JP6804916B2 - モニタ装置及びモニタ装置の作動方法 - Google Patents
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Description
本発明は、モニタ装置及びモニタ装置の作動方法に関する。
従来、血管内に形成された血栓の除去を行う血管形成装置が知られている。例えば、特許文献１に開示された血管形成装置は、光ファイバを有するカテーテルと、光ファイバに接続されるレーザシステムとを有している。血管形成装置では、光ファイバの先端からパルス光を出力し、当該パルス光によって発生した気泡によって血栓を溶解する。このような血管形成装置では、血管内に造影剤を注入してＸ線画像を取得することによって、光ファイバと血栓との位置関係を特定している。
上記血管形成装置では、例えば、パルス光が出力される光ファイバの先端が血栓から離れ過ぎている場合や、光ファイバの先端が血管壁に向いている場合などには、パルス光が血栓に適切に照射されず、血栓を効率的に溶解することが困難となる。この点、パルス光が血管内で適切に照射されていることを評価するために、前述のように、血管内に造影剤を注入してＸ線画像を取得する場合がある。しかしこの場合、造影剤の注入の度にパルス光の照射を中断せざるを得ず、当該評価が煩雑で非効率となるおそれがある。また、造影剤の投与あるいは治療時間の増加は、患者への負担を伴う。
本発明の一側面は、血管内でパルス光が適切に照射されていることを簡便に評価することができるモニタ装置及びモニタ装置の作動方法を提供することを目的とする。
本発明の一側面は、血管内の血栓にパルス光を照射する装置に用いられるモニタ装置であって、血管内に照射されるモニタ光を出力する光出力部と、モニタ光の戻り光を検出し、検出信号を出力する光検出部と、検出信号に基づいて戻り光の強度の時間変化である時間波形を取得する解析部と、を備え、解析部は、時間波形に基づいてパラメータを求め、当該パラメータに基づいて、パルス光の照射に伴う血管内の反応を評価する。
また、本発明の一側面は、血管内の血栓にパルス光を照射する装置に用いられるモニタ装置の作動方法であって、血管内に照射されるモニタ光を出力する出力工程と、モニタ光の戻り光を、光検出部により検出し、検出信号を出力する光検出工程と、検出信号に基づいて戻り光の強度の時間変化である時間波形を取得する解析工程と、を備え、解析工程では、時間波形に基づいてパラメータを求め、当該パラメータに基づいて、パルス光の照射に伴う血管内の反応を評価する。
このようなモニタ装置及びモニタ装置の作動方法によれば、照射部によって照射されたモニタ光の戻り光が光検出部によって検出される。モニタ光の戻り光は、パルス光によって生じた気泡にモニタ光が反射あるいは散乱されることによって生じる。ここで、パルス光が血栓に対して適切に照射されている場合と、パルス光が血栓に対して適切に照射されていない場合とでは、気泡の発生の有無や、気泡の消滅までの状態といった血管内の反応が異なることが見出される。このような血管内の気泡に関する反応が異なることに応じて、戻り光の時間波形も異なることが見出される。そこで、戻り光の時間波形から求められたパラメータに基づいてパルス光の照射に伴う血管内の反応を評価することによって、血管内でパルス光が適切に照射されていることを簡便に評価することが可能となる。
また、一側面においては、パラメータは、時間波形における収束時間、時間波形におけるピーク時間、時間波形におけるピーク強度、時間波形における波形パターン、時間波形におけるピークの有無、及び、時間波形の積分値のうちの少なくとも１つであってよい。この構成によれば、パルス光の照射による血管内の反応を適切に判断することできる。
また、一側面においては、モニタ光は連続波光であってよい。この構成によれば、気泡の発生から消滅までを継続して観測しやすくなる。
また、一側面においては、モニタ光の波長は、６００ｎｍ乃至１３００ｎｍであってよい。この場合、モニタ光はヘモグロビンや水分に吸収され難い波長を有することになる。よって、モニタ光の減衰を抑制することができる。また、生体へのダメージを低減できるため、安全性を向上させることができる。
また、一側面においては、モニタ光はパルス光であってもよい。パルス光がモニタ光を兼ねることによって、モニタ光を発生させる別途の光源を不要にできる。
一側面のモニタ装置及びモニタ装置の作動方法によれば、血管内でパルス光が適切に照射されていることを簡便に評価することが可能となる。
以下、本発明に係る実施の形態について図面を参照しながら具体的に説明する。便宜上、実質的に同一の要素には同一の符号を付し、その説明を省略する場合がある。
［第１実施形態］
図１は、一実施形態に係るモニタ装置２０が適用された光照射装置１Ａを示す概略図である。図１に示す光照射装置１Ａは、血管内にレーザパルス光Ｌ１を照射する装置であり、例えば急性期脳塞栓症等の治療に利用される。光照射装置１Ａは、治療用レーザ光源３と、モニタ用レーザ光源５（光源、光出力部）と、光ファイバ７と、結合光学系１０と、光検出器（光検出部）８と、解析部９と、を備えている。なお、本実施形態では、モニタ用レーザ光源５と、光検出器８と、解析部９と、結合光学系１０の一部とによって、モニタ装置２０が構成されている。
