JP2024516068A - 光ファイバアダプタ付き口腔内光干渉断層撮影スキャナ - Google Patents

Abstract

サンプルを画像化するための光干渉断層撮影スキャナは、一定の範囲の波長を有する走査光を生成するように構成された波長調節可能光源、走査ヘッド、及び走査ヘッドの間で光を伝送する１つ以上の光チャネルとを有する走査プローブを有する。各チャネルには、走査光をサンプルに伝送し、散乱及び後方反射光をサンプルから検出器に伝送するための光ファイバを含むサンプルアームと、波長調節可能光源からの基準光を伝送するための光ファイバを含む基準アームと、サンプルアームまたは基準アームの光路の距離を定める光ファイバまたはファイバシステムと、サンプルアームからの光と伝送された基準光との組み合わされた光に応じて出力信号を生成する検出器と、検出器出力信号に従ってデジタルデータを生成し、生成されたデジタルデータをコンピュータに通信するためのデジタイザとを有する。【選択図】図１１Ｄ

Description

本開示は、概して手持ち式の口腔内光干渉断層撮影（ＯＣＴ）画像化に関し、より詳細には、手持ち式の口腔内ＯＣＴ画像化システムのよりコンパクトな設計のための装置及び方法に関する。

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）は、干渉原理を利用してサンプルの深さの構造を特徴付ける高解像度の断面断層撮影画像を取得する非侵襲的画像化技術である。ＯＣＴは特に人間の組織のインビボ画像化に適しており、眼科、皮膚科、腫瘍学、その他の分野、例えば、耳鼻咽喉科（ＥＮＴ）、歯科画像化などの幅広い生物医学研究や医療用画像化用途でその有用性が示されている。

ＯＣＴは、生体組織内からの反射エネルギーを画像化して断面データを取得する「光超音波」の一種として説明されている。ＯＣＴ画像化システムでは、スーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）またはその他の光源などの広帯域光源からの光は、基準アームまたは既知の光路の長さの経路と、サンプルアームまたは研究中の組織または他の対象を照明する経路という２つの異なる光路に沿って方向付けられる。基準アームとサンプルアームからの反射光及び後方散乱光は、次いでＯＣＴ装置において再結合され、干渉効果を利用してサンプルの表面及び表面近傍の基礎構造の特性を判定する。干渉データは、サンプル全体でイルミネーションを素早く走査することで取得できる。ＯＣＴ装置は、サンプルの表面に沿った数千の点のそれぞれで干渉プロファイルを取得する。このプロファイルは、主に光源の干渉の要素である材料の中に至る軸方向の深さに関するＡスキャンを再構成するために使用できる。ほとんどの組織画像化の適用で、ＯＣＴは広帯域照明源を使用し、最大数ミリメートル（ｍｍ）の深さで画像コンテンツを提示できる。

口腔内画像化の問題に適用されている様々な技術及びアプローチには重大な制限がある。カメラとスキャナのサイズとフォームファクターの制約、及び口腔内画像化環境の限られたスペース要件により、口腔内表面を正確に特徴付けることが困難になる。個々の表面特徴に正確に焦点を合わせること、適切な解像度と焦点で患者の歯列の広い領域の画像コンテンツを提供すること、及び診断目的に十分な照明を提供することが困難である場合がある。

歯及び他の口腔内構造の正確な画像化は、流体の影響により損なわれる可能性がある。歯の上や周囲に溜まり得る水、唾液、血液、その他の液体は、ＯＣＴや反射画像化システムに困難を生じる可能性がある。一部の照明装置では、投影光の一部のみが歯の表面、サンプルＳに当たる。同様に、歯の表面からの後方散乱光は、流体と空気の界面で再び屈折し、別の角度でカメラにとらえられる。投影ビーム及びとらえられた光ビームの戻り光線追跡は、画像化システム側にシフトする交点を位置特定し、画像の歪みを発生させる。

寸法の不正確さに加えて、口内の液体からの反射が、高い反射水準により飽和した、画像における輝く斑点を生じる可能性がある。口腔内画像化で特に顕著であり得るさらにその他の問題は、狭いスペースの制約、曇り、血液／唾液／水による湿り、歯の半透明性、歯肉／頬／舌による高いレベルの光の吸収と散乱、及び患者の咽頭反射などを含む。このような理由で、口腔内画像化は、操作、環境、及び画質に関して、他の大半の生物医学画像化用途で遭遇する問題を越えた、考慮すべき難題を提起する。

従来のＯＣＴシステムは、干渉計のアーキテクチャを適応させ、これは通常、サンプリングアームと基準アームへの光及びそれらからの光を方向付けるための、１つ以上のファイバカプラ、ファイバサーキュレータ、レンズ、ミラーなどのファイバベース及びフリースペースの光学系と機械コンポーネントとの両方からなる。信頼性が高く正確な干渉信号を取得するには、サンプリングアームと基準アームの光路を正確に一致させる必要がある。調整可能な機械式基準アームは、最適な光路の長さを達成するためによく使用されている。しかし、この要件は、次のことを含むいくつかの固有の困難を呈する。
（ｉ）走査装置のサイズ、重量、及びコストを増加させる。調整可能な機械式基準アームでは、多くの場合、複数の光学マウント、並進ステージ、キネマティックマウント、及び光学コンポーネントが使用される。ミラーまたはレンズ要素の汚染を防ぐために、光学システムは、特別に設計された筐体を頻繁に必要とし、システムのコスト、重量、体積をさらに追加し、臨床用または歯科用の椅子の設定との不良な適合をもたらす。
（ｉｉ）振動や機械的ドリフトに対する感度。基準アームは頻繁に、フリースペースのファイバカプラを含む多数のコンポーネントを含んでいるので、これは環境的な振動への感度が極めて高い場合がある。温度の変化によっても基準アームに機械的ドリフトが発生し、画質が損なわれる可能性がある。
（ｉｉｉ）メンテナンスとダウンタイムのコストが高い。高いファイバ結合効率を維持するには、毎年または毎月などの定期的な再調整が必要になることがよくある。この種の調整は専門家が行う必要があることが多く、メンテナンスのコストとダウンタイムのコストが増加する。
（ｉｖ）製造コストの増加。高いファイバ結合効率を実現するには、基準アームを調節するための特別な調節を実行する必要があり、最終的な組み立てと試験に必要な時間を延長させる。
（ｖ）基準アームの挿入損失が高い。従来のフリースペース基準アームは、フリースペースのファイバカプラの結合効率が低いため、多くの場合、挿入損失が高くなる。

これらの問題は、複数の走査チャネルを使用するＯＣＴ走査デバイスで一層複雑になる。サイズとコストを削減し、機械的ドリフトと感度の原因を排除するよう促す改良は、ＯＣＴ画像化をより使いやすく、堅牢で、また手頃な価格にするために有益である。

