JP2005515473A

JP2005515473A - 分光診断方法とシステム

Info

Publication number: JP2005515473A
Application number: JP2003562614A
Authority: JP
Inventors: フアルガム，スチーブン・エフ，ジユニア
Original assignee: ニユートン・ラボラトリーズ・インコーポレーテツド
Priority date: 2002-01-18
Filing date: 2003-01-17
Publication date: 2005-05-26
Also published as: WO2003062799A2; WO2003062799A3; US20030232445A1; US7404929B2; EP1466163A2

Abstract

本発明は光散乱分光法を用いて材料の構造化された表面層の物理的特性の決定用のシステムと方法を提供する。該光散乱分光システムは現在の内視鏡自身への変型無しに該内視鏡と共に使用され得る光学プローブを含む。該システムは器官の上皮層内の細胞核の寸法分布の様な物理的特性を検出するため光学的及び計算的方法の組み合せを用いる。該光散乱分光システムは単独でも、或いは、蛍光分光法及び反射光分光法の様な、他の技術と連携しても使用出来る。

Description

関連出願の相互参照
本出願は２００２年１月１８日に出願された米国特許仮出願第６０／３４９，９５８号の特典と優先権を請求する。上記出願の全内容はその全体で引用によりここに組み入れられる。

顕微鏡的対象の表面層の特性を下にある構造体の影響から比較的自由に特徴付ける定量的情報を得ることが屡々必要になる。光散乱分光法（Light-scattering spectroscopy）｛エルエスエス（LSS）｝は望まれる情報を提供する１つの技術である。１つのこの様な応用は表面又は身体器官をカバーする上皮層（epithelial layer）内の細胞の前癌状態（precancerous condition）をモニターすることである。細胞間構造体（intercellular structures）内の定量的変化を元の位置で測定する能力は癌又は前癌患部の早期診断用の機会を提供する。全ての癌の９０％より多くは元は上皮性である。大抵の上皮の癌は核異型性（nuclear atypia）及び形成異常（dysplasia）により特徴付けられる。この段階で検出された患部は早期診断で根治（eradicated）させられ得る可能性がある。しかしながら、多くの形式の異型性及び形成異常は平らで視覚的に観察されない。かくして、不可視の形成異常用のサーベイランス（surveillance）はランダムな生検（biopsy）を使い、該生検材料の病理学者（pathologist）による顕微鏡検査により引き継がれる。しかしながら、通常形成異常についてのリスクに際しての上皮面の小部分のみがこの仕方でサンプルされて、高いサンプリングエラーに帰着する可能性がある。

身体表面は上皮組織の薄い層で覆われる。種々の器官の上皮の厚さは簡単な鱗状上皮（squamous epithelia）（上皮細胞の１枚の層を有する）での１０μｍより少ないものから上皮細胞の多数層を有する層状上皮（stratified epithelia）での数百μｍまでに及ぶ。全ての上皮の下には、比較的ハイポセルラー（hypocellular）な結合組織（connective tissue）、炎症性細胞（inflammatory cells）、そして神経血管構造体（neurovascular）を含む支持要素の可変層がある。

例えば、胃腸管（gastrointesinal tract）の様な中空の器官内で、上皮細胞層は該管の部分により、２０μｍから３００μｍの厚さである。該上皮の下に比較的無細胞（acellular）で高く脈管性の緩く結合性の組織、粘膜固有層（lamina propria）があり、それは厚さで５００μｍまでであり、コラーゲンと弾性繊維のネットワーク、そして種々の白血球型を含んでいる。該粘膜固有層の下に（４００μｍ厚さまでの）筋肉層、粘膜筋板（muscularis mucosae）、そしてその下に、多くの小血液器官と豊富なコラーゲン及び弾性繊維を含む中程度に密度のある結合組織の、約４００−６００μｍ厚さの、粘膜下組織（submucosa）と呼ばれる、もう１つの層がある。それらの層の全体の厚さは約１ｍｍである。光学的放射の生物学的組織内への特性的貫入深さは通常１ｍｍを越えないので、好ましい実施例用には、組織の測定をそれらの層により限定することは充分である。

該上皮を横断する光は、周囲の細胞質（cytoplasm）のそれより大きい屈折率を有する、ミトコンドリア（mitochondria）及び核（nuclei）の様な、種々の寸法の細胞小器官（cell organelles）により散乱され得る。光の細胞による弾性的散乱は、ミトコンドリア、種々のエンドソーム（endosomes）及び他の細胞質的な小胞（vesicles）、核小体（nucleoli）、そして核、を含む、種々の細胞間小器官による。より小さい小器官は大きな角度の散乱に責任があるが、核は小さな角度での散乱に寄与する。

細胞核は光学的波長より可成り大きい（典型的には０．５μｍに比較して５−１０μｍ）。それらは光を進行方向に散乱し、後方方向にも、同様に可成りの散乱がある。該後方散乱光は波長依存の振動的な成分を有する。この成分の周期性は核の寸法と共に増大し、その振幅は該上皮核の細胞充実性すなわち母集団密度（population density）に関係する。この振動成分の周波数と振幅を解析することにより、上皮核の寸法分布と密度が抽出され得る。

形成異常に付随する上皮細胞核の変化を検出するために、上皮層から反射される光は下にある組織から反射される光から区別されねばならない。上記で注意した様に、組織内の貫入深さは上皮厚さを実質的に越えるので、上皮核から後方散乱される光は普通振幅が非常に小さく、それは下にある組織から反射される光の拡散背景（diffuse background）により容易にマスクされる。この拡散背景反射光（diffuse background reflected light ）は、該後方散乱される成分を解析するために除去されねばならない。

以前の取り組みは該背景の一般的なスペクトルの特徴をモデル化することにより該拡散背景反射光を除去することを求めて来た。しかしながら、この取り組みは各々の異なる種類の研究される組織に特定的に適合されねばならず、その精度は理論に左右される。エルエスエスの使用を種々の医学的応用へ拡張するためには、散乱光の拡散成分を除去するか又は可成り減じるより強固な方法が必要である。

種々の形式の上皮形成異常は顕微鏡的検査で或る共通の形態学的変化（morphological change）を示し、その最も顕著なものは核形態（nuclear morphology）と関係する。該核は拡大され、多形態性（pleomorphic）（輪郭及び寸法分布が不規則）で、”込みあって（crowded）”（それらは組織容積のより多くを占める）、そして高色素性（hyperchromatic）（それらは核ステインでより強く染みが付く）になる。非形成異常細胞核の直径は典型的に５−１０μｍであるが、形成異常核は差し渡しで２０μｍ程に大きくなり得る。

上皮細胞核は、可視光の波長（０．４−０．８μｍ）に比較して大きく、その屈折率がそれらの染色質（chromatin）含有量のために周囲細胞質のそれより高い、透明球体としてモデル化され得る。これらの粒子により後方散乱される光のスペクトラムは波長で特性的に変化する成分を含み、この変化は粒子寸法と屈折率に左右される。

上皮細胞核から散乱する光は偏光を使用して分離され得る。偏光は生物学的組織の様な混濁した媒体（turbid medium）を横断する時その偏波（polarization）を失うことが知られている。対照的に、１つの散乱イベントの後後方散乱された偏光はその偏波を失わない。偏光のこの性質は表面及び表面に近い生物学的組織を画像形成するため前に使用されて来た。かくして、散乱光の非偏波スペクトル成分を差し引く（subtracting）ことにより、上皮細胞核からの後方散乱により散乱する光の部分は容易に区別され得る。差のスペクトラムは更に、核の寸法分布、それらの母集団密度、そしてそれらの周囲媒体に対する屈折率を抽出するために解析され得る。

多くの上皮癌は、それらが組織侵入前の状態（per-invasive state）で診断されるならば治療可能であるが、早期の患部は殆ど検出不可能なことが多い。それらが侵襲性になる前に、元の位置で形成異常及びカルシノマ（carcinoma）として知られる段階で、早期の癌細胞は上皮細胞アーキテクチャーを変える。特に、該核は拡大され、込みあいそして高色素性、すなわち造影染料（contrast dye）で異常に暗く染まる。これらの組織侵入前の兆候は生検標本の組織検査により検出可能であったが、形成異常を生体内で診断する信頼性のある光学的技術は入手可能でない。光散乱分光法（Light-scattering spectroscopy）｛エルエスエス（LSS）｝は上皮細胞核の寸法分布とクロマチン含有量（chromatin content）を組織侵入前の新形成（neoplasia）のインデイケーターとして測定する生検不要の手段を提供出来る。

種々の寸法の核の収集（collection）用では、光散乱信号はこれらの変化（variations）の重畳であり、該核寸法分布と屈折率を該核から後方散乱された光のスペクトラムから決定することを可能にする。一旦該核寸法分布と屈折率とが既知となると、核の拡大、込み合いそして過染色性（hyperchromasia）の定量的測定が得られ得る。

バレット食道（Barrett's esophagus）は胃内容物の食道内への慢性の環流を有する患者の約１０−２０％で起こる前癌の状態である。バレット食道を示す人々は胸焼け、消化不良、固形食えん下困難、又は彼等を眠りから目覚めさせる夜行性吐き戻しの兆候を有する。バレット食道を有する患者は食道腺癌にかかる増大したリスクを有し、米国では最も急激に癌を増大させている。

この様な慢性胃腸環流（chronic gastrointesinal reflux）の余病として、該食道の化性円柱上皮細胞（metaplastic columnar epithelial cells）内に食道の腺癌（Adenocarcinoma）が生じる。この状態では、遠位の鱗状上皮は腸内で見出されるそれに似た単細胞層から成る円柱上皮により置き換えられる。バレット食道は屡々形成異常に付随し、それは後に癌に進み得る。バレット食道を有する患者の内視鏡サーベイランスの試みは食道癌死亡率の減少に帰着しなかった。最もありそうな説明は、該食道内で起こる形成異常が標準的内視鏡画像形成で見られず、散発的な生検サンプリングが必要と言うことである。この手順は危険な組織の約０．３％をサンプルすることしか出来ない。かくしてサンプリングエラーの大きな可能性がある。

バレット食道の形成異常を診断するための光学的技術の応用は該組織内の第１の変化が１つの細胞の厚さ（〜２０−３０μｍ）である上皮で起こる一方、蛍光又は反射スペクトルは大抵より深い組織層で形成される事実により制限される。形成異常の上皮の最も傑出した特徴の１つは拡大し、高色素性で、そして込み合った核の存在である。事実、核の寸法及び空間分布のこれらの変化は組織標本を形成異常であると診断するために病理学者により使用される主なマーカー（markers）である。他の組織層内には重要な変化は観察されない。生憎、上皮は強い吸収体（absorbers）又はフルオロフォア（fluorophores）を含まず、該上皮の厚さは比較的薄く、かくして無視出来る。これらがバレット食道の上皮診断を難しい問題にする。この様な場合、エルエスエスは組織侵入前の新形成のインデイケーターとして上皮細胞核の寸法分布とクロマチン含有量を測定するための生検不要の手段を提供出来る。
国際公開第ＷＯ０２／０５７７５７号パンフレット、２００２年１月１８日出願米国特許出願公開第１０／０５２、５８３号明細書、２００２年１月１８日出願米国特許出願公開第０９／７６６，８７９号明細書、２００１年１月１９日出願米国特許第６，４０４，４９７号明細書、２００２年６月１１日発行国際公開第ＷＯ００／４３７５０号パンフレット、２０００年１月２５日出願米国特許第５，１９２，２７８号明細書米国特許第６、０９１、９８４号明細書国際公開第ＷＯ００／４２９１０号パンフレット米国特許出願公開第０９／３６２，８０６号明細書、１９９９年７月２８日出願国際公開第ＷＯ００／４３７５０号パンフレット米国特許出願公開第０９／４９１，０２５号明細書、２０００年１月２５日出願Ｂａｃｋｍａｎ、Ｖ．ｅｔａｌ．Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎｏｆｐｒｅｉｎｖａｓｉｖｅｃａｎｃｅｒｃｅｌｌｓ．Ｅａｒｌｙ−ｗａｒｎｉｎｇｃｈａｎｇｅｓｉｎｐｒｅｃａｎｃｅｒｏｕｓｅｐｉｔｈｅｌｉａｌｃｅｌｌｓｃａｎｎｏｗｂｅｓｐｏｔｔｅｄｉｎｓｉｔｕ、Ｎａｔｕｒｅ、４０６：３５−３６（２０００）Ｗａｌｌａｃｅ、Ｍ．Ｂ．、ｅｔａｌ．ＥｎｄｏｓｃｏｐｉｃｄｅｔｅｃｔｉｏｎｏｆｄｙｓｐｌａｓｉａｉｎｐａｔｉｅｎｔｓｗｉｔｈＢａｒｒｅｔｔ’ｓｅｓｏｐｈａｇｕｓｕｓｉｎｇｌｉｇｈｔｓｃａｔｔｅｒｉｎｇｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、Ｇａｓｔｒｏｅｎｔｅｒｏｇｙ１１９：６７７−６８２（２０００）Ｇｅｏｒｇａｋｏｕｄｉ、Ｉ．、ｅｔａｌ．Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ、ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅａｎｄｌｉｇｈｔ−ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙｆｏｒｅｖａｌｕａｔｉｎｇｄｙｓｐｌａｓｉａｉｎｐａｔｉｅｎｔｓｗｉｔｈＢａｒｒｅｔｔｅ’ｓｅｓｏｐｈａｇｕｓ、Ｇａｓｔｒｏｅｎｔｅｒｏｇｙ１２０：１６２０−１６２９（２０００）

本発明は光散乱分光法（light scattering spectroscopy）を使用して材料の構造化層の物理的特性を決定するためのシステムと方法を提供する。好ましい実施例では、該光散乱分光システムは内視鏡自身を変型することなく現在の内視鏡と共に使用出来る光フアイバープローブ（fiber optic probes）を含む。該システムは、器官の上皮層内の細胞核の寸法分布の様な物理的特性を検出するために光学的及び計算的方法の組み合わせを使用する。該光散乱分光システムは単独で、又は蛍光分光法（fluorescence spectroscopy）及び反射光分光法（reflected light spectroscopy）の様な他の技術と連係して使用され得る。

一般に、本発明の該光散乱分光システムは粒子寸法分布を決定するために好適であり、そして少なくとも１つの照明光フアイバー（illumination optical fiber）と、複数の収集光フアイバー（collection optical fiber）とを含む光学的プローブ（optival probe）を具備しており、該複数の収集光フアイバーの少なくとも２つは異なる角度で又は異なる平面内に配向されており、該分光システムは又、光源と、偏光（polarized light）と非偏波光（unpolarized light）とのスペクトルを取得する検出器システム（detector system）と、該取得されたスペクトルを受けそして実行可能なインストラクションを含むことが出来る解析プログラムと、そして該解析プログラムインストラクションを実行し、粒子寸法分布を決定出来るデータプロセサーと、を具備している。一般に、該検出器システムは電荷結合デバイス（charge coupled device）｛シーシーデー（CCD）｝、シーモス（CMOS）画像形成デバイス又は他の画像センサーを備える。

