(57)【要約】  解剖学的構造物又はサンプルに関連した情報を得るための光周波数領域イメージング（例えば、部分的にファイバベースの）のための、本発明の開示に従った装置、方法及びシステムの例示的な実施態様が提供される。例えば、少なくとも一つの第一の電磁放射を提供することが可能であり、そこでは、第一の電磁放射と関連した放射周波数が経時的に変化する。加えて、(i) 第一の電磁放射及び／又は(ii)少なくとも一つのさらなる放射である放射の少なくとも一つの一部を、差分直交状態をもつ第二及び第三の放射へと分離することができ、かつ、第二の放射に少なくとも一つの第一の特性を及び少なくとも一つの第三の放射に少なくとも一つの第二の特性を与えることができる。第一及び第二の特性は、互いに異なることができる。
2012508380.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも一つの電磁放射を提供するように構成された少なくとも一つの第一の構成、ここで、該少なくとも一つの第一の構成によって提供される放射の周波数は経時的に変化する、及び
(i) 該少なくとも一つの第一の電磁放射又は(ii)少なくとも一つの更なる放射の少なくとも一つである放射の少なくとも一つの部分を、差分直交状態を有する第二及び第三の放射へと分離し、かつ、少なくとも一つの第一の特性を該第二の放射に与え及び少なくとも一つの第二の特性を少なくとも一つの第三の放射に与える（ここで、該第一の特性及び第二の特性は互いに異なっている）ように構成された少なくとも一つの第二の構成、
を含む装置。
【請求項２】
前記少なくとも一つの第一の電磁放射を偏光解消することにより、前記少なくとも一つの更なる電磁放射を生じるように構成された少なくとも一つの第三の構成、ここで、前記少なくとも一つの第二の構成は、前記少なくとも一つの更なる放射に基づいて前記第二及び第三の放射を生じるように構成されている、
をさらに含む請求項１に記載の装置。
【請求項３】
(i) 少なくとも一つの第四の放射及び(ii)前記第二及び第三の放射間の干渉を受信又は検出し、かつサンプルから反射した放射に基づいて該サンプルのジョーンズ行列要素の少なくともいくつかを決定するように構成された少なくとも一つの第四の構成、
をさらに含む請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記少なくとも一つの第四の構成が、前記サンプルの全てのジョーンズ行列要素を決定するように構成されている、請求項３に記載の装置。
【請求項５】
前記少なくとも一つの第四の構成が、前記第二及び第三の放射を同時に受信又は検出するように構成されている、請求項３に記載の装置。
【請求項６】
前記サンプルから反射した放射が、同時に受信される、前記サンプル内の少なくとも２つの異なった位置から提供される、請求項３に記載の装置。
【請求項７】
前記少なくとも一つの第一の特性が、前記第二の放射の第一の周波数シフトであり、かつ前記少なくとも一つの第二の特性が、前記第三の放射の第二の周波数シフトである、請求項１に記載の装置。
【請求項８】
前記第一及び第二の周波数シフトが互いに異なる請求項７に記載の装置。
【請求項９】
前記少なくとも一つの第一の構成がエネルギー源構造である請求項１に記載の装置。
【請求項１０】
前記エネルギー源構造が、前記少なくとも一つの第一の放射の波長を素早く調整する掃引源構造である、請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
前記少なくとも一つの第二の構成が、少なくとも一つの音響光学モジュレーター構造を含む請求項１に記載の装置。
【請求項１２】
前記少なくとも一つの第二の構成が、更に、前記第一及び第二の特性が提供された後に、前記第二及び第三の放射を重なり合わせる又は再結合するように構成されている請求項１に記載の装置。
【請求項１３】
前記少なくとも一つの第四の構成が、更に、前記干渉をそれぞれ第一及び第二の偏光状態を有する追加の放射へと分離するように構成されている請求項３に記載の装置。
【請求項１４】
更に、少なくとも一つのジョーンズ行列要素の関数として少なくとも一つのイメージを作成するように構成されている少なくとも一つの第五の構成を含む請求項３に記載の装置。
【請求項１５】
少なくとも一つの第一の電磁放射を提供すること、ここで、該少なくとも一つの放射と関連する放射周波数は経時的に変化する、及び
(i) 該少なくとも一つの第一の電磁放射又は(ii)少なくとも一つの更なる放射の少なくとも一つである放射の少なくとも一つの部分を、差分直交状態を有する第二及び第三の放射へと分離し、かつ、少なくとも一つの第一の特性を該第二の放射に与え及び少なくとも一つの第二の特性を少なくとも一つの第三の放射に与える（ここで、該第一及び第二の特性は互いに異なっている）こと、
を含む方法。
【請求項１６】
更に、前記少なくとも一つの第一の電磁放射を偏光解消することにより、前記少なくとも一つの更なる電磁放射を生じることを含む請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
(i) 少なくとも一つの第四の放射及び(ii)前記第二及び第三の放射間の干渉を受信又は検出すること、かつサンプルから反射した放射に基づいて該サンプルのジョーンズ行列要素の少なくともいくつかを決定すること、
をさらに含む請求項１５に記載の方法。
【請求項１８】
