JP2001515382A - Equipment for optical scanning of living tissue - Google Patents

Equipment for optical scanning of living tissue

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Abstract

(57)【要約】 撮像システムは、前方に方向づけられた光学コヒーレンス断層撮影(OCT)、および非後方反射前方走査OCTを含み、また、干渉計撮像および照準技術、ならびに蛍光、ラマン、二光子、および拡散波撮像が用いられ得る。 (57) Abstract: imaging system, optical coherence tomography directed forward (OCT), and includes a non-back-reflected forward scanning OCT, also interferometric imaging and aiming techniques and fluorescence, Raman, two-photon, and diffusion wave imaging may be used. 前方走査機構は、モータ(61)に取り付けられたカム(70)、気圧デバイス(96)、旋回デバイス(90、94)、圧電性トランスデューサ(74)、実質的に横方向の走査用の静電気駆動スライド(108)、カウンタ回転プリズム(144)を有し、オフセットレンズ(62)は、任意の走査に用いられる。 Forward scanning mechanism, the cam (70) attached to the motor (61), pressure device (96), the turning device (90, 94), a piezoelectric transducer (74), substantially electrostatically driven for lateral scanning slide (108), has a counter rotating prism (144), the offset lens (62) is used for any scan. 本発明の撮像システムは、外科用プローブ、外科用メス、はさみ、鉗子および生検器具と一体化されたプローブを有するハンドヘルドのプローブに適用される。 The imaging system of the present invention, a surgical probe, scalpel, scissors, is applied to a handheld probe having a probe which is integral with the forceps and biopsy device. ハンドヘルドプローブは、前方走査レーザを含む。 Handheld probe comprises a forward scanning laser. 撮像システムはまた、身体オリフィス、導管、管状器官、脈管、血管、および空洞部における診断および治療を干渉するための腹腔鏡および内視鏡検査に適用可能である。 The imaging system also bodily orifice, conduit, tubular organs, vessels, blood vessels, and is applicable diagnostic and therapeutic laparoscopic and endoscopic examination for interfering with the cavity.

Description

【発明の詳細な説明】 生体組織の光学走査用機器関連出願の相互参照本件は、1997年3月6日に出願された米国特許仮出願連続番号第60/038,047号および1997年7月29日に出願された米国特許仮出願番号第60/054,163号に基づき、それらの優先権を主張する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION CROSS-REFERENCE present optical scanning apparatus related application of biological tissue, filed on March 6, 1997 U.S. Provisional Patent Application Serial No. 60 / 038,047 and 1997 July 29, based on U.S. provisional Patent application No. 60 / 054,163, filed, claiming their priority. 発明の分野本発明は一般に、光学撮像処理の分野に関するものであり、より特定すると、 光学画像誘導型処理手順の分野に関連する。 Field of the Invention The present invention generally relates to the field of optical imaging processing, and more particularly relates to the field of optical image-guided procedure. 発明の背景医学、医療、および生物学的研究などの広範な分野にわたる、新規な高分解能(〜10μm)撮像および視覚化技術と、物質およびパッケージ研究、開発および製造とについての、急を要する必要がある。 BACKGROUND OF THE INVENTION Medical, health, and over a wide range of fields such as biological research, and new high-resolution (10 .mu.m) imaging and visualization techniques, materials and packaging studies, for the development and production of the required urgent there is. 改良された視覚化は、腺癌を探して食道の診断走査を行う際、または、多層ポリマーパッケージ材に空隙を配置する際などに、新たな診断能力を可能にすることができる。 Improved visualization, when making a diagnosis scan esophageal looking adenocarcinoma, or the like when placing an air gap multilayer polymeric packaging material, it is possible to allow new diagnostic capabilities. これに加えて、改良された視覚化は、動脈壁に穴をあけること無しに、冠動脈から少量の不安定なプラークを除去するためのアテローム切除(atherectomy)カテーテルのような、新規な画像誘導型処置手順を可能にする。 In addition, improved visualization, without piercing the arterial wall, such as atherectomy (Atherectomy) catheter to remove a small amount of unstable plaque from coronary, novel image-guided to enable the treatment procedure. MRI、X線、超音波、および光学機器は、撮像適用例において、全て重要な役割を見いだしている。 MRI, X-ray, ultrasound and optical equipment, is in imaging applications, all have found an important role. 多くの適用例において、光学撮像処理は、非イオン化、 無接触であり、かつ、高分解能を達成し得ることから、他のアプローチに優る或る利点を提供する。 In many applications, optical imaging process, unionized, a contactless, and, since that can achieve high resolution, providing certain advantages over other approaches. 光学コヒーレント断層撮影法(OCT)および他の干渉計測撮像技術、蛍光測定および他のスペクトル分析撮像技術、ラマン撮像処理、拡散波光学撮像処理、および二光子撮像技術を含め、現在利用可能な多様なタイプの光学撮像技術がある。 Optical coherence tomography (OCT) and other interferometric imaging techniques, fluorescence measurements and other spectral analytical imaging techniques, Raman imaging process, diffusion wave optical imaging processing, and including two-photon imaging technology, currently available variety there is a type of optical imaging technology. OCTは、干渉測定撮像技術であり、従って、極めて高感度で動的範囲が広いという特性を有する。 OCT is an interferometric measuring imaging technique, therefore, has the property that the dynamic range at extremely high sensitivity is wide. OCTは、利用される光学撮像処理の焦点特性と、利用される光源のコヒーレント特性との組み合わせにより、深層解像を達成する。 OCT is a focal properties of the optical imaging process to be utilized, in combination with coherent characteristics of the light source utilized, to achieve deep resolution. OC Tおよび他の干渉測定撮像の形態の採用は、標準的直接検出光学撮像技術に優る3つの基本的利点を有している。 Adoption of OC T and other interference measurement imaging embodiment has three basic advantages over standard direct detection optical imaging techniques. すなわち、1)ショット雑音がほぼ制限された検出と、従って高感度(>140dB)を達成する能力、2)受信信号が直接検出におけるのと同様に、強度ではなくて電界に比例するように、高動的範囲(>1 00dB)を達成する能力、3)顕著に改良された深層判別(〜1μm)を生じる、高分解能位相感知一時的ゲート動作を実施する能力。 That is, 1) a detection shot noise is substantially limited, thus the ability to achieve high sensitivity (> 140 dB), 2) As in the received signal is directly detected, so rather than intensity proportional to the electric field, the ability to achieve high dynamic range (> 1 00dB), 3) results in a significantly improved deep discriminated (~1μm), ability to perform high-resolution phase-sensitive temporarily gating. OCTまたは他の光学撮像システムに装着されるプローブモジュールにおいて採用される走査方法に基づく大半の従来の作業は、検流計またはステッパに基づく横断走査を利用して、多次元画像を生成することに照準をあわせていた。 Conventional work most based on the scan method used in the probe module mounted in OCT or other optical imaging system utilizes a transverse scan based on galvanometers or stepper, to produce a multi-dimensional image They had combined sight. 例えば、米国特許第5,459,570号および第5,321,501号は、いくつかのOCT撮像実施態様とそれらの眼科学における適用を解説している。 For example, U.S. Patent Nos. 5,459,570 and No. 5,321,501 are describes the application in some OCT imaging embodiments and their ophthalmology. 上記特許は、検流計制御型ミラーまたは回転ミラーを利用して、網膜上または前方眼上に横断パターンのビームを走査させる方法を示している。 The above patents show how using a galvanometer controlled mirror or rotating mirror, scanning the beam across the pattern on the retina or on previous grid. 内視鏡およびカテーテルについては、カテーテルまたは内視鏡の長手方向軸に直交する周辺方向横断方向にビームを走査させる方法が解説されている。 For endoscopes and catheters, methods for scanning the beam in the peripheral direction transverse direction perpendicular to the longitudinal axis of the catheter or endoscope is commentary. 例えば、米国特許第5,393,467号、米国特許第5,459 ,570号および第5,321,501号は、上記技術の形態を解説する。 For example, U.S. Pat. No. 5,393,467, U.S. Patent No. 5,459, 570 and EP No. 5,321,501, to explain the embodiment of the above techniques. 発明の要旨本発明の目的は、医療処置手順期間中に診断および治療介入について有用な、 前方方向づけ撮像システムを提供することである。 The purpose of the summary of the Invention The present invention is useful for diagnosis and therapeutic intervention during a medical treatment procedure time, to provide a forward directed imaging system. 記載の撮像システムは、「スタンドアローン」式実現法または既存の機器との組み合わせまたは既存の機器の外部で採用される新規の実現法として、ハンドヘルドプローブ、腹腔鏡、内視鏡、カテーテル、ガイドワイヤ、套管針、顕微鏡、組織プローブ、ニードル、ハサミ、メス、および他の機器に適用する。 The imaging system as claimed as novel implementation method employed in combination or outside the existing equipment of the "stand alone" type implementation method or existing equipment, handheld probe, laparoscopic, endoscopic, catheter, guidewire applies trocar, microscope, tissue probes, needles, scissors, scalpels, and other equipment. 一実施態様においては、本件の前方方向付け撮像システムは、走査機構を含むプローブにおいて、前方方向付け光学コヒーレント断層撮影法(OCT)を含む。 In one embodiment, forwardly directed imaging system present may include the probe comprising a scanning mechanism, forwardly directed optical coherence tomography (OCT). 別な実施態様においては、このシステムは非後方反射型OCTを採用し、かつ、光源、サンプル照射器、リファレンスアーム、ビームスプリッタ、サンプル集光器、入射光に応答する信号を生成する検出器、および、サンプル集光器およびリファレンスアームからの光を検出器に向けるように位置決めされたビーム結合器を備え、この場合、検出器からの出力は、コンピュータにより分析される。 In another embodiment, the system employs a non-back-reflection type OCT, and a light source, a sample illuminator, reference arm, the beam splitter, a sample collector, a detector for generating a signal in response to incident light, and includes a beam combiner that the light is positioned to direct the detector from the sample collector and the reference arm, in this case, the output from the detector is analyzed by a computer. 別な実施態様では、光学プローブ撮像システムは、レンズおよび光ファイバをハウジングの長手方向軸に実質的に直交して移動させることができる走査機構を含む。 In another embodiment, the optical probe imaging system includes a scanning mechanism which can be moved substantially perpendicular to the lens and optical fiber in the longitudinal axis of the housing. 一実施態様においては、走査機構はモータおよびモータに装着されたカムを含む。 In one embodiment, the scanning mechanism includes a cam mounted on the motor and the motor. モータは、レンズおよび光ファイバをプローブハウジングの長手方向軸に垂直に移動させるカムの回転を引き起こして、サンプルを走査する。 Motor, the lens and optical fiber causing the rotation of the cam to move perpendicular to the longitudinal axis of the probe housing, to scan the sample. レンズおよびファイバを垂直方向に移動させてサンプルを走査する走査機構の他の実施態様としては、圧電変換器、または旋回軸の周囲のワイヤによるもの、気圧装置、 または静電駆動式スライドによるものを含む。 Other embodiments of the scanning mechanism of the lens and the fiber is moved in the vertical direction to scan the sample, by wire around the piezoelectric transducer, or pivot, as by pressure apparatus or electrostatic drive type slide, including. 光学撮像システムの別な実施態様においては、走査機構は、サンプル上に任意の走査パターンを生成する、プリズムを回転させる、またはオフセットレンズを回転させるカウンターを含む。 In another embodiment of the optical imaging system, a scanning mechanism, produce any scan pattern on the sample, including the counter rotating rotating the prism, or the offset lens. 本発明の別な実施態様においては、前方走査OCT撮像システムは、ハンドヘルドプローブに、またはプローブ、メス、ハサミ、鉗子、および生検機器のような外科手術ツールに適用され得る。 In another embodiment of the present invention, the forward scanning OCT imaging system, the hand-held probe, or probes, scalpels, scissors, may be applied forceps, and surgical tools such as a biopsy instrument. これら装置の具体例としては、外科手術用レーザファイバーの適用が挙げられる。 Specific examples of these devices include the application of a surgical laser fiber. また別な実施態様では、光学プローブは、人体の天然開口、水路、管、流体路、および欠陥を検査するために使用される内視鏡である。 In another embodiment, the optical probe is an endoscope used human natural opening, waterways, tube, in order to check the fluid path, and defects. 本発明は、光学プローブの前方撮像能力と組合わさった前方向または横方向の切除素子を使用する、外科手術用研磨内視鏡を思量している。 The present invention uses the ablation element of the front imaging capabilities associated therewith at a forward or lateral direction of the optical probe, it is contemplated surgical polishing endoscope. 本発明の別な実施態様では、OCT撮像システムは、腹腔鏡と共に使用されて、肉体空洞内で診断および外科手術処置手順を実施する。 In another embodiment of the present invention, OCT imaging system is used together with the laparoscope, to perform diagnostic and surgical procedure within the body cavity. 腹腔鏡実施態様はまた、前方走査レーザーの使用をも思量する。 Laparoscopic embodiments also contemplated also the use of forward scanning laser. 本発明のまた別な実施態様では、撮像システムは、組織への断面図はもとより前面を必要とする処置手順について、外科手術用顕微鏡に適用される。 In another embodiment of the present invention, an imaging system for the treatment procedures sectional view of the tissue requires a front well, it applied to the surgical microscope. 撮像システムはまた、本発明の別な実施態様において、高い開口数の顕微鏡に適用される。 Imaging system also in another embodiment of the present invention is applied to a high numerical aperture of the microscope. 本発明の別な重要な実施熊様は、アテローム除去術、経尿道的前立腺切除術、 および頸部撮像のような治療術のためのものである。 Another important embodiment bear like of the present invention, atheroma removal surgery, transurethral resection of the prostate, and is intended for the treatment procedure, such as cervical imaging. 本発明の光学プローブは、 移植が行われる組織場所からの情報の連続的または周期的抽出を可能にするように、移植可能であると、思量される。 The optical probe of the present invention is to allow continuous or periodic extraction of information from the tissue where the implant is performed, when it is portable and is contemplated. 図面の簡単な説明図1は、OCT撮像システムの実施態様のブロック図である。 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS Figure 1 is a block diagram of an embodiment of the OCT imaging system. 図2は、非後方反射式OCT構成の実施態様の、ブロック図である。 Figure 2 is the embodiment of the non rear reflective OCT configuration is a block diagram. 図3は、モジュラーシステム構成のブロック図である。 Figure 3 is a block diagram of a modular system configuration. 図4aから図4iは、前方走査能力を備えたカテーテルの実施態様の、断面図である。 Figure 4i from Figure 4a, the embodiment of the catheter with a forward scanning capability, a cross-sectional view. 