JPH0795131B2 - 脈管形成システム - Google Patents

脈管形成システム

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JPH0795131B2
JPH0795131B2 JP61500526A JP50052685A JPH0795131B2 JP H0795131 B2 JPH0795131 B2 JP H0795131B2 JP 61500526 A JP61500526 A JP 61500526A JP 50052685 A JP50052685 A JP 50052685A JP H0795131 B2 JPH0795131 B2 JP H0795131B2
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は光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
ツクを除去するための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、本質的には、血管内に光フアイバーを挿入し、導波
路の末端を障害物に近付けて、導波路の方向をブラツク
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
て行くにつけれ、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つ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、このレーザエネルギーにより、ブラツクを、そ
れが破壊されるに十分な時間にわたつて加熱する事によ
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、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（40〜400n
m）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/US84
/02000（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）、フツ化クリプトン（248nm）、
塩化キセノン（308nm）、フツ化キセノン（351nm）など
がある。このタイプのレーザによつて生みだされる光
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れていないけ
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
うな「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つてもたらされ
る高いピークエネルギーは、アテローム性動脈硬化に関
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際上の問題を投げかけ
てる。典型的には、大口径のレーザビームをより小口径
のフアイバーに結合するために、フアイバーの入口は、
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。表面に残つた研磨用コンパウンドの残留不純物及び
小さなスクラツチはレーザエネルギーを吸収してしま
う。これらの小さな欠陥は、レーザエネルギーを吸収す
ると、フア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アイバー表面の完
全無欠さを破壊する大きな剪断応力の一因となる。連続
的にレーザエネルギーを注ぐと、フアイバー内部に深い
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
つ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アイ
バーを用いなくてはならない事から、一層悪化してい
る。例えば冠状動脈の内径は2mm又はそれ以下である。
従つ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つの別の光フアイバーからなるの
であれば、個々のフア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。
光フアイバーが破壊されるときの臨界的パラメータは、
フアイバーの端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
フアイバーの破壊閾値以下に抑える必要がある。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
管形成術に使われるフアイバーの如き小さな断面積を有
するフアイバーは、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、障害となる組織やプラツクを効率よ
く除去するのに十分でない。
発明の開示 そこで、本発明の目的は、光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規な脈管形成システム
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
ラツクの除去のために、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脈管形成システム
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、光フアイバーの入力端に設けられたエネル
ギー結合器によつて増幅される。本発明の好適な一例に
よれば、このエネルギー結合器は、合成シリカフアイバ
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。このレンズはフアイバー自身の
一部であつても良いし、又はフアイバーに接合された別
のものであつてもよい。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。
フアイバーの終端におけるこのレンズは、前記一点から
の光を受けフアイバー内に結合するように、第二のレン
ズの集点距離よりも遠い所に位置している。好ましく
は、これら２つのレンズはフアイバーの屈折率に整合す
る液体で満されたチヤ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、エネルギーがフアイバ
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。この密度を上げるのはフアイバー自身に設け
られたレンズによつてなされる。このレンズは、フアイ
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つてつくられる。このレンズはレ
ーザをフアイバーよりも小さな集点スポット上に集め、
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アイバーを密
に束ねたものからなる。この小径のフアイバーの束は、
全体で同一径の単一フア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
を巧みに通つていくとき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つて引き起されるかも知れない損傷
を避けるために、束となつたフアイバーは高エネルギー
の紫外光によつては変成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、この新規な伝送システムを
取り入れた脈管形成システムの効率は、フアイバーの末
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
つて増大される。この液体はフアイバーの端部を冷やす
のと同様に、除去された組織をフア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、フアイバー
内でより小さな衝撃波しか起こらない。
本発明の更なる特徴及び長所は以下の実施例及び図面の
基づいた説明から明らかとなろう。
図面の簡単な説明 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図は漏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二実施例の側断面図、 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図はレンズ付光フア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つのフアイバーの断面図、 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／画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。
