JPH06505183A - 組織を診断するための分子分光計のシステムおよび方法 - 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】 本出願は、リチャード・Ｐ・ラヴア（Ｒｉｃｈａｒｄ　Ｐ、　Ｒａｖａ）、ジョ セフ・Ｊ−バラガ（Ｊｏｓｅｐｈ　Ｊ、　Ｂａｒａｇａ）およびミリエール−Ｓ −フェルト（Ｍｉｃｈａｅｌ　Ｓ、　Ｆｅ１ｄ）により１９９１年２月２６日に 出願されておりそしてここでは参考として引用されている米国セリアル番号０７ ／６６１．０７７の［組織を診断するための分子分光計のシステムおよび方法」 の一部継続出願である。本出願は、米国セリアル番号０７／６６１．０７２に相 当するＧ、サージェント・ジェーンズ（Ｇ、　Ｓａｒｇｅｎｔ　Ｊａｎｅｓ）お よびガリー・Ｂ°ヘイニス（Ｇａｒｙ　Ｂ、　Ｈａｙａｓ）により１９９１年２ 月２６日に出願されておりそしてここでは参考として引用されている「組織の光 学的診断用の装置および方法」にも関連している。

政府支援 本出願の主題に関連して行われた研究に関する発見はＮＩＨ許可番号ＲＲＯ２５ ９４で提供された。

発明の背景 米国では、はとんど全てが冠状アテローム硬化症による心臓発作が全死因の２０ −２５％となっている。アテローム硬化症の処置用には数種の医学的および外科 的療法を利用可能であるが、現在では特別な医学的療法にもかかわらず病変が進 むにつれての進行情報を供するためのその部位で行われる方法は存在していない 。

アテローム硬化症性の管の客観的な臨床的評価は現在ではほとんど独占的に血管 造影法により行われており、それが小板の寸法および形並びに管狭窄に関する解 剖学的情報を供している。介在工程および適当な処置方式の選択が必要であるか どうかの決定は普通はこの情報に基づいている。しかしながら、アテローム硬化 症性の小板の病歴学的および生化学的組成は、小板の段階に依存して且つ多分複 数の病因の存在も反映して、かなり変化する。この変化は特定病変の予後並びに 特定処置の成功の両者に影響することがある。そのようなデータは、利用可能な ら、アテローム硬化症の小板の適切な臨床的管理並びにアテローム硬化症の病因 論の基本的理解の進展を相当助けるであろう。

現在では小板の組成に関する生化学的および病歴学的データは、処置後に除去さ れた物質を分析することによりまたは剖検時にだけ、得られている。小板の生検 は、研究室分析用に充分な動脈組織を除去する際に含まれる付随危険性のために 禁忌されている。この制限を認識しながら、多くの研究では光学的分光計方法が 小板沈積物の評価手段として考えられてきていた。そのような「光学的生検」は 組織の除去を必要としないため非−破壊的であり、そして光学ファイバーおよび 人造カテーテルを用いて迅速に実施することができる。これらの方法では、医師 はほとんど患者に対する追加的な危険性なしに、病変が進行するかを予測しそし て特定病変用の最良の処置を選択するのに必要な情報を得ることができる。

光学的方法の中では、紫外線および／または可視蛍光に最も注目が集まっていた 。動脈壁を含む多くの人間組織中の疾病を診断するために蛍アテローム硬化症動 脈の特性指摘を与える。しかしながら、与えられる情報は蛍光発生信号の広い線 幅により限定されている。さらに、はとんどの部分に関して、蛍光を基にした方 法は試料の構成分子の電子構造に関する情報を与える。さらに完全で且つ正確な 生化学的および分子診断情報を与える非−破壊的なリアルタイム生検方法に関す る要望がある。

これはアテローム硬化症並びに身体の他の器官に影響する他の疾病に関してもそ うである。

発明の要旨 本発明は、フォリエル変換赤外線（ＦＴ−ＩＲ）減衰合計反射計（ＡＴＲ）およ び近−赤外線（ＩＲ）ＦＴ−ラマン分光計を使用する振動分光計方法に関するも のである。これらの方法は疾病の病因論に関する広範囲の分子水準情報を与える ものである。これらの振動技術の両者はファイバー光学消息子を使用して遠隔的 に容易に実施することができる。

特に、好適態様は正常およびアテローム硬化症の組織を識別するための人間動脈 のＦＴ−ラマンスペクトルを使用している。近ＩＲＦＴ−ラマン分光計は蛍光方 法からでは利用できない組織状態に関する情報を与えることができる。その部位 のところでの振動分光計技術は、疾病進行中に起こる分子水準変化を探査するこ とができる。与えられる情報を使用して正確な処置方式を導く。

これらの方法は、診断しようとする組織に赤外線範囲の電磁気スペクトルの放射 線を照射し、組織により同一周波数でまたは照射光の一方もしくは両方の側面上 のある範囲の周波数内で発せられた光を検出し、そして検出された光を分析して それの状態を診断する段階を含んでいる。

ラマンおよびＡＴＲ方法の両者は３−３００ミクロンの波長範囲で生じる分子振 動に関する情報の取得を基にしている。ラマンシフトされた光の使用に関しては 、紫外線、可視光線および赤外線範囲の励起波長の全てが診断に有用な情報を生 じさせられることに注目すべきである。近■ＲＦＴ−ラマン分光計は人間組織の 研究に対し理想的に適している。

ラマン分光計はいずれの試料状態（気体、液体または固体）からでもそして「フ ィンガープリント」スペクトル領域中での水ラマン信号からの弱い干渉からでも 振動分光計情報を得られるという能力のため番３、ラマン分光計は生物学的試料 の研究において重要な方法である。ＦＴ−分光計は組織からの信号を得てそして 生じた小さい周波数シフトを測定するために必要であろう高い生産量および波長 精度を与える。最後に、標準的石英光学ファイバーを使用して信号を遠隔的に励 起および収集することができる。

近ＩＲＦＴ−ラマン分光計は組織から数百ミクロンはど下にある生物学的置換を 探査する能力を与える。特に、アテローム硬化症組織に関すると、組織表面下の 石灰化された沈積物が容易に識別される。従って、血管鏡の使用では明白となら ないであろう病因学的状態を検出すること並びに病理学の詳細な分子基礎を研究 することが可能となるであろう。

電子技術とは対照的に、振動スペクトル中の帯は比較的狭くそして容易に解像さ れる。振動帯は個々の分子基に容易に割り当てられる。

ＡＴＲ技術は、人間の生体内組織の試料採取に特に適している数種の特徴を与え る。表面技術であるため、ＡＴＲ方法は中空器官（例えば動脈）中の直接的接触 によりまたは針消息子の挿入により非−破壊的に人間の内部組織を探査すること ができる。中間ＩＲ領領域は、強い水の吸収が例えば動脈組織の如き高度に水和 された試料のスペクトルを支配しており、他の組織成分類からの吸収を不明瞭に させている（図８参照）。

利用可能なＦＴ分光計の高い動的範囲、線状性、安定性、および波長精度を用い ると、ＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトルからの強い水吸収の正確な引算が比較的容易 であり且つ非常に信頼性がある。さらに、蛋白質水溶液の高品質の中間−赤外ス ペクトルをファイノ（−光学的ＡＴＲ消息子を用いて収集可能である。そのよう な消息子は生体内での遠隔式の非−破壊的測定用の現存するカテーテルに容易に 適合可能である。中間−ＩＲＡＴＲ技術により、医師は最小の付随危険性で標準 的なカテーテル処置工程中に正確な病歴学的および生物学的データを種々の組織 から集めることができる。

本方法は、癌および前−癌組織、非−悪性腫瘍または病変およびアテローム硬化 症人間動脈を含む種々の型の組織および疾病の分光計赤外線方法に関するもので ある。人間動脈上での測定例が、一般的に臨床的病理学に関するこれらの分光計 技術の利用を説明している。得られた結果は、人間動脈の高品質の再現可能なＦ Ｔ−ＩＲＡＴＲスペクトルが比較的容易に且つ迅速に得られることを示している 。さらに、分子水準詳細をスペクトルから信頼可能に推論することができ、そし てこの情報を使用して疾病状態に正確に関連している分子成分類の濃度を含む種 々の組織の生化学的組成を決定して正確な診断を与える。

本発明の他の好適態様は同時にまたは順次収集される二つ以上の診断工程を使用 してさらに完全な診断を与えている。これらの方法は、内因性組織の蛍光、ラマ ンシフト測定および／またはＡＴＲ測定の使用を含むこともできる。

本発明のさらに他の好適態様は、人間動脈のＮＩＲラマンスペクトルを収集する ための一段階分光写真および電荷一連結装置（ＣＯＤ）検出器の特徴を有してい る。−特定態様は組織を照明するために８１０ｎｍ範囲のレーザー光線を使用し ておりそしてそれによりＣＯＤによる検出用に適している範囲の周波数成分類を 有するラマンスペクトルを与える。

他の波長を使用して特定型の組織並びに疾病または異常の型および段階に依存し て診断情報を最適化することができる。ラマンスペクトルをＣＯＤにより二種の わずかに異なる照明周波数において収集しそして互いに引算して広帯の蛍光成分 類を除去しそしてそれにより高品質のラマンスペクトルを発生させることができ る。スペクトル引算技術と組み合わされたＣＣＤ検出器の高感度のために、高品 質ラマンスペクトルをここにも記されているＦＴ−ラマンシステムに関するのと 同様なレーザー照明強度を用いて１秒間以内に生じさせることができる。

図面の簡単な記載 図ＩＡ−ＩＣは、本発明の分光計測定を行うための好適システムの図式的説明図 である。

図２は、人間大動脈のＦＴ−ラマンスペクトルを図式的に説明している、ａ）正 常動脈、ｂ）アテローム硬化症小板、Ｃ）ＦＴ−ラマンスペクトル固体コレステ ロール（シグマ）。

図３は、正常人間大動脈のＦＴ−ラマンスペクトルを図式的に説明している、ａ ）内膜側面から照射された（３を掛算されたスペクトル）、およびｂ）外膜側面 から照射された（原発性脂肪組織）、Ｃ）トリグリセリド、トリオレインのＮＩ ＲＦＴ−ラマンスペクトル。

図４は、人間大動脈からのＦＴ−ラマンスペクトルを図式的に説明している、ａ ）繊維質小板、およびｂ）アテローム硬化症小板、Ｃ）コレステロ−ルー水塩粉 末のＦＴ−ラマンスペクトル。

図５は、石灰化された人間大動脈のＦＴ−ラマンスペクトルを図式的に説明して いる、ａ）繊維質キャップで石灰化された、ｂ）異なる小板からの励起された石 灰化、Ｃ）外膜側面から採取されたａ）と同じ組織のスペクトル。

図６は、石灰化された人間大動脈のＦＴ−ラマンスペクトルを図式的に説明して いる、ａ）繊維質キャップで石灰化された小板（８を掛算されたスペクトル）、 およびｂ）呈された石灰化。

図７は、照射された表面下の深さの関数としての石灰化された沈積物中の９ｅｏ ｃｍ−’帯の測定されたＮＩＲラマン強度（Ａ（９６０ｃｍ−〇はこの帯の部分 を示している）。点線の曲線は、指数関数と２．９４ｍｍ”の指数を用いたデー タとの適合性に対応している。

図８は、（ａ）正常大動脈、内膜表面、および（ｂ）緩衝食塩水（０゜１４Ｍ　 ＮａＣＬ　ｐＨ７，４）のＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトル（４０００７００ｃｍ− １）を図式的に説明している。

図９は、水除去後のＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトル（１８００−８０Ｑｃｍ−りを 図式的に説明している：　（ａ）正常大動脈、内膜表面、（ｂ）外膜上脂肪、（ Ｃ）正常大動脈の内膜表面からすすがれた食塩水。

図１０は、ＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトル（１８００−８００ｃｍ一つを図式的に 説明している：　（ａ）ＡＴＲ部品上への配置直後（実線）および１０分後（点 線）に収集された正常大動脈、内膜表面の二つの連続的な水除去スペクトル、（ ｂ）等しい最大値に目盛り付けされている脂質除去後の（ａ）と同じ二つのスペ クトル。

図１１は、水および脂質が除去されているＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトル（１８０ ０−８００ｃｍ−りを図式的に説明している＝　（ａ）正常大動脈、中間層、（ ｂ）アテローム硬化症性小板、内膜表面、（ｃ）無傷の繊維質キャップを有する アテローム質小板、内膜表面。

図１２は、ＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトル（１８００−８００ａｍ−’）を図式的 に説明している：　（ａ）水および脂質が除去されているアテローム硬化症性小 板の壊死性の芯、（ｂ）コレステロールの乾燥薄膜。

図１３は、１５４８ｃｍ”蛋白質アミドＩＩ帯（１５９３から１４８５ｃｍ”に 積分されている）の部分、Ａ（１５５０）と比例している１０１０５Ｑ”コレス テロール帯（１０７５から１００１００Ｏ’に積分されている）の部分、Ａ（１ ０５０）の全試料に関する散乱点を図式的に説明している。強度は水および脂質 が除去されているスペクトルから計算された。「正常」は正常な大動脈試験試料 、内膜側面を示しており、「繊維質」は無傷の繊維質キャップを有するアテロー ム硬化症性およびアテローム質小板を含んでおり、そして「壊死」は呈されてい る壊死性のアテローム芯およびアテローム質小板から単離された壊死物質を含ん でいる。

図１４は、ＦＴ−ＩＲＡＴＲスペクトル（１８００−８００ｃｍ−’）を図式的 に説明している＝　（ａ）正常大動脈内膜の第二誘導スペクトル（図８ａ）、（ ｂ）同じ正常大動脈内膜試験試料の水が除去されているスペクトル（図９ａと同 じ）。

