WO1999049300A1 - Dispositif de diagnostic spectroscopique a gachette nanoseconde - Google Patents

Dispositif de diagnostic spectroscopique a gachette nanoseconde Download PDF

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WO1999049300A1
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Masamitsu Haruna
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Japan Science And Technology Corporation
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
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    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium

Definitions

  • the present invention relates to a nanosecond time gate spectroscopic diagnostic apparatus.
  • infrared C 0 2 laser and N d incision surgical as YAG laser is laser Zamesu, it has been used in the coagulation [supra (1) and (2) refer to Fig.
  • the biological laser abrasion is a phenomenon in which biological tissue is thermally or photochemically decomposed by laser pulse irradiation and evaporates instantaneously.
  • the present inventors have already constructed a nanosecond strobe observation system and are performing a biological laser ablation dynamics analysis [see the above-mentioned literatures (5) and (6)].
  • plume emission spectrum analysis it is possible to distinguish between the composition of a living tissue or a normal part and a lesion part. This, along with fluorescence analysis, can be expected to be a key technology supporting conventional optical biopsy (opticalbbiopsy).
  • the present invention uses an optical multi-channel analyzer including a high-speed gate image intensifier having a gate width on the order of nanoseconds, and emits light with a single laser pulse irradiation. It is an object of the present invention to provide a nanosecond time gate spectroscopic diagnostic apparatus capable of instantaneously performing spectral analysis of a plume.
  • a laser pulse from a light source is focused and irradiated on living tissue, and a light emission plume (spindle-shaped light emitter) generated from the surface of the living tissue by laser ablation (laser evaporation) is gated by a nanosecond time.
  • a nanosecond time-gated spectroscopic diagnostic apparatus for performing spectroscopy and diagnosing lesions / abnormalities in a living body by analyzing the components of the living body tissue based on the spectral spectrum, wherein a light source and a lens facing the living body tissue are diagnosed.
  • a multi-channel spectrometer for detecting the emission plume, a photodetector for detecting a part of the laser pulse from the light source, and an output from the photodetector.
  • the oscilloscope for monitoring the gate triggering pulse of the high-speed gate image intensifier and measuring the delay time of the pulse, and the two outputs synchronized with the laser pulse
  • a pulse generator capable of independently and arbitrarily setting the pulse delay time, a gate controller connected to the pulse generator and an oscilloscope, and a gate opened by the gate controller at a time interval on the order of nanoseconds.
  • the high-speed gate image intensifier for enhancing and outputting the output light of the multi-channel spectrometer, a CCD camera for capturing the output image of the high-speed gate image intensifier, and the frame of the CCD camera
  • a data processing device including a frame image data accumulator (frame grabber) that takes in image data as a time-series analog signal, converts the analog signal into a digital signal, and sends it to a computer is provided.
  • the biological tissue is evaporated and excited by laser ablation, and the spectral spectrum of the emission plume generated by the laser is ablated. Detection is performed at time intervals on the order of seconds.
  • the light source is a laser light source capable of generating a nanosecond laser pulse in an ultraviolet light, a visible light, and an infrared light region.
  • the laser light source is a flash lamp-pumped or semiconductor laser-pumped Q switch N d: YAG laser or a semiconductor laser-pumped all-solid Q switch N d: YAG Laser.
  • the laser wavelength of the light source may include a longer region than the wavelength of the light emitting plume to be detected.
  • the multi-channel spectroscope disperses light incident from an incident slit for each wavelength by a plurality of gratings, and In this configuration, the wavelength components are emitted from the emission port at once at different emission angles.
  • the plurality of gratings each have a lattice groove density of 150 / Zmnu 300/111 111, 600 / mm, 1 Any one of 200 lines / mm can be set.
  • a wavelength component in a specific range emitted from an emission port of the multi-channel type spectroscope is imaged on each pixel of the CCD camera. Is configured to be projected.
  • the nanosecond time gate spectroscopic diagnostic apparatus according to [1], further comprising: means for synchronizing the high-speed gate image intensity detector and the CCD camera with a trigger pulse of the light source. It was done.
  • the living tissue is a living hard tissue such as hair, nails, and teeth.
  • the living tissue is a living soft tissue such as a blood vessel wall or a subcutaneous tissue.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a nanosecond time gate spectroscopy system showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration of a multi-channel spectrometer (polychromator) according to the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a flow of the spectral image processing according to the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing a wavelength calibration method according to the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram showing the result of measurement with changing the gate width of the high-speed gate image intensifier according to the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing a measurement result of a temporal transition of a light emitting plume generated from a human fingernail according to the first specific example of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram showing a result of light-emission plume division with a human fingernail showing the first specific example of the present invention.
  • FIG. 8 is a view showing a result of light emission plume analysis on human hair, showing a second specific example of the present invention.
  • FIG. 9 is a view showing a result of light emission plume analysis on human teeth showing a third specific example of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram showing a result of light emission plume analysis of chicken skin showing a fourth specific example of the present invention. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • a nanosecond time-gated spectroscopy system based on biological laser ablation is constructed, and the characteristics of the laser light source, pulse synchronization / delay control, generation system, time-gated spectroscopy system, and spectroscopic image processing system The function will be described. Furthermore, the gate width when actually performing this measurement was determined.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a nanosecond time gate spectroscopy system showing an embodiment of the present invention.
  • 1 is a light source (for example, a flash lamp or a semiconductor laser-pumped Q-switch Nd: YAG laser or an all-solid-state Q-switch Nd: YAG laser pumped by a semiconductor laser), and 2 is a laser connected to the light source 1.
  • a light source for example, a flash lamp or a semiconductor laser-pumped Q-switch Nd: YAG laser or an all-solid-state Q-switch Nd: YAG laser pumped by a semiconductor laser
  • 2 is a laser connected to the light source 1.
  • Controller 3 is a half mirror, 4, 1 and 2 are lenses, 5 is a photodetector (avalanche photo diode: APD), 6 is an oscilloscope for measuring and monitoring gate pulse delay time, 7 is a high-speed gate image intensifier One gate controller, 8 is a pulse generator (PG), 9 is a CCD camera, and 10 is a data processing device with an image processing function
  • 10 A is a frame image data storage (framed rubber), 11 is a shutter, 13 is a living tissue (human fingernails, etc.), 14 is a light emitting plume, and 15 is a light emitting plume.
  • An optical fiber, 16 is a polychromator (multi-channel spectrometer), and 17 is a high-speed gate image intensifier.
  • a light source for example, a Q switch N d: YAG laser
  • a shutter i 1 to a single living tissue (such as a human fingernail).
  • a very small amount of tissue is evaporated vigorously (ablation) from the surface to an excited state, resulting in a light-emitting plume (spindle-shaped light emitter). ,'appear.
  • a part of the laser pulse from the light source 1 is detected by the photodetector (avalanche photodiode (APD) 5), and the pulse is set based on this time.
