JP3628026B2 - 光ファイバ撮像ガイドワイヤ、カテーテルまたは内視鏡を用いて光学測定を行う方法および装置 - Google Patents

Description

【発明の属する技術分野】
関連出願の相互参照
本発明は、係属中の1995年６月21日出願の米国特許出願第08/492,738号の一部継続出願、係属中の1995年12月22日出願の米国特許出願第08/577,366号の一部継続出願、および現在では放棄された1991年４月29日出願の米国特許出願第07/692,877号の継続出願である1993年３月16日出願の米国特許出願第08/033,194号、現在では米国特許第5,459,570号の一部継続出願である係属中の1994年６月２日出願の米国特許出願第08/252,940号の一部継続出願である。これらのすべての内容は本明細書において参照のため援用される。
発明の分野
本発明は、光学撮像の分野、特に、干渉測定検出による医療関係の撮像の分野に関する。
【従来の技術】
発明の背景
過去10年において、生物医学関係の撮像技術は著しく進歩した。例えば、磁気共鳴撮像、Ｘ線コンピュータ断層写真撮影、超音波、および共焦顕微鏡検査はすべて幅広く研究および臨床使用されており、この結果、健康管理面において根本的且つ飛躍的な改良が得られている。しかし、現在の生物医学的な診断では十分でない状況が数多く存在する。これは、高解像度（〜１μｍ）撮像が必要とされる場合に特に当てはまる。このレベルの解像度は、生体組織検査および組織病理学上の検査を必要とすることが多い。このような検査は最も強力な医療診断方法に属するが、これらは侵襲的（invasive）であり、また時間およびコストがかかる。さらに、多くの状況では、従来の摘出による生体組織検査は可能ではない。病気および死の主要な原因の１つである冠動脈疾患は、従来の診断における摘出による生体組織検査を行うことができない疾患の１つの重要な例である。生体組織検査を行うことができないか、または従来の撮像方法では信頼性のある診断を行うには感度および解像度が不足する例が他にも多く存在する。
さらに、バルーン血管形成術などの医療処置では、従来の方法では、バルーンを膨張させる一方で動脈を高解像度で撮像することは不可能であった。多くの他の干渉による処置においても、高解像度のインビボでの映像化技術が得られれば大いに有益であり得る。この技術は、手術前および手術後の診断を行って、医療従事者に問題を喚起するか、または医療処置中に直面する問題を回避するのに有用であり得る。
映像化技術は生体系に適用されている。例えば、米国特許第5,459,570号は、光学コヒーレンス長反射測定を利用して単一の軸に沿った測定を行う計器について記載している。この計器は、三次元画像を得るためにサンプル全体にわたって走査する必要のあるプローブを有する。PCT出願第PCT/US95/06071号は、高精度測定のために干渉計の一方のアームに配置されたカムを利用する機器について記載している。この機器は、生体サンプルまたは他のサンプル上で距離および厚さの正確な測定を行うことができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、従来の撮像方法および従来技術の制約に関連する問題を克服することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
発明の要旨
本発明の１つの目的は、高解像度画像を提供し、また、医療処置中に使用して、医療従事者が処置を観察するか、または処置中に処置プロセスの制御をアクティブに補助することを可能にする、内視鏡撮像システムを提供することである。光学撮像システムは、内視鏡ユニットと、光学コヒーレンス断層撮影（OCT）方法を利用して構造体の多次元走査を行う干渉計とを備えている。本発明はOCTを用いて、構造体の高解像度撮像を行う。OCTは、コヒーレンス長が短いかまたは周波数を調整可能な光源を用いて、干渉測定により構造体の光学特性を測定する。
１つの実施形態において、本発明は、インサイチュで 構造体を撮像する装置であって、光照射源と、検出器 と、該検出器と電気的に連結したプロセッサと、光学プ ローブユニットと、干渉計とを備え、ここで、該光学プ ローブユニットは、孔を規定する細長いハウジングであ って、壁と近位端および遠位端とを有し、そして該光照 射源からの光に対して少なくとも部分的に透過性である 該壁の少なくとも一部分を有する細長いハウジングと、 該光照射源に光学的に連結した光ファイバと、該光照射 源からの光を反転させる、該ハウジングの遠位端内に提 供されるプリズムと、該ハウジング内に配置され、該構 造体への光、および該構造体からの光を該少なくとも部 分的に透過性の部分を通して方向付けるように位置づけ られた該プリズムと光学的に連結されたミラーと、該ミ ラーに接続された可撓性の回転自在なシャフトであっ て、該可撓性の回転自在なシャフトは、また、インライ ン結合によって駆動モータに接続される、シャフトとを 含む、光学プローブユニットであって、該干渉計は、該 照射源、該光学プローブユニット、および該検出器と光 学的に結合した、干渉計であり、ここで、該光ファイバ ーは該ミラーに沿って回転しないものであり、該検出器 は、インサイチュで該構造体によって変更された照射に 応答してシグナルを生成し、そして該プロセッサは、該 検出器からの該シグナルに応答して、インサイチュで該 構造体の画像を生成する、装置である。
１つの参考形態では、システムは、広帯域光放射源と、光放射検出器と、参照光反射体と、参照光反射体に導く第１の光路と、内視鏡ユニットを含む第２の光路とを含む干渉計を備えている。１つの参考形態では、内視鏡ユニットは、孔を規定する細長いハウジングを含み、孔の内部には細長いハウジングの孔の長さにわたって延びる回転可能な単一モード光ファイバが配置されている。本発明の実施形態では、本発明の内視鏡ユニットは、固定ファイバと、内視鏡ユニットの遠位端に位置する回転可能な光ビーム方向付け要素とを含む。光ビーム方向付けシステムは、回転可能な単一モード光ファイバの遠位端に接続され、単一モード光ファイバからの光放射を構造体に伝播し、構造体から反射した光放射を単一モード光ファイバに伝播するように配置されている。内視鏡ユニットの光ビーム方向付けシステムは、典型的には、レンズと、単一モード光ファイバの遠位端に位置し、光を単一モード光ファイバから構造体に直接向けるように配置されているビーム方向器とを含む。ビーム方向器は、ミラーを含み、機械的な連結を介して内視鏡の外部に位置するモータにより駆動されるか、またはマイクロモータにより駆動され得る。参考形態は、プリズム またはレンズを備え得る。
内視鏡ユニットは、典型的にはハウジングの遠位端、またはその遠位端の周部に形成されて、光放射が構造体にまたは構造体から伝播するのを可能にする透明な窓を含み得る。さらに、問題の構造体に流体を送達するために、ハウジング内に洗浄ポートを形成し得る。内視鏡ユニットはさらに、血管内の開口部を維持するために、バルーン血管形成術などの処置を行うための１つ以上の膨張可能バルーンを含み得る。
本システムの干渉計はさらに、光放射源からの光放射を、反射器へと至る第１の光路、および観察されている構造体へと至る第２の光路に沿って分割するビーム分割器を含む。光放射検出器は、反射器から反射された光放射および構造体から反射された光放射を受光して、反射された光放射に応答して信号を生成するように配置される。プロセッサは検出器からの信号を利用して、観察されている構造体の画像を生成する。
１つの実施形態では、参照光検出器は、典型的には、可動アクチュエータに接続されて、参照ミラーの方向に定期的に移動する。参考形態では、可動参照ミラーは静止参照ミラーに置き換えられ、広帯域光源は、調整可能な外部格子を備えた半導体レーザ、調整可能な固相レーザ、または染料レーザなどの帯域幅が狭く周波数調整が可能な光源に置き換えられる。このような光源により、観察されている構造体から反射される光放射は、参照ミラーから反射された放射が検出器で受光された後に検出器に到着し得る。光源が周波数変調される場合は、この遅延は、検出器から構造体内の反射部位までの距離と、検出器から参照反射器までの距離との間の差に依存するビート周波数となる。参考形態では、撮像システムの検出器形成部分は、偏光ダイバーシティ受信機、もしくは偏光分析器を含む。参考形態では、光源は、広帯域光源、および光スペクトル分析器を用いる干渉測定検出器よりなり、サンプルの反射率プロフィールを引き出すためにスペクトルのフーリエ変換が用いられる。
本明細書で用いられる用語、内視鏡は、医療および非医療関係の撮像に適用されることに留意されたい。本発明が用いられ得る非医療関係の撮像の１つの例は、様々な産業分野での適用において、キャビティおよび孔内の欠陥を検出するためにボアスコープの代わりに用いることである。以下の記述では、説明の便宜上、本発明は医療関係の撮像に関して述べられているが、これは適用を本明細書に記載するものに限定するようには意図されない。さらに、内視鏡という用語が用いられるが、本発明は、ガイドワイヤ、カテーテル、およびトロカールを介して配置されるプローブを伴う撮像に直接関連する。