図5aおよび図5bは、並進により前方走査を可能にする装置の実施態様の、 長手方向断面図である。 5a and 5b, embodiments of the device allowing forward scan by translation, is a longitudinal sectional view. 図6aから図6fは、前方走査用の固定レンズおよび可動ファイバーを利用するカテーテルの実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 6f from Figure 6a, the embodiment of a catheter utilizing a fixed lens and a movable fiber for the forward scan, a longitudinal section view. 図7aから図7fは、前方走査用の固定ファイバーおよび可動レンズを利用するカテーテルの実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 7f from Figure 7a, the embodiments of a catheter utilizing a fixed fiber and the movable lens for forward scanning is a longitudinal sectional view. 図8aから図8dは、前方方向に撮像ビームを偏向させるための一般的方法の、断面図である。 Figure 8d from Figure 8a, the general method for deflecting the imaging beam in the forward direction, a cross-sectional view. 図9aから図9cは、撮像ビーム特性の実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 9c from Figure 9a, the embodiment of the imaging beam characteristics is a longitudinal sectional view. 図10は、前方走査ハンドヘルドプローブの実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 10 is a embodiment of the forward scanning handheld probe is a longitudinal sectional view. 図11は、互換可能拡大機能を備えた前方走査ハンドヘルドプローブの実施態様の、長手方向断面図である。 11, embodiments of the forward scanning handheld probes with interchangeable magnification function is a longitudinal sectional view. 図12は、画像誘導型外科手術のための外科手術用メスを備えた、ハンドヘルドプローブの統合体の実施態様の、長手方向断面図である。 12, with a surgical scalpel for image-guided surgery, embodiments of the integrated body of the hand-held probe is a longitudinal sectional view. 図13は、前方走査ハンドヘルド撮像/レーザ外科手術用プローブの実施態様の、長手方向断面図である。 13, embodiments of the forward scan handheld imaging / laser surgical probe, a longitudinal section view. 図14は、1個または複数個のリレー/ロッドレンズを備えた前方走査腹腔鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 14, embodiments of the forward scan laparoscope equipped with one or more relay / rod lens, a longitudinal section view. 図15は、前方走査レーザ外科手術用腹腔鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 15 is a embodiment of the forward scanning laser surgical laparoscopy is a longitudinal sectional view. 図16aから図16cは、多数走査方法を用いる外科手術/解剖用顕微鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 16c from Figure 16a, the surgical / dissecting microscope embodiment using multiple scanning method, a longitudinal section view. 図17aから図17bは、高い開口数のOCT顕微鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 17b from Figure 17a is a high numerical aperture OCT microscope embodiment, is a longitudinal sectional view. 図18aから図18bは、可撓性の前方に方向づけられた光学誘導ワイヤ/走査内視鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 Figures 18a 18b, the embodiment of the optical guidewire / scanning endoscope oriented in front of the flexible, is a longitudinal sectional view. 図19は、内視鏡アクセサリーポートを備えた前方撮像装置の一体化の実施態様の、長手方向縦横断面図である。 Figure 19 is a embodiment of the integration of the front imaging device provided with an endoscope accessory port, a longitudinal aspect sectional view. 図20は、クロストークを低減した密集ファイバー束の実施態様の長手方向断面図である。 Figure 20 is a longitudinal sectional view of an embodiment of a dense fiber bundle with a reduced cross-talk. 図21aから図21cは、撮像外科手術研磨カテーテルの実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 21c from FIG. 21a is a embodiment of the imaging surgery polishing catheter is a longitudinal sectional view. 図22は、画像獲得用集積マイクロチップを備えた装置の遠位端の実施態様の、 長手方向断面図である。 Figure 22 is a embodiment of the distal end of the device having an image acquisition integrated microchip, it is a longitudinal sectional view. 図23aから図23bは、前方撮像処理のための光学位相アレイの実施態様の、長手方向断面頂部および側面図である。 Figure 23b from Figure 23a is a embodiment of the optical phased array, a longitudinal cross-sectional top and side views for forward imaging processing. 図24は、移植可能プローブのための解剖部位の、正面図である。 Figure 24 is the anatomy for implantable probe, a front view. 図25aから図25dは、外科手術用ツールおよびプローブの実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 25d from FIG. 25a is a embodiment of a surgical tool and a probe, a longitudinal sectional view. 図26aから図26cは、腹腔鏡および内視鏡外科手術用ツール/プローブの実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 26c from FIG. 26a is a embodiment of laparoscopic and endoscopic surgical tool / probe, which is a longitudinal cross-sectional view. 図27は、外科手術用生検パンチツールの実施態様の、長手方向断面図である。 27, embodiments of a surgical biopsy punch tool is a longitudinal sectional view. 図28aから図28cは、頸部撮像のための装置の実施態様の、長手方向断面図である。 Figure 28c from FIG. 28a is a embodiment of the apparatus for cervical imaging is a longitudinal sectional view. 発明の詳細な説明撮像エンジンは、光学コヒーレント断層撮影法または他の干渉計測撮像システム、蛍光測定および他のスペクトル撮像システム、ラマン撮像、拡散波光学撮像、二光子撮像システム、またはそれらの組み合わせを含む多様な実施態様から構成され得る。 DETAILED DESCRIPTION imaging engine of the present invention comprises an optical coherence tomography or other interferometric imaging system, fluorescence measurements and other spectral imaging system, Raman imaging, diffusion wave optical imaging, two-photon imaging system or a combination thereof, It may be composed of various embodiments. 撮像エンジンは、高分解能画像を生成し、制御画像を獲得し、かつ、画像を処理し、定量化し、表示し、また、データベースを管理するのに必要な、光学系、電子工学系、モータ、コンピュータ、および制御系のような関連撮像システムのサブシステムを含む。 Imaging engine generates a high resolution image, acquired control images, and image processes, quantified, displays, also needed to manage the database, optics, electronics system, motor, computer, and subsystems associated imaging system such as a control system. 図1に例示されるように、光源10からの光は、プローブモジュールを介して撮像され、位置評定され、または測定されるべき標本の上の所与の位置に向けられる。 As illustrated in Figure 1, light from the light source 10 is imaged through the probe module is directed to a given position on the specimen to be the position location, or measurement. 干渉測定技術19は、上述の他の技術に加えて、標本における内部マイクロ構造特性により変更される光を集光および偏向するために使用され得る。 Interferometric measurement technique 19, in addition to other techniques described above, can be used the light changed by the internal microstructure properties for condensing and deflection in the specimen. 干渉測定撮像技術はしばしば、標本上に向けられた光学ビームが空間的にコヒーレントであり、単一の空間モードを有する実施態様から構成され、従って、輸送システムは単一モードファイバーから成り得る。 Interference measurement imaging techniques often an optical beam spatially coherent directed onto the specimen consists of a embodiment with a single spatial mode, therefore, the transportation system may consist of a single mode fiber. 検出された光は、受信機プロセッサ38において処理され、標本の光学特性に関する情報を、深さまたは他の空間マトリクスの関数として、抽出する(例えば、サンプルへの入射ビームの位置など)。 The detected light is processed in the receiver processor 38, information about the optical properties of the sample, as a function of depth or other spatial matrix, to extract (e.g., such as the position of the incident beam to the sample). 例えば、反射プロファイルまたは深さの関数としてのサンプル反射率のプロットが獲得される。 For example, a plot of the sample reflectance as a function of the reflection profile or depth is obtained. プローブモジュールは、輻射パターンの走査を実施するための方法を含む。 Probe module includes a method for performing a scan of the radiation pattern. 従って、標本上の複数ポイントで入射光学ビームを走査させながら、反復測定を実施することにより、画像情報が得られる。 Accordingly, while scanning the incident optical beam at a plurality of points on the sample, by performing the repeated measurement, image information is obtained. あるいは、画像は並列に獲得され得る。 Alternatively, the image may be acquired in parallel. 上記基本タイプのOCT撮像エンジンは当該技術分野で公知であり、リファレンスアーム走査処理装置、周波数同調可能光源、および光学スペクトル分析撮像処理装置を含む。 The basic type of OCT imaging engine are known in the art, including reference arm scanning processor, a frequency tunable light source, and an optical spectrum analyzer imaging processing apparatus. 上記実施態様の各々においては、干渉計19および関連する光学系は、光源からの光をサンプルおよび光学リファレンスに連結するために使用される。 In each of the above embodiments, the interferometer 19 and associated optics are used to couple light from the light source to the sample and an optical reference. 干渉計19はまた、サンプルおよび光学リファレンスにより変更された後で(遅延されようが、伝達されようが、反射されようが、また散乱されようが)、 サンプルとリファレンス光の間で光干渉が起こり、検出され、1個以上の電子信号に変換されるような方法で、光を受信機プロセッサ38に連結する。 Interferometer 19 also after being modified by the sample and the optical reference. (Will be delayed, but it will be transmitted, but it will be reflected, Although it will be scattered), the optical interference occurs between the sample and the reference light is detected, in such a way is converted into one or more electronic signals, coupling the light to a receiver processor 38. 干渉計は光学自由空間および/または光ファイバーを含み得る。 Interferometer may include an optical free-space and / or optical fibers. 一実施態様においては、ファイバーは単一モードファイバーである。 In one embodiment, the fiber is a single mode fiber. 干渉計は、マイケルソン(Michelson )構造またはマッハゼンダー(Mach-Zehnder)構造を含む、多様な実施態様から構成され得る。 Interferometer includes a Michelson (Michelson) structure or a Mach Zehnder (Mach-Zehnder) structure may be constructed from a variety of embodiments. 干渉計内では、周波数変調素子または位相変調素子は面撮像処理または高度信号処理を可能にし、分散平衡処理素子および補償素子は高度の長手方向分解能を維持し、分極制御器、分極維持ファイバまたは単一分極ファイバ、もしくは分極多様化技術は、良好な信号対ノイズ比を維持し、または、サンプルの複屈折に関する情報を提供する。 The interferometer, frequency modulation element or phase modulation element allows for surface imaging process or advanced signal processing, distributed balancing process and compensating elements maintains the longitudinal resolution of the altitude, the polarization controller, the polarization maintaining fiber or a single one polarization fiber or polarization diversity techniques is to maintain good signal-to-noise ratio, or to provide information about the birefringence of the sample. 横断(長手方向、軸方向、または輻射方向を含む)走査は、プローブユニットからサンプル内へ、また、サンプルからプローブユニット内へ発射される光放射を走査するためのアクチュエータを用いて獲得される。 Transverse (longitudinal, axial or a radiation direction) scan to the sample from the probe unit, also be obtained by using an actuator for scanning a light emitted radiation from the sample into the probe unit. OCT撮像エンジンとしては、深層(または長手方向)走査は、上述および以下に説明される3つの方法の内の1つを利用して、獲得される。 The OCT imaging engine, deep (or longitudinal) scan utilizes one of the three methods described above and below, are obtained. コンピュータは、横断走査と深層走査の間の相互作用を制御して、1次元、2次元、または3次元画像を生成する。 The computer controls the interaction between the transverse scan and deep scan, and generates a one-dimensional, two-dimensional or three-dimensional images. OCT 画像は、サンプルのマイクロ構造光学特性に関する情報を表す。 OCT image represents the information about the microstructure optical properties of the sample. これらは、サンプルの屈折率非連続性、散乱、吸収、複屈折、拡散、および分光器の特性を含む。 These include, the refractive index of the sample discontinuities, scattering, absorption, birefringence, diffusion, and the characteristics of the spectroscope. これら特性は、多様な走査技術を用いて、空間的に解像され得る。 These characteristics, using a variety of scanning techniques can be spatially resolved. そのような技術は、横断走査と交差される連続深層走査またはその逆が実施される処理を含み、或いは、画像は並列に獲得されてもよい。 Such techniques include processing the continuous deep scanning or vice versa is intersecting the transverse scan is performed, Alternatively, the image may be acquired in parallel. 迅速な画像が得られるので、1次元、2次元、または3次元撮像を越える拡張が、本発明を利用して可能となる。 Since rapid image is obtained, one-dimensional, two-dimensional, or extended beyond the three-dimensional imaging is made possible by utilizing the present invention. 特に、時間の終わりに画像を視覚化することにより、機能的撮像処理が可能となる。 In particular, by visualizing the image on the end of the time, it is possible to functional imaging process. 例えば、多様な刺激剤に反応する、鼓動する胎児の心臓の視覚化が達成され得る。 For example, to respond to a variety of irritants, visualization of the fetal heart that beats can be achieved. リファレンスアーム走査OCT実施態様においては、モードロックされた超発光または他の好適に広帯域化された光源が使用され、干渉計に連結される。 In the reference arm scanning OCT embodiment, mode-locked superluminescent or other suitably broadband light sources are used, it is connected to the interferometer. リファレンスアーム経路長を機械的に走査することにより、サンプルの反射率プロファイルが得られる。 By mechanically scanning the reference arm path length, samples reflectivity profile can be obtained. 直線並進器、検流計、ファイバー伸張、回転素子(ミラー、 カム、およびガラスブロック)、および回折格子に基づく遅延ライン走査のための、多様な公知の方法が存在する。 Linear translation device, galvanometers, fiber elongation, rotating element (mirror, cams, and glass block), and for delay line scanning based on the diffraction grating, a variety of known methods exist. サンプルからの反射とリファレンスアーム経路長が光源コヒーレント長の範囲内と等しい場合のみ、光干渉が検出される。 Reflecting the reference arm path length from the sample is only equal to the range of the light source coherence length, the optical interference is detected. 従って、リファレンスアーム経路長を走査することにより、サンプル光特性の深層解像型干渉測定プロファイルが得られる。 Therefore, by scanning the reference arm path length, depth resolution interferometer measurement profile of the sample light characteristics can be obtained. 受信機処理ユニット38は、単一検出器、2重平衡式検出器、または、適切な増幅および信号処理が後に続く光検出器のアレイから構成され得る。 