  • the gate trigger output from the generator 8 Measures the delay time of the one-use pulse to a predetermined value of 300 to 400 nanoseconds with the oscilloscope 6 • Sets and sets the gate controller 7 of the high-speed gate imager 17
  • the gate of the high-speed gate image intensifier 17 is opened at a time interval of 10 nanoseconds, thereby detecting the back using the optical fiber 15 and the polychromator 16. Capture the 10-nanosecond time-gated spectroscopic image of the plume's ultimate spectrum.
  • the output image (spectroscopic image data) of the high-speed gate image intensifier 11 ⁇ is captured by the CCD camera 9 and converted into a time-series signal pulse, and the signal data is converted to a frame grabber 1 OA (frame image).
  • the data is stored in a data processing device 10 including a personal computer via a data storage device and processed.
  • a data processing device 10 including a personal computer via a data storage device and processed.
  • a frame grabber is a method of storing / storing data of one screen (one frame) of a CCD or a television as a time-series signal in a predetermined memory, and converting the time-series signal (analog signal) into an 8-bit or 10-bit signal. Convert to digital signal and send to computer. Depending on the memory size, image data of usually 10 frames or more can be simultaneously stored / stored, and the desired frame data is sent to the computer as needed.
  • This device can measure and display an optical spectrum within the optical wavelength range of 300 to 900 nm (measured by dividing this range into four ranges) with a wavelength resolution of 1 nm.
  • the nanosecond time-gated spectroscopy system it is possible to perform a spectroscopic analysis of the emission plume of the evaporating substance simply by irradiating a single laser pulse, and to perform the optical diagnosis of the almost non-invasive discussion it can.
  • trace metal ions with high ionization rates such as Ca, Na, and K can be detected efficiently.
  • a very small amount of living tissue is evaporated using a laser pulse for a probe, and a method for diagnosing a lesion in the tissue is new. It has the potential to develop as a key technology for light biopsy.
  • LD semiconductor laser
  • YAG laser YAG laser
  • the irradiation laser used was a Q-switch Nd: YAG laser, and the wavelength was 106
  • the incident light is emitted after being split by a grating provided in the polychromator 16.
  • This spectral image is image-enhanced by the high-speed gate image intensifier 117 and forms an image on the phosphor screen.
  • This fluorescent image is captured by the CCD camera 9 as a spectral image.
  • the image data of the CCD is input to the frame grabber 1 OA as a time-series signal, and the analog signal is converted into a digital signal for data processing.
  • the spectral image emitted from the polychromator 16 spreads in the horizontal direction (the direction corresponding to the light wavelength), and it takes three to six orders of magnitude of the image signal to be captured by a gate (shutter speed) for 10 nanoseconds. Reinforcement is needed.
  • a gate imager 117 used for this purpose for example, a gate width (an amount corresponding to a shutter speed) of C4078-0IX manufactured by Hamamatsu Photonics is a minimum of 3 nanoseconds.
  • the polychromator (multi-channel spectrometer) 16 a Spectra Pro-300i, Model SP-306 manufactured by Acton Research Co. was used. It has three built-in gratings with a measurement wavelength range of 300 to 900 nm and a resolution of 1 nm.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration of the bolichromator according to the present invention.
  • the light incident from the incident slit 16A is separated (spectralized) into wavelength components by darting 16D to 16F.
  • spectral spectral components in a predetermined wavelength range are emitted at once from the exit port 16H at different exit angles, and are detected at different positions on the CCD camera.
  • the light dispersed by the gratings 16 D to 16 F in the polychromator 16 is projected on the CCD camera 9 as a spectral image.
  • the horizontal axis of the spectral image corresponds to the wavelength.
  • This time-series data was taken into a personal computer and processed.
  • FIG. 3 is a diagram showing the flow of the spectral image processing according to the present invention
  • FIG. 3 (a) is a diagram showing the dispersion of light by the gratings 16D to 16F in the polyport meter 16.
  • FIG. 3 (b) is a view showing a spectral image of the CCD camera 9
  • FIG. 3 (c) is a view showing a spectral spectrum finally obtained.
  • the light emitted from the polychromator 16 projects an image on each pixel of the CCD camera 9, but it is necessary to calibrate which wavelength it corresponds to.
  • calibration was performed using a mercury lamp.
  • FIG. 4 is a diagram showing a method of calibrating the wavelength according to the present invention.
  • FIG. 4 (a) is a diagram showing a spectrum of a known mercury lamp
  • FIG. 4 (b) is a spectrum of the mercury lamp.
  • FIG. 4 (c) is a diagram showing the calibrated spectral image.
  • the mercury lamp is split into light, and the spectral image is taken in as shown in Fig. 4 (b).
  • the spectral image is taken in as shown in Fig. 4 (b).
  • Synchronous systems are extremely important for spectroscopic analysis on the order of nanoseconds.
  • an avalanche photodiode (APD) 5 is used to detect the output laser pulse, and the output signal and the gate signal of the high-speed gate image intensifier 17 are synchronously monitored by the oscilloscope 6, Pulse generator
  • the delay time of the gate signal output from 8 was measured.
  • the gate width and delay time (t d ) of the high-speed gate image intensifier 117 are controlled by a pulse generator (PG) 8.
  • the high-speed gate image intensifier 17 and the CCD camera 9 are driven in synchronization with the Q switch Nd: YAG laser 1.
  • the measurement was performed while changing the gate width of the high-speed gate image intensifier 17.
  • FIG. 5 is a graph showing the results of measurement by changing the gate width of the high-speed Getime one Jie emissions Intensifier Huai ⁇ primary, fifth (a) drawing the gate width 50 ns, the delay time t d is 0.99 ns
  • FIG. 5 (b) is a diagram showing the emission spectrum of a human tooth in the case of FIG. 5, and FIG. 5 (b) shows a gate width of 10 ns and delay times of 110 ns, 120 ns, 130 ns,
  • FIG. 4 is a view showing a light emission spectrum of a human tooth when shifted from 140 ns to 150 ns.
  • a bright line can be recognized to some extent.
  • Tables show the laser ablation and the nanosecond time-gated spectroscopic measurement conditions of the present invention.
  • the spectroscopic measurement conditions include a gate width indicating the time resolution of the spectrum of the emission plume and a measurement wavelength range that varies depending on the grating.
  • the gate width was 100 ns, and the measurement wavelength range was 180 nm because a grating with grating grooves of 300 lines / mm was used.
  • Figure 6 is a view showing the measurement results between wise transition time of the light emitting plume generated from human fingernails showing a first embodiment of the present invention
  • the sixth (a) figure is the delay time t d intensity of the emission scan Bae-vector in the case of 200 ns
  • the intensity of the emission scan Bae-vector of the case of the 6 (b) drawing the delay time t d is 300 ns
  • This is the intensity of the light emission spectrum when the d force is 00 ns.
  • the laser pulse width was 35 ns
  • the high-speed gate image intensifier gate width was 10 ns
  • the pulse energy was 17 mJ.
