JP5861000B2 - 先端で大きなファイバ間隔を有する生検針 - Google Patents

先端で大きなファイバ間隔を有する生検針 Download PDF

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Description

本発明は、全体として、一体化されたファイバを有する針に関する。詳細には、本発明は、生検体を採取するための側方の凹部と、一体化されたファイバとを有する生検針に関する。更に本発明は、組織を抽出する前に組織が癌性であるかどうかを診断するための、拡散反射測定及び自家蛍光測定に基づく組織検査用の、こうした針を含むシステムに関する。
画像ガイダンスの下、疑わしい組織内で生検針をより正確に配置するために、装置の先端での組織感知が必要とされる。現在の生検針は、こうした組織フィードバックの可能性を持っていない。最近、図１に示されるような、装置１００の内部に一体化された光ファイバ１１０が装置の先端での組織フィードバックを可能にする、細長い介入装置が報告された。組織識別を可能とするために、これらの装置は、拡散反射分光法を使用した。組織内の低濃度を有する発色団を感知するために、光源ファイバと検出器ファイバとの間のファイバ間隔１２０は、できるだけ大きくされる。通常、装置１００のような針は、限定的な直径しか有しない。光源と検出器とのファイバ間隔を大きくするために、ファイバの端は針の先端の傾斜した表面に配置され、針の直径よりも大きなファイバ間隔を可能にする。
図２及び図３は、シャフトの外周の切欠き２３０と、選択的に切欠きを覆うためのチューブ状部材２４０とを有する、別の従来の生検装置２００の異なる方向からの図を示す。しかしながら、ファイバ１１０を装置２００の内部に一体化するとき、光源用ファイバと検出器用ファイバとの大きなファイバ間隔は実現できない。この理由は、生検体を採取できるようにするために必要とされる、切欠きである。この結果として、ファイバ１１０を生検装置の内部に一体化するとき、ファイバは生検針の切欠き内にあってはならないので、小さいファイバ間隔１２０しか達成されることができない。
本発明の目的は、生検体を採取するための切欠き又は凹部を含み、組織検査用の改良された設備を有する、生検針を提供することである。この目的及び更に進んだ目的は、独立請求項の主題によって解決される。更なる実施形態は、従属請求項において説明される。
全体として、実施形態による生検装置は、中実のシャフトとチューブ状部材とを有する。シャフトは、チューブ状部材の内部に可動に収容され、長手軸と、ベベルを有する末端部とを有する。少なくとも２つのチャネルが、シャフトの内部に、シャフトの長手方向に形成され、チャネル各々はベベル面に開口を形成し、チャネル各々の内部に少なくとも１つの光ファイバが収容される。更に、抽出される組織を収容するための凹部が、シャフト内に、シャフトの末端部に近接して形成される。
「ベベル」は、針を組織内へと差し込むことを可能にする幾何学的構造である。通常、針のシャフトは円形断面を含む。針シャフトの末端部は、シャフトの長手軸に対し傾斜する楕円形の表面が形成されるように切断される。ベベルは針の最末端部に尖った先端を形成する。針が尖った先端を含むように、ベベルはシャフトと鋭角を形成することに留意すべきである。好ましくは、鋭角は約２０°である。
実施形態によると、ベベルは上方を向く一方で、凹部は側方を向く。
よりよい理解のために、以下に幾何学的な態様が定義される。まず第一に、針は、通常は中心軸である回転対称軸の、長手主軸を含む。更に、針の先端部は、主軸と角度をなすように切断され、ベベルを形成する。シャフトだけでなくベベル面も見ていることは、「上部」から見ていることを意味する。その結果、反対方向から見ることは、「上方」を見ることを意味する。したがって、針の「下部」は「上部」の反対である。ベベルの尖った先端は、針の「前方」に配向される。結果として、「側面」から見ると、ベベルと主軸との間の角度を認識することが可能であり、更に、側面に形成される凹部及びその内部を見ることができる。その結果、反対方向から見ることは、「側方」を見ることを意味する。
ベベル面は、シャフトの長手軸と平行には配向されず、すなわち、ベベル面の法線ベクトルはシャフトの長手軸と垂直には配向されないにも関わらず、ベベル面は上方を向いているものと理解される。これに対応して、側方の凹部の法線ベクトルは傾斜している、すなわち、上方及び側方の方向の間で角度を規定してもよいが、凹部は側方を向いているものと理解される。言い換えると、ベベルの法線ベクトルのベクトル要素がシャフトの長手軸と垂直に配向される限り、ベベルは上方を向いているものとみなされる。これに対応して、凹部の法線ベクトルのベクトル要素が、シャフトの長手軸及びベベルの法線ベクトルをともに含む平面と垂直に配向される限り、凹部は側方を向いているものとみなされる。
