(57)【要約】分析装置、特に分光分析装置は、ターゲット領域を励起するために、励起ビームを放出するための励起システムを有する。監視システムは、コントラスト波長範囲のコントラスト画像と、基準波長範囲の基準画像を製造するように構成される。ターゲット領域、特に患者の皮膚における毛細血管を正確に特定するために、コントラスト画像及び基準画像が比較される。
2006520638.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
−励起ビームを放出して、ターゲット領域を励起するための励起システム、及び
−前記ターゲット領域を撮像するための監視システム、
を有する分析装置、特に分光分析装置において、前記監視システムは、コントラスト波長範囲のコントラスト画像を製造し、基準波長画像の基準画像を製造するように構成される分析装置。
【請求項２】
前記コントラスト画像及び前記基準画像を入力し、前記コントラスト画像を前記基準画像と比較する比較システムを備える請求項１に記載の分析装置。
【請求項３】
請求項２に記載の分析装置において、前記比較システムは、前記コントラスト画像及び前記基準画像から相関画像を得るか、又は前記コントラスト画像及び前記基準画像から減算画像を得るように構成される分析装置。
【請求項４】
請求項１に記載の分析装置において、
−少なくとも前記コントラスト波長範囲と前記基準波長範囲とを覆う広域の波長範囲を持つ光学ビームを製造するための光源、及び
−調節可能な通過帯域と調節可能な光学フィルタとを有する調節可能な光学フィルタシステム
を具備する前記監視システムにおいて、前記調節可能な光学フィルタは、
−前記調節可能な通過帯域が前記基準波長範囲内において支持される基準設定、及び
−前記調節可能な通過帯域が前記コントラスト波長範囲内において支持されるコントラスト設定
を有する分析装置。
【請求項５】
請求項１に記載の分析装置において、前記監視システムは前記基準波長及び前記コントラスト波長に設定されるように調節可能である波長範囲を持つ光学ビームを製造する光源を備える分析装置。
【請求項６】
請求項１に記載の分析装置において、
−前記コントラスト波長範囲が５８０ｎｍ周辺の範囲である間隔を含み、及び
−前記基準波長範囲が６８０ｎｍ周辺の範囲である間隔を含む
請求項１に記載の分析装置。
【請求項７】
請求項１に記載の分析装置において、前記監視システムは直交に偏光するスペクトル画像システムである分析装置。
【請求項８】
前記ターゲット領域を撮像するための監視システムにおいて、コントラスト波長範囲のコントラスト画像を製造し、基準波長範囲の基準画像を製造するように構成される監視システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、
−ターゲット領域を励起するために、励起ビームを放出する励起システム、及び
−このターゲット領域を撮像するための監視システム、
を有する分析装置に関する。
【０００２】
このような分析装置は、国際出願番号WO02/057759号から知られている。
【背景技術】
【０００３】
既知の分析装置は、ターゲット領域が励起ビームにより励起される間、監視システムを用いてターゲット領域を監視する。このターゲット領域から形成される画像に基づいて、励起ビームは正確にこのターゲット領域に照準が定められる。故に、検出される散乱放射がこのターゲット領域における材料組成に本質的に関連する情報を含むように、このターゲット領域に本質的に生成される。特に、このターゲット領域が検査すべき患者の皮膚の表面より下にある毛細血管でもよい。既知の分析装置は、ターゲット領域を撮像し、オブジェクトの表面より下にある本質的にターゲット領域だけからの散乱放射を入力するための複雑且つ高価な共焦点光学システムを含んでいる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、製造にそれ程お金が掛からない、簡単であるが信頼性のある監視システムを備える分析装置を提供することである。
【０００５】
本目的は、本発明による分析装置により達成され、この装置において、監視システムは、コントラスト波長範囲のコントラスト画像を製造すると共に、基準波長範囲の基準画像を製造するように構成される。
【０００６】