  • FIG. 7 is a view showing a result of light emission from a human fingernail showing a first specific example of the present invention.
  • the laser pulse width is 35 ns
  • the high-speed gate enhancement gate width is 10 ns
  • the pulse energy is 17 mJ.
  • the content of Ca in human fingernails is about 0.1%. Nevertheless, it was confirmed that the emission line was stronger than the emission line of carbon (C) that constitutes keratin, the main component of nails. From this fact, it was clearly understood that the sensitivity of calcium (Ca) was very high in this measurement system. From this, we focused on the calcium emission line and performed spectroscopic analysis on various biological tissues.
  • FIG. 8 is a view showing a result of light emission plume analysis on human hair, showing a second specific example of the present invention.
  • the laser pulse width is 35 ns
  • the high-speed gate enhancement gate width is 10 ns
  • the pulse energy is 17 mJ.
  • the Ca content was about 0.1% in the hair, and the Ca emission line was remarkable.
  • This measurement could be performed with a single hair because the laser spot size was as small as 50 m in diameter. Since hair reflects the amount of Ca in the body, its application to medical diagnosis can be expected.
  • FIG. 9 is a view showing a result of light emission plume distribution on human teeth showing a third specific example of the present invention.
  • the laser pulse width is 35 ns
  • the high-speed gate image intensifier gate width is 10 ns
  • the pulse energy is 17 mJ.
  • FIG. 10 is a view showing the result of analysis of pimple plume of chicken skin showing a fourth specific example of the present invention.
  • the laser pulse width is 35 ns
  • the gate width of the high-speed gate imager is 10 ns
  • the pulse energy is 17 mJ.
  • Chicken skin is an epidermis that scarcely contains Ca components, so almost no Ca beak was seen.
  • a broad absorption spectrum was observed over the entire range from 360 nm to 540 nm. This is presumed to be due to organic compounds, as mentioned in the spectroscopic analysis of the emission plume described above.
  • the fundamental wave of the Q switch Nd: YAG laser of 1064 nm is used, and the light emission plume accompanying the laser ablation is used to examine the biological tissue. Spectral analysis was performed.
  • the spectral analysis of the emission plume of the evaporated substance can be performed quickly and reliably.
  • the diagnostic device can be downsized.
  • the laser wavelength of the light source is not necessarily shorter than the wavelength of the emission plume to be detected. There is no need to be.
  • wavelength components in a specific range are emitted at different emission angles at a time, and dispersion can be performed for each wavelength.
  • the resolution can be adjusted by changing the density of the lattice grooves.
  • the light emitted from the high-speed gate image intensifier can project an image on each pixel of the CCD camera.
  • the high-speed gate image intensifier and the CCD camera are synchronized with the trigger pulse of the light source to ensure reliable operation.
  • a spectral image can be obtained.
  • the Ca content can be identified by laser ablation of living hard tissues such as hair, nails, and teeth. Osteoporosis can be diagnosed.
  • the content of an organic compound can be identified by laser ablation of a living soft tissue such as a blood vessel wall and a subcutaneous tissue. And non-invasive optical diagnosis can be performed.
