高分解能コヒーレント光画像化のための方法及び装置
【課題】既存の生体内または生体外ＯＣＴ／ＯＣＭシステムに現在実施されているようなシリアル走査の代わりに、複数本のファイバ(すなわちチャネル)を採用して画像の様々な部分のパラレル走査を可能にするＯＣＴを有する内視顕微鏡を提供する。
【解決手段】複数の光放射源からの光（２１，２２，２３）が第１の光路に沿って進行する。第１の光路において、装置はそれぞれの光源からの光を第１の光路に沿う複数の焦点（２１ａ，２２ａ、２３ａ）のそれぞれに集束させて、第１の光路の選ばれた部分の実質的に連続な覆域を提供する。次いで、試料内に延び込む選ばれた長さの範囲内にある第１の光路上の試料が、第１の光路の選ばれた範囲に沿って走査される。
【解決手段】複数の光放射源からの光（２１，２２，２３）が第１の光路に沿って進行する。第１の光路において、装置はそれぞれの光源からの光を第１の光路に沿う複数の焦点（２１ａ，２２ａ、２３ａ）のそれぞれに集束させて、第１の光路の選ばれた部分の実質的に連続な覆域を提供する。次いで、試料内に延び込む選ばれた長さの範囲内にある第１の光路上の試料が、第１の光路の選ばれた範囲に沿って走査される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は高分解能光画像化のための方法及び装置のいずれにも関する。さらに詳しくは、本発明は内視鏡への組込に適する高分解能画像化の提供に関する。
【背景技術】
【０００２】
現代の医用画像化手法は、健康管理への応用に重要になっている。Ｘ線コンピュータ連動断層撮影(ＣＴ)、磁気共鳴画像法(ＭＲＩ)及び超音波画像法のような手法は、現代の医療センターのほとんどで利用できる主要な断層撮影法である。可視光内視鏡検査法は、気管支鏡検査または結腸鏡検査のような処置に広く用いられる別の主要な画像化手法である。これらの手法のそれぞれは、様々な物理的原理を採用し、検査下の生物学的組織の様々な特性を様々な分解能で測定する。さらに、これらの手法は生体内で普通に実施できる。第３のタイプの画像化手法である光学顕微鏡検査法も、未だに診療医学において広く利用されている。しかし、現時点では光学顕微鏡検査法は切除または摘出試料の詳細な検査に限られ、生体内では用いられていない。多くの情況において、光学顕微鏡検査法によって与えられる優れたコントラスト及び分解能は、生体組織摘出及びこれに続く光学顕微鏡による組織検査が診断に対する黄金律的標準と見なされるほどである。
【０００３】
低分解能断層撮像手法を、高分解能画像化、生体組織検査法または介入処置とともに使用するような、上記の手法の併合が絶えず研究され、評価されている。そのような手法の評価は、技術上の実行可能性、臨床上の恩恵及び費用に基づいている。
【０００４】
光コヒーレンス断層撮影法(ＯＣＴ)は、生物学的組織のような混濁した高散乱性の媒質において高分解能深度プロファイル測定を可能にする、電磁放射の低コヒーレンス特性に基づく比較的新しい画像化手法である。生物医学的画像化におけるＯＣＴの利用は、現在いくつかの公立及び私企業の研究所で研究されている。ＯＣＴの主要な利点は、組織の表面下部位からの反射深度を局限化できるという能力にある。この局限化は用いられる光源のコヒーレンス特性により本質的に決定され、選択された近赤外線(ＩＲ)源(例えば、レーザまたは増幅自然放出発光装置)に対して２から２０μｍもの狭い範囲とすることができる。このことから、ＯＣＴで達成し得る深度分解能の尺度が与えられる。コヒーレンス性とは無関係に、横方向分解能は画像化深度におけるビーム断面積及び取得データの横方向間隔により決定される。文献における横方向間隔の一般値は５から３０μｍの範囲にある。この混濁組織を損なわない優れた断層画像化能力に対して払われなければならない代償は、多重散乱及び吸収により光のコヒーレンス及び侵入深度がともに低下して、ＯＣＴ画像化深度がほぼ２ないし３ｍｍになるので、画像化深度が制限されることである。
【０００５】
現在のＯＣＴの実施態様のほとんどは、入射コヒーレント光ビームをミラーをもつ基準光路(すなわち基準アーム)及び被検試料をもつ試料光路(すなわち試料アーム)に導く５０/５０ビームスプリッタによる、マイケルソン干渉法に基づく。この方式の自由空間光学系及びファイバ光学系実施態様のいずれもが現在用いられている。基準アームのミラーからの反射ビーム及び試料アームの組織からの反射ビームが同じスプリッタで結合されて、生じる光エネルギーの１/２が検出器に当たる。２本のビームの光路長が光源のコヒーレンス長の範囲内で一致する場合を除いては、一般に２本の光束の非コヒーレントな重畳がおこる。この限界距離内では、２本の光束のコヒーレントな重畳により、特定の深度における組織の反射率に比例する強さの干渉縞をもつ干渉パターンが得られる。次いで、試料の深度プロファイル測定が、基準アーム長を走査することにより、さらに正確には、基準アームにおいて時間遅延を用いて(これは基準アームを長くすることと等価である)基準アームの光路長を走査することにより、達成される。大きな背景拡散反射に埋もれている上記のかすかな振幅変調を測定して定量するために、ダイナミックレンジがほぼ７０から１１０ｄＢの、様々な検出方法が開発されている。さらに、ビームの横方向並進及び基準ミラーの軸方向移動により、所望の視野にわたる２次元反射率画像を構成することが可能になる。デコンボリューションによる画像処理の実施のような、最終画像の品質を向上させる手段も研究されてきた。
【０００６】
上述は通常の反射率ＯＣＴ画像化の簡単な説明である。その他の変形には、例えば、フロー(ドップラー)画像化及び(ＯＣＴ光学系及び／または信号処理手法がさらに複雑化するという犠牲は払うものの)偏光画像化がある。これらの別の手法による画像は普通、通常のＯＣＴによる画像とともに得られ、よっていくつかの画像の重ね合わせまたは融合が可能である。技術開発及び／または臨床への実施がさらに進めば、医学におけるＯＣＴの臨床上の有用性を高めるに十分な情報内容を付け加えることができる。
【０００７】
しかし、研究開発され実験室ではうまくはたらいたＯＣＴシステムの構成及び手法の多くは、そのままでは胃腸または気管支の内視鏡検査のような生体内画像化に適していない。むしろ、そのようなＯＣＴシステムは、皮膚科、眼科及び歯科での応用により適するといえる。対照的に、生体内ＯＣＴ画像化は、速度、分解能、コントラスト、侵入深度及び機器寸法の課題に取り組まなければならない。画像は患者の動きの影響を無視できるに十分に迅速に得られなければならず、それでも適切な軸方向及び横方向分解能が得られ、内視鏡として有用であるに十分に小さい機器寸法が維持されなければならない。生体内内視鏡検査に課せられた困難な課題を克服するための、強力な近ＩＲ源、基準アーム長を高速で変化させる手段及び特注の遠端光学装置の開発が行われ、成功している。
【０００８】
最新のＯＣＴ技術は、単一モード光ファイバを従来の白色光内視鏡のアクセサリーチャネルに組み入れられた遠端断層観察光学系とともに採用している。画像を構成するため、ＯＣＴファイバの観察方向がほぼ２ｍｍの距離にわたり前後に直線的に走査され、また柔軟なガイドワイヤまたはインターロック付歯車機構によって毎秒数回転で回転される。この並進または回転と同時に、深度方向走査(すなわちＡ−走査)をおこさせるために内視鏡の外にある基準アームの長さが光位相遅延により迅速に変えられる。現在、これらのＯＣＴシステムは通常のビデオレートまでのフレームレートで動作するが、より一般的には毎秒４から８フレームで動作し、１フレームは２から３ｍｍの深度までの十分な周辺観察像を提供する。得られる分解能値は、深度(軸)方向でほぼ５から２５μｍであり、横方向ではほぼ２０から４０μｍである。さらに、横方向分解能は一般に、等比発散により、ＯＣＴ装置のファイバチップからの距離が大きくなるにつれて低下する。これらのＯＣＴシステムは、雑音レベルが高く、画像化速度が速いために、ダイナミックレンジが生体外システムに対応するダイナミックレンジより若干低い。
【０００９】
最新のＯＣＴ技術に基づくと、コヒーレント生体内ＯＣＴシステムが臨床画像化に成功するに十分であるかは疑問である。画像は確かに有用であるが、“光生検”という逃げ水のような目標が実現されるべきであるならば、かなりの改善が必要である。例えば、軸方向及び横方向の分解能は改善できる。軸方向分解能の改善には通常、より良好な低コヒーレンス光源(すなわちＣＷ(連続波)及びパルス光源)の使用が含まれるが、最適に近い、深度可変の、横方向分解能の問題は処理が一層困難である。体外システムでは、速度及び物理的寸法の制限が緩和され、横方向解像度は高ＮＡ(開口数)対物レンズを用いてビームを数μｍまで集束させることにより改善される。従来のＯＣＴ走査とは対照的に、この場合には、光路長差の振動を小さくしてあらかじめ選択された深さで横(面内)方向に画像化を行い、続いて深度を必要なだけ少量増分して次の画像化を行うことができる。高ＮＡ対物レンズは屈折率整合液を介して組織に結合されることが多い。ＯＣＴを高ＮＡ遠端光学レンズとともに用いる手法は総じて光コヒーレンス顕微鏡法(ＯＣＭ)として知られる。しかし、ビームウエスト位置における改善された横方向解像度は、強集束ビームの焦点深度が非常に浅いため、他の深度においては横方向ぼけという犠牲を払うことになる。したがって、様々な深度に集束させるためにレンズ−表面間隔を変えなければならない。さらに、動的トラッキング方式では、コヒーレンスゲート(コヒーレンスゲート内では試料アームからの光ビームと基準アームからの光ビームとの間でコヒーレント干渉が可能である)の位置とビームウエストの位置が同じ深度に保たれる必要がある。横方向分解能改善のための上記の手法は、寸法及び速度要件のため、生体内内視鏡については試みられてこなかった。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明は、以降内視顕微鏡と称することとする、顕微的分解能をもつ内視鏡光コヒーレンス断層撮影(ＯＣＴ)装置を提供するという概念に基づく。内視顕微鏡の考え得る臨床上の応用の考察の結果、以下のパラメータ及び特徴が、現在の生体内ＯＣＴシステムと同時にこれらのパラメータ及び特徴を達成することは困難であることから、弁別された。
【００１１】
１．高分解能
細胞レベル及び細胞より小さいレベルの分解能を達成するためには、内視顕微鏡は、好ましくは軸方向及び横方向のいずれにおいても５μｍより小さい構造を解像すべきである。既存の生体内ＯＣＴシステムのほとんどとは対照的に、等比発散による、画像化されている組織の深度にともなう横方向分解能の実質的な低下が生じてはならない。
【００１２】
２．大視野
内視顕微鏡の適切な視野は、光軸の軸方向及び横方向においてほぼ２ｍｍ×２ｍｍである。この視野で臨床上の応用には十分であると考えられる。画像全体にわたり軸方向及び横方向のいずれにおいても５μｍ分解能を達成するためには、それぞれのフレームに対して８００回をこえるＡ−走査(すなわち深度走査)が行われなければならない。得られる画像は、６４０,０００をこえる画素をもつであろう。この画素数は既存の生体内ＯＣＴシステムより数桁大きい。
【００１３】
３．小寸法内視鏡チップ
既存の生体内ＯＣＴシステムのほとんどは、既存の内視鏡の計装チャネルの制約に基づいて設計されている。この結果、そのようなシステムの外径はほぼ２から３ｍｍに抑えられ、このため撮像システムの開口数が制約される。このことから、生体内条件下で高い横方向分解能を得ることが困難になる。このような制約は技術上不要であり得るし、考察している臨床上の応用におけるＯＣＴ／ＯＣＭの恩恵の十全な活用を制限し得る。したがって、例えば３ｍｍないしそれ以上のような、より大きな外径を、２０ｍｍより短い硬質チップ長とともに、内視鏡に用いることができる。
【００１４】
４．高画像化速度
内視顕微鏡は生体内条件下で高分解能の大面積画像化に用いられるであろうから、生理学的運動による組織の運動があるので、運動アーティファクトが考慮されなければならない。これらの運動アーティファクトは良好な画像品質を保証するために除去されるべきである。したがって、内視顕微鏡は、典型的な生理学的運動速度が５ｍｍ/秒であるとすれば、画像１フレームを好ましくは１２.６ミリ秒以内に取得できるべきである。これは、毎秒６３,０００回のＡ−走査に相当する。この画像化速度は現在の生体内ＯＣＴシステムに比べて１桁より大きい。
【００１５】
５．現在利用可能な内視鏡画像化法との統合
臨床上の有用性を向上させるため、好ましくは従来の白色光画像化が内視顕微鏡に統合されるべきである。さらに、好ましくは、内視顕微鏡の誘導の下に切除生検が行われ得るように、計装チャネルが設計されるべきである。おそらくは、水及び空気の送配のための計装チャネルも利用可能にされることも好ましい。
【００１６】
上に略述した内視顕微鏡のための高等な要件は既存のＯＣＴ／ＯＣＭ設計とは相容れない。例えば、内視顕微鏡に６ｍｍの外径が許容され、Ｇ.Ｊ.ティアニー(Tearney)，Ｍ.Ｅ.ブレジンスキー(Brezinski)，Ｂ.Ｅ.ボウマ(Bouma)，Ｓ.Ａ.ボッパート(Boppart)，Ｃ.ピトリス(Pitris)，Ｊ.Ｆ.サザーン(Southern)，及びＪ.Ｇ.フジモト(Fujimoto)(「光コヒーレンス断層撮影法による生体内内視鏡光生検」，サイエンス(Science)，１９９７年６月２７日，第２７６巻，ｐ.２０３７〜２０３９)により説明されるような単一回転ファイバに基づく、遠端光学系構造が用いられれば、５μｍの横方向分解能が走査のどの１つにおいても組織内の１つの特定の深度で達成され得るが、そのような横方向分解能は他の深度ではビーム発散により低下するであろう。さらに、所要の小寸法ビームウエストをつくるには高ＮＡシステムが必要となるであろうから、Ｌ.Ｍ.シュミット(Schmitt)，Ｓ.Ｌ.リー(Lee)，及びＫ.Ｍ.ユン(Yung)(「厚い組織における分解能が高められた光コヒーレンス顕微鏡」，Optics Communications，１９９７年，第１４２巻，ｐ.２０３〜２０７)により説明されるようなある種の動的補償を実施しなければ、かなりの(例：２ｍｍ)距離にわたる深度においてコヒーレンスゲートと焦点とが一緒にとどまることはないであろう。したがって、上述した内視顕微鏡の要件の内のいくつかを達成するためには、(プローブ／組織間隔を変化させる)動的集束及び(光路長差を変化させる)動的補償が用いられなければならない。しかしこれらの集束及び補償手法では、実用装置の実現が面倒になり、高画像化速度要件を満たすことが一層困難になり得る。画像化速度を初めに満たすことを試みると、Ａ.Ｍ.ローリンズ(Rollins)，Ｍ.Ｄ.クルカーニ(Kulkarni)，Ｓ.ヤズダンファー(Yazdanfar)，Ｒ.ウング−アルニャウィー(Ung-arnyawee)，及びＪ.Ａ.イザット(Izatt)(「生体内ビデオレート光コヒーレンス断層撮影法」，Optics Express，１９９８年９月１４日，第３巻，第６号，ｐ.２１９〜２２９)によって説明されるように、画像分解能、特に横方向分解能が、装置の臨床上の有用性が損なわれる程度まで低下する。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明は、既存の生体内または生体外ＯＣＴ／ＯＣＭシステムに現在実施されているようなシリアル走査の代わりに、複数本のファイバ(すなわちチャネル)を採用して画像の様々な部分のパラレル走査を可能にするＯＣＴを有する内視顕微鏡を提供する。それぞれのチャネルが非常に狭い軸方向範囲にかけてだけ高分解能ＯＣＴデータを収集する、組織内の様々な深度に集束される多パラレルチャネルを使用すれば、動的集束または動的補償を用いずに、視野全体にわたる密配置焦点列を得ることができる。これにより装置の構造が大いに簡素化され、この場合には、使用される光コンポーネントのほとんどを固定型とすることができて、高速動作を容易化することができる。さらに、ファイバ光学ベースのＯＣＴ手法では寸法が本質的に小さいから、多チャネル概念を屈曲性内視鏡装置で実施することが可能になり、一方で、患者の外部にある内視鏡の近端部には、光源、検出器及びその他の装備のための余裕ができる。
【００１８】
本発明の第１の態様にしたがえば試料の光検のための装置があり、本装置は：
複数の個別光放射源を提供するための光源手段；
光源手段から延びる第１の光路；及び
第１の光路の選択された範囲の実質的に連続な覆域を提供するために光放射源からの光を第１の光路内の面上に位置する複数の焦点のそれぞれに集束させ、使用時には、試料の少なくとも一部を前記選択された範囲内に配置することができ、よって試料内の複数の点を同時に走査することを可能にするための、第１の光路内の集束手段；
を備える。
【００１９】
本発明の第２の態様にしたがえば試料の光検のためのＮチャネル装置があり、本Ｎチャネル装置は複数の光ネットワーク及び１つの基準アームを備え、光ネットワークのそれぞれはＮチャネル装置のための１チャネルを提供し、基準アームを共有する。
【００２０】
本発明の第３の態様にしたがえば試料の光検のための方法が提供され、本方法は：
(ａ) 第１の光路に沿う、複数の個別光放射源からの光を提供するステップ；
(ｂ) 第１の光路内に集束手段を提供するステップ；
(ｃ) 第１の光路の選択された範囲の実質的に連続な覆域を提供するために、光放射源からの光を第１の光路内の面に沿う複数の焦点のそれぞれに集束させるステップ；
(ｄ) 第１の光路内に少なくとも一部が配置された試料を提供するステップ；及び
(ｅ) 試料内の複数の点を同時に走査するステップ；
を含む。
【００２１】
本発明とともに使用するための試料がいかなる生物学的組織も、あるいはその他の適当な材料も含み得ることは当然である。
【００２２】
本発明のさらなる目的及び利点は、添付図面とともになされる、以下の説明から明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１ａ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、本発明にしたがう装置のチップの平面図である
【図１ｂ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、本発明にしたがう装置のチップの側面図である
【図１ｃ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、本発明にしたがう装置のチップの端面図である
【図１ｄ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、図１ａの装置のチップの別の実施形態である
【図２ａ】図１のファイバ束チップを示す
【図２ｂ】ファイバ束チップの拡大平断面図である
【図２ｃ】ファイバ束チップの端面の拡大断面図である
【図３ａ】図１のファイバ束チップの撮像ファイバの内の３本の焦点を示す
【図３ｂ】相異なる深度にある焦点の詳細を示す図３ａの焦点の拡大図である
【図４ａ】図１のファイバ束チップから光ビームを向ける様々な方向を示す略図である
【図４ｂ】図４ａの方向Ａ及びＣにおける光ビームの平面図である
【図４ｃ】図４ａの方向Ａ及びＣにおける光ビームの端面図である
【図４ｄ】図４ａの方向Ｂ及びＤに向けられる光ビームの平面図である
【図４ｅ】図４ａの方向Ｂ及びＤに向けられる光ビームの側面図である
【図４ｆ】方向Ｂ及びＤにおける光ビームの斜視図を示す
【図５ａ】多焦点域近傍の電場強度分布を示す、５チャネルファイバ束チップのビームスポット図である
【図５ｂ】多焦点域近傍の電場強度分布を示す、１５チャネルファイバ束チップの中央５チャネルのビームスポット図である
【図５ｃ】図５ａのファイバ束チップのビームスポット径対焦点域距離のグラフである
【図５ｄ】図５ｂのファイバ束チップのビームスポット径対焦点域距離のグラフである
【図６】本発明にしたがう装置の簡略なレイアウトである
【図７ａ】本発明の装置に用いられる光遅延発生器の平面図である
【図７ｂ】図７ａの光遅延発生器に用いられる走査ミラーの前面図である
【図８ａ】ミラー及び図１ａのファイバ束チップの内の３本の撮像ファイバからの焦点の端面図である
【図８ｂ】本発明の撮像ファイバの１本から放射された光に対する、結合された、Ａ−走査及び２次元輝度モード(Ｂ−モード)走査の経路を示す
【図９】本発明の単一撮像ファイバの１本から放射されている光に対する、空気−組織界面による、コヒーレンスゲートと焦点との間の不一致を示す図である
【図１０】図９に示される不一致を解消させるための、本発明の装置の適応トリガ印加を示す図である
【図１１ａ】従来技術の単チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１１ｂ】２チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１１ｃ】Ｎチャネル光コヒーレンス断層撮影装置を構成するために用いられ得る光ネットワークの略図である
【図１２ａ】光サーキュレータをもつ単チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１２ｂ】光サーキュレータを採用する２チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１２ｃ】光サーキュレータを採用するＮチャネル光コヒーレンス断層撮影装置を構成するために用いられ得る光ネットワークの略図である
【図１３ａ】光チャネル共有コンポーネント間のクロストークを調べるために用いられた実験装置構成の略図である
【図１３ｂ】図１３ａの構成で実施した実験による実験結果である
【図１３ｃ】図１３ａの構成で実施した実験による別の実験結果である
【図１４】本発明にしたがうＧＩ内視鏡コヒーレント光顕微鏡の端面図である
【図１５】生検チャネルを示す図１４のＧＩ内視鏡コヒーレント光顕微鏡の破断側面図である
【図１６】本発明の装置により得られると考えられるヒトの結腸上皮のシミュレーション画像である