本開示の目的は、口腔内ＯＣＴ画像化の技術を進歩させることである。本開示の実施形態は、特に、ＯＣＴ干渉計コンポーネントの光路の長さを調整するための改善された方法の必要性に対処する。

本願の別の目的は、関連する技術における少なくとも前述及び他の欠陥に全体的または部分的に対処することである。

少なくとも本明細書に記載の利点を、全体的または部分的に提供することは、本願の関連する目的である。

これらの目的は、例示的な例としてのみ示されており、そのような目的は、本願の１つ以上の実施形態の例であり得る。開示された方法によって本質的に達成される他の望ましい目的及び利点が当業者に生じるか、または明らかになり得る。本発明は、添付の特許請求の範囲によって定義される。

本開示の一態様によれば、サンプルを画像化するための光干渉断層撮影スキャナが提供され、光干渉断層撮影スキャナは、
ａ）一定の範囲の波長を有する走査光を生成するように構成された波長調節可能光源、
ｂ）走査ヘッド、及び走査ヘッドの間で光を伝送する１つ以上の光チャネルとを有する走査プローブであって、各チャネルが、
（ｉ）走査光をサンプルに伝送し、散乱及び後方反射光をサンプルから検出器に伝送するための光ファイバを含むサンプルアームと、
（ｉｉ）波長調節可能光源からの基準光を伝送するための光ファイバを含む基準アームと、
（ｉｉｉ）サンプルアームまたは基準アームの光路の距離を定める光ファイバまたはファイバシステムと、
（ｉｖ）サンプルアームからの光と伝送された基準光との組み合わされた光に応じて出力信号を生成する検出器と、
を備える走査プローブ、及び
ｃ）検出器出力信号に従ってデジタルデータを生成し、生成されたデジタルデータを格納または表示のためにコンピュータに通信するために通電可能なデジタイザ、を備える。

上述したこと及び本発明の他の目的、特徴、及び利点は、付属の図面において図示されるように、以下の本開示の実施形態のより具体的な説明から明白となろう。

図面の要素は、互いに関連して必ずしも原寸に比例していない。

本開示の実施形態による例示的な掃引源ＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ）装置を示す概略図である。

Ｂスキャンを取得するための走査の動作の概略図を示す。

Ｃスキャンを取得するためのＯＣＴ走査パターンを示す。

複数のチャネルを有する本開示の高速口腔内ＯＣＴシステムを示す概略図である。

各チャネルからの光をコリメートし、集束し、走査するコンポーネントを示す概略図である。

画像化されたサンプルを見るための追加のカメラを備えたチャネルを示す概略図である。

複数のチャネルから出力ビームを発するために一次元アレイを使用する装置の概略図を示す。

複数のチャネルから出力ビームを発するために二次元アレイを使用する装置の概略図を示す。

異なる深さで複数のチャネルを走査するための装置を示す概略図である。

各サンプルアームに対して異なる光学的な長さを有する複数のチャネルを走査するための装置を示す概略図である。

関心領域を走査するためのファイバアレイ及び光スイッチングの使用を示す概略図である。

ファイバ基準アームを有するＯＣＴスキャナを示す概略図である。

代替実施形態におけるファイバ基準アームを有するＯＣＴスキャナを示す概略図である。

マルチチャネルシステムにおけるファイバアダプタの使用を示す概略図である。

ＯＣＴ画像化の基準アームを設けている光ファイバを示す。

基準アームＯＰＤを定めるためにファイバフェルールを使用する実施形態を示す。

２つのフェルールを備えたスリーブ付き構成の使用を示している。

ＯＰＤを調整するためのファイバのテーパ加工の方法を示す。

コネクタまたはフェルールを使用しない実施形態のテーパ加工を示す。

ＯＰＤを調整するためにファイバストレッチャを使用する実施形態を示す。

プローブ及び外部レーザ、検出器、及びデジタイザを備えたＯＣＴシステムを示す概略図である。

検出器を収容するプローブ、及び外部レーザとデジタイザを備えたＯＣＴシステムを示す概略図である。

検出器及びデジタイザを収容し、外部レーザを有するプローブを備えたＯＣＴシステムを示す概略図である。

レーザ、検出器、及びデジタイザを収容するプローブを備えたＯＣＴシステムを示す概略図である。

以下は、例示的実施形態の詳細な説明であり、図面について参照がなされ、同一の参照符号はいくつかの図のそれぞれにおける構造の同一の要素を特定する。

本開示の文脈で使用される場合、他に指定がなければ、「第１の」「第２の」などの用語は、いずれかの順序、連続性、または優先関係を意味する必要があるわけではなく、単純に、１つのステップ、要素、または要素の組を、別のものとより明確に区別するために使用される。

一般的な用語「スキャナ」は、光学システムに関し、それは、通電可能で、表面のＯＣＴ画像化に使用される基準アームからの光との干渉を測定するために、サンプルアームを通して歯の表面に方向付けられ、サンプルアームにおいて戻される反射光及び散乱光として取得される広帯域近赤外（ＢＮＩＲ）光などの光の走査された光ビームを投影する。「スキャナ」という用語はまた、作動可能なＭＥＭＳミラーまたはミラーアレイなどの、作動可能なＭＥＭＳ（微小電気機械システム）スキャナなどの走査光学素子を指すことができる。「ラスタースキャナ」という用語は、後でより詳細に説明するように、サンプルに沿って均一に間隔をあけた位置に向かって光を順次走査するハードウェアコンポーネントの組み合わせに関する。

本開示の文脈において、「画像化範囲」という語句は、有効な距離（一般に、ｚ軸またはＡスキャン方向で考えられる）に関係し、それに対して、ＯＣＴ測定が可能である。ＯＣＴビームは、画像化範囲全体にわたって焦点の内部にあると見なされる。画像の深度は画像化範囲に関係するが、サンプルの歯やその他の組織を通る信号の透過に関連する追加の要素もある。

例として、図１の簡略化した概略図は、あるタイプのＯＣＴ装置、ここでは従来式の掃引源ＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ）装置１００の構成要素を示し、レーザ、スーパールミネッセント発光ダイオード（ＬＥＤ）、スーパーコンティニューム光源、またはその他のタイプの広帯域光源であってよい、調節されたレーザ源５０の一部である波長フィルタ１０によって備えられる波長調節可能光源を備えたマッハツェンダ干渉計（ＭＺＩ）システムを使用している。例えば、口腔内ＯＣＴの場合、レーザ５０は、約４００～１６００ｎｍの波長に対応する周波数の範囲（波数ｋで表される）にわたって調節可能であり得る。本開示の実施形態によれば、約１３００ｎｍを中心とする約６０ｎｍの帯域幅の調節可能な範囲が、口腔内ＯＣＴに使用される。

