JP5967103B2 - プローブシステム - Google Patents
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Description
本発明は、生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブに関する。
電子内視鏡による体内管腔の観察・診断は、現在広く普及している診断方法である。この診断方法は、体内組織を直接観察するため、病変部を診断のために切除する必要がなく、被験者の負担が小さいとう利点を有する。一方で、このように体内管腔を直接観察する方法は、生検後の病理検査に比べて確度や精度が低いと考えられており、撮像画質の向上の努力が継続的に行われている。
また、最近ではいわゆるビデオスコープ以外に、様々な光学原理を活用した診断装置や、超音波診断装置といったものが提案され、一部は実用化されている。これらの分野でも、その診断確度の改善のために、新しい測定原理を導入したり、複数の測定原理を組み合わせたりすることが行われている。
特に、組織から放射される蛍光や組織に塗布された蛍光物質からの蛍光を観察、測定することで、単に組織の画像を見るだけでは得られない情報を得られることが知られている。蛍光画像を取得し、通常の可視画像にオーバーラップさせて表示するといった蛍光画像内視鏡システムも提案されている。このようなシステムは、悪性腫瘍の早期発見につながるため、非常に期待されている。
また、蛍光画像を構成せずとも、蛍光の強度情報を取得することで組織の状態を判断する方法も知られている。このような方法においては、電子内視鏡に搭載されている撮像素子を使用せずに蛍光を取得するものもある。
また、最近ではいわゆるビデオスコープ以外に、様々な光学原理を活用した診断装置や、超音波診断装置といったものが提案され、一部は実用化されている。これらの分野でも、その診断確度の改善のために、新しい測定原理を導入したり、複数の測定原理を組み合わせたりすることが行われている。
特に、組織から放射される蛍光や組織に塗布された蛍光物質からの蛍光を観察、測定することで、単に組織の画像を見るだけでは得られない情報を得られることが知られている。蛍光画像を取得し、通常の可視画像にオーバーラップさせて表示するといった蛍光画像内視鏡システムも提案されている。このようなシステムは、悪性腫瘍の早期発見につながるため、非常に期待されている。
また、蛍光画像を構成せずとも、蛍光の強度情報を取得することで組織の状態を判断する方法も知られている。このような方法においては、電子内視鏡に搭載されている撮像素子を使用せずに蛍光を取得するものもある。
このような蛍光診断をするための診断子、すなわちプローブは、内視鏡の鉗子チャネル経由で体内に至るもの、あるいは内視鏡と一体になっているものなどがある（なお、鉗子チャネルとは、鉗子や捕捉ネットなどの処置具を通す、トンネル状の経路のこと。作業チャネル、挿通チャネルなどともいう。さらにチャネルをチャンネルと表記することもある）。特許文献１に記載の蛍光観察用のプローブにあっては、内視鏡の鉗子チャネルに挿入されることで体内に挿入される。
特許文献１に記載のプローブは、励起光と蛍光の導光を同一の光ファイバーで行っており、ダイクロイックミラーで励起光と蛍光を波長分離する。特許文献２に記載のプローブは、先端部に配置されたフィルターにより励起光と測定光とを波長分離する。
光学測定には、照射光と測定光の波長が同じ場合（弾性過程）と、照射光と測定光のエネルギーが異なる場合（非弾性過程）とがある。弾性過程と非弾性過程とに拘わらず、一般にこのようなプローブで測定を行うと、生体からの光以外の光が受光プローブに入射することが問題となる。生体からの光以外の光は、例えばレンズ等の光学系やその周囲の保持部材からの蛍光や反射光である。本願では、生体からの光を信号光、生体からの光以外の光をノイズ光と呼ぶ。
ノイズ光を除去する方法としては、事前に生体組織がない場所で測定を行い、ノイズ光のみを検出し、その後生体組織の測定を行い、得られたデータから既知のノイズ光データを差し引く方法が用いられる。この方法は、原理的にはどのような光学系を有するプローブでもノイズ光の除去が可能であり、また測定方法を工夫することで厳密にノイズ光のみを事前に検出することが可能であるため、汎用的で精度の高い手法である。
しかし、この手法によると、次のような問題がある。
まず、生体組織の測定とは別にノイズ光の測定が加わるため測定手順が煩雑となるという問題がある。
また、光源装置の経時劣化等を要因として、ノイズ光の強度やスペクトル形状が、事前に測定した時と生体組織を対象として測定した時とで変化することがあり、正確にノイズ除去ができないという問題がある。これに対処するために、頻繁に事前測定を行わなければならず、使用に際してさらに煩雑さを増す。しかしながら、このような対処を行っても、まさに生体組織を対象として測定する時と同時にノイズ光を測定することはできないという問題がある。
ノイズ光を除去する方法としては、事前に生体組織がない場所で測定を行い、ノイズ光のみを検出し、その後生体組織の測定を行い、得られたデータから既知のノイズ光データを差し引く方法が用いられる。この方法は、原理的にはどのような光学系を有するプローブでもノイズ光の除去が可能であり、また測定方法を工夫することで厳密にノイズ光のみを事前に検出することが可能であるため、汎用的で精度の高い手法である。
しかし、この手法によると、次のような問題がある。
まず、生体組織の測定とは別にノイズ光の測定が加わるため測定手順が煩雑となるという問題がある。
また、光源装置の経時劣化等を要因として、ノイズ光の強度やスペクトル形状が、事前に測定した時と生体組織を対象として測定した時とで変化することがあり、正確にノイズ除去ができないという問題がある。これに対処するために、頻繁に事前測定を行わなければならず、使用に際してさらに煩雑さを増す。しかしながら、このような対処を行っても、まさに生体組織を対象として測定する時と同時にノイズ光を測定することはできないという問題がある。
