【発明の詳細な説明】 生体組織の光学走査用機器関連出願の相互参照 本件は、1997年３月６日に出願された米国特許仮出願連続番号第60/038,047号および1997年７月29日に出願された米国特許仮出願番号第60/054,163号に基づき、それらの優先権を主張する。発明の分野 本発明は一般に、光学撮像処理の分野に関するものであり、より特定すると、光学画像誘導型処理手順の分野に関連する。発明の背景 医学、医療、および生物学的研究などの広範な分野にわたる、新規な高分解能（〜10μｍ）撮像および視覚化技術と、物質およびパッケージ研究、開発および製造とについての、急を要する必要がある。改良された視覚化は、腺癌を探して食道の診断走査を行う際、または、多層ポリマーパッケージ材に空隙を配置する際などに、新たな診断能力を可能にすることができる。これに加えて、改良された視覚化は、動脈壁に穴をあけること無しに、冠動脈から少量の不安定なプラークを除去するためのアテローム切除（atherectomy）カテーテルのような、新規な画像誘導型処置手順を可能にする。 ＭＲＩ、Ｘ線、超音波、および光学機器は、撮像適用例において、全て重要な役割を見いだしている。多くの適用例において、光学撮像処理は、非イオン化、無接触であり、かつ、高分解能を達成し得ることから、他のアプローチに優る或る利点を提供する。光学コヒーレント断層撮影法（ＯＣＴ）および他の干渉計測撮像技術、蛍光測定および他のスペクトル分析撮像技術、ラマン撮像処理、拡散波光学撮像処理、および二光子撮像技術を含め、現在利用可能な多様なタイプの光学撮像技術がある。 ＯＣＴは、干渉測定撮像技術であり、従って、極めて高感度で動的範囲が広いという特性を有する。ＯＣＴは、利用される光学撮像処理の焦点特性と、利用される光源のコヒーレント特性との組み合わせにより、深層解像を達成する。ＯＣＴおよび他の干渉測定撮像の形態の採用は、標準的直接検出光学撮像技術に優る３つの基本的利点を有している。すなわち、１）ショット雑音がほぼ制限された検出と、従って高感度（＞140ｄＢ）を達成する能力、２）受信信号が直接検出におけるのと同様に、強度ではなくて電界に比例するように、高動的範囲（＞１00ｄＢ）を達成する能力、３）顕著に改良された深層判別（〜１μｍ）を生じる、高分解能位相感知一時的ゲート動作を実施する能力。 ＯＣＴまたは他の光学撮像システムに装着されるプローブモジュールにおいて採用される走査方法に基づく大半の従来の作業は、検流計またはステッパに基づく横断走査を利用して、多次元画像を生成することに照準をあわせていた。例えば、米国特許第5,459,570号および第5,321,501号は、いくつかのＯＣＴ撮像実施態様とそれらの眼科学における適用を解説している。上記特許は、検流計制御型ミラーまたは回転ミラーを利用して、網膜上または前方眼上に横断パターンのビームを走査させる方法を示している。内視鏡およびカテーテルについては、カテーテルまたは内視鏡の長手方向軸に直交する周辺方向横断方向にビームを走査させる方法が解説されている。例えば、米国特許第5,393,467号、米国特許第5,459,570号および第5,321,501号は、上記技術の形態を解説する。発明の要旨 本発明の目的は、医療処置手順期間中に診断および治療介入について有用な、前方方向づけ撮像システムを提供することである。記載の撮像システムは、「スタンドアローン」式実現法または既存の機器との組み合わせまたは既存の機器の外部で採用される新規の実現法として、ハンドヘルドプローブ、腹腔鏡、内視鏡、カテーテル、ガイドワイヤ、套管針、顕微鏡、組織プローブ、ニードル、ハサミ、メス、および他の機器に適用する。 一実施態様においては、本件の前方方向付け撮像システムは、走査機構を含むプローブにおいて、前方方向付け光学コヒーレント断層撮影法（ＯＣＴ）を含む。 別な実施態様においては、このシステムは非後方反射型ＯＣＴを採用し、かつ、光源、サンプル照射器、リファレンスアーム、ビームスプリッタ、サンプル集光器、入射光に応答する信号を生成する検出器、および、サンプル集光器およびリファレンスアームからの光を検出器に向けるように位置決めされたビーム結合器を備え、この場合、検出器からの出力は、コンピュータにより分析される。 別な実施態様では、光学プローブ撮像システムは、レンズおよび光ファイバをハウジングの長手方向軸に実質的に直交して移動させることができる走査機構を含む。一実施態様においては、走査機構はモータおよびモータに装着されたカムを含む。モータは、レンズおよび光ファイバをプローブハウジングの長手方向軸に垂直に移動させるカムの回転を引き起こして、サンプルを走査する。レンズおよびファイバを垂直方向に移動させてサンプルを走査する走査機構の他の実施態様としては、圧電変換器、または旋回軸の周囲のワイヤによるもの、気圧装置、または静電駆動式スライドによるものを含む。 光学撮像システムの別な実施態様においては、走査機構は、サンプル上に任意の走査パターンを生成する、プリズムを回転させる、またはオフセットレンズを回転させるカウンターを含む。 本発明の別な実施態様においては、前方走査ＯＣＴ撮像システムは、ハンドヘルドプローブに、またはプローブ、メス、ハサミ、鉗子、および生検機器のような外科手術ツールに適用され得る。これら装置の具体例としては、外科手術用レーザファイバーの適用が挙げられる。 また別な実施態様では、光学プローブは、人体の天然開口、水路、管、流体路、および欠陥を検査するために使用される内視鏡である。本発明は、光学プローブの前方撮像能力と組合わさった前方向または横方向の切除素子を使用する、外科手術用研磨内視鏡を思量している。 本発明の別な実施態様では、ＯＣＴ撮像システムは、腹腔鏡と共に使用されて、肉体空洞内で診断および外科手術処置手順を実施する。腹腔鏡実施態様はまた、前方走査レーザーの使用をも思量する。 本発明のまた別な実施態様では、撮像システムは、組織への断面図はもとより前面を必要とする処置手順について、外科手術用顕微鏡に適用される。撮像システムはまた、本発明の別な実施態様において、高い開口数の顕微鏡に適用される。 本発明の別な重要な実施熊様は、アテローム除去術、経尿道的前立腺切除術、および頸部撮像のような治療術のためのものである。本発明の光学プローブは、移植が行われる組織場所からの情報の連続的または周期的抽出を可能にするように、移植可能であると、思量される。図面の簡単な説明 図１は、ＯＣＴ撮像システムの実施態様のブロック図である。 図２は、非後方反射式ＯＣＴ構成の実施態様の、ブロック図である。 図３は、モジュラーシステム構成のブロック図である。 図４ａから図４ｉは、前方走査能力を備えたカテーテルの実施態様の、断面図である。 図５ａおよび図５ｂは、並進により前方走査を可能にする装置の実施態様の、長手方向断面図である。 図６ａから図６ｆは、前方走査用の固定レンズおよび可動ファイバーを利用するカテーテルの実施態様の、長手方向断面図である。 図７ａから図７ｆは、前方走査用の固定ファイバーおよび可動レンズを利用するカテーテルの実施態様の、長手方向断面図である。 図８ａから図８ｄは、前方方向に撮像ビームを偏向させるための一般的方法の、断面図である。 図９ａから図９ｃは、撮像ビーム特性の実施態様の、長手方向断面図である。 図10は、前方走査ハンドヘルドプローブの実施態様の、長手方向断面図である。 図11は、互換可能拡大機能を備えた前方走査ハンドヘルドプローブの実施態様の、長手方向断面図である。 図12は、画像誘導型外科手術のための外科手術用メスを備えた、ハンドヘルドプローブの統合体の実施態様の、長手方向断面図である。 図13は、前方走査ハンドヘルド撮像／レーザ外科手術用プローブの実施態様の、長手方向断面図である。 図14は、１個または複数個のリレー／ロッドレンズを備えた前方走査腹腔鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 図15は、前方走査レーザ外科手術用腹腔鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 図16ａから図16ｃは、多数走査方法を用いる外科手術／解剖用顕微鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 図17ａから図17ｂは、高い開口数のＯＣＴ顕微鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 図18ａから図18ｂは、可撓性の前方に方向づけられた光学誘導ワイヤ／走査内視鏡の実施態様の、長手方向断面図である。 図19は、内視鏡アクセサリーポートを備えた前方撮像装置の一体化の実施態様の、長手方向縦横断面図である。 図20は、クロストークを低減した密集ファイバー束の実施態様の長手方向断面図である。 図21ａから図21ｃは、撮像外科手術研磨カテーテルの実施態様の、長手方向断面図である。 図22は、画像獲得用集積マイクロチップを備えた装置の遠位端の実施態様の、長手方向断面図である。 図23ａから図23ｂは、前方撮像処理のための光学位相アレイの実施態様の、長手方向断面頂部および側面図である。 図24は、移植可能プローブのための解剖部位の、正面図である。 図25ａから図25ｄは、外科手術用ツールおよびプローブの実施態様の、長手方向断面図である。 図26ａから図26ｃは、腹腔鏡および内視鏡外科手術用ツール／プローブの実施態様の、長手方向断面図である。 図27は、外科手術用生検パンチツールの実施態様の、長手方向断面図である。 図28ａから図28ｃは、頸部撮像のための装置の実施態様の、長手方向断面図である。発明の詳細な説明 撮像エンジンは、光学コヒーレント断層撮影法または他の干渉計測撮像システム、蛍光測定および他のスペクトル撮像システム、ラマン撮像、拡散波光学撮像、二光子撮像システム、またはそれらの組み合わせを含む多様な実施態様から構成され得る。撮像エンジンは、高分解能画像を生成し、制御画像を獲得し、かつ、画像を処理し、定量化し、表示し、また、データベースを管理するのに必要な、光学系、電子工学系、モータ、コンピュータ、および制御系のような関連撮像システムのサブシステムを含む。 図１に例示されるように、光源10からの光は、プローブモジュールを介して撮像され、位置評定され、または測定されるべき標本の上の所与の位置に向けられる。干渉測定技術19は、上述の他の技術に加えて、標本における内部マイクロ構造特性により変更される光を集光および偏向するために使用され得る。干渉測定撮像技術はしばしば、標本上に向けられた光学ビームが空間的にコヒーレントであり、単一の空間モードを有する実施態様から構成され、従って、輸送システムは単一モードファイバーから成り得る。検出された光は、受信機プロセッサ38において処理され、標本の光学特性に関する情報を、深さまたは他の空間マトリクスの関数として、抽出する（例えば、サンプルへの入射ビームの位置など）。例えば、反射プロファイルまたは深さの関数としてのサンプル反射率のプロットが獲得される。プローブモジュールは、輻射パターンの走査を実施するための方法を含む。従って、標本上の複数ポイントで入射光学ビームを走査させながら、反復測定を実施することにより、画像情報が得られる。あるいは、画像は並列に獲得され得る。 上記基本タイプのＯＣＴ撮像エンジンは当該技術分野で公知であり、リファレンスアーム走査処理装置、周波数同調可能光源、および光学スペクトル分析撮像処理装置を含む。上記実施態様の各々においては、干渉計19および関連する光学系は、光源からの光をサンプルおよび光学リファレンスに連結するために使用される。干渉計19はまた、サンプルおよび光学リファレンスにより変更された後で（遅延されようが、伝達されようが、反射されようが、また散乱されようが）、サンプルとリファレンス光の間で光干渉が起こり、検出され、１個以上の電子信号に変換されるような方法で、光を受信機プロセッサ38に連結する。干渉計は光学自由空間および／または光ファイバーを含み得る。一実施態様においては、ファイバーは単一モードファイバーである。干渉計は、マイケルソン（Michelson）構造またはマッハゼンダー(Mach-Zehnder)構造を含む、多様な実施態様から構成され得る。干渉計内では、周波数変調素子または位相変調素子は面撮像処理または高度信号処理を可能にし、分散平衡処理素子および補償素子は高度の長手方向分解能を維持し、分極制御器、分極維持ファイバまたは単一分極ファイバ、もしくは分極多様化技術は、良好な信号対ノイズ比を維持し、または、サンプルの複屈折に関する情報を提供する。 横断（長手方向、軸方向、または輻射方向を含む）走査は、プローブユニットからサンプル内へ、また、サンプルからプローブユニット内へ発射される光放射を走査するためのアクチュエータを用いて獲得される。ＯＣＴ撮像エンジンとしては、深層（または長手方向）走査は、上述および以下に説明される３つの方法の内の１つを利用して、獲得される。コンピュータは、横断走査と深層走査の間の相互作用を制御して、１次元、２次元、または３次元画像を生成する。ＯＣＴ画像は、サンプルのマイクロ構造光学特性に関する情報を表す。これらは、サンプルの屈折率非連続性、散乱、吸収、複屈折、拡散、および分光器の特性を含む。これら特性は、多様な走査技術を用いて、空間的に解像され得る。そのような技術は、横断走査と交差される連続深層走査またはその逆が実施される処理を含み、或いは、画像は並列に獲得されてもよい。迅速な画像が得られるので、１次元、２次元、または３次元撮像を越える拡張が、本発明を利用して可能となる。特に、時間の終わりに画像を視覚化することにより、機能的撮像処理が可能となる。例えば、多様な刺激剤に反応する、鼓動する胎児の心臓の視覚化が達成され得る。 リファレンスアーム走査ＯＣＴ実施態様においては、モードロックされた超発光または他の好適に広帯域化された光源が使用され、干渉計に連結される。リファレンスアーム経路長を機械的に走査することにより、サンプルの反射率プロファイルが得られる。直線並進器、検流計、ファイバー伸張、回転素子（ミラー、カム、およびガラスブロック）、および回折格子に基づく遅延ライン走査のための、多様な公知の方法が存在する。サンプルからの反射とリファレンスアーム経路長が光源コヒーレント長の範囲内と等しい場合のみ、光干渉が検出される。従って、リファレンスアーム経路長を走査することにより、サンプル光特性の深層解像型干渉測定プロファイルが得られる。受信機処理ユニット38は、単一検出器、２重平衡式検出器、または、適切な増幅および信号処理が後に続く光検出器のアレイから構成され得る。 別な実施態様においては、周波数同調可能光源は、干渉計に連結される。受信機プロセッサ38は、サンプルからの信号とリファレンス反射を受信し、かつ、光干渉を検出する光検出器を含む。これら２つの信号の到来の間のわずかな時間遅延は、周波数同調処理と組合わさって、最良の信号を生じる結果となるが、この信号から、反射率およびサンプルの光学特性の他の干渉測定プロファイルが、スペクトル分析技術を利用して得られる。機械的または電子的な同調式外部共振器レーザ、電流または温度同調式半導体レーザ、多数セクション半導体レーザ、および、同調可能光学フィルタと組合わさった広帯域増幅式自発発光源を含む、広周波数掃引を実施するいくつかの方法がある。 光スペクトル分析ＯＣＴの別な実施態様において、光源は再び、干渉計に連結された広帯域源である。サンプル／標本からの反射とリファレンス反射とは光学的に受信機で干渉し、同受信機は光スペクトル分析器である。光スペクトルは縞プロファイルから成り、そのコントラストはサンプル内の反射係数に比例し、その期間はサンプルとリファレンス反射との間の相対距離に比例する。フーリエ解析のような多様な信号処理アルゴリズムを利用して、反射率およびサンプルの光学特性の他の干渉測定プロファイルが得られる。単一または複数の回折格子、または走査検出器システムまたはアレイ検出器と組合わさったプリズム、および狭帯域同調可能フィルタを含む、空間分析を実施するための、多様な公知の方法が存在する。 ＯＣＴのための高電力と広い帯域源を得ることは、困難である。一実施態様において、源はラマンポンプ式マスター発振器電力増幅器（ＭＯＰＡ）源である。ラマン増幅器は、波長分割多重化(ＷＤＭ：Wavelength Division Multiplexing)光学通信システムにおいて広くしようされ、それらの用途はＯＣＴ源に拡張され得る。強いＣＷまたはパルス式ポンプレーザを用いれば、ポンプレーザからストークシフト（〜13ＴＨｚ）で、広帯域光学電力増幅器を作ることが可能となる。この増幅器がより低い電力の半導体ファイバまたは他の広帯域マスター発振器源とシードされた場合、それはより高い電力まで増幅される。１つを越えるラマンポンプが使用される場合は、ラマンポンプは略ラマン利得帯域により間隔を設けられ、増幅器の帯域はおよそ２の因数により広げられる。追加ポンプを用いて、増幅器帯域を更に広げることも可能であり、個々のポンプと関連する利得スペクトルは、それらのそれぞれのポンプ電力を適合させることにより、利得スペクトルを成形するように適合され得る。 マスター発振器は、インファイバーブラッグまたは長期ファイバー回折格子を用いることにより、または、ＷＤＭ多重化技術を利用することにより、極めて広くなるように適合され得る。ファラデーアイソレータがマスター発振器と電力増幅器との間で使用されて、良好な安定性を維持し得る。ポンプレーザは、被覆ポンプ式ＹｂまたはＮｄファイバーまたは広範な領域からポンピングされる他の稀土類ドープ式ファイバー、もしくは、当該技術で公知のような他の半導体レーザから得られる。これらレーザは、〜1.1μｍでレーザー発振し、それらはＥｒ：Ｙｂをポンピングするために使用され、1.55μｍ付近の波長でラマンポンプレーザを作り得る。これは〜1.6μｍでＯＣＴラマン源を生成するのに好適であり、或いは、一連のインファイバーブラッグ回折格子を用いて、ＯＣＴラマン源を1.3μｍ付近で生じる、複数ストークスシフト式ポンプを作るのに使用され得る。 図１を再び参照すると、本発明の適用例においてはしばしば、使用される光源10は、人間の眼には見えない。本発明の利用を助けるために、光源と共整列される可視照準レーザー46を追加することが必要である。この共整列は、二色多重装置または他の好適なビーム結合技術を利用して、獲得され得る。この照準レーザは、ハンドヘルドプローブまたは外科手術用顕微鏡または本発明の他の実施態様を用いて、人間のオペレータにより直接視覚化され得る。代替例として、空間撮像カメラは、人間の眼により見えない放射を検出することが可能であるが、光源輻射を視覚化するために使用され得る。可視照準レーザまたは空間カメラからの撮像は、次のセクションで解説される視覚化サブシステムに給送されるように使用され得て、また、幾つかの診断および治療の医療用処置手順を実施するための要となる。 ＯＣＴシステムは標本／サンプルの直接的な後方反射について動作する必然的必要はない。図２を参照すると、光源10はリファレンスミラー18（コーナーキューブ）への、かつ、サンプルを照射するプローブユニット22への経路を含む2：2光ファイバスプリッタ１４に連結される。追加の光源または照準レーザは未使用のカプラー14（図示せず）に接続され得る。プローブユニット22の照射ポート26のビーム浪費は、３次元べクトルＲおよび２次元座標回転Θにより、プローブユニット22の受信機ポート30のビーム浪費からオフセットされる。受信機ポート30からの光はリファレンスミラー18から反射された光と再結合されて50／50光学結合器34に入り、出力がコンピュータ42により分析される受信機プロセッサ38に入る信号を形成する。 典型的なＯＣＴシステムでは、Ｒ＝Θ＝０であり、標本への光の経路は、標本からの光の経路である。しかし、特定の応用例では、照射と検出された光フィールドをオフセットすることが望ましいことがある。更に、２つの光フィールドの走査は従って、独立的となり得る。例えば、Ｘ線システムで製造されるものと類似するＸ線写真を製造するために、プローブユニット22の照射２６および受信機ポート30を直接的に互いに反対となるよう設定可能であり（Θ＝180°、Ｒ＝０で、その結果、ビームは重複分を浪費する）、また、標本を長手方向に走査する。そのような実施態様は顕微鏡および他の適用例で有用となることがある。信号処理を利用して得られるこの情報は、ここではリフレクトグラム(reflectogram)ではなく、サンプルを通した時間遅延の測定である。グループ遅延、屈折率、散乱、および吸収係数に関する情報が得られる。この実施態様は顕微鏡および以下のセクションで解説される他の装置に容易に統合され得る。 本発明のこの実施態様の要となる区別立ての１つは、ＯＣＴシステムは、ほぼ全ての先行技術で内包的または外延的に仮定される後方反射モードで作る必要がない点である。これは、ＯＣＴシステムについての代替の新規デザインを可能にするばかりでなく、新たな情報の抽出を可能にし得る。例えば、前述の直接後方反射式実施態様においては、空気／皮膚界面などにおける、大規模な表面反射は、表面直下からのより弱い反射を全て覆い隠すことがしばしばあり、この状態は、ブラインドネスリミテーションとして公知である。非後方反射において動作することにより、表面反射が除去される。散乱は角度に依存する。従って、Θ＝０と設定することにより、サンプルの光学特性の新規な測定が得られる。実際、本発明の一実施態様において、散乱角度の関数としてサンプルの干渉光学特性を備えた画像を生成するように、Θが走査され得た。上述の３つの全てのＯＣＴ撮像エンジン実施態様は、他の光学撮像技術と同様に、この非後方反射特性と共に利用され得る。この非後方反射実施態様は、２つの単一モードファイバを並べて、またはツインコア光ファイバを用いて、実現されればよい。 このセクションの議論の多くがＯＣＴ撮像エンジン実施態様に焦点を合わせているけれども、多様な他の光学撮像エンジンが、本発明に記載された走査およびプローブモジュールを用いて採用され得る。これらの例としては、トランスイルミネーション技術、拡散波撮像技術、共焦点顕微鏡、および、多様なタイプの蛍光識別撮像技術が挙げられる。拡散波撮像処理は、撮像処理を達成するために、高度に散乱された光の拡散特性を使用する、かなり新しい光学撮像技術である。拡散波撮像処理は、酸素化の判定用のような機能的監視用の臨床適用例を提示している。干渉計は拡散波撮像には必要ではない。光源は正弦的強度変調式レーザであることが多く、受信機は、透過された光に関して検出された光の相対強度と位相を測定する直接検出受信機である。輸送システムは、単一モードファイバーである必要はなく、複数モードファイバは上位信号収集を提供することが多い。標本の光学特性の画像は、走査位置の関数として、検出された光強度の位相または大きさをプロットすることにより獲得され得る。ＯＣＴ撮像エンジンに関しては、画像は表示され、診断用にまたは誘導治療処置手順において使用される。 レーザ誘導式蛍光撮像は、本発明のプローブおよび走査技術に適する、別な魅力的な撮像エンジン技術である。蛍光に基づいた医療判定または撮像技術は、多数の臨床診断適用例で成功を収め得る。蛍光撮像処理は、組織において内在する蛍光（または、選択的に結束された外因性発色団からの蛍光）を励起するために、短い波長の可視光を用いることを基礎とする。組織の生化学的組成の差は、蛍光スペクトルの差を生む。これらスペクトルの差は、光学的に接近可能な組織表面を横断する一組の別々のポイントで、または組織表面の画像として、いずれかで評定されるのが典型的である。蛍光の差は、次いで、組織の病理学を差別化するためにアルゴリズムを用いて解釈される。典型例では、所望の目標は、形成異常または癌の前症を査定することである。干渉計はこのエンジン技術には必要とされず、単一モード光ファイバーである。光源は短い波長の励起レーザから構成され得て、受信機は蛍光波長に同調される１つまたはそれ以上の光学スペクトル分析素子から構成され得る。入射励起放射および集光蛍光放射が走査されると、標本の光学画像が獲得され、表示され、診断用に、または、治療処置手順を誘導する際に使用される。 同様に、本発明において解説されたプローブモジュール操作デザインおよびコンセプトの応用例は、ラマン式、二光子式、複数光子式、共焦点顕微鏡などのような他の撮像エンジンに適用可能である。更に、上記プローブモジュール操作設計は、埋設型撮像技術の支援無しにスタンドアローン治療装置として使用され得る。 より重要なことに、多数撮像技術を連続的に、並列に、または同一走査プローブモジュールにわたって同時に使用することが可能である。例えば、ＯＣＴおよび蛍光撮像エンジンは、同一単一モードプローブ光モジュールにわたって同時に使用できる。ＯＣＴ光源および短い波長の励起レーザは、光ファイバー波長分割多重装置（ＷＤＭ）カプラーを用いて結合され得て、集光型ＯＣＴ光と蛍光は、別なＷＤＭカプラーを利用して分離され得る。蛍光およびＯＣＴの同時画像が表示され得る。代替案として、プローブモジュールは、２つのファイバ、ＯＣＴ撮像用の１つの単一モードファイバ、および蛍光撮像用の１つの単一モードまたは多数モードファイバを含み得る。共通のまたは別個の走査素子が使用されて、それぞれの放射パターンを方向付ける。２つの撮像技術が別個の情報を含むと、診断または治療処置手順でより良い意志決定が得られる。 本発明の一実施態様の装置は、線形、円形、および任意のパターンで光ビームを走査することにより、光学撮像を提供する。走査処理は、撮像システムに連結された多様なデザインのプローブモジュールを利用して、実施される。システムの将来的展望から、本発明は以下の事項に関連して説明できる。すなわち、１）データを収集し、かつ、光学画像を得る目的で、光ビームを並進させ、方向付け、または偏向させる作動技術、２）作動技術を利用し、かつ、ビームを搬送するために、または、撮像されるべき標本またはサンプルからビームを受けるために必要な、多様な光学構成要素を含む、プローブモジュール、３）プローブモジュールが装着される対象となり、かつ、光ビームの源、検出エレクトロニクス、または機器類、獲得された画像データを表示するための手段および方法、ならびに、光学系、電子系、モータ、制御系、および入射光を制御し、画像信号を検出し、入来データを処理し、そしてデータを組み立て、１次元、２次元、３次元、または４次元データセットおよび画像を形成するためのコンピュータを含む、あらゆる関連撮像サブシステムを含む撮像システム、４）ユーザーに親切でビーム搬送可能な装置において、本発明の全ての要素を組み合わせた実現方法で、その場合、上記装置は本発明を利用して開発された独立式機器であるか、または、同装置は、確立済みの研究用または臨床用機器、ツールまたは装置の付属物か、またはそれと統合され得るもの、５）侵入を最小限に抑制した撮像誘導処置手順を実施するために、撮像システムに連結された治療システム。 本発明により思量されるようなモジュラーシステムが図３に図式化される。このビーム搬送／走査モジュール12は、本明細書中に詳細に記載される、汎用前方走査（または他のタイプの走査、例えば、輻射方向、長手方向、または軸方向など）方法を含む。同システムがデータを収集し、かつ、画像を形成するために、多様な方法が使用されて、光学ビームを走査および並進させる。これら汎用前方走査方法は、ビーム搬送モジュールまたはプローブモジュールをいくつでも含むが、ハンドヘルドプローブ、腹腔鏡、外科手術用顕微鏡、高開口数顕微鏡または標準顕微鏡、前方走査、可撓性カテーテル、ファイバー束、または位相アレイに限定されない。上記実現例の各々について、前方走査方法は、腹腔鏡および顕微鏡を用いたような、既存の光学システムと直接集積されてもよく、ハンドヘルドプローブのような独立式撮像装置として機能してもよく、可撓性カテーテルとして機能してもよく、位相アレイとして機能することもあり、または、画像誘導外科手術を実施するために、外科手術用メスに装着されるハンドヘルドプローブにおけるような研究用または臨床用機器またはツールの機能性に本来的に追加される装着具として機能してもよい。 ＯＣＴ走査エンジンモジュール11は、光源、軸方向（深層または範囲）走査、および検出サブシステムを含む。ビーム搬送／走査モジュール12が互換可能な装置を備えたモジュラー構成要素を代表するのと丁度同じように、ＯＣＴ走査エンジンブロック11もモジュラー構成要素を代表する。上述の３つのエンジンは、光学システムおよび構成要素内部で、軸方向位置評定が実施されるのを可能にする。リファレンスアーム走査、光源周波数走査、およびスペクトル分析ＯＣＴの全てが軸方向位置評定を可能にするが、これを実施するのに別々に異なる方法を採る。３つの方法の各々は、ビーム操作方法のいずれと関連させて使用されてもよい。先に注目したように、他の干渉系撮像システム、蛍光、および他の分光器撮像システム、ラマン撮像システム、拡散波光学撮像システム、二光子光学撮像システム、またはそれらの組み合わせを含む、いくつかの他の光学走査エンジンが使用されてもよい。 ＯＣＴ走査エンジンモジュール11およびビーム輸送／走査モジュール12は、同期、駆動波長の発生、必要なトリガパルスの発生、データの記憶および呼び出し、ならびに、必要な信号および撮像の責任を負う中央コンピュータを含むのが典型的である、制御コンピュータモジュール13により制御される。制御コンピュータはまた、別な実体であってもよいが、最終モジュール、すなわち視覚化モジュールの一部としても機能し得る。 視覚化モジュール15は、制御コンピュータモジュール13、ＯＣＴ走査エンジンモジュール11からの画像データを受信し、かつ／または、ビーム搬送／走査モジュール12から直接、画像データを受信する。視覚化はＯＣＴ画像モニターを用いて、かつ／または、標準ビデオモニタを用いて、かつ／または、ＣＲＴを用いて実施され得る。一般に、３つのスクリーンは完全な視覚化のために必要とされる。すなわち、１）システムの動作を制御するための、全てのシステムパラメータおよび設定を含むスクリーン、２）ＯＣＴを用いて視覚化される寸前の組織のビデオ画像を含むスクリーン、３）標本／サンプルのＯＣＴ画像を含むスクリーン。ビデオ画像は、標本、組織、またはサンプルの面の表面図であるが、ＯＣＴ画像は、二次表面形態論または構造の断面プロファイル、面、または他の断層写真撮影切片である。十分な視覚化を求めて、スクリーンは全て、モニター上に同時に視覚化され得て、または、ビデオ技術は、多様なウインドウが要求に基づいて呼び出された状態で、画中画様式の表示を許容するように、適用され得る。これに加えて、ビデオ技術は、頭部上位表示での統合を可能にしながら、頭部重畳式ウインドウにより、または半透明ウインドウにより、ユーザがこれら複数スクリーンを見ることを可能にする。仮想現実法が所与のデータスクリーンに組み入れられてもよい。頭部上位表示のコンセプトは、顕微鏡の接眼レンズ内に統合され得て、ユーザが自分の目を顕微鏡から、それゆえ標本から離す必要無しに、ＯＣＴ画像および標本の断面、二次表面形態を視覚化し得る。ビデオ技術はまた、そのような画像が重ねられ得るようにすることにより、ＯＣＴ画像が適切な整合および整列状態で、ビデオ画像上に重畳され、または溶け込まされ得るようにする。上述の可視照準レーザはまた、視覚化モジュール15においても表示され得る。可視照準ビームは、ビデオ画像を含むスクリーン上に表示され得て、ユーザによるＯＣＴ画像およびビデオ画像の整合を可能にする。 ＯＣＴ撮像システムと関連する３つのスクリーンに加えて、そのような視覚化技術は、この処置手順が実施されている間も、先に得られた画像のような他の重要なデータを認識し、患者記録にアクセスする。そのようなシステムは、既存のコンピュータネットワークと、３次元表示および操作のようなコンピュータによる集中的タスクがサイト外で実施され、かつ、視覚化のためにユーザ側にダウンロードされ得るようにする、より強力なコンピュータと容易に統合され得る。 治療エンジンモジュール17は、画像誘導式処置手順が必要とされる医療的、科学的、かつ産業的応用例と関連する。このモジュール17は、治療処置手順を誘導するために、視覚化モジュール15から出力される情報を利用する。この誘導は、視覚化モジュール15により支援される人間のフィードバックにより、または制御コンピュータモジュール13におけるコンピュータまたは他の制御機構を介する自発作業により、あるいは、治療エンジンモジュール17それ自体の内部で行われ得る。撮像誘導治療が有効となる具体的適用例としては、機械的またはレーザに基づくアテローム除去カテーテルの誘導、ステントの設置、経皮的血管形成術用カテーテルを用いたバルーンの膨張、腹腔鏡処置手順期間中のマイクロ外科手術ツールの作動などが挙げられる。 この多数モジュールシステムのアプローチは、このシステムの全体設計と、本発明の前方に方向付けた走査方法とを導入する。前方走査方法と、それぞれの実現例と、応用は、以下のセクションで詳細に解説される。 前方に方向付けた光学走査は、多数の方法により実施され得る。これら方法は、多様な機器に組み入れられる。最も一般的な解説では、光学装置は、サンプルの光を搬送するための１つまたはそれ以上の光ファイバ、所定のスポット寸法および共焦点パラメータで所望のスポットにビームを集束させるための集束光学系、および、多次元画像を組み立てるために隣接する軸方向走査の獲得を可能にするための移動手段を含む。走査方法は一般に、５つの一般的原理のうちの１つとして範疇分化され得る。すなわち、１）単一ユニットとしてファイバー／レンズを移動させる方法、２）固定レンズに関してファイバーを移動させる方法、３）固定ファイバーに関してレンズを移動させる方法、４）ファイバーおよび集束光学系からビームが放出された後で、前方を向けられたビームを偏向させる方法、および、５）それらの組み合わせ。１） 単一ユニットとしてファイバー／レンズを移動させる方法 単体としてファイバー／レンズを移動させる幾つかの実施態様が、図４ａから図４ｆに示される。上記デザインの全てについて、前方走査光学系と機構は、カテーテル、内視鏡、または腹腔鏡のような直径の小さい（〜１ｍｍから10ｍｍ）円筒形囲い50内に包含されるが、これに限定されない。この囲い50は、剛性または可撓性で、後のセクションで論じられる機器に容易に統合される。囲い50の遠位端は、ほとんど減衰することなく光ビームが透過されるのを可能にしながら、光学系と機械類を流体および汚染物から保護する、任意の透明ウインドウ54から構成される。そのような囲いは、容易な洗浄と滅菌を可能にする。囲いの先端の遠位には、光学撮像平面がある。単一モード光ファイバ搬送の場合、この画像平面は、光ビームが最小スポット寸法まで集束される平面であればよい。この平面は、サンプルまたは標本についての対象の領域内に入るべきである。 図４ａは、ファイバー／レンズユニットの機械的並進のための装置を記載する。単一モードファイバ58は、所与の離隔距離で、球状レンズのようなＧＲＩＮレンズ62または小径レンズに固定される。この離隔距離は、焦点平面までの作動距離、スポット寸法、それゆえの共焦点パラメータを特定する。代替例として、レンズは、単一集束ユニットを形成するファイバー内に直接、製造され得る。ファイバー／レンズユニットは、ユニットが線形並進で前後に滑るのを許容するトラック（図示せず）内に存する。回転する度にファイバー／レンズを変位させる長円形ノブ70またはカムは、シャフトに付着される。バネ装置（図示せず）は、長円形ノブ70により変位されない場合は、ファイバー／レンズユニットをその元の位置に戻す。モーターシャフト66の回転が、ファイバー／レンズユニットをそのトラックに沿って並進させる間に、撮像が前方方向に実施される。モータユニット61はまた同装置の基端に配置され、この状態で、回転トルクが遠位端と横断変位機構まで、剛性または可撓性の中空ハウジングに包囲されたシャフトまたはトルクケーブルを介して伝達される。 図４ｂでは、圧電カンチレバー７４でファイバ／レンズユニットを並進させる。そのようなカンチレバー７４は、カンチレバー材料に電圧が印加されると曲がる。印加電圧は、固定双極子を有する材料を分極しようとする。これらの双極子を整列させるために、材料は、印加電場に応答して曲がる。ファイバ／レンズユニットがカンチレバー７４に固定されているため、曲がった結果、ユニットの横方向の並進が得られる。ユニットがカンチレバー７４にしっかりと取り付けられている場合、並進は真に横断方向に直線ではなく、実際には、弓形を示す。しかし、直線並進からのずれは、並進可能な距離に関しては、ごくわずかである。３００Ｖが印加されたバイモルフカンチレバー７４では、１〜２ｍｍの変位は典型的である。変位はまた、堅い管を用いてカンチレバー７４のアームを延長することにより増加され得る。変位は、アーム長の増加に伴って線形に増加される。他の電磁アクチュエータ手段もまた、可能である。 図４ｇに示されるように、カンチレバー７８は、圧電材料からなっていなくてもよい。むしろ、金属または可撓性のある材料のカンチレバーに関しては、圧電スタックが使用され得る。カンチレバー７８は、ねじれを防ぐために平坦であり、曲げを容易にするために、たわみの軸において薄い。カンチレバー７８の一方端を固定点（ハウジング）７６に固定し、圧電スタック８０をカンチレバーの下に配置することにより、スタックのわずかな変位が、カンチレバーの大きな横方向の変位に変えられ（mapped）得る。変位は、圧電スタックを、カンチレバーの取り付け部位に徐々に近づけて配置するにしたがって、増加され得る。 カンチレバーを変位するために圧電スタックを使用することは、図４ｈに示されるように、２次元に拡張され得る。ＰＺＴを用いて、第２のカンチレバー７８’は、第１のカンチレバーの上に取り付けられ、そのたわみ軸が第１のカンチレバーに垂直になるような向きにされ、そして、別のＰＣＴ８０’により駆動される。さらに、カンチレバー（圧電式またはその他）が十分に小さい場合、これらのカンチレバーは、図４ｉに示されるように、装置の軸に対して横断方向の向きにされ得る。この図４ｉでは、水平方向のＰＺＴ８０’は、固定点７６から離れた場所でたわみ、ファイバ／レンズ取り付けの動きを水平方向に引き起こし、垂直方向のＰＺＴのたわみにより、ファイバが垂直方向に曲がる。この設計はまた、順方向への２次元横断走査を可能にする。最後に、カンチレバーを動かすために用いられるアクチュエータは、圧電式に限定されず、磁気式、気圧式、または、その他の駆動装置であってもよい。 図４ｃを参照して、ファイバ／レンズユニットを機械的にプッシュ／プルの態様で旋回点９４を中心に弓形に変位するために、１つ以上の可動ワイヤまたはガイド９０が使用される。可動ワイヤ９０は、単一モード光ファイバ５８とともに、円筒形の囲いに収容される。ファイバ／レンズユニット６３の並進は、旋回点９４に関する、ワイヤ９０の取り付け点に依存する。ワイヤ９０が旋回点９４の近くに取り付けられると、ワイヤ９０のわずかな動きで、ファイバ／レンズユニット６３の大きな弓形の変位が得られる。そのような設計では、そのような機構を可撓性のある囲いにおいて使用する場合、円筒形の囲い５０が曲がってしまう可能性がある。 図４ｄでは、空気の原理を用いて、ファイバ／レンズユニット６３を囲い内で変位する。ここでは、空気／流体が充填された２つ以上のバッグ９６、９６’を相補的に使用して、ファイバ／レンズユニット６３を保持し、且つ、ファイバ／レンズユニット６３を横断方向に変位する。１つのバッグ９６を膨らまし、それと同時に、対向して配置されたバッグ９６’から空気／流体を取り除くことにより、直線並進が得られる。２つ以上のバッグ９６、９６’が使用される場合、その横断方向の変位は、任意の走査パターンの横断方向の変位に近づき得る。しかし、典型的には、バッグ９６、９６’と、外部リザーバとの間に走らせるために必要とされる必要な空気／流体導管（図示せず）のため、バッグ９６、９６’の数は、おそらく、２個または４個に制限される。４個のバッグは、２つの直交する方向での横断走査を可能にする。 図４ｅに示されるように、外側の円筒形囲い５０内で、堅い管１００は、ファイバ５８およびレンズ６３を収容し得る。この方法では、囲いの遠位端付近に、並進トラック１０４が配置される。このトラックは、円筒形の囲い５０の軸に関して角度をなしてオフセットされる。堅い管１００の近位端１０２で引張りが付与されると、この引張りにより、ファイバ／レンズユニット６３が角度をなして且つ横断方向に並進される。そのような走査方法により、角度がつけられた結像面が得られる。しかし、結像は依然として主に順方向に行われる。角度がつけられた結像面は、囲いがサンプルに関して角度をなして傾けられる上記の方法のうちの１つを用いることと等価である。この角度がつけられた結像面は、トラックの角度と、堅い管が円筒形の囲いを通って突き出る方向とを内部で変えることにより、補償される。ファイバ／レンズユニット６３の回復を容易にするために、ユニットの壁と、ファイバ／レンズユニット６３との間に、小さいばね機構が追加され得る。 図４ｆは、ファイバ／レンズユニットを横方向に並進させるために、静電／磁気の原理がどのように適用され得るかを示す。レンズ６３は、適切に帯電／磁化されたコンタクトに引きつけられ得るメタライズされた材料で被覆される。例えば、囲いの遠位端では、ファイバ／レンズユニット６３を並進させるために、静電気に帯電したプレート１０８が使用され得る。静電プレートに印加される電圧を変えることにより、または、静電気に帯電した領域を移動させることにより、メタライズされたレンズ６３がこの領域に引きつけられ、従って、横方向に変位される。１つの実施形態では、メタライズされたファイバ／レンズ６３ユニットは、たわみピボット（図示せず）に取り付けられる。プレート上で電荷を迅速に交番する（alternating）ことにより、および、自然共振周波数または改変された共振周波数でファイバ／レンズ６３ユニットを並進させることにより、非常に速い横方向速度が達成され得る。ファイバ／レンズ６３をその共振周波数で横断方向に変位させることにより、変位は、直線状ではなく、より正弦波状になる。しかし、この非直線状の並進の場合、データ捕捉レートおよび像表示が補償され得る。 ファイバ／レンズユニットの移動を伴う第２の概念が、図５ａおよび図５ｂに示される。ファイバ／レンズユニット６３は順方向撮像装置内に固定されるが、断面像を得るために、装置全体が横断方向に並進される。この装置は定置式であるが、同じ場所の単軸方向走査（single axial scans）が繰り返し捕捉される。装置が並進されると、この動きは、検知機構により検知され、検知機構は、軸方向走査を像内のどの位置に配置するかを、制御コンピュータに指示する。同じ場所で多軸方向走査（multiple axial scans）が捕捉されると、これらの走査は、ユーザの判断に応じて、平均または合計され得る。２つの検知機構が、図５ａおよび図５ｂに示される。図５ａの検知機構は、遠位端１２４に、二次撮像ファイバ束１２０、即ち、光学像処理機構を用いる。この光学像処理機構は、捕捉されたデータを像処理して、相対運動、方向、および速度を決定する。この情報は、対応する軸方向走査を集めてＯＣＴ像を形成するために用いられる。この設計は、サンプルまたは試料との物理的接触を必要としない。図５ｂに示される検知機構は、コンピュータのマウスと類似した位置検知回転機構１２５である。装置は、撮像される試料またはサンプルの上に物理的に配置され、表面を横切って並進される。運動、方向、および速度は、位置検知ローラ１２４により記録され、捕捉されたデータを集めるために使用される。 ２）固定レンズを用いて光ファイバを移動させる方法 同様の並進方法は、レンズの固定位置を維持しながら、光ファイバを移動させることにより行われ得る。図６ａ〜図６ｆは、これらの原理を示す。基本的な変位機構については、上で説明し且つ図４に示した。この方法では、平坦または角度をつけて劈開された（flat or angle-cleaved）光ファイバ５８は、並進機構上に配置される。次いで、ファイバ５８は、レンズ６２の一方側（結像面）で並進される。その結果、レンズの反対側（物体面）での焦点領域の並進が起こる。ファイバ面および横方向の変位の拡大または縮小は、ファイバ面と、試料と、レンズとの間の間隔に基づく設計で起こる。この拡大により、スポットサイズ（横断方向の解像度）と、上記の方法で説明された固定パラメータとは異なる、装置の共焦パラメータ（焦点深度）と、が変わる。この概念では、焦点領域は、単一の結像面にはなく、弓形に広がる。ファイバがレンズのエッジに並進されるに従って、焦点スポットサイズが変わる。この撮像方法から起こる収差を低減するレンズシステムが製造され得る。 ３）固定光ファイバを用いてレンズを移動させる方法 図７ａ〜図７ｆでは、固定された平坦または角度をつけて劈開されたファイバ５８の前でレンズ６２を移動させるために、同様の並進方法が使用される。基本的な変位機構については、上で説明し且つ図４に示した。上で説明したように、レンズ６２またはファイバ５８の並進の結果、並進の始め／終わりでの収差、および、弓形の平坦でない結像面、などの同じ困難点が生じるが、これらは、公知の光学設計技術で克服され得る。 ４）順方向に向けられたビームを偏向する方法 撮像の目的で光ビームを順方向に偏向するまたは方向付けし直す４つの方法が、図８ａ〜図８ｄに示される。図８ａは、円筒形の囲い５０内で回転ケーブル１２８を用いる。光ファイバ５８は、ケーブル１２８内に含まれ、ケーブル１２８により保護される。遠位端では、オフセットされたＧＲＩＮレンズ６２（または、他のタイプのレンズ）が、光ファイバ５８に関して計器で測定調節される（metered）。レンズ軸が光ファイバ５８に関してオフセットされるため、このファイバでは、出射ビームは、軸に集光されない。その代わりに、焦点は、ＧＲＩＮ６２とファイバ５８との間のオフセットの程度に依存する角度で起こる。外側の円筒形の囲い５０内では、ケーブル／ファイバ／ＧＲＩＮレンズ１２８、５８、６２が、駆動ユニット６０により回転される。駆動ユニット６０は、モータから回転トルクケーブルへの機械的結合、などの様々な方法で実現され得る。ユニットが回転すると、円錐形プロファイルが描かれる。この方法で捕捉された像は、依然として超音波と同様の２−Ｄの態様で表示され得る円錐形サンプルを表す。この順方向に向けられた走査方法は、装置が可撓性のある器具またはカテーテルに組み込まれ得るという利点を有する。あるいは、レンズは、ファイバとともに軸上に取り付けられ得、ファイバ／レンズの組み合わせは、回転軸に関してわずかに傾けられ得る。 図８ｂに示される第２の方法は、順方向の任意の走査パターンの技術を示す。この方法はまた、互いに反対方向に回転する、内部ケーブル１２８および追加の内部シース１３２を用いる。外部の円筒形の囲い５０は、固定されたままである。最も内側のエレメントは、金属ケーブル１２８であり、この金属ケーブル１２８は、そのコア内に光ファイバ５８を収容し且つ光ファイバ５８を保護する。この金属ケーブル１２８の遠位端は、円形プリズム１３６（断面は台形）を含む。このケーブル／ファイバ／プリズム１２８、５８、１３６の外側には、反対方向に回転するシース１３２があり、このシース１３２は、遠位端に取り付けられた第２のプリズム１４４を有する。これらのエレメントを反対方向に回転させ、それらの位相を互いに関して変えることにより、任意の走査パターンが生成され得る。出射ビームは、円筒形の囲い５０から出ていく前に、レンズ１５２により集光される。尚、別の実施形態（図示せず）は、１つの駆動ケーブルと、第２のプリズムを反対方向に駆動するための小型のギアリング機構と、を有するものである。最後に、２つのプリズムが（反対方向に回転するのではなく）同じ方向に駆動され、これらのプリズムの相対位相が調節され得る場合、可変円錐角で、図８ａと同様に円錐形像パターンが達成され得ることに注目されたい。あるいは、レンズは、プリズムへの透過の前に、ファイバにしっかりと取り付けられてもよく、回転プリズムの前（コリメートする場合）および後（集光する場合）に、２つのレンズが使用されてもよい（図示せず）。このアプローチは、光学システムのより優れた安定性を生み出し得る。 図８ｃは、レンズ対１５３、１５３’の間に配置されたビーム偏向器エレメント１４８の使用を示す。近位レンズ１５３は、ファイバ５８からの光を、ビーム偏向器エレメント１４８を通るように向ける。ビーム偏向器１４８を通過した後、光を結像面に集光させるために、第２のレンズ１５３’が使用される。ビーム偏向エレメントは、液晶、電気光学、または音響光学変調器からなり得るが、これらに限定されない。尚、別の実施形態は、使用されるビーム偏向器の開ロサイズおよびタイプに依存して、異なるレンズ構成を使用することができる。 図６ｄに示される設計は、シリコン部材（mem's）などの半導体またはその他の基板上にミクロ製造され得る、静電偏向器などの２次元の小型化された偏向器１４６を使用する。ファイバを出ていく撮像ビームは、プリズム／ミラー１５０により、静電偏向器に反射され、ここで、撮像ビームは、方向付けし直され、プリズムの他方側から離れて反射され、次いで、レンズ１５３により順方向に集光される。この設計は、高速で生成される任意の走査パターンの可能性を有する。電磁、圧電、などのその他のタイプの偏向器も、この構成において使用され得る。 最後に、ビーム偏向は、図４〜図８に示されるアクチュエータ（ＰＺＴ、磁気、静電、空気）のいずれかを用いて、撮像ビームの前でミラーを並進または変位させることにより、達成され得る。示された順方向走査機構のすべては、単に折り畳みプリズム（fold prism）または折り畳みミラー（fold mirror）（図示せず）を追加して、装置の軸からの任意の角度で撮像ビームを向けることにより、側方向（side-directed）線走査または側方向ラジアル走査に一般化され得る。側方向線走査は、折り畳みミラーと、静電機構、機械機構、またはその他の同様の機構とを用いて、装置を、装置の中心軸に沿って迅速に移動させることにより行われ得る。側方向ラジアル走査は、折り畳みミラーを使用し、且つ、電気モータまたは磁気機構を用いて装置を中心軸周りで回転させることにより行われ得る。 図４〜図８に示される設計のすべては、図８ａの設計（および、図８ｂの幾つかの動作モード）を除いて、順方向の線走査を与える。これらの一般的な方法を第２の円筒形ユニットに組み込むことにより、他の角度で、多数の線走査が行われ得る。この改変では、外側円筒形ユニットが静止されたままで、内側円筒形ユニットが、中心軸周りに回転され得る。これは、ユーザが、どの角度が特定の応用に最も適しているかを選択するようにするために、任意の角度での線走査を可能にする。さらに、装置の回転角を正確に制御することにより、一連の線走査が捕捉され得、後に、順方向に撮像されたサンプルの３次元の再構成を生成するために集められ得る。捕捉された線走査は、中心点の周りにスポーク状パターンを形成する。 上記方法のほとんどは直線の１次元だけで測定するが、各方法は、横断方向の変位成分を複製することにより、２次元（ｘ／ｙ）で走査するように改変され得る。各軸に沿って走査パターンを制御することにより、任意の走査パターンが達成され得、３次元データセットが捕捉され得る。 これから撮像ビーム特性を説明するために、キーとなる３つの用語を紹介しなければならない。これらの用語は、図９に示される。最初の用語は、焦点位置決め（図９Ａ）と呼ばれ、これは、ビームパラメータ（焦点スポットサイズ径、焦点深度、作動距離）のいずれをも変えることのない、ビーム焦点の軸方向の変位／調節である。２番目の用語は、焦点変化（図９ｂ）であり、これは、スポットサイズ、焦点深度、および作動距離の変化を意味する。最後の用語は、焦点トラッキング（図９ｃ）であり、これは、具体的には、撮像ビームの焦点深度内でのコヒーレンスゲーティング領域の重なりを可能にするためのＯＣＴ撮像エンジン調節を指す。 上記方法のすべてに関して、出力光ビーム特性は、固定され、横断方向の変位から独立していた。固定焦点スポットおよび位置は、サンプルまたは試料にわたって横方向に並進された。これらの方法の各々に関して、ファイバとレンズとの間の間隔を変える手段が実現され得る。この手段は、撮像ビーム特性を変える役割を果たし、従って、焦点変化を行う役割を果たす。これは、円筒形圧電スタック、小型のモータ付き位置決め装置を用いた機械的変位、膨張可能なバルーン、または、気圧／油圧装置を用いることにより達成され得る。ファイバとレンズとの間の間隔を変えることにより、ビームスポットサイズは増加または低減され得る（従って、横断方向の解像度が変えられ得る）とともに、共焦パラメータまたは焦点深度が増加または低減され得る。そのような実現は、より低い解像度およびより大きい焦点深度での高速撮像を可能にし、後に、選択された対象領域で高解像度の撮像を可能にする。 焦点位置決めを行いながら、ビーム特性（スポットサイズ、焦点深度、作動距離）を維持することが望ましい場合が多い。その達成は、装置の光学的構成に幾分か依存する。１つの方法は、装置全体を、試料に向かって、または、試料から離れるように、ｚ（奥行き）方向に並進させることを伴う。これにより、焦点が適切に再配置される。並進は、マイクロメータの調節を用いて手動で行われてもよく、電気／機械駆動機構を介して行われてもよい。（例えば図９ａに示されるように）２つのレンズ（１５６、１５６’）の間のコリメートされたビームとともに、望遠鏡構成が使用される場合、これらの２つのレンズ１５６、１５６’の間の間隔は、ビーム特性に影響を及ぼすことなく変えられ得る。そのような望遠鏡構成は、内視鏡を含む幾つかの実現であって、管腔壁までの変動する距離を補償するために焦点位置決めを自動的に調節することができることが望ましい実現の場合に重要である。 焦点位置決めと、焦点変化とは、組み合わせで使用される可能性が高い。例えば、試料またはサンプルの大きい領域は、より低い解像度およびより大きい被写界深度で走査され得る。焦点変化は、スポットサイズを低減し（解像度を増加し）、従って、被写界深度を低減するために実現され得る。この点で、焦点位置決めは、撮像装置の端部からある特定の距離だけ離れた、試料中の正確な位置に焦点を移動するために必要である。 焦点変化は、図９ｂに示される。ここでは、レンズ１５６が並進され、スポットサイズ、被写界深度、および作動距離を変える。ズームレンズ構成などの幾つかの別の実施形態が可能である。 高い横方向分解能（細胞分解能または細胞以下の分解能を達成するために必要となる横方向分解能など）では、高開口数対物レンズまたはレンズおよび小ビームスポット径が、十分な横方向分解能を達成するために必要とされる。この小さいスポット径は、当該分野において公知の、これに対応した小さい被写界深度または焦点深度を有する。従って、データが獲得され、レンズの浅い焦点深度からコヒーレンスがゲート制御されることを確実にするために、焦点トラッキングも用いられなければならない。図9Cは、焦点トラッキングの一例を図示する。ΔＬは集束レンズ156'の変位、ΔＦは標本164内での集束スポットの変位、およびΔＲは、標本164内の集束スポットまでの光路長をリファレンス反射までの光路長と等しく維持するために必要なリファレンスミラー160（空気中にあると仮定される）の光路の変位である。焦点トラッキングシステムを設計するときに考慮すべきいくつかの重要な要素がある。一つの例は、ΔＬ、ΔＦおよびΔＲの間の関係が、標本164内の屈折率プロファイルおよびレンズ156'の開口数に依存する複雑な非線形方程式であり得ることである。この方程式は解かれ得、コンピュータ制御器サブシステム中にプログラムされて、標本164を用いた非常に高質の（high）横方向および長手方向撮像を達成し得る。例えば、サンプルの指数プロファイルにおおよそばらつきがなく、ｎsampleによって与えられ、集束された光に対して小さい角度近似（例えば、sinθ≒θ）が行われ得る場合、図9cに示される移動レンズ156'構成について、ΔＦ≒ｎsampleΔＬであり、ΔＲ≒（ｎsample）2ΔＬである。あるいは、サンプル164が固定レンズ156'に向かって移動される場合（本明細書に記載される顕微鏡ステージにおいて実行され得るように）、ΔＲ≒（（ｎsample）2−１）ΔＬである。この方程式は、リファレンスミラー底面が移動集束レンズに取り付けられ、集束レンズ底面に関して調節される状況も示している。サンプル内での走査範囲にわたって焦点トラッキングが達成しなければならない許容差は、集束レンズの焦点深度とほぼ等しい。多くの例において、この単純な近似は要求される結果を達成するために十分である。非常に高い開口数のレンズが用いられる状況においては、焦点トラッキングを維持するために、より正確な式またはアルゴリズムがコンピュータ制御器サブシステムにプログラムされなければならない。 ばらつきのない屈折率を有するものとして近似され得る標本についての焦点トラッキングに対する別の取り組み方法は、集束レンズ156'とサンプル164との間で屈折率整合液体（index matching liquid）を用いるものである。