実施形態によると、生検装置のシャフト内の凹部は、凹部の法線ベクトルがシャフト軸及びベベルの法線ベクトルをともに含む平面に対し３０度を超える角度、好ましくは４５度を超える角度、更に好ましくは７０度を超える角度で配向されるように形成される。言い換えると、凹部は、ベベルに対し、シャフトの円周方向にオフセットを有して位置する。
別の実施形態によると、凹部の法線ベクトルは、シャフト軸及びベベルの法線ベクトルを有する平面に対し垂直に配向される。
実施形態によると、生検装置のシャフトのベベル面の２つの開口間の間隔は、シャフトの直径よりも大きい。
ともに光を伝送することが可能な２つのファイバの場合、一方のファイバの端面はベベルの上部に位置し、他方のファイバの端面はベベルの下部に位置する。
「ベベルの上部」の文言は、ベベルとシャフトとの間の遠位縁に近接して位置するベベル面の部分である領域を示す。つまり、ベベルの上部に位置するファイバは、遠位縁、すなわち尖った先端に近い、楕円形のベベル面に位置する。
他方、「ベベルの下部」は、ベベルの上部と正反対に位置するベベル面の部分である領域を意味する。つまり、ベベルの下部に位置するファイバは、ベベルとシャフトとの間の近位縁に近い、楕円形のベベル面の長軸上に、又は長軸の近くに、すなわち長軸の脇に近接して、位置する。
略円形断面のファイバの場合、ベベルの開口でのファイバの端面は、円形状又は楕円形状を有することに留意すべきである。ベベル面でのファイバの端の角度に依存して、ファイバの端面の形状は影響を受け、したがって、発光又は受光の方向もまた影響を受ける。
針のシャフトは外径を有し、ファイバの端面は互いに間隔を置いて配置される。好ましくは、ファイバ端間の間隔は、シャフトの直径よりも大きい。例えば、ファイバ端間の間隔は、シャフトの直径より１．１倍を超えて大きい。特には、ファイバ端間の間隔は、シャフトの直径より１．２５倍を超えて大きい。好ましくは、ファイバ端間の間隔は、シャフトの直径より１．５倍を超えて大きい。言い換えると、針の先端部でのファイバ端間の間隔は、できるだけ大きくされるべきである。こうした間隔は、一方のファイバの中心軸から他方のファイバの中心軸までが測定される。
別の実施形態によると、シャフトは、凹部がチューブ状部材によって覆われる第１ポジションと、凹部がチューブ状部材によって覆われない第２ポジションとの間で可動である。チューブ状部材は、鋭い遠位縁を含んでもよい。
別の実施形態によると、生検装置は、光源と、光検出器と、光検出器によって提供される信号を処理するための処理ユニットとを含むコンソールを更に有し、光源及び光検出器のうちの１つは、波長選択性を提供する。光源は、レーザ、発光ダイオード、又はフィルタ光源のうちの１つであり、コンソールは、ファイバスイッチ、ビームスプリッタ、又はダイクロイックビームコンバイナのうちの１つを更に有する。更に、装置は、拡散反射分光法、拡散光トモグラフィ、区分経路長分光法、及びラマン分光法からなるグループからの少なくとも１つを実行する。
本発明の上述の態様及び他の態様、特徴、並びに利点は、以下に記載される実施形態の実施例から導き出されることができ、これらは実施形態の実施例を参照して説明される。本発明は、実施形態の実施例を参照して、以下に、より詳細に説明されるが、本発明はこれらに限定されない。
２つの光ファイバを含む既知の針の例示である。 切欠きを有する既知の針の等角図である。 図２の針の側面図である。 側面に凹部を有する生検針の等角図である。 側面に凹部を有する針を上部から見た図である。 側面に凹部を有する針の側面図である。 針とコンソールとを含むシステムを示す。 血液、水、及び脂肪の吸収係数の対数プロットを示す。
図面における例示は、単に概略的であって縮尺通りではない。適切な場合は、異なる図において類似の要素に同じ参照符号が与えられることが留意される。
図４乃至図６において、シャフト１０と、末端部１２に近接する切欠き又は凹部２０と、末端部１２のベベル３０と、シャフト１０の内部に長手方向に収容される２つの光ファイバ４０と、シャフトに対し可動な外側のチューブ状部材５０とを有する、生検装置の実施形態が示される。
図４の等角図において視覚化されるように、凹部２０は、ベベル３０の表面に対し垂直方向に回転される、すなわち、ベベルに対し、円周方向にオフセットを有して形成される。凹部２０は、平坦な底面２２と、底面のそれぞれの端の面取り２４とを有する。凹部はまた、例えば長手方向に形成される高まった縁部を有する、深くされた底面のような、任意の他の適切な形状を有してもよいことが理解されるであろう。