図１のデバイスにおいて、可変調節レーザ５０の出力は、カプラ３８を通ってサンプルアーム４０及び基準アーム４２に進む。サンプルアーム４０の信号はサーキュレータ４４を通過し、ハンドピースまたはプローブ４６からのサンプルＳの画像化のために方向付けられる。サンプリングされた信号は、サーキュレータ４４を介して戻され、カプラ５８を介して検出器６０に方向付けられる。基準アーム４２の信号は、ミラーまたは光ガイドであり得る基準３４によって、カプラ５８を介して検出器６０に方向付けられる。検出器６０は、コモンモードノイズをキャンセルするように構成されたバランス型光検出器のペアを使用してもよい。

制御ロジックプロセッサ（制御処理ユニットＣＰＵ）７０は、調節されたレーザ５０及びそのプログラマブルフィルタ１０、ならびに検出器６０と信号で通信する。プロセッサ７０は、プローブ４６の走査機能を制御し、走査信号に対する線形応答を得るためにいずれかの必要な較正データを格納することができる。プロセッサ７０は、検出器６０からの出力を取得して処理する。ＣＰＵ７０はまた、コマンド入力及びＯＣＴの結果の表示のためにディスプレイ７２と信号で通信する。

図１の掃引ソースアーキテクチャは、構成の一例にすぎず、干渉計のコンポーネントが掃引光源ＯＣＴの画像化をもたらすために配置できる方法は数多くあることに留意されたい。

ＯＣＴシステムにおいてより高い画像取得速度を得るために提案された戦略の中には、単に高掃引速度の波長可変光源を使用することがある。ただし、背景のセクションですでに注目したように、問題はさらに複雑であり、より高速な掃引速度で動作させようとするとコストが増加し、診断上の利点とＯＣＴの画像コンテンツの全体的な質に関して失望させる結果が生じる可能性がある。

さらなる背景として、図２Ａ及び２Ｂは、プローブ４６によって実行されるＯＣＴ走査パターンの概要を示す。走査シーケンスの各ポイントで、ＯＣＴデバイスはＡスキャンを実行する。その後、Ａスキャンが線形に連続すると、Ｂスキャンを形成し、それは、図示するように、ｘ軸方向に対応する。次いで、行で並んで連続するＢスキャンが、Ｃスキャンを形成し、サンプルＳの３ＤのＯＣＴ画像コンテンツを提供する。

図２Ａは、各Ａスキャンの間に取得された情報を概略的に示す。図示している例では、各Ｂスキャン画像を取得するための走査信号には２つの直線のセクションがあり、走査ミラーがサンプリングビームを開始位置から終了位置まで方向付けるように駆動される走査部分９２と、走査ミラーがその開始位置に戻る逆走査９３がある。ＤＣ信号のコンテンツが除去されて示されている干渉信号８８は、各点８２の時間間隔にわたって取得され、信号は掃引に必要な時間間隔の関数であり、取得される信号は、干渉計（図１）の基準アームとフィードバックサンプルアームからの光を結合することによって生成されるスペクトル干渉縞を示す。フーリエ変換ＦＦＴは、Ａスキャンのたびに変換Ｔを生成する。Ａスキャンに対応する１つの変換信号が図２Ａに例として示されている。

上記の説明から、かなりの量のデータが１回のＢスキャンシーケンスで収集されることが理解できる。このデータを効率的に処理するために、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）が使用され、時間ベースの信号データを、画像コンテンツをより容易に生成できる対応する周波数ベースのデータに変換する。

フーリエドメインＯＣＴでは、Ａスキャンは深さ（ｚ軸）分解のＯＣＴ信号のラインを生成するスペクトルの取得の１本のラインに対応する。Ｂスキャンデータは、対応する走査線に沿って２ＤのＯＣＴ画像を生成する。

ラスター走査は、ラスタースキャナ９０の取得をＣスキャン（ｙ軸）方向に増分することによって複数のＢスキャンデータを取得するために使用される。このことは図２Ｂに概略的に示されており、これは、３Ｄのボリュームの情報がＡ、Ｂ、及びＣスキャンのデータを使用してどのように生成されるかを示している。

各Ａスキャン点８２で使用される波長または周波数掃引シーケンスは、通常使用される昇順または降順の波長シーケンスから修正することができる。任意の波長シーケンスを交互に使用できる。ＯＣＴのいくつかの特定の実施態様で有用であり得る任意の波長シーケンスの場合、利用可能な波長の一部のみが各掃引の結果として与えられる。任意の波長シーケンスでは、各波長を任意の連続する順序でランダムに選択して、単一の掃引の間にＯＣＴシステムで使用することができる。Ａスキャン点８２は、ｘ軸に関して互いに均一な間隔を置くことができ、任意のＢスキャン画像に沿った隣接点８２間のｘ軸の距離を実質的に等しいものにする。同様に、各Ｂスキャンの走査点８２のライン間の距離は、ｙ軸に関して均一であり得る。ｘ軸の間隔はｙ軸の間隔と異なる場合がある。あるいは、走査面のこれらの直交軸に沿った間隔は等しくてもよい。

従来のＯＣＴアプローチの場合、画像取得速度は、掃引速度とデジタイザの能力の要素に関連する。掃引速度が速くなると、順次、Ａスキャン周波数が向上し得るが、その代償としてノイズが高くなる。より高い取得速度では高速デジタル化コンポーネントも必要となり、必要なパフォーマンスを得るためのコンポーネントのコストが大幅に増加する。したがって、走査速度と全体的なＯＣＴパフォーマンスには何らかの実際的な制限があり、チェアサイドでの診断と治療でのＯＣＴの使用が制限される可能性がある。

図３Ａに概略的に示されている本開示の実施形態は、歯科用ＯＣＴ走査及びデータ取得に対するマルチチャネルアプローチを使用することにより、画像取得速度の問題及び画像化範囲の拡大の必要性に対処する。図３Ａの概略図を参照すると、共通の走査ヘッドを共有する複数を有する本開示の高速口腔内ＯＣＴシステム１５０の例が示されている。走査速度の量を増加させるために、チャネル数Ｎは、２、３、または４とすることができ、例えば図３Ａに示す走査ヘッド１２０に至る４つのチャネル２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、及び２０ｄがある。さらに、本明細書で４つのチャネルについて説明した全体のパターンに従って、５つ以上のチャネルを使用することもできる。プローブ４６の内部のスキャナ９０は、複数のチャネルにおける波長掃引レーザ源５０から発生する光を、歯または他のサンプルＳに方向付ける。

