JP5702364B2 - 波長掃引光源型光干渉断層（ｏｃｔ）方法及びシステム - Google Patents

Description

本出願は、２００９年４月２０日出願の第６１／１７０，８８６号、２００９年４月２４日出願の第６１／１７２，５１３号、２００９年４月２９日出願の第６１／１７３，７１４号、及び２０１０年４月１９日出願の第１２／７６２，５１１号に基づく優先権主張を行うものである。

光干渉断層法（ＯＣＴ）は、深度分解画像診断法である。生体組織内からの光の反射を用いて、生態組織の断層写真を生成する。

既知のＯＣＴシステムが、米国特許番号第７，３５５，７２１号に記載されている。そこに記載されているＯＣＴ画像化システムは、光源と、光カプラ又は光分離器と、参照アームと、プロジェクタと、センサとを含んでいる。また、ＯＣＴ画像化システムは、プロセッサに接続されていてもよい。

代替的なＯＣＴ技術は、波長掃引光源を用いている。既知の実装においては、レーザの波長又は周波数は、レーザの利得媒体が対応した範囲で掃引される。このように確立されたＯＣＴは、波長掃引光源型ＯＣＴ、又は光コヒーレンス領域反射計測法（ＯＣＤＲ）と呼ばれている。

標準的な波長掃引光源型ＯＣＴシステムを、図１に示す。光源１００は、電磁スペクトルの可視領域及び赤外領域の光を放射する。任意の時刻において、狭帯域波長を有するレーザが光源から放射される。光源は、空孔内のスペクトルフィルタを用いて、レーザ波長を制御する。放射波長の範囲は、光源の利得媒体に依存する。一例となる掃引光源は、１２５０ｎｍから１３５０ｎｍの範囲で掃引される０．１ｎｍの瞬時線幅を有するレーザを放射する。

サーキュレータ１０２は、掃引光源からの光を、２×２カプラ１０４の方向に定める。２×２カプラは、光の一部を分離し、マイケルソン干渉計の参照アーム及び試料アーム（１０６、１０８）の方向に定める。参照アーム１０６は、固定光経路長を提供する。試料アーム１０８は、参照アーム１０６の固定経路長と概ね等しい固定経路長を有する。試料アームは、ビームを生体組織に焦点を合わせ位置合わせするのに必要な、光学系要素と走査系要素とを有する。２つのアームから反射した光は、２×２カプラで組み合わされる。干渉信号を含む２つのビームは、二重平衡検出器１１０に送られる。そこで、コンピュータ（不図示）を用いて、データを収集、処理する。この処理は、波形の再サンプリングとフーリエ変換とを含むものであってよい。

従来例においては、光源の掃引速度は、ＯＣＴシステムの画像取得速度を支配している。各光源掃引は、生体組織を通る１つのカラム、すなわち軸方向走査に対応している。試料アーム内での低速横方向走査を用いて、二次元画像のための複数の軸方向走査を収集する。この処理を、図２に示す。走査鏡２００の一つの位置において、データ取得システム（不図示）が、波長（又は周波数）の関数として、掃引光源から放射される干渉信号を取得する。二次元画像のために十分な数の軸方向走査が記録されるまで、走査鏡の各位置において、この処理を行う。

図３に示すように、掃引光源ＯＣＴシステムは、波長を第一次元で表し、横方向位置を第二次元で表した二次元行列３００を生成する。従来例のシステムにおいては、行列３００の各カラム３０２の値は逐次決定されるものとなっている。通常、このデータ行列の各列を再サンプリングし、フーリエ変換するためにコンピュータが用いられる。

米国特許番号第７，３５５，７２１号

従来例のＯＣＴシステムでは、より高速度で画像を取得するためには、より高速度の掃引レーザが必要であった。しかし、レーザを高速度で掃引すると、悪い結果をもたらすことが多い。掃引速度が増すと、光が利得媒体中を進むことが阻まれ、その結果、光源から放出される光強度が減少する。光源の瞬時線幅を増加させれば、より大きな光出力は得られるが、ＯＣＴ計器の有効画像範囲は減少してしまう。

