JP2005514601A - 干渉計からの信号を超音波コンソールによって処理するシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

干渉計と、干渉計からの信号を表示用の画像に処理する超音波コンソールからなる画像形成システムである。干渉計は、複数の並列出力部を有する１又は２以上の多要素フォト検出器を含むことができる。干渉計の並列の出力部と超音波コンソールの入力部の間に、並列/直列変換器を配置し、超音波コンソールによって解析するために、並列出力部に供給された信号を直列信号に変換する。干渉計は、超音波コンソールに選択的に接続することができる。システムは、また、コンソールに選択的に接続できる超音波装置を備えることもできる。それにより、ユーザーに、干渉計又は超音波装置のいずれかを使用するオプションを提供する。超音波コンソールは、２つの入力部を含むことも可能であり、それにより１つは干渉計用とし、他の１つは超音波装置用とすることができる。干渉計及び超音波装置は、いずれも、たとえば血管のような体腔内部に挿入するために、カテーテルによって運ことができる。画像形成方法もまた開示されている。

Description

発明の詳細な説明

（関連出願）
本件出願は、２００１年７月１８日出願の一部継続米国特許出願Ｎｏ．０９/９０９，３５７及び２００１年７月１６日出願の米国特許出願Ｎｏ．０９/９０６，９０３の内容が、本明細書に記載されることによって全体として組み込まれており、前記各米国出願は、本件出願の譲受人に譲渡されている。この出願は、本件出願と同日に出願された米国特許出願Ｎｏ．１０/０１７，５３４、名称、回析格子に基づく干渉計システム及び方法に関連し、本明細書に記載されることによって全体として組み込まれており、本件出願の譲受人に譲渡されている。

（技術分野）
本発明は、一般的に、画像形成（撮像）システム及び方法に関し、より詳しくは光学干渉性断層撮影システムによるデータの処理に関する。

（発明の背景）
超音波医学撮像は、血管や周囲の組織のような体腔内部の画像を形成するために通常用いられる手技である。血管の超音波撮像において、一般的には、脈管内超音波（”ＩＶＵＳ”）カテーテルが、既知の方法で血管内に挿入される。ＩＶＵＳカテーテルは超音波変換器を備えた細長い部材からできており、該細長い部材の先端に前記超音波変換器が配置されている。前記細長い部材は血管内に挿入され、超音波変換器は、血管内の所望位置に位置せしめられる。超音波変換器は、脈動によって刺激された時に、血管又は他の体腔内に超音波を放射する。放射された超音波の一部は、組織の境界で反射し、超音波変換器へ戻る。反射したエコー信号は、超音波変換器から超音波コンソールに伝達される。超音波コンソールは、一般的に、コンピュータのような超音波画像処理装置及びディスプレイを備えている。ディスプレイは、モニター及び/又はプリンターから構成することができる。超音波コンソールは、受信したエコー信号を用いて体腔内の画像を形成する。

エコー信号は、信号の振幅が時間と共に変化する連続的な振幅変調信号である。典型的なエコー信号は、８μsの時間長を有しており、これは、超音波変換器から概ね６mm程度の画像深さに対応する。エコー信号は、画像輝度情報と画像深度情報の両方を伝送し、画像深度の深さは超音波変換器によって取ることができる。画像輝度情報は、エコー信号の振幅によって与えられる。画像深度は、エコー信号内の時間的な位置によって与えられる。エコー信号内における初期の時間的な位置は、エコー信号内における後期の時間的な位置よりも低い画像輝度に対応する。

血管及びその周囲の組織の放射状の横断面画像を形成するために、超音波変換器は、一般的に、細長い部材の軸芯に沿って回転する。超音波変換器が回転する時に、超音波変換器は放射状に色々な方向へ超音波を放射する。その結果、放射方向の色々な方向から戻るエコー信号が、超音波コンソールによって処理され、血管及び周囲の組織の放射状の横断面画像を形成する。そのほかの例として、超音波変換器は、反射部材（鏡）と一緒に組立体として取り付けることも可能であり、変換器は、実質的に軸方向に超音波エネルギーを放射し、そして、鏡は、放射された超音波エネルギーを放射方向（径方向）に反射させるように方向付けられる。

光干渉断層撮像、すなわちオプチカル コヒーレンス トモグラフィ（以下「ＯＣＴ」という）は、光学的な干渉領域反射光測定方式であり、高解像度と横断画像を得るために低干渉性の干渉計を使用している。ＯＣＴシステムにおいて、低い干渉性光源からの光線は、リファレンス光線とサンプル光線に分割される。時間的に遅らせるために、回析格子を用いることができる。サンプル光線はサンプルに向けられ、サンプルから反射拡散した光は、リファレンス光線に結合される。サンプル光線とリファレンス光線が結合することにより、サンプル光線に沿って、サンプルの深さと共にサンプル反射の変化に対応する干渉模様が生じる。サンプル光線は、一般的には、サンプルとの相互作用（影響）によって高いエネルギー損失を被る。リファレンス光線は、局部発振器として、検出可能なレベルまで干渉模様を増幅する機能を有しており、そのためにはサンプル光線に比べて非常に高いエネルギーレベルを有する必要がある。干渉模様は、フォト検出器によって検出され、該フォト検出器の出力は、サンプルの横断画像を形成するために処理される。ＯＣＴによるサンプルの横断面の高解像度（１０μｍより小さい）画像形成は、材料及び工業生産物と同様に、生物学的又は医学的な実験及び手技に有用である。前記ＯＣＤＲシステムの利点は、フォト検出器のアレイが、一度に、複数の画像深度における画像輝度情報を捕捉できることである。これによって、ＯＣＴシステムは、１秒間にたとえば３０こま（フレーム）のビデオ速度で画像を形成することができる。

ＯＣＴに基づくシステムは、ファイバー光学によって実施可能であり、サンプル光線を伝送する光ファイバーは、カテーテル又は内視鏡に組み込まれて、血管、胃腸管、子宮管及び膀胱のような体腔内部及び臓器内部に挿入される。サンプル光線は、一般的には、プリズムや鏡を先端部に有する器具の先端部から放射される。前記プリズムや鏡は、サンプル光線を、体腔の壁へ方向付ける。光ファイバー及びプリズムもしくは鏡は、体腔の周辺の検査を促進するために、モータによって回転させる構成とすることができる。

ファイバー光学ＯＣＴシステムの一例は、米国特許Ｎｏ．５，９４３，１３３（以下”１３３特許”という）に示されており、この特許公報では、サンプル光線とリファレンス光線は、別々の光ファイバー内を伝送され、回折格子に至るようになっている。回折格子は、時間遅れを発生させると共にサンプル光線とリファレンス光線を結合するようになっている。図１は、”１３３特許”に記載されているシステム１０の概略図である。システム１０は光源１２を含んでおり、該光源１２は、光ファイバー１６により５０/５０のスプリッター１４に光学的に接続されている。スプリッター１４は、入射光線をサンプル光線とリファレンス光線とに均等に分割する。サンプル光線は光ファイバー１８によってフォーカスレンズ２０に伝送され、前記フォーカスレンズ２０はサンプル光線をサンプル２２に集束させる。光ファイバー１８は、血管のような体腔内に挿入して、体腔の壁の組織を検査するために、カテーテル（図示せず）内に保持することができる。組織から受信した光はフォーカスレンズ２０によって集束され、光ファイバー１８内に戻される。戻った光は、スプリッター１４内に戻され、再び分割される。スプリッター１４で受信した光の一部は、別の光ファイバー２４に導かれ、該光ファイバー２４によって第１のコリメーター２６に伝送される。リファレンス光線は光ファイバー２８を介して第２のコリメーター３０に導かれる。第１、第２のコリメーター２６，３０は、サンプル光線とリファレンス光線を、回折格子３２の同じ領域に方向付ける。干渉され、結合された光線は、共役レンズ３６によって多チャンネル線型ダイオード検出器アレイ３４の検出面に共役する。検出器の飽和状態を防止するために、リファレンス光線のエネルギーを減少させる無色に近い濃度のフィルター（図示せず）が備えられている。

サンプル光線は、サンプルとの相互影響によって、かなりのエネルギー損失を被る。５０/５０のスプリッターを介する第２の経路は、既に減衰している光線をさらに減衰させる。さらに、回折格子による光線同士の相互作用は、最初の入射光のほぼ５０％になっているサンプル光線とリファレンス光線にさらに損失を発生させることになる。回折格子はまた、騒音を引き起こす。その結果として、”１３３特許”のシステムは、騒音に対する信号の比率が低くなっている。

