JP2017534317A - 組織を撮像および操作するためのシステムおよび方法 - Google Patents
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Abstract
本開示の例示的実施形態は、例えば、組織を凝固させ、その分子結合を破壊（例えば、切断）することを含む、光を使用して組織を撮像、操作、ならびに分析することが可能なシステムおよび方法を含む。いくつかの実施形態では、例示的実施形態は、同時に撮像および操作することを含め、組織を撮像および操作するために、光エネルギーの利点を利用する。例えば、光は、細胞内空間スケール（１μｍ）において大量のエンコードされた情報（例えば、３００ＴＨｚ）を伝送する能力を有する。
Description
（関連出願の相互参照）
本願は、２０１４年９月１２日に出願された米国仮特許出願第６２／０４９，９５５号に対する優先権を主張するものであり、該仮出願の内容は、参照により本明細書中に援用される。
本願は、２０１４年９月１２日に出願された米国仮特許出願第６２／０４９，９５５号に対する優先権を主張するものであり、該仮出願の内容は、参照により本明細書中に援用される。
伝統的外科手術技法および装置は、組織を撮像ならびに操作するために、独立したシステムならびに構成要素を利用している。例えば、第１のシステムが、外科手術技法が実施されるべき面積を撮像するために使用され得る一方、別個のシステムが、組織を凝固させ、切断するために使用され得る。
外科医は、好ましい組織可視化を用いて空間的および／または時間的位置合わせにおいて組織を操作することが不可能であるため、複数の独立したシステムの使用は、手技の正確度を低減させ得る。加えて、外科手術手技中に実施される独立した機能のための別個のシステムの使用は、各システムが外科手術部位に導入され、それから抜去されなければならないため、外科手術時間の増加をもたらし、患者の疾病率および死亡率を増加させ得る。複数の外科手術システムの使用から生じる他の問題は、複数のシステムに関する外科手術部位への限定されたアクセスと、コスト増加とを含む。
伝統的システムおよび技法はまた、周辺組織への外傷ならびに患者のより長い回復時間につながり得る、組織操作のための機械的構成要素を使用し得る。加えて、並行して撮像および切断をできないことで、ある動作を実施することができない、または動作を適正に実施することができず、将来的に繰り返し手技を要求する。
多くの神経学的癌外科手術は、隣接する良性構造を損傷させることなく、腫瘍細胞および組織の精密な切断ならびに除去のための撮像を増進する特殊化ツールを要求する。例えば、脳腫瘍は、脳室を介してアクセス可能であるが、外科医は、並行して腫瘍と健常組織との間の境界線を撮像し得ず、安全なマージンを確立し得ないため、手術不可能である。事前病期分類撮像および外科手術手技は、過去２０年間でかなり改善されているが、転帰成功（すなわち、無癌患者）率は、有意に改善されていない。既存の高い再発率および対応する転帰不良に関する有力な仮説は、腫瘍マージンの不適切な選択に起因して、癌細胞が患者内に残されているということである。外科手術中の伝統的生検を使用する腫瘍マージン選択のために利用される現在の方法は、限定されており、時間がかかる。現在の実践は、外科医が生検のために組織領域を物理的に標識化し、生検を実施し、手動で組織を病理検査室に移動することを要求し、凍結切片の作成および切片化、凍結切片の染色、癌病理医による顕微鏡下での凍結組織切片の診断観察、ならびに最終的に外科医への診断結果の口頭伝達を要求し、このプロセスは、約３０分を要求し、外科医の好ましいワークフローに支障をきたす。
故に、既存のシステムおよび方法と関連付けられるこれらならびに他の制限を克服するシステムおよび方法が、所望される。
本開示の例示的実施形態は、例えば、組織を凝固させ、その分子結合を破壊（例えば、切断）することを含む、光を使用して組織を撮像ならびに操作することが可能なシステムおよび方法を含む。特定の実施形態が、神経外科手術、耳、鼻、および咽喉（ＥＮＴ）手技、産科、婦人科、胃腸病、肺手技、末梢神経外科手術、または他の用途における使用のために構成されてもよい。
いくつかの実施形態では、例示的実施形態は、同時に撮像および操作することを含め、組織を撮像および操作するために、光エネルギーの利点を利用する。例えば、光は、細胞内空間スケール（１μｍ）において大量のエンコードされた情報（例えば、３００ＴＨｚ）を伝送する能力を有する。加えて、光は、光子吸収または光子運動量伝達（散乱）によって所望される標的を修正し得るため、光は、切開を伴わずに上皮組織層を透過することができる。特定の実施形態は、組織を撮像するための光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）ならびに／または多重光子発光（ＭＰＬ）システムおよび構成要素と、組織を凝固させ、その分子結合を破壊することを含め、組織を操作するための光を提供するレーザとを利用する。
本開示の例示的実施形態は、撮像、凝固（例えば、血流中断）、および組織除去（例えば、組織「切断」）のための３つの新規のレーザ技術を統合し、新しい外科手術パラダイムを示唆する。いくつかの細胞層の切断精度を伴う画像ガイド高速組織除去の能力は、外科手術技術において先例がない。例示的実施形態は、アクセスが、以前は手術不可能であった腫瘍および小限定空間内の他の病理組織を除去することを可能にするであろう。故に、周辺神経、特殊な筋肉、および重要な腺が、守られ、それによって、外科手術後の患者の予後を実質的に改善することができる。
例示的実施形態は、特殊な神経、筋肉、腺、ならびに他の正常な器官および支持構造と近接近する多くの複雑な病変の外科手術除去のために利用されてもよい。例えば、子宮内膜症は、卵巣、腸、および膀胱、ならびに他の腹部構造と頻繁に関連付けられ、従来の外科手術手技を使用する除去は、卵子もしくは卵の喪失、または糞便もしくは尿による腹部の汚染に起因して、女性患者の受胎寿命を減少させるリスクをもたらす。例示的実施形態は、迅速、安全、かつより精密に、正常な卵胞をもたらさない卵巣病変を除去し、無菌腹腔の細菌汚染のリスクを伴わずに子宮内膜組織を除去し得る。
ある実施形態は、第１の光源が組織に入射すると、組織を撮像する際に使用するための信号を提供するように構成される、第１の光源と、組織（例えば、周辺血管）を凝固させるように構成される、第２の光源と、第３の光源が組織に入射すると、第２の光源によって凝固された組織の分子結合を破壊するように構成される、第３の光源とを備えるシステムを含む。特定の実施形態では、第１の光源、第２の光源、および第３の光源は、同一段階において単一ファイバ（または内視鏡もしくは腹腔鏡等のより大きい構造）を通して光を放出する。いくつかの実施形態では、第１の光源、第２の光源、および第３の光源は、異なる時間において単一ファイバ（または内視鏡もしくは腹腔鏡等のより大きい構造）を通して光を放出する。いくつかの実施形態では、単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素であってもよい。具体的実施形態では、第１の光源から取得された信号は、血流中断および組織除去機能を実施するために使用される光源を配向させる、または位置付けるために使用される。いくつかの実施形態では、血流中断（例えば、凝固）および組織除去機能は、別個の第２および第３の光源によって実施されてもよいが、他の実施形態では、血流中断および組織除去機能は、同一の光源（例えば、第２の光源）によって実施されてもよい。
特定の実施形態では、第１の光源は、ＯＣＴ光源を含んでもよい。他の実施形態では、第１の光源は、ＭＰＬのために好適な短パルス光源を含んでもよく、さらに他の実施形態では、第１の光源は、ＯＣＴおよびＭＰＬの両方のために利用されてもよい。ある実施形態では、第３の光源は、ダイオードレーザシードファイバ増幅源であり得、特定の実施形態では、ダイオードレーザシードファイバ増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されることができる。いくつかの実施形態では、ダイオードレーザシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成されることができる。特定の実施形態では、パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる。
ある実施形態では、第３の光源は、可変半導体レーザシードファイバ増幅源であり得、特定の実施形態では、可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されることができる。いくつかの実施形態では、可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成されることができる。具体的実施形態では、パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる。
ある実施形態では、第３の光源が組織に入射すると、第３の光源は、第２の光源によって凝固された組織の分子結合を破壊するように構成されることができる。特定の実施形態では、第３の光源が組織に入射すると、第３の光源は、組織のタンパク質の四次構造を改変するように構成されることができる。
特定の実施形態では、第１の光源から取得された信号は、コンピュータプロセッサへの入力である。いくつかの実施形態では、コンピュータプロセッサは、第２の光源および第３の光源の配向または位置を制御するために使用される出力データを提供する。いくつかの実施形態では、コンピュータプロセッサは、第３の光源のパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を制御するために使用される出力データを提供する。ある実施形態では、第２の光源は、血液によって吸収される波長範囲内のエネルギーを放出するレーザである。具体的実施形態では、血液は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、および水の混合物を含む。いくつかの実施形態では、血液は、純粋なオキシヘモグロビンを含むヘモグロビンを含有する。ある実施形態では、血液は、純粋なデオキシヘモグロビンを含むヘモグロビンを含有する。特定の実施形態では、第２の光源は、イッテルビウムファイバレーザ、イットリウムアルミニウムガーネット（ＹＡＧ）レーザ、周波数が倍加されたイッテルビウムファイバレーザ、周波数が倍加されたＹＡＧレーザ、色素レーザ、またはＴｍファイバレーザである。
ある実施形態では、第２の光源は、周波数が倍加されたイッテルビウムファイバレーザであり得る。特定の実施形態では、第３の光源は、Ｔｍドープファイバ主発振器電力増幅器（ＭＯＰＡ）であり得る。いくつかでは、ＴｍドープＭＯＰＡシードレーザは、半導体ダイオードレーザであり得る。具体的実施形態では、シードレーザは、可変レーザであり得る。
ある実施形態では、第２の光源は、５３２ｎｍ、５８５ｎｍ、１０６４ｎｍ、および／または１９４０ｎｍを含む波長範囲内のエネルギーを放出するように構成され、特定の実施形態では、第２の光源は、３５０ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される。
いくつかの実施形態では、光コヒーレンス断層撮影光源は、掃引源光コヒーレンス断層撮影光源として構成される。具体的実施形態では、光コヒーレンス断層撮影光源は、広帯域光コヒーレンス断層撮影光源として構成される。いくつかの実施形態では、第１の光源は、多重光子発光光源を含み、特定の実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む。ある実施形態では、第２の光源は、組織の分子結合を実質的に破壊することなく、少なくとも組織タンパク質の四次構造を修正するために十分な振幅および周波数においてエネルギーを放出するように構成される。特定の実施形態では、第３の光源は、組織の分子結合を破壊するために十分な振幅および周波数においてエネルギーを放出するように構成されるレーザである。
具体的実施形態は、第１の光源が組織に入射すると、組織を撮像する際に使用するためのデータを提供するように構成される、撮像光源と、凝固光が組織に入射すると、組織を凝固させるために凝固光を放出するように構成される、凝固光源と、結合破壊光源が組織に入射すると、第２の光源によって凝固された組織の分子結合を破壊するために結合破壊光を放出するように構成される、結合破壊光源とを備えるシステムを含む。いくつかの実施形態では、撮像光源は、光コヒーレンスまたは多重光子発光光源を含み、特定の実施形態では、撮像光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む。
ある実施形態では、凝固光および結合破壊光は、共通光源から発信する。特定の実施形態では、共通光源は、ダイオードレーザシードファイバ増幅源である。いくつかの実施形態では、ダイオードレーザシード増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されることができる。具体的実施形態では、ダイオードシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成されることができる。ある実施形態では、パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織凝固を調節するように制御されることができる。ある実施形態では、パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる。