図１は、一実施形態に係るモニタ装置２０が適用された光照射装置１Ａを示す概略図である。図１に示す光照射装置１Ａは、血管内にレーザパルス光Ｌ１を照射する装置であり、例えば急性期脳塞栓症等の治療に利用される。光照射装置１Ａは、治療用レーザ光源３と、モニタ用レーザ光源５（光源、光出力部）と、光ファイバ７と、結合光学系１０と、光検出器（光検出部）８と、解析部９と、を備えている。なお、本実施形態では、モニタ用レーザ光源５と、光検出器８と、解析部９と、結合光学系１０の一部とによって、モニタ装置２０が構成されている。
治療用レーザ光源３は、血栓の除去に用いられるレーザパルス光Ｌ１を出力する。レーザパルス光Ｌ１は、血栓及び血液に吸収され得る波長を有している。例えば、レーザパルス光Ｌ１の波長が５００〜６００ｎｍの場合には、レーザパルス光Ｌ１が血栓及び血液に吸収され易い。本実施形態では、例えばレーザパルス光Ｌ１の波長は、約５５０ｎｍであり、一例として５３２ｎｍである。また、レーザパルス光Ｌ１の周波数は１〜１００Ｈｚ程度であり、レーザパルス光Ｌ１のパルス幅は５０μｓ〜２００μｓ程度である。本実施形態では、一例として、レーザパルス光Ｌ１の周波数は５Ｈｚであり、レーザパルス光Ｌ１のパルス幅は１００μｓである（図３参照）。治療用レーザ光源３の出力は、例えば２０ｍＷ〜１００ｍＷとすることができる。治療用レーザ光源３としては、例えばレーザダイオード等を用いることができる。
モニタ用レーザ光源５は、血管内に照射されるモニタ光Ｌ２を出力する。本実施形態では、血栓及び血液に対して吸収され難い波長を有する光をモニタ光Ｌ２として用いることができる。例えば、ヘモグロビンは、６００ｎｍ未満の波長を有する光を吸収し易い。水分は１０００ｎｍ以上の波長を有する光を吸収し易い。そのため、モニタ光Ｌ２としては、例えば６００ｎｍ〜１３００ｎｍの波長のレーザ光を用いることができる。モニタ光Ｌ２としては、連続波（continuous wave）光及びパルス光のいずれを用いてもよい。本実施形態におけるモニタ光Ｌ２は連続波光である（図３参照）。モニタ用レーザ光源５の出力は、治療用レーザ光源３の出力よりも小さい。モニタ用レーザ光源５の出力は、例えば１ｍＷ以上であってもよい。モニタ用レーザ光源５としては、例えばレーザダイオード等を用いることができる。
光ファイバ７の一方の端面７ａには、治療用レーザ光源３からのレーザパルス光Ｌ１が入力される。光ファイバ７は、入力されたレーザパルス光Ｌ１を導光し、レーザパルス光Ｌ１を他方の端面７ｂから出力する。光ファイバ７の一方の端面７ａには、モニタ用レーザ光源５からのモニタ光Ｌ２が入力される。光ファイバ７は、入力されたモニタ光Ｌ２を導光し、モニタ光Ｌ２を他方の端面７ｂから出力する。光ファイバ７の他方の端面７ｂには、レーザパルス光Ｌ１及びモニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３が入力される。光ファイバ７は、入力された戻り光Ｌ３を導光し、一方の端面７ａから出力する。光ファイバ７の他端側は、血管内に挿入されるカテーテルＣ（図１０等参照）内に収容されている。カテーテルＣは、例えば直径１ｍｍ以下の細い血管内に挿入される場合がある。そこで、カテーテルＣは、一例として０．８ｍｍ以下の直径を有している。光ファイバ７としては、例えば、直径が１４０μｍ程度、コア径が１００μｍ程度のマルチモード光ファイバを利用してもよい。光ファイバ７の一端側は、結合光学系１０に着脱自在に接続されている。光ファイバ７及び該光ファイバ７を収容するカテーテルＣは、例えば治療の都度に交換可能である。
結合光学系１０は、治療用レーザ光源３と光ファイバ７の一端とを光学的に接続する。すなわち、結合光学系１０は、治療用レーザ光源３から出力されるレーザパルス光Ｌ１を、光ファイバ７の一方の端面７ａに入力させる。結合光学系１０は、モニタ用レーザ光源５と光ファイバ７の一端とを光学的に接続する。すなわち、結合光学系１０は、モニタ用レーザ光源５から出力されるモニタ光Ｌ２を、光ファイバ７の一方の端面７ａに入力させる。結合光学系１０は、光ファイバ７の一端と光検出器８とを光学的に接続する。すなわち、結合光学系１０は、光ファイバ７の一方の端面７ａから出力される戻り光Ｌ３を、光検出器８に入力する。結合光学系１０は、４つのレンズ１１Ａ〜１１Ｄと、２つのビームスプリッタ１３Ａ，１３Ｂと、バンドパスフィルタ１５と、を有している。なお、本実施形態では、レンズ１１Ｂ，１１Ｃ，１１Ｄと、ビームスプリッタ１３Ａ，１３Ｂと、バンドパスフィルタ１５と、がモニタ装置２０に属する。
レンズ１１Ａ，１１Ｂは、治療用レーザ光源３から出力されるレーザパルス光Ｌ１の光路上において、治療用レーザ光源３と光ファイバ７の一方の端面７ａとの間に配置されている。ビームスプリッタ１３Ａは、治療用レーザ光源３から出力されるレーザパルス光Ｌ１の光路上において、レンズ１１Ａとレンズ１１Ｂとの間に配置されている。ビームスプリッタ１３Ａには、モニタ用レーザ光源５から出力されるモニタ光Ｌ２が入力される。ビームスプリッタ１３Ａは、例えばハーフミラーやダイクロイックミラーによって構成される。
ビームスプリッタ１３Ｂは、モニタ用レーザ光源５から出力されるモニタ光Ｌ２の光路上であって、モニタ用レーザ光源５とビームスプリッタ１３Ａとの間に配置されている。ビームスプリッタ１３Ｂは、例えばハーフミラーによって構成される。レンズ１１Ｃは、モニタ用レーザ光源５から出力されるモニタ光Ｌ２の光路上であって、モニタ用レーザ光源５とビームスプリッタ１３Ｂとの間に配置されている。
