JP5215664B2 - 光学コヒーレンス撮像のシステムおよび方法 - Google Patents

Description

＜関連出願の相互参照＞
本発明は２００４年９月１０日に出願された米国特許出願番号６０／６０８，８００からの優先権を主張し、その全体がここに参考資料として組み込まれている。

本発明は一般に光学コヒーレンストモグラフィ撮像に関し、特に光学コヒーレンストモグラフィを使用して、高感度で例えば検体およびプローブの動きに起因するアーチファクト（人為的な結果）を低減する生物検体の撮像を可能にするシステムおよび方法に関する。

動きに起因する画像のアーチファクトは、画像品質を劣化させ、画像の的確でない臨床的な解釈を引き起こすので、多くの医学画像モダリティの研究で重要な問題になっている。アーチファクトは、撮像される物体（検体）がデータ取得の間に動かされたが、画像再生プロセスでは静止していたと見なされることによって発生する。各撮像モダリティにおいて、動きアーチファクトは、いろいろな形状、いろいろな大きさで存在することができる。特定の撮像法で基本的な動きの影響を理解することは、生じるアーチファクトを防止または補償するための技術開発において基本的なステップである。周波数領域レンジングを使用した光学干渉撮像法は、その高い撮像スピードおよび感度の故に、近年かなりの関心を引き付けている。

２つの周波数領域技術が実証されてきている。スペクトラル領域光学コヒーレンストモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）は下記の論文で説明されている。
Ａ．Ｆ．Ｆｅｒｃｈｅｒ他、「後方散乱スペクトル干渉法による眼球内距離の測定」Ｏｐｔ．Ｃｏｍｍ．１１７、４３−４８（１９９５）。
Ｇ．Ｈａｕｓｌｅｒ他、「コヒーレンスレーダおよびスペクトルレーダ‐皮膚診断用の新しいツール」、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．３、２１−３１（１９９８）。
Ｍ．Ｗｏｊｔｋｏｗｓｋｉ他、「高速スペクトル光学コヒーレンストモグラフィによる実時間生体内撮像」、Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．２８、１７５４−１７４７（２００３）。
Ｎ．Ｎａｓｓｉｆ他、「超高速スペクトル領域光学コヒーレンストモグラフィによる実時間人間の網膜撮影」、Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．２９、４８０−４８２（２００４）。
Ｓ．Ｈ．Ｙｕｎ他、「１．３ミクロン波長での高速スペクトル領域光学コヒーレンストモグラフィ」、Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ、１１、３５９８−３６０４（２００３）。
さらに光学周波数領域撮影（「ＯＦＤＩ」）では下記の論文がある。
Ｓ．Ｒ．Ｃｈｉｎｎ、Ｅ．ＳｗａｎｓｏｎおよびＪ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ、「周波数可変光学光源を使用した光学コヒーレンストモグラフィ」、Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ、２２、３４０−３４２（１９９７）。
Ｂ．Ｇｏｌｕｂｏｖｉｃ他、「高速波長同調Ｃｒ^４＋フォルステライトレーザを使用した光学周波数領域反射光測定法」、Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ、２２、１７０４−１７０６（１９９７）。
Ｆ．Ｌｅｘｅｒ他、「眼球内距離の波長同調干渉法」、Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ、３６、６５４８−６５５３（１９９７）。
Ｓ，Ｈ．Ｙｕｎ他、「高速光学周波数領域撮像」、Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ、１１、２９５３−２９６３（２００３）。これら公開の全部がここに参考資料として組み込まれる。
ＳＤ−ＯＣＴ技術を使用して、周波数干渉縞は回折格子および電荷結合デバイス（「ＣＣＤ」）を使用して空間領域で測定できる。例としてのＯＦＤＩ技術で、スペクトル縞は周波数掃引光源を使用し、時間の関数として受光器で測定されて、時間領域にマップされる。両方の方法において軸方向反射プロファイル（Ａ‐ｌｉｎｅ）は、取得したデータの離散的フーリエ変換を実行して得られる。フーリエ変換プロセスは単一のＡライン期間中に得られた全体のデータセットの積分を含んでいるので、以下の論文に記述されているように、信号対雑音比（「ＳＮＲ」）は時間領域レンジングに比べて強化される。Ｓ，Ｈ．Ｙｕｎ他、「高速光学周波数領域撮像」、Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ、１１、２９５３−２９６３（２００３）。
Ｒ．Ｌｅｉｔｇｅｂ他、「フーリエ領域対時間領域光学コヒーレンストモグラフィの性能」、Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ、１１、８８９−８９４（２００３）。
Ｊ．Ｆ．ｄｅＢｏｅｒ他、「時間領域に比べて改良されたスペクトル領域中の光学コヒーレンストモグラフィ信号対雑音比」、Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．２８、２０６７−２０６９（２００３）。およびＭ．Ａ．Ｃｈｏｍａ他、「掃引光源およびフーリエ領域光学コヒーレンストモグラフィの感度の利点」、Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ．１１、２１８３−２１８９（２００３）。
これらの全体はここに参考資料として組み込まれる。

このＳＮＲの改良は、病気のスクリーニングや大きな組織容量の監視のように、高速の画像取得が要求されるアプリケーションでは特に有利である。しかしながら、信号中の運動によって誘起された変化もまた全体のＡライン取得期間中に一体化（積分）されるので、一体化（積分）の影響が検体の運動に対する感度を増加する可能性がある。

スペクトル領域光学コヒーレンストモグラフィ（「ＳＤ−ＯＣＴ」）は、生物検体の断面画像を得るために、低コヒーレンススペクトル干渉法を利用する。波長の関数としての干渉縞は広帯域幅光源および電荷結合デバイス（「ＣＣＤ」）カメラをベースとしたスペクトロメータを使用して測定される。検体の軸方向の反射率プロファイル、またはＡラインは、カメラが読み出したデータの離散的フーリエ変換によって得ることができる。この撮像技術は、近年急速な技術開発がなされ、最先端技術の時間領域ＯＣＴシステムよりも１桁速い、高速の画像取得時間での生物検体の高品質撮像を実証している。撮像スピードの近年の進歩は近い将来、多数の臨床アプリケーションでのＳＤ−ＯＣＴの利用を導く可能性がある。

今日まで使用されてきたＳＤ−ＯＣＴシステムは、スーパールミネセントダイオード（「ＳＬＤ」）のような連続波（「ＣＷ」）広帯域幅光源または１０−１００ＭＨｚの範囲の高い繰返しの極短モードロックパルスを使用してきた。いずれにしても、ＣＣＤアレイは一般に定常的に照明されるので、ＣＣＤカメラの露出時間が単一Ａラインの信号取得時間を決定する。この場合、画像取得中の干渉計内での光路長の変化は干渉縞の位相ドリフトを生じる。単一Ａライン取得中にミクロン以上位相がシフトすると、干渉縞は完全に消される可能性があり、ＳＮＲの劣化を生じる。この運動のアーチファクトはプローブビームに対する検体の軸方向の運動に起因する可能性がある。これに比べて、横方向の検体の運動または横方向のビームの走査は干渉縞の消去は生じない。しかしながら、横方向の運動は横方向の解像度およびＳＮＲの劣化を生じる可能性がある。生体内の医用撮像では、運動の影響はいろいろな光源から生じ得る。主要な原因は患者の動き、心臓の動き、血液の流れ、脈動のような生理的な現象や、ビームの走査に関連するカテーテルの動き、またはオペレータの手のコントロールできない動きなどを含む。さらに、機械的振動、音波、および温度ドリフトなどのような環境変化は干渉計の光路長差を変化させ、干渉縞の消去を通じてＳＮＲの劣化を生じる可能性がある。ＳＤ−ＯＣＴ用に適切なカメラは、通常１０マイクロ秒よりも長い露出時間を提供することを考慮すると、検体およびプローブの運動が日常的な生物医学的アプリケーション用には干渉縞消去問題の解決方法が要求されるであろう。

従って、本発明の１つの目的は、運動アーチファクトを減少または消去することである。

本発明によれば、光源および少なくとも１つの検出器アレイを含む、１つの撮像装置／システムが提供される。本発明の１つの実施例によれば、１つの光源が例えばＱスイッチングまたはモードロッキングでパルス繰返し速度が好ましくは検出器の読出し速度に等しいパルスモードで広帯域幅のスペクトルを放射できる。パルス光源は撮像に要求される十分な信号対雑音比を提供するための十分な平均光学パワーを生成することができ、一方、出力パルスの比較的短い期間は、検出器の積分時間よりも実質的に短い有効な信号積分時間を生じ、高感度の運動アーチファクトのない撮像に導く。このパルス光源の取組みは全視野光学コヒーレンストモグラフィおよび／またはスペクトル領域光学コヒーレンストモグラフィに関連してよい。本発明のもう１つ別の実施例では、光源は広い範囲に渡って掃引される比較的狭いスペクトルを放出する、繰返し速度が好ましくは検出器アレイの読出し速度またはＡライン速度に等しい、波長掃引光源である。本発明のこの実施例は、実質的にＡライン取得時間よりも短い有効な積分時間を持ち、測定されるべき各スペクトル成分に関連する干渉信号を可能にする。この例の考えはまた、連続波広帯域幅光源または高速繰返しモードロックパルスを使用して、従来の技術に存在するような干渉縞消去の問題を解消する可能性がある。本発明の上記の実施例は、デュアル平衡検出および／または偏光ダイバーシティ用に２つまたはそれ以上の検出器アレイを使用し、さらに光ファイバプローブを使用して、高感度、高速、および運動アーチファクトに耐える生体内の医用撮像ができるようにする可能性がある。