従って、集束レンズ156'がサンプル164に向かって移動される、またはサンプル164が集束レンズ156'に向かって移動されると、集束レンズ156'の瞳孔に関して一定した焦点を維持するように液体容積が適応する。これは、リファレンスミラー160位置ΔＲを移動させるための特に単純なアルゴリズムに役立つ。レンズ156'が移動される場合、ミラー160は１：１で移動される。サンプル164がレンズ156'に向かって移動される場合、リファレンスミラー160は静止したままであり得る。 焦点トラッキングシステムにおいて、サンプル／標本誘導分散に適合するための動的分散補償を実行することも必要であり得る。これによって、高度に分散性である物質または組織内の大きい深度でも、広帯域幅源によって提供される高い軸分解能が有効になり得る。 より複雑なサンプル指数プロファイルを容易に適応させ得る焦点トラッキングのための別の取り組み方法は、横方向優先走査を行い、リファレンスミラー位置を調節して画質を最大化することである。サンプル内の焦点までの光路長のばらつきが焦点深度よりも小さい場合に、これは良好に作用する。調節は、実時間0CT画像を視覚化する人間のオペレータに応答した手動であり得るか、または、横方向走査に渡って平均化された検出された信号電力を最大化することによって、または他の検出されたパラメータを最大化することによって自動化され得る。 高NA顕微鏡下での厚い標本（例えば、組織構造部位）の撮像などの本発明のいくつかの適用において、ΔＬ、ΔＦおよびΔＲの間の関係を手動または自動化された方法で導き出すことが可能であり得る。例えば、一つのアルゴリズムは、リファレンス光学信号を遮断し、直接検出共焦顕微鏡中のOCTシステムを用いるものである。高度に反射性の基板（例えば、ミラー）上に配置されたサンプルを用いて、オペレータは、まず、サンプルを視野に入れ、検出された信号電力中の第１の最大値を探すことによって標本の前面反射を配置する。次いで、標本は手動または自動化された方法で走査され、それによってより離れているミラーからのより弱い反射を探して後方散乱信号パワーをプロファイルする。集束レンズ（またはサンプル並進ステージ）についての二つの位置が記録される。次いで、集束レンズは前面反射に配置される。OCTシステムは干渉モードに置かれ、リファレンス反射光路長が走査され、最大干渉信号の位置が記録される。これによって、集束レンズおよびリファレンスアーム経路長さが前面反射に配置される。次いで、集束レンズは背面反射（ミラー）反射に配置され、OCTリファレンス反射光路長が再び走査され、最大干渉信号の位置が再び記録される。これによって、集束レンズおよびリファレンスアーム経路長さが背面反射に配置される。ΔＲとΔＬとの間の近似的な（線形化された）関係は、集束レンズ位置の差によって除算されたリファレンスミラー位置の差によって見出され得る。この線形化された近似は、目的となる多くの標本について十分である。背面反射が見られ得ない、あるいは直接検出モードに置かれ得ない状況において、このアルゴリズムは、サンプル背面反射（すなわち、ミラー基板反射）をコヒーレント検出モードで反復して探すことによって拡張され得る。レンズ位置は段階状にされ（stepped）、リファレンスアームは一掃され、ミラー位置が確認されるまでこの工程が繰り返される。サンプル近似指数および厚さを知ることによって、検索時間が大幅に短縮され得、背面位置を見出す信頼性が増し得る。焦点トラッキングアルゴリズムの手動または自動化された較正について、これらの基礎概念の拡張であるいくつかの他のアルゴリズムも用いられ得る。 この基礎主題に基づく変形である、焦点トラッキングを達成するための多くの等価な実施態様が存在する。サンプル内で高い横方向分解能を維持するための実施態様は、焦点深度が浅いことを意味し、かつ、標本内で異なる深度を撮像するために集束レンズが移動されるときにリファレンスミラー位置を調節する必要がある高いNAレンズを必要とする。 焦点トラッキングの概念は、以下の節に記載される適用例の多くについて重要であるが、この概念は、以下の外科および高NA顕微鏡実施態様に特に関連する。ハンドヘルド前方走査プローブ 図10に示されるように、前方指向走査の一般的な方法は、生物学的標本または物質サンプルの前方指向光学撮像を行うハンドヘルド装置164において実行され得る。ペンよりも大きくない、好都合にハンドヘルドであり得るサイズを有する機器中に前方指向撮像を有する能力は、OCTコンピュータ制御および撮像エンジンから遠隔である位置でのデータおよび画像獲得の利点を提供する。これは、主に、本発明によって用いられる光ファイバおよびマイクロ光学技術によるものである。ハンドヘルドプローブ164中には、横方向変位および前方指向走査に必要な、全ての並進機構、マイクロ光学系、および光ファイバ相互接続が含まれている。 ハンドヘルドプローブは、医学分野、物質調査および軍事における用途を有するが、これらに限定されない。医学分野は、組織の分断、切開、または切除の前に表面下組織形態学を撮像するために、開放視野（open-field）外科手術セッティングにおいて小型プロファイルを用い得る。前方指向撮像プローブは、撮像データを得る前には、機器のどの部分も組織と接触しないという利点を提供する。これは、半径方向または横方向に撮像を行う装置とは異なっている。ここでは、カテーテルまたは装置は、画像を得る前に組織中に挿入されなければならない。開放外科手術視野（open-surgical field）内では、空間が貴重である。従って、付加的な機器は小型であり、かつ、外科医によって容易に操作されなければならない。開放視野外科手術を含まない医学用途については、ハンドヘルドプローブは、患者を不快な位置に置くことなく、人体のいずれもの外部領域、またはいずれもの外部開口部に接近するために用いられ得る。OCT撮像が行われるためには、サンプルとリファレンスアームとの間のファイバ経路長さは、一致しているか、あるいは分散平衡（dispersion balancing）のために補償されなければならない。長いファイバ長さは小さい容積内に含まれ得るので、ハンドヘルドプローブが接続されている、OCT撮像エンジンのサンプルアームは、いずれもの妥当な長さであり得る。従って、ハンドヘルドプローブは、患者が直立、着座、あるいはベッドに横臥した状態で、人体のいずれもの外部領域を撮像するために用いられ得る。さらに、マイクロ光学系の使用によって、装置の遠位部は非常に小さく製造され得、外部耳管、鼻管または口などの体開口部および管の中に、短い距離だけ挿入され得る。 小さいハンドヘルドプローブと結合されたOCT撮像エンジンの小型の性質によって、工場周辺または遠隔の仕事場での物質調査のために、システム全体が持ち運びされ得る。ペン様装置の概念は、このスタイルがペンスタイルバーコード読取り器などの技術において容易に実行されているので、その使用および整合においてほとんど訓練を必要としない。最後に、小型プロファイルおよび持ち運び可能であることなどの利点は、損傷の戦場内評価および可能な処置のための前方戦場位置（forward battlefield location）での医学的撮像の軍事的使用のための魅力ある選択肢である。 前方走査ハンドヘルドプローブの一つの実施は、図10に示されている。この設計は、ファイバ／レンズユニット63を弧状に変位させるために圧電カンチレバー74を用いるが、この設計はカンチレバー使用に限定されず、本明細書に記載されている一般的な方法のいずれもを組み込み得る。この装置の全寸法は、通常のインクペンを越えるものではなく、機器をオペレータの手に快適に収める。円筒形囲い50は、汚染物質および液体からカンチレバー74、ファイバ58およびレンズ62を遮蔽する保護および絶縁プラスチックからなる。絶縁プラスチック材料を使用することによって、圧電カンチレバー74に印加された電圧と使用者の手との間の短絡の結果となる使用者への損傷も防止される。 圧電バイモルフ（bimorph）材料は円筒形囲い50プローブバレル内で中心に配置され、それによって走査の間の曲がり変位を可能にする。カンチレバー74の近位端部79はマイクロメータ168に固定され、それによってプローブの遠位端部に対し、かつ、組織標本またはサンプルに対する撮像ビーム焦点の位置を変化させる。ファイバ／レンズユニット63の横方向変位を増大させるために、チューブ172がカンチレバー74の端部に固定される。これによって曲げカンチレバー74からのファイバ／レンズユニット63の距離が増大し、変位が線形に増大する。チューブはまた、小さいレンズ62および単一モードファイバ58も保護する。この設計において用いられるレンズ62は、小さい外径を維持しながらファイバーから照射される光の有効な集束を可能にする有効GRIN（勾配指数：GRadient INdex）レンズである。小さい円筒形のGRINレンズ62は、円筒形チューブ172内部に容易に嵌る。ファイバおよびGRINの垂直入射面（normal-incident face）から生じる光学後方反射の程度を低減させるために、ファイバは角切開（angle-cleaved）され得、GRINは角研磨され得る。ファイバは、紫外線硬化光学セメントを用いて、前もって決定された距離でGRINレンズに取り付けられる。この距離は、作動距離、スポットサイズ、および共焦パラメータなどの照射光の集束特性を決定する。別のレンズ実施態様は、当該分野で公知の一体化された研磨レンズまたは他のレンズと共にファイバ上方テーパを用いることを含む。 円筒形囲いの遠位端部は、生物学的組織との接触後に取り外し可能である透明のプラスチックキャップ176を有する。このキャップは、四つの主な目的に役立つ。すなわち、１）組織標本または材料サンプルと接触してプローブを配置することを可能にし、それによって画像平面を標本内で固定した距離に固定する。２）プローブは組織またはサンプルと共に移動し得るので、接触すると、動きアーチファクトは最小化される。３）可視照準ビームがOCT撮像ビームと一致するときに、どこで走査が行われているかを透明プラスチックによってユーザが視覚化し得る。および４）置き換え可能なキャップによって清潔さが維持され、患者間でのバクテリアまたはウイルスの伝達が回避される。 この設計の使用と共に必要とされる唯一の相互接続は、一つの光学ファイバおよび圧電カンチレバーを駆動するために必要である二つのワイヤ174および174'を含む。代表的には、数百ボルトの電圧が、カンチレバーを１mm変位させるために必要になる。延長アーム172を用いることによって、変位が２mmまで増大する。より大きい変位は、印加電圧（材料の損傷しきい値よりも下の状熊で）を増大させ、延長アームの長さを増加させることによって達成され得る。 第２のハンドヘルドプローブ設計が、図11に図示される。この設計は、同様のカンチレバー変位原理を用いるが、装置の倍率を変化させるために交換可能なレンズ180を提供する。GRINレンズをファイバに固定する代わりに、ファイバ58のみがカンチレバー74に取り付けられ、固定レンズ152の焦点に変位される。しかし、この設計は、圧電カンチレバーの使用に制限されず、焦平面内のファイバの適切なｘおよびｙ変位を生じさせるいずれもの方法を用い得る。切開された（cleaved）ファイバ184から照射された光は、レンズ152によって平行にされ、第２のより遠位のレンズ180に導かれ、ここで、撮像されるサンプル内の前方撮像平面で集束される。一対のレンズ152および180は、倍率が二つのレンズの焦点距離の比、すなわち、倍率＝f2/f1、によって決定される望遠鏡設計を表す。他の撮像システムも用いられ得る。遠位キャップ176およびレンズ180は、ユニット190または176を置き換えることによって交換可能であり、これによって様々な倍率および走査長さを得ることが可能になる。交換可能なキャップ176およびレンズ180は使い捨てであり、液体および汚染物質からプローブの残りの部分を保護するために役立つ。この設計は、図10の走査ファイバ／レンズ設計とは異なる光学特性を有する。以前の設計は、横方向並進が変位によって直接決定された、固定されたファイバ／レンズ分離によって決定された分解能および被写界深度を有する。しかし、図11の設計は、ファイバーモードサイズおよびレンズの開口数によって決定された分解能および被写界深度を有する。ファイバを出るモードサイズおよび横方向変位の両方が、二レンズ光学システムの倍率によってスケールされる。図11に表されるマイクロメータ168は、ファイバ58と近位レンズ152との間の隔離距離を調節するための唯一の手段であり、他の技術が組み込まれ得る。倍率係数が二つのレンズと関連付けられているために、マイクロメータまたは他の技術によるファイバ先端の変位によって、サンプル内の焦点の変位の１：１マッピングは生じない。 外科セッティング中でハンドヘルドプローブ164を用いることによって、図12に示されるようにメス186などの既存の外科手術装置との単純な一体化が提供される。前方指向撮像プローブ164は外科メス186とサイズが同等であるので、これら二つは、メスを用いた切開を行う前に、外科刃に対して任意の角度で前方指向撮像を行うことを可能にするように取り付けられ得る。二次元撮像は一体化され得るか、あるいは複数の画像平面が、走査パターンを絡み合わせる（interweaving）ことによって、または二つの並進モジュールを用いることによって同時に撮像され得る。これらの二つまたはそれ以上の平面は、同時に表示され得る。撮像プローブを用いて得られた画像によって、外科医が下部構造を見、神経または血管などの傷つき易い構造を避ける、あるいは腫瘍の位置の決定および切除の前に腫瘍の縁を確認する補助とすることが可能になる。さらに、OCTは、切開の前に組織のレーザドップラー速度法を行うように構成され得る。動脈または静脈が存在することを示す流血などの、いずれもの表面下運動を検出および表示する画像が生成され得る。光をメスの先端のより近くに導き得るいくつかの設計選択肢が存在する。例えば、小さい折りたたみミラー188、またはメス186とプローブ164との間の適切な計量によって、ビームをメス186の先端により近づけて曲げ得る。また、メス刃は撮像の軸に対して90°に回転され得、切開前に切断軸が撮像されるように、プローブがメスの下に位置され得る。最後に、一つまたはそれ以上の光ファイバがメス刃自体（例えば、光学的に半透明の材料からなる刃、または適切な撮像ポートを有するより従来の金属刃）（図示せず）の内部に配置され得、ファイバの先端はメス刃の先端に、またはメス刃の縁に沿って配置されている。ファイバの密度が高いと、より少ない数のファイバを用いても撮像が行われ得、隔離された深度情報が獲得され得る。メス刃挿入の前に組織の深度変動情報を提供し得る一度の軸走査が行われ得る。ファイバが標本またはサンプルと近接して接触している場合、光を集束させるためのレンズの力はより低くとも、または全く必要とされなくともよい。このようなファイバは、目的となる組織および明領域を移動させるための外科手術処置手順の間に一般的に用いられる、先端が丸いプローブ（図25aを参照）内に配置され得る。先端が丸いプローブは、代表的には、メスとは反対側に保持され、組織を指示し確認するために用いられることが多い。一致可視照準ビームおよびプローブを使用する表面下画像を用いることによって、この用途が外科環境に拡張される。あるいは、マイクロ走査装置全体は、切開平面に沿って角パターンにビームを走査するメスの端部上に組み込まれ得る。この設計および他の全ての設計において、一致可視照準ビームを使用することによって、使用者が赤外線または不可視撮像ビームの位置を視覚化することが可能になる。この特徴によって、サンプルまたは標本上への撮像ビームの正確な配置および整合が可能になる。 あるいは、強力連続電波レーザまたは高エネルギーパルス化レーザが、OCT撮像システムと一体化され、外科メスの代わりになり得る。これらの概念は、過去に、生物学的組織を熱的に切開、凝固する、または機械的に分断する実行可能な手段として示されている。強力または高エネルギーレーザ光は、単一モードまたはマルチモード光ファイバを用いて有効に送達され得る。図13は、OCT撮像のための単一モード光ファイバ58と共に組織切開または分断のための単一またはマルチモードファイバ59の両方を統合する概念を図示する。各ファイバ58および59は、同期化されるか、または独立してのいずれかで圧電カンチレバー74および74'を用いて並進され得る。あるいは、各ファイバ58および59が、同一の圧電カンチレバー74または74'に取り付けられても、あるいは外科レーザファイバ59が、静止したままで、OCTシステムが外科切開点を通過して走査し、その切開点について走査してもよい。OCT撮像ビームと強力／高エネルギーレーザ放射線の両方が、同一の光ファイバを通って下方に伝播し、OCT画像とレーザ外科処置手順の位置の間の正確な位置合わせが可能になる。この設計によって、レーザ外科手術を導くものとしてOCT撮像を用いる、一つの一体化されたハンドヘルド装置が可能になる。この構成によって、レーザ力／エネルギーの送達の前、その間およびその直後に画像を獲得し、損害の位置および範囲を即座に確認することも可能になる。強力レーザが、OCTについて用いられる同一の単一モードファイバを用いて送達され得る場合、波長選択ビームスプリッタ／カップラ（図示せず）または高速光学スイッチ（図示せず）が、二つの光源を組み合わせる／分離するために用いられ得る。レーザの微調整は、図３を参照して記載された治療界面によって光学画像から制御され得る。 ハンドヘルドプローブについて論述し図示した設計(図10〜13)は、全て、圧電性カンチレバーの一般的な前方走査法を使用した。図４〜８で示すように、他の方法は可能であり、これは、光学撮像のための小型で携帯用で潜在的に遠隔ハンドヘルドの器具において、前方方向への走査を可能にする。回転ミラーの撮像ビームを逸らすために、このハンドヘルドプローブの遠位端には、一対の小さな直交検流計（図示せず）もまた、組み込むことができる。この設計により、同様に、迅速な二次元および三次元走査が可能となる。さらに、この内部走査機構は、この器具の軸の回りに回転するように構成できる。これにより、任意の角度で、線形走査が可能となる。二次元および三次元の走査を可能にするために、複数の軸を組み込むことができる。マイクロメーター169を用いて手動で、または、PZT、モーターおよびフィードバックシステムを用いて動力学的にでの、いずれかによって、ファイバー/レンズ分離を変えることにより、焦点の変更を行なってもよい。図11で示す設計に関して、第二の遠位レンズ180の変位により、ビームパラメータに影響を及ぼすことなく、効果的に、焦点の位置決めが可能となる。可変性のビームパラメータおよび焦点位置を有する非常に可撓性の装置を構成することが可能である。剛性内視鏡/腹腔鏡 前方走査ハンドヘルドプローブの設計は、モジュール式設計の横方向変位の一般方法を代表している。前方撮像面において焦点を横方向変位するプローブを使用することは、他の光学機器(例えば、剛性内視鏡または腹腔鏡)において、有用である。腹腔鏡は、典型的には、体内の遠く離れた部位にて、組織表面を拡大して視覚化するために、医学用途で使用されている光学装置である。腹腔鏡手術の構想は、観血を最小にした手術(外科的処置が、開放外科手順中に、大きな切開や内部組織の露出なしに実施できる考案)に寄与している。図14で示すように、腹腔鏡192は、剛性の円筒形囲い50(直径１〜２cmおよび長さ10〜50cm)からなる。近位端200は、操作者が、遠位端204に位置している組織表面を見ることができるようにする光学レンズを含む。あるいは、近位端200には、CCDカメラ194を搭載でき、この組織の正面向き(en face)画像は、ビデオモニター(図示せず)上に現れる。腹腔鏡192内に含まれる光学レンズは、対物面における組織の画像を、近位端200にある画像面へと中継する。さらに、この撮像レンズと平行に並んでいる白色光光ファイバー束(198)が存在し、これは、この組織表面に照明を与える。腹腔鏡を用いる典型的な外科的処置は、人の腹腔を気体で膨張させて、臓器を視覚化するための空間を提供し、そしてこの空洞内で、種々の外科用器具を操作することを包含する。 この腹腔鏡の設計にOCT前方方向撮像を組み込むことにより、腹腔内および他の臓器および構造の表面下撮像が可能となる。表面下撮像は、腹腔鏡および白色光照射を用いて現在実施されている正面向き撮像を著しく補完できる。さらに、この正面向き撮像は、使用者に、体内の遠く離れた部位におけるOCT走査位置を同時に視覚化可能にすることにより、表面下OCT撮像を著しく補完する。図14は、前方走査腹腔鏡の光学的設計を図示している。近位端200には、この腹腔鏡の長さに沿って同じ光学レンズを使用して、正面向き観測およびOCT撮像を同時に可能にする光学レンズがある。図４〜８で記載したもの、検流計スキャナ、または前方走査プローブのモジュール構想のいずれかに基づいて、横走査機構(図示せず)が使用される。これらの近接位置走査素子は、二次元に伸長でき、この腹腔鏡の遠位端204での任意の走査パターンを可能にする。この任意のパターンは、同時発生的な可視照準ビームを介して、この腹腔鏡によって、操作者が観察し制御できる。あるいは、CCD撮像カメラ１９４は、この走査位置、パターンおよび方向を表示できる。図14で示した設計では、横走査ビームは、レンズ152により集束され、そしてビームスプリッター14(これは、可視波長を透過するが、近赤外波長は反射する)により、完全に反射される。このOCT撮像ビームは、腹腔鏡リレー光学レンズ202の撮像面に集束される。リレー光学レンズ202は、一連のGRINまたはリレーレンズまたは単一のGRINロッドレンズか、または当該技術分野で公知の他の種類のレンズか、のいずれかからなる。いずれの配置でも、その結果は、この腹腔鏡の末端から遠位に位置している対物面への画像面の中継となる。それゆえ、この画像面でのOCTビーム焦点の並進は、この組織試料が位置している対物面での並進として、中継される。上で述べたように、横走査の代替法には、この腹腔鏡の遠位端での瞳孔面(pupil plan)に、角度のある走査装置を配置することがある。 空気で間隔を開けることにより分離した一連のGRINまたは短ロッドレンズの使用は、しばしば、この腹腔鏡を通って透過できる波長を制限する。一定の勾配指数プロフィールで単一ロッドレンズを使用すると、このロッドを通って、複数の波長が伝播できる。その効果は、波長の大きな相違のために、対物面および画像面が分離されることにある。ロッドレンズは、典型的には、そのピッチ長により規定される。総体（integral）ピッチ長ロッドレンズは、非反転画像を、一面から他の面へと中継する。この場合、このロッドレンズの近位端へと集束されるビームは、このロッドの長さでゼロであるかのように、その遠位端で集束する。ｎ/２光路長のロッドレンズについては、ｎが奇数である場合、対向ロッド面の画像は、反転される。他のピッチ長のロッドレンズについては、その系は、集束レンズ＋追加長に似ており、それゆえ、このロッドレンズの面から離れて所定の距離に位置している画像/対物面において、画像を構成する。典型的には、これらの非総体ピッチ長ロッドレンズは、追加の集束/コリメートレンズと共に使用される。これらのレンズは、小さな標準レンズ、ボールレンズ、または追加GRINレンズ(これは、このロッドレンズに直接装着できる)であり得る。 この腹腔鏡のレンズ/ロッドレンズの倍率は、解像度および被写界深度、並びにこの走査ビームの移動倍率も定める。先に記述したように、焦点変更法は、種々の光学部品の間の分離を調節することにより、それゆえ、この倍率を変えることにより、実施できる。焦点の位置決めは、もし、このロッドを出ていくビームが平行にされるなら、遠位集束レンズをその軸方向に配置することにより、実施できる。 この走査位置の同時視覚化のために、再度、図14を参照すると、接眼レンズ151は、ビームスプリッター14を通って、人の眼かCCD 194カメラかのいずれかへと、この画像面を撮像するために使用される。リレーレンズ202の回りに放射状に位置している多モードファイバー198を通って、白色光照射が分配される。このOCT撮像ビーム(例えば、1300nm)と可視波長(約650nm)との間の波長の相違は、同じリレー光学レンズ202を通るとき、非同時画像/対物面を生じる。しかしながら、これは、その近位端に位置している接眼レンズ151および集束レンズ152の位置を調節することにより、補償できる。組織を効果的に撮像し視覚化するためには、２個の波長のための対物面は、一致するように形成される。しかしながら、その近位端では、各波長に対して１個ずつ、２個の画像面が存在する。接眼レンズ151およびOCT撮像ビーム集束レンズ152を位置決めすることにより、各波長は、腹腔鏡192から下がって単一共平面の対物面へと効果的に中継できる。あるいは、その共通経路には、共通の画像平面を維持するために着色光学素子が使用できる。 高エネルギー/出力レーザー光の分配を可能にするために、このハンドヘルドプローブに改良が行われたのと丁度同じように、類似の改良は、この前方走査腹腔鏡において、実施できる。図15で示すと、１つの改良には、高エネルギー/パワー光がリレー光学レンズ202に入って遠位端および組織に分配できるように、第二ビームスプリッター14'の追加が含まれる。この追加ビームスプリッター14'に余裕を与えるために、接眼レンズ151および画像ビーム集束レンズ152の焦点距離は、伸ばされる。代替設計は、この近接光学レンズの位置は維持するが、白色光光ファイバーバンドル198'の１つをマルチモードファイバー(これは、高エネルギー/出力光を分配する)で置き換える。この視覚化、横走査および高出力レーザーポートを与える代替光学実施態様は、当該技術分野で公知のように、使用できる。本発明者らはまた、ここで示した横走査手法に代えて、この腹腔鏡用途では、非走査OCTまたは他の光学撮像技術(例えば、領域画像器(area imager)を用いる並行検出)が使用できることを記しておく。最後に、本発明者らは、さらに他の実施態様が、このOCT撮像ポートと一体化した外科的レーザーを有することを記しておく。例えば、図４〜８での実施態様の１個がこのOCTポートのために使用されるとき、この外科的レーザーは、この外科的光を、撮像する正確な地点へ分配するために、WDMカプラ(または他の手段)を介して、一体化できる。それゆえ、このOCTおよび外科的光は両方とも、同じ単一モードファイバーから発するので、この方法を使用すると、良好な配置が確保される。 この一体化した腹腔鏡設計は、構造上の形態の表面下OCT撮像を用いて、観血を最小にした外科的処置によって、腹腔内の内容物または他の体内構造を視覚化する性能、およびレーザー手術を用いて、組織を熱的または機械的に崩壊させる性能を組み合わせている。外科用顕微鏡 前方方向走査は、任意に配向した表面下の断層撮影平面の撮像を、正面向き視覚化を用いて、同時に実施することを可能にするために、現存する外科用または解剖顕微鏡と一体化できる。解剖または立体顕微鏡は、典型的には、長い操作距離(低開口数(NA))および大きな共焦点パラメータを有する双眼顕微鏡である。それらは、頻繁には、高倍率で高NAの顕微鏡の場所には配置できない大きな試料を低倍率で拡大するために、研究環境で使用されている。長い操作距離および長い被写界深度を有する外科用顕微鏡は、外科医が小さな構造(例えば、動脈、静脈、腱および神経)を視覚化できるように、顕微手術法で使用されている。これらの顕微鏡の使用は、切断した手、足および肢節の再付着だけでなく、顔、頭および首の回りの繊細な構造の再構築が関与する処置中に、重要である。 これらの顕微手術の全てでは、小さな構造の視覚化は、成功のために重大である。殆どの外科用顕微鏡は、組織および構造の正面を向いた表面輪郭だけを提供するので、これらの構造の表面下、断面または正面向き撮像のためのOCTを組み込むことにより、手術を成功させるために、視覚化および情報の範囲が改良される。外科用/立体顕微鏡に前方方向走査を組み込むことは、しかしながら、医学用途に限定されるだけでなく、高解像度で画像を獲得するときにも有用である。もし、撮像する対象が、肉眼で見るのが困難な寸法を有しているなら、この試料に、光学撮像ビームを配置することは、同様に、困難である。一体化立体顕微鏡を使用することにより、使用者は、この試料上の正確な走査位置を見ることが可能となる。殆どの外科用/立体顕微鏡は、CCDビデオカメラの装着用の付属ポートを設けているので、近赤外撮像ビームと同時に発する可視照準ビームに沿って、正面向きの光景は、ビデオテープに捕捉され保存されるか、またはコンピューター記憶媒体でデジタル化され保存されるか、いずれかができる。 前方走査外科用顕微鏡210の構想は、図16で図示する。３個の走査方法を示す。図16aでは、このOCT撮像エンジンの試料アームからの光ファイバー57は、コリメータ67に挿入される。平行にしたビームは、集束レンズ152を通る前に、一対の検流計スキャナ206を通るように向けられる。これらの直交スキャナは、この前方方向撮像ビームが、この標本または試料上で任意のパターンで走査できるようにする。この任意のパターンはまた、三次元画像収集のための複数の断面の捕捉も可能にする。このビームが焦点に収束するとき、45°で搭載されたビームスプリッタ14は、この近赤外撮像ビームおよび可視照準ビームを、再度、この顕微鏡レンズの視野と一致した下流方向に向ける。ビームスプリッタ14は、他の可視波長を透過しつつ、この撮像および照準ビーム波長を反射するように、被覆されている。集束レンズ152は、この撮像および照準ビームを、２個の異なる位置に集中する。この可視照準ビームは、この撮像ビームの位置を追跡するためにのみ使用されるので、その焦点位置は、それ程重要ではない。 前方走査のための第二方法は、図16bで示す。この構想は、この前方走査器具のモジュール性を反復している。この方法は、以前には、外科用/解剖顕微鏡の下の前方方向走査を実施するのに使用できる。円筒形囲い50またはプローブ164は、顕微鏡210で見るように位置づけた試料上に、この前方撮像平面を配置するために、スコープ210に装着できる。この方法の１つの利点には、手動操作のための迅速な取り外しを伴って、顕微鏡210の回りでのプローブ164の任意の配置にある。しかしながら、顕微鏡210の視界を避けるために、プローブ164は、顕微鏡210の撮像軸に対して一定角度で配置できる。このことは、撮像プローブ164を用いて得られる断面画像が、正面向きの光景と同じ配向ではないことを意味している。しかしながら、大きな操作距離および長い被写界深度のために、プローブ164は、プローブ164の寸法が最小にされるなら、この顕微鏡の軸の10〜20°以内に配置できる。あるいは、この顕微鏡の視軸に沿ってそこから標本に到達するために、自由に保持したプローブを水平に配置できるように、図16aのビームスプリッターと類似した折り畳みミラー(図示せず)が使用できる。任意の角度での線形走査は、前方方向撮像プローブ164をその軸の回りに回転させることにより、得ることができる。もし、この走査プローブが顕微鏡210に装着され、そして標本が並進ステージ217に配置されるなら、ステージ217および/または撮像プローブ164は、撮像のための種々の角度を与えるように、この標本上の固定点の回りに回転できる。他の装置と同様に、二次元走査は、複数軸のカンチレバーまたは他の二次元移動機構を組み込むことにより、実施できる。この装置の共焦点パラメータは大きいものの、顕微鏡210と一体化したときのこの装置の融通性および使い易さを改善するために、焦点の変更および焦点の位置決めを組み込むことができる。 プローブユニット164には、この正面向き顕微鏡視野およびOCT画像の登録を容易にするために、可視照準レーザーが使用できる。この可視照準レーザーは、操作者が、この試料の走査を行っている場所を視覚化するのを可能にする。さらに、この顕微鏡は、接眼レンズ218を通してOCT画像が直接見えるように、小モニター167と共に設計でき、それにより、外科医/操作者は、プローブ164を取り外し、この可視照準ビームを介してその表面に沿った走査を観察しつつ、この試料の回りにそれを自由に移動でき、また、接眼レンズ218でのOCT画像によって、この表面下の断層撮影投射を見ることができる。さらに、ハンドヘルドプローブ164は、図12および13に関して述べたような治療装置を含んでいてもよい。 このモジュールプローブ構想の代替法は、顕微鏡210の同じ軸の沿った断面撮像を可能にするが、図16cに示す。この設計は、先の節で記述した圧電性カンチレバー74を利用する。カンチレバー74は、カンチレバー74の湾曲部が、ステージ214の並進と直交する方向に曲線を描いたアークを生じるように、装着されている。このユニットは、この顕微鏡の撮像レンズの下に配置できる。第二ステージ(図示せず)は、標本内の一定の深さで、この焦点を配置するように使用できる。このカンチレバーに、一定の電圧ランプ波形が適用されるにつれて、この焦点は、この標本を通るアーク内に延びる。複数アークを獲得し三次元データセットを構築するために、並進ステージ214が使用できる。この設計を立体顕微鏡の下に位置づけることは、撮像する試料または標本の視野を制限する。しかしながら、カンチレバー74およびGRINレンズ63の外形は、非常に薄くでき、この顕微鏡の撮像レンズの焦点から離れて充分に遠くに配置するなら、カンチレバー74は、使用者を妨害することはない。 先に述べたように、本発明の追加の重要な特徴は、このOCTまたは他の種類の撮像エンジンを用いて得られる断面画像が、使用者が接眼レンズ218または他の手段によって両方の画像を同時に見ることができるように、重ね合わせるかまたは組み合わせることができることにある。これは、プローブ164を顕微鏡210から取り外して操作中に自由に保持する方法、または機械的メスまたはレーザーメスと一体化した別個のハンドヘルドプローブを使用する方法を包含する。 この節で記述した外科用顕微鏡は、図２に関して記述したように、非逆反射モードで撮像可能にするように改良できることに注目せよ。高開口数顕微鏡 前方方向撮像方法は、高開口数(NA)顕微鏡と一体化できる。これらの顕微鏡は、一般的に、生体標本だけでなく小さな顕微材料試料の研究室的検査に使用される。これらの顕微鏡の倍率は、この外科用/解剖顕微鏡の倍率よりも高く、典型的には、50〜400倍の間である。高倍率は、この顕微鏡の対象に対する短い共焦点パラメータまたは被写界深度を意味する。これらの対象の開口数は高く、0.1〜0.5またはそれ以上の範囲である。高NA顕微鏡に前方方向光学撮像法を組み込むことの主な利点は、特に、この標本が顕微規模(100〜1000μm)であるとき、この標本または試料上に撮像ビームを正確に位置づけさせることにある。この装置では、焦点位置およびビーム特性は、典型的には、固定されているが、しかしながら、変更および位置決め法を含めてもよい。さらに重要なことには、焦点トラッキングは、これが、この走査技術を他の全てのものから区別するので、高NA実施態様に重要である。焦点トラッキングにより、このOCT源の干渉性エンベロープが、この顕微鏡対象の焦点領域と連続的に整列して、それにより、この共焦点パラメータ(最も高く比較的に一定の横断解像領域)内の画像情報のみを集めることが可能となる。この試料をこのビーム下で並進させるか、またはビームを試料に通して並進させるにつれて、この試料の屈折率の異質部分は、この干渉性エンベロープの予測位置と取って代わるだけでなく、このOCT撮像ビームの焦点特性およびビーム特性を変える。このことの全ては、先に述べたように補正できる。一般に、この標本の焦点深度は、単に、任意の機械的追跡パラメータと関連している訳ではない。従って、特別に発生した波形は、標本内で焦点トラッキングするように生じる。撮像を行うにつれて、高速の動的フィードバックシステムが使用できる。 図17は、高NA顕微鏡222を用いた前方方向撮像を図示している。市販の顕微鏡は、前方方向OCT撮像のために使用できる数個のアクセスポートを提供するように設計されている。典型的なポートには、CCD 194に使用するカメラポート226または35mmカメラ(図示せず)が挙げられ、ポート226'は、直接照射および対物マウント230を介して光学経路に到達するように、設計されている。図17aの顕微鏡を完成することにより、カメラポート226に装着されたCCDカメラ194、直接照射ポート226'を通して撮像ビームを走査するための検流計走査機構206が示される。図17bでは、対物マウント230内の検流計ベースの走査機構206'は、顕微鏡対物レンズ234の前に、この顕微鏡の光学経路へと挿入される。撮像する試料は、顕微鏡222のステージ214上に配置される。ステージ214は、この撮像ビームの焦点を試料内に配置するためだけでなく、視覚化のための画像を接眼レンズ218を通して集束させるために、上げ下げされる。図16の167と類似したモニターもまた、追加できる。 図17aに関して、このOCT撮像エンジンの試料アームからの光ファイバー57は、接続化(connectorized)ファイバーコリメータ238(これは、撮像ビームが一対の直交検流計ミラー206を反射する前に、それを平行にする)に装着されている。直交検流計206は、顕微鏡222の対物面にて、任意の走査パターンを可能にするだけでなく、三次元データセット収集のための複数画像平面の獲得を可能にする。平行にしたビームは、照射ポート226'を通り、ビームスプリッタ14(これは、全ての他の可視波長を透過しつつ、このOCT撮像および可視照準ビームの両方を反射するように、設計されている)を経由して、この顕微鏡の光学経路に入る。平行にした撮像ビームは、無限領域補正した顕微鏡対物レンズ234(これは、この撮像ビームの波長に対して、抗反射被覆をした)により、集束される。この手段の利点には、この前方走査装置および先に組み込んだ顕微鏡ポートを介したそのアクセスの位置が目立たないことがある。直接の照射が望ましいなら、この設計の限界は明らかである。この場合、この顕微鏡の設計には、複数の照射ポートを組み込まなければならない。 図17で示す第二の手段は、図17で記述した類似の配置において、微細検流計スキャナ206'、または他の前方方向走査方法(例えば、図４〜８で記述したもの)を使用する。しかしながら、その全体的なユニットは小型であり、顕微鏡の対物レンズおよび対物マウントの間に挿入するのに充分に小さい。この手段はまた、この撮像ビームおよび照準ビームを反射するように設計したビームスプリッタ14'を包含する。もし、この顕微鏡が、無限補正レンズの代わりに、一定管長の光学レンズおよび対物レンズを使用するなら、この走査機構ハウジングの挿入による追加の分離を補正するために、この顕微鏡の光学経路内には、負レンズ158を配置してもよい。この手段の利点には、広範囲の顕微鏡へのアクセスおよび使用前の急速な設置が容易になることがある。両方の手段では、その撮像波長は、可視スペクトルの外側にあるので、特別に被覆したレンズおよび対物レンズが必要である。しかしながら、これらは、現在入手できる既存の高品質対物レンズよりも高価であってはならない。 このOCT撮像エンジンに組み込まれた先の高NA顕微鏡前方走査設計では、走査は、深度優先で行われる。すなわち、このビームは、二次元走査機構によって、１位置で配置されるのに対して、このOCTエンジンは、深さ(ｚ方向)のデータを集めるために、この試料と干渉計の参照アームとの間の有効経路長を変える。この走査機構は、次いで、このビームを再配置し、他の軸方向深度走査が実施される。単一の横走査中に、この軸配置を一定に保持し、次いで、引き続いた横走査を獲得しつつ、深さに段を付けることにより、横優先で撮像を行うこともできる。三次元モードでは、これは、共焦点顕微鏡の光学的切断特性と同等である。横優先走査の利点は、速度増加の可能性および簡単な焦点トラッキング実行ハードウェアおよびソフトウェアにある。高速な横走査は検流計およびミラーと共に敏速に実施される。この焦点は、焦点トラッキングまたは軸位置の際には、急速には変えることができない。さらに、もし、単一のファイバーだけが配置されるなら、高速の横走査を実施できる。もし、このファイバーが追加レンズまたは部品に装着されるなら、これらのレンズの慣性のために、高速は困難となる。 上で述べたように、このOCT撮像実施態様は、図２に関して記述した非逆反射撮像実施態様を含むように、拡張できる。例えば、この手法は、試料の上から走査でき、その検出光は、図17で示すように走査できるか、または他の手段(例えば、その検出ポートを試料ステージの下に位置づけること)により、走査できる。あるいは、その照射パターンは固定でき、この検出ポートだけが走査される。前方走査可撓性内視鏡またはカテーテル 可撓性内視鏡(腹腔鏡の１種)は、非血管組織を撮像するために使用でき、可撓性カテーテルまたはガイドワイヤは、血管内撮像に使用できる。前方走査の構想は、真っ直ぐな剛性光学機器(例えば、ハンドヘルドプローブおよび剛性腹腔鏡)では到達できない遠隔部位にアクセスするように設計されたもののような装置にまで、拡張できる。このような部位には、狭く蛇行したアクセス経路を有する体内の管腔または空洞が挙げられる。工業設定では、曲げ部または角度を有するパイプまたは配管の内部検査には、前向きの可撓性撮像装置が必要である。さらに、検査人は、しばしば、堅く閉じ込められた空間に位置している部位または「角の回りに」存在する部位を撮像する必要がある。前方走査可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤの１設計を、図18で図示する。可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤを通って前方方向で光学撮像を実施することには、新しい構想が含まれる。この可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤのシースには、２個の撮像手段が収容されており、それらは、その標本または試料の正面向き光景および断面光景の両方を提供するように、使用される。 可撓性内視鏡250、カテーテルまたはシース内に含まれる第一撮像法は、正面向き撮像のために設計されており、この装置の遠位端254に位置している密封した透明先端254を通って実施される。ファイバーバンドルおよびレンズの組み合わせ258は、この標本の白色光照射および正面向き観察の両方のために、使用される。この撮像法は、内視鏡250、カテーテルまたはガイドワイヤを、蛇行した経路を通って、OCTで撮像する部位へと案内するために、使用される。一旦、この部位に置かれると、このファイバーバンドル258は、この可視走査ビームが位置している場所を観察することにより、OCT撮像を行っている場所を視覚化するために、使用される。 このシース内に含まれる第二撮像法は、この標本のOCTまたは他のレーザーベース光学撮像のために、設計されている。内部第二シース262内には、回転している金属または剛性材料ケーブル266が含まれる。金属ピン270は、このケーブルの遠位端に位置しており、このケーブルの軸の中心から移動されている。この金属ピン270は、旋回GRIN、ボールまたは小レンズハウジング280のベースにて、溝部274に挿入されている。GRINレンズ62は、ハウジング280の遠位端にて、このハウジングが旋回する部位の上に位置している。１実施態様では、単一モードファイバー58は、シース262およびケーブル266と平行に動き、そしてGRINレンズハウジング280に挿入し、ここで、それは、一定距離で、GRINレンズ62に固定される。あるいは、ファイバー58は、それを保護する適当なシース(図示せず)を備えた速度計ケーブル内で動く。このファイバー/レンズの分離およびレンズの特性は、この内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤのビーム焦点特性を決定し、そして焦点変更法で変えることができる。ここで述べたように、GRINレンズハウジング280は、GRINレンズ62に位置している軸の回りに自由に旋回する。ケーブル266が、内視鏡250、カテーテルまたはガイドワイヤの近位端256で回転するにつれて、その回転は、その遠位端に変換されて、GRINレンズハウジング280を駆動する。ケーブル266上に配置した回転ピン270は、GRINレンズハウジング280の溝部274に挿入されるが、GRINレンズハウジング280を前後に旋回させる。 得られる走査パターンに影響を及ぼすピンおよび溝部には、種々の設計がある。例えば、適当な形状にした楕円形の溝部は、前方走査光の線形スイープを達成する。別の溝部設計は、円形であり、この内視鏡からの放射光の正弦前方走査を実施できる。この前方方向光の線形(横)走査は、各横画素上の滞留時間(および、それにより、信号対雑音比)が一定なので、好ましい。これを達成する１方法には、ケーブル266を、一定の角速度で、近位端256にて回転させることがある。軸から離れた金属ピン270は、GRINレンズハウジング280の視野から、正弦様式で、１位置にて、並進される。この正弦変位を線形変位に転換するためには、楕円形溝部は、GRINレンズハウジング280へと研削されて、GRINレンズ62の線形旋回が可能となる。この方法を用いた前方方向撮像により、１断面平面にて、パイ形状の画像が得られる。多次元データ設定は、全内視鏡250、カテーテルまたはガイドワイヤを管腔または空洞内で回転させ、そして複数のパイ形状の断面を単一中心軸の回りに集めることにより、得ることができる。 前方方向光学画像データは、図18bで示す可撓性の前方方向光学ガイドワイヤ284を用いて、横変位なしに、得ることができる。単一モードの光ファイバー58は、金属ガイドワイヤまたは他の材料から製造したガイドワイヤ284の核内に位置している。ファイバー58の遠位端は、成形し一体化したファイバーレンズまたは装着したマイクロGRINレンズ(図示せず)のいずれかにより、光をこの標本に集束させるいくつかの手段を有する。この装置により、ガイドワイヤ284を管腔または空洞に挿入したとき、単一の軸方向走査の収集が可能となる。ガイドワイヤは、この管腔を通るカテーテルの経路を規定するために、ほぼ、各カテーテルベース処置ごとに、使用される。しばしば、この処置は、このガイドワイヤの先端が位置している場所では、超音波またはＸ線によって視覚化することなく、実施される。敏感な組織(例えば、薄い管腔壁または関節硬質プラーク(artherosclerotic plaques)−これらは、破裂または外れたり血栓または塞栓事象を引き起こす傾向がある)に到達するとき、このガイドワイヤの挿入は極めて重要である。このような光学ガイドワイヤを用いて断面画像は得られないものの、その単一軸範囲のデータは、このガイドワイヤの遠位にある組織の型およひ構造形態に関する情報を提供でき、そしてこのガイドワイヤを敏感領域に強制的に通す可能性を低下できる。単一モードファイバーを１個だけ収容するこの設計に加えて、一定の線または二次元で包み詰めた複数のファイバーが使用でき、この装置の遠位端にて、任意の横走査機構なしに、平行ないくつかの画像を提供する。各ファイバーは、別個の撮像エンジンに接続できるか、または遠位端にて、（光学スイッチまたは角度走査レンズを用いて)、連続的に走査できる。 GRINレンズは、図18aおよび18bを記述しているこの節で論述したものの、他の光学素子(例えば、研磨したファイバーアップテーパ(up-tapers)、球面レンズ、ガラス成形非球面レンズ)は、使用できる。さらに、本発明者は、回転している速度計(またはトルク)ケーブル266の使用を記述しているが、しかしながら、遠位光学モジュール(例えば、図２〜８に関して記述したもの)を旋回させるのに使用できる他の始動実施態様がある。一般に、この設計は、この遠位レンズを旋回させることに制約されず、この可撓性内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤの遠位端で収容するのに充分な小さく形成されるなら、先に記述した前方走査方法のいずれかと共に、可能である。 記しておくべき反復点には、これらの前方走査撮像装置が、既存の医療用/工業用撮像器具を用いて実施する性能にある。そのファイバーベースの設計のために、外径は、可撓性前方走査内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤについて、１〜３mmから、この光学ガイドワイヤについて、数百ミクロンの範囲に及ぶ。これらの外径により、この装置を、その遠位端の縦図および断面図で図19で図示したように、現在の可撓性内視鏡またはカテーテルまたはガイドワイヤの付属ポート268へと挿入することが可能となる。これらの器具を一体化することにより、OCTまたはレーザー撮像は、臨床器具で既に実施されている灌注、微細操作および白色光照射のための種々の付属ポートを使用することによって、改良できる。前方走査ファイバー束 可撓性ファイバー束288を用いた前方方向撮像は、本発明の他の実施態様であり、図20で示す。可撓性束288は、多数の密に詰めた単一モード光ファイバー58から構成される。このバンドルの近位端292および遠位端294での個々のファイバーの配向は、維持されており、このことは、近位端292での走査パターンは、このバンドルの遠位端294にて、正確に描写されることを意味している。低干渉の干渉測定を用いるファイバー束によって前方方向撮像を行う先の試みにより、中程度から著しいファイバー間モードカップリングが生じ、これは、横への点展開機能を高めた。この効果は、この画像の横解像度を低くする。しかしながら、先の手法でのこの限界を呈示するために、この設計では、バンドル288に、吸収性の高い材料を挿入して、各個々のファイバー58を取り囲む。１つの可能な材料には、炭素粒子の液体懸濁液がある；または各個々のファイバーは、このファイバー製造工程中に、被覆できる。クロストーク(cross-talk)低減材料を用いる代替方法および/または補完方法は、単一の処理アルゴリズムを使用する。もし、モードカップリングの程度が、公知であるかまたは予測できるなら、このクロスカップリングにより誘発されるアーチファクト(artifacts)を取り除くために、撮像処理常法が使用できる。 このようなファイバー束288を用いて、この束の近位端292で、任意のパターンで、前方方向走査を実施できる。顕微鏡の対物レンズまたは高開口数レンズ296は、このOCT撮像ビームを近接面292へと集束させて各ファイバー58を個々に連続的に検討するために、使用される。遠位端294では、その伝播光は、一体化ファイバーレンズ(図示せず)により、このバンドルの末端から遠位にある対物面に集束される。各ファイバーに組み込まれたファイバーレンズは、この遠位端での追加の大きな集束レンズの必要性をなくし、また、この種の光学設定で誘発される収差をなくす。あるいは、この近接面で使用したものと類似したマイクロレンズアレイまたはバルク光学レンズ群は、この画像を中継および拡大または縮小するために、使用できる。近位端292では、各個々のファイバー58を検討するのに充分な解像度および精度を有する並進ステージ(図示せず)上に、このバンドルの近位端292の顕微鏡対物レンズを配置することにより、または角度走査装置およびレンズの組み合わせを使用することにより、いずれかによって、達成される。あるいは、この画像の直接の平行検出が使用できる。 先の設計と同様に、この可撓性内視鏡は、ガイドまたは自律的制御レーザーおよび他の外科装置に一体化できる。例えば、単一または複数モードの光ファイバーは、この撮像バンドルの中心に一体化できる。 多数の単一モードファイバー(それぞれ、直径は、数十ミクロンにすぎない)を用いたとしても、このファイバーバンドルの全体的な直径は、１〜２mmの程度である。このような小さな可撓性装置は、内視鏡付属ポートとの一体化には理想的であり、または、小さな動脈および静脈の血管アクセス用に個々に使用される。アテローム切除/粉砕撮像内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤ 種々のアテローム切除および粉砕カテーテルおよび内視鏡は、遠隔部位または非常に敏感な構造の近くにある組織または物質を除去するために、設計され使用されている。これらの設計の多くは、小さく、かつ剛性プローブまたは可撓性カテーテルと一体化される。典型的な用途には、ガラス質/網膜界面でのガラス質ストランドの厳格な（rigid）前方および側方方向除去、およびヒトの冠状動脈内のアテローム硬化性プラークの前方および側方方向除去が挙げられる。第一の例では、除去するものが小さくほぼ透明な構造であるために、視覚化は難しい。第二の例では、血液に満たされたヒト冠状動脈内でのカテーテルの位置のために、視覚化は殆ど不可能である。正常組織と異常組織とを区別するためには、視覚化は重要であるので、前方方向撮像法は、粉砕および除去の前に組織を撮像するために、前方および放射方向に回転しているブレード/粉砕カテーテルと一体化できる。 画像案内回転ブレードカテーテル300の１構想は、図2laで図示している。図21aiは、追加の撮像レンズを備えた放射方向回転ブレードカテーテル300の遠位端304を示している。この処置で使用するカテーテル300は可撓性であり、直径が小さい(＜３mm)。遠位端304は、回転ブレード312を露出するように除去される外部シース308の領域を有する。これは、粉砕および組織除去が起こる領域である。このカテーテルの軸に沿って、回転シャフト316があり、これは、ブレード312を遠位端304にて回転させるために、使用される。一実施態様では、曲がった回転ブレード312はまた、このOCT撮像ビームが反射する鏡様の表面を与える。この撮像ビームが入射するブレード312の領域は、血液の汚染物または沈殿物(これらは、この表面の反射率を低下させる)が蓄積している用途では、粉砕領域から物理的に孤立できる。１個または一対の単一モード光ファイバー58は、カテーテルシース308の長さに沿って動く。それぞれは、集束素子320に装着されており、これは、このビームを、回転ブレード312により除去する領域において、カテーテルシース308の外側に位置している対物面に集束させる。このビームの前方方向走査を実施するためには、これらのブレードは、正確な角度およびピッチ(例えば、螺旋)に機械切削されて、このブレードがこのビームの前方で回転するようにされ、反射したビームは、この画像面の異なる位置に向けられる。この画像面は、必ずしも単一線(それゆえ、真っ直ぐな断面)でなくてもよい。この断面は、この回転ブレードによる除去前に、組織形態および組成についての有用な情報を提供できる。本発明者は、図21で使用した装置が、単独で、診断に使用できることを述べておく。すなわち、この装置は、完全に密封でき(視野を曇らせる夾雑物に伴う問題をなくす)、この回転螺旋ブレードは、単に、側方撮像を実施するために、使用される。 あるいは、図21aiiでは、撮像ポート324は、回転シャフト316内に位置づけることができる。光ファイバー58は、回転シャフト316に沿ってまたはその中を動くことができ、小ビーム指示器328(例えば、小プリズムに装着したGRINレンズ)は、この標本へと光を指示するのに使用できる。この必須の設計上の特徴には、この切断ブレードを駆動するのに使用する回転が、この光学照射パターンを同時に駆動および走査するのに使用されることにある。複数撮像ポート(図示せず)もまた、使用できる。あるいは、この光学撮像ポートは、図18aiiで矢印で示すように、この回転シャフトの軸に沿って、このビーム指示器素子の位置の自動または手動調節を可能にするように、設計できる。通常、このビーム指示器中の撮像レンズは、当該技術分野で公知であり指定された適当な直径および共焦点パラメータの円形スポットを得るように、配列されている。ある用途では、解像度を犠牲にしつつ、より広い領域をカバーするのが望ましい。例えば、もし、第一の目標が、単に、組織壁に最も近い特徴に到達することにあるなら、この光学設計の１つの可能な機能増強には、指摘したように、この回転シャフトの軸に沿って、このビームの足跡を広げるために、円形レンズを使用することがある。 前方向回転ブレードならびに前方向撮像を図２１ｂに示す。カテーテル３００の遠位面３０４が開放しており、組織除去の部位となっている点を除き、このコンセプトは前述のものと同様である。３つの前方向コンセプトを示している。図２１ｂｉにおいて、図４〜８に示したように様々な前方向スキャニング機構を実施し得る。撮像は、撮像平面をカテーテル３００の端部３０４に対して遠位状態にした状態で、回転ブレード３１２を介して行われる。回転ブレード３１２のピッチが小さいと、撮像のデューティサイクルは大きくなる。ブレード３１２がビーム路中にあるため撮像が行われ得ない期間は、短い期間だけである。