監視システムにより形成されるコントラスト画像及び基準画像は、ターゲット領域の位置に関する追加の情報を提供する。本発明の洞察は、実際に特定の波長範囲においてターゲット領域がその領域の周囲に対し低いコントラストであるが、このコントラストは波長範囲に依存していることである。たとえそのコントラストが弱くても、その波長範囲に対しより敏感であるように見える。すなわち、たとえコントラストが弱くても、コントラスト波長範囲のコントラストと、基準波長範囲のコントラストとの間には比較的大きな差がある。従って、波長とターゲット領域のコントラストの交換に基づいて、このターゲット領域はさらに信頼性があり、さらに正確に特定される。コントラスト画像及び基準画像の両方において、その周囲に対するターゲット領域のコントラスト間の差が正確にこのターゲット領域を特定する。特に、ターゲット領域が血管に関する場合、６００ｎｍよりも上、特に６００−７００ｎｍの範囲（基準波長範囲）の波長範囲を持つ基準画像における撮像された血管のコントラストと、例えば５２０−５８０ｎｍの範囲（コントラスト波長範囲）の波長範囲を持つコントラスト画像における撮像された血管のコントラストとの間にある差異は、監視すべき血管の方が、コントラスト画像又は基準画像の一方のコントラストよりも敏感である。特に、コントラスト画像と基準画像との間のコントラストの差は、基準波長範囲において、血液及び周囲の組織が殆ど等しい吸収であるのに対し、コントラスト波長範囲において、血液による吸収が取り囲んでいる組織による吸収よりも強力であるために生じる。コントラスト画像と基準画像との間の差がユーザにより直接監視されてもよいし、若しくはこれらの差が比較システムにより得られてもよい。
【０００７】
本発明の分析装置の監視システムは、既知の分析装置の共焦点光学システムよりも簡単であり、コントラスト画像及び基準画像の比較に基づくターゲット領域の監視は、完全に信頼できる。
【０００８】
本発明のこれら及び他の態様は、従属する請求項に規定される実施例を参照してさらに詳しく述べられる。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の分析装置の好ましい実施例は、コントラスト画像を基準画像と比較するための比較システムを有する。説明したように、コントラスト画像を基準画像と比較するのに基づいて、ターゲット領域が正確且つ信頼して特定される。この比較は例えば、コントラスト画像及び基準画像から相関画像を形成することにより行われる。この相関画像は、コントラスト画像の基準画像との相関をこの相関画像におけるそれぞれの位置に表すピクセル値を持つ。この相関画像は、コントラスト画像及び基準画像それぞれにおける対応する位置の輝度値の比較を含む。この相関は、コントラスト画像のピクセルと、基準画像のピクセルとの間の定量的関係に対する値を提供する。相関画像の特定のバージョンは、これら画像の対応する位置におけるコントラスト画像のピクセル値と、基準画像のピクセル値との比として計算されたピクセル値を有する。ターゲット領域は、相関画像において、この相関画像にわたる平均のピクセル値から強く得られるピクセル値を持つ範囲と容易に特定される。例えば、ターゲット領域は、例えばかなりの明るさで浮かび上がらせるかなり高いピクセル値、又は例えば相関画像において著しく暗い部分を浮かび上がらせるかなり低いピクセル値を有する。良好な結果は特に、しきい値が相関画像の背景ノイズレベルに設定される場合に得られる。しきい値よりも低い相関画像のピクセル値は例えばデジタルのピクセル値０に設定される。万一、ターゲット領域が暗さを浮かび上がらせる場合、このターゲット領域は、基準画像の対応する位置において前記ピクセル値は予め設定した上限値を超過する正しい場所において、相関画像におけるピクセル値が予め選択した最大値（例えばデジタルのピクセル値２５５）に設定される場合、さらに明瞭に特定される。
【００１０】
この好ましい実施例の他のバージョンにおいて、異なる画像から比較が行われる。この異なる画像は、コントラスト画像のピクセル値と、対応する位置における基準画像のピクセル値との間の差をこの異なる画像における正しい場所に表すピクセル値を有する。つまり、異なる画像のピクセル値は、コントラスト画像のピクセル値と、これら画像における対応する位置における基準画像のピクセル値との差として計算される。
【００１１】