従って、検体の少なくとも一部の撮像用の１つのシステムおよび方法の１つの実施例が提供されている。特に、少なくとも１つの電磁放射光が生成され、そして検体およびリファレンス（参照物）へ向けられる。検体から受けた少なくとも１つの第一電磁放射光およびリファレンスから受けた少なくとも１つの第二電磁放射光の組合せに関連する信号は、複数の検出器の少なくとも１つを使用して検出できる。少なくとも１つの特定の検出器は、特定の電気的積分時間を有することができる。そのような検出器は、予め設定された閾値よりも大きい、少なくとも１つの第一パワーレベルを有する第一の部分および少なくとも１つの第一の部分の直前または直後の第二の部分を有する時間分、少なくとも信号の一部を受信してよい。第二の部分は、予め設定された閾値よりも低い、少なくとも１つの第二パワーレベルを有することができ、特定の電気的積分時間の少なくとも約１０％の時間の間延長できてよい。

加えて、信号は少なくとも１つの組合せの成分の周波数でよく、そして特定の検出器がそのような周波数成分を受けることができる。電磁放射光は、パルス広帯域幅光源の可能性がある光源装置によって生成できる。パルス光源によって生成された電磁放射光は、特定の電気的積分時間当たり１回のパルスでよい。パルス光源は、Ｑスイッチレーザ、キャビティ−ダンプモードロックレーザ、および／または利得スイッチレーザでよい。光源装置によって生成された電磁放射光は、特定の電気的積分時間の最大約９０％の間の放射光のバーストであってよい。放射光のバーストは複数のパルスを含んでよい。パルス広帯域幅光源によって生成された電磁放射光は、（ｉ）約７００ナノメートルから２０００ナノメートルの間の中心波長を有し、そして／または（ｉｉ）中心波長の約１％より大きなスペクトル幅を有するスペクトルを有することができる。パルス広帯域幅光源によって生成された電磁放射光は、およそ１マイクロ秒よりも短いパルス幅を有してよい。放射光のバーストの持続期間は、約１マイクロ秒よりも短くてよい。

本発明のもう１つの実施例によれば、電磁放射光を生成する光源装置は、光ゲートスイッチを含んでよい。電磁放射光の周波数は、時間とともに変化できる。電磁放射光の平均周波数は、（ｉ）実質的に時間とともに連続的にミリセカンド当り１００テラヘルツよりも大きな同調速度で、そして／または（ｉｉ）特定の電気的積分時間の約９０％よりも短い繰返し周期で変化してよい。電磁放射光は、（ｉ）約７００ナノメートルから２０００ナノメートルの間の中心波長を有し、そして／または（ｉｉ）中心波長の１％より大きな同調範囲を有することができる。電磁放射光は、瞬時線幅が同調範囲よりも約１０％狭い、瞬時線幅および同調範囲を有してよい。光源装置は、（ｉ）同調レーザ、（ｉｉ）同調フィルタ、および／または（ｉｉｉ）媒質を含んでよく、そして媒質に関連する非線形性に基づいて電磁放射光を生成できる。周波数は実質的に（ｉ）時間とともに線形に、そして／または（ｉｉ）時間とともに正弦波状に変化してよい。

第一および第二電磁放射光の組合せと関連付けられた光電子の伝送をゲートするように適合され、光電子の伝送を許可するためのゲートの時間は、特定の電気的積分時間の約９０％より短い、電気シャッタを含む検出器を含む検出器装置が提供できる。検体は生体の検体であり得る。検出装置は、少なくとも１つの電荷結合デバイスを含んでよい。光源装置は、パルス広帯域幅光源でよい。第一電磁放射光、第二電磁放射光および／または少なくとも１つの周波数成分の組合せのスペクトルを分離する、少なくとも１つのスペクトル分離ユニットが提供できる。これらおよび他の本発明の目的、特徴および利点は貼付の請求項との関連で、発明の実施例の詳細な説明を読めば明らかになる。

本発明によれば、高感度で例えば検体およびプローブの動きに起因する運動アーチファクト（人為的な結果）を減少または消去した生物検体の撮像が可能になる。

発明のさらなる目的、特徴および利点は、発明の実施例を示す添付して関連付けた次の詳細な説明から明らかになる。

図１は、スペクトル領域の光学コヒーレンストモグラフィ（「ＳＤ−ＯＣＴ」）システムの一例としての基本構成を描写している。広帯域幅光１０は、検体アーム２２およびその遠い方の先端がミラー２６で終端されているリファレンスアーム２４へカップラ２０により分割されている。検体アーム２２の先端のプローブ３０が検体４０に光を供給し、検体４０からの後方散乱光を受け取る。２つの干渉計アームから戻ってきた光は、サーキュレータ４４を介して再度結合され、コリメータ５２、回折格子５４およびレンズ５６、ＣＣＤアレイ６０およびカメラ６２から構成されたスペクトロメータ５０へ向けられる。ＣＣＤアレイ６０の個々のピクセルは波数ｋ＝２π／λの関数として光学パワーを測定する。ここでλは光の波長である。ＣＣＤアレイ６０の出力は、ディジタイザ７０を使用してディジタル化され、コンピュータ７４で処理される。ＣＣＤ走査出力の離散的フーリエ変換（「ＤＦＴ」）は、検体の軸方向反射プロファイル（Ａライン）を生成する。プローブビームが横方向に沿って検体の上を走査されるときに、複数のＡラインを取得することによって２Ｄトモグラフ画像が得られる。上記の例としてのアーキテクチャおよび走査原理は従来からよく知られている。

従来技術で使用される広帯域幅光学光源は、２つのタイプに分類される。すなわち、図２Ａに示されているような連続波（「ｃｗ」）および図２Ｂに示されているようなモードロックパルス光源である。連続光は定常的なスペクトルおよび定常的な出力パワーを放出する。この場合、ＯＣＴ信号の積分時間は、検出器アレイの露出時間に等しい。そのような連続波ソースの例は、スーパルミネッセントダイオード、増幅自然放出（「ＡＳＥ」）ソースおよびスーパコンティニュームソースを含む。一方、モードロックソースは、持続時間がサブナノ秒から数フェムト秒の間の範囲で非常に短く、１０ＭＨｚから１ＧＨｚの比較的高い繰返し速度の光パルスを放出する。ＣＣＤの露出時間は、通常およそ１０マイクロ秒から１０ミリ秒である。その結果、モードロックパルスは基本的に連続波のように作用し、ＣＣＤアレイを定常的に、その全体の露出時間照明する。ＯＣＴでの連続波およびモードロックソースの使用は２つの欠点を有する。すなわち（ａ）比較的長い積分時間に起因する大きな運動アーチファクトおよび（ｂ）検出器アレイ内での信号積分のデューティサイクルが１００％よりも小さい場合のＳＮＲの劣化である。本発明による実施例はそのような問題に対する検体の解決方法を提供する。

本発明の１つの実施例は、検体およびリファレンスに向けられる少なくとも１つの電磁放射光を生成する１つの光源装置を含む、例えば、生物学の検体の撮像用のシステムに関連している。そのような例としてのシステムは、複数の検出器を有し、少なくとも１つの検出器が検体から受け取った少なくとも１つの第一電磁放射光およびリファレンスから受け取った少なくとも１つの第二電磁放射光の組合せ（併用）に関連する信号検出が可能な少なくとも１つの検出装置を含んでよい。少なくとも１つの特定の検出器は、特定の電気的積分時間を持ってよく、特定の閾値よりも大きな第一のパワーレベルの第一部および第一部の直前または直後の第二部を有する持続時間の間の信号の少なくとも１部を受け取ることができる。第二の部分は、予め設定された閾値よりも低い、少なくとも１つの第二パワーレベルを持ってよく、特定の電気的積分時間の約１０％以上の時間の間延長する。

電磁放射光は、好ましくは中心波長が７００から２０００ｎｍの範囲にある光である。検出器アレイは、好ましくは電荷結合デバイス（「ＣＣＤ」）である。例としてのＳＤ−ＯＣＴシステムを使用して、検出器アレイ中に検出される信号は、組合せの周波数成分またはスペクトルである。通常、スペクトルは回折格子などのようなスペクトル分離デバイスを使用して得られる。検出器アレイによってスペクトルを得るいくつかの方法は、従来技術でよく知られている。全視野ＯＣＴに対しては、信号は組合せの光学パワーであり、それは検体の特定の横方向の位置に結び付けられている。

