JP2010535093A - 高速ドップラー光周波数領域撮像法のためのビーム走査パターンを放射するシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

試料の特定の部分から提供される少なくとも一つの電磁放射の振幅又は位相を（例えば、少なくとも一つの第１構成部を用いて）測定することができる、代表的な装置及び／又は代表的な方法を提供することができる。更に、試料の第１のポイントから試料の第２のポイントまでの経路に沿って、特定の部分の位置を（例えば、少なくとも一つの第２構成部を用いて）走査することができる。加えて、正の速度を有する少なくとも一つの第１セグメントと、負の速度を有する少なくとも一つのセグメントが走査に含まれるように（例えば、第２構成部を用いて）走査を制御することができる。第１セグメント、及び／又は、第２セグメントの少なくとも第１の距離は、第１のポイントと第２のポイントとの間の第２の距離よりも小さくすることができる。
【選択図】図１Ａ

Description

本発明は、ビームパターンを放射するシステムおよび方法に関し、より詳しくは、高速ドップラー光周波数領域撮像法のための上記ビーム走査パターンを放射できる上記のシステムおよび方法に関する。

本発明は、２００７年７月３１日に出願された米国特許出願明細書第６０／９５２，９６４号の優先権を主張するものであり、その開示の全体が参照によって本明細書に援用されるものとする。

本発明は、米国政府の支援のもとに、少なくとも一部は国立衛生研究所（認可番号Ｒ２１ＣＡ１２５５６０）によって行われたものである。従って、米国政府は、本発明における特定の権利を有し得る。

ドップラー光コヒーレンス断層撮影法（Ｄ−ＯＣＴ）技術は、高解像度（〜１０μｍ）による微小血管系の撮像を可能にする（Ｚ．Ｐ．Ｃｈｅｎら、「高度散乱媒質における流体流速の光学ドップラー断層撮影法」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ、２２、６４−６６（１９９７）、およびＪ．Ａ．Ｉｚａｔｔら、「光コヒーレンス断層撮影法を用いたピコリットル血液量の生体内双方向色ドップラー血流撮像法」Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ、２２、１４３９−１４４１（１９９７）を参照）。幅広い範囲の疾患において脈管の形態と機能は重要となりうるため、Ｄ−ＯＣＴの技術および用途の潜在的可能性は、画像診断法における用途から、血管生物学の基礎研究および治療に対する脈管反応にまでわたり得る。これらの技術をそのような用途に首尾良く採用するためには、部分的には、Ｄ−ＯＣＴシステムが三次元の血管網をどれほど適切に広範囲にマッピングできるか、ということに依存し得る。Ｄ−ＯＣＴシステムの機能を提供する、というこの取り組みにとって、高いフロー（ｆｌｏｗ）感度で迅速に撮像するということが重要であり得る。

Ｙ．Ｚｈａｏら、「ヒトの皮膚における血流を撮像するための、高い走査速度と高い速度感度とを有する位相分解光コヒーレンス断層撮影法および光学ドップラー断層撮影法」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ、２５、１１４（２０００）に記載されるように、現在のＤ−ＯＣＴシステムは、位相分解技術を主に利用することができ、それは試料（例えば血流）内の運動に起因し得るシーケンシャルＡライン（例えば深さ走査）の間の位相シフトの検出に基づき得る。速度ｖ_｜｜を有する撮像ビームの方向に移動する所与の散乱に起因する位相シフト（例えばｖ_｜｜）は、以下の数式として提供可能である。

ここで、ｎは材料の屈折率であり、ｖ_｜｜はＯＣＴ撮像システムの平均波長であり、Ｔは位相測定間の時間間隔（Ｔｉｍｅ Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ）に相当するドップラー積分窓である。代表的なドップラー画像の獲得は、深さ（ｚ）および横軸座標（ｘ）の関数（ΔФ（ｚ，ｘ））として、位相差を測定することによって行われ得る。代表的なＤ−ＯＣＴシステムの多くは、視界（ＦＯＶ）にわたって等速度でビームを移動させるランプビーム走査パターンを利用し得るが、交互の走査パターンを用いることにより、ドップラー積分窓（Ｔ）ならびに位相ノイズ背景の両方に影響を及ぼし、ドップラー撮像性能を向上させ得る。