前記決定手段が、前記サンプルの全てのジョーンズ行列要素を決定することを含む請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記第二及び第三の放射を同時に受信又は検出する、請求項１７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の開示は、解剖学的構造物又はサンプルに関連した情報を得るための、光周波数領域イメージング（例えば、部分的にファイバベースの）のための方法、構成及び装置に関し、特には、サンプルアーム光の偏光状態の漸進的変化を用いて、サンプルの非偏光解消偏光パラメーター（non-depolarizing polarization parameter）を決定することに関する。
【背景技術】
【０００２】
（関連出願の表示）
本出願は、2008年11月5日に出願された、米国特許出願第61/111,479号の優先権を主張するものであり、その出願の全開示は、引用することにより本明細書の一部である。
【０００３】
光コヒーレンストモグラフィー（OCT）は、参照ビーム光及びサンプルからの後方反射ビーム間の干渉を測定できるイメージング技術である。従来の時間領域OCTの詳細なシステムの記載は、Huangら、"Optical Coherence Tomography," Science 254, 1178 (1991)に記述されている。光周波数領域イメージング（OFDI）技術は、掃引源又はフーリエ領域光コヒーレンストモグラヒィー（OCT）技術としても知られているが、一般に掃引レーザー源を用いるOCT手段でありえる。例えば、光ビームは、組織に焦点を当て、そして、光源レーザー波長が素早くかつ繰り返し掃引されるに伴って、異なった深度における組織微細構造物から反射した光の振幅とエコー時間遅延が、組織サンプルと参照物間のスペクトル的に分解された干渉を検出することによって決定される。シグナルのフーリエ変換は一般に、軸線（例えば、Aライン）に沿ってイメージデータを形成する。イメージングビームが、軸線に対して直交する一つ又は二つの方向にて組織を横切って横方向にスキャンされるに伴って、Aラインは連続的に取得される。
【０００４】
得られた2次元又は3次元データのセットは、グロススクリーニングのために任意の方向づけにて、提供され及び検討され、そして個々の高解像度横断面が、目的の特定の部位において表示されうる。この例示的な手段は、臨床医が生存患者の組織の微視的な内部構造物を観察することを可能とし、そして、疾患調査及び診断から、手術中の組織性状及び画像誘導治療までの広範囲の臨床用途を容易に又は可能とする。スペクトル領域OCT及び光周波数領域干渉法のための例示的な詳細なシステムの記載は、国際特許出願PCT/US03/02349及び米国特許出願第60/514,769号に、それぞれ記載されている。
【０００５】
OFDI技術におけるコントラスト機構は、一般に、サンプル又は組織中の空間反射インデックス変動から発生する、光後方反射でありうる。その結果は、いわゆる「強度イメージ」と呼ばれ、典型的には約2〜20μmの範囲の空間分解能を持って数ミリメーターの深度まで、組織の解剖学的構造物を表しうる。強度イメージは、著しい量の形態学的情報を提供できうる一方、組織の複屈折性は、他の用途、例えば、組織中のコラーゲン含量の定量及び組織中での複屈折変化を含む疾患の評価などの用途において、有用な他のコントラストを提供しうる。偏光感受性OCTは、反射光の偏光状態の変化を観察することによって追加のコントラストを提供できる。偏光感受性時間領域OCTの最初のファイバベースの実施は、Saxerら、"High-speed fiber-based polarization-sensitive optical coherence tomography of in vivo human skin," Opt Lett 25, 1355 (2000)に記載されている。
【０００６】
偏光感受性時間領域OCT技術において、２つの直交偏光チャンネルにおける干渉縞の同時検出は、J.F. de Boerら、"Determination of the depth-resolved Stokes parameters of light backscattered from turbid media by use of polarization-sensitive optical coherence tomography," Opt. Lett. 24, 300 (1999)に記載されているように、反射偏光状態の完全な特性解析を容易にできる。２つの非偏光解消偏光パラメーター：位相遅延の程度及び光学軸配向によって特徴づけられる複屈折性、及び二色性に関連しそして量及び光軸配向によって特徴づけられる複減衰（diattenuation）がありうる。同時に、これらの光学特性は、例えば、複合2x2ジョーンズ行列中の７つの独立したパラメーターによって記載されうる。
【０００７】
サンプルから反射した偏光状態は、サンプルに入射する偏光状態が制御できそして固定できるので、バルク光学システムにおいて全く容易に、サンプルに入射する状態と比較できる。しかしながら、光学ファイバは、光学ファイバを通じた伝播が光の変更状態を変化しうるという著しい欠点を持ちうる。この場合は、サンプルに入射した光の偏光状態は、容易に制御又は決定できないかもしれない。加えて、サンプルから反射した偏光状態は、検出器で受信された偏光状態と同じである必要はない。ごく僅かな複減衰、又は偏光依存的損失を仮定した場合、光ファイバは、状態間の相対配向を保つような様式にて、そのようなファイバを通過する光の偏光状態を変化させる。光ファイバ及び非複減衰ファイバ要素を通じた伝播の全体の影響は、全体の座標変換又はいくつかの任意回転と同様でありうる。言い換えれば、伝播を通じた全てのポイントでの偏光状態の相対配向が、米国特許第6,208,415号に記載のようにして保たれうる。