取得はまた、ブレード３１２がビーム路の外にあるときのみに起こるようにゲート(gate)され得る。図２１ｂiiに示す第２の方法は、単一の集束素子３２０を用い、ブレード３１２の湾曲あるいはピッチに基づいて撮像ビームを反射する。ブレード３１２が回転すると、ビームの焦点が像平面を横切って平行移動され、除去前に組織の断面像を取得するために用いられる。上述のように、このタイプの偏向技術は、診断のみに用いられ得る。 この代替としてあるいはこれに追加して、図２１ｂiiiに示すように、撮像ポート３２４が回転シャフト３１６の遠位部内に位置され得る。図８および他の図面を参照して説明したように、小さなスピンするビーム指向器３２８を用いて、回転する研磨領域の前部において円錐状の部分をスィープアウトし得る。この実施形態の魅力的な特徴の１つはやはり、多枝ブレード(multi-tine blade)を駆動するスピンシャフトが、光放射パターンを操作するためにも用いられる点である。切断前および切断中における組織の最適な実時間撮像を確実にするために、切断ブレードの遠位部分の形状および光学ポートの照明パターンを最適化するための様々な設計が存在することを、特記しておく。 図２１ｃｉは、前方向研磨カテーテル／内視鏡３００の別の実施形態を示す。この実施形態において、一体的な研磨面を有する光学的にクリアーなブロック３３２が回転される。ＯＣＴその他のレーザ撮像システムを用いて、研磨部材３３２を通り、問題とする組織／標本内への撮像を行う。図示した実施形態において、研磨器３３２の前面の一部３３６のみが組織とインターフェースするように開いている。別の設計において、回転シャフト３１６の円形運動を、図２１Ｃに示すブロックに対して９０°回転されたスピン軸を有するクリアー研磨ブロック３３２を回転させる、ギアメカニズムに変換し得る。 この代替としてあるいはこれに追加して、図２１ｃiiに示すように、回転軸からはオフセットしているがスピンする研磨ブロック３３２の内部またはそれ自体に固定されるように、光ビーム指向器要素が位置され得る。回転軸およびオフセット半径に対する発光角は、用いたい用途に応じて調節され得る。図２１ｃiiに示す、研磨面および内部または外部光撮像ポートを備えたスピン部材のコンセプトは、横方向研磨器をも含むように拡張され得る。 本発明の本局面の中心的なコンセプトの一つは、回転または往復切断工具の機械的運動を、切断工具の運動を用いてスキャンを同時に行うように切断工具に物理的に結合され得る光学撮像ポートを駆動するためにも用いることにより、切断工具表面と像視野との位置合わせ(registration)を維持することである。 本発明に関連するイメージガイド化治療装置のこれらおよびその他の設計に固有の事実は、侵襲的な切断工具と同時に撮像が行われるということである。これは、組織または血液が器具を汚染して像を取得する能力を減少させる可能性を増加させる。これらの制限は、不要な血液または組織を除去するために、当該分野において公知のようにカテーテルまたは内視鏡内に洗浄(irrigation)あるいは吸入ポートを設けることによって対処され得る。像取得のための集積マイクロチップ 前述の前方向撮像技術の全てにおいて、プローブあるいは装置の遠位端は主として、スキャニング、ビーム送達および集光に用いられた。シリコンあるいは半導体基板上の電気部品および光学部品を微細製造する能力がますます増加するに従い、光学またはＯＣＴ撮像を、プローブあるいは可撓性カテーテルの遠位端に位置された単一のマイクロチップで行うことが可能になるであろう。 図２２に示すように、カテーテル鞘部あるいは円柱状エンクロージャは、遠位側透明窓３４０からなり、直径わずか数ミリである。集積マイクロチップ３４４と残りの器材との間の接続は、データの制御、入力、および出力用の数本の電気配線１７４のみからなる。 マイクロチップ３４４上には、光源、干渉計、ビーム集束光学系、ビーム指向あるいはスキャニング、光検出ならびに、検出、フィルタリング、および信号処理電子回路のための、必要な微細製造要素が位置している。干渉計のアームパス長さの変更は、ＯＣＴ撮像エンジンについて前述したように、マイクロメカニカル部材または非機械的手段を用いて行われる。図２２においては小さな前方を向いたチップ内にあるものとして示しているが、集積部品は、フレキシブルカテーテルあるいはプローブの遠位端３４８全体を占め得る。マイクロチップ３４４への入力には、電源、ソース出力の制御、波長、チューニング等ならびに、イメージスキャン長のパラメータおよびビーム集束特性が含まれる。チップからの出力には、制御用の任意のフィードバック信号およびイメージを表示するために用いられるデータストリームが含まれる。 ＯＣＴ撮像エンジンおよび前方向撮像に用いられる部品の全てはマイクロチップ上に実現され得るため、微細製造された部品が将来縮小化することは(reduction)、既存の光学機器中における追加的なインプリメンテーション、あるいは自律撮像ロボットとしてのインプリメンテーションにつながるだけである。光学フェイズドアレイ プローブモジュールからの放射パターンをスキャンするための本発明の別の実施態様は、図２３に示す位相アレイを用いることである。位相アレイは、可動部を含まないために素早くスキャンされ得るという利点を有する。位相アレイは、各アレイ要素から発光された光の正確な相対的光学的位相に依存する。各アレイ要素は、他のアレイ要素から発光された光に対して、強め合う(constructive)あるいは弱め合う(destructive)干渉を行う。個々の要素間の位相を変調することによって、アレイを囲む規定された領域内の強め合う干渉（従って焦点(focal spot)）の位置を、任意に位置決めすることが可能である。公知でありＲＦレーダおよび通信装置に通常に用いられる、様々なタイプのフェイズドアレイが存在する。この技術の本発明の光プローブユニットに対する拡張の一例は、単一モード光ファイバ５８を、光電子集積回路（ＯＥＩＣ）３５２に接続することである。このＯＥＩＣ３５２は、光信号をＮ個のチャネルに分割する、１個または一連のビームデバイダ（図示せず）を含む。ＯＥＩＣ３５２は、シリコン上のシリカ（ＳｉＯ2／Ｓｉ）、ＬｉＮｂＯ3、ＩｎＧａＡｓＰ、またはその他の光導波路および／または位相シフト要素を作製するために通常用いられる要素からなり得る。Ｎ個のチャネルの各々は、光電子または熱電子位相シフタ３５６を含む。位相シフタ３５６は、ビームデバイダ導波路と同じ光学基板上にあってもよく、あるいは位相シフト用に最適化された別の要素上にあってもよい。要素間の相対的位相を制御することにより、任意の照明パターンを得ることができる。特に、要素間において時間変化するリニア位相シフトが実現されれば、ビームは図示のように非軸上で(off-axis)スキャンされる。位相シフタ３５６の要素間の相対的スペースおよび要素の数は、スキャンし得る角度の大きさおよび遠視野像を決定する。１次元スキャニングパターンは、図示したサンプルにおいて適切な被写界深度およびスキャンパターンを達成するためには、円柱状あるいは歪像(anamorphic)光学系を必要とすることに留意されたい。半導体あるいは固体光アンプを、フェイズドアレイ上に集積することにより、ＯＥＩＣにおける吸収および分割損失の影響を減少し得ることに留意されたい。１本のファイバがＯＥＩＣに供給を行う実施形態に加えて、位相処理およびＯＥＩＣがプローブの近位端に実現される場合は、Ｎ本のファイバによってプローブモジュール３５２に供給させることも可能である。しかしこれは、個々のファイバ上の擾乱(perturbation)を補償しなければならないためずっと困難である。プローブの軸に沿って要素を配置することにより、サイドスキャニングフェイズドアレイ実施形態も可能である。サイドスキャニングおよび前方向スキャニング実施形態において、損失を最小にし、様々な要素間においてほぼ等しいパス長（システム分解能の約１／１０未満）を維持することが重要であることに留意されたい。そうしないと長手方向(longitu dinal)の点拡散関数(point-spread-function)およびシステム分解能が低下する。射出側(end-fire)ＩＤフェイズドアレイを示したが、サイド撮像および２Ｄフェイズドアレイへの拡張は、このアプローチの直接の延長上にあることを特記する。 フェイズドアレイ（phased array）の別の実施形態（図示せず）では、線状形式（linear format）または二次元アレイのいずれかとして配列された複数の（例えば１００本）の個別のファイバーを活用する。アレイには、焦点光学機器（optics）は不要かも知れないが、アレイの性能を最適化し、アレイの焦点領域を低減するために、ビーム調節光学機器が必要であり得る。動作においては、デバイスの近位端が圧電または機械ファイバー伸長機（stretcher）を含まねばならず、これにより各ファイバーの長さを数百ミクロン変更するとともに／あるいは位相を３６０度にわたり十分に変更できるように各ファイバーを回転させる（および、これによって照明の位相を変える）。さらに、これには、ビームを各ファイバーに伝播させると同時に、後方散乱光が検出されることを要するので、撮像エンジンは、これらの動作のすべてを並行して行わなければならない。カテーテルの屈曲およびファイバーの伸長が正確に行われなければならないが、この方法で各ファイバーの位相を制御することに我々は留意している。診断および治療への前方走査の適用 本発明の重要な要素には、擦過、圧迫、ブレードによる切開、熱、衝撃波、レーザー光を介して組織を破壊または除去する医療器具の誘導（guiding）、またはその影響の評価に関連づけた設計または適用を含む。この誘導には、その部位へのＲＦレーザー照射または毒素の塗布など、（部位から組織を除去するのではなく）組織を破壊する手順を含む。これらの設計のいくつかは既に例示した（図１２、１３、および２１）。その他は、既に例示した設計および方法の直接的な伸長である。この節では、診断および治療への本発明のさらなる適用方法および設計の例をいくつか提示する。 移植デバイス 本発明の実施形態の一つは、生物の生体組織、または構造複合体（structural composite）などの他の構造／標本へ、移植可能または埋設可能なプローブ（または他のデバイス）であって、これによって、この方法を用いなければ接近不能か獲得が困難な組織または標本に関する情報を、継続的または定期的に抽出できる。これらのプローブは外科的処置の間に移植され、永久的に付着されたまま残るか、あるいは病気の心配が排除されたか、許容できる水準まで低減された将来の時点で、または移植片がもはや不要となった他の状況において除去される。移植可能なプローブの例を図２４に示す。移植されたファイバーは、単一のファイバーまたはファイバーの束を含み得、逆反射モード、透視モード、または図２を参照して説明した転送器と受信器との相対的位置にて動作し得る。転送ファイバーの数は、受信ファイバーの数と異なり得る。受信器処理ユニットは、各個別の受信ファイバーに必要な別個の検出をアドレスする機械的スイッチを有し得るか、複数の受信器を使用し得るか、ファイバーを波長または時間分割で多重送信し得る。複数のファイバーは、標的組織（tissue of interest）の周囲で互いに対して任意の方向を有し得、それにより病的状態、構造的統一性、または他の要素の診断に必要な目立った特徴の検出を最適化する。ＯＣＴシステムと移植されたプローブとの間のインターフェイスは、身体内（例えば皮膚表面下の浅い位置で、これにより経皮的照射が可能である）、または身体外（例えば、微小な光ファイバーコネクタが身体の外表面に配置される）に存在し得る。本発明のこの実施形態が可能な医療用途および方法は幅広く存在する。それらには、以下を含む。 毒素：移植されたデバイスは、図２４に示すように、放射線、化学的／生物的毒素の影響の観察、または他の治療的手順に用いることができる。標的組織の周辺および／または内部に位置付けられたファイバーは、標的薬剤の反応または毒性を示す構造的変化および／または代謝変化を検出するのに用いられる。この診断情報は、診断処置を調整するために実時間で用いられるか、治療薬剤の影響を長期間にわたり収集して、継続的または定期的に評価し、さらなる処置を導出する場合に非実時間で用いられる。 神経：移植されたデバイスは、神経活動を評価するのに使用し得る。ファイバーは、末梢あるいは中枢の有髄または無髄神経のいずれかに直接接触するか、極めて近接して配置される。神経活動は、神経寸法、スペクトル特性（吸収作用、分極化など）、または外因性のプローブへの反応の変化のいずれかにより観察される。 溶質：実施形態の一つでは、単一または複数のファイバーの直接配置を介して、器官の柔組織（心筋など）、管腔（尿道、血管など）、支持構造（筋膜など）、または空き空間（肺または他の窩洞）内の化学的濃度（溶質、ガス、代謝濃度など）が、測定され得る。 血管：移植されたデバイスは、身体の部分的または全体の血管の機能を評価するのに用いられ得る。例えばプローブが、大脳外面または下肢の血管に配置され、（ドップラー撮像機能と併用するか、併用せずに）、空中飛行中に関連した姿勢変化または高Ｇ操作中における関連血流の変化を評価し得る。 血液細胞：移植可能なデバイスを、正常または異常な血液細胞の生成を観察する目的で、骨髄内または大凡の（general）近傍に移植し得る。 表現型の発現:移植されたデバイスを標的器官内に配置して、他の生物学的プローブの追加を伴うか、または伴わずに、細胞寸法、細胞数、筋肉の収縮／弛緩、核密度、細胞表面組成濃度（maker concentration）など、表現型の変化を評価し得る。 部分的肺機能：実施形態の一つでは、肺胞寸法または局所的ガス濃度などの部分的肺機能を評価する目的で、デバイスを肺内またはその近傍に配置する。透視 ソースファイバーすなわち標的組織に近位のファイバーと、標的組織に遠位の受信／検出器ファイバーとを用いて、前方向撮像が実施できる。これは、図２を参照して上述した概念の特別な場合である。この処置は、血管、神経、リンパ節を評価したり外科的に操作するために特別に用いられる。照射ビームおよび／または受信器の開口を、前述の方法のいずれかにより走査できる。受信素子は単一のファイバーまたは（開口が走査されたか、されていない）検出器を含んでいるか、もしくは一つのファイバーまたは検出器のアレイを上述のように使用して復調し得る。単一のハウジング（三方に開口する）がプローブ／デバイスを標的組織に配置することを可能にし得ると同時に、ソースと検出器との間の平面の厳密な測定を可能にする。経尿道前立腺切除術 経尿道前立腺切除（ＴＵＲＰ）、恥骨上前立腺切除、経尿道前立腺切開（ＴＵＩＰ）、経尿道前立腺レーザー切開（ＴＵＬＩＰ）、目視（visual）レーザーアブレーション（ＶＬＡＰ）、および他の前立腺開口手術などの経尿道前立腺切除中に、正面、軸、および断面方向の撮像を実施できる。本発明のＯＣＴおよびその他の光学撮像方法およびデバイスを用いた前立腺切除術は、患者への施術結果を劇的に改良し得る。外科用ブレードによる切除を含む前立腺切除術では、一つ以上のファイバーを、（図１２を参照して論じたものと同様の）格納式ブレードの内部、隣接部、または突出部に配置し得る。ファイバーは、ブレードの遠位端から近位端へと場所を伸長する。ブレードに隣接する誘導カテーテルの表面上には、血液および／または組織の残滓を排出する目的で、排水ポートを含み得る。レーザー切除またはレーザーアブレーションを含む前立腺切除術では、高出力レーザー光を（前述のような、時間または波長分割による多重送信技術を介して）ＯＣＴファイバー内に、または図１３を参照して説明したように隣接するファイバーに結合し得る。 オープンフィールド（open field）外科手術器具 前述の後方散乱または透視撮像は、鋏、鉗子、止血鉗子、およびスネアを含む手術分野の器具とともに用い得る。使用には、医原性傷害の防止、神経および血管の修復の評価／誘導、ならびにオープンフィールド組織診断を含む。プローブは、一次元の範囲に対して用いられるので、走査を要さず、前述した走査実施形態のいずれをも取り得る。 図２５にいくつかの例を示す。図２５ａは、広範囲な汎用医学手法および分野で用いるられ得る簡単なハンドヘルド外科用プローブ３４０を示す。ファイバ５７は、外科用プローブ３４０の中央を延び、遠位端３４４にＧＲＩＮレンズ６２（またはレンズなし）などの簡単なレンズとしての撮像および走査光学素子３４６を有する。図２５ｂは、医学用はさみまたは止血鉗子デバイス３４８の例を示す。この例では、光学撮像および走査モジュール３４６は、ヒンジ３５２の近くに設けられ、２つのブレード３５６の先端が閉じたときに接触する付近の領域を照射するように配置されている。図２５ｃは、光学撮像および走査モジュール３４６が２つの鉗子のとがった先３６０の先端の間の領域を照射するように設けられた、鉗子３５８の同様の例を示す。図２５ｄは、光学撮像および走査モジュール３４６が、スネア３６４の端部付近の領域を照射するために用いられる例を示す。ＯＣＴまたは他の光学撮像エンジンと一体化することによって、単一もしくは複数のファイバを含み得、先に記載した広範囲な走査技術を用いるかまたは簡単なＩＤ（長手方向のみ）走査を用いて、コストおよびプローブモジュールが複雑になるのを最小限に抑え得る。 内視鏡／腹腔鏡外科用ツール 前方に方向づけられた後方散乱または透視撮像もまた、図２５を参照しながら説明したのと同様のはさみ、鉗子、スネア、または切開プローブを含む腹腔鏡／内視鏡検査に用いられる器具と共に用いられ得る。これを図２６に示す。腹腔鏡および内視鏡手法に用いられるデバイスは、はるかに長い剛性シャフト３６８を有し、医学の専門家は、目的の位置から離れた小さな切り口を通して必要な手法を成し遂げることができる。これらのデバイスの最小限の侵入特性のため、撮像および走査光学素子は、図２５に示すようなデバイスの本体の外側に対してツールの長い円滑な本体内に配置されることが好ましい。デバイスは、長手方向の照準および１−Ｄ撮像を成し遂げるために簡単な単一のファイバ５７を有し、多次元撮像のためのファイバ束（図示していない）を含み、または前述したような多次元撮像のための小さな走査機構を遠位端３４４に含み得る。このようなデバイスの用途には、医原性損傷の防止、神経および血管修復の評価／案内、ならびに組織診断が含まれる。ＯＣＴシステムと一体化することによって、単一または複数のファイバを含み得る。 生検パンチ組織抽出 組織のパンチ生検は、前方、横方向または断面ＯＣＴ、および本発明で記載したような他の光学撮像技術を用いて案内され得る。図２７に示すように、パンチ生検ツールは、通常、遠位端３４４にある小さな（直径１から５ｍｍ）円筒形のブレード３７２からなる。円筒形のブレード３７２は、そのボアに保持される組織のコアを切断する。光ファイバおよびビーム集束光学素子は、円筒形のブレードの内部に配置され得るか、または切除グリップ（ペンチ）（図示しない）の場合には、図２５ｂにはさみについて示したのと同様の器具の旋回点に配置され得る。本体内の遠位部位にパンチ生検を得ることは、なんらかの撮像技術によって案内がなされない場合には、非常に困難である。前方に方向づけられたＯＣＴまたは他の光学撮像技術を用いることによって、抽出前の表面下の撮像ならびに組織および組織形態の識別が可能になり、ランダムまたは案内なしのサンプリングに伴う高い誤り率および罹患率が減少する。 回転組織抽出または分裂 組織抽出または分裂（回転針(spur)、ブレード、もしくは同様のデバイス、圧力、熱、衝撃波、ＲＦ、毒素、またはレーザ照射を用いて行われる）は、前方、横方向、もしくは断面ＯＣＴ、または本発明の他の光学撮像技術、装置および方法を用いて案内され得る。必要に応じて、単一のファイバまたはファイバ束が、照準または撮像を成し遂げるために用いられ得る。組織抽出または分裂は、前方グレードまたは後方グレード方向に成し遂げられ得る。さらに、抽出または分裂は、断面方向またはカテーテル／内視鏡の軸に平行に成し遂げられ得る。組織抽出または分裂は、ＯＣＴシステムからのフィードバックで案内され得、それによって、例えば、局所のブレード速度または圧力が変化し、またはいくつかの旋回もしくは切断機構が同時に（例えばシャフトに沿って）用いられる場合には、デバイスは、別個のＯＣＴ撮像エンジンによって個別に制御され得る。 子宮頸部の撮像 カテーテルの軸に沿った撮像に加えて、前方または横方向組織の撮像は、子宮頸部の診断または子宮頸部の外科的干渉を案内するために用いられ得る（図２８）。子宮頸部のルーメンから放射する円形／楕円形パターンの撮像、または子宮頸部のオリフィスから子宮頸部の膣界面に延びる線形様式での撮像などのいくつかの実施態様および走査パターンが可能である。図２５ａの側面図および端面図において、撮像が、図示される遠位端にある１つまたはそれ以上の一連の対称的なファイバリングに配置されたファイバ束２８８を用いて成し遂げられる例が提供される。各ファイバは、小さなレンズ、完全なファイバアップテーカ（up-taker）、または単一のレンズグループに接続（図示されない）され得る。近位端ではファイバ５７は、ファースト１：Ｎファイバ光学スイッチマトリクスに接続されるか、または別個の撮像エンジン（図示されない）に接続された自由空間ビーム操縦ミラーおよびレンズを用いて順次走査され得る。図２８ｂは、図１８ｃを参照しながら前述したのと同様の放射状／円形走査実施態様を示す。ファイバ５７の出力は、レンズ１５２を用いてコリメートされ、ミラー１５４および調整可能折り畳みミラー１５８から反射される。折り畳みミラー１５８の半径距離または角度は、異なる走査半径を収容するように調整され得る。図２８ｃは、上述した方法のいずれかを用い得る線形走査実施態様を示す。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Equipment for optical scanning of living tissue Cross-reference of related applications This case is related to US Provisional Patent Application Serial No. 60 / 038,047 filed on March 6, 1997.And U.S. Provisional Patent Application No. 60 / 054,163, filed July 29, 1997.Claim their priority. Field of the invention The present invention generally relates to the field of optical imaging processing, and more particularly,It relates to the field of optical image guided processing procedures. Background of the Invention Novel high resolution across a wide range of fields such as medicine, healthcare and biological research(~ 10μm) imaging and visualization technology, material and package research, development andThere is an urgent need for production. Improved visualization looking for adenocarcinomaPlace gaps in diagnostic scans of the esophagus or in multilayer polymer packagingIn some cases, new diagnostic capabilities can be enabled. In addition to this,Visualization can reveal a small amount of unstable pullout from the coronary artery without puncturing the artery wall.New, such as atherectomy catheters to removeA simple image guided procedure. MRI, X-ray, ultrasound, and optics are all important in imaging applications.Finding a role. In many applications, the optical imaging process is non-ionizing,Because it is non-contact and can achieve high resolution, it has advantages over other approaches.Provide benefits. Optical coherent tomography (OCT) and other interferometryImaging technology, fluorescence measurement and other spectral analysis imaging technology, Raman imaging processing, diffusionVarious types of currently available, including wave optical imaging processing and two-photon imaging technologyThere is an optical imaging technology. OCT is an interferometric imaging technique and is therefore extremely sensitive and has a wide dynamic rangeIt has the characteristic of. OCT is the focus characteristic of the optical imaging process used,Deep resolution is achieved by a combination with the coherent characteristics of the light source. OCEmploying T and other forms of interferometric imaging outperforms standard direct detection optical imaging techniquesIt has three basic advantages. That is, 1) shot noise was almost restrictedDetection and thus the ability to achieve high sensitivity (> 140dB), 2) the received signal is directly detectedAs in, a high dynamic range (> 1) to be proportional to the electric field rather than the intensityAbility to achieve 00 dB), 3) produces significantly improved depth discrimination (（1 μm)Ability to implement high-resolution phase sensing temporary gating. In a probe module mounted on an OCT or other optical imaging systemMost conventional work based on the scanning method employed is based on galvanometers or steppers.The aim was to create a multidimensional image using transverse scanning. exampleFor example, U.S. Patent Nos. 5,459,570 and 5,321,501 disclose some OCT imagingIt describes aspects and their applications in ophthalmology. The above patent is galvanometer control typeUse mirrors or rotating mirrors to view transverse patterns on the retina or anterior eye.3 shows a method for scanning the camera. For endoscopes and catheters,The beam is scanned in a transverse transverse direction perpendicular to the longitudinal axis of the catheter or endoscope.Explains how to make it work. For example, U.S. Patent No. 5,393,467, U.S. Patent No.Nos. 5,570 and 5,321,501 describe aspects of the above technology. Summary of the Invention It is an object of the present invention to provide useful diagnostic and therapeutic intervention during a medical procedure.It is to provide a forward-oriented imaging system. The imaging system describedA 'stand alone' implementation or combination with existing equipment or existing equipmentNew realizations adopted externally include handheld probes, laparoscopes and endoscopes, Catheter, guidewire, trocar, microscope, tissue probe, needle,Applies to mi, scalpel, and other equipment. In one embodiment, the present forward-directed imaging system includes a scanning mechanism.Includes forward-directed optical coherent tomography (OCT) at the probe. In another embodiment, the system employs non-back-reflective OCT, and, Light source, sample irradiator, reference arm, beam splitter, sample collectionAn optic, a detector that produces a signal responsive to incident light, and a sample collectorBeam combiner positioned to direct light from reference arm to detectorAnd the output from the detector is analyzed by a computer. In another embodiment, an optical probe imaging system includes a lens and an optical fiber.A scanning mechanism that can be moved substantially perpendicular to the longitudinal axis of the housing.Including. In one embodiment, the scanning mechanism comprises a motor and a cam mounted on the motor.including. The motor connects the lens and optical fiber to the longitudinal axis of the probe housing.Scan the sample, causing the rotation of the cam to move vertically. LensOf scanning mechanism for scanning sample by moving fiber and fiber verticallyIn some cases, a piezoelectric transducer, or by a wire around the pivot axis, a pneumatic device,Or, one including an electrostatically driven slide is included. In another embodiment of the optical imaging system, the scanning mechanism is optional on the sample.Generate a scanning pattern, rotate a prism, or use an offset lensIncludes a rotating counter. In another embodiment of the present invention, a forward scan OCT imaging system comprises aOn the probe or as a probe, scalpel, scissors, forceps, and biopsy instrumentIt can be applied to various surgical tools. Examples of these devices are surgical lasers.For example, the application of a laser fiber. In another embodiment, the optical probe is a natural orifice, water channel, tube, fluid channel of a human body., And an endoscope used to inspect for defects. The present invention provides an optical probeUsing an anterior or lateral ablation element in combination with theI am thinking of a polished endoscope for department surgery. In another embodiment of the present invention, an OCT imaging system is used with a laparoscope.Perform diagnostic and surgical procedures within the body cavity. Laparoscopic embodiments also includeAlso consider the use of forward scanning lasers. In yet another embodiment of the present invention, the imaging system includes a cross-section through the tissue as well asFor procedures requiring an anterior surface, it is applied to a surgical microscope. Imaging systemThe system is also applied to a high numerical aperture microscope in another embodiment of the invention.. Another important implementation of the present invention is atherectomy, transurethral prostatectomy,And for treatments such as neck imaging. The optical probe of the present inventionTo allow for continuous or periodic extraction of information from the tissue site where the transplant is to take placeIt is conceived that it is portable. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES FIG. 1 is a block diagram of an embodiment of an OCT imaging system. FIG. 2 is a block diagram of an embodiment of a non-back-reflective OCT configuration. FIG. 3 is a block diagram of a modular system configuration. 4a to 4i are cross-sectional views of an embodiment of a catheter with forward scanning capability.It is. 5a and 5b show an embodiment of the device for enabling a forward scan by translation,It is a longitudinal direction sectional view. 6a to 6f utilize a fixed lens and a movable fiber for forward scanning.1 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment of a catheter according to the present invention. 7a to 7f utilize a fixed fiber and a movable lens for forward scanning.1 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment of a catheter according to the present invention. 8a to 8d show a general method for deflecting the imaging beam in the forward direction.FIG. 9a to 9c are longitudinal sectional views of an embodiment of the imaging beam characteristic. FIG. 10 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment of a forward scan handheld probe.. FIG. 11 shows an embodiment of a forward-scanning handheld probe with interchangeable magnification3 is a longitudinal sectional view of FIG. FIG. 12 shows a handheld with a scalpel for image guided surgery.FIG. 4 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment of an integrated probe. FIG. 13 illustrates an embodiment of a forward scan handheld imaging / laser surgical probe.FIG. FIG. 14 shows an anterior scanning laparoscope with one or more relay / rod lenses.FIG. 4 is a longitudinal sectional view of the embodiment. FIG. 15 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment of a forward scanning laser surgical laparoscope.You. 16a to 16c show an embodiment of a surgical / dissecting microscope using a multiple scanning method.FIG. 17a to 17b show longitudinal sections of an embodiment of a high numerical aperture OCT microscope.FIG. 18a-b show a flexible forward-oriented optical guidewire / intrascan1 is a longitudinal sectional view of an embodiment of an endoscope. FIG. 19 shows an embodiment of the integration of the forward imaging device with an endoscope accessory portFIG. FIG. 20 shows a longitudinal section of an embodiment of a dense fiber bundle with reduced crosstalk.FIG. 21a to 21c show longitudinal cross-sections of an embodiment of an imaging surgical polishing catheter.FIG. FIG. 22 shows an embodiment of the distal end of a device with an integrated microchip for image acquisition,It is a longitudinal cross-sectional view. Figures 23a-b show the length of an embodiment of an optical phase array for forward imaging processing.It is a hand direction cross section top and side view. FIG. 24 is a front view of an anatomical site for an implantable probe. Figures 25a to 25d show longitudinal views of an embodiment of a surgical tool and probe.FIG. 26a to 26c illustrate the implementation of laparoscopic and endoscopic surgical tools / probes.FIG. 3 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment. FIG. 27 is a longitudinal cross-sectional view of an embodiment of a surgical biopsy punch tool. 28a to 28c are longitudinal sectional views of an embodiment of the device for cervical imaging.is there. Detailed description of the invention The imaging engine is an optical coherent tomography or other interferometric imaging system.Systems, fluorescence measurement and other spectral imaging systems, Raman imaging, diffuse wave optical imagingFrom various embodiments, including a two-photon imaging system, or a combination thereof.Can be achieved. The imaging engine generates a high-resolution image, acquires a control image, andNecessary for processing, quantifying and displaying images and managing the database.Related imaging such as optics, electronics, motors, computers, and control systemsIncludes system subsystems. As illustrated in FIG. 1, light from a light source 10 is captured via a probe module.Directed to a given location on the specimen to be imaged, located or measuredYou. Interferometric technology 19, in addition to the other technologies described above,It can be used to collect and deflect light that is altered by the fabrication characteristics. Interference measurementImaging techniques often involve spatially coherent optical beams directed at the specimen.And an embodiment having a single spatial mode, and thus a transport systemMay consist of a single mode fiber. The detected light is sent to the receiver processor 38.Information about the optical properties of the specimen in a depth or other spatial matrix.(Eg, the position of the incident beam on the sample). An exampleFor example, a plot of sample reflectance as a function of reflection profile or depthBe acquired. Probe module for performing a scan of a radiation patternincluding. Therefore, while scanning the incident optical beam at multiple points on the specimen,By performing the reverse measurement, image information can be obtained. Alternatively, the images are captured in parallelCan be obtained. OCT imaging engines of the basic type described above are known in the art and refer toArm scan processor, frequency tunable light source, and optical spectrum analysis imagingIncluding processing equipment. In each of the above embodiments, the interferometer 19 and associated opticsThe system is used to couple light from a light source to a sample and an optical reference.It is. Interferometer 19 may also be modified after being modified by the sample and optical reference.