(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
光イメージングシステムにおける測定深度を制御するための装置であって、
少なくとも一つの第一の電磁放射線をサンプルに提供し、少なくとも一つの第二の電磁放射線を第一のレファレンス路に提供し、少なくとも一つの第三の電磁放射線を第二のレファレンス路に提供する、少なくとも一つの第一の機構であって、ここで、前記少なくとも一つの第一の機構によって提供される放射線の周波数は、時間と共に変化する、少なくとも一つの第一の機構と、
（ｉ）前記少なくとも一つの第一の電磁放射線の戻り放射線である少なくとも一つの第四の電磁放射線と、少なくとも一つの第二の放射線の戻り放射線である少なくとも一つの第五の電磁放射線との間の第一の干渉、及び、
（ｉｉ）前記少なくとも一つの第四の電磁放射線と、前記少なくとも一つの第三の電磁放射線の戻り放射線である少なくとも一つの第六の電磁放射線との間の第二の干渉、
に基づいて、前記少なくとも一つの第一の電磁放射線により放射されるサンプルにおけるすべての深度を同時に検出するように構成された少なくとも一つの第二の機構と、
を含む、装置。
【請求項２】
前記第一のレファレンス路の光路長が、前記第二のレファレンス路の光路長と実質的に異なる、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記第一のレファレンス路の光路長と前記第二のレファレンス路の光路長との差が、５００μｍ超である、請求項２に記載の装置。
【請求項４】
前記第一のレファレンス路が、前記少なくとも一つの第二の電磁放射線の周波数を偏移させる機構をさらに有する、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記第二のレファレンス路が、前記少なくとも一つの第三の電磁放射線の周波数を偏移させる追加的な機構を有する、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記少なくとも一つの第二の電磁放射線の周波数の偏移の大きさが、前記少なくとも一つの第三の電磁放射線の周波数の偏移の大きさと異なる、請求項４に記載の装置。
【請求項７】
前記少なくとも一つの第一の電磁放射線が、中心周波数が時間と共に実質的に連続的に、ミリ秒あたり１００テラヘルツを超える同調速度で変化するスペクトルを有する、請求項１に記載の装置。
【請求項８】
前記少なくとも一つの第四の電磁放射線が、前記サンプルの特定の位置から提供される、請求項１に記載の装置。
【請求項９】
前記第一の干渉及び前記第二の干渉に基づいて、前記サンプルの少なくとも一部の深度プロファイルを生成するように構成される少なくとも一つの第三の機構をさらに含む、請求項１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本願は、その全開示事項が参照することで本明細書に組み入れられる２００７年１月１９日出願の米国特許出願第６０／８８５，６５２号の優先権の利益に基づくものであり、それを主張するものである。
【０００２】
発明の分野
本発明は、１若しくは２個以上の深度及び周波数エンコーディング（「ＤＦＥ」）技術を用いて、光周波数領域イメージング（ｏｐｔｉｃａｌ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｄｏｍａｉｎ  ｉｍａｇｉｎｇ）における測定深度（ｒａｎｇｉｎｇ  ｄｅｐｔｈ）を制御する（例：伸長する）ための装置及び方法全般に関する。
【背景技術】
【０００３】
背景情報
光コヒーレンストモグラフィ（「ＯＣＴ」）技術は、生物学的サンプルの典型的な断面イメージを、数ミクロンから数十ミクロンのスケールの分解能で提供する。従来のＯＣＴのコントラストは、種々の組織の光学散乱特性の違いによるものであり、組織の微細構造のイメージングが可能である。フーリエ領域ＯＣＴ（「ＦＤ‐ＯＣＴ」）によって感度が大きく向上し、高速イメージングが可能となることが実証された。ＦＤ‐ＯＣＴは、スペクトル領域ＯＣＴ（「ＳＤ‐ＯＣＴ」）及び光周波数領域イメージング（「ＯＦＤＩ」）という２種類の構成で実施されてきた。