本発明は以上の従来技術における問題に鑑みてなされたものであって、プローブにより生体組織に光を照射して、生体組織からの光である信号光と生体組織からの光以外の光であるノイズ光とを同時に受光し、当該受光した光の情報の演算により、ノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定できるプローブシステムを提供することを課題とする。
以上の課題を解決するための請求項１記載の発明は、プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上に配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
なお、この出願においてパワーとは、近軸焦点距離の逆数を意味する。
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上に配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
なお、この出願においてパワーとは、近軸焦点距離の逆数を意味する。
請求項２記載の発明は、プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から等距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から等距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
請求項３記載の発明は、プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
請求項４記載の発明は、前記統計解析として主成分分析を含むことを特徴とする請求項１から請求項３のうちいずれか一に記載のプローブシステムである。
本発明によれば、受光用光ファイバー系及び分光装置により、３以上の並列で独立した受光・検出チャンネルが構成され、集光レンズ系の光軸に対して、照射用光ファイバー系の出射端と、受光用光ファイバー系の受光端のうち各受光・検出チャンネルの受光端部分とが、回転非対称に配置されることにより、これらの受光端部分が異なる比率で、ノイズ光と生体からの信号光とを受光する。
得られた３以上のスペクトルデータがそれぞれ信号光のスペクトルとノイズ光のスペクトルの足し合わせであると仮定した統計解析によって、受光した光のスペクトルデータのみから信号光のスペクトルとノイズ光のスペクトルとを推定可能である。すなわち、生体組織を対象としない予備的な測定をせずに、生体組織を対象とした測定のみでノイズ光の影響を除去できる。
よって本発明によれば、生体組織からの光である信号光と生体組織からの光以外の光であるノイズ光とを同時に受光し、演算装置により、受光した光から得られた３以上のスペクトルに統計解析を施すことで、その信号光のスペクトルとそのノイズ光のスペクトルとを互いに区別して推定し、予備的な測定なしにノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定することができる。
得られた３以上のスペクトルデータがそれぞれ信号光のスペクトルとノイズ光のスペクトルの足し合わせであると仮定した統計解析によって、受光した光のスペクトルデータのみから信号光のスペクトルとノイズ光のスペクトルとを推定可能である。すなわち、生体組織を対象としない予備的な測定をせずに、生体組織を対象とした測定のみでノイズ光の影響を除去できる。
よって本発明によれば、生体組織からの光である信号光と生体組織からの光以外の光であるノイズ光とを同時に受光し、演算装置により、受光した光から得られた３以上のスペクトルに統計解析を施すことで、その信号光のスペクトルとそのノイズ光のスペクトルとを互いに区別して推定し、予備的な測定なしにノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定することができる。
以下に本発明の一実施形態につき図面を参照して説明する。以下は本発明の一実施形態であって本発明を限定するものではない。
図１に示すように本実施形態のプローブ１は、その基端がベースユニット２に接続される。プローブ１とベースユニット２とにより本実施形態のプローブシステムが構成される。ベースユニット２には、生体組織の測定対象部位に照射される励起光等の光を発生するための光源、及び、励起光等の照射により測定対象部位から放射される光のスペクトルを検出するための分光装置、分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置等が備えられている。
一方、内視鏡本体３が、内視鏡本体３に内蔵されるカメラ部や照明などの各部の制御やこれら各部とのデータのやり取りを行うための内視鏡プロセッサ４に接続されている。内視鏡本体３は、体内への挿入部３ａと、挿入部３ａの曲げ操作等を行うための操作部３ｂとを有する。内視鏡本体３には、操作部３ｂに設けられた挿入口から挿入部３ａの先端面の開口まで連通するチャネル３ｃが形成されている。プローブ１はチャネル３ｃに挿通され、プローブ１の先端が内視鏡先端に対して進退可能に配置されている。
但し、以上説明した内視鏡の形態、プローブ１が内視鏡のチャネル３ｃに挿通される形態は説明上の具体的例示に過ぎない。特に、プローブ１の体内に導かれる形態は、内視鏡のチャネル３ｃを経由する形態のほか、単独で体内に挿入される形態であってもよい。また、プローブ１の構成が内視鏡本体３に一体化された形態であっても、本発明を実施することが可能である。
一方、内視鏡本体３が、内視鏡本体３に内蔵されるカメラ部や照明などの各部の制御やこれら各部とのデータのやり取りを行うための内視鏡プロセッサ４に接続されている。内視鏡本体３は、体内への挿入部３ａと、挿入部３ａの曲げ操作等を行うための操作部３ｂとを有する。内視鏡本体３には、操作部３ｂに設けられた挿入口から挿入部３ａの先端面の開口まで連通するチャネル３ｃが形成されている。プローブ１はチャネル３ｃに挿通され、プローブ１の先端が内視鏡先端に対して進退可能に配置されている。