図１５は、プロットされた１０５０ｃｍ’コレステロールの部分、Ａ（１５５０ ）対１３８２１０５０ｃｍ”コレステロール帯の部分、Ａ（１０５０）の全試料 に関する散乱図を図式的に説明している。二つのコレステロール帯は蛋白質アミ ドＩＩ帯の部分、Ａ　（１０５０）に標準化されたいる。全ての帯強度は水およ び脂質が除去されているスペクトルから計算された。組織定義は図１３中と同じ である。実線はデータとの線状の最少平方を表している。

図１６Ａおよび１６Ｂは、本発明の診断測定をするのに適しているＡＴＲ消息子 の他の好適態様である。

図１７は、本発明の分光写真／ＣＣＤラマン検出器を使用するために改変されて いる図ＩＡのシステムの図式的図面である。

図１８は、本発明の分光写真／ＣＣＤラマン検出器を作動させるための好適なシ ステムの図式的図面である。

図１９は、正常人間大動脈の分光写真／ＣＣＤラマンスペクトルを図式的に説明 している、Ａ）組織試料に８１０ｎｍレーザー光線を照明することにより生じた うマンおよび蛍光スペクトル、Ｂ）組織試料に８１０および８１２ｎｍレーザー 光線を照明することにより生じたスペクトルを引算することにより生じたラマン 差異スペクトル、Ｃ）Ｂ）のラマン差異スペクトルを積分することにより生じた 生成したラマンスペクトル。

図２０は、表面に呈された石灰化された沈積物を有するアテローム硬化症小板の 分光写真／ＣＣＤ−ラマンスペクトルを図式的に説明している、Ａ）組織試料に ８１０ｎｍレーザー光線を照明することにより生じたラマンおよび蛍光スペクト ル、Ｂ）組織試料に８１０および８１２ｎｍレーザー光線を照明することにより 生じたスペクトルを引算することにより生じたラマン差異スペクトル、Ｃ）’Ｂ ）のラマン差異スペクトルを積分することにより生じた生成したラマンスペクト ル。

図２１は、外膜脂肪組織の分光写真／Ｃ０Ｄ−ラマンスペクトルを説明している 。

詳細な記載 本発明の分光計方法は例えば図ＩＡ中で説明されているアテローム硬化症のレー ザー処置用のものの如きシステムの上で実施することができ　゛る。図ＩＡは、 分光計診断用のレーザー光線を利用する本発明のシステム用並びに組織の処置お よび／または除去用の別個のブロック図式を含んでいる。切除レーザー２２５、 パルス引き伸ばし器２２９およびパルス充填器／多重送信器２３１．２３３が、 組織を除去するのに充分なエネルギーおよび強度を有しており且つファイバーを 損傷せずにファイバー光学レーザーカテーテル分配システムを２ｉ！９て伝わる のに充分なパルス期間である出力レーザー切除パルスを生じる。これらのシステ ムおよび方法は、１９９１年１月２２日に出願されそしてここでは参照として記 されている現在出願継続中の出願である米国セリアル番号０７／６４４．２０２ 中にさらに完全に記載されている。

小板を除去するために、装置２１９を使用して例えば図ＩＢの複数−ファイバー レーザーカテーテル１０の如き組織を光学シールドと接触させる。カテーテル１ ０を動脈中に挿入し、そしてカテーテルの末端を病変と接触させる。次に、それ ぞれの光学ファイバー２０ａ−ｃ’が探査する組織の型のようにして測定を行う 。疾病組織を探査するファイバーだけが活性化される。このようにして、選択的 な組織除去が得られる。

さらに、この技術は外科的工程を例えば結腸および膀胱の如き他の器官および組 織型中に案内するためにも適用できる。

本発明は、それぞれのファイバーの前面で組織を診断するためのスペクトル診断 を行うシステムおよび方法に関するものである。好適態様はファイバーと連結さ れているレーザー光線源２０７である。診断光線は光学ファイバー選択器２１７ により選択されたファイバーに送られる。

診断光線は選択された光学繊維を出てそして組織の上に落下する。組織は光線を 吸収し、そして吸収された光線の一部がレイレイ蛍光、ラマンまたは他の弾性も しくは非弾性光線拡散方法により再−発生される。

この光線は光学ファイバーに戻されそして選択器２１７から出て、そして写真ダ イオード、写真多重送信器または他の検出器２０３により検出される。戻り光線 は、照明用に使用されたものとは異なる光学ファイバーを使用することができる であろう。診断サブシステムはコンピューター８０と連結されている全てのスペ クトル信号を生じる。

コンピューターはメモリー中に情報はスペクトルとして貯蔵され、それは光線強 度対波長のグラフである。これはビデオ表示８２の上に直ちに表示することもで き、またはコンピューター中に貯蔵されている存在しているスペクトルと比較し そして差異をスペクトル表示８６上に表示することもできる。一時表示８８は源 の波長依存性感度に関して行われた補正を表示することができる。一時またはス ペクトル表示からの情報をコンピューター８０の中に貯蔵することができる。比 較データが数値表示８４上に示されて、観察された組織の健康度の量的測定値を 与える。

複数チャンネル検出器およびコンピューターを用いて、または適当な複数フィル ターおよび検出器を用いて、この情報を数分の一秒以内に集めることができる。

このようにして、当該ファイバーが探査する組織の型を示すスペクトルまたは数 値表示が与えられる。組織が小板であり且つ除去しようとするなら、ファイバー 選択器２１７がこのファイバーを高出力レーザー２２５の出力光線と整列させる であろう。次に、高出力レーザー２２５を曲げ、そして適当な力水率をあらかじ め決められた時間にわたり選択しである量の疾病組織を除去する。レーザー２２ ５の光線はパルス引き伸ばし器２２９およびパルス充填器／多重送信器２３１． ２３３に伝達されて、光線流を適切に調節している。

別のファイバーに関しても工程が繰り返される。疾病組織が検出されると、それ は急いで除去される。レーザーカテーテル１０は小板のところで先端が出ており 、健康な動脈壁は無傷のまま残されている。

動脈３０が図ＩＢにより示されているように屈曲部３１を作っているなら、レー ザーカテーテル１０は動脈壁３２と屈曲部の外側壁のところで接触する傾向があ るであろう。カテーテルが動脈壁と接触するのを防止するために、光学ファイバ ー２０ｃは燃焼されない。病変は非対称的に除去される。これにより、レーザー カテーテル１ｏが屈曲部の周りの管腔３９．３９ａに沿うこととなる。このよう にして、動脈壁３２は照射されずそして孔も開けられない。このファイバー光学 カテーテル１゜のこれ以上の詳細事項は米国特許番号４，９１３．１４２中に開 示されており、それの内容はここでは参照として記しておく。

ラマンおよびＡＴＲ方法の両者においては、情報はそれらの強度で観察されたス ペクトル線、並びにそれらの線幅および中心周波数（および異なる環境における それらの変化方法）中に含まれている。さらに、ラマンおよび赤外ＡＴＲは異な る「選択規則」を有している。赤外線中で見られた幾らかの振動はラマン中で示 されないであろうし、そして逆もそうである。他の場合にも、両者の技術により 異なる相対的強度を用いて同じ信号を検出することができる（例えば、強いラマ ン線はＡＴＲ中では弱いであろう）。従って、この意味では二種の技術は補充的 情報を与えるものであり、そして二種の技術の組み合わせ（またはレーザー誘発 性蛍光を一方もしくは両者を使用する）は病因論の診断において価値がある。

該方法はフォリエル変換検出を利用して放射線を観察することができ、それによ り改良された信号／雑音比を与える。他の技術（例えば、ダイオード配列検出お よびＣＣＤ検出）を使用することもできる。

以下でさらに詳細に記されている如く、主要組織成分からの割り当てを「引算コ して小濃度で存在している分子に関する情報を呈することができる。例えば、Ａ ＴＲ水割り当ては、「乾燥」組織成分を研究する前に、除去される。また、誘発 分光計を使用して背景信号および低周波数フィルターを除去する。これらの技術 は観察されたスペクトルをそれの個別成分類に分割することに注意すべきであり 、それが診断情報の最適抽出用の必須段階である。

ラマンは組織中で深く試料採取することができるが、ＡＴＲ試料は非常に薄い層 （２，３ミクロン）だけを試料採取する。ＡＴＲは「当然」例えば膀胱およびＧ Ｉ管の表面癌の如き表面疾病を探査するのに適しているが、ラマンは深い内側組 織（例えば肺癌または石）の状態に関する情報を与えるのに良く適している。こ れは３Ｄ映像化用に重要なことである。さらに、ＡＴＲ組織試料採取深さは、消 息子表面物質を組織の型と適切に適合させることにより、調節できる。

一般的には、ＡＴＲ信号は波案内または消息子の表面に対して非常に敏感である 。例えば、消息子の表面が組織中の脂質に対する親和力を有しているなら、脂質 は消息子の表面に泳動して薄い脂質層を生じそして大きな信号を生じる。これは 問題になる可能性がある（れは適切に認識されず且つそれに対して保護されてい ないなら誤った情報を与える可能性がある）。逆に、それを有利に使用すること もでき、組織中の特定物質を探すために特殊表面を有する消息子を開発してこの 影響を防止するかまたはそれを促進させることもできる。

好適な方法では、ＡＴＲ消息子の屈折率を変えることによりＡＴＲにより探査さ れる深さをｔｓｍすることができる。一方、以下で論じられている如（、「波案 内針」を使用して表面上情報を得ることもできる。

ラマン診断方法により、波長を変えることによりラマン深さの調節が可能になる 。浸透深さは波長依存性であり、そして約λ＝７００ｎｍと２μｍの間の異なる 励起波長を選択することにより変えることができる。

ラマン深さを調節する他の使用できる重要な方法は、収集角度を変えることであ る。近ＩＲにおいては、入射（励起）光線は前方向から比較的大きい角度で強く 拡散されるため、比較的小さい角度で試料採取されるラマン信号は表面と比較的 近い組織から来るものである。従って、ラマン試料採取深さは消息子のデザイン により大きい程度まで調節することができる。

脳または胸の中の小腫瘍の３Ｄ映像を作成することにより映像化を望むなら、深 さ情報は重要である。予測写真の考えを基にした示差技術は三次元での該腫瘍の 正確な局在化を可能にするであろう。近−ＩＲラマンを音波技術（組織中に設定 されている飛び波および維持波の時間）と組み合わせることができ、音波は組織 中の点からそれがその点を通る時に発生するラマン信号を調節し、そして調節さ れた信号を使用して信号を発生する組織の深さを制定することができるであろう 。

切除された組織試料からのラマンスペクトルデータの収集用に使用されるシステ ムは図ＩＣに説明されている。ＦＴ−ラマンスペクトルは、レーザー励起周波数 より０−４０００ｃｍ”下のところから、ＦＴ−ラマン付属品が備えられている ＦＴ−ＩＲ干渉計４０を用いて、測定された。付属品は１８０逆拡散幾何学的形 状および冷却された（７７Ｋ）ＩｎＧａＡｓ検出器４２を使用した。

１０６４ｎ１０６４ｎ　：ＹＡＧレーザ−４４を試料４６を照射するために使用 することができ、５００ｍＷ−ＩＷレーザー力を１．０−２．５ｍｍスポット４ ８中で試料４６のところで利用してラマンデータを収集する。一方、パルス化さ れたレーザー源を使用することもできる。レーザー４４は光線４６を発生させ、 それはプラスマフイルター４８、鏡５０．５２、焦点レンズ５４および鏡または プリズム５６中で方向付けされて、その後に試料４６を照射する。試料４６によ り受容された放射線は吸収、反射およびラマン拡散を含む拡散の種々の機構を受 ける。組織により発生された光線の一部はレンズ６０に向けられ、そして次に１ 個以上のレイレイフィルター６２中に向けられる。収集レンズ６０がこの逆拡散 された光６４を収集し、そしてそれを照準化させる。レイレイフィルター６２が 弾性的に拡散された光を除去し、そして非弾性的に拡散された周波数シフトされ た（ラマン）光を伝達する。ラマン拡散された光は干渉計４０に入る。これらの 条件下では、可視的な試料の変性は見られなかった。

励起された人間大動脈はアテローム硬化症動脈組織から選択されていた。試料は 死後試験時に得られ、等強性食塩水溶液（ｐＨ７，４に緩衝されている）ですす がれ、液体窒素中で急速凍結され、そして使用時まで一８５Ｃに貯蔵された。分 光計研究の前に、試料を室温に積極的に暖め、モして等強性食塩水を用いて湿潤 保持した。組織の正常およびアテローム硬化症部分を光沢検査により同定し、分 離し、そして粗い８Ｘ８ｍｍ片に細断した。

組織試料をスブラシル石英セル中に少量の等強性食塩水と共に入れて、−表面を レーザー４４により照射されたものと接触させて組織を湿潤保持した。図２−６ に示されているスペクトルは５１２走査を用いて８ｃ　ｍ”解像で（約３５分の 合計収集時間）収集された。

人間大動脈は顕著な三層、すなわち内膜、中間膜、および外膜、からなっている 。通常では３００μｍ以下の厚さである内膜は最内部層でありそして血液流用の 非−トロンボゲン表面を供している。それは主としてコラーゲンファイバーおよ び周囲物質からなっている。典型的には約５００μｍの厚さである中間層は非常 に弾性でありそして心臓からの拍動性血液流を円滑化させるために作用している 。構造的蛋白質エラスチンは大動脈中間部の主要成分であり、幾らかの円滑筋細 胞も存在している。最外側の外膜層は管を定位置にゆるく固定している連結組織 網目構造として作用しており、そして主として脂質、脂肪蛋白質およびコラーゲ ンからなっている。アテローム硬化症工程中には、内膜がコラーゲン増殖により 厚くなり、脂肪壊死沈積物がコラーゲン性内膜下および内に集積し、そして実際 にはカルシウムが増加して、動脈壁中のカルシウムヒドロキシ燐灰石沈積物をも たらす。