(Whether delayed, transmitted, reflected, or scattered),Optical interference occurs between the sample and the reference light, which is detected and detected by one or more electronic signals.The light is coupled to a receiver processor 38 in such a way as to be converted to a signal. Interferometer is lightFree space and / or optical fiber. In one embodiment,The fiber is a single mode fiber. The interferometer is Michelson) From various embodiments, including structures or Mach-Zehnder structures.Can be achieved. In the interferometer, the frequency modulation element or the phase modulation elementOr advanced signal processing, and the dispersion balancing and compensation elements arePolarization controller, polarization maintaining fiber or single polarization fiberOr polarization diversification techniques maintain a good signal-to-noise ratio orProvides information about birefringence. Transverse (including longitudinal, axial, or radiation) scans are performed by the probe unitLight emitted from the sample into the sample and from the sample into the probe unitIs obtained using an actuator for scanning. OCT imaging engineIn some cases, a deep (or longitudinal) scan is performed using three methods described above and below.Acquired using one of the The computer moves between the transverse scan and the deep scanTo generate one-, two-, or three-dimensional images. OCTThe images represent information about the microstructure optical properties of the sample. These areIncludes pull index discontinuities, scattering, absorption, birefringence, diffusion, and spectroscopic properties. These properties can be spatially resolved using a variety of scanning techniques. like thatTechniques include processes in which a continuous deep scan intersected with a transverse scan or vice versa is performed.Alternatively, the images may be acquired in parallel. Primary images can be obtained quicklyExtensions beyond original two-dimensional or three-dimensional imaging are possible using the present invention.In particular, visualizing images at the end of time allows for functional imaging processing.You. For example, visualization of a beating fetal heart in response to a variety of stimulants has been achieved.obtain. In the reference arm scanning OCT embodiment, the mode-lockedLight or other suitably broadened light source is used and coupled to the interferometer. RiffBy mechanically scanning the reference arm path length, the reflectance profile of the sample isFile is obtained. Linear translator, galvanometer, fiber extension, rotating element (mirror,Cam and glass blocks), and for delay line scanning based on diffraction gratingsThere are a variety of known methods. Reflection from sample and reference armOptical interference is detected only when the path length is equal to the range of the light source coherent length. ObedienceBy scanning the reference arm path length, the depth of the sampleA resolution interferometric profile is obtained. Receiver processing unit 38 is a single detectorA double-balanced detector or a photodetector followed by appropriate amplification and signal processingIt can consist of an array. In another embodiment, the frequency tunable light source is coupled to an interferometer. ReceivingThe processor 38 receives the signal from the sample and the reference reflection, andIncludes a photodetector that detects interference. A small time delay between the arrival of these two signalsThis, combined with frequency tuning, results in the best signal,From the signal, the reflectance and other interferometric profiles of the optical properties of the sample areObtained using spectral analysis techniques. Mechanically or electronically tunable external resonatorLasers, current or temperature tunable semiconductor lasers, multiple section semiconductor lasers,And a broadband amplified spontaneous emission source combined with a tunable optical filter.There are several ways to perform a frequency sweep. In another embodiment of the optical spectrum analysis OCT, the light source is again connected to the interferometerBroadband source. Reflection from sample / specimen and reference reflection are opticalInterference at the receiver, which is an optical spectrum analyzer. Light spectrum is fringeProfile, whose contrast is proportional to the reflection coefficient in the sample,Is proportional to the relative distance between the sample and the reference reflection. Fourier solutionUtilizes a variety of signal processing algorithms, such asOther interferometric profiles of the physical properties are obtained. Single or multiple diffraction gratingsOr prism in combination with a scanning detector system or array detector, and a narrowThere are a variety of known methods for performing spatial analysis, including band tunable filters.Exists. Obtaining high power and a wide bandwidth source for OCT is difficult. In one embodimentIn this case, the source is a Raman pumped master oscillator power amplifier (MOPA) source.Raman amplifiers use Wavelength Division Multiplexing (WDM).Widely used in optical communication systems, their applications have been extended to OCT sourcesobtain. If a strong CW or pulsed pump laser is used,With the peak shift (〜13 THz), it is possible to make a broadband optical power amplifier.This amplifier is a lower power semiconductor fiber or other broadband master oscillator sourceIf it is seeded, it will be amplified to higher power. More than one RamanIf a pump is used, the Raman pumps should be spaced by approximately the Raman gain band.And the bandwidth of the amplifier is broadened by a factor of approximately two. With an additional pump,It is possible to extend the amplifier bandwidth even further, and the gain spectrum associated with each pumpThe torque is adjusted by adapting their respective pump powers.Can be adapted to shape the tool. The master oscillator uses an in-fiber Bragg or long-term fiber gratingOr by utilizing WDM multiplexing techniques.Can be adapted to be Faraday isolator increases power with master oscillatorIt can be used with a band to maintain good stability. The pump laser isPumped Yb or Nd fiber or other rare pumped from a wide areaEarth-doped fiber or other semiconductor laser as known in the artObtained from These lasers are available for ~ 1. It oscillates at 1 μm and they are Er:Used to pump Yb, 1. Raman pump ray at wavelength around 55μmCan make the. This is ~ 1. Suitable for producing an OCT Raman source at 6 μm,Alternatively, using a series of in-fiber Bragg gratings, the OCT Raman source can be 1. Occurs around 3 μm, It can be used to make a multiple Stokes shift pump. Referring again to FIG. Often in applications of the present invention, Light source used10 is Invisible to the human eye. To help use the present invention, Co-aligned with the light sourceIt is necessary to add a visible aiming laser 46. This co-alignment Two-color multiplexUtilizing an arrangement or other suitable beam combining technique, Can be acquired. This aiming laserIs Handheld Probe or Surgical Microscope or Other Embodiments of the InventionUsing, It can be visualized directly by a human operator. As an alternative, Spatial photographyImage camera It is possible to detect radiation that is invisible to the human eye, light sourceCan be used to visualize radiation. From a visible aiming laser or a spatial cameraThe imaging is Used to feed the visualization subsystem described in the next section.Can be used, Also, For performing some diagnostic and therapeutic medical treatment proceduresIt becomes important. The OCT system must operate on direct back reflection of the specimen / sampleNo need. Referring to FIG. The light source 10 is a reference mirror 18 (corner cut).To) And, Includes a path to the probe unit 22 that illuminates the sample2: TwoIt is connected to the optical fiber splitter 14. No additional light source or aiming laser usedTo the coupler 14 (not shown). Irradiation port 26 of probe unit 22Beam waste By three-dimensional vector R and two-dimensional coordinate rotation Θ, ProbeOffset from beam waste at receiver port 30 of knit 22. Receiver port 30From the reference mirror 18 is recombined with the light reflected from the reference mirror 18 to form a 50/50 optical connection.Enter the joint 34, The output enters a receiver processor 38, which is analyzed by a computer 42.Signal. In a typical OCT system, R = Θ = 0, The light path to the specimen is SpecimenThe path of light from But, In certain applications, Irradiation and detected optical feeIt may be desirable to offset the fields. Furthermore, Of two light fieldsThe scan is therefore Can be independent. For example, What is manufactured by X-ray systemTo produce similar radiographs, Irradiation 26 of probe unit 22 and receiverPorts 30 can be configured to be directly opposite each other (Θ = 180 °, R = 0so, as a result, Beams waste duplicates), Also, Scan the specimen longitudinally. Such an embodiment may be useful in microscopes and other applications. signalThis information obtained using the process Here is a reflectogramnot, It is a measure of the time delay through the sample. Group delay, Refractive index, ScatteredRevolt, And information about the absorption coefficient. This embodiment uses a microscope andCan be easily integrated into other devices described in the section. One of the key distinctions of this embodiment of the invention is that The OCT system AlmostMust be made in the back-reflection mode, which is assumed to be inclusive or extrinsic in all prior artThere is no point. this is, Enable alternative new designs for OCT systemsNot only do It may allow for the extraction of new information. For example, Direct directly behindIn a reflective embodiment, At the air / skin interface Large surface reflections, Often masks all weaker reflections from just below the surface, This state, Also known as blindness limitation. Operate in non-back reflectionToBy doing Surface reflections are eliminated. Scattering is angle dependent. Therefore, Θ = 0 andBy setting A new measurement of the optical properties of the sample is obtained. In fact, DepartureIn one embodiment of the present invention, Provides interferometric optical properties of the sample as a function of scattering angleTo generate an image Θ could be scanned. All three OCT imagingEngine embodiments include: Like other optical imaging technologies, Use with this non-back reflection propertyCan be done. This non-back reflection embodiment By arranging two single mode fibers, MaOr twin-core optical fiber, It should just be realized. Much of the discussion in this section focuses on OCT imaging engine implementationsAlthough there is A variety of other optical imaging engines The scan described in the present invention andIt can be employed with a probe module. Examples of these include: TransilTermination technology, Diffused wave imaging technology, Confocal microscope, and, Various types of firefliesAn optical discrimination imaging technique is mentioned. The diffuse wave imaging process To achieve the imaging process, Using the diffuse properties of highly scattered light, It is a fairly new optical imaging technology. The diffuse wave imaging process Presents clinical applications for functional monitoring, such as for determining oxygenation.ing. An interferometer is not required for diffuse wave imaging. Light source is sinusoidal intensity modulated laserOften, The receiver is Relative intensity of light detected with respect to transmitted light andIt is a direct detection receiver that measures phase. The transport system is Single mode fiberNeed not be Multimode fibers often provide superior signal collection. An image of the optical properties of the specimen As a function of scan position, The phase of the detected light intensity orCan be obtained by plotting the magnitude. OCT imaging engineIs The image is displayed, Used for diagnostics or in guided therapeutic treatment procedures. Laser-induced fluorescence imaging Suitable for the probe and scanning technique of the present invention, Another charmPowerful imaging engine technology. Medical judgment or imaging technology based on fluorescence ManyA number of clinical diagnostic applications can be successful. The fluorescence imaging process Inherent in the organizationFluorescence (or To excite the fluorescence from the selectively bound exogenous chromophore), It is based on using short wavelength visible light. The difference in the biochemical composition of the tissue fireflyProduces a difference in light spectrum. The difference between these spectra is Optically accessible tissue tableAt a set of separate points across the plane, Or as an image of the tissue surface, eitherIs typically rated at. The difference in fluorescence is Then Differentiate tissue pathologyToIs interpreted using an algorithm. Typically, The desired goal is DysplasiaOr to assess pre-cancerous cancer. Interferometers are not needed for this engine technologyNot It is a single mode optical fiber. The light source consists of a short wavelength pump laserCan be The receiver has one or more optical spectral components tuned to the fluorescence wavelength.It can be composed of an analysis element. When the incident excitation radiation and the collected fluorescence radiation are scanned, MarkOptical images of the book are acquired, Is displayed, For diagnostics, Or Guide therapeutic proceduresUsed when Similarly, The probe module operation design andAn example application of the concept Raman formula, Two-photon type, Multi-photon, Like a confocal microscopeIt is applicable to other imaging engines. Furthermore, Probe module operation settingThe total is Can be used as a stand-alone therapy device without the support of embedded imaging technologyYou. More importantly, Continuously using multiple imaging technologies In parallel, Or same scan probeIt is possible to use them simultaneously over the module. For example, OCT andAnd the fluorescence imaging engine Simultaneously across the same single mode probe optical moduleCan be used. The OCT light source and the short wavelength excitation laser Optical fiber wavelength divisionCan be coupled using a multiplexer (WDM) coupler; Condensing OCT light and fluorescence It can be separated using another WDM coupler. Simultaneous fluorescence and OCT images are displayedCan be shown. As an alternative, The probe module is Two fibers, OCT shootingOne single mode fiber for imaging, And one single mode for fluorescence imaging orIt may include a multimode fiber. Common or separate scanning elements are used, SoOrient each radiation pattern. If the two imaging technologies contain separate information, ExaminationBetter decisions can be made with a disconnection or therapeutic procedure. The device of one embodiment of the present invention comprises: linear, Round, And light beam in any patternBy scanning Optical imaging is provided. The scanning process is Connect to imaging systemUsing the probe modules of various designs Will be implemented. systemFrom the future perspective of The present invention can be described with reference to the following matters. That is, 1)Collect data, And, For the purpose of obtaining an optical image, Translate the light beam, Orientation, Or deflection operating technology, 2) Using operating technology, And, Carry the beamWasIn order to Or Necessary to receive the beam from the specimen or sample to be imaged.Important, Including various optical components, Probe module, 3) Probe moduleIs the target to be attached, And, Light beam source, Detection electronics, AlsoIs equipment, Means and method for displaying acquired image data, And Optical system, Electronic, motor, Control system, And control the incident light, Detect image signal, Process incoming data, And assemble the data, One-dimensional, Two-dimensional, 3D, AlsoIncludes a computer for forming a four-dimensional data set and an image, ArayuAn imaging system including an associated imaging subsystem, 4) User friendly and beam transportIn a possible device, In a realization method combining all elements of the present invention, In that case, The above device is a stand-alone device developed using the present invention, Or The deviceIs Established research or clinical equipment, A tool or equipment accessory, OrWhat can be integrated with it, 5) Implement imaging guidance procedure with minimal intrusionTo do A treatment system coupled to an imaging system. A modular system as contemplated by the present invention is schematically illustrated in FIG. ThisThe beam transport / scanning module 12 of As described in detail herein, General frontScanning (or other types of scanning, For example, Radiation direction, Longitudinal direction, Or axialEtc.) The system collects data, And, To form an image, A variety of methods are used, Scan and translate the optical beam. These universal frontThe scanning method is Includes any number of beam transport or probe modulesBut, Handheld probe, Laparoscope, Surgical microscope, High numerical aperture microscope orStandard microscope, Forward scan, Flexible catheter, Fiber bundles, Or in a phased arrayNot limited. For each of the above implementations, The forward scan method is Laparoscopy and microscopyLike using a mirror, It may be integrated directly with existing optical systems, HandheldIt may function as an independent imaging device such as a probe, Flexible catheterMay work, Sometimes function as a phased array, Or Outside image guidanceIn order to perform a department surgery, For handheld probe attached to surgical scalpelInherently added to the functionality of a research or clinical instrument or toolIt may function as a wearing tool. The OCT scanning engine module 11 light source, Axial (deep or range) scanning, And a detection subsystem. Equipment compatible with the beam transport / scanning module 12Just like representing a modular component with a device, OCT scanning enThe gin block 11 also represents a modular component. The above three engines are lightWithin the science system and components, Enable axial position assessment to be performed. Reference arm scanning, Light source frequency scanning, And spectrum analysis OCTEnables axial position assessment, Different and different methods are used to do this.You. Each of the three methods Can be used in conjunction with any of the beam steering methodsNo. As noted earlier, Other interferometric imaging systems, fluorescence, And other spectrographsImage system, Raman imaging system, Diffuse wave optical imaging system, Two-photon optical imaging systemStem, Or a combination thereof, Some other optical scanning enginesMay be used. The OCT scanning engine module 11 and the beam transport / scanning module 12 samePeriod, Generation of driving wavelength, Generation of necessary trigger pulses, Data storage and recall, And It includes a central computer responsible for the necessary signals and imaging.Typical It is controlled by the control computer module 13. Control computerTa also It may be another entity, Final module, That is, the visualization moduleCan also function as part of a rule. The visualization module 15 Control computer module 13, OCT scanning engineReceiving image data from module 11, And / or Beam transport / scanning moduleDirectly from module 12 Receive image data. Visualization using an OCT image monitorhand, And / or Using a standard video monitor, And / or Using CRTCan be implemented. In general, 3 screens are needed for full visualization. That is, 1) To control the operation of the system, All system parametersScreen containing and settings, 2) Visualization of tissue on the verge of being visualized using OCTA screen containing a video image, 3) Screen containing OCT image of specimen / sample. Video images are Specimen, Organization, Or a surface view of the surface of the sample, OCT drawingThe statue is Cross-sectional profile of secondary surface morphology or structure, surface, Or other tomographic imagesThis is a photographed section. Seeking enough visualization, All screens, Simultaneous on monitorCan be visualized in Or Video technology Various windows based on requestCallIn a protruding state, In order to allow the display of the drawing style, Can be applied. to thisin addition, Video technology While enabling integration in the upper head display, Superimposed headBy Indiana, Or with a translucent window, If the userMake it possible to watch Virtual reality methods incorporated into a given data screenIt may be. The concept of head upper display is Can be integrated into the microscope eyepiecehand, The user takes his eyes from the microscope, Therefore, without having to separate from the specimen, OCTCross sections of images and specimens, Secondary surface morphology can be visualized. Video technology also ThatBy allowing such images to be superimposed, If the OCT image is properly registered andAnd aligned Superimposed on the video image, Or so that it can be blended. The visible aiming laser described above also It can also be displayed in the visualization module 15. YesThe aiming beam is Can be displayed on a screen containing video images, By userEnables matching of OCT and video images. In addition to the three screens associated with the OCT imaging system, Such a visualizationThe technology is While this procedure is being performed, Other weights like the image obtained earlierRecognize important data, Access patient records. Such a system ExistingComputer networks, Computer-based 3D display and manipulationIntensive tasks are performed off-site, And, Down to user for visualizationTo be able to be loaded, Can be easily integrated with more powerful computers. The treatment engine module 17 Medical, where image guided procedures are required Family, And related to industrial applications. This module 17 Guide therapeutic procedureTo do The information output from the visualization module 15 is used. This lead With human feedback assisted by the visualization module 15, Or controlSelf-contained via a computer or other control mechanism in the computer module 13.By starting work, Or, Can be performed inside the treatment engine module 17 itselfYou. Specific application examples where imaging-guided treatment is effective include: Mechanical or laser basedGuidance of atherectomy catheter Installation of stents, Percutaneous angioplastyInflation of the balloon using Tetel, Microsurgical tools during laparoscopic proceduresOperation of the tool. This multi-module system approach The overall design of this system, BookThe invention introduces a forward-oriented scanning method. Forward scanning method; Each fruitCurrent examples, The application is This is explained in detail in the following sections. Optical scanning directed forward It can be implemented in a number of ways. These methods, Can be incorporated into various devices. In the most common commentary, The optical device is sampleOne or more optical fibers for carrying the light of Predetermined spot size andFocusing optics for focusing the beam to a desired spot with confocal parameters, and, Enables acquisition of adjacent axial scans to assemble multidimensional imagesTransportation means for transportation. The scanning method is generally One of the five general principlesCategory. That is, 1) Fiber / lens as single unitHow to move the 2) moving the fiber with respect to the fixed lens, 3)How to move the lens with respect to the fixed fiber, 4) Fiber and focused lightAfter the beam is emitted from the school, How to deflect a beam directed forward, and, 5) Their combination. 1) Method of moving fiber / lens as single unit Some embodiments of moving the fiber / lens as a unit are: From FIG. 4aThis is shown in FIG. 4f. For all of the above designs, The forward scanning optics and mechanism MosquitoTetel, Endoscope, Or small diameter like a laparoscope (~ 1mm to 10mm)Although contained within the cylindrical enclosure 50, It is not limited to this. This enclosure 50 RigidityIs flexible, It is easily integrated into the equipment discussed in a later section. Enclosure 50 farThe digit is While allowing the light beam to be transmitted with little attenuation Protects optics and machinery from fluids and contaminants, From any transparent window 54Be composed. Such enclosures Enables easy cleaning and sterilization. At the tip of the fenceDistally, There is an optical imaging plane. For single mode fiber optic transport, This image flatThe surface is Any plane may be used as long as the light beam is focused to the minimum spot size. This planeIs You should be within the area of interest for the sample or specimen. FIG. Describes an apparatus for mechanical translation of a fiber / lens unit. The single mode fiber 58 At a given separation distance, GRIN like a spherical lensLens 62 or a small diameter lens. This separation distance is Working distance to focal planeRelease, Spot dimensions, Therefore, the confocal parameters are specified. As an alternative, LesLensIs Directly into the fiber forming a single focusing unit, Can be manufactured. fiberー / Lens unit Track that allows the unit to slide back and forth in linear translation(Not shown). An oval that displaces the fiber / lens each time it rotatesKnob 70 or cam Attached to the shaft. The spring device (not shown) OvalIf not displaced by knob 70, Position the fiber / lens unit in its original positionReturn to The rotation of the motor shaft 66 Move the fiber / lens unitWhile translating along the Imaging is performed in the forward direction. Motor unit 61Is also located at the proximal end of the device, In this state, Rotary torque is distal end and transverse displacement machineUp to Shaft or torque enclosed in a rigid or flexible hollow housingIt is transmitted via a cable. In FIG. 4b, Translate the fiber / lens unit with the piezoelectric cantilever 74. Such a cantilever 74 When a voltage is applied to the cantilever material,You. The applied voltage is Attempts to polarize a material with a fixed dipole. These dipolesTo align the material is, Bend in response to an applied electric field. Fiber / lensSince the knit is fixed to the cantilever 74, As a result of bending, Next to the unitA translation in the direction is obtained. The unit is securely attached to the cantilever 74If Translation is not truly a transversal straight line, actually, Shows bow shape. OnlyAnd The deviation from linear translation is Regarding the translatable distance, Negligible. 