１実施例では、該光散乱分光システムは光散乱スペクトルのみならず蛍光スペクトルも取得する。もう１つの実施例では、該光散乱分光システムは光散乱スペクトルのみならず反射スペクトル（reflectance spectra）、蛍光スペクトルも取得する。

１つの好ましい実施例では、少なくとも１つの照明光フアイバーが、該光学システムのネット波長依存感度（net wavelength-dependent sensivity）を部分的に補償するためにフイルターされた修正ブロードバンド照明（corrected broadband illumination）を供給する。一般に、シーシーデー検出器を使用する時、単位波長当たり最適照明電力はシーシーデー感度が一般に低いスペクトルの青の端部でより大きく、シーシーデー感度が一般に高いスペクトルの赤の端部でより小さい。

本発明の好ましい実施例に依れば、分光診断システムは、後方散乱光スペクトル内の何等かの下にある変動が差動的分光測定の結果として直接現れるように後方散乱スペクトルを提供する光プローブを含む。特定の実施例では、該プローブは偏光を検出するため使用される。或る実施例では該プローブは交さ偏光子（crossed polarizers）を有し、一方他の実施例では該プローブは単一偏光子（single polarizer）を有する。偏光を使うことにより、後方散乱光のスペクトルは自動的に引き算され、現在のオフライン解析法に代わり、実時間解析を可能にする。

本発明の物品、システムそして方法の前記及び他の特徴と利点は付属する図面で図解された好ましい実施例の下記のより特定的説明から明らかとなるが、該図面では種々の図を通して同様な参照文字は同じ部品を参照する。該図面は必ずしも尺度合わせされておらず、代わりに本発明の原理を図解することに力点が置かれている。

一般に、本発明の光散乱分光システムは、粒子寸法分布を決定するために好適であり、そして少なくとも１つの照明光フアイバーと、複数の収集光フアイバーとを備える光学プローブを具備しており、該複数の収集光フアイバーの少なくとも２つは異なる平面内に配向されており、該システムは又、光源と、偏光及び非偏波光のスペクトルを取得する検出器システムと、該取得したスペクトルを受け、実行可能なインストラクションを備えることが出来る解析プログラムと、そして該解析プログラムのインストラクションを実行し、そして該粒子寸法分布を決定出来るデータプロセサーと、を具備する。一般に、該検出器システムは電荷結合デバイス｛シーシーデー（CCD）｝、シーモス（CMOS）画像形成デバイス又は他のピクセレートされた画像形成センサー（pixellated imaging sensor）を備える。

本発明の該光散乱分光システムは更に、中央処理ユニット、メモリー記憶システムそしてサンプリングと解析ソフトウエアを実行出来るデイスプレーデバイスを具備する。１実施例では、ソフトウエアは、拡散的に散乱する背景がない場合に散乱する粒子の与えられた直径についてエルエスエスプローブの特定の設計が返すスペクトルを計算する。該ソフトウエアは、或る範囲の波長についてそして０度から１８０度に及ぶ散乱角度のセットについて、与えられた屈折率の媒体中で与えられた直径と屈折率を有する球形粒子により散乱される動力（power）を計算する。完全なミー計算（full Mie calculation）は中程度に複雑なので、このデータはプローブシミュレーションの残り用に大きなルックアップテーブル内に記憶されるのが好ましい。特定のプローブが組織からリカバーする全ての起こり得る散乱角度に亘るモンテカルロ積分（Monte Carlo integration）が次いで行われ、それが計算される各散乱角度についてスペクトルを加算した。起こり得る角度の範囲は、照明光フアイバーの直径（典型的には２００μｍ）、収集光フアイバーの直径（典型的には５０μｍから２００μｍ）、該光フアイバーの間隔（典型的には２４０μｍから４００μｍ）、該プローブ先端での窓の長さ（典型的には１ｍｍから５ｍｍ）、該光フアイバーの開口数（numerical apertures）（典型的には０．２２から０．４）、該プローブの軸線に対する該収集光フアイバーの相対角度｛該フアイバーが組織の”視認される”面積の重なり（overlap）を増加させるために内方へカント（canted）されている好ましい実施例用｝そしてもし含まれるなら偏光子配向の角度、により決定される。このソフトウエアは、本発明の改良された、単一偏光子光学プローブにより作られ得るスペクトルのみならず非偏波光光学プローブ用エルエスエススペクトルをも形成するため使用された。

拡大した（そしてより屈折性の）細胞核から後方散乱される光の波長依存性はエルエスエスを組織形成異常の検出に適用するための物理的基礎である。該組織表面での細胞核の寸法及び密度の増大は形成異常を示す。後方散乱光電力対波長のプロットは、より大きい、形成異常の核について、より小さい、正常細胞核からよりも高い周波数の波長振動（higher frequency oscillations in wavelength）を示す。これらの振動は典型的に、該組織からの全反射光信号の２，３パーセントに過ぎない。かくして大きな背景信号の引き算が該解析方法の重要部分である。

該光散乱分光システム用の好適な光源と検出器システムの１実施例９９が図１の平面図で略図で示される。光は水銀｛エイチジー（Hg）｝ランプ１００とキセノンランプ｛エックスイー（Xe）｝１６４により提供され、各々はそれぞれ反射器（reflectors）１０２と１６２を備える。この図で、図解の目的で、該水銀ランプ１００は該キセノンランプ１６４に対し９０度回転されているが、大抵の実施例ではこれらのランプは同じ配向（orientation）に出来る。水銀ランプ１００からの光はレンズ１０４でコリメートされ、フイルター１０５を通過し、該フイルターされた光はダイクロイック反射器（dichroic reflector）１０６により向け直される。フイルター１０５は短い波長のユーブイ（UV）を減じ、一方長い波長のユーブイと可視光を通するよう選択される。適当なフイルターはショットダブリュージー（Schott WG）シリーズフイルターの１つである。水銀ランプ１００により作られる可視及び赤外放射は該ダイクロイック反射器１０６を通過し、フイルター１０８により吸収される。向け直されたユーブイ光は、モータ１１６により動かされるフイルターホイール（filter wheel）１１４により担われる励起フイルター（excitation filters）１１０と１１２を交互に通過する。

同様に、該キセノンランプ１６４からの白色光はレンズ１６６によりコリメートされ、フイルターグループ１６７を通過し、反射性のコートされたホイール１７０により向け直されるか、又はフイルター１６８により吸収されるべくホイール１７０内のセクターを通過するか何れかである。フイルターグループ１６７は該シーシーデー検出器の各画素内に発生される光電子の数が該スペクトルに亘って比較的均一になるように該キセノンアークランプ１６４から収集された光のスペクトルを修正する。該スペクトル内の如何なる点での光電子（photoelectrons）の最大数も、近隣画素内へのスピルオーバー影響（spill-over effects）を避けるよう、使用される特定のシーシーデーのウエル深さ（well depth）を越えてはならない。又、検出されたスペクトル内のどの画素での信号対雑音比もその画素により収集される光電子の数の平方根に比例する。最適照明は、かくして、該スペクトルに亘り単位波長当たり均一な電力として規定された、白色光（white light）でなく、修正ブロードバンド照明（modified, broadband illumination）である（以下引用符で囲んだ”白色光”）。一般に、最適な単位波長当たり照明電力は、シーシーデー感度が概ねより低い、該スペクトルの青の端部でより大きく、シーシーデー感度が概ねより高い、該ペクトルの赤の端部でより低い。考慮されるべき他の要因は、該スペクトロメーターの分散、該光学要素の損失、組織の一般的反射スペクトルそして該照明を発生するランプのスペクトルプロフアイルである。ショット（Schot）により作られるそれらの様な固体のガラス吸収フイルターのスタック（stacked）されたセットは最適照明電力を得るのに好適である。特に、ショットのダブリュージー（WG）、ユージー（UG）及びジージー（GG）フイルターは該スペクトルの青の端部で該スペクトルを高めるため使用出来て、該ショットのケーブイ（KV）シリーズの様な、赤外線吸収フイルターは該スペクトルの赤の端部を減衰させるために使用出来る。

可視及び赤外線放射は該ダイクロイック反射器１０６を通過し、フイルター１０８により吸収される。フイルターホイール１１４と反射ホイール１７０は、白色光及びユーブイ光がプリズム１１８によりレンズ１２０及び１２４を通り光フアイバー１２６の端部上に交互に向けられるように、それぞれモーター１１６及び１７２により制御され、動かされる。光フアイバー１２６の端部の照明のタイミングはシャッター１２２により制御される。好ましい実施例では、ランプ１００とランプ１６４の何れか又は両者への電力供給はパルス化され得る。

１つ以上の光フアイバー１３０により集められる光はレンズ１３４と１４６によりホログラフィックグレーテイングスペクトロメーター（holographic grating spectrometer）１５０の入り口スリット１４８を通過する。好ましい実施例では、多数光フアイバー端部１３２（ここでは図解の目的で９０度回転されて示されている）の線形配列がレンズ１３４と１４６により該入り口スリット１４８を通っている。プリズム１３６は、モーター１４４により回されるホイール１４２上に担われたユーブイ阻止フイルター（UV blocking filters）１３８及び１４０を通る光路を導く。グレーテイング１５２により作られたスペクトルはシーシーデー検出器１５４上に画像形成される。１実施例では、マスク１５８の下で該検出器を動かすことにより多数のスペクトル１５６，１６０が該シーシーデー検出器１５４上に連続して画像形成される。もう１つの実施例で、幾つかのスペクトルが別々に該シーシーデー検出器上に画像形成され得るのは、図２，図３そして図４参照されたい。両実施例では、幾つかのスペクトルがシーケンシャルに記憶され、該シーシーデーは１度に読まれる。

非偏波のトリモーダル分光法（unpolarized Tri-modal Spectroscopy）｛テーエムエス（TMS）｝システムは一般に２つ以上の蛍光スペクトルと白色光の反射スペクトルとの取得を要する。テーエムエスの種々の方法が、それら全体の引用によりここに組み入れられる特許文献１，２，及び３で説明されている。該光学プローブは溶融石英光フアイバー（fused silica optical fibers）から成り（より深いユーブイ蛍光励起波長の最適透過用に）、該光フアイバーは最小直径用に６角の閉じてパックされた束（hexagonal close-packed bundle）内に配置され得る。少なくとも１本の光フアイバーが組織まで光を配送するため使用され（”照明光フアイバー（illumination optical fiber）”）、照明用に使用されない光フアイバーがスペクトル解析用に最終蛍光又は反射光を収集するため使用される（”収集光フアイバー（collection optical fiber）”）。

組織まで光を配送するための光フアイバーの１本より多くの使用は、収集される蛍光の量を減じる犠牲を払っても該システムの機械的及び電気的設計を簡単化する利点を有する。図２Ａの略線図２００はこの種の光源と収集設計を使用する非偏波テーエムエスシステムの実施例を図解する。典型的全溶融石英光フアイバー（all-fused-silica optical fibers）２０６，２８０の受け入れ角度（acceptance angle）を０．２２の開口数（numerical aperture）｛エヌエイ（NA）｝とマッチするために２分のエフ光学システム（f/2 optical systems）２０４を使用して水銀アークランプ２０２から２つの蛍光波長が同時に収集される（例えば、３４０ｎｍと４０５ｎｍで）。照明は、２つの励起照明のパルスがシーケンシャルに組織へ配送されるように、各通路に別個の高速ブレードシャッター（fast blade shutters）を有する２つの別々の光フアイバーにより配送される。同様に、反射スペクトル用に必要な修正ブロードバンド照明２１２（”白色光”）がそれ自身の光学機器２１４により収集され、それ自身のシャッター２１８を有する別々の照明光フアイバー２１６内に配送される。かくしてこの実施例は光配送用に７つのフアイバーの３つを使用するが、照明電力の１つの照明フアイバー内への光学的又は機械的混合を要しない。蛍光照明と白色光の照明の間でこの実施例がスイッチ出来るより高い速度はこのシステムのもう１つの利点である。

組織から放射される蛍光は該励起より約１０００倍弱いので、該蛍光収集路は、散乱され、反射される励起波長を、蛍光検出システムを飽和させることを防止するに充分なだけ減じるために、励起阻止フイルター（excitation blocking filter）を要する。図２Ａに示す実施例では、必要なフイルターが常に存在するように特定の収集フアイバー２１８，２２０，２２２は特定の蛍光及び反射波長に割り当てられる。又、これは全体的スペクトル収集時間を速めるが、何故ならばフイルターが場所的に動かされる必要はなく、与えられたスペクトル用に収集される光量を減じるからである。調時されたシャッター（timed shutter）が同様に個別収集路内にも存在する必要があるので、唯１つの路が与えられた時刻に組織への光源から該スペクトロメーターまで開いている。これは図２Ａの下部に示す様にタイミングサイクル２２６を有する連続的に回転するホイールシャッター２２４で達成される。

図２の検出システムは最終スペクトルを検出するためシーシーデーカメラ２２８を使用する。特定の蛍光又は反射波長に個別光フアイバーが割り当てられるので該スペクトル取得は簡単化される。示される４つの光フアイバーの出口面は該シーシーデー検出器の異なる行位置（different row positions）２３０，２３２，２３４上に画像形成され、該スペクトルは該スペクトロメーター分散体２３６により該シーシーデー列（CCD columns）に亘り撒き散らされる。該シーシーデーは、該照明及び収集路が開くようスイッチされると、各シーケンシャルなスペクトルを記憶する。該取得されたスペクトルは、標準的シーシーデー読み出し電子機器（standard CCD read-out electronics）を使って、スペクトル”画像”として１度に読み出される。

図２Ｂは実施例２３７を略図式に図解するが、そこでは２つの励起波長、Ｅ１及びＥ２が波長で充分に分離されているのでダイクロイックミラー２３８が該２つの波長を分離するため使用され得て、次いで追加的フイルタリングの後それらを１つの照明光フアイバー２４０内へ再組み合わせする。又該２つの別々の光路はＥ１及びＥ２での照明の独立のタイミングを提供するためにシャッター２４２を有する。

もう１つの代わりの実施例が図３Ａに示される。この実施例３００では、全ての照明カラーは１つの照明フアイバー３０２内に多重化されるので残りのフアイバー３０４の全ては各最終蛍光又は反射スペクトルの収集用に使用出来る。この取り組みは、該システム用の全収集時間を遅くする、適当な時刻に適当なフイルターを該光路内にシフトせねばならない犠牲を払うが、収集される電力を６倍にする利点を有する。該フイルターを光路内に位置的にシフトするために回転ホイール３０６，３０８が使われる。該ホイールは、もし該フイルターが必要な露光期間を賄うに充分な程大きいなら、連続的に回転し続けられる。代わりに、より小さいフイルターを適当な時刻に位置内へ回転させるためにステッパー（stepper）又はサーボモーターが使用出来る。又、励起パスフイルター（excitation pass filter）３０６と励起阻止フイルター（excitation blocking filter）３０８は同期化されねばならない。

図１の実施例に於ける様に、図３Ａの実施例で、それが取得された後各連続するスペクトルを該シーシーデー３１４，３１６，３１８，３２０上の記憶範囲へ動かすために該シーシーデー検出器３１２内の行シフテイング電子機器（row shifting electronics）が使われる。該シーシーデー上のこの記憶範囲は、該スペクトルを劣化させることから迷光（stray light）を防止するために外部マスク３２２によりカバーされるのが好ましい。該スペクトルの全てが露光された後、該スペクトルの全てを読み出すために該行シフテイング（row shifting）が普通の仕方で続けられる。