本発明のもう１つ別の実施例では、光源装置は特定の電気的積分時間当たり１つのパルスを生成するか、または特定の電気的積分時間の最大約９０％の間に広がる放射光のバーストを生成するパルス広帯域幅光源である。各バーストは、その中に複数の超短光パルスを含んでいてよい。パルス光源の例は、Ｑスイッチレーザ、キャビティ−ダンプモードロックレーザ、および利得スイッチレーザを含む。好ましくは、パルス光源のスペクトルは、中心周波数の約１％よりも大きなスペクトル幅および約１マイクロ秒よりも短いパルス幅または放射光のバーストの継続時間を持っていてよい。光源装置は、１つの広帯域幅連続波光源およびＣＣＤアレイに組み込まれた、１つの光学ゲートスイッチまたは電気的シャッタを含んでよい。光学パワーが閾値よりも低い時間ウインドウは、オフ状態と考えることができ、パワーが閾値よりも大きなウインドウはオン状態と考えることができる。閾値はオン状態の間のパワーレベルの５０％よりも低いことが好ましく、しかしながら、通常のパルス光源はオンとオフとの間のずっと大きなパワー消光比を提供できる。単一の検出器の積分時間中に、１つまたは複数のオン状態が存在し得るが、全体の照明スパンまたは最初のオン状態から最後のオン状態の終わりまでの期間は検出器の積分時間の９０％よりも短いことが好ましい。例えば、照明スパンが短ければ短いほど、より大きな運動アーチファクトの抑制を得ることができる。

本発明のさらにもう１つの実施例では、光源装置は、出力スペクトルの平均の周波数が時間とともに変化する波長掃引光源であり得る。電磁放射光の平均周波数は、実質的に時間とともに連続的にミリ秒当り１００テラヘルツよりも大きな同調速度で、そして特定の電気的積分時間の約９０％よりも短い繰返し周期で繰返し変化してよい。電磁放射光の同調範囲は、中心波長が約７００ｎｍから２０００ｎｍの間で、同調幅が中心波長の約１％よりも大きく、そして瞬時ライン幅が同調範囲の約１０％よりも狭い同調範囲を持っていてよい。そのような光源装置は、同調レーザ、ラマン自己周波数シフトと連動するソリトンレーザ、または同調フィルタと連動する連続波広帯域幅光源を含む。平均周波数は、実質的に時間とともに線形または正弦波で変化してよい。パルス光源に関しては、特定のピクセルによって受けられた光学パワーが閾値よりも低い時間ウインドウは、その特定のピクセルに対してはオフ状態と考えることができ、パワーが閾値よりも大きなウインドウはオン状態と考えることができる。閾値はオン状態の間のパワーレベルの５０％よりも低いことが好ましく、しかしながら、通常のパルス光源はオンとオフとの間の著しく大きなパワー消光比を提供できる。ピクセルの検出器の積分時間中に、１つまたは複数のオン状態が存在し得るが、全体の照明スパンまたは最初のオン状態から最後のオン状態の終わりまでの期間はピクセルの積分時間の９０％よりも短いことが好ましい。照明スパンが短ければ短いほど、より大きな運動アーチファクトの抑制を得ることができる。

本発明の尚もう１つの実施例によれば、通常の生物学的検体の撮像用の方法を提供することができる。例えば、少なくとも１つの電磁放射光が検体およびリファレンスへ向けられて生成されてよい。検出装置の複数の検出器の少なくとも１つの検出器を使用して、検体から受けた１つの第一電磁放射光、および少なくともリファレンスから受けた１つの第二電磁放射光の組合せを有する少なくとも関連する信号の一部を検出できてよい。少なくとも１つの特定の検出器は特定の電気的積分時間を持ってよく、特定の閾値よりも大きな第一のパワーレベルの第一部分および第一部分の直前または直後の第二部分を有する持続時間の間の信号の少なくとも１部を受け取ることができる。上記第二部分は、予め設定された閾値よりも低く、少なくとも１つの第二パワーレベルを持ってよく、特定の電気的積分時間の約１０％以上の時間の間延長できる。

図３は、広帯域幅パルス光源を基にした本発明によるシステムおよび方法の１つの実施例の検体出力を示している。図３に示すように、そのような光源は、パルスと検出器アレイの積分ウインドウとの間のタイミング同期をとって、検出アレイの各積分ウインドウ当り、単一の光学エネルギのバーストまたは単に「パルス」を放出する。そのような光源の例は、タイムゲートされた連続波または外部強度変調器（シャッタ）２１０を使用したモードロック広帯域幅連続波光源２００（図４（ａ）に示す）、Ｑスイッチポンプレーザ２２０およびスーパコンティニューム非線形ファイバ（生成媒質）２３０を基にしたスーパコンティニューム光源（図４（ｂ）に示す）、ダイオードポンプレーザ２４０および非線形ファイバ（非線形媒質）２５０を基にしたセルフＱスイッチスーパコンティニューム光源またはラマン光源（図４（ｃ）に示す）を含んでよい。そのような光源を使用すると、サブマイクロ秒からサブナノ秒の範囲にあって、実質的に検出器アレイ自身の積分時間よりも短い有効な信号積分時間がパルスの持続時間に等しくなる。単一パルス動作が説明されたけれども、パルスが検出器の積分時間よりも実質的に短い期間に生成されるならば、各積分時間当たり複数のパルスを放出する他の光源が使用されてもよい。眼科のような臨床アプリケーションの実施例では、網膜を照明することができる最大の光学エネルギまたは強度レベルは組織を損傷させる可能性があるので制限されている。図４（ａ）に示されている実施例の装置を使用して、ＳＬＤおよびＴｉ：サファイアモードロックレーザのような高い出力パワーを放出する広帯域幅光源を使用し、デューティサイクルを減少し、検体に有効な露出エネルギを減少させるために出力を時間ゲートすることが可能である。

図５（ａ）−（ｄ）は、広いスペクトル範囲を時間的に繰返し掃引される、実質的に狭いスペクトルを放出する波長掃引光源を基にした、本発明のもう１つ他の実施例の原理を説明するグラフを図示している。図５（ｃ）は、のこぎり歯状に出力波長を掃引した掃引光源を使用して生成された信号の例を示している。同調サイクルは検出器アレイの積分ウインドウと同期されている。この例の場合、各検出器素子は実効的信号積分時間を決定する短い時間だけ対応する波長の光を受けることができる。数値例として、全体の同調範囲が１５０ｎｍ、中心が１３００ｎｍで瞬時ライン幅が１ｎｍのとき、実効的信号積分時間は検出器の積分時間の１／１００にできる。

図６（ａ）−（ｃ）に示されているように、波長掃引光源は通常の広帯域幅光源３００に続いて波長走査フィルタ３１０を使用して実現されてもよい。本発明の１つの変形例によれば、１つの波長掃引レーザは利得媒質３２０、同調可能なフィルタ３３０およびレーザキャビティ３５０中の出力カップラ３４０が使用されてよい。波長掃引レーザは、スペクトロメータの解像度よりも狭いライン幅を生じるように構成されてよく、この場合スペクトロメータ設計の複雑さおよび許容誤差が緩和される。上記の波長掃引光源および検出器アレイの組合せは光学周波数領域撮像に類似しており、ドップラシフトのような運動アーチファクトを示している。運動アーチファクトをさらに減少させるには、波長掃引光源は低いデューティサイクルまたはＱスイッチ領域で動作されてよく、これによって実行信号積分時間をさらに減少できる利点がある。もう１つの可能な光源は、ソリトン光源３６０およびラマン媒質３７０を使用したソリトンセルフ周波数シフトに基づいた広範囲同調光源を含むことができる。

例としての従来のＳＤ−ＯＣＴシステムは、スーパールミネセントダイオード（「ＳＬＤ」）のような連続波（「ＣＷ」）広スペクトル光源または１０−１００ＭＨｚの範囲の高い繰返しの極短モードロックパルスを使用している。全視野ＯＣＴシステムは通常連続波熱光源を使用してきた。そのような通常のシステムの場合、ＣＣＤアレイは一般に定常的に照明されるので、ＣＣＤカメラの露出時間が単一Ａラインの信号取得時間を決定する。しかしながら、Ａライン取得時間中の検体またはプローブの運動は、信号の減衰や空間解像度の劣化のような各種の望ましくないアーチファクトを生じる可能性がある。特に、軸方向の検体の運動により、検出されたスペクトル縞はかなり消え、かなりの画像の消失を生じる可能性がある。ＳＤ−ＯＣＴ用に適切なカメラは、通常１０マイクロ秒よりも長い露出時間を提供することを考慮すると、検体およびプローブの運動が日常的な生物医学的アプリケーション用には干渉縞消去問題の解決が好ましい。