図１（ａ）に示す典型的なＳＤ‐ＯＣＴの機構では、分光計を用いて、レファレンスビームとサンプルからの反射光との干渉によるスペクトルフリンジ（ｓｐｅｃｔｒａｌ  ｆｒｉｎｇｅ）を記録することができる。図１（ｂ）に示す典型的なＯＦＤＩの機構では、狭帯域波長掃引光源（ｎａｒｒｏｗｂａｎｄ  ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ‐ｓｗｅｐｔ  ｓｏｕｒｃｅ）及び単一の検出器を用いて同じインターフェログラムが記録される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、典型的なＯＦＤＩの機構及び方法は、内視鏡検査に付随するモーションアーチファクト（ｍｏｔｉｏｎ  ａｒｔｉｆａｃｔ）を生ずる傾向が低い場合があり、深度の範囲をより大きくすることができることから、いくつかのアプリケーションに対して好ましいイメージングモダリティとなる場合がある。しかし、最大測定深度（ｒａｎｇｉｎｇ  ｄｅｐｔｈ）は、通常、レーザー光源の瞬間的なライン幅（ｉｎｓｔａｎｔａｎｅｏｕｓ  ｌｉｎｅ‐ｗｉｄｔｈ）（コヒーレンス長）によって制限され得る。多くのＯＦＤＩ光源に対して、瞬間的なライン幅、同調速度、出力パワー、及び同調範囲の間でのトレードオフが存在する場合があり、最終的には、これによって有用な測定深度が制限される。正の深度と負の深度との間の不明瞭さを回避し、直交干渉シグナルの測定、又はコヒーレンス範囲の両側の使用によって測定深度を伸ばすためのいくつかの方法が報告されている。波長掃引レーザー光源の開発を続けることで、イメージング速度及び分解能をさらに改善することができる。このような利点は、バレット食道のスクリーニング及び冠動脈イメージングを含むいくつかの典型的なＯＣＴアプリケーションにおいて重要である。従って、多くのアプリケーションにおいて、イメージングには測定深度の伸長が求められている場合がある。
【０００５】
本発明の目的の一つは、上述の欠点を解決することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の典型的な実施形態の概要
本発明の特定の典型的な実施形態によれば、典型的なＯＦＤＩシステムにおいて、深度及び周波数エンコーディング（「ＤＦＥ」）を用いることによって高測定深度での測定を行うための方法並びに装置を提供することができる。
【０００７】
例えば、方法及び装置の典型的な実施形態は、ＯＦＤＩにおいて深度及び周波数エンコーディングを用いて測定深度を伸長させる技術を利用することができる。この典型的な技術は、例えば、２個（Ｎ個）の異なるレファレンスアーム中の２個（Ｎ個）の音響光学周波数偏移器（ａｃｏｕｓｔｏ‐ｏｐｔｉｃ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｓｈｉｆｔｅｒ）を用いて、検出シグナル中に２個（Ｎ個）の一定の周波数偏移を提供することができる。光路差により、測定深度を２個（Ｎ個）のセクションに分割することができ、ここで、各セクションを異なる周波数によってエンコードすることができる。
【０００８】
振幅及び位相の測定を用いて、サンプルである血流、及び混濁又は散乱媒体中のその他の動きのプロファイル反射率（ｐｒｏｆｉｌｅ  ｒｅｆｌｅｃｔｉｖｉｔｙ）を測定することができ、経時的な又は横軸方向の位置の関数としての物質の光学厚さのモニタリングを行うこともでき、並びにサンプルの複屈折を測定することもできる。本発明に従う装置及び方法の典型的な実施形態は、上記の測定方法における測定深度を伸長させるために用いることができる。この典型的な実施形態では、ＯＦＤＩシステムを変形して、例えば、各イメージが異なる周波数によってエンコードされる２個（Ｎ個）の異なるセクションにて、サンプルの２個（Ｎ個）のイメージを同時に取得することができる。
【０００９】
従って、本発明に従う装置の典型的な実施形態が提供される。例えば、典型的な装置は、少なくとも一つの第一の電磁放射線をサンプルに提供し、少なくとも一つの第二の電磁放射線を第一のレファレンスに提供し、少なくとも一つの第三の電磁放射線を第二のレファレンスに提供する、少なくとも一つの第一の機構を含むことができる。第一の機構によって提供される放射線の周波数は、通常、時間と共に変化する。典型的な装置は、第一の電磁放射線に付随する少なくとも一つの第四の電磁放射線と第二の放射線に付随する少なくとも一つの第五の電磁放射線との間の第一の干渉を検出するように構成される少なくとも一つの第二の機構も含むことができる。第二の機構も、第一の電磁放射線に付随する少なくとも一つの第六の電磁放射線と第三の放射線に付随する少なくとも一つの第七の電磁放射線との間の第二の干渉を検出するように構成される。
