広帯域光を生成するように動作可能な広帯域光源と、前記広帯域光を、可視スペクトルの少なくとも大部分をカバーするスペクトル領域を有する照明光と、該照明光のスペクトル領域の外側のスペクトル領域を有する手術光とに分割するようになっている波長スプリッタと、前記手術光の適用を制御するようになっている少なくとも一つの手術モジュールと、第1手術プローブへの供給のために前記照明光を照明光ガイドに光学的に結合させるように構成された第1結合光学素子と、第2手術プローブへの供給のために前記手術光を手術光ガイドに光学的に結合させるように構成された第2結合光学素子とを備える、手術システムのための光源。前記第1手術プローブ及び前記第2手術プローブが単一のハンドピースハウジングに組み込まれる、請求項1に記載の光源。前記組み込まれた第1手術プローブ及び第2手術プローブのカニューレ組立体が0.5mm以下の直径を有する、請求項2に記載の光源。前記カニューレ組立体が、標的手術部位に亘って前記手術光のビームを走査するための走査光学素子を含む、請求項3に記載の光源。前記第1手術プローブ及び第2手術プローブが別個のハンドピースハウジングを有する、請求項1に記載の光源。前記広帯域光源がスーパーコンティニュームレーザである、請求項1に記載の光源。前記手術光が赤外線領域におけるスペクトル領域を有する、請求項1に記載の光源。前記第2手術プローブが光コヒーレンストモグラフィOCTプローブである、請求項1に記載の光源。前記手術光が紫外線領域におけるスペクトル領域を有する、請求項1に記載の光源。前記手術光のスペクトル領域が少なくとも二つの異なるスペクトル領域の間から選択可能である、請求項1に記載の光源。前記少なくとも二つの異なるスペクトル領域が光コヒーレンストモグラフィのための第1領域と組織の手術治療のための第2領域とを含む、請求項1に記載の光源。前記手術モジュールが光コヒーレンストモグラフィOCTエンジンである、請求項1に記載の光源。前記OCTエンジンがスペクトル領域干渉計を含む、請求項12に記載の光源。図では、同一の参照番号を有する要素は同一の又は同様の機能を有する。本発明の様々な実施形態では、多機能の手術プローブ、特に眼科手術プローブと共に使用されるのに適した共通の光源が提供される。本発明の他の実施形態では、一体化された多機能の手術プローブを提供すべく、共通の光源から光を供給するのに適した多機能の手術プローブが提供される。特定の実施形態では、手術プローブの複数の機能は手術部位の視覚化のための光コヒーレンストモグラフィOCT走査及び可視照明を含む。プローブは専門の人員による直接的な扱いのためにハンドヘルドのプローブでありうる。いくつかの実施形態では、プローブは、ロボットアーム又はコンピュータ制御された装置によって制御されるように設計されてもよい。プローブは、専門家又は装置であるかに拘わらず操作コントローラの近くの近位端部と、組織の近くの又は組織と接触した遠位端部とを有する。本明細書に開示された実施形態に係るプローブは、小さな寸法を有し、近位端部から扱いやすく、且つ周囲の組織に対して最小限に侵襲的である。遠位端部、すなわち先端を有するプローブ端部では、プローブは、遠位端部から、先端の近くに配設された標的組織上で所定の作用を行う。例えば、プローブは、その先端から光を供給し、且つ、先端を通して結合された組織から反射され又は散乱された光を受信することができる。プローブの先端は、先端がその作用を行うことを可能とする可動要素を含むことができる。図1は、本発明の特定の実施形態に係る広帯域光源20を含む手術システム10のブロック図である。描かれた実施形態では、広帯域光源20は多機能の手術プローブ100の別個のポートに結合される。代替的な実施形態では、広帯域光源20からの光を使用する種々の機能に対応する一つ以上の追加の手術プローブ100があってもよい。以下に詳細に説明するように、広帯域光源20は、可視スペクトルにおける波長の大部分が存在しないような、いくつかの離散的な波長における狭帯域の線とは対称的に、照明を提供すべく、可視スペクトルに亘って広く分布した波長を含む波長領域において光を作り出す。また、広帯域光源20は、特定の手術用途に適する照明において使用されるスペクトルの外側の少なくとも一つの波長領域において光を作り出す。このため、例えば、赤外線放射がOCT用途のために使用されうる。OCT用途に使用される典型的な波長帯は、約820~870nm、1060nm又は1300nmの波長を含む。特定の波長帯は、光ガイド、所定の動作における相対的なパフォーマンス特性、又は他の同様の検討事項との適合性のために選択されうる。