 94... Laser light, 95... Irradiation light, 98...mirror, 1
00...Filter, 102...Stepping-
Motor, 104...-T--p axis, 108... Toad holder, 120... Mode mixer, 122...
・Rod-shaped structure part, 126... minute curved surface, 12
4...Moveable/knit, 125...Frame, 126...Support block, 127...Pressure pad, 140...Guide fist catheter, 14
2... Luminal part, 144... Annular space, 146.
... Capsular body, 150 ... Guide wire, 152
... Luminal part, 155 ... Tube, 156.
・・Sliding seal, 158 ・Lumen part, 162・
... Deflection wire, 164 ... Prism surface, 1
65... void, 166... sac, 167...
・Rotation joint, 172... Luminal part, 17
3... Annular body, 174... Sleeve, 175
... Annular opening, 176 ... Capsular body, 200 ...
- Displacement device, 202... mechanical stage, 204... motor, 206... holder. (5 other people) To FI, 2 -E FIG, 3 Fl(,,4 FIG, 7E Fl(9, 7F FIG, (5 0, ogre FI(near, q A, butt plow also p sacrificial wheat 8, IIIT Fun Bond Construction - C1 Rafted Sacrificial Rlz, IOCFw;, to v FIGloE FIGloFFIG 10
(. nCr, //A Fl(:,, //B FIG, 13A l/ FIG, / 3 H FIG, /3J FIG77C FIG, /8 H nooo a6 j anti+(nmn FIG-, 27

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １、動脈に挿入して動脈の組織または動脈内の流体中に
位置する患部の処置を行なうためのレーザー・カテーテ
ルにおいて、 （ａ）カテーテルと、 （ｂ）１本又は１本以上の光ファイバを含むカテーテル
内に配置されるファイバ・光学装置と、 （ｃ）前記カテーテル端部において光学的に透明な筐体
と、前記組織または患部に対して遠端面により直接的な
接触ができるように動脈の流体を排出させるための遠端
面とを提供するためのカテーテル遠端部における遮光シ
ールド装置とを設けることを特徴とするレーザー・カテ
ーテル。 ２、前記ファイバ・光学装置が、コヒーレントな光ファ
イバ束からなることを特徴とする特許請求の範囲第１項
記載のレーザー・カテーテル。 ３、前記遮光シールド装置が、管状部材の形態における
窓を含むことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
レーザー・カテーテル。 ４、前記遮光シールド装置が、光線を指向させる形状を
呈するレンズであることを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載のレーザー・カテーテル。 ５、前記遮光シールド装置が、膨張させることができる
可撓性に富む材料であることを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載のレーザー・カテーテル。 ６、前記光ファイバに隣接して１つの光学系が配置され
、制御ワイヤ装置が前記各部材を運動させるため設けら
れることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載のレー
ザー・カテーテル。 ７、前記光ファイバが非対称的に角度が付され、前記遮
光シールドの片側に向けて指向されることを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載のレーザー・カテーテル。 ８、前記光ファイバの端部を一体に回転または変位運動
させる装置が設けられることを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載のレーザー・カテーテル。 ９、前記カテーテルの各部が、透視診断法において監視
できるように高周波を透過しない材料を含むことを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載のレーザー・カテーテ
ル。 １０、前記遮光シールドが、組織の膠着を防ぐ薄い透明
なコーティングを有することを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載のレーザー・カテーテル。 １１、前記カテーテルが管状体を有し、該体部に隣接し
てガイド・ワイヤが配置されることを特徴とする特許請
求の範囲第１項記載のレーザー・カテーテル。 １２、前記遮光シールドとガイド・ワイヤ間に調整可能
な距離が設けられることを特徴とする特許請求の範囲第
１１項記載のレーザー・カテーテル。 １３、前記レーザー・カテーテルの長手軸方向に対しあ
る角度で出るように前記遮光シールドから出る光を指向
させる装置が設けられることを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載のレーザー・カテーテル。 １４、前記レーザー・カテーテルが角度を付したレーザ
ー光出力を生じ、かつ螺旋運動により組織を切開する回
転運動が可能であることを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載のレーザー・カテーテル。 １５、前記ファイバが近端部において整列して保持され
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載のレーザ
ー・カテーテル。 １６、前記光ファイバ列が、一体に結合されかつ一体に
鏡面研磨された光ファイバからなることを特徴とする特
許請求の範囲第１５項記載のレーザー・カテーテル。 １７、前記遮光シールド装置が、熱により軟化されて円
形状または半球状の遠端部を形成するよう閉鎖される溶
解シリカ・ガラスその他の材料のチューブからなること
を特徴とする特許請求の範囲第１項記載のカテーテル。 １８、前記遮光シールド装置が、前記材料のチューブに
挿入されて溶解される光学的に明りような材料のロッド
を含み、該ロッドは次いで遠端部において切断され、完
成した組立体が前記遠端部において鏡面仕上げを施され
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載のカテー
テル。 １９、前記カテーテルの内表面に取り付けられるために
適用される管状のプラグを含む前記カテーテルの遠端部
付近のある固定位置において前記光ファイバを保持する
ための装置を設け、該プラグは、光ファイバが延在しか
つある距離をおいた位置関係に収受されるプラグを通り
拡張する、間隙のある長手方向の開口を有することを特
徴とする特許請求の範囲第１項記載のカテーテル。 ２０、前記光ファイバおよびプラグが光学的にユニット
として研削および研磨されて、装置の遠端部において鏡
面仕上げ面を形成することを特徴とする特許請求の範囲
