DE60314282T2 - Verwendung von hochwellenzahl-ramanspektroskopie zur messung von gewebe - Google Patents

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Description

  • Umfeld der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Messinstrument und dessen Verwendung zur Messung eines von Gewebe erzeugten Raman-Signals, das einen Laser, eine Signaldetektoreinheit und einen faseroptischen Messkopf umfasst.
  • Stand der Technik
  • Atherosklerose stellt in vielen Gebieten der Welt eine bedeutende Todesursache dar. Daher sind zahlreiche Verfahren entwickelt worden, um Information über die sich in Blutgefäßen bildende Plaque zu erhalten. Bildgebende Verfahren wie z.B. die Angiographie, die Magnetresonanztomographie, der intravaskuläre Ultraschall und die Optische Kohärenztomographie liefern Informationen über die Lage einer Plaque oder eines Blutgefäßverschlusses und die Morphologie oder die innere Struktur einer Plaque. Allerdings gestatten sie keine In-vivo-Analyse der Molekularzusammensetzung der Plaque. Die Kenntnis der Plaquezusammensetzung ist zum Beispiel zur Bestimmung der Gefahr akuter kardialer Ereignisse wichtig. Es wird zwischen der so genannten stabilen Plaque und der vulnerablen Plaque unterschieden, wobei die vulnerable Plaque der Auslöserrolle solcher akuten, oft fatalen Ereignissen verdächtigt wird. Ein solches Ereignis wird durch das Reißen der dünnen fibrösen Kappe der Plaque eingeleitet, wodurch der Inhalt des Lipidpools mit dem Blutstrom in Berührung kommt und zu Thrombogenese und Arterienverschluss führt.
  • Es ist gezeigt worden, dass Fluoreszenzmethoden fähig sind, zwischen einer normalen Arterienwand und einer atherosklerotischen Plaque in vitro zu unterscheiden. Allerdings werden Fluoreszenzspektren leicht von lichtabsorbierenden Molekülen in Gewebe und Blut gestört, wodurch deren Anwendung Grenzen gesetzt sind.
  • Von allen auf die Erhaltung von Informationen betreffend die Zusammensetzung atherosklerotischer Plaques abzielenden und in vivo einsetzbaren Methoden liefert die intravaskuläre Ramanspektroskopie die ausführlichsten Informationen. In der Ramanspektroskopie wird die Stokes-Verschiebung zwischen dem in eine untersuchte Probe einfallenden Licht und dem von der Probe unelastisch gestreuten Licht in relativen Wellenzahlen angegeben (Δcm-1 = (1/λein – 1/λgestreut)10-2 mit λ (Wellenlänge) in Meter. Zur Erhaltung dieser Informationen wird im Wellenzahlenbereich zwischen ungefähr 400 and 2000 cm-1 des Ramanspektrum (dem so genannten Fingerabdruckbereich) gemessen. Dieser Bereich des Spektrums enthält zahlreiche erkennbare Bande, die einzeln oder miteinander kombiniert zur Erhaltung von Informationen über die Molekularzusammensetzung des Gewebes herangezogen werden können.
  • Die Forschungsarbeiten auf dem Gebiet der Atherosklerose beziehen sich nur auf den Fingerabdruckbereich, da dieser Bereich des Spektrums für die Analyse und Diagnose sehr aufschlussreich ist. Beispiele solcher Studien sind z.B. in den Arbeiten von H.P. Buschman, E.T. Marple, M.L. Wach, B. Bennett, T.C. Schut, H.A. Braining, A.V. Bruschke, A. van der Laarse und G.J. Puppels, Anal.Chem. 72 (2000), 3771-3775, zu finden, bei denen die In-vivo-Bestimmung der Molekularzusammensetzung der Arterienwand durch Ramanspektroskopie unter Verwendung eines Faserbündel-Messkopfs für Messungen im Bereich von 400-1800 cm-1; von R.H. Clarke, E.B. Hanlon, J.M Isner, H. Brody, Appl. Optics 26 (1987), 3175-3177, wo die Ramanspektroskopie verkalkter atherosklerotischer Läsionen in kardiovaskulärem Gewebe, ebenfalls im Fingerabdruckbereich erörtert wird; und von J.F. Brennan, T.J. Romer, R.S. Lees, A.M. Tercyak, J.R. Kramer, M.S. Feld, Circulation 96 (1997), 99-105, wo die Bestimmung der Zusammensetzung der humanen Koronararterie durch Ramanspektroskopie im Fingerabdruckbereich behandelt wird.
  • Der In-vivo-Einsatz der Ramanspektroskopie erfordert meistens die Verwendung einer flexiblen Lichtführungseinheit geringen Durchmessers. Diese kann z.B. in das Lumen einer Arterie eingeführt werden. Sie muss fähig sein, die Standorte atherosklerotischer Läsionen zu erreichen und abzusuchen. Sie kann auch im Arbeitskanal eines Endoskops oder in einer Biopsienadel oder -zange eingesetzt werden. Der faseroptische Messkopf, der eine oder mehrere Fasern enthält, dient dazu, das Licht zum Gewebe zu transportieren, das vom Gewebe zurück gestreute Licht einzusammeln und das eingesammelte Licht weg vom Gewebe zu einer Signalanalyseeinheit zu transportieren.
  • Leider erzeugen im Spektralbereich von 400-2000 cm-1 die Stoffe der optischen Faser selbst Raman-Signale, die zu einem erhöhten Störgeräusch führen. Darüber hinaus führt das Krümmen der optischen Faser zu Schwankungen der vom Kern, dem Mantel und der Beschichtung erhaltenen Signalstärke und kompliziert so die Signaldetektion und -analyse noch mehr. Dadurch wird der Signal-Geräuschabstand für die Raman-Signaldetektion verschlechtert, die Signalanalyse auch auf andere Weise kompliziert und daher der klinische Nutzen beeinträchtigt. Somit ist es notwendig, optische Filter an oder nah an dem distalen Ende des faseroptischen Messkopfs einzusetzen, der sich mit dem Gewebe in Berührung oder dicht daran befindet, um die Mitwirkung von Störgeräuschen im detektierten Raman-Signal niederzuhalten. Allerdings erfordert das seinerseits den Einsatz getrennter Fasern zum Transport des Lichts zum Gewebe bzw. zum Einsammeln des zurück gestreuten Lichts und zu dessen Transport weg vom Gewebe. Des weiteren erfordert dies oft die Verwendung von Vorrichtungen zur Strahlenführung oder Linsen am distalen Ende des faseroptischen Messkopfs, damit die erwünschte Überlappung der vom Laser belichteten Gewebemenge und jener, von der das Raman-Signal eingesammelt werden kann, erhalten wird. Daher sind faseroptische Messköpfe für die Ramanspektroskopie komplex. Es ist schwierig, faseroptische Messköpfe für die Ramanspektroskopie zu miniaturisieren und sie dabei flexibel zu halten, was z.B. für den intravaskulären Einsatz und für den Einsatz im Nebenkanal eines Endoskops erforderlich ist. Die Komplexität ist ebenfalls ein Hindernis im Wege der Produktion solcher Messköpfe zu Preisen, die sie als Wegwerfutensilien in Krankenhäusern verwendbar machen. Zudem ist die Intensität des Gewebesignals zwischen 400 und 2000 cm-1 gering, weshalb lange Signalerfassungszeiten notwendig sind, die für den klinischen Gebrauch nachteilig sind. Alle oben erwähnten Probleme und Nachteile behindern die derzeitige Implementierung der Ramanspektroskopie für Zwecke der klinischen Diagnose im Allgemeinen und für den intravaskulären Einsatz im Besonderen.
  • Das Licht wird in so genannten gebundenen Modi durch die Faser transportiert. In den gebundenen Modi befindet sich das elektromagnetische Feld vorwiegend im Kern der optischen Faser, wobei ein kleiner Teil in den Mantel gelangt. Modi niederer Ordnung sind mehr auf den Kern beschränkt als jene höherer Ordnung.
  • Die Intensität des von einer Faser transportierten Lichts wird abgeschwächt, und zwar in Folge von Absorption, von Lichtstreuung (Rayleigh Streuung, Streuung(Reflexion an größeren unhomogenen Bereichen oder an Stellen, an denen das Fasermaterial beschädigt ist) sowie von Mikro- und Makrokrümmungsverlusten.
  • Das durch Streuungsereignisse verlorengegangene Laserlicht verlässt den Faserkern und durchquert die Beschichtungen und die Pufferschichten Die Beschichtung und die Pufferschicht bestehen gewöhnlich aus Silikon, Kunststoff oder Polymermaterial.
  • In US 5,293,872 ist der Einsatz von Ramanspektroskopie mit Laserlichtanregung im nahen Infrarotbereich (NIR) zur Unterscheidung zwischen normalem Arteriengewebe, verkalkter atherosklerotischer Plaque und fibrösen atherosklerotischen Plaques beschrieben. Für In-vivo-Messungen im Bereich von 700-1900 cm-1, wird der Einsatz eines Faserbündels besprochen. Das führt zu denselben Nachteilen, z.B. was den Geräuschabstand anbelangt.
  • In US 5,194,913 wird das Problem der Verwendung mehrerer Fasern erörtert, aber auch erkannt, dass der Einsatz einer einzelnen Faser falsch wäre, weil das in der optischen Faser erzeugte, als Störgeräusch wirkende Raman-Signal außer in sehr kurzen Fasern stark ist. Darin wird eine faserbasierte Vorrichtung beschrieben, worin für die beiden Richtungen des Lichttransports zwei verschiedene Fasern verwendet werden, um die störende Ramanemission der optischen Fasern herabzusetzen. Das Dokument behandelt das Problem von über Fasern transportierten Signalen im Allgemeinen, wobei offensichtlich die in US 5,194,913 angegebene Lösung, nämlich eine axiale Konfiguration, schwerlich für In-vivo-Messungen eingesetzt werden kann.
  • Eine Arbeit von J.F. Aust, K.S. Booksh and M.L. Myrick, Applied Spectroscopy 50 (1996), 382-386, behandelt Fälle, wo das von den (Polymer-)Proben erhaltene Signal verhältnismäßig stark ist (Polymer) oder wobei spezielle Maßnahmen getroffen wurden, wie z.B. die Vergrößerung des Messvolumens, von dem die Raman-Signale erhalten werden, um die Intensität der Signale von Polymeren zu erhöhen, die viel stärker sind, als sie von biologischen Geweben erhalten wären. Die Arbeit bezieht sich nicht auf die Anwendbarkeit der Methode auf Gewebe, hält aber fast, dass für ein gutes Signal ein spezielles, mit Polymer gefülltes Teflonrohr mit einer Länge von bis zu 4 cm an der Spitze des optischen Messkopfs einzusetzen ist, um ein entsprechendes Signal zu erhalten. Eine derartige Methode ist üblicherweise bei Geweben nicht anwendbar, und insbesondere nicht im Falle von In-vivo-Messungen.
  • Ähnlich wie die Atherosklerose ist auch Krebs ein bedeutendes Gesundheitsproblem. Bei der Bestimmung von Tumorzellen durch Ramanspektroskopie über Fasertechnik begegnet man den gleichen Problemen wie den weiter oben erwähnten. US 5,261,410 rät zum Einsatz eines Faserbündels und zur Messung im Fingerabdruckbereich. Ein derartiger Einsatz führt zu keinem zufriedenstellenden Signal-Geräuschabstand.
  • Aus EP0573535 sind Verfahren und Geräte bekannt, die optische Fasern verwenden, welche in einem Katheter untergebracht sind, durch die der Laserstrahl zum Zweck ärztlicher Anwendungen einschließlich der Diagnose und Entfernung arterieller und vaskulärer Verschlüsse (Angiochirurgie) und insbesondere der Diagnose der atherosklerotischen Plaque sowie der Diagnose von Krebs- und Hauterkrankungen transportiert wird. Die Reflexion, die elastische und unelastische Streuung sowie die Ramanstreuung, die Absorption und die Fluoreszenz werden für die Gewebediagnose herangezogen. Die Technik umfasst die elektronische Detektion ausgewählter getrennter Wellenlängen der vom Material zurück gestreuten Fluoreszenz- oder Ramanstrahlung, die ein elektronisches den ausgewählten Wellenlängen der ramangestreuten Strahlung zugehöriges Signal erzeugt, und den Vergleich des generierten elektronischen Signals mit einem gespeicherten Referenzsignal, wobei der Vergleich zu einer Beziehung führt, welche die Bestimmung des Gewebezustands ermöglicht. In der bevorzugten Ausführungsform bestehen der Kern und der Mantel aus Schmelzkieselsäure und es wird auch ein Schutzpuffer bereitgestellt.
  • Aus EP0573535 ist ferner bekannt, dass das Messinstrument und das Messverfahren jeweils eingesetzt werden, um das Vorhandensein von atherosklerotischem Gewebe festzustellen, wobei das Gewebe Raman-Signale im Bereich (2500-3700cm-1) erzeugt, die von der Detektionseinheit detektiert werden, und dass das Messinstrument und -verfahren zur Durchführung chirurgischer Eingriffe insbesondere zur Entfernung von biologischem Gewebe eingesetzt wird.
  • Nach den oben stehenden Angaben ist ersichtlich, dass ein Messinstrument zur Messung von Geweben erzeugter Raman-Signale, welches die oben erwähnten Nachteile nicht aufweist, notwendig ist.
  • Zusammenfassung
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Messinstrument und dessen Verwendung sowie ein Verfahren zur Erzeugung und Messung eines von Gewebe erzeugten Raman-Signals gemäß den beigefügten Patentansprüchen bereitgestellt.
  • Kurze Beschreibung der Zeichnungen
  • 1 zeigt die Ergebnisse eines Versuchs zur Ramankartierung (1A), wobei Ramanspektren einer dünnen Arteriengewebesektion bei einem höheren Wellenzahlenbereich erhalten wurden, welche die Identifikation von Gewebebereichen mit unterschiedlicher Molekularzusammensetzung ermöglichen, sowie die entsprechenden Ramanspektren (1B).
  • 2 zeigt Spektren von Lipiden und Proteinen, die in atherosklerotischen Plaques und in Arterienwänden vorhanden sein können. A: Elastin, B: Cholesteryllinoleat, C: Cholesteryloleat, D: Cholesteryllinolenat, E: Cholesterylpalmitat, F: Kollagen Typ 1, G: Trilinolein, H: Triolen, I: Tripalmitin, J: Cholesterin.
  • 3 zeigt einen Vergleich der Lipidzusammensetzung von Segmenten humaner Arterien, wie sie durch Ramanspektroskopie und HPTLC (High Performance Thin Layer Chromatography = Hochleistungs-Dünnschichtchromatographie) bestimmt wurden.
  • 4 zeigt die Ergebnisse eines Experiments zur Ramankartierung, wobei Ramanspektren einer dünnen Sektion humaner durch Meningomia (MG) infiltrierter Dura Mater im höheren Wellenzahlenbereich erhalten wurden, welche die Unterscheidung der beiden Gewebearten voneinander ermöglichen (4A) und eine anliegende mit H&E (Hematoxylin and Eosin) gefärbte Sektion.
  • 5 zeigt die Ergebnisse eines Versuchs zur Ramankartierung (5A), wobei Ramanspektren einer dünnen Sektion humaner Glioblastoma in einem höheren Wellenzahlenbereich erhalten wurden, welche die Identifikation von vitalen Tumorarealen (V) und Nekrosebereichen (N) ermöglichen, wenn 5B zum Vergleich herangezogen wird, in der eine anliegende H&E-gefärbte Sektion gezeigt wird.