発明の詳細な説明
本発明の撮像システムは、図１に示すように、いくつかの主要なサブシステムに分けられる。一般に、撮像システムは、光放射源２と、干渉計４と、検出器16と、内視鏡ユニット34とを含む。干渉計４は、当業者には既知のいずれのタイプのものでもよい。説明上、本参考形態はマイケルスン干渉計に関連して述べることとする。しかし、他のタイプの干渉計を用いる他の参考形態も考慮される。本参考形態の干渉計４は、ビーム分割器６を含み、ビーム分割器は、光放射を、参照アーム８を規定する第１の光路、および測定アーム10を規定する第２の光路に沿って分割する。参照アーム８を規定する光路は参照反射器12を含む。測定アーム10を規定する光路は内視鏡ユニット34を含む。
一般に、干渉計４は、光放射源２からの放射をビーム分割器６に伝播し、ビーム分割器が放射を参照アーム８を規定する光路と測定アーム10を規定する光路とに分割して伝播することにより動作する。ビーム分割器６から反射される光は、参照アーム８に沿って進み、参照反射器12から反射して戻される。測定アーム10に沿ってビーム分割器６を透過する光は、内視鏡ユニット34を通って進み、観察中の構造体14を参照する。構造体14から反射される光は内視鏡ユニット34を通り測定アーム10に沿って進みビーム分割器６に戻る。参照反射器12から反射される放射、および構造体14から反射される放射は次にビーム分割器６によって再び組み合わされ、検出器16に伝播される。得られる組み合わされた放射は検出器16で干渉パターンを生成する。検出器は、典型的には、組み合わされた放射を表す電気信号を生成し、これらの信号を信号処理、制御電子装置および表示ユニット18に伝送し、ここで構造体の画像が得られ分析される。
参照アーム８の長さを変更することによって、縦方向走査が実現される。縦方向走査により、内視鏡ユニット34を通って戻される、構造体14から反射される光放射の干渉が検出される位置を変更する方法が提供される。光放射が、内視鏡ユニット34の縦軸に対してずれて発光される場合は、この走査により異なる様々な組織深さを観察する手段が提供される。１つの参考形態では、参照アーム８の長さは、参照反射器12を移動させることによって変更される。
内視鏡ユニット34から発光される光放射ビームを回転させることによって、回転走査が実現され得る。回転走査では、半径が内視鏡ユニット34の縦軸でセンタリングされる周方向の経路が観察される。
光源
各構成要素をさらに詳しく考慮する。光源２は、システムの性能において重要な要因である波長、パワー、コヒーレンス長、および自動訂正機能などの特性を有する。いくつかの適用では、近赤外光源（1.0〜2.0μｍ）は可視波長より、多くの生体媒体により深く貫入する傾向があるため、好適である。光放射源２は様々な実施形態、すなわち、半導体光源（発光ダイオード（LED））、エッジ発光ダイオード（ELED）、超ルミネセントダイオード（SLD）、モードロックレーザ（例えば、TiAl₂O₃、CR:Mg₂SiO₄、CrLiSrAlF₆）、希土類がドープされたファイバ（REDF）（Yb、Nd、Er、Pr、Tm）、および超連続体またはラマン光源を含み得る。REDFでは、良好なコヒーレンス長および自動訂正機能を得るためには、短周期ブラッグ格子または長周期ブラッグ格子をファイバに挿入するか、またはファイバの外部にフィルターを用いて増幅自然放出スペクトル（ASE）を形成することが必要となり得る。LEDおよびELED装置は、コヒーレンス長が10μｍより短い非常に低コストで広帯域幅の装置である。これらの装置の主な限界は、単一空間モードに結合されると、典型的にはパワーが非常に低い（＜100μＷ）ことである。SLDは、典型的には、約10μｍまでの短いコヒーレンス長、および約2mWまでのパワーを有する。アクティブにおよびパッシブにモードロックされるレーザは、非常に高いパワー（＞100mW）および短いコヒーレンス長（＜５μｍ）を提供する。さらに、100mWを超える光源パワーおよび10μｍより短いコヒーレンス長も使用され得る。スペクトルにより形成されるREDF、特にクラディング励起ファイバは、多くの適用において良好な性能を提供する。
干渉計
図2Aおよび図2Bを参照して、本発明のシステムで使用され得る干渉計にはいくつかの種類がある。同図ではバルク光学および自由空間の具体例が示されているが、光ファイバを用いる等価の参考形態も存在する。１つの参 考形態では、図2Aに示すように、単純なマイケルスン干渉計104が用いられる。別の参考形態では、図2Bに示すように、干渉計204は、測定アーム210にサンプル参照反射器213を含む。測定アーム210内にこの参照反射器213を使用することにより、ビームスプリッタ211とサンプル214との間の変位を長くすることが可能となる。
走査が高速であると、移動により誘導される人工産物を取り除く手助けとなるが、ほとんどの生存生体組織では、試料に安全に送達され得る信号パワーは有限であるため、または機械的な走査システムにおける具体的な考慮により、走査を如何に速く実現し得るかには限界がある。後述するように、信号処理技術により、残留移動により誘導される人工産物を取り除くことができる。図2Bの干渉計204に示すように、サンプル参照反射器213を構造体の近くまたはこれに接触させて配置することにより、サンプル参照反射器と構造体との間の差分測定が可能である。この測定は、測定アーム210に沿った光路長の変動に対してはあまり敏感ではない。実際において、構造体214間までの距離を非常に長くすることができる。感度を維持するためには、サンプル参照反射器213は、ショット−ノイズ限定動作を維持するのに十分な放射を反射しなければならない。サンプル参照反射器213は、内視鏡ユニット34の遠位端に配置されることにより、送達光学装置によって生じる潜在的な人工産物を克服する手助けとなり得る。
図2Aおよび図2Bに示される干渉計104および204では、観察下の構造体からの信号パワーのうちの少なくとも3dBが放射として失われ、光源２に向かって戻る。さらに3dBのパワーが参照ミラー12の方向に向かい、ここで多くの場合減衰、従って弱められる。図３を参照して、ファラデー循環器30を用いてこの制約を克服する、本発明の撮像システムの別の参考形態を示す。偏光に反応しないファラデー循環器は、入射光と出射光とを分離する特性を有する３つのポートよりなる装置である。ファラデー循環器30は、参照アーム88および測定アーム100に沿って反射される放射を光結合器66に向けるのではなく、反射放射を、本参考形態では平衡受信機116を含む、検出器と接続する光ファイバ結合器166に向ける。理想的なロスのない循環器では、検出器が光結合器66からの反射放射を受け取る場合に比べて、3dB高い信号パワーが平衡受信機116に送達される。さらに、結合器66は放射を均等（50/50）に分割する必要はない。１つの好適な参 考形態では、信号パワーの小さなパーセンテージのみが参照アーム88に送達され、残りは測定アーム100に送られる。参照アーム８に送られるエネルギー量は、ショット−ノイズ制限検出を得るのに必要な最小限のパワーによって決定される。ファイバ結合器の出力はデュアル平衡受信機に送られ、これにより、受信された参照およびサンプル信号パワーを最大限に使用して、受信機内の過度の強度ノイズおよびASE×ASEノイズを打ち消す。
縦方向走査機構
図４を参照して、縦方向走査を行う方法について述べる。回転優先走査において良好な検出感度を維持するためには、参照光を周波数シフトさせて、干渉信号をベースバンド1/f型ノイズから離れる方向に移動させ、セロダイン（serrodyne）方法を位相シフタまたは音響−光周波数シフタ124と共に用いてエイリアシングを防ぐ必要がある。同図では、縦方向走査機構128を用いて参照反射器12を移動させるか、またはファイバ拡張器90を用いて光路長を変更するかのいずれかを行うことができる。縦方向走査機構128は、例えば、ステッパモータ、DCサーボモータ、または電磁スピーカーコイルを含み得る。縦方向走査機構128による移動の長さまたは程度は、好ましくは、構造体の所望の走査深さ範囲より少なくとも僅かに大きくされる。好ましくは、長さ方向走査機構128が参照反射器12を移動させる速度は、少なくとも走査が行われている期間中は均一である。すなわち、長さ方向機構はステップ機能を有する。もしくは、縦方向走査機構128によって与えられる速度は、ランプまたはのこぎり関数の形態を取り得る。さらに移動検出器（図示せず）を縦方向走査機構128に接続して、参照検出器12の位置を検出し、これにより参照検出器12を均一に移動させるか、または実際の速度プロフィールを感知して電子処理ユニット18で非均一の速度を訂正することができる。より詳しくは、縦方向走査機構128を均一移動システム（図示せず）に接続して、参照反射器12の進行経路内の各点での参照反射器12の所望の位置を示す信号を伝送して、位置検出器（図示せず）からの信号と比較することができる。次に、得られる誤差信号を利用して、縦方向走査機構128を制御し、参照反射器12が所望の定速度で移動するのを維持する。
