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Nature Communications volume 13、記事番号: 4469 (2022) この記事を引用する 5548 アクセス数 5 引用数 58 Altmetric Metrics の詳細 超薄型レンズレスファイバー内視鏡は低侵襲性を提供します

Nature Communications volume 13、記事番号: 4469 (2022) この記事を引用

5548 アクセス

5 引用

58 オルトメトリック

メトリクスの詳細

極薄レンズレスファイバー内視鏡は低侵襲検査を提供しますが、ファイバープローブの事前の校正が必要なため、ほとんどの場合は硬質タイプとして動作します。 さらに、ほとんどの実装はラベルフリーイメージングモードではなく蛍光モードで動作するため、一般的な医療診断には適していません。 ここでは、0.85μmの空間解像度で未染色組織の3Dホログラフィック画像を撮影する完全に柔軟な極細ファイバー内視鏡を報告します。 直径200μmほどの裸ファイバー束を使用して、生体組織からの弱い反射を選択的に検出するレンズレスフーリエホログラフィックイメージング構成を設計します。これは、ラベルフリーの内視鏡反射率イメージングにとって重要なステップです。 キャリブレーション不要のホログラフィック画像再構成用に独自のアルゴリズムが開発されており、ファイバーの曲がりに関係なく、狭くて曲がった通路を通して画像を撮影できるようになります。 従来の内視鏡では完全に見えない、未染色のラット腸組織の内視鏡反射イメージングを実証します。 提案された内視鏡は、合併症を最小限に抑えながら、これまでよりも正確かつ早期の診断を迅速化します。

光学顕微鏡は、高い空間分解能、分子特異性、最小限の侵襲性により、生体組織の生理機能を理解するために不可欠なツールです1。 ただし、対象物体が湾曲した通路の内側や光散乱組織の下にある場合、これらの利点は得られません。 内視鏡は、これらの届きにくい領域を視覚化することにより、病気の早期診断のための医療現場に革命をもたらしました。 過去 10 年にわたり、より正確で早期の診断を目的として、顕微鏡解像度の内視鏡が開発されました 2,3。 さらに、内視鏡プローブの挿入に伴う不快感や合併症を最小限に抑えるために、極細内視鏡（プローブ直径が 1 mm を大きく下回る）の需要が着実に高まっています 3、4、5、6、7。

内視鏡顕微鏡検査では、通常、薄くて柔軟な導光チャネルとしてさまざまな光ファイバーが使用されます。 たとえば、単一の光ファイバーは、サンプルに面するファイバーの遠位側にさまざまなタイプの走査デバイスや光学素子を取り付けて使用されてきました4、8、9、10。 この構成では、多光子イメージング 4、9、11、12、13 と光コヒーレント断層撮影法 (OCT) 14、15、16 が実装されています。 ただし、ファイバーに取り付けられたスキャナーは、ファイバー自体の直径が小さいにもかかわらず、超薄型にすることができないほどかさばりすぎることがよくあります。 コヒーレントファイバー束などの画像誘導媒体を使用すると、遠位スキャナーの必要性がなくなり、内視鏡プローブがより薄く、より堅牢になります。 束内の個々のファイバーコアは、結像光学系をファイバー束の先端に取り付けるか、ファイバー先端をサンプル表面に直接接触させることにより、画像ピクセルとして使用されます17、18。 この構成では、迅速な医療診断のために広視野蛍光イメージングモダリティが実装されています19、20。 また、共焦点蛍光イメージングは​​、遠位レンズを使用して 17,21 または使用せずに 22 、被験者の外側のファイバーの近位側で焦点を高速走査することによって実現されています。 この構成の重大な欠点の 1 つは、生物学的組織のラベルフリーの反射率画像を取得できないことです。 ファイバーコアで発生する照明の強い後方反射は、生体組織からのはるかに弱い反射信号と正確に一致します。 これが、カラー フィルターを使用して蛍光発光を後方反射ノイズから分離できる蛍光イメージング モードが広く使用されている主な理由の 1 つです。 ほとんどの蛍光イメージングは​​染色を必要とするため、一般的な臨床診断での使用は限られています。 固有反射イメージングの簡単な解決策は、照明用に別のファイバーを導入することです。 ただし、これは、拡大されたプローブ直径と、個別の照明に必要なファイバーとサンプルの距離によって制限される低い空間分解能のため、巨視的イメージングにのみ適用できます。

1 cm), reflection from the glass surface was negligible. Therefore, the reflection signal captured by the fibre bundle was mainly from the surface of intestine tissues as well as the distal side of fibre itself. In this geometry, the conventional contact-mode endoscope couldn’t visualize anything, nor the clue of the existence of the villi (Fig. 5c). This is because the reflection signal from the surface of the villi was completely obscured by that from the fibre surface due to the small index difference between the tissue and water/agarose gel. This shows the difficulty in realizing the reflectance-mode endoscope imaging for biological tissues. On the contrary, our Fourier holographic endoscope could clearly visualize the external boundaries and morphology of the villi with high contrast (Fig. 5d). To cover the wide FOV, we moved the distal tip of the fibre bundle and consecutively imaged multiple sites of the villi. The recorded images were stitched to produce the extended image. From the sharpness of the boundaries of the villus, spatial resolution was estimated to be 2 μm. As ground truth, a confocal reflectance image was taken by a conventional microscope using an air-type 0.4 NA objective lens at a wavelength of 516 nm (Fig. 5b). The overall morphology of the villus and its boundaries were almost identical to those resolved by our endoscope image, validating the capability of our endoscope for imaging unstained tissues. It should be noted that the contrast of our endoscope image is slightly better than the conventional confocal reflectance image due to the addition of coherence gating explained below./p> 1 cm) on a slide glass. The distal tip of the fibre bundle was approximately 600 μm above the tissue surface with their gap filled with water. b Conventional reflectance image recorded by a confocal microscope using 0.4 NA objective lens at the wavelength of 516 nm. c Contact-mode reflectance endoscope image. d Fourier holographic endoscope image. Scale bars: 100 μm./p>