(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
組織の表面層を測定する光フアイバープローブに於いて、
光源に光学的に結合された光フアイバーケーブルであって、光源から患者の組織に複数の波長を有する光を送る光フアイバーケーブルと、
該光フアイバーケーブルに光学的に接続され、該ケーブルを介して組織に向けられる入射光を偏光する偏光子と、
該光フアイバーケーブルを介して組織から戻って来た、波長の関数として周期性である成分を有する光の偏光成分を分離するアナライザーと、
該アナライザーに光学的に連結され、周期性である成分を有する光の分離された偏光成分を検出し、組織中の構造の寸法を決定するためのスペクトルデータを生成する検出器システムと
を具備していることを特徴とする光フアイバープローブ。
【請求項２】
該偏光子が該光フアイバーケーブルの遠位の端部に位置付けられている請求項１に記載のプローブ。
【請求項３】
該アナライザーが該光フアイバーケーブルの遠位の端部に位置付けられている請求項１に記載のプローブ。
【請求項４】
該プローブが挿入される溝を有する内視鏡を有する請求項１に記載のプローブ。
【請求項５】
該アナライザーが偏波するビームスプリッターを備えている請求項１に記載のプローブ。
【請求項６】
組織内の組織細胞の寸法を決定するためのプロセサーを備えている請求項１に記載のプローブ。
【請求項７】
該検出器システムが、検出した光の、３００ｎｍから１２００ｎｍの範囲の波長を有するスペクトルを生成する請求項１に記載のプローブ。
【請求項８】
該光源がブロードバンド光源とフイルターホイールとを備えている請求項１に記載のプローブ。
【請求項９】
該光フアイバープローブに光学的に結合されたスペクトロメーターを具備する請求項１に記載のプローブ。
【請求項１０】
近位の端部と遠位の端部とを有するハウジングと、
該ハウジング内に配置され、光フアイバーを介して該光源に結合された少なくとも１つの中央供給フアイバーであって、該偏光子が該中央供給フアイバーに連結され、該光フアイバーケーブルを介して組織に向けられる入射光を偏光する中央供給フアイバーと、
該ハウジング内に配置され、少なくとも２つの異なった偏光成分を有し、その１つの成分が、波長の関数として周期を有する組織からもとった光を収集する少なくとも１つのオフセンター収集フアイバーとを具備し、
該偏光子が、該少なくとも１つのオフセンター収集フアイバに接続されており、組織から戻った光の偏光成分を分離する請求項１に記載のプローブ。
【請求項１１】
該偏光子が、複屈折結晶材料を含む請求項１に記載のプローブ。
【請求項１２】
該中央供給フアイバー及び該オフセンター収集フアイバーが挿入される溝を有する内視鏡を具備する請求項１に記載のプローブ。
【請求項１３】
該検出器システムが、組織内の組織細胞の寸法を決定する請求項１に記載のプローブ。
【請求項１４】
該偏光子に光学的に結合された分光器を有する請求項１０に記載のプローブ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【関連出願】
本出願はその全内容が引用によりここに組み入れられる１９９９年１月２５日出願の米国出願第０９／２３７，１５３号の優先権を主張する。
【０００２】
【政府の助成】
本発明は、全て又は１部について、アメリカ国立衛生研究所（National Institute for Health）の交付番号（grant number）第Ｐ４１ＲＲ０２９５４号により助成された。米国政府は該発明の一定の権利（certain rights）を有する。
【０００３】
【発明の背景】