回折格子を使用している別の干渉計システムは、１９９８年１２月１日発行、「非機械的な格子発生スキャニングコーヒレンスマイクロコピー」、オプティクスレター、２３巻、Ｎｏ．２３に記載されている。図２は、上記刊行物に開示されたシステム５０の概略図である。光源５２は５０対５０のスプリッター５４に光を提供し、スプリッター５４は光線内のエネルギーを均等にサンプル光線とリファレンス光線とに分割する。サンプル光線はフォーカスレンズ５８へ注がれ、該フォーカスレンズ５８はサンプル光線をサンプル６０に集束する。サンプル６０からフォーカスレンズ５８によって受光された光は、スプリッター５４に戻される。リファレンス光線５６は、リトロー型の干渉回折格子６２に注がれる。回折されたリファレンス光線もまた、光線スプリッター５４に戻される。それから、サンプル光線とリファレンス光線はスプリッター５４内で結合され、コンピュータ６６によって処理するために、検出用の電荷結合素子アレイ６４に注がれる。リファレンス光線は、同様に、ここで抑制されなければならない。

ここでは、リファレンス光線のみが回折するので、前記図１の”１３３特許”のシステム１０に比べて、システム５０をより効率良くすることができる。しかし、図２のシステム５０におけるサンプルアームとリファレンスアームは、いずれも光ファイバーによって取り扱うことができない。干渉回折格子は、光線の幅を横切って空間的に拡大する時間遅れを導入する。検出器は少なくとも光線と同じ幅を有する多要素検出器である。検出器の各要素は、干渉回折格子上のその位置に対応する部分の光線を受光する。仮に、リファレンス光線が光ファイバーによって干渉回折格子から検出器まで伝送されるとすれば、空間的な秩序は失われる。仮にリファレンスアームが光ファイバーで伝送されずに、サンプルアームが光ファイバーで伝送されるとすれば、リファレンスアームは不都合な長さになる。

超音波画像とＯＣＤＲ画像の両方を表示するために、超音波画像形成データと光学干渉画像形成データの両方を、同じ信号プロセッサーで処理できるようにして、コストの低減を図ることができる画像形成システムが望まれる。

（発明の要約）
本発明による画像形成システムは、入力部を有する超音波コンソールと、データを超音波コンソールに提供するために超音波プロセッサーの入力部に連結される出力部を有する検出器からなる干渉計を備えている。超音波コンソールは、ディスプレイに画像を形成するためにデータを処理する。超音波コンソールの入力部と検出器の出力部とは選択的に結合されるようになっている。システムは、さらに、出力部を有する超音波装置を備えることもでき、前記出力部は超音波コンソールの同一または別の入力部に選択的に連結できるようになっている。このように、干渉計又は超音波装置のいずれも、必要とされる特別の検査によるが、使用するために超音波コンソールに連結することができる。

干渉計の検出器は、複数の並列の出力部を有する多要素検出器とすることも可能である。検出器の出力部と超音波コンソールの入力部との間に並列/直列変換器を電気的に接続し、それにより、検出器による並列信号出力を、超音波コンソールによって解析する直列信号に変換する。

（好ましい実施の形態の詳細な説明）
図３は画像形成システム３９０の実施の形態の概略図であり、画像形成システム３９０は、フォト検出器アレイ３９２を含む干渉計システム３９１を備えており、フォト検出器アレイ３９２は複数の並列出力部３９４を備えている。並列出力部３９４は並列/直列変換器３９８を介して超音波コンソール３９６に接続している。超音波コンソール３９６は、コンピュータ、マイクロプロセッサー又はマイクロコントローラのような信号プロセッサーと、当該技術において知られているように、発生した画像を表示するディスプレイを含む、血管内超音波（ＩＶＵＳ）コンソールとすることもできる。また、出力部３９９ａを有する超音波装置３９９を備えることもできる。超音波装置３９９の出力部３９９ａは、干渉計システムと３９１と同一又は別の入力部で、超音波装コンソール３９６に接続することができる。医者又は専門家であれば、同じ超音波コンソールでもって、光で画像形成する干渉計３９１あるいは超音波で画像形成する超音波装置３９９のいずれかを選んで使用するであろう。超音波画像プロセッサーとディスプレイを有する超音波システムは、マサチューセッツ州、ナティックのボストン科学会社のものを利用することができる。超音波装置３９９は、ＩＶＵＳカテーテルとすることも可能である。ＩＶＵＳカテーテルは、米国特許Ｎｏ．５，７１５，８２５号「アコーステック 画像形成 カテーテル類」に記載されており、それらの全部は、ここに記載することによって組み入れられる。干渉計システム３９１は、以下により詳しく説明される。

並列/直列変換器３９８は、米国特許出願Ｓ．Ｎ．０９／９０９,３０７（”３５７出願”）、名称”超音波コンソール用電気的インターフェイス”、２００１年７月１８日出願、に記載された電気的インターフェースの１つとすることができる。前記出願は、本発明の譲受け人に譲渡され、記載することによって個々に組み入れられる。

”３５７出願”に記載されているように、超音波コンソール４０２は、アナログ又はディジタルのいずれの入力も受信できる構成となっている。”３５７出願”にはアナログ入力を受信するための電気インターフェイスの一例が記載されており、この電気インターエイスは複数のチャンネルプロセッサーからなり、各チャンネルプロセッサーはフォトアレイの並列チェンネル出力部の１つに連結されている。各チャンネルプロセッサーは、アナログプロセッサー、Ａ/Ｄ変換器、先入れ先出し（ＦＩＦＯ）バッファーメモリ、及びチャンネルプロセッサーのそれぞれの先入れ先出し（ＦＩＦＯ）バッファーメモリに連結されたデータバスから構成されている。単一の先入れ先出し（ＦＩＦＯ）バッファーメモリはデータバスに連結されており、Ｄ/Ａ変換器は単一の先入れ先出し（ＦＩＦＯ）バッファーメモリの出力部に連結されている。Ｄ/Ａ変換器の出力部は、超音波コンソールの入力部に連結されている。超音波モータエンコーダに連結されたコントローラは、電気インターフェイスの作用を超音波装置に同調させる。インターフェイスの作用は、”３５７出願”に、より詳しく述べられている。

超音波コンソールは、ディジタル入力信号を受信できるようになっており、単一のＦＩＦＯメモリからの直列ディジタルデータシークエンスが、制御論理を介してコンソールの入力部に提供され、前記制御論理は、ディジタルデータシークエンスの移動を制御する。これは”３５７出願”に記載されている。

フォト検出器アレイは、多重送信フォト検出器アレイとすることもできる。単一及び対のチャンネルの多重送信フォト検出器アレイのための電気インターフェイスもまた、”３５７出願”に記載されている。

フォト検出器アレイの並列出力を直列のアナログ又はディジタルデータストリームに変換するための他の電気インターフェイスを、使用することもできる。

フォト検出器アレイを使用したＯＣＴシステムにおいて、アレイは、一度に複数の画像深度で画像輝度情報を捕捉する。検出された空間的な情報は読み取って記憶しておくことができるので、干渉計システムのフォト検出器アレイの並列チャンネル出力は、直列のアナログ又は直列のディジタル信号に、並列/直列変換器によって変換することができる。その結果、直列信号は、画像輝度情報と画像深度情報を、一般的なエコー信号と同様に伝送することができる。直列信号の時間長さ及び/又は周波数は、一般的なエコー信号の時間長さ及び/又は周波数に、より適合するように調節することができ、超音波コンソールは、その信号を、超音波スキャナーのスイープ速度と音の伝播速度に同期させることによって受信するように形成される。これにより、超音波コンソールは、超音波データが処理されるのと同様な方法で、直列のアナログ信号を画像処理する。同じ超音波コンソールは、それによって、超音波カテーテルから受信したデータから引き出された超音波を基にした画像と、干渉計カテーテルから受信したデータから引き出された干渉計を基にした画像の両方を処理するために用いることができ、それによってコストの低減が図れる。

干渉計システム３９１は、ＯＣＴ干渉計システムとすることもできる。たとえば、米国特許Ｎｏ．５，９４３，１３３のシステム、及び「非機械的格子発生 スキャニング コヒーレンス マイクロスコピー」光学レター、１９９８年１２月１日、２３巻、Ｎｏ．２４の内容は、上記のように論議され、ここで記載することにより組み込まれ、それらの全体を、本発明の内容として使用することができる。追加的な干渉計システムは以下説明する。