図５及び図６に示されるように、チューブ状部材５０は、中実のシャフト１０が、中空のチューブ状部材５０の内部に可動に収容されるために、チューブ状部材の中にフィットするように、サイズ決めされる。使用の際、生検装置が組織内へと差し込まれるとき、チューブ状部材５０は、シャフトに対し図５及び図６に示されるように配置される。例えば癌性の組織が光ファイバ４０を利用した分光法により検出されるとすぐに、シャフト１０だけは、凹部２０がチューブ状部材５０によってもはや覆われなくなるまで前方に押し動かされる。この状況において、軟組織が凹部に入る。続いて、チューブ状部材５０は、組織をチューブ状部材の鋭い遠位縁５５により切断するために、前に押し動かされ、したがって組織サンプルは凹部の中に残り、その結果、生検装置を組織から引き出すことにより組織から抽出されるために、安全に封入される。
光ファイバ４０を収容するための２つのチャネルは、シャフトの内部に、シャフトの長手方向に形成される。チャネルと、更には光ファイバとは、図５におけるような第１方向から見られるように、凹部の脇に残存するシャフト材内に配置され、図６におけるような第２方向から見られるように、互いに最大の間隔を有して配置される。結果として、ファイバ４０の端は、ベベル３０の表面に位置し、互いにシャフト１０の直径１６よりも大きな間隔４５を有する。
図５に示されるように、光ファイバ４０を有するチャネルは、シャフト軸１４に対し、側方のオフセットを備える。特には、両方のファイバチャネルを含む平面が、シャフト軸及びベベルの法線ベクトルを含む平面と、平行かつ非ゼロの距離で配置される。この態様により、凹部２０は、シャフトの直径の約半分の最大の深さを有し得る。
「ベベル」はまた、針の先端で、組織内へと針を差し込むのに有用な別の形状又は構造を有してもよいことが留意される。例えば、ベベルは、凸状若しくは凹状の表面であってよく、又はベベルは、段差若しくは縁部によって互いに接続される数個の小さな表面の組合せであってもよい。また、シャフトの断面は、鈍い領域、すなわち例えば、シャフトの長手軸に対し垂直に配向される領域が残存するように、ベベルによって完全には切断されないことも可能である。こうした「鈍い」端部は、丸みのついた縁部を含み、又は丸みのついた先端を形成してもよい。別の実施形態のように、鋭い縁部は、２以上の傾斜面を、針の先端を形成するように対称的又は非対称的に配置することによって形成されてもよい。
上述のとおり、凹部の法線ベクトルは、少なくともシャフト軸及びベベル面の法線ベクトルを含む平面に対し垂直なベクトル要素を有するように、傾斜されなければならない。図５において、凹部２０の平坦な底面２２と垂直に規定される法線ベクトルＮ１が示される。図５におけるベクトルＮ１は、シャフト軸１４及びベベル面の法線ベクトルＮ２を含む平面と垂直である。
図６において、ベベル３０の表面によって規定される法線ベクトルＮ２が示される。更に図６において、長手シャフト軸１４と平行に延びるベクトル要素Ｎ２Ｘと、長手シャフト軸と垂直に延びるベクトル要素Ｎ２Ｙとが示される。法線ベクトルＮ１もまた、例えば凹部の法線ベクトルが、シャフト軸１４及びベベル面の法線ベクトルＮ２を含む平面に対し傾斜している実施形態において、ベクトル要素に分けられることが理解される。
図７に示されるように、介入装置のファイバ４０は、光学コンソール６０に接続される。光ファイバは、導光路すなわち光学的導波路として理解される。実施形態では、コンソール６０は、埋め込まれたシャッタを有するハロゲン広帯域光源の形式の光源６４と、光検出器６６とを有する。光検出器６６は、４００ｎｍ〜１７００ｎｍといった、実質的に可視領域及び赤外領域の波長スペクトルの波長を有する光を分解することができる。光源６４と検出器６６との組み合わせは、拡散反射測定を可能にする。拡散反射測定の詳細な検討のために、R. Nachabe、B.H.W. Hendriks、A.E. Desjardins、M. van der Voort、 M.B. van der Mark、及びH.J.C.M. Sterenborgによる「Estimation of lipid and water concentrations in scattering media with diffuse optical spectroscopy from 900 to 1600nm」、J. Biomed. Opt. 15、037015（2010）を参照されたい。