Receiver processing unit 38, a single detector, double balanced type detector, or may be composed of an array of photodetectors followed after appropriate amplification and signal processing. 別な実施態様においては、周波数同調可能光源は、干渉計に連結される。 In another embodiment, the frequency tunable light source is coupled to the interferometer. 受信機プロセッサ38は、サンプルからの信号とリファレンス反射を受信し、かつ、光干渉を検出する光検出器を含む。 Receiver processor 38 receives the signal and reference reflection from the sample, and comprises an optical detector for detecting light interference. これら2つの信号の到来の間のわずかな時間遅延は、周波数同調処理と組合わさって、最良の信号を生じる結果となるが、この信号から、反射率およびサンプルの光学特性の他の干渉測定プロファイルが、スペクトル分析技術を利用して得られる。 These slight time delay between the arrival of two signals, combine the frequency tuning process and set, but the results in a best signal, other interference measurement profile of the optical properties from the signal, the reflectance and the sample but, obtained by using the spectral analysis techniques. 機械的または電子的な同調式外部共振器レーザ、電流または温度同調式半導体レーザ、多数セクション半導体レーザ、および、同調可能光学フィルタと組合わさった広帯域増幅式自発発光源を含む、広周波数掃引を実施するいくつかの方法がある。 Mechanical or electronic tuning type external cavity laser, current, or temperature tunable semiconductor lasers, multiple section semiconductor laser, and a tunable optical filter associated therewith wideband amplification formula spontaneous emission sources, implementing a wide frequency sweep there are a number of ways to. 光スペクトル分析OCTの別な実施態様において、光源は再び、干渉計に連結された広帯域源である。 In another embodiment of the optical spectrum analyzer OCT, light is again a broadband source coupled to the interferometer. サンプル/標本からの反射とリファレンス反射とは光学的に受信機で干渉し、同受信機は光スペクトル分析器である。 The reflection and the reference reflection from the sample / specimen interfere with optically receiver, the receiver is an optical spectrum analyzer. 光スペクトルは縞プロファイルから成り、そのコントラストはサンプル内の反射係数に比例し、その期間はサンプルとリファレンス反射との間の相対距離に比例する。 Optical spectrum consists fringe profile, the contrast is proportional to the reflection coefficient of the sample, the period is proportional to the relative distance between the sample and the reference reflector. フーリエ解析のような多様な信号処理アルゴリズムを利用して、反射率およびサンプルの光学特性の他の干渉測定プロファイルが得られる。 By using various signal processing algorithms such as Fourier analysis, other interference measurement profile of reflectivity and the sample optical properties. 単一または複数の回折格子、または走査検出器システムまたはアレイ検出器と組合わさったプリズム、および狭帯域同調可能フィルタを含む、空間分析を実施するための、多様な公知の方法が存在する。 Includes a single or plurality of diffraction gratings or scanning detector system or array detector associated therewith at prisms and narrowband tunable filter,,, for performing a spatial analysis, a variety of known methods exist. OCTのための高電力と広い帯域源を得ることは、困難である。 To obtain a high power and wide band source for the OCT is difficult. 一実施態様において、源はラマンポンプ式マスター発振器電力増幅器(MOPA)源である。 In one embodiment, the source is a Raman pump type master oscillator power amplifier (MOPA) source. ラマン増幅器は、波長分割多重化(WDM:Wavelength Division Multiplexing) 光学通信システムにおいて広くしようされ、それらの用途はOCT源に拡張され得る。 Raman amplifier, a wavelength division multiplexing: widely private in (WDM Wavelength Division Multiplexing) optical communication systems, their use may be extended to OCT source. 強いCWまたはパルス式ポンプレーザを用いれば、ポンプレーザからストークシフト(〜13THz)で、広帯域光学電力増幅器を作ることが可能となる。 The use of strong CW or pulsed pump lasers, with Stokes shift from the pump laser (~13THz), it is possible to make a broadband optical power amplifier. この増幅器がより低い電力の半導体ファイバまたは他の広帯域マスター発振器源とシードされた場合、それはより高い電力まで増幅される。 If this amplifier is a semiconductor fiber or other broadband master oscillator source and the seed of lower power, it is amplified to a higher power. 1つを越えるラマンポンプが使用される場合は、ラマンポンプは略ラマン利得帯域により間隔を設けられ、増幅器の帯域はおよそ2の因数により広げられる。 If the Raman pump exceeding one is used, the Raman pump is provided apart by substantially the Raman gain band, the band of the amplifier is spread by approximately a factor of two. 追加ポンプを用いて、 増幅器帯域を更に広げることも可能であり、個々のポンプと関連する利得スペクトルは、それらのそれぞれのポンプ電力を適合させることにより、利得スペクトルを成形するように適合され得る。 With an additional pump, it is also possible to further widen the amplifier bandwidth, the gain spectrum associated with each pump, by adapting their respective pump powers can be adapted to shape the gain spectrum. マスター発振器は、インファイバーブラッグまたは長期ファイバー回折格子を用いることにより、または、WDM多重化技術を利用することにより、極めて広くなるように適合され得る。 Master oscillator, by using an in-fiber Bragg or long fiber diffraction grating, or by utilizing the WDM multiplexing techniques may be adapted to be extremely wide. ファラデーアイソレータがマスター発振器と電力増幅器との間で使用されて、良好な安定性を維持し得る。 Faraday isolator is used between the master oscillator and the power amplifier can maintain good stability. ポンプレーザは、被覆ポンプ式YbまたはNdファイバーまたは広範な領域からポンピングされる他の稀土類ドープ式ファイバー、もしくは、当該技術で公知のような他の半導体レーザから得られる。 Pump laser, other rare-earth doped type fiber pumped from the coating pumped Yb or Nd fiber or extensive region, or obtained from other semiconductor lasers such as known in the art. これらレーザは、〜1.1μmでレーザー発振し、それらはEr: Ybをポンピングするために使用され、1.55μm付近の波長でラマンポンプレーザを作り得る。 These lasers, and laser oscillation at ~1.1Myuemu, they Er: used for pumping Yb, may create a Raman pump laser with a wavelength of around 1.55 .mu.m. これは〜1.6μmでOCTラマン源を生成するのに好適であり、 或いは、一連のインファイバーブラッグ回折格子を用いて、OCTラマン源を1. 3μm付近で生じる、複数ストークスシフト式ポンプを作るのに使用され得る。 This is suitable for generating an OCT Raman sources ~1.6Myuemu, or using a series of in-fiber Bragg grating, resulting in OCT Raman sources 1. 3 [mu] m around, make more Stokes shift pump It may be used to. 図1を再び参照すると、本発明の適用例においてはしばしば、使用される光源10は、人間の眼には見えない。 Referring again to FIG. 1, often in applications of the present invention, the light source 10 used is invisible to the human eye. 本発明の利用を助けるために、光源と共整列される可視照準レーザー46を追加することが必要である。 To assist the use of the present invention, it is necessary to add a visible aiming laser 46 is a light source and co-aligned. この共整列は、二色多重装置または他の好適なビーム結合技術を利用して、獲得され得る。 This co-alignment utilizes the dichroic multiplexer or other suitable beam combining techniques, it may be obtained. この照準レーザは、ハンドヘルドプローブまたは外科手術用顕微鏡または本発明の他の実施態様を用いて、人間のオペレータにより直接視覚化され得る。 The sighting laser, using an alternative embodiment of the hand-held probe or surgical microscope or the present invention can be directly visualized by a human operator. 代替例として、空間撮像カメラは、人間の眼により見えない放射を検出することが可能であるが、光源輻射を視覚化するために使用され得る。 Alternatively, the spatial imaging camera, it is possible to detect the radiation invisible by a human eye, it can be used to visualize the light source radiation. 可視照準レーザまたは空間カメラからの撮像は、次のセクションで解説される視覚化サブシステムに給送されるように使用され得て、また、幾つかの診断および治療の医療用処置手順を実施するための要となる。 Imaging from the visible aiming laser or space camera is could be used as feed to the visualization sub-system that is described in the next section, also performs several diagnostic and therapeutic medical treatment procedures the cornerstone for. OCTシステムは標本/サンプルの直接的な後方反射について動作する必然的必要はない。 OCT systems are not necessarily required to operate the direct back reflection of the specimen / sample. 図2を参照すると、光源10はリファレンスミラー18(コーナーキューブ)への、かつ、サンプルを照射するプローブユニット22への経路を含む2:2 光ファイバスプリッタ14に連結される。 Referring to FIG. 2, the light source 10 to the reference mirror 18 (corner cube), and 2 including the path to the probe unit 22 for irradiating the sample: it is connected to the second optical fiber splitter 14. 追加の光源または照準レーザは未使用のカプラー14(図示せず)に接続され得る。 Additional light sources or sighting laser can be connected to an unused coupler 14 (not shown). プローブユニット22の照射ポート26 のビーム浪費は、3次元べクトルRおよび2次元座標回転Θにより、プローブユニット22の受信機ポート30のビーム浪費からオフセットされる。 Beam wasting irradiation port 26 of the probe unit 22 by the three-dimensional base vector R and the two-dimensional coordinate rotation theta, is offset from the beam wasting receiver port 30 of the probe unit 22. 受信機ポート30 からの光はリファレンスミラー18から反射された光と再結合されて50/50光学結合器34に入り、出力がコンピュータ42により分析される受信機プロセッサ38に入る信号を形成する。 Light from receiver ports 30 is recombined with light reflected from the reference mirror 18 enters the 50/50 optical coupler 34, the output forms a signal input to the receiver processor 38 to be analyzed by the computer 42. 典型的なOCTシステムでは、R=Θ=0であり、標本への光の経路は、標本からの光の経路である。 In a typical OCT system, a R = theta = 0, the path of light to the specimen, is a path of light from the specimen. しかし、特定の応用例では、照射と検出された光フィールドをオフセットすることが望ましいことがある。 However, in certain applications, it may be desirable to offset the detected light field and irradiation. 更に、2つの光フィールドの走査は従って、独立的となり得る。 Further, the scanning of the two light fields is therefore can become independent. 例えば、X線システムで製造されるものと類似するX線写真を製造するために、プローブユニット22の照射26および受信機ポート30を直接的に互いに反対となるよう設定可能であり(Θ=180°、R=0 で、その結果、ビームは重複分を浪費する)、また、標本を長手方向に走査する。 For example, in order to produce an X-ray photograph similar to those produced by the X-ray system, it can be set so as to be directly opposite each other illumination 26 and receiver port 30 of the probe unit 22 (theta = 180 °, with R = 0, the result, the beam wastes duplicates), also scans the specimen in the longitudinal direction. そのような実施態様は顕微鏡および他の適用例で有用となることがある。 Such embodiments may be useful in microscopy and other applications. 信号処理を利用して得られるこの情報は、ここではリフレクトグラム(reflectogram) ではなく、サンプルを通した時間遅延の測定である。 The information obtained by use of the signal processing is here not the reflectometer grams (reflectogram), a measurement of the time delay through the sample. グループ遅延、屈折率、散乱、および吸収係数に関する情報が得られる。 Group delay, refractive index, scattering, and information about the absorption coefficient is obtained. この実施態様は顕微鏡および以下のセクションで解説される他の装置に容易に統合され得る。 This embodiment can be easily integrated into other devices described in the microscope and the following sections. 本発明のこの実施態様の要となる区別立ての1つは、OCTシステムは、ほぼ全ての先行技術で内包的または外延的に仮定される後方反射モードで作る必要がない点である。 One distinction freshly the cornerstone of this embodiment of the present invention, OCT system is that there is no need to make in back reflection mode to be encapsulated or extensionally assumed in almost all prior art. これは、OCTシステムについての代替の新規デザインを可能にするばかりでなく、新たな情報の抽出を可能にし得る。 This not only allows an alternative new design for OCT system may allow extraction of the new information. 例えば、前述の直接後方反射式実施態様においては、空気/皮膚界面などにおける、大規模な表面反射は、表面直下からのより弱い反射を全て覆い隠すことがしばしばあり、この状態は、ブラインドネスリミテーションとして公知である。 For example, in a direct rear reflective embodiments described above, such as in the air / skin interface, large surface reflection, often there obscure all weaker reflections from subsurface, this state, blindness Limi it is known as a station. 非後方反射において動作することにより、表面反射が除去される。 By operating in the non-back-reflection, surface reflection is removed. 散乱は角度に依存する。 Scattering is dependent on the angle. 従って、Θ=0と設定することにより、サンプルの光学特性の新規な測定が得られる。 Therefore, by setting the theta = 0, a new measurement of the sample of the optical characteristics can be obtained. 実際、本発明の一実施態様において、散乱角度の関数としてサンプルの干渉光学特性を備えた画像を生成するように、Θが走査され得た。 In fact, in one embodiment of the present invention, to generate an image comprising an interferometric optical characteristics of the sample as a function of scattering angle, theta may have been scanned. 上述の3つの全てのOCT撮像エンジン実施態様は、他の光学撮像技術と同様に、この非後方反射特性と共に利用され得る。 All OCT imaging engine embodiment of the three mentioned above, as well as other optical imaging techniques, may be utilized with the non-back-reflection properties. この非後方反射実施態様は、2つの単一モードファイバを並べて、またはツインコア光ファイバを用いて、実現されればよい。 The non back reflection embodiment arranges two single-mode fibers, or by using a twin-core optical fiber, may be employed to realize. このセクションの議論の多くがOCT撮像エンジン実施態様に焦点を合わせているけれども、多様な他の光学撮像エンジンが、本発明に記載された走査およびプローブモジュールを用いて採用され得る。 Although much discussion in this section is focused on OCT imaging engine embodiment, a variety of other optical imaging engine may be employed using a scanning and probe modules described in this invention. これらの例としては、トランスイルミネーション技術、拡散波撮像技術、共焦点顕微鏡、および、多様なタイプの蛍光識別撮像技術が挙げられる。 Examples of these transillumination techniques diffusion wave imaging techniques, confocal microscopy, and include various types of fluorescent identification imaging techniques. 拡散波撮像処理は、撮像処理を達成するために、 高度に散乱された光の拡散特性を使用する、かなり新しい光学撮像技術である。 Diffusion wave imaging process, in order to achieve an imaging process, using the diffusion properties of a highly scattered light, is fairly new optical imaging technique. 拡散波撮像処理は、酸素化の判定用のような機能的監視用の臨床適用例を提示している。 Diffusion wave imaging process presents the clinical applications for functional monitoring, such as for the determination of the oxygenation. 干渉計は拡散波撮像には必要ではない。 Interferometers is not necessary to diffuse wave imaging. 