JP5591235B2 - 範囲が拡大されたイメージング - Google Patents

Description

関連出願への相互参照
本出願は、２００８年７月２１日に出願された米国仮出願第６１／１３５，６１３号に関連し、その優先権を主張し、その開示は、引用によって本願に援用され、あらゆる目的について、ここに完全に記述されているものとして解釈される。

技術分野
本発明は、バイオメディカルイメージング及びレンジング（イメージング範囲の拡張）のためのシステムに関し、詳しくは、光干渉断層法（optical coherence tomography：ＯＣＴ）イメージング及び低コヒーレンス干渉法（low coherence interferometry：ＬＣＩ）に関連する方法及びシステムに関する。

光干渉断層法（ＯＣＴ）は、低コヒーレンス干渉法（ＬＣＩ）の原理に基づく２次元イメージング方式である。ＯＣＴは、長年に亘って、人間の眼目の網膜の非侵襲的なイメージングのために用いられてきた。ＯＣＴの用途において、屈折矯正、白内障及び緑内障の手術計画のために前房をイメージングし、及び眼軸長（角膜から網膜までの距離）を測定することに大きな関心が寄せられている。これは、「D. Huang, Y. Li, and S. Radhakrishnan, "Optical coherence tomography of the anterior segment of the eye," Ophthalmology Clin.N. Am.17, 1-6 (2004)」に記述されている。

しかしながら、典型的なＯＣＴ技術のスキャン深さ（scan depth）に制約があるため、眼の前房の全体のイメージングには、課題が残されている。前房の深さは、網膜の深さに比べて非常に深い。角膜から水晶体までの平均的な深さは、約３．５ｍｍである。前眼部用ＯＣＴ（anterior segment OCT）のスキャン深さは、通常、約５〜６ｍｍである。水晶体の後嚢をイメージングする必要がある場合、イメージの深さは、少なくとも９〜１０ｍｍでなくてはならない。眼の深さの全体を測定する場合、スキャン深さは、３０ｍｍより大きくする必要がある。眼軸長測定を実行する際、通常、眼の前面及び後面から取得される２つの低コヒーレンス干渉法（ＬＣＩ）測定のみが使用される。しかしながら、眼は、２つの面における２つの測定の間に、軸方向に動くことがあり、この結果、眼軸長の測定の精度が低下する。

したがって、大きなスキャン範囲に亘ってイメージング及び／又は測定を実行するために、複数の軸方向範囲に亘って複数のＯＣＴイメージを同時に取得することができる方法が望まれている。

本発明の幾つかの実施の形態では、イメージャは、光源と、光源から光を受け取り、サンプルに光を方向付け、サンプルから戻る光を捕捉するサンプルアームと、サンプルにおける異なるイメージング深さに対応する異なる変調を提供する変調源と、サンプルから、異なる変調が施された捕捉された光を受け取る検出システムと、検出システムから信号を受け取り、サンプル内の異なるイメージの深さに対応する複数のイメージを分離するプロセッサとを備えることができる。

幾つかの実施の形態では、変調源は、複数の参照経路を有する参照アームを含む。幾つかの実施の形態では、各参照経路は、ミラーと、ミラーに接続された変調器とを含み、参照経路の経路長は、複数のイメージの１つのイメージ深さに相関する。幾つかの実施の形態では、イメージャは、光源、サンプルアーム、参照アーム及び検出システムに接続され、サンプルアーム及び参照アームに光を供給し、サンプルアーム及び参照アームから光を受け取り、サンプルアーム及び参照アームからの結合された光を検出システムに供給するスプリッタ／カプラを更に備えていてもよい。

幾つかの実施の形態では、変調源は、光源と光カプラとの間に接続された干渉計を含み、光カプラは、干渉計からサンプルアームに及びサンプルアームから検出システムに光を供給する。幾つかの実施の形態では、光カプラは、スプリッタ／カプラである。幾つかの実施の形態では、光カプラは、サーキュレータであってもよい。

幾つかの実施の形態では、変調システムは、干渉計を含み、光源から光を受け取り、サンプルアーム及び干渉計に光を供給し、サンプルアーム及び干渉計から受け取った光を結合し、検出システムに光を供給するスプリッタ／カプラを更に備える。

幾つかの実施の形態では、変調源は、第１の反射材及び第２の反射材を含み、光源から光を受け取るように光源に接続され、及び変調源の第１の反射材及び第２の反射材に光を供給するスプリッタ／カプラであって、第１の反射材及び第２の反射材からも光を受け取って、結合した光を生成するスプリッタ／カプラと、スプリッタ／カプラから光を受け取るように接続され、サンプルアームに光をカップリングし、サンプルアームから受け取った光を検出システムに方向付ける光カプラとを更に備える。

幾つかの実施の形態では、プロセッサは、命令を実行して、ＯＣＴイメージャによって、複数のイメージを有する結合されたデータセットを取得し、結合されたデータセットに変換を実行して、周波数分布を形成し、周波数分布を、分離される複数のデータのそれぞれの変調周波数に基づいて、複数の分離されたデータにスペクトル的に分離し、複数の分離されたデータのそれぞれに対して数学的演算を実行して、個別のイメージを生成する。

これらの及びこの他の実施の形態は、以下の図を参照して、後に更に説明する。

従来のＯＣＴ装置を示す図である。 図１に示す従来のＯＣＴ装置から得られるイメージング結果の具体例を示す図である。 本発明に基づくＯＣＴ装置の幾つかの実施の形態から得られるイメージング結果の具体例を示す図である。 本発明に基づくＯＣＴ装置の幾つかの実施の形態から得られるイメージング結果の具体例を示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態に基づくＯＣＴシステムを示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態で使用できる位相スキャンメカニズムの実施の形態を示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態で使用できる位相スキャンメカニズムの実施の形態を示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態で使用できる信号処理手順の実施の形態を示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態で使用できる信号処理手順の実施の形態を示す図である。 人間の組織内のイメージング範囲を拡大した本発明の幾つかの実施の形態の例示的な使用例を示す図である。 人間の組織内のイメージング範囲を拡大した本発明の幾つかの実施の形態の例示的な使用例を示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態に基づく他のＯＣＴシステムを示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態に基づく、イメージを取得するためのフローチャートである。 本発明の幾つかの更なる実施の形態を示す図である。 本発明の幾つかの更なる実施の形態を示す図である。 本発明の幾つかの更なる実施の形態を示す図である。 本発明の幾つかの実施の形態で使用できる干渉計の実施の形態を示す図である。