図４ａは図３の画像形成システム３９０で使用することができる回折格子に基づくファイバー光干渉計システムの一実施の形態を示す概略図であり、並列/直列変換器３９８を介してＩＶＵＳコンソール３９６に接続されている。システム１００は、光ファイバー１０６によってファイバー光線スプリッター１０４に光学的に接続された光源１０２を備えている。ファイバー光線スプリッター１０４は、５０対５０に近い割合で光を分割するスプリッターが好ましい。より好ましくは、光線スプリッター１０４は、丁度５０対５０で光を分割するスプリッターが良い。光ファイバー１０８により、ファイバー光線スプリッター１０４とフォーカスレンズ１１０を光学的に接続している。

光ファイバー１０８から光線スプリッターに入射する光が光ファイバー１１１に伝送されるように、光ファイバー１１１もファイバー光線スプリッター１０４に光学的に接続している。光ファイバー１１１は、また、第１のコリメータ１１２にも接続している。別の光ファイバー１１４は、第１のファイバー光線スプリッター１０４と第２のコリメータ１１６に接続している。

光ファイバー１０８及び１１１は、光干渉計システム１００のサンプルアームの第１と第２の部分とをそれぞれ構成している。光源１０２からの光は、ファイバー光線スプリッター１０４を通過することにより、サンプル光線とリファレンス光線に分割され、各光線は、光源１０２からファイバー光線スプリッター１０４に供給された原光線の半分のエネルギーをそれぞれ有している。サンプル光線は、フォーカスレンズ１１０によって対象のサンプル１１９に集束される。前記対象サンプル１１９は、たとえば体腔内の組織である。サンプルによって拡散した光は、第２のサンプル光線を形成するために、フォーカスレンズ１１０によって集束され、それからサンプルアームの光ファイバー１０８内に戻される。受信した光線の半分のエネルギーを有する光線は、サンプルアームの第２の部分の光ファイバー１１１内に伝送される。

第２のコリメータ１１６は、リファレンス光線を並列光線（平行光線）とし、角度αで回折格子１１８に入射する。回折格子１１８はリファレンス光線に光路差を生じさせ、回折されたリファレンス光線を第２のオープンスペース光線スプリッター１２０に反射する。一方、第１のコリメータ１１２は第２のサンプル光線を並列光線（平行光線）とし、該並行光線を前記第２の光線スプリッター１２０に入射する。

第２の光線スプリッター１２０は第２のサンプル光線とリファレンス光線を結合し、結合された光線の一部を、共役レンズ１２４を通してフォト検出器１２２に注ぐ。フォト検出器１２２は、フォトダイオードアレイのように、多要素フォト検出器であることが好ましく、たとえば、アバランチェフォトダイオードを使用することができる。同様に、電荷結合素子（ＣＣＤ）を使用することもできる。共役レンズ１２４は、第２の光線スプリッター１２０の平面上の結合光線の画像を、検出器の平面に投影する。

第１の実施の形態によると、オープンスペース光線スプリッター１２０は、リファレンス光線内の半分未満の光エネルギーと、サンプル光線内の半分より大きい光エネルギーを、検出器１２２に向かう結合光線内に注ぐ。好ましくは、実質的に、第２のサンプル光線内の半分より多いエネルギー、たとえば７５％以上のエネルギーと、リファレンス光線内の半分より少ないエネルギー、たとえば２５％以下のエネルギーを、結合光線内に注ぐ。より好ましくは、第２のサンプル光線内の少なくとも９０％以上の光エネルギーと、リファレンス光線内の約１０％以下の光エネルギーを、結合光線内に注ぐ。第２の光線スプリッター１２０は、たとえば、１０対９０、５対９５、２対９８又は１対９９に分割する光線スプリッターである。図３の実施の形態では、サンプル光線が第２の光線スプリッター１２０によって反射されている間、リファレンス光線は第２の光線スプリッター１２０を通って伝送される。別の例として、サンプル光線は第２の光線スプリッター１２０を通過して伝送され、リファレンス光線は第２の光線スプリッターによって反射される。

当該技術において既知のように、本発明のこの実施の形態及び他の実施の形態において、サンプル光線とリファレンス光線の間で強め合う干渉とするために、サンプル光線（最初のサンプル光線及び第２のサンプル光線）の光路長と、第１の光線スプリッター１０４から第２の光線スプリッター１２０までのリファレンス光線の光路長は、光源１０２のコヒーレンス長内で等しくなることが必要である。光ファイバーと光線が横切るオープンスペースの屈折率は、サンプル材の屈折率と同じく、適切な光路長を決定する場合に考慮する必要がある。

サンプル光線とリファレンス光線の組み合わせから生じる干渉模様は、深度情報と輝度情報の両方を含んでいる。輝度情報は、干渉模様の光度によって提供される。サンプルの所定の深さからサンプルアーム内に受信した一部の第２のサンプル光線が、回折されたリファレンス光線の一部に、空間的な位置に対応する位置で干渉するので、深度情報は干渉模様内において上記空間的位置によって提供される。フォト検出器のアレイ１２２は、該技術において知られているように、各フォト検出器要素が、干渉模様内の所定の空間位置において干渉模様の光度を検出するように配列されている。各フォト検出器要素の出力は、所定の画像深度の画像輝度情報を提供する。アレイ１２２は並列チャンネル（図示せず）に沿って情報を出力し、各チャンネルはフォト検出器要素の１つの出力に対応している。フォト検出器アレイ１２２の並列チャンネルの出力は、ＩＶＵＳコンソール３９６に並列/直列変換器３９８を介して提供され、ディスプレイに、サンプル光線に沿ってサンプル深度反射の画像を形成する。好ましくは、多要素検出器１２２は、フォトダイオードアレイ及びヘテロダイン検出技術が使用される。

前述のように、仮に検出器がフォトダイオードアレイであって、ヘテロダイン検出器が使用されるとすれば、低周波数変調が必要となる。ファイバーストレッチャー又は音響光学変調器のような変調器１１７が、光ファイバー１１４の途中に備えられる。変調器１１７は、サンプル光線を変調させるために、光ファイバー１０８又は１１１の途中に備えることができる。

２つの光線スプリッターを使用すると、光ファイバー１１４によって回折格子１１８へリファレンス光線を伝送することが可能となる。第２のサンプル光線は、この実施の形態においては、回折格子上でリファレンス光線には結合されないので、追加の損失及び騒音は、第２のサンプル光線には発生しない。回折格子１１８から検出器１２２までの光路はオープンスペースであるので、リファレンス光線及びサンプル光線の空間的な情報は保存される。

サンプルアームの第１の部分の光ファイバー１０８は、標準的なカテーテル挿入処置によって体腔又は臓器内に位置決めされるように構成されたカテーテル内に組み込まれる。たとえば、カテーテルは、フレキシブルなカテーテルを、各種血管内を経てガイドすることにより、血管内又は心臓に挿入することができる。たとえば、皮膚を通して導入し、大腿部の貫通穴内に配置された導入ケースを通して挿入することができる。別の例として、カテーテルは、体腔内又は、臓器のような身体組織に直接導入することもできる。光ファイバーは、カテーテル内で光ファイバーを回転させるためのモータに接続することもできる。カテーテルと血管及び他の体腔内部の光学的画像形成に使用する内視鏡は、良く知られた技術であり、米国特許Ｎｏ．６，１３４，００３号、米国特許Ｎｏ．５，３２１，５０１号及び１９９８年９月１１日に公開された国際公開Ｎｏ．ＷＯ９８/３８９０７号に記載されており、それらはここに記載することにより該明細書に組み入れられる。それらの公報に記載されているように、サンプル光線を光ファイバーと並行に生物の組織に反射させ、かつ、組織から受信した光を光ファイバー内に反射させるために、鏡又はプリズムを備えることができる。光ファイバーを回転することにより、体腔の周辺に沿った組織を検査することができる。

図４ａの第２の光線スプリッター１２０は、非５０対５０の光線スプリッターであるが、必ずしもその必要性はない。図４ｂの干渉計システム１００’は、第２の光線スプリッター１２０’が５０対５０の光線スプリッターであることを除いては、図４ａの干渉計システムと同様なシステムである。図４ｂの検出器１２２の飽和を防止するためにリファレンス光線を抑制する必要がある場合には、濃度フィルター又は他の減衰器を備えることができる。図４ａの実施の形態と同じ部品には同じ符号を付してある。

