JPS62501453A - 脈管形成システム - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 高エネルギーのパルス紫外レーザ光の伝送システム発明の背景 本発明は先導波路により高エネルギーレーザを伝送するシステムに関し、特にそ の一応用分野においては、レーザによる脈管形成術に関する。

血管内で障害物を形成するアテローム性動脈硬化のブラックを除去するためにレ ーザエネルギーを使用する事は、冠状動脈のバイパス手術に替わるものとして精 力的に研究されている。この脈管形成術として知られる手法は、木質的には、血 管内に光ファイバーを挿入し、導波路の末端を障害物に近付けて、導波路の方向 をブラックに向けてレーザエネルギーを注入するという工程を含んでいる。外科 医が導波路の位置を、それが血管内で動いて行くにつれて、確認するためには、 照明光源を供給するための導波路と、血管の裏側からの画像を医師側へ伝えるた めの導波路とが、前記レーザ導波路と共に別個に挿入される必要がある。典型的 例では、３つの導波路が１つのカテーテル内にカプセル化されている。

この分野で従来なされてきた実験、試験の多くの場合、アルゴンイオン、Ｎｄ： ＹＡＧ若しくは炭酸がス等のレーザのような連続波のレーザエネルギーが使われ たきた。このようなタイプのレーザによってもたらされる光のエネルギーレベル は比較的低い。このようなタイプのレーザを用いて、そのレーザエネルギーによ り、ブラックを、それが破壊されるに十分な時間にわたって加熱する事により、 障害物の除去が達成される。

連続波のレーザエネルギーを用いる事が障害物の除去に十分である事は知られて きた事であるが、欠点がないわけではない、最も顕著な例では１、障害物の除去 は障害物に隣接する血管壁の熱的損傷を伴う。このような熱的損傷を避けるため の努力において、紫外領域（４０〜４００ｎｍ）に波長を持つ比較的高エネルギ ーのレーザエネルギーの使用が検討されている。例えば、国際出願ＰＣＴ／ＵＳ ８４１０２０００　（１９８５年６月２０日公開）を参照、この高レベルのエネ ルギーを生みだすためのレーザの一例がエキシマレーザとして知られているもの であり、例えばそのレーザ媒体として、１９３ｎｍの波長を持つアルゴン塩化物 、クリプトン塩化物（２２２ｎｍ）、フッ化クリプトン（２４８ｎｍ）、塩化キ セノン（３ｏ８ｎｍ）、フッ化キセノン（３５ｔ　ｎｍ）などがある。このタイ プのレーザによって生みだされる光は、典型的には十〜数百ｎｓの幅で持続し、 高ピークエネルギーレベル（例えば、２００ｍＪ程）を有する短いバースト又は パルスのようなものである。この型のエネルギーを含む破壊のメカニズムは完全 には解明さ才〕ていないけれども、１パルスのエキシマレーザは、標的となる組 織の周辺に熱的損・傷を与える事なしに、標的を破壊するよりな「切除」効果を 生み出す事は観察されてきた。この結果は１つ又は２つの現象によるものと理論 化されてきた。短時間の高エネルギーパルスの注入は、照射されない近傍組織へ の熱の伝達が最小となるようにして、物質を蒸発させてしまう。又更には、組織 に吸収される紫外光の光子が分子間結合を壊し、熱的というよりは光化学的効果 により組織を除去する。

エキシマ若しくは他のパルスレーザによってもたらされる高いピークエネルギー は、アテローム性動脈効果に関しては、好結果をもたらすものとみられてきた一 方で、この特性のエネルギーは深刻な実１１π上の問題を投げかけ′Ｃる。典型 的には、大口径のレーザビームなより小口径のファイバーに結合するために、フ ァイバーの入口は、擦られ光学的グレードの平坦な表面になるまで研磨される。

表面に残った研磨用コンパウンドの残留不純物及び小さなスクラッチはレーザエ ネルギーを吸収してしまう。こ才１らの小さな欠陥は、レーザエネルギーを吸収 すると、ファイバー表面で局部的な膨張をもたらす。高エネルギーのエキシマレ ーザパルスはファイバー表面の完全無欠さを破壊する大きな剪断応力の一員とな る。連続的にレーザエネルギーを注ぐと、ファイバー内部に深いクレータを形成 せしめる。かくして、連続波のレーザエネルギーを用いるように設計された従来 のシステムを使っては生体組織を除去するのに充分なエネルギーをもつレーザー パルスを伝送する事は不可能なのである。

高エネルギーレーザパルスの伝送に関連したこの問題は、冠状動脈の脈管形成術 の分野では小口径の光ファイバーを用いなくてはならない事から、−ｑ悪化して いる。例えば冠状動脈の内径は２ｍｍ又はそわ以下である。従って脈管形成シス テムのトータルの外径は２ｍｍ以下でなくてはならない。もしこのシステムが、 互いに隣り合うように配置された３つの別の光ファイバーからなるのであれば、 個々のファイバーはその断面積が全く小さなものでなくてはならないと理解され よう。