図３Ｂに示す略線図は実施例３２９を図解するが、そこでは幾つかの蛍光励起波長、Ｅ１，Ｅ２そしてＥ３のみならず、修正ブロードバンド照明（上記説明の様に”白色光”）用源としても、１つの水銀ランプ３３０が使用される。フイルターホイール３３２を使用して、既に上記で論じた様な適当なフイルターを、該光路内に動かすことにより種々の波長が選択される。

図４は、偏光が照明光フアイバーから放射され、該光が少なくとも２つの収集光フアイバー、好ましくは４つの光フアイバーにより、収集される実施例を図解する。該偏光子に対する該照明及び収集光フアイバーの関係の詳細は、単一偏光子光学プローブ（図５Ａ）及び交さ偏光子光学プローブ（図５Ｂ）の両者用で図５Ａ−５Ｂで略図式に図解される。

エルエスエス用光フアイバープローブは典型的に白色光を少なくとも１つの照明光フアイバーを通して組織へ送り、該組織からの反射光を１つ以上の収集光フアイバーで収集する。該収集された光は該組織表面での細胞核からの後方散乱光（目的の信号）と該組織内深部から散乱された拡散光（遙かにより多くの背景信号）との両者を含む。該収集された光は近紫外線｛ユーブイ（UV）｝から近赤外線｛アイアール（IR）｝までの波長範囲に亘るスペクトルを発生するようスペクトロメーターで解析される。臨床研究用に最近使用されるエルエスエス光学プローブは非偏波白色光で組織を照明し、解析用に単一、非偏波、反射光スペクトルを収集する。背景信号は拡散散乱光の期待スペクトルをモデル化することによりこの非偏波スペクトルから除去されねばならない。該モデルは、例えば、組織内の血液量を見越したパラメーターを含む。この種のモデリングは遅く、誤差をこうむる。非偏波エルエスエス光学プローブは、起こり得る最も広い波長範囲に亘るスペクトルを返し、作るのが比較的簡単な利点を有するが、しかしながら、背景引き算（background subtraction）用モデリングを使う必要性は重要な欠点である。

それら全体の引用により両者がここに組み入れられる特許文献４，５で説明される様に、該背景信号の引き算を改良する手段として、エルエスエスプローブでの交さ偏光子（crossed polarizers）の使用が種々のグループにより提案されて来た。交さ偏波エルエスエスプローブ（cross-polarized LSS probe）では、該照明フアイバーは（その遠位の先端で）偏光子でカバーされるので、組織に到着する光は偏波されている。この場合、組織表面の細胞核から後方散乱される光は又入射光と同じ平面内で偏波される。該組織のより深くから拡散散乱される光は、該核からの後方散乱される光に比較して、前術の様に、大きな背景信号に帰着する。この背景光は、該光が該組織表面に戻る前に多数の、面外の、散乱イベント（multiple, out-of-plane, scattering events）により、大幅に（しかし必ずしも完全にでは無く）、非偏波される（depolarized）。交さ偏光エルエスエス光学プローブでは、少なくとも２つの収集光フアイバーも又偏波層でカバーされ、その１つは該入射光の偏波と平行に偏波された光を通し、そしてその１つは該入射光の偏波と直角に偏波された光を通す。該入射光の偏波と平行に偏波された収集光の光散乱スペクトルは細胞核からの後方散乱信号のスペクトルにプラスされた該拡散（非偏波の）背景光のスペクトルを含む。入力光の偏波と直角に偏波された収集光の光散乱スペクトルは該拡散背景光のスペクトルのみを含む。これら２つの光散乱スペクトルの差を取る（Differencing）ことは上皮細胞の核からの後方散乱光の望まれるスペクトルのみを残す。

交さ偏光エルエスエス光学プローブ設計は難しい背景引き算モデリングを要しない利点を有するが、それらは作るのが非偏波設計より高価である。現在入手可能な薄膜偏光子も又動作の限られた利用スペクトル範囲を有するので、取得スペクトルは解析がより難しい。又入力信号の偏波を保持する、組織内のより深くから反射される可成りの量の電力があり、かくして組織表面の細胞核のスペクトルから引き算されない。かくして該背景引き算は完全でない。

エルエスエス用の単一偏光子光学プローブの設計は、該光学プローブが１つよりむしろ２つの光散乱スペクトルを発生するため使われ得る点で交さ偏光子光学プローブ設計と同じ利点を有する。これら２つの光散乱スペクトルの差を取ることは背景の拡散的に散乱される光のスペクトルを除去する。

しかしながら、単一偏光子光学プローブにより作られる該２つの光散乱スペクトルは該交さ偏光子プローブ設計により与えられるそれを越えた重要な追加の有用な特徴を有する。照明光フアイバーの位置及び該単一偏光子の整合に対し２つの異なる角度又は平面に、適当に該収集光フアイバーを位置付けることにより、該２つの散乱スペクトルは波長の振動を示し、該振動は非偏波光学プローブで得られる光散乱スペクトルでの振動に比較して遙かに高い周波数（約６倍）である。２つの異なる平面（”ｓ”及び”ｐ”と称する）内に置かれた収集光フアイバーからの光のスペクトルでのこれらの角度又は振動は又相互に１８０度位相外れしているので、背景を除去する差を取る過程もこのより高い周波数振動の相対振幅を有効に２倍にする。該より高い振動周波数は全エルエスエスプローブデータに存在する低い周波数のスペクトルノイズからのこの振動スペクトル成分の分離を可成り簡単化する。

幾つかの光学プローブ実施例により発生される信号のコンピュータ予測が、細胞核をシミュレートするために屈折率整合した流体内でのポリスチレンビーヅを使った測定と共に、下記で説明される。フアイバー寸法と位置そしてプローブ窓の好ましい長さ、の様な該プローブ用の好ましいパラメーターを示す技術的設計研究も説明される。

一般に、構造位置付けの、そして本発明の光学プローブの様な構造体内の光フアイバーの束（bundles）の整合用の、技術は入手可能である。例えば、その開示がそれら全体の引用によりここに組み入れられる特許文献６を参照されたい。

２つの例示的な適当なプローブ設計５００，５０１が図５Ａ−Ｂに示される。これらの設計では、図４の光源と検出器システム４００を使用してブロードバンド照明（”白色光”）を組織まで配送するために単一照明光フアイバー４０２が使われる。照明光フアイバー４０２は、蛍光分光法用の適当な波長の励起照明４０４用光フアイバーのリングにより囲まれ、図４及び５Ａ−Ｂに示す様に、散乱光４０６，４０７を収集し、放射光４０８を収集する。中央照明光フアイバー４０２は典型的に直径１００μｍであり、該収集光フアイバー４０６−４０８は典型的に直径５０μｍ（より大きいクラデイング直径を有して）である。該プローブの２．４ｍｍの全体直径は胃カメラの様な内視鏡の普通の生検チャンネル寸法（common biopsy channel dimensions）を有するプローブの使用を許容する。単一の、薄膜偏光子５０２が図５Ａに示す様に該フアイバーの先端５０４と該プローブ窓５０６の間に置かれ得る。もう１つの実施例では、交さ偏波フイルム５０８，５１０が図５Ｂに示す様に使用され得る。両実施例では、該偏波フイルムは、蛍光分光法用の励起及び放射波長を通すために使用される光フアイバー上でアブレート（ablated）されるのが好ましい。この様なプローブでは、光フアイバー先端から該中央フアイバーまでの半径方向距離は典型的に０．３５ｍｍである。該偏光子と光学的遮蔽の窓との組み合わせ厚さにより設定される、該光フアイバーの先端から組織までの距離は典型的に５ｍｍであり、収集された後方散乱光用の４度の現在好ましい中央角度に帰着する。この角度は種々の実施例では適切に約２度から約６度の範囲内にあり得る。

該フアイバーの”照明された”範囲の重なり合い（overlap）は図５Ａ及び５Ｂで示す様に、光フアイバーのリングを４度に角度付け（angling）することにより得られ得る。図５Ａ及び５Ｂに示す１実施例では、光フアイバーの該リングは黒いエポキシ内にポット（potted）される。もう１つの実施例では、該中央光フアイバーが、該プローブ先端の主ボデイ（main body）内のテーパ付き表面又は孔に対し該フアイバーのリングを加圧する比較的柔らかいプラスチックプラグにより囲まれることが出来る。この組立体は次いでこの主ボデイの下面から僅かに延びるフアイバーと共にエポキシされる（epoxied）。一旦該エポキシが硬化すると、該プローブの主ボデイとそのフアイバーはポリッシ用ジグ（polishing jig）内に置かれ、該フアイバーの全て（及び該主ボデイ自身の先端）は１つの平面へ戻るようポリッシされる。１実施例では、プラスチック薄膜偏光子が別にカットされ、溶融石英ロッド（光学遮蔽と窓を形成する）と一緒に該主ボデイに嵌合された薄い金属スリーブ内へエポキシされた。該フアイバー先端は該プローブの中央軸線に近いのでこの偏光子の外縁上の仕上げ（finish）は重要でない。尺度合わせされたプロトタイプのプローブで使用される商業的プラスチック偏光子のエッジを、困難無しにそしてその距離を越える偏波の有効性に影響せずに、約５０マイクロメートルの水準（figure）までポリッシすることが可能なことを見出した。該窓先端とスリーブは次いで１０と２０度の間の角度、好ましくは約１５度まで戻るよう研磨され、そして一緒にポリッシされる。非シーケンシャルレイトレーサー（non-sequential ray tracer）、ゼマックス（Zemax）、を用いた設計研究は、１５度が該窓先端でのガラス／水非連続性からのフレーネル反射（Fresnel reflections）（例え非常に多数の内部反射後でも）を、光線を該収集フアイバーの受け入れ角度内に戻るよう向けることから防止するのに充分な角度であることを示した。該プローブが生検チャンネルを通るよう押してそれを該組織に対し位置付けるのに要する構造的堅さを提供するため、医療級のプラスチックの熱収縮チューブ（heat shrink tube of medical grade）が該フアイバーを保護し、該主プローブボデイの外側上の環状の峰のシリーズを把持する。同様な熱収縮配管は蛍光プローブで使用された。

図６は本発明のエルエスエスシステム用に好適な単一偏光子光学プローブ６０２の１実施例のより詳細な略図的図解である。１つの”白色光”照明光フアイバー６０４が軸方向孔６０８を有するテーパー付きプラグ又はリテーナー６０６により該プローブ軸線上に保持される。該リテーナーはエポキシ、プラスチック、又はポリマー材料とすることが出来る。このフアイバーからの光は薄膜偏光子６１０を通過するが、該偏光子は別の光学部品とするか又は該プローブ窓６１２の端部上に直接積層され得る。該窓６１２は、該照明用光フアイバーの開口数により決定される光の広がり（light spread）が該プローブ窓の先端の大部分をカバーするに充分な長さである。該プローブの遠位のセクター６０２はステンレス鋼円筒６４０により囲まれ、該円筒は又周囲光から該窓を遮蔽するよう作用する。より大きいプローブ窓は望ましくなく、それはそれが必要なより多くの背景光を該プローブ先端内に収集し、背景光が収集光フアイバー６１４内に散乱される尤度（likelihood）を増すからである。該収集光フアイバー６１４はプローブ先端ボデイ内のテーパー付きボア（tapered bore）６１６により、照明フアイバー６０４を担う内部リテーナー６０６のテーパーとマッチする適当な収集角度で保持される。かくして該光フアイバーリテーナーモジュール６１８は内部フアイバーサポート又はリテーナー６０６と外部フアイバーサポート６１６又は該プローブ先端ボデイのテーパー付きボアとを含む。

この実施例で示される光フアイバー６１４は照明光フアイバー６０４より直径が小さく、それは後方散乱光スペクトルのより深い変調に帰着する。これはより細い光フアイバーが後方散乱光が収集される角度を制限し、後方散乱角度と共に変化する該スペクトル振動の平均化（averaging of the spectral oscillations）を減じるからである。該プローブが組み立てられた後、入力偏波の面内の後方散乱光を収集する光フアイバーは偏波の入力面外の光を収集する光フアイバーから分離され得る。

図７は本発明によりスペクトルデータを解析する過程の好ましい実施例のフローチャート７００である。一般に、該解析過程は測定された反射スペクトル、Ｒ（λ）に最も良く適合する粒子寸法コンセントレーション、ｃ_ｋのセットを決める。該最良適合は、各波長での偏差をその波長での測定での見積もり誤差で割ったものの平方の和を最小化する適合と規定される｛カイ二乗｝。もし必要なら該適合は異なる屈折率比（refractive index ratios）、ｍ、について繰り返され得る。望まれる係数用の解は、特異点とコンピュータ丸め誤差とに伴う問題を有効に避けるために公知の特異値分解法（singular value decomposition method）で達成される。又、典型的に、この種の解析は２，３ミリ秒で行うことが出来る。

図７のフローチャートは、１実施例で上皮細胞核の寸法の分布により示される、組織状態の分類に含まれる過程を示す。該過程はフットスイッチ又は他のトリガーで臨床医により始動される。該システムは初期には蛍光スペクトルを取得するために用意済み状態に保持され、適当なフイルターが置かれるか又はシャッターがトリガリング用に選択されている７０２。一旦始動されると７０４，該システムは第１蛍光スペクトルを取る７０６．次いで該フイルターとシャッターは”白色光”励起用に選択され７０８、偏光反射スペクトルが取得される７１０．該フイルターは次の蛍光取得用の位置内に動かされ７１１（詳細な設計に依り）、一方反射スペクトルが取得される７１０．次いで最後の蛍光スペクトルが取得される７１２．エルエスエス解析用に後方散乱スペクトルを得る７１４ために該２つの反射スペクトルの差が取られ７１３、そして固有蛍光スペクトル（intrinsic fluorescence spectra）｛アイエフエス（IFS）｝解析用に非偏波拡散スペクトルを得る７１６ため加算される。該エルエスエス解析は、使用される特定プローブ設計用に予測されたスペクトルの予備計算された表内の最も近い整合への最小２乗適合として進む７１８。該表のパラメーターはピークの核寸法、核寸法分布幅及び核屈折率を含む。該アイエフエス解析は固有蛍光分布（本質的にはエフ／アールすなわち蛍光を反射で割った値）７２０と前に得られた臨床スペクトルと比較用のその特性パラメーターを計算する。各場合のそれらの予測信頼性を含む該２つの方法７２１，７２２の荷重結果７２３は臨床医へのデイスプレー７２４，７２６，７２８用の最後の結果を提供する。

ここに説明したプログラム、過程、方法そしてシステムは、他に指示されない場合は、コンピュータ又はネットワークシステム（ハードウエア又はソフトウエア）の何等かの特定の種類に関係せず、それに限定もされないことは理解されるべきである。種々の種類の汎用又は特殊コンピュータシステムがここに説明された開示と共に使用されてもよく、該開示の動作を実行してもよい。