図２ａは、総合的に正常であると同定された大動脈の全厚さ部分のＦＴ−ラマン スペクトルを示している。レーザー照射は内膜側面上であった。優勢な帯は１６ ６９ｃｍ”および１４５２ｃｍ−’において現れ、そしてそれらはそれぞれ蛋白 質からのアミドＩ骨格およびＣ−Ｈ平面内臼げ振動に割り当てることができる。

それより弱い１３３１および１２５５ｃｍ−１における帯はそれぞれＣ−Ｈ動揺 およびアミドＩＩＩ振動に割り当てられる。アミド■およびＩＩＩの周波数は、 不調な蛋白質に関して観察されたものと一致している。

正常な大動脈の典型的なＮＩＲＦＴラマンスペクトルの他の例は図３に示されて いる。内膜側面から照射された時、図３、では、正常な大動脈中で観察された主 要振動帯は全て蛋白質振動によるものであり、１６５８ｃｍ”における帯はポリ ペプチド鎖のアミド■振動に割り当てられ、１４５３ｃｍ−１帯は蛋白質のＣ− ８曲げ様式に割り当てられ、そして１２５２ｃｍ−１帯はアミドＩＩＩ振動に割 り当てられる。正常大動脈のスペクトルは病理学的試料のどれよりも少なくとも ２５％はど弱い。

全ての正常試験試料に関して平均化されて１４５１±１ｃｍ”であるＣ−８曲げ 帯のピーク周波数は蛋白質Ｃ−Ｈ曲げ様式に特異的である（以下参照）。多くの 正常試験試料中で肩部として現れる１３３５ｃｍ−１近くの弱い帯はエラスチン に特異的であるようであり、そして１００４ｃ　ｍ”における弱い帯はフェニル アラニン残基によるものらしい。一般的には、１２５０および１３４０ｃｍ−１ の間の領域中の帯の相対的強度はエラスチンのＦＴシラマンスペクトル中観察さ れたものと非常に似ているようである。この観察は正常大動脈中の薄いコラーゲ ン質内膜、大動脈の中間膜の弾性、および１１０６４ｎの深さ浸透深度と一致し ている。ここに表されている全ての組織型に関する帯割り当てが表２に挙げられ ている。

図３ｂは正常大動脈の外膜側面のＮＩＲＦＴラマンスペクトルを表示している。

この場合には、照射された外膜表面は数ミリメートルの可視脂肪組織からなって いる。内膜側面から収集されたスペクトルとは対照的に、この脂肪物質中で観察 された帯は主として脂質、そして特にトリグリセリド、によるものであり、はと んど蛋白質からの割り当てはないようである。脂肪組織のトリグリセリド含有量 は６０％の桁であるため、このことは予期されていなかった。１６５５ｃｍ”に おける鋭い帯は不飽和脂肪酸鎖中のＣ＝Ｃ基の引き伸ばしによる。この帯はアミ ドＩとは、それのピーク周波数およびこの場合には１７ｃｍ−１ＦＷＨＭである それの幅により、識別される。対照的に、アミド■は大体６０ｃｍ−’幅である 。優勢なＣ−８曲げ帯は脂質の特性である１４４０ｃｍ−’にシフトされる。こ の帯は脂肪組織中では正常な内膜中より約３倍強く、多分それはトリグリセリド 中の単位容量当たりの比較的大きいＣ−Ｈ基の数の結果である。１３０１／１２ ６７ｃｍ−１および１０８１０８Ｏ’としての帯はそれぞれ脂肪酸類のＣ−８曲 げおよびＣ−ＣＣ引き伸ばし振動に割り当てられる。

トリグリセリドエステル結合のＣ＝０引き伸ばし様式に割り当てられた１７４６ ｃｍ”帯は、外膜脂肪組織中で観察された脂質の大部分がトリグリセリド形であ ることを示している。特に、１４４０ｃｍ”におけるＣ−Ｈ帯に関するこの帯の 積分された強度は０．１０３に等しいが、Ｃ−Ｈ帯の約７５％がトリグリセリド によることを示している。トイオレイン（１８個の炭素および１個の二重結合の 脂肪酸鎖を含有しているトリグリセリド）のＮＩＲＦＴラマンスペクトルが図３ ０に比較用に示されている。脂肪酸鎖の状態に関する追加的分子情報は外膜脂肪 スペクトルから容易に推察される。例えば、１６５５ｃｍ”におけるＣ＝Ｃ帯の 相対的強度は１個の酸鎖当たり平均して大体０．７個の不飽和二重結合があるこ とを示しており、１６−１８種の炭素脂肪酸類と推定される。さらに、Ｃ−８曲 げおよびＣ−Ｃ引き伸ばし帯が脂肪酸鎖の大部分がガラチェ構造の中である。全 一トランス鎖の特性である鋭い１１２９ｃ　ｍ”帯はスペクトル中に観察されな かった。

疾病動脈、アテローム質小板からの厚い繊維質連結組織キャップおよび強調され ている壊死性の芯を用いて得られたＦＴ−ラマンスペクトルが図２ｂに示されて いる。アテローム質小板の壊死性の芯は細胞片並びに酸化された脂質およびコレ ステロールの大集積を含有している。１６６５ｃｍ”におけるピークのアミド■ 領域中の帯は正常大動脈と比べるとこのスペクトル中では顕著に狭い。さらに、 １４４４ｃｍ”における平面内Ｃ−Ｈ曲げも相対的に比較的強く且つ比較的高い 周波数に顕著な肩部を有している。１３０７および１２６７ｃｍ”における２個 の比較的弱い帯は周波数において正常大動脈のスペクトル中で見られるものから シフトされている。図２Ｃに示されているＦＴ−ラマンスペクトル中の帯周波数 および形はアテローム質小板中で観察されたものの一部と一致しており、壊死性 の芯の予期された組成と一致している。

他の繊維質小板試験試料のＮＩＲＦＴラマンスペクトルは図４および５に示され ているある範囲の特徴を示している。図４ａは、繊維質小板の型の１つからの代 表的なスペクトルを示している。これらの繊維質小板スペクトルは正常大動脈の スペクトルと相対的および絶対的の両者の強度において全く同様である。最も意 義ある差異は、平均して１４４８ｃｍ−’近くでピークとなっているＣ−８曲げ 帯がわずかに低い方の周波数に２ｃｍ−１だけシフトされていることである。こ れは正常大動脈に関するこれらの小板の脂質含有量における小増加の結果である かもじれない。さらに、正常大動脈中でのエラスチンによる１３４０ｃｍ”近く の帯はアミドＩＩＩに関しては１２６５ｃｍ”で減少している。推定的説明は、 コラーゲン質内膜がこれらの試験試料中で厚くなるため弾性中間膜からの割り当 てが正常大動脈のものに関して減じられることである。

他の繊維質小板試験試料のＮＩＲＦＴラマンスペクトルはアテローム質小板のス ペクトルと同様なようであった（図２ｂ）。これらは正常大動脈または脂肪組織 とは実質的に異なっている。これらの場合には、強いＣ−８曲げ帯が脂質物質の 特性である１４４０ｃｍ”において生じている。この帯は正常大動脈中のＣ−８ 曲げ帯の大体２倍の強さである。

１７４６ｃｍ”における帯が完全にないことは、この脂質がトリグリセリドでな いことを示している。実際には、この脂質は７００ｃｍ−１における鋭い特性帯 により同定されそして図４に示されているコレステロールスペクトルとの比較さ れているように主としてコレステロールであるようである。また、コレステロー ルはアテローム硬化症病変中で高濃度で集積するため、このことは驚くべきこと ではない。１０００−５００ｃ　ｍ”の間の帯の数個はステロール環の振動様式 に割り当て可能である。

これらには、９５９．８８２．８４４．８０５．７００．６０５、および５４６ ｃｍ”における帯が包含される。さらに、１６６６ｃｍ−’帯は一部はステロイ ド核のＣ＝Ｃ引き伸ばし振動に割り当てられる。

アテローム質小板スペクトル中の脂肪酸鎖の存在は、それぞれＣ−８曲げおよび Ｃ−Ｃ引き伸ばし振動による１３００／１２６２ｃｍ”および１１３０／１０８ ８ｃｍ−１における帯により証明されている。これらの帯はコレステロールから の割り当ても含んでいるかもしれない。１３００ｃｍ−１における脂肪酸帯およ びステロール環帯の相対的強度は、遊離コレステロールおよびコレステロール− 脂肪酸エステル類の混合物を示唆している。さらに、１１３０ｃｍ−’Ｃ−Ｃ引 き伸ばしおよび７００ｃｍ”ステロール帯の相対的強度は脂肪酸鎖のほとんどが ガラチェ構成の中にあり、これらの小板中のコレステロールエステル類中の不飽 和脂肪酸鎖の優勢と一致している。アテローム質小板中ではコレステロール沈積 物が厚い繊維質キャップの下の物質から検出され、それはＮＩＲＦＴラマン方法 が組織表面から数百ミクロンも下の物質を探査する能力を示しているということ は特に価値がある。

コレステロールおよびコレステロールエステル帯の他に、繊維質小板の一部のＮ ＩＲＦＴラマンスペクトルは１５１９Ｃｍ−’および１１５７ｃｍ”における二 つの独特な帯を含有している。これらの帯の強度は非常に相互関連性があり、そ のことはそれらが単独成分によるものであることを示唆している。これまではア テローム硬化症小板の可視的に励起されたラマンスペクトル中で観察されていた これらの帯はカロチノイド類と割り当てられる。これらの小板中のカロチノイド の量は多分コレステロールまたは蛋白質の量よりはるかに少ないであろうが、強 く予備−共鳴促進されていてもよい（１４）。カロチノイド帯は繊維質小板のこ のサブセット中でだけ観察される。

進行した小板の中では、カルシウムが集積し始めて図５および６のスペクトルに より示されているような組織中のカルシウムヒドロキシ燐灰石結晶の生成をもた らす。石灰化された沈積物を覆っている厚い（数百ミクロン）繊維質連結組織キ ャップを用いた石灰化された小板のスペクトルは図５ａに示されている。スペク トルはそれぞれ１６６５および１２５５　ｃｍ−’における繊維質キャップ、ア ミドＩおよびＩＩＩ中の蛋白質による帯を示している。しかしながら、別の帯が １２５０および１３５Ｑｃｍ”の間および１１００ｃｍ−’付近で観察され、そ して非常に鋭い帯が９６１ｃｍ−１において観察された。後者はカルシウムヒド ロキシ燐灰石沈積物中のホスフェート基に付随する対称性ホスフェート引き伸ば し振動に容易に割り当てられるが、１１００ｃｍ〜１付近の帯は非対称性ホスフ ェート引き伸ばしである。これらの割り当ては、異なる石灰化された小板から固 体「振動」を励起させ、そして図５ｂ中に示されているこのスペクトルを得るこ とにより、確認されている。進行したアテローム硬化症小板中の固体石灰化中の ホスフェート引き伸ばし振動からの強いラマン信号も標準的な可視ラマン装置を 利用して観察することができる。しかしながら、近ＩＲＦＴ−ラマン分光計を使 用した時に組織表面から数百ミクロン下の石灰化を検出する能力は、処置を導入 するために利用できる診断測定である。

組織が外膜側面から照射された時に石灰化が検出されるかどうかを測定するため に測定が試みられた。生じたＦＴ−ラマンスペクトルは図５Ｃ中に示されている 。強いホスフェート振動の証拠は明白ではなかった。

対照的に、１７４５．１６５６．１４４４．１３０３．１２６７および１０８２ ｃｍ−１には鋭い振動帯が観察され、それらは主として外膜の大部分に割り当て られる脂質物質に付随している。

表面下の石灰化された沈積物を含有しておりそして軟かい繊維質キャップを覆っ ている石灰化された小板のＮＩＲＦＴラマンスペクトルは、９６０ｃｍ”に強く 、鋭い新しい帯を示す（図６ａ）。石灰化された組織に特異的なこの帯はホスフ ェート基の対称的引き伸ばし振動に割り当てられ、それは固体カルシウム塩類の 中にも高濃度で存在している。それより弱いホスフェートの非対称的引き伸ばし も１０７２ｃｍ”に存在している。カーボネート基の対称的引き伸ばし振動もこ の後者の帯に割り当てられるかもしれない。ホスフェート振動は石灰化された小 板中の表面上沈積物から容易に観察される。９６０Ｃｍ−’帯は沈積物から軟質 組織キャップから１．５ｍｍ下までのところの最近の信号−雑音水準（以下参照 ）から観察することができる。石灰化された小板は繊維質組織キャップからの蛋 白質振動も表示する。これらは１６６４　ｃｍ”におけるアミドＩおよび１２５ ７ｃｍ−１におけるアミドＩＩＩを含んでいる。１４４７ｃｍ”におけるＣ−Ｈ 曲げ帯は蛋白質および脂質の混合物を示唆しており、そして６９９ｃｍ”におけ る弱い帯はコレステロールによるものであるようであり、それは繊維質キャップ 、石灰化された沈積物または両者中である。