光ファイバーが破壊されるときの臨界的パラメータは、ファイバーのり１１６部 に現われるエネルギー密度である。レーザエネルギーを連続して伝えるためには 、その密度はファイバーの破壊閾値以下に抑λる必要がある。かくして、密度レ ベルがこの閾値以下に抑えられるならば、脈管形成術に使わわるファイバーの如 ぎ小さな断面積を有するファイバーは、限られた量のエネルギーしか処理できな い。

この限られた量のエネルギーは熱的損傷を与えるものではないが、障害となる組 織やブラックを効率よく除去するのに十分でない。

発明の目的及びｈ１艷な形用 そこで、本発明の目的は、先導波路を用いて高エネルギーのパルスレーザ光を伝 送する新奇なシステムを提供する事を目的とする。

更なる本発明の目的は、アテローム性動脈硬化によるブラックの除去のために、 生体内でエキシマレーザエネルギーを伝送するのに特に適したような伝送システ ムを提供する事である。

即ち、本発明の一態様によれば、導波路内を通るエネルギー密度は、光ファイバ ーの入力端に設けられたエネルギー結合器によって増幅される。本発明の好適な 一例によれば、このエネルギー結合器は、合成シリカファイバーの入力端に設け られた、溶融するか研磨するかして造られたレンズを有する。このレンズはファ イバー自身の一部であっても良いし、又はファイバーに接合された別のものであ ってもよい６第二のレンズ（好ましくは平凸レンズ）は大きな平行レーザビーム を一点に集光する。ファイバーの終端におけるこのレンズは、前記一点からの光 を受けファイバー内に結合するように、第二のレンズの集魚距離よりも遠い所に 位置している。好ましくは、これら２つのレンズはファイバーの屈折率に整合す る液体で満されたチャンバ内に納められている。

本発明に用いられる他の手法は、エネルギーがファイバーの末端を出るときに、 そのエネルギー密度を上げるものであるやこの帯環を上げるのはファイバー自身 に設けられたレンズによってなされる。このレンズは、ファイバーの平らな研磨 された先端を所定の球面カーブが得られるまで溶かす事によってつくられる。こ のレンズはレーザなファイバーよりも小さな集魚スポット上に集め、ビームの面 積を減らし、そのエネルギー密度を増大する。

本発明の伝送システムが脈管形成の分野で用いられるときは、レーザ導波路は好 ましくは小径のファイバーを密に束ねたものからなる。この小径のファイバーの 束は、全体で同一径の単一ファイバーよりも大きな可撓性を有するからして、本 伝送システムが特に血管系などの体腔を巧みに通っていくとぎに遭遇する大きな 曲りを可能にする。この点に関して更に、そのような大きな屈曲点で起こる光の 損失によって引き起されるかも知れない損傷を避けるために、東となったファイ バーは高エネルギーの紫外光によっては変性しない材料から作られた被覆でおお われている。

本発明の他の態様に従えば、この新奇な伝送システムを取り入れた脈管形成シス テムの効率は、ファイバーの末端と除去される病巣との間に液体の連続層を保つ 事によって増大される。この液体はファイバーの端部を玲やすのと同様に、除去 された組織をファイバーから離しておく機能がある。更に、その液体は空気より も小さな屈折率をもつので、レーザパルスの結果として、ファイバー内でより小 さな街！波しか起こらない。

本発明の更なる特徴及び長所は以下の実施例及び図面に基づいた説明から明らか となろう。

図面の簡単なｇ３硼 第１図は脈管形成に使われるところのレーザ／画像伝送システムの構成図、 第２図は９ｍ斗状のエネルギー結合器を用いた高エネルギーのエキシマレーザ光 の伝送システムの側断面図、第３図はエネルギー結合器の第三実施例のｍη断面 図、第４図はエネルギー結合器の第三実施例の一部断面側面図、第４Ｂ図は本実 施例の原理動作を示した、第４Ａ図の一部の拡大図、 第５Ａ、第５Ｂ図はレンズ付光ファイバー導波路の末端から出てきた光のパター ンを示す図、 第６図は本発明のレーザ／画像伝送システムに採用された２つのファイバーの断 面図、 第７図は狭い導管内に視るための基準面を提供するレーザ／両像伝送システムの 実施例の側面図、 第８図は脈管形成システムに取り込まれた時の第７図のシステムの終端の図、 第９図は血管内で距離及び（又は）大きさを測るための他の実施例の透視図であ る。