透明球からの光散乱の精確な理論は１９０６年にグスタフミー（Gustav Mie）により開発され、従って該過程はミー散乱（Mie scattering）として知られて来た。該理論の近代の説明はバンデフルスト（van de Hulst）による刊行物で見出し得る。正常な細胞核は、水のそれ（１．３３）に近い屈折率を有する媒体内の５から７μｍの直径と約１．４２の屈折率とを有する球としてモデル化出来る。形成異常の核は１０μｍ以上の直径を有する球としてモデル化出来る。

該エルエスエススペクトルは、内視鏡の生検チャンネルを通過し測定されるべき組織に対し加圧される光フアイバープローブで収集される。典型的プローブ８００の先端は図８で簡単化された形で略図式に示される。中央の、照明光フアイバー８０２は該組織８０５へ”白色光”を配送し、別の収集光フアイバー８０６は後方散乱光８１０を比較的狭い角度範囲内に返す。特定の波長でこれらの光フアイバーにより収集された光の量はその波長についてのミー散乱パターンに依る。散乱させる粒子の寸法は該返された光のスペクトルを解析することにより決定され得る。実際には、該プローブ先端上の光学的遮蔽内の窓が該組織から固定された距離に該光フアイバーを保持するので該散乱させる形状は一定に保たれる。該窓の平面は該プローブの長い軸線に直角にすることも出来るが、或いは該収集フアイバー内への鏡面反射性の反射を減じるために、４度の様なもう１つの角度にチルト（tilted）されることも可能である。例えば、図２Ａ、３，５Ａ及び５Ｂ参照。

上記で論じた様に、特定の光学プローブ用の受け入れ角度の範囲は、照明光フアイバーの直径、収集光フアイバーの直径、該フアイバー間の間隔、それらの開口数｛エヌエイ（NA）＝ｓｉｎ（受け入れ角／２）｝そして該光フアイバーの遠位の端部から該光学的遮蔽内の窓までの該プローブ先端の長さに依る。エルエスエスプローブにより検出された後方散乱された光のスペクトルはかくして極めて複雑な条件のプロダクト（product）であり得る。

図９は、入射光の波長より遙かに小さく（図９Ａ）そして入射光の波長より遙かに大きい（１μｍ直径粒子については図９Ｂ、１０μｍ直径粒子については図９Ｃ）、細胞核の様な、粒子９０１から如何に光が散乱するかを図解するために、散乱された強度分布９００の精確なミー計算の典型的な結果を略図式に示す。直接後方散乱方向（１７０度から１８０度）に近い強いピークは該エルエスエス光学プローブにより収集され、該散乱させる粒子の直径を決めるために解析される。これらのピークは波長の変化と共に角度が急速にシフトする。

図１０Ａ−Ｄは非偏波エルエスエスプローブを用いたエムアイテーバイオメデイカル研究センター（MIT Biomedical Research Center）に於ける研究グループにより取られた測定結果を抄録する。非特許文献１，２及び３参照。

体外で培養された細胞と体内のバレット食道｛ビーイー（BE）｝組織とについてデータが図１０Ａ−Ｅに示される。図１０Ａと１０Ｂはそれぞれ正常１００１とＴ８４腫瘍細胞サンプル１００２からの正規化された反射率

を示す。差異のあるスペクトルの特徴が明らかである。培養された細胞のスペクトルでは、４００−４５０ｎｍの近くの正常細胞スペクトル（図１０Ａ）で見られるブロードなピークが、図１０Ｃの解析グラフ１００３で示される様に、正常細胞の６−７μｍ直径核について非偏波光学プローブからの波長振動のスケールサイズ（scale size）を示している。

核寸法分布についての情報を得るために、例えば、その全体が引用によりここに組み入れられる特許文献７に説明される様に、該反射データが変換された。図１０Ｃの実線の曲線は図１０Ａ及び１０Ｂのスペクトルから抽出された正常な１０３０とＴ８４細胞単一層（cell monolayer）１０３２サンプルの最終の適合された核寸法分布を示す。ｎ＝１．０６の核−細胞質相対屈折率とｎｃ＝１．３６の細胞質屈折率が使用された。図１０Ｃの破線の曲線は正常な１０３３とＴ８４細胞単一層１０６２サンプルの、光学顕微鏡法を介して外形計測的に（morphometrically）測定された、対応する寸法分布を示す。該抽出された及び測定された分布は正常及びＴ８４細胞サンプルについてよく一致している。図１０Ｄは、（１）正常（非形成異常の）１０４２と（２）前癌性（すなわち、低程度の形成異常の）１０４４と、を示すために、標準の病理学的解析により独立的に共に診断された、２つのバレット食道組織サイトからの、

を計算することにより拡散背景構造を除去した後の、反射スペクトル１００４を示す。

を計算することによりこの拡散背景構造を除いた後、周期的な精細な構造が図１０Ｄで見られる。形成異常組織サイトからの精細な構造は正常なサイトからのそれより高い周波数含有量（higher frequency content）を示す。抽出されたそれぞれの核寸法分布が図１０Ｅに示されている。該正常な１０５０と形成異常組織１０５５の両サイトについての分布間の差は明らかである。形成異常サイト１０５５からの核の分布は正常なサイト１０５０からの分布のそれより遙かにブロードで、ピーク直径は〜７μｍから約〜１０μｍへシフトされている。加えて、大きい核（＞１０μｍ）の相対数と核の合計数が可成り増加している。

スペクトルから導出された粒子寸法分布はビーイー（BE）組織内の形成異常細胞の核がそれらの核寸法と密度で測定可能な差を示すことを示している。これらの寸法分布を同じサイトから取られた生検サンプルについての病理学からの結果と比較することにより、該核寸法分布解析から該生検の結果を予測する過程のシーケンスが開発された。

図１１を参照すると、細胞の数対１０μｍより大きい核のパーセンテージのプロット１１００が示される。核の３０％より多くが拡大される（”拡大される”で１０ミクロン以上の測定された核直径を有するとして規定される）なら形成異常の割り当てが行われ、図１１で破線の分割線１１０２により表された。スペクトル式診断が、ブラインド方式（in a blind fashion）で４人のエキスパート病理学者により独立に決定された組織構造を使って平均診断と比較された。４９人の患者からの８７４の食道サイトが組織構造により検査された。４サイトは高程度の形成異常を有し（ＨＧＤ）１１０４（充実３角形で示す），８サイトは低程度の形成異常を有し（ＬＧＤ）１１０６（充実４角形で示す）、１２サイトは形成異常については非決定的（indefinite）であり（ＩＮＤ）１１０８（空の４角形で示す）、そして残りのサイトは形成異常でないバレット食道（Barrett's）であった（ＮＤＢ）１１１０（空の円で示す）。該ＨＧＤ、ＬＧＤそしてＩＮＤの全てと５２のＮＤＢのランダムな選択から成る部分集合が分光法の組織構造法との比較用に使われた。エルエスエスはそれぞれカテゴリーＮＤＢ、ＩＮＤ、ＬＧＤ及びＨＧＤの上皮について核の進んで増加する数を検出した。全７６のサンプルの診断が図１１で示される。低及び高程度形成異常を検出するためのエルエスエスの感度と特定性（specificity）はそれぞれ９２％と９１％であった。全ての高程度形成異常サイトと８つの低程度形成異常サイトの７つが正しく診断された。核の数及び密度と大きい核のパーセンテージとの両者を組み入れる多変量モデル（multivariate model）の使用は感度と特定性をそれぞれ９２％と９７％まで更に改善した。更に、エルエスエスと該４人の病理学者の間の観察者間の一致は７６％で、何れか１人の病理学者の診断を他の３人と比較した場合（平均６５％）に得られたそれより良かった。病理学者間のこの大きな変動は参考文献と一貫しておりこの病気の診断の難しさを説明している。

この様なスペクトルデータを解析することの実用的難しさは上皮層の下の組織を通しての拡散的散乱による背景光を除くニーヅである。典型的にこの光は全信号の約９５％を賄っている。該背景光は、大きな角度に於いてより効率的に光を散乱させる、細胞内小器官（intracellular organelle）の様な、特により小さい構造体からの、多数光子散乱イベント（multiple photon scattering events）に依る。有効な散乱長さは、波長により０．１から１μｍに及ぶので、散乱された光の可成りの部分は該プローブの受け入れ角度内に再度入る。この拡散散乱も又、下にある組織内の吸収過程により、特にヘモグロビンにより、スペクトルの特徴を取り上げる。図１０Ａ−Ｅに示すデータについて、組織輸送（tissue transport）及び吸収の表現への時間の掛かる該データの適合により背景引き算がオフラインで行われた。このデータ用に要した適合時間は１点当たり多数分であって、それを実時間測定として非実用的にした。

光がその入り口点から組織を通して拡散し去る時、それはその通路に沿い組織成分の寸法分布に関する情報を取り上げる。エルエスエスプローブ１２００は図１２Ａで略図式に示す様に背景スペクトルの中でこの情報の幾らかを取り上げる。システムは、組織の散乱特性用のプローブとして、該配送フアイバーからの種々の距離で混濁媒体を出る光の偏光及びスペクトル特性を利用した。この技術用の基本的プローブは図１２Ｂで略図式に示す様な形状１２０２を有する。図１２Ｂに図解されるプローブがエルエスエスプローブ用に要した様に細胞核からの直接後方散乱を測定出来ないことを注意する必要がある。同様に、非常に薄い窓を有する図１２Ｂで図解されたプローブは効率よく直接後方散乱を測定することは出来ない。

好ましい実施例では、本発明は後方散乱された光の角度分布と偏波を測定するための光散乱分光システムを提供する。この様なシステムの特性は仮想組織（tissue phantoms）を用いて研究された。この器具では、図１で略図式に図解されたそれと実質的に同様な光源と検出器システムとを用いて、キセノンアークランプからの白色光がフイルターされ（１０ｎｍバンドパス）、偏波され、空間的にフイルターされ（＜０．２５度発散）、そして既知の入射光源を提供するようコリメートされる。非偏波ビームスプリッターが入射光を該仮想組織の方へ導き、散乱された光用の戻り通路を提供する。レンズシステムが該後方散乱された光を、名目上光軸線上に中心合わせされたシーシーデー検出器上に焦点合わせする。この様なレンズシステムはそれら全体がここに引用により組み入れられた、刊行された、特許文献９に対応する特許文献８と、特許文献１１に対応する特許文献１０と、に詳細に説明される。

後方散乱された光の角度は画像の光軸線から或るオフセットに変換される。後方散乱された光の通路内の偏光子は入射照明の偏波に直角の偏波を有する光か、それに平行な偏波を有する光か、何れかを観察するために回転され得る。かくして単一偏光子プローブは、背景拡散散乱信号を自動的に除去する利点にプラスして細胞核の直径が決定され得る振動の周波数を増加させる利点を有する。

これらの実験で、図１３で略図式に線図化されたシーシーデー検出器配列１３００を横切るフアイバー先端（受光フアイバーの出力端部）の配列の画像を分散させるプリズムスペクトロメーターを用いて個別スペクトルが同時に得られる。該スペクトロメーターの絶対的校正は特に重要でないが、スペクトル間の相対誤差は良好な差信号を得るために最小化されねばならない。相対的波長校正誤差と組み合わされたコモンモードスペクトル（該ヘモグロビン吸収の様な）内の急峻な傾斜は該差スペクトル内のオフセットに帰着する。この種の誤差は普通該スペクトロメーターの画像形成光学機器内の場の歪みから生じる。この様な誤差が、該スペクトロメーター内に深く変調された光スペクトルを導入し、該スペクトル誤差用の２次元多項式写像関数（2-D polynomial mapping function for the spectral error）を用いて該差スペクトル（difference spectra）の最終２乗（resulting squares）を最小化することにより、減じられることが見出された。使用された該変調された光スペクトルは該照明光路内に置かれた多くの、等しく隔てられた（evenly-spaced）、狭帯域フイルター（narrowband filters）の組み合わせスペクトルであった。フアイバーの垂直配列を該プリズムを通して、該シーシーデーアレイ上に、画像形成することにより、スペクトルの全部が同時に得られ得る。該シーシーデーチップ上に該スペクトルのチャンネルをビンすること（Binning）により該７つのスペクトルを含む７×２５５画像が返される。

図１４に示す様に、仮想組織は、４．５６２＋／−０．２０９μｍ、９．１４＋／−０．７０９μｍ、１４．９＋／−２．２１μｍそして２１．４＋／−３．２１μｍ、として指定された直径を有するポリサイエンス社（Polysciences, Inc.）からのポリスチレンビーヅ１４００で作られる。これらは下記本文ではそれぞれ名目直径５，１０，１５及び２０μｍとして参照される。ポリスチレンビーヅは１．６０の屈折率、ｎを有する。これは細胞核より幾分高いが、散乱は、一般に散乱変数（scattering variable）、ｍと称されるｎ_{ｓｐｈｅｒｅ}対ｎ_{ｍｅｄｉｕｍ}の比に主として左右される。生物学的組織のｍの値は１．０３から１．１０の範囲内にある。画像形成実験の幾つかは該媒体として水（ｎ_{ｗａｔｅｒ}＝１．３３）で行われ、ｍ＝１．２０３を生じた。組織のより良いシミュレーション用に、カーギルタイプエフエフ（Cargille Type FF）の、１．４８の屈折率を有する低−蛍光液浸オイル（low-fluorescence immersion oil）（ｍ＝１．０８１）又はｍ＝１．０６を生じるよう１．５０７の屈折率を有するエポテックスタイプ３１０（Epotex Type 310）光学的エポキシ（optical epoxy）、を使用した研究も行われた。

角度分布測定の例が図１５に示される。上部パネル１５０２，１５０４，１５０６は波長５９４−６０４ｎｍの偏光と５，１０及び１５μｍの名目直径のビーヅとについて得られた結果を示す。交さした１５０８、及び整合した１５１０、アナライザー（analyzer）を用いて得られた画像の位相関係が注目される。下部パネル１５２０，１５２２は１５μｍビーヅと、波長４４４−４５４ｎｍ、１５２２，５９４−６０４ｎｍ、１５２０の非偏波光を用いて得られた後方散乱パターンを示す。対応するミー（Mie）後方散乱計算の結果のプロット１５２４が比較用に重ねて置かれている。

非偏波プローブ用に計算されたスペクトルの例が、屈折率１．３３の水媒体中で１．４２の屈折率を有する、５μｍ直径、１６０４、及び１０μｍ直径、１６０２、細胞核の両者について図１６に示される。非偏波光プローブは１００μｍ直径の送信光フアイバーと５ｍｍの厚さの光学窓の後ろに３５０μｍ離し隔てられた５０μｍの受光光フアイバーを有する。該解析方法はフーリエ解析を用いて大スケール発振構造の周波数を決定し、これらの周波数とそれらの振幅から該散乱させる粒子（該核）の寸法と密度を恢復させる。これらの予測された後方散乱スペクトルは、１０ｎｍより小さい幅を有する精細構造、約５０ｎｍの幅を有する中間構造そして完全な可視波長範囲のスケールの大スケール構造を有する。