図７（ａ）−（ｃ）は、スペクトロメータ中のＣＣＤアレイによる検出信号の例で、次の３つの異なった光学光源でどのようにＳＤ−ＯＣＴシステムで信号が検出されるかを示している。広帯域連続波光源（図７（ａ））、広帯域幅パルス光源（図（ｂ））、狭帯域幅波長掃引光源（図７（ｃ））。この図では、各ＣＣＤピクセルが光源光の狭帯域幅部分を受けるように、スペクトルが分散した広スペクトル光４００がＣＣＤアレイ４１０に入射している。垂直なバー４２０はカメラがフォトン生成電子を積分する時間ウインドウを示している。図７（ａ）は、ＳＤ−ＯＣＴの共通の器具を使用して得られた信号を示している。図７（ｂ）および（ｃ）に示された信号を生成するシステムの動作原理は以下に説明される。

特に、図７（ｂ）は、繰返し速度がＣＣＤの読出し速度に等しい一連の短い広帯域パルス光４３０を描写している。この例のシステムの積分時間は、カメラの読出し時間よりもむしろパルスの継続時間によって与えられている。結果として、スナップショットのＡラインプロファイルが検体またはプローブの運動とは無関係に得られる。例としての技術は概念的には写真におけるストロボスコピック照明の使用と類似している。大抵の生物学的アプリケーションに対しては、運動アーチファクトの防止にはナノ秒パルスは十分短いが、原則として、このアプローチは低い繰返しのモードロックレーザを使用してフェムト秒の時間解像度のＡラインの取得を提供できることに注目することは興味のあることである。次の分析は、しかしながら、短い継続時間の広帯域幅光の単一のバーストまたはモードロックパルスの短い列を含むバーストのいずれかを提供する任意のパルス光源に関連している。パルス光源ＳＤ−ＯＣＴの撮像特性を理解するために、軸運動が存在するときのパルスおよび連続動作の信号対雑音比（ＳＮＲ）が再調査されてよい。例えば、Ｔ_ｓおよびＴ_ｅをそれぞれパルス継続時間およびカメラの電気的積分時間とする。光学プローブビームを平行な軸方向に速度ｖ_ｚで運動する検体に対して、ｖ_ｚ＝０で正規化された信号パワーＳは次式で与えられる。

ここで、Ｐ（ｔ）はパルスの時間変化する光学パワーであり、ｋ_０＝２π／λ_０は中心周波数λ_０に対する波数を示す。方程式１はＴ_ｓを最大値の半分の位置での全幅（「ＦＷＭＨ」）パルス幅として、矩形パルスに対してｓ≒ｓｉｎ^２（／ｋ_０Δｚ）／（／ｋ_０Δｚ）^２、ガウスパルスに対してｓ≒ｅｘｐ［−／ｋ_０ ^２Δｚ^２／（２ｌｎ２）］を与える。ここで、Δｚ＝Ｖ_ｚＴ_ｓはパルス期間Ｔ_ｓの全体の検体の動きである。これらの式はパルスの継続時間中に検体の運動が光の半波長より大きいと、かなりの信号の消失が生じることを意味している。それ故、運動に起因する信号消失に関しては、短いパルス幅の技術（Ｔｓ≪Ｔｅ）が従来の連続波オペレーションに対してかなりの利点を提供する。同様に、パルス動作は検体の運動および横方向のビーム走査に起因する空間解像度の劣化などのような他の運動アーチファクトをまた抑制できることを見ることができる。

パルス動作の基本的な雑音特性は連続波のそれとほぼ同一であると思われる。その理由は検出帯域幅がカメラの積分時間によってのみ決定されるからである。パルスおよび連続波の両方の光源が同一の平均光学パワーおよび相対強度雑音（「ＲＩＮ」）を生成する場合、両者は静止検体に限って言えば同一のＳＮＲを生じるであろう。

図７（ｃ）は、狭帯域幅、波長掃引光源に基づいたもう１つの例のパルス光源ＳＤ−ＯＣＴアプローチを使用したもう１つの例の技術を使用して生成された信号を示している。ＣＣＤアレイ４２０へ入射する光学スペクトル４４０は時間とともに連続的に変化しているので、各々のＣＣＤピクセルは短い時間間隔の間だけその対応するスペクトル成分を受け取る。パルス広帯域幅照明と同様に、高速に波長を掃引することによって縞の消失に起因する信号の消失に無関係なＳＤ−ＯＣＴ信号を得ることができる。しかしながら、パルス動作と異なり、個々の「スペクトルパルス」は同時刻にＣＣＤピクセルには到達しない。

図７（ｃ）に示されている線形掃引に関して、掃引動作は２００３年１０月２７日に出願された米国特許出願番号６０／５１４，７６９に記載されている光学周波数領域撮像（「ＯＦＤＩ」）にほぼ類似しており、全体の開示がここに参考資料として組み込まれる。この例の掃引動作では、掃引光源および標準フォトダイオードを使用して時間の関数としてスペクトル縞が測定されている。それ故、両方の撮像技術が同様の運動アーチファクトを示すことができる。例としてのＯＦＤＩシステムによって生成される運動アーチファクトの生成はよく知られている。例としてのＳＤ−ＯＣＴシステム中での掃引光源動作は、しかしながら、これらの仕様が検出スペクトロメータによって制御されているので、それが線形同調スロープ、または光源の狭い瞬時ライン幅を要求しないという点でＯＦＤＩシステムの動作とは異なっている。波長掃引レーザにおける同調速度およびパワーは線形性および瞬時ライン幅の制約によってしばしば制限されていることを考慮すると、そのような差異は重要である。

例えば、パルスおよび波長掃引光源は本発明の実施例に従って構築されてよい。本発明の例としての、ゲートデバイスを含む、システムのブロック図が図８（ａ）に示されている。パルス広帯域光源は、半導体光学増幅器４５０（例えばＳＯＡ、フィリップスＣＱＦ８８２／ｅ）からの連続波広帯域増幅器の自然放出（「ＡＳＥ」）の外部時間ゲートによって提供できる。時間ゲート前のＳＯＡの出力は中心波長が１．３ミクロン、注入電流が４５０ｍＡで、全出力が７ｍＷの連続波非偏光ＡＳＥと特徴付けできる。連続波ＡＳＥは多角形の走査ミラー４６０、コリメータレンズ４６２、合焦レンズ４６４を含み、サーキュレータ４６６と連動する外部光学的ゲートデバイスと結合できる。多角形ミラーは面と面の角度が９度で４０個の面を持っていた。コリメータレンズ４６２および合焦レンズ４６４の焦点距離はそれぞれ１１および１００ｍｍで、出力にデューティサイクル約５％を得ることができる。図９（ａ）は、多角形走査器が１秒間に４７４回転され、パルス繰返し速度が１８．９４ｋＨｚのときに、ＩｎＧａＡｓ光検出器およびオッシロスコープ（検出帯域幅＝１００ＭＨｚ）で測定した出力パルス列を示している。測定されたパルス幅および対応するデューティサイクルはそれぞれ２．８５マイクロ秒（ＦＷＨＭ）および５．４％であった。電力計で測定される平均出力電力は３００マイクロワットであり得る。図９（ｂ）は光学スペクトルアナライザで測定された出力スペクトルを示している。スペクトルは中心波長が１３００ｎｍ、ＦＷＨＭが６６ｎｍで、ほぼ入力ＡＳＥのそれと同一でよい。

図８（ｂ）は、波長掃引レーザを含む本発明によるシステムのもう１つの実施例のブロック図を示している。レーザは同じＳＯＡ４５０および光ファイバリングレーザキャビティ４６８内の多角形ミラーのスキャナ（走査ミラー）４６０に基づいた波長走査フィルタを使用した。回折格子４７０（１ｍｍ当り８３０ライン）、４ｆ構成の２つのレンズ（４７２；ｆ＝６０ｍｍ、４７４；ｆ＝６３．５）および同じ４０個の面を有する多角形ミラースキャナ（走査ミラー）４６０から構成された走査フィルタがパルス光源として使用された。走査フィルタは、１３２０ｎｍ波長に中心を持つ２７５ｎｍの自由スペクトル範囲を有するように構成でき、ＣＣＤカメラのデューティサイクル（４６％）にほぼ適合するレーザ出力のデューティサイクルを結果として得ることができる。フィルタの通過帯域がＳＯＡの利得帯域幅の外側を走査するとき、光源はレーザ閾値に到達せず、単にＡＳＥを生成する。図９（ｃ）は、掃引繰返し速度が１８．９４ｋＨｚのレーザ出力の時間特性を示している。出力パワーがガウス分布のようなプロファイルで変化する領域は、光源がレーザ閾値以上で動作されているときに対応する。この領域の外側では出力は一定パワーのＡＳＥである。掃引レーザ動作中にＡＳＥレベルがどれくらい検出光に貢献しているかを決定するために、キャビティ中のフィルタとＳＯＡとの間に５％のタップカップラを挿入して、後方に伝搬するＡＳＥパワーが測定された（図９（ｃ）の下部のトレース、灰色ライン）。ＳＯＡ中の利得飽和によってＡＳＥが抑制されたので、ＡＳＥレベルはレーザ動作中かなり低下した。レーザ対ＡＳＥレベルは、レーザ同調範囲の中央で１６ｄＢもの高さに到達した。水平バー（緑）はカメラの積分ウインドウを表しており、これはレーザ同調と同期が取られている。電力計で測定された平均出力電力は１８ｍＷであった。