図示された実施例の説明 以下説明する本発明の好適な実施例では、本発明及びその使用法の理解を容易に するために、脈管形成システムにエキシマレーザエネルギーを用いたものを特に 参照しつつ、レーザ伝送システムを説明する。しかしながら、本伝送システムの 実際的な応用はこの単一の適用環境に限られるものではないことは了解されるで あろう。むしろ、その広い態汀においては、本発明は、光ファイバー導ｉ２！： Ｐ８によって高ピークエネルギーの紫外レーザ光を伝送するのが好ましいような 応用例、例えば切断工具とか、又は関節検査等に応用例を見い出すことができる 。

第１図を参照して、本発明の伝送システムを採用した脈管形成装置が図解形式で 描かれている。脈管形成システムは血管内で３つの機能を実行出来なくてはなら ない。その最初の２つとは、医師がシステムの末端を次々と血管内を通して障害 物の位置まで達する事ができるように、血管の内部を照明して、その画像を送る 事である。

従って、ハロゲンランプ又はキセノンランプ１０のような可視光光源からの出力 が、光ファイバー１２の基部端に向けられる。このファイバーの末端は、不図示 のカテーテル内に納められ、それが血管内に送ることができるようになっている 。、第２の光ファイバー１４（カテーテル内でファイバー１２に隣接して設けら れている）は、照明された血管内部の像を受光し、その像を、ファイバー１４の 出力端とカメラ１６との間を粘合するビデオカップラー１８を介して、ビデオカ メラ１６に送信する。ファイバー１４を介してカメラ１６で受けられた像はビデ 第４３号に変換され、医師がカテーテルが血管内に置かれる様子を観察できるよ うに、適当なモニタ２０に送らる。他の態様としては、ビデオカップラ、カメラ 、モニターはファイ八−１４の基部端に接続された接眼１ノンズでコ肩スかえる 事がＣきる。

ファイバ・−１，２，１４の末端が障害物の近傍に適当に位置さＪまたなうば、 エキシマ１ノーザのような高エネルギ・−のパルスレーザが駆動ざｊ］、障害物 を除去する。好適な実りλ例では、レーザ光は可視光と同じ光ファイバー１２に 沿って伝わる。かかる結果を得るためには、レーザの出力ビームはビームスプリ ッタ２４に向けられる。このビームスプリッタ２４は光源１０からの可視光をも 又送波する。

これらの２つの型の光エネルギーは同じ通路を伝わり、エネルギー結合器２Ｇに よつ”Ｃ光フアイバー１２の入力端に現ねねる。

第２図には、高エネルギーのパルス１／−ザ光の伝送システムの一例が詳細に図 示される。この伝送システムは木質的には３つの基本要素から成る。第１の要素 は光コア・イバー　１２である。高エネルギーパルスレーザ光の伝送に使わわる のに特に適するとわかったファイバーは、クラッド（ファイバーの外側）の面積 に比しで比較的大きなコアもしくは動作面積をもったマルチモードファイバーで ある。このコアは純粋の溶かされたシリカから作られる。コアを取り巻くクラッ ドはフッ素をドープしたシリカからなる。更に詳しくいえば、コアは好ましくは 合成溶融シリカ、即ちアそルファスニ酸化シリコンから作られる。この材料は天 然の石英をくだいて溶かす事によって作られた溶融石英よりも、金属不純物がよ り少なく、従って伝送されるレーザネルギ・−の減衰はより少ない。

本発明の文脈において、ファイバーとは、全稈が１００〜２０００ミクロンの範 囲内での一木のファイバー又は複数本のファイバーの束ということかできる。小 径のファイバーを密に束ねたものは、それが全体にわたって大きな可撓性を有す るので、そのために体腔内を伝って伝送システムを送って行くのに必要な捻りや ぎつい折り返しが容易になるので、好ましい。これは脈管形成術のように、比較 的大きな径のビームを伝送するためにより大きな径の導波路が必要とされる場合 に特に好ましい。この全体の構造を、紫外光によっては損傷を受けない材料でで きた可撓性被覆２８でまわりをおおって保護してもよい。即ち、例えば２つの助 脈の接合点のようなところでファイバーがきつい曲げを受けると、光の損失が起 こる。この損失は被覆の素材を溶かすのに十分であるかもしれない。しかしなが ら、耐紫外光の物質（例えば、耐紫外処理されたエポキシ若しくはテフロン）は 劣化もなしに、大きく曲がる事による損失に耐え、それ故、ン皮覆としては好ま しし）。