別の例では、高エネルギーの青色放射又は紫外線放射が組織変異tissuemodification用途又は他の治療用途のために使用されてもよい。概して、広帯域照明と照明スペクトルの外側の他の光との任意の適切な組合せを用いることができる。特的の実施形態では、広帯域光源20はスーパーコンティニュームレーザである。スーパーコンティニュームレーザは、可視スペクトルを含むことができる波長の広い領域に亘って狭帯域のレーザパルスを分配するための分散媒質を含むレーザ源である。照明のために使用される斯かる広いスペクトル分布を有することの一つの欠点が、相当なエネルギーが非可視波長に含まれうることである。青色波長及び紫外線波長におけるエネルギーは眼内の眼組織に特に有害であり、このことは、通常、生来の水晶体の吸収特性によって紫外線領域における波長から保護される。同様に、赤外線放射は、眼組織によって容易に吸収され、組織の望まれていない加熱を引き起こしうる。このため、安全性の理由から、照明のために使用されるスーパーコンティニュームレーザ源から非可視波長をフィルタリングすることが望ましい。このことは、このエネルギーが浪費されてシステムの全体的な効率が低減されることを意味する。本発明の様々な実施形態は、光を、可視波長領域内の照明光と、照明光によって照明される少なくとも手術標的範囲内の外科手術のために使用される手術光とに分割することによって、そのようにしなければ失われるであろうエネルギーを利用する。図1に描かれた実施形態では、広帯域光源20は、少なくとも二つの異なるスペクトル成分に広帯域光を分割する波長スプリッタ30を含み、スペクトル成分の少なくとも一方は白色光の手術照明に適切な可視スペクトルの大部分を含む波長域に及ぶ。広帯域光源20はビーム調整要素40も含み、ビーム調整要素40は、照明光及び手術光のエネルギーレベルを変え、且つ/又は、所望のエネルギー特性及び波長特性を有するそれぞれの光ビームを生成すべく、余分な又は望まれていない残りの波長をフィルタリングする。特定の実施形態では、波長スプリッタ30及び/又はビーム調整要素40はスイッチ又は電子制御器のようなセレクタを含むことができ、セレクタは、ユーザが種々の用途について手術光の所望の周波数帯を選択することを可能とする。このため、例えば、種々の赤外線帯がOCTのために選択可能である。別の例では、OCTのために使用される波長と治療のために使用される波長との間で選択がされる。このことは、例えば、組織の治療を行い、その後、治療が完全且つ成功裏に行われたことを検証するのに有用である。広帯域光源は結合インタフェース50を更に含み、結合インタフェース50は光ガイド又は手術光モジュール内に照明光と手術光とを結合させ、光ガイド又は手術光モジュールは次いで一つ以上のプローブ100に結合される。結合インタフェース50は、手術光及び照明光を標的部位に効果的に供給するように適合された光学要素を含む。照明光の場合、白色光照明のための広範なスペクトル帯は、比較的広いスペクトル領域が実質的な損失なしに運ばれることを要求する。同様に、光度の損失が最小であることが望ましいので、光ファイバのような光ガイドとの結合時に、高開口数を有することが望ましい。高開口数は、照明ファイバから発せられる光の広い角度分布も提供し、このことは、次いで、より小さな直径のファイバが効果的に使用されることも可能とする。OCTのために使用される手術光は比較的狭いスペクトル帯を使用するので、シングルモードのファイバで十分である。正確なOCT測定のために軸線方向の精度が必要とされるので、低分散の光ファイバが典型的には使用されるが、光ファイバは、損失なしに、より長波長の赤外線放射を運ぶことにも適していなければならない。この例が示すように、光ファイバ及び関連する結合光学素子50は、通常、同じ光源からの手術光及び照明光について、様々であるだろう。代替的に、照明光及び手術光は、光の両方の形態が共通の光ガイドを通して運ばれることを可能とすべく適合されうる。このことは、共通の光ガイドのための結合光学素子50が、OCTのような用途において手術光の様々な波長が戻りビームから分離されることを可能とすべく照明光及び手術光が互いと干渉しないように適合されることを要求するだろう。また、照明光がOCT又は他の手術用途のために使用される手術光で走査されることがあまり望ましくないので、スプリッタが走査経路の外側に照明光の方向を変えるべく走査光学素子の前に配置されることが必要とされうる。