  • 6 zeigt schematisch eine Einrichtung zur Erhaltung von Ramanspektren im höheren Wellenzahlenbereich.
  • 7 zeigt ein mit einer Ramaneinrichtung gemäß 6 erhaltenes Spektrum (A) eines Lipidgemisches. Gezeigt werden ebenfalls das Spektrum des faseroptischen Messkopfs selbst (B, in Abwesenheit einer Probe am distalen Ende der optischen Faser) und ein Differenzspektrum C (A-B).
  • 8 zeigt Ramanspektren (t) einer normalen Arterienwand (A) und einer atherosklerotischen Arterienwand (B), die Ergebnisse (f) einer Kleinstquadratanpassung dieser Spektren an den in 2 gezeigten Spektrensatz gereinigter Komponenten, und die Residualspektren (r), die das in den Gewebespektren enthaltene Signal darstellen, das durch den Satz der zur Anpassung verwendeten Spektren nicht belegt ist.
  • 9 zeigt schematisch eine Ausführungsform, in der die Ramanspektroskopie mit Fluoreszenz- und NIR-Absorptionsspektroskopie gekoppelt wird.
  • Ausführliche Beschreibung der Erfindung
  • Die Erfindung betrifft die Verwendung eines Messinstruments umfassend einen Laser, eine Signaldetektoreinheit zum Messen des Raman-Signals und einen faseroptischen Messkopf, wobei der faseroptische Messkopf eine oder mehrere Fasern zum Transport des Laser-Lichts zum Gewebe und zur Einsammlung des vom Gewebe zurück gestreuten Lichts sowie zum Transport des eingesammelten Lichts weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit umfasst, wobei die optischen Fasern jeweils aus einem Kern, einem Mantel und gegebenenfalls einer Beschichtung bestehen, und wobei die mindestens eine zur Lichteinsammlung bestimmte Faser im Wesentlichen kein Raman-Signal in wenigstens einem Abschnitt des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufweist, und wobei die Detekoreinheit das vom Gewebe in diesem Spektralbereich zurück gestreute Raman-Signal erfasst.
  • Der Vorteil der Verwendung dieses Gerätes besteht darin, dass die rasche In-vivo-Kennzeichnung von Gewebe und von krankem Gewebe, beispielsweise von atherosklerotischer Plaque, Tumoren, Gewebe im Vorkrebsstadium und benignen Gewebeschäden mit dem Ramanspektrometer ermöglicht wird, und dass die Signalerfas sungszeit zum Erhalten eines Ramanspektrums mit ausreichendem Signal-Rauschabstand verkürzt wird. Da keine zusätzlichen Mittel wie z.B. Filter notwendig sind, die den spektralen Durchfluss der Lichtführungen begrenzen, besteht ein weiterer Vorteil darin, dass die Ramanmessungen leicht mit anderen aufschlussreichen Techniken gekoppelt werden können, wie z.B. Fluoreszenzmessungen, Absorptionsmessungen im nahen Infrarotbereich und optischen bildgebenden Verfahren, die dieselben Lichtführungen benutzen könnten, indem die Lichtführungen sowohl für den Transport des Lichts zum Gewebe als auch zum Einsammeln des Lichts vom Gewebe und dessen Transport zurück zu einer Fluoreszenz- bzw. NIR-Detektionseinheit oder auch unterschiedliche Lichtführungen hierzu verwendet werden.
  • Die hierin beschriebene Erfindung basiert auf der überraschenden Erkenntnis, dass sehr ausführliche Information über die Zusammensetzung einer atherosklerotischen Plaque sowie über die Heterogenität dieser Zusammensetzung erhalten werden kann, und dass Gehirntumorgewebe von normalem Gehirngewebe und von Schädelgewebe und nekrotisches Gehirn(tumor)gewebe von lebendigem Gewebe durch Aufzeichnung und Analyse von Raman-Spektralkartierungen dünner Gewebesektionen unter ausschließlicher Verwendung des Bereichs von 2500-3700 cm-1 des Ramanspektrums unterschieden werden können.
  • Der Fingerabdruckbereich ist schon vorher zur Erkennung derartiger Gewebe verwendet worden (siehe z.B. US 5,293,872 ; US 5,261,410 ; Anal.Chem. 72 (2000), 3771-3775; Appl. Optics 26 (1987), 3175-3177; Circulation 96 (1997), 99-105), wobei es aber weder offenbart, noch nahe gelegt wurde, dass das oben genannte Gewebe auch in diesem Bereich höherer Wellenzahlen charakteristische und distinktive Raman-Signale erzeugt. Die Auswahl dieses Bereichs bietet große Vorteile. Für die Messungen im Fingerabdruckbereich des Ramanspektrums ist es notwendig, die Intensität des elastisch zurück gestreuten Laserlichts mit speziellen Filtern abzuschwächen, welche eine starke Abschwächung der Intensität des elastisch zurück gestreuten Lichts mit einer hohen Durchlässigkeit für Wellenlängen dicht an der Laser-Wellenlänge in sich vereinigen. Allerdings besteht bei der vorliegenden Erfindung eine beträchtliche Wellenlängenverschiebung zwischen dem einfallenden und dem Raman-gestreuten Licht im Bereich hoher Wellenzahlen. Dadurch wird der Einsatz von sehr einfachen und kostengünstigen Absorptionsfiltern, wie z.B. Farbglasfiltern, im Signal-Detektionsweg zur Abschwächung der Intensität des elastisch zurück gestreuten Laserlichts ermöglicht.
  • Die Intensität des von Gewebe erzeugten Raman-Signals ist bedeutend höher (ungefähr um den Faktor fünf oder höher) in diesem höheren Wellenzahlenbereich als im Bereich von 400-2000 cm-1 (Fingerabdruckbereich), wodurch verkürzte Signalerfassungszeiten z.B. ebenfalls um einen Faktor von ca. 5 oder mehr ermöglicht werden.
  • Ein weiterer Vorteil der Verwendung dieses Bereichs besteht darin, dass dadurch die Aufzeichnung des Raman-Signals unter Verwendung einer einzigen Faser zur Beleuchtung des Gewebes und zum Einsammeln des Raman-Signals des Gewebes ermöglicht wird, wobei die Intensität des Raman-Signals des Gewebes vergleichbar mit der Intensität des in der optischen Faser erzeugten Störgeräusches oder noch größer als dieses ist. Einige Fasern sind für diese Art Messungen besonders gut geeignet, da die Ramanstreuung der optischen Faser in diesem Wellenlängenbereich im Vergleich zum Gewebesignal schwach oder vernachlässigbar ist. Das ist anders als im Fingerabdruckbereich, wo bei derselben Konfiguration der optischen Faser, in üblichen Situationen, das Störgeräusch bei Einsatz einer mehrere Meter langen Faser, eine üblicherweise wenigstens eine Größenordnung höhere Intensität aufweist als das Raman-Signal des Gewebes.
  • Zudem besteht im Falle einiger Typen von Fasern das Störgeräusch im Bereich von 2500-3700 cm-1 aus einem einzigen Signal, dessen Intensität sich im Vergleich zu der des Raman-Signals des Gewebes sehr wenig mit der Wellenzahlenverschiebung ändert, weshalb es leicht vom Raman-Signal des Gewebes unterschieden und/oder bei der Signalanalyse berücksichtigt werden kann. Im Fingerabdruckbereich das Störgeräusch von der optischen Faser eine steilere Veränderung der Eigenschaften auf, welche die Signalanalyse erschwert. Demzufolge hat der Signal-Rauschabstand im erfindungsgemäß verwendeten Wellenzahlenbereich einen viel größeren Wert als im Fingerabdruckbereich. Das ist der Erkenntnis zu verdanken, dass das Raman-Signal der optischen Faser im höheren Wellenzahlenbereich abwesend oder stark abgeschwächt ist, während im Fingerabdruckbereich, wie er im Stand der Technik verwendet wird, die Faser ebenfalls ein Raman-Signal erzeugt, welches das Raman-Signal des Gewebes oder der Probe stört oder sogar verdeckt.
  • Der Bereich des Ramanspektrums von 2700-3100 cm-1 ist für das oben erwähnte Gewebe besonders aufschlussreich. Daher erfasst die Detektoreinheit des Messinstruments in einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung das Raman-Signal innerhalb eines oder mehrerer Teile des Spektralbereichs zwischen 2700 und 3100 cm-1. Somit besteht ein weiterer Vorteil darin, dass nun das Signal nur in einem kleinen Wellenzahlenbereich aufgenommen werden muss, wodurch die Verwendung eines Mehrkanal-Lichtdetektors mit weniger Kanälen ermöglicht wird. Der Spektralbereich von 2700-3100 cm-1 ist also besonders aufschlussreich für die Detektion, Analyse und Diagnose von Gewebekrankheiten, vorzugsweise von atherosklerotischer Plaque und Krebs- oder Vorkrebsgewebe, wobei die Erfassung von Messdaten außerhalb der erwähnten Spektralbereiche für zusätzliche Informationen nicht ausgeschlossen ist. Nach einer Ausführungsform der Erfindung wird das Erfassen des Raman-Signals in anderen Spektralbereichen (z.B. im Fingerabdruckbereich) neben dem Bereich von 2700-3100 cm-1 durchgeführt.
  • Ein Vorteil der Verwendung des Geräts zur Erzeugung und Detektion des Raman-Signals besteht darin, dass die Komplexität von Ramanspektrometern zur Messung von Proben (insbesondere (in vivo) Gewebemessungen), der Kennzeichnung und/oder der Klassifizierung von Geweben durch die Implementierung des Spektralbereichs höherer Wellenzahlen sowie durch die sorgfältige Auswahl der Lichtführungen herabgesetzt wird, die sowohl zum Transport des Laserlichts zum Gewebe als auch des zurück gestreuten Lichts weg vom Gewebe dienen. Daher umfasst die Erfindung die Verwendung eines Messinstruments, das dadurch gekennzeichnet ist, dass der faseroptischen Messkopf eine Faser enthält, die nicht nur das Licht zum Gewebe hin transportiert sondern auch das vom Gewebe zurück gestreute Licht einsammelt und das eingesammelte Licht weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit transportiert. Die Ausführungsform umfasst auch einen faseroptischen Messkopf, der mehrere Fasern enthält, welche dazu dienen, sowohl das Licht zum Gewebe hin zu transportieren als auch das vom Gewebe zurück gestreute Licht weg vom Gewebe zu transportieren. Da eine, mehrere oder alle der optischen Fasern im Messkopf dieser Aufgabe genügen, kann die Größe des Messkopfs gegenüber den dem Stand der Technik entsprechenden Messköpfen zur Gewebekennzeichnung reduziert werden, die den Einsatz getrennter Fasern zum Transport des Laserlichts zur Probe bzw. zur Detektion des Raman-Signals umfassen.
  • Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die Größe eines Ramankatheters zum intravaskulären Einsatz sogar auf eine einzige Faser reduziert werden kann. Das bedeutet, dass der Durchmesser z.B. des intravaskulären faseroptischen Messkopfs maximal reduziert werden kann und dass eine möglichts große Flexibilität des faseroptischen Messkopfs erreichbar ist, Eigenschaften, was ohnehin für Katheter für den intravaskulären Einsatz besonders wünschenswert ist. Das Messinstrument kann auch für andere Anwendungen gebraucht werden, bei denen kleine faseroptische Messköpfe erwünscht sind.
  • Die wesentliche Reduzierung der Komplexität und demzufolge der Produktionskosten des faseroptischen Messkopfs ist ein weiterer Vorteil. Die Faser könnte sogar als Wegwerfartikel gebraucht werden, was für einen intravaskulären Katheter besonders wünschenswert ist.
  • In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung, können die Ramanmessungen mit Fluoreszenz- und/oder Nahinfrarot-Absorptionsmessungen gekoppelt werden. Die Detektoreinheit muss also auch einen Detektor zur Fluoreszenzmessung und/oder einen Detektor für die Nahinfrarotabsorption umfassen. In dieser Ausführungsform besteht z.B. die Möglichkeit, dass für die Fluoreszenz- und/oder Nahinfrarot-Absorptionsmessungen eine auch für die Erhaltung des Raman-Signals eingesetzte Faser verwendet wird.
  • In einer weiteren Ausführungsform wird nur eine einzige Faser dazu verwendet, das Laserlicht (und das (N)IR-Licht) zum Gewebe hin zu transportieren sowie das vom Gewebe zurück gestreute Licht einzusammeln und das eingesammelte Licht weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit zu transportieren, welche die entsprechenden Detektoren enthält.
  • In einer anderen Ausführungsform kann eine Vielzahl von Fasern eingesetzt werden, um ein erhöhtes Signal zu erhalten Diese Ausführung umfasst auch die Verwendung eines Messinstruments, bei dem die Ramanmessungen mit Fluoreszenz- und/oder Nahinfrarotabsorptionsmessungen gekoppelt werden, wobei die Detektoreinheit auch einen Detektor zur Messung der Fluoreszenz und/oder einen Detektor für die Nahinfrarotabsorption umfasst. In einer weiteren Ausführungsform kann die Messkopfgröße weiter reduziert werden, wenn für die Fluoreszenz- und/oder Nahinfrarot-Absorptionsmessungen eine auch für die Erhaltung des Raman-Signals eingesetzte Faser verwendet wird. Hierin umfasst der Begriff Faser eine oder mehrere Fasern. Solche Faserbündel können zum Messen oder Scannen eines Gewebeabschnitts eingesetzt werden. Der Vorteil besteht darin, dass die Messstellen näher beieinander liegen können, als im Falle der Messköpfe des Standes der Technik, wodurch die Auflösung erhöht wird.
  • Der kleine Durchmesser und die hohe Flexibilität schaffen die bestmöglichen Bedingungen zur Kopplung des Ramanmesskopfs mit anderen Erkennungsverfahren (z.B. bei intravaskulär eingesetztem Ultraschall und dem Zusammenbau mit einem Endoskop für onkologische Anwendungen) und zum Einbau in Instrumente zur Entnahme von Gewebeproben (wie z.B. Biopsiezangen oder Instrumente zur Feinnadelaspiration) oder mit Behandlungsverfahren (z.B. Vorrichtungen zur Hitzekoagulation von Gewebe, z.B. Tumorgewebe, oder chirurgische Instrumente). Daher umfasst die Erfindung ebenfalls ein Messinstrument, worin ein Teil der optischen Faser in einen Katheter integriert oder damit gekoppelt ist, der zusätzliche Informationen über das Gewebe liefert oder Mittel zur Erhaltung von Gewebeproben, Mittel zur Gewebebehandlung und/oder bei chirurgischen Eingriffen verwendete Mittel umfasst.
  • Alle erwähnten Vorteile bieten die Möglichkeit der Instrumentenvereinfachung. Daher ermöglicht das Instrument die Ex-vivo-, In-vitro- und In-vivo-Analyse und Diagnose der atherosklerotischen Plaque und die Detektion von Tumorgewebe mit großen Vorteilen gegenüber dem Stand der Technik.