第１９項記載のカテーテル。 ２１、前記光ファイバが捻り角を以て配置され、光のビ
ームが種々の角度で出てゆくことを許容することを特徴
とする特許請求の範囲第１９項記載のカテーテル。 ２２、前記光ファイバに微小な曲折部を形成することに
より光ファイバのモードを混成するためのモード混成器
を更に含むことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
のカテーテル。 ２３、前記モード混成器が、不規則な面を有する硬い胴
部と、これに隣接して光ファイバを前記の不規則な面に
対して押圧する材料の胴部とからなることを特徴とする
特許請求の範囲第２２項記載のカテーテル。 ２４、組織に対して挿入するためのレーザー・カテーテ
ルにおいて、 （ａ）管状のカニューレと、 （ｂ）内側の心部と外側の鞘部とを有する１又は１本以
上の光ファイバを含むカニューレ内に配置されたファイ
バ・光学装置と、 （ｃ）前記該カニューレの端部もしくはその付近に光を
透過する筐体と、及び前記組織または患部に対して該遠
端面部が直接的な接触を行ない得るように遠端面部とを
提供するために前記カニューレの遠端部を囲む遮光シー
ルド装置とを設けることを特徴とするレーザー・カニュ
ーレ。 ２５、前記カニューレが組織に対して挿入するための角
度を有し尖つた遠端部を有することを特徴とする特許請
求の範囲第２４項記載のレーザー・カニューレ。 ２６、前記カテーテルの遠端部の形状を曲折しあるいは
変化させる装置が設けられることを特徴とする特許請求
の範囲第２４項記載のレーザー・カニューレ。 ２７、生体の血管または腔部の組織内の患部の処置を行
なう方法において、以下の工程を含む。 （ａ）カテーテルの遠端部がその内部で光放射に対して
透明な遮光シールドにより囲繞される複数本の光ファイ
バをカテーテルに設け、かつ前記カテーテルおよび光フ
ァイバの近端部がレーザーもしくは他の光源に対して結
合されることができること、 （ｂ）前記遮光シールドが疑いのある障害又は患部と接
触するまで前記カテーテルを前記生体の血管もしくは腔
部に対して挿入すること、 （ｃ）放射が処置すべき組織または患部に当たるように
光ファイバを選択し、適当なパワーおよびエネルギのレ
ーザ放射を前記の選択された光ファイバの近端部と結合
することにより、該放射が前記光ファイバを通つて遠端
部まで伝達されて選択された組織または患部を照射し、
これによりこれらを剥離すること、 （ｄ）前記遮光シールドに隣接する全ての組織または患
部が処置されあるいは必要に応じて剥離されるまで、他
の光ファイバを用いて前記工程を反復すること、 （ｅ）前記カテーテルおよび遮光シールドを処置すべき
付加的な組織または患部と接触させあるいはこれに隣接
させるように該カテーテルおよび遮光シールドを前方ま
たは側方に再移動させること、及び全ての所要の組織ま
たは患部が処置されあるいは剥離されるまで前記工程を
必要に応じて反復すること。 ２８、前記組織または患部の剥離または処置を行なうた
め充分なパワーを印加する前に、低出力の光が光源から
前記光ファイバの近端部に対して結合され、以て光が光
ファイバの近端部に進入し、光が該光ファイバの前記遮
光シールドから遠端部へ送られて組織または患部に対し
て衝突し、散乱光および螢光が選択された光ファイバの
近端部に戻されて、前記遮光シールドが接触するかそれ
に隣接する物質、特に選択された光ファイバからの入射
光で照射された部分が健康な物質もしくは他の物質であ
るかどうかが決定されるスペクトル分析器に対して結合
され、そして材料が装置されもしくは剥離される場合に
は、特許請求の範囲第２６の工程（ｃ）を続行すること
を特徴とする特許請求の範囲第２７項記載の方法。 ２９、前記の低出力の光が約４８０ｎｍの波長を有し、
剥離される物質がアテローム性斑点であることを特徴と
する特許請求の範囲第２８項記載の方法。 ３０、５５０ｎｍおよび６００ｎｍの螢光のピークの山
と５８０ｎｍの谷の比率が前記決定において用いられる
ことを特徴とする特許請求の範囲第２９項記載の方法。 ３１、前記光ファイバの近端部が、前記レーザー放射の
光源を通つて伝達することができる列状に整合されるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第２７項記載の方法。 ３２、前記光ファイバの近端部が列状に整合され、前記
レーザー光光源が回転するミラーにより前記光ファイバ
に対して指向されることを特徴とする特許請求の範囲第
２７項記載の方法。 ３３、適当なスペクトル分析もしくは一時的な分析結果
がいずれかの光ファイバに対するコンピュータのメモリ
ーに記憶され、前記カテーテルに隣接する組織の種類「
マップ」を形成し、適当な光ファイバが選択される時レ
ーザー放射がこの光ファイバの近端部に対して結合され
、これにより前記光ファイバの遠端部における対応する
組織の処置もしくは剥離を行なうことを特徴とする特許
請求の範囲第２７項記載の方法。[Scope of Claims] 1. A laser catheter for inserting into an artery to treat an affected area located in the tissue of the artery or fluid within the artery, comprising: (a) a catheter; (b) one or more laser catheters; (c) an optically transparent housing at the end of the catheter; A laser catheter comprising: a distal end surface for draining arterial fluid to allow contact; and a light-tight shielding device at the distal end of the catheter for providing contact. 2. The laser catheter according to claim 1, wherein the fiber/optical device comprises a coherent optical fiber bundle. 3. Laser catheter according to claim 1, characterized in that the light shielding device comprises a window in the form of a tubular member. 4. The laser catheter according to claim 1, wherein the light-shielding device is a lens having a shape that directs a beam of light. 5. The laser catheter according to claim 1, wherein the light shielding device is made of a highly flexible material that can be expanded. 6. Laser catheter according to claim 1, characterized in that an optical system is disposed adjacent to said optical fiber and a control wire arrangement is provided for moving each of said members. 7. The laser catheter of claim 1, wherein said optical fiber is asymmetrically angled and directed toward one side of said light shield. 