(57)【要約】本発明は、身体（１０６）内における例えばカテーテルのような器具の位置を特定するための装置及び方法に関する。カテーテル（１０４）は、多数の光ガイドを持ち、そのガイド内にレーザ（１０１）からのＮＩＲ放射パルス（１０２）が通される。このＮＩＲ放射パルスは、光ガイドの終端部（１０５）を散乱させることにより身体ボリューム（１０６）内に放出され、カメラ（１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃ）を用いて身体の外側において検出される。散乱した光子は好ましくは時間的に選択した増幅を用いて除外される。カテーテルの位置は、これらカメラの画像に基づいて立体的に復元されることができる。
2006521860.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
身体内における器具の位置を特定する方法において、
ａ）前記器具の少なくとも１つの放出点からＮＩＲ放射を放出するステップ、
ｂ）前記身体の外側において前記放出されたＮＩＲ放射を検出するステップ、及び
ｃ）前記検出されたＮＩＲ放射から前記放出点の位置を復元するステップ
を有する方法。
【請求項２】
前記放出されたＮＩＲ放射の前記検出は、前記身体の外側の多数の位置において行い、前記放出点の位置は立体的に復元されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記ＮＩＲ放射は、前記器具の様々な放出点により連続して放出されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記ＮＩＲ放射は、好ましくは０．１から１０ｐｓの期間を持つ短い時間パルスとして放出されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
直接放射の光子だけが前記身体の外側において前記ＮＩＲ放射を検出するのに用いられることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記放出されたＮＩＲ放射の前記光子は活性化した増幅媒体内を通過し、前記増幅を終了させるために、不活性化するクエンチパルスが、前記増幅媒体内に照射されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
身体内における器具の位置を特定するための装置であって、
ａ）前記器具の少なくとも１つの放出点から来るＮＩＲ放射を局部的に分解して検出する少なくとも１つの検出器、及び
ｂ）前記検出器の測定値から前記放出点の前記位置を復元する手段
を有する装置。
【請求項８】
前記検出器は、既定の時間ウィンドウから光子を選択的に検出するための時間ウィンドウフィルタユニットを有することを特徴とする請求項７に記載の装置。
【請求項９】
前記時間ウィンドウフィルタユニットは、活性化可能な増幅媒体と、前記増幅媒体にクエンチパルスを照射するためのクエンチング装置とにより形成されることを特徴とする請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
請求項１に記載の方法において使用するカテーテルにおいて、放出点として作用する少なくとも１つのＮＩＲ光散乱区域と、ＮＩＲパルスのカップリングインのための入口とを各々持つ多数のＮＩＲ光ガイドを有するカテーテル。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は身体内における、特にカテーテルのような器具の位置を特定するための装置及び方法に関し、この目的に適したカテーテルにも関する。
【背景技術】
【０００２】
米国特許番号US 6 264 610 B1は、超音波及び近赤外(NIR: near infrared)光を用いて、検査すべき身体領域から画像を同時に生成するプローブを開示している。このようにして、超音波による内部構造の良好な空間解像度と、ＮＩＲ光による例えば酸素含有量のような化学成分の検出との利点が組み合わされることができる。しかしながら、これら２つの異なる技術を組み合わせることにより、この装置は非常に複雑になってしまう。その上、身体内におけるオブジェクトの位置を特定するための如何なる手段も含んでいない。
【０００３】