  • the nanosecond time-gated spectroscopic diagnostic apparatus focuses and irradiates a laser pulse from a light source onto a living tissue, irradiates the laser pulse, and generates a nanosecond light emission plume generated from the surface of the living tissue by laser ablation. It is suitable for diagnosing a lesion / abnormality of a living body by analyzing the components of the living tissue based on the spectral spectrum.

Description

明 細 書 ナノ秒時間ゲート分光診断装置 技術分野
本発明は、 ナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置に関するものである。 背景技術
従来、 このような分野における文献として、 以下に示すようなものが開示され ている。
( 1 ) 医療機器事典編集委員会編： " 1987— 88 医療機器事典" P V . 426-436 産業調査会
(2) "ENCYCLOPED I A OF MED I CAL SC I ENCE S " P P . 46 - 50 講談社
(3) 佐藤卓蔵著： "レーザ CDプレーヤから X線レーザまで， " P P. 14 6- 170 電気書院 （ 1987 )
(4) 加藤治文、 山本秀樹、 日吉利光： "光感受性物質によるガン治療効果" 0 p l s E, N o. 160, P P. 83— 88 ( 1 993)
(5) 島岡優策、 近江雅人、 春名正光： "生体レーザアブレーシヨ ンのナノ秒 ス トロボ顕微観測" 、 電子情報通信学会 MEとバイォサイパネティックス研究会 、 信学技報 MBE96— 93 ( 1996 )
( 6 ) Y u s a k u S h i ma o k a, i t s u o Na kamu r a, a s a t o O h m i , Ma s ami t s u H a r u n a ： "Na n o s e c o n d s t r o b o s c o p i c m i c r o s c o p e f o r 1 a s e r a b l a t i o n o f b i o l o g i c a l t i s s u e, C o n f e r e n c e o n La s e r & E l e c t r o Op t i c s /P a c i f i c R i m (CLEO/PR' 97 ) , P a e r FF3, T e c hn i c a l D i g e s p p. 26 1—262, Ma k u ha r i , Ch i b a, 1997
1
差替え用紙 （規則 26) 従来、 実際の医療現場では、 赤外の C 0 2 レーザや N d ： Y A Gレーザがレー ザメスとして手術用の切開、 凝固に用いられてきた 〔上記文献 （ 1 ) 及び （ 2 ) 参照〕 。
また、 レーザ励起蛍光分析 〔上記文献 （ 3 ) 及び （ 4 ) 参照〕 は有力な診断法 として継続して検討されている。 今後、 これらのレーザ励起生体反応を先端医療 技術として進展させ、 活用していくためには、 レーザパルス照射時の生体表面近 傍における反応形態の時間的推移、 及び表面から飛散する物質の組成分折を舍む 詳細な実験データの蓄積が必要である。 発明の開示
生体におけるレーザアブレ一ショ ン、 蛍光発生等の物理現象は、 一般の無機物 と同様に 〔上記文献 （3 ) 及び （4 ) 参照〕 ナノ秒あるいはそれ以下の反応速度 を持つ。 従って、 これらの分光分析を行うには、 ナノ秒オーダーでの光測定技術 を必要とする。 ここで、 生体レーザアブレーシヨ ンとは、 レーザパルス照射によ つて生体組織が熱的あるいは光化学的に分解し、 瞬時に蒸散する現象である。 本発明者等は、 既に、 ナノ秒ストロボ観測システムを構築し、 生体レーザアブ レ一ショ ンダイナミクス分析を行っている 〔上記文献 （5 ) 及び （6 ) 参照〕 。 その中で特にプルーム発光スぺク トル分折を行うことによって、 生体組織の組成 分圻あるいは正常部と病変部の識別を行える可能性がある。 これは蛍光分析法と 並んで、 捋来の光生体検査 （ o p t i c a l b i o p s y ) を支えるキーテク ノロジーとなることが期待できる。
発光スぺク トル分折法として、 モノクロメータを用いたストロボ分光があるが 〔上記文献 （6 ) 参照〕 、 これは単一レーザバルス照射では、 特定の一波長しか 測定できない。 それ故、 プルームの発光スぺク トルを得るには、 長い測定時間と それに伴う試料の損傷という欠点があり、 臨床への応用は難しいと考えられる。 本発明は、 上記問題点を解決するために、 ナノ秒時間オーダーのゲート幅を持 つ高速ゲ—トイメージィンテンシファイア一を舍む光マルチチャネルアナライザ を用い、 単一レーザパルス照射で発光プルームの分光分折を瞬時に行うことがで きるナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置を提供することを目的とする。
2
差替え用紙 （規則 26) 本発明は、 上記目的を達成するために、
〔 1〕 光源からのレーザパルスを生体組織に集光 ·照射し、 レーザアブレーシ ヨ ン （レーザ蒸散） によってこの生体組織表面から発生する発光プルーム （紡錘 形発光体） をナノ秒の時間ゲートで分光し、 この分光スペク トルをもとに前記生 体組織の成分を分折し生体の病変 ·異常を診断するナノ秒時間ゲート分光診断装 置であって、 光源と生体組織に対向するレンズ間に配置されるシャッターと、 前 記発光プルームを検出する多チャンネル型分光器 （ポリクロメータ） と、 前記光 源からのレーザパルスの一部を検出する光検出器と、 この光検出器からの出力を モニターして高速ゲートイメージイ ンテンシフアイァ一のゲ一ト トリガーパルス の運延時間を測定するためのオシロスコープと、 レ一ザパルスに同期して二つの 出力パルスの遅延時間を独立かつ任意に設定できるパルス発生器と、 このパルス 発生器およびオシロスコープに接続されるゲート制御器と、 このゲート制御器に よってゲー卜がナノ秒オーダーの時間間隔で開放され前記多チャンネル型分光器 の出力光を増強 ·撮像する前記高速ゲートイメージィンテンシファイア一と、 こ の高速ゲートイメージィ ンテンシファイア一の出力像を捕らえる C C Dカメラと 、 この C C Dカメラのーフレームの分光画像データを時系列アナログ信号として 取込み、 アナログ信号をデジタル信号に変換してコンピュータに送り込むフレー ム画像データ蓄積器 （フレームグラバー） を舍むデータ処理装置とを設けるよう にしたものである。
〔 2〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置において、 レーザアブ レーショ ンによって生体組織を蒸発 '励起し、 これによつて発生する発光プル一 ムの分光スぺク トルをナノ秒ォーダ一の時間間隔で検出するようにしたものであ る。
〔 3〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記光源は 紫外光、 可視光、 赤外光領域におけるナノ秒レーザパルスを発生可能なレーザ光 源である。
〔 4〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記レーザ 光源はフラッシュランプ励起あるいは半導体レーザ励起 Qスィ ツチ N d ： Y A G レーザ又は半導体レーザ励起の全固体 Qスィツチ N d ： Y A Gレーザである。
3
差替え用紙 （規則 26) 〔 5〕 上記〔 1〕 記載のナノ抄時間ゲート分光診断装置において、 前記光源の レーザ波長は検出される発光プルームの波長に比べて長い領域をも舍むようにし たものである。
〔 6〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置において、 前記光源と 生体組織の間にシャッターを配置して一個のレーザパルス照射によって極めて低 侵襲な分光診断が可能である。