上述の従来の構成部および方法に関連する特定の欠点を克服する、という要求があり得る。

上記の欠点の対処および／または克服を行うために、システムおよび方法の代表的実施形態は、高速ドップラー光周波数領域撮像法のために、そのようなビーム走査パターンを放射することができる。従って、本発明の代表的実施形態について本明細書に以下に記載するように、従来技術のシステムおよび／または方法に関連する欠点の少なくとも一部を克服し、特定のビーム走査パターン、すなわちセグメント化された鋸歯状ビーム走査によって、性能の向上を図ることができる。

例えば、セグメント化された鋸歯状走査技術は、従来の傾斜走査から著しく逸脱し得るものであり、従って、従来の方法の性能とは著しく異なる、高い感度と高い撮像速度との組み合わせによって、ドップラー撮像技術を可能にするものである。
横軸ＦＯＶにわたるドップラー測定の並列化された獲得により、セグメント化された鋸歯状走査は、撮像フレームレートに影響を及ぼすことなく、幅広い範囲にわたってドップラー感度を調整することを可能にし得る。この走査パターンの代表的な詳細、および毎秒２４フレーム（ｆｐｓ）という大きなＦＯＶにわたる高感度ドップラー撮像を達成するその能力を、以下に記載する。例えば、ヒトの皮膚において獲得される三次元の脈管マップは、セグメント化された鋸歯状走査技術の機能を示し得るものであり、ヒトの皮膚における微小血管系を撮像するＤ―ＯＣＴの証明された有用性における著しい進歩に相当し得るものである。

従って、（例えば少なくとも１つの第１構成部を用いて）、試料の特定の部分から提供される少なくとも１つの電磁放射の振幅および／または位相を測定することができる装置および／または方法を提供することができる。更に、（例えば、少なくとも１つの第２構成部を用いて）試料の第１のポイントから試料の第２のポイントまでの経路に沿って、特定の部分の位置を走査することができる。それに加えて、正の速度を有する少なくとも１つの第１セグメントと、負の速度を有する少なくとも１つのセグメントとが、走査に含まれ得るように、（例えば第２構成部によって）走査を制御することができる。
第１セグメントおよび／または第２セグメントの第１の距離は、第１のポイントと第２のポイントとの間の第２の距離よりも小さくすることができる。

第２構成部は、検流反射構成部および／または音響光学偏向構成部を含み得る。
走査の時間は、略２００ミリ秒未満および／または略５０ミリ秒未満であり得る。
第１構成部は、電磁放射と、基準体（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）から受ける少なくとも１つの更なる放射とに対応する、干渉信号を受け取るように用いることができる。
電磁放射の周波数は、時間の経過と共に変化し得る。第１の距離および／または第２の距離は、第１のポイントから第２のポイントへの第３距離の四分の一未満または八分の一未満であり得る。試料は、生物学的構造を含み得る。試料内の血流を測定すること、および／または処置に対する生物学的試料の反応を判定することができる。

本発明のこれらのおよび他の目的、特徴および利点は、添付の特許請求の範囲を参照して、以下の本発明の実施形態の詳細な説明を読むことによって明らかとなる。

本発明の代表的実施形態による光周波数領域撮像（「ＯＦＤＩ」）システムのブロック図であり、当該システムは、本発明の方法および技術の代表的実施形態を実現するために用いることができる。 本発明の１つの代表的実施形態により、高速検流計ビームスキャナによって光が試料に伝達されることを示す図である。 一対の基準信号から測定される位相シフトの外挿法が、ゼロ微分深さにおいて位相シフトを生ずることを示す、代表的なグラフである。 図２Ａのグラフに示される結果を提供する代表的な音響光学周波数シフタとしての位相差対深さを示す、代表的なグラフである。 例えば略２５ＭＨｚにおける周波数シフタ駆動信号の位相ロック、および略１００ＭＨｚにおける獲得クロックのために、ゼロ微分深さの位相シフトの測定された分布が、＋ｐ／２、０、および−ｐ／２という離散値の周辺に集中することを示す、代表的なグラフである。 Ｎ＝８のセグメントにセグメント化された代表的な鋸歯状走査パターンを示すグラフである。 図３Ａのグラフの１つのセグメントをより詳細に示すグラフである。 Ｎ＝３２のセグメントにセグメント化された代表的な鋸歯状走査パターンを示すグラフである。 Ｎ＝２のセグメントにセグメント化された代表的な鋸歯状走査パターンを示すグラフである。 代表的な画像（例えば、模型の反射画像、およびフロー信号を示すドップラー画像）のセットである。 一定の流速についての代表的な各走査パターンの行における代表的なドップラー画像のセットである。

