JP6531044B2 - 診断装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、リアルタイムのインビボでの組織測定のためのラマン分光法を使用する診断装置および方法に関し、特に制限されないが、内視鏡での使用に関する。

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

多くの器官でのインビボでの前ガン性及びガン性の細胞の特性解析及び診断のための潜在的な技術として、ＮＩＲラマン分光法を使用することが知られている。生検又は組織の他の除去を必要としない、非侵襲的又は低侵襲的となり得る技術が望ましい。ＮＩＲラマン分光法を２つの波長領域にて使用することが知られている。第一は、波数が８００〜１８００ｃｍ^-1のいわゆるフィンガープリント（ＦＰ）領域であり、このスペクトル領域に含まれる、組織の特性解析及び診断に関する、例えば、タンパク質、ＤＮＡ及び脂質含有量等からの高度に特異的な二分子情報の豊富さによるところである。この波長領域の欠点は、一般的に使用される７８５ｎｍのレーザ光源で使用した場合に、照射された組織の自己蛍光が強いバックグラウンド信号を生成することである。さらに、プローブが光ファイバリンクを使用する場合、光ファイバ内の溶融石英からラマン信号が散乱される。特に、散乱スペクトルを測定するために電荷結合素子（「ＣＣＤ」）が使用される場合、自己蛍光信号がＣＣＤを飽和させて、この波長領域における比較的弱いラマン信号の検出を妨害し得る。

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

実用的な生物医学的及び診断的な適用のためには、可能性のある疾患又は病状を同定するために、ラマン分光法をインビボで組織に適用することができ、有用なスペクトルを出来る限り迅速に、最大限の情報量で生成させることができることが望ましい。

本発明の第一の側面によれば、単色光源、前記光源から器具ヘッドへ光を透過させるための透過手段、試験部位からの散乱光を透過させるための集光手段、および前記集光手段からの光を受光するためのスペクトル解析装置を備え、前記スペクトル解析装置は、第一の格子要素および第二の格子要素を有する回折格子を備え、当該第一の格子要素は第一のスペクトル範囲内の光を回折させ、かつ、当該第二の格子要素は第二のスペクトル範囲内の光を回折させることを特徴とし、および前記スペクトル解析装置は、さらに光検知装置を備え、前記第一の格子要素は前記光検知装置の第一の領域に光を回折させるように構成され、かつ、前記第二の格子要素は前記光検知装置の第二の領域に光を回折させるように構成されることを特徴とする、診断装置が提供される。

前記透過手段は、透過用光ファイバを備えてもよい。

前記集光手段は、集光用光ファイバを備えてもよい。

前記集光手段は、前記単色光源からの光を排除するための集光フィルタを備えてもよい。

前記診断装置は、複数の集光ファイバを備えてもよい。

前記スペクトル解析装置に近位の前記集光ファイバ端部が、像収差を補正するように湾曲した形状で取り付けられていてもよい。

前記診断装置は、前記透過用光ファイバから試験部位まで光を透過させるためのボールレンズを器具ヘッドにて備えていてもよい。

前記格子要素が、それぞれ透過用または反射用の格子を備えてもよい。

前記第一のスペクトル範囲が８００ｃｍ^-1〜１８００ｃｍ^-1であってもよい。

前記第二のスペクトル範囲が２８００ｃｍ^-1〜３６００ｃｍ^-1であってもよい。

前記診断装置は、処理装置をさらに備えてもよく、当該処理装置が前記光検知装置からのデータを受信し、および出力を生成するように操作可能であってもよい。

前記処理装置は、前記第一の領域からのデータを受信して第一のスペクトルを生成し、および同時に前記第二の領域からのデータを受信して第二のスペクトルを生成するように操作可能であってもよい。

前記光検知装置は光センサアレイを備え、前記データはピクセル値を含む。

前記データは飽和状態についてチェックされ、飽和状態が見つかった場合に拒否されてもよい。

スペクトルを生成するステップは、対応するピクセルをビニングすることを含んでもよい。

前記スペクトルを生成するステップは、前記受信データからバックグラウンド信号を差し引くことを含んでもよい。

前記スペクトルを生成するステップは、前記受信データを平滑化することを含んでもよい。

前記スペクトルを生成するステップは、平滑化された受信データに多項式曲線を当てはめること、および当該平滑化された受信データから近似曲線を差し引くことを含んでもよい。

前記診断装置は、コンタミネーションについて前記スペクトルをチェックし、当該スペクトルが有効である場合、当該スペクトルを健康的または異常組織に対応するものとして分類し、およびそれに従って出力を生成するように操作可能であってもよい。