3In the bimorph cantilever 74 to which 00V is applied, 1-2mm displacement is typicalIt is a target. The displacement is also Extend the arm of the cantilever 74 using a rigid tube.And can be increased by The displacement is It increases linearly with increasing arm length. otherThe electromagnetic actuator means of It is possible. As shown in FIG. 4g, The cantilever 78 Not made of piezoelectric materialIs also good. Rather, For metal or flexible material cantilevers, PiezoelectricStacks can be used. The cantilever 78 Flat to prevent twisting, To facilitate bending Thin on the axis of deflection. One side of cantilever 78Fix the end to a fixed point (housing) 76, Piezoelectric stack 80 under cantileverBy placing in The slight displacement of the stack Large side of cantileverDirection can be mapped. The displacement is Piezoelectric stack, CantileverTakingAs you gradually place it closer to the attachment site, Can be increased. Using a piezoelectric stack to displace the cantilever Shown in FIG. 4hSo that It can be extended to two dimensions. Using PZT, Second cantilever 78’ Mounted on the first cantilever, The deflection axis is the first cantileverOriented perpendicular to the bar, And Driven by another PCT 80 'You. further, If the cantilever (piezo or other) is small enough, theseThe cantilever As shown in FIG. 4i, Orientation transverse to the axis of the deviceCan be In FIG. 4i, The horizontal PZT 80 ' Away from fixed point 76Deflection in the place Causing horizontal movement of the fiber / lens attachment, HangingDue to the deflection of PZT in the vertical direction, The fiber bends vertically. This design also, Enables two-dimensional transverse scanning in the forward direction. Finally, To move the cantileverThe actuator used for Not limited to piezoelectric type, Magnetic, Pressure type, Or, Other driving devices may be used. Referring to FIG. 4c, Mechanically push / pull fiber / lens unitIn order to displace in a bow around the turning point 94, One or more movable wires or wiresId 90 is used. The movable wire 90 is With single mode optical fiber 58, Housed in a cylindrical enclosure. The translation of the fiber / lens unit 63 is Turning pointAbout 94, It depends on the attachment point of the wire 90. The wire 90 is at the pivot point 94When mounted nearby, With a slight movement of the wire 90, Fiber / Lens UniA large bow-shaped displacement of the cut 63 is obtained. In such a design, Such a mechanismWhen used in a flexible enclosure, The cylindrical enclosure 50 bendsthere is a possibility. In FIG. 4d, Using the principle of air, Inside the fiber / lens unit 63Displace. here, Two or more bags 96 filled with air / fluid, 96 ’Using complementary, Holding the fiber / lens unit 63, and, fiber/The lens unit 63 is displaced in the transverse direction. Inflate one bag 96, ItAt the same time By removing air / fluid from the oppositely positioned bag 96 'And A linear translation is obtained. Two or more bags 96, 96 'is used, SoThe transverse displacement of It can approach the transverse displacement of any scan pattern. OnlyAnd Typically, Bag 96, 96 ' To run between the external reservoirDue to the required required air / fluid conduit (not shown) Bag 96, 96 'The number is Perhaps Limited to two or four. The four bags are Two orthogonalCross scan in any direction. As shown in FIG. 4e, In the outer cylindrical enclosure 50, The rigid tube 100 FaAn iva 58 and a lens 63 can be accommodated. in this way, Near the distal end of the enclosure, A translation track 104 is arranged. This track is About the axis of the cylindrical enclosure 50And offset at an angle. Tension at the proximal end 102 of the rigid tube 100When given, By this pull, Fiber / lens unit 63 makes an angleAnd is translated in the transverse direction. With such a scanning method, Angled imagingThe surface is obtained. But, The imaging still takes place mainly in the forward direction. AngledThe imaging surface As in the above method, the enclosure is tilted at an angle with respect to the sample.It is equivalent to using one of them. The image plane at this angle is truckAnd the angle of Internally changing the direction in which the rigid tube protrudes through the cylindrical enclosureThan, Compensated. To facilitate the recovery of the fiber / lens unit 63, Unit walls, Between the fiber / lens unit 63, Small spring mechanism addedCan be added. FIG. To translate the fiber / lens unit laterally, Electrostatic / magneticIt shows how the principle of qi can be applied. The lens 63 is Properly charged / magnetizedCoated with a metallized material that can be attracted to the exposed contacts. exampleIf At the distal end of the fence, To translate the fiber / lens unit 63, StillnessAn electrically charged plate 108 may be used. Voltage applied to electrostatic plateBy changing Or By moving the area charged with static electricity, The metallized lens 63 is attracted to this area, Therefore, Lateral displacementIs done. In one embodiment, 63 metalized fiber / lens unitsIs Attached to a flexure pivot (not shown). Quick charge on plateBy alternating, and, Natural resonance frequency or modifiedBy translating the fiber / lens 63 unit at the given resonance frequency, veryFast lateral speed can be achieved. Traverses fiber / lens 63 at its resonant frequencyBy displacing in the direction The displacement is Not straight It becomes more sinusoidal. But, For this non-linear translation, Data acquisition rate and image display are compensatedobtain. The second concept involving the movement of the fiber / lens unit is 5a and 5bIs shown. The fiber / lens unit 63 is fixed in the forward imaging device, To get a cross-sectional image, The entire device is translated in the transverse direction. This device is stationaryBut Single axial scans of the same location are repeatedly captured. When the device is translated, This movement is Detected by the detection mechanism, The detection mechanism is Axial directionWhere to place the directional scan in the image, Instruct the control computer. Same placeWhere multiple axial scans are captured, These scans are At the discretion of the user, It can be averaged or summed. Two detection mechanisms, Fig. 5aAnd in FIG. 5b. The detection mechanism of FIG. At the distal end 124, Secondary imaging fileBunch 120, That is, An optical image processing mechanism is used. This optical image processing mechanism CapturedImage processing of the data Relative motion, direction, And determine the speed. This information The corresponding axial scans are collected and used to form an OCT image. This design is, No physical contact with the sample or sample is required. Detector shown in FIG. 5bThe structure is This is a position detecting and rotating mechanism 125 similar to a computer mouse. The device is, Physically placed on the sample or sample to be imaged, Translate across surfaceIs done. motion, direction, And speed Recorded by the position detection roller 124, CaptureUsed to collect captured data. 2) Method of moving optical fiber using fixed lens A similar translation method is as follows. LesWhile maintaining the fixed position of the Can be done by moving the optical fiber. 6a to 6f, These principles will be described. For the basic displacement mechanism, AboveIt has been described and shown in FIG. in this way, Cleaved flat or at an angle (flat or angle-cleaved) optical fiber 58 It is arranged on a translation mechanism. Then, Fiber 58 is It is translated on one side (imaging plane) of the lens 62. as a result, LesTranslation of the focal region on the opposite side (object plane) of the lens occurs. Fiber face and lateral directionThe expansion or contraction of the displacement of A fiber surface, A sample, Based on the distance from the lensIt happens by design. With this expansion, Spot size (horizontal)Resolution). Different from the fixed parameters described in the above method, apparatusConfocal parameter (depth of focus) Changes. In this concept, The focal area is singleNot on the imaging surface of Spreads in a bow shape. As the fiber is translated to the edge of the lens,What The focal spot size changes. A laser that reduces aberrations arising from this imaging methodCan be manufactured. 3) Method of moving lens using fixed optical fiber 7a to 7f, Fixed flat or angle-cleaved fiberTo move the lens 62 in front of 58, A similar translation method is used. BasicFor the typical displacement mechanism, This was described above and shown in FIG. As explained above, The translation of lens 62 or fiber 58 results in: Aberrations at the beginning / end of translation, YouAnd Bow-shaped non-flat imaging surface, The same difficulties arise, They are, Public knowledgeOptical design techniques can be overcome. 4) Method of deflecting a forward-directed beam There are four ways to deflect or redirect the light beam for imaging purposes., 8a to 8d. FIG. Rotating cable 1 in cylindrical enclosure 5028 is used. The optical fiber 58 is Included in cable 128, Cable 128Protected by At the distal end, The offset GRIN lens 62 (or, Other types of lenses) The optical fiber 58 is measured and adjusted with a meter (metered). Because the lens axis is offset with respect to the optical fiber 58, This fileIn Iva, The output beam is It is not focused on the axis. Instead, The focus is GRINIt occurs at an angle that depends on the degree of offset between 62 and fiber 58. outsideIn the cylindrical enclosure 50, Cable / fiber / GRIN lens 128, 58, 62 is It is rotated by the drive unit 60. The drive unit 60 From the motorMechanical coupling to the rotating torque cable, And so on. UnityWhen the wheel rotates, A conical profile is drawn. Images captured in this way are: FIG. 3 represents a conical sample that can still be displayed in a 2-D manner similar to ultrasound. This forward-directed scanning method: Instrument or catheter with flexible deviceHas the advantage that it can be incorporated into Or, The lens is With fiberCan be mounted on a shaft, The fiber / lens combination Regarding the rotation axisOrCan be inclined to The second method shown in FIG. 3 illustrates the technique of an arbitrary scan pattern in the forward direction. This method also Rotate in opposite directions, Internal cable 128 and additionalAn inner sheath 132 is used. The outer cylindrical enclosure 50 Stays fixed. The innermost element is A metal cable 128, This metal cable 128 is The optical fiber 58 is accommodated in the core and the optical fiber 58 is protected. ThisThe distal end of the metal cable 128 of Includes a circular prism 136 (cross section trapezoidal). This cable / fiber / prism 128, 58, Outside of 136, Opposite directionThere is a sheath 132 that rotates This sheath 132 Attached to the distal endIt has a second prism 144. Rotate these elements in opposite directions, SoBy changing their phases with respect to each other, Any scan pattern can be generatedYou. The output beam is Before leaving the cylindrical enclosure 50, Collection by lens 152Be lighted. still, Another embodiment (not shown) One drive cable, Second stepA small gearing mechanism to drive the rhythm in the opposite direction, WithYou. Finally, Two prisms drive in the same direction (rather than rotating in opposite directions)Moved If the relative phase of these prisms can be adjusted, With a variable cone angle, FIG.Note that a conical image pattern as in a can be achieved. Or, LesAre Before transmission through the prism, May be firmly attached to fiber, Before (when collimating) and after (when focusing) the rotating prism, TwoMay be used (not shown). This approach is Optical systemIt can produce better stability. FIG. Lens pair 153, 153 'beam deflector element148 is shown. The proximal lens 153 The light from fiber 58 beamIt is directed through the deflector element 148. After passing through the beam deflector 148, In order to focus light on the image plane, A second lens 153 'is used. beamThe deflection element is liquid crystal, Electro-optics, Or an acousto-optic modulator, ThisIt is not limited to these. still, Another embodiment is Open beam deflector usedDepending on the size and type Different lens configurations can be used. The design shown in FIG. Semiconductors such as silicon members (mem's) or othersCan be microfabricated on a substrate of Two-dimensional miniaturized deflector such as electrostatic deflector146 is used. The imaging beam exiting the fiber Prism / mirror 150By Reflected by the electrostatic deflector, here, The imaging beam is Redirected, StepReflected away from the other side of the rhythm, Then Focused forward by lens 153Is done. This design is Has the potential of any scanning pattern generated at high speed. electromagnetic, Piezoelectric, Other types of deflectors, such as Can be used in this configuration. Finally, Beam deflection is The actuator (PZT, Magnetic, Electrostatic, Air) Translate or displace mirror in front of imaging beamBy letting Can be achieved. All of the forward scanning mechanisms shown Simply foldingFold prism or fold mirror (shown)Zu) By directing the imaging beam at any angle from the axis of the device, It can be generalized to a side-directed line scan or a lateral radial scan. The lateral line scan is A folding mirror, Electrostatic mechanism, Mechanical mechanism, Or other similarUsing the mechanism of Equipment By moving quickly along the central axis of the deviceCan be done. The lateral radial scan is Using a folding mirror, and, Electric modeBy rotating the device around a central axis using a magnetic or magnetic mechanism. All of the designs shown in FIGS. The design of FIG. 8a (and Figure 8bOperating mode), Gives a forward line scan. These common methodsBy incorporating it into the second cylindrical unit, At other angles, Many line scansCan be In this modification, With the outer cylindrical unit still Inner cylindrical shapeKnit, It can be rotated about a central axis. this is, The user Which angle isTo choose the best one for Line scan at any angle possibleMake it work. further, By precisely controlling the rotation angle of the device, A series of line scansCan be captured, later, Generate a three-dimensional reconstruction of a sample taken in the forward directionCan be gathered for The captured line scan is A spoke-like pattern around the center pointForm. Most of the above methods measure only one dimension of a straight line, Each method is TransverseBy duplicating the displacement component, Can be modified to scan in two dimensions (x / y)You. By controlling the scan pattern along each axis, Arbitrary scanning pattern is reachedCan be achieved, A three-dimensional data set may be captured. In order to explain the imaging beam characteristics, Introduce the three key termsI have to. These terms are As shown in FIG. The first term isFocus positioningMe(FIG. 9A), which are the beam parameters (focal spot size diameter, focusAxial displacement of the beam focus without changing either the point depth or the working distance)/ Adjustment. The second term isFocus change(FIG. 9b), which is the spotMeans changes in size, depth of focus, and working distance. The last term isFocus tigerHooking(FIG. 9c), which is in particular within the depth of focus of the imaging beam.OCT imaging engine for enabling coherence gating area overlapRefers to adjustment. For all of the above methods, the output light beam characteristics are fixed and the transverse displacementWas independent from. The fixed focus spot and position are spread across the sample or sample.Was translated laterally. For each of these methods, the fiber and lensMeans for changing the spacing between them can be realized. This means serves to change the imaging beam characteristics.It plays a role and therefore plays a role in changing focus. This is a cylindrical piezoelectric stackH, mechanical displacement using a small motorized positioning device, inflatable balloon,Alternatively, it can be achieved by using a pressure / hydraulic device. With fiber and lensBy changing the spacing between the beam spot sizes can be increased or reduced(And therefore the transverse resolution can be varied), as well as the confocal parameters orThe depth of focus can be increased or decreased. Such an implementation would require lower resolution andAnd high-speed imaging with greater depth of focus, and later with higher focus in selected areas of interest.Enables imaging at a resolution. Beam characteristics (spot size, depth of focus, working distanceIt is often desirable to maintain separation. The achievement depends on the optical configuration of the device.Minutes or depend. One method is to move the entire device to or from the sample.It involves translating in the z (depth) direction away. This allows the focusRelocated appropriately. Translation can be performed manually using micrometer adjustments.It may well be done via an electric / mechanical drive mechanism. (Eg shown in FIG. 9aSo that the collimated beam between the two lenses (156, 156 ')Again, if a telescope configuration is used, these two lenses 156, 156 'The spacing between can be varied without affecting beam characteristics. Such telephotoMirror configurations are some implementations, including endoscopes, that compensate for varying distances to the lumen wall.Desirable realization that the focus positioning can be adjusted automatically to compensateIt is important in case. Focus positioning and focus change are likely to be used in combination. exampleFor example, a large area of the sample or sampleIt can be scanned at depth of field. Focus changes reduce spot size (increase resolution) And thus can be implemented to reduce the depth of field. At this point,Focus on a precise location in the sample, at a specific distance from the edge of the imaging device.Needed to move points. The focus change is shown in FIG. 9b. Here, lens 156 is translated and spotted.Size, depth of field, and working distance. How many zoom lens configurationsOther embodiments of that are possible. High lateral resolution (needed to achieve cellular or subcellular resolution)High numerical aperture objective or lens and small beadThe spot diameter is required to achieve sufficient lateral resolution. This smallSmall spot diameters can be reduced to a correspondingly small depth of field known in the art.Or has a depth of focus. Therefore, data is acquired, and from the shallow depth of focus of the lensFocus tracking is also used to ensure that coherence is gatedMust be used. FIG. 9C illustrates an example of focus tracking. ΔLIs the displacement of the focusing lens 156 ', ΔF is the displacement of the focused spot within the specimen 164, and ΔR is the optical path length to the focused spot in the specimen 164, the optical path length to the reference reflectionRequired to maintain equal to reference mirror 160 (assumed to be in air) Of the optical path. Consider when designing a focus tracking systemThere are some important factors to be taken. One example is the relationship between ΔL, ΔF and ΔR.Is dependent on the refractive index profile in the specimen 164 and the numerical aperture of the lens 156 '.It can be a rough nonlinear equation. This equation can be solved and the computerA very high quality (hig) programmed using the sample 164 programmed into the controller subsystemh) Lateral and longitudinal imaging can be achieved. For example, sample index profileIl is almost uniform and nsampleTo the focused light given byIf a small angle approximation (eg, sin θ ≒ θ) can be performed as shown in FIG. 9cFor the moving lens 156 ′ configuration, ΔF ≒ nsampleΔL, ΔR ≒ (nsample)TwoΔL. Alternatively, if the sample 164 is moved toward the fixed lens 156 'ΔR (as can be performed at the microscope stage described herein)≒ ((nsample)Two-1) ΔL. This equation is based on the reference mirrorAlso attached to the moving focusing lens and adjusted with respect to the bottom of the focusing lens.are doing. Focus tracking must be achieved over the scan range within the sampleThe tolerance that has to be equal to the depth of focus of the focusing lens. In many cases,This simple approximation is sufficient to achieve the required result. Very high openingIn situations where a number of lenses are used, to maintain focus tracking,More accurate formulas or algorithms are programmed into the computer controller subsystem.Must be implemented. Focus on specimens that can be approximated as having consistent index of refraction.Another approach to racking is between the focusing lens 156 'and the sample 164.And uses an index matching liquid. Therefore,The bundle lens 156 'is moved toward the sample 164 or the sample 164 isWhen moved toward the lens 156 ', a constant focus with respect to the pupil of the focusing lens 156'The liquid volume adapts to maintain This is the reference mirror 160 position ΔUseful for a particularly simple algorithm for moving R. Lens 156 'is movedMirror 160 is moved 1: 1. Sample 164 goes to lens 156 'When moved, reference mirror 160 may remain stationary. To accommodate sample / sample guided variance in focus tracking systemsMay need to be performed. This allows for highly dispersiveEven at high depths within a substance or tissue, the highAxial resolution can be effective. Focus tracking for easily adapting more complex sample index profilesAnother approach for performing a lateral priority scan is to use a reference mirror position.To maximize the image quality. Optical path length variation to focal point in sampleThis works well if the tack is less than the depth of focus. Adjustment is real time 0CT can be manual in response to a human operator visualizing the image, orBy maximizing the detected signal power averaged over the directional scan,Or it can be automated by maximizing other detected parameters. For example, imaging of a thick specimen (for example, a tissue structure site) under a high NA microscope may be used.In some applications, the relationship between ΔL, ΔF, and ΔR is manually or automaticallyIt may be possible to derive in a specific way. For example, one algorithm isBlock the reference optical signal and use the OCT system in a direct detection confocal microscopeIt is. For samples placed on highly reflective substrates (eg, mirrors)The operator first looks into the sample and looks at the sample in the detected signal power.Place the frontal reflection of the specimen by looking for the maximum value of one. The specimen is then manuallyOr scanned in an automated manner, thereby movingProfile the backscattered signal power looking for weaker reflections. Focusing lensOr the sample translation stage) are recorded. Then focusThe lens is arranged for front reflection. The OCT system is placed in interference mode and the referenceThe path of the reflected light path is scanned, and the position of the maximum interference signal is recorded. by this,The focusing lens and the reference arm path length are located in front reflection. Then, The focusing lens is located in the back reflection (mirror) reflection, the OCT reference reflection light pathThe length is scanned again and the position of the maximum interference signal is recorded again. This allows focusingThe lens and reference arm path lengths are located in back reflection. ΔR and ΔLThe approximate (linearized) relationship between is divided by the difference in focusing lens position.Can be found by the difference in the reference mirror position. This linearized approximationIs sufficient for many samples of interest. There is no back reflectionOr in situations where it cannot be placed in direct detection mode, the algorithmBack reflection (ie mirror substrate reflection) in coherent detection modeCan be extended by looking. The lens position is stepped and the riffThe reference arm is cleaned and this process is repeated until the mirror position is confirmed.You. Knowing the sample approximation index and thickness significantly reduces search timeCan beThe reliability of finding the back position can be increased. Focus tracking algorithm manual orIs an extension of these fundamental concepts for automated calibrationAlgorithms can also be used. Many variations on achieving focus tracking, a variant on this basic subject,There are equivalent embodiments. Realization to maintain high lateral resolution within the sampleThe embodiment means that the depth of focus is shallow and images different depths within the specimenNeed to adjust the reference mirror position when the focusing lens is movedRequires some high NA lens. The concept of focus tracking is important for many of the applications described in the following sections.However, this concept is particularly relevant to the following surgical and high NA microscope embodiments.Handheld forward scan probe As shown in FIG. 10, the general method of forward-directed scanning is a biological specimen orPerformed in a handheld device 164 that performs forward-directed optical imaging of a material sampleobtain. Not bigger than a pen, having a size that can be conveniently handheldThe ability to have forward-directed imaging in the equipment is an OCT computer control and imaging engine.Provide the benefits of data and image acquisition at locations remote from the application. This is the mainTo the optical fiber and micro-optic technology used by the present invention.is there. Needed for lateral displacement and forward pointing scanning during handheld probe 164Includes all translation mechanisms, micro-optics, and fiber optic interconnectsYou. Handheld probes have medical, material research and military applicationsBut not limited to these. In the medical field, before cutting, dissecting, or resecting tissueOpen-field surgical setting to image subsurface tissue morphologySmall profiles may be used in the