WO2016051763A1 - 軟骨センシング装置 - Google Patents

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WO2016051763A1
WO2016051763A1 PCT/JP2015/004924 JP2015004924W WO2016051763A1 WO 2016051763 A1 WO2016051763 A1 WO 2016051763A1 JP 2015004924 W JP2015004924 W JP 2015004924W WO 2016051763 A1 WO2016051763 A1 WO 2016051763A1
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WO
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light
cartilage
wavelength
sensing device
light source
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/004924
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English (en)
French (fr)
Inventor
笠松　直史
西垣　純爾
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Priority to JP2016551533A priority Critical patent/JPWO2016051763A1/ja
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/65—Raman scattering

Definitions

  • the present invention relates to a cartilage sensing device, and more particularly to a cartilage sensing device that examines the change in the composition of cartilage by irradiating the cartilage with light.
  • articular cartilage The main components of articular cartilage are type II collagen (20%), moisture (70%), and proteoglycan (10%).
  • the amount of chondrocytes contained in the articular cartilage is about 2%, which is very small when viewed from the whole cartilage.
  • changes in mechanical properties surface becomes rough and soft
  • composition changes type II collagen content decreases and water content increases
  • tissue It is known that changes (disturbance of the collagen network) occur. Severely, cartilage tissue dislocation, peeling, osteophytes (formation of spines on the subchondral bone), inflammation of the synovium, etc. occur.
  • Cartilage sensing using ultrasonic waves or photoacoustics is known. In ultrasonic and photoacoustics, attention is focused on changes in mechanical properties. Cartilage sensing using MRI (magnetic resonance) imaging is also known, and MRI focuses on changes in moisture content.
  • MRI magnetic resonance
  • type I collagen Most of the collagen in the body is type I collagen, which is different in structure from the type II collagen contained in articular cartilage at the molecular level. Due to the difference in structure, a difference in optical properties depending on the type of collagen appears.
  • techniques for examining the amount of type II collagen include autofluorescence, Raman scattering, and polarization OCT (Optical Coherence Tomography).
  • Patent Document 1 discloses a photoexcited fluorescence detection device for measuring physical properties of cartilage tissue.
  • the photoexcited fluorescence detection device includes a laser light generation source, a laser light irradiation device including an optical fiber, a separation unit that separates laser light and fluorescence, and a fluorescence detection unit.
  • Patent Document 2 discloses a cartilage diagnostic apparatus using FT-IR (Fourier transform infrared spectroscopy).
  • Patent Document 1 the laser light irradiation surface of the optical fiber is fixed to the distal end surface of the support (puncture device). Therefore, when puncturing the puncture device, blood or the like may adhere to the light irradiation surface of the optical fiber. Moreover, the damage
  • far-infrared is used as the light wavelength, and it is necessary to bring the tip part into contact with the cartilage via the prism, and the diameter of the puncture tool cannot be reduced.
  • the present invention provides a cartilage sensing device that can prevent a light irradiation surface from being soiled and prevent a light irradiation surface from being damaged in a cartilage sensing device that involves light irradiation.
  • An object is to provide an apparatus.
  • the present invention provides a light source, a puncture device that is punctured by a subject, an outer tube having a lumen, and an inner tube that is removably inserted into the lumen of the outer tube.
  • a cartilage sensing device including a branching part that branches light and a light receiving part that receives second light branched by the branching part.
  • the light emitted from the light source that has entered the optical fiber as the first light from the first end face is irradiated from the second end face to the test site of the subject, Fluorescence is generated due to the irradiation, and the fluorescence generated at the test site may enter the optical fiber as the second light from the second end face.
  • the branching section preferably branches the first light and the second light according to the incident wavelength.
  • the branching unit may include a dichroic mirror that transmits or reflects the wavelength of light emitted from the light source and reflects or transmits the wavelength of fluorescence.
  • the branching unit may include a wavelength multiplexing fiber coupler that outputs the wavelength of light emitted from the light source and the wavelength of fluorescence to different ports.
  • the light receiving unit may include at least one of a PIN photodiode, an avalanche photodiode, a biplanar photoelectric tube, and a streak camera.
  • the type of collagen contained in the cartilage is determined based on at least one of the peak wavelength of fluorescence, the spectral width, and the fluorescence lifetime.
  • the light emitted from the light source that has entered the optical fiber as the first light from the first end face is irradiated from the second end face to the test site of the subject,
  • the Raman scattered light may be generated due to the irradiation, and the Raman scattered light may enter the optical fiber as the second light from the second end face.
  • the branching section preferably branches the first light and the second light according to the incident wavelength.
  • the branching unit may include a dichroic mirror that transmits or reflects the wavelength of the light emitted from the light source and reflects or transmits the wavelength of the Raman scattered light.
  • the branching unit may include a wavelength multiplexing fiber coupler that outputs the wavelength of the light emitted from the light source and the wavelength of the Raman scattered light to different ports.
  • the light receiving unit may include a spectroscope having a diffraction grating.
  • cartilage sensing device of the present invention it is preferable to determine the type of collagen contained in cartilage based on the spectrum of Raman scattered light.
  • the cartilage sensing device of the present invention may further include an interferometer between the light source and the optical fiber.
  • the emitted light of the light source that has entered the optical fiber as the first light from the first end face is irradiated from the second end face to the test site of the subject, and is irradiated with light at the test site.
  • polarized scattered light may be generated, and the polarized scattered light may enter the optical fiber as the second light from the second end face.
  • the branching unit may include a beam splitter or a 3 dB fiber coupler.
  • the Mach-Zender interferometer or Michelson interferometer can be used as the interferometer.
  • band light having a wavelength bandwidth may be emitted from a light source.
  • the light receiving unit may include a spectroscope having a diffraction grating.
  • wavelength swept light may be emitted from the light source.
  • the light receiving unit may include a photodiode.
  • the type of collagen contained in the cartilage can be determined based on the polarization scattering characteristics of the polarized scattered light.
  • the puncture device includes an outer tube and an inner tube, and the inner tube is inserted into the lumen of the outer tube so as to be insertable / removable.
  • One end face of the optical fiber that irradiates the region to be examined with the light emitted from the light source is disposed at the distal end portion of the inner tube.
  • the puncture device can be punctured with the inner tube not inserted into the outer tube. Therefore, it is possible to prevent the light irradiation surface from being contaminated when the puncture device is punctured, and to prevent the light irradiation surface from being damaged.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a cartilage sensing device according to a first embodiment of the present invention.
  • the block diagram which shows the structural example of a branch part.
  • the block diagram which shows another structural example of a branch part.
  • the figure which shows the mode of fluorescence detection.
  • the graph which shows the fluorescence spectrum of type I collagen and type II collagen.
  • the graph which shows a Raman spectrum.
  • the graph which shows the relationship between the light irradiation angle with respect to two orthogonal surfaces, and a light backscattering coefficient.
  • FIG. 1 shows a cartilage sensing device according to a first embodiment of the present invention.
  • the cartilage sensing device 10 includes a fluorescence excitation / detection device 20, an analysis device 30, and a puncture tool 40.
  • autologous fluorescence is used to measure changes in cartilage composition.
  • Fluorescence is to observe excited light emission by irradiating molecules with excitation light and absorbing it to observe emission relaxation.
  • Self-fluorescence in “self-fluorescence” is used in the sense that it is already in the living body.
  • Collagen is known to have different autofluorescence spectra depending on the type (for example, Development of a Noninvasive Multifunctional Measurement Method using Nanosecond Pulsed Laser for Evaluation of Regenerative Medicine for Articular Cartilage, M.Ishihara et al., SPIE vol. 6084, p.608405V, 2006 (hereinafter also referred to as Reference 1)).