前記診断装置は、格納されたスペクトルのライブラリを備え、かつ、前記スペクトルを当該格納されたスペクトルに対して比較するよう操作可能であってもよい。

本発明のさらなる側面によれば、単色光源から試験部位まで光を透過させるステップ、前記試験部位からの散乱光を集光するステップ、および集光した散乱光をスペクトル解析装置へ送るステップを備え、前記スペクトル解析装置は、第一の格子要素および第二の格子要素を有する回折格子を備え、当該第一の格子要素は第一のスペクトル範囲内の光を回折させ、かつ、当該第二の格子要素は第二のスペクトル範囲内の光を回折させることを特徴とし、および前記スペクトル解析装置は、さらに光検知装置を備え、前記第一の格子要素は前記光検知装置の第一の領域に光を回折させるように構成され、かつ、前記第二の格子要素は前記光検知装置の第二の領域に光を回折させるように構成されることを特徴とする、診断装置の操作方法が提供される。

前記方法は、前記第一の領域からのデータを受信して第一のスペクトルを生成すること、および前記第二の領域からのデータを受信して第二のスペクトルを生成することを含んでもよい。

前記光検知装置は光センサアレイを備え、前記データはピクセル値を含んでもよい。

前記データは飽和状態についてチェックされ、飽和状態が見つかった場合に拒否されてもよい。

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

前記スペクトルを生成するステップは、前記受信データからバックグラウンド信号を差し引くことを含んでもよい。

前記スペクトルを生成するステップは、前記受信データを平滑化することを含んでもよい。

前記スペクトルを生成するステップは、平滑化された受信データに多項式曲線を当てはめること、および当該平滑化された受信データから近似曲線を差し引くことを含んでもよい。

前記方法は、コンタミネーションについて前記スペクトルをチェックするステップ、および当該スペクトルが有効である場合、当該スペクトルを健康的または異常組織に対応するものとして分類するステップ、およびそれに従って出力を生成するステップを含んでもよい。

前記方法は、格納されたスペクトルのライブラリを設けるステップを含んでもよく、および前記チェックおよび分類ステップが前記スペクトルを当該格納されたスペクトルに対して比較することを含んでもよい。

本発明の実施の形態を、以下の図面を参照しながら、単に例示的に説明する。

図１は、本発明を具体化する内視鏡の概略図である；

図１ａは、図１の内視鏡の器具ヘッドの概略図を示す；

図１ｂは、図１ａのボールレンズおよびファイバ束をよりラージスケールで示す概略図である；

図１ｃは、図１のスペクトル解析装置をよりラージスケールで示す概略図である；

図１ｄは、集光ファイバの近位端の構成の概略図である；

図２は、校正アルゴン／水銀光により照射らされたときの図１のＣＣＤによって捕捉された画像の一例を示す；

図３は、本発明を具体化する方法を示すフロー図である；

図４は、図３の方法の一部をより詳細に示すフロー図である；

図５は、図１の内視鏡を用いて、健康なボランティアの手のひらから得られたラマンスペクトルの一例である；

図６は、図１の内視鏡を使用して、健康なボランティアの種々の組織型から得られたラマンスペクトルの複数の例を含む；

図７は、スペクトルのライブラリについてのホテリングＴ²およびＱ残差の統計量のプロットである；

図８は、複数の捕捉されたスペクトルの区分のプロットである；

図９ａは、健康およびガン性の結腸組織に関する、平均インビボスペクトルを示すグラフである；

図９ｂは、図９ａのグラフの主成分負荷量を示すグラフである；および

図９ｃは、図９ａのデータの主成分スコアのプロットである。

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

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

図１に参照されるように、本発明を一般的に具体化する内視鏡システムを備える診断用装置が１０で示される。内視鏡自体は１１で示され、内視鏡１１の器具ヘッド１２は図１ａに一般的に表されている。検査される領域の誘導および視覚的視野を提供するために、内視鏡１１は、一般的に１３で示される好適なビデオシステムを備えている。キセノン光源１４からの光は、内視鏡１２の端部内にある照明窓１５に伝達される。ＣＣＤ１６及び１７は、白色光反射画像、狭帯域画像又は自己蛍光画像に応答して、反射光を受け、一般的に１８で示されるビデオプロセッサにデータを送信する。ビデオ情報は、１９で模式的に示されたモニタ上に表示される。ビデオシステム１３は、検査組織の外観検査及び内視鏡を所望の位置へ誘導することを可能にする。