図１７は５μｍ直径、１７０２，及び１０μｍ直径、１７０４，細胞核の両者について単一偏光子光学プローブ設計からの予測差スペクトルを示す。低周波情報が除去されたこと、スペクトル振動内の中間周波及び高周波が非偏波プローブの場合に比較して高められたことが注目される。ポリスチレンビーヅとプロトタイプの偏波プローブを用いて取られた実験データはこれらの予測されたスペクトルが実験的に得られ、良く一致することを検証した。後方散乱スペクトルの中間周波は散乱させる粒子直径を増加させると共に明らかに増加する。真の組織での細胞核は或る範囲の直径を示すので、それらの反射スペクトルは簡単な振動によっては表されず、むしろこの様なスペクトルの線形組み合わせは粒子寸法分布に左右される。

測定で使用された偏光プローブは、内視鏡で使用されるプローブ用に実用的な名目２．４ｍｍ直径から４倍スケールアップされた（scaled up by a factor of 4）。プローブの光学特性はそれが返す後方散乱スペクトルの意味ではスケールで不変である。このプローブは、比較的小さい範囲の後方散乱光収集角度で得られたスペクトルを測定するため使用された。この特定の４倍スケールされたプローブで使用された照明光フアイバーは直径４００μｍであり、直径２００μｍの収集光フアイバーを伴う。その結果は１００μｍ直径照明光フアイバーと５０μｍ直径収集光フアイバーを有するこのプローブで得られるべきそれらを表す。しかしながら、組織内の深くからの拡散散乱された光の収集はその組織内での特性的散乱距離に左右され、かくしてスケールで不変ではない。直接後方散乱と拡散散乱の間の比較は１倍プローブでのみ適切に行われる。

４倍スケールの単一偏光子光学プローブを用いて得られた７つのスペクトルが詳細に解析された。該スペクトルの３つは４度の後方散乱角度用であり、４つは８度の角度用である。単一偏光子が、該照明フアイバー、４度の収集フアイバーの３つ及び８度の収集フアイバーの３つをカバーした。該第１偏光子に対し９０度に配向された、第２偏光子が該８度の後方散乱角度で該第４フアイバーをカバーした。該単一偏光子の下の４及び８度の収集フアイバーは、それらの表されるスペクトルが該偏光子軸線（ｓ）に直角に、その軸線（ｐ）に平行にそしてその軸線に対し４５度に、散乱された光を返すよう、位置付けられた。

８度の角度内に返されたスペクトルは４度のスペクトルより弱く、異なる振動を示し、全て該プローブについて予測された様であった。

期待される様に、交さ偏光子光学プローブは該照明された表面により非偏波された光用のスペクトルを返した。白色スペクトラロン（white Spectralon）及び手の組織の様な、或る表面は光を可成り良く非偏波化する。これらの表面は半透明で、該表面内に透過された光はその表面から出現する前に多くの面外反射（out-of-plane reflections）を受ける。部分的に吸収するスペクトラロン及びビーヅの水中の懸濁液の様な、他の材料はその光を完全には非偏波化しない。これらの表面から反射される光はより少ない内部散乱イベントを受けて、該照明光の平面内で支配的に偏波される。背景引き算用に交さ偏波された光信号の使用は下にある組織がその光を良く非偏波しないならば適当に働かないことは注意すべきである。背景差し引き用の単一偏光子の設計はこの制限をこうむらない。

図１８のスペクトル１８００は光学的エポキシ内の９．１４＋／−０．７０９μｍポリスチレンビーヅの懸濁液から取得した後方散乱スペクトルを示す。ビーズの屈折率のエポキシ屈折率に対する比は１．０６なので該散乱スペクトルは上皮組織内の９μｍ細胞核のそれと同様である。注意すべき特徴は入力偏波面に直角に散乱された光（ｓ）、１８０２，のスペクトル内の中間周波数振動（mid-frequency oscillations）が偏波面に平行に散乱された光（ｐ）、１８０４、のスペクトル内の該振動と位相外れしていることである。最も低いスペクトル周波数は該ｓ及びｐ信号の両者に共通のスペクトル内の傾斜を形成する。４５度で散乱された光、１８０６，は中間周波数振動を有さず、かくして非偏波スペクトル１８０８と同様である。又後方散乱された光は、期待された様に、そして該交さ偏光子スペクトルでの低い信号により示される様に、強く偏波される。該ｓスペクトルから該ｐスペクトルを引き算することはゆっくり変化する背景と何等かの非偏波戻り光を除去する。該交さ偏光子を通る信号は非常に低いが、それは拡散後方散乱をシミュレートする追加層が該ビーヅの下に無いからである。

該ｓ及びｐの偏波されたスペクトル内の中間周波数リップルが位相外れしていることが気付かれる。又モデル化されたデータ内にある、高周波リップルが該スペクトロメーターの低解像度のために消されることも注目される。ｓ信号からｐ信号を引くことにより、１９００、図１９に示す様に、低周波数及び拡散後方散乱成分が除去出来る。２つのフアイバーの収集効率の小さな差は該スペクトルの１つにスケーリング係数（scaling factor）を適用することにより取り除ける小さな直流成分に帰着する。

図２０の上部グラフは、少量のヘモグロビンが付加された水中に懸濁された非常に精細な硫酸バリウム（barium sulfate）粒子の部分層の上のポリスチレンビーヅ層からのスペクトル２０１０を示し、ｓ偏波スペクトル２０１２とｐ偏波スペクトル２０１４の両者を含む。図２０の下部グラフはｓ−ｐ引き算後の最終スペクトル２０２０を示す。ヘモグロビン｛ヘモグロビン−Ａ０、鉄含有、シグマ（SIGMA）｝は臨床組織スペクトル２０１６で観察される、４１５，５４０及び５７０ｎｍでの該スペクトルの落ち込み（dips）を作る。この背景光は該照明と同じ平面内で概ね偏波されるが、ｓ−ｐ差し引き法はなおそれを除去する。

図２１は、４．５６２μｍの単一ビーヅ直径｛単一分散分布（monodisperse distribution）｝を仮定した期待されるミー後方散乱の理論モデル２１０４と比較した、エポテック３１０エポキシ中の４．５μｍポリスチレンビーヅの懸濁液（そこではｍ＝１．０６である）についての、差スペクトル２１００を示す。予測された中間及び高周波振動の位相及び振幅の両者が実験と整合する点で適合は良好である。特定のプローブ設計について、或る範囲の直径上に分布したスペクトルの基本セットを適合させるために、線形のカイ２乗最小化プログラム（linear, chi-square minimization program）が書かれた。該プログラムは繰り返し式でなく、かくして非常に速いが、それはそれがスペクトルを記憶した直径又は直径分布のみを適合させることが出来る。しかしながら、臨床的エルエスエス器具用の実用的解析法は直径の分布を返すことが出来る必要がある。

臨床的器具用のより良い解析法はフーリエ変換技術を用いて該スペクトルから振動の周波数を抽出することである。例えば、１０μｍ粒子用の予測スペクトルのパワースペクトル２２０２が図２２に示されている。中間及び高周波のピークが容易に定量化される。図２３は図１９に示す実験のポリスチレンビーヅデータの高速フーリエ変換｛エフエフテー（FFT）｝を示す。この場合高周波振動は該スペクトロメーターの解像度の上にあるので、それらは該パワースペクトル内に現れない。

図２２に示す計算されたスペクトルは便宜上１／μｍの単位を有する逆波長空間（inverse wavelength space）内にプロットされている。回折（そしてかくしてミー散乱）は一般に、回折されつつある光の波長で割った多数の特性長さ（characteristic length）を含む項で説明される。スペクトル振動ピークは１／λに対しプロットされた時等間隔になる。１／λ空間内で等間隔に隔てられたピークを有する振動のフーリエ変換は、μｍの単位を有する１／（１／λ）空間で、特性長さ、Ｌ、でのデルタ関数（delta function）である。該フーリエ変換での該ピークは特定のプローブについて該ミー後方散乱を予測するため使用されたプログラムから決定出来るスケーリング係数でスケールされた粒子寸法（μｍ）に対応する。該エフエフテーピークは図２３の２３００に示す様に目的のある範囲上で粒子直径の線形関数である位置で狭い。該エフエフテーはかくして直接に寸法分布を返し得る。

図２４は線形スケーリング定数への予測されるスペクトル適合用のフーリエ変換ピーク位置を示すグラフ２４００である。図２４の水平破線２４０２，２４０４は９．１４＋／−０．７１μｍ及び４．５６＋／−０．２１μｍビーヅで取られた実験データについて該エフエフテーピークのそれぞれの位置である。該エフエフテー解析からの予測直径、水平破線２４１２，２４１４、は製造者により指定されたこれらのビーヅ用の寸法分布内に良く入っている。

図１０Ｃの正常結腸細胞１０３３とＴ８４腫瘍結腸細胞１０３６の核直径分布１０３０の比較で見られる様に、形成異常又は腫瘍細胞の核は平均直径のみならず分布幅（distribution breadth）（これらの研究ではシグマと表される）でも異なることが予測される。単一偏波光学プローブが、核直径のよりブロードな分布用に有用な非偏波光学プローブのそれら以上の改善となる特性を有することが見出された。図２５Ａ−Ｂは、９．１μｍ直径の中心と、シグマ＝０．２とを有する狭分布用の、単一偏波光学プローブ２５０２，２５１２と非偏波光学プローブ２５０４，２５１４について表現を比較しており、該システムは１００μｍ直径の中央照明フアイバーと、４°でチルトされ、５ｍｍの直径の窓を有し、３５０μｍで隔てられた、５００μｍ直径の収集フアイバーを備え、プローブ用の１．４シグマのクリップを備えている。該スペクトルは逆波長空間（図２５Ａ）で２５０２，２５０４として、又エフエフテー（図２５Ｂ）で２５１２，２５１４としてプロットされる。該単一偏波光学プローブの高周波振動と改良された信号対雑音特性が上記で説明された様に見られた。

図２６はシグマ＝０．２を有する同じ狭分布用単一偏波光学プローブ用の表現、２６０２，２６１２、と、逆波長空間内にプロットされたシグマ＝１．０を有する５倍のよりブロードな分布２６０２，２６０４（図２６Ａ）と、エフエフテー２６１２，２６１４（図２６Ｂ）を比較する。よりブロードな分布について高周波振動は減じられるが、該単一偏波光学プローブの改良された信号対雑音特性は平均核直径を識別する能力が寸法分布の幅の５倍の増加によっても危うくされない結論に導く。

図２７を参照すると、本発明の光散乱分光システムと光学プローブの両者用の光源及び検出器システムのもう１つの実施例が略図式に示される２７０１。該画像形成システム（光源及び光収集フアイバー）は大きい面積の展望（survey）を提供し、該スペクトロメーターシステムは或る点での詳細なスペクトル測定を提供する。該スペクトロメーターは組織上の小面積からのより詳細なスペクトルとかくして形成異常の確率のより精密な見積もりを得ることを実現する。

１実施例では、光は２つのレーザー源２７０６，２７０９、そして例えば、キセノン（Ｘｅ）ランプ、又はブロードバンド照明用に最適化された水銀（Ｈｇ）ランプの様な照明ランプ２７１２により提供される。好ましくは、該第１レーザー源２７０６は、例えば、３８０ｎｍから４２０ｎｍの範囲の、より好ましくは約４０５ｎｍの、波長で動作する窒化ガリウム（gallium nitride）レーザーダイオードの様な、ユーブイ／バイオレット光（UV/violet light）を提供する固体レーザーを含むのがよい。好ましくは、第２レーザー源は、例えば、アルミニウムガリウムインジウムリン（AlGaInP）レーザーダイオードの様な、６３０ｎｍから６７０ｎｍの範囲の、より好ましくは約６５０ｎｍの、波長で動作するダイオードレーザーの様な、赤で動作するソリッドステイト（solid state）を含むのがよい。

もう１つの実施例では、該光源は該赤（例えば、約６３０−６７０ｎｍから）で動作するレーザーダイオード、該緑（例えば、約５００−５５０ｎｍから）で動作するレーザーダイオードそして該バイオレットで動作するレーザーダイオード（例えば、約３８０−４６０ｎｍから）を含む。１つのバージョン（version）では、該赤、緑そしてバイオレットレーザーダイオードは照明光源として役立つ”白色光”と励起光と両者を提供するよう操作される。例えば、各該３つのレーザーダイオードから組織に到着する光の強度とバンド幅を制御することにより修正ブロードバンド照明（”白色光”）が提供され得る。励起光は、１つ以上の励起波長を提供するよう、例えば、該バイオレットレーザーダイオードにより、該赤のレーザーダイオード[例えば、リン酸カリウム一酸化チタン（KTiOPO₄）｛ケーテーピー（KTP）｝結晶を用いて]からの光を周波数２倍化することにより、又は両者により提供され得る。

画像形成し、アイエフエス（IFS）を得るために、２つのレーザー２７０６，２７０９からのビーム２７２４，２７３９がダイクロイックミラーで１つのビーム２７１３内に組み合わされ、レンズ（又はレンズのシステム）２７３０によりコリメートされる。シャッターホイール２７３３（該回転位置を示す）上のシャッターミラー２７３３とレンズ２７３０が該組み合わされたビーム２７１３を内視鏡２７１６の照明束２７１５の端部上に焦点合わせする。該照明束２７１３は該内視鏡２７１６の遠位の先端で２つの束２７３６、２７４２に分岐し組織２７３８を照明する。該照明の結果として該組織２７６９からの光は内視鏡２７１６の遠位の先端のカラーシーシーデーチップ（color CCD chip）２７７５で検出される。該カラーシーシーデーチップ２７７５は励起光を阻止するために阻止用フイルター２７７２でカバーされている（例えば、第１レーザーからの光を阻止する４０５ｎｍロングパスフイルターは４０５ｎｍで動作するレーザーダイオードを有する）。該シーシーデーチップの青に敏感な素子は組織蛍光（tissue fluorescence）を記録し、該シーシーデーチップの赤の素子は赤の基準スペクトルを記録する。代わりに、各カラーでのシーケンシャルな照明を使用して種々の画像がシーケンスで取得され得る。次いで蛍光及び赤の基準スペクトルが、形成異常の領域の決定を容易にするために、例えば、疑似カラー画像（false-color image）として提示され得るアイエフエス（IFS）スペクトルを作るために組み合わされる。

１つの好ましい実施例では、第１レーザーは４０５ｎｍで動作するレーザーダイオードを有し、第２レーザーは６５０ｎｍで動作するレーザーダイオードを有し、そして該照明ランプはキセノンランプを有する。該光源と検出器システム２７００はテーエムエス用に下記の様に動作する。テーエムエス用には、該シャッターホイール２７３３は、（１）レンズ（又はレンズシステム）２７５１によりコリメートされた該ランプ２７１２からのブロードバンドの照明（”白色光”）２７４５を反射器２７５４上へ、配送フアイバー２７１８内へそして組織２７３８上へ反射させることと、そして（２）該４０５ｎｍダイオードレーザー光を反射器２７５４上へ、配送フアイバー２７１８内へそして組織２７３８上へ透過させる、ことを交互に行うよう位置付けられる。該４０５ｎｍ光の透過中、該６５０ｎｍレーザー光は、例えば、該６５０ｎｍレーザーをオフに換える及び／又はその光を阻止することにより、停止される。