wing. The forward-directed imaging probeIt offers the advantage that no part of the device comes into contact with the tissue before obtaining the data.This is different from a device that performs imaging in a radial direction or a lateral direction. here,The catheter or device must be inserted into the tissue before acquiring an image.Space is at a premium in the open-surgical field. ThereforeAdditional equipment must be small and easily operated by the surgeon.LaAbsent. For medical applications that do not include open field surgery, use a handheld probeCan be placed in any external area of the human body, orIt can be used to gain access to the external opening. In order for OCT imaging to be performedThe fiber path length between the sample and the reference arm match?Or must be compensated for dispersion balancing.No. Handheld probes as long fiber lengths can be contained within small volumesConnected, the sample arm of the OCT imaging engine must be of any reasonable length.Can be. Thus, handheld probes are useful when the patient is upright, seated, orUsed to image any external region of the human body while lying on a bedobtain. In addition, the use of micro-optics makes the distal part of the device very small.Short distance into body openings and ducts such as the external auditory canal, nasal duct or mouthCan be inserted. Due to the small nature of the OCT imaging engine combined with a small handheld probeThe entire system for material investigations around the factory or in remote workplaces.Can be carried. The concept of a pen-like device is that this styleSince it is easily implemented in technologies such as traps,And requires little training. Finally, small profile and portableBenefits, such as being able to perform in-battle assessments of damage and combatFor military use of medical imaging in a forward battlefield locationAn attractive option. One implementation of a forward scan handheld probe is shown in FIG. This settingThe meter uses a piezoelectric cantilever to displace the fiber / lens unit 63 in an arc.74, but this design is not limited to cantilever use and is described herein.Any of the common methods can be incorporated. All dimensions of this device areIt is not more than an ink pen, and the equipment fits comfortably in the operator's hand. CylindricalEnclosure 50 contains cantilever 74, fiber 58 and lens 62 from contaminants and liquids.Consist of protective and insulating plastic. Uses insulating plastic materialBetween the voltage applied to the piezoelectric cantilever 74 and the user's hand.Damage to the user as a result of the short circuit is also prevented. Piezoelectric bimorph material is centered within a cylindrical probe 50 probe barrel.And thereby allow for bending displacement during scanning. Near cantilever 74The proximal end 79 is fixed to the micrometer 168, thereby providing a distal end to the probe.And changing the position of the imaging beam focus with respect to the tissue specimen or sample.You. To increase the lateral displacement of the fiber / lens unit 63, a tube 172 is fixed to the end of the cantilever 74. This allows the bending cantilever 74The distance of the fiber / lens unit 63 increases, and the displacement increases linearly. ChuThe lens also protects the small lens 62 and the single mode fiber 58. In this designThe lens 62 used in theGRIN (Gradient Index) lens that enables effective focusing of incoming lightIt is. Small cylindrical GRIN lens 62 easily fits inside cylindrical tube 172. After optics arising from the fiber and the normal-incident face of the GRINThe fiber may be angle-cleaved to reduce the degree of side reflection., GRIN can be corner polished. The fiber was previously made using UV-cured optical cement.Is attached to the GRIN lens at the distance determined. This distance is the working distance,Determine the focusing characteristics of the illuminating light, such as the pot size and confocal parameters. anotherThe lens embodiment may be an integrated polished lens or other lens known in the art.And using a fiber upper taper. The distal end of the cylindrical enclosure is transparent, which is removable after contact with biological tissueHaving a plastic cap 176. This cap serves four main purposesOne. That is, 1) placing the probe in contact with the tissue specimen or material sampleAnd thereby fix the image plane at a fixed distance within the specimen. 2) The probe can move with the tissue or sample, so upon contact,The artifacts are minimized. 3) When the visible aiming beam coincides with the OCT imaging beamTransparent plastic allows users to visualize where scanning is taking placeI can do it. And 4) replaceable caps maintain cleanliness and maintain patient-to-patientTransmission of bacteria or viruses is avoided. The only interconnect required with the use of this design is one optical fiber andAnd two wires 174 and 174 'required to drive the piezoelectric cantileverincluding. Typically, a voltage of several hundred volts displaces the cantilever by 1 mmIs needed. Displacement increases to 2mm by using extension arm 172. Larger displacement increases applied voltage (at conditions below the material damage threshold)And increasing the length of the extension arm. A second handheld probe design is illustrated in FIG. This design is similarUses the cantilever displacement principle, but replaces the laser to change the magnification of the device.To offer 180. Instead of fixing the GRIN lens to the fiber,The lens is attached to the cantilever 74 and is displaced to the focal point of the fixed lens 152. OnlyHowever, this design is not limited to the use of piezoelectric cantilevers, but rather the use of fibers in the focal plane.Any method that produces the appropriate x and y displacement can be used. Incised (cleaved) Light emitted from fiber 184 is collimated by lens 152Of the sample to be imaged, whereFocused on the surface. The pair of lenses 152 and 180 have a magnification of two lenses., Ie, magnification = fTwo/ f1, Represents the telescope design determined by Other shootingAn imaging system can also be used. The distal cap 176 and lens 180Or by replacing 176, which allows various magnificationsAnd scan length. Replaceable cap 176 and lens 180 is disposable and protects the rest of the probe from liquids and contaminantsHelp for. This design has different optical features than the scanning fiber / lens design of FIG.Has the property. Earlier designs used fixed translation, where the lateral translation was directly determined by the displacement.With resolution and depth of field determined by selected fiber / lens separation. However, the design in Figure 11 depends on the fiber mode size and the numerical aperture of the lens.Resolution and depth of field determined. The mode size exiting the fiberAnd lateral displacement are both scaled by the magnification of the two-lens optical system. The micrometer 168 shown in FIG. 11 is the distance between the fiber 58 and the proximal lens 152.It is the only means for adjusting the separation and other techniques can be incorporated. MagnifierMicrometer or other technology because the number is associated with two lenses1: 1 mapping of the displacement of the focal point in the sample by the displacement of the fiber tip due toNo bug occurs. By using the handheld probe 164 in a surgical setting, FIG.Simple integration with existing surgical equipment such as scalpel 186 is provided as shown inIt is. Since the forward-directed imaging probe 164 is equivalent in size to the surgical knife 186,Before the incision with a scalpel, the two are pointed forward at any angle to the surgical blade.It can be mounted to allow imaging to take place. Two-dimensional imaging is integratedOr multiple image planes entangle the scan pattern (interweaving) or simultaneously by using two translation modulesCan be imaged. These two or more planes can be displayed simultaneously. ImagingThe images obtained with the probe allow the surgeon to see the underlying structure andAvoid vulnerable structures such as ducts, or before locating and resecting the tumorIt can be used to help identify the tumor margins. In addition, OCT can be performed prior to incisionIt may be configured to perform a laser Doppler velocity method on tissue. Artery or vein presentAn image that detects and displays any subsurface motion, such as bloodshed indicating presenceCan be generated. There are several design options that can direct light closer to the scalpel tipExists. For example, a small folding mirror 188, or scalpel 186 and probe 164The beam can be bent closer to the tip of scalpel 186 with proper weighing between. Also, the knife blade can be rotated 90 ° with respect to the axis of imaging, so that the cutting axis is imaged before incision.The probe can be positioned below the scalpel as shown. Finally, one or moreThe optical fiber of the scalpel blade itself (eg, a blade made of an optically translucent material, orCan be located inside a more conventional metal blade (not shown) with a suitable imaging port, The tip of the fiber is located at the tip of the knife blade or along the edge of the knife blade. The higher fiber density allows imaging to be performed with fewer fibers., Isolated depth information may be obtained. Information on tissue depth variationA single axial scan can be provided that can be provided. When the fiber is close to the specimen or sampleThe lens is less powerful to focus light, orIt may not be required at all. Such a fiber can beA rounded tip, commonly used during surgical procedures to move an areaCan be placed in a new probe (see FIG. 25a). Probes with rounded tips are typicalMust be held on the opposite side of the scalpel and used to direct and confirm tissueButMany. Using a sub-surface image using a matched visible aiming beam and probeThus, this application is extended to the surgical environment. Alternatively, the entire micro-scanning deviceCan be incorporated on the end of the scalpel, scanning the beam in a square pattern along the incision planeYou. In this and all other designs, the use of coincident visible aiming beamsAllows the user to visualize the position of the infrared or invisible imaging beam.Will be possible. This feature allows accurate positioning of the imaging beam on the sample or specimen.Placement and alignment is possible. Alternatively, an intense continuous wave laser or high-energy pulsed laserIt is integrated with the imaging system and can replace a scalpel. These concepts are in the pastViable to thermally dissect, coagulate, or mechanically disrupt biological tissueIt is shown as a means. Intense or high energy laser light can beCan be effectively delivered using multimode optical fiber. FIG. 13 shows the results of OCT imaging.Single or multiple fibers for tissue dissection or sectioning with single mode optical fiber 58The concept of integrating both of the multimode fibers 59 is illustrated. Each fiber 58 and 59Piezoelectric cantilevers 74 and 74 ', either synchronized or independentlyCan be translated. Alternatively, each fiber 58 and 59 may have the same piezoelectric cantilever.Even if attached to lever 74 or 74 'or surgical laser fiber 59While still at rest, the OCT system scans past the surgical incision point andScanning. Both OCT imaging beam and intense / high energy laser radiationPropagating down through the same optical fiber, OCT image and laser surgical procedureAccurate alignment between positions is possible. This design allows laser surgeryEnables one integrated handheld device using OCT imaging as a guidebecome. This configuration allows for before, during and during the delivery of laser power / energy.Images can be obtained immediately after the operation, and the location and extent of the damage can be immediately checked.You. Powerful lasers use the same single mode fiber used for OCTIf it can be delivered, a wavelength selective beam splitter / coupler (not shown) or highA fast optical switch (not shown) is used to combine / separate the two light sources.You can be. The fine tuning of the laser is controlled by the treatment interface described with reference to FIG.Can be controlled from scientific images. The designs discussed and illustrated for handheld probes (Figures 10-13) are all piezoelectric.A general forward scan of the sex cantilever was used. As shown in FIGS.A method is possible, which is a small, portable and potentially remoteIn Doherd's instrument, it allows scanning in the forward direction. Rotating mirror imagingThe distal end of the handheld probe has a pair of small straightA cross-flow meter (not shown) can also be incorporated. With this design,Fast two-dimensional and three-dimensional scanning. In addition, this internal scanning mechanismThe device can be configured to rotate about an axis. Thus, at any angle,Linear scanning becomes possible. To enable two-dimensional and three-dimensional scanning, multipleAn axis can be incorporated. Manually using a micrometer 169 or PZT, Either dynamically with a motor and a feedback systemTherefore, changing the focus by changing the fiber / lens separationGood. For the design shown in FIG. 11, the displacement of the second distal lens 180The focus can be effectively positioned without affecting the parameters. YesConstruct highly flexible devices with degenerate beam parameters and focal positionsIt is possible.Rigid endoscope / laparoscopic The design of the forward-scanning handheld probe is one of the modular design's lateral displacements.It represents the general method. Use a probe that displaces the focal point laterally on the frontIs useful in other optical instruments (e.g., rigid endoscopes or laparoscopes)It is. Laparoscopy typically enlarges the tissue surface at a distant site in the body.An optical device used in medical applications for visualization. Laparoscopic surgeryThe concept is to minimize invasive surgery (surgical procedures may require a large incision during an open surgical procedure).And a device that can be implemented without exposing the internal organization). As shown in FIG.Laparoscope 192 consists of a rigid cylindrical enclosure 50 (1-2 cm in diameter and 10-50 cm in length). Proximal end 200 allows the operator to see the tissue surface located at distal end 204.Including an optical lens. Alternatively, a CCD camera 194 is mounted on the proximal end 200.And an en face image of the tissue can be placed on a video monitor (not shown).appear. The optical lens contained within the laparoscope 192 provides an image of the tissue at the object plane,NearbyIt relays to the image plane at the position 200. Furthermore, it is lined up in parallel with this imaging lens.There is a white light fiber optic bundle (198) that illuminates this tissue surface. A typical surgical procedure using a laparoscope involves inflating a person's abdominal cavity with gas to remove organs.Provides space for visualization and manipulation of various surgical instruments within this cavityIt includes doing. By incorporating OCT anterior direction imaging into this laparoscopic design, intra-abdominal and otherSubsurface imaging of internal organs and structures. Subsurface imaging is laparoscopic and whiteLight illumination can be used to significantly complement the currently implemented frontal imaging. further,This front-facing imaging provides the user with an OCT scan position at a distant site in the body.Simultaneous visualization significantly complements subsurface OCT imaging. Figure 14Figure 3 illustrates the optical design of a forward scanning laparoscope. At the proximal end 200, this laparoscopicSimultaneous frontal observation and OCT imaging using the same optical lens along the lengthThere are optical lenses that make it possible. 4-7, galvanometer scanner, andThe horizontal scanning mechanism (shownIs used. These proximity scanning elements can be extended in two dimensions,Allow any scanning pattern at the distal end 204 of the laparoscope. This optional pattern isThe operator can observe through this simultaneous sighting beam with this laparoscopeCan control. Alternatively, the CCD image pickup camera 194 may control the scanning position, the pattern, and theAnd direction can be displayed. In the design shown in FIG. 14, the horizontal scanning beam isBeam splitter 14 (which transmits visible wavelengths but(Infrared wavelengths are reflected). This OCT imaging beam is laparoscopicIt is focused on the imaging surface of the relay optical lens 202. Relay optical lens 202 is a series of GRIN or relay lens or single GRIN rod lens or in the artOr any other known type of lens. With either arrangement, the resultIs the relay of the image plane from the distal end of the laparoscope to the object plane located distally.Therefore, the translation of the OCT beam focus at this image plane is dependent on the location of the tissue sample.Relayed as a translation on the object plane. As mentioned above, alternatives to horizontal scanning includePlace an angled scanning device on the pupil plan at the distal end of the laparoscope.Sometimes. Use a series of GRIN or short rod lenses separated by air gapsApplications often limit the wavelengths that can be transmitted through this laparoscope. Constant gradient fingerUsing a single rod lens with several profiles allows multiple rods to pass through this rodWavelength can propagate. The effect is due to the large difference in wavelength,The plane is separated. Rod lenses typically have a pitch lengthStipulated. Integral pitch-length rod lenses provide non-inverted imagesRelay to other planes. In this case, a beam focused to the proximal end of this rod lensThe beam converges at its distal end as if it were zero in the length of this rod. nFor a rod lens with a 1/2 optical path length, if n is an odd number, theThe image is inverted. For rod lenses of other pitch lengths, the system isLens + additional length, and therefore a certain distance away from the surface of this rod lens.An image is constructed at the image / object plane located at a distance. Typically, theseNon-gross pitch length rod lenses are used with additional focusing / collimating lenses.It is. These lenses can be small standard lenses, ball lenses, or additional GRIN lenses.Lens, which can be mounted directly on the rod lens. The magnification of this laparoscopic lens / rod lens depends on the resolution and depth of field,The moving magnification of the scanning beam is also determined. As mentioned earlier, the focus change method isBy adjusting the separation between the various optics, it is therefore possible to change this magnification.And can be implemented. The focus is positioned if the beam exits this rodIf the lens is collimated, implement by placing the distal focusing lens in its axial direction.it can. For the simultaneous visualization of the scanning position, referring again to FIG.1 passes through beam splitter 14 to either the human eye or a CCD 194 camera, Is used to capture this image plane. Radially around relay lens 202White light illumination is distributed through the located multimode fiber 198. This OThe wavelength difference between the CT imaging beam (e.g., 1300 nm) and the visible wavelength (about 650 nm) is the same.When passing through the same relay optical lens 202, a non-simultaneous image / object plane results. HoweverThis is the position of the eyepiece 151 and the focusing lens 152 located at its proximal end.Can be compensated by adjusting. To effectively image and visualize tissue,The object planes for the two wavelengths are formed to coincide. However, thatAt the proximal end, there are two image planes, one for each wavelength. Eyepiece 15By positioning the 1 and OCT imaging beam focusing lens 152, each wavelengthIt can be effectively relayed down the laparoscope 192 to a single coplanar object plane. Or,In its common path, colored optics can be used to maintain a common image plane. This handheld to enable high energy / power laser light distributionSimilar improvements have been made to this forward scan vent just as improvements were made to the probe.Can be performed in a laparoscope. As shown in FIG. 15, one improvement includes high energy /So that light enters the relay optics lens 202 and can be distributed to the distal end and tissue.Includes the addition of a second beam splitter 14 '. This additional beam splitter 14 'The focal length of the eyepiece 151 and the image beam focusing lens 152 isThe separation is lengthened. An alternative design is to maintain the position of this proximity optic lens, but with whiteOne of the optical fiber bundles 198 'is a multimode fiber (this isEnergy / distribution of output light). This visualization, horizontal scanning and high powerAn alternative optical embodiment that provides a user port, as is known in the art,Wear. We have also replaced this lateral scanning technique with this laparoscopic application.Use non-scanning OCT or other optical imaging techniques (e.g., area imager)Note that the parallel detection can be used. Finally, we furthermoreAnother embodiment has a surgical laser integrated with the OCT imaging portPlease note. For example, one of the embodiments in FIGS.When used, the surgical laser provides the precise point at which the surgical light is imaged.For distribution to a WDM coupler (or other means). ItHence, both the OCT and the surgical light originate from the same single mode fiberThus, using this method ensures good placement. This integrated laparoscopic design uses infrastructural OCT imaging of the structural morphologyVisualize the contents of the abdominal cavity or other internal structures with minimal surgical proceduresThermal or mechanical disruption of tissue using the ability to perform laser surgeryCombining performance.Surgical microscope The forward scan is a frontal view of imaging of an arbitrarily oriented subsurface tomographic plane.With the use of existing surgical orCan be integrated with a dissecting microscope. Dissection or stereomicroscopes typically have long operating distances.Binocular microscope with separation (low numerical aperture (NA)) and large confocal parameters. SoThey often handle large samples that cannot be placed at high magnification and high NA microscope locations.Used in research environments to magnify at low magnification. Long operating distance and longSurgical microscopes with a depth of field allow surgeons to use small structures (e.g., arteries, veins)., Tendons and nerves) so that they can be visualized. theseThe use of a microscope for resection of the cut hands, feet and limbs, as well as the face, head andIt is important during procedures involving reconstruction of the delicate structures around the neck and neck. In all of these microsurgeries, visualization of small structures is critical to success.You. Most surgical microscopes only provide frontal surface contours of tissue and structuresThe OCT for subsurface, cross-section or front-facing imaging of these structures.To improve the visualization and scope of information for successful surgeryYou. Incorporating forward scanning into surgical / stereo microscopes, however,It is useful not only for the purpose of use but also for acquiring images at high resolution.If the object to be imaged has dimensions that are difficult to see with the naked eye, this sampleArranging the optical imaging beam at the same time is similarly difficult. Integrated stereo microscopeAllows the user to see the exact scanning position on this sample.It works. Most surgical / stereo microscopes have an attached port for mounting a CCD video cameraAlong the visible aiming beam emitted simultaneously with the near-infrared imaging beam,Frontal views can be captured and stored on videotape or-Can be digitized and stored on a storage medium. The concept of an anterior scanning surgical microscope 210 is illustrated in FIG. Shows three scanning methods. In FIG. 16a, the optical fiber 57 from the sample arm of this OCT imaging engine is collimated.Inserted into meter 67. The collimated beams are paired before passing through the focusing lens 152.Through the galvanometer scanner 206. These quadrature scannersThe forward imaging beam can scan the specimen or sample in any pattern.To do. This arbitrary pattern can also be used to capture multiple cross sections for 3D image acquisition.CaptiveAlso allows. When this beam converges to the focal point, the beam spun mounted at 45 °The litter 14 converts the near-infrared imaging beam and the visible aiming beam again into the microscope.Point in the downstream direction that matches the field of view of the lens. Beam splitter 14 is used for other visibleCoated to reflect this imaging and aiming beam wavelength while transmitting the length.I have. A focusing lens 152 focuses the imaging and aiming beams at two different locations.Inside. This visible aiming beam is only used to track the position of this imaging beam.As it is used, its focus position is not so important. A second method for forward scanning is shown in FIG. 16b. This concept is based on this forward scanning instrumentThe modularity of is repeated. This method was previously used for surgical / dissecting microscopes.Can be used to perform a lower forward scan. Cylindrical enclosure 50 or probe 164Places this front imaging plane on the sample positioned for viewing with the microscope 210Therefore, it can be attached to the scope 210. One advantage of this method is that it requires only manual operation.Any position of the probe 164 around the microscope 210 with quick removalis there. However, to avoid the field of view of microscope 210, probe 164 isIt can be arranged at a fixed angle with respect to 210 imaging axes. This is done using the imaging probe 164.Means that the resulting cross-sectional image is not in the same orientation as the frontal view.You. However, due to the large operating distance and long depth of field, the probe 164 within 10-20 ° of the axis of this microscope if the dimensions of the probe 164 are minimizedCan be placed. Or to reach the specimen from there along the microscope's visual axis16a so that the freely held probe can be placed horizontally.A folding mirror (not shown) similar to the mirror can be used. Linear at any angleScanning is obtained by rotating the forward imaging probe 164 about its axis.Can be If this scanning probe is attached to the microscope 210 and the specimenIs located on the translation stage 217, the stage 217 and / or the imaging probe 164 rotates around a fixed point on this specimen to give different angles for imaging.Can be turned over. Like other devices, two-dimensional scanning can be performed using a multi-axis cantilever or otherThis can be achieved by incorporating a two-dimensional movement mechanism. The confocal parameters of this deviceAlthough large, the flexibility and use of this device when integrated with the microscope 210Focus change and focus positioning can be incorporated to improve easeYou. The probe unit 164 can register this front-view microscope field of view and OCT image.For ease, a visible aiming laser can be used. This visible aiming laserAllows the author to visualize where the scanning of this sample is taking place. furtherThe microscope has a small monitor so that OCT images can be viewed directly through the eyepiece 218.