身体内に挿入され、これによりもはや見ることができない器具、例えば患者の脈管系内にあるカテーテルの極めて正確な位置は通例、この器具の診断又は治療上の使用に関し、非常に重要である。これに関して最も重要な既知の位置特定技術は、超音波又は磁気のどちらかに基づいている。超音波システムは、距離の決定を目的とするために、身体を通る超音波信号の伝搬時間を使用する。しかしながら、超音波の速度が異なる身体の組織において大きく異なり、超音波源と受信器との間に通常は多くの異なる組織形態が存在するので、超音波システムは医療アプリケーションではかなり不正確であり、これにより、これらシステムが使用される程度に関して制限される。磁気システムは、位置特定システムの付近に鉄を含んでいる又は導電性の材料が存在する場合、問題に直面する。しかしながら、これは多くの医療アプリケーションの場合であるため、医学におけるこれらシステムの有用性及び信頼性も制限される。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
これを背景として、本発明の目的は、特に身体内における器具、例えばカテーテルの信頼できる位置の特定をする手段を提供することである。
【０００５】
本目的は、請求項１の特徴部に記載の方法、請求項７の特徴部に記載の装置、及び請求項１０の特徴部に記載のカテーテルにより達成される。有利な改良点は従属する請求項に述べられている。
【０００６】
本発明による方法は、身体内における器具の位置を特定するのに用いられる。この器具は特に、生体組織により包囲されるカテーテルである。前記方法は、以下のステップ、
ａ）この器具上にある少なくとも１つの放出点から生じ、近赤外（ＮＩＲ）範囲、すなわち通常は０．６５μｍから３μｍの波長を持つ範囲から放射を放出するステップ、
ｂ）身体の外側において、ステップａ）に従い放出されたＮＩＲ放射を検出するステップ、及び
ｃ）ステップｂ）において身体の外側で検出されたＮＩＲ放射に基づいて、前記放出点の空間的位置を復元するステップ
を有する。
【０００７】
記載される方法は、ＮＩＲ放射が多くの物質により、可視光より少ない程度に吸収される事実を利用している。特に、ＮＩＲ放射のかなりの割合が、通常は数十センチメートルの厚さを持つ生体組織からなる層を通過するので、このＮＩＲ放射はこれら組織の外側で検出されることができる。ＮＩＲ放射の他の利点は、この放射が生体組織に非常に無害なことである。照射する強度及び期間はこれにより、適切な場所に、所望の撮像特性が達成されるように適合される。
【０００８】
身体の外側において検出された放射に基づいて、ＮＩＲ放射の放出する点の空間的位置を復元するための様々な可能性が存在する。好ましくは、前記方法のステップａ）において放出されるＮＩＲ放射の検出が、身体の外側における多数の位置において並行して行われ、放出点の位置が得られる情報から立体的に復元される。このような立体的復元において、各々の位置から見られるように、ＮＩＲ放射が来る放出点からの方向は、少なくとも２つの異なる位置において決められる。これら方向の交差点は、放出点の位置に対応する。放出点が２つの観測位置間を結ぶ線上にある場合、その位置ははっきりと決められない。このような場合に対処し、冗長的な測定を用いて一般的にこの方法の精度を上げるために、放射検出は好ましくは身体の外側にある少なくとも３つの位置において行われる。
【０００９】
多くの場合において、器具の上にある多数の点の位置を知ることが望ましい。例として、カテーテルの場合、このカテーテルの先端の空間的方位及び／又は変形可能なカテーテル区域の空間的形状が重要である。これらの場合、記載される方法は、その器具上の様々な場所に置かれるＮＩＲ放射を放出する多数の点に対し好ましくは実行される。このＮＩＲ放射は、異なる時点、すなわち連続して様々な放出点から有利に放出されるので、各観測時間において、検出した放射がどの放出点から来なければならないかを明白に確かめられることができる。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の好ましい実施例によれば、ＮＩＲ放射は、短い時間パルスとして放出される。このようなパルスの期間は通常０．１から１０ｐｓであり、好ましくは１ｐｓあたりである。ＮＩＲ放射の上記パルスは、従来のレーザにより生じてもよいし、必要な検出には十分であることがわかる。短いパルスのある重要な利点は、身体を通る光子のルート上で散乱するために、そのパルスの幅がこれら光子により受ける時間損失の桁(order)に又はそれより下にあることである。これにより、散乱した光子は、本来のパルス形式又はパルス期間のかなり外側に置かれる。
【００１１】