但し、以上説明した内視鏡の形態、プローブ１が内視鏡のチャネル３ｃに挿通される形態は説明上の具体的例示に過ぎない。特に、プローブ１の体内に導かれる形態は、内視鏡のチャネル３ｃを経由する形態のほか、単独で体内に挿入される形態であってもよい。また、プローブ１の構成が内視鏡本体３に一体化された形態であっても、本発明を実施することが可能である。
図２に示すようにプローブ１は、プローブチューブ９の内部に、照射用光ファイバー系１０と、集光レンズ系（集光レンズ１１）と、受光用光ファイバー系１２と、フェルール１３とを備える。
照射用光ファイバー系１０は、基端がベースユニット２の光源の励起光出力面に接続又は近接するように設けられ、先端が図２に示すようにプローブ先端部に及んでおり、励起光を導光する励起導光路を構成する。
集光レンズ系は、照射用光ファイバー系１０から出射した励起光が照射され、かつ、測定対象部位から放射される測定光を集光する正のパワーを有するレンズ又はレンズ群である。
受光用光ファイバー系１２は、基端がベースユニット２の分光装置への入力端に接続され、先端が図２に示すようにプローブ先端に及んでおり、集光レンズ系が集光した測定光を受光して導光する受光導光路を構成する。
光ファイバー系１０，１２は、一塊に束ねられた光ファイバー束（ファイバーバンドル）の一束又は複数束により構成されたり、互いに束ねられていない個別の光ファイバーの一本又は複数本により構成されたり、その組合せも含めて様々な形態が適用し得る。
光ファイバー系１０，１２は、フェルール１３によって所定の相対的位置に保持される。
照射用光ファイバー系１０は、基端がベースユニット２の光源の励起光出力面に接続又は近接するように設けられ、先端が図２に示すようにプローブ先端部に及んでおり、励起光を導光する励起導光路を構成する。
集光レンズ系は、照射用光ファイバー系１０から出射した励起光が照射され、かつ、測定対象部位から放射される測定光を集光する正のパワーを有するレンズ又はレンズ群である。
受光用光ファイバー系１２は、基端がベースユニット２の分光装置への入力端に接続され、先端が図２に示すようにプローブ先端に及んでおり、集光レンズ系が集光した測定光を受光して導光する受光導光路を構成する。
光ファイバー系１０，１２は、一塊に束ねられた光ファイバー束（ファイバーバンドル）の一束又は複数束により構成されたり、互いに束ねられていない個別の光ファイバーの一本又は複数本により構成されたり、その組合せも含めて様々な形態が適用し得る。
光ファイバー系１０，１２は、フェルール１３によって所定の相対的位置に保持される。
集光レンズ系は、１個又は複数個のレンズから構成されるが、１個の場合はそれが集光レンズ１１であり、複数個のレンズから構成されるときには、光ファイバー系１０、１２に最も近い位置に配置されるレンズを集光レンズ１１とする。図２においては、１つの集光レンズ１１のみを図示するが、集光レンズ１１の光ファイバー系１０、１２に対する反対側に集光レンズ系を構成する他のレンズを配置してもよい。集光レンズ１１に対向する光ファイバー系１０の先端が出射端、集光レンズ１１に対向する光ファイバー系１２の先端が受光端である。
ベースユニット２の光源からの励起光は光ファイバー系１０によってプローブ１の先端部に導光される。光ファイバー系１０の出射端から出射した励起光は、集光レンズ系で集光されてプローブ１から出射し、生体組織表面の測定対象部位へ照射される。測定対象部位に照射された励起光により、病変状態に従って蛍光が発生する。発生した蛍光と生体組織表面での反射光が含まれる測定対象部位からの測定光がプローブ１に入射して集光レンズ系で集光され、光ファイバー系１２の受光端に入射する。さらに測定光が光ファイバー系１２によって導光される。
光ファイバー系１２で導光された測定光は、ベースユニット２の分光装置に入力される。蛍光は、広義には、Ｘ線や紫外線、可視光線が照射された被照射物が、そのエネルギーを吸収することで電子が励起し、それが基底状態に戻る際に余分なエネルギーを電磁波として放出するものである。ここでは、励起光によって、その波長とは異なった波長の蛍光が戻り光として生じるので、これを測定光として受光し、第２の光ファイバー系１２を介してベースユニット２の分光装置に導光し、スペクトル分布を分析することで、測定対象の病変状態を検知する。
なお、蛍光の測定に代えて、励起光に起因して生じるラマン散乱光や、組織からの反射光を受光し測定することとしてもよい。
なお、蛍光の測定に代えて、励起光に起因して生じるラマン散乱光や、組織からの反射光を受光し測定することとしてもよい。
次に、ノイズ光を演算により除去するための構成につき説明する。
ベースユニット２に備えられる分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行うものとし、その異なる入力に受光用光ファイバー系１２の異なる光ファイバーを対応させる。すなわち、受光からスペクトル検出までをマルチチャンネルとする。
そのために、例えば分光装置を複数の分光器で構成する。また、分光装置に１つの２次元ＣＣＤを適用する場合に、２次元ＣＣＤ上の異なる入力領域で並列して独立にスペクトルを検出する構成とすることもできる。
受光用光ファイバー系１２のうち、１本又は複数本の光ファイバーを１つのチャンネルに対応させ、他の１本又は複数本の光ファイバーを他の１つのチャンネルに対応させ、さらに他の１本又は複数本の光ファイバーを他の１つのチャンネルに対応させる、といった態様でチャンネルごとに重複無く異なる光ファイバーを対応させ、１チャンネルに１本又は複数本の光ファイバーを対応させる。