本発明の目的、特徴および利点は、本発明の例示的実施形態を図示する添付の図面と併せて、以下の詳細な説明から明らかとなる。

特に明記しない限り、すべての図面にわたり、同一の参照番号および文字は、図示の実施形態における同様の特徴、要素、成分または部分を示すように用いられている。
以下、図面を参照して、例示的実施形態について本発明を詳細に説明する。
なお、本発明の真の範囲および趣旨から逸脱することなく、記載の実施形態の変更および改造が可能であることも意図している。

本研究においては、５０ｋＨｚのＡラインレートを有する光周波数領域撮像（「ＯＦＤＩ」）システムを用いた。本発明による方法および装置とともに使用できるＯＦＤＩシステムの例示的実施形態を、図１Ａに概略的に示す（Ｂ．Ｊ．Ｖａｋｏｃら、「位相分解光周波数領域撮像法」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ １３、５４８３−５４９３（２００５）、およびＳ．Ｈ．Ｙｕｎら、「高速光周波数領域撮像法」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ １１、２９５３−２９６３（２００３）を参照）。例えば、掃引光源１００からの光は、光ファイバ基準アーム１０５と試料１１０とに分離することができ、それらは好ましくは光サーキュレータ１１５Ａ、１１５Ｂを組み込んでいる。

試料１２０からの反射光１２１は、非分極性広帯域ビームスプリッタ（ＢＢＳ）１３１および偏光ビームスプリッタ（ＰＢＳ）１３２ａ、１３２ｂを利用した自由空間光回路において、基準アーム１０５からの光１２５と組み合わせることができる。従って、平衡検出および偏波ダイバーシティ検出の両方が可能である。例えば、試料アーム１１０における１％タップカプラ１３５を用いることにより、除去されるタイミングジッタによる相変異を可能にし得る連続位相再較正信号を生成することができる。図４Ｂに示すように、高速検流計１４０を用いて、試料全体にわたり撮像ビームを走査することができる。偏光コントローラ（ＰＣ）１０１は、干渉計基準アーム内に配置することができる。音響光学周波数シフタ（ＦＳ）１０２は、基準アームの中に組み込まれている。光出力信号を平衡受信器（Ｒｘ）１４２に伝導させるために、多重モードファイバ（ＭＭＦ）１４１を用い得る。高速検流計ビームスキャナ１４３によって、光を試料に伝達した。

音響光学周波数シフタ１０２は、略２５ＭＨｚにおいて動作可能であり、深さ縮退の除去によって撮像範囲を２倍にするために用い得る（Ｓ．Ｈ．Ｙｕｎら、「周波数偏移による光周波数領域撮像の深さ縮退の除去」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ １２、４８２２−４８２８（２００４）を参照）。干渉縞は、略１００ＭＳ／秒でデジタル化し得る。

上述のように、獲得ボードデジタル化クロックと非同期で掃引するレーザ光源の代表的な使用方法は、獲得された各Ａラインの開始時間および開始波長の両方に変動をもたらし得る。開始波長の変動は、スプリアスであって深さ依存の位相シフトをもたらし得る。
音響光学周波数シフタを用いた組合せにおける開始時間の変動は、スプリアスであって深さ依存でない位相シフトを引き起こし得る。単一の再較正ミラー信号を用いて、開始波長変動および開始時間変動の相対的な寄与を識別することは、困難であり得る。従って、適切な訂正信号を生成するために、測定された位相シフトと深さがどのように比例するかを判定することは、困難であり得る。このことに対処するために、変更した位相再較正方法を実行することができる。例えば、単相再較正信号の代わりに、略１００ミクロンの間隔で離間した一対の位相再較正信号は、ガラススライド１３７の前面および裏面からの反射によって生成することができる。スプリアスのタイミングおよび開始波長が引き起こした位相シフトを除去するために、以下の代表的な手順を用いることができる。