【図１７ａ】それぞれが人の皮膚の汗腺管の顕微鏡像を示す２枚の写真を示す
【図１７ｂ】それぞれが人の皮膚の汗腺管の生体内ＯＣＴ像を示す３枚の写真を示す
【発明を実施するための形態】
【００２４】
本発明の一層の理解のため及び本発明がどのようにしてに実行され得るかを示すため、例として、本発明の好ましい実施形態を示す図面がここで参照される。
【００２５】
以下の説明においては、撮像源により用いられる波長及び装置に用いられる光コンポーネントの物理的寸法のような、様々な特定の寸法及びその他のパラメータが記述される。これらの寸法及びパラメータは説明のためでしかなく、本発明を制限するものでないことは当然である。特定のパラメータ、寸法等は目的とする本発明の応用に依存して選択することができる。
【００２６】
図１を参照すれば、本発明は、多束単一モードファイバ１０，ファイバ束チップ１２，集束レンズ１４及びミラー１６を有する内視鏡コヒーレント光顕微鏡を備える装置を提供する。多束単一モードファイバ１０及び集束レンズ１４は静止しており、一方ミラー１６は回転可能である。したがって、ミラー１６は回転のために既知の態様で取り付けられている。ミラー１６のための回転機構の詳細はこれ以上説明されないが、従来の機構とすることができる。(ほぼ５０本のファイバとすることができる)多束単一モードファイバ１０は、ファイバ束チップ１２においてアレイを形成する。このアレイは開豁されて、図２に示されるように、“階段”パターンに配列される。ファイバ束チップ１２から放射される光は集束レンズ１４で集束され、ミラー１６で反射される。集束レンズ１４は、直径を５ｍｍ(すなわちφ＝５ｍｍ)とし、焦点距離を５ｍｍ(すなわちｆ＝５ｍｍ)とすることができる。ミラー１６は、５ｍｍの直径及び４５°で開豁された前面を有することができる。ファイバ束チップ１２の焦点の拡大像が図３に示される。
【００２７】
図１ａは、多束単一モードファイバ１０から例として任意に選ばれた３本のファイバからの３本のビーム２１，２２及び２３を示す。多束単一モードファイバ１０が順次にずらされている、すなわち階段配列になっているという性質により(図２参照)、ビーム２１，２２及び２３のそれぞれが相異なる点から発し、したがってミラー１６が用いられていないときには、表面１８上の相異なる点２１ａ，２２ａ及び２３ａに集束レンズ１４により集束される。ファイバ束チップ１２の多束単一モードファイバ１０の全てが表面１８上の相異なる点に集束されるビームを生じるという、同じ効果が得られることは理解されよう。参照数字２４で示されるように(また図３に示されるように)、多束単一モードファイバ１０が５０本の光ファイバからなっており、それぞれのファイバからの光がほぼ４０μｍの狭い範囲内に集束され、焦点が(集束レンズ１４の軸２０に沿って測定して)４０μｍずつ間隔をおくように、それぞれのファイバの末端がずらして配置されていれば、合わせて２ｍｍの範囲すなわち深度がカバーされる。集束レンズ１４の軸２０は第１の光路の一部である。
【００２８】
ミラー１６が存在すると、光ビーム２１，２２及び２３は図１ｂ及び１ｃに示されるように集束される。すなわち、３つの焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは第１の光路の外延を形成する軸２６に沿って垂直方向すなわち深度方向に間隔をおいて配される。図１ｃの端面図が示すように、３つの焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは、ミラー１６の運動に対して円周方向にも間隔をおいて配される(すなわち、３つの焦点は横方向に間隔をおいて配される)。３つの焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは表面２７上に落ちて、第１の光路の選択された範囲の画像化を容易にする。表面２７は複雑な表面であっても、平坦な表面であってもよい。多束単一モードファイバ１０が５０本の個別ファイバからなっていれば、ファイバ束チップ１２からの全ての個別ファイバの焦点は、相応した間隔をおいて配されることになろう。あるいは、反射された焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは必ずしも軸２０に垂直である必要はなく、軸２０に対して大角をなしていればよい。
【００２９】
ミラー１６の回転の結果、表面２７は移動する。これにより、図１ｃに示されるように、好ましい２ｍｍ×２ｍｍの大きさの正方形の走査領域２８をカバーする、２次元Ｂ−走査画像３０を得ることが可能になる。このＢ−走査画像３０は走査領域２８に対して得ることができる画像の例を示す。
【００３０】
例えば多束単一モードファイバ１０のコア及びクラッド層の直径を変えることにより、多束単一モードファイバ１０の構造を変えれば、表面２７が変化する。さらに、多束単一モードファイバ１０の代わりに光導波路ウエハを用いることもできる。
【００３１】
代替実施形態において、図１ｄに示されるように、集束レンズ１４及びファイバ束チップ１２と結合して直線的に移動するミラー１６'でミラー１６を置き換えることができる。直線並進には逆進運動を組み入れ得ることが好ましい。力学用語を用いれば、図１ａに描かれるファイバ束チップ１２は動径走査運動を利用する。動径走査運動は、食道または大腸のような、寸法がより大きい器官の走査に適切である。しかし、動径走査に必要な駆動機構は複雑であるため、ファイバ束チップ１２の直径が大きくなり、血管のような内径の小さい器官の内視顕微鏡観察はできないであろう。したがって、動径走査の代わりに直線並進走査を行うように適合された、同様のファイバ束チップ１２'を備える、図１ｄに示される代替実施形態が用いられることになろう。
【００３２】
図１ｄに示されるように、上記の２つの走査方法の間の主要な違いは、ミラー１６'が回転せず、ファイバ束チップ１２'の全体が水平軸に沿って、例えば４ｍｍの範囲にわたり、好ましくは可逆運動で並進されなければならないことである。機械的には、直線並進走査運動は動径走査運動ほど複雑ではない。さらに、直線並進走査は血管のような内径の小さい器官内の内視顕微鏡観察により一層適する。しかし、大腸のような、より大きないくつかの器官に対しては、直線並進走査は位置決めが困難なためそれほど適切ではない。
【００３３】
別の代替実施形態において、上記の走査運動の両者を組み合せてヘリカル走査を行う内視顕微鏡観察装置を作成することができる。ヘリカル走査運動は、ミラー１６，集束レンズ１４及びファイバ束チップ１６の直線並進と組み合された、ミラー１６の回転運動を含むことになろう。そのような内視顕微鏡観察装置は、ヒトの大腸のような、ある種の器官の画像化により一層適し得る。ヘリカル走査内視顕微鏡観察装置は、図１ａに示される装置を直線並進させることにより実施できる。
【００３４】
また別の代替実施形態において、ファイバ束チップ１２をミクロ機械加工電気機械システム(ＭＥＭＳ)駆動機構を用いるように変更することができる。上述した実施形態ではミラー１６の何らかの形態の運動が必要であるから、機械的駆動機構が全実施形態で必要となる。したがって、内視鏡外部にモーターが配備され、機械的連結駆動機構またはワイヤが内視鏡の全長に沿って配置される。しかし、多チャネルファイバ光学構造は、そのような機械的駆動手段に束縛されない。実際、多チャネルシステムで実現可能な空間分解能は極めて高いため、機械的駆動手段が用いられる場合には、振動誘起偏光依存性のような、機械的駆動手段からの悪影響が本発明の十全な潜在能力を制限しかねない。したがって、電気的駆動型マイクロマシン光学装置を用いて走査を容易にする、ＭＥＭＳ電気的駆動機構を採用することができる。ＭＥＭＳ実施態様はミラー１６のような並進させられる物体の近傍を除いて装置軸に沿う振動を低減するから、本実施態様は、機械的駆動機構により生じ得る悪影響をおそらくは回避し得る。ＭＥＭＳ実施態様は、小形化及び性能に関する利点も提供し得る。
【００３５】
別の代替実施形態においては、ファイバ束チップがミラー１６を必要としないようにすることができる。ファイバ束チップ１２及び集束レンズ１４の結合体を軸回転可能なように取り付けることができる。そうすれば、軸回転運動により、試料内に広がる複数の面の各部分に沿って複数の焦点を導き、走査領域２８のＢ−走査画像３０を構成するように、ファイバ束チップ１２と集束レンズ１４との結合体を適合させることができる。
【００３６】
また別の実施形態において、ミラー１６をプリズム表面とすることができる。装置の他のコンポーネントは、図１ａから１ｄで先に説明され、示された装置にしたがうことになろう。
【００３７】
光路を、直線、彎曲線、及び曲線とし得ることもまた当然である。さらに、光路を、長さ、幅及び高さを有する３次元光路とすることができる。走査運動(すなわち、動径、直線またはヘリカル走査)に依存して、その上に焦点が乗る面の方位も変化し得る。さらに、光路は１つの光放射源または複数の光放射源(すなわち、複数の光源またはそれぞれが光を伝送する複数本のファイバ)からの光を含むことができる。
【００３８】
次に図２ｂ及び２ｃを参照すれば、多束単一モードファイバ１０からなるファイバ束チップ１２の拡大図が示される。多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバは、直径が、例えば、それぞれ５μｍ及び４０μｍの、コア１０ｂ及びその周りのクラッド層１０ａからなる。多束単一モードファイバ１０のそれぞれの末端は、それぞれのファイバを通る光の焦点が間隔をおいて配されるように、４０μｍずつ段差を付けることができる。但し、４０μｍ以外の段差を用いることもできる。
【００３９】
次に図３を参照すれば、ファイバ束チップ１２における、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバについて、Ａ−走査が、２ｍｍの画像化深度のほぼ全体にわたってとられるが、ビーム径がほぼ最小(参照数字３４に示される)であって軸上の位置に対して実質的に変化しない、それぞれのファイバの焦点近傍におけるほぼ４０μｍの短い軸方向範囲だけにとどめられる。本例の構造における、この４０μｍという範囲は、参照数字３１で示される。Ａ−走査は、ファイバ束チップ１２内の多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバにより同時に行われる。事実上、多重Ａ−走査は様々な動径方向において試料組織内の２ｍｍの深度全体をカバーするが、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバについては、４０μｍの焦点深度３１に対応するそれぞれのＡ−走査区画だけが画像の構成に用いられる。焦点域３１に示されるように、ビーム２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂのそれぞれは、焦点３８，３７及び３６について明瞭な“砂時計”形を既知の態様で示す。ビーム２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂのそれぞれに対して、遠視野ビーム広がりが線３２で示され、近視野ビーム広がりが線３４で示される。
【００４０】
ミラー１６を回転させる目的は、Ｂ−走査(すなわち図１の走査領域２８の)画像を生成するために、Ａ−走査方向に垂直な方向における動径(すなわち横方向)走査を生じさせることである。得られる、多束単一モードファイバ１０の個々のファイバの焦点の動径走査パターンが、図４に示される。ミラー１６の開豁面がＢ−走査画像がとられるべき位置“Ａ”及び“Ｃ”の方向に実質的に向けられているときにだけ連続走査面が存在することは、注目に値する。動径走査パターン上の他の位置においては、個々のＡ−走査間の“デッドスペース”が非常に大きいため、組織の十分なサンプリングができない。したがって、本発明は、２ｍｍ×２ｍｍの画像が得られる範囲内で、実質的に“Ａ”または“Ｃ”位置において、約２０°のセクター角でセクター走査を行うために、セクター走査画像化装置を備える。本例においては、与えられた形状寸法により、セクター角をさらに大きくすると適切な断層画像を形成するには大きすぎる“デッドスペース”が生じるであろう。
【００４１】
図４ｂおよび４ｃはそれぞれ、ビーム焦点３６，３７及び３８を平面図及び端面図で示す。図示されるように、また先に示した図に対応して、個々の焦点３６，３７及び３８は軸２０に垂直な動径平面において間隔がとられている。図４ｃに示されるように、軸２６に沿う端面図において、焦点３６，３７及び３８は深度に関して間隔がとられているが、重なり合って連続走査面すなわち走査領域２８を形成している。
【００４２】
走査面すなわち走査領域２８に垂直な、図４ａで“Ｂ”及び“Ｃ”で表示される位置の方向に、実質的にミラー１６の開豁面が向けられると、図４ｄ(パターンの平面図)及び図４ｅ(パターンの側面図)に示されるパターンが得られる。ここで、焦点は参照数字４０，４１及び４２で表示される。図４ｄに示されるように、焦点４０，４１及び４２はそれぞれ、ファイバ束チップ１２におけるファイバ間隔に対応する間隔がとられる、個別の面４０'，４１'及び４２'にある。面４０'，４１'及び４２'は軸２０に垂直である。図４ｂから４ｅにおいて、矢印４４は動径走査方向を示す。
【００４３】
図１ｄに示される直線並進システムについては、“デッドスペース”がなく、したがって直線並進システムは大きさがほぼ２ｍｍ×２ｍｍの画像に適する画像化を行うことができる。
【００４４】
内視顕微鏡システムの例示的構成においては、生体内画像化に対して、生理学的運動による組織運動の最大速度を５ｍｍ/秒に選んだ。近回折限界集束レンズ(すなわち、非常に小さな焦点を結ぶことで理想レンズに近いレンズ)を集束レンズ１４として選んだ。近回折限界集束レンズはメレス・グリオ社(Melles Griot Inc.)から入手した。さらに、複数の単一モードファイバ１０のそれぞれの単一モードファイバには、コア径が５μｍ(すなわちφｃ〜５μｍ)であり、動作波長が０.８６μｍのファイバを用いた。さらに、本構成では、ほぼｎｃ＝１.４４７のコア屈折率及びΔｎ＝０.００５のコア−クラッド層間屈折率差を組み入れている。これらの値を用いれば、ファイバのＮＡは式(１)：
【数１】
で与えられ、ファイバの許容角θａは式(２)：
【数２】
で与えられる。
【００４５】
本構成ではさらに、複数本の単一モードファイバ１０からの光を集束するために用いられる、倍率１対１及び遠視野ビーム発散角がθａと同等の、理想レンズの概念を導入する。したがって、中心波長がλ０の光ビームに対して、焦点におけるビーム径φｆは式(３)：
【数３】
で与えられる。スポット径φｆはコア径(φｃ＝５μｍ)とほぼ等しく、よって効率的な光結合が得られる。焦点深度は２(πｗ02/λ0)＝２７.２ｍｍであり、焦点３６，３７及び３８に対する焦点域の末端におけるビーム径φｆ'は式(４)：
【数４】
で与えられる。パラメータφｆ及びφｆ'は軸方向における焦点位置の４０μｍの範囲内における振幅に関して定められるから、光強度(すなわち光振幅の２乗)に基づくビーム径は、実際上、５μｍより小さくなり得る。
【００４６】
上記の計算は主光軸上で有効な理想光学に基づく。φ＝５ｍｍ，ｆ＝５ｍｍで作動距離が８.２ｍｍの、市販のレンズ系を用いれば、２ｍｍ×２ｍｍの画像をカバーするに必要なオフアクシス角は約５°であることが市販のレイトレーシングソフトウエアを用いてわかった。集束レンズ１４のフィルファクターをほぼ８０％としたレイトレーシング結果は、オンアクシスＲＭＳ焦点が半径５.３μｍにあり、５°オフアクシスＲＭＳ焦点が半径１０.３μｍにあることを示す。特注レンズ系はより優れた性能を有するはずである。
【００４７】
図１に示されるように、全光学系の作動距離、すなわち集束レンズ１４から装置の焦点までの距離は、レンズ系の焦点距離、集束レンズ１４の直径及び集束レンズ１４とミラー１６との間の間隙長により定まる。上で論じた市販レンズ系を用いれば、作動距離は約２.３５ｍｍである。画像の中心からミラー１６の回転軸までの距離は約５.４７ｍｍである。動径方向で２ｍｍの走査を達成するためには、セクター走査角は、光学系の形状寸法により定まり、ほぼ±１０.４°、すなわち全体で約２０°になるはずである。
【００４８】
現時点で既存の生体内ＯＣＴシステムは、生物学的に許容し得る毎秒４ないし８フレームを得るために４ないし８回転/秒(ＲＰＳ)で動径走査を行う。本実施形態の構成については、回転速度として４.４ＲＰＳが選ばれる。回転速度はＡ−走査の繰返しレート及び５μｍの横方向解像度を得るに必要なＡ−走査回数に依存する。したがって、本発明の装置の画像化速度は４.４フレーム／秒であるが、様々なエンドユーザの用途によっては別の画像化速度が選択されることもあり得る。個々のフレームのそれぞれの画像化時間は、回転速度及びセクター走査角により定まり、１２.６ミリ秒である。したがって、与えられたフレームに対して、システムは１２.６ミリ秒間信号を取得し、その間にデータ処理が行われるフレーム間時間は約２１５ミリ秒である。これらのパラメータは、本システムに用いられる(後に説明される)光遅延発生器の性能に依存する。
【００４９】
上記の計算は光波長８６０ｎｍで動作する光源及び特注単一モードファイバに基づいてなされたが、１３００ｎｍのような別の波長で動作する光源及び市販ファイバを用いる実施態様も可能であり得る。図５ａは、波長１３００ｎｍで動作する、市販ファイバ(コーニング(Corning)ＳＭＦ−２８)を用いた、この５チャネルファイバ束チップに対するビームスポット図を示す。ファイバ束チップのファイバ段差は１２５μｍである。これらのファイバからの光ビームは、直径が５ｍｍで焦点距離が４.５ｍｍのレンズにより集束されて、ほぼ０.６５ｍｍの焦点域をカバーする。得られる横方向画像化分解能はほぼ１０μｍである。図５ｂは、波長８９０ｎｍで動作する、コア径が５μｍでクラッド層径が４０μｍの特注ファイバを用いた、１５チャネルファイバ束チップに対するビームスポット図を示す。このファイバ束チップのファイバ段差は４０μｍである。中央の５チャネルのビームスポットだけが示される。得られる横方向画像化分解能はほぼ０.６５ｍｍの焦点域にわたりほぼ５μｍである。
【００５０】
図５ｃは、図５ａの５チャネルファイバ束チップに対する、ビームスポット径対焦点域に沿う距離を示す。図５ｃは、０.６５ｍｍの焦点域全体にわたりビームスポット径が一様に１５μｍより小さいことを示す。図５ｄは、図５ｂの１５チャネルファイバ束チップに対する、ビームスポット径対焦点域に沿う距離を示す。図５ｄは、０.６５ｍｍの焦点域全体にわたりビームスポット径がほぼ５μｍであることを示す。
【００５１】
次に図６を参照すれば、本発明の装置の基本光学素子の概略の全体的レイアウトには、複数の光源５０，複数のツリー型結合器５２，複数の３ｄＢ結合器５４，ファイバ束チップ５６，複数の検出器５８，複数の復調器６０及び光遅延発生器６４が含まれる。レーザとすることができる複数の光源５０は、複数のツリー型結合器５２に結合される。チップ５６のファイバ(すなわちチャネル)のそれぞれに十分な光を確実に与えるためには１つより多くのレーザが必要となり得る。ツリー型結合器５２のそれぞれは複数の３ｄＢ結合器５４の内のいくつかにそれぞれの光源５０を結合する。複数の３ｄＢ結合器５４は、複数の光源５０からの光のほぼ１/２を前方に伝送するためにファイバ束チップ５６に結合される。ファイバ束チップ５６は図１のファイバ束チップ１２及びその他の光学素子(すなわち、集束レンズ１４及びミラー１６)を備える。複数の光源５０からの光のもう一方の１/２は検出器５８に後方反射され、検出器５８は続いて、サンプリングされたデータを処理してＢ−走査画像３０を生成するために機能する、コンピュータ６２に復調器６０を介して結合される。光遅延発生器６４は、遅延反射信号を検出器５８に与えるために、３ｄＢ結合器５４により用いられる。チップ５６で検査されている試料は参照数字６５で表示される。
【００５２】
図６に示されるレイアウトにおいては、３ｄＢ結合器５４の代わりに、１ｄＢまたは１０ｄＢ光結合器等を用いることができる。さらに、ツリー型結合器５２により３ｄＢ結合器５４のそれぞれに、したがってそれぞれのファイバに伝送される光の強度は同じである必要はなく、実際には、３ｄＢ結合器がファイバ(すなわちチャネル)に深い組織内走査を容易にする光を与えるかまたは浅い組織内走査を容易にする光を与えるかに依存して選ばれる。組織内深くを走査するためには高強度光が必要である。したがって、組織内深くを走査する光をファイバに送るツリー型結合器５２及び３ｄＢ結合器５４は、より多くの光を与えるように適合される。
【００５３】
図７ａ及び７ｂは光遅延発生器６４をさらに詳細に示す。既存の生体内ＯＣＴシステムにおけるものと同様の光遅延発生器６４は、個別のファイバのそれぞれのコヒーレンスエンベロープを用いるＡ−走査を行うために用いられる。光遅延発生器６４は、回折格子６６，レンズ６７，走査ミラー６８及びミラー６９を備える。高速深度走査は、ファイバ束チップ１２の多束単一モードファイバ１０からの擬単色光を回折格子６６上に分散させ、分散光を振動ミラー６９上に集束させることによって、光遅延発生器６４により達成できる。このことは、Ｇ.Ｊ.ティアニー、Ｂ.Ｅ.ブーマ及びＪ.Ｇ.フジモト(「回折格子ベース位相制御線による高速位相及び群遅延走査」，Nature Medicine，１９９８年，第４巻，第７号，ｐ.８６１〜８６５)により説明されるように、周波数すなわちフーリエドメインにおいて線形ランプを印加する効果を有する。回折格子６６における反射波長の再結合により、実空間時間遅延がつくられる。走査ミラー６８の角度が数°の範囲の回転により急速に振動して基準アームにおける時間遅延を急速に変化させ、試料の高速繰返し深度操作を可能にする。
【００５４】