【０００８】
偏光感受性OCTを用いてイメージ化した生物サンプルの偏光特性を決定するための利点をもちうる多くのアプローチが成されてきた。しかしながら、このようなアプローチは、いくつかの欠点があった。
【０００９】
例えば、ベクトルに基づく方法は、ポアンカレ球面表現において垂直な、２つの入射偏光状態のために、表面から及びある深度から反射する偏光状態の回転を分析することのみによって、複屈折性及び光軸配向を特徴づけるために用いられてきた。それは、Saxer の文献、J F de Boerら、"Determination of the depth-resolved Stokes parameters of light backscattered from turbid media by use of polarization-sensitive optical coherence tomography," Opt Lett 24, 300 (1999)、及びB H Park ら、"In vivo burn depth determination by high-speed fiber-based polarization sensitive optical coherence tomography," J Biomed Opt 6, 474 (2001)に記載されている。
【００１０】
ミュラー行列に基づく方法は、S L Jiao ら、"Two-dimensional depth-resolved Mueller matrix of biological tissue measured with double-beam polarization- sensitive optical coherence tomography," Opt Lett 27, 101 (2002)、S Jiao ら、"Optical- fiber-based Mueller optical coherence tomography," Opt Lett 28, 1206 (2003)、及びS L Jiao ら、 "Depth-resolved two-dimensional Stokes vectors of backscattered light and Mueller matrices of biological tissue measured with optical coherence tomography," Appl Opt 39, 6318 (2000)に記載されているように、複屈折、複減衰及び光軸配向を決定することができる。これらは典型的には、入射状態及び検出器設定の組合せを用いた多数の測定を利用し、そしてインビボイメージングのための実用的使用に限定される。
【００１１】
ジョーンズ行列に基づいたアプローチもまた、サンプルの非偏光解消偏光特定を特徴づけるために用いられてきた。これは、S Jiaoら、"Optical-fiber- based Mueller optical coherence tomography," Opt Lett 28, 1206 (2003)及びS L JiaoとL V Wang、"Jones-matrix imaging of biological tissues with quadruple-channel optical coherence tomography," J Biomed Opt 7, 350 (2002)に記載されている。これらのアプローチの記載は、光ファイバ及びファイバ要素、例えばサーキュレーター及びファイバスプリッターの使用に限定されており、これらの要素は、往復様式で行き来しなければならず、サンプルの複屈折性及び複減衰が共通の光軸を共有することが前提である。これらのアプローチは、入射状態及び検出器設定の組合せを用いて多数の測定を用いることができるが、インビボイメージングのための実用的案使用に制限される。
【００１２】
一般に、偏光感受性時間領域、スペクトル領域OCT又はOFDIシステムの殆ど全てにおいて、偏光特性は、連続様式にてサンプル上の異なった入射偏光状態を用いて測定できる。即ち、サンプルに入射する入射偏光状態が時間の関数として調整された。
【００１３】
偏光感受性情報を得るための例示的なシステム及び方法は、米国特許第6,208,415号に記載されている。例示的なOFDI技術及びシステムは、国際特許出願PCT/US04/029148に記載されている。組織の偏光特定を決定するための方法及びシステムは、国際特許出願PCT/US05/039374に記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１４】
【特許文献１】国際特許出願PCT/US03/02349
【特許文献２】米国特許第6,208,415号明細書
【特許文献３】国際公開WO2005/047813
【特許文献４】国際特許出願PCT/US05/039374
【特許文献５】米国特許出願公開第2006/0093276号明細書
【特許文献６】米国特許出願公開第2005/0018201号明細書
【非特許文献】
【００１５】