図５は、画像形成システム３９０に用いることができる別の干渉計システム１５０の概略図である。干渉計システム１５０は、図４ａの干渉計システムと比較して、回折格子１５２が透明な回折格子であることを除いては、図４ａと同様な構成となっている。図５において、図４ａと同じ部品には同じ符号を付してある。第２のコリメータ１１６は、回折格子１５２の後側に角度αでリファレンス光線を方向付けるように配置されている。回折されたリファレンス光線は、オープンスペース光線スプリッター１２０に向って進み、前述のように、第２のサンプル光線と結合される。結合された光は、前述のように、共役レンズ１２４を通過して多要素検出器１２２に向って進むように方向付けられる。本発明の干渉装置において、反射回折格子１１８又は透明回折格子１５２のいずれを使用するかは、光学的な適用において、干渉計のデザインに柔軟性を与える。ここで述べる実施の形態のいずれにおいても、反射回折格子又は透明回折格子のいずれをも選択して使用することができる。

図６は、画像形成システム３９０に使用することができる干渉計システムの別の例の概略図であり、５０対５０でない光線スプリッターを使用することにより、半分より多い光エネルギーがサンプル光線に注がれ（割り当てられ）、半分より少ない光エネルギーがリファレンス光線に注がれる（割り当てられる）。好ましくは、エネルギーの７５％のように、光線スプリッターに入射された光の半分より大きい光エネルギーがサンプル光線に割り当てられ、そして、エネルギーの２５％のように、入射光エネルギーの半分より少ない光エネルギーがリファレンス光線に割り当てられる。より好ましくは、入射光エネルギーの少なくとも９０％がサンプル光線に割り当てられ、１０％以下の光エネルギーがリファレンス光線に割り当てられる。

この実施の形態において、サンプル光線は、検査において、図４ａの実施の形態及び図１及び図２の従来例のように、光線スプリッターの代わりに、光サーキュレーターによってサンプルに向って進み、サンプルから光サーキュレーターに戻るように方向付けられる。したがって、第１の光線スプリッターはほぼ５０対５０の光線スプリッターである必要なくなる。

図６において、図４ａと同じ部品には同じ番号を付してある。光源１０２は、光ファイバー１０６を介して９０対１０の光線スプリッター２０２に光を提供している。９０対１０のファイバー光線スプリッター２０２は、該光線スプリッター２０２に入射した光のエネルギーの９０％をサンプル光線に注ぎ（割り当て）、光の１０％のエネルギーをリファレンス光線に注ぐ（割り当てる）。

光サーキュレーター２０４は、３つのポート、すなわち第１、第２及び第３のポートを備えている。第１のポートを通って光サーキュレーター２０４に入射した光は、第２のポートからサーキュレーター外へ注がれる。第２のポートを通ってサーキュレーター２０４に入射した光は、第３のポートからサーキュレーター外へ注がれる。光ファイバー２０６は、サンプル光線をサーキュレーター２０４へ伝送するために、光サーキュレーター２０４の第１のポートと第１の光線スプリッター２０２を接続している。

光ファイバー２０８は、光サーキュラー２０４の第２のポートとフォーカスレンズ１１０を接続している。光ファイバー２１０は、光サーキュレーター２０４の第３のポートと第１のコリメータ１１２を接続している。サンプル光線は、第１の光線スプリッター２０２から、光ファイバー２０６を通って光サーキュレーター２０４の第１のポートに伝送される。サンプル光線は、光サーキュレーター２０４の第２のポートへ進み、そこでサーキュレーターから出て行き、光ファイバー２０８によってフォーカスレンズ１１０まで伝送される。フォーカスレンズ１１０は、サンプル光線をサンプル１１９に集束する。サンプルから戻った光は、フォーカスレンズ１１０で集束されて光ファイバー２０８内に入り、光サーキュレーター２０４の第２のポートに戻される第２のサンプル光線を形成する。第２のサンプル光線は、光サーキュレーター内で第２のポートから第３のポートへと進み、そこから、光ファイバー２１０によって第１のコリメータ１１２に進む。

また、光ファイバー２２０は、図４ａの実施の形態と同様に、光線スプリッター２０２と第２のコリメータ１１６を接続している。光源１０２から９０対１０の光線スプリッター２０２に伝送された光エネルギーの１０％を有するリファレンス光線は、光ファイバー２２０内に注がれる。第２のコリメータ１１６は、リファレンス光線を反射回折格子１１８へ送る。回折格子１１８は、リファレンス光線に光路差を生じさせ、回折したリファレンス光線をオープンスペースの光線スプリッター１２０へ反射する。前述のように反射回折格子１１８の代わりに透明回折格子１５２を使用することも可能である。第１のコリメータ１１２は、第２のサンプル光線を、リファレンス光線と結合するためにオープンスペース光線スプリッター１２０に方向付ける。

この実施の形態において、第２の光線スプリッター１２０は、５０対５０に近い光線スプリッターである。好ましくは、第２の光線スプリッター１２０は、丁度５０対５０の光線スプリッターである。結合されたサンプル光線とリファレンス光線の２つの光線は、それぞれ第２のサンプル光線の半分のエネルギーとリファレンス光線の半分のエネルギーを有するように形成される。２つのフォト検出器２２４，２２６は、好ましくは多要素フォト検出器であり、各結合光線の経路の途中にそれぞれ１つずつ配置されている。２つのフォト検出器を備えていることにより、５０対５０の光線スプリッター２２２は第２のサンプル光線にエネルギーと情報の損失を生じさせることがない。各共役レンズ２２８，２３０が、各検出器２２４，２２６と第２の光線スプリッター２２２の間に備えられている。各アレイ内の対応する場所に存在する個々の検出器の出力は、アナログ回路要素２２７によって結合される。アナログ回路要素２２７の並列出力は、技術的に知られた方法で画像に加工するために、並列/直列変換器３９８を介してＩＶＵＳコンソール３９６に供給される。２つの検出器は、図４ｂの実施の形態で提供した時と同様に、容易に提供することができる。

好ましくは、第１の光線スプリッター２０２によって、光エネルギーの９０以上がサンプル光線に注がれ、光エネルギーの１０％以下がリファレンス光線に注がれる。多要素フォト検出器２２４，２２６を飽和状態にすることなしに画像を形成するために、サンプル光線を充分に増幅するのに必要な総光エネルギーのみがリファレンス光線に提供されるように、サンプル光線とリファレンス光線に供給される総エネルギーは、ファイバー光スプリッター２０２の特性の選択によって制御される。残りの光はサンプル光線に注がれる。２対９８もしくは１対９９又は他のそのような光線スプリッターを使用することも可能である。

サンプル１１９から戻る第２のサンプル光線を、第１の光線スプリッター２０２を介して戻す代わりに、光サーキュレーター２０４を介して戻すようにすることにより、第２のサンプル光線のかなりの損失を避けることができる。光サーキュレーターにおける損失は、約０．５デシベル（ｄｂ）から約２．２デシベル（ｄｂ）の間（約３７％）である。５０対５０の光線スプリッター２２２における損失は、もしサンプル光線が５０対５０の光線スプリッターを２回通過するとすれば、対照的に、各通過毎に５０％又は７５％である。

検出器２２４，２２６は、同じ波長帯又は異なる波長帯で光を検出するように調節することができる。さらにもう一つの波長帯を検出するようにすれば、スプリッターの使用及び画像のエイリアシングの減少のために有効である。

図６に示す実施の形態において、２つの結合されるサンプル/リファレンス光線は、情報に関連する偏光を含んでいる可能性がある。各光線の途中に偏光フィルターを備えることによって複屈折量が生じる可能性があり、そこでは各フィルターは異なる偏光を有する光の通過を許すことになる。図７において、共役レンズ２２８，２３０と検出器２２４，２２６の間にそれぞれ偏光フィルター２４０，２４２が示されている。検出器は、好ましくは、多要素フォト検出器とする。２つの並列/直列変換器３９８ａ、３９８ｂを、各多要素検出器からの並列の出力を受信するために備えることができる。並列/直列変換器３９８ａ，３９８ｂからの出力は、ＩＶＵＳコンソール３９６に並行な状態で提供される。２つの画像が形成され、比較される。これもまたよく知られているように、空間的な位置と相対的な強度の関数として、各検出器の信号を比較することによって異なった数値が生じるかもしれない。位置に対する強度の変動は、目的とする組織の極性感知領域の兆しである。この実施の形態で使用される光ファイバーは、好ましくは、技術的に知られているように偏光維持（高複屈折）光ファイバーである。光源１０２から発せられる光線を所望の方向に偏光するために、偏光フィルター２４０，２４２の代わりに、隠れ線で示されているように、光源１０２とファイバー光線スプリッター２０２の間に偏光フィルター２４３を配置することも可能である。偏光フィルター２４３の代わりに、第２の光線スプリッター２２２を偏光線スプリッターとすることもできる。図３及び図４の実施の形態のように、単一の検出器を、特別に偏光した光線を検出するために使用することもできる。