該プローブ２７１６中の収集光フアイバー２７６０は該組織２７３８から光２７５７を該システム２７００内のスペクトロメーター２７０３へ戻すよう運ぶ。蛍光スペクトルを記録するために、該４０５ｎｍレーザー光が該組織上にある時、ロータリーフイルターホイール２７６３は励起波長阻止フイルター（ここでは４０５ｎｍロングパスフイルター）を該収集された光２７５７の通路内に置き、該光はレンズ（又はレンズのシステム）２７６６により該スペクトロメーター２７０３内へコリメートされる。蛍光測定中、ランプ２７１２からの”白色光”は停止される（例えば、該ランプをオフに切り替えることにより、或いはより好ましくは、該ランプをオフに切り替えることなくその光が阻止させられる該ランプ２７１２の前の高速シャッター２７４８により）。反射スペクトルを記録するために、該”白色光”が該組織上にある時、該ロータリーフイルターホイール２７６３は収集された光２７５７の通路（該ロータリー位置が示されている）内に孔（フイルター無し）を置き、該光はレンズ（又はレンズのシステム）２７６６により該スペクトロメーター２７０３内へコリメートされる。

図１で図解されたシステムへも適用出来る、もう１つの実施例では、該ブロードバンド照明は、該フイルターホイールが回ると、該画像形成センサー（例えば、シーシーデー）の暗い読み出し期間の間のみ該シャッターが開くように、フイルターホイールに位相ロックされた、該スペクトロメーターへの入り口スリットの前に置かれた、シャッターによりスペクトロメーターへ達することを停止されてもよい。

本発明の光散乱分光システム及び光学プローブの両者用の光源及び検出器システムのなおもう１つの実施例が、該システムを動作させる１実施例の異なる図を提示する図２８Ａ−Ｄに略図式に示されている。図２８Ａ−Ｄに図解される様に、光源としてランプが使用されるが、しかしながら、レーザー源を含む、どんな適当な光源も使用出来る。

図２８Ａ−Ｄは図２９で図解されるスペクトルのシリーズを作るためのデータの取得の１実施例を示す４つの図のシーケンスである。図２８Ａの２８００は第１励起波長位置のシステムを示す。該蛍光励起光源２８４７は典型的に水銀ランプであるが、例えば、レーザーの様な、何等かの適当な励起光源であってもよい。更に、該励起光源は２つのレーザー（例えば、レーザーダイオード）を含むことが出来て、そこでは例えば、第１は実質的に該図解された源２８４７の位置に置かれ、第２は反射器２８０５（それはダイクロイック反射器であってもよい）の背後に置かれる。

もう１つの実施例では、該光源は赤（例えば、約６３０−６７０ｎｍの）で動作しているレーザーダイオード、緑（例えば、約５００−５５０ｎｍの）で動作しているダイオード、そしてバイオレット（例えば、約３８０−４６０ｎｍの）で動作しているレーザーダイオードを有する。

１バージョンでは、該赤、緑そしてバイオレットのレーザーダイオードは、照明光源及び励起光として役立つために両”白色光”を提供するよう操作される。例えば、各３つのレーザーダイオードから組織に到着する光の強度及びバンド幅を制御することにより修正ブロードバンド照明（”白色光”）が提供され得る。その時励起光は１つ以上の励起波長を提供するよう、例えば、該バイオレットレーザーダイオードにより、該赤レーザーダイオードからの光を周波数２倍化することにより[例えば、リン酸カリウム一酸化チタン（KTiOPO₄）｛ケーテーピー（KTP）｝結晶を用いて]、又は両者で、提供され得る。

第１励起波長位置の該システムを用いると、該蛍光励起光源からの光はレンズ２８４８によりコリメートされ、該照明フアイバーへの入力用の特定のバンドの波長を選択するために好ましくは源ホイール２８１０のバンドパスフイルター２８５０を通過するのがよい。レンズ２８４８及び２８０６の精密な軸方向位置は、白色光及び励起光の両者がレンズ２８２２により照明フアイバー２８２４上に最適に焦点合わせされるよう、設定される。簡単な色消し又は溶融石英レンズを用いて、これら２つの条件は焦点合わせする自由度の全部を使い果たす。該ホイールシステム２８１０−２８１６が図２８Ａの位置から図２８Ｂの位置まで９０度時計方向に回されると、該”白色光”源からの光は該照明フアイバー２８２４へ送られる。該ホイールシステムは該減速ベルトドライブシステム２８１４を通して該ステッパー（又はサーボ）モーター２８１２により望まれる回転角度へ動かされる。ホイール２８１０及び２８１６とドライブプーリー２８１４は、それらが回転位相にあるよう同じシャフトに堅く固定される。

図２８Ｂは”白色光”位置２８７０の該システムを示す。該”白色光”源２８０２は典型的にはキセノンアークランプであるが、上記説明の様にどんな適当なブロードバンド照明源であってもよい。ミラー２８０４の傾斜（tip）とチルト（tilt）が、該アーク自身を動かす必要無しに色消し収集レンズ２８０６の光軸線へ該アーク位置を調整するため使用される。レンズ２８０６を出る該コリメートされた”白色光”ビームはホイール２８１０に取り付けられた回転反射器（例えば、ミラー又はプリズム）２８０８に到着し、該ホイールシステム２８１０−２８１６の回転軸線に平行に進む。反射器（例えば、ミラー又はプリズム）２８１８はそれが回転ミラー２８０８と平行になるようホイール２８１０に固定される。この条件は反射器２８１８を反射されたビームが又該ホイールシステムの回転軸線に平行にも進むことを保証する。該反射器２８１８から反射したビームの伝播方向は、該ホイールシステムとその取り付けられたミラーが１つの剛体として動く限り該ホイールシステムの位置（回転位置を含む）に対し不変（invarient）である。

次いで”白色光”ビームの方向は焦点合わせレンズ２８２２の光軸上へ反射プリズム２８２０により９０度曲げられる。該システム２８２４用照明フアイバーの端部はレンズ２８２２の焦点にセットされる。該レンズ２８２２に入る”白色光”はその光軸に平行なので、該光は該照明フアイバーの焦点と端部に到着する。この配置の目的は、該ホイールシステムの位置付けが該システムの実用性能に対し重要にならないように、源２８０２からの”白色光”が該オイールシステムの拡張された回転角度上で該照明フアイバーの端部２８２４に入ることである。

該ホイールシステム２８１０−２８１６が図２８Ｂの位置から図２８Ｃの位置まで９０度時計方向に回されると、第２励起波長位置に到着する。図２８Ｃは該第２励起波長位置２８８０の該システムを示す。レンズ２８５２は該照明フアイバー２８２４上にそれが最適にも焦点合わせされるように第２励起波長の焦点を調整する。このレンズは、第１励起波長より比較的長いか又は短い第２励起バンド波長用には、凸であっても凹であってもよい。好ましくは、バンドパスフイルター２８５４は該第２励起バンドの波長を設定するのがよい。

該励起波長を提供する水銀アークランプ源２８４７を用いて、該システムは３００ｎｍから４２０ｎｍの波長で蛍光励起電力を提供出来る。該ランプ電流がパルス化されないなら、３４０ｎｍ，３６５ｎｍ及び４０５ｎｍでの突出水銀線（prominent mercury line）に近い波長が最も有用である。パルス化電流運転では、より高い黒体連続体（higher blackbody continuum）は該３００から４２０ｎｍ領域の全波長を使用可能にする。種々の中心波長での固体蛍光励起源を用いると、該源は源２８４７の位置での１つの明るい源を提供するためにダイクロイックミラーと有効に組み合わされ得る。この場合バンドパスフイルター２８５０と２８５４は必要ない。

該ホイールシステム２８１０−２８１６が図２８Ｃの位置から図２８Ｄの位置へ９０度時計方向に回されると、”光無し（no light）”位置に到着する。図２８Ｄは該”光無し”位置の該システムを示し、光は照明フアイバー２８２４の端部に入らない。この場合、該蛍光励起光源２８４７からの光は反射器２８０８と２８１８で反射し、反対側上で該ホイールシステムを出てそこでそれは放出（dump）される。該”白色光”源２８０２からの該光は反射器２８０８から、それが放出される側へ反射される。

もう１つの実施例では、該ブロードバンド照明は、該フイルターホイールが回ると、該画像形成センサー（例えば、シーシーデー）の暗い読み出し期間の間のみ該シャッターが開くように、フイルターホイールに位相ロックされた、該スペクトロメーターへの入り口スリットの前に置かれた、シャッターによりスペクトロメーターへの到着を停止されてもよい。

図２８Ａ−Ｄを参照すると、該光学プローブからの光は収集光フアイバー２８２６により該システムへ戻される。該光フアイバーのプローブから該収集フアイバー２８２６の近位の端部はスペクトロメーター２８４０−２８４４の垂直スリット２８３８と整合する１本の線内に垂直に配置されるのが好ましい。該収集フアイバー２８２６の間隔は明確化のために図２８Ａ−Ｄでは誇張されている。該プローブから受けた光はレンズ２８２８によりコリメートされ、プリズム２８３０によりフイルターホイール２８１６を通り、光をレンズ２８３６上へ向ける反射器２８３４上へ曲げられるが、該レンズはそれを該スペクトロメーターの入り口スリット２８３８上へ焦点合わせする。

該ホイールシステム２８１０−２８１６が第１励起波長位置にある時（図２８Ａ）、該フイルターホイール２８１６内のその励起バンドを阻止するフイルター２８５１は、第１励起波長蛍光スペクトルが該スペクトロメーターにより得られる時励起光が該スペクトロメーターに到着するのを防止するために操向プリズム（steering prism）２８３０と該反射器２８３４の間の光路内に入る。同様に、該ホイールシステム２８１０−２８１６が第２励起波長位置にある時（図２８Ｃ）、該第２励起バンド用阻止フイルター２８５５は該ホイールシステムの回転により該受光通路内に持ち込まれる。第２励起波長蛍光スペクトルはその時該スペクトロメーターにより得られる。

励起光阻止フイルターの存在は、蛍光が励起光より典型的に千倍弱いので、重要である。もし組織からの該励起光の反射がそれを該スペクトロメーターへ入れるなら、それらは該シーシーデー画素を飽和させ、それにより該蛍光スペクトルの画像内に欠陥を引き起こす。

該ホイールシステム２８１０−２８１６が該”白色光”位置にある時（図２８Ｂ）、フイルターホイール２８１６の透明孔２８３２は受光した光の全てを通過可能とし、該スペクトロメーターにより”白色光”反射スペクトルが得られる。同様に、該ホイールシステム２８１０−２８１６が”光無し”位置にある時（図２８Ｄ）、フイルターホイール２８１６の透明孔２８４６は受光した光の全てを該スペクトロメーターへ通過させ、背景スペクトルを作る。両光源２８０４，２８４７が該源ホイール２８１０上の反射器により阻止される時は、該フイルターホイール上には透明開口部２８４６があり、それは外部照明（室灯、内視鏡照明、他）による該組織からの光を該スペクトロメーターへ到達させる。この位置で取られた背景スペクトルは、このノイズ源を減じるために他のスペクトルから引き算されるのが好ましい。例えば、もし光フアイバープローブを位置付けるために使われる内視鏡の照明光が測定中オンに留まるなら、該組織を通して該光フアイバープローブの先端へ透過される外部光のスペクトルは”光無し”構成で測定され得る。

該スペクトロメーター内部では反射器２８４０は光の拡大ビームをホログラフィック／フオーカシンググレーテイング（holographic/focusig grating）２８４２へ導き、該グレーテイングは該スリットを波長分散を有するシーシーデーカメラ上に再画像形成する。該シーシーデー画素の読みレジスター（read register）の方への連続シフトが、例えば、（１）第１励起波長蛍光、（２）”白色光”反射、（３）第２励起波長蛍光そして（４）背景光、の様な得られたスペクトル用の記憶機構として役立つように、該第１スペクトルは該シーシーデー２８４４の底部（bottom）上へ画像形成されるのが好ましい。図２９は、図２８Ａ−Ｄのそれと実質的に同様なシステムを用いて人の下唇のバーミリオン境界上皮層（human vermilion border epithelial layer of the lower lip）から測定されたこの様なスペクトルのセットを示す。

図２９は、励起光源が水銀アークランプを、そして照明源がキセノンアークランプを具備する図２８Ａ−Ｄと実質的に同様な光散乱分光システムで得られた、人のバーミリオン境界上皮組織（唇の赤い部分）のスペクトルを図解している。表示２９００はシーシーデー画素による光電子（photoelectron）発生を略図式に示し、増加した暗さ（例えば、黒いドット）は増加した光電子発生を示す。該表示２９００の垂直軸線はスペクトル取得の順序を示す。例えば、第１スペクトル２９０１は該シーシーデーの底部上に画像形成され、該第１スペクトルの画素は次いで読みレジスターの方へシフトされ、第２スペクトル２９０２が得られる。このシフトは該表示２９００で第１スペクトル２９０１の上方への垂直変位として現れる。スペクトルの該シフテイング（shifting）と取得は続き、第３スペクトル２９０３と第４スペクトル２９０４を得る。このシフテイングは、全ての４つのスペクトルが一緒に表示される時、該第１スペクトル２９０１を該表示の頂部に、該第４スペクトルを該底部に現れさせる。該表示２９００の水平軸線は、ホログラフィック／フオーカシンググレーテイングによる光の分散のために該シーシーデーカメラを叩く光の波長を表す。

該第１スペクトル２９０１は、図２８Ａのそれと実質的に同様なシステム構成で得られる３４０ｎｍに中心のある第１励起波長バンド用の第１励起波長蛍光スペクトルである。該第１スペクトル２９０１は該フイルターホイール内の３４０ｎｍ阻止フイルター（ロングパスフイルター）を通して、１００ｍｓシーシーデーカメラ露光で得られた。該スペクトル２９０１−２９０４の”トラック”２９０６は収集スペクトルから戻され該スペクトロメーターへ渡された光を表す。該スペクトル２９０１−２９０４の該”ギャップ”２９０８は壊れた（broken）収集光フアイバーに依る。

該第２スペクトル２９０２は図２８Ｂのそれと実質的に同様なシステム構成で、６ｍｓシーシーデーカメラ露光で得られた”白色光”反射スペクトルである。該反射スペクトル取得時の短縮された露光時間は該シーシーデーカメラの飽和を避けることを容易化し、多数スペクトルセットを得るためのデューティサイクルを改善する。

第３スペクトル２９０３は、図２８Ｃのそれと実質的に同様なシステム構成で得られた４０５ｎｍに中心のある第２励起波長バンド用の第２励起波長蛍光スペクトルである。該第３スペクトル２９０３は該フイルターホイールの４０５ｎｍ阻止フイルターを通して１００ｍｓシーシーデーカメラ露光で得られた。該第４スペクトル２９０４は図２８Ｄのそれと実質的に同様なシステム構成で、１００ｍｓシーシーデーカメラ露光で得られた背景スペクトルである。好ましい実施例では、該４つのスペクトル用の合計取得時間は約１秒である。