他方、組織特性を抽出するために、複数の光ファイバを使用することによる拡散光トモグラフィ、区分経路長分光法、蛍光発光、及びラマン分光法のような他の光学的手段もまた想定され得る。
プロセッサは、測定されたスペクトルを、組織の状態を示す生理学的パラメータへと変換し、モニタ６８は、結果を視覚化するために用いられる。
プロセッサ上で実行可能なコンピュータプログラムは、プロセッサと一緒に又はプロセッサの一部として供給される光学式記憶媒体又はソリッド・ステート媒体等の適切な媒体に提供されてよいが、インターネット又は他の有線若しくは無線の遠隔通信システムを通じて等、他の形式で配布されてもよい。
蛍光測定のために、コンソールは、１以上の検出ファイバを通じて組織発生蛍光を検出しながら、少なくとも１つの光源ファイバに励起光を提供することが可能でなければならない。励起光源は、レーザ（例えば半導体レーザ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）、又はフィルタ水銀ランプ等のフィルタ光源である。一般的に、励起光源によって放射される波長は、検出されるべき蛍光の波長の範囲よりも短い。励起光による起こり得る検出器の過負荷を防止するために、検出フィルタを用いて励起光を取り除くことが好ましい。例えば分光計といった波長選択検出器は、互いに区別されることが必要な複数の蛍光組織体が存在するときに、必要とされる。
蛍光測定が拡散反射測定と組み合わされる場合、蛍光を測定するための励起光は、拡散反射のための光と同じ光源ファイバに提供される。これは、例えばファイバスイッチ又は集束光学系を有するビームスプリッタ若しくはダイクロイックビームコンバイナを用いることによって達成される。代わりに、別々のファイバが蛍光の励起光と拡散反射のための光とを提供するために用いられても良い。
分光法を実行するために、取得されたスペクトルは、カスタムメイドのMatlab 7.9.0（Mathworks、ネイティック、マサチューセッツ州）アルゴリズムを用いて適合される。このアルゴリズムでは、広く受け入れられている分析モデル、すなわち、参照により本明細書に全体が組み込まれる、T.J.Farrel、M.S.Patterson、及びB.C.Wilsonによる「A diffusion theory model of spatially resolved, steady-state diffuse reflectance for the non-invasive determination of tissue optical properties」、Med.Phys. 19 (1992) p.879-888、によって紹介されるモデルが実施される。この参照モデルのための入力引数は、吸収係数
、換算散乱係数
、及びプローブの先端での発光ファイバと集光ファイバとの中心間の間隔である。
以下の部分では、モデルを簡単に説明する。用いられる式は、主にNachabe等の研究成果に基づき、したがって、参照により本明細書に全体が組み込まれる、R. Nachabe、B.H.W. Hendriks、M. van der Voort、A.E.、及びH.J.C.M. Sterenborgによる「Estimation of biological chromophores using diffuse optical spectroscopy: benefit of extending the UV-VIS wavelength range to include 1000 to 1600 nm」、Optics Express, vol. 18, 2010, pp. 1432-1442、が参照され、更に、同様に参照により本明細書に全体が組み込まれる、R. Nachabe、B.H.W. Hendriks、A.E. Desjardins、M. van der Voort、M.B. van der Mark、及びH.J.C.M. Sterenborgによる「Estimation of lipid and water concentrations in scattering media with diffuse optical spectroscopy from 900 to 1600nm」、J. Biomed. Opt. 15, 037015 (2010)、が参照される。
換算散乱の波長依存性を説明するために、二重べき乗則関数が用いられ、ここで波長λはｎｍで表され、λ０＝８００ｎｍの波長値に正規化される。パラメータαは、この特定の波長での換算散乱振幅に相当する。
この式において、換算散乱係数は、ミー散乱とレイリー散乱との和として表され、ここで
は、ミー散乱の全散乱に対する換算散乱分率である。ミー散乱の換算散乱の傾きはbで示され、粒子の大きさと相関する。吸収体の均一な分布のために、全光吸収係数