本発明の様々な実施形態とは対称的に、従来の手術プローブは、共通の光源を使用することに付随するこれら問題に対処してこなかった。描かれた実施形態では、OCTエンジン60が手術モジュールの例として示される。OCTエンジン60は、手術光を使用して作り出された参照ビームと、手術光によって照明された組織から戻る光との間の干渉を測定するための干渉分光装置である。特定の実施形態では、OCTエンジン60は、スペクトル領域OCTとしても知られる分光計ベースの干渉計を含んでもよい。これは、光の比較的広範なスペクトル領域を使用してスペクトル帯内の離散的な波長の干渉を測定することで標的組織についての情報を再現するOCTシステムを意味する。広帯域光源20からの手術光が非常に多くの波長を既に含むので、斯かる用途には広帯域光源20が特に適する。OCTエンジン60はプロセッサ62も含み、プロセッサ62は情報を処理するための一つ以上の適切な電子部品であり、一つ以上の適切な電子部品は、限定されるものではないが、マイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、特定用途向け集積回路ASIC又は他のプログラム可能な装置を含む。プロセッサ62は、走査された組織の数学的表現を作り出すべく、組織から反射された光によって生成される干渉についての情報を処理し、走査された組織の数学的表現は、次いで、組織の電子画像を生成するのに使用されうる。OCTエンジン60はメモリ64も含み、メモリ64は、揮発性又は不揮発性である電子ストレージ、磁気ストレージ又は光学ストレージを含む任意の適切な形態の情報ストレージである。最後に、OCTエンジン60は走査コントローラ66を含む。走査コントローラ66は、ハードウェア、ソフトウェア及び/又はファームウェアの任意の適切な組合せ並びに機械部品であってもよく、機械部品はプロセッサ62及びメモリ64を含むことができ、プロセッサ62及びメモリ64は、OCTエンジン60によって使用される手術光の方向を変えるべく光学部品の移動を制御するのに適する。例えば、プローブ100がOCTビームのための走査光学素子を含む実施形態では、走査コントローラ66は走査機構を制御すべく走査光学素子に結合されてもよい。OCT画像化技術の一つの例では、プローブを使用することによって、所定のコヒーレンス長を有する光ビームを標的組織における所定のスポットに向けることができる。コヒーレンス長は分解能の深さresolutiondepthを提供し、分解能の深さは、プローブの遠位端部において変えられると、組織の照明される部分の所定の深さの画像を生成すべくデコンボリューションされうるdeconvolvedA走査。B走査を通して2次元の組織画像を得ることができる。いくつかの実施形態では、B走査は組織の断面に沿った真っ直ぐな線である。さらに、組織における種々の線に沿ってB走査を繰り返し行うことによって組織の3Dレンディション3Drenditionが提供されうる。いくつかの実施形態では、B走査は、同一の長さを有し且つ共通の交差点から所定の半径で構成された一組の線である。このため、複数のB走査によって、所定の深さを有する、組織における円形範囲の画像が提供される。いくつかの実施形態では、OCT技術は、前方に向けられた走査処置を使用する。この場合、プローブの長手方向の軸線の前方の方向に光照明が行われる。前方に向けられた走査では、標的組織は、プローブの長手方向の軸線に対して垂直な平面においてプローブの前方に位置しうる。このため、プローブの先端から組織に進み且つ組織からプローブ内に戻る光は、プローブの長手方向の軸線に対してほぼ平行な方向に進む。前方に向けられた走査を使用するいくつかの実施形態では、標的組織は、厳密にではないがおおよそ、プローブの長手方向の軸線に対して垂直である。さらに、いくつかの実施形態では、プローブから標的組織に進み且つ標的組織からプローブ内に進む光は、プローブの長手方向の軸線に対して平行でなくてもよいが、プローブの長手方向の軸線の周りに対称なパターンを形成する。例えば、前方に向けられた走査において標的組織を照明する光はプローブの長手方向の軸線の周りに立体の円錐solidcone又は立体の円錐の一部を形成してもよい。同様に、前方に向けられた走査においてエンドプローブendoprobeによって集められる光は、プローブの長手方向の軸線の周りの円錐区域の一部を含む3D領域における標的組織にから生じうる。図2は顕微手術エンドプローブ100を示し、顕微手術エンドプローブ100はカニューレ組立体110及びハンドピースハウジング150を含む。