  • the fluorescence of type I collagen has a peak wavelength of 438 nm, a spectral width of 120 nm, and a fluorescence lifetime of 1.45 nsec to 5 nsec.
  • the fluorescence of type II collagen has a peak wavelength of 401 nm, a spectral width of 66 nm, and a fluorescence lifetime of about 6 nsec. Strictly speaking, these may be different from the human living body because of the measurement result of the costal cartilage in a test tube, but it seems that there is some difference in the human living body.
  • the puncture device 40 is punctured into the subject.
  • the puncture device 40 is, for example, a puncture needle.
  • the puncture device 40 includes an outer tube 41 having a lumen and an inner tube 42 that is removably inserted into the lumen of the outer tube 41.
  • the outer diameter of the puncture device 40 (outer tube 41) is preferably ⁇ 1.2 mm or less.
  • One end side of the optical fiber 35 is inserted into the inner tube 42.
  • the other end of the optical fiber 35 is connected to the fluorescence excitation / detection device 20 by, for example, an optical connector.
  • a quartz optical fiber is used for the optical fiber 35.
  • the optical fiber 35 includes a first end surface on which light emitted from the light source side is incident, and a second end surface disposed at the distal end portion of the inner tube 42.
  • the core diameter of the optical fiber 35 can be used from a single mode to a multimode of about several hundred ⁇ m. Since the optical fiber 35 is inserted into the inner tube 42, the upper limit of the core is limited by the inner diameter of the inner tube 42. In order to obtain a certain amount of excitation light transmission, the core diameter needs to be large, and about 50 ⁇ m to 600 ⁇ m is more preferable.
  • a numerical range represented by using “to” means a range including numerical values described before and after “to” as a lower limit value and an upper limit value, respectively.
  • the fluorescence excitation / detection device 20 includes a light source unit 21, a branching unit 22, and a light receiving unit 23.
  • the light source unit 21 is a light source and emits excitation light that excites type I collagen and type II collagen.
  • the third harmonic (355 nm) of an Nd: YAG laser or the wavelength (337 nm) of a nitrogen laser is used as the wavelength of the excitation light emitted from the light source unit 21 (see also Reference 1).
  • a semiconductor laser 375 nm LD (20 mW output, Thorlabs) is also commercially available, and is suitable for constructing a low-cost apparatus. Physically, the excitation wavelength may be 200 nm to 380 nm.
  • continuous oscillation may be used when viewing the fluorescence spectrum.
  • a short pulse operation of 5 nsec or less is desirable. Such a short pulse operation is easily possible with a solid-state laser / nitrogen laser, and even with a semiconductor laser, it is possible with a gain switch operation.
  • the branching unit 22 is provided between the light source unit 21 and the optical fiber 35, and the first light traveling from the first end surface side to the second end surface side in the optical fiber 35 and the second light in the optical fiber 35.
  • the light traveling from the end face side to the first end face side is branched (separated).
  • Excitation light emitted from the light source unit 21 enters the optical fiber 35 through the branching unit 22 as first light, and is irradiated from the second end surface of the optical fiber 35 to the test site of the subject. In the test site, fluorescence is generated due to the excitation light emitted from the optical fiber 35, and the generated fluorescence enters the optical fiber 35 as second light from the second end face.
  • the branching unit 22 branches the incident fluorescence as the second light in a direction different from that of the light source unit 21.
  • the branching part 22 should just be able to isolate
  • the branching unit 22 may branch the excitation light and the fluorescence according to the wavelength.
  • FIG. 2 shows a configuration example of the branching unit 22.
  • the branching unit 22 includes a dichroic mirror 221.
  • the dichroic mirror 221 transmits the wavelength of excitation light emitted from the light source unit 21 and reflects the wavelength of fluorescence. Transmission and reflection may be reversed. That is, the dichroic mirror 221 may reflect the wavelength of the excitation light emitted from the light source unit 21 and transmit the fluorescence wavelength.
  • a dielectric multilayer filter that transmits light in the wavelength range of about 300 nm to 380 nm and reflects light in the wavelength range of about 380 nm to 700 nm is used. What is necessary is just to use the dichroic mirror which has.
  • the light receiving unit 23 only needs to be able to detect 360 nm to 550 nm, which is the band exhibiting the most characteristic of autofluorescence, among the autofluorescent bands. Therefore, the branching unit 22 reflects, for example, light in that wavelength band to receive the light receiving unit 23. It only needs to be able to branch in the direction.
  • FIG. 3 shows another configuration example of the branching unit 22.
  • the branching unit 22 includes a wavelength division multiplexing (WDM (Wavelength Division Multiplex)) coupler 222.
  • the WDM coupler 222 is a fusion stretch WDM coupler using an optical fiber.
  • the WDM coupler 222 outputs the wavelength of light emitted from the light source unit 21 and the wavelength of fluorescence to different ports. By using such a WDM coupler 222, excitation light and fluorescence can be separated.
  • WDM wavelength division multiplexing
  • the light receiving unit 23 receives the fluorescence branched by the branching unit 22.
  • the light receiving unit 23 only needs to be able to separate the autofluorescent feature of collagen.
  • a spectroscope is used when separating differences in fluorescence spectra, and a high-speed detector is used when viewing differences in fluorescence lifetime.
  • a small spectroscope using a normal diffraction grating can be used.
  • Hamamatsu Photonics C10082 bandwidth 200 nm to 800 nm, resolution 1 nm
  • a characteristic wavelength around 400 nm (type II collagen), around 420 nm (type I collagen), and longer and shorter wavelengths (eg, 500 nm, 360 nm) are narrow bands with a bandwidth of about 5 nm, for example. It is good also as extracting with an optical filter. Even in that case, it is possible to determine whether the autofluorescence is type I collagen or type II collagen.
  • a PIN photodiode, avalanche photodiode, biplanar photoelectric tube, streak camera, or the like having a bandwidth of 1 GHz or more can be used.
  • An electric amplifier can be added to compensate for the sensitivity.
  • the analysis device 30 calculates a measurement value related to the property of the cartilage tissue based on the fluorescence detection signal received by the light receiving unit 23.
  • the analyzer 30 determines the type of collagen contained in the cartilage based on, for example, at least one of the fluorescence peak wavelength, the spectrum width, and the fluorescence lifetime. For example, the analyzer 30 calculates the composition ratio of type I collagen and type II collagen as a measurement value related to the properties of the cartilage tissue. Based on the composition ratio, the presence or absence of knee osteoarthritis can be diagnosed.
  • a computer can be used as the analyzer 30.
  • the analysis device 30 may be a part of the cartilage sensing device or may be outside the cartilage sensing device.
  • FIG. 4 shows the state of fluorescence detection.
  • a surgeon such as a doctor punctures the puncture device 40, for example, into the knee joint with the inner tube 42 (see FIG. 1) removed. After the puncture device 40 punctures, the inner tube 42 is inserted into the lumen of the outer tube 41.
  • the excitation light L emitted from the light source unit 21 is guided to the tip of the puncture device 40 punctured in the knee joint through the optical fiber 35 and is irradiated toward the cartilage 50 from the tip of the puncture device 40.
  • the collagen contained in the cartilage 50 emits autofluorescence FL when irradiated with the excitation light L.
  • the autofluorescence FL emitted from the collagen enters the optical fiber 35 in the opposite direction from the tip of the puncture device 40, branches at the branching section 22, and is received by the light receiving section 23.
  • FIG. 5 shows fluorescence spectra of type I collagen and type II collagen described in Reference 1.
  • the vertical axis represents fluorescence intensity
  • the horizontal axis represents fluorescence wavelength.