ラマン分光装置は、一般的に２０で示される。単色レーザ光源は２１で示されており、本実施例では出力波長が約７８５ｎｍのダイオードレーザである。レーザダイオード２１からの光は、半値全幅が±２．５ｎｍで中心が７８５ｎｍの狭帯域パスフィルタを備える近位帯域パスフィルタ２２を通過する。その光は、カップリング２３を通って、ファイバ束２４の一部として提供される励起用光ファイバ２５へ通過する。励起用ファイバ２５は、２００μｍの直径および０．２２の開口数（「ＮＡ」）を有する。遠位帯域パスフィルタ２５ａは、励起用ファイバ２５の器具ヘッドの端部に位置し、本実施例では、ファイバ２５の端部に堆積されたコーティングを含む。遠位帯域パスフィルタ２５ａは、近位帯域パスフィルタ２２と同一の帯域通過特性を有する。励起用ファイバ２５を透過した光は、内視鏡１１の端部でボールレンズ２６に入射し、このボールレンズは、本実施例では、約１．０ｍｍの直径および屈折率ｎ＝１．７７を有するサファイアボールレンズを含む。図１ｂに示すように、励起用光ファイバ２５からの透過光はボールレンズ２６内で内側に反射する。ボールレンズが、ここでは２７で示されるような検査される組織と接触する場合、励起用ファイバ２５からの透過光は、少なくとも部分的に、組織２７内のラマン散乱を〜１４０μｍの深さまで受ける。散乱光は、再びボールレンズ２６で内側に反射し、また、ファイバ束２４の一部として提供される複数の集光ファイバ２８にて受光される。明確にするために、一本のファイバ２８が、図１に示されているが、本実施例では２６個の、０．２２のＮＡを有する１００μｍ収光ファイバが使用される。集光ファイバ２８は、任意の適切な構成、例えば、励起用ファイバ２５を囲む円形の配置で配置されてもよい。

集光ファイバ２８は、器具ヘッド端にて遠位のインラインロングパスフィルタ２８ａが設けられている。遠位帯域パスフィルタ２５ａと同様に、遠位のインラインロングパスフィルタ２８ａは、各集光ファイバ２８の端部に堆積されたコーティングとして形成され、〜８００ｎｍのカットオフを有し、これにより、ラマン散乱を受けていない、レーザ光源２１からの光を遮断する。集光ファイバ２８によって返される集光散乱光は、同様に〜８００ｎｍのカットオフを有する、近位のロングパスインライン集光フィルタ２９を通過する。サファイアボールレンズ２６、励起および集光ファイバ２５、２８、遠位および近位帯域パスフィルタ２２、２５ａ、および近位および遠位ロングパスフィルタ２８ａ、２９の構成は、組織２７からの後方散乱ラマン光子を選択的に集光するための優れたシステムを提供する。

図１ｃに示すように、散乱した戻り光は、その後、分光器３０にて分離される。集光ファイバ２８からの光は、レンズ３１によって集束され、および湾曲に構成されるファイバアレイおよびコリメータレンズを通って、一対の体積ホログラフィック位相格子要素３２ａ、３２ｂを含む格子３２上に通過する。格子要素３２ａ、３２ｂは透過型回折格子を含む。格子３２からの回折光は、レンズ３３により光検知アレイ３４上に集束され、本実施例では、電荷結合素子（「ＣＣＤ」）は、２０×２０ミクロンのピクセル間隔を有する１３４０×４００ピクセルアレイを有する。

透過格子分光器に共通の問題は、スペクトル線が、異なる入射角にて格子に到達する、スリットの異なる部分からの光線により、わずかに湾曲していることである。この画像収差を補償するために、図１ｄに示すように、複数の集光ファイバ２８の近位端は、放物線状に取り付けられる。ファイバ２８の近位端の曲線は、直線スリットの像において誘導される曲率に等しくおよび反対方向になるように選択される。したがって、放物線状に配列されたファイバ端および格子３２の組み合わせにより、ＣＣＤ上に結像したスペクトル線は、曲率を持たないかまたは最小化した、まっすぐなものになる。このようにファイバ２８を配置することによって、スペクトル分解能は、従来の単一スリットイメージング分光器と比較して向上させることができる。

