JPH03500373A - 画像形成のためのカテーテルシステム - 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。

Description

【発明の詳細な説明】 画像形成のためのカテーテルシステム 技術分野 本発明は、オプチカルファイバーがカテーテル内に準備されている装置に関して 、ここで前記カテーテルは画像形成検出器をもつ分光計、二カップリングされて おり、そして診断の光を使用して標的組織のスペクトル画像をつくる。

発明の背景 光学的分光測定は、組織のタイプおよび状態のブロービングのための強力な道具 であることが証明されている。組織の画像は、オプチカルファイバーの柔軟なコ ーヒーレットの束を使用して、遠隔的に、そして生体内で記録することができる 。スペクトルは普通の方法で走査モノクロメータ−を使用して記録することがで きる。しかし、これは、ことに蛍光の過度の強度が組織を熱的に損傷しそして過 度の蛍光が組織を光化学的にまたは他の手段により損傷される、組織の分光測定 に関連する、しばしば弱い信号を使用するとき、時間を消費し、そして非効率的 である。画像形成装置、例えば、線状のダイオード列、電荷結合デバイス（ＣＣ Ｄ）、電荷注入デバイス（ＣＩ　Ｄ）　、ビジコンまたは他のこのような画像形 成装置を装備したスペクトログラフは、分散したスペクトル全体を電子信号に変 換するので、すべての所望の光は同時に検出される。スペクトログラフはオプチ カルファイバーに接続することができるので、放射されるスペクトルは記録され る。ファイバーの他方の端は組織中にあるいはウェル（ｗｅｌｌ）の底にあるい は他の遠い位置に配置して、その環境についての情報を運ぶ光を収集することが できる。しかしながら、この装置は画像ではなく、スペクトルのみを記録する。

同様Ｊ二、オプチカルファイバーのコーヒーレットの束は画像を遠い位置から伝 送し、画像はビデオの表示および保存の！こめ同様な電子画像形成装置に記録さ れる。しかしながら、スペクトルの分析および画像形成の組み合わせはより困難 であることが証明された。

画像全体を同時にスペクトル的に記録する手段が要求されている。

単一のオプチカルファイバーを使用する代わりに、分光計の入口に配置されてい るオプチカルファイバーのコーヒーレットな束からの画像を使用することが考え られる。画像がモノクロームである場合、モノクロームの画像は、また、画像形 成検出器上にある種の位置に、格子、または他の分散装置の位置に依存して、形 成する。場の適当な７ラツトネスをもつスペクトログラフをここで仮定する。第 ２の色を画像に加えｔａ場合、第２の画像は検出器上に、第１の画像から変位し て、ある部分が第１の部分と重なって、分散の量に依存して形成するであろう。

所定の検出器要素は、１つの色の画像の１つの部分、または異なる色の画像の他 の部分からの検出光であることができる。出力は不明瞭である。より多くの色は 入力画像に加えられるので、単一の要素は異なる色に８いて画像のより多く異な る部分を検出するであろうが、混合したデータを選択するための明確な方法は存 在しない。画像形成検出器は、非常に不安定なスペクトル的に不鮮明なまたは汚 れた画像を得るであろう。

蛍光およびレーザー誘発蛍光は、組織のタイプおよび状態を診断するために使用 されてきている。５００〜６５０ｎｍの範囲の４８０ｎｍ励起蛍光の波長が使用 されてきており、これによりピークおよび谷の信号の比はアテロームの斑を正常 の動脈の壁と区別するｔ；めに有用であった。アルファノ（Ａｌｆａｎｏ）にお いて、可視のレーザーの励起は癌および正常の組織における蛍光を誘発し、５０ ０〜７００ｎｍの範囲にわたって放射し、これは組織についてスペクトルの差を 示した。しかしながら、励起および検出の他の波長は有用であることがある。特 定の発色団の蛍光放射特性は、広い範囲の励起波長について、同一の波長におい て起こる傾向をもつ。

ラマン分光測定と呼ぶ、異なるタイプの分光測定は、励起するレーザーのライン からの振動数のシフトに依存する。ラマンスペクトルのピークは、レーザーのラ インからの固定した振動数の分離において起こり、そして、７理的には、任意の 励起波長について起こるであろう。

最も区別する特徴は振動数の差である。ラマン分光測定は、広い範囲の物質、例 えば、溶液または火炎中の分子の同定に使用されてきている。

λ盟凶！ね 本発明によれば、オプチカルファイバー、分光計、および検出器は新規な方法で 構成され、こうして画像およびスペクトルの両者の構成に適切な情報が得られる であろう。後述する特定の実施態様および数のオプチカルファイバーを考慮する が、本発明はこの方法で限定される必要はない。コーヒーシフトのオプチカル７ アイパ一束は、各カラムが１００本の個々のファイバーを垂直の列で含有する、 ファイバーのｌ　ＱＱ本のカラムを並列で有する、正方形の列で１０．０００本 の７アイパーから構成された。各ファイバーは１０マイクロメートルおよび２０ ｎｍの外径を有し、クラッド（ｃｌａｄｄｉｎｇ）を包含する。コーヒーシフト な束は、入力または末端に２ｍｍの断面をもつ正方形を形成する。出力端におい て、カラムは互いに分離され、モして５００ｎｍの距離で間隔を置いて位置して 、２ｍｍＸ５０ｍｍの長方形の列を形成する。この列、または画像の列は低い分 散の分光計の入口に配置され、そしてこの分光計は適切な場のフラットネスを有 しかつ他の異常を最小にするように補正されている。拡大がないようにするｔ； めに、分散は問題のスペクトル領域が５００ｕｍを越えないように選択する。こ のスペクトル領域はフィルターで制限して重なりを回避することができる。水平 の平面における分散をこの説明を通じて仮定するが、この平面に限定する必要は ない。適切な寸法（この場合において、少なくとも５０ｍｍ）の二次元の検出器 上の画像形成は、各カラムの分散したスペクトルが次のカラムのそれと重ならな いようなものである。２０ｕｍの正方形の要素をもつ検出器について、各オプチ カルファイバーに相当する各画素は、２５の検出器要素にわたって分散して、ス ペクトルを２５の分解要素に細分割するであろう。こうして、１０．０００本の オプチカルファイバーの各々は、２５０．０００の要素を有する検出器の別々の ２５の要素にカップリングするので、各スペクトルは他のスペクトルと重ならな いで個々に記録することができる。