癌の病変の９０％より多くは器官の上皮に関する。結腸直腸（colorectal）、食道（esophageal）、膀胱（bladder）、頚管（cervical）及び喉頭（oral）癌の様な上皮癌の最も共通した形式の幾つかは形成異常（dysplasia）と呼ばれる、良く規定された、検出可能な前癌段階を有する。形成異常は規定された腫瘍遺伝子及び腫瘍抑制遺伝子の突然変異のシーケンシャルな累積により特徴付けられる。もし検出されれば、該形成異常の病変の絶対多数は治る。上皮癌のこの前癌段階の検出と治療への臨床的努力は死亡率を減じることを示して来た。
【０００４】
上皮形成異常の診断は、それが典型的にポリープの様な巨視的構造を形成せず、癌が展開した後でのみ視認可能になるのが通常であるために、困難な儘である。上皮形成異常を検出する標準的方法はランダムな生検と該着色した生検材料の病理学的検査に基づいている。しかしながら、ランダムな生検は高いサンプリング誤差を有する。多くの場合、形成異常に対する危険では該上皮表面の１％より少ししか検査されない。
【０００５】
全ての種類の上皮形成異常は幾つかの共通の特性、すなわち細胞質比への核の増加、核高色素症、そして増加した数を伴う上皮細胞核の拡大そして上皮細胞の成層化、を有する。これらの良く特徴付けられた上皮変化にも拘わらず、分類することは、経験のある病理学者間でも、高い観察者間不一致で示される様に、難しい儘経過している。
【０００６】
【発明の概要】
上皮の形成異常を検出する非侵襲性で、生体内の方法は上皮表面の監視と、人間の前癌条件の病理学的診断を提供する。
【０００７】
光学的技術は、それらが非侵襲性で、組織除去を要せず、生体内で行えるので、ランダムな生検の置き換えとなるよう良く適合している。更に、それらは速く（実時間で適用出来る）、比較的高価でなく、微視的規模で作動出来て、かくして非常に小さな形成異常なサイトを見出せる。後者はランダムな生検では非常にミスされ易いものである。
【０００８】
本発明は、組織の様な濁った媒体の表面層内の散乱体（scatterer）に関する情報を提供するための偏光の光散乱分光検査法（light scattering spectroscopy）に関する。この過程は蛍光又は吸収スペクトルの特徴を利用する必要はなく、むしろ上皮層の様な表面組織の散乱特性を利用する。それは人間の上皮の大きな散乱体（細胞核）の特性を特徴付け出来て、人間の組織の経時的情報を提供し、生体内で人間器官の形成異常を実時間で診断する。
【０００９】
上皮組織の特徴を決定するための非偏光の光散乱分光検査法のアイデアは、これらの出願の全内容が引用によりここに組み入れられる、１９９７年１０月１０日出願の米国出願第０８／９４８、７３４号及び１９９８年１０月９日出願の、米国に指定された国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ９８／２１４５０号で説明されている。上皮での光散乱の主な中心は周囲細胞質のそれより高い屈折率を有するミトコンドリヤ及び核の様な細胞器官である。表面上皮細胞核からの後方散乱光は振動的波長（oscillatory wavelength）依存の成分を有する。この成分の周期性は核寸法と共に増大し、その振幅は該核の密度に関係付けられる。かくして、該振動的成分の振幅と周波数を解析することにより、上皮核の密度及び寸法分布が決定出来る。正常な核は特性直径（characterisic diameter）ｌ＝４−７μｍを有する。対照的に、形成異常核は２０μｍ程も大きくなり得る。核の寸法と密度は生物学的組織の新生物前癌性変化（neoplastic precancerous changes）の重要な指標である。生体内で実時間で核寸法分布を測定する能力は臨床医療で価値ある応用を有する。これは食道、結腸、膀胱、口腔、頚管、他の様な種々の人間器官での前癌性変化の診断を非侵襲性で、実時間に可能にする。
【００１０】