具体的実施形態では、共通光源は、可変半導体レーザシードファイバ増幅源であり得る。特定の実施形態では、可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されることができる。いくつかの実施形態では、可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成されることができる。具体的実施形態では、パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織凝固率を調節するように制御されることができる。具体的実施形態では、パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる。ある実施形態では、結合破壊光源が組織に入射すると、結合破壊光源は、凝固光源によって凝固された組織の分子結合を破壊するように構成されることができる。
特定の実施形態では、凝固光源および結合破壊光源は、使用中に同一段階において共通光源から発信する。いくつかの実施形態では、凝固光源および結合破壊光源は、使用中に異なる時間において共通光源から発信する。具体的実施形態では、凝固光源および結合破壊光源は、別個の光源から発信する。
例示的実施形態は、組織を操作する方法を含み、本方法は、組織の第１の部分の初期画像信号を取得するステップであって、第１の光源が、組織の第１の部分に入射する、ステップと、第２の光源を第２の組織部分上に位置付けるステップであって、第２の光源は、組織の第２の部分を凝固させる、ステップと、光エネルギーを介して、組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップとを含む。いくつかの実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンスまたは多重光子発光光源を含み、特定の実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む。
ある実施形態では、組織の第２の部分は、組織の第１の部分と、組織の第３の部分とを含む。いくつかの実施形態はさらに、第２の光源を組織の第２の部分上に位置付けるステップの後、組織の第１の部分の分子結合を破壊するステップの前に、組織の第１の部分の付加的画像データを取得するステップを含む。具体的実施形態では、組織の第３の部分の分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、第３の光源から放出される。ある実施形態では、第１の光源、第２の光源、および第３の光源は、内視鏡または腹腔鏡等の単一ファイバもしくはより大きい構造を通して光を放出する。具体的実施形態では、単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素であり得る。特定の実施形態では、組織の第３の部分の分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、第２の光源から放出される。
例示的実施形態は、組織を修正する方法を含み、本方法は、光エネルギーを組織の第１の部分に指向させ、組織の第１の部分の画像信号を記録するステップと、光エネルギーを組織の第２の部分に指向させ、組織の第２の部分を凝固させるステップと、光エネルギーを組織の第３の部分に指向させ、組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップとを含む。いくつかの実施形態では、光エネルギーを組織の第１の部分に指向させるステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源または多重光子発光光源から指向させるステップを含む。特定の実施形態では、光エネルギーを組織の第１の部分に指向させるステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源および多重光子発光光源から指向させるステップを含む。ある実施形態では、組織の第２の部分は、組織の第１の部分と、組織の第３の部分とを含む。
特定の実施形態では、組織の第１の部分に指向される光エネルギーは、第１の光源から放出され、組織の第２および第３の部分に指向される光エネルギーは、共通光源から発信する。いくつかの実施形態では、組織の第１の部分に指向される光エネルギーは、第１の光源から放出され、組織の第２の部分に指向される光エネルギーは、第２の光源から放出され、組織の第３の部分に指向される光エネルギーは、第３の光源から放出される。
例示的実施形態は、組織を修正する方法を含み、本方法は、第１の光源が組織の第１の部分に入射するように、第１の光源を位置付けるステップと、組織の第１の部分の初期画像信号を取得するステップと、第２の光源が組織の第２の部分に入射するように、第２の光源を位置付けるステップであって、第２の光源は、組織の第２の部分を凝固させる、ステップと、組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップとを含む。いくつかの実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンスまたは多重光子発光光源を含み、特定の実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む。いくつかの実施形態では、組織の第１の部分を撮像するステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源または多重光子発光光源から組織の第１の部分に指向させるステップを含む。
ある実施形態は、組織を修正する方法を含み、本方法は、組織の第１の部分を撮像するステップと、光エネルギーを用いて組織の第２の部分を凝固させるステップと、光エネルギーを用いて組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップとを含む。いくつかの実施形態では、組織の第１の部分を撮像するステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源または多重光子発光光源から組織の第１の部分に指向させるステップを含む。ある実施形態では、組織の第１の部分を撮像するステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源および多重光子発光光源から組織の第１の部分に指向させるステップを含む。特定の実施形態では、組織の第１の部分、組織の第２の部分、および組織の第３の部分は、共通組織を含有する。ある実施形態では、組織の第１の部分は、組織の第２の部分と、組織の第３の部分とを含む。特定の実施形態では、組織の第２の部分を凝固させるために使用される光エネルギーおよび分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、共通光源から発信する。いくつかの実施形態では、組織の第２の部分を凝固させるために使用される光エネルギーおよび分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、別個の光源から発信する。
ある実施形態は、第１の光源が組織に入射すると、組織を撮像する際に使用するためのデータを提供するように構成される、第１の光源と、第２の光源が組織に入射するときの組織を凝固させるように構成され、その分子結合を破壊するように構成される、第２の光源とを備えるシステムを含む。いくつかの実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンスまたは多重光子発光光源を含み、特定の実施形態では、第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む。特定の実施形態では、第１の光源および第２の光源は、同一段階において単一ファイバを通して光を放出するように構成される。いくつかの実施形態では、単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素であり得る。具体的実施形態では、第１の光源および第２の光源は、異なる時間において単一ファイバを通して光を放出するように構成される。特定の実施形態では、単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素であり得る。いくつかの実施形態では、第１の光源から取得されたデータは、第２の光源および第３の光源を配向させる、または位置付けるために使用されることができる。具体的実施形態では、第１の光源から取得されたデータは、コンピュータプロセッサへの入力であり得る。
ある実施形態では、コンピュータプロセッサは、第２の光源の配向または位置を制御するために使用される出力データを提供することができる。特定の実施形態では、第２の光源は、血液によって吸収される波長範囲内のエネルギーを放出するレーザである。具体的実施形態では、血液は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、および水の混合物を含む。いくつかの実施形態では、血液は、純粋なオキシヘモグロビンを含む。特定の実施形態では、血液は、純粋なデオキシヘモグロビンを含む。ある実施形態では、第２の光源は、ＴｍドープファイバＭＯＰＡであり得る。特定の実施形態では、第２の光源は、可変ＴｍドープファイバＭＯＰＡであり得る。特定の実施形態では、第２の光源は、１９４０ｎｍを含む波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されることができる。ある実施形態では、第２の光源は、４５０ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されることができる。特定の実施形態では、第１の光源は、掃引源光コヒーレンス断層撮影光源として構成されることができる。いくつかの実施形態では、第１の光源は、スーパールミネセントダイオード等の広帯域光コヒーレンス断層撮影光源として構成されることができる。ある実施形態では、第１の光源は、ＭＰＬ光源を含んでもよく、特定の実施形態では、第１の光源は、ＯＣＰおよびＭＰＬ光源の両方を含んでもよい。具体的実施形態では、第２の光源は、少なくとも組織タンパク質の四次構造を修正するために十分かつ組織の分子結合を破壊するために十分な振幅および周波数においてエネルギーを放出するように構成されることができる。
ある実施形態は、組織試料を受容するように構成される、真空補助下処理チャンバと、組織試料を真空補助下処理チャンバ内に位置付けるように構成される、第１の微小位置アクチュエータと、組織試料を真空補助下処理チャンバ内に位置付けるように構成される、第２の微小位置アクチュエータと、真空補助下処理チャンバ内の組織試料の一部を除去するように構成される、レーザとを備える、組織処理システムを含む。特定の実施形態では、レーザは、フェムト秒パルスレーザである。いくつかの実施形態では、第１の微小位置アクチュエータおよび第２の微小位置アクチュエータは、相互に直交する。具体的実施形態では、組織処理チャンバは、リン酸緩衝食塩水を備え、いくつかの実施形態では、組織処理チャンバは、光学的に透明なウィンドウを備える。ある実施形態では、組織処理チャンバは、使い捨てである。
特定の実施形態では、組織処理チャンバは、第１の微小位置アクチュエータの係合のための水密シールを形成するために、第１の自己シール隔壁を備え、組織処理チャンバは、第２の微小位置アクチュエータの係合のための水密シールを形成するために、第２の自己シール隔壁を備える。いくつかの実施形態では、第１の微小位置アクチュエータは、第１の自己シール隔壁を穿刺するように構成される針を備え、第２の微小位置アクチュエータは、第２の自己シール隔壁を穿刺するように構成される針を備える。
具体的実施形態では、第１の微小位置アクチュエータは、第１のステッパモータに結合され、第２の微小位置アクチュエータは、第２のステッパモータに結合される。ある実施形態では、第１および第２のステッパモータは、真空補助下処理チャンバ内で組織試料を回転させるように動作されることができる。
特定の実施形態は、組織を分析するための方法を含み、本方法は、真空補助下器具を介して検体から組織試料を採取するステップと、組織試料を正圧流体チャネルを通して組織処理チャンバに輸送するステップと、組織試料からある切片を切断するステップと、切片に多重光子発光−光コヒーレンス断層撮影（ＭＰＬ−ＯＣＴ）光学アッセイを実施するステップと、ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイからのデータを処理するステップとを含む。いくつかの実施形態では、組織試料を採取するステップとＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイからのデータを処理するステップとの間で経過する時間は、５分を下回る。具体的実施形態では、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）が、ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイから処理する。ある実施形態では、ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイからのデータを処理するステップは、組織試料の切片内に腫瘍マージンを確立するステップを含む。いくつかの実施形態では、腫瘍マージンは、切片の第１の画像および切片の第２の画像をオーバーレイするステップを含む。具体的実施形態では、切片は、約５００μｍの厚さである。特定の実施形態では、ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイは、切片の第１の側および切片の第２の側に実施される。いくつかの実施形態では、組織試料は、体積が１．０〜４．０立方ミリメートルである。ある実施形態では、真空補助下器具は、メスに統合される。特定の実施形態では、真空補助下器具は、焼灼器に統合される。