発明を実施するための最良の形態 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、その広い態様においては、本発明は、光フアイバー
導波路によつ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。
従つて、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、光フアイバー12の基部端に向
けられる。このフアイバーの末端は、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
になつている。第２の光フアイバー14（カテーテル内で
フアイバー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、フアイバー14の出
力端とカメラ16との間を結合するビデオカツプラー18を
介して、ビデオカメラ16に送信する。フアイバー14を介
してカメラ16で受けられた像はビデオ信号に変換され、
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、
ビデオカツプラ、カメラ、モニターはフアイバー14の基
部端に接続された接眼レンズでおきかえる事ができる。
フアイバー12,14の末端が障害物の近傍に適当に位置さ
れたならば、エキシマレーザのような高エネルギーのパ
ルスレーザが駆動され、障害物を除去する。好適な実施
例では、レーザ光は可視光と同じ光フアイバー12に沿つ
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ツタ24に向けられる。このビームス
プリツタ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26によつて光フアイバー12の入力端に現わ
れる。
第２図には、高エネルギーのパルスレーザ光の伝送シス
テムの一例が詳細に図示される。この伝送システムは本
質的には３つの基本要素から成る。第１の要素は光フア
イバー12である。高エネルギーパルスレーザ光の伝送に
使われるのに特に適するとわかつたフアイバーは、クラ
ツド（フアイバーの外側）の面積に比して比較的大きな
コアもしくは動作面積をもつたマルチモードフアイバー
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ツドはフツ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、即ちアモルフア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つ
て作られた溶融石英よりも、金属不純物がより少なく、
従つて伝送されるレーザネルギーの減衰はより少ない。
本発明の文脈において、フアイバーとは、全径が100〜2
000ミクロンの範囲内での一本のフアイバー又は複数本
のフアイバーの束ということができる。小径のフアイバ
ーを密に束ねたものは、それが全体にわたつて大きな可
撓性を有するので、そのために体腔内を伝つて伝送シス
テムを送つて行くのに必要な捻りやきつい折り返しが容
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
の構造は、紫外光によつては損傷を受けない材料ででき
た可撓性被覆28でまわりをおおつて保護してもよい。即
ち、例えば２つの動脈の接合点のようなところでフアイ
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、被覆として
は好ましい。
このような構造のシリカフアイバーは、典型的にはおよ
そ30mJ/mm2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アイバーの入力端は、
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
プラツクを除去するのに必要な最低レベルに近く、従つ
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。従つてよ
り高いレベルのエネルギーをフアイバーに注入するため
に、エネルギー結合器38がフア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、フアイバーの主要部分よりも大きな断面
積を有するフアイバーの接合部分を有する。このより大
きな断面積部分は次第に細くなつてフアイバーの通常の
太さにまでなり、漏斗状の入力セクシヨンを形成する。
フアイバーの端部にそのような形状を作る事は、シリカ
を引き抜いてフアイバーを作るときのダイの適当な設計
によつてなされる。フアイバーの引き抜きをやめると、
球状のかたまりがフアイバーの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ヨンが
作られる。
実施上、漏斗状の結合器の拡つた方の領域はフアイバー
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。従つて、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アイバーに、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。一旦結合される中に入ると、エネル
ギー密度は、そのテーパー状部分でのフアイバーの断面
積が減少するに従つて増大する。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アイ
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。
この実施例では光フアイバーは、その長手方向に一様な
径を持ち、平らは研磨面で終る。フアイバーの端部は適
当な材料、例えば真ちゆうから作られた口論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が口論32と螺合している。
円環状リング34と口論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32と口論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軸をカツ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、口論3
2、ケース33、ガラスプレート38との間での液密性空洞4
0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０リング42,クランプリング44によつて
所定の位置に保持される。液密の空洞40はフアイバーの
入力端へのバツフアとして作用する液体で満されてい
て、比較的高密度のレ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、若しくは例えばフアイバ
ー12の屈折率に整合した屈折率を持つ透明オイルであつ
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。この実施例ではフアイバーの入力端
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、クラツ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ア
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アイ
バーの平坦な端部に接続しても可能である。フアイバー
は第２図のようにテーパ状にする事ができる。又、長さ
方向に一定の内径を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。フアイバー上の入力レンズ46は
レンズ47と軸上で一列になつており、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、焦点のあつ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フアイバー中に結合す
る。
フアイバーの入力端はレンズ46及び集光レンズ47と共に
チヤンバ49に納められている。このチヤンバには、チヤ
ンバから空気を抜くためのバキユームポート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
するもとと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に付着してヒートシンクとし
て作用しレンズの丸さを破壊することを防止する働きを