偏光フィルターは、同様に、２つの結合された光線が形成される他の干渉計システムに備えることも可能である。たとえば、２つの結合された光線を形成するために、５０対５０の光線スプリッターを、図１に示された”１３３特許”のシステムにおいて、回折格子３２と検出器３４の間に備えることも可能である。それから、複屈折量を導くために、図７のように、第２の検出器、２つの偏光フィルター及び２つの共役レンズを備えることも可能である。

図６の実施の形態における別の例において、図８に示すように第２の光源１０３を備えることもできる。さらに複数の光源を追加することもできる。各光源は、異なった波長の光を放射する。たとえば、第１の光源は８００ナノメータで光を発し、第２の光源は１２００ナノメータの光を発するようにすることができる。第２の光源１０３からの光は、たとえば、波長分割マルチプレクサーによって、光ファイバー１０６内に伝送することができる。検出器２２４、２２６の１つは、第１の光源１０２に対応する波長の検出光に同調させ、そして、他の検出器は、第２の光源１０３に対応する波長の検出光に同調させることができる。仮に３つ以上の光源を備える場合には、各アレイに配置される個々のフォト検出器を、異なる波長帯の検出光に同調させる。図７に示す実施の形態のように、２つの並列/直列変換器３９８ａ、３９８ｂを、ＩＶＵＳコンソール３９６の別々の出力部に備えることができる。各波長帯で画像を形成することができる。各波長帯での干渉模様は、各波長帯における空間的な位置及び光度の関数として比較される。干渉模様の同じ位置における光度の差は、サンプルの波長従属減衰又は吸収を示す。帯域通過フィルターリング、検出器反応及び各”検出チャンネル”のファイバー特性は、所定の波長の使用を最適化するために選択される。

組織の蛍光性は、組織の種類及び組織の成分によって左右されることは知られている。図８における光源の１つは、たとえば、組織内に蛍光を発生させるように、青又は紫外線の波長範囲内とすることができる。検出器２２４，２２６の１つは、紫外、青又はその他の波長帯に同調させることができ、その波長帯においては、目的の組織が、放射された蛍光性の光の強度を検出するために蛍光性が予期されている。

光サーキュレーター２０４を使用する他の実施の形態においては、第１のファイバー光線スプリッター及び第２のファイバー光線スプリッターのいずれもが、５０対５０の光線スプリッターではない。図９のシステム２８０において、第１の光線スプリッター２８２は９５対５の光線スプリッターであり、たとえば光線スプリッターに供給される光エネルギーの９５％がサンプル光線に注がれ（割り当てられ）、５％がリファレンス光線に注がれる（割り当てられる）。第２のオープンスペース光線スプリッター２８４は１０対９０の光線スプリッターであり、たとえば、第２のサンプル光線内の９０％の光エネルギーとリファレンス光線内の１０％以下の光エネルギーが、単一の検出器２８６に向けて結合光線内に注がれる。両光線スプリッター２８２，２８４の特性を変化させることにより、サンプル光線とリファレンス光線の間のエネルギー分配の最適化の自由度を、増加させることができる。図６及び図４ａの実施の形態と同じ部品には、同じ符号を付してある。

本発明の各実施の形態及び従来技術において、サンプルアームから検出器に達する光源エネルギーの理論パーセンテイジを決定するために、検査時のサンプルは、鏡に置き換えることができる。以下に示す表は、図１の従来の干渉計と図４ａ、５及び６の干渉計におけるサンプル、回折格子及び検出器でのサンプル光線とリファレンス光線の光源エネルギーのパーセンテイジを示しており、仮にサンプル光線が鏡に置き換えられた場合である（サンプルとの相互作用による損失を被ること無しに）。

図１の従来技術において、検出器に入射するリファレンス光線の光エネルギーは、光源からの光エネルギーの２５％であり、サンプル光エネルギーよりも高い。検出器の飽和状態を防ぐために、リファレンス光線は抑制する必要がある。図４ａ及び図５の実施の形態では、サンプルアーム内において、光源エネルギーは、５０対５０の光線スプリッターを２回通過することにより７５％減縮し、それから１０対９０の光線スプリッターによって１０％減縮される。リファレンスアーム内において、光源エネルギーは第１の光線スプリッターによって５０％減少し、回折格子によって５０％減縮し、そして第２の光線スプリッターによって９０％減縮する。図６の実施の形態では、サンプルアーム内において、光源エネルギーは９０対１０の光線スプリッターによって１０％減縮し、光サーキュレーターを２回通過することにより３７％減縮する。５０対５０の光線スプリッターによって生じる損失は、サンプル光線の総エネルギーを減少させない。なぜなら、サンプル光線によって両検出器に入射する光の総エネルギーは、光線スプリッターに入射するサンプル光線のエネルギーと同じだからである。リファレンスアーム内において、光は、１０対９０の光線スプリッターによって、光源からの光エネルギーの１０％に減縮し、回折格子によって５０％減縮する。図４ａ、図５及び図６の実施の形態において、検出器に入射するリファレンス光線の初期の光エネルギーの割合は、従来技術よりも格段と低く、サンプル光線における光エネルギーの割合は高い。検出器又は複数の検出器の飽和は、光線スプリッターの特性を適当に選択することにより、簡単に避けることができる。必要ならば、リファレンス光線のエネルギーを、より正確に制御するために、リファレンスアームの途中に濃度フィルターを備えることができる。光源からの光エネルギーの多くは、最もそれが必要とされるサンプル光線に割り当てることができるので、システムにおけるエネルギーの損失を減らすことができる。

図１０は、コリメータ１１６によって放射され、そして入射回折格子１１８によって回折するリファレンス光線Ｒの拡大図であり、図４ａの実施の形態の回折されたリファレンス光線Ｒｄを横切る最大光路差δを示している。サンプルから受信した第２のサンプル光線Ｓは、コリメータ１１２によって放射されていることを示している。第２の光線スプリッター１２０もまた示されている。光路差δは、光線横断面の一側”ａ”における差がほぼ０で、光線横断面の他側”ｂ”における差が最大差δとなるように、回折後のリファレンス光線Ｒｄを横切って段階的に変化する。最大光路差δは、通常は、所望の深度から拡散される光の測定を可能にするように選択される。リファレンス光線及びサンプル光線の光路は、実質的に等しくならなければならないので、光路差は、深度が測定される媒体の屈折率によって変更された第２の第２のサンプル光線Ｓにおける画像の深度に対応する。最大光路差δは、回折後の光線の幅Ｗｄと入射角度αの関数であり、
δ＝Ｗｄ×Sinα． （１）
となる。

深度Δは、最大光路差δの関数である。最大光路差を定義すべく一方向のリファレンス光線路に対する深度を決定するために、二方向のサンプル光線路を採用しているので、深度は最大光路差δの半分となる。深度Δは空気以外の材料内で測定されるので、サンプル部材の屈折係数ηの関数として、
Δ＝δ/２η （２）
となる。

回折格子へのリファレンス光線の入射角度αは、回折格子パラメータｐ（隣り合う溝間の距離）と光の波長λの関数によって表される。回折格子式は、
Sinα＝λ/p． （３）
となる。

また、図１０に示すように、リファレンス光線の幅Ｗrefは、回折後のリファレンス光線Ｒdの幅Ｗdより小さい。好ましくは、回折後のリファレンス光線Ｒdの幅Ｗｄは、第２のサンプル光線Ｓの幅Ｗsと同じである。結合された光線（図示せず）は同じ幅を有している。したがって、リファレンス光線の幅Ｗrefは、好ましくは、
Ｗref＝Ｗs/Cosα． （４）となる。

検出器アレイ又はアレイ群の幅は、結合光線の幅と同じかあるいはやや広くすべきである。好ましくは、サンプルから受信する第２のサンプル光線Ｓを並列（平行）光線に形成する第１のコリメータ１１２は、検出器アレイの面積と同じ面積を有している。