正方形の検出器の列をもつ、よりコンパクトなシステムについて、ファイバーの カラムはグループで重ねて配置することができる。例えば、コーヒーシフトな束 からの５本のカラムを各々長さ１０ｍｍの５００本のファイバーの単一のカラム に組み合わせ、そして２０本のこのようなカラムが５００ｕｍで間隔を置いて位 置されている場合、これは正方形の列１０１０Ｘ１Ｏを形成し、そして倍率をも つか、あるいはもたない正方形の検出器上へ突起することができる。倍率をもた ないで、各画像の画素は２５の検出器要素にわたって分散されるであろう。多数 の検出器要素、およびカラムの間隔および倍率の適当な調節は、画素当たりのス ペクトル分解の要素を増加するであろう。

オプチカルファイバーの他の配置は、正方形δカをカラムよりむしろ正°方形の ブロックに細分割することから成る。例えば、ファインく−の５×５ブロツクを 再位置し、そして２５本のファイバーのカラムに配置することができる。この画 像は２５要素高さＸ２５要素幅の検出器の正方形の部分上に分散させる。隣接す るオプチカルファイ／（−の接するブロックは、検出器の対応する隣接するブロ ック上に画像形成される。これは、画像の隣接する部分が検出器の隣接する部分 により観測されるので、画像の広く分離する部分の間の混線の問題を最小にする 。このタイプの配置では、低い分解の画像を必要に応じて得ることができる。オ プチカル７アイパーのブロックおよび検出器上の対応するブロックは単一の画素 として処理することができる。もちろん、末端のオプチカルファイバーの任意の 配置は、多くの方法で、画像検出器に合致させることができる。例えば、単一の 線状の列を小さい数のオプチカルファイバーについて使用することができる。

特別の光学的カップリング要素は、オプチカルファイン（−の束の出力と分光計 の検出器との間に設置することができる。アナ１１モルフィックの要素、例えば 、円筒形のレンズまたはプリズムは画像を１つの寸法において他のものにおける より拡大することができる。前述の長方形の２ｍｍｘ５０ｍｍの画像を、異なる 寸法の長方形、または正方形にさえ変化させることができる。同様に、単一のオ プチカルファイン（−の円い画像を長円形にして、検出器列上の長円形の要素に 合致させることができる。

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

オプチカルファイバーからの画像は平行にし、そして移動するマイケルソン干渉 計を通して送る。単一の画素は、移動する鏡が動くとき、構成的および破壊的干 渉を行う；記録されたスペクトルは７−リエ変換により波長のスペクトルに変換 される。しかしながら、検出器を画像形成装置、例えば、ＣＯＤと置換する場合 、各画素は干渉計にかけられる。画像形成装置は、鏡の走査と同じ多い回数で「 読み出し」して、正確な変換のｔ；めに十分なデータを得ることが必要である。

１例として、ＣＯＤは鏡の移動の各波長について完全に２０回読み出されるであ ろう。スペクトル画像を獲得するための時間は有意となることがある。また、実 質的な計算する力は、少ない量の時間で数千の画素のためのデータの７−リエ変 換の実施に必要である。

オプチカルファイバー束からの画像をスペクトル的に濾過することができる他の システムは、フィルターおよびビームスプリッタ−から構成される。画像からの 光は、ｌ系列のスプリッターを通過して１または２以上の画像形成検出器上に入 射する。二色のビームスプリッタ−は、光を種々の色に損失を最小にして分解す る。吸収フィルターを、また、光通路中に介在させて波長を選択するが、これら は効率に劣る。

各々が異なる色である多数の画像は、キーの直像形成検出器上へ衝突する。

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

紫外線励起されｔ；レーザーが誘発した蛍光は、動脈の組織を正常と斑と区別す るための有用な診断を提供することを、われわれは発見した。実験において、励 起のために２２０ｎｍ〜３３０ｎｍの波長を使用し、検出の範囲はレーザーの波 長から７５０ｎｍまでの範囲である。

いくつかの有用なレーザー誘発蛍光の診断が発見された。３７０〜４７０ｎｍの 範囲における２つのピークおよび谷は、正常および斑の動脈の区別のだめｊ；有 用である。レーザーの除去（ａｂｌａｔｊｏｎ）の損傷後でさえ、約４２０ｎｍ の谷は持続する。それは、多分ヘムからの、ポルフィリンのソーレーバンドのた めであるように思われる。

これらの特徴は、また、他のタイプの組織の同定に同様によく有用である。弱い ＬｒＦ放射は、また、広い範囲の紫外線の励起について、６００〜７００ｎｍの 範囲において起こり、ピークは６５０ｎｍに存在する。また、３２０ｎｍより短 い紫外線の波長は、多分トリプトファンのために広い蛍光を励起し、これは２２ ０〜２８０ｎｍの励起について、２９０〜３８０ｎｍの範囲であり、最大は約３ ３５ｎｒｎである。

強度および蛍光の寿命（典型的には約３ｎｓｅｃ）は、組織とともに変化し、そ して有用な診断を提供する。

診断に有用なラマンピークは、約３３００　ｃ　ｍ−”±１５０ｃｍ″□Ｉにお いて起こる。２２０〜２２８ｎｍの範囲における励起波長を使用したが、ラマン 散乱はすべての励起波長について起こる一区別する特徴は振動数のシフトである 。斑は健康な動脈中膜より非常に強いラマン信号を示した。振動数のシフトは、 励起振動数を変化させたとき、比較的一定に止まり、スペクトルがラマンのプロ セスであり、ＬＩＦでないことを証明する。この信号はレーザーの除去損傷後に 持続し、モして逆層を侵入したとき、下に存在する健康な中膜がより弱い信号を 与えることの決定において有用であった。ラマン信号の強さのこの変化は、フィ ードバックの制御診断として使用して、斑が除去されたこと、および組織の除去 を停止できることの信号を発生することができる。