  • the light receiving unit 23 measures the intensity of each fluorescence wavelength. If the fluorescence source is type I collagen, as shown in FIG. 5, the peak wavelength is 438 nm and the spectral width is 120 nm. On the other hand, if the source of fluorescence is type II collagen, the fluorescence of type II collagen has a peak wavelength of 401 nm and a spectral width of 66 nm.
  • the analyzer 30 can calculate the composition ratio of type I collagen and type II collagen based on the difference between these characteristics.
  • the puncture device 40 has an outer tube 41 and an inner tube 42, and the inner tube 42 is detachable from the outer tube 41.
  • the light emission surface of the excitation light of the optical fiber 35 is provided at the tip of the inner tube 42.
  • the light emission surface of the excitation light of the optical fiber 35 is opposite to the puncture tool 40. Is not fixed.
  • the inner tube 42 can be inserted after puncturing without inserting the inner tube 42 into the lumen of the outer tube 41.
  • the inner tube 42 is detachable from the outer tube 41, and after the excitation light irradiation and fluorescence detection are performed with the inner tube 42 inserted, the inner tube 42 is removed from the outer tube 41. It can also be extracted.
  • the puncture device 40 can be used as a normal puncture device.
  • a medical solution such as hyaluronic acid or pain relieving can be injected into the test site through the lumen of the outer tube 41.
  • the laser irradiation surface of an optical fiber is fixed to the distal end surface of a support (puncture device), and another puncture device (puncture needle) is used to inject a drug solution after detecting fluorescence. It is necessary to puncture the site to be examined.
  • there is an effect that the excitation light irradiation, the fluorescence detection, and the chemical injection can be performed without re-puncturing the puncture device 40.
  • the cartilage sensing device according to this embodiment may have the same configuration as the cartilage sensing device shown in FIG. This embodiment is different from the first embodiment in that the change in the composition of cartilage is measured using Raman scattering.
  • Raman scattering involves irradiating molecules with excitation light and observing light scattering from the molecules. Within the scattering component, a component whose wavelength is shifted in a vibration mode (Raman vibration) unique to the molecule can be observed. This is called Raman scattering. It is known that the Raman scattering spectrum varies depending on the type of collagen (Correlating Chemical Changes in Subchondral Bone Mineral due to Aging or Defective Type II Collagen by Raman Spectroscopy, KADehring et al., SPIE vol. 6430, 30p. 2007 (hereinafter also referred to as Reference 2)).
  • the puncture device 40 is punctured into the test site with the inner tube 42 removed from the outer tube 41, and then the inner tube 42 is inserted into the lumen of the outer tube 41 to cause the light source unit 21 to emit light. .
  • the emitted light (excitation light) of the light source unit 21 that has entered the optical fiber 35 as the first light from the first end face is irradiated to the test site from the second end face located at the distal end portion of the puncture device 40.
  • Raman scattered light is generated due to light irradiation. This Raman scattered light enters the optical fiber 35 as second light from the second end face.
  • the Raman scattered light incident on the optical fiber 35 is branched by the branching unit 22 and received by the light receiving unit 23.
  • the wavelength of the excitation light emitted from the light source unit 21 is set to a wavelength at which autofluorescence does not occur at the test site of the subject.
  • the wavelength of the excitation light is preferably a long wavelength, specifically 700 nm to 1800 nm.
  • the upper limit of the wavelength is determined by the light guide limit of the optical fiber 35.
  • the wavelength range is more preferably 700 nm to 900 nm. Within this wavelength range, it is possible to use a highly sensitive Si detector for the light receiving unit 23.
  • a distributed feedback (DFB type) semiconductor laser having an excitation wavelength of 780 nm can be used.
  • the wavelength of the emitted light from the light source unit 21 and the wavelength of the Raman scattered light are different from each other, and the branching unit 22 branches the emitted light from the light source unit 21 and the Raman scattered light according to the incident wavelength.
  • a dichroic mirror that transmits or reflects the wavelength of the emitted light from the light source and reflects or transmits the wavelength of the Raman scattered light can be used for the branching unit 22 as described in the first embodiment.
  • a wavelength division multiplex fiber coupler that outputs the wavelength of the emitted light from the light source unit 21 and the wavelength of the Raman scattered light to different ports may be used for the branching unit 22.
  • the light receiving unit 23 only needs to be able to separate the characteristics of the Raman scattering spectrum of collagen. In this case, the difference in spectrum is used.
  • the spectroscope a small spectroscope using a normal diffraction grating can be used.
  • TG-Raman-II band 790 nm to 920 nm, resolution 0.3 nm (slit 10 ⁇ 1000 ⁇ m)
  • the analyzer 30 determines the type of collagen contained in the cartilage based on the spectrum of Raman scattered light.
  • FIG. 6 shows the Raman spectrum described in Reference 2.
  • the vertical axis represents the Raman intensity
  • the horizontal axis represents the Raman shift.
  • FIG. 6 shows a Raman spectrum (graph (a)) of type I collagen and a Raman spectrum (graph (b)) of type II collagen.
  • graph (a) and graph (b) in particular in the region of 800cm -1 ⁇ 1000cm -1, the difference in the Raman spectrum occurs. Therefore, it is possible to distinguish between type I collagen and type II collagen by observing the difference in spectrum in that region.
  • the wavelength region of the Raman scattered light is 831nm ⁇ 845nm. Therefore, it suffices if the wavelength region of 800 nm to 900 nm can be observed in the light receiving unit 23.
  • the composition change of cartilage is measured using Raman scattering. Also in this embodiment, the same effect as that of the first embodiment can be obtained. That is, it is possible to prevent the excitation light emission surface of the optical fiber 35 from being contaminated with blood or the like when the puncture device 40 is punctured, and the excitation surface of the optical fiber to be damaged due to physical contact. . In addition, after performing irradiation of excitation light and detection of fluorescence using the puncture device 40, it is possible to inject the chemical solution without re-puncturing the puncture device 40.
  • the configuration of the cartilage sensing device according to the present embodiment may be a configuration in which the branching portion 22 is replaced with a branching portion and an interferometer in the cartilage sensing device shown in FIG.
  • an interferometer divides an incident light wave into two parts (demultiplexing), sends one to the reference optical path and the other to the object side to be measured (interference arm), and then returns light from the object side (backscattering) Light) is recombined and directed to the detector.
  • the branching unit 22 may be a part of an interferometer.
  • the branching unit 22 may be an interferometer itself having functions of demultiplexing, an interference arm, and multiplexing.
  • Polarized OCT can acquire signals according to the tissue / molecule arrangement.
  • CollagenIIfibers ⁇ in bovine tendon and cartilage, DKKasaragod et al., Journal of Biomedical Optics has been reported that type I collagen and type II collagen have significantly different polarization scattering properties (Comparative study of the angle-resolved backscattering properties of collagen fibers in bovine tendon and cartilage vol. 16, p.080501, 2011 (hereinafter also referred to as Reference 3)).
  • Reference 3 Comparative study of the angle-resolved backscattering properties of collagen fibers in bovine tendon and cartilage vol. 16, p.080501, 2011 (hereinafter also referred to as Reference 3).
  • the detected scattered light varies greatly depending on the incident angle
  • type II collagen the detected scattered light hardly depends on the incident angle.
  • the puncture device 40 is punctured into the region to be examined, and then the inner tube 42 is inserted into the lumen of the outer tube 41 so that the light source 21 emits light.
  • the emitted light (excitation light) of the light source unit 21 that has entered the optical fiber 35 as the first light from the first end face is irradiated to the test site from the second end face located at the distal end portion of the puncture device 40.