本発明は、従来例におけるこれらの欠点とその他の欠点に着目してなされたものである。

試料アームでの高速走査機構及び低速掃引光源を用いた波長掃引光源型光干渉断層（ＯＣＴ）システムのための方法及び装置を提供する。光源の波長を低速で掃引しながら、位置データを迅速に収集する。本システムは、光源の掃引速度に対する要求を緩和し、より高出力で、より広い画像化範囲を対象とした、光源周波数の線形掃引を可能とする。

本発明の他の特徴によれば、ＯＣＴ干渉計の試料アーム、参照アーム及び検出アームは、好ましくは自由空間光学系素子を用いて、画像化プローブ内に組み込まれている。

本発明のさらに他の特徴によれば、三角走査を用いて、固定座標系の中で画像化プローブ装置の方向を定め、ＯＣＴデータを、固定座標系の中でそれと同一の方向に変換することが好ましい。この方法により、歯科画像システムは、好ましくは可搬型機器から利用することができる、複数走査の三角測定に基づく登録を有するＯＣＴを用いた三次元離散化を提供することができる。

以下の図面および詳細な記載を入念に検討すれば、本発明による、他のシステム、方法、特徴、および利点が当業者には明らかであろう。意図されていることは、上記のような追加システム、方法、特徴、および利点が、本明細書に含まれ、本発明の範囲内にあり、また添付の請求項によって保護されていることである。

本発明の多くの態様は、以下の図面を参照することによって、より良好に理解されるであろう。図中の構成要素は、本発明の原理をより明確に説明するために強調して配置されており、必ずしも縮尺が合っているわけではないことが理解される。さらに、図中、同様の構成要素には同様の参照番号を付している。

既知の波長掃引光断層撮影法（“ＯＣＴ”）画像化システムを示す図。 図１のＯＣＴ画像化システムで用いられる試料アーム光学系及び画像化手法を示す図。 既知の波長掃引ＯＣＴ画像化システムを用いて生成した二次元行列を示す図。 本発明の教示により生成した二次元行列を示す図。 波長掃引光走査手法を実装した一組のＯＣＴ光素子を有する画像化プローブを示す図。

本発明においては、従来例とは対照的に、光源の波長掃引の間に、同一の範囲に対する複数の横方向走査を行うことが好ましい。横方向走査は、共鳴走査鏡又は多角形走査鏡を用いて行うことが好ましい。この構成において、ＯＣＴシステムは、光源の掃引速度ではなく、試料アームの横方向走査速度のみからの制限を受ける。同じ範囲に対して、多重横方向走査を行うことが好ましい。各々の横方向走査を行っている間は、光源の波長は、ほぼ定数値となっている。光源の波長は、横方向走査を行う毎に変化する。横方向走査に沿った各位置に関して、掃引光源の波長又は周波数に対応して干渉信号を記録する。

従来例においては、レーザ掃引速度は、通常、フレームレート（一秒当たりの画像数）と、画像毎の軸方向走査の数との積である。ここでは、この光源の掃引速度は、試料上のレーザ走査速度を、波長のサンプリング数で割った値であることが好ましい。ここで記述する方法は、従来例と比較して、いくらかのオーダだけ低速のレーザ走査速度と同一の画像化フレームレートを可能としている。例えば、１画像当たり１０００回の軸方向走査が必要であり、各走査は、各波長において１０００個のサンプリングからなるものと仮定する。一秒当たり６０フレームで画像を取得するためには、従来例の光源では、利得媒体の波長領域を６０ｋＨｚ（１０００×６０）で掃引することが必要であった。しかし、本方法では、光源は、その波長領域を６０Ｈｚで掃引する。

図４は、データ行列の構成について、本開示と従来例との違いを示すものである。本開示において記載した手法によれば、行列４００の行４０２の各要素に対して、試料アームの一回の横方向走査で、値が入れられる。その次の横方向走査は、異なる波長（又は周波数）で行われ、光源の全ての掃引が尽くされるまでそれを繰り返す。データは従来例と同一であり、同一の処理が行われるが、データ取得方法が明確に異なっており、顕著な利点が得られる。