図面において、同じ符号が付された要素は、同じ又は類似の機能を有する。

フーリエ領域に基づくＯＣＴ技術（ＦＤ−ＯＣＴ）又はスペクトル領域ＯＣＴ原理に基づくＯＣＴ技術の新たな派生技術が現れている。これは、例えば、「M. Wojtkowski, R. Leitgeb, A. Kowalczyk, T. Bajraszewski, and A. F. Fercher, "In vivo human retinal imaging by Fourier domain optical coherence tomography," J. Biomed.Opt.7, 457-463 (2002)」に開示されている。ＦＤ−ＯＣＴは、以前の時間領域ＯＣＴシステムに対して、信号対雑音比及び速度を大幅に改善させている。これについては、「R. Leitgeb, C. K. Hitzenberger, and A. F. Fercher, "Performance of fourier domain vs.time domain optical coherence tomography," Opt.Express 11, 889-894 (2003); J. F. de Boer, B. Cense, B. H. Park, M. C. Pierce, G. J. Tearney, and B. E. Bouma, "Improved signal-to-noise ratio in spectral-domain compared with time-domain optical coherence tomography," Opt.Lett.28, 2067-2069 (2003)」及び「M. A. Choma, M. V. Sarunic, C. H. Yang, and J. A. Izatt, "Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography," Opt.Express 11, 2183-2189 (2003)」に開示されている。しかしながら、ＦＤ−ＯＣＴにおける信号対雑音比性能は、スキャン深さが増加するにつれて低下し、このため、ＦＤ−ＯＣＴでのスキャン範囲は、通常、約２〜３ミリメートルに制限されている。スキャン深さ範囲を増加させるために、位相シフト法を導入して、全範囲ＦＤ−ＯＣＴ（full-range FD-OCT）を実現することもできる。全範囲複素ＦＤ−ＯＣＴ（full-range complex FD-OCT）は、完全な有用なイメージング範囲を再生するために、位相シフト法を用いて、参照ミラーに関する正及び負の光路差の間の曖昧性を解決する。これは、「M. Wojtkowski, A. Kowalczyk, R. Leitgeb, and A. F. Fercher, "Full range complex spectral optical coherence tomography technique in eye imaging," Opt. Lett. 27, 1415-1417 (2002)」に開示されている。また、全範囲複素ＦＤ−ＯＣＴを実現するために、他の多くの位相シフトメカニズム及びアルゴリズムも導入されている。これは、例えば、「Y. Yasuno, S. Makita, T. Endo, G. Aoki, M. Itoh, and T. Yatagai, "Simultaneous B-M-mode scanning method for real-time full-range Fourier domain optical coherence tomography," Appl. Opt. 45, 1861-1865 (2006) ("Yasuno")」、「R. K. Wang, "In vivo full range complex Fourier domain optical coherence tomography," Appl. Phys. Lett. 90, 054103 (2007) ("Wang")」、「B. Baumann, M. Pircher, E. Gotzinger, and C. K. Hitzenberger, "Full range complex spectral domain optical coherence tomography without additional phase shifters," Opt. Express 15, 13375-13387 (2007) ("Baumann")」に開示されている。但し、これらの方法によって増加されるＦＤ−ＯＣＴのスキャン深さの範囲は、例えば、約４〜６ミリメートルまでと限定的である。

図１は、イメージを同時に取得するための従来のＯＣＴ装置１００を示している。ＯＣＴ装置１００は、時間領域ＯＣＴ又はフーリエ領域ＯＣＴの一種であってもよい。これは、「B. Grajciar, M. Pircher, C. K. Hitzenberger, O. Findl, and A. F. Fercher, "High sensitive measurement of the human axial eye length in vivo with Fourier domain low coherence interferometry," Opt. Express 16, 2405-2414 (2008)」に開示されている。また、ＯＣＴ装置１００には、掃引光源ベースのフーリエ領域ＯＣＴ又は分光器ベースのフーリエ領域ＯＣＴの何れを適用してもよい。

図１に示すように、ＯＣＴ装置１００は、光源１０１を備え、光源１０１は、スプリッタ／カプラ１０３に光を供給する。スプリッタ／カプラ１０３は、サンプルアーム１１３及び参照アーム１１２に光を提供する。光源１０１は、ＯＣＴイメージングの目的に適する如何なる光源であってもよい。時間領域ＯＣＴ又はフーリエ領域ＯＣＴで用いることができる適切な光源は、以下に限定されるものではないが、スーパールミネセントダイオード等の広帯域光源を含む。フーリエ領域ＯＣＴの掃引光源バージョンで利用できる適切な光源は、以下に限定されるものではないが、チューニング可能なレーザ光源（tunable laser source）を含む。幾つかの実施の形態では、光源１０１は、異なる組織浸透及び／又は距離分解能でイメージングを実行するために、異なる波長又は異なる帯域幅を生成することができる。

スプリッタ／カプラ１０３は、光源１０１から光を受け取って、サンプルアーム１１３及び参照アーム１１２の両方にエネルギを供給する。図１に示すように、サンプルアーム１１３は、様々なコリメートレンズ１０９及びフォーカスレンズ１１０を含んでいてもよい。更に、サンプルアーム１１３は、ビームを方向付けてサンプル１１１の２次元又は３次元横断ビームスキャン及びイメージングを実行するビームスキャンメカニズム１１６を含む。同時のイメージングを達成するために、参照アーム１１２は、スプリッタ／カプラ１０３から受け取った光線を、２つ以上参照アーム経路、すなわち、参照経路１１４及び参照経路１１５に分離する更なるスプリッタ／カプラ１０４を含む。参照経路１１４は、コリメートレンズ１０５及びミラー１０７を含む。参照経路１１５は、コリメートレンズ１０６及びミラー１０８を含む。それぞれ参照経路１１４、１１５内のコリメーターレンズ１０５、１０６は、スプリッタ／カプラ１０４に接続されている光ファイバからのビームをコリメートし、それぞれ参照ミラー１０７、１０８から反射されたビームを集光して光ファイバに戻す。

参照ミラー１０７、１０８を用いて、時間領域ＯＣＴにおいて、深さ方向のスキャンを実行することができ、これらは、フーリエ領域ＯＣＴ処理では、静止したままにすることができる。参照ミラー１０７、１０８の位置は、異なる軸方向スキャン関心領域を反映するように調整できる。図１に示す具体例では、参照ミラー１０７は、前眼部に対応するように調整され、参照ミラー１０８は、後眼部に対応するように調整されている。したがって、図１に示すように、人間の眼の前眼部及び後眼部から同時のイメージを得ることができる。

サンプルアーム１１３及び参照アーム１１２から戻るビームは、スプリッタ／カプラ１０３で結合され、検出システム１０２に伝播される。検出システム１０２は、分光器ベースのフーリエ領域ＯＣＴにおける分光器であってもよく、掃引光源ベースのフーリエ領域ＯＣＴにおけるフォトダイオード検出システムであってもよい。そして、検出された信号は、プロセッサ１１７に供給することができ、プロセッサ１１７は、通常、受信した画像データを保持するために十分なデータストレージ能力を有するコンピュータシステムである。