  • polarized scattered light is generated due to light irradiation.
  • the polarized scattered light enters the optical fiber 35 as the second light from the second end face.
  • the polarized scattered light incident on the optical fiber 35 is branched by the branching unit 22 and received by the light receiving unit 23.
  • the light source unit 21 uses a broadband light source for OCT detection.
  • the wavelength of the excitation light is preferably a long wavelength, and preferably 700 nm to 1800 nm.
  • the upper limit of the wavelength is determined by the light guide limit of the optical fiber 35. If it is 800 nm to 1600 nm, a broadband light source can be used.
  • a superluminescent diode having a wavelength of 1310 nm (bandwidth 85 nm) can be used for the light source unit 21.
  • a 1.5 ⁇ m band semiconductor device can also be used.
  • the light source unit 21 may be a wavelength sweep light source that performs wavelength sweeping.
  • the branching section 22 only needs to be able to separate polarized scattered light and excitation light.
  • the wavelengths of the polarized scattered light and the excitation light are the same. Since the polarized scattered light undergoes polarization rotation in the living tissue, a 50:50 beam splitter or a 3 dB fiber coupler can be used for the branching unit 22.
  • the interferometer is disposed between the light source unit 21 and the optical fiber 35. As the interferometer, a Mach-Zehnder interferometer or a Michelson interferometer can be used.
  • the light receiver 23 only needs to be able to observe the difference in scattering intensity. In particular, it is possible to distinguish between type I collagen and type II collagen depending on whether or not the scattering intensity greatly changes when scanning while changing the angle of the puncture device 40. If a broadband light source is used, a spectroscope is used. In this case, a small spectroscope using a normal diffraction grating can be used. When a wavelength sweep light source is used, a photodiode may be used. The analyzer 30 determines the type of collagen contained in the cartilage based on the polarization scattering characteristic of the polarized scattered light.
  • FIG. 7 is a graph showing the relationship between the light irradiation angle and the light backscattering coefficient described in Reference 3.
  • the graph of a is a graph when light irradiation is performed on a bovine tendon sample
  • the graphs of b and c are graphs when light irradiation is performed on a bovine cartilage sample.
  • the bovine tendon sample corresponds to type I collagen
  • the bovine cartilage sample corresponds to type II collagen.
  • the change in the light irradiation angle corresponds to the change in the angle at the puncture site of the puncture device 40.
  • Plane 1 and plane 2 indicate planes in which the polarizations are orthogonal to each other.
  • the light backscattering coefficient changes greatly according to the incident angle.
  • the light backscattering coefficient does not change greatly even if the light irradiation angle is changed. Therefore, it is possible to discriminate between type I collagen and type II collagen based on whether or not the intensity of polarized scattered light greatly changes when the angle of the puncture device 40 is changed.
  • the composition change of cartilage is measured using polarized OCT.
  • the same effect as that of the first embodiment can be obtained. That is, it is possible to prevent the excitation light emission surface of the optical fiber 35 from being contaminated with blood or the like when the puncture device 40 is punctured, and the excitation surface of the optical fiber to be damaged due to physical contact. . In addition, after performing irradiation of excitation light and detection of fluorescence using the puncture device 40, it is possible to inject the chemical solution without re-puncturing the puncture device 40.