光源は正弦的強度変調式レーザであることが多く、受信機は、透過された光に関して検出された光の相対強度と位相を測定する直接検出受信機である。 The light source often at sinusoidal intensity modulation type laser, the receiver is a direct detection receiver for measuring the relative intensity and phase of light detected with respect to transmitted light. 輸送システムは、単一モードファイバーである必要はなく、複数モードファイバは上位信号収集を提供することが多い。 Transport system need not be a single mode fiber, a plurality mode fibers often provide higher signal acquisition. 標本の光学特性の画像は、走査位置の関数として、検出された光強度の位相または大きさをプロットすることにより獲得され得る。 Image of the optical characteristics of the sample as a function of scan position, may be obtained by plotting the phase or magnitude of the detected light intensity. OCT撮像エンジンに関しては、画像は表示され、診断用にまたは誘導治療処置手順において使用される。 For the OCT imaging engine, the image is displayed, is used in the procedure or derived therapeutic treatment for diagnosis. レーザ誘導式蛍光撮像は、本発明のプローブおよび走査技術に適する、別な魅力的な撮像エンジン技術である。 Laser guided fluorescence imaging is suitable for the probe and the scanning technique of the present invention, it is another attractive imaging engine technology. 蛍光に基づいた医療判定または撮像技術は、多数の臨床診断適用例で成功を収め得る。 Medical judgment or imaging techniques based on fluorescence, can successfully in a number of clinical diagnostic applications. 蛍光撮像処理は、組織において内在する蛍光(または、選択的に結束された外因性発色団からの蛍光)を励起するために、短い波長の可視光を用いることを基礎とする。 Fluorescence imaging process, fluorescence inherent in tissue (or fluorescence from selectively binding exogenous chromophore) to excite, and based on the use of visible light of short wavelength. 組織の生化学的組成の差は、蛍光スペクトルの差を生む。 Difference biochemical composition of tissue, produces a difference in the fluorescence spectrum. これらスペクトルの差は、光学的に接近可能な組織表面を横断する一組の別々のポイントで、または組織表面の画像として、いずれかで評定されるのが典型的である。 The difference between these spectra, a set of discrete points across the optically accessible tissue surface, or as an image of the tissue surface, it is typical that is assessed either. 蛍光の差は、次いで、組織の病理学を差別化するためにアルゴリズムを用いて解釈される。 The difference in fluorescence is then interpreted using the algorithm to differentiate the pathology of tissue. 典型例では、所望の目標は、形成異常または癌の前症を査定することである。 In a typical example, the desired goal is to assess dysplasia or cancer preeclampsia. 干渉計はこのエンジン技術には必要とされず、単一モード光ファイバーである。 Interferometer is not required for this engine technology, a single mode optical fiber. 光源は短い波長の励起レーザから構成され得て、受信機は蛍光波長に同調される1つまたはそれ以上の光学スペクトル分析素子から構成され得る。 Light source is obtained consists pumped laser wavelength shorter, the receiver may consist of one or more optical spectral analysis element is tuned to the fluorescent wavelength. 入射励起放射および集光蛍光放射が走査されると、標本の光学画像が獲得され、表示され、診断用に、または、治療処置手順を誘導する際に使用される。 When the incident excitation radiation and condensing the fluorescence radiation is scanned, the optical image of the specimen is acquired and displayed, for diagnosis, or is used to induce a therapeutic treatment procedure. 同様に、本発明において解説されたプローブモジュール操作デザインおよびコンセプトの応用例は、ラマン式、二光子式、複数光子式、共焦点顕微鏡などのような他の撮像エンジンに適用可能である。 Similarly, applications of the probe module operation design and concept which is commentary in the present invention, the Raman type, two-photon type, multiple photon equation is applicable to other imaging engine, such as a confocal microscope.更に、上記プローブモジュール操作設計は、埋設型撮像技術の支援無しにスタンドアローン治療装置として使用され得る。より重要なことに、多数撮像技術を連続的に、並列に、または同一走査プローブモジュールにわたって同時に使用することが可能である。例えば、OCTおよび蛍光撮像エンジンは、同一単一モードプローブ光モジュールにわたって同時に使用できる。 OCT光源および短い波長の励起レーザは、光ファイバー波長分割多重装置(WDM)カプラーを用いて結合され得て、集光型OCT光と蛍光は、 別なWDMカプラーを利用して分離され得る。蛍光およびOCTの同時画像が表示され得る。代替案として、プローブモジュールは、2つのファイバ、OCT撮像用の1つの単一モードファイバ、および蛍光撮像用の1つの単一モードまたは多数モードファイバを含み得る。共通のまたは別個の走査素子が使用されて、それぞれの放射パターンを方向付ける。 2つの撮像技術が別個の情報を含むと、診断または治療処置手順でより良い意志決定が得られる。本発明の一実施態様の装置は、線形、円形、および任意のパターンで光ビームを走査することにより、光学撮像を提供する。走査処理は、撮像システムに連結された多様なデザインのプローブモジュールを利用して、実施される。システムの将来的展望から、本発明は以下の事項に関連して説明できる。すなわち、1) データを収集し、かつ、光学画像を得る目的で、光ビームを並進させ、方向付け、または偏向させる作動技術、2)作動技術を利用し、かつ、ビームを搬送するために、または、撮像されるべき標本またはサンプルからビームを受けるために必要な、多様な光学構成要素を含む、プローブモジュール、3)プローブモジュールが装着される対象となり、かつ、光ビームの源、検出エレクトロニクス、または機器類、獲得された画像データを表示するための手段および方法、ならびに、 光学系、電子系、モータ、制御系、および入射光を制御し、画像信号を検出し、 入来データを処理し、そしてデータを組み立て、1次元、2次元、3次元、または4次元データセットおよび画像を形成するためのコンピュータを含む、あらゆ 関連撮像サブシステムを含む撮像システム、4)ユーザーに親切でビーム搬送可能な装置において、本発明の全ての要素を組み合わせた実現方法で、その場合、上記装置は本発明を利用して開発された独立式機器であるか、または、同装置は、確立済みの研究用または臨床用機器、ツールまたは装置の付属物か、またはそれと統合され得るもの、5)侵入を最小限に抑制した撮像誘導処置手順を実施するために、撮像システムに連結された治療システム。本発明により思量されるようなモジュラーシステムが図3に図式化される。このビーム搬送/走査モジュール12は、本明細書中に詳細に記載される、汎用前方走査(または他のタイプの走査、例えば、輻射方向、長手方向、または軸方向など)方法を含む。同システムがデータを収集し、かつ、画像を形成するために、 多様な方法が使用されて、光学ビームを走査および並進させる。これら汎用前方走査方法は、ビーム搬送モジュールまたはプローブモジュールをいくつでも含むが、ハンドヘルドプローブ、腹腔鏡、外科手術用顕微鏡、高開口数顕微鏡または標準顕微鏡、前方走査、可撓性カテーテル、ファイバー束、または位相アレイに限定されない。上記実現例の各々について、前方走査方法は、腹腔鏡および顕微鏡を用いたような、既存の光学システムと直接集積されてもよく、ハンドヘルドプローブのような独立式撮像装置として機能してもよく、可撓性カテーテルとして機能してもよく、位相アレイとして機能することもあり、または、画像誘導外科手術を実施するために、外科手術用メスに装着されるハンドヘルドプローブにおけるような研究用または臨床用機器またはツールの機能性に本来的に追加される装着具として機能してもよい。 OCT走査エンジンモジュール11は、光源、軸方向(深層または範囲)走査、 および検出サブシステムを含む。ビーム搬送/走査モジュール12が互換可能な装置を備えたモジュラー構成要素を代表するのと丁度同じように、OCT走査エンジンブロック11もモジュラー構成要素を代表する。上述の3つのエンジンは、光学システムおよび構成要素内部で、軸方向位置評定が実施されるのを可能にする。リファレンスアーム走査、光源周波数走査、およびスペクトル分析OCTの全てが軸方向位置評定を可能にするが、これを実施するのに別々に異なる方法を採る。 3つの方法の各々は、ビーム操作方法のいずれと関連させて使用されてもよい。先に注目したように、他の干渉系撮像システム、蛍光、および他の分光器撮像システム、ラマン撮像システム、拡散波光学撮像システム、二光子光学撮像システム、またはそれらの組み合わせを含む、いくつかの他の光学走査エンジンが使用されてもよい。 OCT走査エンジンモジュール11およびビーム輸送/走査モジュール12は、同期、駆動波長の発生、必要なトリガパルスの発生、データの記憶および呼び出し、ならびに、必要な信号および撮像の責任を負う中央コンピュータを含むのが典型的である、制御コンピュータモジュール13により制御される。制御コンピュータはまた、別な実体であってもよいが、最終モジュール、すなわち視覚化モジュールの一部としても機能し得る。視覚化モジュール15は、制御コンピュータモジュール13、OCT走査エンジンモジュール11からの画像データを受信し、かつ/または、ビーム搬送/走査モジュール12から直接、画像データを受信する。視覚化はOCT画像モニターを用いて、かつ/または、標準ビデオモニタを用いて、かつ/または、CRTを用いて実施され得る。一般に、3つのスクリーンは完全な視覚化のために必要とされる。すなわち、1)システムの動作を制御するための、全てのシステムパラメータおよび設定を含むスクリーン、2)OCTを用いて視覚化される寸前の組織のビデオ画像を含むスクリーン、3)標本/サンプルのOCT画像を含むスクリーン。ビデオ画像は、標本、組織、またはサンプルの面の表面図であるが、OCT画像は、二次表面形態論または構造の断面プロファイル、面、または他の断層写真撮影切片である。十分な視覚化を求めて、スクリーンは全て、モニター上に同時に視覚化され得て、または、ビデオ技術は、多様なウインドウが要求に基づいて呼び出された状態で、画中画様式の表示を許容するように、適用され得る。これに加えて、ビデオ技術は、頭部上位表示での統合を可能にしながら、頭部重畳式ウインドウにより、または半透明ウインドウにより、ユーザがこれら複数スクリーンを見ることを可能にする。仮想現実法が所与のデータスクリーンに組み入れられてもよい。頭部上位表示のコンセプトは、顕微鏡の接眼レンズ内に統合され得て、ユーザが自分の目を顕微鏡から、それゆえ標本から離す必要無しに、OCT 画像および標本の断面、二次表面形態を視覚化し得る。ビデオ技術はまた、そのような画像が重ねられ得るようにすることにより、OCT画像が適切な整合および整列状態で、ビデオ画像上に重畳され、または溶け込まされ得るようにする。上述の可視照準レーザはまた、視覚化モジュール15においても表示され得る。可視照準ビームは、ビデオ画像を含むスクリーン上に表示され得て、ユーザによるOCT画像およびビデオ画像の整合を可能にする。 OCT撮像システムと関連する3つのスクリーンに加えて、そのような視覚化技術は、この処置手順が実施されている間も、先に得られた画像のような他の重要なデータを認識し、患者記録にアクセスする。そのようなシステムは、既存のコンピュータネットワークと、3次元表示および操作のようなコンピュータによる集中的タスクがサイト外で実施され、かつ、視覚化のためにユーザ側にダウンロードされ得るようにする、より強力なコンピュータと容易に統合され得る。治療エンジンモジュール17は、画像誘導式処置手順が必要とされる医療的、科学的、かつ産業的応用例と関連する。このモジュール17は、治療処置手順を誘導するために、視覚化モジュール15から出力される情報を利用する。この誘導は、 視覚化モジュール15により支援される人間のフィードバックにより、または制御コンピュータモジュール13におけるコンピュータまたは他の制御機構を介する自発作業により、あるいは、治療エンジンモジュール17それ自体の内部で行われ得る。撮像誘導治療が有効となる具体的適用例としては、機械的またはレーザに基づくアテローム除去カテーテルの誘導、ステントの設置、経皮的血管形成術用カテーテルを用いたバルーンの膨張、腹腔鏡処置手順期間中のマイクロ外科手術ツールの作動などが挙げられる。この多数モジュールシステムのアプローチは、このシステムの全体設計と、本発明の前方に方向付けた走査方法とを導入する。前方走査方法と、それぞれの実現例と、応用は、以下のセクションで詳細に解説される。前方に方向付けた光学走査は、多数の方法により実施され得る。これら方法は、多様な機器に組み入れられる。最も一般的な解説では、光学装置は、サンプルの光を搬送するための1つまたはそれ以上の光ファイバ、所定のスポット寸法および共焦点パラメータで所望のスポットにビームを集束させるための集束光学系、および、多次元画像を組み立てるために隣接する軸方向走査の獲得を可能にするための移動手段を含む。走査方法は一般に、5つの一般的原理のうちの1つとして範疇分化され得る。すなわち、1)単一ユニットとしてファイバー/レンズを移動させる方法、2)固定レンズに関してファイバーを移動させる方法、3) 固定ファイバーに関してレンズを移動させる方法、4)ファイバーおよび集束光学系からビームが放出された後で、前方を向けられたビームを偏向させる方法、 および、5)それらの組み合わせ。 1) 単一ユニットとしてファイバー/レンズを移動させる方法 単体としてファイバー/レンズを移動させる幾つかの実施態様が、図4aから図4fに示される。上記デザインの全てについて、前方走査光学系と機構は、カテーテル、内視鏡、または腹腔鏡のような直径の小さい(〜1mmから10mm) 円筒形囲い50内に包含されるが、これに限定されない。この囲い50は、剛性または可撓性で、後のセクションで論じられる機器に容易に統合される。囲い50の遠位端は、ほとんど減衰することなく光ビームが透過されるのを可能にしながら、 光学系と機械類を流体および汚染物から保護する、任意の透明ウインドウ54から構成される。そのような囲いは、容易な洗浄と滅菌を可能にする。囲いの先端の遠位には、光学撮像平面がある。単一モード光ファイバ搬送の場合、この画像平面は、光ビームが最小スポット寸法まで集束される平面であればよい。この平面は、サンプルまたは標本についての対象の領域内に入るべきである。図4aは、ファイバー/レンズユニットの機械的並進のための装置を記載する。単一モードファイバ58は、所与の離隔距離で、球状レンズのようなGRINレンズ62または小径レンズに固定される。この離隔距離は、焦点平面までの作動距離、スポット寸法、それゆえの共焦点パラメータを特定する。代替例として、レンズは、単一集束ユニットを形成するファイバー内に直接、製造され得る。ファイバー/レンズユニットは、ユニットが線形並進で前後に滑るのを許容するトラック(図示せず)内に存する。回転する度にファイバー/レンズを変位させる長円形ノブ70またはカムは、シャフトに付着される。バネ装置(図示せず)は、長円形ノブ70により変位されない場合は、ファイバー/レンズユニットをその元の位置に戻す。モーターシャフト66の回転が、ファイバー/レンズユニットをそのトラックに沿って並進させる間に、撮像が前方方向に実施される。モータユニット61 はまた同装置の基端に配置され、この状態で、回転トルクが遠位端と横断変位機構まで、剛性または可撓性の中空ハウジングに包囲されたシャフトまたはトルクケーブルを介して伝達される。図4bでは、圧電カンチレバー74でファイバ/レンズユニットを並進させる。そのようなカンチレバー74は、カンチレバー材料に電圧が印加されると曲がる。印加電圧は、固定双極子を有する材料を分極しようとする。これらの双極子を整列させるために、材料は、印加電場に応答して曲がる。ファイバ/レンズユニットがカンチレバー74に固定されているため、曲がった結果、ユニットの横方向の並進が得られる。ユニットがカンチレバー74にしっかりと取り付けられている場合、並進は真に横断方向に直線ではなく、実際には、弓形を示す。しかし、直線並進からのずれは、並進可能な距離に関しては、ごくわずかである。 3 00Vが印加されたバイモルフカンチレバー74では、1〜2mmの変位は典型的である。変位はまた、堅い管を用いてカンチレバー74のアームを延長することにより増加され得る。変位は、アーム長の増加に伴って線形に増加される。他の電磁アクチュエータ手段もまた、可能である。図4gに示されるように、カンチレバー78は、圧電材料からなっていなくてもよい。むしろ、金属または可撓性のある材料のカンチレバーに関しては、圧電スタックが使用され得る。カンチレバー78は、ねじれを防ぐために平坦であり、曲げを容易にするために、たわみの軸において薄い。カンチレバー78の一方端を固定点(ハウジング)76に固定し、圧電スタック80をカンチレバーの下に配置することにより、スタックのわずかな変位が、カンチレバーの大きな横方向の変位に変えられ(mapped)得る。変位は、圧電スタックを、カンチレバーの取り付け部位に徐々に近づけて配置するにしたがって、増加され得る。カンチレバーを変位するために圧電スタックを使用することは、図4hに示されるように、2次元に拡張され得る。 PZTを用いて、第2のカンチレバー78 'は、第1のカンチレバーの上に取り付けられ、そのたわみ軸が第1のカンチレバーに垂直になるような向きにされ、そして、別のPCT80'により駆動される。さらに、カンチレバー(圧電式またはその他)が十分に小さい場合、これらのカンチレバーは、図4iに示されるように、装置の軸に対して横断方向の向きにされ得る。この図4iでは、水平方向のPZT80'は、固定点76から離れた場所でたわみ、ファイバ/レンズ取り付けの動きを水平方向に引き起こし、垂直方向のPZTのたわみにより、ファイバが垂直方向に曲がる。この設計はまた、順方向への2次元横断走査を可能にする。最後に、カンチレバーを動かすために用いられるアクチュエータは、圧電式に限定されず、磁気式、気圧式、または、その他の駆動装置であってもよい。図4cを参照して、ファイバ/レンズユニットを機械的にプッシュ/プルの態様で旋回点94を中心に弓形に変位するために、1つ以上の可動ワイヤまたはガイド90が使用される。可動ワイヤ90は、単一モード光ファイバ58とともに、円筒形の囲いに収容される。ファイバ/レンズユニット63の並進は、旋回点94に関する、ワイヤ90の取り付け点に依存する。ワイヤ90が旋回点94の近くに取り付けられると、ワイヤ90のわずかな動きで、ファイバ/レンズユニット63の大きな弓形の変位が得られる。そのような設計では、そのような機構を可撓性のある囲いにおいて使用する場合、円筒形の囲い50が曲がってしまう可能性がある。図4dでは、空気の原理を用いて、ファイバ/レンズユニット63を囲い内で変位する。ここでは、空気/流体が充填された2つ以上のバッグ96、96'を相補的に使用して、ファイバ/レンズユニット63を保持し、且つ、ファイバ/ レンズユニット63を横断方向に変位する。 1つのバッグ96を膨らまし、それと同時に、対向して配置されたバッグ96'から空気/流体を取り除くことにより、直線並進が得られる。 2つ以上のバッグ96、96'が使用される場合、その横断方向の変位は、任意の走査パターンの横断方向の変位に近づき得る。しかし、典型的には、バッグ96、96'と、外部リザーバとの間に走らせるために必要とされる必要な空気/流体導管(図示せず)のため、バッグ96、96'の数は、おそらく、2個または4個に制限される。 4個のバッグは、2つの直交する方向での横断走査を可能にする。図4eに示されるように、外側の円筒形囲い50内で、堅い管100は、ファイバ58およびレンズ63を収容し得る。この方法では、囲いの遠位端付近に、 並進トラック104が配置される。このトラックは、円筒形の囲い50の軸に関して角度をなしてオフセットされる。堅い管100の近位端102で引張りが付与されると、この引張りにより、ファイバ/レンズユニット63が角度をなして且つ横断方向に並進される。そのような走査方法により、角度がつけられた結像面が得られる。しかし、結像は依然として主に順方向に行われる。角度がつけられた結像面は、囲いがサンプルに関して角度をなして傾けられる上記の方法のうちの1つを用いることと等価である。この角度がつけられた結像面は、トラックの角度と、堅い管が円筒形の囲いを通って突き出る方向とを内部で変えることにより、補償される。ファイバ/レンズユニット63の回復を容易にするために、 ユニットの壁と、ファイバ/レンズユニット63との間に、小さいばね機構が追加され得る。図4fは、ファイバ/レンズユニットを横方向に並進させるために、静電/磁気の原理がどのように適用され得るかを示す。レンズ63は、適切に帯電/磁化されたコンタクトに引きつけられ得るメタライズされた材料で被覆される。例えば、囲いの遠位端では、ファイバ/レンズユニット63を並進させるために、静電気に帯電したプレート108が使用され得る。静電プレートに印加される電圧を変えることにより、または、静電気に帯電した領域を移動させることにより、 メタライズされたレンズ63がこの領域に引きつけられ、従って、横方向に変位される。 1つの実施形態では、メタライズされたファイバ/レンズ63ユニットは、たわみピボット(図示せず)に取り付けられる。プレート上で電荷を迅速に交番する(alternating)ことにより、および、自然共振周波数または改変された共振周波数でファイバ/レンズ63ユニットを並進させることにより、非常に速い横方向速度が達成され得る。ファイバ/レンズ63をその共振周波数で横断方向に変位させることにより、変位は、直線状ではなく、より正弦波状になる。しかし、この非直線状の並進の場合、データ捕捉レートおよび像表示が補償され得る。ファイバ/レンズユニットの移動を伴う第2の概念が、図5aおよび図5bに示される。ファイバ/レンズユニット63は順方向撮像装置内に固定されるが、 断面像を得るために、装置全体が横断方向に並進される。この装置は定置式であるが、同じ場所の単軸方向走査(single axial scans)が繰り返し捕捉される。装置が並進されると、この動きは、検知機構により検知され、検知機構は、軸方向走査を像内のどの位置に配置するかを、制御コンピュータに指示する。同じ場所で多軸方向走査(multiple axial scans)が捕捉されると、これらの走査は、 ユーザの判断に応じて、平均または合計され得る。 2つの検知機構が、図5aおよび図5bに示される。図5aの検知機構は、遠位端124に、二次撮像ファイバ束120、即ち、光学像処理機構を用いる。この光学像処理機構は、捕捉されたデータを像処理して、相対運動、方向、および速度を決定する。この情報は、 対応する軸方向走査を集めてOCT像を形成するために用いられる。この設計は、サンプルまたは試料との物理的接触を必要としない。図5bに示される検知機構は、コンピュータのマウスと類似した位置検知回転機構125である。装置は、撮像される試料またはサンプルの上に物理的に配置され、表面を横切って並進される。運動、方向、および速度は、位置検知ローラ124により記録され、捕捉されたデータを集めるために使用される。 2)固定レンズを用いて光ファイバを移動させる方法 同様の並進方法は、レンズの固定位置を維持しながら、光ファイバを移動させることにより行われ得る。図6a〜図6fは、これらの原理を示す。基本的な変位機構については、上で説明し且つ図4に示した。この方法では、平坦または角度をつけて劈開された( flat or angle-cleaved)光ファイバ58は、並進機構上に配置される。次いで、ファイバ58は、レンズ62の一方側(結像面)で並進される。その結果、レンズの反対側(物体面)での焦点領域の並進が起こる。ファイバ面および横方向の変位の拡大または縮小は、ファイバ面と、試料と、レンズとの間の間隔に基づく設計で起こる。この拡大により、スポットサイズ(横断方向の解像度)と、上記の方法で説明された固定パラメータとは異なる、装置の共焦パラメータ(焦点深度)と、が変わる。この概念では、焦点領域は、単一の結像面にはなく、弓形に広がる。ファイバがレンズのエッジに並進されるに従って、焦点スポットサイズが変わる。この撮像方法から起こる収差を低減するレンズシステムが製造され得る。 3)固定光ファイバを用いてレンズを移動させる方法 図7a〜図7fでは、固定された平坦または角度をつけて劈開されたファイバ58の前でレンズ62を移動させるために、同様の並進方法が使用される。基本的な変位機構については、上で説明し且つ図4に示した。上で説明したように、 レンズ62またはファイバ58の並進の結果、並進の始め/終わりでの収差、および、弓形の平坦でない結像面、などの同じ困難点が生じるが、これらは、公知の光学設計技術で克服され得る。 