図３Ａに示されるように、ファイバカプラ２７は、レーザ光のごく一部をマッハツェンダ干渉計ＭＺＩ２８に分割する。ＭＺＩからの干渉光は、光検出器及び追加の回路３０によって収集され、Ｋクロック（Ｋトリガー）信号を発し、それは時間的に定義された等しい波数間隔を有するタイミング制御トリガーである。これらの信号の間隔が等しいとすると、ＫクロックタイミングでサンプリングされたＯＣＴ信号は波数空間で線形になる。あるいは、ＭＺＩ２８からの干渉信号を使用して、ＯＣＴ信号を線形波数空間にリサンプリングすることもできる。（クロスなしのマッハツェンダ干渉（ＭＺＩ）信号を使用してＫトリガー信号を生成し、ＳＳ－ＯＣＴ信号の取得を促すことができる。）掃引光源レーザ５０の光出力の大部分はＰＬＣ（平面光波回路）スプリッタなどのスプリッタ３２を介したＯＣＴ画像化のためのマルチチャネルシステムに供給される。各チャネルで、光はサーキュレータ４４と、基準アーム４２及びサンプルアーム４０（図１）に光を分割する９０／１０ファイバカプラ３８とを有する光ファイバ干渉計を照射する。システムには、偏光感応型光干渉断層撮影を提供するために、追加の検出器と光学コンポーネントを任意選択で含めることができる。各チャネルは、光をプローブ４６を通して走査ヘッド１２０に方向付ける。

図３Ｂは、４つのチャネル２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、及び２０ｄのそれぞれから光をコリメートし、焦点を合わせ、走査するプローブ４６のコンポーネントを示す。図３Ｂの概略図に示されるように、マルチチャネルサンプリングアームはスキャナハンドピース、プローブ４６の内部のファイバアレイ５４に接続されており、それは口腔内または口腔外の画像化に使用することができる。可変の波長の光の接続は、リボンファイバ（図示せず）を介して行うことができる。ファイバアレイ５４は、光ファイバコアを所望のピッチで正確に整列させる。ファイバアレイからの光は、コリメーションレンズＬ１を通過し、ＭＥＭＳ（微小電気機械システム）スキャナ５２に至る。次に、走査された光は、図３Ｂに示すように集束レンズＬ２を通過する。この集束された光は、第１のフォールディングミラー（ｆｏｌｄｉｎｇ ｍｉｒｒｏｒ）面５６及び第２のフォールディングミラー面８６から反射し、サンプルＳに方向付けられる。複数のスポットがサンプルＳの表面に所望の間隔で集束される。各スポットは、複数のチャネル２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、及び２０ｄのうちの１つからのものである。

図３Ｃの概略図に示されるように、プローブ４６は、例えば、色の情報を取得するため、またはプローブの移動を支援するためのカメラ６２などの他の構成要素を任意に含むことができる。カメラ６２が使用される場合、表面５６は、ＯＣＴ走査に使用されるＩＲ光を反射し、可視光をカメラ６２に透過させるように処理された二色性表面であってもよい。あるいは、カメラを光軸ＯＡに対して斜めの角度で設けることもできる。例として、第２のカメラまたは唯一のカメラであり得るカメラ６２‘の代替的な位置が図４に示されている。

プローブ４６内部のファイバアレイ５４は、多数の異なる構成を有することができる。図４Ａは、各チャネル２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、及び２０ｄから出力ビームを同時に発する一次元（１Ｄ）アレイとして一列に配置されたファイバアレイ５４を示す。１Ｄアレイ構成を使用して、走査されたビームをターゲットサンプルＳに整列された複数のスポットに方向付けることができる。この方法でのＮ個の照明ビームの走査を使用して、図４Ａの４チャネルの例におけるサブ画像７６ａ、７６ｂ、７６ｃ、及び７６ｄとして示されるＮ個の隣接するサブ画像を生成することができる。次に、処理ソフトウェアを使用して、走査線に沿って存在するＮ個の隣接する画像をつなぎ合わせることができる。

図４Ａの構成を使用して一次元光学アレイで走査する場合、視野（ＦＯＶ）がいくつかのストリップに分割される。チャネルからの各集束スポットは、ＦＯＶの小さなサブ領域のみを走査する。サンプルにおけるそれぞれの集束スポットからの反射光が、プローブ４６の光学系によって収集され、各チャネルのサンプリングアームに導かれる。サンプルアーム４０及び基準アーム４２（図１）からの光ビームは、５０／５０カプラ５８を介して検出アームで再結合される。形成された干渉縞は、バランス型光検出器または検出器６０の他の機構によって検出される。バランス型光検出器６０からのアナログ信号は、データ獲得カードによってデジタル化することができる。各チャネルからの画像のボリュームは、ＯＣＴ再構成アルゴリズムを使用して生成できる。最後に、完全な走査画像ボリュームの再構成は、異なるサブ画像ボリュームをつなぎ合わせることによって形成できる。

図４Ｂは、ＦＯＶを走査するために２×２のファイバアレイ５４を使用する代替的な構成を示す。この構成により、つなぎ合わせ用の画像のアレイとしてサブ画像コンテンツが生成される。

各チャネルが視野の一部のみを走査するため、マルチチャネルシステムは、単一チャネルシステムと比較してはるかに速い速度を達成することができる。Ｎ個の複数のチャネルを使用して同時に走査すると、従来の単一チャネル構成に必要な時間の１／Ｎの割合の時間で完全なＦＯＶを走査できる。

光源レーザ出力はＮチャネル間で分割されるため、マルチチャネルＯＣＴ画像化機能を提供するには、レーザ出力のある程度の増加が必要である。本開示の実施形態によれば、４０ｍＷのレーザが４つのチャネルを駆動するために使用され、出力パワーは細分されて各チャネルに１０ｍＷを供給する。

一般に、同じ走査速度を達成するために、Ｎチャネルシステムの掃引レーザ源は、単一チャネルのシステムで使用される掃引速度の１／Ｎしか必要としない。適宜掃引速度を下げると、データ取得カードのデジタル化速度の要件が低下し、システムのコストを大幅に削減できる。

同じ画像化範囲を達成するには、ＯＣＴ信号の周波数ｆ_ＯＣＴは、単一チャネルシステムで使用される周波数よりもマルチチャネルシステムにおいてはるかに低くなり得る。ｆ_ＯＣＴは次のように表現できる。
式中、Δλはレーザスペクトルの帯域幅であり、
λは中心波長であり、
Ｚは画像化範囲であり、
αはレーザのデューティサイクルであり、
ｆ_ｓは掃引レーザ源の周波数である。