以下では、用語「結合される」は、必ずしも直接的ではなく、かつ必ずしも機械的ではないが、「接続される」と定義される。
単語「ある」（「ａ」または「ａｎ」）の使用は、請求項および／または本明細書で用語「備える」と併用されると、「１つ」を意味し得るが、「１つまたはそれを上回る」または「少なくとも１つ」の意味とも一致する。用語「約」は、概して、記載された値±５％を意味する。請求項における用語「または」の使用は、代替のみを指すように明示的に指示されない限り、または代替が相互に排他的でない限り、「および／または」を意味するように使用されるが、本開示は、代替のみ、ならびに「および／または」を指す定義を支持する。
用語「備える」（ならびに「ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ」および「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ」等の備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）の任意の形態）、「有する」（ならびに「ｈａｓ」および「ｈａｖｉｎｇ」等の有する（ｈａｖｅ）の任意の形態）、「含む」（ならびに「ｉｎｃｌｕｄｅｓ」および「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ」等の含む（ｉｎｃｌｕｄｅ）の任意の形態）、および「含有する」（ならびに「ｃｏｎｔａｉｎｓ」および「ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ」等の含む（ｃｏｎｔａｉｎ）の任意の形態）は、非制約的な連結動詞である。その結果、１つまたはそれを上回るステップもしくは要素を「備える」、「有する」、「含む」、または「含有する」方法もしくはデバイスは、それらの１つまたはそれを上回るステップもしくは要素を保有するが、それらの１つまたはそれを上回る要素のみを保有することに限定されない。同様に、１つまたはそれを上回る特徴を「備える」、「有する」、「含む」、または「含有する」方法のステップもしくはデバイスの要素は、それらの１つまたはそれを上回る特徴を保有するが、それらの１つまたはそれを上回る特徴のみを保有することに限定されない。さらに、ある方法で構成されるデバイスまたは構造は、少なくともそのように構成されるが、また、列挙されていない方法で構成されてもよい。
本発明の他の目的、特徴、および利点は、以下の発明を実施するための形態から明白となるであろう。しかしながら、本発明の精神および範囲内の種々の変更ならびに修正が、この詳細な説明から当業者に明白となるであろうため、詳細な説明および具体的実施例は、本発明の具体的実施形態を示す一方で、例証のみとして与えられることを理解されたい。
本特許または出願ファイルは、カラーで実行された少なくとも１つの図面を含有する。カラー図面を伴う本特許または特許出願公開のコピーが、要請および必要な料金の支払に応じて、特許庁によって提供されるであろう。
以下の図面は、本明細書の一部を形成し、本開示のある側面をさらに実証するように含まれる。本発明は、本明細書に提示される具体的実施形態の詳細な説明と組み合わせて、これらの図面のうちの１つを参照することによって、より深く理解され得る。
本開示の例示的実施形態は、組織を撮像し、組織（例えば、血管）を凝固させ、組織の分子結合を破壊（例えば、切断）するために光を利用するシステムおよび方法を含む。ある実施形態では、これらのタスクのそれぞれを実施するために使用される光は、例えば、レーザを含む、独立した別個の構成要素によって生産されてもよい。他の実施形態では、単一構成要素（例えば、レーザ）は、組織を凝固させることおよび組織の分子結合を破壊することを含む、複数のタスクを実施するために使用される光エネルギーを生産するように構成されてもよい。本明細書に説明される実施形態は、単に例示的であり、他の実施形態も、本発明の範囲内に含まれることを理解されたい。
本明細書に使用されるように、用語「凝固させる」（および「凝固させること」、「凝固」等の関連用語）は、（例えば、切断されると、血液が組織の外側に流出しないように血管を損傷させることによって）血流を中断し、分子結合の大部分を完全に破壊することなく組織内の分子結合を再配置および／または再構成するプロセスを指すように使用される。また、本明細書に使用されるように、用語「切断する」（および「切断すること」等の関連用語）は、組織内の分子結合を破壊するプロセスを指すように使用される。
本明細書に使用されるように、用語「光源」は、例えば、レーザを含む、電磁放射の任意の源を含むように理解される。また、「第１の光源」および「第２の光源」は、単一レーザから発信し得ることを理解されたい。例えば、パラメータ（例えば、波長、振幅、連続波、または連続パルスモード）の第１のセット下で動作するために構成されるレーザが、「第１の光源」と見なされ得る一方、パラメータの第２のセット下で動作するために構成される同一のレーザは、「第２の光源」と見なされ得る。
ここで図１を参照すると、システム５０の一例示的実施形態は、第１の光源１００と、第２の光源２００と、第３の光源３００とを備える。示される実施形態では、（以下により完全に説明される関連付けられる光学構成要素を伴う）第１の光源１００は、第１の光源１００が組織３５０に入射すると、光１１０を放出し、組織３５０を撮像する際に使用するための信号を提供するように構成される光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）システムとして構成される。
加えて、第２の光源２００は、第２の光源２００が組織３５０に入射すると、光２１０を放出し、組織３５０を凝固させるように構成されることができる。また、システム５０に示されるように、第３の光源３００は、第３の光源３００が組織３５０に入射すると、光３１０を放出し、第２の光源２００によって凝固された組織３５０の分子結合を破壊するように構成されることができる。
ある実施形態では、システム５０は、第１の光源１００、第２の光源２００、および第３の光源３００が、使用中に同一段階（例えば、同時に）または異なる時間において単一ファイバ５００（例えば、フォトニック結晶ファイバ）を通して光を放出するように構成されることができる。特定の実施形態では、第１の光源１００から取得された信号１９０は、第２の光源２００および第３の光源３００を配向させる、もしくは位置付ける（ならびに／または第２の光源２００および第３の光源３００から放出された光を配向させる、もしくは位置付ける）ように使用されることができる。特定の実施形態では、第１の光源１００から取得された信号１９０は、コンピュータプロセッサ３６０への入力であり得る。
特定の実施形態では、コンピュータプロセッサ３６０は、出力データ６２０を、第２の光源２００および第３の光源３００の配向もしくは位置（またはそのような光源から放出された光の配向もしくは位置）を制御するために使用される走査光学制御モジュール６３０に提供する。ある実施形態では、第１の光源１００からの信号はまた、第２の光源２００または第３の光源３００のいずれかのパルス持続時間、パルスエネルギー、もしくはパルス繰り返し率を制御するために使用されてもよい。
例示的実施形態では、第１の光源１００は、近赤外光を生産することができ、比較的に長い波長光の使用は、組織３５０等の散乱媒体へのより深い透過を可能にする。特定の実施形態では、第１の光源１００は、約１３１０ｎｍの波長における光を提供するように構成されることができる。
試料経路１２０中の光が組織３５０に指向されると、組織３５０の表面下特徴から反射するこの光のごく一部が、収集される。動作中、試料経路１２０中の光の有意な部分は、反射されず、むしろ、試料から後方散乱する。後方散乱光は、従来の撮像で画像を不明瞭にする背景に寄与するが、この光は、干渉分光法を介してＯＣＴシステムにおいて有益に使用されることができる。例えば、受信された光子の光路長を記録するために、平衡検出器１５５が、使用され、検出前に組織における散乱を増加させる、ほとんどの光子の拒否を可能にすることができる。これは、組織３５０における着目領域から直接反射される光を収集しながら、背景信号を拒否することによって、構築されるべき厚い試料の３次元画像を記録することを可能にすることができる。例示的実施形態では、ＯＣＴ撮像は、概して、散乱する生物組織３５０における表面の１〜２ミリメートル下方に限定される。より大きい深度において、単一後方散乱事象によって収集開口に戻る光の割合は、低減され、検出をより困難にする。
第１の光源１００がＭＰＬ光源を含む実施形態では、試料経路１２０中の光が組織３５０に指向されると、組織３５０の表面下特徴からの内因性蛍光放出であるこの光のごく一部が、収集される。この内因性多光子蛍光放出信号を収集することによって、具体的組織成分が、検出されることができる。
ある実施形態では、第２の光源２００は、血液によって吸収されるものを含む、ある波長範囲内のエネルギーを放出するレーザである。ある事例では、血液は、純粋なデオキシヘモグロビンおよび水、純粋なオキシヘモグロビンおよび水、またはオキシヘモグロビンと、デオキシヘモグロビンと、水との混合物を含んでもよい。
いくつかの実施形態では、第３の光源３００は、約６００ｎｍ〜２２００ｎｍの範囲内の光を放出してもよい。光源３００はまた、いくつかの実施形態では、分散補償チャープパルス増幅器であり得る、増幅器３０５と併用されてもよい。特定の実施形態では、光源３００から放出された光は、増幅器３０５に先立って半波長板３１５を通過してもよい。
動作中、システム５０は、したがって、組織３５０を撮像し、凝固させ、その分子結合を破壊（例えば、切断）するように構成される光を指向させることができる。具体的には、光源１００からの光１１０、光源２００からの光２１０、および光源３００からの光３１０は、ユーザが、それぞれ、システムを変更することなく単一システムにおいて組織３５０を撮像し、凝固させ、その分子結合を破壊することを可能にすることができる。
これは、既存のシステムに優る多数の利点を提供することができる。例えば、ユーザが、外科手術手技中に別個の機能を実施するために別個のシステムを利用する必要がないと、ユーザは、組織をより正確に撮像し、凝固させ、切断することが可能であり得る。例えば、ユーザは、着目部位から撮像構成要素を除去し、次いで、組織を凝固させるための第２の構成要素、続く切断構成要素を導入することを要求されないため、正確度が、改善され得る。組織を撮像し、凝固させ、切断するための構成要素の連続的導入および再導入は、これらのプロセス間で空間的ならびに時間的位置合わせを破壊し、外科手術結果を損ない得る。
加えて、複数の機能を実施するための単一システムの使用は、外科手術手技を実施するために要求される時間を削減することができ、これは、（例えば、患者が麻酔下にあることを要求される時間を削減することによる）安全性の増加ならびに疾病率および死亡率の改善をもたらすことができる。外科手術手技に対して要求される時間を削減することはまた、関連付けられるコストも削減することができる。最後に、同時撮像、撮像フィールドを血液の妨害からクリアに保つための凝固、および切断は、以前に手術不可能であった症状への手術もまた可能にすることができる。
ここで図２を参照すると、概して、先に説明された図１のシステム５０と同等であるシステム５５が、例証される。しかしながら、システム５５は、第２の光源２００がファイバ５００から独立したファイバ５５０を通して光２６０を指向させる点で、システム５０とは異なる。ファイバ５５０（ファイバ５００ではない）は、光２６０を走査光学制御モジュール６３０に指向させることができる。図２の実施形態の他の側面は、概して、図１に示される実施形態のものと同等であり、同等の構成要素が、図１に使用される名称に従って標識化される。
ここで図３を参照すると、先に説明された図１のシステム５０と多くの点で類似するシステム６０が、例証される。例えば、システム５０のように、システム６０は、組織３５０を撮像し、凝固させ、その分子結合を破壊するために光を利用する。しかしながら、システム６０は、光源が組織３５０を凝固させ、その分子結合を破壊する光を提供するための別個のレーザを備えていない。代わりに、システム６０は、凝固機能のための光を提供する光源２００として、および分子結合破壊機能のための光を提供する光源３００として機能するように制御され得る、単一レーザ２５０（例えば、シードレーザ）を利用する。特定の実施形態では、レーザ２５０は、例えば、内部共振器同調要素を備える周波数可変半導体レーザを含む、周波数可変レーザであり得る。そのようなレーザの具体的実施例が、米国特許第７，４１５，０４９号に開示される。