【００１０】
本発明の別の典型的な実施形態によると、第一のレファレンスの光路長は、第二のレファレンスの光路長と実質的に異なっていてもよい。第一のレファレンスの光路長と第二のレファレンスの光路長との間の差は、５００μｍ超であってよい。さらに、第一のレファレンスは、第二の電磁放射線の周波数を偏移させるさらなる機構を有していてよい。さらに、第一のレファレンスは、第三の電磁放射線の周波数を偏移させるさらなる機構を有していてよい。
【００１１】
本発明のさらに別の典型的な実施形態によると、第二の電磁放射線の周波数の偏移の大きさは、第三の電磁放射線の周波数の偏移の大きさと異なっていてよい。第一の電磁放射線は、中心周波数が時間と共に実質的に連続的に、ミリ秒あたり１００テラヘルツを超える同調速度で変化するスペクトルを有していてよい。
【００１２】
本発明のこれらの、及びその他の目的、特徴、及び利点は、以下に示す本発明の実施形態の詳細な説明を読むことで明らかとなるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
本発明のさらなる目的、特徴、及び利点は、本発明の説明のための実施形態を示す添付の図面と合わせて、以下に示す詳細な説明から明らかとなるであろう。
【００１４】
【図１Ａ】従来のスペクトル領域ＯＣＴシステムの概略図である。
【図１Ｂ】従来のＯＦＤＩシステムの概略図である。
【図１Ｃ】直交干渉シグナルの測定によって測定深度を伸長するための従来のＯＦＤＩシステムの概略図である。
【図１Ｄ】コヒーレンス長の両側を用いることによって測定深度を伸長するための従来のＯＦＤＩシステムの概略図である。
【図２Ａ】深度及び周波数エンコーディング技術の典型的な実施形態を実施する、本発明に従うシステムの典型的な実施形態の典型的な操作を示す概略図である。
【図２Ｂ】同じ周波数にマッピングされた（ｍａｐｐｅｄ）２種類の深度によって生ずる典型的なクロストークのプロットを示す図である。
【図３】典型的な深度及び周波数エンコーディング技術を用いる本発明に従うシステムの別の典型的な実施形態を示すブロック図である。
【図４】図４（ａ）乃至図４（ｄ）は、Ａラインレート（Ａ‐ｌｉｎｅ  ｒａｔｅ）及び周波数間隔による、（ａ，ｂ）ＳＩＲ１及び（ｃ，ｄ）ＳＩＲ２の変化のプロットを示す図である。
【図５】異なる同調速度に対する最小ＳＩＲのプロットを示す図である。
【図６】全測定深度にわたっての校正部分反射体（ｃａｌｉｂｒａｔｅｄ  ｐａｒｔｉａｌ  ｒｅｆｌｅｃｔｏｒ）（サンプル）の移動による典型的なシグナルパワーの変化のプロットを示す図である。
【図７】図７（ａ）は、２５及び５０ＭＨｚの周波数偏移によりエクスビボで得られたヒト大動脈組織の典型的なＯＦＤＩイメージの側面図であり、この典型的なイメージは、縦１４９２×横５００ピクセルから成り、深度及び周波数エンコーディング技術により測定深度が１０ｍｍへ伸長された。図７（ｂ）は、図７（ａ）のヒト大動脈組織のエクスビボでの典型的なＯＦＤＩイメージの端面図である。
【図８】本発明に従う技術の典型的な実施形態を適用する前の組織の典型的なイメージ、及び典型的な技術の適用後のその典型的なイメージの図である。
【００１５】
図面全体を通して、特に断りのない限り、図示した実施形態の特徴、要素、成分、又は部分などは同じ符号を用いて表す。さらに、図面を参照して本発明を詳細に説明するが、それは、説明のための実施形態と関連させて行う。本発明の正しい範囲及び趣旨から逸脱することなく、説明される実施形態に対して変形及び変更を行うことが可能であることを意図している。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
典型的な実施形態の詳細な説明