図１に示すように、異なる軸方向範囲に亘るＯＣＴイメージを取得するために、参照アーム長が異なる２つの参照ミラー（参照ミラー１０７、１０８）が同時に使用される。各参照アームは、サンプル内の異なる深さ位置に対応しており、両方のＯＣＴイメージは、単一の検出システム１０２によって同時に検出される。但し、図１に示す技術では、ＯＣＴイメージに何らかの重なりがあると、結合されたイメージの解釈が妨げられる。これは、全てのイメージが同時に検出され、それぞれの参照ミラー１０７、１０８からの貢献をどのように分離するかに関する情報がないためである。したがって、この方法は、２つの参照ミラーに制限され、イメージが重ならない非常に単純なサンプルのイメージング又は信号が重ならないシングルラインＯＣＴ測定値（ＬＣＩ測定値）の取得にしか使用できない。

図２Ａは、図１に示すＯＣＴ装置１００によって得られた典型的な結果を示している。図１に示すシステムでは、２つの参照アーム、すなわち参照アーム１１４、１１５が用いられているので、検出システム１０２は、２つの異なる軸方向スキャン関心領域から到着する信号を同時に検出及び取得する。図２Ａは、図１のミラー１０７、１０８の位置によって示すように、人間の眼の前眼部及び後眼部からのイメージを示している。但し、図２Ａに示すように、この技術の短所は、同時に検出された信号が互いに区別できず、表示されたイメージ内で、両方が重なるイメージとして現れるという点である。図２Ａに示す重なるイメージは、結果のイメージの解釈可能性を低下させ、２つの異なる軸方向スキャン関心領域に由来する信号間で曖昧性を排除した測定ができない。

図２Ｂ及び図２Ｃは、それぞれ、前眼部及び後眼部のイメージを分離して示している。図２Ｂ及び図２Ｃは、本発明の幾つかの実施の形態によって得られる結果を示している。本発明の幾つかの実施の形態は、同時に取得した信号を区別する手法を提供し、これにより、２つの軸方向スキャン関心領域に由来する信号を２つの個別のイメージに分離することができる。上述のように、イメージを分離することによって、イメージが重なることに起因する解釈可能性の問題が解決される。更に、本発明の幾つかの実施の形態では、２つの異なる軸方向スキャン関心領域に由来する正確なイメージを同時に取得することができる。

例えば，米国特許番号第７，４００，４１０号に記載されているような幾つかのＯＣＴイメージングシステムは、異なる光波長で動作する２つの個別のＯＣＴイメージャを含み、これらの光波長を結合して、単一のサンプルから個別のイメージを同時に受け取ることができる。この技術によって、２つの同時に取得されたイメージを分離し、それぞれ異なる深さからのイメージを測定するように設定できるが、この技術では、２つの個別のＯＣＴイメージャが必要である。ＯＣＴイメージャが複数になると、イメージングシステムの複雑性及びコストが大幅に増加する。

図２Ｂに示すようなイメージの分離は、図１のビームスプリッタ／カプラ１０４のスイッチを置換することによって達成することもできる。しかしながら、高速光スイッチングデバイスを用いても、２つの分離されたイメージは、同時にならない。同時のイメージは、光スイッチングデバイスのスイッチング速度がゼロに近付いた場合にのみ近似的になる。但し、信号が同時に取得されない場合、一方の信号が他方の信号に揃わず、したがって、イメージの価値が低下する。

本発明に基づく幾つかの実施の形態では、複数の軸方向範囲に亘って複数のＯＣＴイメージを同時に取得することができる方法を提供する。これらの状況では、ＯＣＴイメージの全体に亘って、軸方向及び横断方向の両方の正確な位置合わせが達成でき、スキャン深さが深いイメージング又は大きな距離に亘る正確な形態測定（morphometric measurements）を実行できる。本発明の幾つかの実施の形態では、検出システムは、イメージを一回だけ読み取り、これにより得られたイメージは、軸方向及び横断方向の両方において正確に位置合わせすることができる。更に、本発明に基づく幾つかの実施の形態は、非侵襲的な眼の解剖学的測定のために用いられる光スキャナ、前房イメージングのための光イメージングシステム及び／又は後眼部イメージングのための光イメージングシステムに関連していてもよい。

図３は、本発明の幾つかの実施の形態に基づくイメージャ３００を示している。イメージャ３００は、光源３０２を含み、光源３０２は、掃引光源又は分光器ベースのフーリエ領域ＯＣＴ処理のために適切に選択してもよい。すなわち、光源３０２は、ＯＣＴイメージングの目的に適する如何なる光源も含むことができる。フーリエ領域ＯＣＴの目的のための適切な光源は、以下に限定されるものではないが、スーパールミネセントダイオード等の広帯域光源を含むことができる。フーリエ領域ＯＣＴの掃引光源バージョンを達成する目的のための適切な光源は、以下に限定されるものではないが、チューニング可能なレーザ光源を含むことができる。様々な実施の形態において、光源３０２は、異なる組織浸透及び／又は距離分解能でイメージングを実行するために、異なる波長又は異なる帯域幅で放射を生成できる。

図３に示すように、光源３０２からの光は、光カプラ３１０に方向付けられ、光カプラ３１０は、光源３０２からのエネルギをサンプルアーム３２０及び参照アーム３３０に供給する。図３の光カプラ３１０は、光源３０２から光を受け取り、この光をサンプルアーム３２０及び参照アーム３３０の両方に方向付け、及びサンプルアーム３２０及び参照アーム３３０から光を受け取り、結合した光ビームを検出システム３４０に方向付けるスプリッタ／カプラであってもよい。サンプルアーム３２０は、コリメート光学素子３２１、ビームスキャンメカニズム３２２及び集光光学素子３２４を含む光学素子を含むことができる。ビームスキャンメカニズム３２２は、光カプラ３１０から受け取った光ビームを方向付け、サンプル３６０の２次元又は３次元の横断ビームスキャン及びイメージングを実行する。幾つかの実施の形態では、コリメート光学素子３２１は、更に、偏光コントローラを含むことができ、幾つかの実施の形態では、これを用いて、イメージ内に生じたデータをより正確に検出する。そして、サンプルアーム３２０は、サンプル３６０からの後方散乱光を光カプラ３１０に提供する。

参照アーム３３０は、光カプラ３１０を介して光源３０２からの光を受け取り、及び光カプラ３１０に参照光を提供する。参照アーム３３０からの参照光は、サンプルアーム３２０からの後方散乱光と結合され、スペクトル干渉を生じさせ、これは、検出システム３４０によって検出できる。

図３に示すように、参照アーム３３０は、検出システム３４０によって検出される干渉縞のコントラストを最大化することを補助する偏光コントローラ３３１を含むことができる。参照アームは、同時検出のために、参照ビームを更に２つ以上の参照経路に分離する１つ以上のスプリッタ／カプラ３３２を有していてもよい。図３では、参照経路３３６−１〜３３６−Ｎを明示しているが、参照アームの数Ｎは、幾つであってもよい。個別の参照経路Ｎの数は、通常、関心がある個別のイメージの深さの数と同じである。