本発明のある好ましい実施例において、放出点から如何なる散乱処理も受けずに検出位置までの直接のルートをとる直接放射の光子だけが、身体の外側にあるＮＩＲ放射の検出に用いられる。検出を直接放射の光子だけに制限することは、散乱した光子は一般的に放出点の方向からは来ないので、位置の決定の精度が大幅に高まり、これにより光子の位置に関して得られる如何なる結論も偽りである。生体組織において、光子の多数の散乱処理、時には多重の散乱処理も通常起こるので、検出処理からそれらを除外することは、医療アプリケーションにとって非常に重要である。散乱する光子を除外することは特に、これら光子の伝搬時間の考慮に基づいてもよい。時間ウィンドウから、直接放射に対応する光子だけが検出に用いられる。散乱する光子は、より長い伝搬時間を必要とし、これにより、もはやこの時間ウィンドウ内の検出点には到達しない。
【００１２】
本発明のある好ましい実施例において、検出を直接放射の光子にする上述した制限は、放出されたＮＩＲ放射の光子が活性化した増幅媒体内に照射されることで達成され、ここで、これら光子は、誘導放出により増幅される。この増幅を終了させるために、前記増幅媒体を不活性化させるクエンチパルス(quench pulse)が増幅媒体内に、所望の時点で照射される。このようにして、クエンチパルスの前に到達する（直接の）ＮＩＲ放射の早い光子だけが増幅される一方、遅れて到達する（散乱した）光子は増幅されないままである。
【００１３】
上述した方法に関する他の詳細は、同出願人により同日に出願された特許出願、発明の名称「Device and method for the selective amplification of photons in a time window」、から得られ、この内容は、ここで参照として本出願に加えられる。
【００１４】
本発明はさらに、特に身体内におけるカテーテルのような器具の位置を特定する装置に関する。この装置は、
ａ）身体の外側においてＮＩＲ放射を局部的に分解して検出するための少なくとも１つの検出器であり、このＮＩＲ放射は、前記器具の少なくとも１つの放出点から来る検出器、及び
ｂ）前記検出器の測定値から放出点の位置を復元する手段
からなる構成要素を有する。
【００１５】
前記装置は、これらの利点が得られるように、上述した方法を実行するのに使用することができる。この装置はさらに、この方法の説明した変形例を実行するのにも使用することができるようにさらに改良されることが可能である。
【００１６】
特に、この装置の検出器は、既定の時間ウィンドウから光子を選択的に検出するための時間ウィンドウフィルタユニットを有する。この時間ウィンドウは好ましくは、放出点から如何なる散乱処理を受けずに検出器へ移る直接放射の光子を含み、ＮＩＲ放射パルスの散乱した光子を遮蔽するように設定される。
【００１７】
この時間ウィンドウフィルタユニットは、活性化可能な増幅媒体（例えばレーザ媒体）及びクエンチパルスを増幅媒体に照射するクエンチング(quenching)装置により形成される。増幅媒体が活性化した状態で、増幅媒体に移動するＮＩＲ放射は、誘導放出により増幅される。この増幅は、クエンチング装置によるクエンチパルスを放出することにより所望の時点で終了するので、前記増幅は所望の時間ウィンドウに制限されたままである。
【００１８】
本発明はさらに、上述した形式の方法に用いるカテーテルにも関する。このカテーテルは、多数のＮＩＲ光ガイドを有する。これら光ガイドはカテーテルの使用中、身体内にＮＩＲ放射を放出するための放出点として作用する高いＮＩＲ光散乱区域を各々持つ。これら光ガイドはさらに、ＮＩＲパルスのカップリングイン(coupling-in)のための入口(inlet)を持つ。このようなカテーテルが身体に挿入される場合、ＮＩＲパルスはこれら入口を介し、前記光ガイドに沿って送信され、前記ＮＩＲパルスは散乱区域において身体の内側に放出される。これら散乱区域の位置は、上述した形式の方法で又は装置を用いて位置特定されることができる。カテーテルの記載された構成は、好ましくは診断上又は治療上の性質からなる他のカテーテルの機能と組み合わされる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
本発明は、図に示される実施例を参照してさらに説明されるが、本発明はそれらに限定されることはない。同じ構成要素は、これら図において同じ参照番号が設けられ、これにより、通常は一度だけしか説明されない。
【００２０】
図１は、信号光子(signal
photon)を選択的に増幅するための新しい方法の動作のモードを概略的に示す。関連するセットアップの最も重要な部分は、増幅媒体１であり、これは例えばレーザ媒体でもよい。この増幅媒体１の原子又は分子は、適切なポンプ周波数のポンピング光を照射することにより、励起状態に変換される。その結果として、熱の等配分に関してこの媒体のポピュレーション状態(population state)が反転する。この手順は、“増幅媒体の活性化”と以後は呼ばれる。
【００２１】
