JP6393683B2 - プローブヘッド及び診断用機器 - Google Patents

Description

本発明は、リアルタイムの生体内組織測定のためのラマン分光法を使用する方法、診断用機器及びプローブヘッドに関し、特に制限されないが、内視鏡での使用に関する。

ラマン分光法は、単色光の非弾性散乱又はラマン散乱を使用する技術である。従来、単色光源は、可視または近赤外（「ＮＩＲ」）領域のレーザである。散乱光子のエネルギーは、散乱光子の波長を変化させる照射された材料の振動モード又は励起との相互作用に応答して、シフトアップまたはシフトダウンされる。従って、散乱光のスペクトルは、散乱物質に関する情報を提供することができる。

様々な器官の生体内での前癌性及び癌性の細胞の特性解析及び診断のための潜在的な技術として、ＮＩＲラマン分光法を使用することが知られている。生検又は組織の他の除去を必要としない非侵襲的又は低侵襲的となり得る技術が望ましい。ＮＩＲラマン分光法は２つの波長領域を使用することが知られている。第一は、波数が８００〜１８００ｃｍ^-1のいわゆるフィンガープリント（ＦＰ）領域であり、組織の特性解析及び診断に関して、例えば、タンパク質、ＤＮＡ及び脂質含有量等の豊富な特異的な二分子の情報が、このスペクトル領域に含まれる。この波長領域の欠点は、一般的に使用される７８５ｎｍのレーザ光源で使用した場合に、照射された組織の自己蛍光が強いバックグラウンド（「ＡＦ」）信号を生成することである。更には、プローブが光ファイバ・リンクを使用する場合、光ファイバ内の溶融石英からラマン信号が散乱されてしまう。特に、散乱スペクトルを測定するために電荷結合素子（「ＣＣＤ」）が使用される場合、自己蛍光信号がＣＣＤを飽和させて、この波長領域における比較的弱いラマン信号の検出を妨害する場合がある。

２８００〜３７００ｃｍ^-1の波数領域を有する比較的高い波数領域（「ＨＷ」）でラマン散乱を測定することも知られている。この波数領域は、生体組織を特徴づけるために望ましい水のＯＨの伸縮振動やタンパク質及び脂質内のＣＨ₂及びＣＨ₃部分の伸縮振動から強いラマン信号が生成されるため、望ましい。また、組織の自己蛍光からのバックグラウンド信号及びファイバ内の溶融石英からのラマン散乱も、この領域では小さい。

実用的な生物医学的及び診断用途のためには、可能性のある疾患又は病状を同定するために、ラマン分光法を生体内組織に適用することができ、有用なスペクトルを出来る限り迅速に最大限の情報を有して生成させることが望ましい。

特徴的には、前癌又は早期癌は、典型的には浅い組織層で始まり、前癌状態の又は早期癌のための検査を高精度に行う場合には、捕捉されるラマン光子を例えば５００μｍ未満の深さの表面又は上皮組織からのそれらに制限することが望ましい。

ある状況では、上述の組織の自己蛍光バックグラウンド信号が比較的深い組織から由来する場合がある。これは、ＡＦ信号が表面組織からの比較的弱いラマン信号を妨害し得る表面又は上皮組織に対するラマン組織の測定を行うことが特に望まれる時に問題となり得る。組織が多数の層を有する場合、ラマン光子が関心の無い層に由来する場合があり、これにより調査中の層からのスペクトルが妨害される。前癌について検査する場合は、分光器に対して、他の組織層からの自己蛍光光子及び／又はラマン光子をできるだけ低減させるか又は除外することが望ましい。

本発明の第１の側面によれば、出願人は、診断用機器のためのプローブヘッドであって、伝送用光ファイバと、複数の収集用光ファイバと、伝送用光ファイバから検査部位へ光を透過させるレンズとを備え、収集用光ファイバの端部が面取りされているプローブヘッドを提供する。

収集用ファイバの面取りされた端部のそれぞれが、収集用光ファイバの長手軸に垂直な平面に対して角度を有する端面を備えていてもよい。

端面が、伝送用光ファイバから離れる方向に向かって角度を有していてもよい。或いは、端面が、伝送用光ファイバに向かう方向に向かって角度を有していてもよい。

端面の角度が、０°から２５°の範囲であってもよい。

端面の角度が、０°から２０°の範囲であってもよい。

端面の角度が、１０°から１５°の範囲であってもよい。

レンズが、伝送用光ファイバの端面から離間していてもよい。

レンズから伝送用光ファイバの端面までの距離が、１０００μｍ未満であってもよい。

収集用光ファイバが、伝送用光ファイバの周囲のリング内に配置されてもよい。

レンズが、ボールレンズ、凸レンズ、両凸レンズ、アキシコンレンズ、屈折率分布レンズ又は複数のレンズからなるレンズ系のいずれかを備えてもよい。

プローブヘッドが、伝送用光ファイバと関連づけられた狭帯域フィルタを更に備えていてもよい。

狭帯域フィルタが、伝送用光ファイバの遠位端、レンズ及び伝送用光ファイバとレンズとの間に位置する板のいずれかの上に配置されたフィルタを備えてもよい。

プローブヘッドが、収集用光ファイバと関連づけられたロングパスフィルタを更に備えていてもよい。

ロングパスフィルタが、収集用光ファイバの遠位端、レンズ及び収集用光ファイバとレンズとの間に配置された板のいずれかの上に配置されていてもよい。

本発明の第２の側面によれば、単色光源と、単色光源からの光が伝送用光ファイバを通るような、本発明の第１の側面に係るプローブヘッドと、収集用光ファイバからの光を受光するための分光分析装置を備える診断用機器が提供され、分光分析装置が、グレーティング素子を備え、分光分析装置が、光検知装置を更に備え、グレーティング素子が光検知装置の領域に光を回折させるように配置されている。