呈された石灰化のＮＩＲＦＴラマンスペクトル（図６ｂ）はある範囲の特徴を示 している。全ての場合、主要な帯はカルシウム塩類によるものである。これらは ９６０ｃｍ−１のホスフェートおよび１０７２ｃｍ−１のホスフェート／カーボ ネート帯並びに他のホスフェート振動様式と割り当てられている５８７ｃｍ−’ における帯を含んでいる。他方では、多分石灰化中に埋設された軟質組繊成分に よるものである比較的弱い帯の中では数種の差異が明白である。ある場合（示さ れていない）には、Ｃ−Ｈ曲げ帯は１４５０　ｃｍ−’において生じ、そして１ ６６３ｃｍ”における帯は一部の石灰化に関しては形がアミドＩと同様であり、 それは蛋白質振動様式を示している。例えば図５ｂ中の如き他の石灰化された小 板では、Ｃ−Ｈ曲げ帯は１４４０ｃｍ”において生じ、そしてそれよりはるかに 鋭い１６６７ｃｍ”帯はＣ−Ｃ引き伸ばし振動によるもののようである。この小 板においては、７００ｃｍ”および１３００Ｃｍ”の帯により証されている如く 、帯は脂質、特にコレステロール、によるものである。

大動脈の我々の病歴学的試験では、二種の顕著な型の呈された石灰化が注目され てきている。ある型では、繊維質組織キャップが石灰化される。他方では、アテ ローム質小板の壊死性の芯が石灰化され、そして石灰化された沈積物は軟質組織 繊維質キャップの潰瘍形成により露呈される。二種のスペクトル型の露呈された 石灰化に関する明確な説明は、蛋白質帯を示す試験試料は前者の病歴学的型であ るが脂質帯を示す試験試料は後者の型であることである。

本方法は、人間大動脈中でのアテローム硬化症の種々の段階を識別するためのＩ ＲＦＴ−ラマン技術を供するものである。それらは、これらの方法を使用して分 子水準情報を利用できるということを示している。

この情報は疾病の病因論を追及するためおよび異なる病変の処置を導入する際に 有用である。近ＩＲＦＴ−ラマン方法は、それの相対的に深い浸透深度で組織表 面下からの分光計信号を得て、アテローム賀壊死組織および表面下の石灰化に関 する詳細事項を与える。これらの信号を光学ファイバーを基にした映像システム と共に使用して、生体内で異なるアテローム硬化症小板の含有量および組成を測 定することができる。

コレステロールおよびカルシウムヒドロキシ燐灰石を含むアテローム硬化症工程 において重要な生化学的種類の数種が組織表面下で容易に検出できるという観察 を用いて、我々はＮＩＲＦＴラマン技術を使用して検出の深さ限度を決めること を望んでいる。この疑問に答えるために、１０個の２００μｍ大動脈中間膜を切 断しそして１個をある時間にわたり大きな石灰化された沈積物（６Ｘ６Ｘ３ｍｍ ）の上に置き、そして９６０ｃｍ−Ｉ帯のＦＴラマンスペクトルを表面下の深さ の関数として監視する。図７に示されているＦＴラマン強度対深さのプロットに より示されている如く、石灰化された沈積物からの信号は沈積物が照射された表 面から１．６ｍｍよりも下となるまで検出可能であつた。収集光学装置の焦点が 組織の中に移動されると、それよりわずかに深い深度を探査することができるで あろう。

１ｍｍの大動脈中間膜を他の石灰化された沈積物より上に置きそして組織を二次 元的にレーザー光線および収集レンズを通して横に移動させることにより、組織 表面下の物質に関するＮＩＲＦＴラマン信号の二次元的解像を次に試験した。Ｆ Ｔラマン信号を観察すると、光線および収集光学装置が石灰化された沈積物から 移動するにつれて急速に落下する。検出されたＦＴラマン信号は、組織の重なり でいる層のかなりの拡散にもかかわらず、表面下の石灰化された沈積物の幾何学 的形状に非常に似ている。この結果は、組織中の弾性拡散による最少の映像不明 瞭性でラマン拡散光を組織表面下の目的物を映像化するために利用することがで きるであろう。

第二の分光写真方法を使用して、減衰した赤外線の合計反射率（ＡＴＲ）を有す る分子振動情報を得ることもできる。

人間大動脈はアテローム硬化症動脈組織の診断を説明するための一例として選択 されたものである。ラマンスペクトル測定に関して得られる試料中での如く、人 間大動脈試料は死後試験時にＡＴＲ測定用に得られた。試料貯蔵および製造工程 はラマンスペクトル測定用に示されているものと同一である。これらの反射率測 定自身を使用して、上記のラマン分光計測定とまたは蛍光測定とまたは両方の型 の測定と一緒に診断データを与えることができて、特定用途用の診断を促進させ ることができる。

正常動脈およびアテローム質小板の壊死性の芯の中間膜層を簡単な解剖により露 呈しそして分光計的に試験した。ＡＴＲスペクトルをコラーゲン、エラスチンお よびコレステロールを含む数種の精製された組織成分類からも収集して、スペク トルの分析を助けた。

中間−赤外線ＡＴＲスペクトルを４０００−７００ｃｍ”において市販のＦＴ− ＩＲ分光計および水平ＡＴＲ付属品を用いて測定した。試料採取部分に乾燥窒素 気体を流して大気圧水蒸気およびＣＯ３からの背景吸収を調節した。スペクトル は４ｃｍ−１解像において５０走査を用いて収集された。等強性食塩水（ｐＨ７ ，４に緩衝されている）を用いて生理学的に湿潤保持されている動脈試験試料を ＡＴＲ部品（ＺｎＳｅ結晶４５端部）と接触させて置いた。組繊試料の上に置か れた５グラム重量がＡＴＲ部品と確実に均一な試料接触をさせた。動脈試料のも のと同様な吸収を有する食塩水溶液のＡＴＲスペクトルも得られ、そしてそれは 水によるスペクトル成分類の引算用に使用された。コラーゲン（カルビオケミ： 型１１牛のアキレスＩＩ）およびエラスチン（シグマ：牛の首靭帯）は食塩水ス ラリーとして製造された。コレステロール（シグマ）はＡＴＲ部品上でベンゼン 溶液の蒸発により乾燥薄膜として製造された。

これらの要素は生じたスペクトル中で明白に同定することができる。

ＡＴＲ試料採取用結晶は、赤外線試料採取用光線用の波案内として作用する高い 屈折率の物質の棒である。この波案内は、診断しようとする組織中への浸透用に 適している針の形であることができる。一方、消息子は露呈組織部位表面の接触 用または内部位置とカテーテルとの接触用に適している幾何学的形状を有するで あろう。

図１６Ａおよび１６Ｂに示されている装置は、人間の身体内でのＡＴＲ診断測定 用に適している本発明の好適態様を説明しているものである。

図１６Ａには、単独−末端消息子１００が示されており、そこではＡＴＲ部品１ ０４に対する入射光線およびそこから伝達された（反射された）光線の両者の１ 本以上の光学ファイバー１０２が示されている。例えば金の如き１００％の赤外 線反射器１０６がＡＴＲ部品１０４の末端表面１０８に置かれており、伝達され た光線を同じファイバーを通して逆に戻すため並びに二重通過試料採取をするた めに機能している。ＡＴＲ部品１０４は光学ファイバー１０２に光学的に固定さ れている別個の成分であることもでき、またはそれは重なりでいる物質を除去す ることにより光学ファイバーの端部から構成されていてもよい。試料採取はＡＴ Ｒ部品を当該組織１１０と接触させて置（ことによりなされる。放射線は伝達さ れ１１２そして部品１０４から照射方向で収集される１１４゜消息子は標準的内 視鏡またはカテーテルを通って挿入されて中空器官を試料採取することができ、 または充分薄い光学ファイバーで製造されているなら針生検の場合の如くそれを 直接固体器官の中に挿入することもできる。この特定態様では、末端先端１０８ は針の形である。カテーテルの端部上の円錐または軒構造は長くてもまたは浅く てもよい。

二重一端部消息子が図１６Ｂに説明されている。ＦＴ−ＩＲからの入射ＩＲ光線 はＩＲ光学ファイバー１２２を通ってカテーテル本体１２０の末端端部に置かれ ているＡＴＲ部品１２８に伝達される。ＡＴＲ部品は試料採取しようとする組織 と接触して置かれている。伝達された光線は第二ＩＲ光学ファイバー１２４を逆 に通ってＩＲ検出器に送られる。

ＡＴＲ部品は２本の光学ファイバー１２２．１２４と光学的に固定されている別 個の成分であることもでき、またはそれは単にファイバー重なり物質が除去され ている１本の光学ファイバーの領域であってもよい。

装置全体を標準的内視鏡または外側カテーテルを通して挿入できる。

励起された試料を測定する方法に関しては、試料採取しようとする試験試料を波 案内またはＡＴＲ部品の表面と光学的に接触させて置く。波案内表面外側に伸び ている消失性の波は試料によりそれの吸収係数に比例して吸収される。消失性の 波の試料中への浸透深さは赤外線照射の波長並びに波案内および試料の屈折率に 依存しており、Ｚｎ５ｅ−水装置に関するこの深さは１８００−７００ｃｍ−’ で約１μｍである。消失性の波の試料中への１／ｅ浸透深さはλ／２π（ｎｌ’ ｓ　ｉ　ｎ”θ−ｎ、すＩ／！により与えられ、ここでλは波長であり、θは入 射角であり、そしてｎ８およびｎｗはそれぞれＺｎ５ｅおよび水の屈折率である 。従って、ＡＴＲ部品と良好に光学的に接触する組織だけが試料採取されるであ ろう。

さらに、試料中の個別成分類は波案内物質（この場合にはＺｎ５ｅ）に対して異 なる親和力を示し、それが波案内表面における成分類の相対的濃度に影響を与え る可能性がある。塊組織中の相対的に高い濃度にもかかわらず、劣った光学的接 触を有する成分類はＡＴＲスペクトル中で測定することが困難であるかもしれな い。

図８は（ａ）正常大動脈（内膜側面）および（ｂ）緩衝された食塩水のＦＴ−Ｉ ＲＡＴＲスペクトルを示している。これらのスペクトルの比較は、正常内膜のＩ Ｒ吸収の大部分は水によるものであり、それは組織の大体８０重量％を構成して いることを示している。３３００　ｃｍ−’伸ばしおよびＨ−０−Ｈ曲げ振動に よるものであり、そして２１２０ｃｍ”における弱い帯は水組み合わせ振動によ るものである。３３００ｃ　ｍ”および１６３６ｃｍ−’帯はＮ−Ｈ引き伸ばし およびアミドＩ振動からの割り当ても含んでいる。１５００−９００ｃｍ”の間 の相対的に平らな吸収および９００ｃｍ−’以下の上昇している吸収も主として 水によるものであるが、内膜中では他の組織成分類による多数の非常に弱い帯も この領域中に存在している。

はとんどの生分子は１８００−７００ｃｍ”の間でＩＲ吸収帯を生じ、それは「 フィンガープリント領域」または主要吸収領域として知られている。この領域中 の組織水の優勢な吸収が他の組織成分類からの吸収帯を不明瞭にさせている。こ れらの成分類からのＩＲ帯を観察するためには、水の干渉を排除すべきである。

ＡＴＲ方法を用いると水成分のスペクトル分割または引算が特に容易である。水 だけに割り当てられる２１２０ｃｍ−’帯を内部強度標準として用いることによ り、緩衝食塩水のスペクトル（図８ｂ）を大動脈内膜のスペクトル（図８ａ）か ら正確に且つ信頼可能に引算されて、内膜の水が引算されたスペクトルを生成し ている（図９ａ）。

水力拐１算されたスペクトルでは、以前の弱い帯は容易に観察されるようになる 。主要組織成分類のスペクトルを基にした帯割り当ては表Ｉ中に挙げられている 。正常内膜のスペクトル（図９ａ）中で観察された振動帯のほとんどは二種の広 い範噴、すなわち脂質−関連帯および蛋白質−関連帯、に分類することができる 。正常内膜中の強い帯の全てはこれらの部分の一種と関連している（表■参照） 。これは大濃度のこれらの二種の物質の単なる結果としてわかる。水とは別に、 組織の大きい部分をこれらの二重のうちの一種に分割することができる。さらに 、蛋白質および脂質成分類の両者は基の全ての構成員に共通な繰り返し分子単位 を含有している。