上皮は人体の器官の表面をカバーする。上皮の厚さは２０μｍ（１つの細胞の層）から２００−３００μｍ（多数の細胞の層）に及ぶ。上皮の下に比較的アセルラー結合的（acellular connective）で、筋性の組織の層がある。形成異常は該上皮に限定されるので、該上皮と下にある組織とに付随する信号間を区別することが重要である。表面上皮核についての情報を担う後方散乱成分（backscattered component）が粘膜組織（mucosal tissue）から反射される光の中に存在する。しかしながら、それは普通は振幅が非常に小さく、下にある組織からの拡散散乱（diffuse scattering）により形成される背景信号により容易にマスクされる。その成分を解析するためには該背景信号は除去されねばならない。該背景の一般的スペクトル的特徴をモデル化することにより該拡散的背景は除去出来る。しかしながら、実際の医療で該方策をより有用にし、生体内で、実時間で、そして種々の器官で形成異常を診断出来るようにするために、該散乱光の拡散的成分を除去する、顕著に除去するより強固な方法を開発することが必要である。
【００１１】
本発明は偏光分光検査法（polarized light spectroscopy）を使用することにより上皮細胞の散乱的特徴を測定する方法を提供する。最初に偏波された光（polarized light）は濁った媒体（組織は濁った媒体の例である）を通過する間にその偏波性（polarization）を失う。他方該後方散乱された光は１回の散乱の後に偏波性を保存している。かくして、該散乱光の非偏波成分を除去することにより、上皮細胞により散乱された光を区別することが出来る。該残留スペクトルは、該核の寸法分布とそれらの密度が決定出来るように、更に解析され得る。
【００１２】
本発明の好ましい実施例は組織の診断用に光フアイバーの光配送及び収集システムを含んでいる。該光フアイバーシステムはプローブハウジングの近位と遠位の端部に収容出来て、そこでは該遠位の端部は組織の生体内測定用に人体の種々の管腔（lumen）内へ挿入可能である。偏光子（polarizer）が配送及び収集両フアイバーの遠位の端部上で使用される。光の偏波性を保存する光フアイバーを用いると、該偏光子は該プローブの近位の端部に位置付けられる。３本のフアイバーシステムでは、該プローブは中央の配送フアイバーと、組織から戻る光の２つの異なる偏波成分を収集する２本のオフセンター（off-center）収集フアイバーを使用出来る。該偏光子は水晶、サフアイヤ（sapphire）又はカルサイト（calcite）の様な複屈折結晶材料とすることが出来る。該カルサイトは動作環境からシールされねばならない。
【００１３】
【本発明の詳細説明】
本発明の前記及び他の目的、特徴及び利点は付属する図面で図解される、本発明の好ましい実施例の下記のより特定的な説明から明らかになるが、該図面では種々の図面を通して同じ参照文字が同じ部品を参照する。該図面は必ずしも尺度合わせされておらず、本発明の原理を図解することに力点が置かれている。
【００１４】
上皮細胞（epithelial）の特性を決定するためには、後方散乱光（backscattered light）の測定されたスペクトルをモデル又は代表と相関させることが出来る。任意の寸法の球形物体による光散乱の問題の精密解を提供するミー（Mie）理論を用いると、該散乱体の寸法及び比屈折率（relative refractive indexes）が決定出来る。
【００１５】
偏光の入射光に対して、直径ｄを有する球形粒子により散乱された光は該散乱
【００１６】
【外１】
0004516217.tif 000002
【００１７】
行に（ｐ）及び直角に（ｓ）偏波された成分を有する。これらの成分の輝度（intensities）ＩP及びＩSは次の様に入射光の強さＩP(0)及びＩS(0)と関係付けられる、
【００１８】
【数１】
0004516217.tif 000003
【００１９】
ここでｋは入射光の波数（wavenumber）、Ｓ1とＳ2がミー理論を用いて数値的に計算出来る散乱振幅（scattering amplitudes）、そしてｓ1とｓ2は入射及び散
【００２０】
【外２】
0004516217.tif 000004
【００２１】
【数２】