図３Ａ１〜Ｃ２に示す受光端部分１２ａ〜１２ｆは、受光用光ファイバー系１２のうち１チャンネルに相当する部分の受光端であり、簡便のため１チャンネルを１本状のものとして図示する。受光端部分１２ａ〜１２ｆを、それぞれ１本の光ファイバーにより構成して実施してもよいし、それぞれ複数本の光ファイバーにより構成して実施してもよいし、それぞれ１塊の光ファイバーバンドルにより構成して実施してもよいし、１塊の光ファイバーバンドルに含まれる各一部の光ファイバーにより構成して実施してもよい（さらに同バンドルに照射用光ファイバー系１０が含まれていてもよい。）。それらの組合せも含め形態は様々である。
このような受光からスペクトル検出までのチャンネルは、ノイズ光を除去する演算を可能とするために３チャンネル以上とする。図３Ａ１、図３Ａ２及び図３Ｂ１においては５チャンネル、図３Ｂ２、図３Ｃ１及び図３Ｃ２ においては６チャンネルであるが、これは一例であり必要により増減させてもよい。
ベースユニット２に備えられる分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行うものとし、その異なる入力に受光用光ファイバー系１２の異なる光ファイバーを対応させる。すなわち、受光からスペクトル検出までをマルチチャンネルとする。
そのために、例えば分光装置を複数の分光器で構成する。また、分光装置に１つの２次元ＣＣＤを適用する場合に、２次元ＣＣＤ上の異なる入力領域で並列して独立にスペクトルを検出する構成とすることもできる。
受光用光ファイバー系１２のうち、１本又は複数本の光ファイバーを１つのチャンネルに対応させ、他の１本又は複数本の光ファイバーを他の１つのチャンネルに対応させ、さらに他の１本又は複数本の光ファイバーを他の１つのチャンネルに対応させる、といった態様でチャンネルごとに重複無く異なる光ファイバーを対応させ、１チャンネルに１本又は複数本の光ファイバーを対応させる。
図３Ａ１〜Ｃ２に示す受光端部分１２ａ〜１２ｆは、受光用光ファイバー系１２のうち１チャンネルに相当する部分の受光端であり、簡便のため１チャンネルを１本状のものとして図示する。受光端部分１２ａ〜１２ｆを、それぞれ１本の光ファイバーにより構成して実施してもよいし、それぞれ複数本の光ファイバーにより構成して実施してもよいし、それぞれ１塊の光ファイバーバンドルにより構成して実施してもよいし、１塊の光ファイバーバンドルに含まれる各一部の光ファイバーにより構成して実施してもよい（さらに同バンドルに照射用光ファイバー系１０が含まれていてもよい。）。それらの組合せも含め形態は様々である。
このような受光からスペクトル検出までのチャンネルは、ノイズ光を除去する演算を可能とするために３チャンネル以上とする。図３Ａ１、図３Ａ２及び図３Ｂ１においては５チャンネル、図３Ｂ２、図３Ｃ１及び図３Ｃ２ においては６チャンネルであるが、これは一例であり必要により増減させてもよい。
集光レンズ系の光軸０に対する、照射用光ファイバー系１０の出射端中心、各受光端部分１２ａ〜１２ｆの配置は、次の（１）、（２）又は（３）の条件に従う。
（１）例えば図３Ａ１及び図３Ａ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上に配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｅは、集光レンズ系の光軸０から異なる距離にある。
（２）例えば図３Ｂ１及び図３Ｂ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｅ又は１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから等距離にある。
（３）例えば図３Ｃ１及び図３Ｃ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから異なる距離にある。
（１）例えば図３Ａ１及び図３Ａ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上に配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｅは、集光レンズ系の光軸０から異なる距離にある。
（２）例えば図３Ｂ１及び図３Ｂ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｅ又は１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから等距離にある。
（３）例えば図３Ｃ１及び図３Ｃ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから異なる距離にある。
以上の（１）、（２）又は（３）の条件に従うことによって、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（１）の条件では、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上に配置されるが、光軸Ｏからの距離により信号光とノイズ光の強度比が異なるため、各受光端部分１２ａ〜１２ｅが集光レンズ系の光軸０から異なる距離にあることにおり、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（２）の条件では、各受光端部分１２ａ〜１２ｅ又は１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから等距離にあるが、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置されることにより、図３Ａ１〜Ｃ２に示す光軸Ｏに垂直で受光端が配置された座標上における信号光及びノイズ光がそれぞれ光軸Ｏから偏心した異なる分布となり、そのため、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（３）の条件では、各受光端部分１２ａ〜１２ｆは、照射用光ファイバー系１０を中心に同心円状に配置されるが、受光端部分１２ａ〜１２ｆも、信号光も、ノイズ光もそれぞれ光軸Ｏから偏心した異なる分布となり、そのため、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比のコントラストが高いほど統計解析の精度が上がるため、照射用光ファイバー系１０と受光用光ファイバー系１２の配置自体も非対称性が大きいほどよい。それとともに、細径のプローブ内部の空間を有効に使うという観点からも、図３Ｃ１又は図３Ｃ２の配置が好ましい。