表■、正常な大動脈内膜のＡＴＲスペクトル中のＩＲ吸収ビーク２８５３（ｓ） 　Ｃ−Ｈ引き伸ばし　脂質、蛋白質、その他１７４４（ｓ）　Ｃ＝　Ｏ（エステ ル）引き伸ばし　脂質１６５１（Ｓ）　アミドＩ　蛋白質 １６３５（ｓｈ）　アミドＩ　５Ｈ−０−Ｈ曲げ　蛋白質、水１５４８（ｓ）　 アミドＩＩ　蛋白質 １４６５（ｓ）　ＣＨ＊曲げ　脂質 １４５７（ｓ）　ＣＨ！曲げ、ＣＨ３抗一対称的変形　脂質１４５４（ｓ）　Ｃ Ｈ！曲げ、ＣＨ３抗一対称的変形　蛋白質、その他１４１７（Ｗ）　Ｃ＝　Ｏに 隣接しているＣＨ２曲げ　脂質１４０１（ｍ）　ＣＯ０一対称的引き伸ばし、　 蛋白質、その他アミドＣ−Ｎ引き伸ばし １３７８（ｗ）　ＣＨｓ対称的変形　脂質１２４４（１）　アミドＩＩＩ、　蛋 白質、その他ＰＯ１抗対称的引き伸ばし １２３９（ｍ）　ＣＨ２動揺、　脂質 ＰＯ２抗対称的引き伸ばし １１５９（ｓ）　ＣＨ、動揺、　脂質 Ｃ−０−Ｃ抗対称的引き伸ばし １１１７（Ｗ）　Ｃ−Ｃ引き伸ばし、　脂質０−Ｃ−０引き伸ばし １０９６（Ｗ）　脂質 １０１０８３（Ｐ　Ｏ２対称的引き伸ばし　蛋白質、その他１０３０（Ｗ）　脂 質 ９６５（ｗ）　Ｃ＝　ＣＨ変形（トランス）　脂質７２２（ａ＋）　ＣＨを振動 　脂質 表Ｉ１．正常なおよびアテローム硬化症大動脈中の選択された帯のピーク周波数 正常　外膜本　繊維質脂肪質呈された呈された　評　価小板　小板　石灰化１石 灰化ｌ１ １７４６ｗ　Ｃ−０（エステル） 引き伸ばし １６６７ｍ　１６６７閤　１６６７ｍ　Ｃ＝Ｃ引き伸ばし脂質 １６５８ｓ　１６６３ｍ　アミドＩ（８）１６５５ｍ　Ｃ＝Ｃ引き伸ばし 脂肪酸類 １５１９１　カロチノイド（１２） １４５１ｓ　１４５０ｓ　Ｃ−Ｈ曲げ（８）１４４０ｓ　１４４０ｓ　１４４０ ｓ　１４４０ｓ　蛋白質脂質１３０１ｉ　１３０１ｖ　１３０１Ｗ　１３００１ 　脂質Ｃ−Ｈ曲げ（ＣＨり１２６７ｖ　１２６４ｗ　１２６２ｗ　１２６２ｗ　 脂質Ｃ−Ｈ曲げ（−ｃ−ｎ）１２５２ｍ　１２６１ｗ　アミドＩＩＩ（８）１１ ５７ｗ　カロチノイド（１２） １１３１ｗ　１１３０ｗ　１１２８ｗ　Ｃ−Ｃ引き伸ばし１０８０ｗ　１０８６ ｗ　１０８８ｗ　脂賀表Ｉ１．続き 正常　外膜本　繊維質脂肪質呈された呈された　評　価小板　小板　石灰化１石 灰化ｌ１ １０７１ｓ　１０７１ｓ　ホスフェート非対称的引き伸ばし カルシウム塩類（１５） １００４１　１００４１　１００４１　フェニルアラニン（８）９６０ｖｓ　９ ６０ｖｓ　ホスフェート対称的引き伸ばし カルシウム塩類（１５） ９５７ｖ　９５７ｗ　コレステロール類８８２ｗ　８８２ｗ　８７８ｗ　（１１ ）８４２ｗ　８４１Ｗ　８５０１ ８０３ｗ　８０１ｗ　８０４ｗ ７００園　７００ｍ　６９９■ ６０６ｗ　６０６ｗ ５４６ｗ　５４６１　５４７１ ５８７ｍ　５８７閣　ホスフェート カルシウム塩類（１５） 典型的試料のピーク周波数、±Ｉｃｍ−１までの精度。

略語：ｖｓ＝非常に強い、Ｓ＝強い、■＝中程度、および１２弱い相対的強度。

ネ　外膜試験試料は主として脂肪組織である。

蛋白質に関しては、繰り返しアミド基のポリペプチド骨格が優勢要素である。脂 質では、繰り返し炭化水素鎖は規定用品質である。最終的結果は、これらの分子 単位は非常に大濃度で存在しておりそしてそれらの振動帯はスペクトルをしのぐ 傾向があることである。これは詳細なそれ以上の水準は組織のＩＲスペクトルか ら誘導可能でないことを意味しないことに注意すること。例えば、アミド基振動 の周波数は蛋白質構造および配置に敏感である。従って、蛋白質構成におけるシ フトが予測されてアミド帯における観察可能な変動を生成するかもしれない。

図９ｂ中に示されている外膜下脂肪の水が引算されたスペクトルが脂質および非 −脂質範躊への帯の分割をさらに明白に説明している。この脂肪は脂質成分のモ デルと考えることができる。アミドＩおよびＩＩＩ帯の強度から判定される蛋白 質割り当てはこのモデルの目的用には無視可能である。脂肪スペクトル中で観察 される帯の全ては脂質成分に依存することができる。これらには、１７４４ｃｍ −Ｉ（Ｃ＝Ｏ引き伸ばし）、１４６５　ｃｍ−’　（Ｃ−Ｈ曲げ）　、１１６１ ｃｍ−’　（ＣＨ，動揺、Ｃ−０−Ｃ引き伸ばし）における強い帯、並びに１３ ７８ｃｍ”、１２３９Ｃｍ−’、１１１８ｃｍ−’、１０９９ｃｍ−’、９６６ ｃｍ−’、および７２２ｃｍ−１における比較的弱い帯が含まれる。

内膜の水が引算されているスペクトル中で観察された帯は合計吸収の３０％以下 を構成しており、残りは水によるものである。これらの相対的に弱い帯に関する 結論は水引算の精度に厳密に依存している。この引算の精度は同じ試料から連続 的に得られるスペクトルの再現性から判定することができる。正常大動脈（内膜 側面）の試料から１０分間たって収集された二つの連続的な水が引算されたスペ クトルが図１０ａ中に示されている（実線および点線の曲線）。ＩＲ帯のほとん どは時間につれて吸収の実質的な増加を示している。この傾向はＡＴＲ部品上の 試料の設置から１時間以上たってから収集された連続的スペクトルに関して持続 する。しかしながら、帯の全てが同じ部分により変化するものではなく、相対的 強度は連続的スペクトルの間で異なっている。例えば、図１０ａでは１７４４ｃ ｍ−１におけるＣ＝０帯は相対的に一定であるが、１６５０Ｃｍ−’および１５ ４７ｃｍ−’におけるアミド帯はその後のスペクトル中では５０％はど増加する 。これらの変化は水の引算が不正確であることを示しているようであり、時間に つれての変化は全体的でありそして予測可能であり、そのことは試料とＡＴＲ部 品の間の光学的接触が時間につれて規則的に変化していることを示唆している。

実際に、脂質だけによるものである１７４４ｃｍ”Ｃ＝Ｏ帯の一定性および蛋白 質によるアミド帯中の増加はＩＲ吸収に対する脂質割り当ては未変化のままであ るが非−脂質割り当ては連続的走査の間で増加することを示している。これは脂 質のスペクトル（図９ｂ）を大動脈内膜の水が引算されたスペクトル（図１０ａ ）から標準化用の１７４４ｃｍ−’帯を使用して引算することにより確認される 。生じた大動脈内膜の脂質が引算されたスペクトルは図１０ｂ中にピーク吸収に 標準化されて示されている。そこかられかるように、相対的ピーク吸収および脂 質が引算されたスペクトル中のスペクトル奇形は水および脂質−引算工程の両者 の精度を反映して非常に良好な再現性がある。

連続的走査量の脂質帯の一定性および非−脂質帯の変動は幾らかパズルのようで ある。この明白な変則性の説明は、組織の表面からすすがれた食塩水溶液の水が 引算されたスペクトル（図９ｃ）から推論することができる。このスペクトルは 、弱いアミドＩおよびＩＩ帯とは別に、外膜脂肪のものと非常に近似適合してい る。組織中で観察された脂質成分は遊離脂質粒子によるものであるようであり、 それらを組織表面水で平衡化させ、組織表面上で薄い水−脂質薄膜を形成し、そ れは組織試験試料を結晶上においた直後にＡＴＲ部品と完全に光学的接触をする 。この薄膜の下の組織成分は試料が沈着するにつれて多分ＡＴＲ結晶とさらに良 好に光学的に接触するであろう。その結果、大動脈内膜または中間膜のスペクト ル中の脂質含有量は試験試料中の外膜上脂肪の存在により影響を受けるかもしれ ず、そして相対的な脂質−蛋白質吸収は本実験設定では最良でも５０％までの精 度である。その理由のために、示されている残りのスペクトルの全ては引算され た水および脂質の両者である。

除去された脂質帯を用いて、正常内膜のスペクトル中（図１０ｂ）の非−脂質帯 の評価は非常に単純化される。スペクトル中の主要な帯は蛋白質骨格振動に割り 当てできる。これらには、１６４８ｃｍ”（アミド１）　、１５４９ｃｍ−１（ アミドＩＩ）　、１４５５　ｃｍ−’　（Ｃ−Ｈ曲げ）、１４０１ｃｍ−’　（ アミドＣ−Ｎ引き伸ばし）、および１２４４ｃｍ−’（アミドＩＩＩ）における 帯が包含される。蛋白質二次構造に敏感なアミド■ピーク（１６４８ｃｍ−’） における周波数は変調されたα−螺旋およびコラーゲン螺旋配置からの割り当て を示すこともである。この帯は１６３４ｃｍ−１近くに肩部を示し、それは蛋白 質または水のβ−シート領域によるものかもしれない。１４５５ｃｍ”における 蛋白質Ｃ−Ｈ曲げは脂質中の対応する振動から顕著であり、それは１４６５／１ ４５７ｃ　ｍ−’における二重−ピーク帯として生じる。これらの帯の全てが他 の部分からの割り当てを含むかもしれないということに注意すること。例えば、 カルボキシレート基の対称的引き伸ばしおよびおよびホスフェート基の非対称的 引き伸ばしはそれぞれ１４０１ｃｍ−’および１２４４ｃｍ−１帯に割り当てら れるかもしれない。この成分類の補正は上記の表Ｉにまとめられている。

正常大動脈の中間層の典型的なスペクトルは図１１Ａに示されている。

このスペクトルと正常内膜のもの（図１０ｂ）との比較は意義ある差異を表すこ とができない。この結果は、正常大動脈の内膜および中間膜は相当異なる組成を 有するということを考慮すると、幾分驚異的である。

アテローム硬化症小板および非−腫瘍化アテローム質小板の典型的なスペクトル はそれぞれ図１１ｂおよび１１Ｃ中に示されている。これらの小板に関しては、 内膜表面における無傷の繊維質キャップだけが光線の短い浸透深さく１μｍ）に よるものであると証されている。この繊維質キャップの下の壊死性のアテローム 物質は試料採取されない。そうであっても、これらの小板の繊維質キャップは正 常内膜とは組成的に異なっていることが知られており、そしてこれらの差異がＩ ＲＡＴＲスペクトル中で反映されることは予期できるであろう。しかしながら、 中間膜の場合の如く、これらの小板のスペクトル（図１１ｂおよび１１Ｃ）と正 常な内膜のスペクトル（図１０ｂ）では矛盾しない差異は観察されない。この論 点は以下の論議中で展開されるであろう。

他方では、対応する正常な内膜のスペクトル（図１０ｂ）並びに無傷のアテロー ム硬化症のもの（図１１ｂ）およびアテローム（図１１０）小板のものと比較し た際のアテローム質小板の壊死性のアテローム芯のスベク；・ル（図１２ａ）に おける実質的な差異は明白である。この場合には、壊死性の芯は多分生体内で重 なっている内膜繊維質組織キャップの腫瘍化により疾病が進行するにつれて生体 内で露呈されたのであろう。

（非−腫瘍化アテローム質小板の繊維質キャップを切除することにより呈された 壊死性の芯のスペクトルも同様である）。新しい帯は１０５０１０５Ｏにおいて 現れ、二次的ピークは１０２３ｃｍ〜１において現れた。

さらに、壊死性の芯のスペクトルは正常な内膜中の１４５５ｃｍ”蛋白質帯並び に１３８２　ｃｍ”近（の−組の独特な帯と比較すると、１４６６ｃｍ−’帯の 中での増加および周波数シフトが示されている。これらの特性帯は全ての呈され た壊死性の芯試料のスペクトル中で見られ、そして他の試料では見られなかった （以下参照）。

壊死性の芯のスペクトル中のこれらの独特な帯の源はコレステロールであり、そ れはアテローム質の芯の中で大量に集積することが知られている。コレステロー ル（乾燥薄膜）のＡＴＲスペクトルは図１２ｂに示されている。壊死性の芯に独 特な１４６３ｃｍ−’、１３８２ｃｍ−’、および１０５０ｃｍ”における三つ の主要な帯は位置および相対的強度において１４６６ｃｍ−’、１３７７　ｃｍ −’、および１０５６ｃｍ−’における三つの主要なコレステロール帯と近似適 合している。主要コレステロール帯のそれぞれは二次的ピークを有しており、そ れは壊死性の芯の帯中にも存在しているようである。これらの二次的ピークはコ レステロールスペクトル中では１４４５／１４３６ｃｍ”および１０２３ｃｍ− ’において生じ、そして壊死性の芯スペクトル中では１４４１ｃｍ−’、１３６ ７ｃｍ”、および１０２３ｃｍ−’において生じる。さらに、１３３４ｃｍ−Ｉ 、１１０９ｃｍ−’、９５４ｃｍ−’、および７９７ｃｍ−’におけるピークを 含んでいる壊死性の芯スペクトルにおける弱い帯の数個はこれらの周波数近くの 比較的弱いコレステロール帯に関連している。壊死性の芯の中の他の成分類もこ れらの顕著な帯の一部に割り当てられるかもしれない。

壊死性の芯試験試料と、正常な、アテローム硬化症の、および非−腫瘍化試験試 料との間の、コレステロールによるスペクトル差異の一致性は図１３中の拡散プ ロット中に説明されている。このプロットは、１５４８ｃｍ”におけるアミドＩ Ｉ帯の部分により測定された合計蛋白質含有量に対する１０５０ｃｍ”コレステ ロール帯の積分された強度（面積）を示しているｏ　１０５０　ｃ　ｍ−１帯は １０７１０７５−ｌ０００’に積分されておりそしてこれらの末端点を用いて基 準線が引かれており、モしてアミドＩＩ帯は同様な基準線引きで１５９３−１４ ８５ｃｍ”で積分されていた。この比は、スペクトルに対する相対的なコレステ ロール割り当てとしての測定値であり、そして１０５０ｃｍ”帯の面積がコレス テロールだけによるという仮定で試料の相対的コレステロール濃度に比例してい る。図１３中で見られるように、この比は全ての露呈された壊死性の芯試験試料 に関する方が他の全ての試験試料に関するものより高い。