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

第２図は、画像形成カテーテルの断面図である。

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

第４図は、二重検出システムの使用を示す光学的略図である。

第５図は、マイケルソン干渉計の使用を示す光学的略図である。

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

第７図は、３２９ｎｍの励起により刺激された正常の大動脈の壁の蛍光を示す。

左の目盛り（縦軸）は蛍光のシグナルの強度である。（第７図〜第１０因は同一 の条件を使用する）。

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

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

第１０図は、より少ない露出を行って、斑が侵入されないようにした、アルゴン イオンのレーザーにより除去された隣接する領域を示す。

このアプローチは第９図と明瞭に区別され、これは逆層が侵入されたときを決定 する診断に有用であることを示す。

第１１図は、３２０ｎｒｎの励起を使用する正常の大動脈からの蛍光を示す。

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

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

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

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

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

第１７図は、約２４４ｎｍにおけるラマンビークを示す。レーザーのラインは約 ２５５ｎｍである。（−２ｒ＋ｍの補正はすべての引き続く第１７図〜第２２図 について必要である）６約２３３ｎｍにおける強度の目盛り変化が存在する。こ のスペクトルは柔らかい斑、線維および脂肪についてのものである。振動数は約 ３，３２０ｃｒｎ−’である。

こねはＯ−Ｈの伸長の振動数、または多分Ｎ　−Ｈのそれに相当する。

第１８図は、同一組織試料上の正常の動脈中膜についてのスペクトルを示す。

第１９図は、アルゴンイオンのレーザー、５１４ｎｍ、からの約２ジユール／ｍ ｍ　２で照射した、カルシウム化斑のスペクトルを示す。

２４４ｎｍにおける強いラマンビークが存在し、３．３２０ｃｍ−’の振動数の シフトをもつ。

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

第２１図は、斑が第９図について記載しｔ；ように除去された、斑をもつ大動脈 のラマンスペクトルを示す、約２４２ｎｍにおけるラマンピークは弱く、重なる 斑が除去されていることを示す。

第２２図は、第１０図について記載したものに類似する、侵入しない除去された 斑のラマンスペクトルを示す。約２４２ｎｍにおけるラマンピークは強く、クレ ータ−の底に斑がなお存在することを示す。

弱い「肩」のピークは約２３２ｎｍにおいて見られ、カルボニル伸長振動数であ りえない、約１６００ｃｍ”のラマンシフトに相当する；これは、また、有用な 診断の性質を有するが、よりすぐれたレーザー光の拒否の検査は必要であろう。

及盟Ω狂但皇塁盟 第１図は、本発明の好ましい実施態様を示す。カテーテル４１０は分解した縦断 面図で示されている。それは末端４２８８よび基部末端４４８を有し、そして１ ００Ｘ１００平方の列で１０．０００本の画像形成オプチカルファイバーまたは 同様な光導管を含有する。オプチカルファイバーａ、ｂ、ｃＳｅが示されており 、４２０ｄｄ’は列中に大きい数のオプチカルファイバーを示す。照明するオプ チカルファイバー４２１はレーザー源４９２またはまたは普通の光源４９８に連 結されており、後者はフィルター、モノクロメータ−まｔ；は同様な装置から構 成された波長選択装置４９３を有する。照明する光４２７ａは照明する線維４２ １ａ１ｂから出て、標的組織または試料４３４に到達し、試料４３４はカテーテ ルと接触するか、あるいはしないことができる。試料から戻る光４２７ｂはファ イバー４２０ａ−ｅにより集められて、分光計４６５へ送られる。

これは断面図であるので、図解する各オプチカルファイバーは１００本のオプチ カルファイバーのカラムを表す。これらのファイバーのカラムはカテーテルの基 部末端４４８において矢印４２３により示される距離で物理学的に分離されてお り、そしてすべては分光計４６５の入口開口４６７に配置されている。ファイバ ーａ−ｅの各カラムから放射される光線は格子４６８上へ注ぎ、そして分散され る。格子は示すように自己集束性であることができるか、あるいは分光計４６５ は追加のオプチクスを含有して、二次元の検出器列、４７０を形成する。

ファイバー間の物理学的分離４２３のｔ；めに、ファイバーのスペクトル的に分 散された画像４６２ｄ、４６３ｄ、および４６４ｄは検出器列４７０上で物理学 的に分離されるであろう。ファイバー４２０ａから広がる光線４６２ａは水平の 平面において分散され、より長い波長の光線４６２ｃおよびより短い波長の光線 ４６２ｂは４６２ｄのある範囲にわたって検出器４７０へ衝突する。同様に、フ ァイバー４２００からの光線４６４ａは長さ４６３ｄに分散される。これらのス ペクトル範囲は重なないので、スペクトルは別々に記録される。

検出器４７０から、電子信号はコンピューターおよび制御器４８０へ行き、ここ でそれらは処理され、そしてターミナル４８２上にスペクトル地図としてまたは ４８１上にハードコピーとして表示される。

コンピューターは、また、光源４９８、走査可能なモノクロメータ−または変化 可能なフィルターの波長選択器４９３、またはレーザー光源４９２を制御するこ とができる。励起および放射の両者のスペクトルを得ることができる。コンピュ ーター４８０は各オプチカルファイバーからのスペクトルを記録して、スペクト ル画像を構成する；各７アイパー４２０ａ−ｅから光は画像についてのデータの 画素を表す。

適当なアラビア数字を使用して、スペクトルを貯蔵したスペクトルと比較し、そ して各画素について診断の情報、例えば、組織のタイプ、および病気の存在また は不存在に変換する。このような状態を示す画像は、モニター４８２上に表示さ れるか、あるいは４８１上にプリントされる。

第２図１寸、好ましい実施態様におけるオプチカルファイバーのカテーテル４１ ０の断面図を示し、ファイバーの１００カラムにおける列は各々１００本のファ イバーを含有する。第１カラムはファイバー５２０ａ１５２１ａ、５２２ａ、５ ２４ａからなり、それ以上のファイバーは点線５２３ａを有する。第２カラムは 上部に７アイパー５２０ｂを有し、そして第３カラムはファイバー５２００を有 し、最後のカラムは上部にファイバー５２０ｅを有する。追加のカラムは点線５ ２０ｄ−ｄ’により示されている。照明ファイバー４２１は周辺に示されている が、それらは、また、カラムの間に位置することができる。