図４および図5Aの参考形態に示すように、光ファイバが巻き付けられた圧電性変調器タイプのスプールを備えた２つの圧電性トランスデューサ（PZT）を用いて、ファイバを高速で引き延ばすことにより変調を行うことができる。このようにして、同図に示すように、参照アーム188の光ファイバ22および測定アーム110の光ファイバ32の両方が、PZT、または発動作用を用いて伸張または収縮され得る他の適当な形態に巻き付けられ得る。各PZTは位相を外れて駆動され、これによりPZTがファイバ22、32を定期的に引き延ばして、参照アーム188および測定アーム110の光路の長さを変更すると、構造体14への走査距離が２倍になる。図示するように、ファイバはPZTセラミック、本参考形態では特にスプールタイプの圧電性変調器90を利用して引き延ばすことができる。この方法は、高速（kHz）および〜5mmのストロークを実現し得る。
何メートルものファイバを圧電性変調器に巻き付けると、曲げに誘導された複屈折が生じる。各アーム188および110の巻き付けファイバは同等に巻き付けられて、ファイバ複屈折を可能な限り一致させることが重要である。両アームの曲げ誘導複屈折を訂正するために、巻き付けファイバの後のサンプルおよび参照アームにファラデー循環器130を配置し得る。ファラデー循環器130は、入射地点で光が戻ると変更を元の状態に戻す特性を有する。多くの適用では、標準的なファラデー循環器130の使用で十分である。しかし、非常に広い帯域の光源では、ファラデー循環器130の波長依存性変更回転により、変更のスクランブリングの取り消しが不完全となる。この制約を克服するためには、この問題を訂正するためのいくつかの実用的な解決法が存在する。１つは、波長に依存しないファラデー循環器130（イッテルビウム鉄ガーネット、Yb₃Fe₃O₁₂など）を使用することである。さらに、偏光維持または単一偏光ファイバが用いられ得る。各アーム188および110のファイバの長さが実質的に一致して、２つの光路内の分散の差によりシステムの解像度を低減させないようにすることが重要である。典型的には、約1mmまでの長さの一致で十分である。さらに、内視鏡ユニット34からの光を向けて集光させるために用いられる光学装置を補償するためには、分散補償ユニット126が用いられ得る。好ましくは、ユニット126は、内視鏡ユニット34で用いられるのと同じ量およびタイプのガラスまたは他の材料を有する。
参照アームの長さを変更する他の材料を図４および図5Bに示す。図5Bには、ギザギザのエッジを有するスピニングカム96を形成する参照反射器を示す。入射放射ビームがカムのエッジに向かうときカムは回転移動を行っているため、カム96のギザギザのエッジにより、光路長に周期的でほとんど一定の速度変動が与えられる。長さ変動の周律は、セグメント数にカムが360゜完全に１回転する時間を掛けたものに等しい。
内視鏡ユニット
図６は、回転走査機構35に接続される内視鏡ユニット34の参考形態を示す。内視鏡ユニット34は、人体内の天然のまたは外科的に創成されたオリフィスに挿入されて、医療従事者が動脈などの構造体をそのままの状態で観察することを可能にするように適合される。観察は、侵襲性処置を行っている間に、または診断目的で行われ、処置をアクティブに制御するために用いられ得る。回転走査機構35は、図８にさらに示すように光ファイバ44か、または本発明の実施形態を示す図10にさらに示すように光学系54の構成要素を移動させて、撮像を行う。
本実施形態に示すように、内視鏡ユニット34は、一般に、近位端45と遠位端47とを有する細長い孔43を形成する空洞ハウジング42を含む。遠位端には、光放射を問題の構造体に向かわせ、またこれから回収する光学系54が配備される。ハウジング42は、遠位端47にのこぎり状エッジ（図示せず）などの侵襲性部材を含み得る。ハウジング42の孔43内には光ファイバ44が配備される。この光ファイバは、１つの実施形態では、標準ファイバ、偏光維持ファイバ、もしくは偏光ファイバを有する柔軟な単一モード光ファイバまたは単一モード光ファイバ束であり、これにより良好な偏光モードの一致が確実となる。光ファイバ44は、好ましくは、空洞の柔軟なシャフト46内に納められる。内視鏡ユニット34は光の照射および逆反射光の回収の両方を行うため、光ファイバ44は好ましくは単一モード光ファイバである。単一モードファイバの使用は、OCT撮像の適用の場合は好ましい。何故なら、単一モードファイバは、所望の適用にとって最小のスポットサイズ（回折限界）に集光され得る単一縦空間モード光ビームを伝播および回収するからである。好ましくは、単一モード光ファイバ44は、コア、クラディング、およびジャケット（図示せず）よりなる。放射ビームは、典型的には、直径が典型的には５〜９ミクロンであるファイバ44のガラスコア内で誘導される。ファイバのコアは、典型的には、グラスクラディング（図示せず）によって覆われ、これにより、光の誘導が促進されると共に、ファイバ44に機械的な強度が付加される。ファイバのクラディングは、典型的には、直径は125ミクロンである。
撮像される構造体を洗浄するために、ハウジング42の遠位端47の近くに洗浄ポート62が形成される。回転走査機構35により、光ファイバ44または光ファイバ44の遠位端47に配置された光学系54の構成要素が回転する。ハウジング42は、撮像される構造体14に光放射を伝播するために、遠位端47の領域内の光学系54に隣接した位置に形成された透明な窓60を含む。回転走査機構35により、光放射が円形走査の状態に配置され得る。上述のように縦方向走査と組み合わせると、光放射の撮像深度が変化する。これについてさらに以下に示す。
図7Aを参照して、光放射ビームは、内視鏡ユニット34の遠位端から発光されるか、または内視鏡ユニット34の側部から内視鏡ユニット34の軸に対して角度φをなして発光され得る。ビームの発光方向は、内視鏡ユニット34の軸に沿って発光角度θを変動させることによって回転方向の走査とされる。光放射ビームはさらに、90度から外れる角度φの方向に向けられ得る。これにより、撮像を、内視鏡ユニット34の遠位端より僅かに先方で行うことが容易となる。この具現例では、発光ビームは、円錐角度２φの円錐形のパターンを走査する。縦方向走査と共に用いられると、この走査パターンは、図14にさらに示すように、動脈または血管もしくは組織を通る円錐断面に対応する断面画像を生成する。角度φは、信号処理および制御電子装置18からの制御信号に応答するように調整され得るか、または手動により調整され得る。角度が調整可能であるため、ほとんどすべての前方撮像、主に横方向の撮像、または後方撮像は、例えば、ビーム方向付け光学装置、可動ミラー、電気光学装置などの光学系の構成要素を利用して、もしくはレンズの焦面内でファイバをずらすか、または小進化（microevolution）装置を用いてレンズをずらすことによって実現され得る。回転または軸方向走査は、僅か角度φだけ変動させることによって内視鏡ユニット34の軸に沿って実現され得る。この走査の形態により、静脈および動脈などの体内の内部経路から回転または軸方向走査を得ることが可能となり得る。θおよびφの両方を調整することにより、三次元撮像または脈管内膜表面輪郭マッピングを行うことが可能となる。このようなマッピングは、いくつかの医療関係の適用では極めて重要である。
図7Bに示すように、内視鏡ユニット34の遠位端47はさらに、光学系54の構成要素を介してビームの方向付けを行い得る。同図では、例えば、スポットサイズw₀および共焦パラメータｂは特定の適用に対して最適化される。典型的には、共焦パラメータｂは縦方向走査範囲にほぼ等しい。図９にさらに示すように、構成要素は、レンズ、マイクロレンズ、レンズ列、または光ビームの焦点パラメータを制御する傾斜インデックスレンズを含み得る。
もしくは、図7Cに示すように、光ビームは、内視鏡ユニット34の遠位端47から内視鏡ユニット34の軸に垂直な方向に発光され得る。図６および図10にさらに示すように、内視鏡ユニット34の遠位端47の光学系は、角度φを制御して光ビームの発光角度θを走査するマイクロプリズムまたはミラーアセンブリなどの、適切なアクティブまたはパッシブなビーム方向付け光学装置を含み得る。
図８を参照して回転走査機構35をさらに詳細に述べる。回転走査機構35は、典型的には、回転機構52と光結合システム53とを含む。同図では、ビーム分割器６からの放射を送達する光ファイバ32は結合システム53内で終結する。結合システム53は、本参考形態では、内視鏡ユニット34の近位端に接着される光コネクタ48からインタフェース72によって離された結合部材70を含む。インタフェース72は、入力側光ファイバ32からの光放射を内視鏡ユニット34の光ファイバ44に伝播するために利用される。結合部材70は、光コネクタ48に物理的に接続されるか、または、図示するように、インタフェース72内に形成される空気または流体媒体によって分離され得る。結合部材70が光コネクタ48に物理的に接続される場合には、結合部材70は光コネクタ48から取り外すことができ、これにより、内視鏡ユニット34を各患者により交換することができる。これらの結合手段に加えて、高速光撮像のための追加の改変が可能である。カテーテルの固定部分から回転部分へ光を結合させるためには、標準的なまたは勾配インデックス（GRIN）レンズ（図示せず）のいずれかが用いられ得る。より多くの光学要素を必要とするため、十分な結合を行うためには、すべての構成要素を高い許容度（＜1mrad角度の許容度）で整列させることが必要だからである。