  • the cartilage sensing device of the present invention is not limited to the above embodiment, and various modifications and changes are made to the configuration of the above embodiment. What has been done is also included in the scope of the present invention.

Abstract

【課題】光照射を伴う軟骨センシング装置において、穿刺具の穿刺の際に光照射面に汚れが付くことを防止し、かつ光照射面に傷が生じることを防止する。 【解決手段】穿刺具（４０）は、内腔を有する外管（４１）と、外管（４１）の内腔に挿抜可能に挿入される内管（４２）とを含む。光ファイバ（３５）は、内管（４２）の内部に挿入される。光ファイバ（３５）は、光源部（２１）から出射した光が入射される第１の端面と、内管（４２）の先端部分に配置される第２の端面とを含む。分岐部（２２）は、光源部（２１）と光ファイバ（３５）との間に設けられる。受光部（２３）は、分岐部（２２）によって分岐された光を受光する。

Description

軟骨センシング装置
　本発明は、軟骨センシング装置に関し、更に詳しくは、軟骨に対して光を照射して軟骨の組成変化を調べる軟骨センシング装置に関する。
　関節軟骨の主成分は、ＩＩ型コラーゲン（２０％）、水分（７０％）、及びプロテオグリカン（１０％）である。関節軟骨に含まれる軟骨細胞は２％程度と、軟骨全体から見るとわずかである。変形膝関節症で、軟骨の変性の初期では、機械的特性の変化（表面が粗くなる。やわらかくなる。）、組成変化（ＩＩ型コラーゲン量が低下し、水分量が増加する。）、及び組織変化（コラーゲンネットワークの乱れ）などが起こることが知られている。重度では、軟骨組織のけずれ、はがれ、骨棘（こつきょく＝軟骨下骨にとげの様なものが出来る）の形成、滑膜の炎症などが起こる。
　超音波又は光音響を用いた軟骨センシングが知られている。超音波及び光音響では、機械的特性変化に着目している。ＭＲＩ（magnetic resonance imaging）を用いた軟骨センシングも知られており、ＭＲＩでは水分量の変化に着目している。
　生体内のコラーゲンの大半はＩ型コラーゲンで、これは、関節軟骨に含まれるＩＩ型コラーゲンとは、分子レベルで構造が異なる。構造が異なることに起因して、コラーゲンの種類による光学特性の違いが発現する。組成変化のうち、ＩＩ型コラーゲン量を調べる技術としては、自家蛍光・ラマン散乱・偏光ＯＣＴ（Optical Coherence Tomography）などがある。
　特許文献１には、軟骨組織の物性測定用である光励起蛍光検出装置が開示されている。光励起蛍光検出装置は、レーザ光発生源、光ファイバを含むレーザ光照射装置、レーザ光と蛍光とを分離する分離手段、及び蛍光検出手段を有する。また、特許文献２には、ＦＴ－ＩＲ（フーリエ変換赤外分光）を用いた軟骨診断装置が開示されている。
特開２００４－２４８５５号公報 特開２００６－１１０１１６号公報
　しかしながら、特許文献１では、光ファイバのレーザ光照射面が、支持具（穿刺具）の先端面に固定されている。そのため、穿刺具を穿刺する際に、光ファイバの光照射面に血液などが付着する可能性がある。また、光ファイバの光照射面に、物理的接触に伴う傷が生じる可能性がある。特許文献２については、光波長として遠赤外が用いられており、先端部をプリズムを介して軟骨に接触させる必要があり、穿刺具の径を細くすることができない。
　本発明は、上記に鑑み、光照射を伴う軟骨センシング装置において、穿刺具の穿刺の際に光照射面に汚れが付くことを防止でき、かつ光照射面に傷が生じることを防止できる軟骨センシング装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明は、光源と、被検体に穿刺される穿刺具であって、内腔を有する外管と、外管の内腔に挿抜可能に挿入される内管とを含む穿刺具と、穿刺具の内管の内部に挿入され、光源から出射した光が入射される第１の端面と、内管の先端部分に配置される第２の端面とを含む光ファイバと、光源と光ファイバとの間に設けられ、第１の端面側から第２の端面側へ進行する第１の光と、第２の端面側から第１の端面側へ進行する第２の光とを分岐する分岐部と、分岐部によって分岐された第２の光を受光する受光部とを備えた軟骨センシング装置を提供する。
　本発明の軟骨センシング装置では、光ファイバに第１の端面から第１の光として入射した光源の出射光は、第２の端面から被検体の被検部位に照射され、被検部位において、光照射に起因して蛍光が発生し、光ファイバには、被検部位において発生した蛍光が第２の端面から第２の光として入射することとしてもよい。
　光源から出射した光の波長と蛍光の波長とが相互に異なる場合、分岐部は、入射する波長に応じて第１の光と第２の光とを分岐することが好ましい。
　分岐部は、光源から出射した光の波長を透過又は反射し、蛍光の波長を反射又は透過するダイクロイックミラーを含んでいてもよい。あるいは、分岐部は、光源から出射した光の波長と蛍光の波長とを異なるポートに出力する波長多重ファイバカプラを含んでいてもよい。
　受光部は、ＰＩＮフォトダイオード、アバランシェフォトダイオード、バイプラナ光電管、及びストリークカメラのうちの少なくとも１つを含む構成とすることができる。
　本発明の軟骨センシング装置では、蛍光のピーク波長、スペクトル幅、及び蛍光寿命のうちの少なくとも１つに基づいて、軟骨に含まれるコラーゲンの種類が判別されることが好ましい。
　本発明の軟骨センシング装置では、光ファイバに第１の端面から第１の光として入射した光源の出射光は、第２の端面から被検体の被検部位に照射され、被検部位において、光照射に起因してラマン散乱光が生じ、光ファイバには、ラマン散乱光が第２の端面から第２の光として入射することとしてもよい。
　光源から出射した光の波長とラマン散乱光の波長とが相互に異なるとき、分岐部は、入射する波長に応じて第１の光と第２の光とを分岐することが好ましい。
　分岐部は、光源から出射した光の波長を透過又は反射し、ラマン散乱光の波長を反射又は透過するダイクロイックミラーを含んでいてもよい。あるいは、分岐部は、光源から出射した光の波長とラマン散乱光の波長とを異なるポートに出力する波長多重ファイバカプラを含んでいてもよい。
　受光部は回折格子を有する分光器を含んでいてもよい。
　本発明の軟骨センシング装置では、ラマン散乱光のスペクトルに基づいて軟骨に含まれるコラーゲンの種類が判別されることが好ましい。
　本発明の軟骨センシング装置は、光源と光ファイバとの間に干渉計を更に含む構成であってもよい。そのような構成において、光ファイバに第１の端面から第１の光として入射した光源の出射光は、第２の端面から被検体の被検部位に照射され、被検部位において、光照射に起因して偏光散乱光が生じ、光ファイバには、偏光散乱光が第２の端面から第２の光として入射することとしてもよい。
　分岐部は、ビームスプリッタ又は３ｄＢファイバカプラを含んでいてもよい。
　干渉計には、マッハゼンダー干渉計又はマイケルソン干渉計を用いることができる。
　上記の軟骨センシング装置においては、光源から波長帯域幅を有する帯域光（広帯域光）を出射してもよい。その場合、受光部は、回折格子を有する分光器を含む構成とするとよい。
　上記に代えて、光源から波長掃引光を出射してもよい。その場合、受光部はフォトダイオードを含む構成とすればよい。
　本発明の軟骨センシング装置では、偏光散乱光の偏光散乱特性に基づいて軟骨に含まれるコラーゲンの種類が判別されることとすることができる。
　本発明の軟骨センシング装置では、穿刺具が外管と内管とを含み、内管は外管の内腔に挿抜可能に挿入される。光源の出射光を被検部位に照射する光ファイバの一方の端面は、内管の先端部分に配置されている。本発明においては、内管が外管に挿入されていない状態で穿刺具を穿刺することができる。従って、穿刺具の穿刺の際に光照射面に汚れが付くことを防止でき、かつ光照射面に傷が生じることを防止できる。