たとえば、もしサンプルが、生物学的な組織（η＝１．３３）であって、測定深度がΔ＝３mmであるとすれば、式（２）から、最大光路差は、δ＝７．９８mmとなる。もし、光源の波長がλ＝８２０mmであって、回折格子パラメータがｐ＝１/８３０mmであるとすれば、式（３）から、角度αは、Sinα＝０．６９７（α＝４４．２°）となる。それから、回折後のリファレンス光線Ｒdの幅Ｗdは、好ましくは、式（１）から、サンプルから受信する第２のサンプル光線の幅Ｗsと同じ、Ｗd＝１１．４５mmとなる。結合光線の幅もまたＷdである。フォト検出器アレイもまた少なくとも１１．４５mmの幅を有している。

上記実施の形態において、光源１０２は、スーパー発光ダイオードのように、低コーヒレンスで、広帯域の光源である。光源のコーヒレンス長は、たとえば、約１５μｍ〜約３０μｍとすることができる。波長は、生物体の組織に使用するためには、約８００〜約１５００ナノメータとすることができる。光源は、約１mmの深度測定に使用するためには、少なくとも約１０mmＷの電力で光を放射すべきである。光源は、約２〜３mmの深度測定に使用するためには、少なくとも約５０mmＷの電力で光を放射すべきである。実施の形態に使用するスーパー発光ダイオードは、ロシアのモスクワのスーパー ルーメ ダイオード 株式会社、または、日本の浜松市の浜松フォトニックス株式会社、固体部門から取得することができる。

検出器は、好ましくは、フォトダイドー度アレイのような、多要素フォト検出器である。たとえば、アバランチェモードフォトダイオードを用いることができる。フォトダイオードアレイは、好ましくは、２５６のダイオードを有する。５１２又はそれ以上のフォトダイオードが好ましい。フォトダイオードアレイは、ニュージャージ プリンストン センサーズ 無限責任会社及び浜松フォトニックス株式会社から取得することができる。電荷結合素子（”ＣＣＤ”）を使用することもできる。

図１１は、図３の画像形成システム３９０で使用する干渉計システム３００のさらに別の実施の形態であり、リファレンス光線に光路差を生じさせるための透明の回折格子として、かつ、周波数変化を生じさせるための変調器としても作用する音響光学変調器（”ＡＯＭ”）３０２を備えている。システムのその他の構成Ｈは、図４ａの実施の形態と同じである。数百ミクロンの奥行きの短い深度のために、たとえば１つのＡＯＭを使用することができる。５００〜１０００μｍの深い奥行きの深度のためにたとえば２つの変調器はを使用することができる。１つのＡＯＭは、また、米国特許Ｎｏ．６，１１４，６４５に示されているように、透明回折格子と一緒に使用することができ、この構成は、ここに記載することにより明細書に組み込まれる。１つのＡＯＭが、ＯＣＴシステムにおける望ましい周波数より高い変調器の周波数を発生させることができ、一方、それぞれ異なる周波数で駆動する直列の２以上のＡＯＭは、所望の周波数を達成するために使用することができる。そのＡＯＭ３０２は、技術的に知られているように、プログラム化が可能な信号発生機によって駆動することができる。

本発明による干渉計システムによって生じる投影された干渉模様は、ほとんど即座に検出器に形成されので、パルス画像形成は、前記説明したいずれの実施の形態においても、実施することができる。パルス画像形成は、高次最大出力と低次平均出力（低次衝撃係数）で使用する場合、安全操作のために低い平均光エネルギーを維持している間に、減衰装置を通すことにより被写界深度の増加を可能にすることができる。レーザーダイオードは、いずれの実施の形態における光源としてもパルスモードで使用することができる。レーザーダイオードは、継続的な操作のために前述のスーパー発光ダイオードを使用する場合に比べ、低コストにすることができる。その理由は、小さなレーザーダイオードは、破壊されることなしに、パルスモードにおいてより広い帯幅で充分な最高出力を発生させることができるからである。

図１２は、図１１の実施の形態のような干渉計システム４００を基礎としたＡＯＭを含んでおり、第１のファイバー光線スプリッター２０２は９０対１０の光線スプリッターであり、第２のオープンスペース光線スプリッター２２２は５０対５０の光線スプリッターである。図６の実施の形態のように、２つのフォト検出器アレイ２２４，２２６が備えられている。干渉計システム４００のフォト検出器アレイ２２４，２２６からの各検出機器の並行出力は、前述のように、アナログ回路構成２２７によって結合される。アナログ回路構成２２７の並行出力は並列/直列変換器３９８内に入力され、該変換器３９８において、並列出力が直列の増幅変調された信号に変換され、該信号は超音波コンソールによって加工処理される。図４ａの実施の形態のように、仮に、１つの検出器のみが備えられているとすれば、アナログ回路構成２２７は必要なく、フォト検出器アレイ１２２の並列出力は、並列/直列変換器３９８に直接伝送される。

並列/直列変換器による直列の信号出力を加工処理するために、コンピュータ４０４を付加的に備えることもできる。直列信号は、そこから、表示用の画像に処理するために入力部４０５を経てＩＶＵＳコンソール３９６に提供される。干渉計システム４００は、光学画像形成が望まれる時に、入力部４０５に選択的に接続することができる。図１２には、また、出力部３９９ａと共に超音波カテーテル３９９が示されている。出力部３９９ａは、入力部４０５、又は超音波画像形成が望まれる時にはＩＶＵＳコンソール３９６の別の入力部４１７に接続される。

サンプルアームの光ファイバー２０８は、回転コネクタ４１０を介してカテーテル４０８内の光ファイバー４０７に接続している。鏡又はプリズム４１２が、前述のように、体腔内の組織に向けてカテーテル外へサンプル光線を反射させるために備えられている。回転コネクタ４１０は、技術的に知られているように、モータによって駆動される。

図１３は、本発明の図４ａの実施の形態において、干渉計カテーテル４０８及びＩＶＵＳコンソール３９６と共に使用する干渉計を内蔵するハウジング４２０を示している。他の実施の形態と共通の部品には、共通の符号を付してある。光源１０２、ファイバー光線スプリッター１０４、光ファイバー１０６、１０８、１１０及び１１４、回折格子１１８、コリメータ１１２，１１６、オープンスペース光線スプリッター１２０、共役レンズ１２４及び多要素検出器１２２が示されている。また、回転コネクタ４１０もまた示されている。ハウジング４２０内には、回転コネクタ４１０及びカテーテル４０８内の光ファイバー４０７を回転させるためのモータ４２２が備えられている。モータコントローラ４２４はモータ４２２の作動を制御する。同様に出力装置４２６が示されている。データ捕捉及び処理ボード４２８が備えられ、ＩＶＵＳコンソール３９６に連結するためにケーブル４３０に電気的に接続している。並列/直列変換器３９８は処理ボードに含めることができる。ハウジングのポート４２８と該ポートに接続するためのカテーテルアダプター４３０も同様に示されている。

上述のように、ここに記載した干渉計システムのいかなる実施の形態においても、多要素フォト検出器を使用している他のファイバー光学又は非ファイバー光学ＯＣＴシステムと同様に、画像形成システム３９０に使用することができる。

多要素フォト検出器を使用することが好ましいが、結合光線の幅が検出器を横切って移動する場合又は検出器が結合光線の幅を横切る場合には、単一のフォト検出器を使用することも可能である。

使用することができる別の干渉計システムとしては、米国特許出願第０９/９０６，９０３号，周波数変調信号を利用して電気的に走査される光干渉性断層撮影、２００１年７月１６日出願、に記載されており、該出願は、本発明の譲受人に譲渡されると共にここに記載することによって組み入れられている。そこで、干渉計は、単一要素検出器を使用しており、画像深度情報は、異なった深度にそれぞれ対応する複数の変調周波数によって伝送される。検出器によって出力されて信号内の画像深度情報は、希望の周波数に同調させることによって決定されることができる。単一要素検出器を備えた干渉計をＩＶＵＳコンソールに接続するためのインターフェイスも開示されている。

別の例として、揺動型鏡又は他のそのような反射機を、サンプル深度を走査するために使用することもできる。たとえば、米国特許Ｎｏ．６,１３４，００３号、米国特許Ｎｏ．６,１１１，６４５、米国特許Ｎｏ．５,４５９，５７０、米国特許Ｎｏ．５,３２１，５０１及び１９９８年９月１１日に公開された国際公開Ｎｏ．ＷＯ/９８/３８９０７に記載されているような干渉計であり、そのような干渉計は、ここで記載することにより組み入れられ、’９０３の出願に開示されたインターフェイス又は他のそのようなインターフェイスを備えた画像形成システムに使用することができる。