  • Im Sinne dieser Erfindung bezieht sich "Gewebe" auf Gewebe humaner, tierischer oder pflanzlicher Herkunft, wobei aber insbesondere damit humanes oder tierisches Gewebe gemeint ist. Gewebe umfasst eine biologische Zelle oder Zellen, ein Organ oder einen Teil eines Menschen- oder Tierkörpers oder eine aus einem menschlichen oder tierischen Körper oder einem deren Teile entnommene Substanz und kann z.B. Knochensubstanz, Blut oder Gehirnsubstanz sein. Es können Gewebeproben untersucht werden, d.h. Raman-Signale gemessen werden, die durch Belichtung mit vom Laser emittierten Licht in vitro oder in vivo erzeugt werden. Das Gewebe wird als einer bestimmten klinischen Diagnoseklasse angehörend angesehen, wenn es ein oder mehrere charakteristische Merkmale besitzt, die morphologische, genetische oder chemische Merkmale ein schließen können, ohne darauf beschränkt zu sein. Diese können für einen bestimmten pathologischen Zustand typisch sein.
  • Die Faserspitze kann sich in oder auf dem Gewebe befinden, kann aber auch nahe daran, z.B. wenige mm davon entfernt sein. Allerdings kann der Abstand auch größer sein, falls eine Linse verwendet wird, um ein Abbild des distalen Endes der optischen Faser auf das Gewebe zu projizieren. In einigen Fällen kann die Spitze nicht auf der Probe aufliegen, z.B. wenn die Probe durch Glas gemessen wird. In diesem Fall kann der Abstand sogar einige Zentimeter betragen. Die Nähe zur Probe umfasst im Sinne der Erfindung beide oben erwähnten Möglichkeiten.
  • Im Rahmen der Erfindung steht der Laser für jedwelche monochromatische Lichtquelle mit genügend scharfer Linienbreite, um die Messung des erwünschten Raman-Signals mit zureichender Spektralauflösung zu ermöglichen, wie z.B. ein Laser. Die Linienbreite liegt in den meisten Fällen vorzugsweise unter 5 cm-1. Der Lichtstrahl einer solchen Lichtquelle wird in eine Faser eingekoppelt, und damit eine Probe ausgeleuchtet. Das Raman-Signal einer derartigen Probe kann durch dessen Ausleuchtung mit Licht von einer solchen Laserquelle erzeugt werden, vorausgesetzt, dass die Probe Moleküle enthält, die molekulare Vibrationsmodi besitzen, die zur Ramanstreuung des einfallenden Lichts beitragen können. Bevorzugt hat der Laser oder die Lichtquelle für Ramanmessungen eine Strahlung oberhalb von ungefähr 600 nm, da auf diese Weise die Absorption des einfallenden Laserlichts im Gewebe sowie die Autofluoreszenz des Gewebes auf ein Minimum reduziert werden. Die Autofluoreszenz kann ein Störgeräusch im Ramanspektrum hervorrufen, wodurch sich der Signal-Rauschabstand bei der Detektion des Raman-Signals verschlechtert. Beispiele für Lichtquellen sind z.B. Diodenlaser, He-Ne-Laser, Ti-Saphir-Laser usw.
  • Unter „Messinstrument" wird im Rahmen der Erfindung ein Spektrometer verstanden, das eine Zusammenstellung von einem Laser zur Erzeugung des Raman-Signals, einer Faser und einer Detektoreinheit umfasst.
  • Das Spektrometer kann ein Filter zum Dämpfen der Intensität der zum Spektrometer transportierten Lichtkomponente enthalten, die dieselbe Wellenlänge wie das Laserlicht hat. Das Filter sollte die Intensität dieses Lichts bevorzugt um 8 oder mehr Größenord nungen dämpfen, während es die Intensität des ramangestreuten Lichts im interessierenden Wellenzahlenbereich um bevorzugt weniger als 10% dämpfen sollte. Da der höhere Wellenzahlenbereich des Spektrums verwendet wird, wodurch ein ausgedehnter Wellenlängenabstand zwischen dem Laserlicht und dem interessierenden Wellenzahlenbereich gegeben ist, kann dies ein einfaches Farbglas-Absorptionsfilter sein, wie z.B. das Farbglas-Filter RG 780 der Fa. Schott. Zwei solcher in Serie geschalteter 3 mm dicker Filter, die beide im Handel erhältlich sind, dämpfen das Laserlicht unterhalb 725 nm um 10 Größenordnungen oder mehr, während sie im Wesentlichen keine Dämpfung des interessierenden Raman-Signals außer den Reflexionsverlusten an der Glas/Luft-Grenzfläche bewirken. Bevorzugt werden die der Lichtquelle zu- und abgewandten Flächen des Filters mit für den interessierenden Wellenlängenbereich optimierten Entspiegelungen beschichtet, um die Reflexionsverluste an der Glas/Luft-Grenzfläche klein zu halten. So kann ein Durchlass für das Raman-Signal von über 90 % leicht erreicht werden. Das Spektrometer besitzt vorzugsweise keine beweglichen Teile, ist für den Durchlass im NIR optimiert und hat bevorzugt eine Auflösung von mindestens 8 cm-1.
  • Allerdings kann die Fluoreszenz in einigen Fällen als Informationsquelle zur Kennzeichnung des Gewebes erwünscht sein (siehe oben), wobei das Raman-Signal und die Fluoreszenz der Probe gleichzeitig oder sequentiell mit einer oder mehreren Fasern gemessen werden. In einer solchen Ausführungsform kann das Fluoreszenzanregungslicht Wellenlängen unter 600 nm besitzen und liegt also im Blau- oder UV-Bereich.
  • Die Signaldetektoreinheit umfasst vorzugsweise Detektoren wie einen für die Lichtdetektion im NIR optimierten Mehrkanal-CCD-Detektor. Ein Beispiel für einen solchen Detektor ist eine Deep-Depletion Back-Illuminated CCD-Kamera (DU401-BRDD) der Fa. Andor-Technology (Belfast, Nordirland). Der interessierende Spektralbereich kann z.B. mit einem Diffraktionsgitter oder einem Prisma ausgewählt werden. Die aufgenommenen Spektren werden bevorzugt mit Hilfe dedizierter Software und eines Personalcomputers im Echtzeitbetrieb angezeigt und/oder analysiert.
  • Im Sinne dieser Erfindung wird eine Faser als eine Vorrichtung mit einem proximalen und einem distalen Ende definiert, die fähig ist, Licht vom proximalen zum distalen Ende zu transportieren. Der Begriff "eine Faser" umfasst eine oder mehrere Fasern. Der Begriff "ein faseroptischer Messkopf" umfasst eine Faser oder ein Faserbündel.
  • Das distale Ende des faseroptischen Messkopfs kann so geformt oder so mit einem daran befestigten mikrooptischen Bestandteil ausgestattet sein, dass bestimmte Ausleuchtungsrichtungen und/oder -Winkel eingestellt und/oder dass bestimmte Einsammlungsrichtungen und/oder -Winkel erreicht werden und/oder die belichtete Probenoberfläche und/oder die Ausdehnung und/oder die Position des Probenvolumens, dessen Raman-Signale bevorzugt detektiert werden, festgelegt werden. Im Stand der Technik wird die Messung von Geweben durch Ramanspektroskopie mittels Messköpfen durchgeführt, die gewöhnlich eine Faser zur Anregung und wenigstens eine Faser, aber gewöhnlich eine Anzahl von Fasern enthalten, um das Raman-Signal zu einem Detektor zu transportieren.
  • Fasern bestehen aus einem Kern und einem Mantel und gewöhnlich einer oder mehreren Schutzbeschichtungen. Die Dicke einer solchen Schicht, die eine oder mehrere Beschichtungen umfassen kann, kann in weiten Grenzen variieren. In der Fachliteratur werden die den Mantel umgebende(n) Schutzschicht(en) einer Faser als „Beschichtung" oder „Puffer" bezeichnet. Im Sinne der Erfindung werden die den Mantel einer Faser umgebende(n) Schichten als Faserbeschichtung bezeichnet. Manchmal wird eine Hülle vorgesehen, um der Faser eine zusätzliche mechanische Festigkeit zu verleihen oder um einer zu engen Biegung der optischen Faser vorzubeugen. Eine Hülle wird als ein steifes oder flexibles Schlauchmaterial definiert, in das die optische(n) Faser(n) eingeführt werden, die dadurch einen zusätzlichen Schutz erhalten.
  • Es wurde herausgefunden, dass einige Fasern für diese Art Messungen sehr gut geeignet sind, da die Ramanstreuung der optischen Faser selbst in diesem Wellenlängenbereich im Vergleich zum Signal der Probe klein bis vernachlässigbar ist. Daher umfasst das Messinstrument eine Faser, die im Wesentlichen kein Raman-Signal im Spektralbereich besitzt, in dem die Signale vorgefunden werden.
  • Im Sinne der Erfindung, bedeutet „im Wesentlichen" kein Signal und ähnliche Ausdrücke, dass das betreffende Signal die gleiche oder eine kleinere Intensität besitzt als das mit dem Messinstrument gemessene Gewebesignal und vom Gewebesignal und von anderen Signalen unterscheidbar ist. Zum Beispiel bedeutet der Ausdruck „ein solches Signal tritt im Wesentlichen nicht auf", dass ein solches Signal eine Größenordnung kleiner ist.
  • Ein Beispiel für eine bevorzugte Faser ist eine Faser mit einem Schmelzkieselsäurekern und einem Schmelzkieselsäuremantel, wie z.B. die Faser WF200/220A von Ceramoptec Industries Inc oder FG-200-LCR von der Firma 3M oder gleichwertige Fasern.. Einige Fasern sind weniger bevorzugt, wie z.B. die Faser WF200/220N von Ceramoptec Industries Inc oder FT-200-EMR von der Firma 3M, die im interessierenden Spektralbereich ein starkes Störsignal aufweisen.
  • Gute Ergebnisse werden mit faseroptische Messköpfen erhalten, bei denen der faseroptische Messkopf wenigstens eine Faser mit einem Schmelzkieselsäurekern niederen OH--Gehalts umfasst. Eine derartige Faser enthält sehr kleine Mengen OH-, wodurch die Absorption des Lichts in der optischen Faser im nahen Infrarotbereich des Spektrums, dem für Ramanmessungen bevorzugten Spektralbereich, minimiert wird. Das kann zum Beispiel ein faseroptischer Messkopf sein, bei dem der faseroptische Messkopf wenigstens eine Faser mit einem Schmelzkieselsäurekern und einen Schmelzkieselsäure-, Teflon-, oder TECS-Mantel, die im nahen Infrarot hohe Transmissionen aufweisen, enthält und bei dem durch Verwendung eines Beschichtungsmaterials, worin ein an sich kleines oder im Wesentlichen kein Signal im Wellenzahlenbereich von 2500-3700 cm-1 generiert wird, oder durch Maßnahmen zur Herabsetzung der Generierung und/oder Detektion des Signals der Beschichtung, die Beiträge des Beschichtungsmaterials zum Störsignal klein gehalten werden.
  • In einer besonderen erfindungsgemäßen Ausführungsform betrifft die Erfindung ein Messinstrument gemäß den beigefügten Ansprüchen. Innerhalb eines oder mehrerer Teile des Spektralbereichs von 2500 cm-1-2700 cm-1 ausstrahlende Lichtquellen können der faseroptische Messkopf, z.B. der Kern, der Mantel oder die Beschichtung eines solchen faseroptischen Messkopfs oder die darin enthaltene(n) Faser(n) sein. Die Formulierung „misst kein Raman-Signal" bedeutet, dass die Detektoreinheit entweder kein derartiges Signal empfängt, oder kein derartiges Signal detektiert, oder beides.
  • In einer Variante dieser Ausführungssform misst die Detektoreinheit wesentlich keine von anderen Quellen als das Gewebe generierte Fluoreszenz. Hierin kann die Fluoreszenz z.B. eine von dem Kern, dem Mantel oder dem Beschichtungsmaterial stammende Fluoreszenz sein.
  • Es wurde zum Beispiel gefunden, dass eine Polyimidbeschichtung (wie z.B. bei der von Fiberguide Industries, Stirling, New Jersey, USA vermarkteten SFS200/21G/233 RTF-Faser verwendet), bei Verwendung von 720 nm Laserlicht und einer Faser von 2 m Länge, zu einem starken Fluoreszenz-Störgeräusch im Vergleich zum von Gewebe erhaltenen Raman-Signal führte.
  • Ein weiteres Beispiel ist WF200/220 P (Ceramoptec), eine Faser mit einem Schmelzkieselsäurekern, einem Schmelzkieselsäuremantel und einer Polyimidbeschichtung die auch ein starkes Fluoreszenzstörsignal aufweist. Aus diesem Grund sind polyimidbeschichtete Fasern für diese Erfindung weniger geeignet.
  • In einer Ausführungsform kann das Merkmal, dass die Detektoreinheit im Wesentlichen kein von anderen Quellen als vom Gewebe erzeugtes Raman-Signal misst, dadurch erreicht werden, dass zur Einsammlung des Lichts eine oder mehrere Fasern eingesetzt werden, die innerhalb eines oder mehrerer Teile des Spektralbereichs von 2500-3700 cm-1 im Wesentlichen kein Raman-Signal besitzen. Beispiele geeigneter Kern- und Mantelmaterialien sind Schmelzkieselsäure und verschiedene Formen dotierter Schmelzkieselsäure. Beispiele für ungeeignete Materialien sind ZBLAN (z.B. bei den von INO, Sainte-Foy, Quebec, Canada vermarkteten Fasertypen Z100FJ, Z100FV, Z120A1), das eine verhältnismäßig starke Fluoreszenz aufweist, wenn rotes oder Nahinfrarotlicht sie durchquert (z.B. 720 nm), und optische fasern aus Kunststoff, wie jene aus PMMA (Polymethylmetacrylat) oder Polystyrol hergestellten und andere, die im Bereich hoher Wellenzahlen ein starkes Raman-Signal aufweisen. Aus einem Schmelzkieselsäurekern und einem Teflonmantel bestehende Fasern (wie z.B. die von Polymicro, Phoenix Arizona, USA vermarkteten Fasern vom FLU-Typ) sind geeignet, da Teflon, wie die Schmelzkieselsäure, im Bereich hoher Wellenzahlen kein Raman-Signal aufweist. Fasern auf Saphirbasis sind wegen der gewöhnlich vorhandenen Chromkontamination weniger geeignet, da diese im Rot- und Nahinfrarotbereich des Spektrums Luminiszenz hervorrufen können. Solche optische Fasern müssen getestet werden, um fest zustellen, ob die Fluoreszenz des Materials genügend schwach ist, um gute Ramanspektren von Geweben zu ermöglichen.
  • Die auf den Mantel der optischen Faser aufgetragenen Beschichtungsmaterialien weisen kein Raman-Signal im Bereich hoher Wellenzahlen auf. Beispiele dafür sind Ausführungen, bei denen die Beschichtung der optischen Faser eine oder mehrere Teflonbeschichtungen und Metallbeschichtungen (wie z.B. Aluminium, Kupfer oder Gold) umfasst. Metallbeschichtete Fasern sind im Handel z.B. von Fiberguide Industries (Stirling, New Jersey, USA) und Oxford Electronics (Four Marks, England) erhältlich.
  • Der Einsatz anderer Beschichtungsmaterialien als die oben genannten ist möglich, erfordert aber im Allgemeinen zusätzliche Maßnahmen zur Herabsetzung der Intensität des Ramanstörgeräuschs, das in solchen Beschichtungsmaterialien erzeugt wird. Solche Maßnahmen müssen die Lichtmenge auf ein Minimum herabsetzen, die die fasergebundenen Modi verlässt um in das Beschichtungsmaterial zu treten und es zu durchqueren, wodurch das Raman-Signal der Beschichtung erzeugt wird, und müssen sicherstellen, dass nur das Licht, das aus dem Kern der optischen Faser emmitiert und sich innerhalb der numerischen Apertur der optischen Faser befindet, den Ramandetektor erreicht. Daher kann in einer weiteren Ausführungsform das Merkmal, dass die Detektoreinheit im Wesentlichen kein von anderen Quellen als vom Gewebe erzeugtes Raman-Signal misst, dadurch erreicht werden, dass eine Detektoreinheit zum Einsatz kommt, die im Wesentlichen nur das vom Kern der optischen Faser erhaltbare Signal misst.