周波数可変レーザの使用は、組織除去のための利点を提供することができる。例えば、レーザ２５０を同調することは、組織除去率が動的に制御され得るように異なる切除深度を提供することを可能にすることができる。そのような使用のために構成される可変レーザは、比較的に低コストかつ比較的に小さいサイズで利用可能である。ある実施形態では、レーザ２５０は、組織を凝固させ、組織の分子結合を破壊するために使用される別個の光ビームを提供するように構成されることができる。さらに他の実施形態では、同一のレーザ源は、組織を凝固させ、また、組織の分子結合を破壊（例えば、組織を切断または切除）するために使用される光ビームを放出することができる。同一のレーザ源が組織を凝固させ、その分子結合を破壊するために使用されるある実施形態では、組織を凝固させるために使用される光ビームのパラメータ（例えば、パルスエネルギーおよびパルス持続時間）は、組織の分子結合を破壊するために使用されるものとは異なり得る。
ある実施形態では、レーザ２５０は、６００〜２２００ｎｍの範囲内の光エネルギーを提供するように構成されることができる。レーザ２５０から放出される光は、（例えば、半波長板２５１、偏光ビームスプリッタ２５２、および分散パルス調節２５３を介して）組織３５０を凝固させるために好適な光２６０を提供するように操作されることができる。特定の実施形態では、光２６０は、組織３５０の分子結合を実質的に破壊することなく、少なくとも組織タンパク質の四次構造を修正するために十分な振幅および周波数において提供される。
加えて、レーザ２５０から放出される光はまた、組織３５０の分子結合を破壊するために好適な光２７０を提供するために、分散補償チャープパルス増幅器２５４によって増幅されることができる。先に説明された実施形態と同様に、光１１０、２６０、および２７０は、単一ファイバ５００を通して指向されることができる。加えて、コンピュータプロセッサ３６０は、出力データ６２０を、レーザ２５０の配向もしくは位置（ならびに／またはそのようなレーザ２５０から放出された光２６０および２７０の配向もしくは位置）を制御するために使用される走査光学制御モジュール６３０に提供することができる。
ここで図４を参照すると、図３において先に示され、説明されたシステム６０と類似するシステム７０が、例証される。しかしながら、本実施形態では、システム７０は、周波数コンバータ（例えば、周波数二倍器）２６５を用いて動作するレーザ２５５を備える。図４の実施形態の他の側面は、概して、図３に示される実施形態のものと同等であり、同等の構成要素が、図３に使用される名称に従って標識化される。
ある実施形態では、光源２００（例えば、組織を凝固させるように構成される光源）は、イッテルビウムファイバレーザ、周波数が倍加されたイッテルビウムレーザ、イットリウムアルミニウムガーネット（ＹＡＧ）レーザ、周波数が倍加されたＹＡＧレーザ、Ｔｍファイバレーザ、または色素レーザを含んでもよい。特定の実施形態では、光源２００は、約３５０ｎｍ〜２２００ｎｍ、具体的実施形態では、５３２ｎｍ、５８５ｎｍ、１０６４、または１９４０ｎｍを含む波長範囲内のエネルギーを放出するように構成されてもよい。特定の実施形態では、組織を凝固させるように構成される光源は、（例えば、ほぼ一定のレベルで連続的に光を放出するか、または連続的にパルス化するかいずれかの）連続波レーザとして構成されてもよい。
第１の光源１００、第２の光源２００、および第３の光源３００は、組織３５０の異なる部分に光を指向させ得ることを理解されたい。例えば、第１の光源１００および第２の光源２００は、光源４００が光を指向させる組織の部分よりも広い面積を網羅する、組織３５０の一部に光を指向させ得る。
本開示の例示的実施形態に関する１つの設計考慮事項は、伝送導管（例えば、光ファイバ）を通して伝送されている光のエネルギーレベルが、ファイバ（例えば、ファイバ５００）を損傷させないほど十分に低くあるべきということである。
例えば、典型的な光ファイバは、約１ＧＷ／ｃｍ２の損傷閾値を有することができる。パルス持続時間が１ピコ秒、ファイバコア直径が３５μｍと仮定する場合、損傷させることなくファイバを通過し得る最大パルスエネルギーは、３８ｎＪであろう。故に、非常に短いパルスレーザ（例えば、ピコ秒またはフェムト秒）は、所望される組織除去率のために要求されるファイバを通して体内に十分なパルスエネルギー送達を提供することが困難であり得ることが可能性として考えられる。これらの場合では、短パルス光エネルギーが、網状アームを使用して空気を通して送達されることができる。網状アームを使用する光送達は、当分野で周知であり、例えば、二酸化炭素レーザから放出される１０．６μｍ光を送達するために、数十年にわたって使用されている。
「切断ビーム」（例えば、分子結合を破壊するために使用される光ビーム）の付加的設計仕様は、例えば、パルスエネルギー（Ｅｐ）、平均電力（Ｐａｖｅ）、パルス繰り返し周波数（ｆＲ）、パルス持続時間（τｐ）、内部身体部位へのマイクロアプリケータ送達、撮像および凝固ビームによる同時伝搬、ならびに隣接する構造への損傷を伴わない迅速な腫瘍除去を含むことができる。１つの主要切断ビーム設計仕様は、組織除去率（ｍｍ３／秒におけるＶＲ）である。十分に高い組織除去率が、外科医が連続的ではない手技時間を用いて本開示の例示的実施形態を効果的に使用するためにサポートされる必要がある。
許容可能な手技時間を提供するために、組織除去率に関する初期標的設計仕様は、ＶＲ＞１００ｍｍ３／秒である。そのような率は、１ｃｍ３の腫瘍質量または病理組織が１０秒未満で除去されることを可能にするであろう。より迅速な腫瘍または病理組織除去率が可能であり得るが、ＶＲ＞１００ｍｍ３／秒の値が、対立する設計制約間の妥当な妥協を表す。
例示的システムおよび方法の構成における付加的考慮事項は、組織操作のために使用される光源または複数の光源が、十分な組織除去率を提供しながら、また、組織除去の精密な制御も提供すべきということである。より高い組織除去率は、削減された手技時間を提供することができ、これは、手技中の合併症のリスクを低下させ、疾病率および死亡率を改善することができる。光源（および／または光源から放出される光）に対する精密な制御は、外科医が、周辺組織を除去することなく、除去されることが所望される組織を除去することを可能にすることができる。組織除去に関する公式が、以下に提供される。
式中、ＶＲは、組織除去率（ｍｍ３／秒）であり、ＤＣは、組織操作のために使用される光源のｍｍにおける直径であり、ｆｒは、光源のＨｚにおけるパルス繰り返し周波数であり、μａは、組織吸収率（例えば、０．０４６３ｍｍ−１）であり、Φｏは、除去されるべき組織への光源入射フルエンス（Ｊ／ｃｍ２）であり、Φｔｈは、組織切除に関する閾値フルエンス（例えば、４．３Ｊ／ｃｍ２）である。
上記に示される方程式（１）は、光ビーム設計仕様を確立するために使用されることができる。例えば、１００ｍｍ３／秒のＶＲ、および６．４ｍＪのパルスエネルギーを伴うツリウム（Ｔｍ）主発振器電力増幅器（ＭＯＰＡ）を仮定して、閾値を超える入射フルエンス３ｘ（Φｏ＝１２．９Ｊ／ｃｍ２）を提供する。これらのパラメータに基づいて、腫瘍または病理組織への切断ビーム直径は、ＤＣ＝２２０μｍとなるように計算される。１２．９Ｊ／ｃｍ２を提供するＴｍＭＯＰＡは、吸収されるパルス毎に約２１６μｍの腫瘍または病理組織厚さを除去することができる。
組織除去率（ＶＲ）が１００ｍｍ３／秒を超える例示的実施形態に関して、ｆＲ＝１５．４ｋＨｚのパルス繰り返し周波数が、必要とされる。隣接する構造への損傷を伴わない迅速な腫瘍除去率（ＶＲ＞１００ｍｍ３／秒）、内部身体部位へのマイクロアプリケータ送達、ならびに撮像および血流中断ビームによる同時伝搬を可能にするパルスエネルギー（Ｅｐ）、平均電力（Ｐａｖｅ）、およびパルス持続時間（τｐ）を含む切断ビームを含むＴｍＭＯＰＡの設計仕様が、確立されることができる。ある実施形態は、切断ビームが表面組織層を乱すことなく表面組織下方の組織を切断（例えば、その分子結合を破壊）することを可能にし得るように構成されることができる。
ここで図５Ａを参照すると、光源５５５の例示的実施形態が、上記に説明される原理に従って例証される。光源５５５は、光源が組織に入射すると、組織の分子結合を破壊するように構成される（例えば、光源５５５は、「切断ビーム」としての役割を果たし得る光を提供するように構成される）。図５Ａに示される実施形態では、光源５５５は、（例えば、ある実施形態では、１．９５μｍにおける）シードパルスを提供するように構成される、主発振器５１０を備えるツリウム（Ｔｍ）主発振器電力増幅器（ＭＯＰＡ）レーザである。加えて、光源５５５の本実施形態は、第１の前置増幅器５２０および第２の前置増幅器５３０、ならびに電力増幅器５４０を備える。
例示的実施形態では、主発振器５１０は、いくつかの異なる配列のうちの１つにおいて構成されてもよい。例えば、ある実施形態では、主発振器５１０は、図５Ａに示されるように、ＱスイッチＴｍファイバレーザ５１１と、光学アイソレータ５２９と、パルススライサ５１９とを含んでもよい。ある実施形態では、ＱスイッチＴｍファイバレーザから放出されるパルス持続時間は、約１００ナノ秒の持続時間であってもよい。パルススライサは、１００ナノ秒パルスからより短い持続時間のサブパルスを抽出することができる。例えば、パルススライサは、ＱスイッチＴｍファイバレーザ５１１から放出されたパルスから６ナノ秒パルスを抽出してもよい。図５Ａに示される実施形態では、６ナノ秒のパルスは、次いで、第１の前置増幅器５２０および第２の前置増幅器５３０に進入し、電力を増加させる。ある実施形態では、電力は、Ｐａｖｅ＝１００Ｗの平均電力に増加されることができ、パルスエネルギーは、Ｅｐ＝６．４ｍＪであり、パルス繰り返し周波数は、ｆＲ＝１５．４ｋＨｚである。
ここで図５Ｂを参照すると、他の実施形態では、主発振器５１０は、所望されるパルス持続時間を達成するためにパルス電流源を用いて利得を切り替えられ得る、半導体ダイオードレーザ５５１として構成されてもよい。利得スイッチ半導体ダイオードレーザ５５１（例えば、ＩｎＧａＡｓ／ＩｎＰまたはＩｎＳｂ）によって、ピコ秒およびナノ秒のパルス持続時間が、達成され得、パルス繰り返し率は、容易に変動され得る。利得スイッチ半導体ダイオードレーザは、ファイバ増幅器５２０、５３０をシードし、最大２７０ｋＷのピーク電力を伴う数百ワットの平均電力レベルおよびピコ秒からナノ秒の範囲内のパルス持続時間を提供するために利用されている。さらに、利得スイッチ半導体ダイオードレーザの使用は、注入電流の時間変動を調節することによって、光パルスを成形することを可能にする。シードパルスを提供するための半導体ダイオードレーザの使用は、これがシステム電子機器によって駆動される注入電流によって制御されるため、パルス持続時間がプログラム可能になることを可能にすることができる。例えば、所与のプロファイルを伴う３ナノ秒のパルスが所望される場合、半導体ダイオードレーザは、増幅されたシードパルスが３ナノ秒であるように、十分に短い時間周期の間に利得を切り替えられることができる。より短いパルス、例えば、２００ピコ秒が所望される場合、半導体ダイオードレーザは、適切な持続時間の間に利得を切り替えられることができる。故に、半導体ダイオードレーザ５５１は、所望されるパルスプロファイルおよび持続時間パルスエネルギーおよびパルス繰り返し率を提供するように精密に制御されることができる。Ａｌｅｘａｎｄｅｒ Ｍ．Ｈｅｉｄｔ、Ｚｈｉｈｏｎｇ Ｌｉ、およびＤａｖｉｄ Ｊ．Ｒｉｃｈａｒｄｓｏｎによる「Ｈｉｇｈ Ｐｏｗｅｒ Ｄｉｏｄｅ−Ｓｅｅｄｅｄ Ｆｉｂｅｒ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒｓ ａｔ ２ μｍ−Ｆｒｏｍ Ａｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅｓ ｔｏ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ」（ＩＥＥＥ Ｊ．Ｓｅｌｅｃｔ．Ｔｏｐｉｃｓ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ、２０巻、Ｎｏ．５、２０１４年９月／１０月）を参照されたい。パルスプロファイル、パルスエネルギー［すなわち、スポットサイズ（ＤＣ）］、およびパルス繰り返し率（ｆＲ）の選択は、組織除去率（ＶＲ）の制御を可能にする。
ここで図５Ｃを参照すると、光源５５５の他の実施形態では、主発振器５１０は、フェムト秒からピコ秒、さらに長い時間に及ぶ所望されるパルス持続時間を達成するために、利得スイッチまたはモードロック構成のいずれかで動作され得る、周波数可変半導体ダイオードレーザ５６１（例えば、ＩｎＧａＡｓ／ＩｎＰまたはＩｎＳ）として構成されてもよい。周波数可変半導体ダイオードレーザは、ユーザ制御された狭い波長範囲にわたって発振するようにレーザを制約する、可変フィルタをレーザキャビティ内に組み込む（例えば、米国特許第７，４１５，０４９号参照）。周波数可変レーザの使用は、組織除去のための重要な利点を提供することができる。例えば、組織の吸収係数は、１８００〜２２００ｎｍのスペクトル範囲にわたって約２０倍に変動する。レーザ放出を１８００〜２２００ｎｍのスペクトル範囲内の波長に同調することは、組織内の異なる切除深度を可能にし、放出波長、パルス繰り返し率、およびパルスエネルギーを含むレーザ動作制約を調節することによって、凝固および／または組織除去率を最適化するように使用され得る。パルスプロファイル、パルスエネルギー、スポットサイズ［すなわち、スポットサイズ（ＤＣ）］、パルス繰り返し率（（ｆＲ）、およびレーザ放出波長［すなわち、組織吸収係数μａ（λ）］の選択は、組織除去率（ＶＲ）の制御を可能にする。