4)順方向に向けられたビームを偏向する方法 撮像の目的で光ビームを順方向に偏向するまたは方向付けし直す4つの方法が、図8a〜図8dに示される。図8aは、円筒形の囲い50内で回転ケーブル1 28を用いる。光ファイバ58は、ケーブル128内に含まれ、ケーブル128 により保護される。遠位端では、オフセットされたGRINレンズ62(または、他のタイプのレンズ)が、光ファイバ58に関して計器で測定調節される(me tered)。レンズ軸が光ファイバ58に関してオフセットされるため、このファイバでは、出射ビームは、軸に集光されない。その代わりに、焦点は、GRIN 62とファイバ58との間のオフセットの程度に依存する角度で起こる。外側の円筒形の囲い50内では、ケーブル/ファイバ/GRINレンズ128、58、 62が、駆動ユニット60により回転される。駆動ユニット60は、モータから回転トルクケーブルへの機械的結合、などの様々な方法で実現され得る。ユニットが回転すると、円錐形プロファイルが描かれる。この方法で捕捉された像は、 依然として超音波と同様の2−Dの態様で表示され得る円錐形サンプルを表す。この順方向に向けられた走査方法は、装置が可撓性のある器具またはカテーテルに組み込まれ得るという利点を有する。あるいは、レンズは、ファイバとともに軸上に取り付けられ得、ファイバ/レンズの組み合わせは、回転軸に関してわずかに傾けられ得る。図8bに示される第2の方法は、順方向の任意の走査パターンの技術を示す。この方法はまた、互いに反対方向に回転する、内部ケーブル128および追加の内部シース132を用いる。外部の円筒形の囲い50は、固定されたままである。最も内側のエレメントは、金属ケーブル128であり、この金属ケーブル12 8は、そのコア内に光ファイバ58を収容し且つ光ファイバ58を保護する。この金属ケーブル128の遠位端は、円形プリズム136(断面は台形)を含む。このケーブル/ファイバ/プリズム128、58、136の外側には、反対方向に回転するシース132があり、このシース132は、遠位端に取り付けられた第2のプリズム144を有する。これらのエレメントを反対方向に回転させ、それらの位相を互いに関して変えることにより、任意の走査パターンが生成され得る。出射ビームは、円筒形の囲い50から出ていく前に、レンズ152により集光される。尚、別の実施形態(図示せず)は、1つの駆動ケーブルと、第2のプリズムを反対方向に駆動するための小型のギアリング機構と、を有するものである。最後に、2つのプリズムが(反対方向に回転するのではなく)同じ方向に駆動され、これらのプリズムの相対位相が調節され得る場合、可変円錐角で、図8 aと同様に円錐形像パターンが達成され得ることに注目されたい。あるいは、レンズは、プリズムへの透過の前に、ファイバにしっかりと取り付けられてもよく、回転プリズムの前(コリメートする場合)および後(集光する場合)に、2つのレンズが使用されてもよい(図示せず)。このアプローチは、光学システムのより優れた安定性を生み出し得る。図8cは、レンズ対153、153'の間に配置されたビーム偏向器エレメント148の使用を示す。近位レンズ153は、ファイバ58からの光を、ビーム偏向器エレメント148を通るように向ける。ビーム偏向器148を通過した後、光を結像面に集光させるために、第2のレンズ153'が使用される。ビーム偏向エレメントは、液晶、電気光学、または音響光学変調器からなり得るが、これらに限定されない。尚、別の実施形態は、使用されるビーム偏向器の開ロサイズおよびタイプに依存して、異なるレンズ構成を使用することができる。図6dに示される設計は、シリコン部材(mem's)などの半導体またはその他の基板上にミクロ製造され得る、静電偏向器などの2次元の小型化された偏向器146を使用する。ファイバを出ていく撮像ビームは、プリズム/ミラー150 により、静電偏向器に反射され、ここで、撮像ビームは、方向付けし直され、プリズムの他方側から離れて反射され、次いで、レンズ153により順方向に集光される。この設計は、高速で生成される任意の走査パターンの可能性を有する。電磁、圧電、などのその他のタイプの偏向器も、この構成において使用され得る。最後に、ビーム偏向は、図4〜図8に示されるアクチュエータ(PZT、磁気、静電、空気)のいずれかを用いて、撮像ビームの前でミラーを並進または変位させることにより、達成され得る。示された順方向走査機構のすべては、単に折り畳みプリズム(fold prism)または折り畳みミラー(fold mirror)(図示せず)を追加して、装置の軸からの任意の角度で撮像ビームを向けることにより、 側方向(side-directed)線走査または側方向ラジアル走査に一般化され得る。側方向線走査は、折り畳みミラーと、静電機構、機械機構、またはその他の同様の機構とを用いて、装置を、装置の中心軸に沿って迅速に移動させることにより行われ得る。側方向ラジアル走査は、折り畳みミラーを使用し、且つ、電気モータまたは磁気機構を用いて装置を中心軸周りで回転させることにより行われ得る。図4〜図8に示される設計のすべては、図8aの設計(および、図8bの幾つかの動作モード)を除いて、順方向の線走査を与える。これらの一般的な方法を第2の円筒形ユニットに組み込むことにより、他の角度で、多数の線走査が行われ得る。この改変では、外側円筒形ユニットが静止されたままで、内側円筒形ユニットが、中心軸周りに回転され得る。これは、ユーザが、どの角度が特定の応用に最も適しているかを選択するようにするために、任意の角度での線走査を可能にする。さらに、装置の回転角を正確に制御することにより、一連の線走査が捕捉され得、後に、順方向に撮像されたサンプルの3次元の再構成を生成するために集められ得る。捕捉された線走査は、中心点の周りにスポーク状パターンを形成する。上記方法のほとんどは直線の1次元だけで測定するが、各方法は、横断方向の変位成分を複製することにより、2次元(x/y)で走査するように改変され得る。各軸に沿って走査パターンを制御することにより、任意の走査パターンが達成され得、3次元データセットが捕捉され得る。これから撮像ビーム特性を説明するために、キーとなる3つの用語を紹介しなければならない。これらの用語は、図9に示される。最初の用語は、 焦点位置決 (図9A)と呼ばれ、これは、ビームパラメータ(焦点スポットサイズ径、焦点深度、作動距離)のいずれをも変えることのない、ビーム焦点の軸方向の変位/調節である。 2番目の用語は、 焦点変化 (図9b)であり、これは、スポットサイズ、焦点深度、および作動距離の変化を意味する。最後の用語は、 焦点トラ ッキング (図9c)であり、これは、具体的には、撮像ビームの焦点深度内でのコヒーレンスゲーティング領域の重なりを可能にするためのOCT撮像エンジン調節を指す。上記方法のすべてに関して、出力光ビーム特性は、固定され、横断方向の変位から独立していた。固定焦点スポットおよび位置は、サンプルまたは試料にわたって横方向に並進された。これらの方法の各々に関して、ファイバとレンズとの間の間隔を変える手段が実現され得る。この手段は、撮像ビーム特性を変える役割を果たし、従って、焦点変化を行う役割を果たす。これは、円筒形圧電スタック、小型のモータ付き位置決め装置を用いた機械的変位、膨張可能なバルーン、 または、気圧/油圧装置を用いることにより達成され得る。ファイバとレンズとの間の間隔を変えることにより、ビームスポットサイズは増加または低減され得る(従って、横断方向の解像度が変えられ得る)とともに、共焦パラメータまたは焦点深度が増加または低減され得る。そのような実現は、より低い解像度およびより大きい焦点深度での高速撮像を可能にし、後に、選択された対象領域で高解像度の撮像を可能にする。焦点位置決めを行いながら、ビーム特性(スポットサイズ、焦点深度、作動距離)を維持することが望ましい場合が多い。その達成は、装置の光学的構成に幾分か依存する。 1つの方法は、装置全体を、試料に向かって、または、試料から離れるように、z(奥行き)方向に並進させることを伴う。これにより、焦点が適切に再配置される。並進は、マイクロメータの調節を用いて手動で行われてもよく、電気/機械駆動機構を介して行われてもよい。 (例えば図9aに示されるように)2つのレンズ(156、156')の間のコリメートされたビームとともに、望遠鏡構成が使用される場合、これらの2つのレンズ156、156'の間の間隔は、ビーム特性に影響を及ぼすことなく変えられ得る。そのような望遠鏡構成は、内視鏡を含む幾つかの実現であって、管腔壁までの変動する距離を補償するために焦点位置決めを自動的に調節することができることが望ましい実現の場合に重要である。焦点位置決めと、焦点変化とは、組み合わせで使用される可能性が高い。例えば、試料またはサンプルの大きい領域は、より低い解像度およびより大きい被写界深度で走査され得る。焦点変化は、スポットサイズを低減し(解像度を増加し)、従って、被写界深度を低減するために実現され得る。この点で、焦点位置決めは、撮像装置の端部からある特定の距離だけ離れた、試料中の正確な位置に焦点を移動するために必要である。焦点変化は、図9bに示される。ここでは、レンズ156が並進され、スポットサイズ、被写界深度、および作動距離を変える。ズームレンズ構成などの幾つかの別の実施形態が可能である。高い横方向分解能(細胞分解能または細胞以下の分解能を達成するために必要となる横方向分解能など)では、高開口数対物レンズまたはレンズおよび小ビームスポット径が、十分な横方向分解能を達成するために必要とされる。この小さいスポット径は、当該分野において公知の、これに対応した小さい被写界深度または焦点深度を有する。従って、データが獲得され、レンズの浅い焦点深度からコヒーレンスがゲート制御されることを確実にするために、焦点トラッキングも用いられなければならない。図9Cは、焦点トラッキングの一例を図示する。 ΔL は集束レンズ156'の変位、ΔFは標本164内での集束スポットの変位、およびΔ Rは、標本164内の集束スポットまでの光路長をリファレンス反射までの光路長と等しく維持するために必要なリファレンスミラー160(空気中にあると仮定される)の光路の変位である。焦点トラッキングシステムを設計するときに考慮すべきいくつかの重要な要素がある。一つの例は、ΔL、ΔFおよびΔRの間の関係が、標本164内の屈折率プロファイルおよびレンズ156'の開口数に依存する複雑な非線形方程式であり得ることである。この方程式は解かれ得、コンピュータ制御器サブシステム中にプログラムされて、標本164を用いた非常に高質の(hig h)横方向および長手方向撮像を達成し得る。例えば、サンプルの指数プロファイルにおおよそばらつきがなく、n sampleによって与えられ、集束された光に対して小さい角度近似(例えば、sinθ≒θ)が行われ得る場合、図9cに示される移動レンズ156'構成について、ΔF≒n sample ΔLであり、ΔR≒(n sample2 ΔLである。あるいは、サンプル164が固定レンズ156'に向かって移動される場合(本明細書に記載される顕微鏡ステージにおいて実行され得るように)、ΔR ≒((n sample2 −1)ΔLである。この方程式は、リファレンスミラー底面が移動集束レンズに取り付けられ、集束レンズ底面に関して調節される状況も示している。サンプル内での走査範囲にわたって焦点トラッキングが達成しなければならない許容差は、集束レンズの焦点深度とほぼ等しい。多くの例において、 この単純な近似は要求される結果を達成するために十分である。非常に高い開口数のレンズが用いられる状況においては、焦点トラッキングを維持するために、 より正確な式またはアルゴリズムがコンピュータ制御器サブシステムにプログラムされなければならない。ばらつきのない屈折率を有するものとして近似され得る標本についての焦点トラッキングに対する別の取り組み方法は、集束レンズ156'とサンプル164との間で屈折率整合液体(index matching liquid)を用いるものである。従って、集束レンズ156'がサンプル164に向かって移動される、またはサンプル164が集束レンズ156'に向かって移動されると、集束レンズ156'の瞳孔に関して一定した焦点を維持するように液体容積が適応する。これは、リファレンスミラー160位置Δ Rを移動させるための特に単純なアルゴリズムに役立つ。レンズ156'が移動される場合、ミラー160は1:1で移動される。サンプル164がレンズ156'に向かって移動される場合、リファレンスミラー160は静止したままであり得る。焦点トラッキングシステムにおいて、サンプル/標本誘導分散に適合するための動的分散補償を実行することも必要であり得る。これによって、高度に分散性である物質または組織内の大きい深度でも、広帯域幅源によって提供される高い軸分解能が有効になり得る。より複雑なサンプル指数プロファイルを容易に適応させ得る焦点トラッキングのための別の取り組み方法は、横方向優先走査を行い、リファレンスミラー位置を調節して画質を最大化することである。サンプル内の焦点までの光路長のばらつきが焦点深度よりも小さい場合に、これは良好に作用する。調節は、実時間0C T画像を視覚化する人間のオペレータに応答した手動であり得るか、または、横方向走査に渡って平均化された検出された信号電力を最大化することによって、 または他の検出されたパラメータを最大化することによって自動化され得る。高NA顕微鏡下での厚い標本(例えば、組織構造部位)の撮像などの本発明のいくつかの適用において、ΔL、ΔFおよびΔRの間の関係を手動または自動化された方法で導き出すことが可能であり得る。例えば、一つのアルゴリズムは、リファレンス光学信号を遮断し、直接検出共焦顕微鏡中のOCTシステムを用いるものである。高度に反射性の基板(例えば、ミラー)上に配置されたサンプルを用いて、オペレータは、まず、サンプルを視野に入れ、検出された信号電力中の第1の最大値を探すことによって標本の前面反射を配置する。次いで、標本は手動または自動化された方法で走査され、それによってより離れているミラーからのより弱い反射を探して後方散乱信号パワーをプロファイルする。集束レンズ(またはサンプル並進ステージ)についての二つの位置が記録される。次いで、集束レンズは前面反射に配置される。 OCTシステムは干渉モードに置かれ、リファレンス反射光路長が走査され、最大干渉信号の位置が記録される。これによって、 集束レンズおよびリファレンスアーム経路長さが前面反射に配置される。次いで、集束レンズは背面反射(ミラー)反射に配置され、OCTリファレンス反射光路長が再び走査され、最大干渉信号の位置が再び記録される。これによって、集束レンズおよびリファレンスアーム経路長さが背面反射に配置される。 ΔRとΔL との間の近似的な(線形化された)関係は、集束レンズ位置の差によって除算されたリファレンスミラー位置の差によって見出され得る。この線形化された近似は、目的となる多くの標本について十分である。背面反射が見られ得ない、あるいは直接検出モードに置かれ得ない状況において、このアルゴリズムは、サンプル背面反射(すなわち、ミラー基板反射)をコヒーレント検出モードで反復して探すことによって拡張され得る。レンズ位置は段階状にされ(stepped)、リファレンスアームは一掃され、ミラー位置が確認されるまでこの工程が繰り返される。サンプル近似指数および厚さを知ることによって、検索時間が大幅に短縮され得、 背面位置を見出す信頼性が増し得る。焦点トラッキングアルゴリズムの手動または自動化された較正について、これらの基礎概念の拡張であるいくつかの他のアルゴリズムも用いられ得る。この基礎主題に基づく変形である、焦点トラッキングを達成するための多くの等価な実施態様が存在する。サンプル内で高い横方向分解能を維持するための実施態様は、焦点深度が浅いことを意味し、かつ、標本内で異なる深度を撮像するために集束レンズが移動されるときにリファレンスミラー位置を調節する必要がある高いNAレンズを必要とする。焦点トラッキングの概念は、以下の節に記載される適用例の多くについて重要であるが、この概念は、以下の外科および高NA顕微鏡実施態様に特に関連する。ハンドヘルド前方走査プローブ 図10に示されるように、前方指向走査の一般的な方法は、生物学的標本または物質サンプルの前方指向光学撮像を行うハンドヘルド装置164において実行され得る。ペンよりも大きくない、好都合にハンドヘルドであり得るサイズを有する機器中に前方指向撮像を有する能力は、OCTコンピュータ制御および撮像エンジンから遠隔である位置でのデータおよび画像獲得の利点を提供する。これは、主に、本発明によって用いられる光ファイバおよびマイクロ光学技術によるものである。ハンドヘルドプローブ164中には、横方向変位および前方指向走査に必要な、全ての並進機構、マイクロ光学系、および光ファイバ相互接続が含まれている。ハンドヘルドプローブは、医学分野、物質調査および軍事における用途を有するが、これらに限定されない。医学分野は、組織の分断、切開、または切除の前に表面下組織形態学を撮像するために、開放視野(open-field)外科手術セッティングにおいて小型プロファイルを用い得る。前方指向撮像プローブは、撮像データを得る前には、機器のどの部分も組織と接触しないという利点を提供する。これは、半径方向または横方向に撮像を行う装置とは異なっている。ここでは、 カテーテルまたは装置は、画像を得る前に組織中に挿入されなければならない。開放外科手術視野(open-surgical field)内では、空間が貴重である。従って、付加的な機器は小型であり、かつ、外科医によって容易に操作されなければならない。開放視野外科手術を含まない医学用途については、ハンドヘルドプローブは、患者を不快な位置に置くことなく、人体のいずれもの外部領域、またはいずれもの外部開口部に接近するために用いられ得る。 OCT撮像が行われるためには、サンプルとリファレンスアームとの間のファイバ経路長さは、一致しているか、あるいは分散平衡(dispersion balancing)のために補償されなければならない。長いファイバ長さは小さい容積内に含まれ得るので、ハンドヘルドプローブが接続されている、OCT撮像エンジンのサンプルアームは、いずれもの妥当な長さであり得る。従って、ハンドヘルドプローブは、患者が直立、着座、あるいはベッドに横臥した状態で、人体のいずれもの外部領域を撮像するために用いられ得る。さらに、マイクロ光学系の使用によって、装置の遠位部は非常に小さく製造され得、外部耳管、鼻管または口などの体開口部および管の中に、短い距離だけ挿入され得る。小さいハンドヘルドプローブと結合されたOCT撮像エンジンの小型の性質によって、工場周辺または遠隔の仕事場での物質調査のために、システム全体が持ち運びされ得る。ペン様装置の概念は、このスタイルがペンスタイルバーコード読取り器などの技術において容易に実行されているので、その使用および整合においてほとんど訓練を必要としない。最後に、小型プロファイルおよび持ち運び可能であることなどの利点は、損傷の戦場内評価および可能な処置のための前方戦場位置(forward battlefield location)での医学的撮像の軍事的使用のための魅力ある選択肢である。前方走査ハンドヘルドプローブの一つの実施は、図10に示されている。この設計は、ファイバ/レンズユニット63を弧状に変位させるために圧電カンチレバー74を用いるが、この設計はカンチレバー使用に限定されず、本明細書に記載されている一般的な方法のいずれもを組み込み得る。この装置の全寸法は、通常のインクペンを越えるものではなく、機器をオペレータの手に快適に収める。円筒形囲い50は、汚染物質および液体からカンチレバー74、ファイバ58およびレンズ62 を遮蔽する保護および絶縁プラスチックからなる。絶縁プラスチック材料を使用することによって、圧電カンチレバー74に印加された電圧と使用者の手との間の短絡の結果となる使用者への損傷も防止される。圧電バイモルフ(bimorph)材料は円筒形囲い50プローブバレル内で中心に配置され、それによって走査の間の曲がり変位を可能にする。カンチレバー74の近位端部79はマイクロメータ168に固定され、それによってプローブの遠位端部に対し、かつ、組織標本またはサンプルに対する撮像ビーム焦点の位置を変化させる。ファイバ/レンズユニット63の横方向変位を増大させるために、チューブ17 2がカンチレバー74の端部に固定される。これによって曲げカンチレバー74からのファイバ/レンズユニット63の距離が増大し、変位が線形に増大する。チューブはまた、小さいレンズ62および単一モードファイバ58も保護する。この設計において用いられるレンズ62は、小さい外径を維持しながらファイバーから照射される光の有効な集束を可能にする有効GRIN(勾配指数:GRadient INdex)レンズである。小さい円筒形のGRINレンズ62は、円筒形チューブ172内部に容易に嵌る。ファイバおよびGRINの垂直入射面(normal-incident face)から生じる光学後方反射の程度を低減させるために、ファイバは角切開(angle-cleaved)され得、GRINは角研磨され得る。ファイバは、紫外線硬化光学セメントを用いて、前もって決定された距離でGRINレンズに取り付けられる。この距離は、作動距離、スポットサイズ、および共焦パラメータなどの照射光の集束特性を決定する。別のレンズ実施態様は、当該分野で公知の一体化された研磨レンズまたは他のレンズと共にファイバ上方テーパを用いることを含む。円筒形囲いの遠位端部は、生物学的組織との接触後に取り外し可能である透明のプラスチックキャップ176を有する。このキャップは、四つの主な目的に役立つ。すなわち、1)組織標本または材料サンプルと接触してプローブを配置することを可能にし、それによって画像平面を標本内で固定した距離に固定する。 2 )プローブは組織またはサンプルと共に移動し得るので、接触すると、動きアーチファクトは最小化される。 3)可視照準ビームがOCT撮像ビームと一致するときに、どこで走査が行われているかを透明プラスチックによってユーザが視覚化し得る。および4)置き換え可能なキャップによって清潔さが維持され、患者間でのバクテリアまたはウイルスの伝達が回避される。この設計の使用と共に必要とされる唯一の相互接続は、一つの光学ファイバおよび圧電カンチレバーを駆動するために必要である二つのワイヤ174および174' を含む。代表的には、数百ボルトの電圧が、カンチレバーを1mm変位させるために必要になる。延長アーム172を用いることによって、変位が2mmまで増大する。より大きい変位は、印加電圧(材料の損傷しきい値よりも下の状熊で)を増大させ、延長アームの長さを増加させることによって達成され得る。第2のハンドヘルドプローブ設計が、図11に図示される。この設計は、同様のカンチレバー変位原理を用いるが、装置の倍率を変化させるために交換可能なレンズ180を提供する。 GRINレンズをファイバに固定する代わりに、ファイバ58のみがカンチレバー74に取り付けられ、固定レンズ152の焦点に変位される。しかし、この設計は、圧電カンチレバーの使用に制限されず、焦平面内のファイバの適切なxおよびy変位を生じさせるいずれもの方法を用い得る。切開された(cl eaved)ファイバ184から照射された光は、レンズ152によって平行にされ、第2 のより遠位のレンズ180に導かれ、ここで、撮像されるサンプル内の前方撮像平面で集束される。一対のレンズ152および180は、倍率が二つのレンズの焦点距離の比、すなわち、倍率=f 2 /f 1 、によって決定される望遠鏡設計を表す。他の撮像システムも用いられ得る。遠位キャップ176およびレンズ180は、ユニット190 または176を置き換えることによって交換可能であり、これによって様々な倍率および走査長さを得ることが可能になる。交換可能なキャップ176およびレンズ1 80は使い捨てであり、液体および汚染物質からプローブの残りの部分を保護するために役立つ。この設計は、図10の走査ファイバ/レンズ設計とは異なる光学特性を有する。以前の設計は、横方向並進が変位によって直接決定された、固定されたファイバ/レンズ分離によって決定された分解能および被写界深度を有する。しかし、図11の設計は、ファイバーモードサイズおよびレンズの開口数によって決定された分解能および被写界深度を有する。ファイバを出るモードサイズおよび横方向変位の両方が、二レンズ光学システムの倍率によってスケールされる。図11に表されるマイクロメータ168は、ファイバ58と近位レンズ152との間の隔離距離を調節するための唯一の手段であり、他の技術が組み込まれ得る。倍率係数が二つのレンズと関連付けられているために、マイクロメータまたは他の技術によるファイバ先端の変位によって、サンプル内の焦点の変位の1:1マッピングは生じない。外科セッティング中でハンドヘルドプローブ164を用いることによって、図12 に示されるようにメス186などの既存の外科手術装置との単純な一体化が提供される。前方指向撮像プローブ164は外科メス186とサイズが同等であるので、これら二つは、メスを用いた切開を行う前に、外科刃に対して任意の角度で前方指向撮像を行うことを可能にするように取り付けられ得る。二次元撮像は一体化され得るか、あるいは複数の画像平面が、走査パターンを絡み合わせる(interweavi ng)ことによって、または二つの並進モジュールを用いることによって同時に撮像され得る。これらの二つまたはそれ以上の平面は、同時に表示され得る。撮像プローブを用いて得られた画像によって、外科医が下部構造を見、神経または血管などの傷つき易い構造を避ける、あるいは腫瘍の位置の決定および切除の前に腫瘍の縁を確認する補助とすることが可能になる。さらに、OCTは、切開の前に組織のレーザドップラー速度法を行うように構成され得る。動脈または静脈が存在することを示す流血などの、いずれもの表面下運動を検出および表示する画像が生成され得る。光をメスの先端のより近くに導き得るいくつかの設計選択肢が存在する。例えば、小さい折りたたみミラー188、またはメス186とプローブ164 との間の適切な計量によって、ビームをメス186の先端により近づけて曲げ得る。また、メス刃は撮像の軸に対して90°に回転され得、切開前に切断軸が撮像されるように、プローブがメスの下に位置され得る。最後に、一つまたはそれ以上の光ファイバがメス刃自体(例えば、光学的に半透明の材料からなる刃、または適切な撮像ポートを有するより従来の金属刃)(図示せず)の内部に配置され得、ファイバの先端はメス刃の先端に、またはメス刃の縁に沿って配置されている。ファイバの密度が高いと、より少ない数のファイバを用いても撮像が行われ得、隔離された深度情報が獲得され得る。メス刃挿入の前に組織の深度変動情報を提供し得る一度の軸走査が行われ得る。ファイバが標本またはサンプルと近接して接触している場合、光を集束させるためのレンズの力はより低くとも、または全く必要とされなくともよい。このようなファイバは、目的となる組織および明領域を移動させるための外科手術処置手順の間に一般的に用いられる、先端が丸いプローブ(図25aを参照)内に配置され得る。先端が丸いプローブは、代表的には、メスとは反対側に保持され、組織を指示し確認するために用いられることが多い。一致可視照準ビームおよびプローブを使用する表面下画像を用いることによって、この用途が外科環境に拡張される。あるいは、マイクロ走査装置全体は、切開平面に沿って角パターンにビームを走査するメスの端部上に組み込まれ得る。この設計および他の全ての設計において、一致可視照準ビームを使用することによって、使用者が赤外線または不可視撮像ビームの位置を視覚化することが可能になる。この特徴によって、サンプルまたは標本上への撮像ビームの正確な配置および整合が可能になる。あるいは、強力連続電波レーザまたは高エネルギーパルス化レーザが、OCT撮像システムと一体化され、外科メスの代わりになり得る。これらの概念は、過去に、生物学的組織を熱的に切開、凝固する、または機械的に分断する実行可能な手段として示されている。強力または高エネルギーレーザ光は、単一モードまたはマルチモード光ファイバを用いて有効に送達され得る。