このような構造のシリカファイバーは、典型的にはおよそ３０ｍＪ／ｍｍ’程度 のレベルの入力エネルギーを許容する。もし、エネルギー密度が上昇してこのレ ベルを超えると、平坦な研磨面を持つ従来のファイバーの入力端は、もしレーザ が直接それに注がれたら損傷を受け破壊されるだろう。残念な事に、この密度レ ベルは石灰質化したブラックを除去するのに必要な最低レベルに近く、従って、 もし本伝送システムを脈管形成術に用いることを意図するならば、許容範囲を与 えない事になる。従ってより高いレベルのエネルギーをファイバーに注入するた めに、エネルギー結合器３８がファイバーの入力端に設ける事ができる。第２図 に示された実施例での、このエネルギー結合器は、ファイバーの主要部分よりも 大きな断面積をイ■するファイバーの接合部分を有する。このより大ぎな断面積 部分は次第に細くなってファイバーの通常の太さにまでなり、茹斗状の入力セク ションを形成する。

ファイバーの端部にそのような形状を作る事は、シリカを引き抜いてファイバー を作るとぎのダイの適当な設計によってなされる。

ファイバーの引き抜ぎをやめると、球状のかたまりがファイバーの１つの端部に 残る。このかたまりは切られ、磨かれて漏斗状の入力セクションが作られる。

実施上、漏斗状の結合器の拡った方の領域はファイバー内で、所定のレベルのエ ネルギーに向けて入力エネルギー密度を減少させる。従って、入力端の面積は、 組織を除去するのに十分な量のエネルギーがファイバーに、その入力端を損傷す る事なしに、結合されるように、適当な大きさにされる。一旦結合されて中に入 ると、エネルギー密度は、そのテーパー状部分でのファイバーの断面積が減少す るに従って増大する。その結果、大きな量のエネルギーがかかる装置無しの時よ りもより多くファイバー内に注入される。

エネルギー結合器の第２の実施例は第３図に示される。この実施例ては光ファイ バーは、その長手方向に一様な径を持ち、平らな研磨面で終る。ファイバーの端 部は適当な材料、例えば真ちゅうから作られた日輪３２内に納められている。内 壁から突出している円環状リング３４を有するアルミニウムのケース３３が日輪 ３２と螺合している。円環状リング３４と日輪３２との間で配設されたテフロン 製の０リング３５はケース３３と日輪３２との間の水密性を提供している。第２ の０リング３６が円環状リング３４の上部に配設されていて、例えばＺ軸をカッ トした石英等からなるガラスプレート３８を支持する。かかる配置が、日輪３２ 、ケース３３、ガラスプレート３８との間での液密性空洞４０を形成する。ガラ スプレート３８はケース３３の上部に配設された第３のＯリング４２．クランブ リング４４によって所定の位置に保持される。液密の空洞４０はファイバーの入 力端へのバッファとして作用する液体で満されていて、比較的高密度の１ノーザ エネルギーを損傷なしで注入できるようにならしめている。空洞４０内の液体は 、蒸留されイオンを取り除かれた水、若しくは例えばファイバー１２の屈折率に 整合した屈折率を持つ透明オイルであってもよい。

エネルギー結合器の第３の（好適な）実施例が第４Ａ、４Ｂ図に示されている。

この実施例ではファイバーの入力端は溶融し・て作られた半球レンズ４６となる ようになされている。

このレンズは、不純物、クラック等を含まない高純度のシリカレンズとするため に、マイクロトーチによるファイバー自身の素材を溶かす事により形成される。

他の方法としては、レンズ４６は、別個の磨いたレンズをファイバーの平坦な端 部に接続しても可能である。ファイバーには第２図のようにテーパ状にする事で きる。又、長さ方向に一定の内径で持たせることもできる。

第２のレンズ、好ましくは平凸レンズ４７はレーザからのビームを焦点４８に結 ぶ。ファイバー上の入力レンズ４６はレンズ４７と軸上で一列になっており、レ ンズ４７からみてレンズ４７の焦点距離よりも遠方の位置に置かれている。かく して、焦点のあったレーザエネルギーは１点の源からきたかのようにみえる。レ ンズ４６はこの焦点を結ばれたエネルギーを平行光線にして“ノアイバー中に結 合する。

ファイバーの入力端はレンズ４６及び集光レンズ４７と共にチャンバ４９に納め られている。このチャンバＣは、チャンバから空気を抜くためのバキュームボー ト５０が設けられている。もしレンズ４６と４７との間に空気が存在すると、焦 点４８で高集中したエネルギーが、レンズ４６を汚染するもとどなる窒素や酸素 ガスの分解を引き起こすかもしれないからである。更に、真空状態にしておく事 は、ゴミや他の粒子がレンズ４６に付着してと一トシンクとして作用しレンズの 丸さを破壊することを防止する働ぎをする。

他の方法として、このチャンバ４９はシリカファイバーの屈折率と整合する、例 えば水、若しくはオイル等ような液体で満す事もできる。より大きな屈折率の媒 質にすると、空気が伝播媒質である時に発生する話電ショックに比して、パルス が液体の媒１丁からファイバーに伝わる時のショックはより少なくなるからであ る。