（１）の条件では、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上に配置されるが、光軸Ｏからの距離により信号光とノイズ光の強度比が異なるため、各受光端部分１２ａ〜１２ｅが集光レンズ系の光軸０から異なる距離にあることにおり、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（２）の条件では、各受光端部分１２ａ〜１２ｅ又は１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから等距離にあるが、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置されることにより、図３Ａ１〜Ｃ２に示す光軸Ｏに垂直で受光端が配置された座標上における信号光及びノイズ光がそれぞれ光軸Ｏから偏心した異なる分布となり、そのため、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（３）の条件では、各受光端部分１２ａ〜１２ｆは、照射用光ファイバー系１０を中心に同心円状に配置されるが、受光端部分１２ａ〜１２ｆも、信号光も、ノイズ光もそれぞれ光軸Ｏから偏心した異なる分布となり、そのため、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比のコントラストが高いほど統計解析の精度が上がるため、照射用光ファイバー系１０と受光用光ファイバー系１２の配置自体も非対称性が大きいほどよい。それとともに、細径のプローブ内部の空間を有効に使うという観点からも、図３Ｃ１又は図３Ｃ２の配置が好ましい。
以上の構成より、各受光・検出チャンネルごとに受光した光のスペクトルが検出され、そのスペクトルデータが分光装置から演算装置に出力される。
演算装置は、分光装置から入力されたスペクトルデータに基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定する演算を行う。以下、この演算内容につき、具体的数値例を挙げた演算処理例によって詳細に説明する。
演算装置は、分光装置から入力されたスペクトルデータに基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定する演算を行う。以下、この演算内容につき、具体的数値例を挙げた演算処理例によって詳細に説明する。
〔演算処理例〕
本演算処理例では、仮想的に設定した信号光及びノイズ光のスペクトルデータに基づき、この信号光及びノイズ光がランダムな割合で入射された１１チャンネル分のスペクトルデータを作成し、これら１１個の受光スペクトルデータに基づき、信号光とノイズ光の分離し、その結果、前出の仮想的に設定した信号光及びノイズ光のスペクトルデータをそれぞれ特定できたかにより分離性を検証する。
本演算処理例では、仮想的に設定した信号光及びノイズ光のスペクトルデータに基づき、この信号光及びノイズ光がランダムな割合で入射された１１チャンネル分のスペクトルデータを作成し、これら１１個の受光スペクトルデータに基づき、信号光とノイズ光の分離し、その結果、前出の仮想的に設定した信号光及びノイズ光のスペクトルデータをそれぞれ特定できたかにより分離性を検証する。
まず、仮想的な信号光とノイズ光のスペクトルとして図４に示す形状のスペクトルを設定した。
図４に示す形状のスペクトルを基準に、各受光・検出チャンネルには信号光とノイズ光がランダムな強度（０〜１の割合）で入射するとし、各受光・検出チャンネルの入射光スペクトルを、図５の表に示す乱数rand1とrand2を用いて、rand1 ＊（信号光）＋rand2＊（ノイズ光）によって設定した。図６は、図５の表に基づき、信号光の割合（rand1）とノイズ光の割合（rand2）を１個の受光スペクトルデータ分を１点として２次元座標上にグラフ化したものである。また、得られた１１個の受光スペクトルデータ（データ１からデータ１１）のスペクトル曲線を図７に示す。図８には、全データ１〜１１の平均値ａｖのスペクトルを示した。これらの１１個の受光スペクトルデータ（データ１からデータ１１）の一つ一つにあっては、各波長における信号光とノイズ光の強度比は特定できない。
本統計解析の目的は、図７に示す１１個の受光スペクトルデータから、図４に示す信号光及びノイズ光のスペクトルを推定することである。図４のスペクトルを推定することで、測定データからノイズ光の寄与を差し引き、信号光の大きさ・形状を正確に評価することが可能である。
図４に示す形状のスペクトルを基準に、各受光・検出チャンネルには信号光とノイズ光がランダムな強度（０〜１の割合）で入射するとし、各受光・検出チャンネルの入射光スペクトルを、図５の表に示す乱数rand1とrand2を用いて、rand1 ＊（信号光）＋rand2＊（ノイズ光）によって設定した。図６は、図５の表に基づき、信号光の割合（rand1）とノイズ光の割合（rand2）を１個の受光スペクトルデータ分を１点として２次元座標上にグラフ化したものである。また、得られた１１個の受光スペクトルデータ（データ１からデータ１１）のスペクトル曲線を図７に示す。図８には、全データ１〜１１の平均値ａｖのスペクトルを示した。これらの１１個の受光スペクトルデータ（データ１からデータ１１）の一つ一つにあっては、各波長における信号光とノイズ光の強度比は特定できない。
本統計解析の目的は、図７に示す１１個の受光スペクトルデータから、図４に示す信号光及びノイズ光のスペクトルを推定することである。図４のスペクトルを推定することで、測定データからノイズ光の寄与を差し引き、信号光の大きさ・形状を正確に評価することが可能である。