本発明の分析装置の他の好ましい実施例において、監視システムは、広域な波長範囲を持つ光学ビームを製造する光源を含む。この広域な波長範囲は、基準波長範囲及びコントラスト波長範囲の両方を含んでいる。さらに、監視システムは、調節可能な光学フィルタを備えている。適切な調節可能な光学フィルタは、例えば液晶同調フィルタ(LCTF: liquid crystal tuneable filter)である。調節可能な光学フィルタの他の実施例は、光音響同調フィルタ(opto-acoustic tuneable filter)であるか、若しくは回転可能なフィルタホイールが基準波長範囲及びコントラスト波長範囲をそれぞれ送信する個々の区域を有する。その基準設定において、調節可能な光学フィルタは、基準波長範囲の波長を持つ光学ビームの成分が通過するのを可能にする一方、特に光学ビームにおけるコントラスト波長の波長が抑制されている。コントラスト設定において、調節可能な光学フィルタは、コントラスト波長範囲の波長を持つ光学ビームの成分が通過するのを可能にする一方、特に光学ビームにおける基準波長の波長が抑制されている。従って、このコントラスト設定において、調節可能な光学フィルタは、コントラスト波長範囲の波長を持つコントラストビームを供給する。基準設定において、調節可能な光学フィルタは、基準波長範囲の波長を持つ基準ビームを供給する。これらコントラストビーム及び基準ビームは、コントラスト画像及び基準画像をそれぞれ形成するのに用いられる。
【００１２】
他の実施例において、監視システムは、コントラスト画像及び基準画像をそれぞれ形成するために、コントラストビーム及び基準ビームをそれぞれ供給する別々の光源を備える。
【００１３】
さらに他の実施例において、監視システムは、その光学ビームの波長が基準波長範囲及びコントラスト波長範囲に設定される光源を備える。調節可能な波長を持つ適切な光源は、エレクトロルミネッセント装置であり、この装置自体は、S. Welter他著の論文 ”Electroluminscent device with reversible switching between red and green emission” in Nature 421(2003)54-57に述べられている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施例を参照し、添付する図を参照して説明される。
【００１５】
図１は本発明による分析装置の概略表示を示す。励起システム１は励起レーザシステム１１を含み、この励起レーザシステムは励起ビーム１３を放出する。ラマン分光法にとって、近赤外の範囲、例えば８００ｎｍよりも上の波長を持つ励起ビームがしばしばよく適している。この励起レーザシステム適したレーザは、例えば７８５ｎｍで動作するチタン−サファイアレーザ又はレーザダイオードである。この励起システムは、スキャンミラー１２、偏向偏光カラーフィルタ(deflecting polarizing color filter)２３、及び検査すべきオブジェクト３に励起ビームを焦点合わせするのに協働する対物レンズ１４も備える。例えば、前記オブジェクトは検査すべき患者の皮膚に関している。この皮膚３の表面３１より下に、毛細血管３２が置かれる層がある。これら毛細血管は、皮膚の表面より下の約５０−１８０μｍ、特に１００μｍ±３０μｍの範囲にある。表面３１より下に更に深く、例えば皮膚の表面より約２００μｍ下には、さらに深い組織層がある。励起ビーム１３は、問題になっている毛細血管からラマン散乱放射を生じさせるために、この毛細血管３２の１つに焦点が合わせられる。これにより、問題になっている毛細血管３２は、励起ビーム１３により励起されるターゲット領域を形成する。ラマン散乱ビーム４１は、ＣＣＤカメラを備える分光計を含む分光検出システム４に供給される。この分光検出システムは、ターゲット領域、すなわち毛細血管からのラマン散乱放射の分光分析を行う。結果的に、取得されたラマンスペクトルデータから、毛細血管にある血液の構成が得られる。これにより、生体内(in vivo)の血管分析が非侵襲方式で行われる。例えば、毛細血管にある血液の血糖値は、この毛細血管にある血液から取得されるラマンスペクトルデータに基づいて決められる。ラマン分光に基づいて検査される分析の他の実施例は、例えば、グルコヘモグロビン(glucohemoglobin)、乳酸塩(lactate)、コレステロール（合計、ＨＤＬ，ＬＤＬ）、トリグリセリド(triglyceride)、ヘモグロビン、重炭酸塩及び血液ガスである。ＣＣＤ検出器を備える分光計は、約１０５０ｎｍよりも小さい波長に対するラマンスペクトルを記録する分光検出システム４に組み込まれる。１０５０ｎｍというこの上限は、主にＣＣＤ検出器の感度により決められる。ＣＣＤ検出器を備える分光計の出力信号は、ラマン散乱された赤外光のラマンスペクトルを表す。実際に、このラマンスペクトルは、励起波長に依存して、７８５ｎｍを超える波長範囲において生じる。ラマン散乱された赤外光は、励起波長に対し３００−２０００波数の範囲において、エネルギーシフトに対応する波長を有する。ＣＣＤ検出器の信号出力は、例えば記録されたラマンスペクトル（ｓｐｃｔ）をモニタ上に表示するワークステーションのようなスペクトル表示ユニット（ｓｐｄ）に接続される。
【００１６】