【非特許文献１】Huangら、"Optical Coherence Tomography," Science 254, 1178 (1991)
【非特許文献２】Saxerら、"High-speed fiber-based polarization-sensitive optical coherence tomography of in vivo human skin," Opt Lett 25, 1355 (2000)
【非特許文献３】J.F. de Boerら、"Determination of the depth-resolved Stokes parameters of light backscattered from turbid media by use of polarization-sensitive optical coherence tomography," Opt. Lett. 24, 300 (1999)
【非特許文献４】J F de Boerら、"Determination of the depth-resolved Stokes parameters of light backscattered from turbid media by use of polarization-sensitive optical coherence tomography," Opt Lett 24, 300 (1999)
【非特許文献５】B H Park ら、"In vivo burn depth determination by high-speed fiber-based polarization sensitive optical coherence tomography," J Biomed Opt 6, 474 (2001)
【非特許文献６】S L Jiao ら、"Two-dimensional depth-resolved Mueller matrix of biological tissue measured with double-beam polarization- sensitive optical coherence tomography," Opt Lett 27, 101 (2002)
【非特許文献７】S Jiao ら、"Optical- fiber-based Mueller optical coherence tomography," Opt Lett 28, 1206 (2003)
【非特許文献８】S L Jiao ら、 "Depth-resolved two-dimensional Stokes vectors of backscattered light and Mueller matrices of biological tissue measured with optical coherence tomography," Appl Opt 39, 6318 (2000)
【非特許文献９】S Jiaoら、"Optical-fiber- based Mueller optical coherence tomography," Opt Lett 28, 1206 (2003)
【非特許文献１０】S L JiaoとL V Wang、"Jones-matrix imaging of biological tissues with quadruple-channel optical coherence tomography," J Biomed Opt 7, 350 (2002)
【非特許文献１１】B.H. Park, M.C. Pierce, B. CensとJ.F. de Boer、"Jones matrix analysis for a polarization-sensitive optical coherence tomography system using fiber-optic components," Optics Letters 29(21): 2512-2514 (2004)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
従って、上記した欠点の少なくともいくつかに注目する及び／又は克服することが必要であろう。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記欠点の少なくともいくつかを克服するために、本発明に従った方法、構成及び装置の例示的な実施態様が提供され、そこでは、２つの独立した偏光状態が、同時にサンプルに入射しうる。
【００１８】
例えば、２つの入射偏光状態は、干渉縞の搬送周波数が異なるように、異なった周波数シフトを持った２つの状態を標識することにより識別できる。さらに、例示的な検出システム、装置及び方法では、反射サンプルアーム光の複合フィールドは、各入射偏光状態を独立して同時に決定できる。複合電界及びそれらの関連位相の同時検出は、例えば、ジョーンズ行列の全ての７つの独立したパラメーターの決定を容易にできるが、一方、従来の方法では、例えば、５つの独立したパラメーターのみ決定された（B.H. Park, M.C. Pierce, B. CensとJ.F. de Boer、"Jones matrix analysis for a polarization-sensitive optical coherence tomography system using fiber-optic components," Optics Letters 29(21): 2512-2514 (2004)参照。）