-167 so that the surgeon / operator can remove the probe 164While observing a scan along its surface via this visible aiming beam,You can move it around freely, and the OCT image at eyepiece 218Subsurface tomographic projection can be seen. In addition, handheld probe 164May include a treatment device as described with respect to FIGS. 12 and 13. An alternative to this modular probe concept is to take a cross section of the microscope 210 along the same axis.Allows for imaging, but is shown in FIG. 16c. This design is based on the piezoelectric cantilever described in the previous section.Use lever 74. In the cantilever 74, the curved portion of the cantilever 74 isMounted so as to create a curved arc in a direction perpendicular to the 214 translation.You. This unit can be placed below the imaging lens of the microscope. Second stage(Not shown) can be used to place this focus at a constant depth in the specimen.As the constant voltage ramp waveform is applied to the cantilever, this focus will, Extending into the arc passing through the specimen. Acquire multiple arcs and create a 3D datasetTo construct, a translation stage 214 can be used. Under this stereo microscopePositioning limits the field of view of the sample or specimen being imaged. However,The outer shapes of the cantilever 74 and GRIN lens 63 can be made very thin,If placed far enough away from the focal point of the image lens, the cantilever 74 can be usedIt does not hinder others. As mentioned earlier, an additional important feature of the present invention is that this OCT or other type ofThe cross-sectional image obtained using the imaging engine is used by the user to connect the eyepiece 218 or otherSuperimpose or overlap so that both images can be viewed simultaneously by meansCan be combined. This allows the probe 164 to beHow to remove and hold freely during operation, or mechanical scalpel or laser scalpelUsing a separate handheld probe integrated with the probe. The surgical microscope described in this section, as described with respect to FIG.Note that the code can be modified to be able to capture images.High numerical aperture microscope The forward imaging method can be integrated with a high numerical aperture (NA) microscope. These microscopesIs commonly used for laboratory testing of small microscopic material samples as well as biological specimens.You. The magnification of these microscopes is higher than that of this surgical / dissecting microscope and is typicallyTypically, it is between 50 and 400 times. High magnification, short confocalMeans point parameters or depth of field. The numerical aperture of these objects is high, 0. 1~ 0. Range 5 or more. Incorporates forward optical imaging into high NA microscopesThe main advantage of In particular, When this specimen is on a microscopic scale (100-1000 μm), ThisTo accurately position the imaging beam on the specimen or sample. This deviceThen Focus position and beam characteristics are Typically, It is fixed, But, Modifications and positioning methods may be included. More importantly, Focus tigerThe locking is This is, Because it distinguishes this scanning technique from everything else, High NAIt is important for the embodiment. With focus tracking, The coherent envelope of this OCT sourceIs In continuous alignment with the focal area of this microscope object, Thereby, This confocalOnly image information within the parameters (highest and relatively constant transverse resolution area) can be collected.It becomes possible. Translate this sample under this beam or Or beam to sampleAs you translate through The extraneous part of the refractive index of this sample is This coherent enzymeIt not only replaces the expected position of the envelope, Focus characteristics of this OCT imaging beamAnd change beam characteristics. All of this is The correction can be made as described above. In general, The depth of focus of this specimen is simply, In connection with any mechanical tracking parametersNot necessarily. Therefore, The specially generated waveform is Focus tracking within the specimenTo occur. As you take the image, A fast dynamic feedback system is used.Can be used. FIG. FIG. 14 illustrates forward imaging using a high NA microscope 222. FIG. Commercial microscopeIs To provide several access ports that can be used for forward OCT imagingDesigned for Typical ports include Camera port 226 used for CCD 194Or a 35mm camera (not shown), Port 226 ' Direct irradiation and objective mouseTo reach the optical path via Designed. The microscope in Figure 17aBy completing CCD camera 194 attached to camera port 226, Direct irradiationGalvanometer scanning mechanism 206 for scanning the imaging beam through port 226 'is shown. In FIG. The galvanometer-based scanning mechanism 206 ′ in the objective mount 230 Microscope objectiveBefore the lens 234, It is inserted into the optical path of this microscope. The sample to be imaged is ManifestIt is arranged on the stage 214 of the microscope 222. Stage 214 Focus of this imaging beamNot only for placing in the sample, Pass the image for visualization through the eyepiece 218To focus on Raised and lowered. A monitor similar to 167 in FIG., Can be added. Referring to FIG. The optical fiber 57 from the sample arm of this OCT imaging engine Connectorized fiber collimator 238 (this is The imaging beam is a pairBefore reflecting off the orthogonal galvanometer mirror 206, To make it parallel). straightThe cross-flow meter 206 is At the objective plane of the microscope 222, Just allow any scanning patternBut not Enables acquisition of multiple image planes for 3D dataset acquisition. flatThe beams in a row Through the irradiation port 226 ' Beam splitter 14 (this is allWhile transmitting other visible wavelengths of Reflects both OCT imaging and visible aiming beamsAs Via (designed) Enter the optical path of this microscope. parallelThe imaging beam Microscope objective lens 234 with infinite area correction (this is This imagingFor the wavelength of the beam, (With anti-reflective coating) Focused. The benefits of this measureTo the point This forward scanning device and its access via the previously incorporated microscope portThe position of the seth may not be noticeable. If direct irradiation is desired, Limitations of this designThe world is clear. in this case, The design of this microscope includes: Combining multiple irradiation portsMust be included. The second means shown in FIG. In a similar arrangement described in FIG. 17, Fine galvanometerCanna 206 ', Or other forward scan methods (e.g., 4 to 8)use. However, Its overall unit is small, Microscope objectiveSmall enough to be inserted between the lens and the objective mount. This means also ThisBeam splitter 14 'designed to reflect the imaging and aiming beamsIs included. if, This microscope Instead of an infinite correction lens, Constant length opticsIf you use lenses and objectives, By inserting this scanning mechanism housingTo compensate for additional separation, In the optical path of this microscope, Negative lens 158May be placed. The advantages of this measure include: Access to a wide range of microscopes and before useMay be easier to install quickly. With both means, The imaging wavelength is VisibleOutside the spectrum, Requires specially coated lenses and objectivesis there. However, They are, Than existing high quality objectives currently availableShould not be expensive. In the high NA microscope forward scan design earlier incorporated into this OCT imaging engine, scanningIs This is done with depth priority. That is, This beam is With a two-dimensional scanning mechanism, While placed in one position, This OCT engine, Depth (z direction) dataTo collect The effective path length between this sample and the reference arm of the interferometer is changed. ThisThe scanning mechanism of Then Rearrange this beam, Another axial depth scan is performedYou. During a single horizontal scan, Keeping this axis arrangement constant, Then Continued horizontal scanWhile gaining By adding steps to the depth, You can also take pictures with horizontal priority. In 3D mode, this is, Equivalent to the optical cutting characteristics of a confocal microscope. sideThe advantages of priority scanning are: Speed increase possibility and simple focus tracking implementation hardwareSoftware and software. Fast lateral scanning is agile with galvanometers and mirrorsBe implemented quickly. This focus is For focus tracking or axis position, rapidlyCannot be changed. further, if, Only a single fiber is deployedEt al., High-speed horizontal scanning can be performed. if, This fiber is an additional lens or partIf attached to Due to the inertia of these lenses, High speed becomes difficult. As mentioned above, This OCT imaging embodiment, Non-retroreflection described with respect to FIG.To include an imaging embodiment, Can be extended. For example, This technique is Run over the sampleCan be inspected, The detection light is Can you scan as shown in Figure 17, Or other means (for example,If Positioning the detection port below the sample stage) Can scan. Or, The irradiation pattern can be fixed, Only this detection port is scanned. Forward scanning flexible endoscope or catheter Flexible endoscopes (one type of laparoscope) Can be used to image non-vascular tissue, flexibleSex catheter or guidewire Can be used for intravascular imaging. Forward scan conceptIs Straight rigid optics (e.g., (Handheld probe and rigid laparoscope)Devices such as those designed to access remote areas that cannot be reachedUntil, Can be extended. In such a part, Body with narrow and meandering access pathInternal lumen or cavity. In an industrial setting, Bent or angledFor internal inspection of pipes or pipes, A forward-looking flexible imaging device is required. further, The inspector often, Areas or "corners" located in tightly confined spacesIt is necessary to take an image of a part that exists around “a”. Forward scanning flexible endoscope, KateOne design of tell or guide wire This is illustrated in FIG. Flexible endoscope, CatetePerforming optical imaging in a forward direction through a tool or guide wire involves: newThe concept is included. This flexible endoscope, For catheter or guidewire sheathIs Two imaging means are accommodated, They are, Facing the specimen or sampleSo as to provide both used. Flexible endoscope 250, The first imaging method contained within the catheter or sheath, frontDesigned for orientation imaging, A seal located at the distal end 254 of the deviceImplemented through the transparent tip 254. Fiber bundle and lens combinations258 For both white light illumination and frontal observation of this specimen, UsedIt is. This imaging method Endoscope 250, Catheter or guidewire, MeanderingThrough the route, In order to guide you to the site to be imaged with OCT, used. Once ThisWhen placed on the site This fiber bundle 258 This visible scanning beam isBy observing the place where it is placed, Visualize where OCT imaging is taking placefor, used. The second imaging method contained within this sheath, OCT or other laser beamFor source optical imaging, Designed. Inside the inner second sheath 262, RotateMetal or rigid material cable 266 is included. Metal pin 270 This cableLocated at the distal end of The cable has been moved from the center of its axis. This moneyThe genus pin 270 Turning GRIN, At the base of the ball or small lens housing 280, grooveInserted in section 274. GRIN lens 62 At the distal end of housing 280, This cIt is located above the part where the housing turns. In one embodiment, Single mode fileIvar 58 Moves parallel to sheath 262 and cable 266, And GRIN lens howInsert into Jing 280, here, that is, At a certain distance, Fixed to GRIN lens 62. Or, Fiber 58 is Speed with a suitable sheath (not shown) to protect itMoves in the meter cable. The fiber / lens separation and lens properties are This endoscope, Determine the beam focus characteristics of the catheter or guidewire, AndIt can be changed by the focus change method. As mentioned here, GRIN lens housing280 is Swivels freely about an axis located on GRIN lens 62. Cable 266, Endoscope 250, As it rotates at the proximal end 256 of the catheter or guidewire, The rotation is Converted to its distal end, Drive the GRIN lens housing 280. The rotating pin 270 arranged on the cable 266 In groove 274 of GRIN lens housing 280Is inserted, Rotate the GRIN lens housing 280 back and forth. Pins and grooves that affect the resulting scan pattern include: There are various designs. For example, The elliptical groove in the appropriate shape Achieving linear sweep of forward scanning lightI do. Another groove design is Is circular, The sine forward scan of the light emitted from this endoscopeCan be implemented. This linear (lateral) scanning of the forward light Dwell time on each horizontal pixel (and, Thereby, Since the signal-to-noise ratio is constant, preferable. One way to achieve thisIn Cable 266, At a constant angular velocity, May rotate at the proximal end 256. The metal pin 270 away from the axis From the view of GRIN lens housing 280, In sine style, At one position, Translated. To convert this sinusoidal displacement to a linear displacement, ellipseThe groove is Grinded into GRIN lens housing 280, Linear rotation of GRIN lens 62Becomes possible. By forward imaging using this method, In one section plane, Pie shapeImage is obtained. Multidimensional data settings All endoscope 250, Catheter or mothRotate the id wire within the lumen or cavity, And a single pie-shaped cross sectionBy gathering around the central axis, Obtainable. The forward optical image data is The flexible forward optical guidewire 2 shown in FIG.Using 84, Without lateral displacement, Obtainable. Single mode optical fiber 58, Located within the nucleus of a guidewire 284 made from a metal guidewire or other materialare doing. The distal end of fiber 58 Molded and integrated fiber lens orBy one of the attached micro GRIN lenses (not shown), Focus light on this specimenThere are several ways to make it happen. With this device, Guidewire 284 into lumen orWhen inserted into the cavity, Acquisition of a single axial scan is possible. Guide wire, To define the path of the catheter through this lumen, Almost, Each catheter baseFor each treatment, used. often, This action The tip of this guidewire isIn the place where Without visualization by ultrasound or X-ray, ImplementedYou. Sensitive tissue (for example, Thin lumen wall or articular hard plaque (artherosclerotic plaques)-these are Tilt causing rupture or dislodgement or thrombotic or embolic eventWhen it reaches The insertion of this guidewire is extremely important. thisAlthough a cross-sectional image cannot be obtained using such an optical guide wire, Its single axis rangeThe data for Information about the type and structure of the tissue distal to this guidewireInformation, And reduce the possibility of forcing this guidewire through sensitive areasit can. In addition to this design, which accommodates only one single mode fiber, Constant lineOr you can use multiple fibers wrapped in two dimensions, At the distal end of this device, Without any horizontal scanning mechanism, Provide several images in parallel. Each fiber is, Can it be connected to a separate imaging engine, Or at the distal end, (Optical switch orIs using an angle scanning lens), It can scan continuously. GRIN lens As discussed in this section describing FIGS. 18a and 18b, otherOptical elements (e.g., Polished fiber up-tapers, Spherical lens, Glass molded aspheric lens) Can be used. further, The inventor has RotatingAlthough it describes the use of speedometer (or torque) cable 266, However, FarOptical module (for example, (Described with respect to FIGS. 2-8)There are other start-up embodiments that can be used. In general, This design is Swivel this distal lensWithout being restricted by This flexible endoscope, Catheter or guidewireIf formed small enough to accommodate at the distal end, Forward scan method described earlierWith either It is possible. The repetition points to note are: These forward scan imaging devices Existing medical / engineeringIt is in the performance to be carried out using industrial imaging equipment. For its fiber-based designTo Outer diameter is Flexible forward scanning endoscope, For catheters or guidewires, From 1-3mm About this optical guidewire, It can range in the hundreds of microns. ThisDue to their outer diameter, This device Illustrated in FIG. 19 in longitudinal and cross-sectional views of its distal endAs Current flexible endoscopes or catheter or guidewire accessory ports268 can be inserted. By integrating these instruments, OCT or laser imaging Irrigation already performed on clinical instruments, Fine operation andBy using various accessory ports for white light illumination, Can be improved. Forward scanning fiber bundle Forward imaging using the flexible fiber bundle 288 In another embodiment of the present invention,And As shown in FIG. The flexible bundle 288 Numerous closely packed single mode optical fibers 58Consists of Individual fibers at the proximal end 292 and distal end 294 of this bundleThe orientation of Has been maintained, This means The scanning pattern at the proximal end 292 is ThisAt the distal end 294 of the bundle, It is meant to be accurately described. Low interferencePrevious attempts to perform forward imaging with fiber bundles using interferometric measurements During ~Mode-to-significant fiber-to-fiber mode coupling occurs, this is, Horizontal dot developmentEnhanced features. This effect Reduce the horizontal resolution of this image. However, DestinationTo demonstrate this limitation in the method of In this design, In bundle 288, AbsorbabilityInsert the high material of Surround each individual fiber 58. One possible materialIs There is a liquid suspension of carbon particles; Or each individual fiber This fiber-During the manufacturing process, Can be coated. Alternatives to using cross-talk reducing materialsThe method and / or complement method Use a single processing algorithm. if, MoThe degree of load coupling is If known or predictable, This croskaTo remove the artifacts induced by the pulling, ShootingConventional image processing methods can be used. Using such a fiber bundle 288, At the proximal end 292 of this bundle, Any patternso, A forward scan can be performed. Microscope objective or high numerical aperture lens296Is This OCT imaging beam is focused on the near surface 292 to continuously connect each fiber 58 individually.To consider used. At the distal end 294, The propagating light is Integrated faWith an inverted lens (not shown), Focus on the object plane distal from the end of this bundle.Be bundled. The fiber lens built into each fiber is Follow-up at this distal endEliminates the need for an additional focusing lens, Also, Triggered by this kind of optical settingEliminate aberrations. Or, Microlens similar to the one used on this close surfaceThe array or bulk optical lens group Broadcast and enlarge or reduce this imagefor, Can be used. At the proximal end 292, Ideal for considering each individual fiber 58On a translation stage (not shown) with reasonable resolution and accuracy, Near this bundleBy placing the microscope objective at the end 292, Or angle scanning device andBy using a combination of lenses, By either, Achieved. AhRui, Direct parallel detection of this image can be used. Like the previous design, This flexible endoscope Guide or autonomous control laser andAnd other surgical devices. For example, Single or multiple mode optical fiberー It can be integrated at the center of this imaging bundle. Numerous single mode fibers (each, The diameter is (Only a few tens of microns)Even if used, The overall diameter of this fiber bundle is About 1-2mmis there. Such a small flexible device, Ideal for integration with endoscope portAnd Or Used individually for vascular access of small arteries and veins. Atherectomy / crushed imaging endoscope, Catheter or guidewire Various atherectomy and crushing catheters and endoscopes Remote site orTo remove tissues or substances near very sensitive structures, Designed and usedHave been. Many of these designs are small, And a rigid probe or flexibleIntegrated with Teether. Typical applications include: Vitreous at the vitreous / retinal interfaceRigid forward and lateral removal of strands, And human coronary arteriesAnterior and lateral removal of atherosclerotic plaques within. FirstIn the example, Because the thing to be removed is small and almost transparent structure, Visualization is difficult. In the second example, For catheter placement in blood-filled human coronary arteries, Visualization is almost impossible. To distinguish between normal and abnormal tissues, VisualIs important, Forward imaging is Imaging tissue before grinding and removalfor, Integrated with forward and radially rotating blade / crushing catheterit can. One concept of the image guide rotating blade catheter 300 is: This is illustrated in FIG. 2la. Fig. 21ai is Distal end 3 of radially rotating blade catheter 300 with additional imaging lens04 is shown. The catheter 300 used in this procedure is flexible, Small diameterSmall (<3mm). The distal end 304 Outside the rotating blade 312 is removed to exposeThe outer sheath 308 has an area. this is, Area where grinding and tissue removal occur. Along the axis of this catheter, There is a rotating shaft 316, this is, Blade 312To rotate at the distal end 304, used. In one embodiment, Bent timesRolling blade 312 also This OCT imaging beam gives a mirror-like surface that reflects. thisThe area of the blade 312 where the imaging beam is incident, Blood contaminants or sediments (theseIs In applications where (reducing the reflectivity of this surface) accumulates, Thing from grinding areaCan be physically isolated. One or a pair of single mode optical fibers 58 catheterIt moves along the length of the sheath 308. Each is Attached to the focusing element 320, ThisIs This beam, In the area to be removed by the rotating blade 312, CateteFocus on an object plane located outside the outer sheath 308. Forward direction of this beamTo perform the scan, These blades Exact angle and pitch (e.g.,If Machined into a spiral) So that this blade rotates in front of this beamAnd The reflected beam It is directed to a different position on this image plane. This image planeIs Not necessarily a single line (hence the It does not have to be a straight section. This cross section is Before removal by this rotating blade, Useful information on tissue morphology and compositionCan be provided. The inventor has The device used in FIG. Alone, What can be used for diagnosisIt is stated. That is, This device is Can be completely sealed (contamination that blurs the field of view)Eliminate problems with things), This rotating spiral blade, simply, Perform lateral imagingfor, used. Or, In Figure 21aii, The imaging port 324 is Position inside rotating shaft 316be able to. Optical fiber 58 Move along or through rotating shaft 316Can be Small beam indicator 328 (e.g., (GRIN lens attached to a small prism)Is It can be used to direct light to this specimen. This essential design feature includes: The rotation used to drive this cutting blade is This optical irradiation patternTo be used for driving and scanning. Multiple imaging ports (not shown)Also, Can be used. Or, This optical imaging port This is indicated by the arrow in Fig. 18aii.Sea urchin Along the axis of this rotating shaft, Automatic or automatic positioning of this beam indicator elementAllows manual adjustment, Can be designed. Normal, Imaging in this beam indicatorThe lens is Suitable diameters and confocal parameters known and specified in the artTo get a circular spot on the data Are arranged. In some applications, Sacrifice resolutionWhile sacrificing It is desirable to cover a larger area. For example, if, First eyeThe mark is simply, If you want to reach the features closest to the tissue wall, Of this optical designOne possible enhancement is to: As pointed out, Along the axis of this rotating shaft, To expand the footprint of this beam, Circular lenses may be used. The forward rotating blade as well as the forward imaging are shown in FIG. 21b. Catheter 300Has an open distal surface 304; Except that it is a site for tissue removal, ThisThe concept is the same as described above. 