多束単一モードファイバ１０の内の１本のファイバからの光７０が図７ａに示される。光７０は、回折格子６６により、スペクトル成分７１，７２及び７３で表されるスペクトル成分に分散される。スペクトル成分７１は光７０の最短波長を表し、スペクトル成分７３は光７０の最長波長を表し、スペクトル成分７２は光７０の中心波長を表す。光７０のこれらのスペクトル成分は光遅延発生器６４内で垂直方向に配列される。同様な態様で、多束単一モードファイバ１０の他のファイバからの光も分散され、それぞれのファイバからの分散光には垂直方向に間隔がとられて、垂直方向に配列される。多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの分散光の位相変調を容易にする、与えられたファイバについての、走査ミラー６８のピボット軸からの分散光の中心波長のオフセットはｘｄで表わされる。あるいは、ｘｄがゼロである場合には、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの光を位相変調するため、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバに対して位相変調器が必要になる。このことには、走査ミラー６８の大きさを縮小でき、したがってより高いフレームレートを用い得るという利点がある。さらに、位相変調器は電気的に制御され、よって非常に安定な信号が生成され得る。
【００５５】
次に図７ｂを参照すれば、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの分散光が走査ミラー６８上に７５，７６，７７及び７８のように縦列をなして垂直方向に配置されるように、多束単一モードファイバ１０がファイバ束チップ１２に配列される。あるいは、横列のような、別の順序配置を多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの光のスペクトル成分に対して用いることもできる。
【００５６】
図６に示されるように、単一の光遅延発生器を多束ファイバに遅延を導入するために用いることができる。単一の光遅延発生器に結合され得るチャネルの数の決定における制限要因は走査ミラーの物理的大きさであり、したがってチャネル数は光遅延発生器の共鳴周波数により制限される。市販の共鳴光走査器は１６ｋＨｚまで動作可能である。したがって、４ｍｍ×５ｍｍの大きさの走査ミラー６８を用いることができる。ファイバ束アレイの大きさは約２ｍｍであるから、１つの光遅延発生器にアレイ全体を適合させることができる。したがって、本発明の実施形態に対し、光走査角αを±２°として、ｆｒ＝１６ｋＨｚで動作する光走査器を有する単一の光遅延発生器が用いられる。本実施形態には、ピッチがｐ＝３.３３μｍ、中心周波数がλ０＝０.８６μｍ、焦点距離がｆｌ＝２１ｍｍの回折格子も組み込まれる。したがって、自由空間群光路長差Δｌｇは式(５)：
【数５】
で与えられ(ローリンズ等(１９９８年)による)、またピーク対ピーク値は１.２４ｍｍである。式(５)において、ｘｄ＝１ｍｍはλ０スペクトル線と共鳴ミラーのピボット軸との間の変位である。ピークＡ−走査速度ＶＡ最大は式(６)：
【数６】
で与えられ、Ａ−走査速度ＶＡは式(７)：
【数７】
にしたがって変化する。コヒーレンス長ｌｃが５μｍでガウス型発光スペクトルをもつ光源を選べば、等価発光帯域幅Δλは式(８)：
【数８】
で与えられ、ここでガウス型エンベロープに対してはｂ＝０.６６である。
【００５７】
共鳴ミラーの大きさが次に決定される。一次回折を有する回折格子をもつ光遅延発生器に対して、回折角θ(λ)は式(９)：
【数９】
で与えられる。レンズのフーリエ面における(λ０−Δλ/２)から(λ０＋Δλ/２)までのスペクトルの広がりΔｘは式(１０)：
【数１０】
で与えられる。
【００５８】
ミラー幅は４ｍｍであるから、変位ｘｄの値をほぼ１ｍｍとして共鳴ミラーの一辺上にスペクトルを適合させることができる。このことが図７ａ及び７ｂに示されている。システムの個々のチャネルのキャリア周波数ｆｃは式(１１)：
【数１１】
で与えられ(ローリンズ等(１９９８年))、最大で１６.３ＭＨｚである。
【００５９】
干渉像(すなわち干渉縞パターン)の帯域幅Δｆは式(１２)：
【数１２】
で与えられ、最大で８.４ＭＨｚである。
【００６０】
ｆｃ(ｔ)＞Δｆ(ｔ)であるから、急峻な周波数カットオフは必要であるが、通常の整流及び低域フィルタ方式によって適切な復調を行うことができる。(単一チャネルで行われるＡ−走査深度)ＤＡ＝４０μｍが最高キャリア周波数に一致し、よってＤＡにわたるキャリア周波数変動が最小化されるように、システムの個々のチャネルを設定することが好ましい。キャリア周波数は時間に関して正弦的に変動し、変動Δｆｃは式(１３)：
【数１３】
によって与えられ、ｆｃの約０.２％である。
【００６１】
別の位置においても、信号を適切に復調することはできるが、キャリア周波数の変動はより大きくなるであろう。信号を復調するため、アナログ高速整流器及び１０極低域フィルタを復調器６０に組み込むことができる。実際上は、信号の中心がＤＣにおかれ、帯域幅がΔｆになるように、信号周波数が下方偏移される。復調エンベロープ信号は次いで適切なサンプリングレートでデジタル化される。現時点で既存のデータ取得(ＤＡＱ)カードは、約６０ｄＢのＳＮＲ(信号対雑音比)で、毎秒３０メガサンプル(ＭＳ/秒)で動作する。Δｆ＝８.４ＭＨｚの干渉像スペクトルに対してガウス型形状を選べば、６０ｄＢ点は約１４.５ＭＨｚにある。したがって、そのような信号のデジタル化に対するナイキストレートはほぼ２９ＭＳ/秒である。したがって、現時点で既存のＤＡＱカードはエイリアシングを生じずにエンベロープ信号をデジタル化できるであろう。
【００６２】
最高キャリア周波数においてエンベロープ信号をデジタル化するためのサンプリングレートを３０ＭＳ/秒とすれば、軸方向における空間サンプリング間隔はΔ軸方向＝ＶＡ最大/Ｓ＝２.０７μｍである。試料を通って上下を繰り返すＡ−走査を示す走査経路８０が図８に示される。サンプリング点が参照数字８２で表示される。２.０７μｍの軸方向間隔が参照数字８４で表示される。横方向における空間サンプリング間隔は、横方向すなわちＢ−走査速度及び光遅延発生器６４の光走査器の共鳴周波数により決定される。ミラーの回転軸からの動径距離ｒが５.４７ｍｍである画像の中心において、動径サンプリング間隔Δ動径は式(１４)：
【数１４】
により与えられる。図８に、この間隔が参照数字８６で表示される。最浅深度を走査するファイバについての横方向空間サンプリング間隔は３.８６μｍであり、最深チャネルについての横方向空間サンプリング間隔は５.５９μｍである。したがって、画像中心における画素寸法は、軸方向２.０７μｍ×横方向４.７３μｍである。横方向画素寸法は画像の深度にわたって３.８６μｍから５.５９μｍまで変化する。ミラー１６の回転速度を変えることにより、フレームレートを犠牲にして、横方向サンプリング間隔を変えることができる。共鳴周波数がより高い光走査器を用いても、サンプリング間隔を縮小することができる。
【００６３】
パルス光源(例えば波長８６０ｎｍで発光する１５ないし２０フェムト秒パルスレーザ)に対しては、コヒーレンス長はほぼ４.５μｍないし６μｍであろう。軸方向空間サンプリング間隔は約２μｍであり、これはコヒーレンス長の１/２より小さいから、画像は軸方向で問題なくサンプリングされる。集束レンズ１４として近回折限界集束レンズを用いれば、ビームスポット径は約５μｍになるはずである。横方向空間サンプリング間隔が３.８６μｍから５.５９μｍまで変化するから、ビームウエスト径が約５μｍであるとすれば、画像の分解能はサンプリング分解能を若干下回る。しかし、空間サンプリング間隔は最終画像分解能と等価ではなく、最終画像分解能は局所的コントラスト及び雑音レベルの影響も受ける。局所的コントラストは画像において隣接画素として表れる試料の２点の間の反射率の差である。これらの２つの点の反射率が同様であれば、すなわち局所的コントラストが低ければ、これらの点を分解することは困難であろう。
【００６４】
画像化速度は運動ぶれを小さくするに十分に高速であるべきである。標的速度(すなわち組織運動)が一般に５ｍｍ/秒であるとすれば、１フレーム時間(経過時間１２.６ミリ秒)内に標的は特定の方向に６３μｍまで移動することができ、これは５μｍの設計分解能よりかなり大きい。本実施形態においては、コヒーレンスゲートを４０μｍの距離にかけて走査するに必要な時間である０.６マイクロ秒内に画像の１本の線が形成されるようにして、Ａ−走査が全てのチャネルにおいて同時に行われる。２つの連続するＡ−走査間の時間は、システムのミラー１６の回転速度及び１画像当りのＡ−走査数で定まる、約１６マイクロ秒である。すなわち、１６マイクロ秒間の移動量は０.０８μｍであり、これは分解能よりかなり小さいから、得られる画像は鮮明になるはずである。したがって、画像には運動ぶれがないはずであるが、それでも運動アーティファクトは存在し得る。生じる運動アーティファクトはおそらく、組織構造の寸法及び標的速度に依存して６３μｍもの大きさになり得る、画像化される組織構造の形状寸法上の変形であろう。この運動アーティファクトは、空気−組織界面が複数の光源５０からの光に及ぼす効果による。
【００６５】
図９に示されるように、画像化される組織内部の、装置の個々のファイバの焦点は、組織内の焦点の位置の距離ｄ０、組織表面の屈折率が１であるか否か、及び(一般にほぼ１.４である)組織の実屈折率にしたがって変化し得る。したがって、実焦点は組織表面下の距離ｄｆにあり、ｄｆは式(１５)：
【数１５】
で与えられる。ここで、θ１は個々のファイバの許容角θａに等しいとされ、θ２は組織外部(すなわち空気)の屈折率ｎ１＝１及び組織内部の屈折率ｎ２＝１.４により定まることになろう。
【００６６】
コヒーレンスゲート位置ｄｃは式(１６)：
【数１６】
にしたがって変化する。したがって、光の進行速度は媒質の屈折率が大きくなるほど遅くなるという事実により、ｎ１＝１の(すなわち組織が存在しない)媒質内では一致する、焦点と光ビームのコヒーレンスゲートとの間に、光路の不一致が存在する。この不一致の大きさΔｄは式(１７)：
【数１７】
で表される。組織の屈折率ｎ２＝１.４から、Δｄ＝０.９７ｄ０が得られる。この不一致問題は高ＮＡ−ＯＣＭシステムに対して共通であり、既存の高ＮＡ−ＯＣＭシステムの多くは何らかの形態の動的補償、すなわち基準光路長を動的に変えることによるΔｄの補償を用いるが、高画像化速度でのそのような動的補償は困難である。したがって、本発明の実施形態の一態様は、検出された干渉像信号の‘適応トリガ印加’を用いることである。
【００６７】
上に示したように、自由空間群光路長差はピーク間で２Δｌｇ＝１.２４ｍｍであり、これは４０μｍでしかない有用なＡ−走査範囲よりかなり大きい。このため、コヒーレンスゲートが焦点を通過するときにだけトリガをかけて干渉像を得ることができるから、上記の不一致を処理する余裕が残される。
【００６８】
図９に示されるように、それぞれのファイバチャネルに対する作動距離ｄＷはｎ２にしたがって変化するが、ｎ２はほぼ一定である。したがって、どこに組織表面があるかがわかれば、ｄ０を決定することができ、続いてΔｄを決定することができる。
【００６９】
組織表面の斜視図及び任意の軸線９０を示す図１０を参照すれば、組織表面を走査するように指定されたチャネル１が、走査領域２８において軸線９０を最初に通過するチャネルである。チャネル１及び２の焦点が、軸線９０を通過する多束単一モードファイバ１０(すなわち複数のチャネル)からの光の概略表示９４に参照数字９１及び９２で表示される。最終チャネル、すなわち本例ではチャネル５０の焦点は参照数字９５で表示され、画像における最深層を走査するように指定される。表示９４の全体のプロファイルは、その範囲内ではコヒーレンスゲートと焦点距離を一致させることができる、適応トリガ域を定める。５０のチャネルの内の１つ、すなわちチャネル“ｖ”は、空気−組織界面が擬似的にミラーとしてはたらき、入射光を反射するから、強く判然とした正反射を受けることになろう。組織表面の下では、組織が入射光を散乱させ、吸収する混濁媒質としてはたらく。すなわち、チャネル“ｖ”が、チャネル“ｖ”より前のチャネルは全て雑音レベルにある信号を返すであろうから、この特定の軸線９０に対するｄ０を決定するであろう。したがって、“適応トリガ印加”法は‘隣りの’チャネルに比較して反射の大きな増加があるチャネルを識別することにより組織表面の位置を突き止めるために、隣接するチャネルについて検出された反射光を比較するステップを含む。次いでこの情報が引き続くチャネルのそれぞれに順次伝えられ、焦点とコヒーレンスゲートとの間の不一致を小さくするために、それぞれのチャネルに対するトリガ点が前記情報にしたがって設定される。
【００７０】
例として、チャネル“ｖ”が１３チャネルであれば、チャネル１から１２は組織表面より上の自由空間の走査に設定され、チャネル１３は組織表面の走査に設定され、引き続くチャネルは、それぞれのチャネルの光ビームの焦点とコヒーレンスゲートとの間の不一致は生じずに組織内部の走査に設定されるように、装置が較正される。画像化の間、図１０に参照数字９６で表示されるように、組織表面の位置についてΔｄ０＝±０.５ｍｍの許容範囲を設けることができる。この許容範囲は、次に説明されるように、Ａ−走査性能及びエンベロープ検出器の周波数応答に関係する。
【００７１】
Δｄ０＝０.５ｍｍとすれば、補償を必要とする不一致Δｄ'は式(１８)：
【数１８】
で与えられる。このことは、最高キャリア周波数において干渉像信号をトリガする代わりに、実キャリア周波数ｆｃ'が式(１９)：
【数１９】
で与えられなければならないことを意味し、この実キャリア周波数は最高キャリア周波数の約８３％であり、これにともなって干渉像信号帯域が変わる。エンベロープ検出器の周波数応答は動的に調整できるとしても、エンベロープ検出器の応答は固定するが、カットオフ周波数に１７％の許容差をもつように設計する方が、より簡単であり、高速である。このようにすれば、適応トリガ印加方式全体が固定型コンポーネントだけを含み、補償の全てが電気的に行われて高速画像化要件を満たす。
【００７２】
図６に示される光コンポーネントは、以下のように選ぶことができる。Ｓ.Ａ.ボッパート，Ｂ.Ｅ.ボウマ，Ｃ.ピトリス，Ｊ.Ｆ.サザーン，Ｍ.Ｅ.ブレジンスキー，及びＪ.Ｇ.フジモト(「生体内細胞光コヒーレンス断層撮像」，Nature Medicine，１９９８年７月，第４巻，第７号，ｐ.８６１〜８６５)に基づけば、ほぼ２ｍｍないし３ｍｍの深度までの画像化を可能にするために、２ｍＷの組織入射パワーを用いる非内視鏡ＯＣＴシステムにおいて、１００ｄＢをこえるＳＮＲを達成することができる。用いられた光源は、コヒーレンス長が５.１μｍの、中心波長１２８０ｎｍで動作する、カーレンズ−モードロック固体Ｃｒ４＋：フォルステライトレーザである。しかし、本発明の実施形態はこのタイプの光源にも、広帯域超発光ダイオードのような、その他のいかなるタイプの光源にも限定されない。例えば、別の可能性には、ほぼ４.５μｍないし６μｍのコヒーレンス長を提供するであろう、８６０ｎｍを中心としてほぼ１００ｎｍの帯域をもつ、白色発光Ｃｒ：ＬｉＳＡＦ光源がある。このダイオードポンピング型モードロック固体レーザは、８６０ｎｍで動作させたときに、繰返レート約１００ＭＨｚ及び平均パワー３０ｍＷで動作するはずである。パルスエネルギー変動は１％未満になるはずである。図６に参照数字５０で表示される、いくつか(例えば２つまたは４つ)の上記レーザは、５０チャネルの所要パワーを全て供給する必要がある。組織のより深い部分を走査するチャネルにはチャネル当たりほぼ１ないし２ｍＷの入射パワーが必要であろうし、より浅い部分を走査するチャネルにはそれほどのパワーは必要ではないであろう。ツリー型結合器５２は、光源パワーを上記要件に合せて分割するように構成することができる。最高キャリア周波数は１６.３ＭＨｚであるから、それぞれの干渉縞は少なくとも６つのレーザパルスを含むであろう。したがって干渉縞パターンは十分にサンプリングされるはずである。
【００７３】
それぞれのチャネルに対して、個別の光受信器すなわち検出器５８を用いて、干渉縞を検出することができる。最大検出器帯域幅は１２５ＭＨｚであるが、本発明の装置では、検出器帯域幅は、キャリア周波数及び干渉像の帯域幅により定まるように、３０.８ＭＨｚで十分であり得る。
【００７４】
本発明の代替実施形態は、装置の複雑性を軽減し、コストを低減するために光コンポーネントを共有するという概念に関わる。図１１ａを参照すれば、干渉像のＡＣ成分が干渉像のＤＣ成分から分離されてＡＣ成分だけが増幅される、一般的な平衡検波型単チャネル干渉計１５０が示される。単チャネル干渉計１５０は、光ファイバ及び３ｄＢ結合器１４０，１４２及び１４４のネットワークを介して接続される、広帯域ＩＲ(赤外)光源Ｌ，可視波長案内光Ｇ，平衡検波器ＢＤ，偏光制御器ＰＣ，位相変調器φＭＯＤ及び光遅延発生器ＯＤＧを備える。“ｘ”はファイバネットワークのデッドエンドを表す。可視波長案内光Ｇは単チャネル干渉計１５０が指し示している方向を示す(すなわち画像化される方向を示す)緑色レーザとすることができる。単チャネル干渉計１５０は試料Ｓに結合される。
【００７５】
図１１ａの構成を拡張して、図１１ｂに示されるような、２チャンネル干渉計１６０を構成することができる。下付添字は２本のチャネルにおけるコンポーネントを表す。下付添字のないコンポーネントはそのコンポーネントが両チャネルに用いられていることを示す。２チャネル干渉計１６０は、レーザＬ'，可視波長案内レーザＧ'，２対１ツリー型結合器ＴＣ１，偏光制御器ＰＣ１，ＰＣ２及び位相変調器φＭＯＤ'，可変遅延素子ＶＤ１及びＶＤ２，光遅延発生器ＯＤＧ'，検出器ＢＤ１及びＢＤ２，並びに３ｄＢ結合器１６２，１６４，１６６，１６８，１７０及び１７２を備える。可変遅延素子ＶＤ１及びＶＤ２はそれぞれのチャネルに対してコヒーレンスゲート位置を調節するために組み込まれる。２本のチャネルは、組織試料の相異なる位置にある２つの点とすることができる、試料Ｓ１及びＳ２に結合される。本例において、光源Ｌ'は２本のチャネル間で共有され、チャネル１の光パワーはチャネル２の光パワーの２倍である。したがって、チャネル１はチャネル２より深い組織領域を走査するために用いられるべきである。２対１ツリー型結合器ＴＣ１は、両チャネルが(位相変調器φＭＯＤ'及び光遅延発生器ＯＤＧ'を含む)同じ基準アームを共有できるように用いられる。同じ基準アームを共有できるという能力により、１つの位相変調器を多束単一モードファイバ１０(すなわち全チャネル)からの光の位相変調を行うために用いることができる。２本のチャネルからの光がツリー型結合器ＴＣ１により１本のファイバに結合されて同じ位相変調器φＭＯＤ'に送られることに注意されたい。したがって、２チャネル干渉計１６０のコストが低減され、複雑性が軽減される。
【００７６】
図１１ｂに基づけば、汎用光ネットワークを図１１ｃに示される光ネットワーク１８０のようなＮチャネルＯＣＴシステムを構成するために用い得ると考えられる。光ネットワーク１８０は、第ｎチャネル１８２のための光ネットワーク及びｎ本のチャネルの全てに共有される基準アーム１８４を備える。第ｎチャネル１８２のための光ネットワークは、検出器ＢＤｎ，３ｄＢ結合器１９４，１９６及び１９８並びに偏光制御器ＰＣｎ及び、試料Ｓｎに結合された、可変遅延素子ＶＤｎを含む試料アームを備える。第ｎチャネル１８２のための光ネットワークは、第(ｎ−１)チャネルから光源光１８６を受け取り、３ｄＢ結合器１９４を介して光源光１８８を第(ｎ＋１)チャネルに送り出す。第ｎチャネル１８２のための光ネットワークは、第(ｎ−１)チャネルから案内光パワー１９０を受け取り、３ｄＢ結合器１９６を介して案内光パワー１９２を第(ｎ＋１)チャネルに送り出す。本実施形態において、光源(図示せず)は、等比級数的または別の適切なパワー分割方式にしたがうパワー配分によりＮ本のチャネルのそれぞれの間で共有することができる。Ｎ対１ツリー型結合器ＴＣｎ，位相変調器φＭＯＤ”及び光遅延発生器ＯＤＧ”を含む基準アーム１８４は、Ｎ本のチャネルのそれぞれの間で共有される。
【００７７】
図１１ａ，１１ｂ及び１１ｃに示される構成図のそれぞれでは、検出器に結合された３ｄＢ結合器から送られる試料及び基準アームからの反射光の間の干渉による干渉パターンの光の一部が失われるという事実を問題としてかかえている。本例では、３ｄＢ結合器が用いられているから、干渉パターンの光の５０％が失われる。例えば、図１１ａにおいては、干渉パターンの光の５０％だけが３ｄＢ結合器１４０及び１４２から検出器ＢＤに送られる。このため、低強度の干渉パターンに対しては特に、干渉パターンの検出が一層困難になる。これを処理するため、光サーキュレータのような非相反光素子を、３ｄＢ結合器だけが用いられた場合には失われていた部分光を検出器に送るために用いることができる。
【００７８】
図１２ａ，１２ｂ及び１２ｃを参照すれば、単チャネルＯＣＴ装置２００，２チャネルＯＣＴ装置２１０及び、ＮチャネルＯＣＴ装置２２０のための光ネットワークの、光サーキュレータを備える代替実施形態が示される。図１２ａ，１２ｂ及び１２ｃにおいては、検出のためにより強度の高い干渉信号を与えるため、干渉パターンの光を回収して検出器ＢＤ，ＢＤ１，ＢＤ２及びＢＤｎのそれぞれに導くため、光サーキュレータＣ，Ｃ１，Ｃ２及びＣｎが用いられる。３つの実施形態の残りのコンポーネントは、図１１ａから１１ｃに示される、単チャネルＯＣＴ装置１５０，２チャネルＯＣＴ装置１６０及び，ＮチャネルＯＣＴ装置１８０のための光ネットワークのコンポーネントと同様である。光を回収して回収光を検出器に与えるために光サーキュレータを用いるという概念は図６の装置にも適用でき、この場合、光サーキュレータは３ｄＢ結合器と検出器との間に配することができる。
【００７９】