適切な周波数の信号光子４が照射される場合、これは活性化した増幅媒体１における誘導放出となり、この誘導放出が信号光子４の照射パルスを所望の増幅にする。この媒体１の大きさ及び増幅は、この場合、（たくさん通ることが可能でも、信号光子４が増幅媒体を一度通るのが好ましい）信号の良好な増幅を可能にし、故に撮像方法においてそれの使用を可能にするために、適切なやり方で選択される。例えば、この点において、約５ｍｍの直径と２０ｍｍのつまり（照射される信号光子４の方向に測定する）長さとを持つチタン：サファイアのようなレーザ媒体１が適している。信号パルス４の通常は低い強度のために、誘導放出(stimulated emission)による指数増幅応答が予想される。
【００２２】
図１に示されるセットアップにおいて、クエンチパルス７は、信号光子４の入射方向に対し垂直に増幅媒体１を通過する。励起状態をブレークダウンすることにより、クエンチパルスの光子７は、増幅媒体１の不活性化を引き起こす。１ｐｓよりも小さなパルス幅を持つ高出力レーザ（例えばＴｉ：Ｓａレーザ（図示せず））がクエンチパルス７を生成するのに使用されてよい。上記レーザの強度は、増幅媒体１を完全に不活性化させるのに十分な高さである。この不活性化は、照射される信号光子４がクエンチパルス７の後に増幅媒体１を通過する場合、もはや増幅されない照射される信号光子４となる。このようにして、クエンチパルスは、前記増幅が増幅媒体１に起こるまで、時点を規定するのに用いられる。信号光子４の増幅が、増幅媒体１の幅に関してできるだけ正確に“カットオフ”されるために、信号光子４の伝搬方向に対し傾斜した前面部を持つクエンチパルス７が好ましくは照射される。
【００２３】
信号パルス４は、散乱処理により通常は、約３０ｃｍの大きさのパルスの幾何学的長さに従って、多数の数ナノ秒の期間に引き伸ばされる。信号パルス４の伝搬方向に垂直な増幅媒体１の完全な断面は、１５ｐｓ内において５ｍｍの振幅媒体の直径で、クエンチパルス７により不活性化する。対照的に、キャパシタンス、電気抵抗及び幾何学的特性のために、従来の光電子増倍管は数ナノ秒のスイッチング時間に制限される。これに比べ、提案する方法は、２桁以上の改善点を表す。
【００２４】
バンドパスフィルタ２は、増幅媒体１の出側に設けられ、このバンドパスフィルタを用いて、主に信号パルス４に関し時間的な相関関係の無い、増幅媒体が活性化状態である限り、増幅媒体１により自然に放出される拡大自然放出の広帯域信号が抑えられる。スペクトルフィルタ２を離れた拡大信号パルス５は、関連する中心図（時間ｔにわたる強度Ｉ）に概略的に示されるグラフとなり、ここで、本来の信号パルス４の前縁(leading edge)は、信号の残りの部分と比較して、ピコ秒範囲の幅で増幅する。この強度のピークをさらに強調するために、信号パルス５は可飽和吸収体３を通過する。これは、単にその飽和制限よりも上にある光子を通過することが可能である。可飽和吸収体３は、例えば、半導体材料（ＳＥＳＡＭ）からなる可飽和吸収体ミラーでもよい（参照：Keller, U., Miller, D.A.B, Boyd, G.D., Chiu, T.H., Ferguson, I.F., Asom, M.T., Opt. Lett. 17, 505(1992); U. Keller, K.J. Weingarten, F.X. Kartner, D. Kopf, B. Braun, I.D. Jung, R. Fluck, C. Honninger, N. Matuschek, J. Aus der Au, IEEE J. Sel. Top. Quantum Electron. 2, 435, (1996); U. Keller in Nonlinear Optics in Semiconductors, edited by E. Garmire and A. Kost(Academic, Boston, MA, 1999), Vol. 58, p.211）。増幅率次第で、他の強度フィルタが用いられてもよい。増幅が非常に高い場合、強度フィルタリングのステップが適切な場所において全く省略されてもよい。
【００２５】
図２は、選択的な増幅を実行するための他の改良したセットアップを示す。図１のセットアップに対し本質的な違いは、適切なポンプ周波数の光からなるポンプパルス８により増幅媒体１が活性化することである。示される実施例において、クエンチパルスのようなポンプパルス８は、増幅されるべき信号光子４の伝搬方向に対し垂直に照射される。最初は不活性(inactive)である増幅媒体１は、ポンプパルス８により、光速で所望の時点において活性化される。この結果として、増幅に対する時間ウィンドウの開始が規定される。特にこの増幅は、このようにして信号パルス４の中央領域に起こることができる。フィルタ２によるスペクトルフィルタリングと、可飽和吸収体３による増幅されない信号光子の吸収とからなる残りの方法は図１と類似である。