従来のＯＤＦＩシステムは、深度に対する関数としての反射率の振幅及び位相に基づいてイメージを形成することができる。このＯＦＤＩシステムでは、最大測定深度は、通常、レーザー光源の瞬間的なライン幅（コヒーレンス長）によって制限され、それは、ゼロ深度をサンプル表面に合わせることにより、コヒーレンス範囲の片側を用いて正の深度と負の深度との間の不明瞭さを回避するからである。正の深度と負の深度との間の不明瞭さを回避し、測定深度を伸長させるためのその他の方法が議論されており：Ｉ）図１（ｃ）に示す直交干渉シグナルの測定、又はＩＩ）図１（ｄ）に示すコヒーレンス範囲の両側の使用である。一つ目の手法は、重なり合ってしまうはずの正の深度及び負の深度に関連するイメージを展開（ｕｎｆｏｌｄ）するが、安定した直交シグナルを作り出すことが難しいことから、残留アーチファクト（ｒｅｓｉｄｕａｌ  ａｒｔｉｆａｃｔ）を残す傾向にある。二つ目の手法は、有効測定深度を２倍に伸長することができる。
【００１７】
本発明の典型的な実施形態によると、有効測定深度をＮ倍に伸長させるための方法及び装置を提供することができる。Ｎ個の異なる周波数偏移をＮ個の異なるレファレンスアームに適用して、検出シグナル中にＮ個の一定の周波数偏移を提供する。光路差により、測定深度がＮ個のセクションに分割され、ここで、各セクションが異なる周波数によってエンコードされる。図２（ａ）は、深度及び周波数エンコーディングの設定の概略図である。ガウシアン型のコヒーレンス関数（Ｇａｕｓｓｉａｎ  ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ）を仮定すると、フリンジの視感度（ｆｒｉｎｇｅ  ｖｉｓｉｂｉｌｉｔｙ）は光路差がゼロの点で最大値となり、光路差が増加するに従って減少する。コヒーレンス長ｌｃは、光路差ゼロの点の周囲の深度を示し、ここで、視感度は０．５まで低下し、従って、ＳＮＲは６ｄＢ低下する。提案する技術では、互いに対してバイアスをかけられた（Δｚ）Ｎ個のレファレンスアームを用いることで、サンプル内部の光路差ゼロの点（深度）の数は、Ｎ倍（点Ａ１及びＡＮ）に増加する。図２（ａ）の例に示すように、一つの周波数偏移器で、単一のコヒーレンス領域のみを用いることができる。しかし、サンプルをＮ個のセクションに分割し、各セクションを周波数分割多重化することにより、Ｎ個のコヒーレンス領域を用いることができる。
【００１８】
この典型的な技術により、従来のＯＦＤＩシステムの有効測定深度をＮ倍伸長することができる一方、画質を低下させ得る要因が二つあり、それは：Ｉ）異なる周波数でエンコードされた隣接するイメージ間のクロストーク（干渉）、及びＩＩ）周波数、
【数１】
0005507258.tif 000002
に対応する特定の深度と、式（５）の第三項との間のクロストークであり、ここで、Δλ、λ０、及びＴは、光源同調範囲、中心波長、及び同調周期である。
【００１９】
周波数領域におけるＯＦＤＩの説明
典型的なフーリエ領域ＯＣＴシステム及び方法は、一般に、干渉計の二つのアーム間の干渉を用いて、混濁、半混濁、又は透明媒体中の深度に依存する反射を測定する。入力光源は、レファレンスアーム及びサンプルアームに分割される。サンプルアーム中の光は、イメージ化すべきサンプルへ向けられ、サンプルからの反射は出力カップラーの第一のポートに誘導される。レファレンスアーム光は、同じ出力カップラーの第二のポートに誘導される。ビーム間のスペクトル干渉は、干渉計の出力パワーを波数（又は時間）の関数として記録することによって測定される。検出される平衡電流は：
【数２】
0005507258.tif 000003
として表すことができ、ここで、η、Ｐｒ（ｔ）、Ｐｓ（ｔ）、Ｒ（ｚ）、Ｇ（｜ｚｒ−ｚ｜）、ｋ（ｔ）、φｚ、及びΔｚ＝ｚｒ−ｚは、検出器の量子効率、レファレンスアームの光パワー、サンプルアームの光パワー、サンプル反射率のプロファイル、フリンジ視感度に対応するコヒーレンス関数、波数、位置ｚにおける反射の位相、並びにレファレンスアームと位置ｚの散乱体との間の光路差である。出力波数が時間に対して直線的に同調されたと仮定すると、すなわち、ｋ（ｔ）＝ｋ０−ｋｌｔであり、ここで、ｋ＝２π／λは波数、λは光波長、ｔは−Ｔ／２からＴ／２にわたる時間、及びＴは同調周期、又は言い換えると、Ａライン周期（Ａ‐ｌｉｎｅ  ｐｅｒｉｏｄ）である。さらに、
【数３】
0005507258.tif 000004