図１１ｃ及び１２ｃに示される構成図によりエレガントな設計が導かれるが、コンポーネント(すなわち位相変調器)を共有する並列干渉計では、非常に大きなチャネルクロストークを生じることがあり、そのようなクロストークは結果として画像劣化を引き起し得る。しかし、チャネル間のファイバ長を一致させないことで、クロストークを効果的に処理できる。電気的クロストークは標準的な遮蔽及び接地法を用いて処理できる。以下で光クロストークを説明する。
【００８０】
次に図１３ａを参照すれば、チャネルクロストークを調べるために組み上げた２チャネルＯＣＴシステム２３０が示される。２チャネルＯＣＴシステム２３０は、レーザＬＥ，検出器Ｄ１及びＤ２，ビームスプリッタＢＳ１及びＢＳ２，１対２ツリー型結合器ＴＣＥ，位相変調器ＰＭＥ，光遅延発生器ＯＤＧＥ，ビームコリメータＢＣ１及びＢＣ２，並びに試料をシミュレートする２つのミラーＳ１及びＳ２を備える。２チャネルＯＣＴシステム２３０では、所望の画像化信号はチャネル１光路及びチャネル２光路からくる。チャネル１に対する所望の画像化信号は、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ１→Ｄ１ (２０)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２１)
からの光とコヒーレントに干渉するときに生じ、検出器Ｄ１で検出される。チャネル２に対する所望の画像化信号は、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→Ｓ２→ＢＳ２→Ｄ２ (２２)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＢＳ２→Ｄ２ (２３)
からの光とコヒーレントに干渉するときに生じ、検出器Ｄ２で検出される。さらに、２本のチャネルにおけるＯＣＴ画像化は、ＢＳ１→Ｓ１光路長がＢＳ１→ＯＤＧＥ光路長に等しく、ＢＳ２→Ｓ２光路長がＢＳ２→ＯＤＧＥ光路長に等しいときに限りおきる。そうでなければ、上述した所望の画像化経路ではない２つ(またはさらに多く)の様々な経路からの反射光の強めあう干渉により画像劣化がおこり得る。
【００８１】
図１３ａに示される光ネットワークに基づけば、２種類の主要なクロストーク源があり得る。一次クロストーク源はおそらく、(ミラーまたは試料により)一方のチャネルのビームスプリッタから他方のチャネルのビームスプリッタ及び検出器に反射されるコヒーレント光であろう。そのようなクロストークは画像化信号強度に等しい強度を有し、おそらくかなりの画像劣化を生じさることになろう。一方のチャネルから他方のチャネルへの反射は、光遅延発生器ＯＤＧＥあるいは試料Ｓ１またはＳ２でおこり得る。したがって、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ１→Ｄ１ (２０)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２４)
からの光と干渉し得る。あるいは、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→Ｓ２→ＢＳ２→Ｄ２ (２２)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→ＯＤＧＥ→ＢＳ２→Ｄ２ (２４)
からの光と干渉し得る。
【００８２】
試料アーム１及び２は通常、試料アームが組織試料の相異なる点(すなわち相異なる深度)に向けられるであろうから、図１３ａに示されるように分離されていることはないであろう。試料アームが分離されていない場合には、チャネル１からチャネル２に、及びこの逆に、反射がおこることになろう。そのような場合には、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→Ｓ２→ＢＳ１→Ｄ１ (２６)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２１)
からの光と干渉し得る。あるいは、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ２→Ｄ２ (２７)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＢＳ２→Ｄ２ (２３)
からの光と干渉し得る。
【００８３】
ビームスプリッタ及びコネクタ挿入点のような望ましくない位置においても反射がおこり得ることを想起するべきである。そのような反射は、これらの経路からの光がかなりの強度を有する干渉縞を生じれば、画像雑音に寄与し得ると考えられる。しかし、この種の雑音は低強度であるから、おそらくは、先に説明したチャネルクロストークに対しては二次的であろう。
【００８４】
システムの解析により、そのような後方反射の干渉に対する最悪事態のシナリオにはコネクタからの一回反射が関わることが明らかになった。例えば、以下の光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ１→Ｄ１ (２０)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＰＭＥ→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２８)からの光と干渉し得る。
【００８５】
いずれか２つの経路からの光の干渉に対しては４つの帰結が考えられ、帰結は光路長差に依存する。第１に、光路長が同じであれば、検出器における干渉縞の強度は試料の反射率だけに基づく真の信号強度より高くなるであろう。この種の画像雑音は雑音として検出できず、画像全体にわたり測定される試料強度を変えることになろう。幸いにして、光路長が正確に一致することはほとんどあり得ない。第２の可能性は、光路長が光源のコヒーレンス長の範囲内で一致し得ることである。この状況では、干渉縞エンベロープの幅が広がり、したがって軸方向分解能が低下することになるであろう。この状況はおこりそうもないが、鏡面深度プロファイルの半値幅を測定することにより検出できる。第３の可能性には、光源ＬＥのコヒーレンス長より大きく、光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度より小さい距離だけ異なっている、光路長が関わる。この状況は、光遅延発生器ＯＤＧＥによる１回の深度掃引内の分離した２つのコヒーレンスエンベロープとして現れ得る。最後の、最もありそうな可能性は、光路長が光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度より大きく異なり、雑音すなわち無関係な干渉縞はシステムで検出されないであろうことである。
【００８６】
上記の一次型のチャネルクロストークは、ファイバ光学系の製作上おこりそうもないはずである。ＢＳ１→ＯＤＧＥ光路長及びＢＳ２→ＯＤＧＥ光路長は本質的に、ビームスプリッタＢＳ１及びＢＳ２から至るファイバピグテイルの長さにより、あらかじめ定められる。ＢＳ１→Ｓ１光路長及びＢＳ２→Ｓ２光路長は計画的に、あらかじめ定められた対応する基準アーム長に一致させられる。一般的に製作されたファイバ長は数１０ｍｍ異なっており、これは光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度より少なくとも１桁大きい。したがって、この種のクロストークが２チャネルシステムで問題となるはずはない。
【００８７】
挿入点反射の場合には、ＰＭＥ→ＯＤＧＥ光路長が光路ＢＳ１→Ｓ１と光路ＢＳ２→ＯＤＧＥとの間の光路長差に一致すれば、干渉縞及び画像劣化が生じ得る。この場合も、ファイバ長が約３００ｍｍであり、一方光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度は２ｍｍしかないから、この種の二次雑音はおこりそうもないはずである。さらに、そのような干渉縞強度はシステム雑音で見えなくなってしまうであろう。第２に、用いられる装置は最大で０.６ｄＢの挿入損失(言い換えれば、最大で０.６ｄＢの反射)を有し、したがって、そのような信号は図１３ａの構成に用いられる検出限界より小さい。
【００８８】
２本のチャネルに同じファイバ及び光コンポーネントを用い得ることを示すため、ＯＣＴシステム２３０を評価した。試料アーム光路長及び光遅延発生器ＯＤＧＥ基準アーム光路長がそれぞれのチャネルで一致し、干渉縞列が検出器Ｄ１及びＤ２のそれぞれで見られるように、試料アームミラーＳ１及びＳ２を配置した。位置合せのため及び光が、チャネル１からチャネル２を含むファイバに、及びこの逆に、反射する可能性を排除するため、試料Ｓ１及びＳ２に対する試料アームは分離したままにした。光遅延発生器は位相変調及び群遅延のいずれの生成にも用いることができる(ティアニー等(１９９７年))が、図１３ａに示した構成では、光遅延発生器ＯＤＧＥを群遅延(すなわち深度走査)に用い、基準アームの位相変調器ＰＭＥを位相遅延を生じさせるために用いた。
【００８９】
図１３ａの実験構成では、ＡＦＣテクノロジーズ社(AFC Technologies Inc.)製の１３１０ｎｍ，９ｍＷ光源(モデルＢＢＳ１３１０)を、光源ＬＥに備えた。光源ＬＥの中心波長は１３１０ｎｍであり、測定したスペクトル広がりは±４０ｎｍであった。測定した光源ＬＥのコヒーレンス長は１０μｍであった。検出帯域中心が１３１０ｎｍにあり、帯域幅が１００ｎｍ以上の、１５５Ｍｂｐｓパーキン・エルマー(Perkin Elmer)ＩｎＧａＡｓ光ダイオード受信器を検出器Ｄ１及びＤ２に用いた。ＪＤＳユニフェーズ(JDS Uniphase)４３ＭＨｚ位相変調器を位相変調器ＰＭＥに用いた。ビームスプリッタＢＳ１及びＢＳ２には、メトロテック(MetroTek)社製を用いた。ビームコリメータＢＣ１及びＢＣ２には、オズ・オプティックス(OZ Optics)社製を用いた。上記またはその他の部品製造業者からの、代わりの適当なコンポーネントを用いることもできる。
【００９０】
光遅延発生器ＯＤＧＥは、ＣＶＩスペクトラル・プロダクツ(CVI Spectral Products)社製の１３１０ｎｍ用１５０本/ｍｍブレーズド回折格子を用いて、コリメート光を分散させた。光を振動ミラー上に集束させるため、直径が３０ｍｍで焦点距離が１００ｍｍのメレス・グリオ社製ガラスダブレットレンズを用いた。８ｋＨｚで動作し、±１°の機械角すなわち±２°の光学角にわたって走査する共鳴走査器には、ＥＯＰＣ(エレクトロ−オプティカル・プロダクツ・コーポレーション(Electro-Optical Products Corporation))社製を用いた。この角度設定は試料Ｓ１及びＳ２に対する試料アームにおける約１ｍｍの深度走査に対応する。走査深度は２本のチャネルの光路長の不一致に関して重要な要件である。例えば、光路長が１ｍｍより大きく異なれば、２本のチャネル間のクロストークは最小になるはずであり、適切な遮蔽及び接地法により電気的クロストークも処理されるはずである。
【００９１】
図１３ｂ及び１３ｃは、図１３ａに示される構成上で行われた実験の結果を示す。図１３ｂは、チャネル１及びチャネル２の検出器Ｄ１及びＤ２からのオシロスコープトレースを示す。図１３ｂは、光遅延発生器ＯＤＧＥの周期内において２本のチャネルが若干異なる位置に配されていること、すなわち、相異なる深度における画像化をシミュレートするために試料アームミラーＳ１及びＳ２を少量だけ計画的にオフセットさせたことを反映する、光遅延発生器ＯＤＧＥの周期内の相異なる点において、干渉縞が生じていることを示す。図１３ｂは、それぞれのチャネルに強い画像化信号があり、いかなるクロストークの形跡もないことを示す。矢印２３２及び２３４は、組織試料の２つの相異なる点に相当させ得る、２つの相異なる試料からの反射を示す。さらに、それぞれの検出パルスのエンベロープの半値幅は光源ＬＥのコヒーレンス長に相当しており、このことはそれぞれのチャネルの光信号が光源ＬＥから発したことを示す。図１３ｃは、試料点の内の一方を他方の試料点に対して移動させた場合の実験結果を示す。この場合にも、クロストークは観測されなかった。
【００９２】
本発明の別の実施形態においては、多チャネルＯＣＴ法を診療に用い得るように、本明細書で先に開示された光ファイバネットワークが内視鏡に組み込まれる。本装置のファイバ束チップ１２の大きさのため、ファイバ束チップ１２は、(大径の治療用内視鏡には組み込み得るが)従来の診断用内視鏡の作業チャネルには適合しないであろう。したがって、別の設計手法がとられた。ファイバ束チップ１２を従来の診断用内視鏡の作業チャネルに収容するように設計する代わりに、従来の診断用内視鏡の機能の全てをファイバ束チップ１２の周りに配するように設計した。図１４に示されるように、本発明の内視顕微鏡を組み込んでいる(図６のチップ５６に相当する)ＧＩ内視鏡３００の一実施形態は、直径がほぼ１１ｍｍである。これは、直径が８〜９ｍｍの従来の診断用内視鏡より若干大きい。ＧＩ内視鏡３００は、従来の前面観察白色光画像化に加えて、上で開示された内視顕微鏡撮像能力を有する。したがって、ＧＩ内視鏡３００の使用者は図１６に示されるような２ｍｍ×２ｍｍ断層画像を得ることができるはずである。
【００９３】
ＧＩ内視鏡３００は２.７ｍｍ径の吸引／生検チャネル３０２を備える。吸引／生検チャネル３０２の末端は、注目する組織領域３０６に向けられた開口３０４を提供するように曲げられる。吸引／生検チャネル３０２の軸は、注目する組織領域３０６の中心から約６.７ｍｍにおくことができる。２本のチャネル３０８及び３１０が白色光照明のために設けられ、チャネル３１２が白色光内視鏡前面観察のために設けられる。チャネル３０８，３１０及び３１２のそれぞれの直径は、２.７ｍｍとすることができる。空気または水ノズルのための細チャネル３１４も設けられる。
【００９４】
本発明にしたがえば、断層観察内視鏡コヒーレント光顕微鏡(ＥＣＯＭ)３１６がＧＩ内視鏡３００に設けられる。断層観察ＥＣＯＭ３１６は(図１４及び１５には示されていない)ミラー１６を回転させるための駆動機構３１８を備える。先に述べたように、動径、並進またはヘリカル走査を用いることができる。さらに、先に述べたように、機械的駆動機構の代わりにＭＥＭＳ駆動機構を用いることができる。断層観察ＥＣＯＭ３１６は、境界３２０で設定される深度及び境界３２２で設定される角度範囲を有する、注目する組織領域３０６にわたって走査するように構成される。さらに、光透過窓３２４を断層観察ＥＣＯＭ３１６に設けることができる(図１５参照)。
【００９５】
前面観察白色光チャネル３１２は３０フレーム/秒のレートで更新される。断層観察ＥＣＯＭ３１６で得られる断層画像は４.４フレーム/秒で更新される。全ての画像チャネルが同時に表示される。ＧＩ内視鏡３００で生成され得る画像が図１６及び１７に示される。図１６は、断層観察ＥＣＯＭ３１６で達成できることが期待される空間分解能を組み入れた、ヒトの結腸上皮のシミュレーション画像である。図１７ａ及び１７ｂは、顕微鏡像と生体内ＯＣＴ画像との比較である。図１７ａには、それぞれがヒトの皮膚の汗腺管の顕微鏡像を示す、２枚の写真がある。図１７ｂには、それぞれがヒトの皮膚の汗腺管の生体内ＯＣＴ画像を示す、３枚の写真がある。生体内ＯＣＴ画像は波長１３００ｎｍで動作する光源により生成した。
【００９６】
内視鏡医によるＧＩ内視鏡３００の典型的な操作または使用には、以下の：
ａ) 一般的な内視鏡法の手順に続いて、従来の前面観察白色光チャネル３１２の 案内の下にＧＩ内視鏡３００が挿入されるステップ；この操作は現時点で利 用できるＧＩ内視鏡の操作と異なることはないはずである；
ｂ) 内視鏡医が顕微鏡検査を行う必要がある場合、彼／彼女がＧＩ内視鏡３００ を押し込んで図１３に示されるように内腔壁に接触させるステップ；光学系 は、ＧＩ内視鏡３００が組織に接触しているときに、光学系全体の正しい作 動距離が得られるように設計される；ＧＩ内視鏡３００は壁に接触している が、図１５に示されるように、顕微鏡検査下にある組織部分は接触しない； したがって、組織の表面構造が接触圧で変形することはない；しかし、この ことはＧＩ内視鏡３００が接触モードでのみ動作し得ることを意味しない； 実際上、ＧＩ内視鏡３００は、画像が形成される限り非接触モードで動作す ることができ、これは先に述べた動的トリガ印加アルゴリズムが空気−組織 界面を見いだすか否かにより規定される；空気−組織界面がシステムの作動 距離内にあれば、先に‘適応トリガ印加’法で説明したように、検出された 光パターンに界面が明瞭なピークを生じさせるから、界面は明確かつ容易に 検出されるはずである；
ｃ) 内視鏡医がステップ(ｂ)で画像化した領域に隣接する領域を検査する必要が あれば、内視鏡医がＧＩ内視鏡３００をひねり、視野を回転させて新しい位 置におくことができるステップ；
が取り入れられるであろう。
【００９７】
胃腸(ＧＩ)管の映像化のための使用に現時点で最良の手法には、内視鏡超音波検査法(ＥＵＳ)及び拡大内視鏡(ＭＥ)がある。ほぼ７０から１００ｍｍの高周波ＥＵＳの分解能は、組織の微細構造を擾乱する状況の多くの識別、とりわけＧＩ管の浅層(粘膜及び粘膜下組織)内に生じる潜行性病理変化の識別には不十分である。倍率が×１７０までのＭＥは微細な浅層粘膜パターンの優れた画像を提供するが、表面下構造及び病変期分類は決定できない。したがって、組織生検及び組織学が、現時点でも依然としてＧＩ管に関わる顕微的疾患の検出のための医療標準である。
【００９８】
本明細書に開示された断層観察ＥＣＯＭ３１６によれば、軸次元及び横断(横)次元のいずれにおいても５μｍの分解能でＧＩ壁の実時間２ｍｍ深度断層画像を得ることができる。参考のために、胃腸上皮細胞の大きさは平均して７から１０μｍであり、これは異形成または新形成変化がおこるにつれてさらに増大する。ＧＩ管においては、２ｍｍの視深度であっても、粘膜起因疾患及びいかなる下層粘膜下組織への新形成浸潤のいずれの検出にも十分であり、このことは予後判定及び治療のために重要である。断層観察ＥＣＯＭ３１６の画像分解能は、×１００(総倍率)顕微鏡の下での無染色組織検査スライド観察に相当し得る。したがって、異形成(細胞性新形成変化)のような重要なエンティティーの多くあるいは粘膜固有層または粘膜筋板のような構造の新形成浸潤を、断層観察ＥＣＯＭ３１６により識別可能とすることができる。
【００９９】
本発明により、多様な顕微的粘膜病理及び病変期分類のその場診断が可能になり得る。基本的に、本“光生検”法は、標準的な生検及び組織学の方法の代わりになるか、最小限でも、手引きになり得る。これは、不必要な生検試料及び組織処理を減らし、患者のリスクを小さくし、サンプリングレート及び診判定率を高めて即時の診断フィードバックを医師にも患者にも提供し、(ある場合にはそれ自体が治療処置になり得る)生検を目標とすると言い直すことができる。少数の例を挙げれば、バレット食道、慢性潰瘍性大腸炎、初期扁平腺腫、または迷走結腸窩の病巣のような、前新形成ＧＩ状況には、断層観察ＥＣＯＭ３１６が適用可能であり得る。現時点では、上記状況内での新形成進行の検出及びサーベイランスは、それらの顕微的性質により、最善とは言えない。
【０１００】
第２に、断層観察ＥＣＯＭ３１６は、新形成及び非新形成の組織変化を時間を追って監視することを可能にする、機能性画像化システムとして役立ち得る。例えば、小さな腸絨毛の構造の回復及び炎症性細胞の減少を、グルテン過敏腸症、熱帯性スプルー及び腸インフェステーションのような、多様な腸の吸収不良性障害において、断層観察ＥＣＯＭ３１６で監視できる。顕微レベルにおける多くの粘膜疾患の自然発達も、侵襲性を最小限に抑えた態様で評価できる。時間とともに生体内で進行している構造的細胞変化を監視できる能力は、細胞機能に関する重要な生理学的情報及び細胞の病理学的トランスフォーメーションに関する洞察を提供できる。
【０１０１】
第３に、断層観察ＥＣＯＭ３１６は予後治療組織監視に使用できる。ガン切除の外科切除限界またはその予後治療サーベイランス中の処置限界または粘膜の前新形成状況の光力学治療の妥当性の評価の、生体内顕微的標定は、いくつかの例に過ぎない。
【０１０２】
その他の医学専門分野における応用も可能である。皮膚科学、血液学、(薬物及び放射線)腫瘍学、眼科学、泌尿器科学、外科学、呼吸器科学及び胃腸病学のような非常に多くの医学専門分野に、本明細書に開示された多チャネルＯＣＴ装置が応用され得ることは、当業者には当然である。
【０１０３】
本明細書に開示された多チャネルＯＣＴ装置は、システム性能をさらに向上させるために改変することができる。例えば、なされ得る改善には、光源から発せられる光に対するコード化伝送の採用があろう。この手法により、ＳＮＲが劣悪なチャネルで得られる干渉パターンの光のＳＮＲを高めることで、画像分解能を高めることができる。
【０１０４】
本明細書に説明され図示された好ましい実施形態に、本発明を逸脱することなく様々な改変がなされ得ることは当然であり、本発明の範囲は特許請求の範囲で定められる。例えば、本明細書に開示された構成図のそれぞれにおいて、３ｄＢ結合器の代わりに他の光結合器を用いることもできる。
【符号の説明】
【０１０５】
１０ 多束単一モードファイバ
１２ ファイバ束チップ
１４ 集束レンズ
１６ ミラー
１８ 表面
２０ 軸
２１，２２，２３ ビーム
２１ａ，２２ａ，２３ａ 集束点
２４ 画像化深度
【技術分野】
【０００１】
本発明は高分解能光画像化のための方法及び装置のいずれにも関する。さらに詳しくは、本発明は内視鏡への組込に適する高分解能画像化の提供に関する。
【背景技術】
【０００２】
現代の医用画像化手法は、健康管理への応用に重要になっている。Ｘ線コンピュータ連動断層撮影(ＣＴ)、磁気共鳴画像法(ＭＲＩ)及び超音波画像法のような手法は、現代の医療センターのほとんどで利用できる主要な断層撮影法である。可視光内視鏡検査法は、気管支鏡検査または結腸鏡検査のような処置に広く用いられる別の主要な画像化手法である。これらの手法のそれぞれは、様々な物理的原理を採用し、検査下の生物学的組織の様々な特性を様々な分解能で測定する。さらに、これらの手法は生体内で普通に実施できる。第３のタイプの画像化手法である光学顕微鏡検査法も、未だに診療医学において広く利用されている。しかし、現時点では光学顕微鏡検査法は切除または摘出試料の詳細な検査に限られ、生体内では用いられていない。多くの情況において、光学顕微鏡検査法によって与えられる優れたコントラスト及び分解能は、生体組織摘出及びこれに続く光学顕微鏡による組織検査が診断に対する黄金律的標準と見なされるほどである。