分析装置の監視システム２は、ターゲット領域、特に毛細血管３２を撮像するように構成されている。光源２２は、オブジェクト３、特に検査すべき患者の皮膚に送られる偏光された撮像ビーム２６を形成するために、偏光子２３を通過する撮像ビームを放出する。この目的のために、偏光された撮像ビームは、４００−１０００ｎｍの範囲の波長を有する。この撮像ビームは好ましくは、皮膚の表面より下にある毛細血管の深さよりも深い皮膚組織における中間自由散乱長を有する一方、毛細血管を後方照光するのにある程度の散乱も必要である。適切な浸透は、波長が４００ｎｍよりも大きい場合に起こる。波長が約８５０ｎｍまで長くなるにつれて、上記散乱はますます発生する。つまり、毛細血管の良好な照光は４００−８５０ｎｍの波長範囲で達成される。毛細血管とその周りの組織とのコントラストを達成するために、血液及び組織によるそれぞれ吸収のはっきりとした差が必要とされる。つまり、非常に良好な結果は、５２０ｎｍ、５８０ｎｍ周辺及び４３０ｎｍ周辺の範囲において得られる。特に、好ましくは５２０−５８０ｎｍの波長範囲が毛細血管のコントラスト画像を形成するための撮像ビームに使用されたり、皮膚構造に対する浸透深さがかなりある。良好な結果は特に、５３０ｎｍ周辺の波長、及び５６０−５７０ｎｍの範囲の波長において達成される。これはさらに、実際に用いられる波長が問題になっている検査すべき患者に採用されることで最適化される。さらに、好ましくは６００−７００ｎｍの波長範囲は撮像ビームが基準画像を形成するのに用いられる。良好な結果は例えば、６２０−６３０ｎｍの範囲及び６３０ｎｍ周辺の波長に対し達成される。散乱及びオブジェクト３から反射した後、戻りの撮像ビームは偏光ビームスプリッタに到達する。偏光子２３の偏光方向、及び偏光したビームスプリッタの偏光方向は、本質的に直交している。その偏光が偏光子２３により形成される偏光した撮像ビーム２６の偏光方向と本質的に直交である、戻りの撮像ビーム４１の一部だけがこの偏光ビームスプリッタを通過する。これにより、この偏光ビームスプリッタは、オブジェクト３から監視システム４のＣＣＤカメラ４２に消偏した(depolarized)光を本質的に送る分析器として作用する。好ましくは、ＣＣＤカメラ４２は、基準波長範囲及びコントラスト波長範囲の両方に対し感受性のあるカラー感受性カメラである。オブジェクトの最上層から反射される光は、殆ど消偏しない一方、より深い層から散乱した光はかなり消偏している。これにより、事実上、より深い層から消偏した光は、表面により近い層を照光する。特に、より深い層に形成される消偏した光は、検査すべき患者の皮膚における毛細血管の層を後方照光する。この毛細血管の層は、光が何度も散乱し、消偏(depolarization)が起こる領域よりも、より皮膚の表面の近くに置かれる。従って、消偏した光は、毛細血管の後方照光として機能する。この消偏した光は、監視システム４のＣＣＤカメラ４１に毛細血管を撮像するのに用いられる。特に、多数の散乱光による後方照光は、２つ（又はそれ以上）の波長範囲において行われる。特に、約７００ｎｍで形成される場合、基準画像であり、約５３０ｎｍ及び約５８０ｎｍでそれぞれ���成される場合、２つのコントラスト画像である３つの別々の波長範囲における後方照光が用いられる。両方のコントラスト画像を基準画像と比較することから、酸素化／脱酸素化の比が決められる。従って、３つの波長が用いられる場合、前記２つのコントラスト画像におけるスペクトル情報は、毛細血管を監視するのに用いられ、ターゲット領域、すなわち毛細血管は高い信頼性で検出される。この比は、コントラスト画像にコントラストを生じさせる他の構造から、血管内の血液を明瞭に区別する。図１に示される本発明の分析装置の実施例において、調節可能な光学フィルタが偏光子２３に組み込まれる。これは、光源２２からの光の夫々の波長範囲における構成要素のある偏光方向を本質的に送信する調節可能な偏光カラーフィルタ２３を用いることで達成される。特に、この調節可能な偏光カラーフィルタの送信ウィンドウがコントラスト画像の形成を達成するように、例えば５２０−５８０ｎｍのコントラスト波長範囲に設定される場合、これは、実際には血管がかなりのコントラストで撮像される主に緑色の画像である。調節可能な偏光カラーフィルタの送信ウィンドウが例えば６００−７００ｎｍの基準波長範囲に設定される場合、基準画像が形成され、これは、実際には、特に血管がその周りに対し低いコントラストの画像である主に赤色の画像である。しかしながら、基準画像におけるあるコントラストは、特に血管以外の解剖学的構造によって起こる。すなわち、あるコントラストは、消偏する又は複屈折である構成される組織繊維、特に、みぞ(groove)、汗腺又は毛包により生じる。