光コネクタ48は、回転機構がこれに接続されると、内視鏡ユニット34のための駆動シャフトとして機能する。回転機構は、DCまたはAC駆動モータ74、および所定のギア比率を有するギア機構76を含む。ギア機構76は、シャフト78を介してモータ74に接続される。すべての形態において、駆動モータ74が発動すると、シャフト78が回転し、ギア機構76および回転可能な光ファイバ44または光学系54の構成要素が回転する。本発明の実施形態におい ては、DC駆動モータ74は、ハウジングの遠位端に配置され、光学系54に接続され、図10にさらに示すような光学系54の構成要素を回転または平行移動させるマイクロモータ（図示せず）であり得る。
ファイバは回転しないが、光学系の構成要素が柔軟な結合機構を介して回転する実施形態では、図６および図８に示すものとは異なる駆動機構が可能である。これらの駆動機構としては、シャフト78が柔軟なシャフト46と「整列（in−line）」して直接連結するドリルに類似する「整列」駆動がある。シャフト46の外側には静止シースが用いられ、シースとハウジング42との間を通るファイバを保護する。
光学系54は、所望の走査タイプに依存して多くの異なる光学構成要素を含む。図６の参考形態を再び参照すると、光学系54は、レンズ56と光ビーム方向器58とを含む。ビーム方向器58は、ビームの伝播が受ける乱流の影響を最小限にするように構成された、ミラーを含み得、 そして、形態は、レンズまたはプリズムを備える。この参考形態では、ビーム方向器58は、好ましくは、光放射を内視鏡ユニット34の軸に垂直な方向に向けるための、GRINレンズ56に接着したプリズムであり、そして、参考 形態はミラーを備え得る。ハウジング42は、内視鏡ユニット34の壁に沿って形成された透明な窓60を含む。本参 考形態では、光放射を透明な窓60を介して問題の構造体14に垂直方向に向けることにより、図7Cの走査が実現される。
図６を参照して、本参考形態では、内視鏡ユニット34が内視鏡ユニット34の先端部に窓160を有する場合は、超音波構成要素61およびビーム方向器のプリズムまたはミラー要素を除去することによって、高解像度の撮像が可能である。この参考形態では、光学系は、レンズ156であるビーム方向器を含み、光ファイバ44が回転すると、図7Bの走査で示すように、光を円形光路で伝播する。これを実現し得る多くの方法のうちの１つとしては、光ファイバ44をレンズ156が配置される軸から僅かにずらして配置することがある。
上で説明したように、図7Aで示されるθ、φで走査を行う方法には幾つかの方法がある。これには、光ビーム方向付けオプティック54（図６）中のレンズの像面にある小型微量並進器（miniaturemicrotranslator）（図示せず）を用いて遠位ファイバチップを軸方向に変位すること、および光ビーム方向付けオプティックの折り畳みミラー（foldmirror）の機械もしくは電磁、あるいは圧電により変位させることが含まれる。機械的連結に基づく１つの参考方法が、図９の参考形態に示される。この図に示され、上記でも説明したように、可撓性のあるトルクケーブル1146に収容されるファイバ1144がある。トルクケーブルの遠位端は、ギア機構1176に接続される。ギアのうちの１つは、対象のサンプルの回転走査を与えるようにACまたはDCモータ1174によって駆動されるシャフト1178に接続される。内視鏡ユニット1134の遠位端はレンズ1156であり、レンズ1156は、ファイバ1144からの光の焦点をサンプルに合わせ、サンプルから後方散乱または後方反射した光を集めて、これをファイバ1144に送る役割を果たす。本発明のこの参考形態では、外側シースまたはケーブル1180は、シース1180のリブ付きスリーブ（図示せず）または溝（図示せず）を用いて、可撓性のあるケーブル1146にねじれた状態でしっかりと連結される。シース1180はねじった状態でしっかりと連結されているが、このシース1180は、軸方向に摺動することが可能にされ、シース1180に取り付けられた２つのプレート1182への適切な連結手段を備えるリニアモータ1181によって駆動される。従って、モータ1174がトルクケーブル1146を駆動して回転させると、リニアモータ1181はシース1180を軸方向に駆動することができる。内視鏡ユニットの遠位端には、ミラービーム方向付けオプティック1158がある。このミラーは、２つの方法でヒンジにより取り付けられる。１つのヒンジ1176は、ミラーを駆動して回転させるように、ねじった状態で堅くトルクケーブル1146に接続される。別の１つのヒンジ点1177は、モータ1181に応答してミラーを駆動して傾斜させる（tipand tilt）ように、シース1180に接続される。ハウジング1142は、ミラー11758をハウジング1142の外面との接触から保護するために、シース1180から離れるように適切に測定される。別の参考形態では、シース1180は、トルクケーブル1146に直接取り付けられ、ミラー1158は、レンズ1156に直接取り付けられるプリズムビームディレクタに置き換えられる。ギア機構は、モータ1181が内視鏡撮像ユニット全体を軸方向に駆動することを可能にするよう、適切に作られる。これらの例示的な参考形態では、ビーム1199は、対象のサンプルの３次元マップを自動的に行うことが可能となる。
本発明の内視鏡ユニット34の実施形態が図10に示される。この実施形態では、光学系54は、好ましくは、レンズ256、プリズム59などのレトロリフレクタ、およびミラーなどのビームディレクタ158を含む。この実施形態では、照射を反射して内視鏡ユニット34の側面から出ていかせるために、透明な窓64がハウジング42の壁の周囲に配置される。この実施形態では、光ファイバ44は、循環照射走査（circulationradiation scan）を作りだすように回転するわけではない。その代わりに、ビームディレクタ158が、可撓性のある回転自在なシャフト46'に接続される。このシャフト46'は、減速ギア（reducinggear）76か、または、上述のものと同様の直接「整列」連結部材に接続される。シャフト46'は、保護シース47'内に収容され得る。ファイバは、図６に示されるように、軸に沿って接続されるのではなく、シース47'および外側ケーシング42から出て、近位端45の方に延び、この近位端45で干渉計４に結合される。このアプローチには、並行して走査および獲得され得る幾つかの軸方向ビームあるいは回転ビームを生成するように、幾つかの光ファイバが内視鏡ユニット34に結合され、レンズ（またはレンズアレイ）256の像面に配置され得るという付加的な利点がある。ある実施形態では、各ファイバは、別個の撮像システムに結合される。別の実施形態では、ビームディレクタ158は、内視鏡ユニット34内にあるマイクロメータ（図示せず）によって回転される。
動作中、光の照射は、光ファイバ44、レンズ256およびレトロリフレクタ59を通って、ビームディレクタ158に移動する。ビームディレクタ158が回転すると、照射は、図7Cの経路で説明したように、透明な窓64を通って、内視鏡ユニットに対して垂直な方向に、内視鏡ユニット34の壁および構造体14上に環状に反射される。
図11Aを参照して、本発明の内視鏡ユニット34の参照 形態は、ハウジング（図示せず）に隣接して配置される複数の膨張可能なバルーン80を含む。バルーンは、内視鏡ユニット34のルーメン81を通る空気または液体などの流体によって膨張される。そのようなバルーン80は、プラークを破壊するまたは動脈内の領域を分離するためにしばしば用いられる。この図に示されるように、１つの参考形態では、少なくとも１つのバルーン80が、透明であることが可能であり、透明な窓64の上に配置されることが可能である。バルーン80が透明であるため、単一モード光ファイバ44からの照射は、光学系54およびバルーン80を通して、構造体に透過される。そのような構成により、血管形成が起こっているときに、バルーン80がプラークに与える影響が撮像され得る。図7Cの角度Φを変えるためにマイクロメータまたはその他の適切な手段が取り付けられると、バルーンの軸方向の画像を、回転マッピングを用いてマッピングすることができ、これにより、3D画像が作られる。また、この図に示されるように、ガイドワイヤ82は、内視鏡ユニット34のハウジング内42に含まれ得る。ガイドワイヤ82は、体内の所望の場所への内視鏡ユニット34の配置を促進する。
この血管形成術用内視鏡ユニット34内からの撮像により、バルーンの膨張の前後およびその最中に血管または組織の壁のリアルタイムで評価することが可能となる。これにより、所望の結果が達成されるまで、バルーン80の膨張圧力を調整することが可能となる。現在、圧力は、処置前に全体的な基準に基づいて推定されており、この圧力は、血管造影の後処置が実質的な改善を示唆しない場合には変えられる。血管造影は低解像度（500μｍよりも大きい）であり、血管または組織を断面的にではなく軸方向に評価するものである。血流が、より低質の撮像を引き起こす応用では、光学撮像フィールドを明瞭にするために、上流のバルーンを膨張させるおよび／または生理食塩水を注入することができる。光学撮像ポートに最も近いバルーンの膨張を利用して、撮像フィールドを安定化させることも可能である。