任意の内部のスリーブはファイバーを取り囲む。全体は外側の管またはカテーテ ル４１６中に含有される。

第３図は、カテーテルの基部末端４４８により分光計４６５の開口４６７上へ画 像形成される、別の実施態様である。レンズ５４１および５４２は画像を作るが 、鏡または他のすプチクスは、また、この目的のために使用することができる。

オプチカル７アイパーからの光線５６４ａは平行にされ５６４ｂそして集束され る５　６４　ｃ、任意のビームスプリッタ−５５２は、二色性まｔ；は部分的に 反射性であることができ、光源５９２からの照明する光５９４ａ＄よびカップリ ングセレクター５４６をオプチカルファイバーの束５２０に直接カップリングさ せることができる。光線５９４ｂはカテーテル４４８の基部末端上へ集束５９４ ｃされる。セレクター５４６はオプチクスを含有しミモして光線の方向をカテー テル４１０中のオプチカル７アイパー４２０ａ−ｅのいずれかまたはすべて中に カップリングさせることができる。

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

第５図は、マイケルソン干渉計を使用する別の実施態様を示す。オプチカルファ イバーの束５２０の基部末端５４８は光線５６４ａを有し、光線５４６ａはレン ズ５４１ｂにより平行にされ、マイケルソン干渉計に入り、このマイケルソン干 渉計はビームスプリッタ−５５２ｂ１固定した鏡５４５および可動の鏡５４６か ら構成されている。存在する光はレンズにより集束され、そして光線５６４ｇは 二次元の検出器５７０上へ画像形成される。コンピューター５８０は、検出器上 の要素のすべてからのデータのフーリエ変換を実施することができる。

検出器５７０は東５２０中のオプチカルファイバーが存在する数と同程度に多い 数有することが必要である。なぜなら、これは非分散系であるからである。

第６図は、カテーテルの末端に収集オプチクスを有する実施態様を示す。レンズ ４４１は組織４３４から放射する光線５６０ａを集め、そしてカテーテル４１０ の末端の表面４２８上へ光線４６０ｂを集束し、例示のｔこめ、オプチカルファ イバー４２００に相当する光線が示されている。任意の光学的シールド４１２を 使用してオブチクスを保護することができる。

別の実施態様において、ある数のオプチカルファイバーは正方形、六角形、円形 または他のパターンでカテーテル中に配列することができる。第４図において、 ビームは２つの分光計に向けるべき２つの成分に分割される。追加のビームスプ リッタ−まｌ；は鏡を使用して、ビームが分光計へ行く前に、ビームをさらに細 分割することができる。

第３図におけるものに代表される、他のカップリングオプチクスは、画像を拡大 するか、あるいはそれをアナモルフィック的に拡大して検出器の形状によりよく 適合させる。オプチカルファイバー〇カラムを組み合わせるかか、あるいは分離 し、こうして基部表面におけるカラムの数はカテーテル中の数−と同一でないよ うにし、モしてカラム内のファイバーの数を変化できるようにする。これはファ イバーの列の形状寸法を検出器のそれによりよく合致させるであろう。１列より 多い検！１５器列を使用する、分散されるスペクトル画像の適切なカバーを得る ことができる。この装置は、スペクトルおよび空間の両者の画像形成を得ること を望む、任意の用途における医学的画像形成に使用ことができる。

全体の動脈の壁はキャップ付きの融合されたシリカのクベフト中に、面に対して 同じ高さに配置し、湿ったきれいな紙を組織の背後に置いて乾燥を防止した。パ ルスした紫外線のレーザー光を使用して、組織中で蛍光を励起した。蛍光を融合 したシリカのオブチクスで集め、そして走査型二重モノクロメータ−に通過させ て光電子増倍管上へ到達させる。ゲーテッドインチグレイジョン（ｇａｔｅｄ　 ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）後、信号をコンピューター中に保存する。

約３２９ｎｍの励起は、レーザーの波長から約７００ｎｒｎにおける光電子増倍 管の感度限界までの蛍光を発生した。ピークは約３９５および４５Ｑｎｍ：ＩＩ Ｏｎｍ７．：おいて観測され、谷は４２５ｎｍにおいて存在する。谷は正常の動 脈の壁について深くそして斑について浅い。

アルゴンイオンのレーザーを使用する組織上への高い電力の露出からの除去の損 傷（ａｂｌａｔｉｏｎ　ｃｉａｍａｇｅ）は、スペクトルを変更し、両者の場合 において谷を浅くした。しかし差は残り、診断の差はレーザーの損傷後に持続す る。谷は、多分ヘメからの、ポルフィリンのソーレーバンドによる再吸収の！こ めであろう。２２０ｎｍ程度に短い波長を使用する、より短い波長の励起は、は とんどトリプトファンからと思われる、３３５ｎｍにおいて強い蛍光を励起する 。数ナノ秒の蛍光の寿命は、この放射についておよび５５０ｎｍ程度に長い他の 放射波長について観測された。これらのスペクトルの強度および時間分解した蛍 光の特性は、組織の診断情報を提供する。ピークが約６５０ｎｍである、６００ 〜７００ｎｍにおける弱い放射は、また、有用な診断であるように思われ、そし てすべての紫外線の励起について起こる。

蛍光の分光測定のため、分子のクロモホン（ｃｈｒｏｍｏｐｈｏｎｅ）を光子の 吸収により励起された電子の状態にする。放射は特定のクロモホンに特徴的であ る：励起波長を変化させるとき、ピークの波長は一定に止まる。しかし、励起の 波長はクロモホンの吸収バンドと合致しなくてはならない。

ラマンスペクトルは、分子の振動のエネルギーレベルをプロービン排除する。研 究材料中に含有される分子の振動の転移のために、材料上に入射する光は非弾性 的に散乱し、これによりエネルギーを分子に移し、そして典型的には散乱した光 の振動数を減少させる。