診断用機器が、プローブヘッドを受けるための器具ヘッドを備えていてもよく、プローブヘッドが、測定中にレンズが組織と直接接触して配置されることを可能にするために器具ヘッドの端部を越えて延伸している。

グレーティング素子が、透過格子及び反射格子のいずれかを備えていてもよい。

診断用機器が、処理装置を更に備えていてもよく、処理装置が、光検知装置からデータを受信し、出力を生成するように動作可能である。

光検知装置が、センサアレイを備えていてもよく、データが、ピクセル値を備えていてもよい。

データは飽和に対してチェックされ、飽和が発見された場合には拒絶されてもよい。

スペクトルを生成することが、対応するピクセルをビニングすることを含んでいてもよい。

スペクトルを生成することが、受信データからバックグラウンド信号を減算することを含んでいてもよい。

スペクトルを生成することが、受信データを平滑化することを含んでいてもよい。

スペクトルを生成することが、平滑化された受信データに多項式曲線を近似させ、平滑化された受信データから近似曲線を減算することを含んでいてもよい。

診断用機器が、汚染に対してスペクトルをチェックし、スペクトルが有効である場合に、健康又は異常な組織に対応するスペクトルとして分類し、それに応じて出力を生成するように動作可能である。

本発明の第３の側面によれば、本発明の第２の側面に係る診断用機器を使用することと、組織の位置を検査することと、健康又は異常な組織に対応するスペクトルの分類を受信することと、組織が異常である場合にサンプルを取得することを含む、生検を行う方法が提供される。

本発明の実施形態は、添付の図面を参照して例としてのみ説明されるものである。

図１Ａは、本発明を具体化した診断システムの概略図であり、図１Ｂは、図１Ａの内視鏡の器具ヘッドの概略図であり、図１Ｃは、図１Ａの分光器の概略図である。 図２Ａは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための本発明を具体化したプローブヘッドの概略図である。 図２Ｂは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための本発明を具体化した更なるプローブヘッドの概略図である。 図２Ｃは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための本発明を具体化した更なるプローブヘッドの概略図であり、図２Ｄは、図２Ｃのプローブヘッドと共に使用するためのボールレンズの側面図である。 図２Ｅは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図であり、図２Ｆは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図であり、図２Ｇは、図２Ｅ及び２Ｆのプローブヘッドに使用される板の斜視図である。 図２Ｈは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するためのハーフボールレンズを組み込んだ本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図であり、図２Ｉは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するためのハーフボールレンズを組み込んだ本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図である。 図２Ｊは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための両凸レンズを組み込んだ本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図であり、図２Ｋは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための両凸レンズを組み込んだ本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図である。 図２Ｌは、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための両凸レンズを組み込んだ本発明を具現化した更なるプローブヘッドの概略図である。 図３は、図１Ｂの器具ヘッドと共に使用するための既知のプローブヘッドの概略図である。 図４は、図１Ａのシステムを操作する方法を示すフロー図である。 図５は、図４の方法の一部をより詳細に示すフロー図である。 図６は、プローブ内のラマン散乱を示すスペクトルである。 図７Ａは、図３のプローブヘッドを含む器具のプローブヘッドのシミュレーションされた及び測定された効能を示すグラフである。 図７Ｂは、２層組織モデルにおけるラマン光子の起源を示すプロットである。 図７Ｃは、２層組織モデルにおけるラマン光子の起源の深さを示すグラフである。 図８Ａは、図２Ａ及び図３のプローブヘッドを用いて得られた生のスペクトルの比較であり、図８Ｂは、図２Ａ及び図３のプローブヘッドを用いて得られた処理スペクトルの比較である。 図９は、図２Ａ及び図３のプローブヘッドを用いて異なる解剖学的部位で捕捉された自己蛍光光子のラマン光子の比を示すグラフである。 図１０Ａは、図２のプローブヘッドを用いて捕捉された正常及び異常な組織からのスペクトルを示し、図１０Ｂは、図９Ａの正常及び異常なスペクトルに対する主要な主成分負荷量を示し、図１０Ｃは、正常と異常なスペクトルの違いに関する第１及び第２の主成分スコアのプロットである。

図面を詳細に具体的に参照しながら、示される詳細は一例であって、本発明の好ましい実施形態の例示的説明の目的のためであって、本発明の概念的側面及び原理の最も有用で容易に理解される説明であると考えられるものを提供するために提示されるものである。この点において、本発明の基本的な理解のために、必要以上に詳細な本発明の構造的な詳細を示すための試みは行わないが、実際には、図面を用いた詳細な説明によって、本発明の種々の形態を実施する方法が当業者に明らかになるであろう。

本発明の少なくとも１の実施形態を説明する前に、本発明は、図面に記載された又は以下の説明で明らかにされる構成要素の配置及び構成の詳細への適用に限定されるものではないことを理解されたい。本発明は、他の実施形態に適用可能であり、様々な方法で実施又は実行されることが可能である。また、本明細書中で用いられる表現法および用語法は記述のためであり、限定とみなされるべきではないことを理解されたい。