Ｎチャネルシステムでは、ＯＣＴ信号の周波数は単一チャネルシステムで使用される周波数のわずか１／Ｎであるため、デジタイザはより低いサンプリングレートで動作することができる。したがって、Ｎチャネル設計により、コストとシステムのノイズの両方を削減できる。あるいは、単一のスキャナＯＣＴプローブに使用されているものと同じ高速デジタイザをＮチャネルシステムで使用すると、画像化範囲の最大Ｎ倍、パフォーマンスを向上させることができる。

可変の範囲の走査
マルチチャネルシステムはまた、サンプリングレートに影響を与えることなくスキャナの有効画像化範囲を拡張する能力も有する。基準アームまたはサンプリングアームに追加の光路差（ＯＰＤ）を導入することで、図５に概略的に示すように、各チャネルからのビームはターゲットの異なる範囲を走査することができる。Ｎチャネルシステムを使用すると、範囲をＮ倍拡張できる。ただし、各チャネルが視野全体を走査する必要があるため、この構成では他の構成よりも走査速度が低下する場合がある。

Ｎチャネルを同時に走査し、画像処理を使用して個々のチャネルの画像コンテンツをつなぎ合わせることにより、本開示の実施形態は、対応する画像コンテンツを並行して処理し、所与のサンプル領域及び所望の走査範囲にわたるＯＣＴ画像化に必要な全体の走査時間を大幅に短縮することができる。

各チャネルが異なる範囲で走査する、同時のマルチチャネル走査は、ＯＣＴスキャナから利用できる画像範囲全体を効果的に拡張する。図５の走査構成は、本開示の実施形態に従って、チャネル内部の可変の範囲がチャネル用の干渉法サブシステムの内部でどのように達成され得るかを概略的に示す。各チャネルの基準アームまたは経路４２及びサンプルアームまたは経路４０（図１）の相対的な光路の長さをそれぞれ変えることによって、個々のチャネルごとにｚ方向の走査範囲を変更することができる。

各チャネルの干渉法システムの内部では、基準アーム４２は通常、ある種のミラーまたは他の反射面を含む。光が反射面に向かう及びそれから戻る距離、つまり基準アームの光路の遅延は、サンプリングされた材料内部の特定の範囲に直接関係する。したがって、反射または後方散乱材料と干渉法結合コンポーネントの間の光学距離を調整することで、サンプル内の可変の深さからの戻り光が検出信号に寄与する。

図５には示されていない異なる範囲で走査するための代替アプローチは、各チャネルのサンプリングアームの光路の遅延を変更する。

光路の遅延を変更する方法には、光路に沿った２点間に光ファイバの長さを追加すること、光ストレッチャを追加すること、またはファイバコリメータと可動反射器またはファイバストレッチャを使用して可変ファイバ遅延線を追加すること、またはライトガイドもしくは、より高いまたはより低い屈折率の他の透過特徴を光路に追加することが含まれ得る。

光スイッチングの追加
図６は、各チャネルに光スイッチを追加することにより、画像化の範囲を拡張し、様々な走査パターンを取得する柔軟な方法を示しており、光スイッチは、異なる光路の長さの交互の光路を選択する。例として、２つのチャネル２０ａ及び２０ｂに対する２つの光スイッチ６６ａ及び６６ｂが示されている。Ｎチャネル構成の追加チャネルも、同じパターンに従って切り替えることができる。また、異なる切り替えパターンを使用して、本開示の実施形態による掃引走査レーザ信号を使用して異なるエリア及び異なる範囲を同時に走査できることにも留意できる。したがって、図６に概略的に示される４チャネル構成では、各チャネルは、そのターゲットサンプル領域上の第１の範囲を走査するように切り替えることができる。次に、切り替え構成を変更して、サンプルの対応する領域上の第２の範囲を走査することができる。各チャネルに複数のスイッチの位置が設けられるため、任意の１つ以上のチャネル、また結果として複数の走査範囲に対する複数の光路の遅延が可能になる。このシーケンスにより、モーションのアーティファクトを最小限に抑えながら、広く適応性のある画像化の範囲を実現できる。

図６に示されるように、複数の走査チャネルを備えたスイッチング遅延構成を使用することにより、ＯＣＴ走査装置が、走査速度を犠牲にすることなく画像化範囲を拡張し適応させることができることが容易に分かる。可変の範囲の走査の実施態様をまた使用して、歯やその他の口腔内特徴の形状や輪郭特性の突然の変化など、表面輪郭の変化する物に対応することもできる。高速スイッチャは、２つ以上の走査ボリューム間の範囲の設定を簡単に変更でき、リアルタイムの範囲の適応機能を提供する。

ＲＯＩ走査
マルチチャネルＯＣＴシステムはまた、適応的関心領域（ＲＯＩ）走査のオプションを提供することもできる。図７は、そのようなＲＯＩ走査のための構成を示しており、マトリックス光スイッチ６８及び２Ｄファイバアレイ５４がスキャナシステムと一体化されている。マトリックススイッチ６８の機能を使用して、複数のチャネルからの入射光がＦＯＶの複数のサブ領域に再分配される。結合されたサブ領域は、視野内部の関心領域（ＲＯＩ）を定める。この構成により、光を効果的に利用して、関心のある特定の特徴を高速で画像化することができる。走査された領域を選択的に成形する機能により、復元と保管のため取得されるデータの量を大幅に削減できる。

さらに、図５及び図６に関して前述したように、ＲＯＩの選択性を調整可能な範囲の走査と組み合わせることによって、本開示の実施形態は、多大な計算リソース及び時間を必要とせずに、口腔内表面が走査されるときに高精度のＯＣＴ画像化結果を得るのを補助することができる。

背景のセクションで前述したように、コスト、設置面積、複雑さ、基準アームの調整及び調節の信頼性、基準アームの高い挿入損失の問題に対処するために、本開示の実施形態は、代替の全ファイバ構成を設ける。全ファイバ構成では、光ファイバの内部で伝送される光のみによって基準光路の距離が定められる。従来の干渉法設計とは対照的に、ミラーまたはその他の基準反射面は必要なく、光ファイバによって定められる光路の距離は、基準信号を設けるよう機能する。サイズ、重量、コスト、及び複雑さに関する利点に加えて、出願人のアプローチは、安定性の向上、チャネルドリフトの低減、及び単一チャネルの実施形態だけでなくマルチチャネルでのＯＣＴスキャナ画像取得での画質の向上にも役立ち得る。

出願人のアプローチは、必要な光路の距離に合わせて構成された光ファイバを使用することにより、基準アームの調節プロセスを簡素化し、使用されてきた従来の機械的調整デバイスの代わりに光ファイバを代用する。適切に結合された光ファイバを使用することは、光路の長さに応じて選択及び最適化された、既製のファイバアダプタのセットの１つを使用することで可能になる。