本発明の第１実施形態に係る軟骨センシング装置を示すブロック図。 分岐部の構成例を示すブロック図。 分岐部の別の構成例を示すブロック図。 蛍光検出の様子を示す図。 Ｉ型コラーゲン及びＩＩ型コラーゲンの蛍光スペクトルを示すグラフ。 ラマンスペクトルを示すグラフ。 直交する２つの面に対する光照射角度と光後方散乱係数と関係を示すグラフ。
　以下、図面を参照し、本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態に係る軟骨センシング装置を示す。軟骨センシング装置１０は、蛍光励起・検出装置２０と分析装置３０と穿刺具４０とを備える。本実施形態では、自家蛍光を用いて軟骨の組成変化を測定する。
　蛍光は、分子に励起光を照射し、吸収させることで励起状態を作り、そこからの発光緩和を観測するものである。「自家蛍光」における“自家”とは、生体内に元から持っているものという意味で用いられている。コラーゲンは、種類により自家蛍光スペクトルが異なることが知られている（例えばDevelopment of a Noninvasive Multifunctional Measurement Method using Nanosecond Pulsed Laser for Evaluation of Regenerative Medicine for Articular Cartilage, M.Ishihara et al., SPIE vol. 6084, p.608405V, 2006（以下、参考文献１とも呼ぶ）を参照）。例えば、Ｉ型コラーゲンの蛍光は、ピーク波長４３８ｎｍ、スペクトル幅１２０ｎｍ、蛍光寿命１．４５ｎｓｅｃ～５ｎｓｅｃである。ＩＩ型コラーゲンの蛍光は、ピーク波長４０１ｎｍ、スペクトル幅６６ｎｍ、蛍光寿命およそ６ｎｓｅｃである。これらは、試験管内での兎軟骨の測定結果のため、厳密には、ヒト生体とは異なる可能性があるが、ヒト生体においても何らかの違いはあると思われる。
　穿刺具４０は、被検体に穿刺される。穿刺具４０は例えば穿刺針である。穿刺具４０は、内腔を有する外管４１と、外管４１の内腔に挿抜可能に挿入される内管４２とを含む。穿刺具４０（外管４１）の外径はφ１．２ｍｍ以下が好ましい。光ファイバ３５の一端側は、内管４２の内部に挿通される。光ファイバ３５の他端側は、例えば光コネクタなどによって蛍光励起・検出装置２０に接続される。光ファイバ３５には、例えば石英光ファイバが用いられる。光ファイバ３５は、光源側から出射した光が入射する第１の端面と、内管４２の先端部分に配置される第２の端面とを含む。光ファイバ３５のコア径は、シングルモード～数１００μｍ程度のマルチモードまで使用可能である。光ファイバ３５は内管４２の内部に挿通されるため、そのコア上限は内管４２の内径で制限される。ある程度の励起光の伝送量を稼ぐためには、コア径も太くある必要があり、５０μｍ～６００μｍ程度がより好ましい。なお、本明細書において「～」を用いて表される数値範囲は、「～」の前後に記載される数値をそれぞれ下限値及び上限値として含む範囲を意味する。
　蛍光励起・検出装置２０は、光源部２１、分岐部２２、及び受光部２３を有する。光源部２１は、光源であり、Ｉ型コラーゲン及びＩＩ型コラーゲンを励起する励起光を出射する。光源部２１が出射する励起光の波長には、例えばＮｄ：ＹＡＧレーザの第３高調波（３５５ｎｍ）や窒素レーザの波長（３３７ｎｍ）が用いられている（参考文献１も参照）。半導体レーザの３７５ｎｍＬＤ（２０ｍＷ出力、Ｔｈｏｒｌａｂｓ社）も市販されており、低コストな装置を構成するには好適である。物理的には、励起波長は、２００ｎｍ～３８０ｎｍであればよい。２００ｎｍより短い波長帯域では伝送が困難になる。レーザの形態としては、蛍光のスペクトルを見る場合は連続発振でよい。蛍光寿命を見る場合は、５ｎｓｅｃ以下の短パルス動作が望ましい。このような短パルス動作は、固体レーザ・窒素レーザでは容易に可能であり、半導体レーザでも、利得スイッチ動作で可能である。
　分岐部２２は、光源部２１と光ファイバ３５との間に設けられ、光ファイバ３５において第１の端面側から第２の端面側に進行する第１の光と、光ファイバ３５において第２の端面側から第１の端面側に進行する光とを分岐（分離）する。光源部２１から出射した励起光は、分岐部２２を介して光ファイバ３５に第１の光として入射し、光ファイバ３５の第２の端面から被検体の被検部位に照射される。被検部位において、光ファイバ３５から出射した励起光に起因して蛍光が発生し、光ファイバ３５には、発生した蛍光が第２の端面から第２の光として入射する。分岐部２２は、第２の光として入射した蛍光を光源部２１とは異なる方向に分岐する。
　分岐部２２は、自家蛍光と励起光とを効率よく分離できればよい。光源部２１から出射する励起光の波長と被検部位において発生した蛍光の波長とが異なる場合、分岐部２２は、波長に応じて励起光と蛍光とを分岐してもよい。図２は、分岐部２２の構成例を示す。この構成例では、分岐部２２はダイクロイックミラー２２１を含む。ダイクロイックミラー２２１は、光源部２１から出射した励起光の波長を透過し、蛍光の波長を反射する。透過と反射は逆でもよい。つまり、ダイクロイックミラー２２１が、光源部２１から出射した励起光の波長を反射し、蛍光の波長を透過してもよい。
　例えば光源部２１に、波長３７５ｎｍのレーザダイオードを用いる場合、波長３００ｎｍ程度～３８０ｎｍ程度の波長範囲の光を透過し、波長３８０ｎｍ程度～７００ｎｍ程度の波長範囲の光を反射する誘電体多層膜フィルタを有するダイクロイックミラーを用いればよい。受光部２３において、自家蛍光の帯域のうちで、自家蛍光の最も特徴を現す帯域である３６０ｎｍ～５５０ｎｍを検出できればよく、従って分岐部２２は、その波長帯域の光を例えば反射して受光部２３方向へ分岐できればよい。
　図３は、分岐部２２の別の構成例を示す。この例では、分岐部２２は波長分割多重（ＷＤＭ（Wavelength Division Multiplex））カプラ２２２を含む。ＷＤＭカプラ２２２は、光ファイバを用いた融着延伸型ＷＤＭカプラである。ＷＤＭカプラ２２２は、光源部２１から出射した光の波長と蛍光の波長とを異なるポートに出力する。このようなＷＤＭカプラ２２２を用いることによっても、励起光と蛍光とを分離可能である。
　受光部２３は、分岐部２２によって分岐された蛍光を受光する。受光部２３は、コラーゲンの自家蛍光の特徴を分離できればよい。受光部２３には、蛍光のスペクトルの違いを分離する場合は分光器が用いられ、蛍光寿命の違いを見る場合は高速検出器が用いられる。分光器は通常の回折格子を用いた小型分光器を用いることができる。例えば浜松ホトニクスＣ１００８２（帯域２００ｎｍ～８００ｎｍ、分解能１ｎｍ。）を用いることができる。さらに簡素な手段として、特徴波長として４００ｎｍ近傍（ＩＩ型コラーゲン）、４２０ｎｍ近傍（Ｉ型コラーゲン）、及びそれらよりも長い波長及び短い波長（例えば、５００ｎｍ、３６０ｎｍ）を例えば帯域幅５ｎｍ程度の狭帯域光フィルタで抽出することとしてもよい。その場合も、自家蛍光がＩ型コラーゲンなのかＩＩ型コラーゲンなのかを判別することが可能である。高速検出器としては、蛍光寿命がｎｓｅｃオーダであることから、帯域１ＧＨｚ以上のＰＩＮフォトダイオード、アバランシェフォトダイオード、バイプラナ光電管、又はストリークカメラなどを用いることができる。感度を補うため、電気アンプを増設することも可能である。
　分析装置３０は、受光部２３によって受光された蛍光の検出信号に基づいて、軟骨組織の性状に関連した測定値を計算する。分析装置３０は、例えば蛍光のピーク波長、スペクトル幅、及び蛍光寿命のうちの少なくとも１つに基づいて、軟骨に含まれるコラーゲンの種類を判別する。分析装置３０は、例えば、軟骨組織の性状に関連した測定値として、Ｉ型コラーゲンとＩＩ型コラーゲンの組成比を計算する。その組成比に基づいて、変形膝関節症の有無の診断が可能である。分析装置３０には、例えばコンピュータを用いることができる。分析装置３０は、軟骨センシング装置の一部であってもよいし、軟骨センシング装置の外部にあってもよい。
　図４は、蛍光検出の様子を示す。医師などの術者は、内管４２（図１を参照）が抜かれた状態で、穿刺具４０を例えば膝関節に穿刺する。穿刺具４０の穿刺後、外管４１の内腔に内管４２を挿入する。光源部２１から出射した励起光Ｌは、光ファイバ３５を通じて膝関節に穿刺された穿刺具４０の先端まで導光され、穿刺具４０の先端から軟骨５０に向けて照射される。軟骨５０に含まれるコラーゲンは、励起光Ｌの照射を受けて自家蛍光ＦＬを発する。コラーゲンから発せられた自家蛍光ＦＬは、穿刺具４０の先端から光ファイバ３５に逆向きに入射し、分岐部２２で分岐され受光部２３で受光される。