  • Das kann zum Beispiel erreicht werden, indem ein erfindungsgemäßes Messinstrument eingesetzt wird, wobei das Laserlicht (nur) in den Zentralbereich des Messkopfs und bei einer kleinstmöglichen numerischen Apertur eingekoppelt wird. Auf diese Wiese wird das Laserlicht vorwiegend in Modi niedriger Ordnung der optischen Faser gebunden. Solche Modi sind am wenigsten verlustbehaftet und daher zur geringsten Laserbelichtung von Beschichtungsmaterial und dementsprechend zur geringsten Generierung von Raman-Signal der Beschichtung führen.
  • In einer weiteren Ausführung wird ein Messinstrument eingesetzt, bei dem die Stirnfläche der optischen Faser, wo das Laserlicht in die Faser eingekoppelt wird, zur Herab setzung der Unebenheiten der Oberfläche abgeschliffen ist, sodass keine mikroskopisch sichtbaren Unebenheiten übrig bleiben. Das kann durch Verwendung von allgemein bekannten im Handel erhältlichen Vorrichtungen zum Schleifen von Fasern erreicht werden. Dadurch wird die Streuung des Laserlichts an der Stirnfläche der optischen Faser in Richtungen herabgesetzt, in denen das Laserlicht nicht in eine gebundene Modus eingekoppelt werden kann, sodass die Belichtung des Beschichtungsmaterials durch Laserlicht klein gehalten wird. In einer weiteren Ausführungsform besteht eine Maßnahme darin, eine zweite Beschichtung aufzutragen, wobei die Faser eine erste und eine zweite Beschichtung umfasst, die erste Beschichtung als Beschichtung des Mantels und die zweite als Beschichtung der ersten Beschichtung, wobei die zweite Beschichtung ein das Laserlicht absorbierendes Material umfasst. In einer weiteren Ausführungsform bezieht sich die Erfindung auf eine solche zweite Beschichtung, wobei die optische Faser eine erste und eine zweite Beschichtung umfasst, die erste Beschichtung als Beschichtung des Mantels und die zweite als Beschichtung der ersten Beschichtung, wobei die zweite Beschichtung aus einem Material besteht, das einen höheren Brechungsindex besitzt als das erste Beschichtungsmaterial, wie z.B. eine Kombination von Acrylat als erste Beschichtungslage und schwarzem Nylon als zweite Beschichtung (wie in der von FiberTech, Berlin, Deutschland hergestellten Faser AS200/220/IRAN). Diese Maßnahme dämpft die vielfachen Reflexionen des Laserlichts an der Grenzfläche zwischen der ersten Beschichtungs und der Luft. Stattdessen tritt das Licht in die zweite Beschichtung, wo es absorbiert wird. Das begrenzt die Weglänge des Laserlichts durch das Beschichtungsmaterial und dadurch die Intensität des Raman-Signals, das von der Beschichtung erzeugt wird.
  • Eine weitere Maßnahme besteht darin, dafür zu sorgen, dass die Faser nicht gebogen wird, insbesondere, dass sie keine Krümmung nahe an oder unter dem vom Hersteller angegebenen minimalen Krümmungsradius erfährt. Die Biegung führt zum Austritt des Lichts aus den gebundenen Modi. Das ist eine bekannte Erscheinung, die aber für diese Erfindung die zusätzliche negative Auswirkung der Erzeugung eines Raman-Signals der Beschichtung hat. Um eine minimale Krümmung der Faser zu erreichen, kann diese in ein steifes oder flexibles Rohr, z.B. eine Edelestahl-Monocoil (der Fa. Fiberguide Industries, Sterling, New Jersey, USA) eingelegt werden, welche die Krümmung mechanisch begrenzt. Die Möglichkeit, ein solches schlauchförmiges Material einzusetzen, ist natürlich von möglichen Beschränkungen abhängig, die von der speziellen Anwendung zur Gewebeanalyse gegeben sind.
  • Die Detektion des Signals wird am besten so durchgeführt, dass die Signaldetektoreinheit im Wesentlichen das Signal detektiert, das aus dem Kern der optischen Faser unter einem Winkel innerhalb einer numerischen Apertur der optischen Faser austritt. Das kann durch so genannte Raumfiltration erzielt werden, wobei ein bildgebendes System eingesetzt wird, um vor der Detektion die Stirnfläche der Faser auf einem Membran abzubilden. Die Größe des Membrans muss kleiner oder gleich dem Abbild des Faserkerns sein. Auf diese Weise wird nur das Licht, das die Stirnfläche der Faser durch den Kern verlässt, durch das Membran durchgelassen. Zur Begrenzung der numerischen Apertur des bildgebenden Systems auf die numerische Apertur der optischen Faser, kann eine zweite Membran vorgesehen werden, die ggf. zwischen der Stirnfläche der Faser und dem ersten bildgebenden Element angeordnet wird.
  • Eine alternative Maßnahme besteht darin, eine Maske über die Stirnfläche der Faser zu setzen, die nur den Faserkern frei lässt.
  • Eine zusätzliche Maßnahme besteht in der Entfernung des Beschichtungsmaterials neben der Stirnfläche der Faser, wo das Licht in die Faser eingekoppelt wird, auf einer Länge von 5 mm oder mehr, wonach der Mantel mit schwarzem Epoxidharz (z.B. Epotek der Fa. Billerica, Massachusetts, USA) beschichtet wird. Dadurch wird das gesamte Licht absorbiert, das durch den Mantel in Richtung der Signaldetektoreinheit fließt, bevor dieses die Stirnfläche der Faser erreicht. Daher betrifft die Erfindung in einer Ausführungsform auch ein Messinstrument und dessen Verwendung, wobei die optische Faser eine das Laserlicht absorbierende Beschichtung auf der Faserpitze umfasst, wobei die Faserspitze zur Signaldetektoreinheit weist.
  • In einer besonderen Ausführungsform, kann die Faser mit einem Anschluss (z.B. mit einem FC-Konnektor) zum Verbinden der Faser mit der das Laserlicht einkoppelnden Optik und mit der der Signaldetektion zugeordneten Optik. Dadurch wird ein einfaches Auswechseln der Fasern ohne erneutes Ausrichten des Systems möglich. Die einfache Auswechslung der Fasern sowie die niedrigen Kosten fördern die Verwendung von faseroptischen Messköpfen zur Gewebekennzeichnung durch Ramanspektroskopie im Bereich hoher Wellenzahlen im Einwegeinsatz. Das bietet die vorteilhafte Möglichkeit, einen Messkopf sterilisieren und verpacken zu können, der dann erst gleich vor dem Einsatz zur Gewebekennzeichnung der Packung entnommen wird. Nach der Untersuchung wird der Messkopf weggeworfen, wodurch jedes Risiko der ungenügenden Sterilisierung vor dem nächsten Gebrauch entfällt.
  • Wegen der Rayleigh-Streuung des Laserlichts im Kern und Mantel der optischen Faser kann die Laserbelichtung des Beschichtungsmaterials nicht vollkommen verhindert werden. Die oben beschriebenen Mechanismen die zur Laserbelichtung des Beschichtungsmaterials führen, gestatten auch den erneuten Eintritt eines kleinen Teils des im Beschichtungsmaterial erzeugten Raman-Signals in einen gebundenen Modus der optischen Faser, wodurch nicht mehr verhindert werden kann, dass dieses Raman-Störgeräusch der Faser zusammen mit dem Raman-Signal des zu untersuchenden Gewebes detektiert wird.
  • Daher wird allgemein Beschichtungsmaterial bevorzugt, in dem kein Raman-Signal im Bereich hoher Wellenzahlen erzeugt werden kann, wie dies bei den oben erwähnten Metallbeschichteten Fasern der Fall ist.
  • Werden die zusätzlichen Maßnahmen zum Teil getroffen, so können andere Beschichtungsmaterialien verwendet werden. Ein Beispiel dafür ist ein Messinstrument, in dem die Beschichtung der optischen Faser Acrylat, Tefzel, TECS oder Silikon enthält. So könnte das Ramanstörsignal der optischen Faser bei acrylatbeschichteten Fasern (wie z.B. die von FiberTech, Berlin, Deutschland hergestellte Faser AS200/220/IRAN und die von Fiberguide Industries, Sterling, New Jersey, USA vermarktete Faser AFS200/220 Y) durch die Verwendung eines Lasers, der Laserlicht der Wellenlänge 720 nm mit einer Laserleistung von 100 mW erzeugt, und bei einer Signalerfassungszeit von bis zu 10 Sekunden, bis unter die Detektionsgrenze reduziert werden.
  • Eine solche Laserleistung und Signalerfassungszeit sind ausreichend um Ramanspektren hoher Qualität im Bereich hoher Wellenzahlen von Geweben zu erhalten, wenn das von der optischen Faser erzeugte Raman-Signal in ein Ramanspektrometer mit wenigstens 25% Signaldurchsatz eingekoppelt wird, das einen für das Nahinfrarot optimierten Charge-Coupled-Device-(CCD)-Detektor für die Detektion des Raman-Signals ver wendet (wie z.B. eine von der Fa. Andor Technologies, Belfast, UK erhältliche Back-Illuminated Deep Depletion CCD-Kamera).
  • Weitere nicht einschränkende Beispiele für geeignete Fasern sind FG-200-LCR (welches eine Faser mit einem Schmelzkieselsäurekern (mit einem Durchmesser von 200 μm), einem Schmelzkieselsäuremantel mit einem Durchmesser von 240 μm, einer TECS-Beschichtung mit einem Durchmesser von 260 μm und einem Tefzel-Buffer mit einem Durchmesser von 400 μm), FT-200-EMT (auch von der Firma 3M), eine Faser mit einem Mantel aus TECS, und WF 200/240 A, eine Faser mit Schmelzkieselsäurekern und -mantel mit Acrylatbeschichtung (von der Fa. Ceramoptec).
  • Silikonbeschichtete Fasern sind weniger bevorzugt. Es wurden zahlreiche Silikonbeschichtete Fasern getestet. Obwohl das Störsignal von Silikon stark gemindert werden kann, bleibt ein gewisses Störsignal von Silikon bestehen. Das kann zu begrenzter Verwendbarkeit für Messungen führen, bei denen sehr kleine Unterschiede zwischen den Ramanspektren wichtig sind. Beispiele für Fasern, die ein nachteiliges Störsignal im Spektralbereich von 2500-3700 cm-1 hervorrufen, sind WF 200/240 BN und WF200/240 BT, welche Fasern mit einem Schmelzkieselsäurekern, einem Schmelzkieselsäuremantel und einem Silikon-Buffer mit einer Beschichtung aus schwarzem Nylon bzw. schwarzem Tefzel sind (Fa. Ceramoptec).
  • Folglich kann erfindungsgemäß die Bereitstellung einer oder mehrerer Fasern zur Lichteinsammlung, die kein oder im Wesentlichen kein Raman-Signal in wenigstens einem Abschnitt des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufweisen, in einem Messinstrument erfolgen, indem der faseroptische Messkopf wenigstens eine Faser umfasst, oder indem der faseroptische Messkopf wenigstens eine einen Schmelzkieselsäurekern und einen Teflon- oder TECS-Mantel enthaltende optische Faser umfasst oder ein Beschichtungsmaterial verwendet wird, in dem ein an sich schwaches oder im Wesentlichen kein Signal im Wellenzahlenbereich von 2500 bis 3700 cm-1 erzeugt wird, oder indem die Beschichtung der Faser eine oder mehrere Teflon- und Metallbeschichtungen umfasst, oder indem die Detektoreinheit im Wesentlichen nur das vom Kern der Faser erhältliche Signal misst, oder indem die Faser eine erste und eine zweite Beschichtung umfasst, wobei die erste Beschichtung als Beschichtung des Mantels und die zweite Beschichtung als Beschichtung der ersten Beschichtung dient, wobei die zweite Beschichtung ein Material mit höherem Brechungsindex als das erste Beschichtungsmaterial umfasst, oder wobei die optische Faser eine das Laserlicht absorbierende Beschichtung der optischen Faserendspitze umfasst, wobei die optische Faser eine das Laserlicht absorbierende Beschichtung der Faserendspitze umfasst, oder indem die Stirnfläche der optischen Faser an der Stelle, an der das Laserlicht in die Faser eingekoppelt wird, abgeschliffen wird, oder Kombinationen dieser Merkmale.
  • Es ist selbstverständlich, dass die Faser genügend Transmission für das Laserlicht und für das interessierende Raman-Signal besitzt. Eine bevorzugte Faser besitzt eine Transmission für die Wellenlängen des Laserlichts und des Raman-Signals von mindestens 50%. Besonders bevorzugt mindestens 90%. Zur Erhöhung der Lichttransmission wird bevorzugt das proximale Ende der Faser, wo das Laserlicht in die Faser eingekoppelt wird, mit einer Entspiegelungsschicht versehen, welche für die die Laserwellenlänge und die für die Raman-Signalmessung geeigneten Wellenlängen umfassenden Wellenlängenbereiche optimiert ist.
  • Der faseroptische Messkopf kann ebenfalls ein Faserbündel umfassen, in dem die Fasern nicht beschichtet sind. Die Fasern können in einen faseroptischen Messkopf dicht verpackt werden.
  • In einer weiteren Ausführungsform ist das Messinstrument ein Messinstrument, das am distalen Ende des faseroptischen Messkopfs einen Optikbaustein enthält, der zur Festlegung des Orts und/oder der Probenausdehnung dient, die ausgeleuchtet und/oder von der das zurück gestreute Licht eingesammelt wird.
  • Unter Plaque oder atherosklerotischer Plaque wird im Sinne der Erfindung ein pathologischer Zustand verstanden, der den Aufbau von Fettstoffen in der Wand einer Arterie umfasst. Sie kann in einer beliebigen Arterie des Körpers vorkommen, am häufigsten aber in der Koronararterie, den Halsschlagadern, der Aorta, den Nierenarterien und den distalen Beinarterien. Die Plaque oder die atherosklerotische Plaque in und/oder auf Geweben weist ein oder mehrere charakteristische Raman-Signale im Spektralbereich von 2500-3700 cm-1 auf. Solche Raman-Signale werden besonders im Spektralbereich zwischen 2700 und 3100 cm-1 vorgefunden.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform umfasst das Messinstrument eine Faser, die im Wesentlichen kein Raman-Signal im Spektralbereich besitzt, in dem die für die atherosklerotische Plaque charakteristischen Signale vorgefunden werden. Solche Raman-Signale werden besonders im Spektralbereich zwischen 2700 und 3100 cm-1 gefunden. Die Erfindung betrifft ebenfalls ein Messinstrument, worin die Faser im Wesentlichen kein Raman-Signal in dem Spektralbereich besitzt, in dem Raman-Signale vorkommen, die characteristisch für eines oder mehrere Elemente der Gruppe bestehend aus Lipidpools, fibrösen Kappen und/oder darin anwesenden Makrophagen oder darin enthaltenem Cholesterin sind. Die Stellung der Raman-Signale dieser Verbindungen kann von einem Fachmann durch den Vergleich der Ramanspektren von gesundem Gewebe mit betroffenem oder solche Verbindungen enthaltendem Gewebe abgeleitet werden. Unter „im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten eines Spektralbereichs" wird verstanden, dass die Intensität des detektierten, von der optischen Faser erzeugten Störgeräuschs in wenigstens einem Teil des Spektralbereichs, in dem das kennzeichnende Raman-Signal vorgefunden wird, derselben Größenordnung oder kleiner ist als das Raman-Signal der untersuchten Probe und dass das/die Raman-Signal(e) der Probe leicht von diesem Störgeräusch unterschieden werden kann/können. Das Messinstrument kann im gesamten Spektralbereich zwischen 2500 und 3700 cm-1, bevorzugt zwischen 2700 und 3100 cm-1 messen, aber es ist ebenfalls möglich, einen Teil oder Teile dieses Spektralbereichs für die Messungen und die Analyse und/oder Diagnostik auszuwählen.