は、吸収体の消衰係数と体積分率との積として算出される（図８参照）。
吸収係数
を、対象の４つの発色団のそれぞれの濃度によって加重される吸収係数の和としてモデル化する代わりに、組織吸収係数を、
として表すことが決定され、ここで
は、血液による吸収に相当し、
は、探査される体積内の水及び脂質による吸収を合わせたものに相当する。水及び脂質の体積分率は、νＷＬ＝［Ｌｉｐｉｄ］＋［Ｈ２Ｏ］である一方で、νＢｌｏｏｄは、全血１５０ｍｇ／ｍｌ内のヘモグロビン濃度に対する血液の体積分率を示す。
係数Ｃは、色素パッケージの影響を説明し、吸収スペクトルの形状に対して変更を加える、波長依存の補正係数である。この影響は、組織内の血液は、全体積、すなわち血管のごく小さな部分に限られているという事実によって説明される。したがって、血管の中心近くの赤血球は、外周部での赤血球よりも少ない光を吸収する。事実上、組織の内部に均一に分散されるとき、個々の血管内に分散される実際の赤血球数と同じ吸収を生成する赤血球は、より少ない。補正係数は、
として説明され、ここでＲは、ｃｍで表される平均血管半径である。血液に関する吸収係数は、
により与えられ、ここで
及び
は、それぞれ酸化ヘモグロビンHbO2及び還元ヘモグロビンHbの基本的な消衰係数スペクトルを示す。ヘモグロビンの全体量における酸化ヘモグロビン分率は、αＢＬ＝［ＨｂＯ２］／（［ＨｂＯ２］＋［Ｈｂ］）と注記され、一般には血中酸素飽和度として知られている。測定される組織内の水及び脂質の存在による吸収は、
として規定される。
この場合、脂質及び水を合わせた総濃度に対する脂質の濃度は、αＷＦ＝［Ｌｉｐｉｄ］／（［Ｌｉｐｉｄ］＋［Ｈ２Ｏ］）として表記され、ここで［Lipid］及び［H2O］は、それぞれ脂質（密度０．８６ｇ／ｍｌ）及び水の濃度に相当する。
水及び脂質の体積分率を別個に推定するのではなく、水及び脂質のパラメータを、式６において規定される吸収係数の表現において関連付けるこの態様は、適合のための基本関数の共分散の最小化に対応し、より安定した適合をもたらす。R. Nachabe、B.H.W. Hendriks、M. van der Voort、A.E.、及びH.J.C.M. Sterenborgによる「Estimation of biological chromophores using diffuse optical spectroscopy: benefit of extending the UV-VIS wavelength range to include 1000 to 1600 nm」、Optics Express, vol. 18, 2010, pp. 1432-1442、を参照されたい。この定理の更なる理解及び実証のために、R. Nachabe、B.H.W. Hendriks、A.E. Desjardins、M. van der Voort、M.B. van der Mark、及びH.J.C.M. Sterenborgによる「Estimation of lipid and water concentrations in scattering media with diffuse optical spectroscopy from 900 to 1600nm」、J. Biomed. Opt. 15, 037015 (2010)、が参照される。
例えば、説明されたアルゴリズムによって、例えばヘモグロビン、酸化ヘモグロビン、水、脂肪等の様々な組織発色団の、散乱係数及び吸収係数といった光学的組織特性が得られる。これらの特性は、正常で健全な組織と、病変の（癌性の）組織との間で異なる。
可視範囲及び近赤外範囲における吸収を支配する正常組織内の主な吸収成分は、血液（すなわち、ヘモグロビン）、水及び脂肪である。図８において、波長の関数としての、これらの発色団の吸収係数が示される。血液は可視範囲における吸収を支配する一方で、水及び脂肪は近赤外範囲において支配することに留意されたい。
全吸収係数は、例えば血液、水、及び脂肪の吸収係数の線形結合である（したがって、各成分に対して、図８に示されるものの値は、各成分の体積分率により乗算される）。散乱に対するべき乗則を用いながらモデルを測定に適合させることにより、血液、水、及び脂肪の体積分率、並びに散乱係数が決定され得る。
本発明による針は、腰痛の針介入等の最小限に侵襲的な針介入、又は、癌診断の分野における生検体採取、すなわち針の周囲の組織の特徴付けが必要な場合に用いられることができる。
以下では、本発明による例示的な針が、当該針の外径、挿入の長さ、及び好ましい利用に関して説明される。