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

より短い波長、とくに２２０ｎｍ付近における励起は、約３３００±１５０波長 計のストークスシフトをもつラマン信号を生成した。このラマン信号は、健康な 動脈の壁より斑について非常に強かった。シフトは一定でありかつ励起波長に対 して独立であるので、それはラマン信号である。このような信号はすべての励起 波長について起こるが、強い蛍光の放射がまた存在するとき、観測することがよ り困難である。

組織が高い電力のアルゴンイオンのレーザーで除去された後、ラマン信号は持続 した。アルゴンレーザーが斑の上の層を除去し、正常の下の層を露出したとき、 ラマン信号は実質的に減少し、この信号は逆層が侵入されたときを決定するため の有用な診断であることを示す。

第１７図〜第２２図は、下の中膜と斑を区別するためのラマン診断の使用を例示 するデータを示す。診断が除去のプロセスを監視するために有用であるために、 スペクトルの差は除去後存在すべきである。

除去が起こった後、正常の組織のスペクトルはある程度変化するが、斑および健 康な中膜はなお区別することができる。さらに、除去の結果として起こる変化は 、組織の損傷のモニターとして有用なであることができる。しかしながら、オペ レーターにそのプロセスを停止すべきであることを警告する信号を発生すること ができるようｌ：、斑が侵入されたときを決定し、そして中膜に到達したことを 決定する手段は最も重要である；あるいは信号はフィードバックの制御として使 用して、特定のオプチカルファイバーを通るレーザーの燃焼を自動的に停止する ことができるであろう。

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

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

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

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

スペクトル　レーザーの波長　ラマンシフトの番号　ｃｍ−’　ｃｍ−’ １　４３．９７１　３２６３ ２　４３．９７Ｘ　３２９８ ３　４３．１９１　３２６６ ４　４４．１０５　３１９７ ５　４４．１６５　３３４３ ６　４４．２０５　３２２８ ７　４４．２４５　３２６８ ８　４４．２４５　３１７７ ９　４４．４２０　３３２５ １０　４４．４４０　３３１４ １１　４４．４４０　３３４８ １２　４４．４４０　３３６５ １３　４４．５０４　３３１８ １４　４４．５２４　３１６７ １５　４４．５２４　３３２０ １６　４４．５４３　３３２３ １７　４４．８２３　３２９５ １８　４４．８４３　３２６３ １９　４４．８４３　３３３２ ２０　４４．８４３　３３６６ ２１　４４．８６３　３３５２ レーザーの振動数は４３，９７１ｃｍ”−４４，８６３ｃｍ−’の範囲であって さえ、８９２ｃｍ”の差について、スペクトルのシフトは比較的一定に止まり、 そして顕著な傾向を示さず、観測したピークがラマンピークであって、蛍光のピ ークでないことを証明している。

（ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） 谷なし　４２０ （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） （ｎｍ） 補正書の写しく翻訳文）提出書　（特許法第１８４条の８）特許庁長官　吉　１ ）文　毅　殿 １、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　８８１０３２５７ ２、発明の名称 画像形成のためのカテーテルシステム ３゜特許出願人 住　所　アメリカ合衆国マサチュセッッ州０２１３９ケンブリッジ・マサチュセ ッツアベニュー７７名　称　マサチュセツツ・インスチチュート・オブ・テクノ ロジー ４、代理人　〒１０７ 電話　５８５−２２５６ （２）補正の説明　１通 は単一の画素として処理することができる。もちろん、末端のオプチカルファイ バーの任意の配置は、多くの方法で、画像検出器に合致させるこ七ができる。例 えば、単一の線状の列を小さい数のオプチカルファイバーについて使用すること ができる。

特別の光学的カップリング要素は、オプチカルファイバーの束の出力、分光計お よび検出器の間に設置することができる。アナルモルフィックの章素、例えば、 円筒形のレンズまたはプリズムは画像を１つの寸法において他のものにおけるよ り拡大することができる。前述の長方形の２ｍｍｘ５０ｍｍの画像を、異なる寸 法の長方形、または正方形にさえ変化させることができる。同様に、単一のオプ チカルファイバーの円い画像を長円形にして、４検出器列上の長円形の要素に合 致させることができる。

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

オプチカルファイバーからの画像は平行にし、そして移動するマイケルソン干渉 計を通して送る。単一の画素は、移動する鏡が動くとき、構成的および破壊的干 渉を行う：記録されたスペクトルは７−リエ変換により波長のスペクトルに変換 される。しかしながら、検出器を画像形成装置、例えば、ＣＯＤと置換する場合 、各画素は干渉計にかけられる。画像形成装置は、鏡の走査と同じ多い回数で「 読み出し」して、正確な変換のために十分なデータを得ることが必要である。１ 例として、ＣＧ　Ｄ　ｌ：を鏡の移動の各え、約４２０ｎｍの谷は持続する。そ れは、多分ヘムからの、ポルフィリンのソーレーバ・ンドのためであるように思 われる。これらの特徴は、また、他のタイプの組織の同定に同様によく有用であ る。弱いＬＩＦ放射は、まＩ；、広い範囲の紫外線の励起について、６００〜７ ００ｎｍの範囲に８いて起こり、ピークは６５０ｎｍに存在する。また、３２０ ｎｍより短い紫外線の波長は、多分トリプトファンのために広い蛍光を励起し、 これは２２０〜２８０ｎｍの励起について、２９０〜３８０ｎｍの範囲スペクト ルからであり、最大は約３３５ｎｍである。

強度および蛍光の寿命（典型的には約３ｎｓｅｃ）は、組織とともに変化し、そ して有用な診断を提供する。

診断に有用なラマンピークは、約３３００ｃｍ−’ｆ１５０ｃｍ−’において起 こる。２２０〜２２８ｎｍの範囲における励起波長を使用したが、ラマン散乱は すべての励起波長について起こる：区別する特徴は振動数のシフトである。斑は Ｂ康な動脈中膜より非常に強いラマン信号を示しｌ；。振動数のシフトは、励起 振動数を変化させたとき、比較的一定に止まり、スペクトルがラマンのプロセス であり、ＬＩＦでないことを証明する。この信号はレーザーの除去損傷後に持続 し、モして裏層を侵入したとき、下に存在する健康な中膜がより弱い信号を与え ることの決定において有用であっｌ；。ラマン信号の強さのこの変化は、フィー ドバックの制御診断として使用して、斑が除去されたこと、および組織の除去を 停止できることの信号を発生することができる。