【００１９】
それ故、本発明のある例示的な実施態様に従って、光ファイバ又は非複減衰ファイバ要素、例えばサーキュレーター及びスプリッターの使用において制限がない干渉法によってイメージ化されたサンプルの非偏光解消偏光特性（例えば、複合2x2ジョーンズ行列の全ての７つの独立したパラメーター）を決定するための、例示的なシステム、装置及び方法が提供できる。本発明に従ったプロセス、ソフトウェア構成及びシステムの例示的な実施態様は、例えば、干渉法によってイメージ化された、最少の2つの固有の入射偏光状態を用いて同時に調べられたサンプル内の２つの異なった場所間の複合2x2ジョーンズ行列の全ての７つの独立したパラメーターを決定できる。それ故、本発明の例示的な実施態様に従って、
−最少の2つの固有の入射偏光状態をもちいて同時に調べられた、サンプル内の２つの異なった場所間の複合2x2ジョーンズ行列の全ての7つの独立したパラメーターを決定することにより、サンプルの全偏光特性を決定すること、
−偏光感受性干渉法イメージングシステムを通じて、光ファイバ及び非複減衰ファイバ要素の制限無い配置を提供すること、
−電力効率の良い干渉法構造を提供すること、ここでは、検出器へのサンプルアームパス中の光学要素の数を最少とし、ただし、サンプルへは最大の出力を提供し、そして検出器に到達した反射サンプルアーム光の損失は最少である、及び
−例えば、サンプル複屈折性及び複減衰のための光軸に関して前提がなく、全サンプルのジョーンズ行列を決定すること、ができる。
【００２０】
例えば、本発明に従ったシステム、装置及び手段の例示的な実施態様は、例えば、ジョーンズ行列の全ての７つの固有の要素が決定できるような方法にて、最少の２つの固有の入射偏光状態で同時に調査されたサンプル内の２つの異なった場所からの反射光を比較することにより、サンプルの非偏光解消偏光特性を容易に決定できる。
【００２１】
さらに、解剖学的構造物又はサンプルに関連した情報を得るために、光周波数領域イメージング（例えば、部分的にファイバベースの）のための、本発明の開示に従った装置、方法及びシステムの例示的な実施態様が提供できる。例えば、少なくとも一つの第一の電磁放射を、例えば、少なくとも一つの第一の構成を用いて提供することが可能であり、第一の構成においては、第一の電磁放射と関連した放射周波数は、経時的に変改する。加えて、少なくとも一つの第二の構成を用いて、(i) 第一の電磁放射及び／又は(ii)少なくとも一つの更なる放射である放射の少なくとも一つの部分を、差分直交状態（difference orthogonal states）を持つ第二及び第三の放射へと分離することが可能であり、そして少なくとも一つ第一の特性を第二の放射へ及び少なくとも一つの第二の特性を少なくとも一つの第三の放射へ与えることが可能である。第一及び第二の特性は、互いに異なることができる。
【００２２】
本発明の開示の他の例示的な実施態様に従って、少なくとも一つの第三の構成を用いて第一の電磁放射を偏光解消することにより、少なくとも一つの更なる電磁放射を作り出すことが可能であり、そこでは、第二及び第三の放射は、少なくとも一つの更なる放射に基づいて生じうる。
【００２３】
本発明の開示の更に他の例示的な実施態様では、少なくとも一つの第四の構成を用いて、(i) 少なくとも一つの第四の放射及び(ii)第二及び第三の放射間の干渉を受信する及び／又は検出することが可能であり、そして、サンプルから反射した放射に基づいてサンプルのジョーンズ行列要素の少なくともいくつか、又は場合によりサンプルのジョーンズ行列要素の全てを決定することができる。例えば、第二及び第三の放射は、同時に受信及び／又は検出することができる。サンプルから反射した放射は、サンプル内の少なくとも二つの異なった場所から提供されることができ、それは同時に受信されうる。第四の構成は、干渉を、それぞれ第一及び第二の偏光状態を持つ追加の放射へと分離するように構成されうる。少なくとも一つの第五の構成が、ジョーンズ行列要素の少なくとも一つの関数として、少なくとも一つのイメージを作り出すために提供されうる。
【００２４】
例えば、第一の特性は、第二の放射の第一の周波数シフトであり得、そして第二の特性は、第三の放射の第二の周波数シフトで有り得る。更に、第一及び第二の周波数シフトは、互いに異なることができる。少なくとも一つの第一の構成は、エネルギー源構造である。エネルギー源構造は、第一の放射の波長を素早く調整する掃引源構造で有り得る。
【００２５】
本発明の開示の更なる例示的な実施態様に従って、第二の構成が、少なくとも一つの音響光学モジュレーター構造を含みうる。更に、第二の構成を、第一及び第二の特性が提供された後に、第二及び第三の放射を重なり合わせる及び／又は組み合わせるように構成することが可能である。請求項３に従った装置では、少なくとも一つの第四の構成は更に、干渉をそれぞれ第一及び第二の偏光状態を持つ追加の放射へと分離するように構成される。
【００２６】
本発明の開示の例示的な実施態様のこれら及び他の目的、特徴及び利点は、添付の特許請求の範囲との関連で、本発明の開示の例示的な実施態様の以下の詳細な記載を読むことにより明らかになろう。
【００２７】
本発明の更なる目的、特徴及び利点は、本発明の開示の実例である実施態様を示した添付の図面との関連で、以下の詳細な説明から明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】図１は、本発明の開示に従った例示的なソフトウェア構成及びプロセス／方法とともに用いることができる、偏光感受性干渉イメージングシステム／装置の例示的な実施態様の略図である。