本統計解析では、１１個のスペクトルを対象に主成分分析を行う。本解析で扱う主成分分析には一般的に利用されている統計解析ソフトＲを用いた。
１１個のスペクトルの各スペクトルを、波長値と光強度値との一つの組合せを１点とした２５０点のデータとし、これら１１個の受光スペクトルデータをdata.txtに保存し、以下の命令によって本ソフトにより、主成分分析を行った。
X <- read.table("data.txt")
X.pc <- prcomp(X, scale=FALSE)
１１個のスペクトルの各スペクトルを、波長値と光強度値との一つの組合せを１点とした２５０点のデータとし、これら１１個の受光スペクトルデータをdata.txtに保存し、以下の命令によって本ソフトにより、主成分分析を行った。
X <- read.table("data.txt")
X.pc <- prcomp(X, scale=FALSE)
これにより、得られた結果のうち、第１および第２主成分をｚ１、ｚ２、またデータ１〜１１の第１および第２主成分の主成分得点（ａｉ，ｊ）をデータ１から順に、ａ１，１、ａ１，２、ａ２，１、ａ２，２、ａ３，１、ａ３，２、・・・とする。第１および第２固有値（ｓｊ）をλ１=ｓ１ ２、λ２=ｓ２ ２とする。ただし、s１、s２ともに正である。
s１、s２及び主成分得点は、図９の表に示すとおりとなり、第１主成分及び第２主成分のスペクトルは図１０に示すとおりとなった。図１１は、第１主成分ｚ１の主成分得点ａ ｉ，１を横軸とし、第２主成分ｚ２の主成分得点aｉ，２を縦軸として、それぞれ固有値（ｓｊ）で規格化し、１個の受光スペクトルデータ分を１点としてグラフ化したものである。
s１、s２及び主成分得点は、図９の表に示すとおりとなり、第１主成分及び第２主成分のスペクトルは図１０に示すとおりとなった。図１１は、第１主成分ｚ１の主成分得点ａ ｉ，１を横軸とし、第２主成分ｚ２の主成分得点aｉ，２を縦軸として、それぞれ固有値（ｓｊ）で規格化し、１個の受光スペクトルデータ分を１点としてグラフ化したものである。
図８に示した全データの平均値ａｖを用いて、例えばデータ１は、
と表わされる。
ここで、ａ１，１は平均的な強度に相当する。またａ１，２は信号光とノイズ光の強度の違いに相当し、ａ１，２が小さいほど信号光が占める割合が大きくなる。データ２〜１１についても同様である。ただし、主成分分析の結果によっては、ｚ２の符号が反転した結果が得られ、ａ１，２が大きいほど信号光が占める割合が大きくなる場合もある。
ここで｜ｚ１｜＝｜ｚ２｜＝１、ｚ１・ｚ２＝０である。
と表わされる。
ここで、ａ１，１は平均的な強度に相当する。またａ１，２は信号光とノイズ光の強度の違いに相当し、ａ１，２が小さいほど信号光が占める割合が大きくなる。データ２〜１１についても同様である。ただし、主成分分析の結果によっては、ｚ２の符号が反転した結果が得られ、ａ１，２が大きいほど信号光が占める割合が大きくなる場合もある。
ここで｜ｚ１｜＝｜ｚ２｜＝１、ｚ１・ｚ２＝０である。
次に、全データの平均値ａｖ(図８)を次の通りに第１主成分ｚ１と第２主成分ｚ２の線形和で表わした場合の係数α、βを求める。ａｖ＝αｚ１＋βｚ２・・・（式２）
本解析例では最小二乗法によって、α、βを求め、図１２の表に示すとおりとなった。
本解析例では最小二乗法によって、α、βを求め、図１２の表に示すとおりとなった。
従って、例えばデータ1は上記式１、式２より、
データ１＝ (a1, 1 +α)・z1 + (a1, 2 +β)・z2・・・（式３）
と表わされる。データ２〜１１についても同様に表すことができる。
データ１＝ (a1, 1 +α)・z1 + (a1, 2 +β)・z2・・・（式３）
と表わされる。データ２〜１１についても同様に表すことができる。
以上の演算過程をベースユニット２の演算装置が分光装置から得た受光スペクトルデータに対し実行する。以上の演算過程は、複数の受光・検出チャンネルにより互いに独立した複数の受光スペクトルデータを得ることで、一意に行える。
本発明の課題は、図７のデータだけを材料として推定し、図４のデータを再構築することである。
図１１において、第１主成分得点が小さく、かつ第２主成分得点が小さいほど、全体の強度は小さいが、信号光の寄与が大きいため、より信号光の割合が高まると推定できる。逆に、第１主成分得点が小さく、かつ第２主成分得点が大きいほど、全体の強度は小さいが、ノイズ光の寄与が大きいため、よりノイズ光の割合が高まると推定できる。
この推定論に基づき、信号光スペクトルを
ａｖ−ｑｓ１ｚ１−ｑｓ２ｚ２＝（α−ｑｓ１) ｚ１＋（β−ｑｓ２) ｚ２・・・（式４）
ノイズ光を
ａｖ−ｑｓ１ｚ１＋ｑｓ２ｚ２＝（α−ｑｓ１) ｚ１＋（β＋ｑｓ２) ｚ２・・・（式５）
と推定できる。ここでｑはおおむね１程度の値をとる調整値で、0.8＜ｑ＜1.3の範囲とする。
推定したスペクトル形状を図１３に示す。これによると、初めに設定した図４のスペクトルをよく再現し、信号光とノイズ光をよく分離している。
ベースユニット２の演算装置は、以上のようにして少なくとも式４により推定信号光のスペクトルデータを算出する段階まで実行する。
図１１において、第１主成分得点が小さく、かつ第２主成分得点が小さいほど、全体の強度は小さいが、信号光の寄与が大きいため、より信号光の割合が高まると推定できる。逆に、第１主成分得点が小さく、かつ第２主成分得点が大きいほど、全体の強度は小さいが、ノイズ光の寄与が大きいため、よりノイズ光の割合が高まると推定できる。
この推定論に基づき、信号光スペクトルを
ａｖ−ｑｓ１ｚ１−ｑｓ２ｚ２＝（α−ｑｓ１) ｚ１＋（β−ｑｓ２) ｚ２・・・（式４）
ノイズ光を
ａｖ−ｑｓ１ｚ１＋ｑｓ２ｚ２＝（α−ｑｓ１) ｚ１＋（β＋ｑｓ２) ｚ２・・・（式５）
と推定できる。ここでｑはおおむね１程度の値をとる調整値で、0.8＜ｑ＜1.3の範囲とする。