上述のように、格子３２は、２つの別個の体積位相ホログラフィック格子要素３２ａ、３２ｂを備えた透過または反射格子である。格子要素３２ａ、３２ｂは、各格子は異なるスペクトル範囲に応答するように選択される。格子要素３２ａ、３２ｂは、小さな角度のオフセットで取り付けられ、これにより、格子３２は、光感知アレイ３４の第１及び第２の領域の上に、小さな角度でスペクトルを分散する。便宜上、本明細書において、各スペクトルが分散された方向を水平方向と呼び、およびこれに直交する方向を垂直方向と呼ぶことする。本実施例では前記第１及び第２の領域は、垂直方向にオフセットされている。各格子にて選択されたスペクトル範囲は、一の格子が第一のスペクトル範囲、すなわちフィンガープリント範囲で光を散乱され、および他の格子が第二のスペクトル範囲、すなわち高い波数範囲で光を散乱させるように選択される。このように、垂直オフセットを有する各スペクトル範囲内の散乱光を分散させることにより、それぞれの波長範囲におけるラマンスペクトルは、同時に光感知アレイ３４から読み出すことができる。

図２の校正画像に示されるように、ファイバ束が、異なる原子発光線を有する、アルゴン／水銀ランプからの光を透過させる場合、２つの波長域におけるスペクトル線がはっきりと垂直方向に重複を最小限にするようにまたは全く重複なくオフセットされており、まっすぐで、かつ、垂直方向に明確に定義される。

格子要素３２ａ、３２ｂの画素間隔および分散を考慮すると、図２に示す下部領域４１は３ｃｍ^-1の解像度を有する、１５０から１９５０ｃｍ^-1のＦＰ領域に対応し、および上部領域４２は、約１８００〜２８００ｃｍ^-1の非特異的なラマン情報領域およびＨＷ領域、すなわち６ｃｍ^-1の分解能で２８００〜３６００ｃｍ^-1の領域を含む、１７５０〜３６００ｃｍ^-1のスペクトル範囲に対応する。

光感知アレイ３４からの画像データは、図３および４に示すように、以下の方法で処理される。イメージ検知アレイの各領域からのスペクトルデータが別々に処理されるが、図４に示すように、データの各セットが処理される。

処理方法は、図３に５０で示されている。ステップ５１では、ＣＣＤ３４からピクセル値が読み出され、および各領域４１、４２内の対応する垂直方向のピクセルはビニングされ、各波長での信号対雑音比を最大にする。対応するピクセルを、ソフトウェアで線曲がりまたは収差を補正する必要がなく、および解像度の損失がなく、ビニングすることができるように、収差を低減または最小化するための集光ファイバの放物線状配置がこのステップでは有利であることは明らかであろう。

５２では、データが飽和状態、すなわちピクセル値のいずれかが最大値であるかどうかについて、チェックされる。その場合には、ステップ５３にて、ＣＣＤ３４の積分時間が調整され、新しい画像が、ステップ５１で取得されるより短い積分時間で取得される。

信号が飽和していない場合には、ステップ５４ａにて、ＦＰスペクトル範囲に対応する領域４１が処理される。同様に、ＨＷスペクトル範囲に対応する領域４２からのデータは、ステップ５４ｂで処理される。ステップ５４ａ、５４ｂは図４を参照して以下でより詳細に説明する。この方法を用いて得られたスペクトルの例を図４および図５に示し、以下でより詳細に説明する。

ステップ５５では、異常値検出が実行され、ステップ５４ａ、５４ｂからのスペクトルが、組織からの有効な信号に対応するか、および汚染物質からではないかチェックする。スペクトルが有効でない場合、このスペクトルは拒否され、新しい画像がステップ５１で取得される。

本実施例では、異常値検出ステップは、３５ａで概略的に示される格納スペクトルのデータベースまたはライブラリと比較する、捕捉スペクトルの主成分分析（「ＰＣＡ」）を用いて行われる。スペクトルのライブラリは、健康、異常および前ガン性の組織からのスペクトルを含む。ＰＣＡは、変数−主成分−、それらの相対的な重み、および派生した主成分がその測定値とどの程度よくマッチするかの基準である特定の測定値に対応する値のグループごとの誤差項の数が少ない観点から、データセットの変動性を特徴付けることによって、当該データセットを分析する公知の方法である。この場合、ＰＣＡは、この格納されたスペクトルのライブラリの高次元性をより少ない数、典型的には２〜５の変数に低減することができ、この低減された変数の数はその次の使用のために格納することができるモデルを形成する。誤差項を用いることにより、捕捉スペクトルは、本物のスペクトルまたは異常値として評価することができる。本実施例は、ホテリングＴ²及びＱ−残差統計量が算出される。Ｑ−残差統計量は、前記派生モデルが測定データにどれくらい良くまたは悪く近似するかの指標である一方で、Ｔ²統計量は、測定値が前記モデルの平均値または中心からどのくらい離れているかの基準である。