カニューレ組立体110はエンドプローブ100の遠位端部を含み、遠位端部はプローブの長手方向の軸線に沿って細長く且つ僅かな断面を有する。例えば、いくつかの実施形態では、カニューレ組立体110は直径D2が約0.5mmであり、一方、ハンドピース150は、直径D1が数mm、例えば12~18mmの略円筒形状を有する。結合ケーブル195が、広帯域光源20の結合光学素子50から光を運ぶ光ガイドを含む。代替的な実施形態では、別個のプローブ100が共通の光源に結合されてもよく、又は手術光及び照明光の両方が共通の光ガイドに結合されてもよい。いくつかの実施形態では、組立体110は、顕微手術処置のための標的組織を含む組織と接触してもよい。このため、組立体110は、組織の感染又は汚染を防止する材料で被覆されてもよい。さらに、手術処置及び手術計画surgicalprotocolによって組立体110についての衛生基準が確立され、全ての衛生基準は、これらの全体を参照することによって本明細書の一部を構成する。例えば、組立体110は一度使用された後に廃棄されることが望ましい。いくつかの状況では、組立体110は、少なくとも、異なる患者に処置が行われ又は身体の異なる部分において処置が行われる度に廃棄される。ハンドピースハウジング150は、プローブの近位端部のより近くに位置し、且つ、要素110と比較したときにより大きな断面を有してもよい。いくつかの実施形態によれば、要素150はエンドプローブ100の手動操作に適する。要素150はロボット操作若しくは自動装置による保持に適し又は遠隔操作される装置に適する。組立体110は生体組織と接触してもよく、一方、要素150は生体組織と直接接触しなくてもよい。このため、要素150は衛生基準に適合してもよいが、これら衛生基準は、組立体110について使用される衛生基準に比べて幾分緩い。例えば、要素150は、廃棄前に繰り返し使用されうるエンドプローブ100の一部及び部品を含んでもよい。このため、本明細書において開示されるようなエンドプローブ100のいくつかの実施形態は要素150において複合的な部品を含むことができ、安価且つ交換可能な部品が組立体110に含まれうる。いくつかの実施形態は廃棄可能且つ取外し可能な要素110を有してもよく、一方、ハンドピース150は一回よりも多く使用されてもよい。ハンドピース150は、ハンドピース150内の内部要素から出る微粒子又はガスによる組織の汚染を回避すべく、密封状態でシールされてもよい。いくつかの実施形態では、カニューレ組立体110は接着によってハンドピース150に固定されてもよい。他の実施形態によれば、組立体110は、繰り返される処置のためにエンドプローブ100の容易な交換を可能とすべく、ハンドピース150から取外し可能であってもよい。図2と一致するいくつかの実施形態は使い捨て要素150及び使い捨て組立体110を有してもよい。いくつかの実施形態では、OCT技術が横方向の画像化sideimagingを使用してもよい。例えば、横方向の画像化において、標的組織は、プローブの長手方向の軸線を含む平面に対して平行である。このような状況では、標的組織の閉ループ画像を生成すべく、プローブの長手方向の軸線の周りに円形軌道で照明スポットを動かすことが望ましい。斯かる状況は、血管内処置を伴う顕微手術において生じうる。例えば、冠動脈造影法において、冠動脈の内壁は、本明細書に記載された実施形態を使用して、動脈内管に沿った円筒区域において完全に走査される。図3は、本発明の特定の実施形態に係る例示的なエンドプローブ100のカニューレ組立体110の特定の特徴を示す概略図である。描かれた実施形態では、カニューレ組立体110は、OCTファイバ114を囲むカニューレ112を含む。カニューレ112は、外科手術中の切開創への挿入に適した任意の材料、例えばステンレス鋼から形成される。溝又はチャネルが、照明ファイバ116を受容すべくカニューレ内に形成されうる。照明ファイバ116は、OCTファイバ114よりも相当小さな直径を有してもよい。描かれた実施形態では、カニューレ組立体110は、カニューレ組立体110の遠位端部に配置された走査光学素子118を含む。走査光学素子118は、光学ビームを走査すべく、任意の適切な態様において可動な光学要素を含む。走査光学素子118は、例えば、標的範囲に亘って測定ビームを走査するのに使用される、逆方向に回転する屈折率分布型GRINレンズを含んでもよい。カニューレ112内の照明ファイバ116は、照明が測定OCTビームで走査されないように、走査光学素子118を迂回する。