バンドパスフィルタ１５は、ビームスプリッタ１３Ｂから出力される戻り光Ｌ３の光路上であって、ビームスプリッタ１３Ｂと光検出器８との間に配置されている。バンドパスフィルタ１５は、戻り光Ｌ３のうちモニタ光Ｌ２の波長成分を選択的に透過させる。レンズ１１Ｄは、ビームスプリッタ１３Ｂから出力される戻り光Ｌ３の光路上において、バンドパスフィルタ１５と光検出器８との間に配置されている。
治療用レーザ光源３から出力されたレーザパルス光Ｌ１は、レンズ１１Ａによって平行光となり、ビームスプリッタ１３Ａを透過し、レンズ１１Ｂによって光ファイバ７の一方の端面７ａに入力される。光ファイバ７の一方の端面７ａに入力されたレーザパルス光Ｌ１は、光ファイバ７の他方の端面７ｂから出力される。
モニタ用レーザ光源５から出力されたモニタ光Ｌ２は、レンズ１１Ｃによって平行光となり、ビームスプリッタ１３Ｂを透過し、ビームスプリッタ１３Ａに入力される。ビームスプリッタ１３Ａは、入力されたモニタ光Ｌ２をレンズ１１Ｂに出力する。レンズ１１Ｃ及びビームスプリッタ１３Ａの位置は、ビームスプリッタ１３Ａから出力されるモニタ光Ｌ２の光軸とレーザパルス光Ｌ１の光軸とが一致するように調整されている。レンズ１１Ｂに入力されたモニタ光Ｌ２は、光ファイバ７の一方の端面７ａに入力される。光ファイバ７の一方の端面７ａに入力されたモニタ光Ｌ２は、光ファイバ７の他方の端面７ｂから出力される。
光ファイバ７からの戻り光Ｌ３は、レンズ１１Ｂによって平行光となり、ビームスプリッタ１３Ａに入力される。ビームスプリッタ１３Ａは、入力された戻り光Ｌ３をビームスプリッタ１３Ｂに出力する。ビームスプリッタ１３Ｂは、戻り光Ｌ３をバンドパスフィルタ１５に出力する。バンドパスフィルタ１５を通過したモニタ光Ｌ２と同じ波長成分の戻り光Ｌ３は、レンズ１１Ｄによって光検出器８に入力される。
光検出器８は、入力された戻り光Ｌ３の強度を検出する。光検出器８としては、光電子増倍管（Photomultiplier Tube；ＰＭＴ）、アバランシェフォトダイオード、ＰＩＮフォトダイオード、ＭＰＰＣ（Multi-Pixel Photon Counter）といった様々なものが用いられる。光検出器８には、解析部９が電気的に接続されている。光検出器８は、検出した戻り光Ｌ３を光電変換し、戻り光Ｌ３の強度を示す信号（検出信号）を解析部９に出力する。
解析部９は、光検出器８によって検出された戻り光Ｌ３に基づいて、レーザパルス光Ｌ１の照射に伴う血管内の反応を評価する。本実施形態の解析部９は、光検出器８から入力された戻り光Ｌ３の強度を示す信号に基づいて、戻り光Ｌ３の強度の時間変化である時間波形（以下、単に「時間波形」という）を取得する。例えば、解析部９は、時間波形を、レーザパルス光Ｌ１の各パルスに対応させて取得してもよい。解析部９は、取得した時間波形に基づいてパラメータを求め、当該パラメータに基づいて、レーザパルス光Ｌ１の照射に伴う血管内の反応を評価する。このようなパラメータとしては、時間波形における収束時間、時間波形におけるピーク時間、時間波形におけるピーク強度、時間波形における波形パターン、時間波形におけるピークの有無、及び、時間波形の積分値（波形面積）のうちの少なくとも１つが用いられる。解析部９によって求められた評価結果は、例えば、画像、音声等の任意の出力として作業者に通知される。
解析部９は、例えば、光検出器８から出力された信号をデジタルデータに変換するＡＤ変換器と、演算処理が行われるＣＰＵなどの演算回路と、ＲＡＭ及びＲＯＭといったメモリにより構成される記憶装置と、入出力装置と、を含むコンピュータによって構成され得る。例えば、解析部９は、パーソナルコンピュータや、スマートフォン、タブレット端末などを含むスマートデバイスなどのコンピュータによって構成されてもよい。また、解析部９は、クラウドサーバなどのコンピュータによって構成されてもよく、この場合、解析部９の機能は、クラウドサーバによって実現されてもよい。
次に、モニタ装置２０による計測の原理を説明する。
図２及び図３は、モニタ装置２０による計測の原理を説明するための図である。図２は、血管ＢＶ内において血流を阻害する血栓Ｔに対して、光ファイバ７の他端からレーザパルス光Ｌ１が照射された際の反応を模式的に示す。血栓Ｔにレーザパルス光Ｌ１が照射されると、レーザパルス光Ｌ１のエネルギーが血栓Ｔに選択的に吸収される。その結果、図２に示すように、熱作用による気泡ＴＢが発生する。血管ＢＶ内の血栓Ｔは、この気泡ＴＢの物理的な作用によって切削又は除去される。
血管ＢＶ内に気泡ＴＢが発生すると、光ファイバ７から照射されるレーザパルス光Ｌ１及びモニタ光Ｌ２は、気泡ＴＢによって反射あるいは散乱される。反射あるいは散乱されたレーザパルス光Ｌ１及びモニタ光Ｌ２の少なくとも一部は、光ファイバ７の他端に入力されて戻り光Ｌ３となる。本実施形態では、戻り光Ｌ３がバンドパスフィルタ１５を通過することによって、主として戻り光Ｌ３におけるモニタ光Ｌ２の波長成分が光検出器８に入力される。