8. The laser catheter according to claim 1, further comprising a device for integrally rotating or displacing the ends of the optical fibers. 9. The laser catheter of claim 1, wherein each part of the catheter includes a material that is opaque to high frequencies so that it can be monitored in fluoroscopy. 10. The laser catheter of claim 1, wherein the light shield has a thin transparent coating to prevent tissue agglutination. 11. The laser catheter of claim 1, wherein the catheter has a tubular body, and a guide wire is disposed adjacent the body. 12. The laser catheter of claim 11, wherein an adjustable distance is provided between the light shield and the guide wire. 13. A laser catheter according to claim 1, further comprising a device for directing light exiting the light shield so as to exit at an angle relative to the longitudinal axis of the laser catheter. 14. The laser catheter of claim 1, wherein the laser catheter produces an angled laser light output and is capable of rotational movement to dissect tissue in a helical motion. 15. The laser catheter of claim 1, wherein the fibers are held in alignment at the proximal end. 16. The laser catheter of claim 15, wherein the optical fiber array comprises optical fibers that are coupled together and polished to a mirror finish. 17. The light shielding device comprises a tube of fused silica glass or other material that is softened by heat and closed to form a circular or hemispherical distal end. The catheter according to item 1. 18. The light shielding device includes a rod of optically bright material that is inserted into the tube of material and melted, the rod is then cut at the distal end and the completed assembly is disposed at the distal end. 2. The catheter according to claim 1, wherein the catheter is mirror-finished at a portion thereof. 19. providing a device for holding the optical fiber in a fixed position near the distal end of the catheter, including a tubular plug adapted to be attached to the inner surface of the catheter; 2. A catheter as claimed in claim 1, having a gapped longitudinal opening extending through the plug and extending through the plug which is received in spaced relationship. 20. The catheter of claim 19, wherein the optical fiber and plug are optically ground and polished as a unit to form a mirror finished surface at the distal end of the device. 21. The catheter of claim 19, wherein the optical fibers are arranged with a twist angle to allow the beam of light to exit at various angles. 22. The catheter according to claim 1, further comprising a mode mixer for mixing the modes of the optical fiber by forming a minute bend in the optical fiber. 23. characterized in that the mode hybrid comprises a rigid body with an irregular surface and, adjacent thereto, a body of material that presses the optical fiber against the irregular surface; A catheter according to claim 22. 24. A laser catheter for insertion into tissue, comprising: (a) a tubular cannula; and (b) one or more optical fibers having an inner core and an outer sheath. (c) a light-transmissive housing at or near the end of the cannula, and a distal end surface in direct contact with the tissue or diseased area; and a light-tight shielding device surrounding the distal end of the cannula to provide a distal end face for obtaining a laser cannula. 