図１Ａに参照されるように、本発明を一般的に具現化した内視鏡システムを備える診断用機器が１０で示されている。内視鏡自体は１１で示されており、内視鏡１１の器具ヘッド１２は図１Ａに一般的に表されている。検査される領域の視覚的視野及び誘導を提供するために、内視鏡１１は、一般的に１３で示される適切なビデオシステムを備えている。キセノン光源１４からの光は、内視鏡１２の端部内にある照明窓１５に伝達される。ＣＣＤ１６及び１７は、白色光反射画像、狭帯域画像又は自己蛍光画像に応答して反射光を受け、一般的に１８で示されるビデオプロセッサにデータを送信する。ビデオ情報は、１９において図式的に表されたモニタ上に表示される。ビデオシステム１３は、検査組織の外観検査及び内視鏡を所望の位置へ誘導することが可能である。

ラマン分光装置は、一般的に２０で示される。単色レーザ光源は２１で示されており、本実施例では出力波長が約７８５ｎｍの３００ｍＷのダイオードレーザである。レーザダイオード２１からの光は、半値全幅が±２．５ｎｍで中心が７８５ｎｍの狭帯域通過フィルタを備える近位帯域通過フィルタ２２を通過する。光は、以下でより詳細に説明するプローブヘッドに至る繊維束２４の一部として提供される伝送用光ファイバへの結合部を通過する。以下に説明するような複数の収集用光ファイバによって戻される組織検査部位からの散乱光は、〜８００ｎｍのカットオフを有する近位インライン収集ロングパスフィルタ２９を通過する。図１Ｃに表すように、収集用光ファイバからの散乱戻り光は分光器３０に供給され、レンズ３１によって収集されて、透過型回折格子を備える回折格子３２を通過する。回折格子３２からの屈折光は、レンズ３３によって光検出アレイ３４上、本実施例では１３４０×４００画素アレイで２０×２０ミクロンの画素間隔を備える電荷結合素子（「ＣＣＤ」）上に集束される。

本実施例では、ＣＣＤ３４からのデータは、ＣＣＤ３４及びレーザ２１と連動して制御するパーソナルコンピュータ３５を備える処理装置上のソフトウェアで実行され、ＣＣＤ３４の読み出し及びビニングを行い、スペクトルの分析を行う。汎用または専用のハードウェアとソフトウェアの任意の適切な組み合わせを有する他の任意の処理装置を用いてもよいことは明らかであろう。異常値の検出および診断の手順で使用されるスペクトルのデータベースは、３５ａに概略的に示されている。データベースは、コンピュータ３５又は遠隔的に保存され、必要に応じてアクセスされてもよい。データはリアルタイムで処理され、本実施形態では、０．１秒未満である。スペクトルは積分時間〜０．５秒で得られるため、システムはリアルタイムでの使用に適している。

プローブヘッド又は「共焦点プローブ」は、図１Ｂでは２３で示されており、図２Ａ及び２Ｂにより詳細に示されている。プローブヘッド２３は、プローブヘッド２３の端部にあるレンズが検査される組織と接触して測定を行うことができるように、器具１２の端部を越えて延伸している。伝送用光ファイバ２５は、組織検査部位Ｔにレーザダイオード２１からの光を通過させる繊維束２４の一部として設けられている。伝送用光ファイバは、２００μｍの直径と、０．２２の開口数（「ＮＡ」）を有する。遠位帯域通過フィルタ２５ａは、伝送用光ファイバ２５の器具ヘッド端部に配置されており、本実施例では、ファイバ２５の端部に付着したコーティングを備えている。遠位帯域通過フィルタ２５ａは、近位帯域通過フィルタ２２と同一の帯域通過特性を有する。励起ファイバ２５を透過した光は、伝送用光ファイバ２５の端部から距離ｄだけ離れた内視鏡１１の端部にあるボールレンズ２６に入射する。図１Ｂに表すように、伝送用光ファイバ２５からの透過光は、ボールレンズ２６によって集束される。ここでは２７で示されるように、ボールレンズが検査される組織と接触している場合には、伝送用ファイバ２５からの透過光は、組織の上層Ｔ１内の大部分に限定された組織Ｔ内においてラマン散乱を少なくとも部分的に受ける。散乱光は再びボールレンズ２６によって再び集束され、複数の面取りされた収集用光ファイバ２８で受光され、また、Ｔ１からのラマン光子を選択的に捕捉するために繊維束２４の一部として提供される。本実施例では、９本の収集用光ファイバが設けられ、そのそれぞれは直径が２００μｍでＮＡが０．２２である。収集用光ファイバ２８は任意な適切な構成で配置されることができ、例えば、伝送用光ファイバ２５を取り巻くリング又は環状配置とすることができるが、ファイバは任意の他の形状であってもよい。

本実施例では、ボールレンズ２６は、直径が約１．０ｍｍで、屈折率ｎ＝１．７７のサファイアボールレンズを備える。或いは、ボールレンズは、必要な屈折率及びレンズ特性に応じて任意の他の材料、例えば、ＵＶ−溶融石英（屈折率ｎ＝１．４６）、ホウ素クラウンガラス（ｎ＝１．５１）、重フリントガラス（ｎ＝１．６３）、ランタンフリントガラス（ｎ＝１．８３）又は或いはそれ以外などで作製することができる。直径は、１ｍｍ未満、例えば５００μｍ以下としてもよいし、１ｍｍよりも大きくてもよい。レンズは、コーティング無しで提供されてもよいし、又はファイバプローブ内で鏡面反射を低減させるために近赤外線反射防止膜を有していても良い。これにより、プローブ自身内の後方散乱光子の数を低減させることができるため、プローブ内の望ましくないラマン散乱及び自己蛍光を低減させ、組織のラマン信号生成及び回収効率を向上させることになる。