〔7〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記多チヤ ンネル型分光器は、 入射スリ ッ トから入射した光を複数のグレーティングで波長 ごとに分散し、 特定の範囲の波長成分がそれぞれ異なる出射角度で一度に出射口 から出射される構成を有するようにしたものである。
〔 8〕 上記 〔 7〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記複数の グレーティ ングは格子溝の密度が 1 5 0本 Zmnu 3 0 0本/ 111 111、 6 0 0本/ m m、 1 2 0 0本/ m mの何れかを設定可能であるようにしたものである。
〔 9〕 上記 〔 7〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置において、 前記多チヤ ンネル型分光器の出射口から出射される特定の範囲の波長成分は前記 C C Dカメ ラの各画素に像を映し出すように構成したものである。
〔 1 0〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置において、 前記高速 ゲ一トイメ一ジィ ンテンシフアイァ一と C C Dカメラとを前記光源のトリガーパ ルスに同期させる手段とを具備するようにしたものである。
〔 1 1〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記生体 組織は毛髮、 爪、 歯牙等の生体硬組織である。
〔 1 2〕 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置において、 前記生体 組織は血管壁、 表皮下組織等の生体軟組織である。 図面の簡単な説明
第 1図は、 本発明の実施例を示すナノ秒時間ゲート分光システムの構成図であ る。
第 2図は、 本発明に係る多チャンネル型分光器 （ポリクロメータ） の構成を示 す模式図である。
4
差替え用紙 （規則 26) 第 3図は、 本発明に係る分光画像処理の流れを示す図である。
第 4図は、 本発明に係る波長の較正の方法を示す図である。
第 5図は、 本発明に係る高速ゲートイメージインテンシファイア一のゲート幅 を変化させて測定した結果を示す図である。
第 6図は、 本発明の第 1の具体例を示すヒ ト指爪から発生する発光プルームの 時間的推移の測定結果を示す図である。
第 7図は、 本発明の第 1の具体例を示すヒ ト指爪での発光プルーム分折結果を 示す図である。
第 8図は、 本発明の第 2の具体例を示すヒ トの毛髮での発光プルーム分折結果 を示す図である。
第 9図は、 本発明の第 3の具体例を示すヒ トの歯牙での発光プルーム分折結果 を示す図である。
第 1 0図は、 本発明の第 4の具体例を示す鶏の皮の発光プルーム分折結果を示 す図である。 発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明の実施の形態について詳細に説明する。
本発明では、 生体レーザアブレ一ションによるナノ秒時間ゲ一ト分光システム を構築し、 レーザ光源、 パルス同期 ·遅延制御 ·発生系、 時間ゲ一ト分光系、 分 光画像処理系、 それぞれの特性 '機能について説明する。 更に、 実際にこの測定 を行う際のゲ一ト幅を決定した。
第 1図は、 本発明の実施例を示すナノ秒時間ゲ一ト分光システムの構成図であ る。 この図において、 1は光源 （例えば、 フラッシュランプあるいは半導体レー ザ励起 Qスィツチ N d ： Y A Gレーザ又は半導体レーザ励起の全固体 Qスィツチ N d : Y A Gレーザ） 、 2はその光源 1に接続されるレーザコントローラ、 3は ハーフミラー、 4 , 1 2はレンズ、 5は光検出器 （アバランシェフオ トダイォー ド： A P D ) 、 6はゲートパルス遅延時間測定/モニタ一用のォシロスコープ、 7は高速ゲートイメージインテンシファイア一のゲート制御器、 8はパルス発生 器 （P G ) 、 9は C C Dカメラ、 1 0は画像演算処理機能をもつデータ処理装置
5
差替え用紙 （規則 26) (パーソナルコンピュータ ： P C )、 1 0 Aはフレーム画像データ蓄積器 （フレ —ムダラバー） 、 1 1はシャッター、 1 3は生体組織 （ヒ ト指爪等） 、 1 4は発 光プルーム、 1 5は光ファイバ、 1 6はポリクロメータ （多チャネル型分光器） 、 1 7は高速ゲ一トイメ一ジィンテンシファイア一である。
以下、 本発明の実施例を示すナノ秒時間ゲート分光システムの動作について、 説明する。
まず、 光源 （例えば、 Qスィ ッチ N d ： Y A Gレーザ） 1からのレーザパルス (パルス幅 1 0〜9 0ナノ秒） をシャッター i 1を通して一個だけ生体組織 (ヒ ト指爪等） 1 3に集光 '照射すると、 表面から微量の組織 （約 5 0 ミクロン径で 、 深さ数ミクロン程度） 力く蒸散 （アブレーシヨン） されて励起状態になり発光プ ルーム （紡錘形の発光体） 1 4力、'発生する。
また、 レーザ照射直後に、 主に生体組織 （ヒト指爪） 1 3表面近傍の水分が蒸 散され、 紡錘形の明るい発光プルーム （これを先行プルームと呼ぶ） が 生し成 長する。 さらに、 レーザ照射後、 約 1 0 0ナノ秒経過すると、 生体組織 （ヒ ト指 爪） 表面が剝離されて、 「後方プルーム」 が究生する。 これが対象とする生体組 織の成分を舍む蒸散 ·励起物質である。
従って、 上記の後方プルームの発光スぺク トルを測定するために、 光源 1から のレーザパルスの一部を光検出器 〔アバランシヱフォ トダイオード （A P D〕 5 で検出し、 この時刻を基準として、 パルス発生器 8から出力されるゲートトリガ 一用パルスの遅延時間をオシロスコープ 6で所定の 3 0 0〜4 0 0ナノ秒に測定 •設定して、 高速ゲートィメージィ ンテンシフアイァ一 1 7のゲート制御器 7に より、 高速ゲ一トイメージィンテンシファイア一 1 7のゲートを 1 0ナノ秒の時 間間隔で開放する。 これによつて、 光ファイバ 1 5およびポリクロメータ 1 6を 用いて検出する後方プルームの究光スぺク トルの 1 0ナノ秒時間ゲート分光像を 取り込む。
さらに、 高速ゲートイメージィンテンシファイア一 1 Ίの出力像 （分光ィメー ジデータ） を C C Dカメラ 9で捕らえ、 時系列の信号パルスに変換して、 その信 号データをフレームグラバ一 1 O A (フレーム画像データ蓄積器） を介して、 パ 一ソナルコンピュータを舍むデータ処理装置 1 0に取り込んで処理する。 なお、
6 差替え用紙 （規則 26) フレームグラバーとは、 C C Dあるいはテレビの一画面 （一フレーム） のデータ を時系列信号として所定のメモリに蓄積/格納し、 この時系列信号 （アナログ信 号） を 8ビッ トあるいは 1 0ビッ トのデジタル信号に変換してコンピュータに送 り込む。 メモリサイズによって異なる力く、 通常は 1 0フレーム以上の画像データ を同時に蓄積/格納でき、 必要に応じて、 所望のフレームデータをコンピュータ に送り込む。
この装置では、 光波長 3 0 0〜9 0 0 n mの範囲内 （この範囲を四つのレンジ に分けて測定） の光スぺクトルを、 波長分解能 1 n mで測定'表示することがで きる。
このように、 ナノ秒時間ゲート分光システムによれば、 単一のレーザパルスを 照射するだけで、 蒸散物質の発光プルームの分光分析を行うことができ、 ほぼ無 侵壟の光診断を行うことができる。
特に、 C a、 N a、 Kなどのイオン化率の高い微量の金属イオンが効率よく検 出できる。
従って、 例えば、 この装置で爪や毛髪の C a含有量を同定することによって、 老年者の骨粗鬆症の診断が行える可能性を有して 、る。
上述のように、 プローブ用のレーザパルスを用いて極微量の生体組織を蒸散さ せ、 組織の病変を診断しょうとする手法'装置は新規であり、 従来の蛍光診断法 と共に、 光生体検査 （光バイオプシ） のキ一テクノロジー♦装置として発展する 可能性を充分に有するものである。
また、 半導体レーザ （L D ) 励起の全固体 N d ： Y A Gレーザを用いれば、 診 断装置の小型化が可能である。
以下、 ナノ秒時間ゲート分光システムの各部の詳細な説明を行う。