図９（ｄ）は、光スペクトルアナライザで測定されたピーク−ホールドモードでの１つの例としての出力スペクトルを示している。ピーク−ホールドモードでは、与えられた時間でＡＳＥのスペクトル密度はレーザのそれよりもかなり低いので、ＡＳＥの測定への寄与は無視できる。従って、測定されたスペクトラムは掃引レーザの同調包絡線を表している。同調範囲は約１３５ｎｍで、中心波長は１３２５ｎｍであった。１つの例として掃引出力の瞬時のライン幅は、遅延可変干渉計を使用してコヒーレンス長を測定して決定され、約０．４ｎｍであった。

図１０は、本発明によるシステムのもう１つの実施例のブロック図を示している。この例としてのシステムは干渉計、プローブ、およびＳ．Ｈ．Ｙｕｎ他、「１．３マイクロメータ波長での高速スペクトル領域光コヒーレンストモグラフィ」、３５９８−３６０４（２００３）他に詳細が説明されている検出スペクトロメータを含んでいる。要約すると、この例としてのシステムは光源５００、スキャナドライバ５０２、スキャナクロック発生器５０４、５％タップ５１２を含む光トリガ発生器５１０、１つの（オプションの）光狭帯域幅フィルタ５１４、光検出器５１６およびＴＴＬ生成回路５１８を含んでいる。光狭帯域幅フィルタ５１４は、掃引光源動作に使用されているが、パルス広帯域光源動作には不要である。干渉計はサーキュレータ５２０、偏光コントローラ５２２、偏光器５２４、１０／９０結合器５３４、コリメータ５３６、ニュートラル濃度フィルタ５３８、リファレンスミラー５４０、ガルバノメータ搭載ミラー５４２、ガルバノメータドライバ５４４、結像レンズ５４６、検体５５０を含むことができる。検出アームはコリメータ５６２、回折格子５６４、結像レンズ５６６、ＣＣＤリニアアレイ５７０、カメラ５７２を有する検出スペクトロメータ５６０を含むことができる。ガルバノメータは、ＦＭＨＭビーム径で共焦点長がそれぞれ１８ミクロンおよび１．１ｍｍで、検体を横切って横方向のビームを提供するためにプローブ中に使用できる。検出スペクトロメータ５６０は、点線ボックス内に示されているが、１２００本／ｍｍの線引きされた回折格子５６４、結像（合焦）レンズ５６６（ｆ＝１５０ｍｍ）および５１２素子のＩｎＧａＡｓＣＣＤアレイ（Ｓｅｎｓｏｒｓ Ｕｎｌｉｍｉｔｅｄ Ｉｎｃ．，ＳＵ５１２ＬＸ）を備えたラインスキャンカメラ（ＬＳＣ）から構成されている。偏光コントローラはＣＣＤ中の縞の可視性を最大化するために調整された。中心が１３２０ｎｍ、全体の波長スパンが１０６ｎｍで解像度０．１ｎｍの５１２素子ＣＣＤアレイに投射された。

カメラの読出しは、光源出力から生成された外部ＴＴＬ信号によってトリガできる。パルス光源の場合、図１０の点線ボックスに示されているように電気的トリガパルスは光学パルスから直接生成された。掃引光源の場合、レーザ出力はサーキュレータおよび０．２ｎｍの帯域幅と９０％の反射率を有するファイバブラッグ格子反射器の組合せによって伝送されてよい（狭帯域フィルタ装置は小さな点線ボックス５１０で表されている）。レーザの出力スペクトルがブラッグ格子の反射帯域に渡って掃引されたとき、光検出器は生成された一連の短いパルスを検出できる。光検出器の出力から調整可能な位相遅延を持ったＴＴＬトリガパルスが生成された。

上記のように両方のレーザは、繰返し速度１８．９３９ｋＨｚで動作させることができる。この速度はカメラの最高の読出し速度に対応していた。トリガを受けて、カメラは２４．４マイクロ秒の間で光生成電子を積分し、次の２８．４マイクロ秒の間に積分された電圧を読み出すことができる。図７（ａ）および（ｃ）に示すように、ＰＰＬパルスジェネレータ中の位相遅延を調整して、カメラの積分時間ウインドウは光源の出力に合わせることができた。カメラ出力は、４チャンネル、１２ビットデータ取得ボード５８２（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ， ＮＩ ＰＣＩ−６１１５）およびパーソナルコンピュータ５８４の処理でディジタル化できる。データ処理は、ゼロパッディング、内挿およびリニア空間へのマッピングを含み、その後高速フーリエ変換して画像を生成してよい。

ＳＤ−ＯＣＴ撮像は次の３つの異なった光源を使用して実行できる。（ａ）ＳＯＡから直接得られた連続ＡＳＥ、（ｂ）強度ゲートＡＳＥパルス（図８（ａ）に示すように）、および（ｃ）波長掃引レーザ（図８（ｂ）に示されているように）。運動アーチファクトを調査するために、音響スピーカの上に紙を搭載して１つの検体を作成できる。図１１は比較のために３つの異なった光源で取得された例としての画像を示している。図１１の左側に示されている部分は、紙の検体が静止位置に保持されているときの連続波、パルスおよび掃引光で取得された例としてのＯＣＴ画像である。各画像は軸方向に２５６、横方向に５００ピクセルを含み、深さ２．１ｍｍ、幅５ｍｍに広がり、全時間２６．４ｍｓに渡って取得された。画像は反射のダイナミックレンジが４０ｄＢに渡って対数逆グレースケールを使用して生成される（図１１のグレースケールマップに示す）。光源の各々に対し、検体を照明している光学パワーはプローブのニュートラル濃度フィルタを使用してほぼ同じレベルに調整された。各光源に対するグレースケールマップのオフセットは細かく調整でき、その結果、３つの静止画像がほぼ同じコントラストを示すようにできる（図１１のセクションａ、ｃ、ｅ参照）。軸方向に運動する検体の画像（図１１のセクションｂ、ｄ、およびｆ）は、スピーカが８０Ｈｚでピークからピークまで（ピーク間）の振幅が０．８ｍｍで正弦波状に駆動されたときに取得できる。縞の消去に起因する信号の消失は連続波ＡＳＥ光源の場合に顕著である（図１１、セクションｂ参照）。軸方向の速度がゼロの振動の山と谷を除いて、画像のコントラストおよび浸透深さは著しく劣化している。これに比べて、画像ｄはパルス光源で取得され、画像の消失がかなり減少していることを示している。信号の消失は、波長掃引光源を使用しているときは観察されない（図１１、セクションｆ参照）。

信号消失の量を数値化するために、図１１に示されている例としての画像から得られた各Ａラインに沿った線形パワーの単位でピクセル値の和を取得でき、これは特定のＡラインの全信号パワーを表している。３１番目から２３０番目までの素子の全２００ピクセルが和として考慮された。その結果が図１２（ａ）−（ｃ）に示されており、図１２（ａ）の結果は連続波光源を使用して得られた信号に対応し（図１１のセクションａおよびｂ参照）、図１２（ｂ）はパルス光源を使用して得られた信号に対応し（図１１セクションｃおよびｄ参照）、図１２（ｃ）は掃引光源を使用して得られた信号に対応している（図１１セクションｅおよびｆ参照）。

各々のグラフの中で、積分された信号パワーがＡラインインデックスの関数として、静止検体画像（明るい線）および運動する検体画像（暗い線）に対してプロットされている明るい線で描写されているように、静止検体の信号パワーは、プローブビームが検体の上を走査されたときスペックルに起因する、標準偏差が約２ｄＢのランダムな変動を示している。スペックル平均化された平均値は検体の横方向の位置に対して線形に変化し、その変動は有限のコンフォーカルパラメータおよび結果として生じた深さ方向に依存性のある収集効率に起因していた。図１１のセクションｂ、ｄ、ｆから得られた信号パワートレース（より暗いライン）は運動によって誘起された信号消失の減少に関してパルスおよび掃引光源の利点を明らかに証明している。

時間ゲートパルスは、信号積分時間を２４．４マイクロ秒から２．８５マイクロ秒まで８．６倍減少させる可能性がある。瞬時ライン幅が０．４ｎｍの掃引光源に対して、個々のＣＣＤピクセルは各Ａライン取得当りわずか７５ｎｓだけ照明され、信号積分時間の３２５倍の減少を表している。方程式（１）に基づいた理論曲線は次の例外を除いて実験結果と完全な一致を示す。実験雑音フロアが−１４ｄＢより大きな信号損失の検出を禁止し、図１２（ｃ）中の青と黒曲線との間の小さな不一致は２つの検体間の異なった深さの不均一なプローブの収集効率に起因すると考えられる。