収集用光ファイバ２８には、器具ヘッド端部に遠位インラインロングパスフィルタ２８ａが設けられている。遠位帯域通過フィルタ２５ａと同様にして、遠位インラインロングパスフィルタ２８ａが、各収集用ファイバ２８の端部に付されたコーティングとして形成され、〜８００ｎｍのカットオフを有し、ラマン散乱を受けていないレーザ光源２１からの光を遮断する。サファイアボールレンズ２６の構成、励起及び収集用ファイバ２５、２８、近位及び遠位の帯域通過フィルタ２２、２５ａ、及び遠位及び近位のロングパスフィルタ２８ａ、２９は、組織Ｔからの後方散乱ラマン光子を選択的に収集するために良好なシステムを提供する。この実施例では、遠位帯域通過フィルタ２５ａ及び遠位ロングパスフィルタ２８ａのいずれもファイバ端部に設けられたコーティングとして示されているが、以下に詳細に示すように、一方又は両方のフィルタをレンズ上又は別の基板上に設けてもよい。

各収集用光ファイバ２８は、一般的に２８ｂで示される面取りされた端部を備えている。各面取りされた端部は、ファイバ２８の長手軸Ｌに垂直な平面に対してベベル角βを有する平坦面である。端面２８ｂは、伝送用光ファイバ２５から離れて傾斜するように配置されている、即ち、各端面２８ｂの先端部２８ｃが伝送用光ファイバ２５に向かって配置され、各端面２８ｂの後端部２８ｄが伝送用光ファイバ２５から離れて配置されるように配置されている。

或いは、端面は、図２Ｂに示すように、端面２８ｂが伝送用光ファイバ２５に向けられるように配置されてもよい、即ち、各端面２８ｂの先端部２８ｃが伝送用光ファイバ２５から離れるように配置され、各端面２８ｂの後端部２８ｄが伝送用光ファイバ２５に向かって配置されるように配置されてもよい。

いずれかの実施例においては、光の伝搬を制御する間隔ｄ及びベベル角βは、調査中の（複数の）層の深さ及び検査される特定の組織に従って、より深い組織層からのラマン光子及び／又はＮＩＲ自己蛍光光子を除外するために選択することができる。例えば、プローブヘッドは、任意の適切な深さの範囲が選択できるが、選択的には、５００μｍ未満の深さで、上皮組織からの光子を選択的に収集するように構成することができる。典型的にはβは２５°未満であり、約２０°であってもよく、又は１０〜１５°の範囲であってもよい。ｄは１０００μｍより大きくてもよく、１０００μｍ未満、６００又は３００μｍ未満であってもよく、又は、必要な器具特性及び組織に応じて０であってもよい。プローブヘッドは、内視鏡の器具ヘッドに含めるためのコンパクトなパッケージを可能にするために、むしろ調節可能でなく、特定の特性を有して製造されることが想定される。

プローブヘッド２３は、図１の器具ヘッド１１のように、取り外し可能であって、従来の器具ヘッドとともに使用することができるように、十分にコンパクトである。

レンズはボールレンズである必要はない。レンズ又はレンズ系の任意の他の適切な種類、例えば、ハーフボールレンズ、凸レンズ、両凸レンズ、アキシコンレンズ又は屈折率分布（「ＧＲＩＮ」）レンズが実施例として利用可能である。ここでは単一のレンズが示されているが、必要に応じて異なる種類の複数のレンズを含むレンズ系を使用することができることは明らかであろう。レンズの種類を選択することによって、ベベル角β及び間隔ｄ、フォーカスの深さ及び収集容積が、所望の機能に応じて制御又は選択することができる。面取りされたファイバ端部、レンズの種類及び間隔の組み合わせは、面取りされたファイバ端部又はレンズを単独で使用する場合に比べて、追加の自由度を提供するものであり、これにより、プローブヘッドを通る光の経路をより多く制御し、プローブの設計を内視鏡への適用に望ましいコンパクトなプローブにすることを可能にするものである。

プローブヘッドの代替的な構成は、図２Ｃから図２Ｌに示されている。

図２Ｃ及び図２Ｄでは、伝送用及び収集用光ファイバ２５、２８にフィルタが設けられていないプローブヘッドが示されている。代わりに、帯域通過フィルタ１２５ａ及びロングパスフィルタ１２８ａがボールレンズ１２６上に設けられている。この実施例では、帯域通過フィルタ１２５ａが、ボールレンズ１２６の表面の円形エレメントを含み、ロングパスフィルタ１２８ａが、帯域通過フィルタ１２５ａを取り囲む環状バンドを含む。フィルタ１２５ａ、１２８ａの構成は、各ファイバからの光路及び各ファイバへの光がフィルタ１２５ａ、１２８ａを通過するように、ファイバ２５、２８の形状及び間隔ｄに適合するように選択されている。この実施例では、間隔、形状及びフィルタ配置は、伝送用光ファイバ２８とロングパスフィルタ１２８ａからの光の円錐の間と、収集光の円錐と帯域通過フィルタ１２５ａとの間の両方に重複がないように選択される。