各参照経路３３６−１〜３３６−Ｎは、それぞれ、様々な光学素子３３３−１〜３３３−Ｎ及び光源３０２からのエネルギを反射して参照光を提供するために参照ミラー３３４−１〜３３４−Ｎを含む。参照アーム３３０内の光学素子３３３−１〜３３３−Ｎは、それぞれ、スプリッタ／カプラ３３２からのビームをコリメートし、参照ミラー３３４−１〜３３４−Ｎから反射して戻ったビームをスプリッタ／カプラ３３２に戻すために用いることができる。幾つかの実施の形態では、スプリッタ／カプラ３３２は、光ファイバによって光学素子３３３−１〜３３３−Ｎに接続してもよい。光学素子３３３−１〜３３３−Ｎは、以下に限定されるものではないが、この目的に適する様々なコリメートレンズを含むことができる。

例えば、Ｙａｓｕｎｏ、Ｗａｎｇ、及びＢａｕｍａｎｎにおいて報告されているように、横断スキャンに亘って、参照アーム及び／又はサンプルアームに一定の位相変調を導入することによって、空間的なスペクトログラムに搬送波周波数を導入できる。このような変調は、通常、単一の参照アームＯＣＴイメージャの従来のイメージング範囲を倍増するために利用される。

本発明の幾つかの実施の形態では、異なる参照経路から戻る参照ビームは、参照経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれに異なる変調を使用することによって符号化された情報を含む。ミラー３３４−１〜３３４−Ｎは、静止していてもよく、それぞれ変調器３３５−１〜３３５−Ｎによって変調してもよい。サンプルの横断スキャンの間の参照ミラー３３４−１〜３３４−Ｎの変調は、検出システム３４０によって検出される信号の周波数変調と同じであってもよい。したがって、上述のように、参照ミラー３３４−１〜３３４−Ｎのそれぞれにおいて、異なる位相変調を用いて、異なる参照経路から戻る参照ビームに情報を符号化することが可能である。

それぞれ各ミラー３３４−１〜３３４−Ｎからの反射光ビームに一定の位相変調を導入するために、変調器３３５−１〜３３５−Ｎでは、様々な手法を用いることができる。様々な実施の形態において、変調器３３５−１〜３３５−Ｎは、それぞれ、ミラー３３４−１〜３３４−Ｎが取り付けられた線形ピエゾ移動ステージ（linear piezo-translation stage）であってもよい。ピエゾ移動ステージは、ミラー３３４−１〜３３４−Ｎを、ｘ方向又はｙ方向（Ｂスキャン）の横断スキャンに亘って、ある一定の速度で動かすように構成してもよい。幾つかの実施の形態では、Ｂａｕｍａｎｎに説明されているように、サンプルアームスキャンメカニズム３２２において、スキャナ３２１のピボット点からオフセットを導入することによって、位相変調を達成できる。幾つかの実施の形態では、光群遅延をゼロに近くし、位相変調だけが達成されるように、参照アーム３３０内に格子ベースの位相遅延線（grating-based phase delay line）を配置してもよい。群遅延が殆どゼロの位相変調を達成できる他の例示的な実施の形態を図４Ａ及び図４Ｂに示す。

サンプルアーム３２０及び参照アーム３３０から戻るビームは、カプラ３１０において結合でき、検出システム３４０に供給される。検出システム３４０は、検出器３４２及び光学部品３４１を含む。検出器３４２は、分光器ベースのフーリエ領域ＯＣＴにおける分光器であってもよく、掃引光源ベースのフーリエ領域ＯＣＴにおけるフォトダイオード検出システムであってもよい。光学部品３４１は、光カプラ３１０からのビームを検出器３４２に集光する適切な光学素子を含むことができる。検出された信号は、プロセッサ３５０に供給され、プロセッサ３５０は、通常、検出器３４２から受け取った信号を解析し、データを保存し、適切な形式で結果を提示する、コンピュータで動作するソフトウェアを実行する。参照アームの位相変調は、サンプルアームで実行される横断スキャンに同期させてもよいので、幾つかの実施の形態では、プロセッサ３５０は、サンプルアーム３２０、参照アーム３３０及び検出システム３４０に制御信号及び同期信号を送信することができる（破線矢印）。

図４Ａ及び図４Ｂは、それぞれ、参照アームにおける一定の位相変調を達成するのに適する変調装置４０１、４０２の例示的な実施の形態を示している。各装置４０１、４０２は、ミラー３３４−ｊ及び変調器３３５−ｊの対に代わって使用でき、ここで、ミラー３３４−ｊは、ミラー３３４−１〜３３４−Ｎの任意の１つであり、変調器３３５−ｊは、変調器３３５−１〜３３５−Ｎの対応する任意の１つであり、これらは、参照経路３３６−ｊのミラー及び変調器に対応している。

図４Ａに示す装置４０１は、ガルバノスキャナ４２０を利用して、参照アーム３３０内で一定の位相変調を達成する二重通過構成（double-pass configuration）を例示している。装置４０１では、入力ビームは、コリメート光学素子４００に入射し、レンズシステム４１０を通過し、レンズシステム４１０は、ビームをガルバノスキャナ４２０に取り付けられたミラーに集光する。ビームは、ピボット点からオフセットした位置でガルバノミラーに衝突し、これによって、ガルバノスキャナ４２０のガルバノミラーが回転すると、位相変調が導入される。ガルバノメータ４２０では、レンズ４１０の焦点面にガルバノミラーが取り付けられており、ガルバノミラーは、ビームを反射し、レンズ４１０を介して、最終的に再帰性反射材４３０に到達させる。再帰性反射材４３０は、ミラーであってもよい。反射材４３０からの戻りビームは、レンズ４１０を通過し、再びガルバノスキャナ４２０のガルバノミラーに衝突し、レンズ４１０及びコリメート光学素子４００を介して入力側に戻る。ガルバノスキャナ４２０のガルバノミラーは、レンズ４１０の後焦点面（back focal plane）に配置されているので、反射材４３０から反射したビームは、二重通過構成である入射経路を辿って、コリメート光学素子４００の入力側に戻る。

図４Ｂに示す装置４０２は、一定の位相変調を達成するのに適する装置の他の例示的な実施の形態を示している。装置４０２では、入力ビームは、コリメート光学素子４００に入射し、参照ビームの光路長を変化させることができる位相変調システム４４０を通過する。位相変調システム４４０の例示的な実施の形態は、参照ビームパスに挿入されたガルバノスキャナに取り付けられた光学窓（optical window）である。ガルバノメータが回転すると、光学窓が参照ビームに対する角度を変化させ、光路長を変化させる。位相変調システムを通過するビームは、再帰性反射材４５０に到達し、再帰性反射材４５０は、ミラーであってもよい。反射材４５０からの戻りビームは、位相変調システム４４０を通過した後、再びコリメート光学素子４００に戻り、装置４０２から出る。