照射レーザには Qスィ ツチ N d ： Y A Gレーザを用い、 波長は基本波の 1 0 6
4 n mである。 レーザを焦点距離 f = 1 0 0 mmレンズ 1 2で集光して生体組織 (ヒ ト指爪） 1 3に照射し、 生体組織をアブレーシヨンする。
その場合、 レンズ 1 2の前にシャッター 1 1を挿入することによって、 シャツ ター 1 1が開いた瞬間のみ 1発だけ生体組織 （ヒト指爪） 1 3にレーザパルスを 照射し、 アブレ一ションが起こるようにした。 発生した発光プルーム 1 4の発光
7 差替え用紙 （規則 26) を光ファイバ 1 5を通してボリクロメータ 1 6に入射させた。
入射した光はポリクロメータ 16内に設けられたグレーティングで分光した後 に出射される。 この分光像は、 高速ゲートイメージインテンシファイア一 17で 像増強され、 その蛍光面に結像する。 この蛍光像は CCDカメラ 9によって分光 画像として取り込まれる。 さらに、 CCDの画像データを時系列の信号としてフ レームグラバ一 1 OAに取り込み、 アナログ信号をデジタル信号に変換してデー タ処理する。
ポリクロメータ 16から出射される分光像は横方向 （光波長に対応する方向） に拡がり、 これを 10ナノ秒の時間ゲート （シャッター速度） で撮像するには、 3〜 6桁に及ぶ像信号の増強が必要である。 このために用いる高速ゲートィメー ジィ ンテンシファイア一 17としては、 例えば、 浜松ホトニクス製 C 4078 - 0 I Xでゲート幅 （シャッター速度に相当する量） は最小 3ナノ秒である。 ポリクロメータ （多チャンネル型分光器） 16としては、 アク トンリサーチ社 の S p e c t r a P r o-300 i , Mo d e l S P— 306を用いた。 こ れには 3種のグレーティングが内蔵されており、 測定波長域 300〜900 nm 、 分解能 1 nmである。
第 2図は本発明に係るボリクロメータの構成を示す模式図である。
この図に示すように、 入射スリッ ト 16 Aから入射した光は、 ダレ一ティング 1 6 D〜 1 6 Fで波長成分に分離 （分光） される。 なお、 1 6 B> 1 6 C, 1 6 Gは反射鏡である。 ポリク口メータからは所定の波長範囲の分光スぺク トル成分 がそれぞれ異なる出射角度で一度に出射口 1 6 Hから出射され、 これらは CCD カメラ上のそれぞれ異なる位置で検出される。
次に、 分光画像処理系について説明する。
ポリクロメータ 16の中のグレーティング 16 D〜l 6 Fで分散された光は C CDカメラ 9に分光画像として映し出される。 このときの分光画像は横軸が波長 に対応したものである。
この時系列のデータをパーソナルコンピュータに取り込み処理した。
第 3図は本発明に係る分光画像処理の流れを示す図であり、 第 3 (a ) 図はポ リク口メータ 1 6の中のグレーティング 1 6 D〜 1 6 Fによる光の分散を示す図
8
差替え用紙 （規則 26) 、 第 3 ( b) 図は CCDカメラ 9の分光画像を示す図、 第 3 ( c ) 図は最終的に 得られる分光スぺクトルを示す図である。
グレーティング 16 D〜l 6 Fでは縦方向には分散されないので、 縦軸は全て 同じ波長成分のものである。 よって縦軸方向に積分することにより、 第 3 ( c ) 図に示すように、 スペク トルを得ることができる。 この処理はスペク トル解析ソ フトウエア W i n · V i e wを用いて行った。
次に、 波長スケールの較正について説明する。
ポリクロメータ 16からの出射光は CCDカメラ 9の各画素に像を映し出すが 、 それがどの波長に対応するかを較正する必要がある。 ここでは、 水銀灯を用い て較正を行った。
第 4図は本発明に係る波長の較正の方法を示す図であり、 第 4 (a ) 図は既知 である水銀灯のスぺク トルを示す図、 第 4 ( b) 図はその水銀灯の分光画像を示 す図、 第 4 ( c ) 図はその較正された分光画像を示す図である。
まず、 第 4 ( a ) 図に示すように、 水銀灯を分光させ、 第 4 (b) 図に示すよ うに、 その分光像を取り込む。 既に、 知られている水銀の発光の輝線がこの波長 範囲に 2つ存在し、 その波長は 405 nmと 435 nmである。 分光像にも現れ た 2つの輝線に、 この 2点を割り当てることで、 波長範囲内全ての波長の較正が できる。 この処理には、 スぺク トル解析ソフトウエア W i n · S p e cを用いた 次に、 同期パルス '遅延系について説明する。
ナノ秒オーダーの分光分折を行う上では、 同期系は極めて重要である。
第 1図に示すように、 出力レーザパルスの検出にはアバランシヱフォ トダィォ ード （APD) 5を用い、 その出力信号及び高速ゲートイメージインテンシファ ィァー 1 7のゲート信号をオシロスコープ 6で同期モニターして、 パルス発生器
8から出力されるゲート信号の遅延時間を測定した。
また、 高速ゲ一トイメージイ ンテンシファイア一 17のゲート幅及び遅延時間 ( t d ) はパルス発生器 （PG) 8で制御する。 高速ゲートイメージイ ンテンシ ファイア一 17と、 CCDカメ ラ 9は Qスィ ツチ N d ： Y AGレーザ 1に同期し て駆動する。
9 差替え用紙 （規則 26) 次に、 高速ゲートイメージィ ンテンシファイア一のゲート幅の決定について、 説明する。
プルームの発光スぺク トルの分光分折を行う場合のゲート幅 （ tg ) を決定す るために、 高速ゲートイメージインテンシファイア一 1 7のゲート幅を変化させ て測定した。
第 5図はその高速ゲートィメ一ジィンテンシフアイァ一のゲート幅を変化させ て測定した結果を示す図であり、 第 5 (a ) 図はそのゲート幅が 50 n s、 遅延 時間 t d が 150 n sの場合のヒト歯牙の発光スぺクトを示す図、 第 5 (b ) 図 はそのゲート幅が 10 n sで遅延時間を 1 1 0 n s、 1 20 n s、 1 30 n s、
1 40 n s. 1 50 n sとずらした場合のヒ ト歯牙の発光スぺク トルを示す図で ある。
第 5 ( a ) 図に示すように、 ゲ一ト幅が 5 0 n sの時はレーザ照射時からの遅 延時間 t d = 1 50 n sであっても、 実際はレ一ザパルス照射後 100 n sから
1 50 n sと分割された発光を取り込んでいることになる。
第 5 ( a ) 図から明らかなように、 この測定でもある程度輝線が見分けられる 。 しかし、 第 5 ( b) 図に示すように、 ゲート幅を 10 n sにして同じレーザバ ルス照射後 100 n sから 1 50 n sまでを 5分割し、 測定してみると、 この間 でプルームのスペク トルは大きく変化していることが分かる。 すなわち、 ゲート 幅が 50 n sでほかの輝線に埋もれて見にくかった 390 nm付近の輝線も、 ゲ ート幅 1 0 n s、 遅延時間 t d = 1 50 n sまでは、 はっきりと確認できた。 その結果、 ゲート幅が 50 n sでは時間分解が不十分であるといえる。 ゲ一ト 幅は 3 n sまで短くできる力 光量が減ってしまうため、 ゲート幅は 1 0 n sを 採用した。
次に、 レーザ照射条件及び分光分折条件について説明する。
レーザアブレーショ ン及び本発明のナノ秒時間ゲート分光測定条件を、 表に示 す。
1 0
差替え用紙 （規則 26) 分光測定条件としては発光プルームのスぺク トルの時間分解能を示すゲート幅 や、 グレーティングによって変わる測定波長範囲などがある。
ゲート幅は 1 0 n sであり、 測定波長範囲は格子溝が 3 0 0本/ m mのグレー ティ ングを用いているので 1 8 0 n mであった。
このように、 本発明によれば、 単一レーザパルス照射で発光プルームの分光分 圻を瞬時に行うことができる。
また、 試料の前にシャッターを挿入することによって、 単一レーザパルス照射 を可能とした。
さらに、 Qスィ ツチ N d ： Y A Gレーザのトリガ一パルスで高速ゲートイメー ジィ ンテンシファィァ一と C C Dカメラを同期させることによって、 レーザアブ レーショ ンによる発光現象と、 その分光画像の取り込みを同期させることができ る。