図２Ｅから図２Ｇでは、フィルタは、ファイバ２５、２８とレンズ２６との間に位置する板２００上に設けられている。帯域通過フィルタ２２５ａは円形領域を含み、ロングパスフィルタ２２８ａは、帯域通過フィルタ２２５ａの周りに延びる環状バンドを含む。ここに示されている場合では、フィルタ２２５ａ、２２８ａが間隔を有しているが、隣接していてもよい。この実施例における板２００は、好ましくは、調査中の波数領域（例えば４００〜３６００ｃｍ^-1）でラマン活性が小さい、石英やサファイアのような少なくとも０．１〜０．３ｍｍの厚さのガラス板を備える。フィルタ２２８ａは、連続的である必要はなく、ファイバ２５、２８、板２００及びレンズ２６間の間隔及び繊維形状に応じて、例えば、複数の個別の間隔をあけた領域であってもよい。板２００は平坦である必要もない。

図２Ｈ及び２Ｉでは、レンズは、ハーフボールレンズ３２６を備える。ハーフボールレンズは上述のように、任意の適切なガラスで作製することができる。ボールレンズ３２６の平坦面３２６ａは、ファイバ２５、２８の遠位端に向けられており、この実施例では、間隔ｄ＝０である。帯域通過フィルタ３２５ａ及びロングパスフィルタ３２８ａが平坦面３２６ａ上に形成されており、フィルタ３２５ａ、３２８ａの配置は、ファイバの形状，レンズ及び間隔ｄに依存する。

図２Ｊから図２Ｌでは、帯域通過フィルタ４２５ａ及びロングパスフィルタ４２８ａが代替位置を有して示された、両凸レンズ４２６を有するプローブヘッドが示されている。図２Ｊによれば、フィルタ４２５ａ、４２８ａは、レンズ４２６の上表面４２６ａ上に堆積されている。図２Ｋでは、フィルタ４２５ａ、４２８ａは、図２ｅから図２ｇのような伝送用光ファイバ２５に隣接する板２００上に設けられている。図２Ｌでは、フィルタ４２５ａ、４２８ａは、図２Ａの光ファイバ２５、２８の遠位端上に堆積されている。

図２Ａから図２Ｌの構成は排他的ではなく、レンズとフィルタの配置の任意の組み合わせを使用できることは明らかであろう。フィルタは同じ要素上に設けられる必要がないことは更に明らかであり、例えば、１つのフィルタを板上に設けることができ。１つをレンズ表面上、又はファイバ端部又は任意の組み合わせ上に設けることができる。

一般的には、本実施例における帯域通過フィルタは、中心が７８５ｎｍで、半値全幅が±２．５ｎｍの狭帯域フィルタである。ロングパスフィルタは、８００ｎｍでのカットオフを有し、８００〜１２００ｎｍの範囲で高い透過率を有する。光源波長及び所望の収集波長の範囲に応じて、代替フィルタを使用することができる。

比較のため、器具ヘッド１２を用いた「ボリュームプローブ」又は既知のプローブヘッドは、図３において２３’で示されている。既知のプローブヘッド２３’は、収集用光ファイバ２８’の束によって取り囲まれた中心の伝送用光ファイバ２５’を備える。図３に示すように、光ファイバ２４’、２８’の端部４１’、４２’は、基本的には整列しており、実際の使用においては、組織検査部位Ｔ’に隣接している。

上述のように、組織Ｔ、Ｔ’から散乱された光は分光器３０に戻され、ＣＣＤ３４によって捕捉され、ラマンスペクトルが抽出される。図４及び図５を参照しながら以下の手順でＣＣＤ３４からの画像データが処理される。処理方法は、図４の５０で表される。ステップ５１において、ＣＣＤ積分時間、レーザパワー及び温度が設定される。レーザからの光がプローブヘッド２３に送られ、反射光が、例えば１又は複数のシャッタを開くことによって、分光器３０へ渡される。ＣＣＤ露光時間の設定の後、シャッタが閉じられる。各波長での信号対雑音比を最大化するため、ＣＣＤ３４からのピクセル値がビニングされ、読み出される。ステップ５２ａにおいて、データが飽和かどうか、即ち、ピクセル値のいずれかが最大値にあるかどうかが、チェックされる。そうである場合、ステップ５２ｂにおいて、ＣＣＤ３４の積分時間が調整され、ステップ５１において得られた積分時間よりも短い時間で新しい画像が取得される。ステップ５３ａにおいて、データは、宇宙線によって引き起こされるスパイクの特性のためにチェックされ、そうである場合には、スパイクがステップ５３ｂにおいて除去される。

信号が飽和していない場合には、その後ステップ５４において、図５を参照しながら以下に詳細に説明するように、スペクトルが前処理される。ステップ５５において、ステップ５４からのスペクトルが組織からの有効な信号に対応しており、汚染物質からに対応していないかどうかをチェックするために、異常値の検出が行われる。スペクトルが有効でない場合、そのスペクトルは拒絶され、新しい画像がステップ５１において取得される。