除去された斑のラマンスペクトルを示す。約２４２ｎｍにおけるラマンビークは 強く、り１／−ターの底に斑がなお存在することを示す。弱い「肩」のピークは 約２３２ｎｍにおいて見られ、カルボニル伸長振動数でありえない、約１６００ ｃｍ”のラマンシフトに相当する；これは、また、有用な診断の性質を有するが 、よりすぐれたレーザー光の拒否の検査は必要であろう。

発明の詳細な説明 第１図は、本発明の好ましい実施態様を示す。カテーテル４１０は分解した縦断 面図で示されている。それは末端４２８および基部末端４４８を有し、そして１ ００Ｘ１００平方の列で１０，０００本の画像形成オプチカルファイバーまたは 同様な光導管を含有する。オプチカルファイバーａ％　ｂ、ｃ％ｅが示されてお り、４２０ｄｄ’は列中に大きい数のオプチカルファイバーを示す。照明するオ プチカル７アイバー４２１はレーザー源４９２またはまたは普通の光源４９８に 連結されており、後者はフィルター、モノクロメータ−または同様な装置から構 成された波長選択装置４９３を有する。照明する光４２７ａは照明する線維４２ １ａ、ｂから出て、標的組織、例えば、試料４３４に到達し、試料４３４はカテ ーテルと接触するか、あるいはしないことができる。試料から戻る光４２７ｂは ファーバー４２０ａ−ｅにより集められて、分光計４６５へ送られる。

これは断面図であるので、図解する各オプチカルファイバーは１００本のオプチ カルファイバーのカラムを表す。これらの７フーバーのカラムはカテーテルの基 部末端４４８において矢印４２３により示される距離で物理学的に分離されてお り、そしてすべては分光計４６５の入口開口４６７に配置されている。ファーバ ーａ−ｅの各カラムから放射される光線は格子４６８上へ注ぎ、そして分散され る。格子は示すように自己集束性であることができるか、あるいは分光計４６５ は追加のオグチクスを含有して、二次元の検出器列４７０を形成する。

ファーバー間の物理学的分離４２３のために、ファーバーのスペクトル的に分散 された画像４６２ｄ、４６３ｄ、および４６４ｄは検出器列４７０上で物理学的 に分離されるであろう。ファーバー４２０ａから広がる光線４６２ａは水平の平 面において分散され、より長い波長の光線４６２Ｃおよびより短い波長の光線４ ６２ｂは４６２ｄのある範囲にわたって検出器４７０へ衝突する。同様に、ファ ーバー４２００からの光線４６４ａは長さ４６３ｄに分散される。これらのスペ クトル範囲は重なないので、スペクトルは別々に記録される。

検出器４７０から、電子信号はコンピューターおよび制御器４８０へ行き、ここ でそれらは処理され、そしてターミナル４８２上にスペクトル地図としてまたは ４８１上にハードコピーとして表示される。

コンピューターは、また、光源４９８、走査可能なモノクロメータ−または変化 可能なフィルターの波長選択器４９３、またはレーザー光源４９２を制御するこ とができる。励起および放射の両者のスペクトルを得ることができる。コンピュ ーター４８０は各オプチカルファイバーからのスペクトルを記録して、スペクト ル画像を構成する；各ファーバー４２０ａ−ｅから光は画像についてのデータの 画素を表す。

適当なアラビア数字を使用して、スペクトルを貯蔵したスペクトルと比較し、そ して各画素について診断の情報、例えば、組織のタイプ、および病気の存在また は不存在に変換する。このような状態を示す画像は、モニター４８２上に表示さ れるか、あるいは４８１上にプリントされる。

第２図は、好ましい実施態様に８けるオプチカル７アイバーのカテーテル４１０ の断面図を示し、ファーバーの１００カラムにおける列は各々１００本のファー バーを含有する。第１カラムは７アーバー５２０ａ、５２１ａ、５２２ａ、５２ ４ａからなり、それ以上のファーバーは点線５２３ａを有する。第２カラムは上 部にファーバー５２０ｂを有し、そして第３カラムはファーバー５２００を冑し 、最後ツカラムは上部にファーバー５２０ｅを有する。追加のカラムは点線５２ ０ｄ−ｄ’により示されている。照明ファーパー４２１は側辺に示されているが 、それらは、また、カラムの間に位置することができる。

任意の内部のスリーブはファーバーを取り囲む。全体は外側の管またはカテーテ ル４１６中に含有される。

第３図は、カテーテルの基部末端４４８により分光計４６５の開口４６７上へ画 像形成される、別の実施態様である。レンズ５４１および５４２は画像を作るが 、鏡または他のオブチクスは、また、この目的のｔ；めに使用することができる 。オプチカル７アイバーからの光線５６４ａは平行にされ５６４ｂそして集束さ れる５　６４　Ｃｏ任意のビームスプリッタ−５５２は、二色性または部分的に 反射性であることができ、光源５９２からの照明する光５９４ａおよびカップリ ングセレクター５４６をオプチカル７アイバーの束５２０に直接力フグリングさ せることができる。光線５９４ｂはカテーテル４４８の基部末端上へ集束５９４ ｃされる。セレクター５４６はオプチクスを含有し、そして光線の方向をカテー テル４１０中のオプチカル７アイパー４２０ａ−ｅのいずれかまたはすべて中に カップリングさせることができる。

第４図は、２つの分光計を使用する別の実２ｉ！態様を示す。光はカテーテル４ １０の基部末端５４８から出る。束５２０におけるファーバーのカラムは分離す る必要はない。光線５６４ａはレンズ５４１ａにより平行とされ５６４　ｂ、そ して部分的にビームスプリッタ−５５２ａにより分割される。光線５６４のある ものは、分光計４６５ａの開口４６７ａ上で画像を形成する。５６４ｄのあるも のは、画像回転プリズム５４９まｔ；は同様な光学システムを通過する。ここで 角度、例えば、９０°で回転した光線５６４ｅは、光学的鏡５４８から反射し、 そしてレンズ５４３ａにより集束されて、分光計４６５ｂの開口４６７ｂ上に画 像を形成する。第１図におけるように、２つの分光計検出器はコンピューターに 接続されており、ここで２つのスペクトル的に分散した画像を処理することがで きる。