新しいスペクトルが捕捉されると、ＰＣＡが新しいスペクトルについて実行され、ホテリングＴ²及びＱ−残差統計量が算出される。格納されたモデルのＴ²およびＱ−残差統計量の両方の９５％信頼区間内でのみスペクトルが受け入れられる。格納スペクトルのライブラリについてのホテリングＴ²およびＱ−残差統計量は、図７のグラフ上にプロットされる。両方の統計量の９５％信頼区間のスペクトルはグラフの左下隅に青色で示される。測定されたスペクトルについてのホテリングＴ²およびＱ残差統計量が、この領域の外側にある場合、それらは異常値として拒否される。異常組織からの本物のスペクトルが拒否されないように、スペクトルのライブラリが選択されることは明らかであろう。

スペクトルが有効な場合には、例えば、ガン性または前ガン性の細胞、または他の疾患または障害と関連付けられているスペクトル特性を識別するために、ステップ５６にて、さらなる処理工程を行ってもよい。本実施例では、格納スペクトルのライブラリは、健康、前ガン性およびガン性の組織の例を含むため、当該ライブラリを再度使用してもよく、捕捉スペクトルを分類するために好適な方法で使用することができる。あるいは、適切であるかまたは望まれるのであれば、ステップごとに別々のライブラリを使用してもよい。特に、健康、および異常またはガン性の２つの状態のうちの一つに組織を分類することを目的とするため、適切な技術の一例は、確率的部分最小二乗法判別分析（「ＰＬＳ−ＤＡ」）である。図８は、健康な組織を示す低確率およびガン性の組織に対応する高確率を用いて、このように分類されたスペクトルのセットの一例を示す。このステップでは、任意の他の好適な分類または識別方法を使用することができる。

ステップ５７では、ステップ５６の結果、任意の他の所望の処理結果に関連する病状を決定することができ、および好適なディスプレイ３６または他の出力、例えば聴覚フィードバックに提示してもよい。

ここで、処理ステップ５４ａ、５４ｂを、図４を参照してより詳細に説明するが、その方法は６０で示される。ステップ６１では、ビニングされたスペクトルが受信され、およびステップ６２では、ファイババックグラウンドが差し引かれる。これは、光ファイバ内の溶融シリカからのラマン散乱からのスペクトル成分である。ファイババックグラウンドは格納しておくか、または検査に先だって捕捉しておく。これにより、この戻り信号の、前記組織内からに由来しない部分を削除する。

ステップ６３において、スペクトルは、好適な平均化ウィンドウまたは技術を用いて、平滑化される。本実施例では、ノイズの多いラマンスペクトルにおける信号品質を改善することが見出されているため、３〜５画素のウィンドウ幅を有するサビツキー−ゴーレイ平滑化（Ｓａｖｉｔｚｙ−Ｇｏｌａｙ ｓｍｏｏｔｈｉｎｇ）が使用される。

ステップ６４において、多項式曲線を平滑化スペクトルのそれぞれに近似させる。近似した多項式曲線の順序の選択は、組織の自己蛍光に起因するバックグラウンド信号のスペクトル範囲および形状に依存する。本実施例では、三次または一次多項式はＨＷ領域において近似させ、および五次多項式はＦＰ領域において近似させる。

ステップ６５では、近似曲線は、対応する平滑化スペクトルから差し引かれる。これにより、特徴的なラマンスペクトルピークを残しながら、バックグラウンド信号が除去される。

ステップ６６において、スペクトルの可視化および提示を改善するための他の処理ステップが行われる。スペクトルは、例えば、各ラインの下で所定の領域が存在するように、正規化することができ、または重複領域の平均化、または他の方法により、明確な連続スペクトルを得るために組み合わせることができる。ステップ６７では、スペクトルを、図３の診断および病理ステップ５７、５６に使用するために出力される。

本実施例では、この方法は、パーソナルコンピュータ３５を備えた処理装置上のソフトウェアで実装され、このパーソナルコンピュータはＣＣＤ３４およびレーザ２１とインタフェースし、およびこれらを制御し、およびＣＣＤ３４の二つの領域からビニングおよび読み出しを行い、およびスペクトルの分析を行う。それは、汎用または専用のハードウェアおよびソフトウェアのいかなる好適な組み合わせを有する、いかなる他の処理装置を用いてもよいことは明らかであろう。異常値検出ステップおよび診断ステップに使用されるスペクトルのデータベースは、３５ａにて概略的に示される。このデータベースは、コンピュータ３５上でまたは遠隔的に格納され、および必要に応じてアクセスしてもよいことは明らかであろう。データは、リアルタイムで、本実施例では０．１秒未満で、処理される。スペクトルが〜１秒の積分時間で取得されるため、システムは、リアルタイムでの使用に好適である。