（Ａ）２つの再較正信号間の位相差を測定することができ、ゼロ微分深さの位相差は直線的外挿法で判定し得る。図２Ａは、代表的な位相再較正信号２００Ａ、２００Ｂを示す代表的な測定されたＡラインを図示する。図２Ｂは、ゼロ微分遅延２０１における位相差に対して、各信号２０２Ａ、２０２Ｂからの、測定された位相差の代表的な外挿法を示す。
開始波長の変動による位相シフトは、深さに比例するため、ゼロ微分遅延における位相シフトは、従って、周波数シフタに起因するそのような成分を提供し得る。更に、データ収集クロック（例えば略１００ＭＨｚにおけるもの）および周波数シフタ駆動信号（例えば略２５ＭＨｚにおけるもの）を位相ロックすることによって、この代表的な相変異の数値を、π／２（２π×２５／１００）の整数倍数に制限し得る。従って、挿入値は、最も近いＤ／２の整数倍に丸めることができる。この挿入された位相シフトは、次に、すべての深さにおいて、測定された位相差から減算でき、場合によっては、周波数シフタに起因する誤差を除去するものである。図２Ｃは、ゼロ微分遅延における、測定された位相シフトの代表的な分布を示す。

（Ｂ）上記の代表的な手順（Ａ）の完了後、開始波長における変動から位相シフト発信を除去するために、上述と同一または同様の方法を適用できる。ガラススライドのいずれの表面からの信号も、位相再較正信号として用いることができる。

上記の位相再較正方法の代表的実施形態を一般化することにより、周波数シフタを組み込むＯＦＤＩシステムの代表的実施形態において、位相感知ドップラー撮像を提供し得る。

ビーム走査パターンの代表的実施形態を用いることができ、それは従来の傾斜走査パターンとは対照的に、代表的なドップラー測定値を平行して取得することによって、ドップラー積分窓と撮像フレームレートとを分離し得るものである。
結果として、極めて高いドップラー感度を有する高フレームレートのシステムを達成することができる。

本明細書において論じる特定の代表的なビーム走査パターンは、例えば、セグメント化された鋸波形を有し得る。例えば、図３Ａは、この走査パターンの可能な代表的な構成の１つを図示するものであり、代表的な走査の関連パラメータを定義することができるものである。走査パターン全体は、一連のＮ個の同一の連結されたセグメントを含み得る（例えば図３Ａおよび図３Ｂに示すようにＮ＝８）。各セグメントは、横軸視界全体の一部（１／Ｎ）にわたるドップラー測定を獲得し得る。図３Ｂに図示するように、各セグメントの範囲内で、例えば等速度で、Ｐ個（例えば図３Ａおよび図３Ｂに示すようにＰ＝２２）のＡラインにわたってビームを走査でき、そのような代表的な限定された横軸範囲にわたる第１の位相測定を提供する。次に、ビームを迅速に戻すことができ、一連のＭ個（例えば図３Ａおよび図３Ｂに示すようにＭ＝１８）のＡラインにわたって安定させることができ、以前にサンプリングされたのと同一の横軸範囲にわたって引き続いて再走査できる。第１および第２の走査の間の代表的な位相シフトの測定は、（Ｍ＋Ｐ個の）Ａラインによって与えられたドップラー積分窓を用いた、フロー情報を提供し得るものである。より短い積分時間（Ν＝３２）およびより長い積分時間（Ν＝２）のそれぞれわたる同様な走査を示す、図３Ｃおよび図３Ｄに図示するように、所与の走査におけるセグメントの数Ｎを変更することによって、このドップラー積分時間を減少または増加させることができる。

本明細書において下記に提供する表１は、フレームあたりのセグメント（Ｎ）の範囲、および対応するドップラー感度を有する、いくつかの（例えば７つの）走査パターンを定義することができるものである。これらの代表的なパターンにおいて、フレームあたりのＡラインの数は、略２０４８個に一定に保つことができ、その結果の画像幅は、７０４ｐｔｓ／ピクセル（ｐｉｘｅｌｓ）に一定に保ち得る。それに加えて、フレーム間における検流計のフライバック／セトリング時間を考慮して、各走査の開始から６４個のＡラインを無効にすることができる。セグメントの範囲内のフライバック時間（Ｍ）は、セグメントの数（Ｎ）と比例し得る、フライバック距離と比例し得るものである。まとめると、これらの代表的な７つの走査パターンは、それぞれ略２４ｆｐｓにおいて獲得でき、略６４倍に調整されるドップラー感度を提供し得る。表１に、測定された位相感度および検出可能な最低流速を列挙する。

表１．セグメント化された鋸歯状走査の代表的なパラメータ。
セグメント番号（Ｎ）の変化は、ドップラー積分窓（Ｔ）の変化をもたらし得るものであり、それによって走査パターンごとにドップラー感度を設定することができる。