で与えられるガウシアン型同調包絡線（Ｇａｕｓｓｉａｎ  ｔｕｎｉｎｇ  ｅｎｖｅｌｏｐｅ）を仮定し、ここで、Ｐｏｕｔ（ｔ）は光源の出力パワーを、σＴは同調包絡線の半値全幅（ＦＷＨＭ）を表す。式（２）は、光源のガウシアン型スペクトル包絡線も表し、ここで、σｋｌＴは、波数のＦＷＨＭ同調範囲に対応する。式（１）のｔに関するフーリエ変換により、複素数値の深度プロファイル（Ａライン）が得られる。
【００２０】
【数４】
0005507258.tif 000005
及びσ＜１を仮定すると、積分範囲を［−∞，＋∞］に近似することができ、これによって、
【数５】
0005507258.tif 000006
が得られる。上記の式（３）で示されるように、散乱体の位置ｚでの後方散乱係数は、周波数、
【数６】
0005507258.tif 000007
におけるシグナルの振幅によって与えられる。周波数成分間の干渉が±（ｚｒ−ｚ）の深度に対応し、コヒーレンス関数（Ｇ（｜ｚ｜））の両側の使用が制限される。
【００２１】
ＯＦＤＩにおける深度及び周波数エンコーディング
ＳＤ‐ＯＣＴ及びＯＦＤＩのシステム並びに方法の典型的なＦＤ‐ＯＣＴ技術は、別々のスペクトル干渉ｉ（ｋ）を測定することができるが、この測定の実施方法が異なる。ＯＦＤＩは、波長掃引光源及び単素子受光器（ｓｉｎｇｌｅ‐ｅｌｅｍｅｎｔ  ｐｈｏｔｏｒｅｃｅｉｖｅｒ）（又は、一式の単素子受光器）を用いて、時間の関数としてｉ（ｋ）を記録する。図３は、高速ＯＦＤＩイメージングシステムの典型的な実施形態を示す。この典型的なシステムは、例えば、三つのモジュール：波長掃引光源８５、干渉計９０、及び取得用電子回路９５、を含むことができる。波長掃引光源（以降、掃引光源と称する）は、利得素子としての半導体光増幅器（ＳＯＡ）１２５、並びに多角形ミラー１００、テレスコープ１０５、回折格子１１０、及びファイバーコリメーター１１３を含む多角形ミラーフィルター１０１を有するリングキャビティレーザー（ｒｉｎｇ‐ｃａｖｉｔｙ  ｌａｓｅｒ）として構築される。偏光制御器１２０を挿入して、レーザー偏光を最適化することができ、出力カップラー１３０がレーザー出力を提供する。出力カップラーは、公称上、出力ポート１３２とレーザーポート１３１の間で光を均等に分割することができる。光サーキュレータ１１５は、光をレーザーポート１３１から多角形ミラーフィルター１０１へ誘導し、及び多角形ミラーフィルター１０１からの戻り光を偏光制御器１２０へ誘導することができる。多角形ミラーが回転するため、多角形ミラーフィルター１０１からの反射波長は波長を掃引し、レーザー出力に同様な波長の掃引を引き起こす。
【００２２】
１３２でのレーザー出力は、従って、時間と共に波長掃引することができる。この出力は、光をレファレンスアームポート１３５ａとサンプルアームポート１３５ｂとに分割する干渉計カップラー１３５への入力である。カップラー１６５は、レファレンスアーム光を分割する。出力１６５ａからの光は、光をファイバーブラッグ格子（ＦＢＧ）１５０へと通過させる第二のサーキュレータ１４５へ誘導される。ＦＢＧは、光源の波長掃引範囲内の個別の波長における狭帯域反射を有する。光源がこの反射波長を過ぎて同調されると、反射光パルスが発生する。このパルスは、サーキュレータ１４５によって受光器１５５へと誘導され、その後、１６０によってＴＴＬパルスへ変換される。このＴＴＬパルスは、データ取得電子回路２００に対するトリガーシグナルとして用いられる。出力ポート１６５ｂからの光は、可変光遅延器２１０へ光を誘導する第三のサーキュレータに誘導される。この可変光遅延器を用いて、干渉計に対する光路合わせ（ｐａｔｈ‐ｍａｔｃｈ）が行われる。戻り光は、サーキュレータ１７０によって入力カップラー２２０の第一のポート２２０ａへ誘導される。出力カップラー２２０のＮ番目のポート２２０Ｎにおける光は、偏光制御器２２５Ｎ及び周波数偏移器２３０Ｎへ周波数ｆｓＮで、並びに偏光器２３５Ｎへ誘導される。レファレンスアームの周波数偏移器２３０Ｎは、ＤＡＱサンプルクロック出力２０４から誘導されるライン２０３を伝送されるシグナルを通して作動される。
【００２３】