本発明を具体化する器具を用いて得られたスペクトルの具体例を図５および６として示す。図５は、健康なボランティアの手のひら組織からのラマンスペクトルを示す。ＦＰ領域におけるラマンスペクトルは、ニア（すなわち、８５３ｃｍ^-1（ｖ（Ｃ−Ｃ））、１００４ｃｍ^-1（ｖｓ（Ｃ−Ｃ））、１２４５ｃｍ^-1（アミドＩＩＩ ｖ（Ｃ−Ｎ）およびタンパク質のδ（Ｎ−Ｈ））、１３０２ｃｍ^-1（ＣＨ₃ＣＨ₂のねじれ（ｔｗｉｓｔ）および振動（ｗａｇｇｉｎｇ））、１４４３ｃｍ^-1（δ（ＣＨ₂）の変形（ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ））、１６５５ｃｍ^-1（タンパク質のアミドＩ ｖ（Ｃ＝Ｏ））および１７４５ｃｍ^-1（ｖ（Ｃ＝Ｏ））に狭いラマンピークを示す。一方、より広範な強いラマンバンドがＨＷ領域（すなわち、２８５０ｍ^-1および２８８５ｍ^-1（ＣＨ₂伸縮（ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ））、２９４０ｃｍ^-1（ＣＨ₃伸縮）および３４００ｃｍ^-1（ＯＨ伸縮））で観測される。顕著なラマンピークは、このスペクトル範囲（すなわち、１８００〜２８００ｃｍ^-1）内に存在しない。

広視野内視鏡画像の下での上皮組織のリアルタイムのインビボ組織ラマン測定のための内視鏡システムの使用の具体例として、図６に、健康なボランティアの頭および首における異なる解剖学的部位（すなわち、付着歯肉、頬粘膜、舌の背側、硬口蓋および中咽頭）から取得したインビボのラマンスペクトル、ならびに内視鏡検査を受けた健康なボランティアから同時に取得した、対応する広視野内視鏡画像を示す。インビボでのラマンスペクトルは、１．０秒の積分時間で測定し、リアルタイムでのラマン内視鏡モニタ上に提示することができる。高分解ラマンピークは、試験的な分子割当で、ニアの８５３ｃｍ^-1（ｖ（Ｃ−Ｃ）タンパク質）、９５６ｃｍ^-1（ハイドロキシアパタイトのｖｓ（Ｐ−Ｏ））、１００４ｃｍ^-1（ｖｓ（Ｃ−Ｃ）フェニルアラニンのリングブリーディング（ｒｉｎｇ ｂｒｅａｔｈｉｎｇ））、１０７８ｃｍ^-1（脂質のｖ（Ｃ−Ｃ））、１２６５ｃｍ^-1（タンパク質のアミドＩＩＩ ｖ（Ｃ−Ｎ）およびδ（Ｎ−Ｈ））、１３０２ｃｍ^-1（タンパク質のＣＨ₃ＣＨ₂ねじれおよび振動）、１４４５ｃｍ^-1（タンパク質および脂質のδ（ＣＨ₂）変形）、１６５５ｃｍ^-1（タンパク質のアミドＩ ｖ（Ｃ＝Ｏ））および１７４５ｃｍ^-1 脂質のｖ（Ｃ＝Ｏ）で、ＦＰの範囲で観察される。強いラマンピークは、ＨＷ領域、例えば２８５０および２８８５ｃｍ^-1（脂質の対称および非対称のＣＨ₂伸縮）、２９４０ｃｍ^-1（タンパク質のＣＨ₃伸縮）ならびに水の幅広いラマンバンド（３１００〜３６００ｃｍ^-1領域における３４００ｃｍ^-1でピークがあるＯＨ伸縮振動）にも見られる。