ここで図６を参照すると、図５Ａの光源５５５の一部が、主発振器５１０およびレーザ５１１の特定の構成要素を例証するために、さらに詳細に示される。本実施形態では、主発振器５１０は、図６に示される高反射器（ＨＲ）５１２とインライン偏波維持ファイバブラッググレーティング（ＰＭ ＦＢＧ）５１３との間にキャビティが形成される、ＱスイッチＴｍファイバレーザ５１１（例えば、１．９５μｍ）を備える。示される実施形態はまた、音響光学変調器（ＡＯＭ）５１７と、レーザダイオード５１４（例えば、３５Ｗのファイバ結合レーザ９３７ｎｍダイオード）と、偏波維持ポンプコンバイナ５１５と、１０μｍのコアおよび１３０μｍのクラッディングを伴う偏波維持Ｔｍドープファイバ（ＰＭ ＴＤＦ）５１６とを備える。示される実施形態はまた、電気光学変調器（ＥＯＭ）５１８を含むパルススライサ５１９も備える。例証される実施形態はまた、高電圧増幅器（ＨＶＡ）５２１と、パルス発生器５２２と、クロック５２３と、デジタル遅延発生器（ＤＤＧ）５２４と、任意波形発生器（ＡＷＧ）５２５とを備える。
示される実施形態では、ＡＯＭ５１７は、パルス繰り返し周波数ｆＲ＝１５．４ｋＨｚにおいて発振器をダンプし得る、Ｑスイッチとして機能するように構成される。加えて、光学アイソレータ５２９が、キャビティへの寄生フィードバックからもたらされるパルス不安定性を防止することができる。各パルススライスの遅延および持続時間は、ＤＤＧ５２４によってトリガされるようなＥＯＭ５１８駆動ＡＷＧ５２５によって固定されることができる。ある例示的実施形態では、リスクに基づく設計制御（例えば、ＦＤＡ ２１ ＣＦＲ ＱＳＲ ８２０．３０による）が、ＰＣ５１５ならびにＰＭ ＴＤＦ５１６のパルス診断および温度を監視することによって実装されることができる。
ここで図７を参照すると、図５に示される前置増幅器１および２の利得段に関する例示的アーキテクチャが、提供される。本実施形態では、前置増幅器１は、１０μｍのコアおよび１３０μｍのクラッディングを伴い、３５Ｗのファイバ結合レーザ（９７３ｎｍ）ダイオードＬＤ１ ６１４によってポンピングされる、偏波維持Ｔｍドープファイバ（ＰＭ ＴＤＦ）６１６を備える。同様に、本実施形態では、前置増幅器２は、５０μｍのコアおよび２５０μｍのクラッディングを伴い、８０Ｗのファイバ結合レーザ（９７３ｎｍ）ダイオードＬＤ２ ６１５によってポンピングされる、偏波維持Ｔｍドープファイバ（ＰＭ ＴＤＦ）を備えることができる。示される実施形態はまた、ポンプコンバイナ６１１と、アイソレータ６１２と、偏波維持モードフィールドアダプタ６１３とを備える。
ここで図８を参照すると、電力増幅器５４０（図５に示される）の概略図が、提供される。本実施形態では、Ｔｍファイバロッド７１６が、例えば、Ｐａｖｅ＝１００Ｗの平均電力に対応する、ｆＲ＝１５．４ｋＨｚにおけるＥｐ＝６．４ｍＪを与える、パルス増幅の最終段階を提供する。特定の実施形態では、Ｔｍファイバロッド７１６は、水冷された銅板７１８内で熱伝導性エポキシ７１７を用いてＶ溝内にポッティングされることができる。示される実施形態では、Ｔｍドープファイバロッド電力増幅利得段は、ダイクロイックミラー（ＤＭ）７２１、７２２から反射される２００Ｗ（９７３ｎｍ）のレーザダイオード（ＬＤ１）７１４および１００Ｗ（９７３ｎｍ）のレーザダイオード（ＬＤ２）７１５によってポンピングされる。
例示的組織除去光源（例えば、「切断」光源）の設計仕様は、パルスエネルギー（Ｅｐ）と、平均電力（Ｐａｖｅ）と、パルス繰り返し周波数（ｆＲ）と、パルス持続時間（τｐ）と、組織除去率（ＶＲ）とを含む。例示的実施形態に関するパルスエネルギー（Ｅｐ）は、平均電力（Ｐａｖｅ）およびパルス繰り返し周波数（ｆＲ）を測定することによって判定されることができる。加えて、Ｔｍファイバロッド電力増幅器から退出する光のパルス持続時間（τｐ）は、高速ＩｎＧａＡｓフォトダイオードおよびＰｉｃｏＳｃｏｐｅ９２１１Ａオシロスコープを使用して測定されることができる。
腫瘍または病理組織除去率（ｍｍ３／秒におけるＶＲ）は、生体外の組織を使用して測定されることができる。例えば、病理組織検体が、２軸平行移動ステージ上に置かれ、５秒の時間周期において５×５ｍｍ２の面積にわたってラスター走査されることができる一方、組織除去光源は、切断動作を実施する。切断後、病理組織は、ＯＣＴ撮像システム下に置かれることができ、組織除去率は、ＶＲ＝２０・Δｚ（ｍｍ３／秒）の関係を使用して切除組織の深度（Δｚ，ｍｍ）を測定することによって判定されるであろう。本様式で進行することによって、組織除去光源の性能が、検証されることができる。類似する研究が、確立された病理組織の動物モデルにおいて実施されることができる。
例示的システムパラメータの検証は、最初に、外科手術が内視鏡または腹腔鏡マイクロアプリケータを通して実施される前にバルクアプリケータを採用し得る。例えば、バルクアプリケータの設計仕様は、内視鏡または腹腔鏡マイクロアプリケータの構築および検証前に確立され得る。加えて、ユーザ（外科医）インターフェースの設計仕様が、確立され、次いで、検証され得る。最後に、確立された病理組織の動物モデルにおける病理組織除去のための例示的実施形態の動作および性能が、本デバイスを検証するために実施され得る。
バルクアプリケータの設計仕様は、組織表面における撮像ビームの直径（ＤＯＣＴ）、血流中断ビームの直径（ＤＧ）、および切断ビームの直径（ＤＣ）を含む。切断ビーム直径（ＤＣ＝２２０μｍ）は、組織除去率（ＶＲ＞１００ｍｍ３／秒）から確立され得る一方、ＤＯＣＴは、ユーザが要求した走査深度（例えば、２ｍｍ）および対応するレイリー範囲の撮像光（１．３１μｍ）によって判定され、ＤＯＣＴ＝２５μｍを与え得る。ＤＧは、血流中断レーザ（例えば、０．５３２μｍ）の利用可能な電力（Ｗ）および出血を防止するための他の設計要件によって判定され得る。
例示的実施形態では、凝固光源（例えば、血流を中断させるように構成される光源）は、組織除去光源（例えば、切断ビーム）の単回通過に対応する標的切断深度（例えば、腫瘍または他の標的組織の上側２００μｍ）全体を通して血管を処置するように構成されることができる。ここで図９を参照すると、凝固光源２００（例えば、１０Ｗ、０．５３２μｍのレーザ）は、除去されるべき組織３５０（例えば、腫瘍または病理組織）に入射する５Ｗの光学電力を提供することができる。２５μ秒の暴露に続く先に切除された組織表面の２００μｍ下方に位置付けられた大直径（３０μｍ）の血管内の温度上昇は、ＤＧ＝５０μｍが腫瘍血管内の血流を中断させるために好適な設計パラメータであることを示唆する。
バルクアプリケータにおいて組織３５０の表面上に規定されたビーム直径（ＤＣ＝２２０μｍ、ＤＯＣＴ＝２５μｍ、およびＤＧ＝５０μｍ）を達成するために、各ビームは、図９に示されるようなＸ−Ｙ走査検流計３９０に平行化され、入射すべきである。組織除去ビーム３１０および撮像ビーム１１０が、それぞれ、ダイクロイックミラー３１１（ＤＭ１）および１１１（ＤＭ２）から反射し、凝固ビーム２１０とともに整合される。ユーザが画定した組織３５０の表面上の規定された直径から、走査レンズ３０１、１０１、および２０１（例えば、ｆ＝１８ｍｍ）上の平行化されたビーム直径が、それぞれ、組織除去（０．２ｍｍ）、撮像（１．２ｍｍ）、および凝固（０．２５ｍｍ）ビームに対して判定される。検流計と、ダイクロイックミラーと、コリメーティングレンズとを含むバルクアプリケータ構成要素は、例えば、３Ｄラピッドプロトタイピングによって加工される、ステンレス鋼封入体内に搭載されてもよい。
バルクアプリケータの動作は、ナイフエッジ技法を使用して、異なるフィールド位置に対する走査レンズの後焦点面での切断、撮像、および中断ビームの直径を測定することによって検証され得る。バルクアプリケータの走査速度は、曇りガラス板を走査レンズの焦点面に置き、高速カメラを用いて凝固レーザビームスポットの飛行時間を記録することによって検証されるであろう。
いくつかの用途では、アプリケータは、組織に入射する撮像、凝固、および切断ビームのスポットサイズが、ビーム送達光学によって制約される類似する数の開口を有することが所望される。例えば、撮像、凝固、および切断ビームが共通ファイバを通して伝搬するとき、組織上の各ビームのスポットサイズは、送達光学によって制約される。この場合では、組織上のＯＣＴ撮像ビーム直径は、ビームのレイリー範囲の約２倍を与えられる撮像深度によって制約される。例えば、１．３１μｍの撮像ビーム波長および約２ｍｍの走査範囲に関して、組織上の撮像ビーム直径は、約２０μｍである。８．６Ｊ／ｃｍ２の切断ビームフルエンスに関して、３５．８μＪのパルスエネルギーが、要求される。シード源として利得スイッチ半導体ダイオードレーザを使用し、続けてステージ化されたＴｍファイバ増幅器を使用することによって、約１ＭＨｚのパルス繰り返し率が、達成され、２５０ｍｍ３／秒を上回る体積組織除去率を与え得る。そのような構成は、撮像、凝固、および切断ビームが共通光ファイバを通して送達され得、したがって、実質的により小さく、より柔軟なアプリケータが利用され得るため、内視鏡または腹腔鏡マイクロアプリケータに優る重要な利点を有する。
送達システム８００の特定の実施形態が、図１０に示される。ファイバ８０１（例えば、フォトニック結晶ファイバ）が、平行化される撮像、凝固、および切断ビームを伝搬する。反射プリズム８０２が、レンズの後焦点面に位置付けられるＸ−Ｙ ＭＥＭＳ走査ミラー８０３上に光を指向させる。コリメータ８０４および走査レンズ８０５は、ファイバ先端が組織上に撮像ビーム８０６の標的スポットサイズを与える倍率で走査レンズ８０５の後焦点面と共役になるように、４ｆ撮像システムを形成する。Ｘ−Ｙ ＭＥＭＳ走査ミラー８０３は、ビームを偏向し、したがって、ビームは、撮像、血流中断、または組織切断のために組織を横断して走査される。
本開示のある例示的実施形態では、ユーザインターフェースが、外科医が本システムを動作させるために実装されてもよい。特定の実施形態では、ユーザインターフェースは、タッチスクリーンディスプレイ上に提示されてもよく、外科医が、組織（例えば、それぞれ、皮膚癌腫瘍の正面およびＢの走査断面画像を表す、図１１Ａおよび１１Ｂに示されるような腫瘍）のＯＣＴおよび／またはＭＰＬ画像を検証し、除去のための３次元領域（例えば、図１１Ｃおよび１１Ｄに示されるような破線１７１および１７２）を規定することを可能にする。外科医が除去のための組織領域を規定した後、本手技は、選択された領域にわたって０．５３２μｍの凝固ビームをラスター走査することにより、最外面の２００μｍの層における血流を中断（例えば、凝固）させることによって開始することができる。血流を中断させた直後、同一の２００μｍの層は、同一の領域にわたって切断ビームをラスター走査することによって除去される（図１１Ｅ）。本プロセスは、後続の２００μｍの層における血流が最初に中断され、次いで腫瘍が除去されるように繰り返されることができる。外科手術システムはまた、外科医が除去のための組織領域を規定した後、本手技が選択された領域にわたって０．５３２μｍの凝固ビームをラスター走査することにより、最外面の２００μｍの層における血流を中断（例えば、凝固）させることによって開始し得るようなモードで動作されてもよい。血流を中断させた直後、切断ビームは、割礼切断を実行し、切断部分の内側の組織は、外科手術分野で実践されるように機械的に除去されることができる。
例示的実施形態の動作および性能は、病理組織を伴う動物モデルにおいて検証され得る。例えば、ヌードマウスにおける皮下異種移植片腫瘍モデルを使用する。ＨＣＴ１１６癌細胞が、５％のＣＯ２下で３７℃において、１０％のウシ胎児血清を伴うマッコイ５Ａ培地中で培養され得る。培養物が培養密度に到達すると、細胞は、０．２５％のトリプシンＥＤＴＡによってフラスコから脱離され、遠心分離され、無菌リン酸緩衝食塩水中に再懸濁され得る。約２×１０６個細胞／５０μｌが、次いで、マウスの背部面積に皮下注射され得る。腫瘍が直径１ｃｍに成長した（約２週間）後、背部皮膚折畳チャンバが、背部領域の周囲に搭載され、外科手術のためにその動物を位置付けることができる。
外科手術に先立って、腫瘍を含有する背部皮膚が、身体の中間区分から持ち上げられ、アルミニウム製背部皮膚折畳チャンバに縫合され、皮膚を身体から離すように位置付け得る。腫瘍移植片を有する背部皮膚折畳チャンバモデルが、３つの群に分割される３０匹の雌性ヌードマウス（ＮＵ／ＮＵ，Ｈａｒｌａｎ，ＴＸ）において作成され得る。群１の動物（Ｎ＝１０）は、陰性対照としての役割を果たし得る（外科手術なし）。群２の動物（Ｎ＝１０）は、陽性対照としての役割を果たし、メス、剪刀、またはボビー電気焼灼器のいずれかを使用する従来の外科手術を用いて腫瘍切除を受け得る。群３の動物（Ｎ＝１０）は、本開示による例示的実施形態を使用して外科手術を受ける。２週間後、３つの群の全ての動物が、犠死させられ、腫瘍領域が、処置結果を比較する組織学的検査のために切断され得る。本開示の実施形態を使用する外科手術対従来の外科手術の有効性が、任意の残留癌の存在に関して組織学的検査を検証し、群２および３のマウスに関する損傷した健常組織の量、手術時間、ならびにそれぞれの外科手術手技を完了する容易さを判定することによって評価され得る。本様式で進行することによって、例示的実施形態の動作および性能が、従来の外科手術手技に対して検証されることができる。