0004516217.tif 000005
【００２２】
【外３】
0004516217.tif 000006
【００２３】
【数３】
0004516217.tif 000007
【００２４】
である。
【００２５】
大きな散乱（ｄ＞＞λ）の薄い層が下にある組織の非常に濁った（turbid）層をカバーする上皮組織の様な散乱媒体の２つの層を考える。これらの層の各々は異なる種類の散乱を引き起こす。この２層システムは多くの人体組織の光学特性を表し、該第１層は上皮と、第２層は上皮の下の他の組織層と相関させられる。上部層は光学的に薄いのでそれは多数散乱（multiple scattering）を可能にしない。入射直線偏光（incident linearly polarized light）の小部分は該上部層内の粒子により後方散乱（backscattered）させられる。残りの該信号は光学的に厚い第２層に貫入する。該第２層を通る光伝播は多数散乱によりランダム化される。この拡散光（diffusive light）は、もし該第２層内で吸収されないならば、該表面に戻る。かくして、出現光（emerging light）は２つの寄与（contribution）を有し、該第１層の粒子により後方散乱された光からの１つ、Ｉbと該第２層から拡散的に反射される相手方、Ｉdとである。Ｉbは入射光の偏波に平
【００２６】
【外４】
0004516217.tif 000008
【００２７】
散乱される光の波長λ＝π／ｋ、散乱寸法ｄそして周囲媒体の屈折率に対するその屈折率の比、比屈折率ｎに依存する。従って、残留輝度のスペクトラムは散乱体の寸法（scatterer's size）と比屈折率で変化する。かくして、該散乱体の寸法と屈折率は該残留輝度スペクトルに対し式（３）−（５）を使う該ミー理論の表現を当てはめることにより見出せる。
【００２８】
体内で切除された組織サンプルを測定するシステム１０が図１で図解されている。このシステム１０はコリメートされた偏光を組織１２に配送し後方散乱された光の２つの直交偏波（orthogonal polarizations）に分離する。これら２つの成分の差は該上皮層のみの中で散乱された光についての情報を提供する。直線偏光はランダムな媒体を通過する間に円偏光（circularly polarized light）より早く減偏波（depolarized）されるので、直線偏波が使用された。該システムはブロードバンドソース（broadband source）１４｛コネチカット州、ストラトフオード市、オリエルインスツルメント社、２５０Ｗタングステンランプ、モデル６６１８１（250W tungsten lamp, Model 66181, Oriel Instruments, Inc., Stratford, CT）｝から光を供給するがそれはコリメートされ次いでフアイバー１６，レンズ１８そしてアパーチャー２０を使用して該サンプル上に小さな立体角を有して再焦点合わせされる。ブロードバンド偏光子（polarizer）２２は該ビームを、それがビームスプリッター（beamsplitter）２４を通り散乱媒体の表面に配送される前に、直線偏波させる。該光ビームは、正反射を避けるために、法線に対し−１５゜の角度を有して該サンプルの表面を叩く。該ビームの直径は２ｍｍである。該反射光はアパーチャー２６とミラー２８を用いて狭い円錐（−０．０１５ラジアン）に集められ、２つの偏波、すなわち初期偏波に対する平行
【００２９】
【外５】
0004516217.tif 000009
【００３０】
d polarization beam splitter cube）２８により分離されるが、該立方体は我々のアナライザー｛メレスグリオット社（Melles Griot, Inc.）｝として作用する。このアナライザーからの出力はレンズ３０と２００μｍ光フアイバー３２，３４（オーシャンオプチックス社、ドウネデイン市、フロリダ州）を通して多チャンネル分光計｛フロリダ州、ドウネデイン市、オーシャンオプチックス社、４連分光計、モデルＳＱ２００（quadruple spectroscope, Model SQ200, Ocean Optics, Inc., Dunedin, FL）｝３６の２つのチャンネル内へ配送される。これは両成分のスペクトルが３００ｎｍから１２００ｎｍの範囲で又はオプションでは４００ｎｍから９００ｎｍの範囲で同時に測定されるようにする。