  • In einer Ausführungsform besitzt das Messinstrument eine Faser, die im Wesentlichen kein Raman-Signal im Spektralbereich besitzt, in dem die für das Krebsgewebe oder Vorkrebs-Gewebe, insbesondere für den Gehirnkrebs charakteristischen Signale vorgefunden werden. Solche Raman-Signale werden im Spektralbereich von 2500-3700 cm-1, insbesondere im Spektralbereich von 2700-3100 cm-1 vorgefunden. Mit „Krebsgewebe" ist Gewebe gemeint, das Krebszellen enthält. Vorkrebs-Gewebe ist als Gewebe zu verstehen, das ein anormales Gewebe ist, das eine Vorstufe des Krebsgewebes darstellt.
  • Um eine rasche und/oder automatische Analyse zu ermöglichen, umfasst das Messinstrument gewöhnlich eine Einheit zur Signalanalyse, welche das erfasste Raman-Signal analysiert. Die Analyse umfasst einen Algorithmus, der Daten bereitstellt, die z.B. die Molekularzusammensetzung der Probe und/oder die klinische Diagnoseklasse, dem die Probe angehört, betreffen.
  • Die Bestimmung der Molekularenzusammensetzung z.B. der Gefäßwand oder der atherosklerotischen Plaque wird z.B. durch ein Kleistquadrat-Anpassungsverfahren durchgeführt, in dem das gemessene Spektrum an einen Satz von Spektren von Verbindungen angepasst wird, die bekannterweise in der Gefäßwand oder in der Plaque vorhanden sein können. Über die Anpassungskoeffizienten werden dann quantitative Informationen betreffend die Molekularzusammensetzung erhalten. Alternativ kann zur genauen Bestimmung der molekularen Zusammensetzung ein auf der Methode der partiellen kleinsten Quadrate basierender Algorithmus entwickelt werden.
  • Zur Detektion von Krebsgewebe können verschiedene bekannte variate statistische und/oder Neuronalnetz-Analyseverfahren wie die lineare Diskriminantenanalyse und die Analyse auf Grund von künstlichen Neuronalnetzen eingesetzt werden. Diese Analyse- und Diagnoseverfahren sind im Stand der Technik bekannt, doch sind die speziellen Parameter an die jeweils zu untersuchende Gewebeart oder -probe anzupassen.
  • Ein solches Instrument, das eine Signalanalyseeinheit umfasst, ist sehr gut geeignet für die Diagnose von Krankheiten, wie z.B. von atherosklerotischer Plaque und/oder von Krebs- oder Vorkrebs-Gewebe. Diese Signalanalyseeinheit kann Informationen über die Molekularzusammensetzung der normalen und atherosklerotischen Blutgefäßwand, die klinische Diagnoseklasse einer atherosklerotischen Läsion, die Dicke einer fibrösen Kappe, das Vorhandensein von Makrophagen in der fibrösen Kappe, das Vorhandensein und die Größe und/oder Zusammensetzung eines Lipidpools, das Vorhandensein von Cholesterin (als Ester), das Vorhandensein von Krebs- oder Vorkrebs-Gewebe, von einem vitalen Tumor oder von Nekrose bereitstellen, und kann entsprechende spezifische Signale hierzu liefern.
  • Die Erfindung betrifft auch die Verwendung des Messinstruments zur Messung eines Raman-Signals einer Gewebeprobe, bevor sie reseziert oder biopsiert wird, oder kurz nach der Biopsie bzw. Resektion, bevorzugt einer exzisierten, biopsierten oder einem menschlichen oder tierischen Körper entnommenen Gewebeprobe. Nach einem anderen Aspekt wird es zur Auswahl von Gewebe für die Biopsie oder Resektion verwendet.
  • Nach einem weiteren Aspekt der Erfindung umfasst sie ein Messinstrument gemäss dem beigefügten Anspruch 1.
  • In einer Ausführungsform umfasst der faseroptische Messkopf eine Faser, die sowohl das Licht zum Gewebe hin transportiert als auch das vom Gewebe zurück gestreute Licht einsammelt und das eingesammelte Licht weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit transportiert, wobei die Faser im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500-3700 cm-1 aufweist.
  • Nach einem weiteren Aspekt der Erfindung umfasst sie ein Verfahren zur Messung eines Raman-Signals einer Gewebeprobe, wobei ein erfindungsgemäßes Messinstrument gemäß dem beigefügten Anspruch 15 verwendet wird.
  • Die Erfindung umfasst ebenfalls ein Verfahren zur Erzeugung und Messung eines Raman-Signals gemäß dem beigefügten Anspruch 14.
  • In einer weiteren Ausführungsform betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Erzeugen und Messen eines Raman-Signals eines Gewebes, umfassend die Bereitstellung eines Lasers, einer Signaldetektoreinheit zum Messen des Raman-Signals sowie eines faseroptischen Messkopfs, worin der faseroptische Messkopf eine oder mehrere aus einem Kern, einem Mantel und gegebenenfalls einer Beschichtung bestehende optische Fasern zum Transport des Laser-Lichts zum Gewebe hin und zur Einsammlung des vom Gewebe zurück gestreuten Lichts sowie zum Transport des eingesammelten Lichts weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit enthält, wobei der Transport des Laser-Lichts durch die wenigstens eine optische Faser, die Einsammlung des Raman-Signals des Gewebes durch die wenigstens eine optische Faser und die Detektion des Raman-Signals in einer Signaldetektoreinheit geschieht, wobei die zur Lichteinsammlung bestimmte(n) Faser(n) im Wesentlichen kein Raman-Signal in wenigstens einem Abschnitt des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufweisen, und wobei die Detektoreinheit das Raman-Signal in diesem Bereich erfasst. In einer Variante dieser Ausführungsform betrifft die Erfindung ein Verfahren umfassend das Senden des Laserlichts durch dieselbe Faser, die auch das Raman-Signal einsammelt, wobei eine optische Faser verwendet wird, die im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500-3700 cm-1 aufweist.
  • In einer besonderen Ausführungsform ist das oben genannte Verfahren ein Verfahren zur Analyse von Gewebe durch das Messen eines Raman-Signals, umfassend das Senden des Laserlichts durch ein Ende der optischen Faser, wobei das andere Ende der optischen Faser in das interessierende Gewebe hinein, in Berührung damit oder sehr nahe daran gebracht wird, das von der Probe zurück gestreute Signal über eine optische Faser eingesammelt und das Raman-Signal von einer Signaldetektoreinheit detektiert wird, dadurch gekennzeichnet, dass das Laserlicht durch dieselbe optische Faser gesendet wird, die auch das Raman-Signal einsammelt und dadurch, dass in diesem Verfahren eine Faser eingesetzt wird, die im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500-3700 cm-1 aufweist. Falls erforderlich, z.B. zur Erhöhung des Signal-Rauschabstands, werden mehrere Ramanmessungen des untersuchten Gewebes durchgeführt.
  • Nach dem erfindungsgemäßen Verfahren, wird das Signal der Detektoreinheit zu einer Signalanalyseeinheit gesendet, die das erfasste Signal analysiert, wobei die Analyseeinheit einen Algorithmus umfasst, der Daten betreffend die Molekularzusammensetzung der Probe und/oder die klinische Diagnoseklasse, der die Probe angehört, liefert.
  • Zur Analyse oder zur Erstellung einer Diagnose können zahlreiche Verfahren zur Ableitung von Information herangezogen werden. Zum Beispiel umfasst die Erfindung ein Verfahren, worin vor der Messung des interessierenden Gewebeabschnitts, Messungen an normalerweise im interessierenden Bereich angetroffenem Gewebe durchgeführt werden. Sie umfasst aber auch ein Verfahren, worin vor dem Scannen des interessierenden Gewebebereichs, Messungen an von der nachzuweisenden Krankheit betroffenem(n) Gewebe(n) im interessierenden Gewebebereich und in demselben Spektralbereich oder Abschnitt(en) dieses Spektralbereichs vorgenommen wird. Daher umfasst sie ein Verfahren zur Wertung eines vom interessierenden Gewebeabschnitt erhaltenen Raman-Signals, um festzustellen, ob das Raman-Signal von normalem Gewebe oder von krankem Gewebe stammt. Ein Verfahren zur Einschätzung der Eignung eines Fasertyps zur Messung des Raman-Signals von Gewebe umfasst
    • – den Gebrauch eines erfindungsgemäßen Messinstruments,
    • – die Durchführung einer Messung, ohne dass ein Gewebe am distalen
    • – Ende der optischen Faser vorhanden ist,
    • – die Durchführung einer Messung beim Vorhandensein eines Gewebes am distalen Ende der optischen Faser,
    • – den Vergleich der Spektren miteinander, die mit bzw. ohne Vorhandensein von Gewebe am distalen Ende der optischen Faser erzielt wurden, und
    • – die Entscheidung, ob die optische Faser zur Messung eines Raman-Signals eines Gewebes geeignet ist.
  • Eine Faser ist geeignet, wenn das Raman-Signal des Gewebes vom Raman-Signal der optischen Faser unterscheidbar ist (falls ein solches Raman-Signal der optischen Faser vorhanden ist).
  • Gemäß einem Verfahren zur Einschätzung der Eignung eines Fasertyps zur Messung von Raman-Signalen von Gewebe, wird eine Gewebeprobe vor der Messung exzisiert, biopsiert oder einem menschlichen oder tierischen Körper entnommen, wobei das Raman-Signal der optischen Faser für die Probe bzw. für eine Leerprobe gemessen wird, und wobei die Raman-Signale der Probe und der Leerprobe miteinander verglichen werden.
  • Das erfindungsgemäße Verfahren kann zur Diagnose humanen oder tierischen Gewebes der Blutgefäßwand, zur Diagnose von humanem oder tierischem Gewebe auf das Vorhandensein von Dysplasien, zur Bestimmung der Molekularzusammensetzung normaler und atherosklerotischer Blutgefäßwände, zur Bestimmung der klinischen Diagnoseklasse einer atherosklerotischen Läsion, der Dicke der fibrösen Kappe, des Vorhandenseins, der Größe und/oder Zusammensetzung eines Lipidpools, des Vorhandenseins von Cholesterin (als Ester), des Vorhandenseins von anormalem Krebs- oder Vorkrebs-Gewebe, eines vitalen Tumors oder von Nekrose eingesetzt werden.
  • Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch zur Einschätzung der Wirkung von Arzneimitteln, Nahrung oder Diätnahrung auf krankes oder gesundes Gewebe eingesetzt werden.
  • Das erfindungsgemäße Verfahren und das erfindungsgemäße Messinstrument können ebenfalls zur Hautdiagnose und Hautklassifizierung, wie z.B. zur objektiven Hautklas sifizierung eingesetzt werden. Es bestehen bedeutende Unterschiede zwischen den Ramanspektren bei hohen Wellenzahlen von alter Haut, junger Haut und atopischer Haut. Diese Unterschiede können auf Unterschiede zwischen den relativen Konzentrationen von Proteinen, Lipiden und Wasser zurückgeführt werden. Die Ramanspektroskopie unter Verwendung von optischen Fasern bei hohen Wellenzahlen besitzt daher die Möglichkeit, auf objektive Weise verschiedene Hauttypen oder Hautkrankheiten zu unterscheiden. Diese Information ist für das Entwickeln und Prüfen von Körperpflegeprodukten und pharmazeutischen Produkten zur topischen Anwendung wertvoll, sowie für die auf den individuellen Kunden oder Patienten optimierte Auswahl solcher Produkte, da verschiedene Hauttypen unterschiedlich auf solche Produkte reagieren oder unterschiedliche Formulierungen zur Erreichung einer erwünschten Wirkung benötigen können.
  • In der Erfindung bezieht sich „Licht, das vom Gewebe zurück gestreut wird" auf die Ramanstreuung des Gewebes. Das schließt nicht aus, dass das Gewebe selbst auch Fluoreszenz infolge der Laseranregung aufweist.
  • Die durch den Einsatz des Instruments erhaltenen Ergebnisse werden allgemein nicht zu einem Resultat führen, das sofort das Treffen einer Entscheidung und/oder einen Diagnoseschluss ermöglicht. Ebenfalls umfassen die erfindungsgemäße Verwendung und das erfindungsgemäße Verfahren nicht alle für die Diagnose erforderlichen Schritte und werden hauptsächlich oder ausschließlich Interimergebnisse liefern. Daher kann „Diagnose" im Sinne der Erfindung die Bedeutung einer Analyse, die keine unmittelbare Diagnose ermöglicht, oder einer Analyse, die eine unmittelbare Diagnose ermöglicht, haben.
  • Beispiele
  • Beispiel 1. Raman-Mapping einer atherosklerotischen Arterie.
  • Dieses Experiment belegt die Möglichkeiten der Ramanspektroskopie im erfindungsgemäßen Spektralbereich zur Untersuchung der atherosklerotischen Plaque.
  • Die zur Erhaltung der in 1 gezeigten Raman-Map verwendete Probe aus einer humanen Koronararterie wurde bei der Autopsie erhalten (weniger als 24 Std post mor tem). Sie wurde in flüssigem Stickstoff blitzgefroren und bei -80°C bis zur Verwendung aufbewahrt. Für die Ramanmessungen wurde eine 20 mm dicke Kryosektion in ein Calciumfluorid (CaF2) Fenster gelegt (Fa. Crystran UK) und passiv bis zur Erreichung der Raumtemperatur erwärmt. Nach den Ramanmessungen wurde sie nach einem Standardverfahren mit Hematoxylin und Eosin gefärbt.
  • Zur Einsammlung der Ramanspektren wurde das 719 nm Laserlicht eines von einem Argon-Ionen-Laser optisch gepumpten Titan: Saphir-Lasersystems (Fa. Spectra Physics, Mountain View, CA) verwendet. Das eingesetzte Ramanmikrospektrometersystem wurde eingehend in Van de Poll SWE, Bakker Schut TC, Van der Laarse A, Puppels GJ "In Situ Investigation of the Chemical Composition of Ceroid in Human atherosclerosis by Raman Spectroscopy" J. Raman spectrosc. 33:544-551 (2002) beschrieben. Ein 80x NIR-optimiertes Objektiv (Fa. Olympus MIR-plan 80x/0.75, Japan) mit einer Arbeitsdistanz von ungefähr 1,6 mm wurde eingesetzt, um das Laserlicht auf die Koronararteriensektion zu fokussieren, und das von der Gewebeprobe zurück gestreute Licht einzusammeln. Zum automatischen Scannen der Gewebesektionen wurde das Mikroskop mit einer motorisierten computergesteuerten Probenbühne ausgestattet. Die Pixelfläche wurde bei jeder Messung in beide Richtungen durch den Laserfokus gescannt, um ein mittleres Ramanspektrum des gesamten Pixels zu erhalten. Die Aufnahme des Ramanspektrums und die mikroskopische Bewegung der Probenbühne war durch Grams/32 Spectral Notebase Software (Galactic Industries Corp., Salem, NH) computergesteuert. Die Laserleistung unter dem Mikroskopobjektiv betrug ca. 40 mW.