図５Ａ及び図５Ｂは、同時に取得されたイメージを区別するためにプロセッサ３５０が実行できる信号処理法５５０の例示的な実施の形態を示している。図５Ａは、結果のデータセットを示し、図５Ｂは、プロセッサ３５０上で実行できるデータ処理手順のフローチャートである。参照アーム経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれにおいて異なる位相変調を用いることによって、空間的なスペクトログラムに、参照アーム経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれに対応する異なる搬送波周波数を導入することができる。更に、参照アーム経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれの経路長を異ならせることによって、サンプル３６０内の異なる深さに対応する複数のイメージを得ることができる。

図５Ａ及び図５Ｂでは、例示的な目的で、搬送波周波数が、横断フーリエ空間（transverse Fourier space）にｕ_１の空間周波数を有するように、変調器３３５−１に一定の位相変調が適用されると仮定する。更に、搬送波周波数が、横断フーリエ空間にｕ_２の空間周波数を有するように、変調器３３５−２に一定の位相変調が適用されると仮定する。図５Ａに示すように、横断フーリエ空間内において、ｕ_１がｕ_２から十分に分離されていれば、同時に取得された信号を区別することができる。ここでは、参照経路３３６−１、３３６−２だけを示しているが、これを参照経路３３６−１〜３３６−Ｎに拡張して、参照経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれからのイメージを分離することができることは、当業者にとって明らかである。

図５Ｂのステップ５６２では、図５Ａに示すように、結合されたデータセット５００が取得される。参照アーム経路３３６−１〜３３６−Ｎの異なる１つからの空間的なスペクトログラムが、検出器３４２によって同時に検出され、結合されたイメージデータセット５００に保存される。結合されたイメージデータセット５００は、全ての参照アーム経路３３６−１〜３３６−Ｎからのイメージデータを含み、ここでは、参照アーム経路３３６−１、３３６−２からのデータを示している。検出されたデータセットは、空間周波数ｋ（ｋに変換される前の波長λであってもよい。）に次元を有する２次元データセットであってもよい。他の次元は、スキャンパターン及び座標定義に応じて、横断位置ｘ又はｙにある。幾つかの実施の形態では、サンプルアームにおいて横断スキャンが実行されない場合、この第２の次元は、単に取得時間であってもよい。従来のＦＤ−ＯＣＴでは、全ての横断位置ｘ又はｙについて、ｋ次元に沿って逆フーリエ変換を実行し、各横断位置についてＯＣＴ信号を生成する。

結合されたデータセット５００に保存されている同時に取得されたイメージの処理において、フーリエ変換５０１は、横断（ｘ又はｙ）次元に沿って、ｋ次元の全ての値について実行される。それぞれ、変調器３３５−１〜３３５−Ｎによって導入された搬送波周波数ｕ_１、ｕ_２のため、それぞれ、参照ミラー３３４−１〜３３４−Ｎに関連する周波数成分は、図５Ａの周波数分布５０３に示すように、横断フーリエ空間内の異なる搬送波周波数に中心合わせされる。周波数分布５０３に示すように、搬送波周波数±ｕ_１に中心合わせされた周波数成分５１１は、参照アームミラー３３４−１からの空間的なスペクトログラムに情報を含む。搬送波周波数±ｕ_２に中心合わせされた周波数成分５１２は、参照アームミラー３３４−２からの空間的なスペクトログラムに情報を含む。一般化して言えば、参照アーム３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれは、周波数分布５０３内において、異なる周波数ｕ_１〜ｕ_Ｎに中心合わせされる。横断フーリエ空間において、ｕ_１がｕ_２から十分に分離されている場合、スペクトル選択ステップ５６４において、周波数フィルタを用いて、異なる参照ミラーからの情報を選択できる。幾つかの実施の形態では、全範囲複素ＦＤ−ＯＣＴ（full range complex FD-OCT）を実行するために、フィルタ５０５、５０７によって示すように、正のフーリエ空間のスペクトルだけが選択される（すなわち、スペクトル選択の前にヘヴィサイド関数を適用する）。図５Ａに示すように、周波数成分５１１は、周波数成分５１２から分離することができる。

フィルタリングされたスペクトル５１１に逆フーリエ変換５０９を適用することによって、複素データセット（complex data set）５２１を生成することができる。フィルタリングされたスペクトル５１２に逆フーリエ変換５１３を適用することによって、複素データセット５２２を生成することができる。一般化して言えば、スペクトル選択５６４において形成された分離されたスペクトルのそれぞれに逆フーリエ変換を適用できる。そして、上述のように、参照経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれについて、複素データセット、例えば、複素データセット５２１、５２２を生成することができる。

図５Ａに示す複素データセット５２１は、参照ミラー３３４−１からの空間的なスペクトログラムに対応しており、複素データセット５２２は、参照ミラー３３４−２からの空間的なスペクトログラムに対応している。したがって、変調器３３５−１、３３５−２における位相変調を適切に選択することによって、同時に取得した信号を区別することができる。

図５Ａ及び図５Ｂに示す実施の形態に示す、ＯＣＴイメージを生成するための処理の最後のステップは、従来のＦＤ−ＯＣＴと同様に、全ての横断位置ｘ又はｙについて、ｋ次元に沿って逆フーリエ変換を実行することである。図５Ａ及び図５Ｂに示すように、複素データセット５２１に逆フーリエ変換５１５を実行して、全範囲イメージ５３１を形成する。同様に、複素データセット５２２に逆フーリエ変換５１７を実行し、全範囲イメージ５３２を形成する。複素データセット５２１、５２２は、実数情報と虚数情報の両方を含んでいるので、複素共役ミラーイメージ（complex conjugate mirror image）は存在せず、ＦＤ−ＯＣＴシステムの完全なイメージング範囲（＋ｚ〜−ｚ）を利用できる。図５Ａに示すように、全範囲ＯＣＴイメージ５３１は、参照ミラー３３４−１から取得されたイメージに対応しており、全範囲ＯＣＴイメージ５３２は、参照ミラー３３４−２から取得されたイメージに対応している。参照ミラー３３４−１、３３４−２を含む参照経路内で適切な光路遅延を選択することによって、サンプル内の異なる軸方向スキャン関心領域からのイメージを同時に取得することが可能である。一般化して言えば、参照経路３３６−１〜３３６−Ｎのそれぞれについて、全範囲イメージを得ることができる。

図５Ａ及び図５Ｂは、２つの参照経路３３６−１、３３６−２についての具体例を示しているが、上述したように、如何なる数の参照経路３３６−１〜３３６−Ｎを用いてもよい。一般化して言えば、図５Ａ及び図５Ｂに示す処理５５０は、複数の参照ミラーに適用でき、これにより、複数の空間的なスペクトログラムが同時に検出される。横断フーリエ空間内で周波数成分が重ならないために十分な搬送波周波数を選択できる限り、同時に検出された全ての信号を互いに区別できる。