帯の分離および分子同定のために使用できるこの試料分析の一致する結果は、組 織特性指示用のＩＲ分光計の将来性を示している。

中間−ＩＲ分光計による人間動脈およびアテローム硬化症の研究は現在では限定 されている。ＡＴＲスペクトルは組織の中でも部分的に乾燥された人間動脈から 記録されると報告されている。子供からの正常な大動脈を成人におけるアテロー ム硬化症小板と比較すると、アテローム硬化症大動脈中での数本の帯の中で増加 が観察される。これらの帯のほとんどは脂質および脂肪蛋白質に関連していた。

ＩＲ分光計を使用して石灰化されたアテローム硬化症沈積物の化学的組成を測定 していた。沈積物大動脈のさらに詳細なＩＲ研究は動脈壁中で異なる深さで切除 された薄い層からの記録されたＩＲ伝達スペクトルを含んでいる。結果は小板の 脂肪性（アテローム質）領域中での１７３９　ｃｍ”近くでの増加した吸収を示 しており、それは小板中のコレステロールエステルによる吸収によるものであっ た。小板の表面における繊維質組織キャップからの■Ｒスペクトルは正常な内膜 と同様であった。

無傷の人間組織の中間−赤外線スペクトルの測定における主な欠点の一つは強い 水吸収であり、それは他の当該組織成分類の吸収より優勢でありそしてそれらを 不明瞭にさせている。上記で引用されている研究のほとんどでは、水吸収は排除 されておらず、それがスペクトルから利用可能な情報の質および量を限定してい る。ＡＴＲ試料採取方法では、この水干渉は容易に除去される（図９参照）。Ａ ＴＲ方法はもちろん生体内でのファイバー光学消息子を用いる試料採取用に改変 することもできる。蛋白質水溶液のファイバー光学消息子ＡＴＲスペクトル中の 水干渉は本研究で使用されているのと同様な水引算工程を用いて正確に除かれる 。

ＡＴＲ方法は生体内試料採取および水信号の正確な引算に良く適しており、ＡＴ Ｒ方法で収集されたスペクトルはＩＲ吸収スペクトルとは同等ではないが、試料 吸収係数の他にＡＴＲ物質および試料の性質に依存している。例えば、消失性試 料採取波の浸透深度はＡＴＲ物質および試料の屈折率に依存している。しかしな がら、Ｚｎ５ｅおよび人間組織の屈折率は１８００−７００ｃｍ−’の間の周波 数では非常に遅いと予測されており、そしてそのような振動は多（とも異なる周 波数における帯の相対的強度に影響を与えるであろう。組織スペクトル中の観察 された構造の全ては組織中での吸収帯によるものである。

ＡＴＲスペクトル中で観察された成分吸収も試料およびＡＴＲ部品の光学的接触 にも依存している。組織試料中の消失性波長の小さい浸透深度は物質表面におけ る５μｍの厚さの層だけおよび好適には約１ミクロンだけが観察されることを意 味する。これは本出願の目的用の組織の表面近くでと称されている。表面からの ５ミクロンより深い組織は表面下領域と定義されている。この薄い試料採取され た表面近くの層は組成が塊試料と異なっているかもしれない。例えば、遊離水の 薄層は湿った組織の表面上に存在しているかもしれず、組織の一部の分子種の水 準は塊組織中のそれらの濃度に関連している。さらに、組織中の異なる部分のＡ ＴＲ物質に関する変動性親和力が観察された帯の強度において重要な役割を演じ るかもしれない。

これらの考察は、正常な内膜、小板繊維質キャップ、および中間層のＡＴＲスペ クトルの中で実質的な差がないことを説明することができる。

例えば、正常な大動脈内膜は大体２５％のコラーゲン（乾燥重量）および２０％ のエラスチンからなっているが、大動脈中間層は２０％のコラーゲンおよび５０ ％のエラスチンを有している。精製されたコラーゲンおよび精製されたエラスチ ンのＡＴＲスペクトル（示されていない）は相当異なっている。特に、アミドＩ 　／ＩＩは水和コラーゲン（型■）中では１６５７／１５５６ｃｍ”においてモ して水和エラスチン中では１６５３／１５４３ｃｍ”において生じる（スペクト ルは示されていない）。

これらの差は内膜および中間ＡＴＲスペクトル中に反映することが予期できるで あろう。事実はそうではないという理由のための可能な説明は、ＡＴＲ部品と光 学的に接触している薄い層は塊組織と組成的に異なっておりそしてコラーゲンお よびエラスチンはこの層のＩＲＡＴＲ帯に少量だけしか割り当てられないという ことである。そのような影響は小板繊維質キャップ内膜および正常な内膜ＡＴＲ スペクトルの間に相当な差がないことを説明することもできる。異なる生化学的 親和力を有する他のＡＴＲ部品から製造されているＡＴＲ部品では、これらの組 織の中のスペクトル差を組織の型により相当増加させることができる。

本研究の結果は、水が引算された高品質のスペクトルがＡＴＲ技術を用いると人 間組織から容易に得られることを示している。同様な結果が他の哺乳動物組織中 でも得られた。水干渉の正確な除去は指貫、蛋白質、並びに他の組織成分類の相 対的に弱い組織吸収帯の単離にとって重要である。スペクトル引算を介するこれ らの相対的に弱い帯の観察は全く組織および食塩水スペクトルの性質に依存して いるということは述べる価値がある。例えば、１５００−９００ｃｍ”における 正常な内膜試験試料の吸収（図８ａ）は約０．０６である。水が引算されたスペ クトル（図９８）では、ピーク吸収は最も強い帯に関する０、０１８　（３０％ ）から最も弱いものに関する０、００３（５％）までの範囲である。１０６吸収 背景を用いる引算されたスペクトルにおける０、００３吸収ピークの検出は１０ ０％基準線における７００以上の信号対雑音比を必要とする。そのような信号対 雑音はＦＴ−分光計を用いると容易に得られる。

ＦＴ−分光計の高い線状性、基準線安定性、および波長制度も正確な背景引算用 に明らかに重要である。

水引算はＡＴＲを用いると相対的に容易でありそして正確であるが、例えば拡散 反射または写真音響式試料採取の如き他の臨床的に適用可能な試料採取技術を用 いるとそれは実質的にさらに困難となるかもしれない。しかしながら、これらの 別の試料採取技術はそれらの比較的長い組織浸透深度（約１０μｍ）という理由 により臨床的に有用である。水引算の別法として、水信号を他のコンピュータ一 方法により除去するための水のスペクトル線形の性質を利用することができる。

特に、水のスペクトル線形はほとんどの当該領域にわたり、特に１５００−７０ ０ｃｍ−Ｉの間で、周波数を用いるとむしろゆっくりと変動する。従って、この 比較的ゆっくりした変動を濾過しそして非−水帯の比較的鋭い特徴を代用するよ うな方法で水および非−水成分を分離することができる。

そのような一方法は二次的誘導分光計である。スペクトルの差異は狭い吸収帯に 典型的に使用されそして重なっているピークを解像する。差異は比較的狭いもの と関連している広い帯を強調しないという傾向もある。動脈のＩＲスペクトルで は、水の広い特徴のない吸収はスペクトルの二次的誘導を計算することによりほ とんど除去することができて比較的鋭い非−水帯の方に向かう。これは図１４に 明白に示されており、それは正常な大動脈内膜のスペクトルの二次的誘導（図１ ４ａ）を同じ試験試料の水が引算されたスペクトル（図１４ｂ）と共に示してい る。本質的に１６３３ｃｍ−’の水の帯だけが残り、アミドＩの帯を部分的に不 明瞭にさせている。このスペクトル中のどこでも、水割り当ては最少である。水 が引算されたスペクトル中で同定されている帯の全ては二次的誘導スペクトル中 で容易に観察される。

水干渉の除去の他に、水が引算されたスペクトル中の数個の未解像二重ピークお よび肩部は二次的誘導スペクトル中で顕著なピークとして現れる。例えば、正常 な内膜中のアミドＩＩ帯（図１４ｂ）は１５１８ｃｍ”近くに非常に弱い肩部を 有しており、そして１４６９および１４５６ｃｍ−１における２個の別個のピー クを示す。さらに、帯を鋭くすることにより、二次的誘導スペクトルはピーク周 波数のさらに正確な測定を可能にして、相対的に小さい周波数シフトが観察され る。そのような周波数シフトはある種の組織状態に含まれる精密な分子変化を検 出しそして特性指摘する際に重要となる可能性がある。

帯の分離は試料の組成をそれのスペクトルから測定する第一段階であるため、動 脈ＩＲＡＴＲスペクトル中の個別の解像された帯の観察はかなり興味がもたれて いる。帯が単離されているなら、それの積分された強度はその帯に割り当てられ る部分の濃度と比例している。特に、アミドＩおよびＩＩ帯は蛋白質だけによる ものであるため、これらの帯を使用してスペクトル中の合計蛋白質含有量を単離 することができる。鋭い良く解像された１７４４ｃｍ”ｃ＝ｏエステル帯は脂質 だけによるようであり、そしてこの帯の積分された強度は相対的な脂質含有量に 比例するはずでありそして技術は不正確さを大部分除去するはずである。最後に 、組織試料の相対的な水含有量は自動的に水引算アルゴリズム（ａｌｇｏｒｉｔ ｈｍ）中の２１２０ｃｍ−’帯から計算される。しかしながら、以上で述べた如 く、ＡＴＲスペクトルにより測定された組織の組成は正確には塊組織の組成とは 同一ではない。

組織組成は重なっている帯から最初に当該帯をそれらの個別成分類の分割するこ とによっても測定できる。これは、−成分がスペクトル中の他所で追加の単離さ れた帯を有しているなら、特に容易である。−例は１４６５ｃｍ−’のＣ−Ｈ曲 げ領域であり、それはこの領域における顕著なスペクトル特徴を有する異なる組 織成分類によるものである。正常な内膜スペクトル（図９ａ）では、この帯は脂 質および蛋白質成分の組み合わせによるものである。脂質成分も単離された１７ ４４ｃｍ”帯を示すため、この帯を使用して脂質Ｃ−Ｈ曲げ成分を引算しそして １４５５ｃ　ｍ”における蛋白質Ｃ−Ｈ曲げ成分を単離して、この帯を効果的に 分割することができる（図１０ｂ）。この分割は個別成分類の１個の信頼可能な スペクトルを有することに依存しており、この例ではそれは図９ｂ中の脂質スペ クトルであることに注意すべきである。

壊死性の芯の中でのコレステロールによる顕著な帯の検出は生体内でのコレステ ロール濃度の有用な測定手段を供することができる。１０５０ｃｍ−１および１ ３８２ｃｍ−’の両者のコレステロール帯は脂質−引算後の壊死性の芯のスペク トル中でかなり単離されているようである（図１２）。これらの２個の帯は単独 成分によるなる、それらの積分された強度の比は全ての試料に関して一定である はずである。図１５中で蛋白質含有量に関して標準化されている全ての試料に関 して、１０５０ｃｍ”帯、Ａ（１０５０）の基準線が引算された面積が１３８２ 　ａｍ−’帯、Ａ　（１３８２）のものに対してプロットされている。プロ、ア ト中でわかるように、Ａ　（１０５０）およびＡ（１３８２）の間には大体線状 の関係がある。ｒ＝０．９６７の高い回帰係数を用いて、このデータに対する線 状の最少平方がプロット中に示されている線を生成する。この線の傾斜は２．８ であるが、純粋なＡＴＲスペクトルに関する比Ａ（１０５０）／Ａ　（１３８２ ）は２．３でる。これらの二つの数の間の妥当な一致性がこれらの帯のコレステ ロールに対する割り当てをさらに証明している。さらに、それはコレステロール の相対的なスペクトル含有量はこれらの帯のいずれかの積分された強度により適 切に概算されていることも示している。図１５は、露呈された壊死性の芯以外の 全ての試験試料のＡＴＲスペクトルは壊死性の試験試料とは対照的に１０５０お よび１３８２ｃｍ”の両者の帯の中ではほとんど強度を示さないことも示してお り、壊死性の試験試料は両方の周波数において意義ある帯を示している。

本システムおよび方法は、湿潤している塊組織の赤外線スペクトルがＡＴＲ技術 を用いると信頼可能に得られることを示している。水は中間−赤外線領域のほと んどを通して優勢な吸収剤であるが、ＦＴ−ＩＲＡＴＲ技術を用いて得られる高 品質スペクトルが本信号の正確な引算を可能にしている。水干渉の除去は他の組 織種の吸収帯を同定しそして評価するために重要である。これらの相対的に鋭い 帯の単離および表示は、動脈組織の組成を非−破壊式に分光計分析する手段を供 するものである。

これらの方法は他の組織および例えば新形成の如き組織状態の研究および診断に も適用可能である。

壊死性のアテローム芯試料のスペクトル中の脂質およびコレステロールの両者の 観察は、脂質およびコレステロールはアテローム硬化症の病因論において主要な 役割を演じると思われているため、特に興奮するものである。これらの成分類の 、特にコレステロールの、分光的観察が繊維質キャップの潰瘍化が起きているよ うなアテローム質小板を検出しそして特性指摘するための信頼性のある手段を供 するものである（図１３および１５に示されている如くである）。脂質およびコ レステロールの内膜集積はアテローム工程において初期に起きる。従って、中間 −ＩＲＡＴＲ技術は初期の脂肪綿病変の検出および研究においても有用である。