  • Das CaF2-Fenster wurde unter dem Mikroskop angeordnet. Die computergesteuerte Probenbühne wurde über ein zweidimensionales Gitter bewegt, und die Ramanspektren wurden mit einer Erfassungszeit von 1 s pro Gitterpunkt erfasst.
  • Die Wellenlängenkalibrierung der Spektren erfolgte unter Verwendung dreier bekannter Raman-Kalibrierstandards (4-Acetamidophenol, (Fa. Sigma), Naphthalin, Cyclohexan (Fa. ICN Biochemicals)), und der Emissionslinien einer Neon- und einer Neon-Argon-Lampe. Die Spektren wurden um die kosmische Strahlung korrigiert und unter Verwendung einer kalibrierten Tungstenlampe mit bekannter Temperatur um die wellenlängenabhängige Detektionseffizienz der Vorrichtung korrigiert. Anschließend wurde das von den optischen Elementen im Emissionsweg des Laserlichts stammende Störgeräusch abgezogen.
  • Verarbeitung der Ramandaten
  • Für die gesamte Datenverarbeitung wurde Matlab 6.1 Version R12 (Fa. Mathworks Inc., Natick, MA) verwendet.
  • Die k-Means-Clusteranalyse
  • Es wurde die Hauptkomponentenanalyse (PCA), gefolgt von der k-Means-Clusterananlyse (KCA) eingesetzt, um die Heterogenität der Ramanspektren in jeder Gewebeprobe zu bestimmen. Dieser Gruppenanalysenalgorithmus wurde eingesetzt, um Gruppen von Spektren mit ähnlichen spektralen Merkmalen (Cluster) zu finden. Kurz gesagt, die Analyse wurde auf Grund von normalisierten Ableitungen erster Ordnung der Spektren (2700 to 3100 cm-1) durchgeführt, um jeden Einfluss der Veränderung der absoluten Intensität des Ramansignals klein zu halten und um ein schwaches, sich langsam veränderndes Störgeräusch zu korrigieren, das auf eine schwache Selbstfluoreszenz des Gewebes zurückzuführen ist. Zuerst wurden die Spektren der PCA unterzogen, um die zur Darstellung der Streuung im spektralen Datensatz notwendigen Parameter zu orthogonalisieren und deren Anzahl zu reduzieren. Es wurden die ersten 100 Hauptkomponenten berechnet, die typischerweise für 99% der Signalstreuung verantwortlich sind. Die für jedes Spektrum erhaltenen PC-Werte wurden als Eingangsgrößen für die KCA verwendet. Die Anzahl der Cluster, in die die Spektren durch KCA gruppiert werden, wird vom Benutzer definiert. Nach der KCA wurde jedem Cluster ein bestimmter Grauton zugeordnet. Jedem Gitterelement der Raman-Map wurde dann der Grauton des jeweiligen Clusters zugeordnet. Auf diese Weise wurde ein Grautonbild der gefrorenen Sektion geschaffen, worin Flächen mit ähnlichen Spektren denselben Grauton hatten. Schließlich wurde das gemittelte Ramanspektrum eines jeden Clusters berechnet.
  • 1 zeigt das Ergebnis eines Raman-Mapping Experiments, in dem die Spektren von einem dünnen Querschnitt einer nicht fixierten humanen atherosklerotischen Arterienwand in einem 2-dimensionalen Gitter von 80 × 70 Punkten erhalten wurden. Die Unterschiede zwischen den von Gitterpunkten mit dem gleichen Grauton erhaltenen Spektren waren kleiner als zwischen von Gitterpunkten mit verschiedenem Grauton erhaltenen Spektren, wie durch eine k-Means-Cluster-Analyse der Daten festgestellt wurde. Die Gitterpunkte des Gewebes mit gleichem Grauton haben also eine ähnliche Zusammensetzung. Die Gitterpunkte des Gewebes mit verschiedenem Grauton weisen bedeutende Unterschiede ihrer Molekularzusammensetzung auf.
    • A) Das Ergebnis einer k-Means Cluster-Analyse mit 4 Cluster. Cluster 1 stimmt mit adventitiellem Fett überein. Cluster 2 stimmt mit der Arterienwand überein. Cluster 3 und 4 stimmen mit der atherosklerotischen Läsion überein.
    • B) Cluster-gemittelte Ramanspektren für Cluster 1, 2, 3 und 4.
  • Die Unterschiede zwischen den Spektren in 1B, sowie die hochstrukturierte Lokalisierung der Gewebegitterpunkte mit sehr ähnlichen Spektren (die einem Cluster angehören) illustrieren die Empfindlichkeit der Ramanspektroskopie bei hohen Wellenzahlen gegenüber der Architektur einer atherosklerotischen Plaque, was ihre Molekularzusammensetzung anbelangt. Aus den Spektren kann Information betreffend die Molekularzusammensetzung der Gewebegitterpunkte z.B. durch ein klassisches Anpassungsverfahren mit der Methode der kleinsten Quadrate abgeleitet werden, worin die Gewebespektren an Spektren z.B. von isolierten Verbindungen, die im Gewebe vorhanden sein können, angepasst werden.
  • 2 zeigt Spektren solcher Verbindungen: A: Elastin, B: Cholesteryllinoleat, C: Cholesteryloleat, D: Cholesteryllinolenat, E: Cholesterylpalmitat, F: Typ-1-Kollagen, G: Trilinolein, H: Triolen, I: Tripalmitin, J: Cholesterin. Die Figur zeigt, dass diese Verbindungen, die in der atherosklerotischen Plaque und in der Arterienwand vorhanden sein können, im interessierenden Spektralbereich unterschiedliche Ramansignale aufweisen. Die Ramanspektren dieser Chemikalien wurden unter Verwendung derselben Ramanvorrichtung aufgenommen, wie die für die in 1 dargestellten Messungen.
  • Tabelle 1 zeigt das Ergebnis einer Anpassung durch die Methode der kleinsten Quadrate der Cluster-gemittelten Spektren 1 bis 4 von 1B an die Spektren der reinen Verbindungen von 2 und einem Polynom ersten Grades zum Einbeziehen eines eine leichte Steigung aufweisenden Rauschens. Cluster-gemittelte Ramanspektren wurden an den Ramanspektrensatz dieser reinen Verbindungen angepasst, wobei eine nicht-negative (d.h., dass nur positive Anpassungskoeffizienten erlaubt sind) lineare Anpassungsroutine mit der Methode der kleinsten Quadrate verwendet wurde. Das Polynom ersten Grades wurde in die Anpassung aufgenommen, um einem schwachen (Fluoreszenz-)Rauschen Rechnung zu tragen. Die Summe der nicht-negativen Beiträge der Verbindungsspektren zur Kleinstquadratanpassung wurde auf 100 % angesetzt.
  • Die angegebenen Prozentsätze beziehen sich auf die relativen Signalbeiträge der in 2 dargestellten Protein-, Cholesterin-, Triglicerid- und Cholesterinester-Spektren. Die Signalbeiträge der verschiedenen Cholesterinester („gesamte Triglyceride") sowie jene von Kollagen und Elastin („gesamte Protein") wurden zusammengezählt. Tabelle 1: Aus verschiedenen Abschnitten einer eine atherosklerotische Läsion enthaltenden Arterienwand erhaltene relative Signalbeiträge des Cholesterin-, Cholesterinester-, Triglycerid- und Proteinsignals
    Cluster Ort Cholesterin Gesamte Cholesterin-ester Gesamte Triglyceride Gesamtes Proteine
    1 Adventitielles Fett 0% 11% 88% 1%
    2 Normale Arterienwand 2% 0% 0% 98%
    3 Atherosklerotische Läsion 14% 33% 29% 24%
    4 Die die Arterienwand umgebende Läsion 2% 21% 3% 73%
  • 3 zeigt das Ergebnis des Vergleichs der Lipidzusammensetzung von Segmenten humaner Arterien, wie sie durch Ramanspektroskopie und HPTLC (High Performance Thin Layer Chromatography = Hochleistungs-Dünnschichtchromatographie) bestimmt wurden. 58 Arteriensegmente von etwa 1 cm2 wurden unter einem Ramanmikrospektrometer gescannt, wobei das Ramansignal im höheren Wellenzahlenbereich eingesammelt wurde (dasselbe Instrument wie für die 1 und 2 verwendetes). Nach den Ramanmessungen wurden die Lipide aus den Artereinsegmenten extrahiert und durch HPTLC analysiert. Die gesamte Lipidfraktion wurde auf 100 % normalisiert. Es wurde ein auf die Raman- und HPTLC-Ergebnisse für 57 Segmente gestütztes partielles Kleinstquadratmodell entwickelt und auf das 58. Segment des Ramanspektrums angewendet, um dessen Lipidzusammensetzung vorauszuberechnen. Das Ergebnis wurde mit dem Resultat der HPTLC-Analyse des 58. Segments verglichen. Diese Einschätzung für ein ausgelassenen Elements wurde für jedes der 58 Segmente wiederholt, 3 zeigt einen Vergleich zwischen der Ramanmethode für höhere Wellenzahlen zur Bestimmung der Lipidzusammensetzung in humanen Arterien (in situ) und HPTLC zur Bestimmung der relativen Gewichtsanteile von Cholesterin, gesamten Cholesterinestern und gesamten Triglyceriden. Es wurden hohe Korrelationskoeffizienten erhalten (r = 0,95 für Cholesterin, r = 0,93 für Cholesterylester, r = 0,96 für Triglyceride).
  • Das Experiment zeigt, dass die Ramanmessungen im erfindungsgemäßen Spektralbereich sehr gute Ergebnisse und mit der HPTLC vergleichbare Information liefern, weshalb die Ramanspektroskopie als In-vivo-Technik zur Untersuchung der atherosklerotischen Plaque einsetzbar ist.
  • Beispiel 2: Raman-Mapping von Krebsgewebe
  • Dieses Experiment belegt die Möglichkeiten der Ramanspektroskopie im erfindungsgemäßen Spektralbereich zur Untersuchung von Krebsgewebe.
  • Der Bereich der hohen Wellenzahlen kann ebenfalls vorteilhaft in verschiedenen klinischen onkologischen Anwendungen eingesetzt werden. 4A zeigt zum Beispiel eine von einer dünnen Gewebesektion von mit Meningiomen infiltrierter humaner Dura auf ähnliche Weise wie die Karte der in 1 dargestellten atherosklerotischen Läsion erhaltene Raman-Map. Zur Zeit ist keine entsprechende intraoperative Einschätzung des Exzisionsrands möglich. Allerdings ist bekannt, dass das zurückgelassene Meningiomgewebe zum Wiederauftreten des Tumors führen kann. 4B zeigt ein Bild eines benachbarten Gewebebereichs nach Färben mit Hematoxylin und Eosin (H&E-gefärbt). Überraschenderweise zeigen die histopathologische Einschätzung dieser Sektion und deren Vergleich mit der Raman-Map, dass die hellgrauen Flächen der Dura entsprechen, während die dunkelgrauen Flächen den Meningiomen (MG) entsprechen.
  • Das Experiment beweist, dass die Ramanmessungen im erfindungsgemäßen Spektralbereich wertvolle Informationen über das Krebsgewebe des Gehirns liefern, weshalb die Ramanspektroskopie als In-vivo-Technik zur Untersuchung derartigen Gewebes einsetzbar ist.
  • Beispiel 3: Raman-Mapping von Krebsgewebe
  • Dieses Experiment belegt die Möglichkeiten der Ramanspektroskopie im erfindungsgemäßen Spektralbereich bei der Untersuchung von Krebsgewebe.
  • 5A zeigt eine Raman-Map einer dünnen Sektion humaner Glioblastomen mit Abschnitten sowohl vitaler Tumore als auch nekrotischen Gewebes. Überraschenderweise zeigt der Vergleich der Ramankarte mit der benachbarten H&E-gefärbten, von einem Neuropathologen eingeschätzten Sektion, dass die hellgrauen Flächen dem vitalen Tumor entsprechen, während die dunkelgrauen Flächen auf der Raman-Map nekrotischem Gewebe entsprechen.
  • Das Experiment beweist, dass die Ramanmessungen im erfindungsgemäßen Spektralbereich wertvolle Informationen über das Krebsgewebe des Gehirns liefern, weshalb die Ramanspektroskopie zur Unterscheidung zwischen vitalem Tumorgewebe und nekrotischem Gewebe einsetzbar ist.
  • Beispiel 4. Schematische Darstellung eines Ramanspektrometers.
  • 6 zeigt eine typische Vorrichtung zur Ramanmessung und -analyse umfassend einen Laser 100, die Einkopplungsoptik 110, mit deren Hilfe das Laserlicht auf einem ersten Lichtweg 105 in einen faseroptischen Messkopf 120 eingekoppelt wird, der das Laserlicht zum zu untersuchenden Gewebe 130 hin transportiert und das vom Gewebe zurück gestreute Licht einsammelt und es zurück zur Einkopplungsoptik 110 transportiert, ein Filter 140, das einen Lichtweg 145 für das vom Gewebe 130 zurück gestreute, im Vergleich zum Laserlicht des Lasers 100 wellenlängenverschobene Licht schafft, ein Filter 150 zur starken Dämpfung des zurückgebliebenen Lichts derselben Wellenlänge wie das Laserlicht im Lichtweg 145, eine Messeinheit 160, welche die Intensität des ramangestreuten Lichts bei einer Vielzahl von Wellenlängen misst, eine Signalspeichereinheit 170 die elektronisch mit der Messeinheit 160 verbunden werden kann und welche die gemessenen Intensitäten speichert, und eine Signalanalyseeinheit 180, die mit der Signalspeichereinheit 170 mechanisch verbunden sein kann oder nicht, oder die mit der Signalspeichereinheit 170 übereinstimmen kann, und welche die gemessenen Signale analysiert, z.B. um Information über die Molekularzusammensetzung des Gewebes 130 zu liefern oder um die Klassifikation des Gewebes, z.B. die Bestimmung der klinischen Diagnoseklasse, der das Gewebe angehört, zu ermöglichen. Das System kann eine Einheit umfassen, die ein hörbares oder sichtbares Signal abgibt wenn bestimmtes Gewebe angetroffen wird. Die Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt. Der Fachmann kann die Komponenten, die gemäß seines Wissens erwünscht oder erforderlich sind, wechseln und/oder auswählen.
  • Beispiel 5 Schritte zur Durchführung einer Gewebeanalyse Dieses Experiment beschreibt die zur Durchführung einer Gewebeanalyse unter Verwendung der Ramanspektroskopie bei hohen Wellenzahlen. Die Schritte können auf verschiedene Weisen implementiert werden (folgende Beschreibung der Schritte ist deshalb nur beispielhaft und hat keinerlei einschränkende Bedeutung):
    • 1) Das Gewebe wird mittels einer Faser beleuchtet und das vom Gewebe zurück gestreute Licht wird von derselben Faser eingesammelt.
    • 2) Das Ramanspektrum des eingesammelten Lichts wird in der Form Signalintensität gegenüber Detektorkanalnummer erfasst.