好適な実施例ではファイバーの基部の入力端にあるレンズは曲面レンズを採用し ているｔづれども、その入力面が平坦なファイバー中にエネルギーを結合する事 も可能である。しかしながら、この表面はキズや他の不完全さがない事が重要で ある。これはマイクロトーチでファイバーの端部を加熱して、ファイバーの素材 が溶けて少し流ｊ〕出るようにする事によりなされるにれにより、研磨が原因の 不完全さを除去する事ができる。

第４図に示されたタイプのエネルギー結合器はファイバー内のエネルギーを増幅 する働ぎがある。即ち、その増幅率は、ファイバー径に対する、レンズ４７の位 置でのレーザビームの径の比に等しい。この比は２つのレンズによってなされる 像の拡大にも関連している。第４Ｂ図を参照して、大きさＦＢはレンズ４７の焦 点距離であり、ＦＡはレンズ４７と焦点４８間の距離である。これら２つのレン ズによる拡大率はＦＢ／ＦＡと定義される。この拡大率はレーザエネルギー増幅 率と等しくなくてはならないので、レンズ４６と４７間の距１１１　（ＡＢ＝Ｆ Ｂ＋ＦＡ）を、次の関係から適当に決定することかできる。

ここで、Ｄｌ、はレーザビームの直径、Ｄｒはファイバーの直径である。

図面中では別個の要素として図示されているけれども、エネルギー結合器はレー ザの構成の中に組み込まれて、レーザと結合器の一体システムを提供する事も考 えられる。

本伝送システムの第３の特徴は、ファイバーの末端に設けることがで籾るレンズ ５１である。このレンズの作用は、そのレンズの断面積をファイバー自身よりも 小さくする事により、エネルギーがファイバーの末端から出る時にエネルギー密 度を更に増大するようにすることである。

第５Ａ、５Ｂ図には、光ファイバーの端部でレンズから出てきた集光光のパター ンを２例示す。図からもわかるように、光ファイバーから出てきた光の大部分は 焦点若しくは集光面５２に集まる。基本的にはこの焦点のファイバ一端からの距 離はレンズの曲率半径によって決まる。更に、少量の光がファイバーから出る時 に発散して、その結果、焦点における光のパターンは木質的には焦点の中心で極 めて明るいスポットと、その周りのより低輝度の同心領域とからなる。後の説明 で明らかになるように、発散光線によって作られたこの外側の低輝度領域は脈管 形成システムに用いられて有益な結果をもたらす。

好ましくは光ファイバー端部にあるレンズ５１はファ・イバーと一体である事、 即ち、ファイバー自身の材料から形成されている事が望ましい。例えば、マイク ロトーチを使って先端の平たく研磨された端面を溶かし、顕微鏡下で所定の曲率 の球面にまでするのである。別の方法としては、レンズをファイバーとは別個の もので作り、ファイバー／レンズ界面での光の反射を最小にするような適当な手 段によって、ファイバーにレンズを接着してもよい。

かくして、合成シリカファイバー及び、ファイバー中により大きなレベルのエネ ルギーを注入可能にするエネルギー結合器、そして出力エネルギーを小さな領域 に集中して、エネルギー密度を増大するための、ファイバ末端に設けられたレン ズ５１との組合せにより、「切除」をなすのに十分な量の高エネルギーレーザ光 を、光フアイバー導波路を通して、しかもファイバを傷付ける事なく、安全に送 波する事がで汀る。

本システム中を伝送されるピークエネルギーを更に増大するためには、パルスの 長さを、エキシマレーザ等によって典型的に作り出される比較的短い持続時間を 越えて、少し増やす事が好ましい。例えば、１００〜１２５ｎｓの範囲の持続時 間を持つパルスは、１０ｎｓのパルスよりもはるかに高いピークエネルギーを同 一の伝送システム中に注入する事が可能であり、そうでありながらも所望の切削 動作を生むには十分短いのである。レーザーの出力パルスをのばす回路の一例は ジェット推進研究所のＪ、Ｌａｄｕｎｓｌａｇｅｒ、Ｔ、Ｔａｃａｌａの両１ｉ ９士によって開発された磁気スイッチである。

前にも述べたように、木レーザ伝送システムが特によく適合する応用部門が脈管 形成の分野である。かかる応用分野ではレーザエネルギー伝送のための光ファイ バーは同時に血管内部を照らす可視光を伝送することにも使われる。レーザエネ ルギーを焦点に集めることは密度レベルを上げるためにも好ましいが、その一方 で可視光については、その反対の効果が通常好ましい。言いかえれば、ファイバ 一端部の近傍にある血管を十分よく医師に見えるようにするためには、できるだ け広い領域を照らす事が望ましい。第５Ａ、５Ｂ図に示すように、大部分のエネ ルギーは焦点５２に集中しているけれども、光線のあるものはファイバーから出 る時に発散する。この発散光を照明のために利用する事も可能である。焦点から 離れて発散する光の量は一般的に、血管内で近接領域を充分観察する事ができる のに十分な照明光を与えるのに、十分であることがわかった。