ＮＩＲラマンスペクトルのための分光器／ＣＣＤ系一段階分光器及びチャージカ ップルドデバイス（ＣＯＤ）検出器を用いたＮＩＲラマンスペクトル分析は、図 ＩＡ及びＩＣのＮｄ　：ＹＡＧ励起ＦＴ−ラマン系より優れた感度を与える。レ ーザー励起の波長を１１０６４ｎから８００−９００ｎｍ領域に移動することに より、ＣＯＤは、はとんどの分子において依然として蛍光励起を避けなからラマ ン散乱シグナルを検出するのに用いることができる。系は７５０ｎｍ−１０５０ ｎｍの範囲で有用に操作することができる。組織からの蛍光発光は１１０５４ｎ 励起を用いた場合より８１０ｎｍを用いた場合にかなり高いが、ラマンシグナル は容易に観察することができる。これは分光器／ＣＣＤ系の主要ノイズ源が蛍光 発光に伴うショットノイズであり、それはＦＴ−ラマン系の主要ノイズ源である ＩｎＧａＡｓ検出器の暗電流ノイズより２−３桁小さいからである。

図１７は本発明の分光器／ＣＣＤ系を用いるために修正された図ＩＡのレーザー 診断及び処置系を示す。診断サブシステム２０１′は、無損傷の人の動脈組織か らの近赤外（ＮＩＲ）ラマンスペクトルを集めるための一段階分光器３１０及び チャージカップルドデバイス（ＣＣＤ）検出器３１２を含む。好ましくはパルス の８１０ｎｍレーザー光励起の場合、人の動脈組織からの蛍光発光は十分弱く、 分光器／ＣＣＤ系を用い、図ＩＡ及びＩＣの１１０６４ｎ励起ＦＴ−ラマン系の 場合より迅速にラマンバンドを観察することができる。わずかに異なる励起周波 数で集めた２つの発光スペクトルの差を計算することによりスペクトルから広幅 バンド発光を除去する方法を用い、ラマンバンドの観察を増強した。この方法は ＣＯＤ検出器の安定性、直線性及び低ノイズ特性に頼ったものである。結果は、 類似のレーザー出力でＦＴ−ラマン系を用いた３０分と比較して、分光器／ＣＣ Ｄ系及び光学繊維プローブを用いて１秒以下で高品質のＮＩＲラマンスペクトル を集められることを示し、生体内臨床的用途への本方法の利用性をさらに増した 。

分光器及びチャージカップルドデバイス（ＣＯＤ）アレーを用い、切除された組 織試料からの近赤外（ＮＩＲ）ラマンスペクトルデータを集めるために用いられ た分光器／ＣＣＤ系３００の好ましい具体化を図１８に示す。ＮＩＲラマンスペ クトルは一段階画像処理分光器３１０（Ａｃｔｏｎ　Ｍｏｄｅｌ　ＡＲＣ２７５ ，０，２５ｍ５Ｆ／３．８）及びＣＣＤアレー３１２　（Ｐｒｉｎｃｅｔｏｎ　 ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓＥＥＶ　Ｍｏｄｅ　１　８８１３０）を用い、レーザー 励起周波数より下１００−２０００ｃｍ”で測定した。

系３００は試料４６の照射に、１ＱＨｚで操作するＮＩＲ８１０ｎｍＮｄ　：Ｙ ＡＧポンプパルス色素レーザー３１４を用いることができる。

代わりにＣＷ又はダイオードレーザ−源も用いることができる。レーザー３１４ はレーザービーム３１６を発生し、それは鏡３１８により収束光学素子３２０を 通るように向けられ、透明窓３２１の後ろに固定された試料４６上にぶつかる。

レーザービームは７０″の入射角で試料上に収束し、組織表面上に０．７ｘ２ｍ ｍのスポットサイズを与える。試料における平均投入電力は、各パルスの際の過 剰のピーク強度を避けるために２０ｍＷに保った。スペクトルシグナルは２　２ ０ｍＷの平均投入電力の範囲を通じて直線的であることが観察された。

試料４６が発光した散乱光３２２の一部を、集光光学素子３２４により入射レー ザービームに対して９０６の角度で集めた。集光光学素子３２４は、集めた光を 分光器３１０のために平行化し、Ｆ／合わせする。

分光器３１０の入りロスリットに入る前に集められた光は、集められた光弾性散 乱成分を減衰する一連のショット（Ｓｃｈｏｔｔ）ガラスフィルター３２６を通 過した。ショットガラスフィルターの効果が組み合わさり、８１０ｎｍにおける 光学密度７．８５０ｎｍにおける透過率２０％（８１０ｎｍから５８０ｃｍ−１ ）、及び９００ｎｍ以上における透過率８５％（１２００ｃｍ−〇を与えた。

分光器３１０は２００μｍのスリット幅、及び１μｍでろう付けされた格子１ｍ ｍ当たり６００の溝を用い、異なる波長領域に及ぶスペクトル範囲を与えるよう に走査することができる。２００μｍのスリット幅は、約１５ｃｍ”の分解能を 与えた。

ＣＣＤアレー３１２は、２９８（欄）ｘｌ１５２　（列）のビクセル素子から成 り、合計活性面積は５．７ｍｍ　ｘ　２６ｍｍであり１短軸はスリットと平行で ある。ＣＯＤアレーは、暗電流を除去するために一１１０℃に冷却される。ビク セルの各列は読みだしノイズを減少させるために仕切った。商業的に入手できる ＣＯＤ検出器は、非常に低い検出器ノイズ及び１１０５０ｎに関する利用できる 量子効率を与え、Ｉ　ｎＧａＡｓ及び他のＮＩＲ検出器を越える実質的利点を与 える。これらの利点は、広幅バンド蛍光干渉が短い励起波長の場合に大きすぎな ければ、格子分光器の低い処理量を十分に補う。

死体試験の時に得た人の大動脈の切除試料を、等張食塩水（ｐＨ７，４に緩衝） で濯ぎ、液体窒素中で急速冷凍しく５ｎａｐ−ｆ　ｒｏｚｅｎ）、−８５℃で保 存した。スペクトル分析試験の前に試料を自然に室温に温め、食塩水を用いて湿 り気を保った。組織の正常な領域及び動脈硬化領域を肉眼検査により同定し、分 離し、約８Ｘ８ｍｍの片にスライスした。

組織試料４６を、試料を湿らせておくための少量の等張食塩水と共に一面を透明 窓３２１と接触させてスブラジル（ｓｕｐｒａｓ　ｉ　１）石英容器に入れ、レ ーザー３１４により照射した。

ラマンスペクトルは典型的にレーザー励起周波数の下１００ｃｍ”−２０００ｃ ｍ”で測定した。各スペクトルは、ＣＣＤコントローラーのＡ／Ｄコンバーター のＤＣの偏りを除去するためにバックグラウンドを引き去った。さらに高エネル ギー放射のために熱いピクセルを、各スペクトルに関して７ビクセル幅の窓を有 するメジアンフィルターを適用することにより、記録されたスペクトルから除去 した。ベンゼン及び硫酸バリウム粉末のスペクトルを用いてラマン周波数をキャ リブレーションし、それは±５ｃｍ−１まで正確であった。スペクトルはフィル ター、分光器及びＣＣＤの周波数依存応答に関して修正しなかった。以下の図に 示す各スペクトルの場合、ラマンシグナルは５分間蓄積した。本文に記載する通 り実質的にもっと短い集光時間を用いることもできる。

図１９Ａは、８１０ｎｍレーザー光で励起し、分光器／ＣＣＤ系３００で集めた 正常な大動脈試料のラマンスペクトルを示す。この場合、おそら（組織の蛍光に よると思われる広幅バンドバックグラウンド発光は、１６５０．１４５１．１３ ３０及び１２５３ｃｍ”における最強のラマンバンドより約５倍強かった。対照 的に、図２ａに示す正常な人の大動脈の１０６４１０６４ｎラマン研究は、最強 バンドである１６５０ｃｍ−’におけるアミドＩ及び１４５０ｃｍ−’における Ｃ−Ｈベンドのピーク強度が広幅バンドバックグラウンド発光より約３倍大きい ラマンシグナルを示した。しかし分光器／ＣＣＤ系におけるこのバックグラウン ド発光はラマンシグナルに対して比較的弱（（すなわちラマンシグナルの次数） 、従ってこのバックグラウンド発光の検出に伴うショットノイズはラマンシグナ ルより実質的に小さく、フィルター通過又は引き去りによりバックグラウンド発 光シグナルを除去した後ラマンバンドを明確にすることができる。ショットノイ ズは典型的にポアソン分布を示す無作為なノイズであり、検出器及び／又はバッ クグラウンド発光自身に伴う。　対照的に可視光励起を用いた場合、記載した種 類の動脈病組織からの蛍光バックグラウンド発光は、ラマンシグナルより３−４ 桁大きく、この強いバックグラウンド発光に伴うショットノイズはバックグラウ ンド発光を除去した後でさえラマンバンドを完全に妨げる。しか他の種類のある 組織、例えば大腸及び膀胱の組織は可視光励起周波数においてそのように高い蛍 光反応を示さず、従っておそらく可視光励起を用いて操作することができる。

投入電力２０ｍＷ及び集光時間５分で分光器／ＣＣＤ系３００を用いて集めた正 常な大動脈のスペクトルのシグナル一対−ノイズ比（図１９Ａ）は、投入電力５ ００ｍＷ及び集光時間３５分の図ＩＣのＦＴ−ラマン系を用いて得た場合と類似 している。観察されたスペクトルのシグナル一対−ノイズ比が類似しているので 、図１８のＣＣＤ検出器３１２を用いて観察されたノイズレベルは図ＩＣのＩｎ ＧａＡｓ検出器４２を用いて観察されたものより約３４００倍低いと評価した。

ＩｎＧ、ａＡｓ検出器の場合の主要ノイズ源は暗電流のショットノイズであり、 一方ＣＯＤ検出器の場合は、ＣＣＤの暗電流及び読みだし電子がこの発光よりず っと小さいので主要ノイズ源は広幅バンド組織発光のショットノイズである。

この試料分析はいくつかの重要な意味を有する。第１に、分光器／ＣＣＤ系の場 合の主要ノイズ源が組織試料による広幅バンド発光からのショットノイズである ので、スペクトルのシグナル一対−ノイズ比が入射強度と集光時間の積の平方根 に比例する。

ＦＴ−ラマン及び分光器／ＣＣＤ系は、以下のように比較することができる。Ｆ Ｔ−ラマン系の場合、入射強度は６４０ｍＷ／ｍｍ”である。

１２００ｎｍにおけるＩｎＧａＡｓ検出器の量子効率は０．７であり、ＦＴ−分 光計の処理量は１．１ｍｍ”ｓ　ｒであり、ＦＴ−分光計及びフィルターの透過 効率は約０．０６２である。分光器／ＣＣＤ系の場合、入射強度は１４ｍＷ／ｍ ｍ”である。ＣＯＤ量子効率は９００ｎｍにおいて０．１５であり、分光器の処 理量は０．０４３ｍｍ”ｓｒであり、分光器及びフィルターの透過効率は０．２ ４である。これらの因子を合わせ、ラマン断面のν４依存性を考慮し、ＦＴ−ラ マンスペクトルにより測定されるシグナルレベルが分光器／ＣＯＤスペクトルの それより３４００倍大きいと評価する。

従ってレーザー強度をＦＴ−ラマン実験で用いられる高さに上げたら、スペクト ルのシグナル一対−ノイズ比を変化させることな（集光時間を４０分の１に減少 させ、８秒とすることができる。第２にノイズレベルは、組織の蛍光発光を最小 にするより長い励起波長を用いることにより、さらに低下させることができる。

しかし蛍光発光をそのように低下させることは、より長い波長におけるＣＯＤの 量子効率の減少に対して釣り合いを取らねばならず、最適励起波長は組織の蛍光 励起プロファイルにも依存する。大腸及び膀胱組織のような可視光波長において ほとんど蛍光発光を示さない種類の組織の場合、ＣＣＤを可視光又は近赤外波長 で操作し、これらの波長におけるＣＯＤの量子効率の増加という利点を得ること ができる。最後に５００μｍコア、０．２開口数の融解石英の光学繊維の処理量 は０．０３ｍｍ”ｓｒであり、これは分光器／ＣＣＤ系の処理量と大体同一であ る。これは生体内手術で望まれているとおり、現在のレンズ集光系をシグナルの 損失が加わることなく光学繊維プローブと置換できることを意味する。

図１９Ａは、広幅バンド組織発光によるショットノイズは比較的小さいが、依然 として傾斜した広幅バンド蛍光発光がより鋭いラマンシグナルを妨げ、ピーク周 波数の決定及び弱いバンドの同定を複雑化していることを示す。さらに人の組織 の複雑さもあり、この広幅バンド発光はＣＯＤの有用な範囲を通じて重要である と思われる。図１９Ａにおけるラマンバンドの定量的分析はすべて、最初にこの 広幅バンド発光をスペクトルから除去することを必要とする。ラマンスペクトル から蛍光発光を除去する標準的方法は数学的フィルターを用い、これは蛍光発光 に比較的特徴がないことに頼っている。別の方法の場合、狭い範囲（１０−３０ ｃｍ−１）で励起周波数を変化させる。ラマンバンドの位置は励起周波数と共に 直接変化するが、蛍光発光はそのような励起周波数の小さい変化では全く一定の ままであり、それを有効に引き去ることができる。数学的フィルターの場合と対 照的に、この操作は発光の波形に関する仮定を必要としない。