図３は、照射されるレーザパルス光Ｌ１及びモニタ光Ｌ２と、血栓Ｔに照射されたレーザパルス光Ｌ１によって発生する気泡ＴＢの動態とのタイミングチャートの一例を示す。図３に示すように、通常、気泡ＴＢは、レーザパルス光Ｌ１の照射から１０μｓ以内に発生する。発生した気泡ＴＢは、時間の経過とともに成長した後、縮小し、消失する。発生後に体積を増加させた気泡ＴＢは、増加のピークを経て体積を減少させ、最終的に消失する。気泡ＴＢの持続時間（気泡ＴＢの発生から消失までの時間）は、最大でも２ｍｓ程度である。気泡ＴＢの持続時間は、レーザパルス光Ｌ１の入力エネルギー量などの様々な条件に依存する。
図示する例では、レーザパルス光Ｌ１の周波数は５Ｈｚである。つまり、光ファイバ７の他端からは、２００ｍｓの周期のレーザパルス光Ｌ１が照射される。レーザパルス光Ｌ１のパルス幅は、１００μｓである。レーザパルス光Ｌ１の一のパルスによって発生した気泡ＴＢは、その次のパルスが照射される前に消失している。この場合、レーザパルス光Ｌ１の照射の開始から１０μｓ以降で且つ０．１ｍｓまでにおいて、気泡ＴＢによるレーザパルス光Ｌ１の反射あるいは散乱が生じ、反射あるいは散乱したレーザパルス光Ｌ１の一部が戻り光Ｌ３となる。
一方、モニタ光Ｌ２は、連続波光であり、気泡ＴＢの発生から消失までの間、継続して照射されている。気泡ＴＢの発生から消失までの間、気泡ＴＢによるモニタ光Ｌ２の反射あるいは散乱が生じ、反射あるいは散乱したモニタ光Ｌ２の一部が戻り光Ｌ３となる。本実施形態では、このモニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３の時間波形に基づいて、血管ＢＶ内の反応を評価する。
次に、レーザパルス光Ｌ１の照射に伴う血管ＢＶ内の反応を評価するためのパラメータについて説明する。
本実施形態では、解析部９によって取得された時間波形の波形面積（積分値）に関連するパラメータを用いて、血管ＢＶ内の評価を行うことができる。戻り光Ｌ３は、モニタ光Ｌ２が気泡ＴＢに反射あるいは散乱されることで生じるため、気泡ＴＢの発生から消滅までの間に継続して検出される。そのため、時間波形におけるレーザパルス光Ｌ１の照射から振幅（強度）の収束までの波形面積をパラメータとして用いることができる。
また、時間波形の収束時間をパラメータとすることができる。レーザパルス光Ｌ１の照射によって発生する気泡ＴＢの形状等は、照射対象の状態などの様々な要因に依存する。そのため、気泡ＴＢによって反射あるいは散乱される戻り光Ｌ３の状態もレーザパルス光Ｌ１の照射毎に異なる場合がある。例えば図４は、時間波形を示すグラフであり、照射条件を同一にした２回のレーザパルス光Ｌ１における、それぞれの戻り光Ｌ３の時間波形ＧＡ，ＧＢを示している。図４では、時間が０μｓのときにレーザパルス光Ｌ１の照射が開始されている。図４に示すように、レーザパルス光Ｌ１の照射条件を同一にした場合であっても、光検出器８によって得られる戻り光Ｌ３の振幅強度に差が生じ得る。例えば、時間波形ＧＡでは、気泡ＴＢの成長及び縮小に合わせてピークが形成されている。一方、時間波形ＧＢは、目立ったピークを備えておらず、ブロードな波形を有している。
図５は、このような２種類の時間波形におけるそれぞれの波形面積の時間変化を模式的に示すグラフである。図５では、時間波形の波形面積を縦軸にプロットしている。図５に示すように、２つのグラフＳＡ，ＳＢでは、収束した波形面積の大きさが異なっている。しかしながら、波形面積の収束までにかかる時間は略同一となっている。この時間は、気泡ＴＢの持続時間であると考えられる。
図６は、照射されたレーザパルス光Ｌ１の平均出力と解析部９によって取得された時間波形の収束時間との関係を示すグラフである。図６に示すように、レーザパルス光Ｌ１の出力以外の条件を同一にした場合、時間波形の収束時間は、レーザパルス光Ｌ１の平均出力に対してリニアな関係となっている。また、図７は、カテーテルの先端から疑似血栓（ゼラチンファントム）までの距離をレーザパルス光Ｌ１の照射距離とした場合における、照射距離と時間波形の収束時間との関係を示すグラフである。図７に示すように、時間波形の収束時間は、レーザパルス光Ｌ１の照射距離が短いほど長くなっている。このような結果から、時間波形の収束時間をパラメータとすることによって、気泡ＴＢの動態を精度よく評価できる。
また、図５に示す２つのグラフでは、上述の通り波形面積の大きさが異なっている。これは、気泡ＴＢの成長速度等の動態に起因していると考えられる。気泡ＴＢの成長は、レーザパルス光Ｌ１の入力エネルギー量に依存する他、照射対象の硬さのような周囲の環境にも依存する。そのため、同じ照射条件でも異なる反応が検出された場合、対象の状態が異なっていることを判別することができる。例えば、通常の血栓に比べて硬さが異なる血栓の場合には、戻り光Ｌ３の時間波形における波形面積の大きさが通常と異なる。また、上述の通り、血栓除去は気泡ＴＢの物理的な作用によって得られるため、気泡ＴＢの発生毎に光ファイバ７にも応力が加わる。そのため、同一の照射条件で発生した気泡ＴＢにおいても、モニタ光Ｌ２の反射あるいは散乱の状態に差異が生じる場合がある。このような差異は、主に時間波形のピーク強度の差となって表れるが、気泡ＴＢの持続時間は照射条件毎に収束する。そのため、時間波形の持続時間を検出することで、気泡ＴＢの動態を精度よく評価できる。なお、ピーク強度も平均化すれば、条件毎に収束する（図８（ａ）参照）。