【００３１】
該ビームは完全には同一直線上になく、これは、それらが該偏光子及びアナライザー立方体を通過する時少量の歪みを引き起こす。更に、該ビームスプリッターはｓとｐの偏波に異なる反射率を有する。波長の不均一性を修正するためそして該２チャンネル内での信号を校正するための標準として拡散性反射白色面
【００３２】
【外６】
0004516217.tif 000010
【００３３】
トルの不均一性を除去する。かくして、実験は実際に正規化残留輝度、ΔＩを測定した、
【００３４】
【数４】
0004516217.tif 000011
【００３５】
動作パラメーターを決定するために簡単な１及び２層のシステムで測定が行われた。１層システムは、脱イオン水、グリコール、又はグリセロールに埋め込まれた０．５μｍから１．０μｍの範囲の種々の寸法のポリスチレンのビーヅ｛ポリサイエンス社（Polyscience, Inc.）｝を含んでいた。これらの層の厚さは該光学的厚さτが０．１から５に及ぶように変えられた（τ＝１を有する媒体を通り伝播する光子は平均して１散乱イベントを受ける）。細胞核を表すために大きな寸法４−１０μｍのビーヅが使用された。水中のポリスチレンビーヅの比屈折率は約１．２（絶対屈折率は約ｎ＝１．５９）であり、１．０３から１．１の範囲にある細胞質（cytoplasm）に対する細胞核のそれより実質的に高いので、該ビーヅの比屈折率を減じて、従って、生物学的条件をより良く近似するためにグリコール（ｎa＝１．４５）及びグリセロール（ｎa＝１．４８）が水の代わりに使用された。
【００３６】
該１層の測定では、入来する光と同じ偏波状態を有する後方散乱光の成分
【００３７】
【外７】
0004516217.tif 000012
【００３８】
より凡そ１００倍大きい。これは大きな球形粒子からの１回の散乱は偏波を保存することを確立する。
【００３９】
２つの層のモデルを用いた測定では、第１層は水、グリコール又はグリセロール内に埋め込まれたポリスチレンビーヅから成り、１層測定に於ける様に用意された。該第２層は、第２層の散乱特性を提供する硫酸バリウム粉末の溶液を有するゲルと人間の血液を備えた。該血液のヘモグロビン含有量が該モデルの吸収特性を提供した。この物理的モデルは上皮と下にある組織とをシミュレートした。硫酸バリウム粉末と血液の濃度、散乱と吸収の調節は生物学的組織のそれらと同様になされたが、それは光学的スペクトル領域ではヘモグロビンは主な吸収体であると知られているからである。
【００４０】
【外８】
0004516217.tif 000013
【００４１】
分のスペクトルを示す。この測定で該第１層はグリコール内に埋め込まれたビーヅを含んでいる。該ビーヅは平均直径４．５６μｍを有する。それらの寸法の標準偏差は０．０３μｍであった。該第１層の光学的厚さはτー０．８であった。該第２層は光学的に厚く、その散乱及び吸収特性は生物学的組織のそれらと比肩
【００４２】
【外９】
0004516217.tif 000014
【００４３】
oglobin absorption）により支配される。同時に、第１層内４．５６μｍビーヅにより散乱された光の特性スペクトルの特徴、すなわちアペアラントリップル構
【００４４】
【外１０】
0004516217.tif 000015
【００４５】
スペクトルで見られる。
【００４６】