図11Bを参照して、図11Aの内視鏡ユニット34が断面図で示される。参考形態に示されるように、ファイバ44は、可撓性のあるトルクケーブル45およびボディ47によって囲まれるハウジングの中心を通って走る。ボディ47内には膨張ポート81が形成され、この膨張ポート81を通して、バルーン80が膨張される。さらに、ボディ47には、ガイドワイヤ82が通過するポート49が規定される。好ましくは、ボディ47の外面には、生体適合性シース84が配置される。さらに、ルーメン89を用いて、生理食塩水などの流体を注入するまたは押し出すことができる。
図12を参照して、動脈または静脈を通してカテーテルまたは内視鏡を方向づけるガイドワイヤ334を含む撮像システムの別の参考形態が示される。ガイドワイヤ334は通常、細長い中空の孔343を形成するハウジング342を含み、この孔343内には、上記参考形態における説明と同様に、回転する光ファイバ344が延びている。ガイドワイヤ334の遠位端には、好ましくは生体適合性のあるコイル状の放射線不透過性材料から作られる可撓性のあるチップ（tip）363が、放射線不透過性チップ350とともに形成される。可撓性のあるチップ363は、典型的には、窓360から約4cm越えて延び、平滑なジャケット362で覆われ得る。移動するチップ350が画像の撮像を困難にし得るため、あるいは、オプティクスの存在によりチップの可撓性が低くされるため、光学系354は、好ましくは、ガイドワイヤの固定領域340に配置される。しかし、別の参考形態では、ユーザの意図した応用に望ましければ、光学系をチップに形成することができる（図示せず）。別の参考形態では、図９の装置は、ガイドワイヤ334の端部に配置され得る。多くの応用では、ガイドワイヤのボディ内への配置を助けるためには、ガイドワイヤのチップで１次元の縦走査を行うことだけが必要とされ得る。従って、可撓性のあるチップ350に１つの固定ファイバを配置するだけでよい。光学系354をこの位置にすることにより、撮像を継続して行いながら、介入するカテーテルを、ワイヤ上で切り換えることが可能となる。光ファイバ344からの光の照射は、光学系354に透過され、この光学系354において、この光の照射は、本参考形態では、レンズ356およびビームディレクタ358を通り、そして窓360を通って透過される。
ガイドワイヤ334の構造的一体性を維持しながら窓360を形成する方法には、幾つかの方法がある。１つの方法は、可撓性のあるチップ350をガイドワイヤの固定領域340に取り付ける３つまたはそれ以上の金属またはプラスチック測定ロッドの使用を伴う。別の方法は、窓の遠位側および近位側で金属またはプラスチックガイドワイヤに封止され得る剛性の透明なプラスチック窓の使用を伴う。あるいは、回転するファイバ344を収容する可撓性のある中空のシャフトは、金属ガイドワイヤハウジング334の内側に取り付けられてもよく、または、ガイドワイヤ334の孔343に自由に浮遊した状態にされてもよい。
再び図６を参照して、本発明の代替的な参考形態では、撮像システムは、超音波システムに結合され得る。この図に示されるように、超音波トランスデューサ61は、遠位端でハウジング内に配置される。好ましくは、ビームディレクタ58は、銀メッキされたエッジ57を有するプリズムまたはミラーであり、光の照射は、このプリズムまたはミラーを通して、上述のように対象の構造体14に対して垂直に透過される。超音波トランスデューサ61は、銀メッキされたエッジ57に超音波を伝え、光の照射とは反対の方向に、構造体に垂直に当てる。リードワイヤ55は、トランスデューサから出発し、検出された超音波信号を処理ユニット（図示せず）に送る。
図13A〜図13Dを参照して、体の内部器官についての２種類の走査アプローチの実施例が示される。走査の優先順位は、縦走査を回転走査とすることができる。回転優先走査が図13Aに示される。この図では、１回の回転走査が実質的に終了してから、縦走査が起こる。その結果、連続する環状走査は、対象の構造体内の連続する深度の画像を与える。このような走査は、図13Aでは個別に行われる。図13Bを参照して、縦走査は、回転走査と同時に起こる。このようにして、両方の走査が同期され、らせん状の走査パターンが与えられる。縦優先走査が図13Cに示される。この図では、組織壁についての１回の縦走査が終了してから、回転走査場所を増分する。図13Dを参照して、１回の縦走査は、同期された回転走査が起こると終了する。
図14を参照して、本発明のシステムを用いて得られる血管の画像が示される。参照番号200および210で示されるように、構造体14の表面および構造体14の内部形状はともに、測定アーム10の構成要素によって行われる回転走査、および参照アーム８の構成要素によって行われる縦走査から得ることができる。
損失補償の形態
上記の参考形態のいずれにおいても、信号対ノイズ比および解像度を増加または維持するために、分散および偏光損失の補償が実施されなければならない。図４を参照すると、参照アーム188を規定する光学路は、位相および／または周波数シフタ124と光学的に連結された光ファイバ22および分散補償システム126を有する。長さ方向の走査において、処理ユニット18における干渉信号の復調は、長さ方向の走査ユニット12のドップラー周波数と等しいまたはドップラー周波数付近の中間周波数で起こる。しかし、回転走査においては、中間周波数をシフトする適切な手段が必要である。位相および／または周波数シフタ124は、この機能を果たす。
位相および／または周波数シフタ124は、放射線の干渉信号成分の周波数をベースバンド型ノイズと離して変調することによって最適な検出感度を維持し、エイリアシングを防止する。位相および／または周波数シフタ124は、例えば、LiNbO₃電気光学変調器または伸張可能なファイバなどの、セロダイン変調を有する位相変調器の形態をとり得る。セロダイン位相変調は、２πの倍数でリセットされる振幅を有する鋸歯駆動パターンを用いることによって効果的に成し遂げられる。あるいは、位相および／または周波数シフタ124は、音響光学変調器であり得る。必要な周波数シフトは、回転インパルス応答のおよそ数倍である。インパルス応答は、持続時間Ｔ〜（回転速度）／（フォーカルスポットサイズ）を有する。電子処理ユニット内で用いられる公称帯域幅は、回転走査における回転パルス幅または長さ方向のパルス幅（コヒーレンス長）とほぼ等しく設定される。長さ方向の走査において、フィルタ中心周波数は、セロダインもしくは音響光学周波数シフトまたはドップラー周波数シフトによって、回転走査または長さ方向の走査についてそれぞれ設定される。いくつかの応用においては、分散の平衡を保つか、または２つの周波数シフタ間の差周波数で動作させるために、両参照アームにおいて、位相および／または周波数シフタ114を設けることが必要であり得る。
通常、非ファイバ干渉波束は、参照反射器21に到達し、参照反射器12から反射するときに、その形状を保持する。しかし、図４に示す光ファイバ干渉計144では、ファイバ材料、導波路分散、バルク光学成分および組織分散によって、光源２の波束の様々な周波数成分が異なる速度で走行し、事実、波束を消去し、撮像解像度を減少させる。高ピークパワーパルスが用いられる応用において、自己位相変調はまた、解像度に悪影響を与え得る。分散平衡を維持するために、各アーム188、110における同一の長さのファイバおよび／または分散平衡成分126が用いられ得る。分散補償システム126は、路長の差によって生じる参照アーム188および測定アーム110において反射される放射線の分散における差を（コヒーレンス長未満に）等しくする。この図に示すように、結合器106から反射器12までのファイバ経路の長さは、結合器106から内視鏡ユニット34の遠位端までの経路の長さとほぼ等しくなければならない。ファイバの長さを分散長未満に一致させることに加えて、分散補償システム126は、光が内視鏡ユニット34内のファイバから出射し、光学素子54によって案内され、目的の構造体14から反射し、内視鏡ユニット34に再び入るときに発生する公称分散（nominaldispersion）を補償するためにガラスを含む光学素子（図示せず）を有し得る。すべての形態において、耐反射性のコーティングされた光学部品56（または、光学ユニット54）、ファイバ22、32および44、ならびに角度を成すように研磨され、端部が開口したファイバまたはファイバコネクタ（図示せず）を用いることによって迷光反射を最小限に抑えることが重要である。さらに、基準および信号ファイバ長とコネクタ位置とを数コヒーレンス長だけ分離し、これらの残りの反射からコヒーレンス相互作用がないようにすることが所望される。