本実施例では、異常値の検出ステップは、３５ａで図式的に表されるように、データベース又は記憶されたスペクトルのライブラリと比較して捕捉されたスペクトルの主成分分析（「ＰＣＡ」）を用いて行われる。スペクトルのライブラリには、健康な組織、異常な組織及び前癌性の組織からのスペクトルが含まれている。ＰＣＡは、変数の数が少ない点、−主成分−、その相対重量及び得られた主成分がどの程度良好にその測定に適合しているかについての尺度である特定の測定に対応する各グループの値に対する誤差項、において、データセットの変化性を特徴づけることによって、データセットを分析する既知の方法である。この場合、ＰＣＡは、記憶された高次元のスペクトルのライブラリを、より少ない数の変数、典型的には２〜５に低減させることができ、これがその後の使用に対して記憶可能なモデルを形成する。誤差項を用いることにより、捕捉されたスペクトルは、本物のスペクトル又は異常値として評価することができる。本実施例では、ホテリングＴ²及びＱ−残統計が計算される。Ｔ²統計が、測定値が平均値又はモデルの中心からどの程度離れているかの尺度であるのに対し、Ｑ−残統計は、得られたモデルが測定されたデータに対してどの程度良好か又は悪く適合するかについての指標である。

新しいスペクトルが捕捉されると、ＰＣＡが新しいスペクトルに対して実行され、ホテリングＴ²及びＱ−残統計が計算される。記憶されたモデルのＴ²及びＱ−残統計の両方の９５％又は９９％信頼区間内のスペクトルのみが許容される。両方の統計の９５％信頼区間内のスペクトルが保存され、測定されたスペクトルに対するホテリングＴ²及びＱ−残統計がこの領域外にある場合には、それらが異常値として拒絶される。スペクトルのライブラリは、異常な組織からの本物のスペクトルが拒絶されないように選択されていることは明らかであろう。

スペクトルが有効である場合には、ステップ５６及び５７において、更なる処理手順が行われても良く、例えば、癌性の又は前癌性の細胞又は他の疾患又は障害に関連するスペクトル特性を同定するための処理手順が行われても良い。この実施例では、記憶されたスペクトルのライブラリが健康な組織、前癌性の組織、及び癌性の組織を含み、捕捉されたスペクトルを分類するために適切な方法で用いられることが可能なために、記憶されたスペクトルのライブラリをもう一度使用することができる。或いは、別個のライブラリが、それが適切で望ましい場合には、各ステップに対して使用することができる。適切な技術の例としては、見込みに基づく部分的な最小二乗法判別分析法（「ＰＬＳ−ＤＡ」）であり、特に、その目的が、健康的であることと、異常又は癌性であることの２つの状態の何れかに組織を分類することであるからである。ステップ５７においては、ステップ５６の結果に関連する病状及び任意の他の望ましい処理結果を判定することができ、適切な表示部３６又は他の出力に表示させることができる。

図５を参照しながら処理ステップ５４についてより詳細に説明し、その方法は６０で表される。ステップ６１においてビニングされたスペクトルが受け付けられ、ステップ６２においてファイバのバックグラウンドが減算される。これは、光ファイバ内の溶融石英からのラマン散乱からのスペクトル成分である。ファイバのバックグラウンドは、検査前に記憶されるか又は捕捉される。これが、組織内からに由来しない、戻ってきた信号の一部を取り除く。

ステップ６３において、適切な平均化ウインドウ又は技術を用いてスペクトルが平滑化される。本実施例では、ウインドウ幅が５ピクセルのサビツキー・ゴーレー法のスムージングが、これがノイズを含むラマンスペクトルの信号品質を改善することが見いだされていることから用いられる。

ステップ６４においては、平滑化されたスペクトルのそれぞれに対して多項式曲線がフィッティング（近似）される。フィッティングさせる多項式曲線の順序の選択は、組織の自己蛍光に起因するバックグラウンド信号の形状及びスペクトル領域に依存する。本実施例では、本実施例では、三次多項式がＨＷ領域にフィッティングされ、五次多項式がＦＰ領域にフィッティングされる。

ステップ６５において、フィットされた曲線（近似曲線）が対応する平滑化されたスペクトルから減算される。これが、特徴的なラマンスペクトルピークを残しながらバックグラウンド信号を除去する。

ステップ６６において、スペクトルの提示及び可視化を改善するために他の処理手順が行われる。例えば、重複領域を平均化するか又はその他によって見かけ上連続するスペクトルを与えるために組み合わせるか、各ラインの下に所定の領域が存在するように、スペクトルを標準化することができる。ステップ６７において、スペクトルが、図３の診断及び病状手順５６、５７で使用するために出力される。

図５に示される手順は排他的なものであることを意図するものではなく、他の又は追加的な処理手順又は技術、例えば多重散乱補正等を用いることもできる。更なる実施例としては、バックグラウンド減算が示されているが、診断のためのラマン信号と併せて、上皮のバックグラウンド自己蛍光信号を使用することが可能である。

有利には、図４及び図５の処理手順において、レンズ２６自体からの信号は、レーザパワー及び／又はシステムスループットに対する内部基準としての機能を果たすことができる。図６は、７８５ｎｍのダイオードレーザによって励起された場合に使用されたサファイアボールレンズ光ファイバラマンプローブのバックグラウンドスペクトルを示す。遠位ボールレンズから生じる明らかなサファイア（Ａｌ₂Ｏ₃）ラマンピークが、４１７、６４６ｃｍ^-1（Ａ_1g対称のフォノンモード）と３８０、７５１ｃｍ^-1（Ｅ_gフォノンモード）に見られる。比較的弱いファイバ蛍光バックグラウンドとともに、溶融石英ファイバからの２つの主要なラマン成分もある。４９０、６０６ｃｍ^-1におけるＤ₁及びＤ₂で表される溶融石英のシャープな「欠陥ピーク」は、四員環及び三員環それぞれにおける酸素原子の呼吸振動に割り当てられる。光ファイバラマンプローブ自体からのこれらの特徴的なバックグラウンドラマンピーク（フィンガープリント領域（８００〜１８００ｃｍ^-1）よりも短い）は、組織のラマン測定のための内部基準信号として機能する。