推定したスペクトル形状を図１３に示す。これによると、初めに設定した図４のスペクトルをよく再現し、信号光とノイズ光をよく分離している。
ベースユニット２の演算装置は、以上のようにして少なくとも式４により推定信号光のスペクトルデータを算出する段階まで実行する。
分離性の検証をさらに各受光・検出チャンネルのデータについても行うため、図１３に示した推定結果に基づき、各受光・検出チャンネルの推定信号光と推定ノイズ光の大きさを、以下の式で求めた。
データｉ＝｛（α＋ａｉ，１）（β＋ｑｓ２）ｚ１−（β＋ａｉ，２）（α−ｑｓ１)ｚ ２｝／ ｛（β＋ｑｓ２） ２＋（α−ｑｓ１）２｝０．５・・・（式６）
上の式６により求めた推定信号光と推定ノイズ光の相対性を、図６と同様の形式でグラフ化し図１４に示した。但し、座標軸の尺度は異なる。この図１４に示すグラフと、図６に示したグラフとを比較すると、その分布がよく一致していることがわかる。したがって、本統計解析による推定に一定の信頼性があることが確認できた。
データｉ＝｛（α＋ａｉ，１）（β＋ｑｓ２）ｚ１−（β＋ａｉ，２）（α−ｑｓ１)ｚ ２｝／ ｛（β＋ｑｓ２） ２＋（α−ｑｓ１）２｝０．５・・・（式６）
上の式６により求めた推定信号光と推定ノイズ光の相対性を、図６と同様の形式でグラフ化し図１４に示した。但し、座標軸の尺度は異なる。この図１４に示すグラフと、図６に示したグラフとを比較すると、その分布がよく一致していることがわかる。したがって、本統計解析による推定に一定の信頼性があることが確認できた。
以上説明した演算内容を演算装置に実行させることにより、１回の測定の都度、その測定時に得られたデータに基づきノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推定することができ、事前にノイズ光の情報を得る必要がない。
〔測定手順の形態〕
演算処理装置が実行する統計解析処理については以上説明したとおりである。この統計解析処理が含まれる本プローブシステムを用いた測定手順の形態として、以下に４つの形態を開示する。
演算処理装置が実行する統計解析処理については以上説明したとおりである。この統計解析処理が含まれる本プローブシステムを用いた測定手順の形態として、以下に４つの形態を開示する。
（第１形態）
第１形態は、図１５のフローチャートに示すステップＳ１〜Ｓ５の通りである。最後のステップＳ０は、診断段階を示す（第１−第４形態で共通）。
まず、照射用光ファイバー系１０から励起光を生体組織に照射し（ステップＳ１）、返ってきた信号光及びノイズ光を各受光端部分（１２ａ〜１２ｆ）で受光し（ステップＳ２）、各受光端部分（１２ａ〜１２ｆ）から受光した光のスペクトルを分光装置の各チャンネルで個別に検出し受光スペクトルデータを得る（ステップＳ３）。
次に、各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＳ４）、解析結果より受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、ノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＳ５）。
最後に、抽出した信号光のスペクトルを用いて、測定対象部位の病変の進行度等を判別する（ステップＳ０）。
第１形態は、図１５のフローチャートに示すステップＳ１〜Ｓ５の通りである。最後のステップＳ０は、診断段階を示す（第１−第４形態で共通）。
まず、照射用光ファイバー系１０から励起光を生体組織に照射し（ステップＳ１）、返ってきた信号光及びノイズ光を各受光端部分（１２ａ〜１２ｆ）で受光し（ステップＳ２）、各受光端部分（１２ａ〜１２ｆ）から受光した光のスペクトルを分光装置の各チャンネルで個別に検出し受光スペクトルデータを得る（ステップＳ３）。
次に、各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＳ４）、解析結果より受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、ノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＳ５）。
最後に、抽出した信号光のスペクトルを用いて、測定対象部位の病変の進行度等を判別する（ステップＳ０）。
（第２形態）
図１６に示すように、第２形態にあっては、上記第１形態に対し、検出を複数回に亘って行う点で異なる。
上記第１形態のステップＳ１−Ｓ３を同じく実行するが、照射、受光がなされる状況下で、検出を連続して複数回実行する。この複数回の検出の実行は例えば１秒間に５回など、短時間に連続して実行する。したがって、測定対象部位はほぼ同じ部位となる。このように検出を複数回に亘って実行し、終了後、各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＴ４）、さらにステップＳ５を実行する。このとき、各受光スペクトルデータには、複数回分の受光スペクトルデータが含まれる。例えば、全１１チャンネルで検出を５回に亘り行った場合であれば５５個の受光スペクトルデータが含まれる。これを演算装置で平均化するなどの統計処理を行って、バラツキを抑え測定精度、信頼性を向上する。
図１６に示すように、第２形態にあっては、上記第１形態に対し、検出を複数回に亘って行う点で異なる。
上記第１形態のステップＳ１−Ｓ３を同じく実行するが、照射、受光がなされる状況下で、検出を連続して複数回実行する。この複数回の検出の実行は例えば１秒間に５回など、短時間に連続して実行する。したがって、測定対象部位はほぼ同じ部位となる。このように検出を複数回に亘って実行し、終了後、各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＴ４）、さらにステップＳ５を実行する。このとき、各受光スペクトルデータには、複数回分の受光スペクトルデータが含まれる。例えば、全１１チャンネルで検出を５回に亘り行った場合であれば５５個の受光スペクトルデータが含まれる。これを演算装置で平均化するなどの統計処理を行って、バラツキを抑え測定精度、信頼性を向上する。