【図２】図２は、本発明の開示に従った例示的なソフトウェア構成及びプロセス／方法とともに用いることができる、偏光感受性干渉イメージングシステム／装置の他の例示的な実施態様の略図である。
【図３】図３（ａ）〜（ｇ）は、図１に示された例示的なシステム／装置を用いて取得した例示的なイメージである、図３（ａ）及び（ｂ）は、生体外での、ニワトリ筋肉の例示的なイメージであり、図３（ｃ）及び（ｄ）は、インビボでの、ヒト手表面の例示的なイメージであり、そして図３（ｅ）及び（ｆ）は、インビボでの、マウス癌モデルの例示的なイメージである。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
図面においては、同じ参照番号及び符号は、特に断りのない限り、図解された実施態様の、同様の特徴、要素、構成要素又は部分を示すために用いられる。さらに、本発明の対象の開示は、図面を参照して詳細に記載されるが、それは、図解の実施態様と関連してなされる。添付の特許請求の範囲によって定義された本発明の対象の開示の本来の範囲から離れることなしに、記載された例示的な実施態様に対して、変更又は改良が成されうるということが意図されている。
【００３０】
本発明の開示に従ったシステム、装置、構造、ソフトウェア構成、及びプロセス／方法の例示的な実施態様、例えば、種々のOCTシステムが、実施されうる。図１は、本発明の開示に従ったシステム、装置、構造、ソフトウェア構成、及びプロセス／方法の例示的な実施態様を実施するために用いることができる、偏光感受性干渉構成の例示的な実施態様を示している。
【００３１】
特に、図１の略図に示されるように、本発明の開示に従った装置及び／又はシステムの例示的な構成は、例えば、電磁放射又は光シグナルを生じるために構成されうる、素早い波長調整源１０を含むことができる。このような放射及び／又は光シグナルは、定常偏光コントローラーを通じて送信され、次いで、偏光解消ユニット／構造５０へと入ることができる。このような偏光解消ユニット／構造は、水平面に対して例えば４５度に方向づけられた、任意のポラライザ−２０を含むことができる。光（例えば、又は他の電磁放射）は、次いで、第一の偏光ビームスプリッター３０によって、例えば、直交した偏光状態（例えば、水平及び垂直）で同等の強度へと分割されうる。水平及び垂直偏光状態は、第二の偏光ビームスプリッター４０中でビームパスが再結合する前は、それぞれ、異なったパス長に沿って伝わりうる。直交する偏光状態間のパス長の違いは、好ましくは、光／放射源の瞬間コヒーレンス長より大きくできる。
【００３２】
第二の偏光ビームスプリッター４０を出た後に、光／放射は、偏光解消されて、偏光がゼロ度となり得る。光／放射は、サンプルアーム要素及び参照アーム要素へと分離されうる。サンプルアーム光／放射要素は、サーキュレーター７０及びサンプルアーム２００へと向けられうる。サンプルからの反射光／放射は、サーキュレーターによって、音響光学モジュレーター（AOM）クリスタル１６０及び非偏光ビームスプリッター１３０上の入射へと向けられうる。参照アーム光／放射は、例えば、偏光ビームスプリッター８０によって、偏光していない光／放射を２つの部分に分割することができる偏光標識状態ユニット／構造２１０へと向けられうる。２つ（又はそれ以上）の部分が、AOM Freq 1 １００及びAOM Freq 2 １１０によって周波数シフトを受信し、そこでは、AOM Freq 1 １００によって導入された周波数シフトは、AOM Freq 2 １１０によって導入された周波数シフトとは異なることができる。
【００３３】
図１の例示的な実施態様に示されるように、直交する偏光（例えば、２又はそれ以上）は、偏光ビームスプリッター９０によって再結合されうる。光／放射は、任意に、Quarter Wave Plate (QWP)１２０を通じて、及び／又は光学ファイバを介して、及び／又は自由空間を通じて、非偏光ビームスプリッター１３０へと伝播され、サンプル及び参照アーム光／放射を再結合し、ビームパス１３３、１３７中に干渉縞を形成できる。ビームパス１３３、１３７中の光／放射は、例えば、それぞれ、偏光ビームスプリッター１４０、１５０によって、直交する偏光状態へと分割され、そして、第一の平衡レシーバー１７０は、一つの偏光状態のための平衡干渉シグナルを受け取ることができ、かつ、第二の平衡レシーバー１８０は、直交する偏光状態のための平衡干渉シグナルを受け取ることができる。
【００３４】
例えば、参照アーム光／放射は、AOM Freq 1 １００を通過した光強度が、例えば、ビームパス１３３、１３７において同等の割合に分割されうるようにして、QWP 120及び／又はファイバベースの偏光コントローラーによって提供されうる。続いて、偏光ビームスプリッター１４０及び１５０の後の４つのビームの強度が、全てほぼ同等になり得る。加えて、AOM Freq 2 １１０を通過した光／放射強度は、例えば、ビームパス１３３、１３７へと同等の割合で分割され、そして引き続き、偏光ビームスプリッター１４０及び１５０後の４つのビームの強度は、全てほぼ同等になり得る。平衡レシーバーのシグナルは、イメージプロセッシングユニット／構造１９０によって処理されて、例えば、複合2x2ジョーンズ行列の複数（例えば、７つ）の独立したパラメーターを得ることができる。
【００３５】