幾つかの実施の形態では、搬送波周波数（例えば、ｕ_１）の１つはゼロであってもよく、すなわち、その参照アーム経路では、位相変調を行わなくてもよい（すなわち、静止ミラー）。このケースは、従来のＦＤ−ＯＣＴと同じになり、完全なイメージング範囲（＋ｚ〜−ｚ）は使用できない。但し、例えば、網膜等の薄いサンプルでは、完全なイメージング範囲の半分（正のｚ空間又は負のｚ空間）で十分であることも多い。横断フーリエ空間内で第２の搬送波周波数（例えば、ｕ_２）がｕ_１（この場合、ゼロ）から十分に分離されている限り、２つの異なる軸方向スキャン関心領域から同時に取得された信号を区別することができる。

図６Ａ及び図６Ｂは、人間の眼等のサンプルの内部のイメージング範囲を拡大した本発明の実施の形態を利用した具体例を示している。これらのイメージは、同時に取得することができるので、軸方向及び横断方向の両方に亘って正確な位置合わせを行うことができる。したがって、参照経路３３６−１〜３３６−Ｎにおける経路長差分の正確な較正によって、イメージング範囲を拡大することができる。図６Ａは、人間の眼６００の前眼部における拡大されたイメージング範囲を示している。図６Ａに示すように、スキャン範囲６０２を実現できる。全範囲複合ＦＤ−ＯＣＴの最大のイメージング範囲は、通常、約６ｍｍであり、これは、水晶体の後嚢を含む前房の全体をイメージングするには十分ではない。図６Ａに示す具体例は、１つの参照ミラー、例えば、参照ミラー３３４−１が、前房の前部分６０４をイメージングし、第２の参照ミラー、例えば、参照ミラー３３４−２が、前房の後部分６０６をイメージングするように、２つの参照ミラーの光路を調整できることを示している。イメージング領域６０２は、斜線でハッチングされた長方形のボックスに対応している。

従来の技術を用いると、同時に取得されたイメージが重なり、結果のイメージが図６Ａのイメージ６１０に示すようにレンダリングされ、解釈不能になる。本発明の幾つかの実施の形態では、２つの個別の軸方向スキャン関心領域から取得されたイメージは、区別でき、共に結合されて１つのイメージ６２０を形成し、システムのイメージング範囲を、眼６００の前房の全体を覆うために十分な約１２ｍｍに有効に倍増させることができる。

図６Ｂは、本発明の幾つかの実施の形態を利用して、広く異なる軸方向スキャン関心領域において同時のイメージングを実行する具体例を示している。図６Ｂに示すように、イメージング領域６５０、６５２は、眼６００内の関心領域である。２つの参照ミラーの光路は、第１の参照ミラー、例えば、参照ミラー３３４−１が前房の前部分をイメージングし、第２の参照ミラー、例えば、参照ミラー３３４−２が、眼の後眼部の網膜をイメージングするように調整できる。イメージング領域６５０、６５２は、斜線でハッチングされた長方形のボックスに対応している。従来の技術を用いると、同時に取得されたイメージが重なり、結果のイメージが図６Ｂのイメージ６６０に示すようにレンダリングされ、解釈不能になる。イメージ６７０は、２つの個別の軸方向スキャン関心領域から取得された分離されたイメージ６７２、６７４を示している。２つの参照ミラー３３４−１、３３４−２の間の光路差は、正確に測定できるので、２つのイメージ６７２、６７４の間の分離距離を判定でき、人間の眼６００等のイメージングサンプルの全体の文脈において、これらのイメージを、解剖学的に正しい関係に位置合わせすることができる。更に、２つのイメージが同時に取得されるので、眼の前面から眼の裏面までの距離等の形態的な測定値を正確に判定できる。

上述のように、如何なる数の分離されたイメージも得ることができる。図６Ａ及び図６Ｂは、２つの参照経路からの２つのイメージの分離を示している。幾つかの実施の形態では、同時取得のために３個の参照ミラーを使用することによって図６Ａ及び図６Ｂに示す具体例を結合することもできる。すなわち、図６Ａに示すように、約１２ｍｍのイメージング範囲で前房の全体のイメージングを実行すると共に、図６Ｂに示すように、形態的測定のために、後眼部の網膜のイメージを同時に取得することが可能である。

図７は、本発明の幾つかの実施の形態に基づくＯＣＴイメージャ７００を示している。ＯＣＴイメージャ７００は、二重ビーム低コヒーレンス干渉計を表している。幾つかの実施の形態では、ＯＣＴイメージャ７００は、サンプルの動きに影響を受けない。幾つかの実施の形態では、ＯＣＴイメージャ７００は、掃引光源ベース及び分光器ベースのフーリエ領域低コヒーレンス干渉法（ＬＣＩ）に適用することができる。ＯＣＴイメージャ７００は、通常、光源７０２、干渉計７３０、サンプルアーム７２０、検出システム７４０及びプロセッサ７５０を含む。光源７００は、ＬＣＩ又はＯＣＴイメージングの目的に適する如何なる光源を含んでいてもよい。フーリエ領域ＯＣＴの目的のための適切な光源は、以下に限定されるものではないが、スーパールミネセントダイオード等の広帯域光源を含むことができる。フーリエ領域ＯＣＴの掃引光源バージョンを達成する目的のための適切な光源は、以下に限定されるものではないが、チューニング可能なレーザ光源を含むことができる。幾つかの実施の形態では、光源７０２は、異なる組織浸透及び／又は距離分解能でイメージングを実行するために異なる波長又は異なる帯域幅を有することができる。

図７に示すように、干渉計７３０は、離間距離を調整可能な反射面７３１、７３２を有することができる。反射面７３１、７３２の相対光路は、取得されるイメージの深さの差に対応している。データ取得の間、２つの反射面の一方又は両方を変調器７３５、７３６によって変調して、取得の間に検出される信号に一定の位相変調を施してもよい。レンズシステム７３３、７３４は、干渉計７３０に入り、及び干渉計７３０から出る光をカップリングする。干渉計７３０からの光は、光カプラ７１０に供給され、光カプラ７１０は、この光をサンプルアーム７２０に方向付け、及びサンプルアーム７２０から受け取った光を検出システム７４０に方向付ける。幾つかの実施の形態では、光カプラ７１０は、光サーキュレータであってもよい。幾つかの実施の形態では、光カプラ７１０は、スプリッタ／カプラであってもよい。サンプルアーム７２０は、様々なコリメート光学素子７２１、ビームスキャンメカニズム７２２及び集光光学素子７２４を含むことができる。ビームスキャンメカニズム７２２は、ビームを方向付けてサンプル７６０の２次元又は３次元横断ビームスキャン及びイメージングを実行してもよく、軸方向の測定のために静止したままであってもよい。