【０００３】
低分解能断層撮像手法を、高分解能画像化、生体組織検査法または介入処置とともに使用するような、上記の手法の併合が絶えず研究され、評価されている。そのような手法の評価は、技術上の実行可能性、臨床上の恩恵及び費用に基づいている。
【０００４】
光コヒーレンス断層撮影法(ＯＣＴ)は、生物学的組織のような混濁した高散乱性の媒質において高分解能深度プロファイル測定を可能にする、電磁放射の低コヒーレンス特性に基づく比較的新しい画像化手法である。生物医学的画像化におけるＯＣＴの利用は、現在いくつかの公立及び私企業の研究所で研究されている。ＯＣＴの主要な利点は、組織の表面下部位からの反射深度を局限化できるという能力にある。この局限化は用いられる光源のコヒーレンス特性により本質的に決定され、選択された近赤外線(ＩＲ)源(例えば、レーザまたは増幅自然放出発光装置)に対して２から２０μｍもの狭い範囲とすることができる。このことから、ＯＣＴで達成し得る深度分解能の尺度が与えられる。コヒーレンス性とは無関係に、横方向分解能は画像化深度におけるビーム断面積及び取得データの横方向間隔により決定される。文献における横方向間隔の一般値は５から３０μｍの範囲にある。この混濁組織を損なわない優れた断層画像化能力に対して払われなければならない代償は、多重散乱及び吸収により光のコヒーレンス及び侵入深度がともに低下して、ＯＣＴ画像化深度がほぼ２ないし３ｍｍになるので、画像化深度が制限されることである。
【０００５】
現在のＯＣＴの実施態様のほとんどは、入射コヒーレント光ビームをミラーをもつ基準光路(すなわち基準アーム)及び被検試料をもつ試料光路(すなわち試料アーム)に導く５０/５０ビームスプリッタによる、マイケルソン干渉法に基づく。この方式の自由空間光学系及びファイバ光学系実施態様のいずれもが現在用いられている。基準アームのミラーからの反射ビーム及び試料アームの組織からの反射ビームが同じスプリッタで結合されて、生じる光エネルギーの１/２が検出器に当たる。２本のビームの光路長が光源のコヒーレンス長の範囲内で一致する場合を除いては、一般に２本の光束の非コヒーレントな重畳がおこる。この限界距離内では、２本の光束のコヒーレントな重畳により、特定の深度における組織の反射率に比例する強さの干渉縞をもつ干渉パターンが得られる。次いで、試料の深度プロファイル測定が、基準アーム長を走査することにより、さらに正確には、基準アームにおいて時間遅延を用いて(これは基準アームを長くすることと等価である)基準アームの光路長を走査することにより、達成される。大きな背景拡散反射に埋もれている上記のかすかな振幅変調を測定して定量するために、ダイナミックレンジがほぼ７０から１１０ｄＢの、様々な検出方法が開発されている。さらに、ビームの横方向並進及び基準ミラーの軸方向移動により、所望の視野にわたる２次元反射率画像を構成することが可能になる。デコンボリューションによる画像処理の実施のような、最終画像の品質を向上させる手段も研究されてきた。
【０００６】
上述は通常の反射率ＯＣＴ画像化の簡単な説明である。その他の変形には、例えば、フロー(ドップラー)画像化及び(ＯＣＴ光学系及び／または信号処理手法がさらに複雑化するという犠牲は払うものの)偏光画像化がある。これらの別の手法による画像は普通、通常のＯＣＴによる画像とともに得られ、よっていくつかの画像の重ね合わせまたは融合が可能である。技術開発及び／または臨床への実施がさらに進めば、医学におけるＯＣＴの臨床上の有用性を高めるに十分な情報内容を付け加えることができる。
【０００７】
しかし、研究開発され実験室ではうまくはたらいたＯＣＴシステムの構成及び手法の多くは、そのままでは胃腸または気管支の内視鏡検査のような生体内画像化に適していない。むしろ、そのようなＯＣＴシステムは、皮膚科、眼科及び歯科での応用により適するといえる。対照的に、生体内ＯＣＴ画像化は、速度、分解能、コントラスト、侵入深度及び機器寸法の課題に取り組まなければならない。画像は患者の動きの影響を無視できるに十分に迅速に得られなければならず、それでも適切な軸方向及び横方向分解能が得られ、内視鏡として有用であるに十分に小さい機器寸法が維持されなければならない。生体内内視鏡検査に課せられた困難な課題を克服するための、強力な近ＩＲ源、基準アーム長を高速で変化させる手段及び特注の遠端光学装置の開発が行われ、成功している。
【０００８】
最新のＯＣＴ技術は、単一モード光ファイバを従来の白色光内視鏡のアクセサリーチャネルに組み入れられた遠端断層観察光学系とともに採用している。画像を構成するため、ＯＣＴファイバの観察方向がほぼ２ｍｍの距離にわたり前後に直線的に走査され、また柔軟なガイドワイヤまたはインターロック付歯車機構によって毎秒数回転で回転される。この並進または回転と同時に、深度方向走査(すなわちＡ−走査)をおこさせるために内視鏡の外にある基準アームの長さが光位相遅延により迅速に変えられる。現在、これらのＯＣＴシステムは通常のビデオレートまでのフレームレートで動作するが、より一般的には毎秒４から８フレームで動作し、１フレームは２から３ｍｍの深度までの十分な周辺観察像を提供する。得られる分解能値は、深度(軸)方向でほぼ５から２５μｍであり、横方向ではほぼ２０から４０μｍである。さらに、横方向分解能は一般に、等比発散により、ＯＣＴ装置のファイバチップからの距離が大きくなるにつれて低下する。これらのＯＣＴシステムは、雑音レベルが高く、画像化速度が速いために、ダイナミックレンジが生体外システムに対応するダイナミックレンジより若干低い。
【０００９】
最新のＯＣＴ技術に基づくと、コヒーレント生体内ＯＣＴシステムが臨床画像化に成功するに十分であるかは疑問である。画像は確かに有用であるが、“光生検”という逃げ水のような目標が実現されるべきであるならば、かなりの改善が必要である。例えば、軸方向及び横方向の分解能は改善できる。軸方向分解能の改善には通常、より良好な低コヒーレンス光源(すなわちＣＷ(連続波)及びパルス光源)の使用が含まれるが、最適に近い、深度可変の、横方向分解能の問題は処理が一層困難である。体外システムでは、速度及び物理的寸法の制限が緩和され、横方向解像度は高ＮＡ(開口数)対物レンズを用いてビームを数μｍまで集束させることにより改善される。従来のＯＣＴ走査とは対照的に、この場合には、光路長差の振動を小さくしてあらかじめ選択された深さで横(面内)方向に画像化を行い、続いて深度を必要なだけ少量増分して次の画像化を行うことができる。高ＮＡ対物レンズは屈折率整合液を介して組織に結合されることが多い。ＯＣＴを高ＮＡ遠端光学レンズとともに用いる手法は総じて光コヒーレンス顕微鏡法(ＯＣＭ)として知られる。しかし、ビームウエスト位置における改善された横方向解像度は、強集束ビームの焦点深度が非常に浅いため、他の深度においては横方向ぼけという犠牲を払うことになる。したがって、様々な深度に集束させるためにレンズ−表面間隔を変えなければならない。さらに、動的トラッキング方式では、コヒーレンスゲート(コヒーレンスゲート内では試料アームからの光ビームと基準アームからの光ビームとの間でコヒーレント干渉が可能である)の位置とビームウエストの位置が同じ深度に保たれる必要がある。横方向分解能改善のための上記の手法は、寸法及び速度要件のため、生体内内視鏡については試みられてこなかった。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明は、以降内視顕微鏡と称することとする、顕微的分解能をもつ内視鏡光コヒーレンス断層撮影(ＯＣＴ)装置を提供するという概念に基づく。内視顕微鏡の考え得る臨床上の応用の考察の結果、以下のパラメータ及び特徴が、現在の生体内ＯＣＴシステムと同時にこれらのパラメータ及び特徴を達成することは困難であることから、弁別された。
【００１１】
１．高分解能
細胞レベル及び細胞より小さいレベルの分解能を達成するためには、内視顕微鏡は、好ましくは軸方向及び横方向のいずれにおいても５μｍより小さい構造を解像すべきである。既存の生体内ＯＣＴシステムのほとんどとは対照的に、等比発散による、画像化されている組織の深度にともなう横方向分解能の実質的な低下が生じてはならない。
【００１２】
２．大視野
内視顕微鏡の適切な視野は、光軸の軸方向及び横方向においてほぼ２ｍｍ×２ｍｍである。この視野で臨床上の応用には十分であると考えられる。画像全体にわたり軸方向及び横方向のいずれにおいても５μｍ分解能を達成するためには、それぞれのフレームに対して８００回をこえるＡ−走査(すなわち深度走査)が行われなければならない。得られる画像は、６４０,０００をこえる画素をもつであろう。この画素数は既存の生体内ＯＣＴシステムより数桁大きい。
【００１３】
３．小寸法内視鏡チップ
既存の生体内ＯＣＴシステムのほとんどは、既存の内視鏡の計装チャネルの制約に基づいて設計されている。この結果、そのようなシステムの外径はほぼ２から３ｍｍに抑えられ、このため撮像システムの開口数が制約される。このことから、生体内条件下で高い横方向分解能を得ることが困難になる。このような制約は技術上不要であり得るし、考察している臨床上の応用におけるＯＣＴ／ＯＣＭの恩恵の十全な活用を制限し得る。したがって、例えば３ｍｍないしそれ以上のような、より大きな外径を、２０ｍｍより短い硬質チップ長とともに、内視鏡に用いることができる。
【００１４】
４．高画像化速度
内視顕微鏡は生体内条件下で高分解能の大面積画像化に用いられるであろうから、生理学的運動による組織の運動があるので、運動アーティファクトが考慮されなければならない。これらの運動アーティファクトは良好な画像品質を保証するために除去されるべきである。したがって、内視顕微鏡は、典型的な生理学的運動速度が５ｍｍ/秒であるとすれば、画像１フレームを好ましくは１２.６ミリ秒以内に取得できるべきである。これは、毎秒６３,０００回のＡ−走査に相当する。この画像化速度は現在の生体内ＯＣＴシステムに比べて１桁より大きい。
【００１５】
５．現在利用可能な内視鏡画像化法との統合
臨床上の有用性を向上させるため、好ましくは従来の白色光画像化が内視顕微鏡に統合されるべきである。さらに、好ましくは、内視顕微鏡の誘導の下に切除生検が行われ得るように、計装チャネルが設計されるべきである。おそらくは、水及び空気の送配のための計装チャネルも利用可能にされることも好ましい。
【００１６】
上に略述した内視顕微鏡のための高等な要件は既存のＯＣＴ／ＯＣＭ設計とは相容れない。例えば、内視顕微鏡に６ｍｍの外径が許容され、Ｇ.Ｊ.ティアニー(Tearney)，Ｍ.Ｅ.ブレジンスキー(Brezinski)，Ｂ.Ｅ.ボウマ(Bouma)，Ｓ.Ａ.ボッパート(Boppart)，Ｃ.ピトリス(Pitris)，Ｊ.Ｆ.サザーン(Southern)，及びＪ.Ｇ.フジモト(Fujimoto)(「光コヒーレンス断層撮影法による生体内内視鏡光生検」，サイエンス(Science)，１９９７年６月２７日，第２７６巻，ｐ.２０３７〜２０３９)により説明されるような単一回転ファイバに基づく、遠端光学系構造が用いられれば、５μｍの横方向分解能が走査のどの１つにおいても組織内の１つの特定の深度で達成され得るが、そのような横方向分解能は他の深度ではビーム発散により低下するであろう。さらに、所要の小寸法ビームウエストをつくるには高ＮＡシステムが必要となるであろうから、Ｌ.Ｍ.シュミット(Schmitt)，Ｓ.Ｌ.リー(Lee)，及びＫ.Ｍ.ユン(Yung)(「厚い組織における分解能が高められた光コヒーレンス顕微鏡」，Optics Communications，１９９７年，第１４２巻，ｐ.２０３〜２０７)により説明されるようなある種の動的補償を実施しなければ、かなりの(例：２ｍｍ)距離にわたる深度においてコヒーレンスゲートと焦点とが一緒にとどまることはないであろう。したがって、上述した内視顕微鏡の要件の内のいくつかを達成するためには、(プローブ／組織間隔を変化させる)動的集束及び(光路長差を変化させる)動的補償が用いられなければならない。しかしこれらの集束及び補償手法では、実用装置の実現が面倒になり、高画像化速度要件を満たすことが一層困難になり得る。画像化速度を初めに満たすことを試みると、Ａ.Ｍ.ローリンズ(Rollins)，Ｍ.Ｄ.クルカーニ(Kulkarni)，Ｓ.ヤズダンファー(Yazdanfar)，Ｒ.ウング−アルニャウィー(Ung-arnyawee)，及びＪ.Ａ.イザット(Izatt)(「生体内ビデオレート光コヒーレンス断層撮影法」，Optics Express，１９９８年９月１４日，第３巻，第６号，ｐ.２１９〜２２９)によって説明されるように、画像分解能、特に横方向分解能が、装置の臨床上の有用性が損なわれる程度まで低下する。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明は、既存の生体内または生体外ＯＣＴ／ＯＣＭシステムに現在実施されているようなシリアル走査の代わりに、複数本のファイバ(すなわちチャネル)を採用して画像の様々な部分のパラレル走査を可能にするＯＣＴを有する内視顕微鏡を提供する。それぞれのチャネルが非常に狭い軸方向範囲にかけてだけ高分解能ＯＣＴデータを収集する、組織内の様々な深度に集束される多パラレルチャネルを使用すれば、動的集束または動的補償を用いずに、視野全体にわたる密配置焦点列を得ることができる。これにより装置の構造が大いに簡素化され、この場合には、使用される光コンポーネントのほとんどを固定型とすることができて、高速動作を容易化することができる。さらに、ファイバ光学ベースのＯＣＴ手法では寸法が本質的に小さいから、多チャネル概念を屈曲性内視鏡装置で実施することが可能になり、一方で、患者の外部にある内視鏡の近端部には、光源、検出器及びその他の装備のための余裕ができる。
【００１８】
本発明の第１の態様にしたがえば試料の光検のための装置があり、本装置は：
複数の個別光放射源を提供するための光源手段；
光源手段から延びる第１の光路；及び
第１の光路の選択された範囲の実質的に連続な覆域を提供するために光放射源からの光を第１の光路内の面上に位置する複数の焦点のそれぞれに集束させ、使用時には、試料の少なくとも一部を前記選択された範囲内に配置することができ、よって試料内の複数の点を同時に走査することを可能にするための、第１の光路内の集束手段；
を備える。
【００１９】
本発明の第２の態様にしたがえば試料の光検のためのＮチャネル装置があり、本Ｎチャネル装置は複数の光ネットワーク及び１つの基準アームを備え、光ネットワークのそれぞれはＮチャネル装置のための１チャネルを提供し、基準アームを共有する。
【００２０】
本発明の第３の態様にしたがえば試料の光検のための方法が提供され、本方法は：
(ａ) 第１の光路に沿う、複数の個別光放射源からの光を提供するステップ；
(ｂ) 第１の光路内に集束手段を提供するステップ；
(ｃ) 第１の光路の選択された範囲の実質的に連続な覆域を提供するために、光放射源からの光を第１の光路内の面に沿う複数の焦点のそれぞれに集束させるステップ；
(ｄ) 第１の光路内に少なくとも一部が配置された試料を提供するステップ；及び
(ｅ) 試料内の複数の点を同時に走査するステップ；
を含む。
【００２１】
本発明とともに使用するための試料がいかなる生物学的組織も、あるいはその他の適当な材料も含み得ることは当然である。
【００２２】
本発明のさらなる目的及び利点は、添付図面とともになされる、以下の説明から明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１ａ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、本発明にしたがう装置のチップの平面図である
【図１ｂ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、本発明にしたがう装置のチップの側面図である
【図１ｃ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、本発明にしたがう装置のチップの端面図である
【図１ｄ】光路を示し、空気−組織界面の反射効果を無視する、図１ａの装置のチップの別の実施形態である
【図２ａ】図１のファイバ束チップを示す
【図２ｂ】ファイバ束チップの拡大平断面図である
【図２ｃ】ファイバ束チップの端面の拡大断面図である
【図３ａ】図１のファイバ束チップの撮像ファイバの内の３本の焦点を示す
【図３ｂ】相異なる深度にある焦点の詳細を示す図３ａの焦点の拡大図である
【図４ａ】図１のファイバ束チップから光ビームを向ける様々な方向を示す略図である
【図４ｂ】図４ａの方向Ａ及びＣにおける光ビームの平面図である
【図４ｃ】図４ａの方向Ａ及びＣにおける光ビームの端面図である
【図４ｄ】図４ａの方向Ｂ及びＤに向けられる光ビームの平面図である
【図４ｅ】図４ａの方向Ｂ及びＤに向けられる光ビームの側面図である
【図４ｆ】方向Ｂ及びＤにおける光ビームの斜視図を示す
【図５ａ】多焦点域近傍の電場強度分布を示す、５チャネルファイバ束チップのビームスポット図である
【図５ｂ】多焦点域近傍の電場強度分布を示す、１５チャネルファイバ束チップの中央５チャネルのビームスポット図である
【図５ｃ】図５ａのファイバ束チップのビームスポット径対焦点域距離のグラフである
【図５ｄ】図５ｂのファイバ束チップのビームスポット径対焦点域距離のグラフである
【図６】本発明にしたがう装置の簡略なレイアウトである
【図７ａ】本発明の装置に用いられる光遅延発生器の平面図である
【図７ｂ】図７ａの光遅延発生器に用いられる走査ミラーの前面図である
【図８ａ】ミラー及び図１ａのファイバ束チップの内の３本の撮像ファイバからの焦点の端面図である
【図８ｂ】本発明の撮像ファイバの１本から放射された光に対する、結合された、Ａ−走査及び２次元輝度モード(Ｂ−モード)走査の経路を示す
【図９】本発明の単一撮像ファイバの１本から放射されている光に対する、空気−組織界面による、コヒーレンスゲートと焦点との間の不一致を示す図である
【図１０】図９に示される不一致を解消させるための、本発明の装置の適応トリガ印加を示す図である
【図１１ａ】従来技術の単チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１１ｂ】２チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１１ｃ】Ｎチャネル光コヒーレンス断層撮影装置を構成するために用いられ得る光ネットワークの略図である
【図１２ａ】光サーキュレータをもつ単チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１２ｂ】光サーキュレータを採用する２チャネル光コヒーレンス断層撮影装置の略図である
【図１２ｃ】光サーキュレータを採用するＮチャネル光コヒーレンス断層撮影装置を構成するために用いられ得る光ネットワークの略図である
【図１３ａ】光チャネル共有コンポーネント間のクロストークを調べるために用いられた実験装置構成の略図である
【図１３ｂ】図１３ａの構成で実施した実験による実験結果である
【図１３ｃ】図１３ａの構成で実施した実験による別の実験結果である
【図１４】本発明にしたがうＧＩ内視鏡コヒーレント光顕微鏡の端面図である
【図１５】生検チャネルを示す図１４のＧＩ内視鏡コヒーレント光顕微鏡の破断側面図である
【図１６】本発明の装置により得られると考えられるヒトの結腸上皮のシミュレーション画像である
【図１７ａ】それぞれが人の皮膚の汗腺管の顕微鏡像を示す２枚の写真を示す
【図１７ｂ】それぞれが人の皮膚の汗腺管の生体内ＯＣＴ像を示す３枚の写真を示す
【発明を実施するための形態】
【００２４】
本発明の一層の理解のため及び本発明がどのようにしてに実行され得るかを示すため、例として、本発明の好ましい実施形態を示す図面がここで参照される。
【００２５】
以下の説明においては、撮像源により用いられる波長及び装置に用いられる光コンポーネントの物理的寸法のような、様々な特定の寸法及びその他のパラメータが記述される。これらの寸法及びパラメータは説明のためでしかなく、本発明を制限するものでないことは当然である。特定のパラメータ、寸法等は目的とする本発明の応用に依存して選択することができる。
【００２６】
図１を参照すれば、本発明は、多束単一モードファイバ１０，ファイバ束チップ１２，集束レンズ１４及びミラー１６を有する内視鏡コヒーレント光顕微鏡を備える装置を提供する。多束単一モードファイバ１０及び集束レンズ１４は静止しており、一方ミラー１６は回転可能である。したがって、ミラー１６は回転のために既知の態様で取り付けられている。ミラー１６のための回転機構の詳細はこれ以上説明されないが、従来の機構とすることができる。(ほぼ５０本のファイバとすることができる)多束単一モードファイバ１０は、ファイバ束チップ１２においてアレイを形成する。このアレイは開豁されて、図２に示されるように、“階段”パターンに配列される。ファイバ束チップ１２から放射される光は集束レンズ１４で集束され、ミラー１６で反射される。集束レンズ１４は、直径を５ｍｍ(すなわちφ＝５ｍｍ)とし、焦点距離を５ｍｍ(すなわちｆ＝５ｍｍ)とすることができる。ミラー１６は、５ｍｍの直径及び４５°で開豁された前面を有することができる。ファイバ束チップ１２の焦点の拡大像が図３に示される。
【００２７】