図８Ａは、実施形態による単一チャネルのＯＣＴスキャナ２０の構成要素を示す。光ファイバの長さの明細は、既知の距離ｄに及び、平面ミラーまたは他の高反射性の平面基準面であるサンプル１０６へと方向付けられたプローブ４６による、同じチャネルに亘る較正構成を使用して設けることができる。図８Ａの概略図を参照すると、ＯＣＴチャネル２０は、レーザ源５０からの光をサンプリングアーム４０及び基準アーム４２に向けるスプリッタ１０１を有する。サーキュレータ４４は光をハンドピース、プローブ４６に向け、それはサンプルからの散乱光を収集し、示しているように、基準アーム４２からの光と干渉し、バランス型検出器１１７で感知するために、スプリッタ１０２を通して集めた光を方向付ける。基準アーム４２は、ゼロの光路の長さの差（ＯＰＤ）を達成するために、基準アーム４２とサンプルアーム４０との間の光路の距離が一致するように構成されたファイバアダプタ１６０を含む。ファイバアダプタ１６０は、正確なＯＰＤを設けるために選択された光ファイバの長さを有する。実際には、既製のファイバアダプタ１６０の標準的なセットを設けることができ、試験担当者が１つまたは複数のファイバの長さのそれぞれを測定及び試験できるようにして、特定の走査デバイスに取り付けるための最良の候補を識別できるようにする。あるいは、特定の長さのファイバを切断することもできる。図８Ａに示される実施形態では、基準アーム４２及びサンプルアーム４０からなるファイバ干渉計は、ハンドピース４６の外部にある。焦点深度の開始、またはゼロ（０）の面は、図示するようにハンドピースの出力にある。

本開示の実施形態によれば、完全な基準アーム４２及びサンプルアーム４０をハンドピース４６の内部にパッケージングすることができるか、あるいは、後でより詳細に説明するように、ＯＣＴチャネル２０の重要な部分をハンドピース４６の内部に収容することもできる。

光ファイバを特定の長さに切断すると、光路の距離の一種の「大まかな」調整を行うことができる。次に、本開示の実施形態は、ファイバアダプタ１６０の一部としてＯＰＤに対する追加の微調節の調整を行うことができる。

さらに図８Ａに示されるように、ファイバアダプタ１６０は、嵌合基準アームコネクタ１０５との接続を保護するためのスリーブ１０３を備えた１つまたは複数の光コネクタ１０４を有する。

各チャネルのファイバアダプタ１６０を指定し、製造／最終組立体の一部として試験することができる。実施形態によれば、既知の屈折率の既製のファイバアダプタ１６０がチャネルの基準アーム４２に取り付けられる。その時、平面ミラーなどのテストターゲットを、ハンドピースから指定された距離で走査できる。ＯＣＴ信号でのミラー応答の位置を測定することにより、適切に較正されたシステムを使用して光路の長さの情報を取得できる。光ファイバの屈折率の情報があれば、必要な調整量を計算できる。次いで、取得された光路の長さの情報を使用して、必要な調整量を計算できる。光路の長さを一致させるための増分の調整は、ファイバアダプタ１６０の調整ネジまたはその他の特徴を使用して行うことができる。計算されたＯＰＤに基づいて調整することで、所望のＯＰＤを実現できる。あるいは、調整は、ＯＣＴ信号をリアルタイムで監視しながら、手動または自動で実行することができる。

ＯＣＴ信号または他の干渉法信号を分析して、サンプルアームと基準アームとの間のＯＰＤを決定し、最適な基準距離を計算できるようにすることができる。次に、適切な光路の長さを設けるために、取り付けられたファイバアダプタ１６０を、必要に応じて調整することができる。あるいは、わずかに長いまたは短い長さの調整されたアダプタ１６０を、基準アームに必要な光路の長さを設けるために、製造、設置、試験、及び調整することができる。結果が許容範囲になるまで、試験と調整を繰り返すことができる。

基準アームに加えて、複数のファイバアダプタを採用した図８Ｂの例に示すように、ファイバアダプタ１６０をＯＣＴシステムの他の部分で使用することができる。例えば、ファイバアダプタ１６０はサンプルアーム４０でも使用することができる。実際には、ファイバアダプタ１６０は、図示された場所の少なくとも１つまたは組み合わせに存在することができる。

図９の概略図は、マルチチャネルＯＣＴスキャナ５２と共に各チャネル２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄに１つずつファイバアダプタ１６０を使用することを示している。このマルチチャネルの実施形態では、各チャネルの干渉計コンポーネントはプローブ４６の外部にあるように示されている。好ましくは、光ファイバコンポーネントはプローブ４６の内部に収容される。

図１０Ａ～１０Ｆは、基準アーム４２またはサンプルアーム４０に正しい光路の長さを設けるのを補助できるファイバアダプタ１６０を設ける複数のファイバアダプタ構成及びテクニックを示す。図１０Ａは、基準アーム４２及びサンプルアーム４０の光路の長さと一致する適切な長さの光ファイバ２０２のセグメントを備えた光ファイバ組立体２００を示す。コネクタ２１０は、このファイバセグメントをシステムの残りの部分に組み込むために、組立体２００の各端部で使用される。実際には、ファイバセグメント２０２の長さを正確にサイジングすることは困難である。ただし、スキャナの製造の際に、同様の長さの多数の光ファイバセグメント２０２を構成し、特定のスキャナに「最もよく適合する」１つの一致を見つけることが可能である。

図１０Ｂは、より短い光路の長さの寸法により適している、図１０Ａに示される実施形態よりも正確であり得る実施形態を示す。ファイバフェルール２２０は、ファイバ－フェルール組立体の端部を研磨することで得られる、数ミクロン以内精度の光路の長さを設ける埋め込み光ファイバセグメント２２２を有する。ハイブリッドファイバアダプタ１６０は、図１０Ａの光ファイバセグメント２０２と図１０Ｂのフェルール２２０の組み合わせを使用して形成することができる。

図１０Ｃは、それぞれ光ファイバセグメント２３４が埋め込まれた２つのより小さいフェルール２３２を有する光ファイバ組立体２３０を示す。２つのフェルール２３２は、チューブまたはスリーブ２３６の内部に接続されている。製造中、フェルール２３２はまず、両方のフェルールに挿入された光ファイバセグメント２３４が光路の長さと一致できるように、適切な間隔でスリーブ２３６に固定される。必要に応じて、組立体２３０の全長は、フェルール２３２間の距離と光ファイバ２３４の長さを変更することによって、または必要な光路の長さを達成するために組立体２３０の端部を研磨することによって、調整することができる。