    • 3) Das gemessene Spektrum wird vor der Endanalyse vorher bearbeitet. Dieser Vorbearbeitungsschritt kann die Wellenlängenkalibrierung der Detektorkanäle, eine Anpassungskorrektur aufgrund der wellenzahlenabhängigen Effizienz der Signaldetektion, eine Anpassungskorrektur der gemessenen Spektren um den Beitrag des irgendwo innerhalb des Ramanmesssystems erzeugten Störgeräuschs, das aber nicht vom untersuchten Gewebe stammt.
    • 4) Die Analyse der vorbearbeiteten Spektren. Zum Beispiel kann eine klassische Kleinstquadratmethode verwendet werden, worin das gemessene Spektrum an Spektren der Verbindungen angepasst wird, von denen bekannt ist, dass sie im Gewebe in genügend großen Mengen vorhanden sein können, um einen detektablen Beitrag zum gesamten Gewebespektrum zu haben, und z.B. ein Polynom mit Koeffizienten, die ebenfalls angepasst werden können, um dem sich langsam verändernden Rauschen in den Spektren Rechnung zu tragen, der z.B. auf in der Probe angeregte Fluoreszenz zurückzuführen ist. Werden die Spektren der Verbindungen vor der Anpassung der Gewebespektren daran, derart in der Intensität genormt, dass die aus einer Anpassung des Spektrums einer gleiche Mengen dieser Verbindungen enthaltenden Probe hervorgegangenen Anpassungskoeffizienten an die Spektren der Verbindungen gleich sind, dann sind die Anpassungskoeffizienten, abgesehen von der Tatsache, dass in der Praxis verschiedene Effizienzwerte für die Signalerfassung von verschiedenen Gewebemengen gültig sind, und dass das Gewebe als Molekularzusammensetzung heterogen sein kann, direkt proportional mit den prozentuellen Gewichtsanteilen der jeweiligen im Gewebe vorhandenen Verbindungen, vorausgesetzt, dass das Gewebe genügend homogen ist. Ist das nicht der Fall, wird die bestimmte Zusammensetzung zwar qualitativ aber nicht notwendigerweise auch quantitativ der tatsächlichen Zusammensetzung entsprechen. Da zum Beispiel die Arterienwand und die atherosklerotische Plaque keine homogene Molekularzusammensetzung besitzen, und da geometrieabhängig das Ramansignal von verschiedenen Gewebemengen mit unterschiedlicher Effizienz eingesammelt wird, sowie wegen der Signaldämpfung innerhalb des Gewebes werden bestimmte Gewebemengen mit potentiell unterschiedlicher Zusammensetzung stärker zum Signal beitragen als andere. Die prozentuellen Gewichtsanteile der im Gewebe vorhandenen Verbindungen können die eigentliche angestrebte Information darstellen, oder sie können zur Bestimmung des Gewebetyps oder dessen klinischer Gewebeklasse dienen. Alternative Ansätze zur Bestimmung der prozentuellen Gewichtsanteile bestimmter Verbindungen oder Gruppen von Verbindungen umfassen die bekannte partielle Kleinstquadratanalyse. Es können auch andere Ansätze der multivariaten statis tischen Analyse zur Bestimmung der klinischen Diagnoseklasse eines Gewebes zum Einsatz kommen wie z.B. die Hauptkomponentenanalyse, die lineare Diskriminantenanalyse oder z.B. die auf künstlichen Neuralnetzen basierten Methoden.
    • 5) Die Lieferung der erwünschten Daten in lesbarer oder hörbarer Form, sowie die Speicherung der Daten mit entsprechenden Hinweisen für die zukünftige Auswertung und/oder für den Querverweis mit anderen Daten, wie z.B. Koordinaten der Messposition, oder Abbildungen der Stelle, an der das Ramanspektrum aufgenommen wurde, z.B. eine Angiogramm oder intravaskuläre Ultraschall-Abbildungen.
  • Beispiel 6 Lipidmessungen
  • 7 zeigt ein mit einer Ramaneinrichtung gemäß 6 erhaltenes Spektrum (A) eines Lipidgemisches. Hier war der Laser 100 ein Laserlicht bei 720 nm erzeugender Ti-Saphir Laser (Modell 3900S der Fa. Spectra Physics, USA). Das Filter 140 war ein eigens dafür erstelltes dielektrisches Filter (erzeugt von der Fa. Ornitec, UK), das das Laserlicht bei 720 nm durchlässt und das von der Probe zurückkehrende Licht mit einer Wellenlänge über 850 nm reflektiert. Die Richtung des einfallenden Laserlichts und die Normale zur Filteroberfläche bildeten einen Winkel von 15 Grad. Die Linse 110 war ein Mikroskopobjektiv für den Nahinfrarotbereich (x20 PL-FL Nachet, numerische Apertur 0,35). Die optische Faser 120 war eine WF200/220A optische Faser der Fa. Ceramoptec. Das Filter 150 war ein Farbglasfilter RG 780 (Fa. Schott). Das vom Filter 150 durchgelassene Licht wurde auf eine Faser mit einem Kern von 1000 μm abgebildet, die an ein rundes Bündel aus 64 Fasern mit einem Kerndurchmesser von 100 μm angeschlossen war. Am distalen Ende des Bündels wurden die Fasern linear angeordnet und das Licht in dieser Anordnung in das Spektrometer 160 geleitet. Das Spektrometer 160 war ein Renishaw System RA 100 bildgebendes Spektrometer mit einer Deep Depletion CCD-Kamera zur Mehrkanaldetektion. Gezeigt werden ebenfalls das Spektrum des faseroptischen Messkopfs selbst (B, erhalten in Abwesenheit von einer Probe am distalen Ende der optischen Faser) und ein Differenzspektrum A-B, das zeigt, dass mit einer entsprechend ausgewählten, ohne Filter versehenen Faser, Spektren hoher Qualität von Proben mit ähnlicher Molekularzusammensetzung, wie sie in atherosklerotischem Gewebe anzutreffen sind, erhalten werden können.
  • 8 zeigt Ramanspektren (t) einer normalen Arterienwand (A) und einer atherosklerotischen Arterienwand (B), die Ergebnisse (f) einer Kleinstquadratanpassung dieser Spektren an den in 2 gezeigten Spektrensatz gereinigter Komponenten, und die Residualspektren (r), die das in den Gewebespektren enthaltene Signal darstellen, das durch den Satz der zur Anpassung verwendeten Spektren nicht belegt ist. Wie aus der schwachen Intensität der Residualspektren ersichtlich ist, ist die Anpassung der Spektren sehr genau und erlaubt die Erhaltung ausführlicher Information betreffend die Molekularzusammensetzung der Gewebe. Dieses Ergebnis ist als Beispiel angeführt. Der Satz von Verbindungsspektren, die zur Anpassung der Gewebespektren verwendet werden kann, kann zum Beispiel aus anderen Spektren oder aus einer unterschiedlichen Anzahl Spektren zusammengesetzt sein.
  • Tabelle 2 zeigt eine Aufstellung der prozentuellen Gewichtsanteile von Verbindungen oder Gruppen von Verbindungen aus den Arterienproben, deren Spektren in den 8A und 8B dargestellt sind, wie sie auf Grund der Ergebnisse der Anpassungsanalyse mit der Kleinstquadratmethode bestimmt worden sind. Das Spektrum der normalen Arterie wird von Beiträgen der Triglyceride dominiert, die Beiträge des adventitiellen Fettsignals darstellen, wobei, im Gegensatz zu dem von der atherosklerotischen Arterie erhaltenen Signal, das wesentliche Signalbeiträge von Cholesterin und Cholesterinestern enthält, keine oder unwesentlich kleine Signalbeiträge von Cholesterin und Cholesterinestern umfasst. Tabelle 2 Gewichtsanteile von Verbindungen oder Gruppen von Verbindungen aus den Arterienproben, deren Spektren in den Figuren 8A und 8B dargestellt sind,
    Normale Arterie atherosklerotische Arterie
    Cholesterinoleat 0,0078 0,3776
    Cholesteryloleat 0 0,0532
    Cholesteryllinolenat 0,02 0
    Cholesterylpalmitat 0,0187 0,1155
    Trilinolein 0,0477 0,0235
    Triolen 0,7937 0,1436
    Tripalmitin 0,0032 0
    Cholesterin 0 0,1530
    Kollagen 0,063T 0,0756
    Elastin 0,0456 0,0574
  • Das Experiment zeigt dass das erfindungsgemäße Spektrometer die Ramanspektroskopie als in vivo Technik zur Untersuchung der atherosklerotischen Plaque befähigt, nun aber mit den oben genannten Vorteilen dieses Spektrometers.
  • Beispiel 7 Instrument umfassend Fasern zur Messung von Fluoreszenz und NIR-Absorption
  • 9 zeigt schematisch eine Ausführungsform, in der die Ramanspektroskopie mit Fluoreszenz- und NIR-Absorptionsspektroskopie gekoppelt wird. Diese Ausführungsform weist eine einzige Faser auf der rechten Seite der Figur auf, und Anregungslicht, das über Reflektoren in die Faser eingekoppelt wird. Derselbe oder ein anderer Reflektor wird zur Entkopplung des Fluoreszenzlichts des erhaltenen Signals aus der optischen Faser heraus zur Detektoreinheit eingesetzt. Weiter rechts, koppelt ein anderer Reflektor Licht in die Faser, zur Erzeugung eines Ramansignals einer Probe. Derselbe oder ein anderer Reflektor wird zur Entkopplung des Ramansignals aus der optischen Faser heraus zur Detektoreinheit eingesetzt. Auf der rechten Seite der Figur, wird das Licht einer NIR-Quelle in die Faser eingekoppelt, und das von derselben Faser zurück geführte NIR-Signal von einem geeigneten Detektor gemessen. Die Messungen können sequenziell oder gleichzeitig durchgeführt werden. Die dargestellte Faser kann auch ein Faserbündel sein. Es lieg im Rahmen des Könnens eines Fachmanns, die Optik, die Lichtquellen, die Detektoreinheiten usw. diesem Zweck, sowie dem zu messenden Gewebe oder der erwünschten Information anzupassen.
  • Im Vorhergehenden sind zwar bestimmte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben, aber es liegt nahe, dass die Erfindung auch auf anderer als die beschriebene Weise durchgeführt werden kann. Zum Beispiel kann das Messinstrument ebenfalls zur Messung biologischer Moleküle, wie z.B. Lipide usw. in anderen Proben außer Gewebe eingesetzt werden, z.B. zur Analyse von Milch, Öl, usw. Die Beschreibung und die Beispiele sollen auf keinen Fall die Erfindung einchränken.

Claims (16)

  1. Instrument zum Messen eines Raman-Signals eines Gewebes, wobei das Instrument einen Laser, eine Signaldetektoreinheit zum Messen des Raman-Signals und einen faseroptischen Messkopf umfasst, und wobei der faseroptische Messkopf eine oder mehrere optische Fasern zum Transport des Laser-Lichts zum Gewebe und zur Einsammlung des vom Gewebe zurück gestreuten Lichts sowie zum Transport des eingesammelten Lichts vom Gewebe weg zur Signaldetektoreinheit, wobei die Faser(n) jeweils einen Kern, einen Mantel und gegebenenfalls eine Beschichtung aufweisen, und wobei die zur Lichteinsammlung bestimmten Faser(n) im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufweisen, und wobei die Detekoreinheit das vom Gewebe in diesem Bereich zurück gestreute Raman-Signal aufnimmt, wobei das Instrument ferner eine Einheit zur Signalanalyse enthält, welche das in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufgenommene Raman-Signal analysiert, wobei die Analyse auf einem Algorithmus basiert, der Daten betreffend die Molekularzusammensetzung des Gewebes und/oder die klinische Diagnoseklasse, der das Gewebe angehört, liefert.
  2. Instrument gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der faseroptische Messkopf eine optische Faser aufweist, die sowohl das Licht zum Gewebe transportiert als auch das vom Gewebe zurück gestreute Licht einsammelt und das eingesammelte Licht weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit transportiert.
  3. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der faseroptische Messkopf wenigstens eine optische Faser mit einem Kern aus Quarzglas mit niederen OH--Gehalt umfasst.
  4. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der faseroptische Messkopf wenigstens eine optische Faser mit einem Kern aus Quarzglas und einen Quarzglas-, Teflon-, oder TECS-Mantel aufweist.
  5. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Beschichtungsmaterial verwendet wird, in dem ein an sich schwaches oder im Wesentlichen gar kein Signal im Wellenzahlenbereich von 2500 bis 3700 cm-1 erzeugt wird.
  6. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektoreinheit auch einen Detektor zur Fluoreszenzmessung und/oder einen Detektor für die Nahinfrarotabsorption umfasst.
  7. Instrument gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass bei den Fluoreszenz- und/oder Nahinfrarotabsorptionsmessungen dieselbe zur Erhaltung des Raman-Signals verwendete Faser eingesetzt wird, und dass die Detektoreinheit auch einen Detektor zur Messung der Fluoreszenz und/oder einen Detektor für die Nahinfrarotabsorption umfasst.
  8. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der faseroptische Messkopf ein Faserbündel zum Messen oder Scannen eines Gewebeabschnitts enthält.
  9. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Teil der Faser in einen Katheter integriert oder mit einem Katheter verbunden ist, der zusätzliche Informationen über das Gewebe liefert oder Mittel zur Erhaltung von Gewebeproben, Mittel zur Gewebebehandlung und/oder bei chirurgischen Eingriffen verwendete Mittel umfasst.
  10. Instrument gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, worin der faseroptische Messkopf eine einzige optische Faser aufweist.
  11. Verwendung eines Instruments zum Messen eines von Gewebe erzeugten Raman-Signals, wobei das Instrument einen Laser, eine Signaldetektoreinheit zum Messen des Raman-Signals und einen faseroptischen Messkopf umfasst, und der faseroptische Messkopf einen oder mehrere optische Fasern zum Transport des Laser-Lichts zum Gewebe und zur Einsammlung des vom Gewebe zurück gestreuten Lichts sowie zum Transport des eingesammelten Lichts weg vom Gewebe zur Sig naldetektoreinheit, wobei die Faser(n) jeweils aus einem Kern, einem Mantel und gegebenenfalls einer Beschichtung bestehen, und wobei die zur Lichteinsammlung bestimmten Faser(n) im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufweisen, und wobei die Detekoreinheit das vom Gewebe in diesem Bereich zurück gestreute Raman-Signal aufnimmt, wobei das Instrument ferner eine Einheit zur Signalanalyse enthält, welche das in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500 bis 2700 cm-1 aufgenommene Raman-Signal analysiert, wobei die Analyse auf einem Algorithmus basiert, der Daten betreffend die Molekularzusammensetzung des Gewebes und/oder die klinische Diagnoseklasse, der das Gewebe angehört, liefert.
  12. Verwendung eines Instruments gemäß Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebe vor der Messung exzisiert, biopsiert oder einem Menschen- oder Tierkörper entnommen wird.
  13. Verwendung gemäß einem der Anspruche 11 bis 12 zur Messung eines Raman-Signals einer Gewebeprobe, bevor sie reseziert oder biopsiert wird, oder zur Selektion einer Gewebeprobe für die Biopsie bzw. Resektion.