この方法を行うために、正常な大動脈片のラマンスペクトルを８１０ｎｍ（図１ ９Ａ）及び８１２ｎｍの励起波長で記録する。ラマンバンドは励起周波数と共に ３０ｃｍ”移動するが、蛍光発光は全く一定のままである。これらの２つのスペ クトルを引き去ることにより広幅バンド発光は非常に減少し、ラマンバンドがよ り容易に観察される（図１９Ｂ）。

この操作は、図１９０に示す通りラマンスペクトルの導関数をとり、差スペクト ルの積分により最初のラマンスペクトルを回復する操作と数学的に類似している 。蛍光バックグラウンドは図１９Ａと比較して図１９０におて非常に減少してお り、ラマンバンド及びそのピーク周波数の同定をより容易にしている。図１９Ｃ から明らがな通り積分は、励起周波数の移動と同様にバンド幅上でラマンスペク トルを滑らかにもし、い（らか波の広幅化を起こす。この方法の精度はＣＯＤア レーの高い直線性及び安定性に依存することに注意しなければならない。

表面に露出した石灰化沈着物を有する動脈硬化プラークの、分光器ＺＣＣＤ計を 用いて集めたＮＩＲラマンスペクトルを図２０Ａに示す。この場合広幅バンド発 光は、正常な大動脈で観察された場合（図１９Ａ）より１０倍近く大きく、ノイ ズの増加を招いている。しかし石灰化塩による９６０ｃｍ−１における強いリン 酸塩の伸縮振動が容易に同定される。

このバンドは十分に強く、実時間で観察することができ、集光光学素子を整列さ せるのに用いた。１０７０ｃｍ’におけるリン酸塩／炭酸塩バンドなどのいくつ かの弱いバンドも同定することができたが、これらは大きな蛍光バックグラウン ドにより妨げられる。上記のようにしてこの蛍光を引き去ることにより（図２０ Ｂ）、これらのバンドはより容易に区別される。差スペクトルの積分により得ら れるラマンスペクトルを図２０Ｃに示す。広幅バンド発光は、ラマンバンドに対 して５０分の１に減少し、いくつかの弱いバンドが容易に観察される。このスペ クトルは、ＦＴ−ラマン系及び１１０６４ｎ励起を用いて観察された図５ａのス ペクトルと顕著に類似している。

分光器／ＣＣＤ系３００の感度を示す他の例として、偶発性（ａｄｖｅｎｔｉｔ ｉａｌ）脂肪組織のラマンスペクトルを図２１に示し、それを図５０に示すＦＴ −ラマンスペクトルと比較することができる。広幅バンド発光は正常な大動脈の ものと類似しているが、ラマンバンドは主に組織中のトリグリセリドのために非 常に強く、優れたスペクトルシグナル一対−ノイズ比を与える。

従って８１０ｎｍ励起を用いた分光器／ＣＣＤ系は、１１０６４ｎ励起を用いた ＦＴ−ラマンに対するより速い代替となり、それは感度がより高い。人の組織の ような複雑な混合物の場合でさえ８１０ｎｍ励起の場合に観察されるバックグラ ウンド発光のレベルはラマンシグナルの観察に十分な低さである。この蛍光発光 は、シグナル一対−ノイズ比を過剰に低下させない。わずかに異なる励起波長で 集めた２つのスペクトルを引き去り、その後差スペクトルを積分することにより 、この広幅バンド発光を排除し、高品質のラマンスペクトルを得ることができる 。ラマン、蛍光又はノイズ光成分の選択的除去又は減少にデコンボリューション 法も用いることができる。入射強度を増すためのＣＷレーザー及びより良い光応 答を有する背面−薄化（ｂａｃｋ−ｔｈｉｎｎｅｄ）ＣＣＤの利用などの改良は 、ラマンスペクトルを１秒以下で無損傷の人の組織から集めることを可能にする 。より長い励起波長はバックグラウンド発光をさらに減少させることができる。

高出力ダイオードレーザ−及び光学繊維プローブを用いて分光器／ＣＣＤ系を行 うことは、人の組織から離れた位置でＮＩＲラマンスペクトルを迅速に得るため の簡潔な可動系を与え、生体内臨床的用途にための強力な道具となるであろう。

当該技術における熟練者は、日常的実験を用いて本文に記載の本発明の特殊な具 体化の多くの同等例を認識し、確かめることができるであろう。これらの及び他 のすべての同等例は、以下の請求の範囲に含まれるものとする。

ラーマンシフト　（ｃｍ−リ 周波数　（ｃｍ−リ 周波数（ｃｍ−１） 周波数　（ｃｍ”） 周波数　（ｃｍ−’） 周波数　（ｃｍ−１） 周波数　（ｃｍ−１） 周波数　（ｃｍ”） 周波数　（ｃｍ”） 、Ｉ！１（１３８２）／Ａ（＋５５０＞周波数　（ｃｍ″″１） ラーマンシフ）　（Ｃｍ”） ラーマンシフト（ｃｍ”） ラーマンシフト１ｃｍ＝） ラーマンシフト（ｃｍ−リ ラーマンシフト（ｃｍ”１ ラーマンシフト　（ｃｍ”） 国際調査報告　。Ｍ／ＩＫ。、Ｍ、、Ａ、ｎ、　、　ＰＣＴ／１１５９２１００ ４２０国際調査報告 フロントベージの続き （７２）発明者　フェルト、　ミシエール・ニスアメリカ合衆国マサチュセツツ 州０２１６８ウオバン・ヒンクリーロード５６

Claims (30)

【特許請求の範囲】
1. １．赤外線スペクトル内のレーザー発光放射線、レーザーに光学的に連結されて いて赤外線放射線をカテーテルの末端部に分配させそしてケーブルの基部端部へ の分配用に組織から発生されるラマンシフトされた放射線を収集するためのファ イバー光学ケーブル、および 収集されたラマンシフトされた放射線を受容するための分光分析器を含んでなる 、分光計診断システム。
2. ２．赤外線範囲の周波数を有する放射線で診断しようとする組織の一部を照射し 、 放射線に応答して組織の一部により発生される放射線周波数とは異なるラマンシ フトされた周波数を有する光を検出し、そして検出された光を分析して組織の一 部の状態を診断することを含んでなる、分光計診断方法。
3. ３．検出段階が複数のラマンシフトされた周波数を検出しそして複数のシフトさ れた周波数を分析して組織を診断することも含んでいる、請求の範囲第２項に記 載の分光計診断方法。
4. ４．さらに放射線を組織の一部の上に伝達するための放射線源からファイバー光 学ケーブルヘの放射線の連結も含んでいる、請求の範囲第２項に記載の分光計診 断方法。
5. ５．診断しようとする組織の一部の屈折率と相互関連している屈折率を有する光 学波案内を選択し、 組織の一部に波案内を通して赤外線スペクトル内のある範囲の周波数を有する放 射線を照射し、 波案内を用いて放射線に応答して組織により発生される光を収集し、収集された 光を波案内からスペクトル分析器に伝達させ、そして検出された光を分析して組 織の状態を診断することを含んでなる、組織の分光計診断方法。
6. ６．診断しようとする組織の一部にレーザー放射線を照射し、放射線に応答して 組織の一部により発生される放射線周波数とは異なるラマンシフトされた周波数 を有しておりそしてさらにラマン光成分の水準より下の発射雑音水準を有する背 景光成分類も有している光を検出し、背景光成分類を検出された光から除去し、 そして残っている検出された光を分析して組織の蛋白質の状態を診断することを 含んでなる、組織の分光計診断方法。
7. ７．検出手段がさらに複数のラマンシフトされた周波数成分類および背景光成分 類を検出しそして複数のラマンシフトされた周波数成分類を分析して組織を診断 することを含んでいる、請求の範囲第６項に記載の分光計診断方法。
8. ８．検出がさらに背景光成分類を検出された光から実質的に除去してラマンシフ トされた周波数光成分類を実質的に残すことを含んでいる、請求の範囲第７項に 記載の分光計診断方法。
9. ９．照射段階がさらに組織の一部に第一周波数を照射しそして次に組織の同じ部 分に第一周波数からわずかにシフトされた第二周波数を照射する段階を含んでお り、そして 検出段階がさらに第一周波数による照射に応答して組織により発生される光を検 出して発生される光周波数成分類の第一スペクトルを生成させ、第二周波数によ る照射に応答して組織により発生される光を検出して発生される光周波数成分類 の第二スペクトルを生成させ、そして第一スペクトルおよび第二スペクトルのラ マンシフトされた周波数成分類を実質的に含有している第一スペクトルおよび第 二スペクトルからのスペクトル差を互いに引算することにより第一スペクトルお よび第二スペクトルからのスペクトル差を生成させる、 請求の範囲第８項に記載の分光計診断方法。
10. １０．第一および第二照射周波数が７５０ｎｍ−９００ｎｍの間の波長を有して おり、そして第二周波数が第一周波数から５０ｃｍ−１以下だけシフトされてい る、請求の範囲第９項に記載の分光計診断方法。
11. １１．検出段階がさらに発生される光周波数成分類の第一スペクトルおよび第二 スペクトルを分光計を用いて発生させそして第一スペクトルおよび第二スペクト ルを電荷連結装置を用いて検出する、請求の範囲第９項に記載の分光計診断方法 。
12. １２．分光計が一段階分光計を含んでいる、請求の範囲第１１項に記載の分光計 診断方法。
13. １３．スペクトル差が電荷連結装置を用いて第一および第二スペクトルから電子 的に生成される、請求の範囲第１１項に記載の分光計診断方法。
14. １４．検出段階がさらに分光計を用いてある種のスペクトルの発光周波数成分類 を発生させそしてスペクトルを電荷連結装置を用いて検出することを含んでいる 、請求の範囲第６項に記載の分光計診断方法。
15. １５．さらに放射線源からの放射線をファイバー光学ケーブルへ連結させて放射 線を組織の一部の上に伝達することも含んでいる、請求の範囲第１４項に記載の 分光計診断方法。
16. １６．ファイバー光学ケーブルが身体管腔中への挿入用のカテーテルを含んでい る、請求の範囲第１４項に記載の分光計診断方法。
17. １７．ファイバー光学ケーブルが組織により発生される光を受容しそして発生さ れる光を分光計に伝達させる、請求の範囲第１５項に記載の分光計診断方法。
18. １８．分光計が一段階分光計を含んでいる、請求の範囲第１７項に記載の分光計 診断方法。
19. １９．さらに光学針も含んでおり、それには組織への分配用に放射線が連結され ている、請求の範囲第１４項に記載の分光計診断方法。
20. ２０．さらに組織により反射された光を検出しそして反射された光を分析して組 織を診断することも含んでいる、請求の範囲第１４項に記載の分光計診断方法。
21. ２１．光伝達用ファイバー光学ケーブルを含有しているカテーテルを診断しよう とする動脈内の組織の一部と隣接して配置し、組織の一部に赤外線範囲内の周波 数を有する放射線を照射し、カテーテルでの放射線に応答して組織の一部により 発生される放射線周波数とは異なるラマンシフトされた周波数を有する光を収集 し、収集された光をカテーテルの基部端部に伝達させ、そして基部端部で受容さ れた検出光を分析して組織の一部の状態を診断することを含んでなる、動脈組織 の分光計診断方法。
22. ２２．検出段階がさらに複数のラマンシフトされた周波数を検出しそして複数の シフトされた周波数を分析して組織を診断する、請求の範囲第２１項に記載の分 光計診断方法。
23. ２３．ファイバー光学ケーブルが組織により発生される光を受容しそして分光計 分析システムの発生光を伝達させる、請求の範囲第２１項に記載の分光計診断方 法。
24. ２４．分光計分析システムがフォリエル変換分光計を含んでいる、請求の範囲第 ２３項に記載の分光計診断方法。
25. ２５．さらに組織により反射された光を検出し、そして反射光を分析して組織を 診断することも含んでいる、請求の範囲第２１項に記載の診断方法。
26. ２６．診断しようとする組織の一部の屈折率と相互関連している屈折率を有する 光学的波案内を選択し、 組織の一部を波案内を通して赤外線スペクトル内のある範囲の周波数を有する放 射線で照射し、 波案内を用いて放射線に応答して組織により発生される光を収集し、発生される 光周波数を電荷連結装置を用いて検出し、そして発生される光周波数の検出され たスペクトルを分析して組織の状態を診断する ことを含んでなる、組織の分光計診断方法。
27. ２７．さらに放射線をファイバー光学ケーブルを用いて波案内に連結させること も含んでいる、請求の範囲第２６項に記載の分光計診断方法。
28. ２８．光学的波案内が針を含んでいる、請求の範囲第２６項に記載の分光計診断 方法。
29. ２９．診断しようとする組織の一部にレーザー放射線を照射し、レーザー放射線 に応答して組織の一部により発生される照射周波数とは異なるラマンシフトされ た周波数成分を有する光を電荷連結装置を用いて検出し、そして 検出光を分析して組織の一部の状態を診断することを含んでなる、分光計診断方 法。
30. ３０．レーザー発光レーザー放射線、 レーザーに光学的に連結されていてカテーテルの末端端部にレーザー照射を分配 させそしてケーブルの基部端部への分配用に組織により発生されるラマンシフト された放射線を収集するためのファイバー光学ケーブル、並びに 収集されたラマンシフトされた放射線のスペクトルを発生させるための分光計お よび発生したスペクトルを検出するための電荷連結装置を含む収集されたラマン シフトされた放射線を受容するためのスペクトル分析器 を含んでなる、組織を分析するための分光計診断システム。