かくして、脈管形成システムにおいては、２°つの光ファイバー１２．１４のみ を使用すればよいことになる。１つはレーザと可視光エネルギーを伝えるための ファイバー、他の１つはモニタのためにビデオカメラに画像を返すためのファイ バーである。これら２つのファイバーは第６図に示すように隣り合った配置で置 く事ができる。各々のファイバーは約０．５ｍｍの直径を持つのが望ましい。

そｊ〕らのファイバーは１ｍｍより少し大きいだけの外径を持つカテーテル５４ 内に納められる。カテーテルの内壁と光ファイバーとの間に存在する余った空間 はノラツシングの専管に使う事ができる。

かくして、本システムを多くの冠状動脈内で利用する事を可能なうしめる。

しかしながら、好ましくはこの利用可能の空間は光フアイバー導波路の末端へ塩 類の溶液を供給するのに使われる。病な−が１キシマレーサ等の高ピークエネル ギーのレーザ光にＪ４って取り除かわる時は、除去物がファイバーの先ｈ（ｆ、 ｉに４１着する事がある。これらのものはファイバー先ト：１ｊの破壊をもたら ずエネルギーの吸収場所を形成する。塩類ｉ８液の連続層を５７アイバー先端と 病巣の間に介在させる事によって、破片が２アイバー先喘にイづ名するのを防ぐ 。

更に、かかる塩類の介在が除去プリセスの程度を高めでいる事がわかった。塩類 の溶液は空気よりも光フアイバ１材オー１に近い屈折率をもっている。従って、 より少ない衝撃波しかコア、イバー内に向けて尺射しない。更に、塩類の溶液は ファイバー先端の玲却効果をもたらしている。

第６図に示した２本ファイバーのシステムの変形例として、レーザエネルギーの ための先導波路ど、医師に視野基準の深さを怪えるための可視光のための先導波 路とが別個に設けらハたものを提案できる。即ち、内視鏡君しくは血管鏡を通し ２て体腔若しくは血管を観察する時の多くの困難な問題に、視Ｔ丁内で所与の物 体の大きさ及び位置を決定する事がある。これらの装置に使われる広角レンズの 固有の性質どして、像を歪め、特イずの焦点を持たないことがある。この問題は 、不均一な三次元の大きさを持つ病巣によってさえぎられた血管等の如き、トン ネルに似た環境内にある一木の像路を通して、観察がなされる時に、特に顕著と なる。

しかしながら、本発明の他の特表によれば、この欠点は画像用導波路上の対物レ ンズによって与えられる視野と異なる発散角を持つ照明ビームを用いる事によっ て除去できる。第７図を参照して、単一の光ファイバー、若しくはファイバーの 束からなる画像導波路５６は角度αをなす視野を有する対物レンズ５８で終る、 この画像導波路は、角度０以上で発散する光を投射する照明用先導波路６０によ って囲まれている。従来の内視鏡若しくは血管鏡においては、θはαより大きい ので、全視野が照らされていた。しかし本発明の一態社によるとθはαより小さ い。これらの角度は導波路５６．６０の夫々の開口数（Ｎ、Ａ、）によって決定 される。この開口数は導波路を構成するコアとクラッドの材料の屈折率に関連し ている。導波路の材料を適当に選ぶ事によって、これら２つの角度の適当な調整 がなされ、照明領域が、基準面６２でレンズ５８の視野と交差するようにする事 ができる。レンズ５８の端から約２ｍｍの位置に基準面を与えるためには、例え ば、画像導波路５６の開口数は０．３５であり、光導波路６０のためのそれは０ ．２０である。

実際、物体が画像導波路を通して眺めらＪする時、その物体からの反射光は、物 体が基準面６２の位置にある時だけ視野を完全に満たす、もし、物体がレンズか らみて基準面６２よりも雌れであるならば、物体の照明された部分は全視野より も小さなものとなり、即ち暗円が物体のまわりにみえる事になる。逆にもし、物 体が基準面よりもよりレンズに近りねば、像はボケだものとなり、中央により暗 い領域が現われる。かくして、医師は、照明さＪまた像が全視野を満たすまでフ ァイバー位置を調整する事により、視られている対象物体に対するファイバーの 末端の正確な位置、及びそれ放物体の大き゛さを決定できる事となる。