２つの反射面７３１、７３２の間の距離ｄは、眼軸長に一致するように調整できる。このような場合、角膜及び網膜の両方から戻る低コヒーレンス干渉法信号を検出システム７４０に供給することができる。図７に示すように、検出システム７４０は、光学素子７４１及び検出器７４２を含むことができる。検出器７４２は、分光器ベースのフーリエ領域ＯＣＴにおける分光器であってもよく、掃引光源ベースのフーリエ領域ＯＣＴにおけるフォトディテクタシステム（例えば、フォトダイオード検出システム）であってもよい。検出器７４２にビームを集光するために、適切な光学素子又は光学部品７４１を使用してもよい。検出器７４２は、ビームに応じてプロセッサ７５０に信号を提供する。プロセッサ７５０は、コンピュータシステムであってもよく、イメージデータとして信号を保存し、上述したようにイメージデータを処理できる。参照アームの位相変調は、取得に同期させる必要があるので、コンピュータは、サンプルアーム、参照アーム及び／又は検出システムに制御信号及び同期信号を供給してもよい（破線矢印）。

幾つかの実施の形態では、データ取得の間、変調器７３５、７３６によって、干渉計７３０の反射面７３１、７３２の一方又は両方のそれぞれを変調して、一定の位相変調を施してもよい。したがって、サンプルアームのより長い光路長（例えば、網膜）から戻る信号に位相変調を符号化することができる。これによって、サンプル内の異なる経路長（例えば、角膜及び網膜）から戻る信号を分離できる。変調器７３５、７３６では、反射面７３１、７３２に一定の位相変調を導入するために様々な方法を用いることができる。データ取得の間に一定の位相変調を達成するために用いることができる他の例示的な実施の形態は、図４Ａと図４Ｂに示されている。

図８は、本発明の幾つかの実施の形態に基づき、ＯＣＴイメージャにおいてイメージを提供する処理８００を示している。図８に示すように、まず、ステップ８０２において、信号強度を最適化できるように、図３に示すサンプル３６０又は図７に示すサンプル７６０等のサンプルをＯＣＴイメージャに整列させる。整列の後、ステップ８０４において、データ取得を開始する。ステップ８０６では、Ａ−ラインスキャンのデータのラインを取得する。ステップ８０８では、データの次のラインのための位相シフト変調を実行する。位相シフト変調は、例えば、図３に示す実施の形態の検出システム３４０又は図４に示す実施の形態の検出システム７４０によって検出される。ステップ８１０では、横断位置を変更する。横断位置の変更は、例えば、図３に示す実施の形態のスキャンメカニズム３２２又は図７に示す実施の形態のスキャンメカニズム７２２によって達成できる。ステップ８１２において、全体のスキャンが未だ完了していない場合、処理８００は、ステップ８０６に戻る。全体のスキャンが完了した場合、処理８００は、イメージ処理８１４に入る。イメージ処理８１４では、例えば、図５Ａ及び図５Ｂに示す処理５５０を実行できる。

図９Ａは、光カプラ７１０がサーキュレータ９１０として実現されているＯＣＴイメージャ７００を示している。サーキュレータ９１０は、干渉計７３０から光を受け取り、これをサンプルアーム７２０に供給し、サンプルアーム７２０から光を受け取り、これを検出システム７４０に供給する。光カプラ７１０としてのスプリッタ／カプラに対するサーキュレータ９１０の利点は、サンプルアーム７２０及び検出システム７４０にカップリングされる光の割合が大きいという点である。

図９Ｂは、本発明の幾つかの実施の形態に基づくイメージャの他の実施の形態を表すイメージャ９２０を示している。イメージャ９２０は、図７のイメージャ７００について説明したような光源７０２、検出システム７４０、プロセッサ７５０及びサンプルアーム７２０を含む。光源７０２からの光は、スプリッタ／カプラ９２５を介して、サンプルアーム７２０及び干渉計９３０にカップリングされる。スプリッタ／カプラ９２５がサンプルアーム７２０及び干渉計９３０から受け取った光は、結合され、検出システム７４０にカップリングされる。図９Ｂに示すように、干渉計９３０は、反射材９３１、９３２を含み、各反射材９３１、９３２は、それぞれ変調器９３５、９３６に接続することができる。図７に関して説明したように、反射材９３１、９３２間の距離は、サンプル７６０のイメージ間の深さの差分に対応している。レンズシステム９３３、９３４は、干渉計９３０を通る光をカップリング及び集光する。図９Ｂに示すように、反射材９３１は、部分反射性を有していてもよく、反射材９３２は、全反射性を有していてもよい。

図９Ｃは、本発明に基づく他の実施の形態を表すイメージャ９５０を示している。図９Ｃに示すように、光源７０２からの光は、スプリッタ／カプラ９５７にカップリングされ、スプリッタ／カプラ９５７は、反射材９５１、９５２に光を透過する。また、反射材９５１、９５２は、スプリッタ／カプラ９５７から光を受け取り、スプリッタ／カプラ９５７に光をカップリングし戻すカップリング光学素子を含んでいてもよい。図９Ｃに示すように、それぞれ反射材９５１、９５２は、変調器９５５、９５６に接続してもよい。図９Ｃには、２つの反射材９５１、９５２のみを示しているが、更なるスプリッタを用いて、それぞれが異なるイメージの深さに対応する異なる変調ビームを供給する必要な数の反射材を追加してもよく、これは、図３に示す実施の形態と同様である。

反射材９５１、９５２から受け取られた光は、スプリッタ／カプラ９５７で結合され、光カプラ９５９にカップリングされる。光カプラ９５９は、スプリッタ／カプラ、又は例えば、図９Ａに示すサーキュレータ９１０のようなサーキュレータであってもよい。図９Ｃに示すように、光カプラ９５９からの光は、サンプルアーム７２０にカップリングされる。また、サンプルアーム７２０からの光は、光カプラ９５９において受け取られ、検出システム７４０に伝播される。上述と同様、プロセッサ７５０を接続して、イメージャ９５０の側面を制御することができる。

図７及び図９Ａは、２つの部分反射ミラー７３１、７３２を含む干渉計７３０を示している。図９Ｂは、１つの部分反射ミラー９３１及び全反射ミラー９３２を含む干渉計９３０を示している。図１０は、図９Ｂの干渉計９３０又は図７又は図９Ａの干渉計７３０に代わって使用することができる干渉計１０００を示している。

図１０に示すように、光は、サーキュレータ１０１０において干渉計１０００に入る。幾つかの実施の形態では、サーキュレータ１０１０の代わりにスプリッタ／カプラを用いてもよい。サーキュレータ１０１０からの光は、ビームスプリッタ１０２０に入り、ビームスプリッタ１０２０は、この光を分離して、反射材１０３０、１０５０にカップリングする。上述のように、反射材１０３０、１０５０は、カップリング光学素子を含んでいてもよい。更に、反射材１０３０、１０５０は、それぞれ変調器１０４０、１０６０に接続されている。反射材１０３０及び反射材１０５０を利用する経路長の差分は、取得されるイメージの異なる深さに対応している。