さらに干渉検出には、参照偏光ベクトルおよび信号偏光ベクトルを配列し、変更感度を維持することが必要とされる。測定アーム110の光学ファイバ44が移動または加熱されるか、目的の構造体14が複屈折率を有する場合、信号減衰が発生し得る。偏光保存ファイバまたは偏光ファイバは、構造体14の複屈折率を補償しないが、ファイバ移動または加熱の問題に対する１つの解決法である。さらに、ファイバは、通常、偏光を正確に維持しない。この結果、コヒーレンス機能が消滅するかまたは信号が損失される。図15に示す偏光ダイバーシチ受信機416を用いることによって、両偏光問題が補償される。
図15は、偏光ダイバーシチ受信機416を有する干渉計404の参考形態を示す。このような受信機416は、２つの偏光ダイバーシチ検出器417、415を用いる。参照反射器412から反射され、観察中の構造体414から反射される光学放射線は、ビームスプリッタ406で合成される。ビームスプリッタ406は、干渉計の光ファイバ参考形態において光学結合器を有し得る。偏光コントローラ（図示せず）を用いて、参照アーム408偏光は、偏光ビームスプリッタ（PBS）420で２つの検出器417、415を同等に照射するように調節される。光学路のこの部分が開放空気にある参考形態において、ビームスプリッタ406と参照反射器412との間のバルクゼロ次波面、または他の適切な位置が用いられ得る。光ファイバが光学路のこの部分に用いられる参考形態において、ファイバ偏光回転装置（図示せず）が用いられ得る。
図15のこの受信機416の構成を用いると、２つの光検出器417、415の二乗出力の合計は、構造体412からの反射光の偏光状態と独立する。このような受信機416を用いることによって、構造体414内の偏光回路による信号減衰がなくなり、２つの偏光成分の相対的な強度を調べることによって構造体412の複屈折率に関する情報を提供し得る。２つの検出器417、415の二乗出力の合計は、構造体412から反射した光の偏光状態とは独立する。１つの検出器417における干渉信号は、水平偏光におけるサンプル電界に比例し、他の検出器415内の信号は、垂直偏光におけるサンプル電界と比例するので、これらの２つの電界成分の二乗の合計は、総パワーと等しい。さらに検出器および波面を用いることによってこの偏光ダイバーシチを偏光受信機まで延ばし、全ストークパラメータまたはポアンカレ球体が、当業者に公知のように、コヒーレンス長と等しいスケールでマップされることが可能である。
上記のように、単一モードファイバは、通常、光を構造体14におよび構造体14から連結するために用いられ得る。さらに、レンズなどのバルク光学プローブモジュールは、内視鏡ユニット34において用いられ、光を構造体14におよび構造体14から結合する。従来の内視鏡のように、長さ方向の走査範囲（被写体深度）および回転解像度との間でトレードオフがしばしば存在する。回転解像度は1/F＃に比例し、被写体深度は、（1/F＃）^２に比例する。ここで、Ｆ＃は、撮像システムのＦ数である。従って、高い回転解像度は、走査深度を代償として成し遂げられる。再び図7Bを参照すると、ガウスビームに関しては、半値幅エネルギー（FWHM）共焦距離ｂは、２πω_o ²/λによってほぼ与えられる。ここで、ω_ｏは、e^-2ビーム強度ウエスト半径（waistradius）であり、λは、ソース波長である。従って、ω_ｏは、良好な回転および軸解像度を維持するために非常に小さい。撮像振動もまた小さい。なぜなら、共焦距離ｂ（焦点深度）の外側に集めされた光は、光ファイバに効率的に再び結合されないからである。20μｍの回転解像度については、被写体深度は、0.8μｍの波長で約800μｍまでである。従って、１つの実施形態において、光学被写体深度は、ほぼ長さ範囲に一致することが好ましい。OCTの大きなダイナミックレンジでは、共焦距離を越えて走査し、信号対ノイズまたは信号対ブラインドネス（blindness）が等化を限定するポイントまで、長さ方向の点広がり関数に従って信号を電子的に等化し得る。
再び図４を参照すると、検出器16および信号処理電子部品18は、好ましくは、高感度および高いダイナミックレンジを提供するように構成される。システムの感度に対する１つの限定は、検出器における量子機構効果によって指図される。構造体14からの最小の分解可能な反射は、R_min〜3.5（v/ΔＬ）／（ηP_S/hν）によって得られ得る。ここで、ｖは参照ミラーの長さ方向の速度、ΔＬはソースコヒーレンス長、ηは検出器量子効率、P_Sは入射ソース信号パワー、ｈはプランク定数、νは光学周波数である。従って、構造体が迅速に走査される場合ｖは大きく、大きな信号パワーは所定の受信機感度を維持するために必要である。この感度を成し遂げるために、低ノイズトランスインピーダンス増幅器（TIA）19および十分な基準信号パワーが必要であり、参照アームパワーからのショットノイズは、TIA19の熱ノイズを支配する。
さらに、１つの参考形態において、信号処理電子部品は、位相検知検出技術および逆散乱理論または帯域幅拡張技術を用いて、向上した解像度および他のさらなる信号情報を抽出し得る。位相感知検出を可能にする１つの方法は、電子処理ユニットを、アンチエイリアシングローパスフィルタおよびA/D変換器から構成することである。A/Dは、好ましくは、中間周波数の約２倍で動作する12−16ビット装置である。
１つの参考形態において、信号処理電子部品18は、さらに、受信された信号から速度データを抽出し得る。ドップラー周波数を分析することによって、この参考形態は、コヒーレンス長と等しい空間解像度を有する構造体の速度に関する情報を得ることが可能である。このような技術は、血液または体液（分泌）フロー、パルスレート等を分析するために重要なツールである。ディジタル信号処理ユニット（DSP）ユニット（図示せず）は、呼び（nominal）ゼロドップラー周波数信号の周りにバンドパスフィルタバンクを実現することを含むいくつかの方法で周波数解析を成し遂げ得る。
より高い解像度画像を得るためには、高速走査および高い電源を必要とする高速撮像が必要である。しかし、多くの場合、達成可能な画像速度は、動きアーチファクトを除去するのには十分でない。上記の膨張可能なバルーンは、画像フィールドを安定化させるのに用いられ得るが、電子画像安定化も重要である。多くの応用において、個別のフレームが得られ得る速度（＞1Hz）は、動きによって誘導された大抵のアーチファクトを最小にするのに十分である。しかし、OCTは、＜10umクラスの解像度を有し得るので、フレーム対フレームの安定化は、高解像度視覚化を可能にするのに重要である。フレーム対フレームの安定化撮像処理を提供することが必要である。１つの技術は、基準として規定される１つの画像または画像のセットとの２次元空間相互相関を行うことである。ピーク相互相関ベクトルを計算した後、このベクトルは、画像を再登録するために適用され、それによって、動きで誘導されたアーチファクトは除去され得る。ピーク相互相関について全画像空間にわたってサーチする必要はない。なぜなら、フレーム対フレームの動きは通常、全画像よりもはるかに小さい範囲に限られるからである。さらに、基準画像は、経時量、例えば、最後のＮフレームの指数重みづけであり得る。また、このフレーム対フレームの安定化は、ガイドワイヤ、カテーテル、または内視鏡を感知するセンサと連結され、それによって、新しい基準フレームの必要性も合図し得る。他のフレーム対フレームの安定化技術も、当該技術分野に公知のように用いられ得る。
本発明の別の参考形態は、構造体中における異なる組織のイメージングを高めるために、異なる周波数に調節された複数の光源を用いる。図16に、波分割多重化（wavedivision multiplexing:WDM）を用いた参考形態を示している。本参考形態において、２つの発光源602、603を用いている。一参考形態において、好ましくは1.3μｍ源および1.5μｍ源が用いられる。本参考形態では1.3μｍ源および1.5μｍ源を示しているが、この概念を任意の波長を有する任意の数の光源に拡張することも可能である。これらの源602、603から発光された放射は、WDMマルチプレクサ605で連結（combine）され、波長独立光結合器606に伝えられる。前述のように波長独立光結合器606は、測定アーム610を規定する光路（ファラデー循環器630および内視鏡ユニット634に結合された回転機構635を含む）に沿って、また参照アーム608を規定する光路（位相変調器624、ファラデー循環器630、および分散補償システム626を含む）に沿って放射を導く。参照反射器612および構造体614から反射された光は結合器606によって連結され、WDMデマルチプレクサ620に伝えられる。出力光信号は、検出器616、617への入力光信号である。検出器616、617からの出力信号はそれぞれ、低ノイズトランスインピーダンスアンプ624、625によって整えられてから、２つの信号処理モジュール626、627のいずれかへの入力信号となる。次に信号処理モジュール626、627からの出力信号を処理する。このように、異なる光周波数を有する２つの同時像が得られる。