残留スペクトルΔＩは図３Ａに示されている。ヘモグロビン吸収の特徴は見られず、該第２層から来る拡散性の背景は完全に除去された。球からの散乱のリップル構造特性は明らかである。図３Ｂで示されたμｍと対応するｄ＝４．５６μｍ、Δｄ＝０．０３μｍそしてｎ＝１．０３５を有する散乱体についてのミー理論表現との比較は高度の精度を示す。何れかの使用媒体に埋め込まれた他のビーヅ寸法での測定で得られた残留スペクトルは測定可能な拡散性背景成分を有せず、ミー理論との一致を示す。図３Ｂは該理論と９．５μｍビーヅでの測定との間の一致を示す。
【００４７】
同様に、グリセロール及びグリコール内の５．７μｍ及び８．９μｍについての測定の結果をそれぞれ図３（Ｃ）および３（Ｄ）に示す。ミー理論はこの場合の測定値にも同様に対応する。該比屈折率がより小さくなると高周波リップル構造は減少する。低周波振動は明らかに留まっている。測定は該機器が０．０５の様な少ない光学的厚さのビーヅ溶液からも信号を検出出来ることを示した。該スペクトルで見られる小さな不一致は使用光学素子の波長依存性に対する機器の不完全な校正から来ている。ビームは完全には同一線上になく、そのため該ビームが該偏光子と該アナライザー素子を通過時該２つのチャンネルからの偏波信号に幾らかの不完全さが起こる。更に、使用ビームスプリッターはｓ及びｐ偏波ビームに対し異なる反射率を有する。しかしながら、唯白色標準を使用して、該２つのチャンネルの信号は何れの波長不均一性についても修正され、更に信号の校正用に使用された。
【００４８】
細胞分子膜（cell monolayers）を用いた測定が行われ、その結果が図４−６と連携して説明されている。分子膜の下の硫酸バリウム粉末溶液と人間血液を含むゲル層が下にある組織を表すため使用される。硫酸バリウムと血液の濃度は生物学的組織の光学的特性とマッチするよう調節された。３つの種類の細胞、すなわち正常な腸内細胞、Ｔ８４癌性結腸細胞、そして線維母細胞が測定された。該測定はビーヅを用いた測定と同様であった。しかしながら、細胞の核は、リップル構造を実質的に除くより大きい寸法の分布のみならずビーヅのそれより小さい比屈折率を有していた。ミー理論への観察残留スペクトルの適合が行われた。適合過程での３つのパラメーターは核の平均寸法、寸法の標準偏差（寸法のガウス分布が仮定された）、そして比屈折率である。
【００４９】
正常腸内細胞では、ｄ＝５．０μｍ、Δｄ＝０．５μｍ、そしてｎ＝１．０４５（図４）を使用して最良の適合が得られた。線維母細胞では、ｄ＝７．０μｍ、Δｄ＝１．０μｍそしてｎ＝１．０５１が得られた。Ｔ８４結腸癌細胞では対応する値はｄ＝９．８μｍ、Δｄ＝１．５μｍ、そしてｎ＝１．０４（図５）。
【００５０】
これらの結果をチェックするため、細胞核の平均寸法分布が光顕微鏡検査法を使用して測定された。寸法とそれらの標準偏差はミー理論のパラメーターと一致した。正常Ｔ８４細胞で得られた寸法分布を示すヒストグラムが図６で示される。平均寸法の精度は０．１μｍであると見積もられ、そしてｎの精度は０．００１と見積もられた。癌性細胞で得られたｎのより大きい値は注目すべきであり、それは着色組織部分の従来の組織病理学で観察された癌細胞核の過色素性（hyperchromaticity）と一致している。
【００５１】
もし該核の平均寸法ｄ、寸法の標準偏差Δｄ、そして比屈折率ｎが変わるならば、該後方散乱信号はミー理論により説明出来る。ミー理論では、ｄとｎへの依存は必ずしも（ｎーｌ）ｄ積としては来ないことは注意すべきである。かくして、該残留スペクトルはｄとｎを同時に抽出するのに充分な情報を有する。
【００５２】
分子膜での寸法分布が光顕微鏡検査法と比較され、細胞の全ての３つの線で良く一致した。寸法精度と標準偏差エクストラクション（standard deviation extraction）は約０．１μｍであり、それは該方法を同じ器官の癌性と非癌性との細胞を含む、種々の細胞の種類の核を区別する面で有用にする。
【００５３】
細胞核の拡大と該核の屈折率の変化とを検出する能力｛該核内のデーエヌエイ（DNA）及びたんぱく質の量と関係付け得る｝は臨床医療で価値ある応用を有する。
【００５４】