図７Ａから図７Ｃは、プローブヘッド２３の収集効率と散乱したラマン光子の期待された起源を表している。図７Ａの上側の線は、モンテカルロシミュレーションを用いて推定され、上述のラマンプローブを用いて測定された、プローブヘッド２３の期待された収集効率を示す。下側の線は、間隔ｄの関数として捕捉されたラマン光子の割合を示す。図７Ｂ及び７Ｃは、プローブヘッド２３の直下で、殆どが１５０μｍ未満の深さにある先細り形状の容積に制限された、即ち上皮に限定された、ラマン光子の期待された起源を示す。ボリュームプローブ２６’が約１ｍｍ³に対して、サンプリングされた容積は約０．０１ｍｍ³である。

図８Ａ及び８Ｂは、組織Ｔの表面に匹敵する放射照度を得るために、それぞれ４０ｍＷ及び１００ｍＷの先端電力での健康な胃組織における共焦点プローブ及びボリュームプローブの比較の結果を示す。図８Ａでは、生のスペクトル（即ち、ステップ６４でのバックグラウンド除去前）が比較され、強度比が示されている。図８Ｂでは、自己蛍光バックグラウンド除去後のラマンスペクトルが示されている。グラフは、共焦点プローブを使用して、良好な信号対雑音比（「ＳＮＲ」）が、ボリュームプローブを用いた場合よりも得られており、約３０％程度より少ない組織自己蛍光を有し、本発明の共焦点プローブヘッドを用いることにより深い組織内の自己蛍光が抑制されることを提案している。更には、本発明の共焦点プローブヘッドで得られたスペクトルが、ボリュームプローブヘッドに比較してスペクトル分散を低減させることが分かった。改良されたＳＮＲは図９で更に表されており、ここでは、共焦点プローブ及びボリュームプローブによって異なる解剖学的部位で捕捉されたＡＦ光子に対するラマン光子の割合が比較されている。共焦点プローブで捕獲された割合は著しく高く、共焦点プローブを用いて深い組織からの自己蛍光信号が効果的に除去されていることが確認される。ここに示す部位または器官（頬、舌腹、食道遠位及び胃の噴門）は排他的ではなく、例えば、子宮頸部癌を検出するためなどのように、器具が他の場所で適切に使用されてもよいことは明らかであろう。

また、角度βが増加し、間隔ｄが増加するにつれて、収集されたラマン光子の数は落ちるが、間質よりも上皮に起因するラマン光子の割合が増加することが分かった。例えば、角度βが約２０°である場合、プローブヘッドは、〜８５％もの上皮に由来するラマン光子を獲得し、たった〜２３％の間質に由来する光子を獲得する。特に、角度βが約２０°で、ｄが０の場合には、プローブヘッドは、約６のＳＮＲを有することが分かった。

したがって、本明細書に開示されたプローブヘッドは、自己蛍光から及び他の組織層からからの光子を選択的に取り除くのに有効である。プローブヘッドは、異なる上皮を持つ異なる組織の種類で使用することができるように、照合の深さを正確に制御する手段を提供する。興味のある表面又は組織層からより多く信号を捕捉することによって、前癌に対する感受性が増大する。器具はまたリアルタイムの内視鏡及び診断又は組織分類に適した高い収集効率を持つ。

図１０Ａから図１０Ｃは、図４及び図５の方法に従って、上述のプローブヘッドを組み込んだ診断用機器の使用を表している。上述のプローブヘッドを含むラマン内視鏡プローブは、胃部の前癌（形成異常）の検出のための生体内測定を行うために用いられた。図１０Ａは、正常な患者及び形成異常の患者から取得した生体内のラマンスペクトルの平均値を示している。スペクトルの変化、即ちピーク強度及び帯域幅の変化が、正常なスペクトルと異常なスペクトルの間で、特に、１３９８、１６５５、１７４５ｃｍ^-1周辺で見られる。図１０Ｂは、１００４、１２６５、１３０２、１４４５、１６６５、１７４５ｃｍ^-1での診断上重要なラマンピークを解決する主成分負荷量を示す。図９Ｃからわかるように、この実施例では８５．９２％の精度で、捕捉されたスペクトル分散を有する二成分の主成分分析が、形成異常の診断を提供するために用いることができる。

本明細書に開示された器具は、可視化又は誘導手段を備える内視鏡であるが、本発明は、任意の器具又は適切な装置、例えば、胃内視鏡、結腸内視鏡、膀胱鏡、気管支鏡、膣鏡又は腹腔鏡などに、本明細書に記載されるものの中からの任意の他の適切な状態の診断または検査のために、実施され得ることは明らかである。