イメージングシステムから得られる２つの像は、別々に観察されるか、あるいは比測定（ratiometric measurement）を行うことにより構造体14に関する立体視情報を決定してもよい。例えば、1.5μｍで発光された放射は、1.3μｍ源で発光された放射よりも水吸収性が高い。1.5μｍ源で得られた像および1.3μｍで得られた像の比を取ることにより、サンプルの水分含有量を微細構造スケールで決定し得る。
上述のように、WDMの適用により組織を視覚化する能力が向上する。本発明において信号を波長多重するための方法がいくつか存在する。図示のように、複数の光源を多重化するための単一モード光ファイバWDMマルチプレクサ605および、受信信号（receiversignal）を脱多重化するためのWDMデマルチプレクサ620を用い得る。結合器606は、溶け合わされた複円錐（fused biconical）テーパー化結合器またはバルク干渉フィルタタイプであってもよく、これらは広く市販されていることが知られている。唯一の要件は、用いられる光ファイバが、問題とする波長範囲全体にわたって単一モードであることである。脱多重化動作については、図示の参考形態において、デマルチプレクサ620を２つの別々の検出器616、617に結合する。この構成により、１つの光波長からのみのショットノイズが検出されるため、感度が向上する。別のデマルチプレクサの参考形態では、単一の検出器（図示せず）を用いて信号を、それらの特有のドップラーシフトに基づいて（長さ方向優先走査参考形態の場合）、あるいはセロダイン周波数シフト（回転走査の場合）に基づいて分離する。
非長さ方向走査の形態
上記説明の大部分は長さ方向走査機構を通じて基準経路の長さを変更することを包含する方法を中心としてきたが、参考形態のうちいくつかは、特に図17および図18に示すように、長さ方向走査機構を用いない。図17の参 考形態を参照して、発光源702は、調節可能な外部格子を有する半導体レーザ、調節可能な固相レーザ（例えばTiAlO₃）、または色素レーザなどの、狭帯域周波数調節可能源である。光源702を広い周波数範囲にわたって素早く調節する際に、長さ方向走査機構を用いずに、問題とする構造体714に関する長さ方向の情報を決定することができる。源702によって発光される放射は、光結合器706に伝えられる。前述のように光結合器706は、測定アーム710を規定する光路（内視鏡ユニット734に結合された回転機構735を含む）に沿って、また参照アーム708を規定する光路（測定期間中静止している静止参照反射器712に結合された分散補償システム726を含む）に沿って、放射を導く。
定常出力光源702は、例えば鋸歯状で広い周波数範囲にわたって素早く周波数調節されることにより、周波数チャープ（frequency chirp）を実現する。動作に際して測定経路710の長さは、典型的には基準経路708の長さよりもわずかに長い。
必要に応じて、図2Bに示すように参照反射器は内視鏡734の端に位置されてもよい。その場合、光が源702から参照反射器712に届き検出器に716に戻るのにかかる時間の遅延は、源702からサンプル714そして検出器716までの遅延よりもわずかに小さい。すなわち、構造体714内からの単一の反射は、参照反射器712からの反射よりも後に到達する。検出器716において２つの光信号は干渉し、２つの電界の積（product）は、検出器716内で生成される問題とする１成分となる。リニア周波数チャープおよび２つの光学フィールド間の相対遅延のため、２つのフィールドの積は、参照反射器712に対する構造体714内の反射部位の相対距離に比例した一定のビート周波数をもたらす。Fmをピーク周波数偏差と定義し、Ｔを周波数チャープの周期と定義すれば、ビート周波数はおおよそ以下のように与えられる：
Fb〜（Fm/T）^＊Δｔ〜（Fm/T）^＊（２Δx/c）
上式において、Δｔは2tの信号間の時間遅延差であり、Δｘは実効光路長差であり、ｃは光速である。従ってビート周波数情報は、構造体714内の反射の光路名に関する情報を含んでいる。このビート周波数項の大きさはその特定の深度における反射部位の大きさ（magnitude）に比例する。RFスペクトル分析器700に結合された低ノイズトランスインピーダンスアンプ（TIA）719を用いてRFスペクトル分析を行い、問題とする周波数範囲にわたっての反射の大きさ（構造体714内の問題とする深度範囲に対応する）を決定する。
図18に、上述の長さ方向走査機構を無くしたさらに別の参考形態を示している。この参考形態において、源802は典型的には広スペクトル帯域源を有している。測定期間中に参照アーム808の経路長を調節する必要がやはり無くなり、静止参照反射器812によってこれに換えている。源802によって発光された放射は光結合器806に伝えられ、前述のように光結合器806は、測定アーム810を規定する光路（内視鏡ユニット834に結合された回転機構835を含む）に沿って、また参照アーム808を規定する光路（静止参照反射器812に結合された分散補償システム826を含む）に沿って、放射を導く。必要に応じて、図2Bに示すように参照反射器は内視鏡834の端に位置されてもよい。
図示の参考形態において、検出された放射は、格子型分析器または高フィネスTempTemp調節可能ファブリ−ペローフィルタなどの、光学スペクトル分析器820にて分析される。光学スペクトル分析器820の出力は、コンピュータ化画像処理機822の入力信号となる。コンピュータ化画像処理機822は、各回転位置におけるスペクトルのフーリエ変換を行うことにより、問題とする構造体の像を得る。画像処理機822の出力は、ディスプレイ／記録装置838に与えられる。動作に際して、参照アーム808および測定アーム810を規定する光路からの反射された放射は、光結合器806において前述のように連結され、スペクトル分析器820に伝えられる。一参考形態において、参照アーム808経路長は、構造体814への問題とする経路長よりもわずかに小さい。
説明のために、構造体814内から単一の反射が発するとする。測定アーム810経路の長さが、源802から構造体814そして光学スペクトル分析器820の入力へと戻る光路長であるとする。基準経路808の長さが、光源802から参照反射器812そして光学スペクトル分析器820の入力へと戻るものとする。光路長差は、測定アーム経路810および参照アーム経路808間の差である。構造体814内における反射の大きさおよびそれに関連する経路長差は、光スペクトルを調べることによって測定され得る。光学スペクトル分析器820において、所与の経路長差につき、源802に含まれる周波数にわたって建設的光干渉と破壊的光干渉とが存在する。この干渉の大きさは反射の大きさに依存する。反射がなければ干渉もない。反射が基準反射と同じだけ大きければ、特定の周波数において光スペクトルの完全な相殺が起こり得る。
分散補償器826を用いて補償されるべき分散差がなければ、光学スペクトル分析器820で測定された光スペクトルは、強度対光源周波数を表す正弦波様干渉パターンを含むことになる。干渉パターンの大きさは、構造体の反射係数（この周波数は光路長差に比例する）に比例する。干渉パターン対光周波数の周期は、Δｆ〜Δx/cによって与えられる。ここでΔｘは光路長差である。構造体814内の異なる深度において多くの光反射（複数の異なるΔｘ）が存在するならば、多くの正弦波周波数成分が存在することになる。光学スペクトル分析器820で導かれたデータに対して画像処理器822においてフーリエ変換を行うことにより、構造体814の反射率曲線が得られる。
医療手順におけるシステムの使用
参考形態は、多くのタイプの、最小限の侵襲性を有する医療手順において用いることができる。本発明は、静脈内のステント配置用静脈内高解像度撮像方法を提供する。本発明の撮像システムは、従来のステントカテーテルに一体化され得る。高解像度撮像は、血管または組織の壁に対するステントの位置を判定し、血管または組織の壁内の血塊の存在を同定し、血管の微細構造体に対する圧縮の影響を決定するために用いられ得る。現在、ステントを配置した後に、血管造影図（上述したように）および血管超音波が得られる。血管超音波の限界は、低い解像度、血塊をプラークと識別する能力の欠如、および血管または組織の壁の下方の微細構造体を正確に判定する能力の欠如である。
図11Bを参照すると、ステントは部分的にバルーン80により配置され得る。ステントが透明または部分的に透明であるように形成されている場合、撮像技術はステントを配置することを補助するために用いられ得る。ステントの配置および検査を補助するために、２以上のシースまたは他の平滑な表面が、トルクケーブル45とカテーテル本体47の内膜表面とを分離し得、それにより撮像装置がファイバ軸に沿って外部カテーテルに対して移動することを可能にする。外部カテーテルは、近位バルーンまたは他の手段を用いて安定化され得る。撮像カテーテルは、ステントの表面を検査するため及び画像セットを生成するために、手動または自動的に移動され得る。