組織診断の方法は、光が該組織の表面上の点に配送され、組織の表面上のそれらの点の各々で収集され解析される診断デバイスでも又実施出来る。生体内のシステムでは、光を配送し収集するために光フアイバーが使用される。光フアイバープローブが内視鏡生検チャンネル又は何等かの同様なデバイス内で挿入出来る（研究される過程及び器官のタイプにより左右されるが）。偏光子及びアナライザーは該配送及び収集フアイバーの前部内のプローブの先端に置かれる。この様な器具は実時間で生体内の前癌性変化を検出するためにルーチンの内視鏡過程中に使用出来る。
【００５５】
この様なプローブシステム４０が図７に一般的に示されている。このシステム４０はブロードバンド光源４２を含むがそれはプローブ５０を通して延びる配送フアイバー４４と光学的に結合されている。図７に略図的に示す様に、プローブ５０は内視鏡内４８内のチャンネルを通して挿入されるが、しかしながら該プローブ５０は分離して使用されるように作ることも出来る。下記に説明される好ましい実施例では、光源からの光はプローブ５０の遠位の端部で偏光子を通して導かれる。しかしながら、偏波面保存光フアイバー（polarization preserving optical fibers）を使用するもう１つの実施例では、該フアイバーを通して偏光４６を導くために偏光子２６がプローブフアイバー４４の近位端部に使用される。同様に、収集フアイバー６５，６７の近位の端部は、選択された偏波成分を多数チャンネルフアイバー分光計５４内へ伝送するために、それぞれ偏波素子６４，６６を使用する。次いで該データはコンピユータ５６により処理され、コンピユータ５６で記憶され、コンピユータメモリー内に記憶されそして必要によりデイスプレー６０上に表示される。
【００５６】
該プローブシステムは図８Ａ及び８Ｂで見られる様に偏光子を組み込む遠位の端部を有する光フアイバープローブを備えることが出来る。
【００５７】
図８Ａ及び８Ｂは生体内診断用の偏光の使用のためのプローブ１００の遠位の端部を示す。図８Ａは３つの部分、すなわち内部配送フアイバーと異なる偏波成分を収集する２セットの収集フアイバー１５０と１５２、に分けられた光フアイバーデバイスを示す。図８Ｂの断面は光を組織１４０上へ配送するフアイバー１５６を示す。それらは図８Ｂの断面図でも見られる偏光子１２０を通過せねばならない。偏波素子（polarizing element）は少なくとも２つの部分又は素子１２２，１２６に分けられる。光フアイバー１５２は該組織表面から戻るよう反射される光を収集するよう配置されている。
【００５８】
後方散乱された光は、該入射光に対し平行と直角の成分に対応する、２つの偏波成分を有する。該２つは２つの断面されたリング素子１２２，１２６により示される２つの異なる複屈折アナライザーにより区別される。第１素子１２２は該平行な成分を通過可能とする一方第２素子１２６は直角な成分を可能にする。素子１２２の部分はフアイバー１５６を出る光を偏波させる。該フアイバーは非常に小さい角度上で光を収集するために低い開口数を有するので、該フアイバー端と組織表面１４０に開いたアパーチャー表面１４２との間の距離１３６を延ばす必要がある。それは５ｍｍ程長く出来る。偽りの内部反射を避けるためにガラスブロック１３０は屈折率ｎ1を有する遮蔽１３２のそれより低い屈折率ｎ2を有するよう示されている。該遮蔽１３２は、境界を叩く光が外へ屈折して次いで該遮蔽１３２の外壁上の吸収コーテイングにより吸収されるように、吸収成分を有するコートをされる。ガラス素子１３０は組織表面からのスペクトルの反射を避けるためにベベルを付けられるがそれはそれが後方散乱の相対信号強さを増加すると説明されているからである。該２つの直交する偏波を有する光は分離され検出と解析用に２つの分光計チャンネルに結合される。
【００５９】