【００２６】
図３は、他の変形体を示す。図１及び図２のセットアップに対し違いは、ポンプパルス８’（そのようなパルスを使用する場合）とクエンチパルス７’とが信号パルス４に略平行に増幅媒体１に照射されることである。出力側における光線の望まない混合を避けるために、一方はポンプパルス及びクエンチパルスの伝搬方向と、他方は信号パルスの伝搬方向と間に通常は約０°から２０°の僅かな傾きがある。その上、スペクトルフィルタを用いて、一方は信号パルス、他方はクエンチパルス／ポンプパルスの分離がさらに容易に可能となるために、ポンプパルス８’及びクエンチパルス７’が好ましくは広帯域である一方、信号パルスは狭帯域である。
【００２７】
信号パルス４、ポンプパルス８’及びクエンチパルス７’の波面が略平行に走ることを用いて、信号パルスから、所望の時間ウィンドウからの高い選択性を持つ光子が選択的に増幅されることが可能である。略平坦な波の場合、同じ時間ウィンドウの信号光子は全て、例えば同じ平面又は平坦層に置かれる。これらは、ポンプパルス及びクエンチパルスの２つの平坦な波面間に正確に置かれている。この時間ウィンドウの正確な規定はさらに、時間ウィンドウの幅が非常に小さくなる（通常は約数フェムト秒の桁となる）ように選択するのに用いられる。
【００２８】
図４は、信号光子を選択的に増幅するための提案した方法のある特定の用途を概略的に示す。示されるセットアップは、約数ナノ秒程度の期間及び近赤外ＮＩＲ範囲（０．６５μｍから３μｍ）の周波数を持つ短い光パルスを送信するレーザ１０を光源として有する。このレーザ１０の光パルスは、ビームスプリッタ１１により信号パルス４とクエンチパルス７とに分割される（代わりに、別のレーザによりクエンチパルス７が生成されることもできる）。この信号パルス４は、適切な光学的構成要素１２を介して、例えば組織のような検査すべき物体１３上又は通過し、次いで他の光学的構成要素１４により、平行な光線の束を作成するように形作られる。これら光線の束は図１から図３に記載の形式の増幅媒体１を長手方向に通過する。増幅媒体を離れたこの（拡大）放出光５は、例えばＣＣＤチップのような検出平面１６上において他の光学的構成要素１５により束ねられ、幾何学的画像を生成させる。
【００２９】
ビームスプリッタ１１で生成されるクエンチパルス７は、信号の束４の方向に垂直となる、平行な光線の束として増幅媒体１を通過するように、傾斜ミラー及び光学的構成要素１８を通過する。位相シフタ１７は光学的構成要素１８と増幅媒体１との間に付加的に置かれる。クエンチパルス７が信号パルス４に対して増幅媒体１を通過する時間における点は、ビームスプリッタ１１から増幅媒体１までのクエンチパルス７の光経路の長さにより設定される。この増幅媒体１はこれにより、図１から図３において一般的な用語で述べた方法で、選択的な時間ウィンドウフィルタユニットとして動作する。すなわち、活性化した増幅媒体１は、前記増幅媒体がクエンチパルス７の到達の結果、不活性となるまで、照射される信号パルス４を増幅する。
【００３０】
図４は、フィルタ（例えば、スペクトルバンドパスフィルタ、偏光フィルタ、強度フィルタ、又はそれらを組み合わせたもの）、及び光学的構成要素１５と検出器１６との間にある可飽和吸収体を詳細ではないが示している。スペクトルフィルタを用いて、増幅媒体１の自然放出が遮蔽されることができる。可飽和吸収体は、信号パルス４の増幅されない割合を遮蔽するのに役立つ。
【００３１】
例えばＮＩＲ光を用いた生体組織１３の光学的撮像は、これら媒体の高い散乱率のために非常に難しい。光学的波長を持つ光子は、多重散乱の可能性も非常に高い程度に散乱される。高い空間分解能での撮像は、散乱した信号光子を遮蔽する手段を必要とする。多重散乱した信号光子の高い割合のために、（コンピュータを用いたＸ線断層撮影と同じように）信号源に向けられるコリメータは、多重散乱のために、散乱した光子が信号源の方向から再び来るので、この点において使用することができない。他方、（コヒーレントの利用可能性の観点では、光学波長での単色の高出力レーザである）使用される光学波長での信号光子は、Ｘ線放射とは異なり、生体組織に害はないので、光学測定方法が医療的には望ましい。これを背景として、上述した方法は、適切な時間ウィンドウを規定することにより散乱した光子の遮蔽を可能にするので、有利な解決法を提案している。
【００３２】
散乱の他に、生体組織における光学的信号光子の吸収も干渉の根源である。しかしながら、この干渉は、例えばＮＩＲのような適切な波長を用いるか、又は比較的長い記録期間により補償され、これらは、この放射が無害である事実により容易に可能である。