サンプルの可視偏光特性及び複合2x2ジョーンズ行列の（例えば、７つの）独立したパラメーターの検索は、以下のようにして記載できる。偏光解消後、光源１０によって提供された光／放射は、無偏光状態（例えば、偏光度がゼロ）となり得る。
【００３６】
例えば、AOM Freq 2 １１０を用いた参照アームは、ビームストップによって遮断されると仮定することができる。更に、同様に、無偏光サンプルアーム光／放射の偏光要素（それは、AOM Freq 1 １００を通じて伝達される偏光要素と同等である）のみが、参照アーム光／放射と干渉する。干渉縞は、AOM frequency 1周波数に中心が置かれうる。平衡検出ユニット／構造１７０、１８０は、例えば、サンプル上への単一のサンプルアーム偏光状態入射のための、干渉縞の直交する要素を検出できる。AOM frequency 1に中心がある干渉縞の位相敏感復調は、サンプルアームから反射した複合電界要素の決定を容易にする。
【００３７】
さらに、AOM Freq 1 １００を用いた参照アームがビームストップにより遮断されたと仮定した場合、平衡検出ユニット／構造１７０、１８０は、サンプル上への直交するサンプルアーム偏光状態入射のための、干渉縞の直交する要素を検出でき、そこでは、干渉縞は、AOM frequency 2周波数に中心が置かれうる。加えて、ビームストップ無しに、例えば、サンプル上に同時に入射する２又はそれ以上のサンプル偏光状態のために、サンプル偏光情報が測定でき、そこでは、２つの偏光状態のための情報が、それぞれ、AOM frequency 1及びAOM frequency 2によって決定される搬送周波数に中心が置かれうる。
【００３８】
好ましくは、各偏光状態のシグナルバンド幅は、AOM frequency 1及びAOM frequency 2間の周波数差より小さくできる。結果として、サンプルアームから反射した２つの直交する偏光状態のための、直交する方向に沿った複合フィールド要素は、同時に測定することができ、例えば、複合2x2ジョーンズ行列の完全な決定を可能とする。
【００３９】
図１の例示的な装置／システムの略図を再び参照する。光源１０は、例えば、多角形スキャナーベースの波長掃引源でありうる。一つの例示的な実施態様に従って、光源１０は、例えば、31K軸スキャン／秒、45mW出力、中心が1295nmである1300nmバンド幅、そして片側では空中で1.6nmの深度範囲に対して0.23nmのスペクトル線幅にて動作することができる。更なる例示的な実施態様に従って、光源１０からの光／放射は、最初に、偏光解消構造（例えば、要素／構造）５０へと進められ、そこでは、光は、偏光状態に依存して同等に分割され、そして片側において例えば、光源１０のコヒーレンス長よりもはるかに長くできる、十分なパス長遅延で再結合されうる。
【００４０】
さらに、再結合光／放射は、偏光解消されうる。偏光解消構造５０の後、例えば、光／放射の９０％が、サンプルを調査するためにサンプルアーム２００へと転送されることができ、そして光／放射の残りの１０％が、送信参照アームへと転送されうる。送信参照アームでは、個々の偏光状態は、偏光状態標識ユニット／構造２１０によって標識され、そこでは、偏光状態は、例えば、２つ又はそれ以上の音響光学モジュレーター（AOM）１００、１１０によって、例えばそれぞれ約20MHz及び40MHzへと周波数がシフトされて、周波数バンドの両側を利用できるように、及び、例えば、空中で約3.2mmになり得るようにイメージ深度範囲を倍にできる。参照送信アームからの光／放射は、干渉のために、サンプルから反射した光／放射と再結合でき、そして、例示的な偏光ダイバーシティ平衡構造中の平衡レシーバー１７０，１８０にて干渉シグナルが検出されうる。例示的な偏光ダイバーシティ構造からの複数（例えば、２つ）のチャンネルシグナルが、例えば、約100MHzサンプリング周波数にて運転されるADCボードにて同時に取得され、イメージプロセッシングユニット／構造１９０へと取り込まれる。例示的な可能な約50MHzのシグナルバンド幅から、個々の入射偏光状態の干渉シグナルが、例えば２つの分離した検出バンド、例えば一つは約10MHz〜30MHzのバンドで、もう一つは約30MHz〜50MHzのバンド、を占有できる。
【００４１】
特定の例示的な実施態様に従って、得られた例示的なスペクトルは、例えば、FWHMにて130nmのバンド幅で、約3072ピクセルを含むことができる。スペクトルは、周波数領域へとフーリエ変換され、そして2つの周波数バンドへと分割されうる。各周波数バンドは、復調され、そして、時間領域へとフーリエ逆変換された。次いで、時間対ｋ−空間マッピングが、事前修正波長データ及び補完手順に基づいてスペクトルへと適用され、そして、分散補償が、参照及びサンプルアーム間の分散差によって、事前分散測定に基づいて提供されうる。更に、同等のＫ−空間におけるスペクトルは、深度空間において反射率プロファイルへとフーリエ変換されうる。イメージングは、先端の光学窓を用いて、携帯型調査で行われた。横断面イメージの深度範囲は、約1.4という組織の屈折率を考慮した場合、例えば、約2.3mmでありうる。例示的な強度イメージは、例えば、チャンネル及びバンドの両方の強度を合計することにより得ることができ、そして、偏光感受性（PS）の例示的なイメージは、表面状態に対しての累積位相遅延として得ることができ、０度位相遅延の黒及び１８０度位相遅延の白として表示され、次いで、360度で黒に戻って終わりうる。
【００４２】