する。
他の方法として、このチヤンバ49はシリカフアイバーの
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誘電シヨツクに
比して、パルスが液体の媒質からフアイバーに伝わる時
のシヨツクはより少なくなるからである。
好適な実施例ではフア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けれども、その入力面が
平坦なフア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アイバ
ーの端部を加熱して、フアイバーの素材が溶けて少し流
れ出るようにする事によりなされる。これにより、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アイバ
ー内のエネルギーを増幅する働きがある。即ち、その増
幅率は、フアイバー径に対する、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
よつ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間の距離（AB＝FB＋FA）を、次の関係から適当
に決定することができる。
ここで、DLはレーザビームの直径、DFはフアイバーの直
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、フアイバーの末端に設
けることができるレンズ51である。このレンズの作用
は、そのレンズの断面積をフアイバー自身よりも小さく
する事により、エネルギーがフア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、光フア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、光フア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アイバー
端からの距離はレンズの曲率半径によつて決まる。更
に、少量の光がフア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本質的には焦点の中
心で極めて明るいスポツトと、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、
発散光線によつ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。
好ましくは光フアイバー端部にあるレンズ51はフアイバ
ーと一体である事、即ち、フア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
使つ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、レンズをフアイバーとは別個のもので作り、フア
イバー／レンズ界面での光の反射を最小にするような適
当な手段によつて、フアイバーにレンズを接着してもよ
い。
かくして、合成シリカフアイバー及び、フアイバー中に
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、フアイバ末端
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、しかもフアイバを傷付ける事なく、
安全に送波する事ができる。
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
つ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エツト推進研究所のJ.Laduns
lager,T.Tacalaの両博士によつて開発された磁気スイツ
チである。
前にも述べたように、本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アイバーは
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、フアイバー端部の近傍にある血管を十分より医師に
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
ものはフア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。焦点から離れた
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
であることがわかつた。
かくして、脈管形成システムにおいては、２つの光フア
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アイバー、
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
めのフアイバーである。これら２つのフアイバーは第６
図に示すように隣り合つた配置で置く事ができる。各々
のフアイバーは約0.5mmの直径を持つのが望ましい。そ
れらのフアイバーは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
フアイバーとの間に存在する余つた空間はフラツシング
の導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らしめる。
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。病巣がエキシマレーザ等の高ピークエネルギーのレ
ーザ光によつて取り除かれる時は、除去物がフアイバー
の先端に付着する事がある。これらのものはフアイバー
先端の破壊をもたらすエネルギーの吸収場所を形成す
る。塩類溶液の連続層をフアイバー先端と病巣の間に介
在させる事によつて、破片がフアイバー先端に付着する
のを防ぐ。
更に、かかる塩類の介在が除去プロセスの程度を高めて
いる事がわかつた。塩類の溶液は空気よりも光フアイバ
ー材料に近い屈折率をもつている。従つて、より少ない
衝撃波しかフアイバー内に向けて反射しない。更に、塩
類の溶液はフアイバー先端の冷却効果をもたらしてい
る。
第６図に示した２本フア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光導波路と、医師に視野
基準の深さを与えるための可視光のための光導波路とが
別個に設けられたものを提案できる。即ち、内視鏡若し
くは血管鏡を通し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、視野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
ンズの固有の性質として、像を歪め、特有の焦点を持た
ないことがある。この問題は、不均一な三次元の大きさ
を持つ病巣によつ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本の像路を通して、観察がなさ
れる時に、特に顕著となる。
しかしながら、本発明の他の特徴によれば、この欠点は
画像用導波路上の対物レンズによつ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つて除去
できる。第７図を参照して、単一の光フアイバー、若し
くはフア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θ以上で発散する光を投射する照明用光導波路
60によつて囲まれている。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様によると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.）によつて決定される。この開口数は導波路を構成す
るコアとクラツ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つて、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58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れる時、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よりも離れてあるならば、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
りレンズに近ければ、像はボケたものとなり、中央によ
り暗い領域が現われる。かくして、医師は、照明された
像が全視野を満たすまでフア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アイバーの末端
の正確な位置、及びそれ故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図は光フアイバーの末端の様子を示す。