別の実施例では、大腿神経種除去のために構成される実施形態もまた、検証されてもよい。体腔内の腫瘍の外科手術除去が、内視鏡マイクロアプリケータを利用する例示的実施形態を用いて遂行されてもよい。
内視鏡マイクロアプリケータを利用する実施形態の光学設計仕様は、先に説明されたバルクアプリケータと類似する。特に、腫瘍表面上の撮像ビームの直径（ＤＯＣＴ＝２５μｍ）、凝固ビームの直径（ＤＧ＝５０μｍ）、および組織除去ビームの直径（ＤＣ＝２２０μｍ）は、バルクアプリケータ仕様と同等である。
ある実施形態は、内視鏡マイクロアプリケータの設計に関して修正されるＨｏｐｋｉｎｓリレーを採用してもよい。Ｚｅｍａｘ光学設計ソフトウェアを使用して、修正されるＨｏｐｋｉｎｓリレー設計は、撮像（１．３２μｍ）、血流凝固（０．５３２ｎｍ）、および組織除去（１．９５μｍ）ビームのために公差設定され、最適化されてもよい。ガラスブランクからロッドマイクロレンズが、（例えば、Ｏｐｔｉｃａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ（Ｂｏｓｔｏｎ，ＭＡ）によって）加工されてもよい。レンズ組立の前に、ロッドマイクロレンズは、（例えば、Ｍａｔｅｒｉｏｎ（Ｂｏｓｔｏｎ，ＭＡ）によって）反射防止コーティングされてもよい。高品質のＡＲコーティング（例えば、＜０．２％、Ｍａｔｅｒｉｏｎから利用可能）が、血流中断、撮像、および切断ビーム波長（０．５３２μｍ、１．３２μｍ、および１．９５μｍ）のために使用されてもよい。コーティング後、ロッドマイクロレンズは、（例えば、３ｍｍの内径を伴う）５ｍｍ直径のステンレス鋼管内に組み立てられてもよい。ステンレス鋼管は、３Ｄラピッドプロトタイピングによって製造されるステンレス鋼ヘッドに締結されてもよい。ステンレス鋼ヘッドは、バルクアプリケータのために利用されるものと類似する走査アセンブリを格納するが、ロッドマイクロレンズアセンブリの前焦点面において平行化された撮像、凝固、および組織除去ビームを走査するためのテレスコープリレーを含み得る。ここで図１２を参照すると、内視鏡マイクロアプリケータ９００が、ビームコンバイナおよび走査装置を内視鏡マイクロレンズアセンブリと統合することによって構築されることができる。ビームコンバイナアセンブリが、焦点系を使用して、内視鏡または腹腔鏡の前焦点面への走査検流計の共役面を撮像することによって、内視鏡または腹腔鏡とインターフェースする。内視鏡または腹腔鏡マイクロアプリケータの動作は、バルクアプリケータのために採用されるプロトコルを使用して検証されてもよい。
例示的実施形態の１つの用途は、骨構造によって囲繞された限定空間内の病理組織（例えば、内耳内の真珠腫および手術不可能な脳腫瘍）の除去を含むが、初期検証は、動物製剤および外科手術後の生存を用いて合併症を最小限にするために、単純なモデルを利用してもよい。ＶＸ２ウサギ癌モデルが、最初に、１９３３年に提案され、広く使用されている。ＶＸ２腫瘍断片が、いくつかのウサギ腫瘍モデルを確立するために使用される。鼠径部における大腿神経が、識別され、周辺筋肉から容易に区別され、神経腫を誘発するために魅力的な標的部位を表す。この検証は、これらの研究を完了するために、ウサギモデルにおいて大腿神経種を誘発することを提案する。
体重３．８〜４．３ｋｇの３２匹の成体ニュージーランドホワイト種雄性ウサギ（Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒ，ＴＮ）が、本研究に登録され、４つの群に分割されることが提案される。群１（Ｎ＝２）のウサギは、腫瘍提供者としての役割を果たす。群２（Ｎ＝１０）および群３（Ｎ＝１０）のウサギは、従来のアプローチ（群２）または本発明の画像ガイドスマートレーザナイフ（群３）のいずれかを使用して、経皮的腫瘍移植および腫瘍除去を受ける。群４（Ｎ＝１０）のウサギは、対照としての役割を果たす。移植のための腫瘍断片を取得するために、群１のウサギは、各大腿筋に１２５ｍＬのＶＸ２癌細胞懸濁液（ＮＣＩ ＭＡ）を注射されるであろう。各大腿筋内で成長する固有の固形腫瘍は、２週間後に採取され、４℃のハンクス平衡塩溶液に投入され、次いで、１ｍｍ３の断片に丁寧に切断されるであろう。腫瘍断片移植のための標的部位は、次いで、大腿神経に隣接する筋肉における鼠径部領域において選択され得る。腫瘍断片を注射するために、群２および３の動物は、鼠径部領域における１ｃｍの切開部を通して、従来の開腹術を受けるであろう。ＶＸ２腫瘍断片を含有するカニューレおよびコアから成る１８ゲージ針が、大腿神経を囲繞する筋肉に注射され、切開部は縫合され、動物は回復することを可能にされるであろう。神経腫の直径が約１ｃｍになる移植から約１週間後、群２のウサギは、従来の開腹術を受け、メス、剪刀、またはボビー電気焼灼器を使用する従来の外科手術アプローチを採用して、神経腫を除去されるであろう。群３のウサギもまた、従来の開腹術を受け、内視鏡マイクロアプリケータを通して本開示の例示的実施形態を使用して、神経腫を除去されるであろう。切開部を縫合した後、群２および３のウサギは、運動ならびに排泄抑制能力の障害に関して観察および評価され、対照と比較されるであろう。２週間後、全てのウサギは、犠死させられ、大腿神経を含有する組織領域が、処置結果を比較する組織学的検査のために切断されるであろう。内視鏡マイクロアプリケータを通して大腿神経種を除去する例示的実施形態の有効性が、大腿神経損傷、任意の残留癌細胞の存在、およびそれぞれの外科手術手技を完了する手術時間に関して検証することによって、従来の外科手術手技と関連して評価されるであろう。本様式で進行することによって、内視鏡マイクロアプリケータを通して神経腫を除去する例示的実施形態の動作および性能が、従来の外科手術手技に対して検証されることができる。
本開示の例示的実施形態はまた、高感受性および高特異性を伴う腫瘍マージンを迅速に確立するためのシステムならびに方法も含む。ここで図１３を参照すると、レーザベースの光学生検システム６００の概略図が、提供される。図１３に示される実施形態の概観は、以下の手技ステップを提供する。最初に、外科医の命令（例えば、音声起動、フットペダル、またはプッシュボタン）に応じて、小組織検体６０５（例えば、１〜４ｍｍ３）が、真空補助下ツール６０１を用いて採取される。例示的実施形態では、真空補助下採取ツールは、外科医の好ましいワークフローを合理化および維持するために、一般的に使用される外科手術用メスおよび／または焼灼器（例えば、ボビー電気焼灼器）と統合されることができる。次に、真空補助下採取後、組織検体６０５は、正圧流体チャネル６０２を通して組織処理チャンバ６０３に輸送されることができる。いったん組織処理チャンバ６０３に入ると、レーザ６０４（例えば、超高速フェムト秒レーザ）が、画像ベースアッセイのために組織検体６０５を５００μｍの厚さのスラブ切片６０７に切断することができる。ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイ６０８が、次いで、組織スラブ６０７に実施されることができる。ＭＰＬ−ＯＣＴ画像ベースアッセイ６０８によって記録されたデータが、次いで、アッセイされる組織検体の高速診断を可能にするフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）６０９によって処理されることができる。診断分析の結果は、次いで、外科医によって利用される種々の既存の画像モダリティのいずれかの上に診断のオーバーレイを投影することによって、外科医に伝達されることができる。したがって、現在の実践のようにいくつかの凍結切片を処理することが可能であるだけではなく、説明される光学チャンバは、１桁を上回る試料を処理し、術野全体のコンピュータディスプレイ上に結果をオーバーレイし、伝統的凍結切片を使用してでは現在不可能である、外科手術マージン全体に沿った残留癌の存在の知識を外科医に提供し得る。
システム６００の例示的実施形態は、既存の診断システムと比較して、診断を完了するために必要とされる時間を削減することができる（例えば、３分未満）。故に、外科手術マージン全体が残留癌に対してマッピングされ得るため、外科手術時間が、短縮され、外科医の好ましいワークフローが、強化され、外科手術後の患者の予後が、改善されることができる。さらに、システム６００において使用される光学画像ベース診断は、非破壊的であるため、伝統的生検および組織学的検査が、システム６００の診断を検証するために、各採取された組織スラブに続けて実施されることができる。
システム６００において使用されるＭＰＬ画像ベースアッセイは、適切に定寸および成形された組織検体を要求する。ＭＰＬおよびＯＣＴ画像ベースアッセイが、直線型ポイント走査アプローチを利用するため、これらの撮像モダリティと適合する組織検体に関する最適形状は、スラブ幾何学形状である。処理された組織スラブ幾何学形状はまた、システム６００における診断に続いて完了され得る、従来の組織学的処理とも適合する。
ＭＰＬ撮像深度は約２００〜３００μｍであるため、スラブの両側からの撮像は、このアプローチに関する組織検体厚さを約５００μｍに制約する。採取された組織検体の処理は、処理アーチファクトがＭＰＬ−ＯＣＴ画像ベースアッセイに導入されないように、組織のミクロ構造を保存するべきである。
図１４は、採取された組織をＭＰＬ−ＯＣＴ画像ベースアッセイのための適切に定寸されたスラブに処理するための組織処理システム７００の概略図を示す。システム７００は、真空補助下組織微小位置ならびに保持アクチュエータ７０２および７０３と組み合わせて、超高速ファイバフェムト秒レーザ７０１を備える。超高速レーザ７０１の切断作用は、プラズマ切除を利用するであろうため、適切に定寸および成形された組織スラブ７０４は、スラブ表面に無視できる修正領域を有し、ＭＰＬ−ＯＣＴ画像ベースアッセイへのアーチファクトの導入の可能性を低減させるであろう。使い捨て組織処理チャンバ７０５が、超高速レーザビームを走査することと組み合わせて使用するための真空補助下組織微小位置ならびに保持アクチュエータ７０２および７０３を使用するように提案され、したがって、採取された組織は、画像ベースＴＰＬ−ＯＣＴアッセイのための適切に定寸されたスラブに迅速に処理されることができる。
切除された組織輸送は水圧式で行われるであろうため、組織処理チャンバ７０５は、リン酸緩衝食塩水７０６を用いて充填されることができる。組織処理チャンバ７０５の内外への組織検体７０４の輸送は、一方の面上の入口ポート７０７と、対向する側上の出口ポート７０８とを介して起こることができる。入口の上流かつ出口の下流のＴ字接合部（図示せず）が、チャンバ７０５を洗い流すために使用され、必要に応じて要求される光透過性を達成することができる。チャンバ７０５は、超高速レーザ７０１からのビームの撮像および送達のために、光学的に透明なウィンドウ７０９を有することができる。チャンバ７０５は、以前の患者の生検による現在の患者の生検の相互汚染を防止するために、使い捨てであり得る。組織微小位置ならびに保持アクチュエータ７０２および７０３は、したがって、交換に応じてチャンバに係合し、それから係脱することができる。２つの自己シールゴム隔壁７２２および７２３が、チャンバ７０５の直交する面に組み込まれ、係合／係脱のための水密シールを形成することができる。
ある実施形態では、アクチュエータ７０２および７０３は、組織処理チャンバ７０５に内蔵された自己シールゴム隔壁７２２および７２３を貫通するであろうステンレス鋼針７１２および７１３内に格納されることができる。特定の実施形態では、２つのアクチュエータ／針ユニットは、チャンバ７０５の直交する側を貫通することができ、組織を任意の配向に移動させるようにともに機能することができる。いったん組織がチャンバに入ると、単一アクチュエータが、隔壁を貫通することができ、真空が、展開されることができる。アクチュエータは、精密ステッパモータを介して回転され、線形に平行移動され、検体の精密かつ正確な位置付けを提供することができる。
真空吸引が、中空管アクチュエータに印加されることができ、同時に、食塩水が、一定の液体体積を維持するために添加される。いったんアクチュエータに係留されると、試料は、展開されたアクチュエータ軸を中心として完全に回転され、可視波長カメラを使用して撮像されることができる。第２のアクチュエータは、第１のアクチュエータが係脱される間に展開されることができ、組織は、第２のアクチュエータ軸に沿って撮像されることができる。
組織処理チャンバとインターフェースする光学システムは、超高速レーザと、カメラと、ＯＣＴとを含むことができる。０．５ｍＪのパルスエネルギーおよび１００ｋＨｚの繰り返し率において１０３０ｎｍの５００ｆｓパルスを検体に提供する超高速レーザ（例えば、Ｕｒａｎｕｓ−ｍＪ（ＰｏｌａｒＯｎｙｘ Ｌａｓｅｒ，ＵＳＡ）から利用可能なものを含む）が、組織の迅速なプラズマ切除のために利用される。超高速レーザビームは、検流計の前のダイクロイックミラーによって、ＯＣＴ−ＭＰＬ励起ビームと組み合わせられることができる。対物レンズの背面開口におけるＣＣＤカメラ（例えば、ａｃＡ１３００−３０ｇｃ（Ｂａｓｌｅｒ，Ｇｅｒｍａｎｙ））が、側方面における組織検体整合のために使用され得る一方、ＯＣＴが、軸方向面における検体整合のために採用されることができる。超高速レーザビームは、アクチュエータ移動と組み合わせて走査され、組織検体の縁をトリミングし、５００μｍの厚さを伴う平面スラブ幾何学形状を作成することができる。
組織処理システム７００の例示的実施形態は、組織検体の効率的処理および処理時間の削減を提供することができる。特定の実施形態では、組織検体は、２つの切断面を伴う５００μｍの厚さの平面スラブ幾何学形状に６０秒未満で処理されることができる（処理時間は、組織が処理チャンバに進入した瞬間から、超高速レーザが第２の平面境界面の切断を完了する時間まで測定される）。