また、時間波形においてピークが現れた時間であるピーク時間に関連するパラメータを用いることができる。図８は、モニタ装置２０によって計測される時間波形の一例を示すグラフである。図８では、時間が０μｓのときにレーザパルス光Ｌ１の照射が開始されている。図８の（ａ）は、平均出力を３６．１ｍＶとするレーザパルス光Ｌ１が同一の照射条件で４回照射されたときの時間波形の例を示している。また、図８の（ｂ）は、平均出力を７３．４ｍＶとするレーザパルス光Ｌ１が４回照射されたときの時間波形の例を示している。図８に示すように、戻り光Ｌ３の時間波形では、振幅の最大値がピークとして観測される。例えば、図８の（ａ）では、レーザパルス光Ｌ１の照射開始から平均して約２５０μｓの位置にピークが現れており、図８の（ｂ）では、レーザパルス光Ｌ１の照射開始から平均して約４００μｓ程度の位置にピークが現れている。なお、図８において、レーザパルス光Ｌ１の照射直後に現れているピークは、戻り光Ｌ３のうちバンドパスフィルタ１５によって減衰しきれなかったレーザパルス光Ｌ１の波長成分に起因するものである。
図９は、レーザパルス光Ｌ１の平均出力とモニタ装置２０によって計測される時間波形のピーク時間との関係を示すグラフである。図９に示すように、時間波形のピーク時間は、レーザパルス光Ｌ１の平均出力に対してリニアな関係となっている。通常、入力エネルギー量が増加すると、発生する気泡ＴＢのサイズが大きくなる。この場合、気泡ＴＢが最大となるまでの時間が長くなるので、取得される時間波形のピークまでの時間が大きくなると考えられる。すなわち、ピークまでの時間は気泡ＴＢの大きさの指標になり得る。そこで、時間波形における振幅のピークまでの時間（立ち上がり時間）をパラメータとして用いることができる。また、上述の通り、気泡ＴＢの大きさと時間波形の収束時間にも相関があるため、振幅のピークから収束までの時間（立ち下がり時間）をパラメータとしてもよい。
また、気泡ＴＢが発生する条件が同じであれば、時間波形におけるピーク時の強度（振幅）であるピーク強度についても充分に有用なパラメータとして使用できる。また、時間波形における波形パターンをパラメータとしてもよい。例えば、血液Ｂと血栓Ｔとでは硬さ等の物性が異なる。そのため、同じレーザパルス光Ｌ１が照射された場合でも、ピーク強度や波形パターンに違いが生じ得る。例えば、血液Ｂにレーザパルス光Ｌ１が照射されたときの気泡ＴＢのサイズは、血栓Ｔの場合に比べて大きくなる。
また、時間波形におけるピークの有無をパラメータとしてもよい。図７に示すように、レーザパルス光Ｌ１の照射距離が大きくなった場合には、次第に反応の低下が起こり、最終的にレーザパルス光Ｌ１の照射効果が得られなくなる。つまり、照射距離が所定の長さ以上になった場合には、気泡ＴＢが発生しなくなるので、戻り光Ｌ３の時間波形にピークが現れなくなる。
次に、図１０〜図１２を参照して、光照射装置１Ａにおけるモニタ装置２０の作動方法の例について説明する。
光照射装置１Ａを用いてレーザ血栓治療を行う場合、光ファイバ７を収容したカテーテルＣを血管ＢＶ内に挿入し、当該カテーテルＣの先端を血栓Ｔに近い位置まで移動させる。この状態では、カテーテルＣ内に生理食塩水Ｓを注入し、カテーテルＣの先端から血管ＢＶ内に生理食塩水Ｓを投与する。血管ＢＶ内におけるカテーテルＣの位置は、例えばカテーテルＣの先端側に取り付けられた金属マーカＭをＸ線透過装置で撮像して確認する。そして、治療用レーザ光源３からレーザパルス光Ｌ１を出力させ、光ファイバ７の他端からレーザパルス光Ｌ１を血管ＢＶ内に照射する。このレーザパルス光Ｌ１の照射に併せて、モニタ装置２０を次のとおり作動させる。
すなわち、まず、モニタ用レーザ光源５からモニタ光Ｌ２を出力させ、光ファイバ７の他端からモニタ光Ｌ２を血管ＢＶ内に照射する（出力工程）。出力工程で出力させたモニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３を、光検出器８により検出し、戻り光Ｌ３の強度に応じた信号（検出信号）を出力する（光検出工程）。光検出工程で出力された信号に基づいて、戻り光Ｌ３の強度の時間変化である時間波形を、解析部９により取得し、血管ＢＶ内の反応を評価する（解析工程）。
図１０は、カテーテルＣが血管ＢＶ内に挿管された状態を示す模式図である。図１０の（ａ）の例では、カテーテルＣの先端の位置が、血栓Ｔから離れている。血液中で照射されたレーザパルス光Ｌ１は、０．１ｍｍ進むと９０％以上が血液によって吸収されてしまう。そのため、カテーテルＣの先端が血栓Ｔの直近に配置されていない場合、レーザパルス光Ｌ１の照射による気泡ＴＢが発生し難く、治療の効果は著しく低下する。また、図１０の（ｂ）の例では、カテーテルＣの先端の位置が、血栓Ｔの一部のみに直近している。このように、カテーテルＣの先端が血栓Ｔの大部分に近接できていない場合には、治療の効果が低下する虞がある。また、図１０の（ｃ）の例では、カテーテルＣの先端の位置が、血栓Ｔではなく血管壁に向いている。この場合、レーザパルス光Ｌ１は血栓Ｔではなく、血管壁に照射されることになり、治療の効果を得ることができない。
以上の図１０の（ａ）〜（ｃ）に示した状態では、モニタ光Ｌ２の反射あるいは散乱が生じないか、生じても通常の状態に比べて小さくなる。そこで、時間波形の波形面積が極端に小さい場合、時間波形のピーク強度等が極端に小さい場合、時間波形の収束時間が極端に小さい場合、ピーク波形が得られない場合などには、カテーテルＣの先端の位置が、血栓Ｔから離れていると評価することができる。なお、極端に小さいとは、取得される各値が所定の閾値よりも小さいことを意味する。