表１に記載する走査パターンを用いて、本明細書に記載するような５０ｋＨｚのＡラインレートシステムを用いて、サイズが７０４ｘ１０２４ピクセルのドップラー画像を生成し得る。代表的なバルク運動は、所与の閾値を超過する信号強度を有する点に対して、メディアン位相シフトを減算することによって除去できる（Ｍ．Ｃ．Ｐｉｅｒｃｅら、「高速ファイバベースの光コヒーレンス断層撮影法による強度、複屈折および流量の同時測定」、Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ ２７、１５３４―１５３６（２００２）を参照）。代表的な構造画像は、Ａラインの各々のＡラインパワー反射率の平均として生成され得るものであり、Ａライン間の位相は、ドップラー画像について比較され得る。最大信号を有する偏光チャンネルからの各深さの位相差を用いてもよく、直交チャンネルにおいて測定される位相差を無効にすることができる。

ドップラー積分窓は、例えばセグメント化された鋸歯状走査パターンによってほぼ任意に増加可能であるので、位相ノイズ背景は、ドップラー感度を判定する際に限定的な役割を果たす必要がない。しかしながら、この位相ノイズフロアが、ドップラー積分窓からほぼ独立しているということは、後者による感度の向上が前者の増加によって相殺されないことを保証するために重要であり得る。ノイズフロアが略一定の状態で保たれたことを検証するために、均質のゴム模型の画像を、表１に記載する走査パターンの各々を用いて獲得してもよい。位相ノイズは、５００ｘ２８０ピクセル（例えば２．８ミリメートルｘｌ．２ミリメートル）の解析対象領域（「ＲＯＩ」）の範囲内の位相差の標準偏差として計算してもよい。表１は、走査パターンごとに、代表的な測定された位相ノイズを列挙するものである。代表的なノイズは、ドップラー積分時間が増加する際に、略一定の状態で保つことができる。測定された位相感度から式１によって予測される軸方向のフロー感度を用いて、走査パターンのパラメータによるフロー感度のスケーリングを実演することができる、

走査パターンのパラメータによるドップラー感度のスケーリングを実演するために、表１のパターンの各々、および例えば３つの流速について、流路模型の代表的な画像を獲得することができる。例えば、フロー模型は、散乱を起こすためにＴｉＯ_２が添加されたシリコーンゴム４０１に埋め込まれた透明な外装４００から構成してもよい。同一のＴｉＯ_２散乱４１０を有するグリセロールは、様々なフロー設定を有する注入用ポンプを用いて、管を通って流れるようにすることができる。図４Ａは、フロー模型の代表的な構造画像の一部を示し、図４Ｂは、対応する代表的なドップラー画像を示す。管の中のフローは、その大きさが、環によって示される位相の重なりを引き起こすのに充分なほど大きいドップラー画像で明確に示され得る。

本発明によるシステムの代表的実施形態は、連続する７つの走査パターンを迅速に切り替えるように構成することができる。図４Ｂは、各パターンの代表的なドップラー画像を示すものであり、各行は、流速を一定とした、７つの走査パターンの各々による画像を示し、各列は、流速を変更したこれらの結果を示す。代表的な各画像は、図４Ｂと同一または類似のグレースケールにマッピングすることができる。各行における感度のスケーリング、および各画像の中の位相ノイズ背景のレベルの整合性が得られる。

上記は、本発明の原理を単に例証するものである。記載する実施形態に対する様々な変形例および改変は、本明細書における教示に鑑みて、当業者にとって明白なものである。実際に、本発明の代表的実施形態による構成部、システムおよび方法は、撮像システム、例えば、２００４年９月８日に出願の国際特許出願明細書ＰＣＴ／ＵＳ２００４／０２９１４８号、２００５年１１月２日に出願の米国特許出願明細書第１１／２６６，７７９号、および２００４年７月９日に出願の米国特許出願明細書第１０／５０１，２７６号に記載のものとともに用いることが可能であり、それらの開示の全体が参照により本明細書に援用されるものとする。従って、本明細書に明示的に示したり記載したりせずとも、本発明の原理を実現する数多くのシステム、構成部および方法は、当業者が考案可能なものであり、従ってそれらが本発明の趣旨および範囲の中にある、ということが理解される。
それに加えて、従来技術の知識は引用によって本明細書に明示的に援用されてはいないという程度において、その全体が本明細書に明示的に援用されるものとする。本明細書において引用される上記のすべての文献は、その全体が引用によって本明細書に援用されるものとする。