例としてのＳＮＲ分析は、パルスＡＳＥ光源が本質的に同一の平均光パワーを持った連続波ＡＳＥと同じ雑音特性を生成したことを示している。しかしながら、波長掃引レーザを使用して取得された画像は、深さに依存して、同一の平均パワーのＡＳＥ光源の使用と比べて１０−２０ｄＢ高い雑音フロアを示した。我々はこの雑音フロアの増加はＣＣＤ積分時間の逆数に対応する、ＤＣから４１ｋＨｚの周波数帯域の中での掃引レーザのＲＩＮに起因すると考える。掃引光源で得られた最高の感度は、リファレンスアームパワーが１〜２マイクロワットで約−９５ｄＢであってよい。

生体外の人間の冠状動脈の例としてのＳＤ−ＯＣＴ撮像が光ファイバカテーテルを使用して実行されてよい。光ファイバカテーテルはグレーデッドインデックスレンズおよびその遠い方の先端に９０度のプリズムを含み、１秒当り最高１００回転（ｒｐｓ）までの回転速度を提供できる高速回転ジョイント経由で干渉計に接続された。図１３は、同じＡライン取得速度の１８．９４ｋＨｚでの連続波ＡＳＥ光源（図１３の画像ＡおよびＢ参照）、掃引光源（図１３の画像ＣおよびＤ参照）で得られた、例としての画像を示している。画像ＡおよびＢと画像ＣおよびＤの差はカテーテルの回転速度で、画像ＡおよびＣに対しては９．５ｒｐｓで画像当り２０００Ａラインに対応し、画像ＢおよびＤに対しては３７．９ｒｐｓで画像当り５００Ａラインに対応している。干渉計のゼロ遅延は検体と外部プリズム表面との間に配置され、組織の画像上の重畳された円形のアーチファクトを生じている（ｐとマークされている）。

画像Ａは血管の通常のＯＣＴ画像を表現していてよい。これに対して画像Ｂは信号の損失による明らかな径方向の線条を示すことができる。画像の消失は主としてカテーテルに起因する光路長の変調によるものと考えられ、回転速度とともに増加する。光路長の変調は３つのメカニズムから生じる可能性がある。（ａ）オフセンターオブジェクトの回転ビーム走査によって、プローブが検体から遠ざかったり、近づいたりするようなプローブビームの軸方向長の変化が生じることは避けられない。（ｂ）回転するカテーテルの先端が保護鞘の中で揺れ動き、プローブと検体との間の距離を変調する可能性がある。（ｃ）回転ジョイントからの機械的振動がねじりまたは変形によってカテーテルの内側で光ファイバの長さを変調する可能性がある。そのような第三のメカニズムがこの特定の実験では優勢であると考えられ、その理由はプリズム表面に対応する円（ｐ）は、また同一の半径位置でかなりのコントラストの損失を受けているからである。図１３の画像ＣおよびＤは掃引光源で得られた例としてのＳＤ−ＯＣＴ画像である。信号の消失は画像Ｄでは顕著ではなく、明かにパルス光源の取り組みの利点を証明している。

このようにして、パルスまたはゲート照明の利点を認識するために各種の戦略が適用できる。伝統的な光源は、連続波ＳＬＤ、スーパコンティニューム光源、またはモードロックレーザを含む。これら光源の各々が外部強度変調の仕組みを使用してパルス光源に変換できる。強度変調またはスイッチとして、電子光学、または音響光学変調器または注入電流変調器を考えることができる。代わりに組込みの電子シャッタを備えたＣＣＤカメラが使用されてよい。この外部ゲートの取り組みはしかしながら、光学パワーの損失を生じ、それ故に検出感度を劣化させる主要な欠点を持っている。しかしながら、運動が縞の消去を通じてかなりの信号の消失の原因となる状況においては、外部ゲート法は光学パワーの損失にもかかわらず、よりよい感度を導くことができる。他のアプリケーションでは、しかしながら、システム中で使用可能な光学パワーは、検体の最大許容露出によってしばしば制限されている。この場合、外部ゲート法は強力な光源からシステムへ入力するパワーレベルを減衰させるための有効な方法であろう。例えば、眼科の網膜の撮像はＳＤ−ＯＣＴを使用して波長８００ｎｍで実行されてきている。この波長では、目への許容最大連続露出は米国規格協会（ＡＮＳＩ）に従って、約６００−７００マイクロワットに制限されている。このアプリケーションに対しては、市販の利用できるＴｉ：サファイアレーザからの出力をゲートして、システムに十分なパワーを供給でき、運動に対する感度を１桁減少できる。

外部ゲートの代わりに各種パワー効率のよい、内部変調技術を採用してもよい。例えば、Ｑスイッチおよびキャビティダンピングはよく知られた技術で超短パルスレーザに適用できる。繰返し速度２，３から１０ｋＨｚのＱスイッチスーパコンティニューム光源が報告されており、例としてのＳＤ−ＯＣＴシステムの中に使用するのに適している可能性がある。運動アーチファクトを減少する利点の他に、パルス光源の取り組みの縞消去の減少は、またシーケンシャル位相ディザリングに基づいた直交縞検出を容易にする可能性がある。

この明細書の中で説明されている波長掃引光源の使用は、基本的にはＯＦＤＩおよびＳＤ−ＯＣＴの間のハイブリッド技術であり、この技術は狭い瞬時ライン幅を含み、同調線形性が緩和されたより柔軟性の高いＯＦＤＩ光源を許容する可能性がある。この場合、スペクトロメータの高解像度および線形性は、共振的に走査されたファブリペローフィルタのような非線形同調素子を備えた掃引レーザまたは非線形ファイバ中のソリトンセルフ周波数シフトに基づいて同調光源に適応できる。さらに掃引レーザの瞬時ライン幅の緩和された要求は、高出力パワーの生成を容易にしてよい。

本発明によるシステムのもう１つ他の実施例では、ＣＣＤアレイの各々が２次元アレイであり得る。２次元同時走査は２次元アレイを使用して実行でき、そこにおいては１つの軸に沿ってスペクトル情報がエンコードされ、一方、第二のディメンジョンに渡って空間情報がエンコードされる。図１４は、線光源６００、レンズ６０４、ビームスプリッタ６１０および２次元ＣＣＤアレイ６２０を含むそのようなシステムのブロック図が示されている。組織は好ましくはラインビームで照明され、検体の照明された部分はアレイの１次元上に撮像され、一方光はスペクトル的にアレイの他方向に分散される。先に説明したように、連続光源による長い積分時間は結果として運動アーチファクトおよび縞の消去を導く。また、２次元アレイの読出し時間は１次元アレイのそれよりも大きい。パルス光源の使用によって、運動アーチファクトおよび縞の消去は防止でき、そこにおいて露出時間はフレーム転送速度よりもかなり短い。光強度はライン上に分布されているので、より多くのパワーが組織に入射することが許容される。１００フェムト秒よりも長いパルス幅のパルス光源を使用するとき、光源は眼科のアプリケーションではセミ連続であるとして取り扱うことができる。このようにして、高いピークパワーが短い時間に渡って使用でき、一方、平均パワーは、組織の光露出のＡＮＳＩ標準に準拠している。加えて、掃引光源は、ライン照明と組み合わせて使用でき、そこでは検出器は１または２次元であり得る。１次元アレイの場合、全体のラインに渡る組織の情報は各波長に対して順次１次元アレイによって取得される。２次元アレイを使用して波長は、アレイの第二のディメンジョンにエンコードされる。

本発明のもう１つの実施例では、図１５にブロック図として描写されているように、パルス光源が全視野光コヒーレンストモグラフィに使用できる。検出器アレイは、通常２次元ＣＣＤアレイである。全視野ＯＣＴの動作原理および一般的なシステムアーキテクチャは従来技術としてよく知られている。全視野ＯＣＴは通常正面画像を生成する。先のＳＤ−ＯＣＴの説明のように、パルス光源の取り組みは通常２次元のＣＣＤアレイ内の実効信号取得時間を効果的に減少する。繰返し速度はＣＣＤアレイのフレーム読出し速度に適合されている。通常の全視野ＯＣＴ技術は、スペクトル領域干渉計法に基づいていないので、掃引光源の取り組みは運動アーチファクトに関しては全視野ＯＣＴで利点を提供しない。それにもかかわらず、その掃引繰返し速度がＣＣＤ読出し速度に適合された掃引光源は従来の広帯域幅光源の代替光源として全視野ＯＣＴに使用できる可能性がある。これは時間積分法でＣＣＤから見た掃引スペクトルは、同一のスペクトル包絡線の広帯域幅スペクトルと同一であるという事実による。光源７００は好ましくはＫｏｈｌｅｒ構成のハロゲンまたはタングステンランプのような空間的にコヒーレントな光源で、しかし全視野撮像で運動アーチファクトを減少するためにパルス領域で動作されている。光源ビームはビームスプリッタによってリファレンスおよび検体に分割されている。高い開口数の対物レンズ７１０が通常使用される。ヘテロダイン検出を実現するために、位相ディザリング用にリファレンスミラー５４０はＰＺＴのような機械的アクチュエータに取付けられてよい。