それぞれの実施の形態において、光は、１つの部品から他の部品に、如何なる形式で、例えば、光ファイバを用いてカップリングしてもよい。更に、幾つかの実施の形態は、必要に応じて、様々な位置に集光又はカップリング光学素子を含むことができる。

以上、説明の目的のために、本発明の幾つかの実施の形態について記述した。当業者は、ここに開示した実施の形態から様々な代替例を想到できる。このような代替例は、この開示の範囲内に含まれると解釈される。更に、これらの実施の形態は、本発明の範囲を限定することを意図するものではない。したがって、本発明は、特許請求の範囲のみによって限定される。

Claims (20)

1. 光源と、
   前記光源から光を受け取り、サンプルに光を方向付け、前記サンプルから戻る光を受け取るサンプルアームと、
   前記サンプルにおける異なるイメージング深さに対応する異なる変調を提供する変調源と、
   前記サンプルから前記受け取った光と、前記変調源によって供給される異なる変調と、を受け取る検出システムと、
   前記検出システムから信号を受け取るプロセッサと、を有し、
   前記プロセッサは、
   前記変調源から、前記サンプル内の異なるイメージの深さに対応する複数の重なりイメージを同時に取得し、
   前記同時に取得した複数の重なりイメージを組み合わせて、空間周波数次元及び横断次元を持つ結合データセットを生成し、
   前記空間周波数次元における前記結合データセットのそれぞれの値について、前記横断次元に沿って、前記結合データセットに変換を実行し、変換されたデータセットにおける搬送周波数次元に沿って複数の分布を形成し、
   複数のスペクトルのそれぞれの搬送周波数に基づいて、前記複数の分布を前記複数のスペクトルに分離し、
   前記複数の分離されたスペクトルのそれぞれに数学的演算を実行し、前記サンプル内の前記異なるイメージの深さと一致する複数の全範囲イメージを形成する、
   ように命令を実行するイメージャ。
2. 前記変調源は、前記サンプル内の前記異なるイメージの深さに対応する異なる搬送周波数を有するように変調された複数の参照経路と、当該複数の参照経路を形成する第１のスプリッタ／カプラと、を有する参照アームを含む請求項１記載のイメージャ。
3. 少なくとも１つの前記参照経路は、ミラーに接続された光学素子と、変調器とを含み、前記参照経路の経路長は、前記複数のイメージの１つのイメージの深さに相関する請求項２記載のイメージャ。
4. 前記光源、前記サンプルアーム、前記参照アーム及び前記検出システムに接続され、前記サンプルアーム及び前記参照アームに光を供給し、前記サンプルアーム及び前記参照アームから光を受け取り、前記サンプルアーム及び前記参照アームからの結合された光を前記検出システムに供給する第２のスプリッタ／カプラを更に備える請求項２記載のイメージャ。
5. 前記変調源は、前記光源と光カプラとの間に接続された干渉計を含み、前記光カプラは、前記干渉計から前記サンプルアームに及び前記サンプルアームから前記検出システムに光を供給し、
   前記干渉計は、
   第１の反射面と、当該第１の反射面に一定の位相変調を与えるように構成される第１の変調器と、
   第２の反射面と、当該第２の反射面に一定の位相変調を与えるように構成される第２の変調器と、を有し、
   前記第２の反射面は、前記第１の反射面と所定の距離分だけ離間されており、
   前記第１及び第２の反射面は、部分的に光を透過させ、前記第１の反射面と前記第２の反射面の前記所定の距離は、前記サンプル内の異なるイメージの深さに対応する請求項１記載のイメージャ。
6. 前記光カプラは、スプリッタ／カプラである請求項５記載のイメージャ。
7. 前記光カプラは、サーキュレータである請求項５記載のイメージャ。
8. 前記干渉計は、前記第１の反射面及び前記第２の反射面に光を方向付けるビームスプリッタとを含む請求項５記載のイメージャ。
9. 前記変調源は、干渉計を含み、
   前記イメージャは、さらに、前記光源から光を受け取り、前記サンプルアーム及び前記干渉計に光を供給し、前記サンプルアーム及び前記干渉計から受け取った光を結合し、前記検出システムに光を供給するスプリッタ／カプラを更に備える請求項１記載のイメージャ。
10. 前記干渉計は、第１及び第２の反射面を有し、当該第１及び第２の反射面は、光を部分的に反射させ、前記第２の反射面は、前記サンプル内の前記異なるイメージの深さに対応する距離だけ前記第１の反射面から離間されている請求項９記載のイメージャ。
11. 前記干渉計は、前記第１及び第２の反射面に接続されたビームスプリッタを含み、前記第１及び第２の反射面に光を方向付ける請求項９記載のイメージャ。
12. さらに、前記光源から光を受け取り、前記第１の反射面及び第２の反射面に光を供給するように前記光源に接続され、前記第１及び第２の反射面から光を受け取り、結合した光を生成すように接続されたスプリッタ／カプラを有し、
    前記光カプラは、前記スプリッタ／カプラから光を受け取り、サンプルアームに光をカップリングし、サンプルアームから受け取った光を検出システムに方向付けるように接続されている請求項５記載のイメージャ。
13. 前記光カプラは、サーキュレータである請求項１２記載のイメージャ。
14. 前記光カプラは、スプリッタ／カプラである請求項１２記載のイメージャ。
15. 前記プロセッサは、前記変調源及び前記サンプルアームに制御信号を供給する請求項１記載のイメージャ。
16. 前記光源は、広帯域光源を含み、前記検出システムは、分光器を含む請求項１記載のイメージャ。
17. 前記光源は、掃引レーザ光源を含み、検出システムは、フォトダイオード検出システムを含む請求項１記載のイメージャ。
18. ＯＣＴイメージャにおいて同時に得られたイメージを分離する方法おいて、
    ＯＣＴイメージャを用いて、サンプル内の異なるイメージの深さに対応する複数の重なりイメージを同時に取得するステップと、
    前記同時に取得した複数の重なりイメージを組み合わせて、空間周波数次元及び横断次元を持つ結合データセットを生成するステップと、
    前記空間周波数次元における前記結合データセットのそれぞれの値について、前記横断次元に沿って、前記結合データセットに変換を実行して、変換されたデータセットにおける搬送周波数次元に沿って複数の分布を形成するステップと、
    前記複数の分布を、複数のスペクトルのそれぞれの搬送周波数に基づいて、前記複数のスペクトルに分離するステップと、
    前記複数のスペクトルのそれぞれに対して数学的演算を実行して、前記サンプル内の前記異なるイメージの深さと一致する複数の全範囲イメージを形成するステップと、を有する方法。
19. 前記変換は、フーリエ変換である請求項１８記載の方法。
20. 前記数学的演算を実行するステップは、
    前記分離されたスペクトルに対して、前記横断次元に沿って逆フーリエ変換を実行するステップと、
    前記分離されたスペクトルに対して、周波数次元に沿って逆フーリエ変換を実行するステップと、を含む請求項１８記載の方法。

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