第５図は、マイケルソン干渉計を使用する別の実施態様を示す。オプチカルファ イバーの束５２０の基部末ｔ＠５４８は光線５６４ａを有し、光線５４６ａはレ ンズ５４１ｂにより平行にされ、マイケルソン干渉計に入り、このマイケルソン 干渉計はビームスプリッタ−５５２ｂ１固定した鏡５４５および可動の鏡５４６ から構成されている。存在する光はレンズにより集束され、そして光線５６４ｇ は二次元の検出器５７０上へ画像形成される。コンピューター５８０は、検出器 上の要素のすべてからのデータのフーリエ変換を実施することができる。

検出器５７０は束５２０中のオプチカルファイバーが存在する数と同程度に多い 数有することが必要である。なぜなら、これは非分散系でおるからである。

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

別の実施態様において、ある数のオプチカルファイバーは正方形、六角形、円形 または他のパターンでカテーテル中に配列することができる。第４図において、 ビームは２つの分光計に向けるべき２つの成分ｌ；分割される。追加のビームス プリッタ−まｌ；は鏡を使用して、ビームが分光計へ行く前に、ビームをさらに 細分割することができる。

第３図におけるものに代表される、他のカップリングオプチクスは、画像を拡大 するか、あるいはそれをアナモルフィック的に拡大して検出器の形状によりよく 適合させる。オプチカルファイバーのカラムを組み合わせるかか、あるいは分離 し、こうして基部表面におけるカラムの数はカテーテル中の数と同一でないよう にし、モしてカラム内のファーバーの数を変化できるようにする。これはファー バーの列の形状寸法を検出器のそれによりよく合致させるであろう。１列より多 い検出器列を使用する、分散されるスペクトル画像の適切なカバーを得ることが できる。この装置は、スペクトルおよび空間の両者の画像形成を得もことを望む 、任意の用途における医学的画像形成に使用ことができる。

全体の動脈の壁はキャップ付きの融合されたシリカのクベット中に、面に対して 同じ高さに配置し、湿っノ；きれいな紙を組織の背後に置いて乾燥を防止した。

パルスした紫外線のレーザー光を使用して、組織中で蛍光を励起した。蛍光を融 合したシリカのオプチクスで集め、そして走査型二重モノクロメータ−に通過さ せて光電子増倍管上へ到達させる。ゲーテッドインチグレイジョン（ｇａｔｅｄ 　ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）後、信号をコンピューター中に保存する。

約３２９ｎｍの励起は、レーザーの波長から約７００ｎｍにおける光電子増倍管 の感度限界までの蛍光を発生した。ピークは約３９５および４５０ｎｍ±１０ｎ ｍにおいて観測され、谷は４２５ｎｍにおいて存在する。谷は正常の動脈の壁に ついて深くそして斑について浅い。

アルゴンイオンのレーザーを使用する組織上への高い電力の露出からの除去の損 傷（ａｂｌａｔｉｏｎ　ｄａｍａｇｅ）は、スペクトルを変更し、両者の場合に おいて谷を浅くした。しかし差は残り、診断の差はレーザーの損傷後に持続する 。谷は、多分ヘメからの、ポルフィリンのソーレーバンドによる再吸収のためで あろう。２２０ｎｍ程度に短い波長を使用する、より短い波長の励起は、はとん どトリプトファンからと思われる、３３５ｎｍにおいて強い蛍光を励起する。数 ナノ秒の蛍光の寿命は、この放射について村よび５５０ｎｍ程度に長い他の放射 波長について観測された。これらのスペクトルの強度および時間分解した蛍光の 特性は、組織の診断情報を提供する。ピークが約６５０ｎｍである、６００〜７ ００ｎｍにおける弱い放射は、また、有用な診断であるように思われ、そしてす べての紫外線の励起について起こる。

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

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

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

より短い波長、とくに２２０ｎｍ付近における励起は、約３３００±１５０波長 計のストークスシフトをもつラマン信号を生成した。このラマン信号は、健康な 動脈の壁より斑について非常に強かった。シフトは一定でありかつ励起波長に対 して独立であるので、それはラマン信号である。このような信号はすべての励起 波長について起こるが、強い蛍光の放射がまた存在するとき、観測することがよ り困難である。

組織が高い電力のアルゴンイオンのレーザーで除去された後、ラマン信号は持続 した。アルゴンレーザーが斑の上の層を除去し、正常の下の層を露出したとき、 ラマン信号は実質的に減少し、この信号は逆層が侵入されたときを決定するため の有用な診断であることを示す。

請求の範囲 １．複数のオプチカルファイバーを含むカテーテル、選択されたファイバーにカ ップリングされ、光源からの照射に応答して組織の各員なる部分によって放射さ れた輻射がカテーテルの異なるファイバーを通してファイバーの近位端部へ伝送 されるようにカテーテルの遠位端部に隣接して位置する組織を照射するレーザー 光源、組織の異なる部分によって放射された光を受け取るスペクトル分析器、こ こで、各７アイパーにより放射された光がスペクトル的に分解されるように、光 はカテーテルの近位端部から伝送され、各ファイバーからの光が検出器において 他のファイバーからの光と重ならないように、組織の各部分についてスペクトル 的に分解される光を受光する検出器、及び、 組織の各部分について検出器が受光したスペクトル情報を処理し、組織のスペク トル的に分解された空間的画像を形成する、データプロセンサー、 から成るスペクトル的に分解された画像形成システム。

２、スペクトル分析器は分光計から成る請求の範囲第１項に記載のスペクトル的 に分解された画像形成システム。

３、カテーテルの近位端部から伝送される光を受け取りそして受け取った光をス ペクトル的に分解する第２の分光計を特徴とする請求の範囲第２項に記載のスペ クトル的に分解された画像形成システム。

４、カテーテルの遠位端部に位置し、組織によって放射された光をファイバーの 異なる画素の遠位表面上へ集束する光学的要素を特徴とする請求の範囲第１項に 記載のスペクトル的に分解された画像形成システム。