ここで開示された発明は冠状動脈撮像、消化管、眼科撮像からダイナミックな生物学的または化学プロセス、移動材料および部品のモニタリングで、高感度、高速度、運動アーチファクトのない撮像が好まれる各種アプリケーションに使用できる。

ここまで説明してきたものは単に本発明の原理を例示するだけである。説明された実施例の各種変更および代替はここでの教えを考慮して当業者には明らかである。例えば、ここに説明された発明は、２００３年１０月２７日に出願された米国仮特許出願番号６０／５１４，７６９で、２００３年１月２４日に出願された国際特許出願番号ＰＣＴ／ＵＳ０３／０２３４９に記載されている例としての方法、システムおよび装置とともに使用することが可能で、その全体をここに参考資料として組み込む。ここに明示的には示されず、また説明されなかったけれども、当業者が本発明の精神と範囲内で各種システム、装置および方法を案出し、本発明の原理を具象化することができる。加えて、上記で参照されたすべての発行物、特許および特許出願はその全体が参考資料としてここに組み込まれる。

従来のＳＤ−ＯＣＴシステムの例を示す図である。 従来の連続波光学光源から得られたスペクトルおよび時間的特徴の一連の例を示すグラフである。 従来の高速繰返しモードロックレーザ光源から得られたスペクトルおよび時間的特徴の一連の例を示すグラフである。 従来の低速繰返し広帯域幅光源から得られたスペクトルおよび時間的特徴の一連の例を示すグラフである。 （ａ）−（ｃ）は本発明による低速繰返し広帯域幅光源の実施例を示すブロック図である。 （ａ）−（ｄ）は１つの例としての波長掃引光源から得られたスペクトルおよび時間特性を示すグラフである。 （ａ）−（ｃ）は本発明による１つの例としての波長掃引光源装置の実施例を示すブロック図である。 （ａ）はスペクトロメータ内のＣＣＤアレイによる連続光の検出信号の一例を示す図である。（ｂ）はスペクトロメータ内のＣＣＤアレイによるパルス光の検出信号の一例を示す図である。（ｃ）はスペクトロメータ内のＣＣＤアレイによる掃引光の検出信号の一例を示す図である。 （ａ）は１つの例としてのパルスＡＳＥ光源を示す図である。（ｂ）は１つの例としての波長掃引光源を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は例としてのパルスＡＳＥ光源から得られた例としての時間およびスペクトル出力特性の信号を示す図である。（ｃ）および（ｄ）は例としての掃引光源から得られた時間およびスペクトル出力特性の信号を示す図である。 本発明による１つの実施例のＳＤ−ＯＣＴシステムの一例を示すブロック図である。 ３つの異なった光源で、検体が静止状態（セクションａ，ｃおよびｅ）のとき、および８０Ｈｚで０．８ｍｍに渡って運動している（セクションｂ、ｄおよびｆ）ときに取得された、紙のＳＤ−ＯＣＴ画像の一例を示す図である。 （ａ）は図１１に示された画像ａおよびｂから得られた、Ａラインインデックスまたは時間の関数として、各Ａラインの２５６デプスポイントの反射率の和を全体の信号パワーの変化として示す図である。（ｂ）は図１１に示された画像ｃおよびｄから得られ、Ａラインインデックスまたは時間の関数として、各Ａラインの２５６デプスポイントの反射率の和を全体の信号パワーの変化として示す図である。（ｃ）は図１１に示された画像ｅおよびｆから得られた、全体の信号パワーの変化、Ａラインインデックスまたは時間の関数として、各Ａラインの２５６デプスポイントの反射率の和を全体の信号パワーの変化として示す図である。 本発明によるシステムの実施例を使用して得られた、ＳＤ−ＯＣＴの生体外の冠状動脈の画像の一連の例を示す図であり、カテーテルの回転速度および光源は次のとおりである（セクションＡ−４．５ｒｐｓ、連続ＡＳＥ光源、セクションＢ−３７．９ｒｐｓ、連続ＡＳＥ光源、セクションＣ−４．５ｒｐｓ、掃引光源、およびセクションＤ−３７．９ｒｐｓ、掃引光源）。 ラインパルスまたは掃引光源および２次元ＣＣＤアレイを使用するもう１つの例のＳＤ−ＯＣＴを示すブロック図である。 パルス光源および２次元ＣＣＤアレイを使用する１つの例の全視野ＯＣＴシステムを示すブロック図である。

符号の説明

１０ 広帯域幅光
２０ カップラ
２２ 検体アーム
２４ リファレンスアーム
２６ ミラー
３０ プローブ
４０ 検体
４４ サーキュレータ
５０ スペクトロメータ
５２ コリメータ
５４ 回折格子
５６ レンズ
６０ ＣＣＤアレイ
６２ カメラ
７０ ディジタイザ
７４ コンピュータ
２００ モードロック広帯域幅連続波光源
２１０ シャッタ
２２０ Ｑスイッチポンプレーザ
２３０ スーパコンティニューム非線形ファイバ
２４０ ダイオードポンプレーザ
２５０ 非線形ファイバ
３００ 広帯域幅光源
３１０ 波長走査フィルタ
３２０ 利得媒質
３３０ フィルタ
３４０ 出力カップラ
３５０ レーザキャビティ
３６０ ソリトン光源
３７０ ラマン媒質
４００ 広スペクトル光
４１０ ＣＣＤアレイ
４２０ 垂直なバー
４５０ 半導体光学増幅器（ＳＯＡ）
４６０ 走査ミラー
４６２ コリメータレンズ
４６４ 合焦レンズ
４６６ サーキュレータ
４７２，４７４ レンズ
５００ 光源
５０２ スキャナドライバ
５０４ スキャナクロック発生器
５１０ 光トリガ発生器
５１４ 光狭帯域幅フィルタ
５１６ 光検出器
５１８ ＴＴＬ生成回路
５２０ サーキュレータ
５２２ 偏光コントローラ
５２４ 偏光器
５３４ １０／９０結合器
５３６ コリメータ
５３８ ニュートラル濃度フィルタ
５４０ リファレンスミラー
５４２ ガルバノメータ搭載ミラー
５４４ ガルバノメータドライバ
５４６ 結像レンズ
５５０ 検体
５６０ 検出スペクトロメータ
５８２ ４チャンネル、１２ビットデータ取得ボード
５８４ パーソナルコンピュータ

Claims (54)