画像導波路56と、レンズを設けられたレーザ導波路64と
が、隣り合つて配列されている。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とんど全ての周
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。一例として、画像導波路
は約1mmの直径を、レーザ導波路は約8.5mmの直径を、光
導波路は0.10〜0.15mmの間の直径を持てばよい。
測定システムの第２の実施例が、低出力の色彩光ビーム
を用いて実現できる。第９図に従つて、可視波長域の光
を出力する低出力レーザ（例えば0.5mWの緑色レー
ザ）、若しくは白熱光源からのビームが、照明用光フア
イバー60とは別個の専用のフアイバー66に注入される。
フアイバー66の出力端は、その発散光が照明領域（外側
の破線で示される）内に入り、部分的には視野（内側の
破線）の外に出るように、そのビーム形状がよく定義さ
れたものを出力するように、劈開され若しくは適当な形
状にされている。
緑色のビームが病巣のような標的に当ると、大きな緑色
のドツトが観測者に見える。そのドツトの大きさはフア
イバー66の先端と病巣との間の距離に関係する。もし望
むならば、反射像はカラービデオカメラ、更にビデオ情
報処理のためのコンピユータ画像システムに送られ、病
巣までの距離、その形状、断面積等を、例えば緑のドツ
トの画素数を数える事によつて計算する事ができる。
第２の緑色ビーム導波路68を第９図の実施例に使用する
事ができる。このような構成では、２つの緑色のマーカ
ドツトの相対的なゆがみから解析して、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630mm近
傍）は推奨する事はできない。何故ならば、それは人間
組織の吸収されるので、はつ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
る固体コアの光フア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
が中空のフア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外（VUV）レーザ光
の場合には、このフアイバーのクラツド材料は純粋の石
英でなくてはならない。このフアイバーの末端におい
て、石英のクラツドを溶解して、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175nm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、フツ化ガラス、例えばLiF,MgF,CaF等がある。こ
のレンズは、クラツドが石英でできた中空のフアイバー
に適当に接続された別個の要素となる。
以上説明したように、本発明によれば、血管内の障害物
を取り除くのに十分なエネルギを与えるパルスレーザ光
源とそのレーザ光を熱エネルギーに変換することなく透
過させることのできる略純粋なシリカをコア部に用いた
光ファイバを具備することにより、血管内の障害物を確
実に取り除く事ができる反面、光ファイバを損傷するこ
ともない。
当業者であれば、本発明は、その精神、その本質的特徴
から外れる事なく、他の形態で実施できる事は理解され
よう。ここに開示された実施例は、それ故、図示された
ものの全ての観点から考慮されるべきで、それらに限定
されてはならない。本発明の範囲は前述した説明より
も、むしろ添付した請求の範囲により明らかにされてい
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。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭59−69067（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−2005（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−71008（ＪＰ，Ａ) 実開 昭54−115953（ＪＰ，Ｕ) 実開 昭58−57803（ＪＰ，Ｕ) 実開 昭53−80284（ＪＰ，Ｕ) 実開 昭54−171284（ＪＰ，Ｕ) 実公 昭56−41966（ＪＰ，Ｙ２)

Claims (16)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】血管内の障害物となるアテローム性硬化部
    を除去する脈管形成システムであって、 高いエネルギーのパルスレーザ光源と、 前記光源からのレーザ光を受ける基端部と、前記障害物
    に近接した位置に位置する末端部と、前記レーザ光を前
    記末端部に伝播するエネルギー伝播コア部とを有する光
    ファイバ とを具備し、前記コア部は略純粋の合成シリカからなる
    ことを特徴とする脈管形成システム。
  2. 【請求項２】レーザ光のエネルギーレベルを前記光フア
    イバーに損傷を与えない程度に保ちつつ、前記光フアイ
    バー中にレーザ光を結合するためのエネルギー結合器
    を、前記フアイバーの前記基端部に更に有することを特
    徴とする請求の範囲第１項記載の脈管形成システム。
  3. 【請求項３】前記光フアイバーの前記末端部にこの末端
    部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
    記載の脈管形成システム。
  4. 【請求項４】前記エネルギー結合器は、前記光フアイバ
    ーの前記基端部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焦点レンズとを有し、前記焦点
    レンズは、前記光フアイバーの前記基端部からみてその
    焦点距離よりも遠い位置にあり、その結果、前記光フア
    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項記載の脈管
    形成システム。
  5. 【請求項５】前記光フアイバーの前記基端部は球面レン
    ズを有する事を特徴とする請求の範囲第４項記載の脈管
    形成システム。
  6. 【請求項６】前記光ファイバ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項記載の脈管形成システム。
  7. 【請求項７】前記光ファイバ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項記載の脈管形成システム。
  8. 【請求項８】前記エネルギー結合器は、前記フアイバー
    の基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、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項に記載の脈管
    形成システム。
  9. 【請求項９】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
    バーの前記基端部と連絡している事を特徴とする請求の
    範囲第２項に記載の脈管形成システム。
  10. 【請求項１０】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９項に記載の脈管形成システム。
  11. 【請求項１１】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９項に記載の脈管形成システム。
  12. 【請求項１２】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
    する請求の範囲第３項に記載の脈管形成システム。
  13. 【請求項１３】前記レーザ光源は各々が少なくとも100n
    sの幅を有する複数のパルス光を発生することを特徴と
    する請求の範囲第１項に記載の脈管形成システム。
  14. 【請求項１４】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
    通通路に沿っ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。
  15. 【請求項１５】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
    請求の範囲第13項に記載の脈管形成システム。
  16. 【請求項１６】前記レーザ光源は各々が少なくとも100n
    sの幅を有する複数のパルス光を発生することを特徴と
    する請求の範囲第14項に記載の脈管形成システム。
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