（第３形態）
図１７に示すように、第３形態にあっては、上記第１形態のステップＳ１−Ｓ５を複数サイクル行い、その後さらに以下の統計処理が実行される。
ステップＳ１−Ｓ５の動作を複数回実行し、必要な測定対象部位の測定を終了する（ステップＵ６）。
次に、演算装置は、各測定（ステップＳ１−Ｓ５）で抽出したノイズ光成分を平均化する（ステップＵ７）。
次に、演算装置は、平均化したノイズ光成分を用いて、再度、受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、平均化したノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＵ８）。
図１７に示すように、第３形態にあっては、上記第１形態のステップＳ１−Ｓ５を複数サイクル行い、その後さらに以下の統計処理が実行される。
ステップＳ１−Ｓ５の動作を複数回実行し、必要な測定対象部位の測定を終了する（ステップＵ６）。
次に、演算装置は、各測定（ステップＳ１−Ｓ５）で抽出したノイズ光成分を平均化する（ステップＵ７）。
次に、演算装置は、平均化したノイズ光成分を用いて、再度、受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、平均化したノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＵ８）。
（第４形態）
上記第３形態では、ステップＳ１−Ｓ５のサイクルを複数回実行したが、第４形態にあっては、図１８に示すように、ステップＳ１−Ｓ３を１サイクルとしてこれを複数サイクル行い、その後さらに以下の統計処理が実行される。
ステップＳ１−Ｓ３の動作を複数回実行し、必要な測定対象部位の測定を終了する（ステップＵ６）。
次に、１回ごとの各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＳ４）、解析結果より受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、ノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＳ５）。
次に、演算装置は、各測定（ステップＳ１−Ｓ５）で抽出したノイズ光成分を平均化する（ステップＵ７）。
次に、演算装置は、平均化したノイズ光成分を用いて、再度、受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、平均化したノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＵ８）。
上記第３形態では、ステップＳ１−Ｓ５のサイクルを複数回実行したが、第４形態にあっては、図１８に示すように、ステップＳ１−Ｓ３を１サイクルとしてこれを複数サイクル行い、その後さらに以下の統計処理が実行される。
ステップＳ１−Ｓ３の動作を複数回実行し、必要な測定対象部位の測定を終了する（ステップＵ６）。
次に、１回ごとの各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＳ４）、解析結果より受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、ノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＳ５）。
次に、演算装置は、各測定（ステップＳ１−Ｓ５）で抽出したノイズ光成分を平均化する（ステップＵ７）。
次に、演算装置は、平均化したノイズ光成分を用いて、再度、受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、平均化したノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＵ８）。
以上の演算処理、測定手順を実行することで、予備的な測定なしにノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定することができる。予備測定を行うことの煩雑さが解消されるとともに、生体組織に対する測定と同時に測定したノイズ光スペクトルを用いるので、光源等の経時的な変化の影響を受けず、より精度良く生体組織由来の信号光を測定することができる。
本発明は、生体組織の光学的測定に利用することができる。
０ 光軸
１ プローブ
２ ベースユニット
３ 内視鏡本体
４ 内視鏡プロセッサ
１０ 照射用光ファイバー系
１１ 集光レンズ
１２ 受光用光ファイバー系
１２ａ-１２ｆ 受光端部分
１ プローブ
２ ベースユニット
３ 内視鏡本体
４ 内視鏡プロセッサ
１０ 照射用光ファイバー系
１１ 集光レンズ
１２ 受光用光ファイバー系
１２ａ-１２ｆ 受光端部分
Claims (4)
- プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上に配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とするプローブシステム。 - プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から等距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とするプローブシステム。 - プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とするプローブシステム。 - 前記統計解析として主成分分析を含むことを特徴とする請求項１から請求項３のうちいずれか一に記載のプローブシステム。
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