図13は、OCT撮像のための単一モード光ファイバ58と共に組織切開または分断のための単一またはマルチモードファイバ59の両方を統合する概念を図示する。各ファイバ58および59は、同期化されるか、または独立してのいずれかで圧電カンチレバー74および74' を用いて並進され得る。あるいは、各ファイバ58および59が、同一の圧電カンチレバー74または74'に取り付けられても、あるいは外科レーザファイバ59が、静止したままで、OCTシステムが外科切開点を通過して走査し、その切開点について走査してもよい。 OCT撮像ビームと強力/高エネルギーレーザ放射線の両方が、同一の光ファイバを通って下方に伝播し、OCT画像とレーザ外科処置手順の位置の間の正確な位置合わせが可能になる。この設計によって、レーザ外科手術を導くものとしてOCT撮像を用いる、一つの一体化されたハンドヘルド装置が可能になる。この構成によって、レーザ力/エネルギーの送達の前、その間およびその直後に画像を獲得し、損害の位置および範囲を即座に確認することも可能になる。強力レーザが、OCTについて用いられる同一の単一モードファイバを用いて送達され得る場合、波長選択ビームスプリッタ/カップラ(図示せず)または高速光学スイッチ(図示せず)が、二つの光源を組み合わせる/分離するために用いられ得る。レーザの微調整は、図3を参照して記載された治療界面によって光学画像から制御され得る。ハンドヘルドプローブについて論述し図示した設計(図10〜13)は、全て、圧電性カンチレバーの一般的な前方走査法を使用した。図4〜8で示すように、他の方法は可能であり、これは、光学撮像のための小型で携帯用で潜在的に遠隔ハンドヘルドの器具において、前方方向への走査を可能にする。回転ミラーの撮像ビームを逸らすために、このハンドヘルドプローブの遠位端には、一対の小さな直交検流計(図示せず)もまた、組み込むことができる。この設計により、同様に、迅速な二次元および三次元走査が可能となる。さらに、この内部走査機構は、 この器具の軸の回りに回転するように構成できる。これにより、任意の角度で、 線形走査が可能となる。二次元および三次元の走査を可能にするために、複数の軸を組み込むことができる。マイクロメーター169を用いて手動で、または、PZT 、モーターおよびフィードバックシステムを用いて動力学的にでの、いずれかによって、ファイバー/レンズ分離を変えることにより、焦点の変更を行なってもよい。図11で示す設計に関して、第二の遠位レンズ180の変位により、ビームパラメータに影響を及ぼすことなく、効果的に、焦点の位置決めが可能となる。可変性のビームパラメータおよび焦点位置を有する非常に可撓性の装置を構成することが可能である。剛性内視鏡/腹腔鏡 前方走査ハンドヘルドプローブの設計は、モジュール式設計の横方向変位の一般方法を代表している。前方撮像面において焦点を横方向変位するプローブを使用することは、他の光学機器(例えば、剛性内視鏡または腹腔鏡)において、有用である。腹腔鏡は、典型的には、体内の遠く離れた部位にて、組織表面を拡大して視覚化するために、医学用途で使用されている光学装置である。腹腔鏡手術の構想は、観血を最小にした手術(外科的処置が、開放外科手順中に、大きな切開や内部組織の露出なしに実施できる考案)に寄与している。図14で示すように、 腹腔鏡192は、剛性の円筒形囲い50(直径1〜2cmおよび長さ10〜50cm)からなる。近位端200は、操作者が、遠位端204に位置している組織表面を見ることができるようにする光学レンズを含む。あるいは、近位端200には、CCDカメラ194を搭載でき、この組織の正面向き(en face)画像は、ビデオモニター(図示せず)上に現れる。腹腔鏡192内に含まれる光学レンズは、対物面における組織の画像を、 近位端200にある画像面へと中継する。さらに、この撮像レンズと平行に並んでいる白色光光ファイバー束(198)が存在し、これは、この組織表面に照明を与える。腹腔鏡を用いる典型的な外科的処置は、人の腹腔を気体で膨張させて、臓器を視覚化するための空間を提供し、そしてこの空洞内で、種々の外科用器具を操作することを包含する。この腹腔鏡の設計にOCT前方方向撮像を組み込むことにより、腹腔内および他の臓器および構造の表面下撮像が可能となる。表面下撮像は、腹腔鏡および白色光照射を用いて現在実施されている正面向き撮像を著しく補完できる。さらに、 この正面向き撮像は、使用者に、体内の遠く離れた部位におけるOCT走査位置を同時に視覚化可能にすることにより、表面下OCT撮像を著しく補完する。図14は、前方走査腹腔鏡の光学的設計を図示している。近位端200には、この腹腔鏡の長さに沿って同じ光学レンズを使用して、正面向き観測およびOCT撮像を同時に可能にする光学レンズがある。図4〜8で記載したもの、検流計スキャナ、または前方走査プローブのモジュール構想のいずれかに基づいて、横走査機構(図示せず)が使用される。これらの近接位置走査素子は、二次元に伸長でき、この腹腔鏡の遠位端204での任意の走査パターンを可能にする。この任意のパターンは、同時発生的な可視照準ビームを介して、この腹腔鏡によって、操作者が観察し制御できる。あるいは、CCD撮像カメラ194は、この走査位置、パターンおよび方向を表示できる。図14で示した設計では、横走査ビームは、レンズ152により集束され、そしてビームスプリッター14(これは、可視波長を透過するが、近赤外波長は反射する)により、完全に反射される。このOCT撮像ビームは、腹腔鏡リレー光学レンズ202の撮像面に集束される。リレー光学レンズ202は、一連のGR INまたはリレーレンズまたは単一のGRINロッドレンズか、または当該技術分野で公知の他の種類のレンズか、のいずれかからなる。いずれの配置でも、その結果は、この腹腔鏡の末端から遠位に位置している対物面への画像面の中継となる。それゆえ、この画像面でのOCTビーム焦点の並進は、この組織試料が位置している対物面での並進として、中継される。上で述べたように、横走査の代替法には、この腹腔鏡の遠位端での瞳孔面(pupil plan)に、角度のある走査装置を配置することがある。空気で間隔を開けることにより分離した一連のGRINまたは短ロッドレンズの使用は、しばしば、この腹腔鏡を通って透過できる波長を制限する。一定の勾配指数プロフィールで単一ロッドレンズを使用すると、このロッドを通って、複数の波長が伝播できる。その効果は、波長の大きな相違のために、対物面および画像面が分離されることにある。ロッドレンズは、典型的には、そのピッチ長により規定される。総体(integral)ピッチ長ロッドレンズは、非反転画像を、一面から他の面へと中継する。この場合、このロッドレンズの近位端へと集束されるビームは、このロッドの長さでゼロであるかのように、その遠位端で集束する。 n /2光路長のロッドレンズについては、nが奇数である場合、対向ロッド面の画像は、反転される。他のピッチ長のロッドレンズについては、その系は、集束レンズ+追加長に似ており、それゆえ、このロッドレンズの面から離れて所定の距離に位置している画像/対物面において、画像を構成する。典型的には、これらの非総体ピッチ長ロッドレンズは、追加の集束/コリメートレンズと共に使用される。これらのレンズは、小さな標準レンズ、ボールレンズ、または追加GRINレンズ(これは、このロッドレンズに直接装着できる)であり得る。この腹腔鏡のレンズ/ロッドレンズの倍率は、解像度および被写界深度、並びにこの走査ビームの移動倍率も定める。先に記述したように、焦点変更法は、種々の光学部品の間の分離を調節することにより、それゆえ、この倍率を変えることにより、実施できる。焦点の位置決めは、もし、このロッドを出ていくビームが平行にされるなら、遠位集束レンズをその軸方向に配置することにより、実施できる。この走査位置の同時視覚化のために、再度、図14を参照すると、接眼レンズ15 1は、ビームスプリッター14を通って、人の眼かCCD 194カメラかのいずれかへと、この画像面を撮像するために使用される。リレーレンズ202の回りに放射状に位置している多モードファイバー198を通って、白色光照射が分配される。このO CT撮像ビーム(例えば、1300nm)と可視波長(約650nm)との間の波長の相違は、同じリレー光学レンズ202を通るとき、非同時画像/対物面を生じる。しかしながら、これは、その近位端に位置している接眼レンズ151および集束レンズ152の位置を調節することにより、補償できる。組織を効果的に撮像し視覚化するためには、 2個の波長のための対物面は、一致するように形成される。しかしながら、その近位端では、各波長に対して1個ずつ、2個の画像面が存在する。接眼レンズ15 1およびOCT撮像ビーム集束レンズ152を位置決めすることにより、各波長は、腹腔鏡192から下がって単一共平面の対物面へと効果的に中継できる。あるいは、 その共通経路には、共通の画像平面を維持するために着色光学素子が使用できる。高エネルギー/出力レーザー光の分配を可能にするために、このハンドヘルドプローブに改良が行われたのと丁度同じように、類似の改良は、この前方走査腹腔鏡において、実施できる。図15で示すと、1つの改良には、高エネルギー/パワー光がリレー光学レンズ202に入って遠位端および組織に分配できるように、 第二ビームスプリッター14'の追加が含まれる。この追加ビームスプリッター14' に余裕を与えるために、接眼レンズ151および画像ビーム集束レンズ152の焦点距離は、伸ばされる。代替設計は、この近接光学レンズの位置は維持するが、白色光光ファイバーバンドル198'の1つをマルチモードファイバー(これは、高エネルギー/出力光を分配する)で置き換える。この視覚化、横走査および高出力レーザーポートを与える代替光学実施態様は、当該技術分野で公知のように、使用できる。本発明者らはまた、ここで示した横走査手法に代えて、この腹腔鏡用途では、非走査OCTまたは他の光学撮像技術(例えば、領域画像器(area imager)を用いる並行検出)が使用できることを記しておく。最後に、本発明者らは、さらに他の実施態様が、このOCT撮像ポートと一体化した外科的レーザーを有することを記しておく。例えば、図4〜8での実施態様の1個がこのOCTポートのために使用されるとき、この外科的レーザーは、この外科的光を、撮像する正確な地点へ分配するために、WDMカプラ(または他の手段)を介して、一体化できる。それゆえ、このOCTおよび外科的光は両方とも、同じ単一モードファイバーから発するので、この方法を使用すると、良好な配置が確保される。この一体化した腹腔鏡設計は、構造上の形態の表面下OCT撮像を用いて、観血を最小にした外科的処置によって、腹腔内の内容物または他の体内構造を視覚化する性能、およびレーザー手術を用いて、組織を熱的または機械的に崩壊させる性能を組み合わせている。外科用顕微鏡 前方方向走査は、任意に配向した表面下の断層撮影平面の撮像を、正面向き視覚化を用いて、同時に実施することを可能にするために、現存する外科用または解剖顕微鏡と一体化できる。解剖または立体顕微鏡は、典型的には、長い操作距離(低開口数(NA))および大きな共焦点パラメータを有する双眼顕微鏡である。それらは、頻繁には、高倍率で高NAの顕微鏡の場所には配置できない大きな試料を低倍率で拡大するために、研究環境で使用されている。長い操作距離および長い被写界深度を有する外科用顕微鏡は、外科医が小さな構造(例えば、動脈、静脈、腱および神経)を視覚化できるように、顕微手術法で使用されている。これらの顕微鏡の使用は、切断した手、足および肢節の再付着だけでなく、顔、頭および首の回りの繊細な構造の再構築が関与する処置中に、重要である。これらの顕微手術の全てでは、小さな構造の視覚化は、成功のために重大である。殆どの外科用顕微鏡は、組織および構造の正面を向いた表面輪郭だけを提供するので、これらの構造の表面下、断面または正面向き撮像のためのOCTを組み込むことにより、手術を成功させるために、視覚化および情報の範囲が改良される。外科用/立体顕微鏡に前方方向走査を組み込むことは、しかしながら、医学用途に限定されるだけでなく、高解像度で画像を獲得するときにも有用である。もし、撮像する対象が、肉眼で見るのが困難な寸法を有しているなら、この試料に、光学撮像ビームを配置することは、同様に、困難である。一体化立体顕微鏡を使用することにより、使用者は、この試料上の正確な走査位置を見ることが可能となる。殆どの外科用/立体顕微鏡は、CCDビデオカメラの装着用の付属ポートを設けているので、近赤外撮像ビームと同時に発する可視照準ビームに沿って、 正面向きの光景は、ビデオテープに捕捉され保存されるか、またはコンピューター記憶媒体でデジタル化され保存されるか、いずれかができる。前方走査外科用顕微鏡210の構想は、図16で図示する。 3個の走査方法を示す。図16aでは、このOCT撮像エンジンの試料アームからの光ファイバー57は、コリメータ67に挿入される。平行にしたビームは、集束レンズ152を通る前に、一対の検流計スキャナ206を通るように向けられる。これらの直交スキャナは、この前方方向撮像ビームが、この標本または試料上で任意のパターンで走査できるようにする。この任意のパターンはまた、三次元画像収集のための複数の断面の捕捉も可能にする。このビームが焦点に収束するとき、45°で搭載されたビームスプリッタ14は、この近赤外撮像ビームおよび可視照準ビームを、再度、この顕微鏡レンズの視野と一致した下流方向に向ける。ビームスプリッタ14は、他の可視波長を透過しつつ、この撮像および照準ビーム波長を反射するように、被覆されている。集束レンズ152は、この撮像および照準ビームを、2個の異なる位置に集中する。この可視照準ビームは、この撮像ビームの位置を追跡するためにのみ使用されるので、その焦点位置は、それ程重要ではない。前方走査のための第二方法は、図16bで示す。この構想は、この前方走査器具のモジュール性を反復している。この方法は、以前には、外科用/解剖顕微鏡の下の前方方向走査を実施するのに使用できる。円筒形囲い50またはプローブ164 は、顕微鏡210で見るように位置づけた試料上に、この前方撮像平面を配置するために、スコープ210に装着できる。この方法の1つの利点には、手動操作のための迅速な取り外しを伴って、顕微鏡210の回りでのプローブ164の任意の配置にある。しかしながら、顕微鏡210の視界を避けるために、プローブ164は、顕微鏡210の撮像軸に対して一定角度で配置できる。このことは、撮像プローブ164を用いて得られる断面画像が、正面向きの光景と同じ配向ではないことを意味している。しかしながら、大きな操作距離および長い被写界深度のために、プローブ16 4は、プローブ164の寸法が最小にされるなら、この顕微鏡の軸の10〜20°以内に配置できる。あるいは、この顕微鏡の視軸に沿ってそこから標本に到達するために、自由に保持したプローブを水平に配置できるように、図16aのビームスプリッターと類似した折り畳みミラー(図示せず)が使用できる。任意の角度での線形走査は、前方方向撮像プローブ164をその軸の回りに回転させることにより、得ることができる。もし、この走査プローブが顕微鏡210に装着され、そして標本が並進ステージ217に配置されるなら、ステージ217および/または撮像プローブ1 64は、撮像のための種々の角度を与えるように、この標本上の固定点の回りに回転できる。他の装置と同様に、二次元走査は、複数軸のカンチレバーまたは他の二次元移動機構を組み込むことにより、実施できる。この装置の共焦点パラメータは大きいものの、顕微鏡210と一体化したときのこの装置の融通性および使い易さを改善するために、焦点の変更および焦点の位置決めを組み込むことができる。プローブユニット164には、この正面向き顕微鏡視野およびOCT画像の登録を容易にするために、可視照準レーザーが使用できる。この可視照準レーザーは、操作者が、この試料の走査を行っている場所を視覚化するのを可能にする。さらに、この顕微鏡は、接眼レンズ218を通してOCT画像が直接見えるように、小モニター167と共に設計でき、それにより、外科医/操作者は、プローブ164を取り外し、この可視照準ビームを介してその表面に沿った走査を観察しつつ、この試料の回りにそれを自由に移動でき、また、接眼レンズ218でのOCT画像によって、この表面下の断層撮影投射を見ることができる。さらに、ハンドヘルドプローブ164 は、図12および13に関して述べたような治療装置を含んでいてもよい。このモジュールプローブ構想の代替法は、顕微鏡210の同じ軸の沿った断面撮像を可能にするが、図16cに示す。この設計は、先の節で記述した圧電性カンチレバー74を利用する。カンチレバー74は、カンチレバー74の湾曲部が、ステージ214の並進と直交する方向に曲線を描いたアークを生じるように、装着されている。このユニットは、この顕微鏡の撮像レンズの下に配置できる。第二ステージ(図示せず)は、標本内の一定の深さで、この焦点を配置するように使用できる。このカンチレバーに、一定の電圧ランプ波形が適用されるにつれて、この焦点は、この標本を通るアーク内に延びる。複数アークを獲得し三次元データセットを構築するために、並進ステージ214が使用できる。この設計を立体顕微鏡の下に位置づけることは、撮像する試料または標本の視野を制限する。しかしながら、 カンチレバー74およびGRINレンズ63の外形は、非常に薄くでき、この顕微鏡の撮像レンズの焦点から離れて充分に遠くに配置するなら、カンチレバー74は、使用者を妨害することはない。先に述べたように、本発明の追加の重要な特徴は、このOCTまたは他の種類の撮像エンジンを用いて得られる断面画像が、使用者が接眼レンズ218または他の手段によって両方の画像を同時に見ることができるように、重ね合わせるかまたは組み合わせることができることにある。これは、プローブ164を顕微鏡210から取り外して操作中に自由に保持する方法、または機械的メスまたはレーザーメスと一体化した別個のハンドヘルドプローブを使用する方法を包含する。この節で記述した外科用顕微鏡は、図2に関して記述したように、非逆反射モードで撮像可能にするように改良できることに注目せよ。高開口数顕微鏡 前方方向撮像方法は、高開口数(NA)顕微鏡と一体化できる。これらの顕微鏡は、一般的に、生体標本だけでなく小さな顕微材料試料の研究室的検査に使用される。これらの顕微鏡の倍率は、この外科用/解剖顕微鏡の倍率よりも高く、典型的には、50〜400倍の間である。高倍率は、この顕微鏡の対象に対する短い共焦点パラメータまたは被写界深度を意味する。これらの対象の開口数は高く、0.1 〜0.5またはそれ以上の範囲である。高NA顕微鏡に前方方向光学撮像法を組み込むことの主な利点は、特に、この標本が顕微規模(100〜1000μm)であるとき、この標本または試料上に撮像ビームを正確に位置づけさせることにある。この装置では、焦点位置およびビーム特性は、典型的には、固定されているが、しかしながら、変更および位置決め法を含めてもよい。さらに重要なことには、焦点トラッキングは、これが、この走査技術を他の全てのものから区別するので、高NA実施態様に重要である。焦点トラッキングにより、このOCT源の干渉性エンベロープが、この顕微鏡対象の焦点領域と連続的に整列して、それにより、この共焦点パラメータ(最も高く比較的に一定の横断解像領域)内の画像情報のみを集めることが可能となる。この試料をこのビーム下で並進させるか、またはビームを試料に通して並進させるにつれて、この試料の屈折率の異質部分は、この干渉性エンベロープの予測位置と取って代わるだけでなく、このOCT撮像ビームの焦点特性およびビーム特性を変える。このことの全ては、先に述べたように補正できる。一般に、この標本の焦点深度は、単に、任意の機械的追跡パラメータと関連している訳ではない。従って、特別に発生した波形は、標本内で焦点トラッキングするように生じる。撮像を行うにつれて、高速の動的フィードバックシステムが使用できる。図17は、高NA顕微鏡222を用いた前方方向撮像を図示している。市販の顕微鏡は、前方方向OCT撮像のために使用できる数個のアクセスポートを提供するように設計されている。典型的なポートには、CCD 194に使用するカメラポート226または35mmカメラ(図示せず)が挙げられ、ポート226'は、直接照射および対物マウント230を介して光学経路に到達するように、設計されている。図17aの顕微鏡を完成することにより、カメラポート226に装着されたCCDカメラ194、直接照射ポート226'を通して撮像ビームを走査するための検流計走査機構206が示される。図17bでは、対物マウント230内の検流計ベースの走査機構206'は、顕微鏡対物レンズ234の前に、この顕微鏡の光学経路へと挿入される。撮像する試料は、顕微鏡222のステージ214上に配置される。ステージ214は、この撮像ビームの焦点を試料内に配置するためだけでなく、視覚化のための画像を接眼レンズ218を通して集束させるために、上げ下げされる。図16の167と類似したモニターもまた、追加できる。図17aに関して、このOCT撮像エンジンの試料アームからの光ファイバー57は、 接続化(connectorized)ファイバーコリメータ238(これは、撮像ビームが一対の直交検流計ミラー206を反射する前に、それを平行にする)に装着されている。直交検流計206は、顕微鏡222の対物面にて、任意の走査パターンを可能にするだけでなく、三次元データセット収集のための複数画像平面の獲得を可能にする。平行にしたビームは、照射ポート226'を通り、ビームスプリッタ14(これは、全ての他の可視波長を透過しつつ、このOCT撮像および可視照準ビームの両方を反射するように、設計されている)を経由して、この顕微鏡の光学経路に入る。平行にした撮像ビームは、無限領域補正した顕微鏡対物レンズ234(これは、この撮像ビームの波長に対して、抗反射被覆をした)により、集束される。この手段の利点には、この前方走査装置および先に組み込んだ顕微鏡ポートを介したそのアクセスの位置が目立たないことがある。直接の照射が望ましいなら、この設計の限界は明らかである。この場合、この顕微鏡の設計には、複数の照射ポートを組み込まなければならない。図17で示す第二の手段は、図17で記述した類似の配置において、微細検流計スキャナ206'、または他の前方方向走査方法(例えば、図4〜8で記述したもの)を使用する。しかしながら、その全体的なユニットは小型であり、顕微鏡の対物レンズおよび対物マウントの間に挿入するのに充分に小さい。この手段はまた、この撮像ビームおよび照準ビームを反射するように設計したビームスプリッタ14' を包含する。もし、この顕微鏡が、無限補正レンズの代わりに、一定管長の光学レンズおよび対物レンズを使用するなら、この走査機構ハウジングの挿入による追加の分離を補正するために、この顕微鏡の光学経路内には、負レンズ158を配置してもよい。この手段の利点には、広範囲の顕微鏡へのアクセスおよび使用前の急速な設置が容易になることがある。両方の手段では、その撮像波長は、可視スペクトルの外側にあるので、特別に被覆したレンズおよび対物レンズが必要である。しかしながら、これらは、現在入手できる既存の高品質対物レンズよりも高価であってはならない。このOCT撮像エンジンに組み込まれた先の高NA顕微鏡前方走査設計では、走査は、深度優先で行われる。すなわち、このビームは、二次元走査機構によって、 1位置で配置されるのに対して、このOCTエンジンは、深さ(z方向)のデータを集めるために、この試料と干渉計の参照アームとの間の有効経路長を変える。この走査機構は、次いで、このビームを再配置し、他の軸方向深度走査が実施される。単一の横走査中に、この軸配置を一定に保持し、次いで、引き続いた横走査を獲得しつつ、深さに段を付けることにより、横優先で撮像を行うこともできる。三次元モードでは、これは、共焦点顕微鏡の光学的切断特性と同等である。横優先走査の利点は、速度増加の可能性および簡単な焦点トラッキング実行ハードウェアおよびソフトウェアにある。高速な横走査は検流計およびミラーと共に敏速に実施される。この焦点は、焦点トラッキングまたは軸位置の際には、急速には変えることができない。さらに、もし、単一のファイバーだけが配置されるなら、高速の横走査を実施できる。もし、このファイバーが追加レンズまたは部品に装着されるなら、これらのレンズの慣性のために、高速は困難となる。上で述べたように、このOCT撮像実施態様は、図2に関して記述した非逆反射撮像実施態様を含むように、拡張できる。例えば、この手法は、試料の上から走査でき、その検出光は、図17で示すように走査できるか、または他の手段(例えば、その検出ポートを試料ステージの下に位置づけること)により、走査できる。あるいは、その照射パターンは固定でき、この検出ポートだけが走査される。前方走査可撓性内視鏡またはカテーテル 可撓性内視鏡(腹腔鏡の1種)は、非血管組織を撮像するために使用でき、可撓性カテーテルまたはガイドワイヤは、血管内撮像に使用できる。前方走査の構想は、真っ直ぐな剛性光学機器(例えば、ハンドヘルドプローブおよび剛性腹腔鏡) では到達できない遠隔部位にアクセスするように設計されたもののような装置にまで、拡張できる。このような部位には、狭く蛇行したアクセス経路を有する体内の管腔または空洞が挙げられる。工業設定では、曲げ部または角度を有するパイプまたは配管の内部検査には、前向きの可撓性撮像装置が必要である。さらに、検査人は、しばしば、堅く閉じ込められた空間に位置している部位または「角の回りに」存在する部位を撮像する必要がある。前方走査可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤの1設計を、図18で図示する。可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤを通って前方方向で光学撮像を実施することには、新しい構想が含まれる。この可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤのシースには、2個の撮像手段が収容されており、それらは、その標本または試料の正面向き光景および断面光景の両方を提供するように、使用される。可撓性内視鏡250、カテーテルまたはシース内に含まれる第一撮像法は、正面向き撮像のために設計されており、この装置の遠位端254に位置している密封した透明先端254を通って実施される。ファイバーバンドルおよびレンズの組み合わせ258は、この標本の白色光照射および正面向き観察の両方のために、使用される。この撮像法は、内視鏡250、カテーテルまたはガイドワイヤを、蛇行した経路を通って、OCTで撮像する部位へと案内するために、使用される。一旦、この部位に置かれると、このファイバーバンドル258は、この可視走査ビームが位置している場所を観察することにより、OCT撮像を行っている場所を視覚化するために、使用される。このシース内に含まれる第二撮像法は、この標本のOCTまたは他のレーザーベース光学撮像のために、設計されている。内部第二シース262内には、回転している金属または剛性材料ケーブル266が含まれる。金属ピン270は、このケーブルの遠位端に位置しており、このケーブルの軸の中心から移動されている。この金属ピン270は、旋回GRIN、ボールまたは小レンズハウジング280のベースにて、溝部274に挿入されている。 GRINレンズ62は、ハウジング280の遠位端にて、このハウジングが旋回する部位の上に位置している。 1実施態様では、単一モードファイバー58は、シース262およびケーブル266と平行に動き、そしてGRINレンズハウジング280に挿入し、ここで、それは、一定距離で、GRINレンズ62に固定される。あるいは、ファイバー58は、それを保護する適当なシース(図示せず)を備えた速度計ケーブル内で動く。このファイバー/レンズの分離およびレンズの特性は、 この内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤのビーム焦点特性を決定し、そして焦点変更法で変えることができる。ここで述べたように、GRINレンズハウジング280は、GRINレンズ62に位置している軸の回りに自由に旋回する。