組み合わせられたＯＣＴ−ＭＰＬファイバベース撮像システム（例えば、掃引源ＯＣＴおよびＭＰＬ撮像モジュールと、走査光学とを備える）の例示的実施形態は、画像ベースＯＣＴ−ＭＰＬアッセイを完了するために利用されることができる。
例示的実施形態では、画像ベースＯＣＴ−ＭＰＬアッセイは、処理された組織スラブの構造および組成の同時検出を実証し、癌が存在するかどうかを診断するために実施されることができる。腫瘍組織が、癌外科手術を受ける患者から取得され、ＭＰＬ画像が、処理された組織スラブの両側から記録され、単一の体積画像に併合されることができる
ＭＰＬ画像は、脂質、カルシウム、およびコラーゲン／エラスチン繊維を含む組織構成物の存在を示すことができる。癌は、正常な組織と比較して増加した代謝状態を有するであろうため、組織のエネルギー状態もまた、クレブスサイクルに関与するＮＡＤＨおよびＦＡＤ＋を含むＭＰＬ信号から分析されることができる。（例えば、ＰＭＴ等の光検出器によって）記録されたＭＰＬ放出スペクトルはさらに、これらの組織タイプおよび酸化還元状態を区別することができる。各共位置合わせされた正面ＯＣＴ画像は、ＭＰＬ画像と併合され、生化学的組成物を組織ＯＣＴ構造画像上にオーバーレイすることができる。ＯＣＴおよびＭＰＬ信号は、２つの相補的なタイプの光学的コントラスト（例えば、それぞれ、散乱および多光子吸収／放出）に起因するため、強／弱ＭＰＬ放出を伴う領域は、弱／強ＯＣＴ信号に対応し、処理された組織ブロックの包括的解釈を提供する。３次元ＯＣＴデータセットもまた、対応するＭＰＬ画像と併合され、組織構成物の３次元分布ならびに表面外形および構造に関連するエネルギー状態を実証することができる。
画像ベースＭＰＬ−ＯＣＴアッセイの完了後、組織スラブは、病理医によって、癌の存在に関して標準組織学的検査を使用して処理されることができる。組織学的診断を画像ベースＭＰＬ−ＯＣＴアッセイと比較することによって、ＭＰＬ−ＯＣＴ画像における診断パラメータを識別する訓練セットが、主成分分析（ＰＣＡ）を使用して判定されることができる。いくつかの最近の研究は、多重光子発光（ＭＰＬ）および光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）が、癌を検出するために使用され得ることを示唆している。
本開示に照らして、過度の実験を伴わずに、本明細書に開示および請求されるデバイス、システム、および／または方法の全てが、作製され、実行されることができる。本発明のデバイス、システム、および方法は、特定の実施形態の観点から説明されたが、本発明の概念、精神、および範囲から逸脱することなく、本明細書に説明される方法のステップにおいて、または一連のステップにおいて、変形例がデバイス、システム、および／または方法に適用され得ることが当業者に明白となるであろう。当業者に明白である全てのそのような類似する代用および修正は、添付される請求項によって定義されるような本発明の精神、範囲、および概念内であると見なされる。
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Claims (123)
- システムであって、
第１の光源であって、前記第１の光源が組織に入射すると、組織を撮像する際に使用するための信号を提供するように構成される第１の光源と、
第２の光源であって、前記第２の光源が組織に入射すると、組織を凝固させるように構成される第２の光源と、
第３の光源であって、前記第３の光源が組織に入射すると、組織の分子結合を破壊するように構成される第３の光源と、
を備える、システム。 - 前記第３の光源は、ダイオードレーザシードファイバ増幅源である、請求項１に記載のシステム。
- 前記ダイオードシードファイバ増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項２に記載のシステム。
- 前記ダイオードシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成される、請求項２に記載のシステム。
- 前記パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる、請求項４に記載のシステム。
- 前記第３の光源は、可変半導体レーザシードファイバ増幅源である、請求項１に記載のシステム。
- 前記可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項６に記載のシステム。
- 前記可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成される、請求項６に記載のシステム。
- 前記パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる、請求項８に記載のシステム。
- 前記第３の光源が組織に入射すると、前記第３の光源は、前記第２の光源によって凝固された組織の分子結合を破壊するように構成される、請求項１に記載のシステム。
- 前記第３の光源が組織に入射すると、前記第３の光源は、組織のタンパク質の四次構造を改変するように構成される、請求項１に記載のシステム。
- 前記第１の光源、前記第２の光源、および前記第３の光源は、同一段階において単一ファイバを通して光を放出する、請求項１に記載のシステム。
- 前記単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素である、請求項１２に記載のシステム。
- 前記第１の光源、前記第２の光源、および前記第３の光源は、異なる時間において単一ファイバを通して光を放出する、請求項１に記載のシステム。
- 前記単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素である、請求項１４に記載のシステム。
- 前記第１の光源から取得された信号は、前記第２の光源および前記第３の光源を配向させる、または位置付けるために使用される、請求項１に記載のシステム。
- 前記第１の光源から取得された信号は、コンピュータプロセッサへの入力である、請求項１６に記載のシステム。
- 前記コンピュータプロセッサは、前記第２の光源および前記第３の光源の配向または位置を制御するために使用される出力データを提供する、請求項１７に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、血液によって吸収される波長範囲内のエネルギーを放出するレーザである、請求項１に記載のシステム。
- 前記血液は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、および水の混合物を含む、請求項１９に記載のシステム。
- 前記血液は、純粋なオキシヘモグロビンを含むヘモグロビンを含有する、請求項１９に記載のシステム。
- 前記血液は、純粋なデオキシヘモグロビンを含むヘモグロビンを含有する、請求項１９に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、イッテルビウムファイバレーザである、請求項１に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、周波数が倍加されたイッテルビウムファイバレーザである、請求項１に記載のシステム。
- 前記第３の光源は、Ｔｍドープファイバ主発振器電力増幅器（ＭＯＰＡ）である、請求項１に記載のシステム。
- 前記ＴｍドープＭＯＰＡシードレーザは、半導体ダイオードレーザである、請求項２５に記載のシステム。
- 前記シードレーザは、可変レーザである、請求項２５に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、３５０ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項１に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、５３２ｎｍを含む波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項１に記載のシステム。
- 前記第１の光源は、掃引源光コヒーレンス断層撮影光源として構成される、請求項１に記載の装置。
- 前記第１の光源は、広帯域光コヒーレンス断層撮影光源として構成される、請求項１に記載の装置。
- 前記第１の光源は、多重光子発光光源を含む、請求項１に記載の装置。
- 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む、請求項１に記載の装置。
- 前記第２の光源は、前記組織の分子結合を実質的に破壊することなく、少なくとも組織タンパク質の四次構造を修正するために十分な振幅および周波数においてエネルギーを放出するように構成される、請求項１に記載のシステム。
- 前記第３の光源は、組織の分子結合を破壊するために十分な振幅および周波数においてエネルギーを放出するように構成されるレーザである、請求項１に記載のシステム。
- システムであって、
撮像光源であって、第１の光源が組織に入射すると、組織を撮像する際に使用するためのデータを提供するように構成される撮像光源と、
凝固光源であって、凝固光が組織に入射すると、組織を凝固させるために前記凝固光を放出するように構成される凝固光源と、
結合破壊光源であって、結合破壊光が組織に入射すると、組織の分子結合を破壊するために前記結合破壊光を放出するように構成される結合破壊光源と、
を備える、システム。 - 前記撮像光源は、光コヒーレンス断層撮影光源を含む、請求項３６に記載のシステム。
- 前記撮像光源は、多重光子発光光源を含む、請求項３６に記載のシステム。
- 前記撮像光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源を含む、請求項３６に記載のシステム。
- 前記凝固光および前記結合破壊光は、共通光源から発信する、請求項３６に記載のシステム。
- 前記共通光源は、ダイオードレーザシードファイバ増幅源である、請求項４０に記載のシステム。
- 前記ダイオードレーザシード増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項４１に記載のシステム。
- 前記ダイオードシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成される、請求項４１に記載のシステム。
- 前記パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる、請求項４３に記載のシステム。
- 前記共通光源は、可変半導体レーザシードファイバ増幅源である、請求項４０に記載のシステム。
- 前記可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、１８００ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項４５に記載のシステム。
- 前記可変半導体レーザシードファイバ増幅源は、あるパルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率を有するエネルギーを放出するように構成される、請求項４５に記載のシステム。
- 前記パルスプロファイル、パルスエネルギー、およびパルス繰り返し率のうちの少なくとも１つは、組織除去率を調節するように制御されることができる、請求項４７に記載のシステム。
- 前記結合破壊光源が組織に入射すると、前記結合破壊光源は、前記凝固光源によって凝固された組織の分子結合を破壊するように構成される、請求項３６に記載のシステム。
- 前記凝固光源および前記結合破壊光源は、使用中に同一段階において共通光源から発信する、請求項３６に記載のシステム。
- 前記凝固光源および前記結合破壊光源は、使用中に異なる時間において共通光源から発信する、請求項３６に記載のシステム。
- 前記凝固光源および前記結合破壊光源は、別個の光源から発信する、請求項３６に記載のシステム。
- 組織を操作する方法であって、
組織の第１の部分の初期画像信号を取得するステップであって、第１の光源が、前記組織の第１の部分に入射する、ステップと、
第２の光源を第２の組織部分上に位置付けるステップであって、前記第２の光源は、前記組織の第２の部分を凝固させる、ステップと、
光エネルギーを介して、組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップと、
を含む、方法。 - 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源を含む、請求項５３に記載の方法。
- 前記第１の光源は、多重光子発光光源を含む、請求項５３に記載の方法。
- 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む、請求項５３に記載の方法。
- 前記組織の第２の部分は、前記組織の第１の部分と、前記組織の第３の部分とを含む、請求項５３に記載の方法。
- 前記第２の光源を組織の第２の部分上に位置付けるステップの後、前記組織の第１の部分の分子結合を破壊するステップの前に、前記組織の第１の部分の付加的画像データを取得するステップをさらに含む、請求項５３に記載の方法。