この原理を脈管形成システムに組み込んだ実施例を第８図に示す。第８図は光フ ァイバーの末端の様−ｒを示す。画像導波路５６と、レンズを設Ｃ，′Ｊられた レーザ導波路６４とが、隣り合って配列されている。複数のより小さな光導波路 ６０が、画像導波路の全部若しくはほどんど全ての周囲に設けられ、そのために 照明光束が画像導波路の視野と中心を同じにする事になる。−例として、画像導 波路は約１ｍｍの直径を、し・−ザ導波路は約Ｂ、５ｍｙｎ、先導波路は０．１ ０＝０．１５ｍｍの間の直径を持″１′−ばよい。

測定システムの第２の実り’ｆｈ例が、低出力の色彩光ビームを用いて実現でき る。第９図に従つτ、可視波長ぢｉの光を出力する低出力レーザ（例えば０．５ ｍＷ０：）？”；２色１５・−ザ）、名しくは白熱光源からのビームが、照明用 光ファイバー６０とは別個の専用のファイバー６６に幻、入さねる。ファイバー ６６の出力端は、ｔの釜散光が照明領域（外側の破線で示２ぢれる）内に入り、 部分的には視野（内側の破線）の夕（（出るように゛、千のビ・−ム形状がよく 定義さ才またものを出力するように、襞間され若しくは適ゝ”’ｉ’ｔ　Ｎｆａ 状に、′５れＣいる。

１３色のビームが病巣のよ）な標的１、−当ると、大きな緑色のドツトが観測名 に見える。そのドツトの大きさはファイバー６６の先端と病巣との間の距顛に関 係する。もし望むな・うば、反射像はカラービデオカメラ、更にビデオ情報ＩＡ 埋のための：ノンビ、′７−−タ画像システムに送られ、病巣までの距煎、千の 形状、断面積等を、例えば緑のドツト 第２の９ｊ色ビーム導波路６８を第９図の実施例に使用する事ができる。このよ うな措成では、２つの緑色のマーカドツトの相対的なゆがみからカフ析して、病 巣の３次元形状を決定する事ができる。

上述の説明では緑色レーザを用いた例で説明してきたが、出力ビームが可視であ ればいかなる波長の光を用いても構わない。しかし、赤色のレーザ光（波長６３ ０ｍｍ近傍）は推奨する事はできない。何故ならば、それは人間組織に吸収され るので、はっきりと定義できないマーカドツトとなるからである。

レーザ伝送システムは実質的に純粋な合成シリカからなる固体コアの光ファイバ ーを用いた例により説明してきたが、この目的のためにはシリカを基本にした、 コア部が中空のファイバーも又使用する事ができる。高エネルギーのエキシマ若 しくは他の真空紫夕（（ＶＵ■）レーザ光の場合には、このファイバーのクラッ ド材料は純粋の石英でなくてはならない。このファイバーの末端において、石英 のクラッドを溶解して、出力ビームを一点に集中するような球面レンズを作る事 ができ・る。このタイプのレンズは約Ｘ７５ｎｍよりも大きな波長の光のために 使われる。より短い波長の光に対して好適なレンズ材料としては、フッ化ガラス 、例えばＬｆＦ，ＭｇＦ，ＣａＦ等がある。このレンズは、クラッドが石英でで きた中空のファイバーに適当に接続された別個の要素となる。

当業者であれば、本発明は、その精神、その木質的特徴から外れ乙事ｙ，＜、他 の形態で実施でさる事ｊ．′１′理解ＮハＪ：　；）。ここに開広さ１０ご実施 例は、そわ故、図示さ．１−またｂのの・ンての観点から考慮されるべ”きで、 ：ｒ：ｔ’ｔら「限定ざわてはならない。本発明の範囲は前述しノ．：説明より も、むり、・うｉ（づした請求の範囲にＪ：り明らかにさねてし）るのであり、 それの均等物の意味及び範囲内に含まれる全ての修正は本発明の範囲内に包含さ れるものである、□−一一一ノ ＦＩＧ、ダＡ ＦＩＧ、６ 置　際　ツ　査　報　告 １＋ｕ−ｌｌＩｌｌｏｎａｌ＾””””””））（’Ｔ／ｉＫＲ’ｉ１０’ｍ７ Ｑ