図１１は、血管ＢＶ内の状態とモニタ装置２０によって計測される時間波形との関係を示す模式図である。図１１の（ａ）は、カテーテルＣの先端と血栓Ｔとの理想的な位置関係を示す。カテーテルＣの先端が血栓Ｔに直近している場合、レーザパルス光Ｌ１が効率的に血栓Ｔに照射される。この場合、発生する気泡ＴＢによってモニタ光Ｌ２が反射あるいは散乱され、戻り光Ｌ３が増大する。そこで、時間波形の波形面積、時間波形のピーク強度、時間波形の収束時間などから、カテーテルＣの先端の位置が血栓Ｔに直近していると評価することができる。
図１１の（ｂ）は、図１１の（ａ）の状態から治療が進行した状態を示す。図１１の（ｂ）に示すように、治療が進行すると、カテーテルＣの先端から血栓Ｔまでの距離が大きくなる。この場合、レーザパルス光Ｌ１の照射距離が大きくなり、気泡ＴＢが発生し難くなる。これにより、治療効果が低下する。時間波形の波形面積の減少、時間波形のピーク強度の減少、時間波形の収束時間の減少などから、カテーテルＣの先端の位置が血栓Ｔから離れてきたと評価することができる。このように、カテーテルＣの位置が血栓Ｔから離れたと評価された場合には、図１１の（ｃ）のように再びカテーテルＣを血栓Ｔに近づける操作が行われる。これにより、気泡ＴＢが発生しやすくなり、治療が効率的に行われる。この場合、戻り光Ｌ３が増加する。すなわち、時間波形の波形面積の増加、時間波形のピーク強度の増加、時間波形の収束時間の増加などから、カテーテルＣの先端の位置が、血栓Ｔに直近したと評価することができる。
図１２は、カテーテルＣが血栓Ｔを貫通した状態を示す模式図である。図１１の（ａ）〜（ｃ）の工程を繰り返し行うことによって、カテーテルＣの先端が血栓Ｔを貫通する。これにより、血栓Ｔによって閉塞された血管ＢＶが再開通する。流路が確保された結果、図１２の（ａ）に示すように、カテーテルＣの先端の周囲にも血液Ｂが流入する。この場合、照射されるレーザパルス光Ｌ１が血液Ｂに吸収されて、気泡ＴＢが発生する。ｉｎ ｖｉｔｒｏでの実験によって、レーザパルス光Ｌ１の入力エネルギー量が同一の場合、レーザパルス光Ｌ１が血栓Ｔに照射されたときに発生する気泡ＴＢよりも、レーザパルス光Ｌ１が血液Ｂに照射されたときに発生する気泡ＴＢの方が大きくなることが分かっている。そのため、血管ＢＶの再開通後に、例えば戻り光Ｌ３の時間波形における収束時間の増加といった変化を観測することができる。
ただし、レーザパルス光Ｌ１の照射中においては、カテーテルＣの先端から血管ＢＶ内に生理食塩水Ｓが継続投与されている。そのため、図１２の（ｂ）に示すように、血液Ｂは生理食塩水Ｓによって置換される可能性がある。この場合、例えば戻り光Ｌ３の時間波形の収束時間が減少することがある。このように、図１２の（ａ）及び図１２の（ｂ）のいずれの場合でも、血栓Ｔにレーザパルス光Ｌ１が照射されている場合に比べて、異なる時間波形が取得される。
レーザ血栓治療に対するモニタ装置２０よる評価は、解析部９によって、音、音声、画像表示等の出力で作業者に通知され得る。そのため、作業者は治療の開始、治療の効果、治療の進捗、及び治療の終了をリアルタイムで把握することが可能となる。
以上、本実施形態によれば、モニタ用レーザ光源５によって照射されたモニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３が光検出器８によって検出される。モニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３は、レーザパルス光Ｌ１によって生じた気泡ＴＢにモニタ光Ｌ２が反射あるいは散乱されることによって生じる。ここで、レーザパルス光Ｌ１が血栓Ｔに対して適切に照射されている場合と、レーザパルス光Ｌ１が血栓Ｔに対して適切に照射されていない場合とでは、気泡ＴＢの発生の有無や、気泡ＴＢの消滅までの状態といった血管ＢＶ内の反応が異なることが見出される。そして、このような血管ＢＶ内の反応が異なることに応じて、戻り光Ｌ３の時間波形も異なることが見出される。そこで、戻り光Ｌ３の時間波形から求められたパラメータに基づいてレーザパルス光Ｌ１の照射に伴う血管ＢＶ内の反応を評価することによって、不可視下の血管ＢＶ内の血栓Ｔに対してレーザパルス光Ｌ１が適切に照射されていることを簡便にリアルタイムで評価することが可能となる。この場合、カテーテルＣの先端の位置も把握できるため、血管壁にレーザパルス光Ｌ１が照射されることを抑制できる。また、上記実施形態においては、カテーテルＣの先端に新たな構造体を構築する等の必要がなく、従来使用されていたカテーテルをそのまま利用することができる。
また、パラメータとして、時間波形における収束時間、時間波形におけるピーク時間、時間波形におけるピーク強度、時間波形における波形パターン、時間波形におけるピークの有無、及び、時間波形の波形面積（積分値）を挙げることができる。このようなパラメータによれば、レーザパルス光Ｌ１の照射による血管ＢＶ内の反応を適切に判断することできる。なお、これらのパラメータは、単独で用いられてもよいし、組み合わせて用いられてもよい。