ここで記載される器具の使用のさらなる具体例は、結腸組織の高品質のラマンスペクトルが、ＦＰおよびＨＷ範囲、４００から３６００ｃｍ^-1で取得され、臨床大腸内視鏡検査中に、リアルタイム（＜０．５秒）で評価される、結腸癌のインビボでの検出である。図９ａは、４人の患者からの良性およびガン性の結腸組織のインビボのラマンスペクトルの代表的な平均値を示し、病状変化に関連した特徴的な生体分子、特にタンパク質のＣ−Ｃ伸縮（９３６ｃｍ^-1）、フェニルアラニン（１００４ｃｍ^-1）、１３３５〜１３７５ｃｍ^-1でのＤＮＡ、およびタンパク質のアミドＩ（１６５５ｃｍ^-1）の相対的な割合における有意な変化（ｐ＜０．００５）を明らかにする。強いラマンピークは、ＨＷ領域、例えば２８５０および２８８５ｃｍ^-1（脂質の対称および非対称なＣＨ₂伸縮）、２９４０ｃｍ^-1（タンパク質のＣＨ₃伸縮）ならびに水の幅広いラマンバンド（３１００〜３６００ｃｍ^-1領域における３４００ｃｍ^-1でピークがあるＯＨ伸縮振動）にも見られる。観察される相補的なＦＰおよびＨＷラマン分子フィンガープリントが、上皮の細胞内の水含量／コンホメーションを含む、結腸の内因性光学バイオマーカー（例えば、オンコ−タンパク質、ＤＮＡ含量など）の多数を反映する。相補的なＯＨ伸縮振動は、ガン性組織におけるアクアポリンおよびタンパク質／水の相互作用に関連することが見出されている。図９ｂに示すように、２つの主成分（ＰＣ）負荷を用いた主成分分析（ＰＣＡ）は、診断ユーティリティを評価するために使用された。図９ｃは、良性およびガン性組織に関するＰＣスコア（すなわち、ＰＣ２対ＰＣ１）を示す。ＰＣ散布図にプロットされた判別線は、相補的なＦＰおよびＨＷスペクトルの特徴に基づいて、１００．０％（４９／４９）の感度および１００．０％（７１／７１）の特異性を以て、良性組織から結腸ガンを区別することができる。

したがって、ここで記載される本発明は、組織診断に関して利用可能な情報の範囲および品質を最大化するために、広いスペクトル範囲にわたって、インビボの組織の高分解能ラマン分光法を可能にする装置を提供する。

ここで記載の装置は、視覚化又はガイダンス手段を有する内視鏡であるが、本発明は、他の器具または好適な装置に実装してもよいことは明らかであろう。

以上の説明において、実施の形態は、本発明の具体例または実装である。「一実施形態」、「実施形態」または「いくつかの実施形態」の種々の外観は、全て同じ実施形態を指すとは限らない。

本発明の様々な特徴を単一の実施形態の文脈で説明してもよいが、この特徴は、別々にまたは任意の好適な組み合わせで提供してもよい。逆に、本発明を明確にするため別個の実施形態の文脈においてここで記載してもよいが、本発明は、単一の実施形態に実装してもよい。

また、本発明を様々な方法にて実行および実施することができること、および本発明が、上記の説明で概説したもの以外の態様で実装することができることが理解されるべきである。

本明細書で使用される技術用語および科学用語の意味は、一般的に他に定義されない限り、本発明が属する当業者によって理解されるものである。

Claims (21)