図１０Ｄは、光路の長さを少しずつ長くするためにテーパをどのように使用できるかを示している。テーパ加工のプロセスでは、ファイバセグメント２０２の端部がクランプされ、ファイバはピンと張った状態に保たれる。次に、中央部分が加熱されている間に、クランプされた端部をゆっくりと引き離して、ファイバの長さを延長することができる。ファイバのテーパ加工は、ファイバアダプタ１６０の有無にかかわらず、サンプリングアーム４０または基準アーム４２の任意のファイバセグメントで実行可能である。ＯＣＴ信号は、ＯＰＤを変更するストレッチプロセスの微調節を補助するために、テーパ加工プロセス中、リアルタイムで監視できる。

図１０Ｅは、フェルールまたはコネクタなしで、ファイバセグメント２０２自体を伸ばすためにテーパ加工をするためのツールの使用を示す。あるいは、図１０Ｆに示すように、任意のファイバセグメントを機械的ファイバストレッチャによって伸長することもできる。

図１１Ａ、１１Ｂ、１１Ｃ、及び１１Ｄは、ファイバ干渉法システム４００を含むプローブ４６の異なる構成を示す。図示の各実施形態では、従来の応用よりも少ない光学コンポーネント及び短いファイバの長さを有する、コンパクトなファイバ干渉法システム４００は、ハンドピース、プローブ４６の内部に完全に収納できる。コンパクトなファイバ干渉法システム４００は、単一チャネルＯＣＴスキャナ用の単一の干渉計、または、図９に示すようにマルチチャネルＯＣＴスキャナ用の複数の干渉計からなることができる。プローブの内側または外側に設置された補助のマッハツェンダ干渉計（ＭＺＩ）（図示せず）を使用して、ｋクロック信号を発生できるか、または数値的なｋ空間リサンプリングの基準信号として使用し得る。ＭＺＩまたはファイバ干渉法システム４００は、平面光波回路（ＰＬＣ）に統合することができ、それによってサイズをさらに縮小することができる。

図１１Ａにて、掃引源レーザ５０の入力は、ハンドピースプローブ４６の外部で生成され、光ケーブル４０４を介してプローブ４６に伝達される。サンプリングアームの出力は、ファイバコリメータ４０６に伝送される。コリメートされた出力光は、次いでスキャナ４１０に送られ、集束レンズ４１２を通って、走査ビームを歯または他のサンプルＳに方向転換するフォールディングミラー４１４に送られる。サンプルＳから戻った散乱光は、サンプリング光として干渉法システム４００に伝えられる。出力信号は、ケーブル４１８を介してバランス型検出器４２０に導かれる。その後、検出器４２０の結果が、デジタイザ８３０と、再構成及び表示のためにコンピュータＰＣに送られる。

図１１Ｂは、よりコンパクトなＯＣＴシステムを示しており、プローブ４６はバランス型検出器４２０も収容している。マルチチャネルＯＣＴスキャナシステムの場合、バランス型検出器４２０はバランス型検出器のアレイからなり、各々は各干渉計からの出力信号を受信する。検出器４２０と外部デジタイザ４３０の間の通信は、有線、図示のケーブル４１８経由、または無線であり得る。画質は、ファイバの曲がり、振動、伸び、その他の取り扱いによって影響を受けない。したがって、図１１Ｂの設計を使用して、バランス型検出器４２０及びファイバシステム４００がプローブ４６内部にパッケージされているため、ハンドピースに接続されるケーブルの数が光学エンジンのサイズと共に減少する。

図１１Ｃは、プローブ４６内部に収容されたデジタイザ４３０を備えた実施形態を示す。プローブ４６と外部ＰＣとの間の通信は、有線でも無線でもよい。

図１１Ｄは、信号の取得及び処理のための他の構成要素と共に、デジタイザ４３０及びレーザ５０の両方がプローブ４６内に収容された実施形態を示す。プローブ４６と外部ＰＣとの間の通信は、有線でも無線でもよい。

図１１Ａ～１１Ｄに示される一連の設計は、ハンドピースに必要なケーブルの数を減らすのを補助でき、光学エンジンの全体のサイズをさらに縮小してシステムの安定性を向上させることができることが観察できる。

現在理解されている例示的な実施形態を特に参照して本発明を詳細に説明したが、変形及び変更が、本開示の精神及び範囲で作用され得ることが理解されるであろう。

例えば、制御論理プロセッサ７０は、コンピュータまたはコンピュータワークステーション、専用ホストプロセッサ、マイクロプロセッサ、論理アレイ、または格納されたプログラム論理命令を実行する他のデバイスを含む、多くの種類の論理処理デバイスのいずれかであってもよい。マッハツェンダ干渉計の一種として上に挙げた例示的な構成に記載されている１つまたは複数のチャネルに使用される干渉計は、代わりに、コンポーネントを適切に再配置することで、例えばマイケルソン干渉計などの別の適切なタイプとすることもできる。

したがって、本開示の例示的実施形態は、あらゆる点で説明するものであり、限定するものと見なされるものではない。開示の範囲は、添付の特許請求の範囲によって示され、その均等物の意味及び範囲にあるすべての変更は、特許請求の範囲に包含されることが意図されている。

少なくとも１つの例示的実施形態と一貫して、例示的な方法／装置は、電子メモリからアクセスされた画像データで実施する格納された命令でコンピュータプログラムを使用できる。画像処理技術の当業者が分かるように、本明細書の例示的な実施形態のコンピュータプログラムは、パーソナルコンピュータまたはワークステーションなどの適切な汎用コンピュータシステムによって利用することができる。しかしながら、１つまたは複数のネットワークプロセッサなどの構成を含む、多くの他の種類のコンピュータシステムを、例示的実施形態に記載されたコンピュータプログラムを実行するために用いることができる。

本明細書に記載される特定の例示的な実施形態の方法を実行するためのコンピュータプログラムは、コンピュータ可読記憶媒体に記憶され得る。この媒体は、例えば、ハードドライブやリムーバブルデバイスなどの磁気ディスク、あるいは磁気テープなどの磁気記憶媒体、光ディスク、光テープ、または機械読み取り可能な光エンコーディングなどの光記憶メディア、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）や読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）などのソリッドステート電子記憶装置、またはコンピュータプログラムを保存するために使用される他のいずれかの物理デバイスまたは媒体を含み得る。説明される実施形態の例示的な方法を実行するためのコンピュータプログラムはまた、インターネットまたはその他のネットワークまたは通信媒体により画像プロセッサに接続されるコンピュータ可読記憶媒体に記憶されてもよい。当業者はさらに、かかるコンピュータプログラム製品の同等物がまたハードウェアに構成され得ることを容易に認識するであろう。