特に、本手法は、従来例に対して、いくつかの重要な利点をもたらすものである。上述したように、所定のフレームレートと画像寸法に対して、本方法は、従来例に比べてより低速の波長掃引速度を可能とするものである。ここで考え出された、より低速の掃引速度により、光は利得媒体中を多数回進むことができる。これにより、光の増幅量を最大化し、結果として、光源から放射される光強度をより高めることができる。さらに、光は、利得媒体中を通過する多くの経路をもたらす時間を有するため、光源キャビティ内のスペクトルフィルタの瞬時線幅を減少させることができる。この減少した瞬時線幅により、結果として、掃引光源に対して広い画像化範囲が得られる。

高い掃引速度を提供するために、波長掃引光源技術は、光周波数に関して非線形の走査を用いるのが一般的である。本開示の方法での“より低速な”掃引速度により、光の波長又は周波数に関して線形の走査が可能となる。線形の走査は、従来例の波長掃引光源型ＯＣＴシステムで用いられている信号の再サンプリング手法を簡単化することができる。

上述した手法を実施するのに適合した、実例となる市販の波長掃引光源として、サンテック社（Ｓａｎｔｅｃ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）から販売されているＨＳＬ−２１００がある。その他に、以下のものに限定されるものではないが、マイクロン・オプティックス社（Ｍｉｃｒｏｎ Ｏｐｔｉｃｓ）から販売されているＳＳ２２５、及びトルラボ社（Ｔｈｏｒｌａｂ）から販売されているＳＬ１３２５−Ｐ１６がある。これらは、単に代表的なものにすぎない。

本発明は、米国特許第７，３５５，７２１号記載の光学素子、関連する処理装置及びサブシステム等のＯＣＴ技術を用いて実装してもよく、その開示全体を本明細書に引用し援用する。

また、本発明は、ハードウェアと、オペレーティングシステム、一つあるいはそれ以上の数のソフトウェアアプリケーション及びデータを格納するための好適な記憶装置及びメモリと、既存の入力及び出力装置（表示装置、キーボード、マウス等）、ネットワーク接続を提供する他の装置、またそれらと同様の装置を含むコンピュータワークステーションとともに実装することができる。必要に応じ、米国特許第７，１８４，１５０号に記載などの光学素子を実装してもよい。

図５は、本発明の他の様態を図示したものである。本実施様態において、可搬型画像化プローブ５００が、光ファイバーを介して、ＯＣＴ光源５０２に接続可能となっており、画像化プローブ５００は、ＯＣＴデータを取得するために用いられる。本方法においては、図５から分かるように、ＯＣＴ干渉計の試料アーム、参照アーム及び検出アームは、自由空間光学系を用いて画像化プローブ内に組み込まれることが好ましい。代表的な自由空間光学系は、以下に限定されることはないが、ソーラボ社（Ｔｈｏｒｌａｂｓ）、ニューポート社（Ｎｅｗｐｏｒｔ）、エドモンド・オプティクス社（Ｅｄｍｏｎｄ Ｏｐｔｉｃｓ）を含む様々な供給業者から購入することが可能である。

本開示により制限するものではないが、図５の画像化プローブを固定座標系に関して方向を定めるために、三角走査を用い、本装置により収集したＯＣＴデータは、固定座標系に関して定められた方向と同じ方向に変換することが好ましい。従って、図５に示した装置を用いると、デジタル画像化システムは、複数走査の三角測定に基づく登録を有するＯＣＴを用いて三次元画像化を提供することができる。

この目的のために、画像化プローブは、試料アーム５０６と、参照アーム５０８と、レーザ光源５１０と、ダイクロイックミラー（Ｄｉｃｈｒｏｉｃ Ｍｉｒｒｏｒ）５１２と、光分離器５１４と、走査鏡５１６と、検出器５１８とを含んでいる。画像化プローブの内部では、光は平行に揃えられ、その後、ＯＣＴシステムの参照アームと試料アームに分離される。これは、自由空間光分離器５１４又はファイバー光学系２×２カプラの何れかによって行われる。参照アーム内の光は、プリズムとレンズの組み合わせ（不図示）を用いて、鏡に向けて方向が定められる。参照アームの光経路長が、試料アームの光経路長と概ね等しくなるように、鏡の位置決めがなされる。試料アームの光は、ダイクロイックミラー（Ｄｉｃｈｒｏｉｃ Ｍｉｒｒｏｒ）５１２を通る。上述したように、本装置は、ＯＣＴ光とレーザ三角測定（ＬＴ）光を組み合わせて一つの光束にすることが好ましい。組み合わせて得られたＯＣＴ／ＬＴ光は、一つあるいはそれ以上の数の走査鏡５１６により反射される。これらの鏡により、生体組織の表面上で光束を走査することができる。走査ビームは、レンズアセンブリ５２０を用いて、プローブの遠位端に送られる。レンズアセンブリは、ＯＣＴ及びＬＴサブシステムの走査角と異なる波長帯域に対応するように設計されている。また、生体組織表面の近傍にビームの焦点を合わせるためにも、レンズが用いられる。

一般的に、本走査手法は、上述した両方の方法を組み合わせて（図５に示すような）単一の装置を構成するものであり、様々な種類の三次元データを組み合わせて、単一の統合データセットを構成する手段を示すものである。

組み合わせて構成した装置を用いることにより、以下のように、患者の口腔を走査することができる。

第一のステップにおいて、三角測定モードで走査するように装置を構成する。このモードでは、高速の三角測定手法を用いて、数分で患者の口内全体を走査することができる。この走査が完了すると、直接可視となる口腔内の全ての面の三次元メッシュＳが計算で求められ、計算機画面に表示される。その後、ＯＣＴモードで走査するように装置を構成する。このモードを用いて、装置を位置決めし、以前に走査した範囲内にある所望の位置での、追加の立体データを取得する。トリガーがかかると、スキャナーは単一の詳細ＯＣＴ走査を実行する。この走査を、Ｃと称する。Ｃは、各位置にカメラを原点とした位置座標系が定義され、そこでの三次元格子上の密度量を表している。すなわち、好ましくは、Ｃは、ｎｘ×ｎｙ×ｎｚの大きさを持つ格子とすると、各位置Ｃ［ｘ，ｙ，ｚ］（ここで、ｘ＝［１，．．，ｎｘ］、ｙ＝［１，．．，ｎｙ］ｚ＝［１，．．，ｎｚ］）は、４個の要素（ａ，ｂ，ｃ，ｄ）に対応し、ここで、（ａ，ｂ，ｃ）は、装置の原点に対する格子点の位置であり、ｄは、その位置で画像化された密度である。

また、スキャナーは、上記と同一の位置において、三角測定に基づく単一の走査を行う。なお、この走査は、Ｔと称する。Ｔは、二次元格子の位置座標を表している。すなわち、好ましくは、Ｔは、ｎｘ×ｎｙの大きさを持つ格子とすると、各位置Ｔ［ｘ，ｙ］（ここで、ｘ＝［１，．．，ｎｘ］、ｙ＝［１，．．，ｎｙ］）は、３個の要素（ａ，ｂ，ｃ）に対応し、ここで、（ａ，ｂ，ｃ）は、装置の原点に対する格子点の位置である。

なお、ＯＣＴ走査は、空間内の位置における三次元格子の密度を得るものであるが、一方、三角測定手法に基づく走査は、空間内の二次元格子の位置が得られるのみである。これは、三角測定手法に基づく手法は、表面のみを観測できるのに対し、ＯＣＴ手法は、表面の下も観測できるという事実に依るものである。

次に、Ｔに適用すると、全段の三角測定手法に基づくのみの走査処理の間に計算されたものと同一のメッシュＳ内の等価点に対応付けてＴの点を変換する、４行４列の行列Ｍを計算で求めることができる。この変換計算は、通常の三角測定手法に基づく走査を登録するために用いられるものと同一の処理を用い、言い換えると、ＩＣＰ（逐次最近点照合法）等の手法を用いて行う。

さらに、ここでは、本処理の最中の装置の移動は最小に留められるものと仮定しているため、上述した方法で得られた行列Ｍを用いて、立体格子Ｃを、メッシュＣと同一の座標空間に変換することができる。

ＯＣＴ走査で重なり合わない箇所が生じても、本処理を多数回繰り返すと、各々が互いに対して正しい方向に空間的に配置された立体格子の集合を得ることができる。

さらに、これらの複数の格子を、単一の空間格子に組み合わせることができる（例えば、データが得られない走査Ｃがある場合には、その密度は０（ゼロ）とすることができる）。この手法では、個々のＯＣＴ走査容量が極めて少ないものであって、複数のＯＣＴ走査を組み合わせることにより、より大きな容積に対してＯＣＴ技術を効率的に活用することができる。

以上で示したように、しかし以上で示したものは限定的なものを意図したものではなく、レーザ三角測定による形状測定システムをレーザ画像化プローブの設計に含めることが好ましい。本技術は、限定された範囲での画像化の際に、ＯＣＴデータを配置する問題に着目したものである。レーザ三角測定は、ＯＣＴデータの三次元登録を提供することが好ましい。

上述したレーザ三角測定手法及びＯＣＴデータ収集手法は、図５の可搬型画像化プローブとともに利用することに限定されるものではなく、これらの手法は、他の装置又はシステムに実装することも可能である。

上述した手法を用いて、ユーザは、ＯＣＴ技術の優れた走査能力を活用して、口腔内の着目する範囲を走査することができ、すべての個々の独立した走査結果を、互いに正確に区別して登録することができる。さらに、このようなデータベースは、歯科診療において極めて有益に用いることができる。例えば、このようなデータベースを用いると、患者の口内の歯に存在する全ての異なる物質をカタログ化することができる。このよう物質は、異なる（セラミックス、複合材、金属等の）修復材料を含むものである。データベースを用いると、歯の表面であっても、歯の間であっても、非金属性の修復材料の下部であっても、虫歯の位置を特定することができる。データベースを用いると、歯石沈着、歯垢沈着、歯周ポケット深さを特定することができる。データベースを時系列的に比較すれば（例えば、データベースを、同一の患者に関する６ヶ月前のデータと比較すれば）、歯肉の損失などの変化を追跡することも可能となる。これらの２つの技術を、（これらのデータを違いに登録し合うことを可能とする）単一の装置内で組み合わせることにより、三次元データセット内に診断情報を含めることができる。診断情報は、ＯＣＴから導いたデータの立体的な容積の特性と、物質間の境界面だけでなく、物質の表面上及び立体的な、相対的及び絶対的密度を特定できるＯＣＴの能力とから得られるものである。これにより、本技術は、以下のものに限定されるものではないが、虫歯検知（浸食）、腫瘍検出、炎症、歯肉疾患、歯周疾患、他の疾患及び傷害を含む三次元診断マップを提供するとともに、上述の期間に渡る変化を追跡することができ、それにより、患者の口腔の健康状態の診断及び追跡を支援することができる。

また、データベースを用いることにより、従来は、三角測定手法データのみを用いて設計していた修復を施すことができる。例えば、限界が歯肉に至るような場合の準備を、簡単に行うことができるが、その理由は、その限界範囲が、直視できる範囲からは生体組織により隠されていたとしても、生体組織が概ね５ｍｍの厚さにすぎないものである限り、その限界範囲は完全に可視化できるものとなるためである。このような応用の一例としては、歯肉内のインプラント橋台の走査がある。インプラント処置の外科的な特性のため、インプラント橋台が虫歯の穴に挿入されている場合には、それをデジタル化することは必ずしも可能ではない。生体組織と生体液を介して表面を走査することができる技術を用いることにより、単一の観察でインプラント橋台に適合した修復を、ＣＡＤ／ＣＡＭを用いて設計することが可能となる。

本発明の対象の特徴のいくつかの側面を、コンピュータで実行する方法又はプロセスとして記述してきたが、これは、本発明を制限するものではない。さらに、このようなコンピュータで実行する方法は、上述した走査を実行するための装置又はシステムに実装してもよく、あるいは、他の歯科的修復のための装置、機器又はシステムに付加したものとして構成してもよい。本装置は、要求された目的のために、特別に構成されたものであってもよいし、あるいは、コンピュータ内に格納されたコンピュータプログラムにより、選択的に起動又は再構成されたコンピュータ（このような場合、特定用途の機器となるもの）を含むものであってもよい。このようなコンピュータプログラムは、光ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、光磁気ディスク、読出し専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、磁気又は光カードを含む任意の種類のディスク、あるいは、電子的命令を格納するのに好適な任意の種類の媒体などの、コンピュータで読み取り可能な記憶媒体に格納してもよく、これらのものはコンピュータシステムバスに接続されて構成されている。また、上述した機能は、ファームウェア、ＡＳＩＣ、あるいはその他の既知の又は開発されたプロセッサで制御された機器に組み込まれたものであってよい。

以上では、いくつかの実施様態において、特定の順序で実行される制御操作を記述しているが、このような実行順序は例示的なものであり、代替的な実施様態では、これとは異なる順序で操作を実行したり、いくつかの操作を組み合わせたり、いくつかの操作を重ね合わせたり、あるいはそれらと同等のことを行うことも可能である。本明細書において、所定の実施様態を引用することは、記載された実施様態が、特定の特徴、構造又は特性を含んでもよいことを示しているのであり、どの実施様態も、特定の特徴、構造又は特性を必ずしも含む必要はない。さらに、システムの所定の構成要素を、個別に記述してきたが、当業者であれば、機能のいくつかは、所定のシステム、装置、機器、プロセス、命令、プログラム手順、コード部分、及びそれらと同等のものに組み合わせてもよいし、あるいは共用してもよいことを理解するであろう。

以上で本発明の記載を終え、以下に本発明の特許請求の範囲を示す。

Claims (8)

1. 光源を用いた光干渉断層法（ＯＣＴ）走査の方法であって、
   同一の画像化範囲に対して、前記光源の波長を掃引しながら、少なくとも第一及び第二の横方向走査を実行するステップと、
   範囲に対する前記第一及び第二の横方向走査の各々の間に生成されたデータを収集するステップと、
   収集された前記データからデータ行列を生成するステップを含み、
   前記生成するステップは、
   ａ．一つあるいはそれ以上の数の三角走査を用いて、範囲内の対象を走査し、固定座標系での格子を生成するステップと、
   ｂ．さらに、格子と重なり合うＮ個の位置で、対象を走査するステップであって、各走査位置において、三角測定モードとＯＣＴモードで対象を走査することを特徴とするステップと、
   ｃ．ステップ（ａ）で得られた格子に、ステップ（ｂ）の三角測定モードの走査を登録する変換行列を計算で求めるステップと、
   ｄ．ＯＣＴモードでの走査で収集したデータに対して、変換行列を適用し、変換されたＯＣＴデータを生成するステップと、
   ｅ．前記変換されたＯＣＴデータを、ステップ（ａ）で記載したものと同じ固定座標系の格子と合成するステップと
   を含むことを特徴とする前記方法。
2. 請求項１記載の方法において、
   第一の横方向走査の間の光源の波長は、実質的に定数である第一の値を有し、
   第二の横方向走査の間の光源の波長は、実質的に定数である第二の値を有し、
   前記第一の値と、前記第二の値とは異なることを特徴とする方法。
3. 請求項１記載の方法において、
   各横方向走査は、共鳴走査鏡又は多角形走査鏡を用いて行うことを特徴とする方法。
4. 請求項１記載の方法において、
   前記画像化範囲は、口腔内に位置する構造であることを特徴とする方法。
5. 光源と、光カプラと、参照アームと、試料アームと、検出器とを含む波長掃引光源型光干渉断層法（ＯＣＴ）システムであって、
   同一の画像化範囲に対して、前記光源の２つ又はそれ以上の数の個々の波長を用いて、２つあるいはそれ以上の数の横方向走査を生成する、前記試料アームに関連づけられた走査機構と、
   該走査機構により生成されたデータを収集する機構を含み、
   前記走査機構は、
   ａ．一つあるいはそれ以上の数の三角走査を用いて、範囲内の対象を走査し、固定座標系での格子を生成するステップと、
   ｂ．さらに、格子と重なり合うＮ個の位置で、対象を走査するステップであって、各走査位置において、三角測定モードとＯＣＴモードで対象を走査することを特徴とするステップと、
   ｃ．ステップ（ａ）で得られた格子に、ステップ（ｂ）の三角測定モードの走査を登録する変換行列を計算で求めるステップと、
   ｄ．ＯＣＴモードでの走査で収集したデータに対して、変換行列を適用し、変換されたＯＣＴデータを生成するステップと、
   ｅ．前記変換されたＯＣＴデータを、ステップ（ａ）で記載したものと同じ固定座標系の格子と合成するステップと
   を含む走査方法を実行するように動作可能であることを特徴とするシステム。
6. 請求項５記載のシステムにおいて、前記光源は、利得媒体の波長領域を６０Ｈｚで掃引することを特徴とするシステム。
7. 光源と、試料アームに走査機構を有する光コヒーレンス領域反射計測法（ＯＣＤＲ）システム内で実行される方法であって、
   同一の画像化範囲に対して、前記光源の波長を掃引しながら、複数の横方向走査を実行するステップと、
   範囲に対する前記複数の横方向走査からデータを収集し、データ行列を生成するステップを含み、
   前記生成するステップは、
   ａ．一つあるいはそれ以上の数の三角走査を用いて、範囲内の対象を走査し、固定座標系での格子を生成するステップと、
   ｂ．さらに、格子と重なり合うＮ個の位置で、対象を走査するステップであって、各走査位置において、三角測定モードとＯＣＴモードで対象を走査することを特徴とするステップと、
   ｃ．ステップ（ａ）で得られた格子に、ステップ（ｂ）の三角測定モードの走査を登録する変換行列を計算で求めるステップと、
   ｄ．ＯＣＴモードでの走査で収集したデータに対して、変換行列を適用し、変換されたＯＣＴデータを生成するステップと、
   ｅ．前記変換されたＯＣＴデータを、ステップ（ａ）で記載したものと同じ固定座標系の格子と合成するステップと
   を含むことを特徴とする前記方法。
8. ユーザの手中に収まるように構成されたプローブであって、
   光源と、光カプラと、参照アームと、試料アームと、検出器とを含むＯＣＴ干渉計と、
   同一の画像化範囲に対して、前記光源の２つ又はそれ以上の数の個々の波長を用いて、２つあるいはそれ以上の数の横方向走査を生成する、前記試料アームに関連づけられた走査機構とを含み、
   前記走査機構は、
   ａ．一つあるいはそれ以上の数の三角走査を用いて、範囲内の対象を走査し、固定座標系での格子を生成するステップと、
   ｂ．さらに、格子と重なり合うＮ個の位置で、対象を走査するステップであって、各走査位置において、三角測定モードとＯＣＴモードで対象を走査することを特徴とするステップと、
   ｃ．ステップ（ａ）で得られた格子に、ステップ（ｂ）の三角測定モードの走査を登録する変換行列を計算で求めるステップと、
   ｄ．ＯＣＴモードでの走査で収集したデータに対して、変換行列を適用し、変換されたＯＣＴデータを生成するステップと、
   ｅ．前記変換されたＯＣＴデータを、ステップ（ａ）で記載したものと同じ固定座標系の格子と合成するステップと
   を含む走査方法を実行するように動作可能であることを特徴とする前記プローブ。