【００３３】
検出平面１６において二次元画像を生成する代わりに、図４に示されるセットアップが“零次元の”吸収方式に利用することも可能である。このような方式は、多数のライン上でも実行可能である。その上、前記方法は断層撮影画像生成システムにも拡張可能であり、（参照；Schmidt, F.E.W., Development of a Time-Resolved Optical Tomography System for Neonatal Brain Imaging, PhD thesis, University College London, 1999; Huijuan Zhaol, Feng Gaol, Yukari Tanikawa, Yoichi Onodera, Masato Ohmi, Masamitsu Haruka and Yukio Yamada, Imaging of in vitro chicken leg using time-resolved near-infrared optical tomorogy, Phys. Med. Biol. 47(2002) 1979-1993）又は“光学的計算”の分野、若しくはパルスピッカ(pulse picker)として用いられことができる。
【００３４】
本発明はこれにより、光パルスの非常に短い部分を正確に増幅することを可能にする技術を提供することである。これは、高い時間及び空間分解能を持つ信号光子の伝搬時間の差異に基づく撮像方法を支援するのに用いられる。この方法は特に、高度に不均一な媒体の光学的撮像に適し、この方法において、光学波長を持つ信号光子の散乱はある程度ある。
【００３５】
本発明の基本原理は、信号パルスの非常に短い時間スライスだけを増幅するために、この信号パルスを増幅するために活性する増幅媒体を使用することであり、短いレーザパルスは、信号パルスが通過するに従って媒体の増幅をオン及びオフに切り替える。この切り替えは素早いポンピング及び／又は基準レーザパルスを用いた増幅媒体のクエンチング(quenching)により可能となる。信号パルスの前縁を増幅するために、信号パルスと同じレーザ又は別のレーザにより生成されてもよいクエンチパルスが１つだけ必要とされる。
【００３６】
カテーテルの位置特定は、図５から図８を参照して以下により詳細に説明される。この点において、図５は、例えば患者の心臓の領域のような関心のあるボリューム１０６内に挿入されたカテーテル１０４を概略的に示す。カテーテル１０４の使用と、診断手法及び／又は治療手法の実行とを監視することを可能にするために、カテーテル又は少なくともそれの関連する部分（例えば先端）をできる限り正確に位置特定することが重要である。ある上記位置特定動作は、本発明に従って、カテーテル１０４の放出区域１０５からＮＩＲ光を放出し、身体の外側においてその光を検出することにより達成される。この検出は多数のカメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃにより実行され、これらカメラから放出区域１０５の位置に関して、立体的方法を用いて画像が得られる。これら図に示されるこの原理の１つの実施例が以下に詳細に説明される。
【００３７】
前記方法を用いて位置特定されるカテーテル１０４の先端が図６において、側面図（左側）及びＡ−Ａ線に沿った断面図（右側）で概略的に示されている。カテーテル１０４はカテーテルの芯(core)１１５の周りに置かれる多数の（通常は１００個である）ＮＩＲ光ガイド１１４を有する。明瞭性のために、僅かな光ガイドしか図６に示されていない。カテーテル１０４の芯１１５は、現在考察している位置特定方法にとって、重要ではない。この芯が他のカテーテル機能、ガイドワイヤ等を収容するのに用いられてもよい。
【００３８】
光ガイド１１４は、その端部において、これらガイドが、約１００μｍの長さを持ち、ＮＩＲ放射をある程度散乱する材料を含む又はその材料からなる短い区域１１３を持つ点が変更されている。図７は、光ガイド１１４を通る長手方向区域における上記散乱区域１１３を示す。この散乱区域１１３はＮＩＲ放射の等方性放出を補償する、故にカテーテルの全ての配向に対し事実上一定な信号強度を補償し、さらに測定エラーを防ぐのに十分であるように密集しているべきである。前記散乱区域は好ましくは光ガイドの被覆１１７及び芯１１６を約１００μｍの長さにわたり、互いに離れるように移動することにより形成され、結果生じる間隙がＮＩＲ散乱材料で満たされる。１００％の散乱効率がこの場合望ましい。適切な材料は例えば小さな粒子又は気泡を含む接着剤であり、その結果、非常に密集した屈折率の変化が生じる。