25. The laser cannula of claim 24, wherein the cannula has an angled and pointed distal end for insertion into tissue. 26. The laser cannula of claim 24, further comprising a device for bending or changing the shape of the distal end of the catheter. 27. A method for treating an affected area within a blood vessel or cavity tissue of a living body, including the following steps. (a) the catheter is provided with a plurality of optical fibers, the distal end of which is surrounded by a light-tight shield transparent to optical radiation; (b) inserting the catheter into a blood vessel or cavity of the body until the light shield contacts a suspected lesion or diseased area; (c) the radiation is coupled to a light source; Selecting an optical fiber to impinge on the tissue or diseased area to be treated and coupling laser radiation of appropriate power and energy with the proximal end of the selected optical fiber so that the radiation passes through the optical fiber. transmitted to the distal end to irradiate the selected tissue or affected area;
(d) repeating the process with other optical fibers until all tissue or diseased areas adjacent to the light shield have been treated or optionally ablated; e) repositioning said catheter and light shield anteriorly or laterally so as to bring the catheter and light shield into contact with or adjacent to additional tissue or diseased areas to be treated; and Repeat the above steps as necessary until the affected area is treated or ablated. 28. Prior to applying sufficient power to ablate or treat the tissue or diseased area, low power light is coupled from a light source to the proximal end of the optical fiber such that the light is coupled to the proximal end of the optical fiber. light is directed from the light shield of the optical fiber to the distal end to impinge on the tissue or diseased area, and scattered light and fluorescent light is returned to the proximal end of the selected optical fiber. to a spectrum analyzer, in which it is determined whether the material in contact with or adjacent to said light shield, in particular the portion illuminated by the incident light from the selected optical fiber, is healthy material or other material; 28. A method according to claim 27, characterized in that, if the material is bonded and the material is assembled or peeled, step (c) of claim 26 is continued. 29. said low power light has a wavelength of about 480 nm;
29. A method according to claim 28, characterized in that the material to be ablated is an atherosclerotic plaque. 30. The method of claim 29, wherein the ratio of the 30, 550 nm and 600 nm fluorescence peaks to the 580 nm trough is used in the determination. 31. The method of claim 27, wherein the proximal ends of the optical fibers are aligned in a row capable of transmitting the laser radiation through the source. 32. The method of claim 27, wherein the proximal ends of the optical fibers are aligned in a row and the laser light source is directed with respect to the optical fibers by a rotating mirror. 33. Appropriate spectral or temporal analysis results are stored in a computer memory for either optical fiber to determine the type of tissue adjacent said catheter.
When a suitable optical fiber is selected, laser radiation is coupled to the proximal end of said optical fiber, thereby effecting treatment or ablation of the corresponding tissue at the distal end of said optical fiber. 28. The method according to claim 27, characterized in that: