JP5738834B2 - 光干渉トモグラフィ装置及び機器の作動方法 - Google Patents

Description

〔関連出願の相互参照〕
本出願は、２００１年４月３０日に出願され、本出願の譲受人に共に譲渡された仮出願第６０／２８７，４７７号に対する優先権を主張する。先の出願の内容は、本明細書に包括的に組み込まれている。

本発明は、試料表面から反射され、基準光ビームと比較される低干渉性光ビームを用いた光学的イメージング（光学的な撮像）のための方法であって、参照点を基準にした生体組織試料の表面位置と必要な遅延走査範囲（delay scan range）を検出するために実時間動的光学的フィードバックを用いる方法に関する。また、本発明は、この方法を実施するための撮像プローブ装置に関する。

光干渉トモグラフィ（OCT ; optical coherence tomography）（光干渉断層計）は、一つのイメージング技術であり、この技術は、標的の生体組織領域に入射してから生体組織内で散乱により反射されて検出器へと戻る検出光ビームと、基準光ビームとの間の干渉を測定するものである。血管をＯＣＴ撮像する際には、撮像プローブを血管内に挿入し、血管壁を予め設定された一連の弧からなるセグメントで３６０度周方向走査し、これにより、一つの断層イメージを得る。このプローブ先端部は、軸線周りに生体組織断面を周方向走査するように、そして縦方向に血管を区分した長さを走査するように回され、こうして、２次元にマップ化された生体組織構造の情報が得られるようになっている。管腔内のプローブの軸線方向位置は、管腔の軸線方向中心に対して変わらない。しかしながら、壁の表面は、局所的様相や幾何学形状の点で変化することがあり、プローブ先端部と表面との間の距離が変わることになる。従来のＯＣＴ撮像は、所定高さからなる概ね矩形の「ウィンドウ（window）」の中に入射光ビームを生成するのに、決められた波形を用いているため、壁の表面高さが変わると、血管壁の所定領域における生体組織データを収集するのに誤差が生じる可能性がある。波形を変調させて、これによりプローブが何処にあって何を見ているかに基づきウィンドウをシフトさせるようなフィードバック機構を設けることが望ましいと考えられる。

典型的なＯＣＴシステムの場合、走査する線（scanning line）の長さとその初期位置は、常に一定でありかつ固定されていた。上記問題を克服するための一つのやり方は、ウィンドウをより大きくすることであるが、その際の問題は、同じ時間の間により大きな面積（エリア）に亙って情報を集めるせいで、信号対ノイズ比ならびにそれに伴う感度が悪くなるということにある。

走査の開始位置を異なる場所に調整するために、生体組織表面を特定することを使うことが望ましかろう。表面を特定すれば、サンプリングアーム内での焦点位置を調整するのにも利用できよう。走査範囲を調整するのに生体組織内での光の減衰を特定することを使えれば、さらに望ましかろう。この減衰の特定は、最適の焦点深度ないし共焦点パラメータを決定するのにも用いることができよう。

本発明は、試料表面から反射されて基準光ビームと比較される低干渉性光ビームを用いる光学的イメージングを提供する。その際、参照点を基準にした生体組織試料の表面位置及び必要な遅延走査範囲（delay scan range）を見つけるために実時間動的光学的フィードバックが用いられる。また、本発明は、この方法を実施するための撮像プローブ装置に関する。このプローブは、生体組織表面を見つけるまで、最初に一本の線に沿って走査を行う。生体組織表面は、信号無しの状態からより大きな信号への鋭い推移として特定することができる。次に、該プローブが次の線を走査するときには、前回の走査に応じて波形を調整する。

本発明は、以下に記載されるような時間遅延走査ユニットを提供する。また、本発明は、光学的走査システムのための焦点調整機構をも提供する。また、本発明は、生体組織表面に対するプローブの距離（これは表面トポグラフィーとプローブ長さの設計／構成により変わる）をより正確に特定するための時間遅延走査の方法を提供する。

本発明では、遅延線を作り出すための幾つかの新しい機構の一つとして、ロッキングミラー（rocking mirror）が設けられる。ロッキングミラーは、コンピュータならびに走査プローブと同期させたまま、遥かに素早くかつより正確に動かすことができる。本発明は、位置を特定するための一つのアルゴリズムを提供し、これにより、プローブ先端部から生体組織までの距離に合わせるようにして、ガルバノメータのＤＣオフセット角に対する変化が決定されるようになっている。加えて、本発明は、有用／有効な画像情報だけが含まれるようにコヒーレンス・ゲート走査深さ（coherence gate scan depth）を調整するため、ガルバノメータのＡＣ角を変更するための動的なアクティブ・フィードバックを提供する。また、最終的に、本発明は、動的なアクティブ・フィードバック用いて、カテーテルの集光特性（焦点距離、スポットサイズ、及び共焦点パラメータ）を調整することが可能である。

以下に、本発明の詳細な説明において、本発明の上記ならびにその他の対象、特徴、及び長所について、特許請求の範囲ならびに図面と照らし合わせて論じかつ明らかにする。

従来のＤＣベースライン・オフセットのセラダイン波形のグラフを表す図である。 １回の外形輪郭走査波形の血管壁オフセット外形輪郭形状のグラフを表す図である。 ΔＬ_Ｒの通常の（一定オフセット）走査波を示す図である。 図２Ｂのセラダイン波形上に図２Ａの外形ΔＬを重ね合わせたグラフを表す図である。 ２つの軸線走査ｅ_１及びｅ_２の期間に亙る補正された参照アーム走査を示す図である。 走査深さ制御のグラフを表す図である。 図３Ａの走査範囲と管腔を断面にして表示した図である。 実際の走査の断面像を示す図である。 従来のＯＣＴイメージ・ウィンドウと本発明によるウィンドウを比較して示す図である。 最初のオフセット及びΔｚつまり有効な走査範囲のグラフを表す図である。 生体組織表面の外形輪郭に対して参照アームによる遅延を適合させるために修正調整されたガルバノメータマップ化波形のグラフを表す図である。 参照アームの連続した遅延走査線を示す図である。 参照アームの連続した遅延走査線を示す図である。 参照アームの連続した遅延走査線を示す図である。 参照アームの連続した遅延走査線を示す図である。 参照アームの連続した遅延走査線を示す図である。 参照アームの連続した遅延走査線を示す図である。 ΔＬに対するΔｘを示す図である。 Ｌ_Ｒに対する時間を示す図である。 本発明の一実施形態によるアルゴリズムの流れ図である。 有り得る生体組織表面境界と信号閾値強度の当たりとして考えられる４つの場合を示す図である。 走査線を示す図である。 コンピュータメモリへのガルバノメータ波形の出力の蓄積による配列を示す図である。 古いウィンドウを示す図である。 図９のブロック２８から得られる新たなウィンドウを示す図である。 オートフォーカス・アルゴリズムを供給する本発明の他の実施形態に関する流れ図を示す。 共焦点顕微鏡解析の間の共焦点パラメータ調整に関するアルゴリズムを示す図である。 本発明の一実施形態による装置の概略図である。 遅延線の概略図である。 直線変換装置８５上に往復するように取り付けられたミラー８４によって遅延線が内部に作り出される他のシステムを示す概略図である。 コンピュータ２５によってドラム６５が内部で制御されるさらに他のシステムを示す概略図である。 音響光学変調器を用いる他の構成を示す図である。 本発明によるカテーテルを示す図である。 本発明の一実施形態によるカテーテルの部分拡大図である。 ファイバ先端に対してレンズを動かす様子を示す図２２の差し込み部分の図である。 レンズ−ファイバ距離オフセットを制御するための風船ないし拡張チャンバを組み込んだ構成のカテーテルの部分拡大図である。 焦点を変えるためのシステムを示す概略図である。 ファイバ−レンズ離隔距離が固定され、レンズと反射プリズムの間の離隔距離が変更される他の実施形態のシステムの概略図である。 複数の素子からなる複合レンズとファイバとの間にギャップを有するシステムの概略図である。

本発明の様々な特徴ならびに長所は、図面から明らかになろう。なお、図の中で同様の参照符号は、同じかもしくは類似の部材を示している。

図１は、典型的なＤＣベースラインオフセットのセラダイン波形（seradyne waveform）のグラフであり、ここで、Ｌ_Ｒは参照アームの光学的遅延距離オフセットであり、ｔは時間（例えば０〜２０ｋＨｚ）である。一つの走査撮像長さは「ｅ_１」として示されており、２番目は「ｅ_２」として示されている。ピーク・ツー・ピーク振幅は、ＡＣ成分と称される。

図２Ａは、１回の外形輪郭走査波形による血管壁オフセット輪郭のグラフを示す。ここで、ｘ軸は時間、ｙ軸はΔＬである。図２Ｂは、通常の（一定オフセットの）走査波ΔＬ_Ｒを示し、この場合、走査波は、セラダイン波とされ、かつ各周期が１回の走査撮像（走査撮像長さｅ１を有する太線の軸線走査１、及び走査撮像長さｅ２を有する軸線走査２として示されている）である。所定の外形輪郭には、範囲が２５０〜５００程度のセラダイン走査が存在し得る。図２Ａは、１回の走査の期間に対するオフセット補正を示している。光遅延（ΔＬ）は、
ΔＬ＝ΔＬ_Ｓ−ΔＬ_Ｒ
として計算され、このときΔＬ_Ｓは、生体組織表面までのサンプリングアームの距離、ΔＬ_Ｒは、参照アームの光経路である。

図２Ｃは、図２Ｂのセラダイン波形上に図２Ａの外形輪郭ΔＬを重ね合わせたものを示している。「Ａ」は開始ゲート、「Ｂ」は生体組織ないし血管表面、「Ｃ」は生体組織内側、「Ｄ」は終了ゲート、「ｅ」波形周期である。図２Ｄは、２回の軸線走査ｅ_１ならびにｅ_２の周期に亙る補正された参照アーム走査を示す。信号対ノイズ比のレベルを低減するために小さなイメージ・ウィンドウが望ましい。走査はオフセット「ａ」（開始ゲート）で開始される。このオフセットは、僅かに血管表面から離れているので、そのため、血管表面が走査の先頭にくる。これは、アルゴリズム（後で詳述する）を決定するための初期走査オフセット（開始測定）を確立するのに有用である。ｂ−ａで表される「ｂ」と「ａ」の間の差は、外部と血管表面の間のデッドスペースである。ｂ−ｃは、血管表面内側の領域である。図２Ｃのイメージ・ウィンドウは、ｄ−ａで表すことができる。

図３Ａは、走査深さ制御のグラフである。図３Ｂは、図３Ａの走査範囲および管腔を断面で表示したものである。最も内側の円がカテーテル１、次の円の外面が血管の管腔２、次の円の外面が血管壁３、最大走査範囲は符号４で示されている。円形領域内の「＋」は、有効な走査範囲、円内の「−」（マイナス符号）は、有効な走査範囲を超えている。図３Ｃは、実際の走査の断面のイメージである。

図４は、符号５が付されて四角形で表された従来のＯＣＴイメージ・ウィンドウ（実線による）と、本発明のアルゴリズムを用いて得られるウィンドウ（破線による）（ここで、イメージ・ウィンドウは、符号６が付されている）との比較を示す。より小さなウィンドウ６は、遥かに優れた信号対ノイズ比を有し、そしてそれ故に感度が十分に上がり、その結果イメージ（画像）品質が改善されることになる。

これまでのＯＣＴを用いる場合、走査波形は、一定のＡＣ成分、及び固定されたＤＣないしはゆっくり変化する成分を有している。本発明を用いる場合、波形のＡＣ成分ならびにＤＣ成分は、アルゴリズムからのフィードバックにより変化する。図５を参照すると、「Ｄ」，初期オフセット、ならびにΔｚ，有効な走査範囲が観測され、次の走査に対して波形をどのように変更するかが決定される。図６は、参照アームの遅延を生体組織表面外形輪郭に合わせるためにマップ化された、修正変更されたガルバノメータの波形のグラフである。

図７Ａ〜図７Ｃは、次々に続く参照アームの遅延走査線を示している。図７Ａ１および図７Ａ２は、振幅ａ_１及びΔｚ_１を示す。図７Ｂ１および図７Ｂ２は、振幅ａ_２＝２×ａ_１およびΔｚ_２＝２×Δｚ_１を示す。図７Ｃ１および図７Ｃ２は、振幅ａ_３＝０．５×ａ_１およびΔｚ_３＝０．５×Δｚ_１を示す。幅（Δｚ）が長くなればなるほど、それだけ一層参照アーム内の遅延も大きくなる。

図８Ａは、Δｘ対ΔＬを示す。図８Ｂは、時間対Ｌ_Ｒを示す。決められた走査範囲が増えると、ガルバノメータの参照アームＡＣ成分もまた増加する。ＤＣオフセットは、図８Ｂにおけるように、生体組織表面外形輪郭を表す曲線をなぞる。図８Ａの走査１、走査２…等々が、図８Ｂの走査１、走査２上に写っている点に留意されたい。次々に続く走査３，４，…Ｎは、同じようにして、生体組織表面オフセットおよび最適の走査範囲に調整される。現在の走査線（軸線走査）ないし幾つかの走査線におけるデータを調べることにより、続くＮ本の走査線に対して、生体組織表面までのオフセットならびに最適のコヒーレンス・ゲートが決定される。このようにして、実時間動的フィードバックが用いられ、不規則な生体組織外形輪郭が最適な感度で撮像できるようになる。

〔方法〕
図９は、本発明の一実施形態によるアルゴリズムの流れ図を示す。比較的大きな走査範囲（ブロック１４）（例えば、約３〜１０ｍｍであるが、他の範囲を適切なものとして用いてもよい）で、ブロック１２において生体組織表面「Ｓ」を十分に見つけるために、ブロック１０において最初の走査線が調べられる。表面を見つけるために、少なくとも３つの方法の一つを用いることができる。第１の方法は、アダプティブ閾値（「Ｔ」）を用いることである。第２の方法は、１次の導関数ｄＩ（ｚ）／ｄｚ＝Ｄ１を用いる。第３の方法は、ゼロを横切る２次の導関数ｄ^２Ｉ（ｚ）／ｄｚ^２＝Ｄ２を用いる。

必要な幾つかの規則Ａ，Ｂ及びＣがある。第１の方法の場合、規則「Ａ」は、もしＩ（ｚ_１）＞ＴならばＳ＝ｚ_１というものである。第２の方法の場合、規則「Ｂ」は、もしｄＩ（ｚ_２）／ｄｚ＞ＴならばＳ＝ｚ_２というものである。第３の方法の場合、規則「Ｃ」は、もしｄ^２Ｉ（ｚ_３）／ｄｚ^２＝０ならばＳ＝ｚ_３というものである。微分を行う前にノイズを取り除いて、スパイク前処理をあまり行わなくてもよいようにするために、Ｉ（ｚ）をフィルタリングしなければならないことに注意されたい。斯かるフィルタ選別は、当業者に周知の多くのあらゆるフィルタ、例えば、限定はしないが、線形ブラー（linear blur）、ガウシアン、ウィンドウ、ローパスフィルタ、重畳（convolution）、モルフォロジー（morphology）、等々を含めたフィルタを使って行うことができる。表面が見つからない場合には、ブロック１０を繰り返すが、ただしブロック１２における結果に基づいて範囲オフセット（range offset）を変更する。例えば、信号が無い場合には、オフセットと範囲をランダムに変えればよい。信号はあるが弱く、アダプティブ閾値を超えなかった場合には、オフセットを調整する（すなわち、シグナルに対してゲート及びＳを動かして再度試行する）。その際のオフセットは、検出器によって検出される反射光の強度に基づいて設定される。

ブロック１２において潜在的に問題が有りうるのは、シースと内部反射（internal reflections）がカテーテルを用いた、もしくはシグナルを用いている場合で、このとき、最大の信号が生体組織の内側にある。このような場合には、導関数がＴより大きい複数の位置「ｚ」が存在し得る。

このような場合には、上記規則Ａ，Ｂ及びＣを解析して、どれが生体組織表面に対応するか決定する。図１０は、考えられる４つの当たりを示している。生体組織表面に対応するものは一つしかない。εを微小変化量とする。ピーク「Ａ」は、孤立した当たりであり、ピークの両側に感知できるような信号は無い。このため、ｚ_Ａ−ε＜ｚ_Ａ＜ｚ_Ａ＋εに対して、Ｉ（ｚ_Ａ±ε）≪Ｉ（ｚ）が存在する。ピーク「Ｂ」は、前側（つまり左側）には信号が無いが後側（つまり右側）にはあるようなピークを示している。このため、ｚ_Ｂ−ε＜ｚ_Ｂに対して、Ｉ（ｚ_Ｂ−ε）≪Ｉ（ｚ_Ｂ）かつＩ（ｚ_Ｂ）〜Ｉ（ｚ_Ｂ＋ε）である。言い方を変えれば、図１０は、信号（画像データ）閾値を超えないような４つの場合を示している。ピーク「Ａ」は、ピークの前もしくは後ろ（すなわち、隣の画素内、変化量であるε内）に信号が無い（上述のように（ｚ_０）もしくは以下のように（ｚ_ｍａｘ）と呼ばれるときがある）。そのため、このピークは無視する。同じ規則から、ピーク「Ｄ」を無視する。このピークは、該ピークの前後に信号が無い。ピーク「Ｃ」の場合、ピークの前後に信号がある。従って、このピークは表面ではあり得ない。ピーク「Ｂ」はピークの後に信号があるがピークの前には無い。従って、ピーク「Ｂ」は、生体組織表面の境界が開始することを示している。

ブロック１４に戻ると、今や定められた範囲があり、それは大抵最初の走査線に対して所望されるものよりも大きい。図１１は、一つの走査線を示す。最適の走査範囲Ｒが特定されるべき対象である。先ず、曲線を平滑化する（上述の方法を参照）。続いて２番目に、明らかに信号が無いような大きなｚまで外に出る、すなわち、Ｉ（ｚ_ｍａｘ）＝ノイズであるような所を見つける。これは、〔Ｉ（ｚ±ε）〕の標準偏差が小さくなる所を探すことによって確かめることができる。３番目に、Ｉ（ｚ）が再び増加し始めるまで、すなわちＩ（ｚ′）＞Ｉ（ｚ_ｍａｘ）（ここでＲ＝ｚ′−Ｓ）となるまで、ｚを減らす（すなわち、ｚをＳの方にずらす）。

同じような結果が得られる他の方法は、最初に平滑化して曲線の微分をとり、ｄ（Ｉ（ｚ′））／ｄｚ＝０（従ってＲ＝ｚ′−Ｓ）となる所を探すというものである。

別の統計的な手法も可能である。走査範囲Ｒの外側では最小限の信号を、そして内側ではできるだけ大きな信号が欲しいとするのが、基本的な操作パラメータである。これは、０次、もしくは１次の導関数、２次の導関数、確率分布関数の統計（例えば標準偏差）、指数関数によるフィッティング、及びこの分野で周知のその他の標準的なデータ解析処理によって実現することができる。

ノイズの中のスパイクであって、これがアーティファクトでありかつ信号解に数えられることがあるとすると、このスパイクは潜在的な問題となる可能性がある。フィルタ（中間値、階層（ordered）、アダプティブ（adaptive）、クロージング（closing）、拡張／収縮（dilitation）あるいはこの分野で周知の他のフィルタ）をレンジ・アーティファクト（range artifact）から出ることによって生じるスパイクを解消するために用いることができる。

図９に戻って、ブロック１６において参照アーム遅延波形を修正／調整する。コンピュータによって収集されたデータと参照アーム位置との間には、既知の１：１の関係がある。光遅延線を制御する波形を修正／調整するために、Ｓ及びＲを用いることができる。この段階で、ガルバノメータの波形を制御する式の中にＳ及びＲを入れなければならない。こうして、Ｇ（ｔ）＝ｆ（Ｓ，Ｒ，ｔ）となる。なお、Ｇ（ｔ）はガルバノメータの波形であり、ｆは関数である。このＧ（ｔ）は、デジタル的もしくはアナログ的にガルバノメータの波形に送られる。図１２は、コンピュータ・メモリー・ブロック２０へのガルバノメータの波形の出力／記憶の配列を示し、これがブロック２８における再マッピングへと進む。ここで「Ｎ」は撮像あたりの軸線走査の数である。このＳ，Ｒの配列は、再び（図９の）ブロック２８に対して、データを実空間にどのように再マップ化するかを示している。

ブロック２８（図９ならびに関連の個所の記載を再び参照されたい）から得られる新しいウィンドウを図１３Ｂは示し、図１３Ａは古いウィンドウを示している。Ｉ（ｘ，ｚ）は、ブロック２８の再マップ化されたイメージを作るためにＳ，Ｒの配列である入力値とともに、再マッピング関数の中に入れられる。全ての走査線、ｘに対して、異なる要素Ｓ及びＲが配列で存在する（すなわち、Ｓ_０はＩ（ｘ_０，ｚ）に対応し、ｚは連続である）。これは、プローブと選択された範囲との間の距離に関係する。

再マッピング（図９のブロック２８）は、各走査後に行われることが好ましい。記憶する場合、イメージは収集後に再マップ化される。ディスプレイ表示の場合、再マッピングは、双方向的に行われる。走査線（垂直バー）のそれぞれに対して既知のＳをそれぞれデータに加えて、外形輪郭を再マップ化する。画像のオフセットにＳを加える。言い換えれば、Ｓによる任意の所定の露出に対してデータをシフトさせる。各垂直バーは、各Ｓ値に基づいて（軸線走査）最マップ化される（シフトされる）。例えば、ｘ_１におけるｚの値は、Ｓ_１によるオフセットである。

複数の異なる式を再マッピングに用いることができる。その例を以下に示す：
（１）Ｉ（ｘ_ｎ，ｚ）＝Ｉ_ａｃｑ（ｘ_ｎ，ｚ−Ｓ_ｎ）
（２）Ｉ（ｘ_ｎ，ｚ）＝Ｉ_ａｃｑ（ｘ_ｎ，ｚ−Ｓ_ｎ−１）
（３）Ｉ（ｘ_ｎ，ｚ）＝Ｉ_ａｃｑ（ｘ_ｎ，ｚ−Ｓ_ｎ＋１）
ここで、ｎは、特定の軸線走査を示し、このとき、ｎはマッピングが行われている所に近接している。

このように、イメージを再マップ化／再ディスプレイ表示するために配列Ｒ，Ｓを用いている。これは、最マップ化されたイメージを蓄積するのに最も効率的な方法である。Ｓは、蓄積された＋Ｉ_ａｃｑ（ｚ）とすることができ、再構築されたオフラインとすることができる。あるいは、Ｓ＋Ｉ_ａｃｑ（ｚ）を、動的に、もしくは相互作用的に再構築することができる。

ブロック１８において参照アームに出力を送り、さらにブロック２０においてコンピュータにも蓄える。ブロック２２において撮像が終了していない場合には、画像を収集するまで、繰り返しブロック１２に回帰することによって、ブロック２４において次の走査線を調べる。もし撮像が済めば、続いて、ブロック２０よりコンピュータメモリーに蓄えられてそこから呼び出される修正参照アーム遅延波形と表面Ｓ情報とを用いて、ブロック２８において画像を再マップ化する。次いでブロック３０において画像を保存ないし再表示する。もし他の画像がブロック３２において調べられない場合、ブロック４０において処理を行う。

選択的に、ブロック３２において他の画像を撮る場合、ブロック３４においてアルゴリズムが新たな場所を調べるのかどうか尋ねる。もしそうであるなら、そのときには線３６で、ブロック１０において最初の走査線を調べる。もし線３８で画像を走査しないなら、そのときには次の表面部位Ｓをブロック１２において検出する。

〔オートフォーカス〕
他の実施形態において、本発明は、オートフォーカス・モードで用いることができる。図１４は、オートフォーカス・アルゴリズムのための流れ図を示している。

もしＳ_ｎとＲ_ｎとが分かっていれば、最適の焦点距離も分かり、最適のスポットサイズと共焦点パラメータを計算することができる。もし何らかの関数「ｇ」がカテーテルに与えられ、このとき、このカテーテルはｚ_ｆだけ焦点が画素「ｎ」において（このときＳ_ｎは既知である）変化すれのであれば、そのときは、知らなければならないことの全ては、もしＳ_ｋにいるなら、（Ｓ_ｋ−Ｓ_ｎ）としてどのようにｇが変化するか計算できるということである。従って、所定のｎに対して、ｚ_ｆ（ｎ）の焦点を得るのに、カテーテルに対してなすべきは何かということが分かる。Ｓ_ｎもやはり既知である。それで、全てのｎに対して、Ｓ_ｎ＋１がｇ（ｎ＋１）を生成する。言い換えれば、Ｓによって、焦点を調整することができるようになり、その結果、焦点が最適に生体組織内もしくは生体組織表面に位置するようになる。Ｒによって、共焦点パラメータを調整することができるようになり、その結果、スポットサイズが最適の走査範囲に亙って最小化されるようになる。画像から得られる動的フィードバックを用いながら、上記のカテーテルの修正、変更が実時間で行われる。これらの性能向上によって、検査を行いながら生体組織の最適の撮像が可能となる。

本発明の鍵となる特徴は、位置が分かっていれば、焦点をどこに動かすべきか算出することができるという点である。毎回焦点が最適となるまで焦点を修正変更する必要はなく、１回だけしかも一旦Ｓが算出されれば、その後は、走査に関する前のもしくは現在のＳを用いて焦点が修正変更される。本発明により、不規則な表面を有する生体組織を撮像し、概ね全画像を視野に置くことが可能になる。さらに、有用な画像情報しか含まないように走査範囲が削減され、そのため、信号の帯域幅が減り、場合によっては３〜５倍程までも画像感度が向上する。ヘテロダインもしくはロックイン検出を行う一方で、ノイズの阻止に用いられるフィルタの帯域幅を減らすことによって感度の向上を図ることができる。このフィルタ帯域幅は、ダイオードで切り替えられるキャパシタアレイを用いて動的に調整することができる。感度を増加させることは、精度を保ちつつ速度を上げるということ等価である。この点は、心血管システムを撮像する際に重要である。さらに、速度を増やすことによって、管腔の拡張を伴う心拍ならびに血圧に起因したモーション・アーティファクト（motion artifact）と、それに付随したアーム−試料距離の修正変更が低減する。オートフォーカスにより、どの走査位置に対しても、素早く生体組織上に最適な焦点を位置決めすることが可能になり、こうして、画像がより鮮明になる。また、本発明は、プローブ長さの変動を補償するという利点も有している。

本発明は、本明細書に記載されたような時間遅延走査ユニットを提供する。また、本発明は、光学的走査システムのための焦点調整機構を提供する。また、本発明は、表面トポグラフィによる生体組織表面に対するプローブ距離の変化とプローブ長さの設計をより正確に決定するための時間遅延走査の方法を提供する。

〔共焦点パラメータ〕
図１５は、共焦点顕微鏡検査解析の間の共焦点パラメータ調整に関するアルゴリズムを示す。共焦点パラメータは、Ｒ、最適走査ゲート範囲に最適化されている。ブロック２１０において最初の走査線が調べられた後、（上述したように）最適の格子範囲Ｒが決定される（ブロック２１２）。最適の共焦点パラメータ２ｚ_Ｒは、ブロック２１４において算出される。次に、カテーテル共焦点パラメータがブロック２１６において大体２ｚ_ｅ（Ｒ＋ε）に対して調整変更される。ブロック２１８において撮像が終了していないならば、次の走査線２２０に進む。もし走査が終了であれば、ブロック２２２で終了する。２ｚ_Ｒ＝（２πω_０ ^２）／λである。ここで、ω_０はビーム半径、λは波長、２ｚ_Ｒは共焦点パラメータである。

〔装置〕
図１６は、本発明の一実施形態による装置を概略的に示している。この装置の基本的な記述ならびに一連の図面は、オザワらによる米国特許第６，０６９，６９８号明細書に見られ、その開示内容は、本明細書に包括系に組み込まれている。図１６の関連する部材の基本的な記載は、オザワらによる図１に対応する。

図１７は、遅延線を概略的に示している。このガルバノメータは、一つのモータであり、ミラーに取付けられて該ミラーを部分的に傾斜／回転させる。遅延は一つだけ必要であるが、一つよりも多い遅延線でも構わない。別構成として、ミラーを固定させて回転しないようにするために、時間の関数として間隔（周期）が変わる格子を用いることができる。当業者に周知慣用とされた簡単な回折格子、ブレーズ格子、あるいはその他の回折格子を用いることができる。回折格子は、レンズ、ならびに参照アーム内の光遅延をミラー角度の関数として変化させるガルバノメータ走査ミラーに異なる波長を送る。

図１８は、これと別のシステムを概略的に示す図である。このシステムでは、直線変換装置８５上に直線運動するようにして取付けられたミラー８４によって遅延線が作り出されている。ここで、直線変換装置８５は、モータ／駆動ユニット８６，８７によって制御されている。図１８の基本的な構成部材の記述は、オザワらによる図１１に対応した記載に見られる。上記ミラー８４は、所定の速度で振動する。本発明により、アルゴリズムは、ミラー８４に進退走査を行わせ、時間と共に生体組織の表面をなぞるように次第にその並進運動をシフトさせる。ミラー８４が走査される毎に、この走査を一走査ないし一軸探査と呼ぶ。

図１９（オザワらによる図６と同様）は、さらに他のシステムを概略的に示している。このシステムでは、ドラム６５は、コンピュータ２５によって制御されている。圧電素子によって引き起こされたドラム径の僅かな変化によって、ドラムの周囲に巻回された細いファイバが引き伸ばされる。増加したファイバ長さが遅延線に寄与する。

図２０は、これとは別に音響光学変調器１５３を使用する構成を表している。音響光学変調器１５３は、コンピュータ制御された回折格子であり、このとき、回折格子の周期は、音響光学変調器に対する周波数に応じて変えることができる。

図２１は、本発明によるカテーテルを示し、オザワらによる図４を変えたものである。

図２２は、本発明の一実施形態によるカテーテルの詳細を示す。この構成は、オザワらによる図４に基づくものである。図２２Ａは（図２１の詳細）は、ブロック４９内に固定された光ファイバを有するカテーテルの遠位終端部を示している。ここで、ブロック４９は、ファイバをバネに固定している。固定されたブロック４９の代わりに、本発明は、長さが変えられるブロックを用いる。一実施形態において、上記ブロックは、ワイヤ４９Ｂによって接続された圧電変換器（「ピエゾ」）４９Ａである。電圧によってピエゾ４９Ａの長さが変更され、従ってレンズ５６と光ファイバの先端との間の離隔距離（ギャップ）が変更される。ファイバ先端に対するレンズの動きは、インセット図２２Ａ内に示されている。符号５８は、出射光である。符号５８ａは、ピエゾ電圧Ｖａでの出射光であり、符号５８ｂは、ピエゾ電圧Ｖｂでの出射光である。

レンズとファイバ先端との間の距離を制御可能に変える別の方法がある。一つの方法は、ピエゾ４９の代わりに風船もしくは拡張チャンバを用いることによるものである。ワイヤ４９Ｂの代わりに、カテーテル８内に延在するエア式もしくは液圧式の細管４９Ｃが存在している。図２３を参照すると、符号５８ａは、エアもしくは液体の圧力がＰａでの出射光であり、符号５８ｂは、圧力がＰｂでの出射光である。

図２４及び図２５は、焦点を変換するための２つの一般的な方法である。図２４は、一システムを概略的に示す図であって、ファイバとレンズとの間の距離が変化する際に、焦点の位置が変化する様子を表している。対象物距離ｄ_１の場合、焦点は、光線をトレースする実線として示されている。距離ｄ_２の場合、焦点は、光線をトレースする破線として示されている。距離と焦点長さとの間の関係は、１／ｄ＋１／ｉ＝１／ｆである。ここで、「ｉ」は、像までの距離（image distance）である。倍率は、Ｍ＝ｉ／ｄである。

図２５は、一つのシステムを概略的に示している。このシステムでは、ファイバ‐レンズ離隔距離は、固定され、レンズと反射器／プリズムとの間の離隔距離が変更される。本実施形態では、距離ｄ１での光ビームは、距離ｄ２での光ビームと比べて異なる焦点を有している。この変換は、上述したどの機構を用いても実現することができる。

図２６は、一つのシステムを概略的に示している。このシステムでは、ファイバと、複数の要素からなる複合レンズとの間のギャップは固定され、例えばレンズと反射器との間のギャップが固定されるが、個々のレンズ要素間のギャップの相対的な離隔距離が変わる。別の実施形態では、柔軟なカバー（外皮）を有しかつ光学的に透明な液体（例えば塩水、オイル）、ガス、もしくはその他の物質で満たされたレンズが用いられる。流体成分、柔軟なカバーの形状等が変更されると、焦点距離も変わる。

本明細書中、「所定の」、「一つの」という言葉は、単に「１個の」という意味に限定されず、むしろ、「１個」より多い数のことも意味する場合があることは理解されよう。本発明は、特定の実施形態と関連させられて述べられてきたが、これは、本発明を上述の特殊な形態に限定することを意図するものではなく、むしろそれとは逆に、請求項に規定されるような本発明の真の思想と観点の中に含まれると考えられるよう別形態、変形例を網羅しようとすることを意図するものである。本明細書中参照されたあらゆる特許明細書、出願明細書、及び公開文献は、包括的に本明細書に組み込まれているものとする。

１Ａ・・・光干渉トモグラフィ
２・・・低干渉性光源
３，５，７，１０・・・シングルモードファイバ
４・・・光カップラ部
６・・・光ロータリジョイント
８・・・光走査プローブ
９・・・コネクタ部
１１・・・生体組織
１２・・・フォトダイオード
１３・・・回転駆動ユニット
１４・・・光路長の可変機構
１６・・・グレーティング（回折格子）
１８・・・１軸ステージ
１９・・・ガルバノメータミラー
２０・・・ガルバノメータコントローラ
２３・・・復調器
２５・・・コンピュータ
Ｓ・・・表面位置
Ｒ・・・走査範囲

Claims (21)

1. 少なくとも１つの構造に関連する情報を得るための光干渉トモグラフィ装置であって、
   前記少なくとも１つの構造からの少なくとも１つの第１の光を受信するように構成される少なくとも１つの光カップラ部と、
   少なくとも１つの前記第１の光に基づいて、前記少なくとも１つの構造の少なくとも１つの部位から前記光干渉トモグラフィ装置の少なくとも１つの部位までの長さを決定するように構成される少なくとも１つの電子装置と、を備え、
   前記少なくとも１つの電子装置は、前記長さの関数として、少なくとも１つの第２の光の少なくとも１つの焦点距離を制御するように更に構成され、
   前記第２の光は、
   前記少なくとも１つの構造に送信する光又は前記少なくとも１つの構造から受信される光の少なくとも１つ、である、光干渉トモグラフィ装置。
2. 前記少なくとも１つの部位は、前記少なくとも１つの構造の表面である、請求項１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
3. 前記電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
   前記少なくとも１つのコンピュータは、
   前記第１の光又は基準から受信される第３の光の少なくとも１つに基づいて、前記少なくとも１つの部位から前記光干渉トモグラフィ装置の少なくとも１つの部位までの距離を決定するように構成され、
   ここで、
   前記少なくとも１つの電子装置は、前記距離の関数として、前記第２の光の光路長を制御するように更に構成され、
   前記第２の光は、前記少なくとも１つの構造に送信する光又は前記少なくとも１つの構造から受信される光の少なくとも１つ、である、請求項１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
4. 前記少なくとも１つのコンピュータは、ゼロ次処理、一次導関数処理、二次導関数処理、標準偏差の決定、又は、当てはめ処理の、少なくとも１つを用いて、前記距離を決定する、請求項３に記載の光干渉トモグラフィ装置。
5. 前記少なくとも１つの構造は、生体構造を含む、請求項１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
6. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
   前記少なくとも１つのコンピュータは、（ｉ）前記制御された光路長に関する前記少なくとも１つの構造に関連する情報を得て、（ｉｉ）前記情報の関数として前記少なくとも１つの部位における少なくとも１つの画像を生成する、請求項３に記載の光干渉トモグラフィ装置。
7. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
   前記少なくとも１つのコンピュータは、前記少なくとも１つの部位の画像が生成されるときに、前記光路長を制御する、請求項１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
8. 前記少なくとも１つの光カップラ部は、
   基準からの少なくとも１つの第３の光を受信するように更に構成され、
   ここで、前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
   前記少なくとも１つのコンピュータは、
   前記第１の光又は前記第３の光の少なくとも１つに基づいて、前記少なくとも１つの部位から前記光干渉トモグラフィ装置の少なくとも１つの部位までの距離を決定するように構成される、請求項１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
9. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
   前記少なくとも１つのコンピュータは、
   少なくとも１つの前記第１の光又は前記第３の光に基づいて、前記少なくとも１つの部位内における光の侵入深さを決定するように構成され、
   ここで、前記少なくとも１つのコンピュータは、前記光路長の範囲を、前記侵入深さの関数として、制御するように更に構成される、請求項３に記載の光干渉トモグラフィ装置。
10. 少なくとも１つの構造に関連する情報を得るための光干渉トモグラフィ装置であって、
    前記少なくとも１つの構造からの少なくとも１つの第１の光、及び基準からの少なくとも１つの第２の光を受信するように構成される少なくとも１つの光カップラ部と、
    少なくとも１つの前記第１の光又は前記第２の光に基づいて、少なくとも１つの部位内における光の侵入深さを決定するように構成される少なくとも１つの電子装置と、を備え、
    ここで、
    前記少なくとも１つの電子装置は、前記侵入深さの関数として、第３の光の光路長の範囲を制御するように更に構成され、
    前記第３の光は、
    ｉ）前記少なくとも１つの構造に送信する光又は前記少なくとも１つの構造から受信される光の少なくとも１つ、であるか、又は、
    ｉｉ）前記基準に送信する光又は前記基準から受信される光の少なくとも１つ、
    の少なくとも１つである、光干渉トモグラフィ装置。
11. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
    前記少なくとも１つのコンピュータは、
    前記第１の光又は基準から受信される第３の光の少なくとも１つに基づいて、前記少なくとも１つの部位から前記光干渉トモグラフィ装置の少なくとも１つの部位までの距離を決定するように構成され、
    ここで、前記少なくとも１つのコンピュータは、前記距離の関数として、前記光路長を制御するように更に構成される、請求項１０に記載の光干渉トモグラフィ装置。
12. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
    前記少なくとも１つのコンピュータは、ゼロ次処理、一次導関数処理、二次導関数処理、標準偏差の決定、又は、当てはめ処理の、少なくとも１つを用いて、前記距離を決定する、請求項１１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
13. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
    前記少なくとも１つのコンピュータは、（ｉ）前記制御された光路長に関する前記少なくとも１つの構造に関連する情報を得て、（ｉｉ）前記情報の関数として前記少なくとも１つの部位における少なくとも１つの画像を生成する、請求項１１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
14. 前記少なくとも１つの電子装置は、少なくとも１つのコンピュータを含み、
    前記少なくとも１つのコンピュータは、
    少なくとも１つの前記第１の光又は前記第３の光に基づいて、前記少なくとも１つの部位内における光の侵入深さを決定するように構成され、
    ここで、前記少なくとも１つの電子装置は、前記光路長の範囲を、前記侵入深さの関数として、制御するように構成される、請求項１１に記載の光干渉トモグラフィ装置。
15. 前記少なくとも１つの構造は、生体構造を含む、請求項１０に記載の光干渉トモグラフィ装置。
16. 前記少なくとも１つのコンピュータは、前記少なくとも１つの部位の画像が生成されるときに、前記光路長を制御する、請求項１０に記載の光干渉トモグラフィ装置。
17. 前記少なくとも１つのコンピュータは、
    少なくとも１つの前記第１の光又は前記第２の光に基づいて、前記少なくとも１つの部位から前記光干渉トモグラフィ装置の少なくとも１つの部位までの前記距離を決定するように構成される、請求項１０に記載の光干渉トモグラフィ装置。
18. 前記少なくとも１つのコンピュータは、前記少なくとも１つの第１の光に基づく前記少なくとも１つの部位から前記光干渉トモグラフィの少なくとも１つの部位までの長さを決定するように更に構成され、
    ここで、前記少なくとも１つのコンピュータは、
    前記少なくとも１つの構造に送信する少なくとも１つである前記少なくとも１つの第３の光又は前記少なくとも１つの構造から受信される少なくとも１つである前記少なくとも１つの第３の光の少なくとも１つの焦点距離を、前記長さの関数として、制御するように更に構成される、請求項１０に記載の光干渉トモグラフィ装置。
19. 前記少なくとも１つの部位は、前記少なくとも１つの構造の表面である、請求項１０に記載の光干渉トモグラフィ装置。
20. 少なくとも１つの構造に関連する情報を得るための、光カップラ部及びコンピュータを備える機器の作動方法であって、
    前記光カップラ部が、前記少なくとも１つの構造からの少なくとも１つの第１の光を受信する工程と、
    前記コンピュータが、少なくとも１つの前記第１の光に基づいて、前記少なくとも１つの構造の少なくとも１つの部位からの長さを決定し、前記長さの関数として、少なくとも１つの第２の光の少なくとも１つの焦点距離を制御する工程と、を含み、
    前記第２の光は、
    前記少なくとも１つの構造に送信する光又は前記少なくとも１つの構造から受信される光の少なくとも１つである、機器の作動方法。
21. 少なくとも１つの構造に関連する情報を得るための、光カップラ部及びコンピュータを備える機器の作動方法であって、
    前記光カップラ部が、前記少なくとも１つの構造からの少なくとも１つの第１の光、及び基準からの少なくとも１つの第２の光を受信する工程と、
    前記コンピュータが、少なくとも１つの前記第１の光又は前記第２の光に基づいて、少なくとも１つの部位内における光の侵入深さを決定し、前記侵入深さの関数として、第３の光の光路長の範囲を制御する工程と、を含み、
    前記第３の光は、
    ｉ）前記少なくとも１つの構造に送信する光又は前記少なくとも１つの構造から受信される光の少なくとも１つ、であるか、又は、
    ｉｉ）前記基準に送信する光又は前記基準から受信される光の少なくとも１つ、
    の少なくとも１つである、機器の作動方法。