本明細書に開示された器具は、特に、ランダムなサンプルが多くの負のサンプルを生み出し、時間がかかり、苦痛な場合、例えば、バレット食道などの生検を実施するためにも適切であろう。器具は、潜在的な生検部位を検査するために使用することができ、器具は、検査された組織を正常又は異常であることを分類するために上述のように操作される。受け付けた分類が、組織が異常であることを示す場合、その部位からサンプルを直ぐに又はその後に、同じ器具上のアタッチメントを用いて取得することができる。

本明細書に開示されたプローブヘッドは、ラマン分光法での使用を意図しているが、プローブヘッドが任意の他の適切な技術、例えば蛍光又は反射分光学にも用いられ得ることは明らかであろう。

本明細書に開示されたプローブヘッド、診断用機器および方法は、出願人による同時係属中の２０１３年２月１９日に出願された出願番号第ＧＢ１３０２８８６．５号及び２０１３年７月２日に出願された出願番号第ＰＣＴ／ＳＧ２０１３／０００２７３号に記載されたラマン分光装置及び方法に好適に使用されるものであり、その内容は参照によりその全体が含まれる。

上記の説明において、実施形態は、本発明の一例或いは実用化である。「一実施形態」、「実施形態」または「いくつかの実施形態」の種々の出現がすべて同じ実施形態を指す必要はない。

本発明の種々の特徴が単一の実施形態の文脈で説明することができているが、特徴は別個にまたは適切な組み合わせで提供されてもよい。逆に、本発明を明確にするため別個の実施形態の文脈において本明細書に記載することができるが、本発明はまた、単一の実施形態で実施されてもよい。

更には、本発明は種々の方法により実施又は実践することができ、本発明は、上記の説明で概説したもの以外の他の態様で実施の形態において実施することができることが理解されるべきである。

本明細書で使用される技術用語および科学用語の意味は、別段の定義がない限り、本発明が属する当業者によって一般的に理解されるべきである。

１１…器具ヘッド(内視鏡）
１２…器具ヘッド（内視鏡）
１３…ビデオシステム
１４…キセノン光源
１５…照明窓
１６…ＣＣＤ
２１…レーザダイオード（レーザ光源）
２２…帯域通過フィルタ
２３…プローブヘッド
２４…光ファイバ（繊維束）
２５…伝送用ファイバ(励起ファイバ)
２５ａ…遠位帯域通過フィルタ
２６…レンズ
２８…収集用光ファイバ
２８ａ…ロングパスフィルタ
３０…分光器
３１…レンズ
３２…回折格子
３３…レンズ
３４…ＣＣＤ
３４…光検出アレイ
３５…パーソナルコンピュータ
３６…表示部
１２５ａ…帯域通過フィルタ
１２６…ボールレンズ
１２８ａ…ロングパスフィルタ
２００…板

Claims (8)

1. 診断用機器のためのプローブヘッドであって、
   光を出力するように構成された端面を有する少なくとも１の伝送用光ファイバと、
   前記伝送用光ファイバの周囲にリング状に配置された複数の収集用光ファイバであって、前記伝送用光ファイバの端面が平坦面であり、前記収集用光ファイバの端面が面取りされた面であって、前記面取りされた面のそれぞれが前記伝送用光ファイバの端面に対して角度βで傾斜する前記収集用光ファイバと、
   球面部分、帯域通過フィルタ及びロングパスフィルタを備え、前記帯域通過フィルタ及び前記ロングパスフィルタが前記球面部分上にあり、前記ロングパスフィルタが前記帯域通過フィルタを取り囲むレンズであって、前記レンズが前記伝送用光ファイバの端面から距離ｄだけ離間し、前記レンズが前記伝送用光ファイバから検査部位にある上皮組織層及び間質組織層を含む組織に光を透過させるように構成されたレンズと
   を備え、
   前記距離ｄ及び前記角度βが、前記複数の収集用光ファイバが前記上皮組織層からのラマン光子を、他の組織層からの光子を除外し、自己蛍光光子を除外しながら、選択的に収集するように選択され、
   前記距離ｄが１０００μｍ未満であり、角度βが０°から２５°であるプローブヘッド。
2. 前記収集用光ファイバの端面が、前記伝送用光ファイバから離れる方向に向かって傾斜する請求項１に記載のプローブヘッド。
3. 前記角度βが、１０°から１５°の範囲にある請求項１又は２に記載のプローブヘッド。
4. 前記レンズが、ボールレンズ、凸レンズ及び両凸レンズのいずれかを備える請求項１〜３のいずれか１項に記載のプローブヘッド。
5. 単色光源と、
   前記単色光源からの光が伝送用光ファイバを通るような、請求項１〜４のいずれか１項に記載のプローブヘッドと、
   前記収集用光ファイバからの光を受光するための分光分析装置と、を備え、
   前記分光分析装置が、グレーティング素子を備え、
   前記分光分析装置が、光検知装置を更に備え、前記グレーティング素子が、光検知装置の領域に光を回折させるように配置されている診断用機器。
6. 前記プローブヘッドを受けるための器具ヘッドを備え、前記プローブヘッドが、前記レンズが組織と直接接触して配置されることを可能にするために前記器具ヘッドの端部を越えて延伸している請求項５に記載の診断用機器。
7. 前記グレーティング素子が、透過格子及び反射格子のいずれかを備える請求項５又は６に記載の診断用機器。
8. 処理装置を更に備え、前記処理装置が、前記光検知装置からデータを受信し、スペクトルを含む出力を生成するように動作可能である請求項５〜７のいずれか１項に記載の診断用機器。