また、モニタ光Ｌ２は連続波光であるため、気泡ＴＢの発生から消滅までを継続して観測しやすくすることができる。なお、モニタ光Ｌ２としてパルス光を用い、このモニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３に基づいて、血管ＢＶ内の反応を評価してもよい。この場合、モニタ光Ｌ２のパルス幅と気泡ＴＢの持続時間との関係によっては、気泡ＴＢの発生から消失までを継続して観察し難い可能性もあるが、気泡ＴＢの動態を評価することはできる。モニタ光Ｌ２としてパルス光を用いる場合には、モニタ光Ｌ２のパルス幅を気泡ＴＢの持続時間よりも長くすることによって、気泡ＴＢの発生から消滅までを継続して観測できる。
また、モニタ光Ｌ２の波長は、６００ｎｍ乃至１３００ｎｍである。モニタ光Ｌ２がヘモグロビンや水分に吸収され難い波長を有することによって、モニタ光Ｌ２の減衰を抑制することができる。
また、レーザパルス光Ｌ１の戻り光Ｌ３自体の有無によって、気泡ＴＢの発生の有無を確認することができる。この場合、例えば、光ファイバ７の先端に直近した位置に血栓Ｔがあることを確認できる。また、気泡ＴＢが発生しない場合には、レーザパルス光Ｌ１が血栓Ｔに照射されていないと評価することができる。この場合、例えば、光ファイバ７の先端が血栓Ｔから離れていることや、レーザパルス光Ｌ１が血管壁に照射されていることが原因として考えられる。
［第２実施形態］
本実施形態に係る光照射装置１Ｂでは、治療用レーザ光源３によって照射されるレーザパルス光Ｌ１がモニタ光Ｌ２としても使用されている点で第１実施形態の光照射装置１Ａと相違している。以下、主として第１実施形態と相違する点について説明し、同一の要素や部材については同一の符号を付して詳しい説明を省略する。
本実施形態に係る光照射装置１Ｂでは、治療用レーザ光源３によって照射されるレーザパルス光Ｌ１がモニタ光Ｌ２としても使用されている点で第１実施形態の光照射装置１Ａと相違している。以下、主として第１実施形態と相違する点について説明し、同一の要素や部材については同一の符号を付して詳しい説明を省略する。
図１３に示すように、光照射装置１Ｂは、治療用レーザ光源３（光源、光出力部）と、光ファイバ７と、結合光学系３０と、光検出器８と、解析部９と、を備えている。結合光学系３０は、治療用レーザ光源３と光ファイバ７の一端とを光学的に接続する。すなわち、結合光学系３０は、治療用レーザ光源３から出力されるレーザパルス光Ｌ１を光ファイバ７の端面７ａに入力する。結合光学系３０は、光ファイバ７の一端と光検出器８とを光学的に接続する。すなわち、結合光学系３０は、光ファイバ７からの戻り光Ｌ３を光検出器８に入力する。結合光学系３０は、３つのレンズ１１Ａ，１１Ｂ，１１Ｄと、１つのビームスプリッタ３３と、を有している。なお、本実施形態では、治療用レーザ光源３と、光検出器８と、解析部９と、結合光学系３０の一部とによって、モニタ装置３５が構成されている。結合光学系３０のうちレンズ１１Ａ，１１Ｂ，１１Ｄ及びビームスプリッタ３３は、モニタ装置３５に属する。
ビームスプリッタ３３は、治療用レーザ光源３から出力されるレーザパルス光Ｌ１の光路上において、レンズ１１Ａとレンズ１１Ｂとの間に配置されている。ビームスプリッタ３３は、例えばハーフミラーによって構成される。レンズ１１Ｄは、戻り光Ｌ３の光路上において、ビームスプリッタ３３と光検出器８との間に配置されている。
治療用レーザ光源３から出力されるレーザパルス光Ｌ１は、レンズ１１Ａによって平行光となり、レンズ１１Ｂによって光ファイバ７の一方の端面７ａに入力される。光ファイバ７の一方の端面７ａに入力されたレーザパルス光Ｌ１は、光ファイバ７の他方の端面７ｂから出力される。光ファイバ７からの戻り光Ｌ３は、レンズ１１Ｂによって平行光となり、ビームスプリッタ３３に入力される。ビームスプリッタ３３は、入力された戻り光Ｌ３を光検出器８に向けて出力する。この戻り光Ｌ３は、レンズ１１Ｄによって光検出器８に入力される。
レーザパルス光Ｌ１の照射によって気泡ＴＢが発生すると、気泡ＴＢによるレーザパルス光Ｌ１の反射あるいは散乱が生じ、レーザパルス光Ｌ１の一部が戻り光Ｌ３となる。つまり、本実施形態では、レーザパルス光Ｌ１がモニタ光としても機能しており、このレーザパルス光Ｌ１の戻り光Ｌ３を解析部９で解析することによって、気泡ＴＢの動態を評価することが可能である。
本実施形態においても、第一実施形態と同様の作用効果を奏する。特に、本実施形態では、血管ＢＶ内の反応を評価するために血管ＢＶ内に照射されるモニタ光がレーザパルス光Ｌ１である。レーザパルス光Ｌ１がモニタ光を兼ねることによって、モニタ用レーザ光源５（図１参照）等の別途の光源を不要にできる。なお、この場合、レーザパルス光Ｌ１のパルス幅と気泡ＴＢの持続時間との関係によっては気泡ＴＢの発生から消失までを継続して観察し難い可能性もあるが、この場合であっても、気泡ＴＢの動態を評価することは可能である。
以上、本発明の実施の形態について図面を参照して詳述したが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではない。