このことによって別個の照明光及び手術光を同じプローブ100内で容易に使用できることは有利である。図4はフローチャート200であり、フローチャート200は、共通の光源を使用する照明用途及び手術用途のために光を作り出す一つの例示的な方法を示す。ステップ202において、照明光及び手術光を含む広帯域光が作り出される。上記のように、この文脈における照明光とは、手術標的部位の白色光照明に適切な、可視光スペクトルの少なくとも大部分をカバーする光を意味する。手術光とは、照明される手術野に又は照明される手術野の近くにも供給される照明光のスペクトル帯の外側の光を意味する。ステップ204において、広帯域光が照明光と手術光とに分割される。ステップ206において、照明光及び手術光のビームが調整される。例えば、望まれていない波長を取り除くべく光がフィルタリングされてもよく、ビームの均一性が改善されてもよく、又は他のビーム特性が最終的な用途との適合性のために適切に調節されてもよい。ステップ208において、照明光が、第1結合光学素子を使用して照明光ガイドに結合される。これは例えば小径の光ファイバであり、照明光は、発せされるとき、広い角度分布を生成すべく高開口数を有する光ファイバに結合される。ステップ210において、手術光が、組織の治療又は特性評価のための手術光の適用を制御する手術モジュールに結合される。ステップ212において、手術光が、第2結合光学素子を使用して手術光ガイドに結合される。ステップ214において、照明光ガイド及び手術光ガイドの両方が手術プローブに結合される。その後、プローブが、手術の選択的な使用のために手術標的部位の近くに配置されうる。本発明の所定の実施形態では、種々の波長又は波長領域が種々の用途について使用されうるので、手術光の波長はユーザによって選択可能である。例えば、外科医は、組織の特徴を明らかにするのにOCT波長を使用し、その後、組織を治療すべく治療波長に切り換え、その後、治療が成功裏に行われたことを検証すべくOCT波長に戻す。概して、本明細書に開示された様々な実施形態に一致した使用又は操作の任意の方法が斯かる実施形態と共に用いられてもよい。図5は、スーパーコンティニューム光源300の形態の広帯域光源20の一つの例を示す。スーパーコンティニューム光源はフォトニック結晶ファイバのようなスーパーコンティニュームレーザ302を含み、スーパーコンティニュームレーザ302は、非線形分散媒質に高エネルギーレーザパルスを供給することによって広帯域レーザエネルギーを生成する。このことは、パルスのスペクトル分布を効果的に広げる。スーパーコンティニュームレーザ302は制御電子機器及び/又はインタフェース308も含むことができ、広帯域パルスの質を維持すべく、ビームパワーがパワーモニタ310によってモニタリングされうる。照明用途では、別の分散媒質304を使用して時間領域においてパルスを更に伸ばすことも望ましく、次いで、別の分散媒質304はプローブ100のような手術プローブに接続可能な光ガイド306の一部でありうる。他のビーム調節、例えば、望まれていない波長又は有害な波長をフィルタリングすることが行われてもよい。好ましくは、スーパーコンティニュームビームの空間的なコヒーレンスが利用されることができ、光ガイド306は、100ミクロン未満の直径又は他の最も大きな断面寸法を有するナノスケールの光ガイド306である。特に、コアの屈折率とクラッドの屈折率との間に大きな差を有するファイバのような、高開口数を有するナノスケールの光ガイドを、発せられた光が広い角度分布を有するように用いることができる。代替案が、広い分布角度を生成すべく、ナノスケールの光ガイドの先端形状を、例えばナノスケールの光ガイドを複合放物面集光器に形成することによって先細にすることである。ビーム拡散光学素子312が、発せられた光の角度分布を広げるのに使用されてもよい。非コヒーレントの白色光を用いて、斯かる小さな光ガイドから十分な角度分布を生成することは困難であり又は不可能であるが、スーパーコンティニュームレーザのコヒーレンスによって、比較的広い手術野を照明するための十分な角度分布と共に十分な5~15ルーメンのオーダーの照明が可能となる。本発明の様々な実施形態では、共通の光源を使用して手術標的範囲に照明光及び手術光が提供される。上述された本発明の実施形態は単なる例である。当業者は、具体的に開示された本発明の実施形態から代替的な様々な実施形態に気付くことができる。また、これら代替的な実施形態は本開示の範囲内であることが意図されている。この結果、本発明は以下の特許請求の範囲によってのみ限定される。