以下、 本発明の具体例について説明する。
生体レーザアブレーシヨ ンのナノ秒時間ゲート分光分折を行った。 また、 レー ザアブレーショ ン後の生体組織の変化を確認するために、 顕微鏡写真を撮って考 察した。
( 1 ) 発光プルームの時間的推移
ス ト口ボ顕微観測により、 Qスィ ッチ N d ： Y A Gレーザの基本波ス = 1 0 6 4 n mをヒ ト歯牙に照射した際に、 大気中で成長速度の違う 2つのプルーム、 先 行および後方プルームが観測された。 これらの 2つのプルームを時間的に分離す
1 1
差替え用紙 （規則 26) るために、 まずヒ ト指爪を用いてプルームの発光スぺク トルの時間的推移を測定 し J 。
第 6図は本発明の第 1の具体例を示すヒ ト指爪から発生する発光プルームの時 間的推移の測定結果を示す図であり、 第 6 ( a ) 図はその遅延時間 t d が 200 n sの場合の発光スぺク トルの強度、 第 6 ( b) 図はその遅延時間 t d が 300 n sの場合の発光スぺク トルの強度、 第 6 ( c ) 図はその遅延時間 t d 力 00 n sの場合の発光スぺク トルの強度である。 なお、 どの場合にも、 レーザバルス 幅は 35 n s、 高速ゲートイメージイ ンテンシファィァーゲート幅は 1 0 n s、 パルスエネルギーは 1 7 m Jである。
この図を見ると、 遅延時間 t d = 200 n s (レーザ照射後 200 n s ) では 波長 50 0 nm付近に強い輝線が見られる。
しかし、 この輝線は遅延時間 t d = 300 n s、 400 n sでは徐々に減衰し ていくのが見られる。 これより、 先行プルームの成分である窒素 （N) の輝線で あると考えられる。
一方、 波長 390 nm付近に遅延時間 t d = 300 n sあたりから成長する輝 線が見られる。 これは後方プルームに舍まれるカルシウム (C a ) の発光スぺク トルである。 このように、 t d = 300 n s以降では、 先行プルームの影響が急 激に減少し、 生体組織の成分を反映する後方プルームの発光スぺク トルが支配的 となるので、 時間ゲート分光の結果に基づいて、 生休組織の組成分析が可能にな る。
(2) 発光プルームの分光分折
第 7図は本発明の第 1の具体例を示すヒ ト指爪での発光プル一ム分圻結果を示 す図である。 なお、 この図において、 レーザパルス幅は 3 5 n s. 高速ゲ一トイ メージィ ンテンシファィァーゲ一ト幅は 1 0 n s、 パルスエネルギーは 17 m J である。
第 7図に示すように、 後方プルームの成分を分折するために遅延時間 td =4 00 n sで行った。 単一パルス照射で測定できる範囲は 1 80 nmであるので、 4回に分けて測定し、 3 80 nmから 900 nmまでのスぺク トルを得た。 これによれば、 390 nm付近に 2本の強い輝線が見られる。 これは上記した
1 2
差替え用紙 （規則 26) ように、 カルシウム (C a ) の輝線である。 その他、 589 nmにナトリウム ( Na ) 、 658 nmに炭素 （C) と推定できる輝線が見られた。 残りのピークに ついてはカルシウム （C a) や酸素 （0) 及びリン酸（HP 0) などと考えられ るものがあるが、 その付近に様々な組成元素の輝線があるために限定し難い。 また、 400 nmから 500 nmにかけて、 幅の広い吸収スぺクトルが見られ る。 これも特定には至っていないが、 有機化合物でこの様なスペクトルが見られ ると言われており、 今後検討する必要がある。
ヒト指爪における C aの含有量は 0. 1%程度である。 それにも関わらず、 爪 の主成分であるケラチンを構成する炭素 （C) の輝線よりも強いことが確認でき た。 この事実から、 本測定システムではカルシウム （Ca ) の感度が非常に高い こと力く分かった。 このことより、 カルシウムの輝線に注目し、 様々な生体組織で の分光分折を行った。
次に、 様々な生体組織での分光分折結果について説明する。
( 1 ) ヒ トの毛髮での分折結果
第 8図は本発明の第 2の具体例を示すヒトの毛髪での発光プルーム分折結果を 示す図である。 なお、 この図において、 レーザパルス幅は 35 n s、 高速ゲート ィメ一ジィ ンテンシファィァ一ゲ一ト幅は 1 0 n s、 パルスエネルギーは 1 7 m Jである。
第 8図に示すように、 測定は遅延時間 t d = 4 00 n sで行った。 毛髪におい ても Caの含有量は約 0. 1 %である力く、 C aの輝線が顕著に見られた。 この測 定は、 レーザのスボッ トサイズが直径 50 mと小さいため、 一本の毛髪で行う ことができた。 毛髮は体内の C a量を反映しているので医療診断への応用が期待 できる。
(2) ヒト歯牙での分折結果
第 9図は本発明の第 3の具体例を示すヒ トの歯牙での発光プルーム分圻結果を 示す図である。 なお、 この図において、 レーザパルス幅は 35 n s、 高速ゲート イメージィ ンテンシファイアーゲート幅は 1 0 n s、 パルスエネルギーは 1 7m Jである。
第 9図に示すように、 測定は遅延時間 t d = 400 n sで行った。 成分の 36
1 3
差替え用紙 （規則 26) %がカルシウムであるヒ ト歯牙 （エナメル質） では、 C aの輝線は爪や毛髪と比 ベて、 とても強いことが分かった。
( 3 ) 鵄の皮での分光分析結果
第 1 0図は本発明の第 4の具体例を示す鶏の皮の癸光プルーム分析結果を示す 図である。 なお、 この図において、 レーザパルス幅は 3 5 n s、 高速ゲートィメ ージィンテンシファィァ一ゲ一ト幅は 1 0 n s、 パルスエネルギーは 1 7 m Jで ある。
第 1 0図に示すように、 測定は遅延時間 t d = 4 0 0 n sで行った。 鶏の皮は C a成分をほとんど舍まない表皮であるので、 ほとんど C aのビークが見られな かった。 一方、 3 6 0 n mから 5 4 0 n mの全範囲にわたって、 幅の広い吸収ス ぺク トルのようなものが見られた。 これは上記した発光プルームの分光分析でも 触れたように、 有機化合物によるものと推定される。
このように、 本発明のナノ秒時間ゲート分光システムにおいて、 Qスィ ッチ N d ： Y A Gレーザの基本波 1 0 6 4 n mを用い、 レーザアブレーショ ンに伴う発 光プル一ムで生体組織の分光分折を行つた。
その結果、 高感度で生体組織のカルシウムの輝線を見出すことができた。 また カルシウム輝線の強度とカルシウム含有量は対応していると見なすことができ、 このことが臨床光診断の手がかりになると考えている。 例えば、 上記で顕著に見 られたカルシウム （C a ) の輝線から骨粗鬆症の診断、 及び老化の度合いの推定 などに応用できる可能性がある。 また、 毛髮の分光分折により重金属中毒などの 診断にも適用できると考えられる。
上記したように、 本発明によれば、 以下のような効果を奏する。
( 1 ) 上記 〔 1〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置によれば、 単一のレー ザパルスを照射するだけで、 容易に、 蒸散物質の発光プルームの分光分折を行う ことができ、 瞬時に無侵壟の光診断を行うことができる。
また、 生体組織表面から発生する後方プルームの分光分析により C a , N a , Kなどのィォン化率の高い微量の金属ィォンを効率よく検出することができる。
( 2 ) 上記 〔 2〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置によれば、 蒸散物質の 発光プルームの分光分折を迅速、 かつ確実に行うことができる。
1 4
差替え用紙 （規則 26) ( 3 ) 上記 〔 3〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置によれば、 汎用性のあ る光源を用いて蒸散物質の発光プルームの分光分析を迅速、 かつ確実に行うこと ができる。
( 4 ) 上記 〔 4〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置によれば、 診断装置の 小型化が可能である