　図５は、参考文献１に記載されたＩ型コラーゲン及びＩＩ型コラーゲンの蛍光スペクトルを示す。図５に示すグラフにおいて、縦軸は蛍光の強度を表し、横軸は蛍光の波長を表す。例えば受光部２３において、蛍光の波長ごとの強度を測定する。蛍光の発生源がＩ型コラーゲンであれば、図５に示すように、ピーク波長４３８ｎｍでスペクトル幅１２０ｎｍとなる。一方、蛍光の発生源がＩＩ型コラーゲンであれば、ＩＩ型コラーゲンの蛍光は、ピーク波長４０１ｎｍでスペクトル幅６６ｎｍとなる。分析装置３０では、これらの特性の違いに基づいて、Ｉ型コラーゲンとＩＩ型コラーゲンの組成比を計算することができる。
　本実施形態では、穿刺具４０は、外管４１と内管４２とを有しており、内管４２は、外管４１に対して着脱可能である。光ファイバ３５の励起光の光出射面は内管４２の先端部に設けられており、特許文献１に記載のものとは異なり、光ファイバ３５の励起光の光出射面は穿刺具４０に対して固定されていない。本実施形態においては、穿刺具４０を穿刺するときは、内管４２を外管４１の内腔に挿入せず、穿刺後に内管４２を挿入することができる。このようにすることで、穿刺具４０の穿刺の際に、光ファイバ３５の励起光の出射面が血液などで汚れることを防ぐことが可能になり、励起光の照射が妨げられることがなくなる。また、内管４２を外管４１から抜く、或いは内管４２が外管４１から露出しないように内管４２を少し引いた状態で穿刺を行うことで、穿刺の際の物理的接触に伴って傷が付くことを防止することもできる。本実施形態では、特許文献２に記載のものとは異なり、先端にプリズムは不要であり、特許文献２に記載のものに比べて穿刺具４０の径を細くできる。
　本実施形態では、内管４２は外管４１に対して着脱可能であり、内管４２が挿入された状態で励起光の照射及び蛍光の検出を行った後に、内管４２を外管４１から抜き取ることもできる。内管４２を抜き取った後は、穿刺具４０を通常の穿刺具として利用可能である。例えば、外管４１の内腔を通じて、被検部位に、例えばヒアルロン酸や痛み止めなどの薬液を注入することもできる。特許文献１では、光ファイバのレーザ照射面が支持具（穿刺具）の先端面に固定されており、蛍光の検出を行った後に薬液を注入するためには、別の穿刺具（穿刺針）を被検部位に穿刺する必要がある。本実施形態では、穿刺具４０を穿刺し直さずに、励起光の照射及び蛍光の検出と薬液注入とを実施できる効果もある。
　次いで、本発明の第２実施形態を説明する。本実施形態に係る軟骨センシング装置は、図１に示す軟骨センシング装置と同様な構成でよい。本実施形態は、ラマン散乱を用いて軟骨の組成変化を測定する点で、第１実施形態と異なる。
　ラマン散乱は、分子に励起光を照射し、分子からの光散乱を観測する。その散乱成分内に、分子固有の振動モード（ラマン振動）で波長がシフトした成分を観測できる。これをラマン散乱という。コラーゲンも種類によりラマン散乱スペクトルが異なることが知られている（Correlating Chemical Changes in Subchondral Bone Mineral due to Aging or Defective Type II Collagen by Raman Spectroscopy, K.A.Dehring et al., SPIE vol. 6430、 p.64301B, 2007（以下、参考文献２とも呼ぶ）を参照）。
　本実施形態においても、内管４２を外管４１から抜き取った状態で穿刺具４０を被検部位に穿刺し、その後内管４２を外管４１の内腔に挿入して光源部２１を発光させる。光ファイバ３５に第１の端面から第１の光として入射した光源部２１の出射光（励起光）は、穿刺具４０の先端部分に位置する第２の端面から被検部位に照射される。被検部位においては、光照射に起因してラマン散乱光が生じる。このラマン散乱光は、光ファイバ３５に、第２の端面から第２の光として入射する。光ファイバ３５に入射したラマン散乱光は、分岐部２２で分岐され受光部２３で受光される。
　光源部２１が出射する励起光の波長は、被検体の被検部位において自家蛍光が発生しない波長に設定されていることが好ましい。励起光の波長は、長波長であることが好ましく、具体的には７００ｎｍ～１８００ｎｍが好ましい。波長の上限は、光ファイバ３５の導光限界によって決まる。波長範囲は７００ｎｍ～９００ｎｍがより好ましい。この波長範囲であれば、受光部２３に高感度のＳｉ検出器の使用が可能である。光源部２１には、例えば励起波長７８０ｎｍの分布帰還型（ＤＦＢ型）半導体レーザを使用可能である。
　光源部２１の出射光の波長とラマン散乱光の波長とは相互に異なっており、分岐部２２は、入射する波長に応じて光源部２１の出射光とラマン散乱光とを分岐する。分岐部２２には、第１実施形態で説明したものと同様に、光源の出射光の波長を透過又は反射し、ラマン散乱光の波長を反射又は透過するダイクロイックミラーを用いることができる。あるいは、分岐部２２に、光源部２１の出射光の波長とラマン散乱光の波長とを異なるポートに出力する波長多重ファイバカプラを用いてもよい。
　受光部２３は、コラーゲンのラマン散乱スペクトルの特徴を分離できればよい。この場合は、スペクトルの違いを利用する。分光器は通常の回折格子を用いた小型分光器を用いることができる。小型高感度・広帯域分光器として、浜松ホトニクス社製のＴＧ－Ｒａｍａｎ－ＩＩ（帯域７９０ｎｍ～９２０ｎｍ、分解能０．３ｎｍ（slit10×1000μｍ））を用いることができる。分析装置３０は、ラマン散乱光のスペクトルに基づいて軟骨に含まれるコラーゲンの種類を判別する。
　図６は、参考文献２に記載されたラマンスペクトルを示す。図６に示すグラフにおいて、縦軸はラマン強度を表し、横軸はラマンシフトを表す。図６には、Ｉ型コラーゲンのラマンスペクトル（グラフ（ａ））と、ＩＩ型コラーゲンのラマンスペクトル（グラフ（ｂ））とが示されている。グラフ（ａ）とグラフ（ｂ）とを比較すると、特に８００ｃｍ－１～１０００ｃｍ－１の領域において、ラマンスペクトルに違いが生じている。従って、その領域のスペクトルの違いを観察すれば、Ｉ型コラーゲンとＩＩ型コラーゲンとの判別が可能である。例えば励起光の波長を７８０ｎｍとした場合、ラマンシフトは８００ｃｍ－１から１０００ｃｍ－１なので、ラマン散乱光の波長領域は８３１ｎｍ～８４５ｎｍとなる。このため、８００ｎｍ～９００ｎｍの波長領域を受光部２３において観測できればよい。
　本実施形態では、ラマン散乱を用いて軟骨の組成変化を測定する。本実施形態においても、第１実施形態と同様な効果を得ることができる。すなわち、穿刺具４０の穿刺の際に光ファイバ３５の励起光の出射面が血液などで汚れること、及び、光ファイバの励起光の出射面に物理的接触に伴って傷が付くことを防止できる。また、穿刺具４０を用いた励起光の照射及び蛍光の検出を行った後に、穿刺具４０を穿刺し直さずに、薬液注入を実施できる。
　続いて、本発明の第３実施形態を説明する。本実施形態は、偏光ＯＣＴ（optical coherence tomography）を用いて軟骨の組成変化を測定する点で、第１実施形態と異なる。本実施形態に係る軟骨センシング装置の構成は、図１に示す軟骨センシング装置において分岐部２２が分岐部と干渉計に置き換わった構成でよい。一般に、干渉計は、入射光波を２つに分け（分波）、一方を参照光路に、他方を測定対象の物体側に送り出した後（干渉アーム）、物体側から戻ってきた光（後方散乱光）を再度合波し、検出器に向ける。分岐部２２は、干渉計の一部であってもよい。あるいは、分岐部２２を、分波、干渉アーム、及び合波の機能を有する干渉計そのものとしてもよい。
　偏光ＯＣＴは、組織・分子の配列に応じた信号を取得できる。Ｉ型コラーゲンとＩＩ型コラーゲンでは、偏光散乱特性が大きく異なることが報告されている（Comparative study of the angle-resolved backscattering properties of collagen fibers in bovine tendon and cartilage, D.K.Kasaragod et al., Journal of Biomedical Optics vol. 16、 p.080501, 2011（以下、参考文献３とも呼ぶ）を参照）。Ｉ型コラーゲンは検出される散乱光が入射角度に依存して大きく変化するのに対し、ＩＩ型コラーゲンは、検出される散乱光は入射角にほとんど依存しない。