生検針は、１．２７ｍｍ〜２．１０８ｍｍの外径を有し、当該針の長さのうち１００ｍｍ〜１５０ｍｍで組織内へと挿入され、首、頭、胸、前立腺、及び肝臓における軟組織コア生検において用いられる。
軟組織の穿刺吸引針は、０．７１１ｍｍ〜２．１０８ｍｍの外径を有し、当該針の長さのうち１００ｍｍ〜１５０ｍｍで軟組織内へと挿入され、軟組織の吸引のために用いられる。
脳の生検針は、２．１０８ｍｍの外径を有し、当該針の長さのうち１５０ｍｍ〜２５０ｍｍで組織内へと挿入され、脳診断生検のために用いられる。
最後に、装置は２．１０８ｍｍ以下の外径を有する針電極を含んでよく、電極は、当該電極の長さのうち２５０ｍｍまでを組織内へと挿入され、例えば腫瘍の高周波アブレーションのために用いられる。
本発明は、図面及び前述の説明において詳細に例示され説明されたが、こうした例示や説明は、例示的又は典型的であると考えられるべきであり、限定と考えられるべきではなく、本発明は、開示された実施形態に限定されない。当業者によって、特許請求された発明を実施するにあたり、図面、明細書、及び添付の請求項の研究から、開示された実施形態の他のバリエーションが理解され達成されることができる。
請求項において「有する」という文言は、他の要素又はステップを除外せず、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数を除外しない。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味しない。請求項のいかなる参照符号も範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
１０ シャフト
２０ 凹部
３０ ベベル
４０ 光ファイバ
４５ ファイバ間隔
５０ チューブ状部材
５５ 遠位縁
６０ コンソール
６４ 光源
６６ 光検出器
６８ モニタ
１００ 針
１１０ 光ファイバ
１２０ ファイバ間隔
２００ 針
２３０ 切欠き
Ｎ１、Ｎ２ 法線ベクトル

Claims (13)

  1. シャフトとチューブ状部材とを有する生検装置であって、
    前記シャフトは、前記チューブ状部材の内部に可動に収容され、長手軸と末端部とを有し、
    上方を向くベベルが、前記シャフトの前記末端部に形成され、
    少なくとも２つのチャネルが、前記シャフトの内部に、前記シャフトの長手方向に形成され、チャネル各々はベベル面に開口を形成し、前記チャネル各々の内部に光ファイバが収容され、
    凹部が、前記シャフトに、前記シャフトの前記末端部に近接して形成される、
    生検装置において、
    前記凹部が側方を向き、前記上方の向きと前記側方の向きとは、前記シャフトの前記長手軸の円周方向に、互いに対してオフセットがある向きであることを特徴とする、生検装置。
  2. 前記ベベル面の２つの前記開口間の間隔は、前記シャフトの直径よりも大きい、請求項１に記載の生検装置。
  3. 前記凹部は、前記ベベルに対し、前記シャフトの円周方向に少なくとも４５度のオフセットを有して形成される、請求項１又は２に記載の生検装置。
  4. 前記凹部は、前記ベベルに対し、前記シャフトの円周方向に９０度のオフセットを有して形成される、請求項１又は２に記載の生検装置。
  5. 前記シャフトは、前記凹部が前記チューブ状部材によって覆われる第１ポジションと、前記凹部が前記チューブ状部材によって覆われない第２ポジションとの間で可動である、請求項１に記載の生検装置。
  6. 前記チューブ状部材は、鋭い遠位縁を含む、請求項１に記載の生検装置。
  7. 前記凹部は、組織から採取される組織サンプルを収容する、請求項１に記載の生検装置。
  8. 光源と、光検出器と、前記光検出器によって提供される信号を処理するための処理ユニットとを含むコンソールを更に有する、請求項１に記載の生検装置。
  9. 前記光源及び前記光検出器のうちの１つは、波長選択性を提供する、請求項８に記載の生検装置。
  10. 前記光源は、レーザ、発光ダイオード、又はフィルタ光源のうちの１つである、請求項８に記載の生検装置。
  11. 前記コンソールは、ファイバスイッチ、ビームスプリッタ、又はダイクロイックビームコンバイナのうちの１つを更に有する、請求項８に記載の生検装置。
  12. 拡散反射分光法、拡散光トモグラフィ、区分経路長分光法、及びラマン分光法からなるグループからの少なくとも１つをシステムが実行する、請求項８に記載の生検装置。
  13. 前記コンソールは、モニタを更に有する、請求項８に記載の生検装置。
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