- 前記組織の第３の部分の分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、第３の光源から放出される、請求項５３に記載の方法。
- 前記第１の光源、前記第２の光源、および前記第３の光源は、単一ファイバを通して光を放出する、請求項６０に記載の方法。
- 前記単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素である、請求項６０に記載の方法。
- 前記組織の第３の部分の分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、前記第２の光源から放出される、請求項５３に記載の方法。
- 組織を修正する方法であって、
光エネルギーを組織の第１の部分に指向させ、前記組織の第１の部分の画像信号を記録するステップと、
光エネルギーを組織の第２の部分に指向させ、前記組織の第２の部分を凝固させるステップと、
光エネルギーを組織の第３の部分に指向させ、前記組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップと、
を含む、方法。 - 前記光エネルギーを組織の第１の部分に指向させるステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源から指向させるステップを含む、請求項６３に記載の方法。
- 前記光エネルギーを組織の第１の部分に指向させるステップは、光エネルギーを多重光子発光光源から指向させるステップを含む、請求項６３に記載の方法。
- 前記光エネルギーを組織の第１の部分に指向させるステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源および多重光子発光光源から指向させるステップを含む、請求項６３に記載の方法。
- 前記組織の第２の部分は、前記組織の第１の部分と、前記組織の第３の部分とを含む、請求項６３に記載の方法。
- 前記組織の第１の部分に指向される光エネルギーは、第１の光源から放出され、前記組織の第２および第３の部分に指向される光エネルギーは、共通光源から発信する、請求項６３に記載の方法。
- 前記組織の第１の部分に指向される光エネルギーは、第１の光源から放出され、
前記組織の第２の部分に指向される光エネルギーは、第２の光源から放出され、
前記組織の第３の部分に指向される光エネルギーは、第３の光源から放出される、
請求項６３に記載の方法。 - 組織を修正する方法であって、
第１の光源が組織の第１の部分に入射するように、前記第１の光源を位置付けるステップと、
前記組織の第１の部分の初期画像信号を取得するステップと、
第２の光源が組織の第２の部分に入射するように、前記第２の光源を位置付けるステップであって、前記第２の光源は、前記組織の第２の部分を凝固させる、ステップと、
組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップと、
を含む、方法。 - 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源を含む、請求項７０に記載の方法。
- 前記第１の光源は、多重光子発光光源を含む、請求項７０に記載の方法。
- 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源とを含む、請求項７０に記載の方法。
- 組織を修正する方法であって、
組織の第１の部分を撮像するステップと、
光エネルギーを用いて組織の第２の部分を凝固させるステップと、
光エネルギーを用いて組織の第３の部分の分子結合を破壊するステップと、
を含む、方法。 - 前記組織の第１の部分を撮像するステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源から前記組織の第１の部分に指向させるステップを含む、請求項７４に記載の方法。
- 前記組織の第１の部分を撮像するステップは、光エネルギーを多重光子発光光源から前記組織の第１の部分に指向させるステップを含む、請求項７４に記載の方法。
- 前記組織の第１の部分を撮像するステップは、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源から前記組織の第１の部分に指向させ、光エネルギーを光コヒーレンス断層撮影光源から前記組織の第１の部分に指向させるステップを含む、請求項７４に記載の方法。
- 前記組織の第１の部分、前記組織の第２の部分、および前記組織の第３の部分は、共通組織を含有する、請求項７４に記載の方法。
- 前記組織の第１の部分は、前記組織の第２の部分と、前記組織の第３の部分とを含む、請求項７４に記載の方法。
- 前記組織の第２の部分を凝固させるために使用される光エネルギーおよび前記分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、共通光源から発信する、請求項７４に記載の方法。
- 前記組織の第２の部分を凝固させるために使用される光エネルギーおよび前記分子結合を破壊するために使用される光エネルギーは、別個の光源から発信する、請求項７４に記載の方法。
- システムであって、
第１の光源であって、前記第１の光源が組織に入射すると、組織を撮像する際に使用するためのデータを提供するように構成される第１の光源と、
第２の光源であって、前記第２の光源が組織に入射するときの組織を凝固させるように構成され、その分子結合を破壊するように構成される第２の光源と、
を備える、システム。 - 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源を含む、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第１の光源は、多重光子発光光源を含む、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第１の光源は、光コヒーレンス断層撮影光源と、多重光子発光光源を含む、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第１の光源および前記第２の光源は、同一段階において単一ファイバを通して光を放出するように構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素である、請求項８６に記載のシステム。
- 前記第１の光源および前記第２の光源は、異なる時間において単一ファイバを通して光を放出するように構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記単一ファイバは、内視鏡または腹腔鏡の構成要素である、請求項８６に記載のシステム。
- 前記第１の光源から取得されたデータは、前記第２の光源および前記第３の光源を配向させる、または位置付けるために使用される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第１の光源から取得されたデータは、コンピュータプロセッサへの入力である、請求項９０に記載のシステム。
- 前記コンピュータプロセッサは、前記第２の光源の配向または位置を制御するために使用される出力データを提供する、請求項９１に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、血液によって吸収される波長範囲内のエネルギーを放出するレーザである、請求項８２に記載のシステム。
- 前記血液は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、および水の混合物を含む、請求項９３に記載のシステム。
- 前記血液は、純粋なオキシヘモグロビンを含む、請求項９３に記載のシステム。
- 前記血液は、純粋なデオキシヘモグロビンを含む、請求項９３に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、ＴｍドープファイバＭＯＰＡである、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、可変ＴｍドープファイバＭＯＰＡである、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、１９４０ｎｍを含む波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、４５０ｎｍ〜２２００ｎｍの波長範囲内のエネルギーを放出するように構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第１の光源は、掃引源光コヒーレンス断層撮影光源として構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第１の光源は、広帯域光コヒーレンス断層撮影光源として構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 前記第２の光源は、少なくとも組織タンパク質の四次構造を修正するために十分かつ前記組織の分子結合を破壊するために十分な振幅および周波数においてエネルギーを放出するように構成される、請求項８２に記載のシステム。
- 組織処理システムであって、
組織試料を受容するように構成される、真空補助下処理チャンバと、
前記組織試料を前記真空補助下処理チャンバ内に位置付けるように構成される、第１の微小位置アクチュエータと、
前記組織試料を前記真空補助下処理チャンバ内に位置付けるように構成される、第２の微小位置アクチュエータと、
前記真空補助下処理チャンバ内の前記組織試料の一部を除去するように構成される、レーザと、
を備える、組織処理システム。 - 前記レーザは、フェムト秒パルスレーザである、請求項１０４に記載の組織処理システム。
- 前記第１の微小位置アクチュエータおよび前記第２の微小位置アクチュエータは、相互に直交する、請求項１０４に記載の組織処理システム。
- 前記組織処理チャンバは、リン酸緩衝食塩水を備える、請求項１０４に記載の組織処理システム。
- 前記組織処理チャンバは、光学的に透明なウィンドウを備える、請求項１０４に記載の組織処理システム。
- 前記組織処理チャンバは、使い捨てである、請求項１０４に記載の組織処理システム。
- 前記組織処理チャンバは、前記第１の微小位置アクチュエータの係合のための水密シールを形成するために、第１の自己シール隔壁を備え、
前記組織処理チャンバは、前記第２の微小位置アクチュエータの係合のための水密シールを形成するために、第２の自己シール隔壁を備える、
請求項１０４に記載の組織処理システム。 - 前記第１の微小位置アクチュエータは、前記第１の自己シール隔壁を穿刺するように構成される針を備え、
前記第２の微小位置アクチュエータは、前記第２の自己シール隔壁を穿刺するように構成される針を備える、
請求項１１０に記載の組織処理システム。 - 前記第１の微小位置アクチュエータは、第１のステッパモータに結合され、
前記第２の微小位置アクチュエータは、第２のステッパモータに結合される、
請求項１０４に記載の組織処理システム。 - 前記第１および第２のステッパモータは、前記真空補助下処理チャンバ内で組織試料を回転させるように動作されることができる、請求項１１２に記載の組織処理システム。
- 組織を分析するための方法であって、
真空補助下器具を介して検体から組織試料を採取するステップと、
前記組織試料を正圧流体チャネルを通して組織処理チャンバに輸送するステップと、
前記組織試料からある切片を切断するステップと、
前記切片に多重光子発光−光コヒーレンス断層撮影（ＭＰＬ−ＯＣＴ）光学アッセイを実施するステップと、
前記ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイからのデータを処理するステップと、
を含む、方法。 - 前記組織試料を採取するステップと前記ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイからのデータを処理するステップとの間で経過する時間は、５分を下回る、請求項１１４に記載の方法。
- フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）が、前記ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイから処理する、請求項１１４に記載の方法。
- 前記ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイからのデータを処理するステップは、前記組織試料の切片内に腫瘍マージンを確立するステップを含む、請求項１１４に記載の方法。
- 前記腫瘍マージンを確立するステップは、前記切片の第１の画像および前記切片の第２の画像をオーバーレイするステップを含む、請求項１１７に記載の方法。
- 前記切片は、約５００μｍの厚さである、請求項１１４に記載の方法。
- 前記ＭＰＬ−ＯＣＴ光学アッセイは、前記切片の第１の側および前記切片の第２の側に実施される、請求項１１４に記載の方法。
- 前記組織試料は、体積が１．０〜４．０立方ミリメートルである、請求項１１４に記載の方法。
- 前記真空補助下器具は、メスに統合される、請求項１１４に記載の方法。
- 前記真空補助下器具は、焼灼器に統合される、請求項１１４に記載の方法。
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