この出力クロックは、「Ｎで除算する」というデジタル論理回路２０１を用いることで周波数が下方偏移され、得られたシグナルは増幅器及びフィルターステージ２０２を通って、ライン２０３上に単一周波数（ｓｉｎｇｌｅ  ｔｏｎｅ）を形成する。周波数偏移器に対する作動シグナル（ｄｒｉｖｅ  ｓｉｇｎａｌ）がＤＡＱサンプルクロック出力によって作動されるため、周波数偏移の位相は、サンプルクロックと同期しており、従って、さらなる位相ノイズを誘発することはない。次に、光は、偏光制御器２０４Ｎ及び入力カップラー２４５のＮ番目のポート２４５Ｎへ誘導される。Ｎ個の周波数偏移光はすべて、出力カップラー２４５の第一のポート２４５で結合され、入力カップラー２５０の第一のポート２５０ａへ誘導される。入力カップラー２２０のｉ番目のポート２２０ｉと入力カップラー２４５のｉ番目のポート２４５ｉとの間の光路差をＬｉと仮定することにより、ＬｉとＬｊとの差を４＊（Ｎ−Ｍ）＊Ｌｃと設定し、ここで、Ｌｃは、光源のコヒーレンス長である。ポート１３５ｂにおけるサンプルアーム光は、ファイバー２０６上の光をイメージ化されるべきサンプルへ誘導する第四のサーキュレータ２０５に誘導される。イメージングオプティクス（ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｐｔｉｃｓ）２１５は、光の焦点をサンプル上に合わせ、ビーム変換を提供する。
【００２４】
サンプルからの反射光は、同じファイバー２０６で収集し、サーキュレータ２０５へ戻され、光はそこから、周波数偏移器及び入力カップラー２５０の第二のポート２５０ｂへ誘導される。作動しないこの周波数偏移器を用いて、作動する周波数偏移器の散乱が補償される。出力カップラー２５０の第一のポート２５０ｃ及び２５０ｄで結合されたサンプルアーム光及びレファレンスアーム光は、それぞれ、偏光制御器２６０及び２７０、並びに偏光ビームスプリッタ２８０及び２９０へ誘導される。偏光制御器２４０ｉを調節することにより、偏移光の偏光状態が、偏光ビームスプリッタ２８０及び２９０の入力ポートにて互いに平行となる。偏光制御器２６０及び２７０を調節することにより、Ｎ番目のレファレンスアームパワーに対応する出力カップラー２５０のパワーは、出力偏光ビームスプリッタ２８０及び２９０の第一並びに第二のポート、２８０ａ、２８０ｂ、２９０ａ、及び２９０ｂに均等に分割される。レファレンスアーム光及びサンプルアーム光は、出力偏光ビームスプリッタ２８０及び２９０の第一並びに第二のポート、２８０ａ、２８０ｂ、２９０ａ、及び２９０ｂにて干渉する。出力偏光ビームスプリッタ２８０の第一のポート２８０ａ、及び出力偏光ビームスプリッタ２９０の第一のポート２９０ａにおける干渉シグナルは、それぞれ、受光器２９５ａ及び２９５ｂで検出される。
【００２５】
出力偏光ビームスプリッタ２８０の第二のポート２８０ｂ、及び出力偏光ビームスプリッタ２９０の第二のポート２９０ｂにおける干渉シグナルは、それぞれ、受光器３００ａ及び３００ｂで検出することができる。受光器２９５ａ及び２９５ｂからのシグナルは、減じられ、データ取得（ＤＡＱ）ボード２００のアナログ‐デジタル（Ａ２Ｄ）入力ポートへ向けて誘導される。受光器３００ａ及び３００ｂからのシグナルは、減じられ、データ取得（ＤＡＱ）ボードのアナログ‐デジタル（Ａ２Ｄ）入力ポートへ向けて誘導される。ＤＡＱボード２００は、ｎ個（ｎは所定の値）のサンプルをクロックレートｆｃｌで取得する。クロックシグナルは、ＤＡＱボード２００の内部で作り出される。ＴＴＬパルス発振器１６０からのトリガーシグナルは、ＦＢＧ１５０によって作られた光パルスから発生するものである。
【００２６】
ｉ∈｛１，．．．Ｎ｝であるレファレンスアーム１１００ｉにおける周波数偏移がｆ１，．．．，ｆｉ．．．，ｆＮ、及び干渉計光路長差（又は深度）がｚｒ１−ｚ、ｚｒ２−ｚ、ｚｒＮ−ｚの場合、受光器２９５及び３００の出力におけるシグナルは：
【数７】
0005507258.tif 000008
【数８】
0005507258.tif 000009
として表すことができる。式（５）は、サンプルの反射プロファイルがＮ個の異なる周波数偏移にてエンコードされ、一方、Ｎ個の干渉計のゼロ深度が、ｆ１，．．．，ｆＮに対応することを示す。式（５）の第三項は、Ｎ個のレファレンスアームシグナル間のうなりを表す項（ｂｅａｔ  ｔｅｒｍ）である。
【００２７】
シグナル対干渉比（ＳＩＲ）