内視鏡照明が蛍光スペクトル取得中組織上に留まる１実施例では、該内視鏡照明無しの修正蛍光スペクトルを得るために、該”背景”スペクトルは組み合わされた蛍光及び背景スペクトルから引き算された。この方法は、例え背景スペクトルが完全に引き算出来ても該修正蛍光スペクトルにノイズを付加し、何故ならば該背景上のショットノイズ（shot noise）が該蛍光上のショットノイズと相関関係にない（uncorrelated）からである。

該検出器システムの画像形成センサー、例えば、シーシーデー、ＣＭＯＳ画像形成デバイス又は他の画像形成センサー、は該センサー上に画像形成されたスペクトルの電子的表現を発生する。例えば、シーシーデーは、画像形成された光、従って画像形成された組織の実時間可視化を達成するために多数フレームのデータ（例えば、シーケンシャルなスペクトル）を検出し、記憶しそして表示する能力を提供出来る。１実施例では、シーシーデーは、照明及び収集路が開くようスイッチされると、各シーケンシャルなスペクトルを記憶する。該取得されたスペクトルは、標準的シーシーデー読み出し電子機器を用いて、スペクトル”画像”として１度に読み出される。或る実施例では、複数の検出器素子（画素）は、例えば、蛍光スペクトルの取得で、望まれる解像度を提供するためにグループ化又はビン（binned）され得る。他の実施例では、該シーシーデーは、ビンすることを減じる、又は除くために、読み出し速度に関して、充分なダイナミックレンジ（dynamic range）を有する。

加えて、本発明のシステムの好ましい実施例では、該検出器システムは、例えば、内視鏡、画像センサー、又は両者により提供される研究下の組織の、画像を取得するためのフレームグラバー（frame grabber）を有する。好ましくは、例えばスペクトルが得られる組織上の位置に関する情報を提供するために、組織研究の全ての基準位置について画像が取得されるのがよい。

好ましくは、光源のスペクトル出力が測定され、該検出器システムのスペクトル感度（spectral sensitivity）が校正されるのがよい。１実施例では、例えば、該修正ブロードバンド照明（”白色光”）及び励起光について光源のスペクトル出力が、該検出器システムへの入力として、該照明フアイバー又は複数フアイバーの出力を使うことにより測定される。例えば、図２８Ａ−Ｄを参照すると、４つの取得位置２８００，２８７０，２８８０，２８９０の各々で光源のスペクトル出力を測定するために、収集光フアイバー２８２６の代わりに、該照明光フアイバー２８２４の遠位の端部がレンズ２８２８内への入力として使用される。１実施例では、該検出器システムは基準光源を提供し、該基準光源出力とその検出器システム応答との比較に基づき、波長と共に変わる、該検出器システム用修正係数を決定することにより校正される。検出器システム校正の１実施例の例が、図２８Ａ−Ｄのそれと実質的に同様なシステムについて図３０Ａ−Ｄで図解される。

図３０Ａ−Ｄを参照すると、１実施例では、６Ｖウシオ（6V Ushio）”３２００ケルビン（3200 Kelvin）”タングステンランプが基準源として使用された。該タングステンランプのスペクトルが校正されたフオトダイオード（photodiode）と狭帯域フイルターで測定された。４００ｎｍに概略中心がある狭帯域フイルター３０１０の透過曲線が図３０Ａに示される。該測定されたデータは、図３０Ｂで図解される様に、実際のタングステンランプ温度を決めるために、電力対波長曲線３０２０としてプロットされ、そこでは実線３０２２は該測定されたデータ（空の正方形）３０２４への黒体放射曲線の適合線（fit）である。該適合線は３０５９ケルビンのタングステンランプ黒体温度を生じる。該シーシーデーにより測定された該スペクトルにより該校正されたランプスペクトルを割ると修正係数を生じる。図３０Ｃはシーシーデー応答を波長３０３０の関数として示し、そこではタングステンランプスペクトルへの黒体適合線３０３２（破線）が該シーシーデーにより測定されたタングステンランプスペクトル３０３４（実線）上に重ね合わされている。図３０Ｄは最終シーシーデー校正を修正曲線３０４０として示し、それは修正係数（ｘ軸線）を該検出器システム用の波長（ｙ軸線）の関数として提供する。

本発明の原理が適用され得る広範な種類の実施例を見ると、図解された実施例は単に例示的で、本発明の範囲を限定すると取られるべきでないことは理解されるべきである。例えば、流れ図（flow diagram）の過程は説明されたそれらより他のシーケンスで取られてもよく、該ブロック線図ではより多く又はより少ない要素が使用されてもよい。好ましい実施例の種々の要素がソフトウエアで実施される様に説明されたが、他の実施例では代わりにハードウエア又はフアームウエアでの実施が使われてもよく、その逆も成立する。

戻って図２７を参照すると、制御器２７９４は画像形成センサー又は検出器２７７５に電気的に接続され、又検出器がスペクトロメーター２７０３に接続される。更に、該取得されたスペクトルを処理し粒子寸法分布を決定するための解析プログラムを実行出来るデータプロセサー２７９０の様な処理ユニットが該スペクトロメーターに接続される。画像デイスプレー２７９２は該プロセサーと接続され得る。図２７に関し図解されたが、該制御器、プロセサーそしてデイスプレーユニットは図解される実施例のどれと接続されることも出来る。

或る実施例では、該データプロセサーは汎用コンピュータ上のソフトウエアとして本発明の方法の解析プログラム及び／又は機能を実施してもよい。加えて、この様なプログラムは、解析プログラム、光源制御、検出器システムスペクトル取得、そして該測定されたスペクトルを用いた及びそれに関する操作、に影響する制御ロジックを提供するために、コンピュータのランダムアクセスメモリーの部分を取っておいてもよい。この様な実施例では、該プログラムはフオートラン（FORTRAN）、パスカル（PASCAL）、シー（C）、シープラスプラス（C++）、又はベーシック（BASIC）の様な、多くの高級言語の何れか１つで書かれてもよい。更に、該プログラムはスクリプト（s cript）、マクロ（macro）又はエクセル（EXCEL）又はビジュアルベーシック（VISUAL BASIC）の様な、商業的に入手可能なソフトウエア内に埋め込まれた機能（functionality）で書かれてもよい。加えて、該ソフトウエアはコンピュータ上にあるマイクロプロセサーに向けられたアセンブリー言語で実施されることも出来る。例えば、該ソフトウエアは、もしそれがアイビーエムピーシー（IBM PC）又はクローンピーシー（PC clone）上でランするよう構成されるなら、インテル８０×８６アセンブリー言語で実施されることも出来る。該ソフトウエアは、その上に記憶されたコンピュータ読み出し可能なプログラムコードセグメントを有する、ハードドライブデバイス（hard drive device）、シーデーロム（CD-ROM）、デーブイデーロム（DVD-ROM）又はコンピュータデイスケットの様なコンピュータ使用可能な媒体を含むが、それに限定されない、製造品上に埋め込まれてもよい。

光散乱分光法用のシステムと方法に含まれる方法がコンピュータ使用可能な媒体を含むコンピュータプログラム製品内に具体化されてもよいことは当業者には明らかである。例えば、この様なコンピュータ使用可能な媒体は、その上に記憶されたコンピュータ読み出し可能なプログラムコードセグメントを有する、ハードドライブデバイス、シーデーロム、デーブイデーロム又はコンピュータデイスケットの様な読み出し可能なメモリーデバイスを含むことが出来る。該コンピュータ読み出し可能な媒体は又、デジタル又はアナログデータ信号としてその上に担われたプログラムコードセグメントを有する光学的、有線又は無線のバス又は通信リンクの様な通信又は伝送媒体を含むことが出来る。

請求項はその影響に対して述べられてないならば説明された順序又は要素に限定されると読まれるべきでない。従って、付属する請求項又はそれの均等物の範囲又は精神内に入る全ての実施例は本発明として請求される。

本発明の好ましい実施例は下記図面を参照して説明される。
光散乱分光システム用の光源と検出器システムの１実施例を図解する略線図である。光散乱分光法のみならず蛍光及び反射スペクトルをも提供するシステムの１構成を図解する略線図である。２つの波長を分離し、それらをフイルタリング後１つの照明光フアイバー内へ再組み合わせするためダイクロイックミラーが使用される実施例を図解する略線図である。光散乱分光システムのもう１つの構成を図解する略線図である。白色光源として水銀アークランプも使用される光散乱分光システムのもう１つの構成を図解する略線図である。偏光散乱分光法のみならず蛍光及び反射スペクトルも提供するシステムの１実施例を図解する略線図である。１つの偏光子を組み入れる偏光散乱分光システムの光学プローブ要素の１実施例を図解する略線図である。２つの交さ偏光子を組み入れた偏光散乱分光システムの光学プローブ要素の１実施例を図解する略線図である。内側フアイバーサポートと外側フアイバーサポートとを有するリテーナーモジュールを組み入れた偏光散乱分光システムの光学プローブ要素の１実施例を図解する略線図である。解析プログラムの実施例を図解する略線図である。直接的ミー後方散乱及び拡散散乱からの光に関して、光散乱分光システムの光学プローブ要素の実施例を図解する略線図である。エルエスエス測定用に目的のある寸法範囲の粒子について、１つのカラーの典型的ミー散乱強度分布を図解する線図である。それぞれ正常結腸細胞、及びＴ８４細胞について細胞単一層（cell monolayers）からの反射スペクトルを図解する。図１０Ａ及び１０Ｂのデータからの核寸法分布を図解する。バレット食道の正常サイト（実線）及び形成異常サイト（破線）からの反射スペクトルである。図１０Ｄのデータについて核寸法分布を図解する。バレット食道内の形成異常が成功裡に診断出来ることを示すエルエスエス技術の臨床試験の結果を図解する線図である。２種類のプローブを図解する略線図であり、１２Ａに示すプローブの種類は後方散乱光と拡散的散乱光の両者を受け、一方図１２Ｂに示すプローブの種類は拡散的に散乱光のみを受ける。１８０度の近くに後方散乱した強度の角度分布を測定するために好適な画像形成エルエスエス器具を図解する略線図である。ポリスチレンビーヅの仮想組織内で使用される種類のマイクロ写真である。偏光照明を使用した場合及び非偏波照明を使用した場合に得られる後方散乱光の角度分布を図解する線図である。５ｍｍ厚さの光学窓の背後に３５０μｍ離し隔てられた、直径１００μｍの照明光フアイバーと直径５０μｍの収集光フアイバーとを用いる非偏波光学プローブについて、予測非偏波ミー（Mie）散乱を図解するグラフである。改良された光フアイバープローブを用いて取得される、１０μｍ（上部パネル）及び５μｍ（下部パネル）細胞核について、偏光ミー後方散乱に基づく予測スペクトルを図解するグラフである。細胞核をシミュレートするため設計された屈折率整合用媒体内のポリスチレンビーヅの仮想組織から、尺度合わせされた（scaled）エルエスエスプローブを用いて測定された偏光後方散乱スペクトルを図解するグラフである。マイナスｐとして計算された差スペクトルが、少ない低周波ミー後方散乱又は背景光を表すことを示すグラフである。溶解ヘモグロビンを有する拡散散乱サブレイヤー（diffuse scattering sublayer）を含むポリスチレンビーヅ仮想組織の実験的測定の結果を示すグラフである。同じ中心直径の球についての理論計算と比較したポリスチレンビーヅから後方散乱した光の差スペクトルを示すグラフである。１０μｍビーヅの懸濁液からの予測ｓ−ｐ信号（上部パネル、図２２Ａ）と振動の周波数を表すエフエフテー（下部パネル、図２２Ｂ）とを示すグラフである。９．１４μｍポリスチレンビーヅからの実験データのエフエフテーを示すグラフである。予測スペクトルからのフーリエ変換のピーク位置が、対応する差スペクトルのフーリエ変換からその実験データの散乱させる粒子寸法を正しく決定する直線尺度合わせ定数へ、適合されることを示すグラフである。よりブロードな寸法分布を有する粒子の母集団について予測されたスペクトルの例を図解し、非偏波光光学プローブと偏光光学プローブについて予測された結果を比較し、逆波長空間内にプロットされたエルエスエススペクトル（図２５Ａ）と対応するエフエフテー（図２５Ｂ）を示すグラフのセットである。逆波長空間内にプロットされたエルエスエススペクトル（図２６Ａ）と対応するエフエフテー（図２６Ｂ）とを示す、偏光光学プローブについて、狭い寸法分布（平均＝９．１μｍ、シグマ＝０．２μｍ）を有する粒子の母集団について予測されたスペクトルを、よりブロードな寸法分布（平均＝９．１μｍ、シグマ＝１．０μｍ）を有する粒子の母集団についてのそれらと比較するグラフのセットである。光散乱分光システム用の光源と検出器システムのもう１つの実施例の略線図である。光散乱分光システム用の光源と検出器システムの１構成の種々の略線図である。図２８Ａ−Ｄのそれと実質的に同様なシステムを使って人の下唇のバーミリオン境界上皮層から測定されたスペクトルのセットである。図２８Ａ−Ｄのそれと実質的に同様なシステムの検出器システムの校正を図解する。