図１ａは、多束単一モードファイバ１０から例として任意に選ばれた３本のファイバからの３本のビーム２１，２２及び２３を示す。多束単一モードファイバ１０が順次にずらされている、すなわち階段配列になっているという性質により(図２参照)、ビーム２１，２２及び２３のそれぞれが相異なる点から発し、したがってミラー１６が用いられていないときには、表面１８上の相異なる点２１ａ，２２ａ及び２３ａに集束レンズ１４により集束される。ファイバ束チップ１２の多束単一モードファイバ１０の全てが表面１８上の相異なる点に集束されるビームを生じるという、同じ効果が得られることは理解されよう。参照数字２４で示されるように(また図３に示されるように)、多束単一モードファイバ１０が５０本の光ファイバからなっており、それぞれのファイバからの光がほぼ４０μｍの狭い範囲内に集束され、焦点が(集束レンズ１４の軸２０に沿って測定して)４０μｍずつ間隔をおくように、それぞれのファイバの末端がずらして配置されていれば、合わせて２ｍｍの範囲すなわち深度がカバーされる。集束レンズ１４の軸２０は第１の光路の一部である。
【００２８】
ミラー１６が存在すると、光ビーム２１，２２及び２３は図１ｂ及び１ｃに示されるように集束される。すなわち、３つの焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは第１の光路の外延を形成する軸２６に沿って垂直方向すなわち深度方向に間隔をおいて配される。図１ｃの端面図が示すように、３つの焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは、ミラー１６の運動に対して円周方向にも間隔をおいて配される(すなわち、３つの焦点は横方向に間隔をおいて配される)。３つの焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは表面２７上に落ちて、第１の光路の選択された範囲の画像化を容易にする。表面２７は複雑な表面であっても、平坦な表面であってもよい。多束単一モードファイバ１０が５０本の個別ファイバからなっていれば、ファイバ束チップ１２からの全ての個別ファイバの焦点は、相応した間隔をおいて配されることになろう。あるいは、反射された焦点２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂは必ずしも軸２０に垂直である必要はなく、軸２０に対して大角をなしていればよい。
【００２９】
ミラー１６の回転の結果、表面２７は移動する。これにより、図１ｃに示されるように、好ましい２ｍｍ×２ｍｍの大きさの正方形の走査領域２８をカバーする、２次元Ｂ−走査画像３０を得ることが可能になる。このＢ−走査画像３０は走査領域２８に対して得ることができる画像の例を示す。
【００３０】
例えば多束単一モードファイバ１０のコア及びクラッド層の直径を変えることにより、多束単一モードファイバ１０の構造を変えれば、表面２７が変化する。さらに、多束単一モードファイバ１０の代わりに光導波路ウエハを用いることもできる。
【００３１】
代替実施形態において、図１ｄに示されるように、集束レンズ１４及びファイバ束チップ１２と結合して直線的に移動するミラー１６'でミラー１６を置き換えることができる。直線並進には逆進運動を組み入れ得ることが好ましい。力学用語を用いれば、図１ａに描かれるファイバ束チップ１２は動径走査運動を利用する。動径走査運動は、食道または大腸のような、寸法がより大きい器官の走査に適切である。しかし、動径走査に必要な駆動機構は複雑であるため、ファイバ束チップ１２の直径が大きくなり、血管のような内径の小さい器官の内視顕微鏡観察はできないであろう。したがって、動径走査の代わりに直線並進走査を行うように適合された、同様のファイバ束チップ１２'を備える、図１ｄに示される代替実施形態が用いられることになろう。
【００３２】
図１ｄに示されるように、上記の２つの走査方法の間の主要な違いは、ミラー１６'が回転せず、ファイバ束チップ１２'の全体が水平軸に沿って、例えば４ｍｍの範囲にわたり、好ましくは可逆運動で並進されなければならないことである。機械的には、直線並進走査運動は動径走査運動ほど複雑ではない。さらに、直線並進走査は血管のような内径の小さい器官内の内視顕微鏡観察により一層適する。しかし、大腸のような、より大きないくつかの器官に対しては、直線並進走査は位置決めが困難なためそれほど適切ではない。
【００３３】
別の代替実施形態において、上記の走査運動の両者を組み合せてヘリカル走査を行う内視顕微鏡観察装置を作成することができる。ヘリカル走査運動は、ミラー１６，集束レンズ１４及びファイバ束チップ１６の直線並進と組み合された、ミラー１６の回転運動を含むことになろう。そのような内視顕微鏡観察装置は、ヒトの大腸のような、ある種の器官の画像化により一層適し得る。ヘリカル走査内視顕微鏡観察装置は、図１ａに示される装置を直線並進させることにより実施できる。
【００３４】
また別の代替実施形態において、ファイバ束チップ１２をミクロ機械加工電気機械システム(ＭＥＭＳ)駆動機構を用いるように変更することができる。上述した実施形態ではミラー１６の何らかの形態の運動が必要であるから、機械的駆動機構が全実施形態で必要となる。したがって、内視鏡外部にモーターが配備され、機械的連結駆動機構またはワイヤが内視鏡の全長に沿って配置される。しかし、多チャネルファイバ光学構造は、そのような機械的駆動手段に束縛されない。実際、多チャネルシステムで実現可能な空間分解能は極めて高いため、機械的駆動手段が用いられる場合には、振動誘起偏光依存性のような、機械的駆動手段からの悪影響が本発明の十全な潜在能力を制限しかねない。したがって、電気的駆動型マイクロマシン光学装置を用いて走査を容易にする、ＭＥＭＳ電気的駆動機構を採用することができる。ＭＥＭＳ実施態様はミラー１６のような並進させられる物体の近傍を除いて装置軸に沿う振動を低減するから、本実施態様は、機械的駆動機構により生じ得る悪影響をおそらくは回避し得る。ＭＥＭＳ実施態様は、小形化及び性能に関する利点も提供し得る。
【００３５】
別の代替実施形態においては、ファイバ束チップがミラー１６を必要としないようにすることができる。ファイバ束チップ１２及び集束レンズ１４の結合体を軸回転可能なように取り付けることができる。そうすれば、軸回転運動により、試料内に広がる複数の面の各部分に沿って複数の焦点を導き、走査領域２８のＢ−走査画像３０を構成するように、ファイバ束チップ１２と集束レンズ１４との結合体を適合させることができる。
【００３６】
また別の実施形態において、ミラー１６をプリズム表面とすることができる。装置の他のコンポーネントは、図１ａから１ｄで先に説明され、示された装置にしたがうことになろう。
【００３７】
光路を、直線、彎曲線、及び曲線とし得ることもまた当然である。さらに、光路を、長さ、幅及び高さを有する３次元光路とすることができる。走査運動(すなわち、動径、直線またはヘリカル走査)に依存して、その上に焦点が乗る面の方位も変化し得る。さらに、光路は１つの光放射源または複数の光放射源(すなわち、複数の光源またはそれぞれが光を伝送する複数本のファイバ)からの光を含むことができる。
【００３８】
次に図２ｂ及び２ｃを参照すれば、多束単一モードファイバ１０からなるファイバ束チップ１２の拡大図が示される。多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバは、直径が、例えば、それぞれ５μｍ及び４０μｍの、コア１０ｂ及びその周りのクラッド層１０ａからなる。多束単一モードファイバ１０のそれぞれの末端は、それぞれのファイバを通る光の焦点が間隔をおいて配されるように、４０μｍずつ段差を付けることができる。但し、４０μｍ以外の段差を用いることもできる。
【００３９】
次に図３を参照すれば、ファイバ束チップ１２における、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバについて、Ａ−走査が、２ｍｍの画像化深度のほぼ全体にわたってとられるが、ビーム径がほぼ最小(参照数字３４に示される)であって軸上の位置に対して実質的に変化しない、それぞれのファイバの焦点近傍におけるほぼ４０μｍの短い軸方向範囲だけにとどめられる。本例の構造における、この４０μｍという範囲は、参照数字３１で示される。Ａ−走査は、ファイバ束チップ１２内の多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバにより同時に行われる。事実上、多重Ａ−走査は様々な動径方向において試料組織内の２ｍｍの深度全体をカバーするが、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバについては、４０μｍの焦点深度３１に対応するそれぞれのＡ−走査区画だけが画像の構成に用いられる。焦点域３１に示されるように、ビーム２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂのそれぞれは、焦点３８，３７及び３６について明瞭な“砂時計”形を既知の態様で示す。ビーム２１ｂ，２２ｂ及び２３ｂのそれぞれに対して、遠視野ビーム広がりが線３２で示され、近視野ビーム広がりが線３４で示される。
【００４０】
ミラー１６を回転させる目的は、Ｂ−走査(すなわち図１の走査領域２８の)画像を生成するために、Ａ−走査方向に垂直な方向における動径(すなわち横方向)走査を生じさせることである。得られる、多束単一モードファイバ１０の個々のファイバの焦点の動径走査パターンが、図４に示される。ミラー１６の開豁面がＢ−走査画像がとられるべき位置“Ａ”及び“Ｃ”の方向に実質的に向けられているときにだけ連続走査面が存在することは、注目に値する。動径走査パターン上の他の位置においては、個々のＡ−走査間の“デッドスペース”が非常に大きいため、組織の十分なサンプリングができない。したがって、本発明は、２ｍｍ×２ｍｍの画像が得られる範囲内で、実質的に“Ａ”または“Ｃ”位置において、約２０°のセクター角でセクター走査を行うために、セクター走査画像化装置を備える。本例においては、与えられた形状寸法により、セクター角をさらに大きくすると適切な断層画像を形成するには大きすぎる“デッドスペース”が生じるであろう。
【００４１】
図４ｂおよび４ｃはそれぞれ、ビーム焦点３６，３７及び３８を平面図及び端面図で示す。図示されるように、また先に示した図に対応して、個々の焦点３６，３７及び３８は軸２０に垂直な動径平面において間隔がとられている。図４ｃに示されるように、軸２６に沿う端面図において、焦点３６，３７及び３８は深度に関して間隔がとられているが、重なり合って連続走査面すなわち走査領域２８を形成している。
【００４２】
走査面すなわち走査領域２８に垂直な、図４ａで“Ｂ”及び“Ｃ”で表示される位置の方向に、実質的にミラー１６の開豁面が向けられると、図４ｄ(パターンの平面図)及び図４ｅ(パターンの側面図)に示されるパターンが得られる。ここで、焦点は参照数字４０，４１及び４２で表示される。図４ｄに示されるように、焦点４０，４１及び４２はそれぞれ、ファイバ束チップ１２におけるファイバ間隔に対応する間隔がとられる、個別の面４０'，４１'及び４２'にある。面４０'，４１'及び４２'は軸２０に垂直である。図４ｂから４ｅにおいて、矢印４４は動径走査方向を示す。
【００４３】
図１ｄに示される直線並進システムについては、“デッドスペース”がなく、したがって直線並進システムは大きさがほぼ２ｍｍ×２ｍｍの画像に適する画像化を行うことができる。
【００４４】
内視顕微鏡システムの例示的構成においては、生体内画像化に対して、生理学的運動による組織運動の最大速度を５ｍｍ/秒に選んだ。近回折限界集束レンズ(すなわち、非常に小さな焦点を結ぶことで理想レンズに近いレンズ)を集束レンズ１４として選んだ。近回折限界集束レンズはメレス・グリオ社(Melles Griot Inc.)から入手した。さらに、複数の単一モードファイバ１０のそれぞれの単一モードファイバには、コア径が５μｍ(すなわちφｃ〜５μｍ)であり、動作波長が０.８６μｍのファイバを用いた。さらに、本構成では、ほぼｎｃ＝１.４４７のコア屈折率及びΔｎ＝０.００５のコア−クラッド層間屈折率差を組み入れている。これらの値を用いれば、ファイバのＮＡは式(１)：
【数１】
で与えられ、ファイバの許容角θａは式(２)：
【数２】
で与えられる。
【００４５】
本構成ではさらに、複数本の単一モードファイバ１０からの光を集束するために用いられる、倍率１対１及び遠視野ビーム発散角がθａと同等の、理想レンズの概念を導入する。したがって、中心波長がλ０の光ビームに対して、焦点におけるビーム径φｆは式(３)：
【数３】
で与えられる。スポット径φｆはコア径(φｃ＝５μｍ)とほぼ等しく、よって効率的な光結合が得られる。焦点深度は２(πｗ02/λ0)＝２７.２ｍｍであり、焦点３６，３７及び３８に対する焦点域の末端におけるビーム径φｆ'は式(４)：
【数４】
で与えられる。パラメータφｆ及びφｆ'は軸方向における焦点位置の４０μｍの範囲内における振幅に関して定められるから、光強度(すなわち光振幅の２乗)に基づくビーム径は、実際上、５μｍより小さくなり得る。
【００４６】
上記の計算は主光軸上で有効な理想光学に基づく。φ＝５ｍｍ，ｆ＝５ｍｍで作動距離が８.２ｍｍの、市販のレンズ系を用いれば、２ｍｍ×２ｍｍの画像をカバーするに必要なオフアクシス角は約５°であることが市販のレイトレーシングソフトウエアを用いてわかった。集束レンズ１４のフィルファクターをほぼ８０％としたレイトレーシング結果は、オンアクシスＲＭＳ焦点が半径５.３μｍにあり、５°オフアクシスＲＭＳ焦点が半径１０.３μｍにあることを示す。特注レンズ系はより優れた性能を有するはずである。
【００４７】
図１に示されるように、全光学系の作動距離、すなわち集束レンズ１４から装置の焦点までの距離は、レンズ系の焦点距離、集束レンズ１４の直径及び集束レンズ１４とミラー１６との間の間隙長により定まる。上で論じた市販レンズ系を用いれば、作動距離は約２.３５ｍｍである。画像の中心からミラー１６の回転軸までの距離は約５.４７ｍｍである。動径方向で２ｍｍの走査を達成するためには、セクター走査角は、光学系の形状寸法により定まり、ほぼ±１０.４°、すなわち全体で約２０°になるはずである。
【００４８】
現時点で既存の生体内ＯＣＴシステムは、生物学的に許容し得る毎秒４ないし８フレームを得るために４ないし８回転/秒(ＲＰＳ)で動径走査を行う。本実施形態の構成については、回転速度として４.４ＲＰＳが選ばれる。回転速度はＡ−走査の繰返しレート及び５μｍの横方向解像度を得るに必要なＡ−走査回数に依存する。したがって、本発明の装置の画像化速度は４.４フレーム／秒であるが、様々なエンドユーザの用途によっては別の画像化速度が選択されることもあり得る。個々のフレームのそれぞれの画像化時間は、回転速度及びセクター走査角により定まり、１２.６ミリ秒である。したがって、与えられたフレームに対して、システムは１２.６ミリ秒間信号を取得し、その間にデータ処理が行われるフレーム間時間は約２１５ミリ秒である。これらのパラメータは、本システムに用いられる(後に説明される)光遅延発生器の性能に依存する。
【００４９】
上記の計算は光波長８６０ｎｍで動作する光源及び特注単一モードファイバに基づいてなされたが、１３００ｎｍのような別の波長で動作する光源及び市販ファイバを用いる実施態様も可能であり得る。図５ａは、波長１３００ｎｍで動作する、市販ファイバ(コーニング(Corning)ＳＭＦ−２８)を用いた、この５チャネルファイバ束チップに対するビームスポット図を示す。ファイバ束チップのファイバ段差は１２５μｍである。これらのファイバからの光ビームは、直径が５ｍｍで焦点距離が４.５ｍｍのレンズにより集束されて、ほぼ０.６５ｍｍの焦点域をカバーする。得られる横方向画像化分解能はほぼ１０μｍである。図５ｂは、波長８９０ｎｍで動作する、コア径が５μｍでクラッド層径が４０μｍの特注ファイバを用いた、１５チャネルファイバ束チップに対するビームスポット図を示す。このファイバ束チップのファイバ段差は４０μｍである。中央の５チャネルのビームスポットだけが示される。得られる横方向画像化分解能はほぼ０.６５ｍｍの焦点域にわたりほぼ５μｍである。
【００５０】
図５ｃは、図５ａの５チャネルファイバ束チップに対する、ビームスポット径対焦点域に沿う距離を示す。図５ｃは、０.６５ｍｍの焦点域全体にわたりビームスポット径が一様に１５μｍより小さいことを示す。図５ｄは、図５ｂの１５チャネルファイバ束チップに対する、ビームスポット径対焦点域に沿う距離を示す。図５ｄは、０.６５ｍｍの焦点域全体にわたりビームスポット径がほぼ５μｍであることを示す。
【００５１】
次に図６を参照すれば、本発明の装置の基本光学素子の概略の全体的レイアウトには、複数の光源５０，複数のツリー型結合器５２，複数の３ｄＢ結合器５４，ファイバ束チップ５６，複数の検出器５８，複数の復調器６０及び光遅延発生器６４が含まれる。レーザとすることができる複数の光源５０は、複数のツリー型結合器５２に結合される。チップ５６のファイバ(すなわちチャネル)のそれぞれに十分な光を確実に与えるためには１つより多くのレーザが必要となり得る。ツリー型結合器５２のそれぞれは複数の３ｄＢ結合器５４の内のいくつかにそれぞれの光源５０を結合する。複数の３ｄＢ結合器５４は、複数の光源５０からの光のほぼ１/２を前方に伝送するためにファイバ束チップ５６に結合される。ファイバ束チップ５６は図１のファイバ束チップ１２及びその他の光学素子(すなわち、集束レンズ１４及びミラー１６)を備える。複数の光源５０からの光のもう一方の１/２は検出器５８に後方反射され、検出器５８は続いて、サンプリングされたデータを処理してＢ−走査画像３０を生成するために機能する、コンピュータ６２に復調器６０を介して結合される。光遅延発生器６４は、遅延反射信号を検出器５８に与えるために、３ｄＢ結合器５４により用いられる。チップ５６で検査されている試料は参照数字６５で表示される。
【００５２】
図６に示されるレイアウトにおいては、３ｄＢ結合器５４の代わりに、１ｄＢまたは１０ｄＢ光結合器等を用いることができる。さらに、ツリー型結合器５２により３ｄＢ結合器５４のそれぞれに、したがってそれぞれのファイバに伝送される光の強度は同じである必要はなく、実際には、３ｄＢ結合器がファイバ(すなわちチャネル)に深い組織内走査を容易にする光を与えるかまたは浅い組織内走査を容易にする光を与えるかに依存して選ばれる。組織内深くを走査するためには高強度光が必要である。したがって、組織内深くを走査する光をファイバに送るツリー型結合器５２及び３ｄＢ結合器５４は、より多くの光を与えるように適合される。
【００５３】
図７ａ及び７ｂは光遅延発生器６４をさらに詳細に示す。既存の生体内ＯＣＴシステムにおけるものと同様の光遅延発生器６４は、個別のファイバのそれぞれのコヒーレンスエンベロープを用いるＡ−走査を行うために用いられる。光遅延発生器６４は、回折格子６６，レンズ６７，走査ミラー６８及びミラー６９を備える。高速深度走査は、ファイバ束チップ１２の多束単一モードファイバ１０からの擬単色光を回折格子６６上に分散させ、分散光を振動ミラー６９上に集束させることによって、光遅延発生器６４により達成できる。このことは、Ｇ.Ｊ.ティアニー、Ｂ.Ｅ.ブーマ及びＪ.Ｇ.フジモト(「回折格子ベース位相制御線による高速位相及び群遅延走査」，Nature Medicine，１９９８年，第４巻，第７号，ｐ.８６１〜８６５)により説明されるように、周波数すなわちフーリエドメインにおいて線形ランプを印加する効果を有する。回折格子６６における反射波長の再結合により、実空間時間遅延がつくられる。走査ミラー６８の角度が数°の範囲の回転により急速に振動して基準アームにおける時間遅延を急速に変化させ、試料の高速繰返し深度操作を可能にする。
【００５４】
多束単一モードファイバ１０の内の１本のファイバからの光７０が図７ａに示される。光７０は、回折格子６６により、スペクトル成分７１，７２及び７３で表されるスペクトル成分に分散される。スペクトル成分７１は光７０の最短波長を表し、スペクトル成分７３は光７０の最長波長を表し、スペクトル成分７２は光７０の中心波長を表す。光７０のこれらのスペクトル成分は光遅延発生器６４内で垂直方向に配列される。同様な態様で、多束単一モードファイバ１０の他のファイバからの光も分散され、それぞれのファイバからの分散光には垂直方向に間隔がとられて、垂直方向に配列される。多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの分散光の位相変調を容易にする、与えられたファイバについての、走査ミラー６８のピボット軸からの分散光の中心波長のオフセットはｘｄで表わされる。あるいは、ｘｄがゼロである場合には、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの光を位相変調するため、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバに対して位相変調器が必要になる。このことには、走査ミラー６８の大きさを縮小でき、したがってより高いフレームレートを用い得るという利点がある。さらに、位相変調器は電気的に制御され、よって非常に安定な信号が生成され得る。
【００５５】
次に図７ｂを参照すれば、多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの分散光が走査ミラー６８上に７５，７６，７７及び７８のように縦列をなして垂直方向に配置されるように、多束単一モードファイバ１０がファイバ束チップ１２に配列される。あるいは、横列のような、別の順序配置を多束単一モードファイバ１０のそれぞれのファイバからの光のスペクトル成分に対して用いることもできる。
【００５６】
図６に示されるように、単一の光遅延発生器を多束ファイバに遅延を導入するために用いることができる。単一の光遅延発生器に結合され得るチャネルの数の決定における制限要因は走査ミラーの物理的大きさであり、したがってチャネル数は光遅延発生器の共鳴周波数により制限される。市販の共鳴光走査器は１６ｋＨｚまで動作可能である。したがって、４ｍｍ×５ｍｍの大きさの走査ミラー６８を用いることができる。ファイバ束アレイの大きさは約２ｍｍであるから、１つの光遅延発生器にアレイ全体を適合させることができる。したがって、本発明の実施形態に対し、光走査角αを±２°として、ｆｒ＝１６ｋＨｚで動作する光走査器を有する単一の光遅延発生器が用いられる。本実施形態には、ピッチがｐ＝３.３３μｍ、中心周波数がλ０＝０.８６μｍ、焦点距離がｆｌ＝２１ｍｍの回折格子も組み込まれる。したがって、自由空間群光路長差Δｌｇは式(５)：