例えば、上述した各実施形態では、モニタ装置２０，３５をレーザ血栓治療用の光照射装置１Ａ、１Ｂに適用した例を示したが、これに限定されない。例えば、モニタ装置２０，３５は、機械的治療装置に適用されてもよい。図１４は、機械的治療装置による血栓Ｔの治療を示す模式図である。図１４に示すように、機械的治療装置では、カテーテルＣと、カテーテルＣ内に収容された光ファイバ７と、カテーテルＣ内に収容された血栓キャッチャ４０とを有している。血栓キャッチャ４０は、例えばワイヤ４１と、ワイヤ４１の先端に設けられた螺旋状のキャッチャ４３とを有している。このような機械的治療装置では、カテーテルＣを血栓Ｔの直近に配置し、血栓キャッチャ４０のキャッチャ４３によって、血栓Ｔを引き抜くことができる。この場合、光ファイバ７から照射されたレーザパルス光Ｌ１及びモニタ光Ｌ２の少なくとも何れかの戻り光Ｌ３をモニタすることによって、カテーテルＣの位置確認を簡便にリアルタイムで行うことができる。また、血栓Ｔの引き抜き操作においては、血栓Ｔがキャッチャ４３から脱落していないかの確認をすることができる。
また、例えば、モニタ装置２０，３５は他の機械的治療装置に適用されてもよい。図１５は、他の機械的治療装置による血栓Ｔの治療を示す模式図である。図１５に示すように、機械的治療装置では、カテーテルＣと、カテーテルＣ内に収容された光ファイバ７とを有している。この機械的治療装置では、カテーテルＣを血栓Ｔの直近に配置し、カテーテルＣによって、血栓Ｔを吸引することができる。この場合、光ファイバ７から照射されたレーザパルス光Ｌ１及びモニタ光Ｌ２の少なくとも何れかの戻り光Ｌ３をモニタすることによって、カテーテルＣの位置確認を簡便にリアルタイムで行うことができる。また、血管壁等を吸引することなく、確実に血栓Ｔを吸引しているかの確認をすることができる。
また、例えば、モニタ装置２０，３５は薬剤投与装置に適用されてもよい。図１６は、薬剤投与装置による血栓Ｔの治療を示す模式図である。図１６に示すように、薬剤投与装置では、カテーテルＣと、カテーテルＣ内に収容された光ファイバ７とを有している。この薬剤投与装置では、カテーテルＣを血栓Ｔの直近に配置し、カテーテルＣの先端から血栓Ｔに向けて薬剤を投与することができる。この場合、光ファイバ７から照射されたレーザパルス光Ｌ１又はモニタ光Ｌ２の戻り光Ｌ３をモニタすることによって、カテーテルＣの位置確認を簡便にリアルタイムで行うことができる。また、薬剤投与による血栓溶解の効果が得られているかを確認することができる。また、血栓Ｔの有無の確認を行うことができる。
また、上述した各実施形態では、結合光学系１０，３０にビームスプリッタを使用しているが、ビームスプリッタに代えて、光ファイバカプラ、光ファイバコンバイナのような光結合及び光分離機能を有する光学部品を用いてもよい。
１Ａ，１Ｂ…光照射装置（血管内にパルス光を照射する装置）、３…治療用レーザ光源（光源、光出力部）、５…モニタ用レーザ光源（光源、光出力部）、８…光検出器（光検出部）、９…解析部、２０…モニタ装置、Ｌ１…レーザパルス光（パルス光）、Ｌ２…モニタ光、Ｌ３…戻り光。
Claims (10)
- 血管内の血栓にパルス光を照射する装置に用いられるモニタ装置であって、
前記血管内に照射されるモニタ光を出力する光出力部と、
前記モニタ光の戻り光を検出し、検出信号を出力する光検出部と、
前記検出信号に基づいて前記戻り光の強度の時間変化である時間波形を取得する解析部と、を備え、
前記解析部は、前記時間波形に基づいてパラメータを求め、当該パラメータに基づいて、前記パルス光の照射に伴う前記血管内の反応を評価し、
前記パラメータは、前記時間波形の波形面積を含む、モニタ装置。 - 前記パラメータは、前記時間波形における収束時間、前記時間波形におけるピーク時間、前記時間波形におけるピーク強度、前記時間波形における波形パターン、及び、前記時間波形におけるピークの有無のうちの少なくとも１つをさらに含む、請求項１に記載のモニタ装置。
- 前記モニタ光は、連続波光である、請求項１又は２に記載のモニタ装置。
- 前記モニタ光の波長は、６００ｎｍ乃至１３００ｎｍである、請求項１〜３のいずれか一項に記載のモニタ装置。
- 前記パルス光は、前記モニタ光を兼ねている、請求項１又は２に記載のモニタ装置。
- 血管内の血栓にパルス光を照射する装置に用いられるモニタ装置の作動方法であって、
前記モニタ装置が、前記血管内に照射されるモニタ光を出力する出力工程と、
前記モニタ装置が、前記モニタ光の戻り光を、光検出部により検出し、検出信号を出力する光検出工程と、
前記モニタ装置が、前記検出信号に基づいて前記戻り光の強度の時間変化である時間波形を取得する解析工程と、を備え、
前記解析工程では、前記時間波形に基づいてパラメータを求め、当該パラメータに基づいて、前記パルス光の照射に伴う前記血管内の反応を評価し、
前記パラメータは、前記時間波形の波形面積を含む、モニタ装置の作動方法。 - 前記パラメータは、前記時間波形における収束時間、前記時間波形におけるピーク時間、前記時間波形におけるピーク強度、前記時間波形における波形パターン、及び、前記時間波形におけるピークの有無のうちの少なくとも１つをさらに含む、請求項６に記載のモニタ装置の作動方法。
- 前記モニタ光は、連続波光である、請求項６又は７に記載のモニタ装置の作動方法。
- 前記モニタ光の波長は、６００ｎｍ乃至１３００ｎｍである、請求項６〜８のいずれか一項に記載のモニタ装置の作動方法。
- 前記パルス光は、前記モニタ光を兼ねている、請求項６又は７に記載のモニタ装置の作動方法。
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