( 5 ) 上記 〔 5〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置によれば、 従来の蛍光 診断法と異なり、 検出される発光プルームの波長に比べて、 光源のレーザ波長は 必ずしも短い波長である必要はなくなる。
( 6 ) 上記 〔 6〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置によれば、 一個のレ一 ザパルスの照射によつて極めて低侵壟な分光診断を的確に行うことができる。
( 7 ) 上記 〔 7〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置によれば、 特定の範囲 の波長成分がそれぞれ異なる出射角度で一度に出射され、 波長ごとに分散を行う ことができる。
( 8 ) 上記 〔 8〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置によれば、 格子溝の密 度を変えることにより、 分解能の調整を行うことができる。
( 9 ) 上記 〔 9〕 記載の発明によれば、 高速ゲートイメージインテンシフアイ ァ一からの出射光は、 C C Dカメラの各画素に像を映し出すことができる。
( 1 0 ) 上記 〔 1 0〕 記載のナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置によれば、 高速ゲ —トイメージイ ンテンシファイア一と C C Dカメ ラとを前記光源のトリガーパル スに同期させ、 確実な分光画像を得ることができる。
( 1 1 ) 上記 〔 1 1〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置によれば、 毛髪、 爪、 歯牙等の生体硬組織のレーザアブレーシヨンにより、 例えば、 C a含有量を 同定することができ、 骨粗鬆症の診断を行うことができる。
( 1 2 ) 上記 〔 1 2〕 記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置によれば、 血管壁 、 表皮下組織等の生体軟組織のレーザアブレーシヨンにより、 例えば、 有機化合 物含有量を同定することができ、 無侵襲の光診断を行うことができる。
なお、 本発明は上記実施例に限定されるものではなく、 本発明の趣旨に基づい て種々の変形が可能であり、 これらを本発明の範囲から排除するものではない。 産業上の利用可能性
1 5
差替え用紙 （規則 26) 以上のように、 本発明にかかるナノ秒時間ゲート分光診断装置は、 光源からの レーザパルスを生体組織に集光 .照射し、 レーザアブレーショ ンによって該生体 組織表面から発生する発光プルームをナノ秒の時間ゲ一トで分光し、 この分光ス ぺク トルをもとに前記生体組織の成分を分折し生体の病変 ·異常を診断するのに 適している。
1 6
差替え用紙 （規則 26)

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 光源からのレーザパルスを生体組織に集光 '照射し、 レーザアブレ一シヨ ン によって該生体組織表面から発生する発光プルームをナノ秒の時間ゲートで分光 し、 この分光スぺク トルをもとに前記生体組織の成分を分折し生体の病変 ·異常 を診断するナノ秒時間ゲート分光診断装置であって、
( a ) 光源と生体組織に対向するレンズ間に配置されるシャッターと、
( b ) 前記発光プルームを検出する多チヤンネル型分光器と、
( c ) 前記光源からレーザパルスの一部を検出する光検出器と、
( d ) 該光検出器からの出力をモニターして高速ゲートイメージィンテンシファ ィァ一のゲ一ト トリガ一パルスの遅延時間を測定するためのオシロスコープと、 ( e ) レーザパルスに同期して二つの出力パルスの遅延時間を独立かつ任意に設 定できるパルス発生器と、
( f ) 該パルス発生器およびオシロスコープに接続されるゲート制御器と、
( g ) 該ゲート制御器によってゲートがナノ秒オーダーの時間間隔で開放され前 記多チャンネル型分光器の出力光を増強 '撮像する前記高速ゲートイメージイ ン テンシファイア一と、
( h ) 該高速ゲートイメージィンテンシファイア一の出力像を捕らえる C C D力 メラと、
( i ) 該 C C Dカメラのーフレームの分光画像データを時系列アナログ信号とし て取込み、 アナログ信号をデジタル信号に変換してコンピュータに送り込むフレ ーム画像データ蓄積器を舍むデータ処理装置とを具備することを特徴とするナノ 秒時間ゲ一ト分光診断装置。
2 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 レーザアブレーシ ョンによって生体組織を蒸発 ·励起し、 これによつて発生する発光プルームの分 光スペク トルをナノ秒オーダ一の時間間隔で検出することを特徴とするナノ秒時 間ゲート分光診断装置。
3 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記光源は紫外光
1 7
差替え用紙 （規則 26) 、 可視光、 赤外光領域におけるナノ秒レーザパルスを発生可能なレーザ光源であ ることを特徴とするナノ秒時間ゲート分光診断装置。
4 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記レーザ光源は フラッシュランプ励起あるいは半導体レーザ励起 Qスィ ツチ N d ： Y A Gレーザ 又は半導体レーザ励起の全固体 Qスィ ツチ N d ： Y A Gレーザであることを特徴 とするナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置。
5 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記光源のレーザ 波長は検出される発光プルームの波長に比べて長い領域をも舍むことを特徴とす るナノ秒時間ゲート分光診断装置。
6 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記光源と生体組 織の間にシャツタ一を配置して一個のレーザパルス照射によつて極めて低侵襲な 分光診断が可能であることを特徴とするナノ秒時間ゲート分光診断装置。
7 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記多チャンネル 型分光器は、 入射スリッ トから入射した光を複数のグレーティングで波長ごとに 分散し、 特定の範囲の波長成分がそれぞれ異なる出射角度で一度に出射口から出 射される構成を有することを特徴とするナノ秒時間ゲ一ト分光診断装置。
8 . 請求項 7記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記複数のグレー ティングは格子溝の密度が 1 5 0本/ mm、 3 0 0本/ m m、 6 0 0本/ m m、
1 2 0 0本/ m mの何れかを設定可能であることを特徴とするナノ秒時間ゲート 分光診断装置。
9 . 請求項 7記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記多チャンネル 型分光器の出射口から出射される特定の範囲の波長成分は前記 C C Dカメラの各 画素に像を映し出すように構成したことを特徴とするナノ秒時間ゲート分光診断
1 0 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記高速ゲート イメージィンテンシファイア一と C C Dカメ ラとを前記光源のトリガ一パルスに 同期させる手段とを具備することを特徴とするナノ秒時間ゲート分光診断装置。
1 1 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記生体組織は 毛髮、 爪、 歯牙等の生体硬組織であることを特徴とするナノ秒時間ゲート分光診
1 8
差替え用紙 （規則 26) 断装置。
1 2 . 請求項 1記載のナノ秒時間ゲート分光診断装置において、 前記生体組織は 血管壁、 表皮下組織等の生体軟組織であることを特徴とするナノ秒時間ゲート分 光診断装置。
1 9
差替え用紙 （規則 26)
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