1. リアルタイム診断装置であって、
   単色光源、
   前記光源から器具ヘッドへ光を透過させるための透過手段、
   散乱光を透過させるための集光手段、
   前記集光手段からの光を受光するためのスペクトル解析装置を備え、
   前記スペクトル解析装置は、第一の格子要素および第二の格子要素を有する回折格子を備え、当該第一の格子要素は８００ｃｍ^-1〜１８００ｃｍ^-1である第一のスペクトル範囲内の光を回折させ、かつ、当該第二の格子要素は２８００ｃｍ^-1〜３６００ｃｍ^-1である第二のスペクトル範囲内の光を回折させることを特徴とし、前記スペクトル解析装置は、さらに光検知装置を備え、前記第一の格子要素は前記光検知装置の第一の領域に光を回折させるように構成され、かつ、前記第二の格子要素は前記光検知装置の第二の領域に光を回折させるように構成され、
   前記リアルタイム診断装置は、処理装置を備え、当該処理装置が前記光検知装置からのデータを受信し、および出力を生成するように操作可能であり、前記処理装置は、前記第一の領域からのデータを受信して第一のスペクトルを生成し、および同時に前記第二の領域からのデータを受信して第二のスペクトルを生成するように操作可能であり、
   前記リアルタイム診断装置は、格納されたスペクトルのライブラリを備え、かつ、生成された前記第一及び第二のスペクトルを当該格納されたスペクトルに対してリアルタイムで比較するよう操作可能であり、前記処理装置は、コンタミネーションについて生成された前記第一及び第二のスペクトルをチェックし、生成された前記第一及び第二のスペクトルが有効である場合、生成された前記第一及び第二のスペクトルを健康的または異常組織に対応するものとして分類し、およびそれに従って出力を生成するように操作可能である
   ことを特徴とする、リアルタイム診断装置。
2. 前記透過手段は、透過用光ファイバを備えることを特徴とする請求項１に記載のリアルタイム診断装置。
3. 前記集光手段は、集光用光ファイバを備え、当該集光用光ファイバは近位端を有することを特徴とする請求項１または２に記載のリアルタイム診断装置。
4. 前記集光手段は、前記単色光源からの光を排除するための集光フィルタを備えることを特徴とする請求項３に記載のリアルタイム診断装置。
5. 複数の集光用光ファイバを備える請求項３または４に記載のリアルタイム診断装置。
6. 前記スペクトル解析装置に近位の集光用光ファイバ端部が、像収差を補正するように湾曲した形状で取り付けられることを特徴とする請求項５に記載のリアルタイム診断装置。
7. 前記透過用光ファイバから試験部位まで光を透過させるためのボールレンズを備える請求項２に記載のリアルタイム診断装置。
8. 前記格子要素が、それぞれ透過用または反射用の格子を備えることを特徴とする請求項１〜７のいずれか一項に記載のリアルタイム診断装置。
9. 前記光検知装置は光センサアレイを備え、前記データはピクセル値を含むことを特徴とする請求項１〜８のいずれか一項に記載のリアルタイム診断装置。
10. 前記データは飽和状態についてチェックされ、飽和状態が見つかった場合に拒否されることを特徴とする請求項９に記載のリアルタイム診断装置。
11. 前記処理装置は、対応するピクセルをビニングするように操作可能であることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか一項に記載のリアルタイム診断装置。
12. 前記処理装置は、さらに前記受信データからバックグラウンド信号を差し引くように操作可能であることを特徴とする請求項１〜１１のいずれか一項に記載のリアルタイム診断装置。
13. 前記処理装置は、さらに前記受信データを平滑化するように操作可能であることを特徴とする請求項１２に記載のリアルタイム診断装置。
14. 前記処理装置は、さらに平滑化された受信データに多項式曲線を当てはめるように、および当該平滑化された受信データから近似曲線を差し引くように操作可能であることを特徴とする請求項１３に記載のリアルタイム診断装置。
15. 単色光源、スペクトル解析装置、及び処理装置を備えるリアルタイム診断装置の作動方法であって、
    単色光源から光を供給するステップ、
    前記単色光源からの前記光を試験部位まで透過させるステップ、
    前記試験部位からの散乱光を集光するステップ、
    集光した前記散乱光を前記スペクトル解析装置へ送るステップ、および
    格納されたスペクトルのライブラリを設けるステップを備え、
    前記スペクトル解析装置は、第一の格子要素および第二の格子要素を有する回折格子を備え、当該第一の格子要素は８００ｃｍ^-1〜１８００ｃｍ^-1である第一のスペクトル範囲内の光を回折させ、かつ、当該第二の格子要素は２８００ｃｍ^-1〜３６００ｃｍ^-1である第二のスペクトル範囲内の光を回折させることを特徴とし、前記スペクトル解析装置は、さらに光検知装置を備え、前記第一の格子要素は前記光検知装置の第一の領域に光を回折させるように構成され、かつ、前記第二の格子要素は前記光検知装置の第二の領域に光を回折させるように構成され、
    前記処理装置は、前記第一の領域からのデータを受信して第一のスペクトルを生成し、および同時に前記第二の領域からのデータを受信して第二のスペクトルを生成し、
    前記処理装置は、コンタミネーションについて生成された前記第一及び第二のスペクトルをチェックし、生成された前記第一及び第二のスペクトルが有効である場合、生成された前記第一及び第二のスペクトルを健康的または異常組織に対応するものとして分類し、およびそれに従って出力を生成し、
    前記チェックおよび分類ステップが生成された前記第一及び第二のスペクトルを当該格納されたスペクトルに対してリアルタイムで比較することを含む
    ことを特徴とする、リアルタイム診断装置の作動方法。
16. 前記光検知装置は光センサアレイを備え、前記データはピクセル値を含むことを特徴とする請求項１５に記載の方法。
17. 前記データは飽和状態についてチェックされ、飽和状態が見つかった場合に拒否されることを特徴とする請求項１６に記載の方法。
18. 前記第一又は第二のスペクトルを生成することは、各カラムのピクセルをビニングすることを含むことを特徴とする請求項１６または１７に記載の方法。
19. 前記第一又は第二のスペクトルを生成するステップは、さらに前記受信データからバックグラウンド信号を差し引くことを含むことを特徴とする請求項１８に記載の方法。
20. 前記第一又は第二のスペクトルを生成するステップは、さらに前記受信データを平滑化することを含むことを特徴とする請求項１９に記載の方法。
21. 前記第一又は第二のスペクトルを生成するステップは、平滑化された受信データに多項式曲線を当てはめること、および当該平滑化された受信データから近似曲線を差し引くことを含むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。

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