エンコードされた二つの隣接するイメージ間のクロストークは、感度及び測定深度の劣化を引き起こす。しかし、周波数偏移間の適切な間隔によってクロストークを回避することができる。図２（ｂ）に示すように、同じ周波数範囲へマッピングされた二つの深度がクロストークを引き起こし得る。二つの周波数偏移に対して、図３に示す理論上の結果は、必要なＳＩＲに対する適切な周波数間隔は、Ａラインレートに依存することを示す（クロストークがノイズの存在下での支配的な条件であると仮定）。図４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、及び（ｄ）は、種々の周波数間隔及びＡラインレートに対する深度によるＳＩＲの変化を示す。ＳＩＲ１及びＳＩＲ２は、対応するゼロ深度近辺（ｚｒ１、ｚｒ２）の二つのセクションのシグナル対干渉比である。Ａラインレートが上昇すると、ＳＩＲは低下する。例えば、周波数間隔５０ＭＨｚにおいて、同調速度が７５ＫＨｚから５０ＫＨｚに低下すると、ＳＩＲ１は、ゼロ深度において約３０ｄＢ上昇する。さらに、所定のＡラインレートに対して周波数間隔が増加すると、各深度でのＳＩＲは上昇する。
【００２８】
好ましいＳＩＲに対する適切な周波数間隔は、Ａラインレートだけでなく、コヒーレンス長にも依存し得る。図２（ｂ）に示すように、ＳＩＲは、コヒーレンス長が増加すると、上昇する。理論上の、シミュレーションの、及び実験の結果において、光源の瞬間的なコヒーレンス長及びΔｚは、それぞれ、２．５ｍｍ及び５ｍｍであると仮定する。図５は、種々の同調速度及び周波数間隔（２５ＭＨｚ及び５０ＭＨｚ）に対する最小ＳＩＲを示す。図６のシミュレーションの結果は、サンプルアームにおいて種々の深さ位置で校正部分反射体を用いることによるシグナルパワー対深度を示す。レンズ及びサンプルを移動させることができ、それによって、サンプルの反射プロファイルを−５ｍｍから５ｍｍまで均一とした。各深度で取得されたサンプルデータは、マッピング及びデチャーピング（ｄｅｃｈｉｒｐｉｎｇ）処理を行うことができる。全深度を通しての最小ＳＩＲは、Ａラインレート２５ＫＨｚ、周波数間隔５０ＭＨｚ、コヒーレンス長２．５ｍｍ、及び同調範囲１００ｎｍでＯＦＤＩシステムを用いることにより、６０ｄＢ超とすることができる。
【００２９】
典型的な処理手順
光源の同調周波数の非線形性により、一定深度でのシグナルのチャーピングが発生し、距離分解能（ａｘｉａｌ  ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）の劣化を引き起こす。周波数偏移及びゼロパディングに基づく典型的な補間法の改良を行って、トランスフォームリミットに近い（ｎｅａｒｌｙ  ｔｒａｎｓｆｏｒｍ  ｌｉｍｉｔｅｄ）距離分解能を全測定深度にわたって達成することが可能である。そのような典型的な機能を実行するための手順の典型的な実施形態を図９に示す。
【００３０】
特に、図９に示すように、光源の各波長掃引の間に、均一な時間間隔でシグナルのＰ個のサンプルが得られる（手順９１０）。次に、Ｐ個のデータポイントのＤＦＴが電気的周波数領域（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｄｏｍａｉｎ）内で決定される（手順９２０）。さらに、２Ｐ個の周波数帯が、正の深度及び負の深度のそれぞれに対応して、周波数偏移ｆｉ∈｛ｆ１，．．．．．．，ｆＮ｝の上下で分割される（手順９３０）。各周波数帯は、深度ゼロが電気的周波数ゼロに合うように偏移することができる（手順９４０）。さらに、ゼロパディングを各周波数帯に適用し、逆数（ｉｎｖｅｒｓｅ）を算出することができ、それにより、各周波数帯に対して、より狭い時間間隔で時間領域内において数が増加したサンプルのアレイが得られる（手順９５０）。ゼロの数は、必要である測定深度に基づいて決定することができる。時間領域内の各アレイは、線形補間で光源の非線形性に対して校正されたマッピング機能を用いて、均一なν空間（νｓｐａｃｅ）内へ補間することができる（手順９６０）。次に、各補間されたアレイのＤＦＴを決定することができる（手順９７０）。さらに、２Ｐ個のアレイ（例：イメージ）を、アレイインデックス（ａｒｒａｙ  ｉｎｄｅｘ）を偏移させることによって組み合わせることができる（手順９８０）。
【００３１】
ＤＦＥ ＯＦＤＩの典型的なアプリケーション