光フアイバープローブ１６０のもう１つの好ましい実施例が図９Ａ−９Ｃに図解されている。この実施例では、配送１５６と収集１６２のフアイバーは柔軟なチューブ１６４内に収容され該チューブは遠位の環状ハウジング１６６に取付られる。ハウジング１６６はフアイバーリテーナー１０６と、カルサイト（calcite）、水晶又はサフアイヤの様な複屈折結晶とすることが出来る偏光子１６８とを含んでいる。配送フアイバー１５６は光源４２からの光を偏光子１６８に配送するが、該偏光子は普通の光線１７０をアパーチャー１７５と窓１７８を通して配送する。アパーチャー１７５を通して戻る光は普通の成分１７０と特別の成分１７２を有する。直角な成分はフアイバー１６２により収集され、平行な成分はフアイバー１６１により収集される。該配送フアイバー１５６は該結晶１６８の光軸１７６に沿って位置付けられている。フアイバー１６１と１５６は吸収プレート１７４のアパーチャー１７５に沿うよう整合されている。
【００６０】
本発明はその好ましい実施例を参照して特に示され説明されたが、付属する請求項により規定される本発明の精神と範囲から離れることなく形式と詳細で種々の変更がその中でなされるかも知れないことは当業者により理解されるところである。
【図面の簡単な説明】
【図１】  偏光ベースの光散乱分光システムの好ましい実施例を図解している。
【図２Ａ及び２Ｂ】  それぞれ平行及び直角偏光に対する２層組織仮想体（two-layered tissue phantum）（血液及びＢａＳＯ4を含むゲルの頂部上のポリスチレンビーヅ）の反射スペクトルである｛特性ヘモグロビンデイップ（dips）に注意｝。
【図３Ａ−Ｄ】  （Ａ）水（比屈折率ｎ＝１．１９）中の４．５６μｍビーヅ、（Ｂ）水（ｎ＝１．１９）中の９．５μｍビーヅ、（Ｃ）グリコール（ｎ＝１．０９）中の５．７μｍビーヅ、（Ｄ）グリコール（ｎ＝１．０７）中の８．９μｍビーヅ、に対する２つの偏光の差を図解しており、ここで信号（破線）はミー（Mie）計算（実線）と良く一致しており、ホモグロビンの吸収の特徴は完全に除去されている。
【図４】  後方散乱光の偏光（残留）成分のスペクトルである：Ｔ８４癌性結腸細胞（cancerous colonic cells）の偏光後方散乱のミー計算の対実験データ適合度であり、ここで最も良い適合は次のセットのパラメーターを提供する：平均寸法１０．２μｍ、標準偏差１．５μｍ、比屈折率１．０４５、そして該寸法と標準偏差は光顕微鏡検査法を使用して測定されたものと一致する。
【図５】  後方散乱光の偏光（残留）成分のスペクトルである：正常な腸内細胞（normal intestinal cells）の偏光後方散乱のミー計算の対実験データ適合度であり、ここで最も良い適合は次のセットのパラメーターを提供する：平均寸法５．０μｍ、標準偏差０．５μｍ、比屈折率１．０３５、そして該寸法と標準偏差は光顕微鏡検査法を使用して測定されたものと一致する。
【図６】  正常な腸内細胞とＴ８４癌性結腸細胞の核寸法分布を示すが、ここで各場合、実線は該データから抽出された分布であり、破線は光顕微鏡検査法を使用して測定された分布である。
【図７】  本発明に従って組織の生体内光学的測定を行うための光フアイバープローブシステムを略図的に図解する。
【図８Ａ及び８Ｂ】  本発明の好ましい実施例のプローブの遠位の端部を示す。
【図９Ａ−９Ｃ】  本発明の光フアイバープローブのもう１つの好ましい実施例を図解する。
【図１】
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【図２Ａ−Ｂ】
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【図３Ａ−Ｄ】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８Ａ−Ｂ】
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【図９Ａ−９Ｃ】
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