図２は、図１に示された例示的な実施態様と同じ又は同様のゴール及び／又は結果を達成できる、本発明の開示に従ったシステム／装置の他の例示的な実施態様の略図を示している。図２を参照して、偏光解消要素／構造５０を除くことができ、そして、直交する独立した偏光状態の標識が、要素／構造８０、９０、１００、１１０（これらの要素／構造は、上記したものと同様、同等又は同じである）を用いてサンプルアーム中にて達成できる。
【００４３】
本発明の開示の例示的な実施態様に従ったPS分析法の例示的な実施態様は、ジョーンズ行列に基づくことができる。例示的な光学システム／装置の、非偏光解消偏光特性は、複合ジョーンズ行列、Jによって表すことができ、それは、複合電界ベクトル、E=[H V]Tによって表される入射偏光状態を、送信した状態、E’＝［H' V']Tへと変換する。ジョーンズ行列に基づいたPＳ-OCT分析法においては、表面偏光状態、[H1 V1]T、[H2 V2]Tに対してのサンプル内の偏光状態、[H1' V1']T、[H2' V2']Tの測定は、以下の式で表される。
［Ｈ1'Ｈ2'；Ｖ1'Ｖ2'］＝ｅｘｐ（ｉΔψ1）ｘＪoutＪsＪout-1［Ｈ1ｅｘｐ（ｉα）Ｈ2；Ｖ1ｅｘｐ（ｉα）Ｖ2］、
ここで、Joutは、サンプル表面から検出器への光学パスを示し、楕円リターダとして表される。Jsは、サンプルの往復ジョーンズ行列を示し、JS=JRJPの形に分解でき、ここでJR及びJPは、それぞれ、リターダ及びポラライザを示す。αは、２つの入射偏光状態での測定間の位相差である。２つの測定は、例示的な構成において同時に行い得るので、位相の不明確さは起こりそうになく、αはゼロ、α＝０となる。上記式は、以下のように単純化できる。
ＪT＝ｅｘｐ（−ｉΔψ1）ｘ［Ｈ1'Ｈ2'；Ｖ1'Ｖ2'］ｘ［Ｈ1Ｈ2；Ｖ1Ｖ2］-1、
ここで、JTは、アウトプットパス、ＪT＝ＪoutＪsＪout-1を含む結合ジョーンズ行列である。これは、サンプルの偏光特性の全情報を含む完全なジョーンズ行列を与える。
【実施例】
【００４４】
本発明の開示に従った方法、装置及びシステムの例示的な実施態様の実施を示すために、ニワトリ大腿部筋肉のサンプルを、生体外でイメージ化したもの、及びヒトの手の裏側をインビボでイメージ化したものを、図３（ａ）〜３（ｆ）に示した。横断面イメージの寸法は、組織深度及び横方向は、それぞれ、2.3mm x 8mmであった。図３（ａ）に示されたニワトリ筋肉の例示的な強度イメージは、その深度で他の生物組織に比べた場合、緩やかな強度減衰をもつ構造を示しており、図３（ｂ）の例示的なPSイメージは、イメージの底部に向かって、頻繁な水平の黒−白のバンドパターンを示している。図３（ｃ）の例示的な手の強度イメージは、表層上皮及びその下の真皮構造を示しており、そして図３（ｄ）の例示的なPSイメージは、ある程度の複屈折性を示している。図３（ｃ）及び３（ｄ）に示されるように、手の裏側は、他の側に比べてより強い複屈折性を示した。PSイメージは、正常組織が複屈折性である場合は、正常及び癌性組織間を区別する追加のコントラストを提供すると知られている。
【００４５】
動物モデルにおいて、このような例示的な手順及び実施を示すために、本発明の開示に従ったPS-OFDIシステムの例示的な実施態様を用いてマウス癌モデルをイメージ化した。癌細胞をマウスの後ろ足表面に注入し、そして例示的なPS-OFDIイメージングを１日目〜１０日目まで実行した。癌は、筋肉の場所において皮膚のすぐ下に注入されているので、PS-OFDIイメージングは、正常筋肉組織と癌領域の区別を示した。横断面イメージの寸法は、組織深度及び横方向は、それぞれ、2.3mm x 12mmであった。図３（ｅ）及び３（ｆ）の例示的な強度及びPSイメージはともに、周辺組織から癌組織を区別しており、癌組織は、複屈折性を示さないバンドパターンなしの比較的均一な構造として現れる。癌部分は、転移なしに、正常組織部分から区別される明らかな境界をもっているように見える。
【００４６】
上記は、本発明の原理を単に説明するものである。記載された実施態様に対しての、種々の変更及び置換は、本明細書に記載された教示より当業者にとって明らかである。確かに、本発明の例示的な実施態様に従った構成、システム及び方法は、イメージングシステムとともに用いることができ、そして、例えば、2005年5月26日に公開された国際公開WO2005/047813、2006年5月4日に公開された米国特許出願公開第2006/0093276号、及び2005年1月27日に公開された米国特許出願公開第2005/0018201号に記載のイメージングシステムとともに用いることができる。これらの公報の開示のすべては、ここで引用することにより本明細書の一部である。従って、本技術分野の当業者には、本明細書に明白に示され又は記載されてはいないが、本発明の原理を具現化する多数のシステム、構成及び方法を考えることができ、それらは本発明の範囲に含まれるということが理解される。加えて、本明細書中に明示的に引用されていない従来技術の知識も、ここにおいて、それらのすべての開示は本明細書に明示的に引用される。本明細書で参照された上記すべての公報及び文献の開示のすべては、引用されることにより本明細書の一部である。
【図１】
2012508380.tif 000003
【図２】
2012508380.tif 000004
【図３】
2012508380.tif 000005
【国際調査報告】
2012508380.tif 000006
2012508380.tif 000007