さらなる典型的な実施形態では、ＤＦＥ‐ＯＦＤＩシステムを用いて、血管内をイメージ化することができる。測定深度を伸長させたイメージングが可能なデバイスを図７に示す。光学プローブ３１０がアレイ３２０内部に配置され、イメージングビーム３３０がプローブの側面から発光される。プローブを動脈内へ移動させると、イメージングビーム３３０は、二つの異なる点Ａ及びＢで動脈３２０に衝突する。ＤＦＥ‐ＯＦＤＩは、Ａ及びＢで動脈をイメージ化することができ、一方、そのイメージは、異なる周波数でエンコードされる。端面図は、ＤＦＥ‐ＯＦＤＩが測定深度を伸長させることができる様子を示す。
【００３２】
当業者であれば、実施形態の一つをその他の実施形態と組み合わせて用いることにより、測定深度が伸長されるＤＦＥ‐ＯＦＤＩシステムを構築することができることは理解することができる。
【実施例】
【００３３】
本発明に従う方法の典型的な実施形態を、以下の実験により、研究室で確認した。
【００３４】
図１（ａ）は、二つの音響光学的周波数偏移器（２５ＭＨｚ及び５０ＭＨｚ）を用いた従来のＯＦＤＩシステムの実験設定を示す。掃引レーザーを構築して、１２４０ｎｍ乃至１３５７ｎｍの１１７ｎｍの同調範囲を提供した。レーザーは、１２．５ＫＨｚ、２５ＫＨｚ、及び５０ＫＨｚのレートで作動させ、それによって、１５８７２、７９３６、３９６８のサンプルを取得することができた（サンプリングレートは最大周波数偏移の約４倍）。ガルバノミラー及びイメージングレンズを有するプローブにより、２ｍｍのコンフォーカルパラメータで１／ｅ２直径４０μｍの焦点をサンプル上に形成した。深度及び周波数でエンコードされたＯＦＤＩシステムにより、ヒト大動脈のイメージをＡラインレート１２．５ＫＨｚにてエクスビボで取得した。このイメージを、上述のマッピングアルゴリズムを用いて再構築した。組織表面をプローブビーム軸に対して角度を持たせて配置し、レファレンスミラーを、それらの間の光路差が５ｍｍとなるように配置した。サンプルレンズを、光の焦点が組織の５ｍｍ内部、イメージの中心で合うように構成した。図７（ａ）は、正及び負の深度の不明瞭さを解決するために、２５ＭＨｚで単一の周波数偏移器を用いた場合の大動脈イメージを示す。図７（ｂ）は、深度及び周波数エンコーディング後の同じイメージを示す。イメージの左側を２５ＭＨｚで、右側を５０ＭＨｚの周波数でそれぞれエンコードした。測定深度は、単一の周波数偏移器の場合と比べて２倍に伸長した。
【００３５】
上述の内容は、本発明の原理を説明するだけのものである。説明した実施形態に対する種々の変更及び変形は、本明細書の開示事項に照らして、当業者には明らかであろう。実際、本発明の典型的な実施形態に従う機構、システム、及び方法を、いずれかのＯＣＴシステム、ＯＦＤＩシステム、スペクトル領域ＯＣＴ（ＳＤ‐ＯＣＴ）システム、又はその他のイメージングシステムと共に、並びに、例えば、その開示事項全体が参照することで本明細書に組み入れられる２００４年９月８日出願の国際特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ２００４／０２９１４８号、２００５年１１月２日出願の米国特許出願第１１／２６６，７７９号、及び２００４年７月９日出願の米国特許出願第１０／５０１，２７６号に記載のシステムと共に用いることができる。従って、当業者であれば、本明細書で明白に示したり説明したりはしてはいないが、本発明の原理を具体化し、従って、本発明の趣旨及び範囲に含まれる数多くのシステム、機構、及び方法を考案することができることは、理解されるであろう。さらに、上記で先行技術の知見が参照することで本明細書に明白に組み入れられていない範囲において、それはその全てが本明細書に明白に組み入れられている。本明細書において上記で参照したすべての刊行物は、その全体が参照することで本明細書に組み入れられる。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図１Ｃ】
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【図１Ｄ】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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