　内管４２を外管４１から抜き取った状態で穿刺具４０を被検部位に穿刺し、その後内管４２を外管４１の内腔に挿入して光源部２１を発光させる。光ファイバ３５に第１の端面から第１の光として入射した光源部２１の出射光（励起光）は、穿刺具４０の先端部分に位置する第２の端面から被検部位に照射される。被検部位においては、光照射に起因して偏光散乱光が生じる。この偏光散乱光は、光ファイバ３５に、第２の端面から第２の光として入射する。光ファイバ３５に入射した偏光散乱光は、分岐部２２で分岐され受光部２３で受光される。
　光源部２１には、ＯＣＴ検出用に広帯域の光源を用いる。励起光の波長は長波長が好ましく、７００ｎｍ～１８００ｎｍが好ましい。波長の上限は、光ファイバ３５の導光限界で決まる。８００ｎｍ～１６００ｎｍであれば、ブロードバンド光源が利用可能である。光源部２１には、具体的には、波長１３１０ｎｍ（帯域幅８５ｎｍ）のスーパールミネセントダイオードが使用可能である。あるいは、１．５μｍ帯半導体デバイスも使用可能である。光源部２１には、波長掃引を行う波長スイープ光源を用いてもよい。
　分岐部２２は、偏光散乱光と励起光とを分離できればよい。偏光散乱光と励起光の波長は同じである。偏光散乱光は、生体組織で偏光回転を受けているので、分岐部２２には、５０：５０のビームスプリッタや３ｄＢファイバカプラを用いることができる。干渉計は、光源部２１と光ファイバ３５との間に配置される。干渉計には、マッハゼンダー干渉計又はマイケルソン干渉計を用いることが可能である。
　受光部２３は、散乱強度の違いを観測できればよい。特に穿刺具４０の角度を変えつつ走査したときに散乱強度が大きく変わるか否かによって、Ｉ型コラーゲンとＩＩ型コラーゲンの判別が可能となる。広帯域光源を用いる場合は分光器を使用する。この場合、通常の回折格子を用いた小型分光器を用いることができる。波長スイープ光源を用いる場合はフォトダイオードでよい。分析装置３０は、偏光散乱光の偏光散乱特性に基づいて軟骨に含まれるコラーゲンの種類を判別する。
　図７は、参考文献３に記載された、光照射角度と光後方散乱係数と関係を示すグラフである。ａのグラフは、牛腱サンプルに対して光照射を行った場合のグラフであり、ｂのグラフ及びｃのグラフは牛軟骨サンプルに対して光照射を行った場合のグラフである。牛腱サンプルはＩ型コラーゲンに対応し、牛軟骨サンプルはＩＩ型コラーゲンに対応する。光照射角度の変化は、穿刺具４０の穿刺部位における角度の変化に対応する。これらグラフにおいて、Plane１とplane２は、偏光が互いに直交する面を指す。ａのグラフを参照すると、光照射角度を変化させると、入射角度に応じて光後方散乱係数が大きく変化する。一方、ｂのグラフ及びｃのグラフを参照すると、光照射角度を変化させても、光後方散乱係数は大きく変化しない。従って、穿刺具４０の角度を変化させたときに偏光散乱光の強度が大きく変化するか否かに基づいて、Ｉ型コラーゲンとＩＩ型コラーゲンとの判別が可能である。
　本実施形態では、偏光ＯＣＴを用いて軟骨の組成変化を測定する。本実施形態においても、第１実施形態と同様な効果を得ることができる。すなわち、穿刺具４０の穿刺の際に光ファイバ３５の励起光の出射面が血液などで汚れること、及び、光ファイバの励起光の出射面に物理的接触に伴って傷が付くことを防止できる。また、穿刺具４０を用いた励起光の照射及び蛍光の検出を行った後に、穿刺具４０を穿刺し直さずに、薬液注入を実施できる。
　以上、本発明をその好適な実施形態に基づいて説明したが、本発明の軟骨センシング装置は、上記実施形態にのみ限定されるものではなく、上記実施形態の構成から種々の修正及び変更を施したものも、本発明の範囲に含まれる。

Claims (19)

  1. 　光源と、
    　被検体に穿刺される穿刺具であって、内腔を有する外管と、該外管の内腔に挿抜可能に挿入される内管とを含む穿刺具と、
    　前記内管の内部に挿入され、前記光源から出射した光が入射される第１の端面と、前記内管の先端部分に配置される第２の端面とを含む光ファイバと、
    　前記光源と前記光ファイバとの間に設けられ、前記第１の端面側から前記第２の端面側へ進行する第１の光と、前記第２の端面側から前記第１の端面側へ進行する第２の光とを分岐する分岐部と、
    　前記分岐部によって分岐された前記第２の光を受光する受光部とを備えた軟骨センシング装置。
  2. 　前記光ファイバに前記第１の端面から前記第１の光として入射した前記光源の出射光は、前記第２の端面から被検体の被検部位に照射され、該被検部位において、前記光照射に起因して蛍光が発生し、前記光ファイバには、前記蛍光が前記第２の端面から前記第２の光として入射する請求項１に記載の軟骨センシング装置。
  3. 　前記光源から出射した光の波長と前記蛍光の波長とが相互に異なり、前記分岐部は、入射する波長に応じて前記第１の光と前記第２の光とを分岐する請求項２に記載の軟骨センシング装置。
  4. 　前記分岐部は、前記光源から出射した光の波長を透過又は反射し、前記蛍光の波長を反射又は透過するダイクロイックミラーを含む請求項３に記載の軟骨センシング装置。
  5. 　前記分岐部は、前記光源から出射した光の波長と前記蛍光の波長とを異なるポートに出力する波長多重ファイバカプラを含む請求項３に記載の軟骨センシング装置。
  6. 　前記受光部は、ＰＩＮフォトダイオード、アバランシェフォトダイオード、バイプラナ光電管、及びストリークカメラのうちの少なくとも１つを含む請求項２から５何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
  7. 　前記蛍光のピーク波長、スペクトル幅、及び蛍光寿命のうちの少なくとも１つに基づいて、軟骨に含まれるコラーゲンの種類を判別する請求項２から６何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
  8. 　前記光ファイバに前記第１の端面から前記第１の光として入射した前記光源の出射光は、前記第２の端面から被検体の被検部位に照射され、該被検部位において、前記光照射に起因してラマン散乱光が生じ、前記光ファイバには、前記ラマン散乱光が前記第２の端面から前記第２の光として入射する請求項１に記載の軟骨センシング装置。
  9. 　前記光源から出射した光の波長と前記ラマン散乱光の波長とが相互に異なり、前記分岐部は、入射する波長に応じて前記第１の光と前記第２の光とを分岐する請求項８に記載の軟骨センシング装置。
  10. 　前記分岐部は、前記光源から出射した光の波長を透過又は反射し、前記ラマン散乱光の波長を反射又は透過するダイクロイックミラーを含む請求項９に記載の軟骨センシング装置。
  11. 　前記分岐部は、前記光源から出射した光の波長と前記ラマン散乱光の波長とを異なるポートに出力する波長多重ファイバカプラを含む請求項９に記載の軟骨センシング装置。
  12. 　前記受光部は、回折格子を有する分光器を含む請求項８から１０何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
  13. 　前記ラマン散乱光のスペクトルに基づいて軟骨に含まれるコラーゲンの種類を判別する請求項８から１２何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
  14. 　前記光源と前記光ファイバとの間に干渉計を更に含み、
    　前記光ファイバに前記第１の端面から前記第１の光として入射した前記光源の出射光は、前記第２の端面から被検体の被検部位に照射され、該被検部位において、前記光照射に起因して偏光散乱光が生じ、前記光ファイバには、前記偏光散乱光が前記第２の端面から前記第２の光として入射する請求項１に記載の軟骨センシング装置。
  15. 　前記分岐部は、ビームスプリッタ又は３ｄＢファイバカプラを含む請求項１４に記載の軟骨センシング装置。
  16. 　前記干渉計は、マッハゼンダー干渉計又はマイケルソン干渉計を含む請求項１４又は１５に記載の軟骨センシング装置。
  17. 　前記光源は波長帯域幅を有する帯域光を出射し、
    　前記受光部は、回折格子を有する分光器を含む請求項１４から１６何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
  18. 　前記光源は波長掃引光を出射し、
    　前記受光部はフォトダイオードを含む請求項１４から１６何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
  19. 　前記偏光散乱光の偏光散乱特性に基づいて軟骨に含まれるコラーゲンの種類を判別する請求項１４から１８何れか１項に記載の軟骨センシング装置。
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