Claims

光散乱分光システムに於いて、該分光システムが
照明光フアイバーと、
プローブ軸線に対し第１角度に配向された第１収集光フアイバーと、そして
該プローブ軸線ステイタスに対し、該第１角度と異なる第２角度で配向された第２収集光フアイバーと、そして
偏光子とを備える
光学プローブと、
該照明光フアイバーに光学的に接続された光源と、
該第１収集光フアイバー及び第２収集光フアイバーに光学的に接続された検出器システムと、を具備しており、該検出器システムは該第１又は第２収集フアイバーの少なくとも１つにより該検出器システムへ送信された光からスペクトルを発生しており、そして該分光システムが又
該検出器システムと通信するデータプロセサーを具備することを特徴とする該分光システム。
該光学プローブが更に該光源と光学的に接続された１つ以上の励起照明光フアイバーを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該照明光フアイバーが修正ブロードバンド照明を送り、該１つ以上の励起照明光フアイバーが約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲の波長を有する光を送ることを特徴とする請求項２の該分光システム。
該光学プローブが
該光源に光学的に接続され、約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲の第１波長の光を送るよう適合された第１照明光フアイバーと、そして
該光源に光学的に接続され、約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲の第２波長の光を送信するよう適合された第２照明光フアイバーと、を備えており、光の該第２波長は光の該第１波長と異なることを特徴とする請求項１の該分光システム。
約３００ｎｍから約４６０ｎｍの範囲の第１波長の光に応答して放射される光と約３００ｎｍから約４６０ｎｍの範囲の第２波長の光に応答して放射される光とが、該第２波長の光は該第１波長の光と異なっており、別々の収集光フアイバーを通して送られることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光学プローブが更に該検出器システムに光学的に接続された１つ以上の放射された光の収集光フアイバーを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該１つ以上の放射された光の収集光フアイバーの１つ以上が約３３５ｎｍから約７００ｎｍまでの波長範囲の光を送ることを特徴とする請求項６の該システム。
該光学プローブが更に第２偏光子を備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光学プローブが少なくとも２つの偏光子を備えており、１つの偏光子の偏波軸線がもう１つの偏光子の偏波軸線と実質的に直交していることを特徴とする請求項８の該分光システム。
該収集光フアイバーが該検出器システムと光学的に接続された近位の端部と、遠位の端部と、を有しており、１つ以上の偏光子が該遠位の端部に位置付けられることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光源が水銀ランプを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光源がキセノンランプを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光源が１つ以上のレーザーダイオードを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光源が
約３８０ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を放射する第１レーザーダイオードと、そして
約６３０ｎｍから約６７０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を放射する第２レーザーダイオードと備えることを特徴とする請求項１３の該分光システム。
更に約５００ｎｍから約５５０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を放射する第３レーザーダイオードを具備することを特徴とする請求項１４の該分光システム。
該検出器システムが電荷結合デバイスを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該検出器システムがホログラフィックグレーテイングを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該検出器システムが位相拘束されたシャッターを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該データプロセサーが、該検出器システムにより発生された１つ以上のスペクトルに少なくとも部分的に基づいて粒子特性を決定するインストラクションを記憶することを特徴とする請求項１の該分光システム。
該粒子特性が粒子寸法分布であることを特徴とする請求項１９の該分光システム。
該データプロセサーが、該照明光の偏波面に直角に偏波された光を収集するよう配向された収集光フアイバーから取得したスペクトルから、該照明光の偏波面に平行に偏波された光を収集するよう配向された収集光フアイバーから取得されたスペクトルを、引き算するインストラクションを記憶することを特徴とする請求項１の該分光システム。
該検出器システムがピクセレートされた画像センサーを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該データプロセサーが該照明フアイバーで照明された組織の物理的特性を決定するために、検出された光の周期的成分を波長の関数として決定することを特徴とする請求項１の該分光システム。
該検出器が光散乱スペクトル、反射スペクトルそして蛍光スペクトルの１つ以上を検出することを特徴とする請求項１の該分光システム。
該プロセサーが該組織内の細胞核寸法分布を決定することを特徴とする請求項１の該分光システム。
更にフイルターホイールを具備することを特徴とする請求項１の該分光システム。
更にシャッターホイールを具備することを特徴とする請求項１の該分光システム。
複数の励起フアイバーと、反射収集フアイバー上の複数の蛍光収集フアイバーとを備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該データプロセサーが、差のスペクトルを得るために、第１の収集された偏波成分と第２の収集された偏波成分とを処理することを特徴とする請求項１の該分光システム。
更に該収集フアイバーと該照明フアイバーとを保持するリテーナーを具備することを特徴とする請求項１の該分光システム。
該プロセサーがフーリエ変換で周波数スペクトルを決定することを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光源が、第１周波数を放射する第１エミッターと、第２周波数を放射する第２エミッターとそして第３周波数を放射する第３エミッターとを、該エミッターが白色光源として動作することが出来るように、備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該光源が校正光源を備えることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該データプロセサーが形成異常又は癌性組織から正常なものを決定することを特徴とする請求項１の該分光システム。
更に、該プローブの遠位の端部の画像形成用検出器と、追加的光フアイバー又はフアイバー束で該プローブの遠位の端部に光学的に接続された蛍光スペクトロメーターと、を具備することを特徴とする請求項２の該分光システム。
該光源が第１レーザーダイオード、第２レーザーダイオードそして白色光源を備えることを特徴とする請求項３５の該分光システム。
更に、二またに分かれた照明フアイバー束を具備することを特徴とする請求項３５の該分光システム。
更に照明光路上の第１フイルターホイールと収集光路上の第２フイルターホイールとを具備しており、該第１ホイールと第２ホイールはアクチュエーターにより制御されることを特徴とする請求項１の該分光システム。
該偏光子がポリッシされたフアイバーリテーナー面と遠位の窓の間に位置付けられた１つ以上の薄膜を有することを特徴とする請求項１の該分光システム。
光学プローブに於いて、該プローブが
近位と遠位との端部を備えたプローブハウジングを具備しており、該プローブハウジングの該近位の端部は光源への光学的接続用に適合しており、該プローブは又
前記ハウジング内に位置付けられた少なくとも１つの内部光フアイバーの周りに位置付けられた複数の光フアイバーを具備しており、該光フアイバーはポリッシされた遠位の面とリテーナーモジュールを形成するために前記光フアイバーの該遠位の端部で一緒にバインドされており、該プローブは更に、
少なくとも１つの偏光子と、そして
前記プローブハウジングの該遠位の端部を囲む光学的遮蔽部とを具備しており、該光学的遮蔽部は該リテーナーモジュールの遠位に位置付けられ、該光学的プローブ用の光透過用囲いを提供するよう適合されており、該光学的遮蔽部の該遠位の表面は表面との接触用に好適であることを特徴とする該プローブ。
該光フアイバーの該遠位の端部が配列に接合されることを特徴とする請求項４０の該光学プローブ。
該リテーナーモジュールが該光フアイバーを配列内に接合する接着剤を有することを特徴とする請求項４０の該光学プローブ。
該複数の光フアイバーが該少なくとも１つの内部光フアイバーの１つの長手軸線の周りで円形配列内に一緒にバインドされることを特徴とする請求項４０の該光学プローブ。
該複数の光フアイバーの該長手軸線は該少なくとも１つの内部光フアイバーの１つの長手軸線に対し約２度から約６度の範囲内の角度にあることを特徴とする請求項４０の該光学プローブ。
該少なくとも１つの内部光フアイバーがテーパー付けられたプラグ内の軸方向孔により該プローブハウジングの長手軸線上に保持されることを特徴とする請求項４０の該光学プローブ。
該少なくとも１つの内部光フアイバーの周りに位置付けられた該複数の光フアイバーが該プローブハウジング内のテーパー付けられたボアにより該少なくとも１つの内部光フアイバーの１つの長手軸線に対し約２度から約６度の範囲内の角度で保持されることを特徴とする請求項４０の該光学プローブ。
組織の層内の構造の特性を決定するためにスペクトルデータを解析する方法に於いて、該方法が
複数の波長の該組織からの蛍光及び反射光を収集し、該収集された光を検出する光収集システムを提供する過程と、
該検出光から波長の関数として蛍光表現及び散乱光表現を形成する過程と、そして
該蛍光表現及び該散乱光表現を用いて該組織層の構造の特性を決定する過程とを具備することを特徴とする該方法。
更に反射表現を形成する過程を具備することを特徴とする請求項４０の該方法。
組織層の特性を決定する方法に於いて、該方法が
偏光を該組織層の目的とする領域上に向ける過程と、
該目的組織の領域から後方散乱された光を第１角度に配置された第１収集光フアイバーで取得する過程と、
該目的組織の領域から後方散乱された光を該第１角度と異なる第２角度に配置された第２収集光フアイバーで取得する過程と、そして
該第１収集光フアイバー及び該第２収集光フアイバーの両者により取得された該光に少なくとも部分的に基づき該目的とする領域の特性を決定する過程とを具備することを特徴とする該方法。
該組織層が上皮層を含んでおり、該特性を決定する過程が該上皮層の特性を決定する過程を含むことを特徴とする請求項４９の該方法。
該組織層特性が該目的領域内の構造の寸法を含むことを特徴とする請求項４９の該方法。
該構造が該目的領域内の該上皮細胞の核であることを特徴とする請求項５１の該方法。
更に、
第１励起光を該目的領域上に向ける過程と、そして
第３収集光フアイバーを用いて該第１励起光に応答する該目的領域からの第１蛍光を取得する過程と、
該第１収集光フアイバー、第２収集光フアイバー、そして第３収集光フアイバーにより取得された該光に少なくとも部分的に基づき該目的領域の特性を決定する過程と、を具備することを特徴とする請求項４９の該方法。
更に、
第２励起光を該目的領域上に向ける過程と、
第４収集光フアイバーを用いて該第２励起光に応答する該組織からの第２蛍光を取得する過程と、
該第１収集光フアイバー、該第２収集光フアイバー、該第３収集光フアイバー、そして該第４収集光フアイバーにより取得された該光に少なくとも部分的に基づき該目的領域の特性を決定する過程と、を具備することを特徴とする請求項５３の該方法。
該組織特性を決定する該過程が、
該第１収集光フアイバー及び該第２収集光フアイバーの両者により取得された該光からの後方散乱スペクトルを発生する過程と、
該後方散乱スペクトルに少なくとも部分的に基づき該目的領域の特性を決定する過程とを備えることを特徴とする請求項４９の該方法。
該組織特性を決定する該過程が、
該第１励起光に応答して該組織から取得された該光から第１蛍光スペクトルを発生させる過程と、そして
該第１蛍光スペクトルに少なくとも部分的に基づき該組織の特性を決定する過程とを備えることを特徴とする請求項５３の該方法。
特徴的な組織を決定する該過程が
該第１励起光に応答して該組織から取得された該光から第１蛍光スペクトルを発生させる過程と、
該第２励起光に応答して該組織から取得された該光から第２蛍光スペクトルを発生させる過程と、
該第１収集光フアイバー及び該第２収集光フアイバーの両者により取得された該光から後方散乱スペクトルを発生させる過程と、
該第１収集光フアイバー及び該第２収集光フアイバーの両者により取得される該光から反射スペクトルを発生させる過程と、
該第１蛍光スペクトル、該第２蛍光スペクトル、該後方散乱スペクトルそして該反射スペクトルに少なくとも部分的に基づき該目的領域の特性を決定する過程とを備えることを特徴とする請求項５４の該方法。
該組織特性が組織形成異常を含むことを特徴とする請求項５６の該方法。
該組織特性が組織形成異常を含むことを特徴とする請求項５７の該方法。
該目的領域の特性を該決定する過程が該反射スペクトルを用いて該第１蛍光スペクトル及び第２蛍光スペクトルの少なくとも１つを修正することにより固有蛍光スペクトルを決定する過程を有することを特徴とする請求項５７の該方法。
光散乱分光システムに於いて、該分光システムが
照明光フアイバーと、
プローブ軸線に対し第１角度で配向された第１収集光フアイバーと、そして
該プローブ軸線ステイタスに対し、該第１角度と異なる第２角度で配向された第２収集光フアイバーと、そして
偏光子とを備える
光学プローブと、
該照明光フアイバーに光学的に接続された光源と、
該第１収集光フアイバー及び第２収集光フアイバーに光学的に接続された検出器システムとを具備しており、該検出器システムが該第１又は第２収集フアイバーの少なくとも１つにより該検出器システムへ送られた光からスペクトルを発生することを特徴とする該分光システム。
更に、該検出器システムと通信するデータプロセサーを具備しており、該データプロセサーが該スペクトルを解析出来ることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
更に、該データプロセサーと通信するデイスプレーを具備することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
該光学プローブが更に、該光源に光学的に接続された１つ以上の励起照明光フアイバーを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該照明光フアイバーが修正ブロードバンド照明を送り、該１つ以上の励起照明光フアイバーが約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を送ることを特徴とする請求項６４の該分光システム。
該光学プローブが、
該光源に光学的に接続され、約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の第１波長の光を送るよう適合された第１照明光フアイバーと、そして
該光源に光学的に接続され、約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の第２波長の光を送るよう適合された第２照明光フアイバーとを備えており、該光の第２波長は該光の第１波長と異なることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の第１波長の光に応答して放射される光と約３００ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の第２波長の光に応答して放射される光とが、該光の第２波長は該光の第１波長と異なっており、別々の収集光フアイバーを通して送られることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光学プローブが更に該検出器システムに光学的に接続された１つ以上の放射された光の収集光フアイバー備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該１つ以上の放射された光の収集光フアイバーの１つ以上が約３３５ｎｍから約７００ｎｍまでの該波長範囲内の光を送ることを特徴とする請求項６８の該分光システム。
該光学プローブが更に第２偏光子を備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光学プローブが少なくとも２つの偏光子を備えており、１つの偏光子の偏波軸線はもう１つの偏光子の偏波軸線と実質的に直交していることを特徴とする請求項７０の該分光システム。
該収集光フアイバーが該検出器システムに光学的に接続された近位の端部と、遠位の端部と、を有しており、１つ以上の偏光子が該遠位の端部に位置付けられることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光源が水銀ランプを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光源がキセノンランプを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光源が１つ以上のレーザーダイオードを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光源が、
約３８０ｎｍから約４６０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を放射する第１レーザーダイオードと、そして
約６３０ｎｍから約６７０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を放射する第２レーザーダイオードとを備えることを特徴とする請求項７５の該分光システム。
更に、約５００ｎｍから約５５０ｎｍまでの範囲内の波長を有する光を放射する第３レーザーダイオードを具備することを特徴とする請求項７６の該分光システム。
該検出器システムが電荷結合デバイスを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該検出器システムがホログラフィックグレーテイングを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該検出器システムが位相拘束されたシャッターを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該データプロセサーが該検出器システムにより発生された１つ以上のスペクトルに少なくとも部分的に基づき粒子特性を決定するインストラクションを記憶することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
該粒子特性が粒子寸法分布であることを特徴とする請求項８１の該分光システム。
該データプロセサーが、該照明光の偏波面に平行に偏波された光を収集するよう配向された収集光フアイバーから取得されたスペクトルを、該照明光の該偏波面に直角に偏波された光を収集するよう配向された収集光フアイバーから取得したスペクトルから、引き算するインストラクションを記憶することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
該検出器システムがピクセレートされた画像センサーを備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該データプロセサーが該照明フアイバーで照明された組織の物理的特性を決定するために、検出された光の周期的成分を波長の関数として決定することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
該検出器が光散乱スペクトル、反射スペクトルそして蛍光スペクトルの１つ以上を検出することを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該プロセサーが該組織内の細胞核寸法分布を決定することを特徴とする請求項６１の該分光システム。
更にフイルターホイールを具備することを特徴とする請求項６１の該分光システム。
更にシャッターホイールを具備することを特徴とする請求項６１の該分光システム。
複数の励起フアイバーと、反射収集フアイバー上の複数の蛍光収集フアイバーとを有することを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該データプロセサーが差スペクトルを得るために第１の収集された偏波成分と第２の収集された偏波成分とを処理することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
更に該収集フアイバー及び該照明フアイバーを保持するリテーナーを具備することを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該データプロセサーがフーリエ変換で周波数スペクトルを決定することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
該光源が第１周波数で放射する第１エミッター、第２周波数で放射する第２エミッターそして第３周波数での第３エミッターを、該エミッターが白色光源として動作することが出来るよう、備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該光源が校正光源を備えることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該データプロセサーが形成異常又は癌性組織から正常なものを決定することを特徴とする請求項６２の該分光システム。
更に、該プローブの遠位の端部の画像形成検出器と、追加的光フアイバー又はフアイバー束を用いて該プローブの遠位の端部に光学的に接続された蛍光スペクトロメーターと、を具備することを特徴とする請求項６４の該分光システム。
該光源が第１レーザーダイオード、第２レーザーダイオードそして白色光源を備えることを特徴とする請求項９７の該分光システム。
更に、二またに分かれた照明フアイバー束を具備することを特徴とする請求項９７の該分光システム。
更に、照明光路上の第１フイルターホイール及び収集光路上の第２フイルターホイールを具備しており、該第１ホイール及び該第２ホイールはアクチュエーターにより制御されることを特徴とする請求項６１の該分光システム。
該偏光子がポリッシされたフアイバーリテーナー表面と遠位の窓の間に位置付けられた１つ以上の薄膜を有することを特徴とする請求項６１の該分光システム。