【００３９】
１００個の光ガイド１１４の場合、例えば、１０個の異なる軸位置ｘｉ（図６）は、３フレンチ(French)（すなわち、直径約１ｍｍ）のカテーテル上に生じ、１０個の放出点１１３は、各軸位置に含まれる外周の周りを環状方式に分布している。代替として、この外周の周りを環状方式に分布している１００個の放出点は、例えばカテーテルの先端のような特定の点を目的とするやり方でトレースすることを可能にするために、単一の軸位置に形成される。光ガイドの直径は、この場合通常５０μｍであり、これは、商業的に利用可能な光ガイドの大きさに一致している。
【００４０】
図５から分かるように、位置特定装置は、通常は８００ｎｍの波長、及び約１ｐｓ又はそれより少ないパルス期間（３００μｍのパルス長に対応する）を持つＮＩＲレーザパルス１０２を供給するレーザ１０１を有する。これら光パルス１０２は光ガイドスイッチ１０３へ送られ、そこからカテーテル１０４の個々の光ガイド（又は光ガイドの集合）に任意に与えられる。光ガイドスイッチ１０３は、ｋＨｚからＭＨｚの範囲のスイッチング速度が可能である。このスイッチ１０３を稼動させることにより、レーザ１０１から連続して来る光パルス１０２がカテーテル１０４の様々な光ガイド１１４に送信されることを可能にする。これらから、光パルスはカテーテルの先端１０５に送られ、その先端の位置が位置特定される。カテーテルの先端上にある散乱区域１１３に到達するとき、レーザパルス１０２は、身体ボリューム１０６の内部に等方性放出される。
【００４１】
身体の外側において、（少なくとも）３台のＣＣＤカメラ１０７ａ、１０７ｂ及び１０７ｃが様々な位置に置かれている。ある放出点１１３からこれらカメラへ送信されるＮＩＲ光１１２ａ、１１２ｂ、１１２ｃは、これらカメラの撮像用光学的構成要素によりピックアップされる。これら光学的要素の各々は、ＮＩＲ光用のスペクトルバンドパスフィルタ１１０、撮像要素（例えばレンズ１１１又は凹面鏡）及びビームスプリッタ１１９（例えば、１００％より少ない、好ましくは５０％の反射率を持つＮＩＲ用のミラー）を有する。カメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃは、何れも画像処理のハードウェア及び／又はソフトウェアの適切なアイテムに結合される。
【００４２】
検出器はさらに、画像増幅器と、図１から図４に示される原理に従って動作し、既定の時間ウィンドウからの光子だけを目的とするやり方で考慮することを可能にする時間ウィンドウフィルタユニット（図示せず）とを有する。特に、検出した光子が入力信号の開始に関して時間的に遅れて到達するので、このようにして身体ボリューム１０６において散乱した前記光子から排除することが可能である。直接の経路を用いて“時間通り”に到達した光子は対照的に、前記カメラ１０７ａ、１０７ｂ及び１０７ｃにおいて考慮され、カテーテル１０４上の放出点の二次元画像を形成するために結合される。これにより２つ以上のカメラにおいて生成された画像から、直接放射の入射角の方位１１２ａ、１１２ｂ、１１２ｃを決めることができ、その結果、これからカテーテル１０４上の放出点１１３の空間位置を位置特定することが可能である。
【００４３】
考慮すべき時間ウィンドウは、各カメラに設けられる高速の光電子増倍管（ＰＭＴ）１０８を用いて、各カメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃに対し第１の光パルスから決められる。図８の概略図からわかるように、個々のカメラに到達するために、放出点１１３から放出された光子が必要とする伝搬時間ｔａ、ｔｂ及びｔｃは、測定されたパルスの時間的なオフセット特性から決められる。レーザ１０１により放出される次の光パルスは、カメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃによりピックアップされ、これは、カメラの画像平面に、放出点１１３の二次元画像１１７ａ、１１７ｂ、１１７ｃを与える。検出された光子により生成される画像１１７ａ、１１７ｂ、１１７ｃは一般的に比較的規定されてない。しかしながら、これは、個々の画像の中心点が十分な精度で決められる限り、所望の位置特定動作に対し不利に作用することはない。
【００４４】
カテーテルの位置特定動作の次のステップにおいて、光ガイドスイッチ１０３は、カテーテル１０４の光ガイド１１４の異なるグループを選択し、それの放射点はカテーテル１０４の異なる軸位置におかれ、所望の方法が繰り返される。これは、カテーテル１０４の光ガイド全てが処理されるまで行われる。
【００４５】