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. １．光導波路を利用した高エネルギーのパルスレーザ光の伝送システムであつて 、前記光導波路は、略純粋な合成シリカから作られたエネルギー伝導コアを有す ることを特徴とする高エネルギーのパルスレーザ光の伝送システム。
2. ２．エネルギーパルスのエネルギーレベルを前記フアイバーに損傷を与えない程 度に保ちつつ、前記フアイバー中にエネルギーパルスを結合するためのエネルギ ー結合器を、前記フアイバーの一端に更に有することを特徴とする請求の範囲第 １項記載の伝送システム。
3. ３．前記フアイバーの一端に、フアイバーの一端から出ていくエネルギーを集め て収束ビームにするためのレンズを更に含む事を特徴とする請求の範囲第１項記 載の伝送システム。
4. ４．前記エネルギー結合器は、前記フアイバーの前記一端において実質的にキズ のない面と、レーザビームを焦点に集めるレンズとを有し、前記集点レンズは、 前記フアイバーの前記一端からみてその焦点距離よりも遠い位置にあり、その結 果、前記フアイバーに入射するレーザ光が点光源から放射しているようにみえる 事を特徴とする請求の範囲第２項記載の伝送システム。
5. ５．前記フアイバーの前記一端は球面レンズを存する事を特徴とする請求の範囲 第４項記載の伝送システム。
6. ６．前記導波路は、密に詰められた合成シリカのフアイバーからなることにより 、比較的大きな断面積のビームを所望の場所に伝送するのを可能ならしめる一方 で、柔軟さが保たれている事を特徴とする請求の範囲第１項記載の伝送システム 。
7. ７．前記導波路は紫外光によつては変成しない材料からできた被覆内に納められ ている事を特徴とする請求の範囲第６項記載の伝送システム。
8. ８．内部の空洞内の障害物を切除し、かつ被視対象物の相対的位置、形状及び大 きさのうちの少なくとも１つを決定するのに補助となる視基準を与えるための脈 管形成システムであつて、該システムは、 視野を決める所定の開口数を有する対物レンズを、導波路の末端に有する、その 第１の光フアイバー導波路と、実質的に純粋な合成シリカから作られ、前記第１ の導波路の周辺に配設された複数の第２の光フアイバー導波路であつて、該第２ の導波路の少なくともいくつかは、該第２の導波路の末端から出てきた光が前記 視野よりも大きな照明領域にわたつて拡がるような開口数を有するようにされた 、その複数の第２の光フアイバー導波路と、 前記第２の導波路に隣接して配設された少なくとも１つの第３の光フアイバー導 波路であつて、前記視野内に少なくとも一部が入るような発散光ビームを与える 第３の光フアイバー導波路と、可視光と、前記第２の導波路の他の一端内中にパ ルスレーザエネルギーを照射する手段と、 識別できる色を有する可視光を前記第３の導波路の他端内中に照射する手段と、 前記第１の導波路内を伝わつてくる画像を見るための手段とを有する事を特徴と する脈管形成システム。
9. ９．前記導波路の末端へ塩類の溶液を流すための手段を更に有することを特徴と する請求の範囲第８項に記載の脈管形成システム。
10. １０．前記エネルギー結合器は、前記フアイバーの端部において比較的大きな断 面積を有する前記フアイバーの一部部分と、比較的小さな断面積にまで細くなる テーパー部分とを有して、漏斗状の入力接合部分を形成している事を特徴とする 請求の範囲第２項に記載の伝送システム。
11. １１．前記エネルギー結合器は、液体の媒体で満たされた空洞を有し、該空洞は 、その１つの側部にレーザエネルギーに透過性の窓を有し、他の側部にてフアイ バーの前記一端と連絡している事を特徴とする請求の範囲第２項に記載の伝送シ ステム。
12. １２．前記液体の媒体は水である事を特徴とする請求の範囲第１１項に記載の伝 送システム。
13. １３．前記液体の媒体は、前記光フアイバーの屈折率と略同じ屈折率を有するオ イルである事を特徴とする請求の範囲第１１項に記載の伝送システム。
14. １４．前記レンズは、フアイバー素材から形成され、該フアイバーと一体に形成 されている事を特徴とする訴求の範囲第３項に記載の伝送システム。
15. １５．可視光光源と、パルスレーザ光のエネルギー源と前記源からの可視光とレ ーザ光とを一緒にして１つの共通通路に沿つてそれらを伝える手段と、 略純粋なシリカからできた第１の光フアイバー導波路であつて、前記通路に沿つ て伝わる可視光とレーザ光とをその一端で受光し、その他端に向けてそれらの光 を伝える、その第１の光フアイバー導波路と、 あるパターンの光を発生するために前記第１の導波路の末端上に設けられたレン ズであつて、前記パターン内の大部分の光エネルギーは焦点上に集まり、前記第 １の導波路の末端から発した前記光エネルギーの比較的少量部分は発散するよう にした、そのレンズと、 前記第１の導波路から出てきた可視光によつて照明された領域の像を受光し伝え るための、前記第１の導波路のそばに沿つて配設された第２の光フアイバー導波 路と、 前記第２の導波路を通つてきた像を見るための手段とを有してなる脈管形成シス テム。
16. １６．前記レーザ光エネルギー源はエキシマレーザであり、前記第１の導波路中 に所定のエネルギーレベルをもつレーザパルスを前記導波路に損傷を与えること なく結合するための、エネルギー結合器を、前記第１の導波路の前記一端にて、 更に有することを特徴とする脈管形成システム。