  14. Verfahren zum Erzeugen und Messen eines Raman-Signals eines Gewebes, umfassend die Bereitstellung eines Lasers, einer Signaldetektoreinheit zum Messen des Raman-Signals sowie eines faseroptischen Messkopfs, wobei der faseroptische Messkopf eine oder mehrere aus einem Kern, einem Mantel und gegebenenfalls einer Beschichtung bestehende Fasern zum Transport des Laser-Lichts zum Gewebe und zur Einsammlung des vom Gewebe zurück gestreuten Lichts sowie zum Transport des eingesammelten Lichts weg vom Gewebe zur Signaldetektoreinheit enthält, wobei der Transport des Laser-Lichts durch die wenigstens eine Faser, die Einsammlung des Raman-Signals des Gewebes durch die wenigstens eine Faser und die Detektion des Raman-Signals in einer Signaldetektoreinheit geschieht, wobei die zur Lichteinsammlung bestimmten Faser(n) im Wesentlichen kein Raman-Signal in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufweisen, und wobei die Detekoreinheit das Raman-Signal in diesem Bereich aufnimmt, wobei das Instrument ferner eine Einheit zur Signalanalyse enthält, welche das in einem oder mehreren Abschnitten des Spektralbereichs von 2500 bis 3700 cm-1 aufgenommene Raman-Signal analysiert, wobei die Analyse auf einem Algorithmus basiert, der Daten betreffend die Molekularzusammensetzung des Gewebes und/oder die klinische Diagnoseklasse, der das Gewebe angehört, liefert.
  15. Verfahren zur Bewertung einer optischen Faser für die Messung eines Raman-Signals eines Gewebes, dadurch gekennzeichnet, dass ein Instrument gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 verwendet wird und dass vor der Messung eine Gewebeprobe exzisiert, biopsiert oder einem Menschen- oder Tierkörper entnommen wird und dass das Raman-Signal der optischen Faser anhand einer Probe bzw. einer Leerprobe gemessen und das Raman-Signal der Probe mit dem der Leerprobe verglichen wird.
  16. Verfahren zur Feststellung der Eignung eines Fasertyps zur Messung eines Raman-Signals eines Gewebes, umfassend: – den Gebrauch eines Instruments gemäß einem der Ansprüche von 1 bis 10, – die Durchführung einer Messung, ohne dass ein Gewebe am distalen Ende der Faser vorhanden ist, – die Durchführung einer Messung beim Vorhandensein eines Gewebes am distalen Ende der Faser, – den Vergleich der Spektren miteinander, die mit bzw. ohne Vorhandensein von Gewebe am distalen Ende der Faser erzielt wurden, und – die Entscheidung, ob die Faser zur Messung eines Raman-Signals eines Gewebes geeignet ist.
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WO (1) WO2004051242A1 (de)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010052434A1 (de) * 2010-11-24 2012-05-24 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung einer kryokonservierten biologischen Probe
DE102011100507A1 (de) * 2011-04-29 2012-10-31 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Mobiles optisches Analysegerät

Families Citing this family (64)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20080105096A1 (en) * 1999-01-15 2008-05-08 Cutting Edge Designs, Llc Liquid transport cavity saw blade
US8326404B2 (en) 2003-11-28 2012-12-04 British Columbia Cancer Agency Branch Multimodal detection of tissue abnormalities based on raman and background fluorescence spectroscopy
DE102004015946B3 (de) * 2004-03-25 2006-01-12 Ufz-Umweltforschungszentrum Leipzig-Halle Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Raman-spektroskopischen Charakterisierung eines Prozessmediums
US7697576B2 (en) 2004-05-05 2010-04-13 Chem Image Corporation Cytological analysis by raman spectroscopic imaging
WO2006053273A2 (en) * 2004-11-12 2006-05-18 Alcon, Inc. Optical fiber detection method and system
GB0426993D0 (en) 2004-12-09 2005-01-12 Council Cent Lab Res Councils Apparatus for depth-selective raman spectroscopy
US8406858B2 (en) 2005-04-29 2013-03-26 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Multi-excitation diagnostic system and methods for classification of tissue
JP4675149B2 (ja) * 2005-05-13 2011-04-20 独立行政法人理化学研究所 血管診断用分光プローブ
US8253936B2 (en) 2008-08-08 2012-08-28 Chemimage Corporation Raman characterization of transplant tissue
GB0606891D0 (en) 2006-04-05 2006-05-17 Council Cent Lab Res Councils Raman Analysis Of Pharmaceutical Tablets
JP2009544356A (ja) * 2006-07-21 2009-12-17 プレサイエント メディカル， インコーポレイテッド 適合可能な組織接触カテーテル
WO2008051950A2 (en) * 2006-10-23 2008-05-02 Prescient Medical Inc. Windowless fiber optic raman spectroscopy probes
US20120059254A1 (en) * 2007-03-14 2012-03-08 Wang Lifan Apparatus and method for phase-space reduction for imaging of fluorescing, scattering and/or absorbing structures
US7952706B2 (en) * 2007-05-17 2011-05-31 Prescient Medical, Inc. Multi-channel fiber optic spectroscopy systems employing integrated optics modules
WO2008154460A1 (en) * 2007-06-08 2008-12-18 Prescient Medical, Inc. Optical catheter configurations combining raman spectroscopy with optical fiber-based low coherence reflectometry
WO2009014820A1 (en) * 2007-07-20 2009-01-29 Prescient Medical, Inc. Wall-contacting intravascular ultrasound probe catheters
US20090076395A1 (en) * 2007-09-19 2009-03-19 Prescient Medical, Inc. Optimized intravascular ultrasound probe catherers
SE531527C2 (sv) * 2007-10-01 2009-05-12 Bioresonator Ab Förfarande vid och en anordning för opåverkad materialundersökning
JP5198037B2 (ja) 2007-11-02 2013-05-15 株式会社 資生堂 皮膚外用剤の有効性評価方法、有効性評価装置、及び有効性評価プログラム
US20090281536A1 (en) * 2008-05-09 2009-11-12 Hugh Beckman Medical Device For Diagnosing and Treating Anomalous Tissue and Method for Doing the Same
US8416405B2 (en) 2008-08-08 2013-04-09 Chemimage Corporation Raman chemical imaging of implantable drug delivery devices
US20100113906A1 (en) * 2008-11-06 2010-05-06 Prescient Medical, Inc. Hybrid basket catheters
US20100317974A1 (en) * 2009-01-09 2010-12-16 Research Foundation Of The City University Of New York Detection of vulnerable plaques by raman spectroscopy
WO2010114361A1 (en) * 2009-04-01 2010-10-07 River Diagnostic B.V. Method for determination of one or more mutations
CN102762978A (zh) * 2009-11-17 2012-10-31 薇拉莱特公司 用于检测冠状动脉钙化或疾病的方法和装置
US8702321B2 (en) 2009-12-03 2014-04-22 Eric T. Marple Filtered fiber optic probe
US8175423B2 (en) * 2009-12-03 2012-05-08 Marple Eric T Filtered fiber optic probe
US8582096B2 (en) * 2009-12-18 2013-11-12 The Regents Of The University Of California System and method for efficient coherence anti-stokes raman scattering endoscopic and intravascular imaging and multimodal imaging
CA2786740A1 (en) * 2010-01-22 2011-07-28 British Columbia Cancer Agency Branch Apparatus and methods for characterization of lung tissue by raman spectroscopy
WO2012096689A1 (en) 2011-01-10 2012-07-19 Emvision Llc Fiber optic probes utilizing grin lenses for spatially precise optical spectroscopy
US9814448B2 (en) 2012-05-21 2017-11-14 Precision Biopsy, Inc. Three-dimensional optical imaging and therapy of prostate cancer
EP2852324A4 (de) 2012-05-21 2016-02-24 Univ Colorado Regents Dreidimensionale abbildung und therapie von prostatakrebs
US10058284B2 (en) * 2012-12-21 2018-08-28 Volcano Corporation Simultaneous imaging, monitoring, and therapy
GB201301280D0 (en) * 2013-01-24 2013-03-06 Univ St Andrews Optical apparatus for use with a medical imager
GB201302886D0 (en) 2013-02-19 2013-04-03 Univ Singapore Diagnostic instrument and method
US10722292B2 (en) 2013-05-31 2020-07-28 Covidien Lp Surgical device with an end-effector assembly and system for monitoring of tissue during a surgical procedure
US20160139051A1 (en) * 2013-07-11 2016-05-19 Henry Ford Health System Apparatus and method for distinguishing between different tissue types using specific raman spectral regions
CN103645170B (zh) * 2013-12-03 2016-03-02 北京航空航天大学 一种利用拉曼光谱检测肿瘤性质的装置
GB201401727D0 (en) * 2014-01-31 2014-03-19 Univ Bristol A low background raman probe for optical biopsy of brain tissue
CN104155002B (zh) * 2014-07-17 2016-03-02 中国科学院遥感与数字地球研究所 扫描成像光谱仪系统
US11304604B2 (en) 2014-10-29 2022-04-19 Spectral Md, Inc. Reflective mode multi-spectral time-resolved optical imaging methods and apparatuses for tissue classification
US11154186B2 (en) 2015-07-31 2021-10-26 University Of Utah Research Foundation Devices, systems, and methods for imaging and treating a selected tissue
US10161870B2 (en) 2015-10-05 2018-12-25 Nxgen Partners Ip, Llc System and method for multi-parameter spectroscopy
JP6785307B2 (ja) * 2015-10-28 2020-11-18 スペクトラル エムディー, インコーポレイテッドSpectral Md, Inc. 組織分類システム
EP3393355A1 (de) 2015-12-21 2018-10-31 Erasmus University Medical Center Rotterdam Optische sonde zur messung einer gewebeprobe
WO2017123926A1 (en) * 2016-01-13 2017-07-20 Nxgen Partners Ip, Llc System and method for multi-parameter spectroscopy
US10531818B2 (en) 2016-01-18 2020-01-14 Erasmus University Medical Center Rotterdam Tissue sample analysis
EP3203215B1 (de) 2016-02-08 2019-08-14 Leibniz-Institut für Astrophysik Potsdam (AIP) Optische bildgebende spektroskopie von grossflächigen proben
CN105997000B (zh) * 2016-05-30 2023-04-14 福建师范大学 一种基于纤维内窥镜的拉曼光谱检测装置及其实现方法
JPWO2018116363A1 (ja) 2016-12-19 2019-10-24 オリンパス株式会社 ラマンプローブおよびラマンスペクトル測定装置
CN106770176A (zh) * 2016-12-26 2017-05-31 同方威视技术股份有限公司 拉曼光谱检测设备和拉曼光谱检测设备的安全监控方法
CN110494076B (zh) 2017-02-01 2023-07-21 犹他大学研究基金会 用于标测心脏组织的装置和方法
WO2018160963A1 (en) 2017-03-02 2018-09-07 Spectral Md, Inc. Machine learning systems and techniques for multispectral amputation site analysis
US11375897B2 (en) 2017-04-20 2022-07-05 Henry Ford Health System System and method for characterization of a brain tissue sample using Raman marker regions
US10684226B2 (en) 2018-03-09 2020-06-16 Samsung Electronics Co., Ltd. Raman probe, Raman spectrum obtaining apparatus, and method of obtaining Raman spectrum and detecting distribution of target material using Raman probe
WO2020047660A1 (en) 2018-09-04 2020-03-12 Provincial Health Services Authority Image guided micro-raman spectroscopy
BR112021011132A2 (pt) 2018-12-14 2021-08-31 Spectral Md, Inc. Sistemas de aprendizado por máquina e métodos para avaliação, predição de cicatrização e tratamento de feridas
US10783632B2 (en) 2018-12-14 2020-09-22 Spectral Md, Inc. Machine learning systems and method for assessment, healing prediction, and treatment of wounds
CN113260835A (zh) 2018-12-14 2021-08-13 光谱Md公司 用于高精度多孔径光谱成像的系统和方法
US10740884B2 (en) 2018-12-14 2020-08-11 Spectral Md, Inc. System and method for high precision multi-aperture spectral imaging
US20210298604A1 (en) * 2020-03-30 2021-09-30 TimeGate Instruments Oy Method and apparatus for measuring spectrum of raman-scattered light using time gated detection
US11821841B2 (en) 2021-03-05 2023-11-21 Cytoveris, Inc. System and method for classification of tissue based on Raman and fluorescence in high-wavenumber Raman spectrum
WO2023008369A1 (ja) * 2021-07-30 2023-02-02 キヤノン株式会社 細胞自家蛍光の画像を用いて細胞を分類する方法及び解析装置
CN116077016A (zh) * 2022-12-22 2023-05-09 四川大学 一种基于拉曼光谱和红外线光谱的便携式信息诊断装置

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5318024A (en) * 1985-03-22 1994-06-07 Massachusetts Institute Of Technology Laser endoscope for spectroscopic imaging
EP0380586B1 (de) * 1987-09-24 1999-12-08 Massachusetts Institute Of Technology Kathetersystem zur abbildung
US5638172A (en) * 1994-05-27 1997-06-10 Eastman Chemical Company On-line quantitative analysis of chemical compositions by raman spectrometry
US5621522A (en) * 1995-04-05 1997-04-15 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Fiber optic probe for determination of trace levels of organic pollutants using Raman spectroscopy
US5953477A (en) * 1995-11-20 1999-09-14 Visionex, Inc. Method and apparatus for improved fiber optic light management
CA2248912A1 (en) * 1996-03-13 1997-09-18 Visionex, Inc. Method and apparatus for improved fiber optic light management
US5911017A (en) * 1996-07-31 1999-06-08 Visionex, Inc. Fiber optic interface for laser spectroscopic Raman probes
DE19882224T1 (de) 1997-03-14 2000-03-23 Rosemount Analytical Inc Verfahren und Vorrichtung zur verbesserten Steuerung der Rayleigh-Rückstreuung
US5864397A (en) * 1997-09-15 1999-01-26 Lockheed Martin Energy Research Corporation Surface-enhanced raman medical probes and system for disease diagnosis and drug testing
US6205272B1 (en) * 1998-02-27 2001-03-20 Equitech Int'l Corp. Fiber optic probe for attenuated total internal reflection spectrophotometry
JP2000131145A (ja) * 1998-10-23 2000-05-12 Jasco Corp 分光分析装置
JP3992090B2 (ja) * 1999-01-11 2007-10-17 日本分光株式会社 ラマン分光用プローブ
US6623977B1 (en) 1999-11-05 2003-09-23 Real-Time Analyzers, Inc. Material for surface-enhanced Raman spectroscopy, and SER sensors and method for preparing same

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010052434A1 (de) * 2010-11-24 2012-05-24 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung einer kryokonservierten biologischen Probe
US9851304B2 (en) 2010-11-24 2017-12-26 Fraunhofer-Gesellschaft Zur Foerderung Der Angewandten Forschung E.V. Method and device for monitoring a cryopreserved biological sample
DE102011100507A1 (de) * 2011-04-29 2012-10-31 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Mobiles optisches Analysegerät
DE102011100507B4 (de) 2011-04-29 2020-05-14 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Tragbares optisches Analysegerät

Also Published As

Publication number Publication date
CN1745294A (zh) 2006-03-08
WO2004051242A1 (en) 2004-06-17
ATE364173T1 (de) 2007-06-15
JP2006508358A (ja) 2006-03-09
EP1821097A1 (de) 2007-08-22
DE60314282D1 (de) 2007-07-19
JP4870356B2 (ja) 2012-02-08
CN100533127C (zh) 2009-08-26
ES2289344T3 (es) 2008-02-01
US7499153B2 (en) 2009-03-03
AU2003285815A1 (en) 2004-06-23
US20060139633A1 (en) 2006-06-29
DK1567852T3 (da) 2007-08-06
EP1567852B1 (de) 2007-06-06
EP1567852A1 (de) 2005-08-31

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