前述したように、たとえば、胃腸管内に挿入するための内視鏡にサンプルアームを組み込むことも可能である。サンプルアームは、また、目のような外側の生物体組織又は他の種類のサンプルを検査するために、その先端に、半導体のような探針を備えることもできる。

前述の好ましい実施の形態は、体腔内部又は臓器の生物学的組織のような、内部の生物的組織を検査するためにファイバー光を用いて実施しているが、本発明の実施の形態は、集合レンズ又は他の光学的部品を用いて実施することも可能である。ファイバー光を用いないで実施する場合においては、光源と第１の光線スプリッターの間に１つのコリメータを備えることが好ましい。

多要素フォト検出器アレイを使用することが好ましいが、単一要素の検出器を使用することも可能であり、この場合、結合光線の幅は、検出器を横切って移動できるものであるか、あるいは、検出器が結合光線の幅を横切って移動できるものである。

フォーカスレンズ、第１及び第２のコリメータ及び１つ又は２つの共役レンズを使用することもまた好ましいが、必須の要件ではない。

以上、本発明の色々な実施の形態を述べたが、口述する請求項の範囲及びそれらに関連する内容によって定義される本発明の精神及び範囲を超えることなく、当業者において変更することができるのは明白である。

従来のＯＣＴシステムの概略図である。 別の従来のＯＣＴシステムの概略図である。 本発明の一実施の形態にしたがって、超音波コンソールに接続された干渉計システムの概略図である。 本発明の別の実施の形態にしたがった光ファイバー干渉計システムに基づく回折格子の概略図である。 図４ａのシステムと同様な配置の回折格子に基づく干渉計システムであって、２つのスプリッターが５０対５０のスプリッターである干渉システムの概略図である。 図４ａのシステムと同様な配置の回折格子に基づく干渉計システムであって、回折格子が透明な回折格子である干渉計システムの概略図である。 光サーキュレーターと、第１の、非５０対５０のスプリッターを含む本発明の別の実施の形態の概略図である。 情報に関する偏光の検出に用いる偏光フィルターを含む図６のシステムの概略図である。 複数の光源を含む図６のシステムの概略図である。 光サーキュレーターと、２つの非５０対５０のスプリッターを含む図６のシステムの概略図である。 回折格子によって回折され、時間遅れを示すリファレンス光線の拡大図である。 音響光学変調器（ＡＯＭ）が、時間遅れを導入する透明な回折格子として、かつ、変調器としても利用される別の実施形態による干渉計システムの概略図である。 図１１の実施形態のように、超音波コンソールに接続された、音響光学変調器（ＡＯＭ）に基づく干渉計システムの概略図である。 図４ａの実施の形態による干渉計システムであり、ハウジング内に回折格子と超音波コンソールを含んでいる干渉計システムの概略図である。

Claims (40)