５、レーザー光源は紫外線光源から成る請求の範囲第１項ｌ二記載のスペクトル 的に分解された画像形成システム。

国際調査報告 国際調査報告 ＰＣＴ／ＵＳ　８Ｂ１０３２５７ ＳＡ　２５３１０

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. １．束を形成する複数のオプチカルフアイバーを含むカテーテル、該ファイバー にカップリングされており、組織を光で照明するレーザ一、 試料から放射されそして前記束に沿って送られて来る光を分散する分散手段、 分散光を受光する検出器の列、及び、 分散光をスペクトル的に分解しそして照明された組織の表示可能な画像を形成す るように、受光した光を処理するコンピューター、から成る、組織のスペクトル 的に分解された空間的画像を発生することができる光学的システム。
2. ２．オプチカルフアイバーは、１つのカラムから出る分散光が列上の他のカラム から出る分散光と重ならないように、カテーテル内に複数の幾つかの分離された カラム中に配置されている請求の範囲第１項記載の光学的システム。
3. ３．前記分散手段は自己集束ホログラフィック格子から成る請求の範囲第１項記 載の光学的システム。
4. ４．オプチカルマルチ７アイバーのカテーテルの遠位端部を診断すべき組織と接 触させて配置し、 照明用オプチカル７アイパーを通して前記組織上へ光を当て、前記組織から放射 された光を集め、そして分散されたスペクトルが重ならないで検出器の列上に衝 突するように分離されたカラム内に前記オプチカルフアイパーを有する分光計の 入口開口に光を送り、前記検出器の列からの信号をコンピューターで処理して前 記組織の空間的画像を発生させる、 ことから成るスペクトル的に分解された空間的画像を得る方法。
5. ５．複数のオプチカルフアイパーを有するカテーテルを準備し、ここでカテーテ ルの遠位端部は光の輻射に対して透明な固定した表面を有する光学的シールドに よって囲まれており且つ前記ファイバーの端部から間隔を置いて位置し、カテー テルの近位端部及びオプチカルフアイパーは光学的軸射源にカップリングするこ とができ、輻射は蛍光を励起し旦つ光を散乱することができ、光学的シールドを 疑いのある動脈の病変又は診断すべき他の組織と接触させるまで、前記カテーテ ルを動脈中に挿入し、オプチカルフアイバーを選択し、そして光源からの或る波 長の前記光を前記オプチカルフアイバーの近位端部にカップリングさせ、これに よって、光はオプチカルフアイバーの近位端部に入り、そして選択されたオプチ カルフアイバーの遠位端部へと伝送され、光学的シールドから出て疑いのある病 変上へ衝突し、そして散乱光は選択されたオプチカルフアイバーの近位端部へ戻 り、そしてスペクトル分析器へカップリングされ、 ここで、前記光により励起された散乱光を分析して、光学的シールドと接触した 物置、特に選択されたオプチカルフアイパーからの入射光により照射された部分 が健康な動脈組織又は斑文は他の物質であるかどうかを決定し、 選択されたファイバーの近位端部において、前記光により励起された散乱光内の ラマン信号を観測して、ピークが発生するスペクトルのプロフイルを分析し、そ して 光のスペクトルとラマン信号のピーク高さの比から、分析した組織が動脈の壁、 斑、血液又は他の組織であるかどうかを決定する、ことから成る、動脈の壁をア テロームの斑と区別することを包含する、動脈中の組織のタイプを診断する方法 。
6. ６．光源はアルゴンイオンレーザーである請求の範囲第５項に記載の方法。
7. ７．多数のオプチカルファイバーを含有するカテーテルを動脈中に挿入し、 ここで、該カテーテル及びファイバーは近位端部及び遠位端部を有し、カテーテ ルの遠位端部上の光学的シールドは光学的に透明な囲いを有し、該囲いは遠位出 力表面及び遠位表面を有し、該遠位出力表面はファイバーの遠位端部から固定し た距離に位置し且つカテーテルの端部の上方を延び、そして前記遠位表面は、遠 位表面を動脈内のこのような組織と直接接触させることができるように体液を置 換し、そしてレーザー光源が近位端部において前記ファイバーの少なくとも１つ にカップリングされ、光学的シールドが疑いのある動脈の病変又は診断すべき他 の組織と接触したとき、前記挿入を停止し、 前記レーザー源にカップリングしたオプチカルフアイバーを選択し、そして前記 光を該オプチカルフアイバーの近位端部にカップリングさせ、これによって、光 がオプチカルフアイパーの近位端部に入り、選択されたオプチカルファイバーに より該ファイバーの遠位端部へと伝送されそして光学的シールドから出て疑いの ある病変上に衝突して蛍光を生成し、そして関連する蛍光は選択されたオプチカ ルファイバーの近位端部へと戻り、そしてスペクトル分析器へカップリングされ 、ここで蛍光光を分抗して、光学的シールドと接触した物質、特に選択されたオ プチカルファイバーからの入射光により照射された部分が健康な動脈組織又は斑 又は他の物質であるかどうかを決定し、該分析は、（ｉ）選択されたフアイバー の近位端部において、前記光により励起された蛍光を観測し、ピークが発生する ３６０ｎｍ〜５００ｎｍの範囲におけるスペクトルプロフイルを分析し、そして 、（ｉｉ）約３９５ｎｍ及び４５０ｎｍにおける蛍光のピーク高さの比及び約４ ２０ｎｍにおける谷から、分析した組織が動脈の壁、斑、血液又は他の組織であ るかどうかを決定する、ことから成る、動脈の壁をアテロームの斑と区別するこ とを包含する、動脈中の組織のタイプを診断する方法。
8. ８．レーザー光源は約３００ｎｍ〜３４０ｎｍの範囲の波長の光を放射する請求 の範囲第７項に記載の方法。
9. ９．１００マイクロワットより低い平均電力を前記レーザー源から蛍光を励起す るために使用する請求の範囲第７項に記載の方法。 ｌｏ．ビームスプリツクーをカテーテルの近位端部の近くに設け、レーザーから の入射光の伝送及び蛍光光のスペクトル分析器への戻りの両方のために同一のオ プチカルフアイパーを使用できるようにすることを含む請求の範囲第７項に記載 の方法。