用語「メモリ」は、本願の文脈では「コンピュータアクセス可能メモリ」と同等であり、画像データの保存と操作に使用され、データベースなどを含むコンピュータシステムにアクセスできる任意のタイプの一時的またはより持続的なデータストレージワークスペースを指すことができることに留意されたい。メモリは、例えば、磁気または光学式ストレージなどの長期記憶媒体を用いた不揮発性であることができる。代替的に、メモリは、マイクロプロセッサまたは他の制御論理プロセッサデバイスによって一時的なバッファまたは作業空間として用いられるランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）などの電子回路を用いて、より揮発性の性質であることができる。表示データは、例えば、表示デバイスに直接関連付けられ得る一時的記憶バッファに典型的に格納され、表示されたデータを提供するために必要に応じて定期的に再読み込みされる。この一時的な記憶バッファもまた、この用語が本願において使用される際、メモリと考えられることができる。メモリはまた、計算及び他の処理の中間及び最終結果を実行するまたは格納するためのデータ作業空間として用いることもできる。コンピュータアクセス可能メモリは、揮発性、不揮発性、または揮発性と不揮発性のハイブリッドな組み合わせであることができる。

例えば、本明細書の例示的な実施形態のコンピュータプログラム製品は、周知の様々な画像操作アルゴリズム及び／またはプロセスを利用してもよいことが理解されよう。さらに、本明細書の例示的なコンピュータプログラム製品の実施形態は、実装に有用な、本明細書に具体的に図示または説明されていないアルゴリズム及び／またはプロセスを具体化し得ることが理解されるであろう。このようなアルゴリズムとプロセスには、画像処理技術の通常の技術の範囲にある従来のユーティリティが含まれ得る。かかるアルゴリズム及びシステム、及び画像の製作及び別様の処理のための、または本願のコンピュータプログラム製品と協調するためのハードウェア及び／またはソフトウェアの追加的な態様は、本願において具体的に示されたり説明されたりしておらず、当技術分野で周知のアルゴリズム、システム、ハードウェア、コンポーネント、及び要素から選択され得る。

本願による例示的な実施形態は、本明細書に記載される様々な特徴を（個別に、または組み合わせて）含むことができる。

本願は、１つ以上の実施態様に関して説明してきたが、添付の特許請求の範囲及び趣旨から逸脱することなく、変更及び／または修正を示された実施例に加えることができる。さらに、本発明の特定の特徴は、いくつかの実施態様／例示的な実施形態のうちのただ１つに関して開示され得るが、任意のまたは特定の機能について望ましいまたは有利な特徴は、他の実施態様／例示的な実施形態のうちの１つ以上の他の特徴と組み合わせられ得る。

「１つの（「ａ」）」または「少なくとも１つの」という用語は、選択され得る記載される項目のうちの１つ以上を意味するように用いられる。「約」という用語は、変更が示されている例示的実施形態のプロセスまたは構造の不適合をもたらさない限り、記載されている値は、多少変更することができることを示す。

本発明の他の実施形態は、本明細書の考慮及び本明細書に開示される実践から、当業者に明らかとなろう。本明細書及び実施例は、例示的なものにすぎないと見なされることが意図され、本発明の真の範囲及び精神は、次の特許請求の範囲によって示される。

Claims (14)

1. サンプルを画像化するための光干渉断層撮影スキャナであって、
   ａ）一定の範囲の波長を有する走査光を生成するように構成された波長調節可能光源、
   ｂ）走査ヘッド、及び前記走査ヘッドの間で光を伝送する１つ以上の光チャネルを有する走査プローブであって、各チャネルが、
   （ｉ）前記走査光を前記サンプルに伝送し、散乱及び後方反射光を前記サンプルから検出器に伝送するための光ファイバを含むサンプルアームと、
   （ｉｉ）前記波長調節可能光源からの基準光を伝送するための光ファイバを含む基準アームと、
   （ｉｉｉ）前記サンプルアームまたは前記基準アームの光路の距離を定める光ファイバまたはファイバシステムと、
   （ｉｖ）前記サンプルアームからの光と前記伝送された基準光との組み合わされた光に応じて出力信号を生成する検出器と、
   を備える、走査プローブと、
   ｃ）前記検出器出力信号に従ってデジタルデータを生成し、前記生成されたデジタルデータを格納または表示のためにコンピュータに通信するために通電可能なデジタイザと、
   を備える、光干渉断層撮影スキャナ。
2. 前記走査ヘッドが口腔内走査用に構成されている、請求項１に記載の光干渉断層撮影スキャナ。
3. 前記サンプルアーム、前記基準アーム、及び前記光ファイバまたはファイバシステムが、前記走査プローブ内部に収容される、請求項１に記載の光干渉断層撮影スキャナ。
4. 前記検出器がまた、前記走査プローブ内部に収容される、請求項３に記載の光干渉断層撮影スキャナ。
5. 前記波長調節可能光源が前記走査プローブ内部に収容される、請求項３に記載の光干渉断層撮影スキャナ。
6. 前記走査プローブは手持ち式プローブである、請求項１に記載の光干渉断層撮影スキャナ。
7. 光干渉断層撮影信号を取得する方法であって、
   波長調節可能光源からの光を、
   （ｉ）前記光をサンプルに伝送し、前記サンプルから戻る散乱光及び後方反射光を検出器に伝送するように構成される光ファイバを含むサンプルアームと、
   （ｉｉ）前記波長調節可能光源からの基準光を伝送するための光ファイバを含む基準アームと、
   （ｉｉｉ）前記サンプルアームまたは前記基準アームの光路の距離を定めるファイバシステムと、
   に方向付けるステップと、
   前記サンプルアームからの戻り光と前記基準アームからの戻り光との間の干渉に従って信号を生成するステップと、
   前記検出器出力信号に従ってデジタルデータを生成し、前記生成されたデジタルデータをコンピュータに通信するステップと、
   前記生成されたデジタルデータに従って形成された光干渉断層撮影画像を格納または表示するステップと、
   を含む、方法。
8. 前記ファイバシステムが、前記基準アームの前記光路の距離を前記サンプルアームに対して一致させるために使用される１つ以上の予め製造されたファイバアダプタまたは調整可能なファイバアダプタを備える、請求項７に記載の方法。
9. 前記ファイバアダプタは、特定の光路の長さを有する光ファイバである、請求項８に記載の方法。
10. 前記ファイバアダプタは、光ファイバセグメントが埋め込まれたフェルールを備える、請求項８に記載の方法。
11. 前記ファイバアダプタは、２つ以上のフェルールと、接続されたチューブまたはスリーブとを備える、請求項８に記載の方法。
12. 前記ファイバアダプタがファイバストレッチャを含む、請求項８に記載の方法。
13. １つ以上の長さの前記光ファイバのうちの少なくとも１つは、光路の長さを調整するためにテーパ加工されている、請求項９に記載の方法。
14. 前記サンプルが口腔内の特徴を含む、請求項７に記載の方法。