あるいは、本発明の撮像システムは、従来の経皮アテレクトミーカテーテルに一体化され得る。そのため、プラークを介するアテレクトミーブレードの移動がリアルタイムでモニタされ得、壊れやすい構造体にダメージを与える可能性を低下させる。さらに現在、高解像度撮像は、従来のロートブレードカテーテルをガイドしてプラークを除去するためには使用できない。血管または組織の表面を「研磨」する手順は現在、血管造影図によりガイドされている。血管造影図による低解像度ガイダンスは、断面撮像を行えないことに加えて、血管または組織内のカテーテルの操作を困難且つ多少危険にする。本発明の撮像システムは、従来のロトブレードカテーテルに一体化され得る。高解像度撮像により、組織の除去の深さを判定することが可能になる。さらに、ロートブレードによる除去中に大きな断片が生成されることにより手順に関連する合併症のいくつかが起こると考えられるため、高解像度撮像は、これらの粒子の発生を追跡することを可能にする。
静脈内レーザの使用は、ビームの位置を３方向において制御することができないことにより不可能である。現在、手順は、血管造影図によりガイドされており、断面ではなく軸方向において血管または組織を判定している。従って、ビームの半径方向角度は、高度な正確さでは判定することができない。手順をガイドするために、本発明の撮像システムを同時に用いることにより、アテレクトミービームの位置を２および３次元において判定することが可能になる。
図19に、撮像システムの、レーザ外科装置と光ファイバにより接続された参考形態を示す。上述したように、撮像システムは、内視鏡ユニット934に接続された回転機構935を有する測定アーム910、および位相シフタ924と長さ方向走査機構928と参照反射器912とを含む参照アーム908を含む。この参考形態において、高出力レーザメス920を内視鏡ユニット934に接続するために、結合器または光速光ファイバスイッチ909が用いられ得る。レーザメス920が異なる波長を有する場合、レーザメス920は、検出器916における光の干渉を阻止してレーザ発射と撮像とを同時に行うことを可能にするために、WDM光ファイバ結合器（図示せず）を用いて接続され得る。この参考形態において、レーザメス920の発射は、コンピュータ924からの入力を受け取るコントロール機構922により制御される。コンピュータ924は、電子処理ユニット918に接続されて、処理ユニット918に獲得され表示された画像情報に応答して上記入力をほぼリアルタイムで提供する。レーザメス900は、レーザメス920内のレーザ源からのレーザ照射を、人情報を用いて又は自動ターゲット認識を用いてオペレータにより選択された回転セッティングに沿って送達し得る。レーザ源902からのレーザ発射は典型的には、内視鏡934内の光ファイバ944の回転走査と同期され、構造体914のある点が撮像されているときにレーザが発射するようになっている。あるいは、連続発射を可能にするために回転を停止することもできる。
本発明を好適な実施形態および参考形態を参照して上記に特に図示し説明してきたが、本発明の思想および範囲を逸脱することなく、形態および詳細な点に関する上述した又はその他の変更が当業者によってなされ得る。
光学的にコヒーレントな断層撮像を行う撮像システムは、光照射源と、参照光反射器と、参照光反射器につながる第１の光路と、内視鏡ユニットに接続された第２の光路とを含む。内視鏡ユニットは好適には、孔を規定する細長いハウジングと、細長いハウジングの孔内に位置して孔の長さ方向に延びる、近位端と遠位端とを有する回転可能な単一モードの光ファイバと、回転可能な単一モードの光ファイバの遠位端に接続されて単一モードの光ファイバからの光照射を構造体に伝達し且つ構造体からの反射光照射を単一モードの光ファイバに伝達するように位置づけられた光学システムとを含む。システムはさらに、光照射源からの光照射を反射器への第１の光路に沿って及び第２の光路に沿って分割するビーム分割器と、第１の光路に沿って伝達された反射器からの反射光と第２の光路に沿って構造体から伝達された反射光とを受け取るように位置づけられた検出器とをさらに含む。検出器は、参照反射器からの反射光照射と構造体からの反射光照射とに応答して信号を発生させ、プロセッサは、検出器からの信号に応答して構造体の画像を生成する。システムは、画像の回転方向および長手方向の両方の走査を提供する。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明の撮像システムの１つの参考形 態のブロック図である。
【図２】図2Aおよび図2Bは、図１の撮像システムで用いられる干渉計を示す。
【図３】図３は、光ファイバ、ファラデー循環器、および平衡受信機を用いる、図１の撮像システムを示す。
【図４】図４は、本発明の立て方向走査機構の２つの参 考形態を示す。
【図５】図5Aは、参照反射器、特に本発明の撮像システムで用いられるらせん状カムの参考形態を示す。図5Bは、本発明の撮像システムで用いられるPZTシリンダの参考形態を示す。
【図６】図６は、撮像システムの内視鏡ユニットの参考 形態を示す。
【図７】図7A〜図7Cは、本発明の撮像システムにおいて異なるいくつかのビーム方向付け光学装置により実現される走査パターンを示す。
【図８】図８は、本発明の内視鏡ユニットに接続する回転走査機構の参考形態を示す。
【図９】図９は、本発明の内視鏡ユニットに接続する光学系の参考形態を示す。
【図１０】図10は、本発明の内視鏡に接続する光学系の実施形態を示す。
【図１１】図11Aは、膨張可能バルーンを含む、本発明の内視鏡ユニットの参考形態を示す。図11Bは、図11Aの参考形態を断面図で示す。
【図１２】図12は、ガイドワイヤを含む、本発明の内視鏡ユニットの別の参考形態を示す。
【図１３】図13A〜図13Dは、本発明の撮像システムによって行われる回転走査と縦方向走査との様々な組み合わせを示す。
【図１４】図14は、本発明の撮像システムにより得られる動脈の内部構造の画像を示す。
【図１５】図15は、偏光ダイバーシティ受信機を含む、本発明の干渉計の参考形態を示す。
【図１６】図16は、波分割多重化（wave division multiplexing）を利用する、本発明の撮像システムの参考形 態を示す。
【図１７】図17は、帯域幅が狭く周波数調整が可能な光源を利用する、本発明の撮像システムの非縦方向走査の参考形態を示す。
【図１８】図18は、フーリエ変換分光技術を利用する、本発明の撮像システムの非縦方向走査の参考形態を示す。
【図１９】図19は、本発明の撮像システムがレーザ外科装置と一体形成される、本発明の別の参考形態を示す。

Claims (10)

1. インサイチュで構造体を撮像する装置であって、
   光照射源と、
   検出器と、
   該検出器と電気的に連結したプロセッサと、
   光学プローブユニットであって、
   孔を規定する細長いハウジングであって、壁と近位端および遠位端とを有し、そして該光照射源からの光に対して少なくとも部分的に透過性である該壁の少なくとも一部分を有する細長いハウジングと、
   該光照射源に光学的に連結した光ファイバと、
   該光照射源からの光を反転させる、該ハウジングの遠位端内に提供されるプリズムと、
   該ハウジング内に配置され、該構造体への光、および該構造体からの光を該少なくとも部分的に透過性の部分を通して方向付けるように位置づけられた該プリズムと光学的に連結されたミラーと、
   該ミラーに接続された可撓性の回転自在なシャフトであって、該可撓性の回転自在なシャフトは、また、インライン結合によって駆動モータに接続される、シャフトとを含む、光学プローブユニットと、
   該照射源、該光学プローブユニット、および該検出器と光学的に結合した、干渉計とを備え、ここで、該光ファ イバーは該ミラーに沿って回転しないものであり、
   該検出器は、インサイチュで該構造体によって変更された照射に応答してシグナルを生成し、そして
   該プロセッサは、該検出器からの該シグナルに応答して、インサイチュで該構造体の画像を生成する、
   装置。
2. 前記検出器が、光学的分散性エレメントと光学的検出器とを備え、そして前記プロセッサが該検出器からのスペクトルシグナルに応答して、前記構造体の画像をインサイチュで生成する、請求項１に記載の装置。
3. 前記検出器に照射を方向付けるように位置づけられたファラデー循環器をさらに備える、請求項１に記載の装置。
4. 前記細長いハウジングが、ガイドワイヤを備える、請求項１に記載の装置。
5. 前記光学プローブユニットが、前記細長いハウジングに固定された膨張可能なエレメントをさらに備える、請求項１に記載の装置。
6. 前記膨張可能なエレメントが、前記少なくとも部分的に透過性の部分に隣接し、そして前記ミラーが、光を該膨張可能なエレメントを通して方向付けする、請求項５に記載の装置。
7. 前記細長いハウジングが、内視鏡である、請求項１に記載の装置。
8. 前記細長いハウジングが、カテーテルである、請求項１に記載の装置。
9. 前記光学的照射源が、広帯域の光を生成する短いコヒーレンス長の光源を備える、請求項１に記載の装置。
10. 前記ミラーが、前記細長いハウジングの長軸に対して回転方向および長手方向のパターンのうちの少なくとも１つで前記ビームを走査する、請求項１に記載の装置。

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