ケーブル266が、内視鏡250、カテーテルまたはガイドワイヤの近位端256で回転するにつれて、 その回転は、その遠位端に変換されて、GRINレンズハウジング280を駆動する。ケーブル266上に配置した回転ピン270は、GRINレンズハウジング280の溝部274に挿入されるが、GRINレンズハウジング280を前後に旋回させる。得られる走査パターンに影響を及ぼすピンおよび溝部には、種々の設計がある。例えば、適当な形状にした楕円形の溝部は、前方走査光の線形スイープを達成する。別の溝部設計は、円形であり、この内視鏡からの放射光の正弦前方走査を実施できる。この前方方向光の線形(横)走査は、各横画素上の滞留時間(および、それにより、信号対雑音比)が一定なので、好ましい。これを達成する1方法には、ケーブル266を、一定の角速度で、近位端256にて回転させることがある。軸から離れた金属ピン270は、GRINレンズハウジング280の視野から、正弦様式で、1位置にて、並進される。この正弦変位を線形変位に転換するためには、楕円形溝部は、GRINレンズハウジング280へと研削されて、GRINレンズ62の線形旋回が可能となる。この方法を用いた前方方向撮像により、1断面平面にて、パイ形状の画像が得られる。多次元データ設定は、全内視鏡250、カテーテルまたはガイドワイヤを管腔または空洞内で回転させ、そして複数のパイ形状の断面を単一中心軸の回りに集めることにより、得ることができる。前方方向光学画像データは、図18bで示す可撓性の前方方向光学ガイドワイヤ2 84を用いて、横変位なしに、得ることができる。単一モードの光ファイバー58は、金属ガイドワイヤまたは他の材料から製造したガイドワイヤ284の核内に位置している。ファイバー58の遠位端は、成形し一体化したファイバーレンズまたは装着したマイクロGRINレンズ(図示せず)のいずれかにより、光をこの標本に集束させるいくつかの手段を有する。この装置により、ガイドワイヤ284を管腔または空洞に挿入したとき、単一の軸方向走査の収集が可能となる。ガイドワイヤは、 この管腔を通るカテーテルの経路を規定するために、ほぼ、各カテーテルベース処置ごとに、使用される。しばしば、この処置は、このガイドワイヤの先端が位置している場所では、超音波またはX線によって視覚化することなく、実施される。敏感な組織(例えば、薄い管腔壁または関節硬質プラーク(artherosclerotic plaques)−これらは、破裂または外れたり血栓または塞栓事象を引き起こす傾向がある)に到達するとき、このガイドワイヤの挿入は極めて重要である。このような光学ガイドワイヤを用いて断面画像は得られないものの、その単一軸範囲のデータは、このガイドワイヤの遠位にある組織の型およひ構造形態に関する情報を提供でき、そしてこのガイドワイヤを敏感領域に強制的に通す可能性を低下できる。単一モードファイバーを1個だけ収容するこの設計に加えて、一定の線または二次元で包み詰めた複数のファイバーが使用でき、この装置の遠位端にて、任意の横走査機構なしに、平行ないくつかの画像を提供する。各ファイバーは、別個の撮像エンジンに接続できるか、または遠位端にて、(光学スイッチまたは角度走査レンズを用いて)、連続的に走査できる。 GRINレンズは、図18aおよび18bを記述しているこの節で論述したものの、他の光学素子(例えば、研磨したファイバーアップテーパ(up-tapers)、球面レンズ、 ガラス成形非球面レンズ)は、使用できる。さらに、本発明者は、回転している速度計(またはトルク)ケーブル266の使用を記述しているが、しかしながら、遠位光学モジュール(例えば、図2〜8に関して記述したもの)を旋回させるのに使用できる他の始動実施態様がある。一般に、この設計は、この遠位レンズを旋回させることに制約されず、この可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤの遠位端で収容するのに充分な小さく形成されるなら、先に記述した前方走査方法のいずれかと共に、可能である。記しておくべき反復点には、これらの前方走査撮像装置が、既存の医療用/工業用撮像器具を用いて実施する性能にある。そのファイバーベースの設計のために、外径は、可撓性前方走査内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤについて、 1〜3mmから、この光学ガイドワイヤについて、数百ミクロンの範囲に及ぶ。これらの外径により、この装置を、その遠位端の縦図および断面図で図19で図示したように、現在の可撓性内視鏡またはカテーテルまたはガイドワイヤの付属ポート268へと挿入することが可能となる。これらの器具を一体化することにより、O CTまたはレーザー撮像は、臨床器具で既に実施されている灌注、微細操作および白色光照射のための種々の付属ポートを使用することによって、改良できる。前方走査ファイバー束 可撓性ファイバー束288を用いた前方方向撮像は、本発明の他の実施態様であり、図20で示す。可撓性束288は、多数の密に詰めた単一モード光ファイバー58 から構成される。このバンドルの近位端292および遠位端294での個々のファイバーの配向は、維持されており、このことは、近位端292での走査パターンは、このバンドルの遠位端294にて、正確に描写されることを意味している。低干渉の干渉測定を用いるファイバー束によって前方方向撮像を行う先の試みにより、中程度から著しいファイバー間モードカップリングが生じ、これは、横への点展開機能を高めた。この効果は、この画像の横解像度を低くする。しかしながら、先の手法でのこの限界を呈示するために、この設計では、バンドル288に、吸収性の高い材料を挿入して、各個々のファイバー58を取り囲む。 1つの可能な材料には、炭素粒子の液体懸濁液がある;または各個々のファイバーは、このファイバー製造工程中に、被覆できる。クロストーク(cross-talk)低減材料を用いる代替方法および/または補完方法は、単一の処理アルゴリズムを使用する。もし、モードカップリングの程度が、公知であるかまたは予測できるなら、このクロスカップリングにより誘発されるアーチファクト(artifacts)を取り除くために、撮像処理常法が使用できる。このようなファイバー束288を用いて、この束の近位端292で、任意のパターンで、前方方向走査を実施できる。顕微鏡の対物レンズまたは高開口数レンズ296 は、このOCT撮像ビームを近接面292へと集束させて各ファイバー58を個々に連続的に検討するために、使用される。遠位端294では、その伝播光は、一体化ファイバーレンズ(図示せず)により、このバンドルの末端から遠位にある対物面に集束される。各ファイバーに組み込まれたファイバーレンズは、この遠位端での追加の大きな集束レンズの必要性をなくし、また、この種の光学設定で誘発される収差をなくす。あるいは、この近接面で使用したものと類似したマイクロレンズアレイまたはバルク光学レンズ群は、この画像を中継および拡大または縮小するために、使用できる。近位端292では、各個々のファイバー58を検討するのに充分な解像度および精度を有する並進ステージ(図示せず)上に、このバンドルの近位端292の顕微鏡対物レンズを配置することにより、または角度走査装置およびレンズの組み合わせを使用することにより、いずれかによって、達成される。あるいは、この画像の直接の平行検出が使用できる。先の設計と同様に、この可撓性内視鏡は、ガイドまたは自律的制御レーザーおよび他の外科装置に一体化できる。例えば、単一または複数モードの光ファイバーは、この撮像バンドルの中心に一体化できる。多数の単一モードファイバー(それぞれ、直径は、数十ミクロンにすぎない)を用いたとしても、このファイバーバンドルの全体的な直径は、1〜2mmの程度である。このような小さな可撓性装置は、内視鏡付属ポートとの一体化には理想的であり、または、小さな動脈および静脈の血管アクセス用に個々に使用される。アテローム切除/粉砕撮像内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤ 種々のアテローム切除および粉砕カテーテルおよび内視鏡は、遠隔部位または非常に敏感な構造の近くにある組織または物質を除去するために、設計され使用されている。これらの設計の多くは、小さく、かつ剛性プローブまたは可撓性カテーテルと一体化される。典型的な用途には、ガラス質/網膜界面でのガラス質ストランドの厳格な(rigid)前方および側方方向除去、およびヒトの冠状動脈内のアテローム硬化性プラークの前方および側方方向除去が挙げられる。第一の例では、除去するものが小さくほぼ透明な構造であるために、視覚化は難しい。第二の例では、血液に満たされたヒト冠状動脈内でのカテーテルの位置のために、視覚化は殆ど不可能である。正常組織と異常組織とを区別するためには、視覚化は重要であるので、前方方向撮像法は、粉砕および除去の前に組織を撮像するために、前方および放射方向に回転しているブレード/粉砕カテーテルと一体化できる。画像案内回転ブレードカテーテル300の1構想は、図2laで図示している。図21 aiは、追加の撮像レンズを備えた放射方向回転ブレードカテーテル300の遠位端3 04を示している。この処置で使用するカテーテル300は可撓性であり、直径が小さい(<3mm)。遠位端304は、回転ブレード312を露出するように除去される外部シース308の領域を有する。これは、粉砕および組織除去が起こる領域である。このカテーテルの軸に沿って、回転シャフト316があり、これは、ブレード312 を遠位端304にて回転させるために、使用される。一実施態様では、曲がった回転ブレード312はまた、このOCT撮像ビームが反射する鏡様の表面を与える。この撮像ビームが入射するブレード312の領域は、血液の汚染物または沈殿物(これらは、この表面の反射率を低下させる)が蓄積している用途では、粉砕領域から物理的に孤立できる。 1個または一対の単一モード光ファイバー58は、カテーテルシース308の長さに沿って動く。それぞれは、集束素子320に装着されており、これは、このビームを、回転ブレード312により除去する領域において、カテーテルシース308の外側に位置している対物面に集束させる。このビームの前方方向走査を実施するためには、これらのブレードは、正確な角度およびピッチ(例えば、螺旋)に機械切削されて、このブレードがこのビームの前方で回転するようにされ、反射したビームは、この画像面の異なる位置に向けられる。この画像面は、必ずしも単一線(それゆえ、真っ直ぐな断面)でなくてもよい。この断面は、 この回転ブレードによる除去前に、組織形態および組成についての有用な情報を提供できる。本発明者は、図21で使用した装置が、単独で、診断に使用できることを述べておく。すなわち、この装置は、完全に密封でき(視野を曇らせる夾雑物に伴う問題をなくす)、この回転螺旋ブレードは、単に、側方撮像を実施するために、使用される。あるいは、図21aiiでは、撮像ポート324は、回転シャフト316内に位置づけることができる。光ファイバー58は、回転シャフト316に沿ってまたはその中を動くことができ、小ビーム指示器328(例えば、小プリズムに装着したGRINレンズ) は、この標本へと光を指示するのに使用できる。この必須の設計上の特徴には、 この切断ブレードを駆動するのに使用する回転が、この光学照射パターンを同時に駆動および走査するのに使用されることにある。複数撮像ポート(図示せず)もまた、使用できる。あるいは、この光学撮像ポートは、図18aiiで矢印で示すように、この回転シャフトの軸に沿って、このビーム指示器素子の位置の自動または手動調節を可能にするように、設計できる。通常、このビーム指示器中の撮像レンズは、当該技術分野で公知であり指定された適当な直径および共焦点パラメータの円形スポットを得るように、配列されている。ある用途では、解像度を犠牲にしつつ、より広い領域をカバーするのが望ましい。例えば、もし、第一の目標が、単に、組織壁に最も近い特徴に到達することにあるなら、この光学設計の1つの可能な機能増強には、指摘したように、この回転シャフトの軸に沿って、 このビームの足跡を広げるために、円形レンズを使用することがある。前方向回転ブレードならびに前方向撮像を図21bに示す。カテーテル300 の遠位面304が開放しており、組織除去の部位となっている点を除き、このコンセプトは前述のものと同様である。 3つの前方向コンセプトを示している。図21biにおいて、図4〜8に示したように様々な前方向スキャニング機構を実施し得る。撮像は、撮像平面をカテーテル300の端部304に対して遠位状態にした状態で、回転ブレード312を介して行われる。回転ブレード312のピッチが小さいと、撮像のデューティサイクルは大きくなる。ブレード312がビーム路中にあるため撮像が行われ得ない期間は、短い期間だけである。取得はまた、ブレード312がビーム路の外にあるときのみに起こるようにゲート(gate) され得る。図21biiに示す第2の方法は、単一の集束素子320を用い、ブレード312の湾曲あるいはピッチに基づいて撮像ビームを反射する。ブレード3 12が回転すると、ビームの焦点が像平面を横切って平行移動され、除去前に組織の断面像を取得するために用いられる。上述のように、このタイプの偏向技術は、診断のみに用いられ得る。この代替としてあるいはこれに追加して、図21biiiに示すように、撮像ポート324が回転シャフト316の遠位部内に位置され得る。図8および他の図面を参照して説明したように、小さなスピンするビーム指向器328を用いて、 回転する研磨領域の前部において円錐状の部分をスィープアウトし得る。この実施形態の魅力的な特徴の1つはやはり、多枝ブレード(multi-tine blade)を駆動するスピンシャフトが、光放射パターンを操作するためにも用いられる点である。切断前および切断中における組織の最適な実時間撮像を確実にするために、切断ブレードの遠位部分の形状および光学ポートの照明パターンを最適化するための様々な設計が存在することを、特記しておく。図21ciは、前方向研磨カテーテル/内視鏡300の別の実施形態を示す。この実施形態において、一体的な研磨面を有する光学的にクリアーなブロック3 32が回転される。 OCTその他のレーザ撮像システムを用いて、研磨部材33 2を通り、問題とする組織/標本内への撮像を行う。図示した実施形態において、研磨器332の前面の一部336のみが組織とインターフェースするように開いている。別の設計において、回転シャフト316の円形運動を、図21Cに示すブロックに対して90°回転されたスピン軸を有するクリアー研磨ブロック3 32を回転させる、ギアメカニズムに変換し得る。この代替としてあるいはこれに追加して、図21ciiに示すように、回転軸からはオフセットしているがスピンする研磨ブロック332の内部またはそれ自体に固定されるように、光ビーム指向器要素が位置され得る。回転軸およびオフセット半径に対する発光角は、用いたい用途に応じて調節され得る。図21ciiに示す、研磨面および内部または外部光撮像ポートを備えたスピン部材のコンセプトは、横方向研磨器をも含むように拡張され得る。本発明の本局面の中心的なコンセプトの一つは、回転または往復切断工具の機械的運動を、切断工具の運動を用いてスキャンを同時に行うように切断工具に物理的に結合され得る光学撮像ポートを駆動するためにも用いることにより、切断工具表面と像視野との位置合わせ(registration)を維持することである。本発明に関連するイメージガイド化治療装置のこれらおよびその他の設計に固有の事実は、侵襲的な切断工具と同時に撮像が行われるということである。これは、組織または血液が器具を汚染して像を取得する能力を減少させる可能性を増加させる。これらの制限は、不要な血液または組織を除去するために、当該分野において公知のようにカテーテルまたは内視鏡内に洗浄(irrigation)あるいは吸入ポートを設けることによって対処され得る。像取得のための集積マイクロチップ 前述の前方向撮像技術の全てにおいて、プローブあるいは装置の遠位端は主として、スキャニング、ビーム送達および集光に用いられた。シリコンあるいは半導体基板上の電気部品および光学部品を微細製造する能力がますます増加するに従い、光学またはOCT撮像を、プローブあるいは可撓性カテーテルの遠位端に位置された単一のマイクロチップで行うことが可能になるであろう。図22に示すように、カテーテル鞘部あるいは円柱状エンクロージャは、遠位側透明窓340からなり、直径わずか数ミリである。集積マイクロチップ344 と残りの器材との間の接続は、データの制御、入力、および出力用の数本の電気配線174のみからなる。マイクロチップ344上には、光源、干渉計、ビーム集束光学系、ビーム指向あるいはスキャニング、光検出ならびに、検出、フィルタリング、および信号処理電子回路のための、必要な微細製造要素が位置している。干渉計のアームパス長さの変更は、OCT撮像エンジンについて前述したように、マイクロメカニカル部材または非機械的手段を用いて行われる。図22においては小さな前方を向いたチップ内にあるものとして示しているが、集積部品は、フレキシブルカテーテルあるいはプローブの遠位端348全体を占め得る。マイクロチップ344への入力には、電源、ソース出力の制御、波長、チューニング等ならびに、イメージスキャン長のパラメータおよびビーム集束特性が含まれる。チップからの出力には、制御用の任意のフィードバック信号およびイメージを表示するために用いられるデータストリームが含まれる。 OCT撮像エンジンおよび前方向撮像に用いられる部品の全てはマイクロチップ上に実現され得るため、微細製造された部品が将来縮小化することは(reducti on)、既存の光学機器中における追加的なインプリメンテーション、あるいは自律撮像ロボットとしてのインプリメンテーションにつながるだけである。光学フェイズドアレイ プローブモジュールからの放射パターンをスキャンするための本発明の別の実施態様は、図23に示す位相アレイを用いることである。位相アレイは、可動部を含まないために素早くスキャンされ得るという利点を有する。位相アレイは、 各アレイ要素から発光された光の正確な相対的光学的位相に依存する。各アレイ要素は、他のアレイ要素から発光された光に対して、強め合う(constructive)あるいは弱め合う(destructive)干渉を行う。個々の要素間の位相を変調することによって、アレイを囲む規定された領域内の強め合う干渉(従って焦点(focal s pot))の位置を、任意に位置決めすることが可能である。公知でありRFレーダおよび通信装置に通常に用いられる、様々なタイプのフェイズドアレイが存在する。この技術の本発明の光プローブユニットに対する拡張の一例は、単一モード光ファイバ58を、光電子集積回路(OEIC)352に接続することである。このOEIC352は、光信号をN個のチャネルに分割する、1個または一連のビームデバイダ(図示せず)を含む。 OEIC352は、シリコン上のシリカ( SiO 2 /Si)、LiNbO 3 、InGaAsP、またはその他の光導波路および/または位相シフト要素を作製するために通常用いられる要素からなり得る。 N個のチャネルの各々は、光電子または熱電子位相シフタ356を含む。位相シフタ356は、ビームデバイダ導波路と同じ光学基板上にあってもよく、あるいは位相シフト用に最適化された別の要素上にあってもよい。要素間の相対的位相を制御することにより、任意の照明パターンを得ることができる。特に、要素間において時間変化するリニア位相シフトが実現されれば、ビームは図示のように非軸上で(off-axis)スキャンされる。位相シフタ356の要素間の相対的スペースおよび要素の数は、スキャンし得る角度の大きさおよび遠視野像を決定する。 1次元スキャニングパターンは、図示したサンプルにおいて適切な被写界深度およびスキャンパターンを達成するためには、円柱状あるいは歪像(anamorphic)光学系を必要とすることに留意されたい。半導体あるいは固体光アンプを、フェイズドアレイ上に集積することにより、OEICにおける吸収および分割損失の影響を減少し得ることに留意されたい。 1本のファイバがOEICに供給を行う実施形態に加えて、位相処理およびOEICがプローブの近位端に実現される場合は、N本のファイバによってプローブモジュール352に供給させることも可能である。しかしこれは、個々のファイバ上の擾乱(perturbation)を補償しなければならないためずっと困難である。プローブの軸に沿って要素を配置することにより、サイドスキャニングフェイズドアレイ実施形態も可能である。サイドスキャニングおよび前方向スキャニング実施形態において、損失を最小にし、様々な要素間においてほぼ等しいパス長(システム分解能の約1/10未満)を維持することが重要であることに留意されたい。そうしないと長手方向(longitu dinal )の点拡散関数(point-spread-function)およびシステム分解能が低下する。射出側(end-fire)IDフェイズドアレイを示したが、サイド撮像および2Dフェイズドアレイへの拡張は、このアプローチの直接の延長上にあることを特記する。フェイズドアレイ(phased array)の別の実施形態(図示せず)では、線状形式(linear format)または二次元アレイのいずれかとして配列された複数の( 例えば100本)の個別のファイバーを活用する。アレイには、焦点光学機器( optics)は不要かも知れないが、アレイの性能を最適化し、アレイの焦点領域を低減するために、ビーム調節光学機器が必要であり得る。動作においては、デバイスの近位端が圧電または機械ファイバー伸長機(stretcher)を含まねばならず、これにより各ファイバーの長さを数百ミクロン変更するとともに/あるいは位相を360度にわたり十分に変更できるように各ファイバーを回転させる(および、これによって照明の位相を変える)。さらに、これには、ビームを各ファイバーに伝播させると同時に、後方散乱光が検出されることを要するので、撮像エンジンは、これらの動作のすべてを並行して行わなければならない。カテーテルの屈曲およびファイバーの伸長が正確に行われなければならないが、この方法で各ファイバーの位相を制御することに我々は留意している。診断および治療への前方走査の適用 本発明の重要な要素には、擦過、圧迫、ブレードによる切開、熱、衝撃波、レーザー光を介して組織を破壊または除去する医療器具の誘導(guiding)、またはその影響の評価に関連づけた設計または適用を含む。この誘導には、その部位へのRFレーザー照射または毒素の塗布など、(部位から組織を除去するのではなく)組織を破壊する手順を含む。これらの設計のいくつかは既に例示した(図12、13、および21)。その他は、既に例示した設計および方法の直接的な伸長である。この節では、診断および治療への本発明のさらなる適用方法および設計の例をいくつか提示する。移植デバイス 本発明の実施形態の一つは、生物の生体組織、または構造複合体(structural composite)などの他の構造/標本へ、移植可能または埋設可能なプローブ(または他のデバイス)であって、これによって、この方法を用いなければ接近不能か獲得が困難な組織または標本に関する情報を、継続的または定期的に抽出できる。これらのプローブは外科的処置の間に移植され、永久的に付着されたまま残るか、あるいは病気の心配が排除されたか、許容できる水準まで低減された将来の時点で、または移植片がもはや不要となった他の状況において除去される。移植可能なプローブの例を図24に示す。移植されたファイバーは、単一のファイバーまたはファイバーの束を含み得、逆反射モード、透視モード、または図2を参照して説明した転送器と受信器との相対的位置にて動作し得る。転送ファイバーの数は、受信ファイバーの数と異なり得る。受信器処理ユニットは、各個別の受信ファイバーに必要な別個の検出をアドレスする機械的スイッチを有し得るか、複数の受信器を使用し得るか、ファイバーを波長または時間分割で多重送信し得る。複数のファイバーは、標的組織(tissue of interest)の周囲で互いに対して任意の方向を有し得、それにより病的状態、構造的統一性、または他の要素の診断に必要な目立った特徴の検出を最適化する。 OCTシステムと移植されたプローブとの間のインターフェイスは、身体内(例えば皮膚表面下の浅い位置で、これにより経皮的照射が可能である)、または身体外(例えば、微小な光ファイバーコネクタが身体の外表面に配置される)に存在し得る。本発明のこの実施形態が可能な医療用途および方法は幅広く存在する。それらには、以下を含む。毒素:移植されたデバイスは、図24に示すように、放射線、化学的/生物的毒素の影響の観察、または他の治療的手順に用いることができる。標的組織の周辺および/または内部に位置付けられたファイバーは、標的薬剤の反応または毒性を示す構造的変化および/または代謝変化を検出するのに用いられる。この診断情報は、診断処置を調整するために実時間で用いられるか、治療薬剤の影響を長期間にわたり収集して、継続的または定期的に評価し、さらなる処置を導出する場合に非実時間で用いられる。神経:移植されたデバイスは、神経活動を評価するのに使用し得る。ファイバーは、末梢あるいは中枢の有髄または無髄神経のいずれかに直接接触するか、極めて近接して配置される。神経活動は、神経寸法、スペクトル特性(吸収作用、 分極化など)、または外因性のプローブへの反応の変化のいずれかにより観察される。溶質:実施形態の一つでは、単一または複数のファイバーの直接配置を介して、器官の柔組織(心筋など)、管腔(尿道、血管など)、支持構造(筋膜など) 、または空き空間(肺または他の窩洞)内の化学的濃度(溶質、ガス、代謝濃度など)が、測定され得る。血管:移植されたデバイスは、身体の部分的または全体の血管の機能を評価するのに用いられ得る。例えばプローブが、大脳外面または下肢の血管に配置され、(ドップラー撮像機能と併用するか、併用せずに)、空中飛行中に関連した姿勢変化または高G操作中における関連血流の変化を評価し得る。血液細胞:移植可能なデバイスを、正常または異常な血液細胞の生成を観察する目的で、骨髄内または大凡の(general)近傍に移植し得る。表現型の発現:移植されたデバイスを標的器官内に配置して、他の生物学的プローブの追加を伴うか、または伴わずに、細胞寸法、細胞数、筋肉の収縮/弛緩、核密度、細胞表面組成濃度(maker concentration)など、表現型の変化を評価し得る。部分的肺機能:実施形態の一つでは、肺胞寸法または局所的ガス濃度などの部分的肺機能を評価する目的で、デバイスを肺内またはその近傍に配置する。透視 ソースファイバーすなわち標的組織に近位のファイバーと、標的組織に遠位の受信/検出器ファイバーとを用いて、前方向撮像が実施できる。これは、図2を参照して上述した概念の特別な場合である。この処置は、血管、神経、リンパ節を評価したり外科的に操作するために特別に用いられる。照射ビームおよび/または受信器の開口を、前述の方法のいずれかにより走査できる。受信素子は単一のファイバーまたは(開口が走査されたか、されていない)検出器を含んでいるか、もしくは一つのファイバーまたは検出器のアレイを上述のように使用して復調し得る。単一のハウジング(三方に開口する)がプローブ/デバイスを標的組織に配置することを可能にし得ると同時に、ソースと検出器との間の平面の厳密な測定を可能にする。経尿道前立腺切除術 経尿道前立腺切除(TURP)、恥骨上前立腺切除、経尿道前立腺切開(TU IP)、経尿道前立腺レーザー切開(TULIP)、目視(visual)レーザーアブレーション(VLAP)、および他の前立腺開口手術などの経尿道前立腺切除中に、正面、軸、および断面方向の撮像を実施できる。本発明のOCTおよびその他の光学撮像方法およびデバイスを用いた前立腺切除術は、患者への施術結果を劇的に改良し得る。外科用ブレードによる切除を含む前立腺切除術では、一つ以上のファイバーを、(図12を参照して論じたものと同様の)格納式ブレードの内部、隣接部、または突出部に配置し得る。ファイバーは、ブレードの遠位端から近位端へと場所を伸長する。