【数５】
で与えられ(ローリンズ等(１９９８年)による)、またピーク対ピーク値は１.２４ｍｍである。式(５)において、ｘｄ＝１ｍｍはλ０スペクトル線と共鳴ミラーのピボット軸との間の変位である。ピークＡ−走査速度ＶＡ最大は式(６)：
【数６】
で与えられ、Ａ−走査速度ＶＡは式(７)：
【数７】
にしたがって変化する。コヒーレンス長ｌｃが５μｍでガウス型発光スペクトルをもつ光源を選べば、等価発光帯域幅Δλは式(８)：
【数８】
で与えられ、ここでガウス型エンベロープに対してはｂ＝０.６６である。
【００５７】
共鳴ミラーの大きさが次に決定される。一次回折を有する回折格子をもつ光遅延発生器に対して、回折角θ(λ)は式(９)：
【数９】
で与えられる。レンズのフーリエ面における(λ０−Δλ/２)から(λ０＋Δλ/２)までのスペクトルの広がりΔｘは式(１０)：
【数１０】
で与えられる。
【００５８】
ミラー幅は４ｍｍであるから、変位ｘｄの値をほぼ１ｍｍとして共鳴ミラーの一辺上にスペクトルを適合させることができる。このことが図７ａ及び７ｂに示されている。システムの個々のチャネルのキャリア周波数ｆｃは式(１１)：
【数１１】
で与えられ(ローリンズ等(１９９８年))、最大で１６.３ＭＨｚである。
【００５９】
干渉像(すなわち干渉縞パターン)の帯域幅Δｆは式(１２)：
【数１２】
で与えられ、最大で８.４ＭＨｚである。
【００６０】
ｆｃ(ｔ)＞Δｆ(ｔ)であるから、急峻な周波数カットオフは必要であるが、通常の整流及び低域フィルタ方式によって適切な復調を行うことができる。(単一チャネルで行われるＡ−走査深度)ＤＡ＝４０μｍが最高キャリア周波数に一致し、よってＤＡにわたるキャリア周波数変動が最小化されるように、システムの個々のチャネルを設定することが好ましい。キャリア周波数は時間に関して正弦的に変動し、変動Δｆｃは式(１３)：
【数１３】
によって与えられ、ｆｃの約０.２％である。
【００６１】
別の位置においても、信号を適切に復調することはできるが、キャリア周波数の変動はより大きくなるであろう。信号を復調するため、アナログ高速整流器及び１０極低域フィルタを復調器６０に組み込むことができる。実際上は、信号の中心がＤＣにおかれ、帯域幅がΔｆになるように、信号周波数が下方偏移される。復調エンベロープ信号は次いで適切なサンプリングレートでデジタル化される。現時点で既存のデータ取得(ＤＡＱ)カードは、約６０ｄＢのＳＮＲ(信号対雑音比)で、毎秒３０メガサンプル(ＭＳ/秒)で動作する。Δｆ＝８.４ＭＨｚの干渉像スペクトルに対してガウス型形状を選べば、６０ｄＢ点は約１４.５ＭＨｚにある。したがって、そのような信号のデジタル化に対するナイキストレートはほぼ２９ＭＳ/秒である。したがって、現時点で既存のＤＡＱカードはエイリアシングを生じずにエンベロープ信号をデジタル化できるであろう。
【００６２】
最高キャリア周波数においてエンベロープ信号をデジタル化するためのサンプリングレートを３０ＭＳ/秒とすれば、軸方向における空間サンプリング間隔はΔ軸方向＝ＶＡ最大/Ｓ＝２.０７μｍである。試料を通って上下を繰り返すＡ−走査を示す走査経路８０が図８に示される。サンプリング点が参照数字８２で表示される。２.０７μｍの軸方向間隔が参照数字８４で表示される。横方向における空間サンプリング間隔は、横方向すなわちＢ−走査速度及び光遅延発生器６４の光走査器の共鳴周波数により決定される。ミラーの回転軸からの動径距離ｒが５.４７ｍｍである画像の中心において、動径サンプリング間隔Δ動径は式(１４)：
【数１４】
により与えられる。図８に、この間隔が参照数字８６で表示される。最浅深度を走査するファイバについての横方向空間サンプリング間隔は３.８６μｍであり、最深チャネルについての横方向空間サンプリング間隔は５.５９μｍである。したがって、画像中心における画素寸法は、軸方向２.０７μｍ×横方向４.７３μｍである。横方向画素寸法は画像の深度にわたって３.８６μｍから５.５９μｍまで変化する。ミラー１６の回転速度を変えることにより、フレームレートを犠牲にして、横方向サンプリング間隔を変えることができる。共鳴周波数がより高い光走査器を用いても、サンプリング間隔を縮小することができる。
【００６３】
パルス光源(例えば波長８６０ｎｍで発光する１５ないし２０フェムト秒パルスレーザ)に対しては、コヒーレンス長はほぼ４.５μｍないし６μｍであろう。軸方向空間サンプリング間隔は約２μｍであり、これはコヒーレンス長の１/２より小さいから、画像は軸方向で問題なくサンプリングされる。集束レンズ１４として近回折限界集束レンズを用いれば、ビームスポット径は約５μｍになるはずである。横方向空間サンプリング間隔が３.８６μｍから５.５９μｍまで変化するから、ビームウエスト径が約５μｍであるとすれば、画像の分解能はサンプリング分解能を若干下回る。しかし、空間サンプリング間隔は最終画像分解能と等価ではなく、最終画像分解能は局所的コントラスト及び雑音レベルの影響も受ける。局所的コントラストは画像において隣接画素として表れる試料の２点の間の反射率の差である。これらの２つの点の反射率が同様であれば、すなわち局所的コントラストが低ければ、これらの点を分解することは困難であろう。
【００６４】
画像化速度は運動ぶれを小さくするに十分に高速であるべきである。標的速度(すなわち組織運動)が一般に５ｍｍ/秒であるとすれば、１フレーム時間(経過時間１２.６ミリ秒)内に標的は特定の方向に６３μｍまで移動することができ、これは５μｍの設計分解能よりかなり大きい。本実施形態においては、コヒーレンスゲートを４０μｍの距離にかけて走査するに必要な時間である０.６マイクロ秒内に画像の１本の線が形成されるようにして、Ａ−走査が全てのチャネルにおいて同時に行われる。２つの連続するＡ−走査間の時間は、システムのミラー１６の回転速度及び１画像当りのＡ−走査数で定まる、約１６マイクロ秒である。すなわち、１６マイクロ秒間の移動量は０.０８μｍであり、これは分解能よりかなり小さいから、得られる画像は鮮明になるはずである。したがって、画像には運動ぶれがないはずであるが、それでも運動アーティファクトは存在し得る。生じる運動アーティファクトはおそらく、組織構造の寸法及び標的速度に依存して６３μｍもの大きさになり得る、画像化される組織構造の形状寸法上の変形であろう。この運動アーティファクトは、空気−組織界面が複数の光源５０からの光に及ぼす効果による。
【００６５】
図９に示されるように、画像化される組織内部の、装置の個々のファイバの焦点は、組織内の焦点の位置の距離ｄ０、組織表面の屈折率が１であるか否か、及び(一般にほぼ１.４である)組織の実屈折率にしたがって変化し得る。したがって、実焦点は組織表面下の距離ｄｆにあり、ｄｆは式(１５)：
【数１５】
で与えられる。ここで、θ１は個々のファイバの許容角θａに等しいとされ、θ２は組織外部(すなわち空気)の屈折率ｎ１＝１及び組織内部の屈折率ｎ２＝１.４により定まることになろう。
【００６６】
コヒーレンスゲート位置ｄｃは式(１６)：
【数１６】
にしたがって変化する。したがって、光の進行速度は媒質の屈折率が大きくなるほど遅くなるという事実により、ｎ１＝１の(すなわち組織が存在しない)媒質内では一致する、焦点と光ビームのコヒーレンスゲートとの間に、光路の不一致が存在する。この不一致の大きさΔｄは式(１７)：
【数１７】
で表される。組織の屈折率ｎ２＝１.４から、Δｄ＝０.９７ｄ０が得られる。この不一致問題は高ＮＡ−ＯＣＭシステムに対して共通であり、既存の高ＮＡ−ＯＣＭシステムの多くは何らかの形態の動的補償、すなわち基準光路長を動的に変えることによるΔｄの補償を用いるが、高画像化速度でのそのような動的補償は困難である。したがって、本発明の実施形態の一態様は、検出された干渉像信号の‘適応トリガ印加’を用いることである。
【００６７】
上に示したように、自由空間群光路長差はピーク間で２Δｌｇ＝１.２４ｍｍであり、これは４０μｍでしかない有用なＡ−走査範囲よりかなり大きい。このため、コヒーレンスゲートが焦点を通過するときにだけトリガをかけて干渉像を得ることができるから、上記の不一致を処理する余裕が残される。
【００６８】
図９に示されるように、それぞれのファイバチャネルに対する作動距離ｄＷはｎ２にしたがって変化するが、ｎ２はほぼ一定である。したがって、どこに組織表面があるかがわかれば、ｄ０を決定することができ、続いてΔｄを決定することができる。
【００６９】
組織表面の斜視図及び任意の軸線９０を示す図１０を参照すれば、組織表面を走査するように指定されたチャネル１が、走査領域２８において軸線９０を最初に通過するチャネルである。チャネル１及び２の焦点が、軸線９０を通過する多束単一モードファイバ１０(すなわち複数のチャネル)からの光の概略表示９４に参照数字９１及び９２で表示される。最終チャネル、すなわち本例ではチャネル５０の焦点は参照数字９５で表示され、画像における最深層を走査するように指定される。表示９４の全体のプロファイルは、その範囲内ではコヒーレンスゲートと焦点距離を一致させることができる、適応トリガ域を定める。５０のチャネルの内の１つ、すなわちチャネル“ｖ”は、空気−組織界面が擬似的にミラーとしてはたらき、入射光を反射するから、強く判然とした正反射を受けることになろう。組織表面の下では、組織が入射光を散乱させ、吸収する混濁媒質としてはたらく。すなわち、チャネル“ｖ”が、チャネル“ｖ”より前のチャネルは全て雑音レベルにある信号を返すであろうから、この特定の軸線９０に対するｄ０を決定するであろう。したがって、“適応トリガ印加”法は‘隣りの’チャネルに比較して反射の大きな増加があるチャネルを識別することにより組織表面の位置を突き止めるために、隣接するチャネルについて検出された反射光を比較するステップを含む。次いでこの情報が引き続くチャネルのそれぞれに順次伝えられ、焦点とコヒーレンスゲートとの間の不一致を小さくするために、それぞれのチャネルに対するトリガ点が前記情報にしたがって設定される。
【００７０】
例として、チャネル“ｖ”が１３チャネルであれば、チャネル１から１２は組織表面より上の自由空間の走査に設定され、チャネル１３は組織表面の走査に設定され、引き続くチャネルは、それぞれのチャネルの光ビームの焦点とコヒーレンスゲートとの間の不一致は生じずに組織内部の走査に設定されるように、装置が較正される。画像化の間、図１０に参照数字９６で表示されるように、組織表面の位置についてΔｄ０＝±０.５ｍｍの許容範囲を設けることができる。この許容範囲は、次に説明されるように、Ａ−走査性能及びエンベロープ検出器の周波数応答に関係する。
【００７１】
Δｄ０＝０.５ｍｍとすれば、補償を必要とする不一致Δｄ'は式(１８)：
【数１８】
で与えられる。このことは、最高キャリア周波数において干渉像信号をトリガする代わりに、実キャリア周波数ｆｃ'が式(１９)：
【数１９】
で与えられなければならないことを意味し、この実キャリア周波数は最高キャリア周波数の約８３％であり、これにともなって干渉像信号帯域が変わる。エンベロープ検出器の周波数応答は動的に調整できるとしても、エンベロープ検出器の応答は固定するが、カットオフ周波数に１７％の許容差をもつように設計する方が、より簡単であり、高速である。このようにすれば、適応トリガ印加方式全体が固定型コンポーネントだけを含み、補償の全てが電気的に行われて高速画像化要件を満たす。
【００７２】
図６に示される光コンポーネントは、以下のように選ぶことができる。Ｓ.Ａ.ボッパート，Ｂ.Ｅ.ボウマ，Ｃ.ピトリス，Ｊ.Ｆ.サザーン，Ｍ.Ｅ.ブレジンスキー，及びＪ.Ｇ.フジモト(「生体内細胞光コヒーレンス断層撮像」，Nature Medicine，１９９８年７月，第４巻，第７号，ｐ.８６１〜８６５)に基づけば、ほぼ２ｍｍないし３ｍｍの深度までの画像化を可能にするために、２ｍＷの組織入射パワーを用いる非内視鏡ＯＣＴシステムにおいて、１００ｄＢをこえるＳＮＲを達成することができる。用いられた光源は、コヒーレンス長が５.１μｍの、中心波長１２８０ｎｍで動作する、カーレンズ−モードロック固体Ｃｒ４＋：フォルステライトレーザである。しかし、本発明の実施形態はこのタイプの光源にも、広帯域超発光ダイオードのような、その他のいかなるタイプの光源にも限定されない。例えば、別の可能性には、ほぼ４.５μｍないし６μｍのコヒーレンス長を提供するであろう、８６０ｎｍを中心としてほぼ１００ｎｍの帯域をもつ、白色発光Ｃｒ：ＬｉＳＡＦ光源がある。このダイオードポンピング型モードロック固体レーザは、８６０ｎｍで動作させたときに、繰返レート約１００ＭＨｚ及び平均パワー３０ｍＷで動作するはずである。パルスエネルギー変動は１％未満になるはずである。図６に参照数字５０で表示される、いくつか(例えば２つまたは４つ)の上記レーザは、５０チャネルの所要パワーを全て供給する必要がある。組織のより深い部分を走査するチャネルにはチャネル当たりほぼ１ないし２ｍＷの入射パワーが必要であろうし、より浅い部分を走査するチャネルにはそれほどのパワーは必要ではないであろう。ツリー型結合器５２は、光源パワーを上記要件に合せて分割するように構成することができる。最高キャリア周波数は１６.３ＭＨｚであるから、それぞれの干渉縞は少なくとも６つのレーザパルスを含むであろう。したがって干渉縞パターンは十分にサンプリングされるはずである。
【００７３】
それぞれのチャネルに対して、個別の光受信器すなわち検出器５８を用いて、干渉縞を検出することができる。最大検出器帯域幅は１２５ＭＨｚであるが、本発明の装置では、検出器帯域幅は、キャリア周波数及び干渉像の帯域幅により定まるように、３０.８ＭＨｚで十分であり得る。
【００７４】
本発明の代替実施形態は、装置の複雑性を軽減し、コストを低減するために光コンポーネントを共有するという概念に関わる。図１１ａを参照すれば、干渉像のＡＣ成分が干渉像のＤＣ成分から分離されてＡＣ成分だけが増幅される、一般的な平衡検波型単チャネル干渉計１５０が示される。単チャネル干渉計１５０は、光ファイバ及び３ｄＢ結合器１４０，１４２及び１４４のネットワークを介して接続される、広帯域ＩＲ(赤外)光源Ｌ，可視波長案内光Ｇ，平衡検波器ＢＤ，偏光制御器ＰＣ，位相変調器φＭＯＤ及び光遅延発生器ＯＤＧを備える。“ｘ”はファイバネットワークのデッドエンドを表す。可視波長案内光Ｇは単チャネル干渉計１５０が指し示している方向を示す(すなわち画像化される方向を示す)緑色レーザとすることができる。単チャネル干渉計１５０は試料Ｓに結合される。
【００７５】
図１１ａの構成を拡張して、図１１ｂに示されるような、２チャンネル干渉計１６０を構成することができる。下付添字は２本のチャネルにおけるコンポーネントを表す。下付添字のないコンポーネントはそのコンポーネントが両チャネルに用いられていることを示す。２チャネル干渉計１６０は、レーザＬ'，可視波長案内レーザＧ'，２対１ツリー型結合器ＴＣ１，偏光制御器ＰＣ１，ＰＣ２及び位相変調器φＭＯＤ'，可変遅延素子ＶＤ１及びＶＤ２，光遅延発生器ＯＤＧ'，検出器ＢＤ１及びＢＤ２，並びに３ｄＢ結合器１６２，１６４，１６６，１６８，１７０及び１７２を備える。可変遅延素子ＶＤ１及びＶＤ２はそれぞれのチャネルに対してコヒーレンスゲート位置を調節するために組み込まれる。２本のチャネルは、組織試料の相異なる位置にある２つの点とすることができる、試料Ｓ１及びＳ２に結合される。本例において、光源Ｌ'は２本のチャネル間で共有され、チャネル１の光パワーはチャネル２の光パワーの２倍である。したがって、チャネル１はチャネル２より深い組織領域を走査するために用いられるべきである。２対１ツリー型結合器ＴＣ１は、両チャネルが(位相変調器φＭＯＤ'及び光遅延発生器ＯＤＧ'を含む)同じ基準アームを共有できるように用いられる。同じ基準アームを共有できるという能力により、１つの位相変調器を多束単一モードファイバ１０(すなわち全チャネル)からの光の位相変調を行うために用いることができる。２本のチャネルからの光がツリー型結合器ＴＣ１により１本のファイバに結合されて同じ位相変調器φＭＯＤ'に送られることに注意されたい。したがって、２チャネル干渉計１６０のコストが低減され、複雑性が軽減される。
【００７６】
図１１ｂに基づけば、汎用光ネットワークを図１１ｃに示される光ネットワーク１８０のようなＮチャネルＯＣＴシステムを構成するために用い得ると考えられる。光ネットワーク１８０は、第ｎチャネル１８２のための光ネットワーク及びｎ本のチャネルの全てに共有される基準アーム１８４を備える。第ｎチャネル１８２のための光ネットワークは、検出器ＢＤｎ，３ｄＢ結合器１９４，１９６及び１９８並びに偏光制御器ＰＣｎ及び、試料Ｓｎに結合された、可変遅延素子ＶＤｎを含む試料アームを備える。第ｎチャネル１８２のための光ネットワークは、第(ｎ−１)チャネルから光源光１８６を受け取り、３ｄＢ結合器１９４を介して光源光１８８を第(ｎ＋１)チャネルに送り出す。第ｎチャネル１８２のための光ネットワークは、第(ｎ−１)チャネルから案内光パワー１９０を受け取り、３ｄＢ結合器１９６を介して案内光パワー１９２を第(ｎ＋１)チャネルに送り出す。本実施形態において、光源(図示せず)は、等比級数的または別の適切なパワー分割方式にしたがうパワー配分によりＮ本のチャネルのそれぞれの間で共有することができる。Ｎ対１ツリー型結合器ＴＣｎ，位相変調器φＭＯＤ”及び光遅延発生器ＯＤＧ”を含む基準アーム１８４は、Ｎ本のチャネルのそれぞれの間で共有される。
【００７７】
図１１ａ，１１ｂ及び１１ｃに示される構成図のそれぞれでは、検出器に結合された３ｄＢ結合器から送られる試料及び基準アームからの反射光の間の干渉による干渉パターンの光の一部が失われるという事実を問題としてかかえている。本例では、３ｄＢ結合器が用いられているから、干渉パターンの光の５０％が失われる。例えば、図１１ａにおいては、干渉パターンの光の５０％だけが３ｄＢ結合器１４０及び１４２から検出器ＢＤに送られる。このため、低強度の干渉パターンに対しては特に、干渉パターンの検出が一層困難になる。これを処理するため、光サーキュレータのような非相反光素子を、３ｄＢ結合器だけが用いられた場合には失われていた部分光を検出器に送るために用いることができる。
【００７８】
図１２ａ，１２ｂ及び１２ｃを参照すれば、単チャネルＯＣＴ装置２００，２チャネルＯＣＴ装置２１０及び、ＮチャネルＯＣＴ装置２２０のための光ネットワークの、光サーキュレータを備える代替実施形態が示される。図１２ａ，１２ｂ及び１２ｃにおいては、検出のためにより強度の高い干渉信号を与えるため、干渉パターンの光を回収して検出器ＢＤ，ＢＤ１，ＢＤ２及びＢＤｎのそれぞれに導くため、光サーキュレータＣ，Ｃ１，Ｃ２及びＣｎが用いられる。３つの実施形態の残りのコンポーネントは、図１１ａから１１ｃに示される、単チャネルＯＣＴ装置１５０，２チャネルＯＣＴ装置１６０及び，ＮチャネルＯＣＴ装置１８０のための光ネットワークのコンポーネントと同様である。光を回収して回収光を検出器に与えるために光サーキュレータを用いるという概念は図６の装置にも適用でき、この場合、光サーキュレータは３ｄＢ結合器と検出器との間に配することができる。
【００７９】
図１１ｃ及び１２ｃに示される構成図によりエレガントな設計が導かれるが、コンポーネント(すなわち位相変調器)を共有する並列干渉計では、非常に大きなチャネルクロストークを生じることがあり、そのようなクロストークは結果として画像劣化を引き起し得る。しかし、チャネル間のファイバ長を一致させないことで、クロストークを効果的に処理できる。電気的クロストークは標準的な遮蔽及び接地法を用いて処理できる。以下で光クロストークを説明する。
【００８０】
次に図１３ａを参照すれば、チャネルクロストークを調べるために組み上げた２チャネルＯＣＴシステム２３０が示される。２チャネルＯＣＴシステム２３０は、レーザＬＥ，検出器Ｄ１及びＤ２，ビームスプリッタＢＳ１及びＢＳ２，１対２ツリー型結合器ＴＣＥ，位相変調器ＰＭＥ，光遅延発生器ＯＤＧＥ，ビームコリメータＢＣ１及びＢＣ２，並びに試料をシミュレートする２つのミラーＳ１及びＳ２を備える。２チャネルＯＣＴシステム２３０では、所望の画像化信号はチャネル１光路及びチャネル２光路からくる。チャネル１に対する所望の画像化信号は、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ１→Ｄ１ (２０)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２１)
からの光とコヒーレントに干渉するときに生じ、検出器Ｄ１で検出される。チャネル２に対する所望の画像化信号は、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→Ｓ２→ＢＳ２→Ｄ２ (２２)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＢＳ２→Ｄ２ (２３)
からの光とコヒーレントに干渉するときに生じ、検出器Ｄ２で検出される。さらに、２本のチャネルにおけるＯＣＴ画像化は、ＢＳ１→Ｓ１光路長がＢＳ１→ＯＤＧＥ光路長に等しく、ＢＳ２→Ｓ２光路長がＢＳ２→ＯＤＧＥ光路長に等しいときに限りおきる。そうでなければ、上述した所望の画像化経路ではない２つ(またはさらに多く)の様々な経路からの反射光の強めあう干渉により画像劣化がおこり得る。
【００８１】
図１３ａに示される光ネットワークに基づけば、２種類の主要なクロストーク源があり得る。一次クロストーク源はおそらく、(ミラーまたは試料により)一方のチャネルのビームスプリッタから他方のチャネルのビームスプリッタ及び検出器に反射されるコヒーレント光であろう。そのようなクロストークは画像化信号強度に等しい強度を有し、おそらくかなりの画像劣化を生じさることになろう。一方のチャネルから他方のチャネルへの反射は、光遅延発生器ＯＤＧＥあるいは試料Ｓ１またはＳ２でおこり得る。したがって、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ１→Ｄ１ (２０)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２４)