1. 入力部を有する超音波コンソールと、該超音波コンソールにデータを提供するために超音波プロセッサーの前記入力部に接続する出力部を有する検出器を備えた干渉計とを、備えた画像形成システムにおいて、
   超音波コンソールは、干渉計から提供されるデータを、表示用の画像を形成するために処理する画像形成システム。
2. 超音波コンソールの入力部と前記検出器の出力部とは、選択的に接続されるようになっている請求項１記載の画像形成システム。
3. 超音波コンソールの入力部に選択的に接続する出力部を有する超音波装置を、さらに備えた請求項２記載の画像形成システム。
4. 超音波コンソールは第２の入力部を有し、さらにシステムは、第２の入力部に接続する出力部を有する超音波装置を備えている請求項１記載の画像形成システム。
5. 干渉計はカテーテルを備えている請求項１記載の画像形成システム。
6. 超音波装置はカテーテルを備えている請求項３記載の画像形成システム。
7. 検出器は複数の並列出力部を有する多要素フォト検出器であり、
   システムはさらに、検出器の出力部と超音波コンソールの入力部との間に電気的に接続された並列/直列変換器を備えており、
   該並列/直列変換器は、検出器の複数の出力部にそれぞれ接続する複数の入力部を有し、検出器の複数の出力部による並列データ出力を、直列データに変換するようになっており、
   また、前記並列/直列変換器は、画像を形成する超音波コンソールに直列データを提供するために、超音波コンソールの入力部に接続する出力部を有している、
   請求項１記載の画像形成システム。
8. 超音波コンソールはアナログの直列データを処理するようになっており、
   並列/直列変換器は、アナログの直列データを超音波コンソールに提供できるようになっている請求項７記載の画像形成システム。
9. 超音波コンソールは、ディジタルの直列データを処理するようになっており、
   並列/直列変換器は、ディジタルの直列データを超音波コンソールに提供するようになっている請求項７記載の画像形成システム。
10. 干渉計は、２つの多要素フォト検出器を備え、各多要素フォト検出器は、並列/直列変換器に接続される複数の並列出力部を備えている請求項７記載の画像形成システム。
11. 干渉計は、
    光源と、
    光源の光からサンプル光線とリファレンス光線を作り出す手段と、
    サンプルにサンプル光線を伝送する手段と、
    サンプルから受信する第２のサンプル光線とリファレンス光線のうち少なくとも１つに時間遅れを生じさせる手段と、
    第２のサンプル光線をリファレンス光線に結合することにより、検出器によって検出され結合光線を形成する手段とを、
    備えている請求項１記載の画像形成システム。
12. 第２のサンプル光線とリファレンス光線を結合する手段は、光線スプリッターである請求項１１記載の画像形成システム。
13. 時間遅れを生じさせる手段と、第２のサンプル光線とリファレンス光線とを結合する手段とは、回折格子である請求項１１記載の画像形成システム。
14. 時間遅れを生じさせる手段は、リファレンス光線に時間遅れを生じさせる回折格子であり、
    第２のサンプル光線とリファレンス光線を結合する手段は、光線スプリッターである請求項１１記載の画像形成システム。
15. サンプル光線とリファレンス光線を形成する手段は、第１の光線スプリッターであり、
    第２のサンプル光線とリファレンス光線を結合する手段は、第２の光線スプリッターである請求項１１記載の画像形成システム。
16. 干渉計は、
    低コーヒレンス光源と、
    光源に接続すると共に光源の光からサンプル光線とリファレンス光線に分割する第１の光線スプリッターと、
    第１の光線スプリッターに接続し、第１の光線スプリッターからリファレンス光線を受信して、該リファレンス光線を回折する回折格子と、
    サンプルからの第２のサンプル光線を受信するように位置決めされると共に回折格子に接続する第２の光線スプリッターであって、回折されたリファレンス光線を受信し、前記第２のサンプル光線と回折されたリファレンス光線を結合して結合光線を形成する第２の光線スプリッターと、
    第２の光線スプリッターからの結合光線を受信するように位置決めされた検出器を、
    備えている請求項１記載の画像形成システム。
17. 第１の光線スプリッターと第２の光線スプリッターの少なくとも１つは、５０対５０の光線スプリッターである請求項１６記載の画像形成システム。
18. 第１の光線スプリッターはほぼ５０対５０の光線スプリッターであり、
    第２の光線スプリッターは、第２のサンプル光線内の半分よりも大きな光エネルギーを結合光線内に注ぐと共に、リファレンス光線内の半分よりも小さい光エネルギーを結合光線内に注ぐ請求項１７記載の画像形成システム。
19. 第２の光線スプリッターは、実質的に、第２のサンプル光線内の半分よりも大きな光エネルギーを結合光線内に注ぐと共に、実質的に、リファレンス光線内の半分よりも小さいエネルギーを結合光線内に注ぐ請求項１７記載の画像形成システム。
20. 回折格子は、反射式回折格子、透明式回折格子又は音響光学変調器である請求項１９記載の画像形成システム。
21. 前記検出器は複数の並列出力部を有する多要素フォト検出器であり、
    システムはさらに、
    検出器の出力部と超音波コンソールの入力部との間に電気的に接続される並列/直列変換器を備えており、
    並列/直列変換器は、検出器の複数の出力部にそれぞれ接続する複数の入力部を有し、検出器の複数の出力部による並列データ出力を、直列データに変換するようになっており、
    また、並列/直列変換器は、画像を形成する超音波コンソールに直列データを提供するために、超音波コンソールの入力部に接続する出力部を有している、
    画像形成システム。
22. 第１の光線スプリッターは、光源から受信した光の半分のエネルギーよりも大きなエネルギーをサンプル光線内に注ぐと共に、光源から受信した光の半分のエネルギーよりも少小さいエネルギーをリファレンス光線に注ぐようになっている請求項１７記載の画像形成システム。
23. 光サーキュレーターを備え、該光サーキュレーターを通してサンプル光線がサンプルに注がれ、第２のサンプル光線は前記光サーキュレーターを通して第２の光線スプリッターに注がれる請求項２２記載の画像形成システム。
24. 第２の光線スプリッターは、光源から受信する光エネルギーの実質的に半分より大きいエネルギーをサンプル光線に注ぎ、光源から受信する光エネルギーの実質的に半分より少ないエネルギーをリファレンス光線に注ぐ請求項２３記載の画像形成システム。
25. 第２の光線スプリッターは、ほぼ５０対５０の光線スプリッターであり、第２のサンプル光線とリファレンス光線は、第２の光線スプリッター内で結合されて第１及び第２の結合光線を形成し、該第１の光線は第１の検出器によって検出される請求項２４記載の画像形成システム。
26. 第１及び第２の検出器は、複数の並列出力部を有する多要素フォト検出器であり、
    システムはさらに、
    検出器の出力部と超音波コンソールの入力部との間に電気的に接続される並列/直列変換器を備えており、
    並列/直列変換器は、検出器の複数の出力部にそれぞれ接続する複数の入力部を有し、検出器の複数の出力部による並列データ出力を、直列データに変換するようになっており、
    また、並列/直列変換器は、画像を形成する超音波コンソールに直列データを提供するために、超音波コンソールの入力部に接続する出力部を有している、
    請求項２５記載の画像形成システム。
27. サンプル光線をサンプルに集束すると共に、第２のサンプル光線を集束するフォーカスレンズを備えた請求項１６記載の画像形成システム。
28. 入力部を有する超音波コンソールと、干渉計を備えた画像形成システムにおいて、
    干渉計は、
    低コーヒレンス光源と、
    第１のファイバー光線スプリッターと、
    前記光源を第１のファイバー光線スプリッターに光学的に接続する第１の光路と、
    第１の光線スプリッターをサンプルに接続すると共にサンプルからの第２の光線を第１の光線スプリッターに接続する第２の光路と、
    第２の光線スプリッターと、
    第１の光線スプリッターを第２の光線スプリッターに接続して、少なくとも部分的にも、第１の光線スプリッターから第２の光線スプリッターに、第２のサンプル光線を伝送する第３の光路と、
    回折格子と、
    第１の光線スプリッターを回折格子に接続して少なくとも部分的にも、回折格子にリファレンス光線を伝送する第４の光路とを備えており、
    前記第２の光線スプリッターは、回折されたリファレンス光線を受信できるように位置決めされ、リファレンス光線と第２のサンプル光線を第２の光線スプリッター内で結合し結合光線を形成するようになっており、
    そして、複数の並列出力部を有する多要素フォト検出器を備え、該多要素フォト検出器は、結合光線を受信するように位置決めされており、
    さらにシステムは、
    検出器の複数の出力部にそれぞれ接続する複数の入力部を有する並列/直列変換器を備え、検出器の複数の出力部による並列データ出力を、直列データに変換するようになっており、
    また、並列/直列変換器は、画像を形成する超音波コンソールに直列データを提供するために、超音波コンソールの入力部に接続する出力部を有している、
    画像形成システム。
29. 第１の光線スプリッターは、ほぼ５０対５０の光線スプリッターであり、
    第２の光線スプリッターは光源から受信する光のエネルギーの半分より大きいエネルギーをサンプル光線に注ぎ、光源から受信する光の半分より小さい光のエネルギーをリファレンス光線に注ぐ請求項２８記載の画像形成システム。
30. カテーテルと該カテーテル内の光ファイバーを備え、
    第２の光路はカテーテル内で光ファイバーに光学的に接続している請求項２９記載の画像形成システム。
31. フォーカスレンズを備え、第２の光路が第１の光線スプリッターをフォーカスレンズに光学的に接続し、フォーカスレンズは、サンプル光線をサンプルに集束すると共に第２のサンプル光線を集束している請求項２８記載の画像形成システム。
32. 入力部を有する超音波コンソールと、干渉計を備えた画像形成システムにおいて、
    干渉計は、
    低コーヒレンス光源と、
    第１のファイバー光線スプリッターと、
    光源から受信する光を第１の光線スプリッターによってサンプル光線とリファレンス光線に分割するように、光源を第１の光線スプリッターに接続する第１の光ファイバーと、
    第１のポート、第２のポート及び第３のポートを有する光サーキュレーターであって、第１ポートに入力する光が第２のポートを経て光サーキュレーターから出力すると共に、第２ポートに入る光が第３のポートを経て光サーキュラー外に出て行く光サーキュレーターと、
    第１の光線スプリッターを光サーキュレーターの第１のポートに光学的に接続する第２の光ファイバーと、
    光サーキュレーターの第２のポートを光学的にサンプルに接続すると共に、サンプルからの第２のサンプル光線を光学的に第２のポートに接続する第３の光ファイバーと、
    第２の光線スプリッターと、
    光サーキュレーターの第３のポートを第２の光線スプリッターに光学的に接続する第４の光ファイバーであって、少なくとも部分的にも、第４の光ファイバーが、第３のポートから第２のサンプル光線を第２の光線スプリッターに伝送する第４の光ファイバーと、
    回折格子と、
    第１の光線スプリッターを回折格子に接続して少なくとも部分的にも、回折格子にリファレンス光線を伝送する第５の光ファイバーとを、
    備えており、
    前記第２の光線スプリッターは、回折されたリファレンス光線を受信できるように位置決めされ、リファレンス光線と第２のサンプル光線を第２の光線スプリッター内で結合し結合光線を形成するようになっており、
    そして、複数の並列出力部を有すると共に、結合光線を受信するように位置決めされた多要素フォト検出器を備え、
    さらにシステムは、
    検出器の複数の出力部にそれぞれ接続する複数の入力部を有する並列/直列変換器を備え、検出器の複数の出力部による並列データ出力を、直列データに変換するようになっており、
    また、前記並列/直列変換器は、画像を形成する超音波コンソールに直列データを提供するために、超音波コンソールの入力部に接続する出力部を有している、
    画像形成システム。
33. 光源から受信する光はエネルギーを有しており、第１の光線スプリッターは、その光を、光のエネルギーの半分よりも大きいエネルギーを有するサンプル光線と、光のエネルギーの半分よりも小さいエネルギーのリファレンス光線とに分割する請求項３２記載の画像形成システム。
34. 第２の光線スプリッターは、ほぼ５０対５０の光線スプリッターであり、第２のサンプル光線とリファレンス光線は、第２の光線スプリッター内で結合されて第１及び第２の結合光線を形成し、該第１の光線は第１の多要素フォト検出器によって受信され、
    そして干渉計は、第２の光線スプリッターからの第２の結合光線を受信するように位置決めされ、第２の多要素フォト検出器は並列/直列変換器に接続される複数の並列出力部を備えている請求項３３記載の画像形成システム。
35. カテーテルとカテーテル内の光ファイバーを備え、第３の光ファイバーがカテーテル内の光ファイバーに光学的に接続している請求項３４記載の画像形成システム。
36. カテーテルとカテーテル内の光ファイバーを備え、第３の光ファイバーがカテーテル内の光ファイバーに光学的に接続している請求項３２記載の画像形成システム。
37. 第３の光ファイバーからのサンプル光線をサンプルに集束すると共に、第３の光ファインバーに第２のサンプル光線を集束するフォーカスレンズを備えた請求項３２記載の画像形成システム。
38. 干渉計からのデータを、超音波プロセッサーによって表示用の画像に処理する工程からなる表面を分析する方法。
39. 干渉計によってサンプル光線とリファレンス光線を形成することと、
    サンプル光線を表面に伝送することと、
    表面から受信した光をリファレンス光線と結合して結合光線を形成することと、
    複数の並列電気信号を出力するために多要素検出器により前記結合光線を検出することと、
    処理された並列信号を直列信号に変換することと、
    直列信号を画像に処理するために超音波プロセッサーに提供すること、
    の各ステップを備えた請求項３８記載の表面を分析する方法。
40. 前記処理ステップの前に干渉計を超音波コンソールに接続することと、
    前記処理後に干渉計を超音波コンソールから取り外すことと、
    超音波装置を超音波コンソールに接続することを備えた請求項３９記載の方法。

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