ブレードに隣接する誘導カテーテルの表面上には、血液および/または組織の残滓を排出する目的で、排水ポートを含み得る。レーザー切除またはレーザーアブレーションを含む前立腺切除術では、高出力レーザー光を(前述のような、時間または波長分割による多重送信技術を介して) OCTファイバー内に、または図13を参照して説明したように隣接するファイバーに結合し得る。オープンフィールド(open field)外科手術器具 前述の後方散乱または透視撮像は、鋏、鉗子、止血鉗子、およびスネアを含む手術分野の器具とともに用い得る。使用には、医原性傷害の防止、神経および血管の修復の評価/誘導、ならびにオープンフィールド組織診断を含む。プローブは、一次元の範囲に対して用いられるので、走査を要さず、前述した走査実施形態のいずれをも取り得る。図25にいくつかの例を示す。図25aは、広範囲な汎用医学手法および分野で用いるられ得る簡単なハンドヘルド外科用プローブ340を示す。ファイバ5 7は、外科用プローブ340の中央を延び、遠位端344にGRINレンズ62 (またはレンズなし)などの簡単なレンズとしての撮像および走査光学素子34 6を有する。図25bは、医学用はさみまたは止血鉗子デバイス348の例を示す。この例では、光学撮像および走査モジュール346は、ヒンジ352の近くに設けられ、2つのブレード356の先端が閉じたときに接触する付近の領域を照射するように配置されている。図25cは、光学撮像および走査モジュール3 46が2つの鉗子のとがった先360の先端の間の領域を照射するように設けられた、鉗子358の同様の例を示す。図25dは、光学撮像および走査モジュール346が、スネア364の端部付近の領域を照射するために用いられる例を示す。 OCTまたは他の光学撮像エンジンと一体化することによって、単一もしくは複数のファイバを含み得、先に記載した広範囲な走査技術を用いるかまたは簡単なID(長手方向のみ)走査を用いて、コストおよびプローブモジュールが複雑になるのを最小限に抑え得る。内視鏡/腹腔鏡外科用ツール 前方に方向づけられた後方散乱または透視撮像もまた、図25を参照しながら説明したのと同様のはさみ、鉗子、スネア、または切開プローブを含む腹腔鏡/ 内視鏡検査に用いられる器具と共に用いられ得る。これを図26に示す。腹腔鏡および内視鏡手法に用いられるデバイスは、はるかに長い剛性シャフト368を有し、医学の専門家は、目的の位置から離れた小さな切り口を通して必要な手法を成し遂げることができる。これらのデバイスの最小限の侵入特性のため、撮像および走査光学素子は、図25に示すようなデバイスの本体の外側に対してツールの長い円滑な本体内に配置されることが好ましい。デバイスは、長手方向の照準および1−D撮像を成し遂げるために簡単な単一のファイバ57を有し、多次元撮像のためのファイバ束(図示していない)を含み、または前述したような多次元撮像のための小さな走査機構を遠位端344に含み得る。このようなデバイスの用途には、医原性損傷の防止、神経および血管修復の評価/案内、ならびに組織診断が含まれる。 OCTシステムと一体化することによって、単一または複数のファイバを含み得る。生検パンチ組織抽出 組織のパンチ生検は、前方、横方向または断面OCT、および本発明で記載したような他の光学撮像技術を用いて案内され得る。図27に示すように、パンチ生検ツールは、通常、遠位端344にある小さな(直径1から5mm)円筒形のブレード372からなる。円筒形のブレード372は、そのボアに保持される組織のコアを切断する。光ファイバおよびビーム集束光学素子は、円筒形のブレードの内部に配置され得るか、または切除グリップ(ペンチ)(図示しない)の場合には、図25bにはさみについて示したのと同様の器具の旋回点に配置され得る。本体内の遠位部位にパンチ生検を得ることは、なんらかの撮像技術によって案内がなされない場合には、非常に困難である。前方に方向づけられたOCTまたは他の光学撮像技術を用いることによって、抽出前の表面下の撮像ならびに組織および組織形態の識別が可能になり、ランダムまたは案内なしのサンプリングに伴う高い誤り率および罹患率が減少する。回転組織抽出または分裂 組織抽出または分裂(回転針(spur)、ブレード、もしくは同様のデバイス、圧力、熱、衝撃波、RF、毒素、またはレーザ照射を用いて行われる)は、前方、 横方向、もしくは断面OCT、または本発明の他の光学撮像技術、装置および方法を用いて案内され得る。必要に応じて、単一のファイバまたはファイバ束が、 照準または撮像を成し遂げるために用いられ得る。組織抽出または分裂は、前方グレードまたは後方グレード方向に成し遂げられ得る。さらに、抽出または分裂は、断面方向またはカテーテル/内視鏡の軸に平行に成し遂げられ得る。組織抽出または分裂は、OCTシステムからのフィードバックで案内され得、それによって、例えば、局所のブレード速度または圧力が変化し、またはいくつかの旋回もしくは切断機構が同時に(例えばシャフトに沿って)用いられる場合には、デバイスは、別個のOCT撮像エンジンによって個別に制御され得る。子宮頸部の撮像 カテーテルの軸に沿った撮像に加えて、前方または横方向組織の撮像は、子宮頸部の診断または子宮頸部の外科的干渉を案内するために用いられ得る(図28 )。子宮頸部のルーメンから放射する円形/楕円形パターンの撮像、または子宮頸部のオリフィスから子宮頸部の膣界面に延びる線形様式での撮像などのいくつかの実施態様および走査パターンが可能である。図25aの側面図および端面図において、撮像が、図示される遠位端にある1つまたはそれ以上の一連の対称的なファイバリングに配置されたファイバ束288を用いて成し遂げられる例が提供される。各ファイバは、小さなレンズ、完全なファイバアップテーカ(up-tak er)、または単一のレンズグループに接続(図示されない)され得る。近位端ではファイバ57は、ファースト1:Nファイバ光学スイッチマトリクスに接続されるか、または別個の撮像エンジン(図示されない)に接続された自由空間ビーム操縦ミラーおよびレンズを用いて順次走査され得る。図28bは、図18cを参照しながら前述したのと同様の放射状/円形走査実施態様を示す。ファイバ5 7の出力は、レンズ152を用いてコリメートされ、ミラー154および調整可能折り畳みミラー158から反射される。折り畳みミラー158の半径距離または角度は、異なる走査半径を収容するように調整され得る。図28cは、上述した方法のいずれかを用い得る線形走査実施態様を示す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 EP(AT,BE,CH,DE, DK,ES,FI,FR,GB,GR,IE,IT,L U,MC,NL,PT,SE),JP (72)発明者 テアニー,ギャリー ジェイ. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02139,ケンブリッジ,フランクリン ス トリート 129,アパートメント 329 (72)発明者 ブーマ,ブレット イー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02125,ボストン,サビン ヒル アベニ ュー 144 (72)発明者 ブレジンスキ,マーク イー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02148,メルデン,ケネディ アベニュー 181 (72)発明者 フジモト,ジェイムズ ジー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02139,ケンブ ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (81) designated States EP (AT, BE, CH, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, L U, MC, NL, PT, SE), JP (72) inventor Teani, Gary Jay. United States, MA 02139, Cambridge, Franklin scan Treat 129, apartment 329 (72) inventor Buma, Brett e. United States, MA 02125, Boston, Savin Hill suberythemal-menu 144 (72) inventor Brezinski, mark e. United States, MA 02148, Meruden, Kennedy Avenue 181 (72) inventor Fujimoto, James Gee. United States, MA 02139, sword dance リッジ,マサチューセッツ アベニュー 2592 (72)発明者 スワンソン,エリック エイ. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 01720,アクトン,オークウッド ロード 13アール Ridge, Massachusetts Avenue 2592 (72) inventor Swanson, Eric Aye. United States, MA 01720, Acton, Oakwood Road 13 ares

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1. [Claims] 1. 光源と、 入射光に応答して信号を生成する検出器と、 該光源と通信し、サンプルを照射するように配置されたサンプル照射器と、 ハウジングを有するプローブであって、該ハウジングが長軸、第1の端部、および第2の端部を有し、該サンプル照射器が少なくとも部分的に該ハウジング内に配置されている、プローブと、 該ハウジング内に少なくとも部分的に配置され、回転楕円ノブ、ワイヤ制御ピボット、回転可能なトルク駆動部、圧電性トランスデューサ、気圧デバイス、応力下にある剛性チューブ、および静電デバイスからなる群から選択される走査デバイスを有する走査機構であって、該走査デバイスが、光学素子と通信し、該光学素子が、回転可能な光学素子、レンズ、光ファイバ、レンズ、光ファイバ、該サンプル照射器から A light source, a detector for generating a signal in response to incident light, and communicates with the light source, and arranged sample illuminator to illuminate the sample, a probe having a housing, said housing long axis , a first end, and a second end, the sample irradiator is disposed at least partially within the housing, a probe is at least partially disposed within the housing, rotation oval knob, wire control pivot, rotatable torque driver, a piezoelectric transducer, pressure device, the rigid tube is under stress, and a scanning mechanism having a scanning device selected from the group consisting of electrostatic devices, the scanning device, communicates with the optical element, the optical element is rotatable optical element, a lens, optical fiber, lens, optical fiber, from the sample irradiator 放射される光ビームが、該走査デバイスの駆動時に該サンプルを走査するようにさせるビーム偏向素子、およびその組合せからなる群から選択される、走査機構と、 該光源、該サンプル照射器、および該検出器と光通信する干渉計と、 該検出器と電気通信し、該検出器からの該信号および該走査機構によるオブジェクトの走査に応答して画像を生成するプロセッサと、 を有する光学撮像システム。 Light beam radiation is a beam deflecting element which is adapted to scan the sample at the time of driving of the scanning device, and are selected from the group consisting of combinations thereof, and the scanning mechanism, the light source, the sample illuminator, and the optical imaging system comprising a detector and an interferometer in optical communication, a processor the detector and in electrical communication, to generate an image in response to the signal and scanning of the object by the scanning mechanism from the detector, the. 2. 2. 前記走査機構が、前記ハウジングの外面に隣接して配置された位置感知ローラであって、該位置感知ローラと通信して、表面に沿って実質的に固定距離だけ該ハウジングを移動させる位置感知ローラを有する、請求項1に記載の光学システム。 Said scanning mechanism, a position sensing roller disposed adjacent to the outer surface of the housing, in communication with said position sensing rollers, position sensing rollers for moving the housing only substantially fixed distance along the surface the a, optical system according to claim 1. 3. 3. 前記光学素子が、 2つの回転可能な光学素子と、 前記レンズと、 前記光ファイバとの組合せを有し、 該光ファイバが、第1の端部および第2の端部を有し、該第1の端部および該第2の端部の1つが、該レンズと近接し、該第1の端部および該第2の端部の他の1つが、該光源と接続し、 該2つの回転可能な素子の1つが、独立して回転可能で、その結果、前記ハウジングから放射される光が任意に走査する、請求項1に記載の光学撮像システム。 Wherein the optical element, and two rotatable optical elements, said lens having a combination of the optical fiber, the optical fiber has a first end and a second end, said one of the first end and said second end, in proximity with the lens, one of the other end and said second end of said first, connected to a light source, the rotation of the two one of the possible elements but independently rotatable, as a result, the light emitted from the housing is optionally scanning, optical imaging system according to claim 1. 4. 4. 干渉計と、 短いコヒーレンス長光源と、 光を前記サンプルに送達し、該サンプルによって変更される光を収集するプローブモジュールと、 プロセッサとを有し、 該干渉計が、光路長が調整可能なリファレンスアームを有し、該プローブモジュールが、該サンプルに対する相対的な距離が調整可能なレンズを有し、該プロセッサが、該干渉計のリファレンスアームおよび該レンズと該サンプルとの該相対的な距離のうちの1つまたはその両方を調整し、集束トラッキングを行う、サンプルを撮像するためのOCT撮像システム。 An interferometer, and a short coherence length light source, the light delivered to the sample, a probe module for collecting light that is changed by the sample, and a processor, said interferometer, the optical path length adjustable reference an arm, the probe module has a relative distance which is adjustable lens for said sample, said processor of said relative distance between the reference arm and the lens and the sample of the interferometer OCT imaging system for adjusting one or both of the inner and performs focusing tracking, imaging the sample. 5. 5. 前記プローブが、走査チップを有する外科用器具に取り付けられ、前記プロセッサが、該走査チップに近接した領域の画像を生成することが可能な、請求項1に記載の光学撮像システム。 The probe is attached to a surgical instrument having a scanning tip, wherein the processor is capable of generating an image of an area proximate to the scanning tip, the optical imaging system of claim 1. 6. 6. 前記プローブハウジング内に設けられた外科用レーザファイバをさらに有し、前記プロセッサが、該外科用レーザによって照射される領域の画像を生成することが可能な、請求項1に記載の光学撮像システム。 It said probe further comprising a surgical laser fiber disposed within the housing, wherein the processor is capable of generating an image of the area illuminated by the laser the surgical, optical imaging system according to claim 1. 7. 7. 前記ハウジングが、 前記干渉計と光通信し、前記サンプルからの光を受信し、その光を前記検出器に方向づける光学システムと、 第2の光源と、 該第2の光源からの光を該サンプルに方向づける該ハウジング内第2の光学システムと、 をさらに有する、請求項1に記載の光学撮像システム。 Said housing, said to interferometer and optical communications, to receive light from the sample, and an optical system for directing the light to the detector, the sample light from the second light source and, the second light source further comprising an optical imaging system according to claim 1 and a second optical system in the housing, the orienting to. 8. 8. 前記第2の光学システムと光通信する外科用レーザ光源をさらに有し、 前記プロセッサが、該外科用レーザによって照射される領域の画像を生成することが可能な、請求項7に記載の光学撮像システム。 Wherein further comprising a surgical laser source for communicating the second optical system and the light, wherein the processor is capable of generating an image of the area illuminated by the laser the surgical, optical imaging of claim 7 system. 9. 9. 顕微鏡と、 OCT光源を有する、該顕微鏡に隣接して配置されたOCT撮像システムと、 該OCT光源からの光を用いて前記サンプルを走査するように配置され、それによって、観察可能な画像が生成される、走査機構と、 を有する、サンプルを撮像するための光学撮像システム。 It has a microscope, the OCT light source, and the OCT imaging system positioned adjacent the microscope is arranged to scan the sample with light from the OCT light source, thereby generating the viewable image the optical imaging system for imaging are, a scanning mechanism, having, a sample is. 10. 10. 前記走査機構が除去可能な、請求項9に記載の光学撮像システム。 The scanning mechanism is removable, optical imaging system according to claim 9. 11. 11. 前記走査機構が、圧電性トランスデューサカンチレバーによって駆動される、請求項9に記載の光学撮像システム。 The scanning mechanism is driven by a piezoelectric transducer cantilever, an optical imaging system of claim 9. 12. 12. 前記走査機構が、前記ハウジング内に設けられた端部を有する回転可能なトルク駆動部であり、 該ハウジングが、 該回転可能なトルク駆動部の該端部と通信する該ハウジング内にあるピボットと、 該ピボットと通信するレンズとをさらに有し、 該トルク駆動部が回転することによって、該レンズが前後に角度を有して旋回し、走査パターンを生成する、請求項1に記載の光学撮像システム。 Said scanning mechanism, said a rotatable torque driver having an end portion provided in the housing, said housing, a pivot within the housing in communication with said end of said rotatable torque driver , further comprising a lens in communication with the pivot, by the torque driving unit is rotated, the lens is pivoted at an angle back and forth to generate the scan pattern, optical imaging of claim 1 system. 13. 13. 前記外科用器具が、前記ハウジング内に収容され、該ハウジングから延びる外科用切断デバイスを有する、請求項5に記載の光学撮像システム。 The surgical instrument, wherein is accommodated in a housing, having a surgical cutting device extending from the housing, the optical imaging system of claim 5. 14. 14. 前記外科用切断デバイスが、その間の領域を規定する切断ブレードを有し、前記ハウジングが、前記撮像システムが該領域の画像を生成するように配置されている、請求項13に記載の光学撮像システム。 The surgical cutting device has a cutting blade defining between them a region, the housing, the imaging system is arranged to generate an image of the region, the optical imaging system of claim 13 . 15. 15. 前記外科用切断デバイスが、パンチ生検デバイスを有し、前記ハウジングが、該パンチ生検デバイス上に配置され、前記レンズが生検されるサンプルの表面下の画像を生成することを可能にする、請求項5に記載の光学撮像システム。 The surgical cutting device comprises a punch biopsy device, wherein the housing is disposed on the punch biopsy device, wherein the lens make it possible to generate an image of the subsurface of the sample to be biopsied the optical imaging system of claim 5. 16. 16. 機械的な移動によって切断動作を提供する外科用切断デバイスであって、 表面移動デバイスに取り付けられた外科用切断表面と、 OCT撮像システムとを有し、 該OCT撮像システムが、該表面移動デバイスの機械的な移動に応答して領域を光学的に走査する、外科用切断デバイス。 A surgical cutting device to provide a cutting operation by mechanical movement, the surgical cutting surface attached to the surface moving device, and a OCT imaging system, the OCT imaging system, the surface moving device mechanical scanning an area optically responsive to the movement, the surgical cutting device.
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