1. 検体の少なくとも一部を撮像するシステムであって、
   前記検体およびリファレンスに向けて広帯域幅のスペクトル光を放射するパルス化広帯域幅光源と、
   前記検体から受けた少なくとも１つの第１電磁放射光と前記リファレンスから受けた少なくとも１つの第２電磁放射光との組合せのスペクトルを分離する、少なくとも１つのスペクトル分離ユニットと、前記組合せのスペクトルに関連する信号を検出可能である複数の検出器の少なくとも１つの検出器とを含むスペクトロメータと、を備え、
   前記複数の検出器の少なくとも１つの特定の検出器は、特定の電気的積分時間を有し、
   前記少なくとも１つの特定の検出器は、予め設定された閾値よりも大きい、少なくとも１つの第１光学パワーレベルを有する少なくとも１つの第１の部分と前記少なくとも１つの第１の部分の直前または直後の前記予め設定された閾値よりも低い、少なくとも１つの第２光学パワーレベルを有する少なくとも１つの第２の部分とからなる時間間隔で前記信号の少なくとも一部を受信し、
   前記少なくとも１つの第２の部分は、前記特定の電気的積分時間の少なくとも約１０％の時間間隔に亘っていることを特徴とするシステム。
2. 前記スペクトロメータは、少なくとも１つ電荷結合デバイスを含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
3. 前記少なくとも１つの特定の検出器は、前記組合せのスペクトルの少なくとも１つを受けることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
4. 前記広帯域幅光源装置は、光学的ゲートスイッチを含むことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
5. 前記広帯域幅のスペクトル光の周波数は、出力スペクトルの平均の周波数が時間とともに変化することを特徴とする請求項３に記載のシステム。
6. 前記スペクトロメータは、前記第１と第２電磁放射光との組合せのスペクトルと関連付けられる光電子の伝送をゲートするように適合され、
   前記光電子の伝送を許可するためのゲートの時間が前記特定の電気的積分時間の約９０％より短い、電気シャッタをさらに含むことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
7. 前記検体は、生体の検体であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
8. 前記スペクトロメータは、少なくとも１つの電荷結合デバイスを含むことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
9. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、前記特定の電気的積分時間当たり１回のパルスであることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
10. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、前記特定の電気的積分時間の最大約９０％の間の放射光のバーストであることを特徴とする請求項３に記載のシステム。
11. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、約７００ナノメートルから２０００ナノメートルの間の中心波長のスペクトルを有することを特徴とする請求項３に記載のシステム。
12. 前記スペクトル光のバーストの持続期間は、約１マイクロ秒よりも短いことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
13. 前記広帯域幅のスペクトル光の平均周波数は、ほぼ時間とともに連続的にミリセカンド当り１００テラヘルツよりも大きな同調速度で変化することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
14. 前記広帯域幅のスペクトル光の平均周波数は、前記特定の電気的積分時間の約９０％よりも短い繰返し周期で変化することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
15. 前記広帯域幅光源装置によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、約７００ナノメートルから２０００ナノメートルの間の中心波長を有することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
16. 前記広帯域幅光源装置によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、中心波長の約１％より大きな同調範囲を有することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
17. 前記広帯域幅光源装置によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、瞬時線幅が同調範囲よりも約１０％狭い、前記瞬時線幅および前記同調範囲を有することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
18. 前記広帯域幅光源装置は、同調レーザを含むことを特徴とする請求項５に記載のシステム。
19. 前記広帯域幅光源装置は、同調フィルタを含むことを特徴とする請求項５に記載のシステム。
20. 前記広帯域幅光源装置は、媒質を含み、当該媒質に関連する非線形性に基づいて前記広帯域幅のスペクトル光を放射することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
21. 前記広帯域幅のスペクトル光の周波数は、ほぼ時間とともに線形に変化することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
22. 前記広帯域幅のスペクトル光の周波数は、ほぼ時間とともに正弦波状に変化することを特徴とする請求項５に記載のシステム。
23. 前記パルス化広帯域幅光源は、Ｑスイッチレーザ、キャビティ−ダンプモードロックレーザ、および利得スイッチレーザの少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項９に記載のシステム。
24. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、およそ１マイクロ秒よりも短いパルス幅を有することを特徴とする請求項９に記載のシステム。
25. 前記スペクトル光のバーストは、複数のパルスを含むことを特徴とする請求項１０に記載のシステム。
26. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、前記中心波長の約１％より大きなスペクトル幅のスペクトルを有することを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
27. 検体の少なくとも一部を撮像する方法であって、
    前記検体およびリファレンスに向けて、広帯域幅のスペクトル光を放射するステップと、
    前記検体から受けた少なくとも１つの第１電磁放射光と前記リファレンスから受けた少なくとも１つの第２電磁放射光との組合せのスペクトルを分離するステップと、
    スペクトロメータに含まれる複数の検出器の少なくとも１つの検出器を使用して、前記組合せのスペクトルに関連する信号を検出するステップとを備え、
    前記少なくとも１つの特定の検出器は、特定の電気的積分時間を有し、
    前記複数の検出器の少なくとも１つの特定の検出器は、特定の電気的積分時間を有し、
    前記少なくとも１つの特定の検出器は、予め設定された閾値よりも大きい、少なくとも１つの第１光学パワーレベルを有する少なくとも１つの第１の部分と前記少なくとも１つの第１の部分の直前または直後の、前記予め設定された閾値よりも低い、少なくとも１つの第２光学パワーレベルを有する少なくとも１つの第２の部分とからなる時間間隔で前記信号の少なくとも一部を受信し、
    前記少なくとも１つの第２の部分は、前記特定の電気的積分時間の少なくとも約１０％の時間間隔に亘っており、
    前記放射するステップは、パルス広帯域幅光源である広帯域幅光源装置により行うことを特徴とする方法。
28. 前記検出するステップは、少なくとも１つの電荷結合デバイスを含むスペクトロメータにより行うことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
29. 前記少なくとも１つの特定の検出器は、前記組合せのスペクトルの少なくとも１つを受けることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
30. 前記広帯域幅光源装置は、光ゲートスイッチを含むことを特徴とする請求項２７に記載の方法。
31. 前記広帯域幅のスペクトル光の周波数は、出力スペクトルの平均の周波数が時間とともに変化することを特徴とする請求項２９に記載の方法。
32. 前記スペクトロメータは、前記第１と第２電磁放射光との組合せのスペクトルに関連付けられた光電子の伝送をゲートするように適合され、
    前記光電子の伝送を許可するためのゲートの時間が前記特定の電気的積分時間の約９０％より短い、電気シャッタをさらに含むことを特徴とする請求項２９に記載の方法。
33. 前記検体は、生体の検体であることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
34. 前記検出するステップは、少なくとも１つの電荷結合デバイスを含むスペクトロメータにより行うことを特徴とする請求項２９に記載の方法。
35. 前記パルス光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、前記特定の電気的積分時間当たり１回のパルスであることを特徴とする請求項２９記載の方法。
36. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、前記特定の電気的積分時間の最大約９０％の間の放射光のバーストであることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
37. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、約７００ナノメートルから２０００ナノメートルの間の中心波長を有することを特徴とする請求項２９に記載の方法。
38. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、およそ１マイクロ秒よりも短いパルス幅を有することを特徴とする請求項２９に記載の方法。
39. 前記広帯域幅のスペクトル光の平均周波数は、ほぼ時間とともに連続的にミリセカンド当り１００テラヘルツよりも大きな同調速度で変化することを特徴とする請求項３１に記載の方法。
40. 前記スペクトル光の平均周波数は、前記特定の電気的積分時間の約９０％よりも短い繰返し周期で変化することを特徴とする請求項３１に記載の方法。
41. 前記広帯域幅光源装置によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、約７００ナノメートルから２０００ナノメートルの間の中心波長を有することを特徴とする請求項３５に記載の方法。
42. 前記広帯域幅光源装置によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、中心波長の約１％より大きな同調範囲を有することを特徴とする請求項３９に記載の方法。
43. 前記広帯域幅光源装置によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、瞬時線幅が同調範囲よりも約１０％狭い、前記瞬時線幅および前記同調範囲を有することを特徴とする請求項３１に記載の方法。
44. 前記広帯域幅光源装置は、同調レーザを含むことを特徴とする請求項３１に記載の方法。
45. 前記広帯域幅光源装置は、同調フィルタを含むことを特徴とする請求項３１に記載の方法。
46. 前記広帯域幅光源装置は、媒質を含み、当該媒質に関連する非線形性に基づいて前記広帯域幅のスペクトル光を放射することを特徴とする請求項３１に記載の方法。
47. 前記広帯域幅のスペクトル光の周波数は、ほぼ時間とともに線形に変化することを特徴とする請求項３１に記載の方法。
48. 前記広帯域幅のスペクトル光の周波数は、ほぼ時間とともに正弦波状に変化することを特徴とする請求項３１に記載の方法。
49. 前記パルス光源は、Ｑスイッチレーザ、キャビティ−ダンプモードロックレーザ、および利得スイッチレーザの少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項３５に記載の方法。
50. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、およそ１マイクロ秒よりも短いパルス幅を有することを特徴とする請求項３５に記載の方法。
51. 前記スペクトル光のバーストは、複数のパルスを含むことを特徴とする請求項３６に記載の方法。
52. 前記パルス化広帯域幅光源によって放射される前記広帯域幅のスペクトル光は、前記中心波長の約１％より大きなスペクトル幅のスペクトルを有することを特徴とする請求項３７に記載の方法。
53. 検体の少なくとも一部を撮像するシステムであって、
    前記検体およびリファレンスに向けて広帯域幅のスペクトル光を放射するパルス化広帯域幅光源と、
    前記検体から受けた少なくとも１つの第１電磁放射光と前記リファレンスから受けた少なくとも１つの第２電磁放射光との組合せのスペクトルを分離する、少なくとも１つのスペクトル分離ユニットと、前記組合せのスペクトルに関連する信号を検出可能である複数の検出器の少なくとも１つの検出器とを含むスペクトロメータと、を備え、
    前記複数の検出器の少なくとも１つの特定の検出器は、特定の電気的積分時間を有し、
    前記少なくとも１つの特定の検出器は、予め設定された閾値よりも大きい、少なくとも１つの第１光学パワーレベルを有する少なくとも１つの第１の部分と前記少なくとも１つの第１の部分の直前または直後の前記予め設定された閾値よりも低い、少なくとも１つの第２光学パワーレベルを有する少なくとも１つの第２の部分とからなる時間間隔で前記信号の少なくとも一部を受信し、
    前記少なくとも１つの第２の部分は、前記特定の電気的積分時間の少なくとも約１０％の時間間隔に亘っており、
    前記システムは、さらに、前記特定の電気的積分時間を有し、検出信号に基づいて、前記検体に関連した少なくとも１つの画像を生成する少なくとも１つの処理装置を備え、
    前記少なくとも１つの画像は、関連する前記検体下方の少なくとも１つの部分を含み、
    前記検体の前記少なくとも１つの部分は、前記広帯域幅のスペクトル光が照射された前記検体の表面位置の直下にある複数の深さにある検体の少なくとも１つの画像であることを特徴とするシステム。
54. 前記方法は、さらに、前記特定の電気的積分時間を有し、検出信号に基づいて、前記検体に関連した少なくとも１つの画像を生成するステップを備え、
    前記少なくとも１つの画像は、関連する前記検体下方の少なくとも１つの部分を含み、
    前記検体の前記少なくとも１つの部分は、前記広帯域幅のスペクトル光が照射された前記検体の表面位置の直下にある複数の深さにある検体の少なくとも１つの画像であることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
    

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