【００１７】
ＣＣＤカメラ４２は、個々の電子画像信号、すなわち、コントラスト画像及び基準画像をそれぞれ表すコントラスト画像信号及び基準画像信号を出力する。特に、コントラスト画像信号及び基準画像信号の信号レベルは、コントラスト画像及び基準画像の輝度値にそれぞれ対応している。コントラスト画像信号及び基準画像信号は、コントラスト画像及び基準画像が表示されるモニタ４３に与えられる。好ましくは、コントラスト画像及び基準画像は、モニタ４４上の個々のビューポート(view port)を介し同時に表示される。さらに、コントラスト画像信号及び基準画像信号は、画像処理ユニット４５に供給される。この画像処理ユニットは、コントラスト画像信号を基準画像信号と比較するようにプログラムされる。この比較がターゲット領域、特に検査すべき患者の皮膚の表面よりも僅かに下にある毛細血管の位置に関する情報を提供する。コントラスト画像と基準画像との比較に基づいて、画像処理ユニットは、コントラスト画像を基準画像と比較する際に検出される毛細血管を励起するように、励起システム１を制御する。特に、画像処理ユニットは、励起ビーム１３を問題になっている毛細血管へ正確に向けるように、この励起システムのスキャンミラー１２を調節する。代わりに、毛細血管が励起ビームに関して正確に位置決めされてもよい。例えばｘ、ｙテーブルは、患者の手又は手首が毛細血管を正確に配置するために移動するように、患者の手又は手首を支持するのに用いられる。
【００１８】
画像処理ユニットは、コントラスト画像の基準画像に対する相関を計算するようにプログラムされる。この高い相関値は、血管の存在を高い信頼性及び高い精度で示す。他のバージョンにおいて、画像処理ユニットは例えば、コントラスト画像及び基準画像それぞれにおける対応する位置における輝度値の比を計算するようにプログラムされる。これは、コントラスト画像及び基準画像の両方において対応する位置に対する、コントラスト画像信号の信号レベルと、基準画像の信号レベルとの比を計算することにより簡単に行われる。両方に画像における対応する位置は、オブジェクト３の同じ位置に本質的に関係している。
【００１９】
励起システムは、例えば約０．１ｎｍの帯域幅で７００−８５０ｎｍの範囲、特に７８５ｎｍ周辺の赤外光を放出する励起レーザビームを生成する励起レーザ１１を含む。この励起ビームは、患者の皮膚から、分光検出システム１８とのファイバカップリング１６のファイバ入口１７へ戻るラマン散乱光を生じる。フィルタ１５はファイバ入口１７の前に置かれる。このフィルタ１５は励起ビームと同じ波長を持つ弾性散乱する又は反射するレーザ光を本質的にブロックする。故に、このフィルタ１５は、励起ビームの一部がファイバ１６に入るのを防ぐ。分光検出システムは、問題になっている毛細血管の内容の分光分析を行う。励起ビームは、コントラスト画像及び基準画像における情報の相関に基づいてこの血管に正確に照準が合わされるので、問題になっている毛細血管の向こうからのラマン散乱による分光分析の破損が殆ど避けられる。
【００２０】
図２は本発明の他の実施例の概略図を示す。この図２に示される実施例において、監視システム２は、２つのダイオードレーザ又はＬＥＤ２７、２８を有する。これらは、基準レーザダイオード２７及びコントラストレーザダイオード２８である。注入型のダイオードレーザの一方である基準レーザダイオード２７は、基準波長範囲の光を放出し、他方のダイオードレーザであるコントラストレーザダイオード２８は、コントラスト波長範囲の光を放出する。特に、基準レーザダイオードは約６３０ｎｍの波長を持つ赤色光を放出し、コントラストレーザダイオードは約５３０ｎｍの波長を持つ緑色光を放出する。レーザダイオードの代わりに、ＬＥＤが用いられてもよい。監視システムはさらに、選択反射鏡２９を含んでいる。この選択反射鏡２９は基準レーザダイオード２７からの基準ビームに対しては高い透過性を持ち、他方、コントラストレーザダイオード２８からのコントラストビームに対しては反射性を持つ。ＣＣＤカメラ４２は、基準画像及びコントラスト画像を連続して取得するように動作する。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明による分析装置の実施例を概略的に示す。
【図２】本発明の他の実施例を概略的に示す。
【図１】
2006520638.tif 000003
【図２】
2006520638.tif 000004
【国際調査報告】
2006520638.tif 000005
2006520638.tif 000006
2006520638.tif 000007
2006520638.tif 000008
2006520638.tif 000009