カテーテル１０４の放出点１１３の計算された位置は、カテーテルの変形特性及び／又はこのカテーテルが置かれる器官の形状に関する知識と比較される。このようにして、エラーが減少する。
【００４６】
カテーテル１０４の位置特定は、光子の統計データによって大きく左右され、この統計データの推定は以下に述べられる。以下の初期データは、
１００個の光ガイドを有する束；
カテーテルに分布する１０個の点（すなわち、１００／１０＝１０の位置特定される点当たりの放出点）に対し２０Ｈｚの位置情報の所望の更新速度；
１．５ＷのＴｉ：Ｓａレーザ；
約１０−４ステラジアンの各カメラに対するコリメータ開口；
２０％の量子効率を持つＣＣＤカメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃ；
１０％の全体的な光ガイド透過性；及び
ピコ秒範囲における光パルスに対する時間ウィンドウ、
を基礎として用いられ、ここで光パルスは、この媒体内において散乱処理を用いて約１ナノメータに引き伸ばされる。この場合、各カメラ、位置特定すべき各点及び各画像に対し約１０８個の光子が予想される。これら光子は例えば約５００×５００ピクセルの大きさでＣＣＤチップに到達する。３台のカメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃの各々は、関心のあるボリューム１０６の完全な射影を検出し、心臓の検査の場合、通常は２００×２００×２００ｍｍ３の大きさを持つ。カメラの信号の水平方向の位置はこれにより、対応する表示角度に対し放出点の射影される二次元位置を反映する。上述した光子信号の強さによれば、理想的な（すなわち点状の）放出点に対する二次元位置の決定の空間分解能は、散乱及び焦点外れにより、各カメラにおいてぼやけた信号分布となり、予想通り非常に高くなる（＜１００μｍ）。各カメラ及び光学的構成要素の焦点合わせの深さは、この場合関心のあるボリュームの大きさに適応する。５００ｍｍまでの浸透深さは、通過する組織の形式に依存して、予想される。
【００４７】
幾つかのアプリケーションにおいて、屈折率の調節は、散乱処理を抑えることによる画像品質の改善が必要である場合、おそらくは実行される（参照、V.V. Tuchin, L.L. Maksimove, D.A. Zumnyakov, I.L.Kon, A.H. Mavlutov, A.A. Mishin. “Light propagation in tissues with controlled optical properties”, J. of Biomedical Optics 1997, 2(4), pp/401-417）。
【００４８】
図５に示される３台のカメラ１０７ａ、１０７ｂ、１０７ｃを有する設定の代替として、２つの２Ｄ  ＣＣＤカメラ又は円筒形レンズを持つ３つの１Ｄ  ＣＣＤ装置を使用することも可能である。
【００４９】
検査され得るボリューム１０６の寸法は、撮像装置又は光学装置により制限される。しかしながら、このボリューム１０６の位置は、全体の検出器の組立体を移動することにより、思いのままに変えることができる。この点において、自己適合が特に、トレースされる点の数を、入力される信号の数と及びこれら信号の復元される経路と比較することにより可能である。この情報から、撮像装置の必要な移動（大きさ及び方向）を推定することが可能である。
【００５０】
本発明によるセットアップは、簡単なやり方で、同じ装置において、強固且つ正確な位置特定と光力学的な治療処置とを可能にする組み合わされた技術に拡張される。これを目的とするために、カテーテル１０４の芯１１５は、光力学的な治療に必要な光（ＵＶ光）を搬送する追加の光ガイドを有してもよい。
【図面の簡単な説明】
【００５１】
【図１】クエンチパルスを照射するまでの信号光子パルスの増幅の原理を示す。
【図２】ポンプパルスの照射により増幅の開始を規定する、図１の方法の変形例を示す。
【図３】ポンプパルス及びクエンチパルスが信号光子と平行に照射される図２の方法の変形例を示す。
【図４】身体で隠れる光源を撮像するのに用いられる装置の概略図を示す。
【図５】身体に挿入されたカテーテルを位置特定するためのセットアップを概略的に示す。
【図６】位置特定方法に適したカテーテルの側面図及び断面図を示す。
【図７】図６のカテーテルの光ガイドを通る長手方向の断面図を示す。
【図８】使用される検出器上にＮＩＲ信号パルスの像を示す。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【国際調査報告】
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