Claims (22)

1. 試料の特定の部分から提供される少なくとも一つの電磁放射の振幅又は位相を測定するように構成された、少なくとも一つの第１構成部と、
   試料の第１のポイントから試料の第２のポイントまでの経路に沿って、特定の部分の位置を走査するように構成された、少なくとも一つの第２構成部と、を備え、
   前記少なくとも一つの第２構成部は、正の速度を有する少なくとも一つの第１セグメントと、負の速度を有する少なくとも一つのセグメントが走査に含まれるように、走査を制御し、
   前記少なくとも一つの第１セグメント、又は、前記少なくとも一つの第２セグメントの少なくとも一つの第１の距離は、前記第１のポイントと前記第２のポイントとの間の第２の距離よりも小さいことを特徴とする、装置。
2. 前記少なくとも一つの第２構成部は、検流反射構成部又は音響光学偏向構成部の少なくとも一つを含むことを特徴とする、請求項１記載の装置。
3. 走査時間は、略２００ミリ秒未満であることを特徴とする、請求項１記載の装置。
4. 走査時間は、略５０ミリ秒未満であることを特徴とする、請求項１記載の装置。
5. 前記少なくとも一つの第１構成部は、少なくとも一つの電磁放射と、基準体から受ける少なくとも一つのさらなる放射とに対応する、干渉信号を受けるように構成されていることを特徴とする、請求項１記載の装置。
6. 前記少なくとも一つの電磁放射の周波数は時間とともに変化することを特徴とする、請求項１記載の装置。
7. 前記第１の距離又は前記第２の距離の少なくとも一つは、前記第１のポイントから前記第２のポイントへの第３の距離の四分の一未満であることを特徴とする、請求項１記載の装置。
8. 前記第１の距離又は前記第２の距離の少なくとも一つは、前記第１のポイントから前記第２のポイントへの第３の距離の八分の一未満であることを特徴とする、請求項１記載の装置。
9. 前記試料が生物学的構造体を含む、請求項１記載の装置。
10. 前記少なくとも一つの第１構成部は、試料の中の血流を測定するように構成されている、請求項９記載の装置。
11. 前記少なくとも一つの第１構成部は、処置に対する生物学的試料による反応を判定するように構成されている、請求項９記載の装置。
12. 試料の特定の部分から提供される少なくとも一つの電磁放射の振幅又は位相を測定するステップと、
    試料の第１のポイントから試料の第２のポイントまでの経路に沿って、特定の部分の位置を走査するステップと、
    正の速度を有する少なくとも一つの第１セグメントと、負の速度を有する少なくとも一つのセグメントが走査に含まれるように、走査を制御するステップと、を含み、
    前記少なくとも一つの第１セグメント、又は、前記少なくとも一つの第２セグメントの少なくとも一つの第１の距離は、前記第１のポイントと前記第２のポイントとの間の第２の距離よりも小さいことを特徴とする、方法。
13. 前記走査するステップは、検流反射構成部又は音響光学偏向構成部を含む、少なくとも一つの構成部によって実行されることを特徴とする、請求項１２記載の方法。
14. 走査時間は、略２００ミリ秒未満であることを特徴とする、請求項１２記載の方法。
15. 走査時間は、略５０ミリ秒未満であることを特徴とする、請求項１２記載の方法。
16. 更に、少なくとも一つの電磁放射と、基準体から受ける少なくとも一つのさらなる放射とに対応する、干渉信号を受けるステップを含む、請求項１２記載の方法。
17. 前記少なくとも一つの電磁放射の周波数は時間とともに変化する、請求項１２記載の方法。
18. 前記第１の距離又は前記第２の距離の少なくとも一つは、前記第１のポイントから前記第２のポイントへの第３の距離の四分の一未満であることを特徴とする、請求項１２記載の方法。
19. 前記第１の距離又は前記第２の距離の少なくとも一つは、前記第１のポイントから前記第２のポイントへの第３の距離の八分の一未満であることを特徴とする、請求項１２記載の方法。
20. 前記試料が生物学的構造体を含む、請求項１２記載の方法。
21. 前記少なくとも一つの第１構成部は、試料の中の血流を測定するように構成されている、請求項２０記載の方法。
22. 更に、処置に対する生物学的試料による反応を判定するステップを含む、請求項２０記載の方法。

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