からの光と干渉し得る。あるいは、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→Ｓ２→ＢＳ２→Ｄ２ (２２)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→ＯＤＧＥ→ＢＳ２→Ｄ２ (２４)
からの光と干渉し得る。
【００８２】
試料アーム１及び２は通常、試料アームが組織試料の相異なる点(すなわち相異なる深度)に向けられるであろうから、図１３ａに示されるように分離されていることはないであろう。試料アームが分離されていない場合には、チャネル１からチャネル２に、及びこの逆に、反射がおこることになろう。そのような場合には、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→Ｓ２→ＢＳ１→Ｄ１ (２６)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２１)
からの光と干渉し得る。あるいは、光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ２→Ｄ２ (２７)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＢＳ２→Ｄ２ (２３)
からの光と干渉し得る。
【００８３】
ビームスプリッタ及びコネクタ挿入点のような望ましくない位置においても反射がおこり得ることを想起するべきである。そのような反射は、これらの経路からの光がかなりの強度を有する干渉縞を生じれば、画像雑音に寄与し得ると考えられる。しかし、この種の雑音は低強度であるから、おそらくは、先に説明したチャネルクロストークに対しては二次的であろう。
【００８４】
システムの解析により、そのような後方反射の干渉に対する最悪事態のシナリオにはコネクタからの一回反射が関わることが明らかになった。例えば、以下の光路：
ＬＥ→ＢＳ１→Ｓ１→ＢＳ１→Ｄ１ (２０)
からの光が、光路：
ＬＥ→ＢＳ２→ＯＤＧＥ→ＰＭＥ→ＯＤＧＥ→ＢＳ１→Ｄ１ (２８)からの光と干渉し得る。
【００８５】
いずれか２つの経路からの光の干渉に対しては４つの帰結が考えられ、帰結は光路長差に依存する。第１に、光路長が同じであれば、検出器における干渉縞の強度は試料の反射率だけに基づく真の信号強度より高くなるであろう。この種の画像雑音は雑音として検出できず、画像全体にわたり測定される試料強度を変えることになろう。幸いにして、光路長が正確に一致することはほとんどあり得ない。第２の可能性は、光路長が光源のコヒーレンス長の範囲内で一致し得ることである。この状況では、干渉縞エンベロープの幅が広がり、したがって軸方向分解能が低下することになるであろう。この状況はおこりそうもないが、鏡面深度プロファイルの半値幅を測定することにより検出できる。第３の可能性には、光源ＬＥのコヒーレンス長より大きく、光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度より小さい距離だけ異なっている、光路長が関わる。この状況は、光遅延発生器ＯＤＧＥによる１回の深度掃引内の分離した２つのコヒーレンスエンベロープとして現れ得る。最後の、最もありそうな可能性は、光路長が光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度より大きく異なり、雑音すなわち無関係な干渉縞はシステムで検出されないであろうことである。
【００８６】
上記の一次型のチャネルクロストークは、ファイバ光学系の製作上おこりそうもないはずである。ＢＳ１→ＯＤＧＥ光路長及びＢＳ２→ＯＤＧＥ光路長は本質的に、ビームスプリッタＢＳ１及びＢＳ２から至るファイバピグテイルの長さにより、あらかじめ定められる。ＢＳ１→Ｓ１光路長及びＢＳ２→Ｓ２光路長は計画的に、あらかじめ定められた対応する基準アーム長に一致させられる。一般的に製作されたファイバ長は数１０ｍｍ異なっており、これは光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度より少なくとも１桁大きい。したがって、この種のクロストークが２チャネルシステムで問題となるはずはない。
【００８７】
挿入点反射の場合には、ＰＭＥ→ＯＤＧＥ光路長が光路ＢＳ１→Ｓ１と光路ＢＳ２→ＯＤＧＥとの間の光路長差に一致すれば、干渉縞及び画像劣化が生じ得る。この場合も、ファイバ長が約３００ｍｍであり、一方光遅延発生器ＯＤＧＥの走査深度は２ｍｍしかないから、この種の二次雑音はおこりそうもないはずである。さらに、そのような干渉縞強度はシステム雑音で見えなくなってしまうであろう。第２に、用いられる装置は最大で０.６ｄＢの挿入損失(言い換えれば、最大で０.６ｄＢの反射)を有し、したがって、そのような信号は図１３ａの構成に用いられる検出限界より小さい。
【００８８】
２本のチャネルに同じファイバ及び光コンポーネントを用い得ることを示すため、ＯＣＴシステム２３０を評価した。試料アーム光路長及び光遅延発生器ＯＤＧＥ基準アーム光路長がそれぞれのチャネルで一致し、干渉縞列が検出器Ｄ１及びＤ２のそれぞれで見られるように、試料アームミラーＳ１及びＳ２を配置した。位置合せのため及び光が、チャネル１からチャネル２を含むファイバに、及びこの逆に、反射する可能性を排除するため、試料Ｓ１及びＳ２に対する試料アームは分離したままにした。光遅延発生器は位相変調及び群遅延のいずれの生成にも用いることができる(ティアニー等(１９９７年))が、図１３ａに示した構成では、光遅延発生器ＯＤＧＥを群遅延(すなわち深度走査)に用い、基準アームの位相変調器ＰＭＥを位相遅延を生じさせるために用いた。
【００８９】
図１３ａの実験構成では、ＡＦＣテクノロジーズ社(AFC Technologies Inc.)製の１３１０ｎｍ，９ｍＷ光源(モデルＢＢＳ１３１０)を、光源ＬＥに備えた。光源ＬＥの中心波長は１３１０ｎｍであり、測定したスペクトル広がりは±４０ｎｍであった。測定した光源ＬＥのコヒーレンス長は１０μｍであった。検出帯域中心が１３１０ｎｍにあり、帯域幅が１００ｎｍ以上の、１５５Ｍｂｐｓパーキン・エルマー(Perkin Elmer)ＩｎＧａＡｓ光ダイオード受信器を検出器Ｄ１及びＤ２に用いた。ＪＤＳユニフェーズ(JDS Uniphase)４３ＭＨｚ位相変調器を位相変調器ＰＭＥに用いた。ビームスプリッタＢＳ１及びＢＳ２には、メトロテック(MetroTek)社製を用いた。ビームコリメータＢＣ１及びＢＣ２には、オズ・オプティックス(OZ Optics)社製を用いた。上記またはその他の部品製造業者からの、代わりの適当なコンポーネントを用いることもできる。
【００９０】
光遅延発生器ＯＤＧＥは、ＣＶＩスペクトラル・プロダクツ(CVI Spectral Products)社製の１３１０ｎｍ用１５０本/ｍｍブレーズド回折格子を用いて、コリメート光を分散させた。光を振動ミラー上に集束させるため、直径が３０ｍｍで焦点距離が１００ｍｍのメレス・グリオ社製ガラスダブレットレンズを用いた。８ｋＨｚで動作し、±１°の機械角すなわち±２°の光学角にわたって走査する共鳴走査器には、ＥＯＰＣ(エレクトロ−オプティカル・プロダクツ・コーポレーション(Electro-Optical Products Corporation))社製を用いた。この角度設定は試料Ｓ１及びＳ２に対する試料アームにおける約１ｍｍの深度走査に対応する。走査深度は２本のチャネルの光路長の不一致に関して重要な要件である。例えば、光路長が１ｍｍより大きく異なれば、２本のチャネル間のクロストークは最小になるはずであり、適切な遮蔽及び接地法により電気的クロストークも処理されるはずである。
【００９１】
図１３ｂ及び１３ｃは、図１３ａに示される構成上で行われた実験の結果を示す。図１３ｂは、チャネル１及びチャネル２の検出器Ｄ１及びＤ２からのオシロスコープトレースを示す。図１３ｂは、光遅延発生器ＯＤＧＥの周期内において２本のチャネルが若干異なる位置に配されていること、すなわち、相異なる深度における画像化をシミュレートするために試料アームミラーＳ１及びＳ２を少量だけ計画的にオフセットさせたことを反映する、光遅延発生器ＯＤＧＥの周期内の相異なる点において、干渉縞が生じていることを示す。図１３ｂは、それぞれのチャネルに強い画像化信号があり、いかなるクロストークの形跡もないことを示す。矢印２３２及び２３４は、組織試料の２つの相異なる点に相当させ得る、２つの相異なる試料からの反射を示す。さらに、それぞれの検出パルスのエンベロープの半値幅は光源ＬＥのコヒーレンス長に相当しており、このことはそれぞれのチャネルの光信号が光源ＬＥから発したことを示す。図１３ｃは、試料点の内の一方を他方の試料点に対して移動させた場合の実験結果を示す。この場合にも、クロストークは観測されなかった。
【００９２】
本発明の別の実施形態においては、多チャネルＯＣＴ法を診療に用い得るように、本明細書で先に開示された光ファイバネットワークが内視鏡に組み込まれる。本装置のファイバ束チップ１２の大きさのため、ファイバ束チップ１２は、(大径の治療用内視鏡には組み込み得るが)従来の診断用内視鏡の作業チャネルには適合しないであろう。したがって、別の設計手法がとられた。ファイバ束チップ１２を従来の診断用内視鏡の作業チャネルに収容するように設計する代わりに、従来の診断用内視鏡の機能の全てをファイバ束チップ１２の周りに配するように設計した。図１４に示されるように、本発明の内視顕微鏡を組み込んでいる(図６のチップ５６に相当する)ＧＩ内視鏡３００の一実施形態は、直径がほぼ１１ｍｍである。これは、直径が８〜９ｍｍの従来の診断用内視鏡より若干大きい。ＧＩ内視鏡３００は、従来の前面観察白色光画像化に加えて、上で開示された内視顕微鏡撮像能力を有する。したがって、ＧＩ内視鏡３００の使用者は図１６に示されるような２ｍｍ×２ｍｍ断層画像を得ることができるはずである。
【００９３】
ＧＩ内視鏡３００は２.７ｍｍ径の吸引／生検チャネル３０２を備える。吸引／生検チャネル３０２の末端は、注目する組織領域３０６に向けられた開口３０４を提供するように曲げられる。吸引／生検チャネル３０２の軸は、注目する組織領域３０６の中心から約６.７ｍｍにおくことができる。２本のチャネル３０８及び３１０が白色光照明のために設けられ、チャネル３１２が白色光内視鏡前面観察のために設けられる。チャネル３０８，３１０及び３１２のそれぞれの直径は、２.７ｍｍとすることができる。空気または水ノズルのための細チャネル３１４も設けられる。
【００９４】
本発明にしたがえば、断層観察内視鏡コヒーレント光顕微鏡(ＥＣＯＭ)３１６がＧＩ内視鏡３００に設けられる。断層観察ＥＣＯＭ３１６は(図１４及び１５には示されていない)ミラー１６を回転させるための駆動機構３１８を備える。先に述べたように、動径、並進またはヘリカル走査を用いることができる。さらに、先に述べたように、機械的駆動機構の代わりにＭＥＭＳ駆動機構を用いることができる。断層観察ＥＣＯＭ３１６は、境界３２０で設定される深度及び境界３２２で設定される角度範囲を有する、注目する組織領域３０６にわたって走査するように構成される。さらに、光透過窓３２４を断層観察ＥＣＯＭ３１６に設けることができる(図１５参照)。
【００９５】
前面観察白色光チャネル３１２は３０フレーム/秒のレートで更新される。断層観察ＥＣＯＭ３１６で得られる断層画像は４.４フレーム/秒で更新される。全ての画像チャネルが同時に表示される。ＧＩ内視鏡３００で生成され得る画像が図１６及び１７に示される。図１６は、断層観察ＥＣＯＭ３１６で達成できることが期待される空間分解能を組み入れた、ヒトの結腸上皮のシミュレーション画像である。図１７ａ及び１７ｂは、顕微鏡像と生体内ＯＣＴ画像との比較である。図１７ａには、それぞれがヒトの皮膚の汗腺管の顕微鏡像を示す、２枚の写真がある。図１７ｂには、それぞれがヒトの皮膚の汗腺管の生体内ＯＣＴ画像を示す、３枚の写真がある。生体内ＯＣＴ画像は波長１３００ｎｍで動作する光源により生成した。
【００９６】
内視鏡医によるＧＩ内視鏡３００の典型的な操作または使用には、以下の：
ａ) 一般的な内視鏡法の手順に続いて、従来の前面観察白色光チャネル３１２の 案内の下にＧＩ内視鏡３００が挿入されるステップ；この操作は現時点で利 用できるＧＩ内視鏡の操作と異なることはないはずである；
ｂ) 内視鏡医が顕微鏡検査を行う必要がある場合、彼／彼女がＧＩ内視鏡３００ を押し込んで図１３に示されるように内腔壁に接触させるステップ；光学系 は、ＧＩ内視鏡３００が組織に接触しているときに、光学系全体の正しい作 動距離が得られるように設計される；ＧＩ内視鏡３００は壁に接触している が、図１５に示されるように、顕微鏡検査下にある組織部分は接触しない； したがって、組織の表面構造が接触圧で変形することはない；しかし、この ことはＧＩ内視鏡３００が接触モードでのみ動作し得ることを意味しない； 実際上、ＧＩ内視鏡３００は、画像が形成される限り非接触モードで動作す ることができ、これは先に述べた動的トリガ印加アルゴリズムが空気−組織 界面を見いだすか否かにより規定される；空気−組織界面がシステムの作動 距離内にあれば、先に‘適応トリガ印加’法で説明したように、検出された 光パターンに界面が明瞭なピークを生じさせるから、界面は明確かつ容易に 検出されるはずである；
ｃ) 内視鏡医がステップ(ｂ)で画像化した領域に隣接する領域を検査する必要が あれば、内視鏡医がＧＩ内視鏡３００をひねり、視野を回転させて新しい位 置におくことができるステップ；
が取り入れられるであろう。
【００９７】
胃腸(ＧＩ)管の映像化のための使用に現時点で最良の手法には、内視鏡超音波検査法(ＥＵＳ)及び拡大内視鏡(ＭＥ)がある。ほぼ７０から１００ｍｍの高周波ＥＵＳの分解能は、組織の微細構造を擾乱する状況の多くの識別、とりわけＧＩ管の浅層(粘膜及び粘膜下組織)内に生じる潜行性病理変化の識別には不十分である。倍率が×１７０までのＭＥは微細な浅層粘膜パターンの優れた画像を提供するが、表面下構造及び病変期分類は決定できない。したがって、組織生検及び組織学が、現時点でも依然としてＧＩ管に関わる顕微的疾患の検出のための医療標準である。
【００９８】
本明細書に開示された断層観察ＥＣＯＭ３１６によれば、軸次元及び横断(横)次元のいずれにおいても５μｍの分解能でＧＩ壁の実時間２ｍｍ深度断層画像を得ることができる。参考のために、胃腸上皮細胞の大きさは平均して７から１０μｍであり、これは異形成または新形成変化がおこるにつれてさらに増大する。ＧＩ管においては、２ｍｍの視深度であっても、粘膜起因疾患及びいかなる下層粘膜下組織への新形成浸潤のいずれの検出にも十分であり、このことは予後判定及び治療のために重要である。断層観察ＥＣＯＭ３１６の画像分解能は、×１００(総倍率)顕微鏡の下での無染色組織検査スライド観察に相当し得る。したがって、異形成(細胞性新形成変化)のような重要なエンティティーの多くあるいは粘膜固有層または粘膜筋板のような構造の新形成浸潤を、断層観察ＥＣＯＭ３１６により識別可能とすることができる。
【００９９】
本発明により、多様な顕微的粘膜病理及び病変期分類のその場診断が可能になり得る。基本的に、本“光生検”法は、標準的な生検及び組織学の方法の代わりになるか、最小限でも、手引きになり得る。これは、不必要な生検試料及び組織処理を減らし、患者のリスクを小さくし、サンプリングレート及び診判定率を高めて即時の診断フィードバックを医師にも患者にも提供し、(ある場合にはそれ自体が治療処置になり得る)生検を目標とすると言い直すことができる。少数の例を挙げれば、バレット食道、慢性潰瘍性大腸炎、初期扁平腺腫、または迷走結腸窩の病巣のような、前新形成ＧＩ状況には、断層観察ＥＣＯＭ３１６が適用可能であり得る。現時点では、上記状況内での新形成進行の検出及びサーベイランスは、それらの顕微的性質により、最善とは言えない。
【０１００】
第２に、断層観察ＥＣＯＭ３１６は、新形成及び非新形成の組織変化を時間を追って監視することを可能にする、機能性画像化システムとして役立ち得る。例えば、小さな腸絨毛の構造の回復及び炎症性細胞の減少を、グルテン過敏腸症、熱帯性スプルー及び腸インフェステーションのような、多様な腸の吸収不良性障害において、断層観察ＥＣＯＭ３１６で監視できる。顕微レベルにおける多くの粘膜疾患の自然発達も、侵襲性を最小限に抑えた態様で評価できる。時間とともに生体内で進行している構造的細胞変化を監視できる能力は、細胞機能に関する重要な生理学的情報及び細胞の病理学的トランスフォーメーションに関する洞察を提供できる。
【０１０１】
第３に、断層観察ＥＣＯＭ３１６は予後治療組織監視に使用できる。ガン切除の外科切除限界またはその予後治療サーベイランス中の処置限界または粘膜の前新形成状況の光力学治療の妥当性の評価の、生体内顕微的標定は、いくつかの例に過ぎない。
【０１０２】
その他の医学専門分野における応用も可能である。皮膚科学、血液学、(薬物及び放射線)腫瘍学、眼科学、泌尿器科学、外科学、呼吸器科学及び胃腸病学のような非常に多くの医学専門分野に、本明細書に開示された多チャネルＯＣＴ装置が応用され得ることは、当業者には当然である。
【０１０３】
本明細書に開示された多チャネルＯＣＴ装置は、システム性能をさらに向上させるために改変することができる。例えば、なされ得る改善には、光源から発せられる光に対するコード化伝送の採用があろう。この手法により、ＳＮＲが劣悪なチャネルで得られる干渉パターンの光のＳＮＲを高めることで、画像分解能を高めることができる。
【０１０４】
本明細書に説明され図示された好ましい実施形態に、本発明を逸脱することなく様々な改変がなされ得ることは当然であり、本発明の範囲は特許請求の範囲で定められる。例えば、本明細書に開示された構成図のそれぞれにおいて、３ｄＢ結合器の代わりに他の光結合器を用いることもできる。
【符号の説明】
【０１０５】
１０ 多束単一モードファイバ
１２ ファイバ束チップ
１４ 集束レンズ
１６ ミラー
１８ 表面
２０ 軸
２１，２２，２３ ビーム
２１ａ，２２ａ，２３ａ 集束点
２４ 画像化深度
【特許請求の範囲】
【請求項１】
試料の光検のための装置において、前記装置が：
複数の個別光放射源を提供するための光源手段；
前記光源手段から延びる第１の光路；
前記第１の光路の選択された範囲の実質的に連続な覆域を提供するために、前記光放射源からの光を前記第１の光路内の表面の上に位置する複数の焦点のそれぞれに集束させるための、前記第１の光路にある集束手段であって、使用においては、前記選択された範囲内の少なくとも一部に試料を配置することができ、よって前記試料内の複数の点の同時走査を可能にするものである集束手段；
ことを特徴とする装置。
【請求項１】
試料の光検のための装置において、前記装置が：
複数の個別光放射源を提供するための光源手段；
前記光源手段から延びる第１の光路；
前記第１の光路の選択された範囲の実質的に連続な覆域を提供するために、前記光放射源からの光を前記第１の光路内の表面の上に位置する複数の焦点のそれぞれに集束させるための、前記第１の光路にある集束手段であって、使用においては、前記選択された範囲内の少なくとも一部に試料を配置することができ、よって前記試料内の複数の点の同時走査を可能にするものである集束手段；
ことを特徴とする装置。
【図１ａ】
【図１ｂ】
【図１ｃ】
【図１ｄ】
【図２ａ】
【図２ｂ】
【図２ｃ】
【図３】
【図４】
【図５ｃ】
【図５ｄ】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１ａ】
【図１１ｂ】
【図１１ｃ】
【図１２ａ】
【図１２ｂ】
【図１２ｃ】
【図１３ａ】
【図１４】
【図１５】
【図１７】
【図５ａ】
【図５ｂ】
【図１３ｂ】
【図１３ｃ】
【図１６】
【図１ｂ】
【図１ｃ】
【図１ｄ】
【図２ａ】
【図２ｂ】
【図２ｃ】
【図３】
【図４】
【図５ｃ】
【図５ｄ】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１ａ】
【図１１ｂ】
【図１１ｃ】
【図１２ａ】
【図１２ｂ】
【図１２ｃ】
【図１３ａ】
【図１４】
【図１５】
【図１７】
【図５ａ】
【図５ｂ】
【図１３ｂ】
【図１３ｃ】
【図１６】
【公開番号】特開２０１２−１４５５８８（Ｐ２０１２−１４５５８８Ａ）
【公開日】平成２４年８月２日（２０１２．８．２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−４５５７１（Ｐ２０１２−４５５７１）
【出願日】平成２４年３月１日（２０１２．３．１）
【分割の表示】特願２００２−５０９７５１（Ｐ２００２−５０９７５１）の分割
【原出願日】平成１３年７月１０日（２００１．７．１０）
【出願人】（５０３０２０５２９）ユニヴァーシティー ヘルス ネットワーク (3)
【氏名又は名称原語表記】ＵＮＩＶＥＲＳＩＴＹ ＨＥＡＬＴＨ ＮＥＴＷＯＲＫ
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年８月２日（２０１２．８．２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２４年３月１日（２０１２．３．１）
【分割の表示】特願２００２−５０９７５１（Ｐ２００２−５０９７５１）の分割
【原出願日】平成１３年７月１０日（２００１．７．１０）
【出願人】（５０３０２０５２９）ユニヴァーシティー ヘルス ネットワーク (3)
【氏名又は名称原語表記】ＵＮＩＶＥＲＳＩＴＹ ＨＥＡＬＴＨ ＮＥＴＷＯＲＫ
【Ｆターム（参考）】
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