3 illustrates three forward concepts. FigureAt 21bi, Various forward scanning mechanisms are implemented as shown in FIGS.Can be given. The imaging is Imaging plane distal to end 304 of catheter 300In the state This is performed via a rotating blade 312. Rotary blade 312If the switch is small, The duty cycle of imaging increases. Blade 312During the period when imaging cannot be performed because it is on the road, Only for a short period. AcquisitionWas Gate to occur only when blade 312 is outside the beam pathCan be done. The second method shown in FIG. Using a single focusing element 320, BlurThe imaging beam is reflected based on the curvature or pitch of the mode 312. Blade 3When 12 rotates, The beam focus is translated across the image plane, Pair before removalUsed to obtain a cross-sectional image of the weave. As mentioned above, This type of deflection technologyIs Can be used for diagnosis only. As an alternative or in addition to this, As shown in FIG. Imaging portA seat 324 may be located within the distal portion of the rotating shaft 316. FIG. 8 and other figuresAs explained with reference to the surface, Using a small spinning beam director 328, A conical section may be swept out at the front of the rotating polishing area. This fruitOne of the attractive features of the embodiment is, Drives multi-tine bladeSpin shaft Is also used to manipulate the light emission pattern. To ensure optimal real-time imaging of tissue before and during cutting, OffTo optimize the shape of the distal portion of the cutting blade and the illumination pattern of the optical portThat there are various designs of Special note. FIG. 6 shows another embodiment of the anterior polishing catheter / endoscope 300. In this embodiment, Optically clear block 3 with integral polished surface32 is rotated. Using OCT and other laser imaging systems, Polishing member 33Go through 2, Imaging into the tissue / specimen in question. In the illustrated embodiment, Only a portion 336 of the front of the abrader 332 is opened to interface with the tissue.Have been. In another design, The circular movement of the rotating shaft 316 As shown in FIG. 21CPolishing block 3 having a spin axis rotated by 90 ° with respect to the polishing block 3Rotate 32, Can be converted to a gear mechanism. As an alternative or in addition to this, As shown in FIG. 21cii, Rotary axisAre offset but spin inside the polishing block 332 or itselfTo be fixed to A light beam director element may be located. Rotary axis and offsetThe emission angle for the cut radius is It can be adjusted according to the intended use. Figure 21ciiShow, Spin member concept with polished surface and internal or external optical imaging portIs It can be extended to also include a lateral polisher. One of the central concepts of this aspect of the invention is that Rotary or reciprocating cutting machineMechanical movement, Set the cutting tool so that the scanning is performed simultaneously using the movement of the cutting tool.Also used to drive an optical imaging port that can be physically coupled, CuttingThe purpose is to maintain registration between the tool surface and the image field. These and other designs of the image-guided therapy device related to the present invention are fixed.The fact is that This means that imaging takes place simultaneously with the invasive cutting tool. thisIs Increased potential for tissue or blood to contaminate instruments and reduce the ability to acquire imagesAdd. These restrictions are To remove unwanted blood or tissue, The fieldIrrigation or suction into a catheter or endoscope as is known inThis can be addressed by providing an input port. Integrated microchip for image acquisition In all of the aforementioned forward imaging techniques, The distal end of the probe or devicedo it, scanning, Used for beam delivery and focusing. Silicon or semiIncreasingly increasing the ability to microfabricate electrical and optical components on printed circuit boardsTherefore, Optical or OCT imaging At the distal end of a probe or flexible catheterIt would be possible to do with a single microchip located. As shown in FIG. The catheter sheath or cylindrical enclosure DistalConsisting of side transparent window 340, Only a few millimeters in diameter. Integrated microchip 344And the connection between the rest of the equipment Control of data, input, And some electricity for outputOnly the wiring 174 is provided. On the microchip 344, light source, Interferometer, Beam focusing optics, Beam pointingOr scanning, Light detection and detection, filtering, And signal processingFor scientific and electronic circuits, The required microfabrication elements are located. Interferometer arm pathTo change the length, As described above for the OCT imaging engine, Micro mechanicThis is done using a screw member or non-mechanical means. In FIG. 22, the small forward directionAlthough it is shown as being inside the chip that was Integrated parts are Flexible cutterIt may occupy the entire distal end 348 of the tell or probe. To microchip 344The input of Power supply, Control of source output, wavelength, Tuning etc., ImageIncludes parameters for discan length and beam focusing characteristics. Output from chipIn Used to display arbitrary feedback signals and images for controlData stream to be included. All components used for the OCT imaging engine and forward imaging are microchips.Can be realized on the The shrinking of microfabricated parts in the future is (reduction), Additional implementations in existing optics, Or selfIt only leads to the implementation as a controlled imaging robot. Optical phased array Another implementation of the present invention for scanning radiation patterns from a probe module.The embodiment is That is, the phase array shown in FIG. 23 is used. The phase array is movable partHas the advantage that it can be quickly scanned because it does not include The phase array is It depends on the exact relative optical phase of the light emitted from each array element. Each arrayThe element is For light emitted from other array elements, ConstructiveOr do destructive interference. Modulating the phase between individual elementsBy Constructive interference within a defined area surrounding the array (hence the focal spot)) Arbitrary positioning is possible. Known and RF radarAnd commonly used for communication devices, There are various types of phased arraysYou. An example of an extension of this technology to the optical probe unit of the present invention is: Single modeThe optical fiber 58 Connecting to an optoelectronic integrated circuit (OEIC) 352. This OEIC352 Splitting the optical signal into N channels, One or a seriesIncludes a beam divider (not shown). OEIC352 Silica on silicon (SiOTwo/ Si), LiNbOThree, InGaAsP, or other optical waveguides andAnd / or elements that are commonly used to make phase shift elements.Each of the N channels includes a photoelectron or thermionic phase shifter 356. Phase shiftLid 356 may be on the same optical substrate as the beam divider waveguide, orMay be on another element that is optimized for phase shifting. Relative phase between elements, An arbitrary illumination pattern can be obtained. In particular, between elementsIf a time-varying linear phase shift is realized at, the beam will beScanned off-axis. Relative space between elements of phase shifter 356The number of elements and elements determine the magnitude of the angle that can be scanned and the far-field image.One-dimensional scanning patterns have been obtained with appropriate depth of field andColumn and anamorphic light to achieveNote that you need an academic background. A semiconductor or solid-state optical amplifierIntegrating on a pseudo-array allows the impact of absorption and splitting losses in OEICNote that the effect may be reduced. One fiber feeds the OEICIn addition to the embodiment, where phase processing and OEIC are realized at the proximal end of the probeCan be supplied to the probe module 352 by N fibersIt is. However, this must compensate for perturbations on individual fibers.It is much more difficult because you have to do it. Positioning elements along the axis of the probeThus, a side scanning phased array embodiment is also possible. SideskiIn the scanning and forward scanning embodiments, the loss is minimized and variousMaintain approximately equal path lengths between elements (less than about 1/10 of system resolution)Note that it is important that Otherwise the longitudinal direction (longitu dinal), The point-spread-function and the system resolution are reduced. InjectionEnd-fire ID phased array is shown, but side imaging and 2D phaseNote that the extension to the array is a direct extension of this approach. In another embodiment of a phased array (not shown), a linearMultiple () arranged as either a linear format or a two-dimensional arrayFor example, 100 individual fibers are used. The array includes focus optics (optics) may not be necessary, but optimizes array performance andTo reduce, beam conditioning optics may be needed. In operation, the deviceThe proximal end of the chair must include a piezoelectric or mechanical fiber stretcherTo change the length of each fiber by several hundred microns and / orRotate each fiber so that the phase can be changed sufficiently over 360 degrees (seeAnd thereby the phase of the illumination is changed). In addition, this involves beaming each beam.Imaging at the same time as the backscattered light needs to be detectedThe engine must perform all of these operations in parallel. CateteThe bending of the fiber and the elongation of the fiber must be performed accurately.We note that controls the phase of each fiber in.Application of forward scanning for diagnosis and treatment Important elements of the invention include abrasion, compression, blade incision, heat, shock waves,Guiding medical devices to destroy or remove tissue via laser light,Includes the design or application associated with the assessment of its impact. This induction involves the siteSuch as applying an RF laser or applying a toxin to the site (to remove tissue from the siteNo) Including procedures to destroy tissue. Some of these designs have already been illustrated (Fig.12, 13, and 21). Others are straightforward for the designs and methods already illustrated.Elongation. In this section, further methods of applying the present invention to diagnosis and therapy andSome design examples are provided. Implant device One embodiment of the present invention is a biological tissue of an organism, or a structural complex. A probe that can be implanted or implanted into another structure / specimen, such as a compositeOr other device), which is inaccessible without this methodInformation about tissues or specimens that are difficult to obtainYou. These probes are implanted during the surgical procedure and remain permanently attached.In the future, when illness concerns have been eliminated or reduced to an acceptable levelAt this point, or in other situations where the implant is no longer needed. TransferAn example of an implantable probe is shown in FIG. The implanted fiber is a single fiberBars or bundles of fibers can be included, retroreflective mode, fluoroscopic mode, or FIG.It can operate at the relative position of the transmitter and receiver described with reference. Transfer fiberThe number of keys can be different from the number of receiving fibers. The receiver processing unit isCan we have a mechanical switch to address the separate detection needed for the receiving fiberCan use multiple receivers or multiplex the fiber by wavelength or time divisionobtain. The fibers are paired with each other around the tissue of interest.And may have any direction, thereby causing morbidity, structural integrity, or other factorsOptimize the detection of prominent features required for diagnosis of Transplanted with OCT systemThe interface to the probe is located within the body (eg, at a shallow location below the skin surface).This allows percutaneous irradiation) or outside the body (eg,(An outer connector is located on the outer surface of the body). This implementation of the inventionThere are a wide variety of medical applications and methods that can be configured. They include: Toxin: The implanted device is radioactive, chemical / biological as shown in FIG.It can be used to observe the effects of toxins or other therapeutic procedures. Around target tissueThe fibers located on the sides and / or inside may be the target drug's reaction or poison.Used to detect sexual structural and / or metabolic changes. This diagnosisDisruption information can be used in real time to adjust diagnostic procedures or to determine the impact of therapeutic agents.Collect over time and evaluate continuously or regularly to derive further actionUsed in non-real time. Nerve: The implanted device can be used to assess neural activity. fiberCan be in direct contact with any peripheral or central myelinated or unmyelinated nerve,At the same time. Nerve activity is measured by nerve dimensions, spectral characteristics (absorption,(Eg, polarization) or changes in response to exogenous probes.It is. Solutes: In one embodiment, via direct placement of single or multiple fibers, Organ soft tissues (such as myocardium), lumens (such as urethra and blood vessels), and supporting structures (such as fascia)Or chemical concentrations (solutes, gases, metabolic concentrations) in open space (lungs or other cavities)What) Can be measured. Vascular: Implanted device assesses the function of blood vessels in part or the entire bodyCan be used to For example, a probe is placed on the outer cerebral surface or in a blood vessel in the lower limb, (With or without Doppler imaging), related to aerial flightChanges in the associated blood flow during a change in posture or high G maneuver may be assessed. Blood cells: Use implantable devices to observe normal or abnormal blood cell productionCan be implanted in the bone marrow or in the general vicinity. Phenotypic manifestation: The implanted device can be placed in the target organ toCell size, cell number, muscle contraction / relaxation with or without additional lobesChanges in phenotype, such as nuclear density, nuclear density, and cell surface composition (maker concentration)Worth it. Partial pulmonary function: In one embodiment, such as alveoli size or local gas concentrationThe device is placed in or near the lung for the purpose of assessing partial lung function.See through A source fiber, a fiber proximal to the target tissue, and a fiber distal to the target tissue.Forward imaging can be performed using the receiver / detector fiber. This is shown in FIG.This is a special case of the concept described above with reference. This procedure involves blood vessels, nerves, lymph nodesIt is specially used for assessing and manipulating surgically. Irradiation beam and / orAlternatively, the aperture of the receiver can be scanned by any of the methods described above. Single receiving elementFiber or detector (opening scanned or not)Or using one fiber or array of detectors as described above.Can be adjusted. Single housing (opening in three directions) targets probe / deviceThe exactness of the plane between the source and the detector, while at the same time allowing it to be placed on the weaveMeasurement is possible.Transurethral prostatectomy Transurethral prostatectomy (TURP), suprapubic prostatectomy, transurethral prostatectomy (TURP)IP), transurethral prostate laser incision (TULIP), visual laserTransurethral prostatectomy, such as bralation (VLAP) and other prostate gland surgeryInside, imaging in the front, axis, and cross-sectional directions can be performed. The OCT of the present invention and itsProstatectomy using other optical imaging methods and devices may result in patientCan be dramatically improved. For prostatectomy, including surgical blade resection, oneThese fibers are retractable blades (similar to those discussed with reference to FIG. 12).Inside, adjacent, or protruding. The fiber is the distal end of the bladeExtend location from to proximal end. On the surface of the guide catheter adjacent to the bladeMay include a drain port for draining blood and / or tissue debris.Prostatectomy with laser ablation or laser ablation requires high powerLaser light (via time or wavelength division multiplexing techniques as described above)Within an OCT fiber or as described with reference to FIG.Can be coupled to a bar. Open field surgical instruments Such backscatter or fluoroscopic imaging includes scissors, forceps, hemostats, and snaresCan be used with surgical instruments. Use includes prevention of iatrogenic injury, nerve and bloodIncludes assessment / induction of vascular repair, as well as open field tissue diagnosis. probeIs used for one-dimensional areas, so scanning is not required and the scanning implementationIt can take any of the states. FIG. 25 shows some examples. FIG. 25a illustrates a wide range of general-purpose medical techniques and fields.Shows a simple hand-held surgical probe 340 that can be used in a. Fiber 57 extends through the center of the surgical probe 340 and has a GRIN lens 62 at the distal end 344.Imaging and scanning optics 34 as a simple lens (or no lens)6. FIG. 25b shows an example of a medical scissor or hemostat device 348.You. In this example, the optical imaging and scanning module 346 is near the hinge 352And the area near the contact when the tips of the two blades 356 are closedIt is arranged to irradiate. FIG. 25c shows the optical imaging and scanning module 346 is provided to illuminate the area between the tips of the pointed ends 360 of the two forceps.A similar example of the obtained forceps 358 is shown. FIG. 25d shows an optical imaging and scanning module.Illustrates an example in which a hole 346 is used to illuminate an area near the end of a snare 364.You. By integrating with OCT or other optical imaging engines,Can include multiple fibers and use the extensive scanning techniques described above or simplyCost and probe modules are duplicated using a single ID (longitudinal only) scan.It can minimize clutter. Endoscope / laparoscopic surgical tools Forward-directed backscatter or fluoroscopic imaging is also described with reference to FIG.Laparoscope / scissors, forceps, snare, or laparoscopic including incision probe as describedIt can be used with instruments used for endoscopy. This is shown in FIG. LaparoscopeAnd the devices used in the endoscopic procedure require a much longer rigid shaft 368Medical professionals need the necessary techniques through a small cut away from the intended location.Can be achieved. Imaging due to the minimal penetration properties of these devicesAnd the scanning optics are tooled to the outside of the body of the device as shown in FIG.Preferably, it is disposed within a long, smooth body. The device isWith a simple single fiber 57 to achieve quasi and 1-D imaging,Including a fiber bundle (not shown) for the original imaging, orA small scanning mechanism for dimensional imaging may be included at the distal end 344. Such a deviceApplications include prevention of iatrogenic damage, assessment and guidance of nerve and vascular repair, andTissue diagnosis is included. By integrating with OCT systems, single or multipleIt may include a number of fibers. Biopsy punch tissue extraction Punch biopsy of tissue is described in anterior, lateral or cross-sectional OCT, and in the present invention.It can be guided using other optical imaging techniques, such as. As shown in FIG.The biopsy tool is typically a small (1 to 5 mm diameter) cylindrical at the distal end 344.It consists of a blade 372. Cylindrical blade 372 has a set retained in its bore.Cut the woven core. The optical fiber and beam focusing optics areField, which can be placed inside the door, or where cutting grips (pliers) (not shown)In this case, it may be located at the pivot point of a device similar to that shown for the scissors in FIG.You. Obtaining a punch biopsy at a distant site in the body can be achieved by any imaging technique.If guidance is not given, it is very difficult. OCT oriented forwardOr other optical imaging techniques to provide subsurface imaging and assembly prior to extraction.Random and unguided sampling, allowing identification of woven and tissue morphologyThe associated high error rates and morbidity are reduced. Rotating tissue extraction or division Tissue extraction or division (rotating needle (spur), blade or similar device, pressureDone using force, heat, shock waves, RF, toxins, or laser irradiation)Lateral or cross-sectional OCT, or other optical imaging techniques, devices and methods of the present inventionIt can be guided using a method. If necessary, a single fiber or fiber bundleIt can be used to achieve aiming or imaging. Tissue extraction or division, anteriorGrades or backward grades can be achieved. In addition, extraction or splittingCan be accomplished in a cross-sectional direction or parallel to the catheter / endoscope axis. Tissue extractionEgress or fission can be guided by feedback from the OCT system,Changes in local blade speed or pressure, or some turningOr if the cutting mechanism is used at the same time (for example, along the shaft),The devices can be individually controlled by separate OCT imaging engines. Cervical imaging In addition to imaging along the axis of the catheter, imaging of the anterior or lateral tissueIt can be used to guide cervical diagnosis or cervical surgical intervention (FIG. 28)). Imaging of a circular / elliptical pattern emanating from the cervical lumen, or the uterusSome, such as imaging in a linear fashion extending from the cervical orifice to the vaginal interface of the cervixSeveral embodiments and scanning patterns are possible. FIG. 25a side and end viewsIn, the imaging is performed by a series of one or more symmetrical objects at the illustrated distal end.An example achieved with a fiber bundle 288 arranged in a flexible fiber ring is provided.Provided. Each fiber is a small lens, a complete fiber uptake (up-tak)er), or connected to a single lens group (not shown). At the proximal endIs connected to a fast 1: N fiber optic switch matrix.Free space vehicle connected to a separate imaging engine (not shown)Scanning can be performed sequentially using a camera steering mirror and lens. FIG. 28b shows FIG.A radial / circular scanning embodiment similar to that described above with reference to FIG. Fiber 57 output is collimated using a lens 152, mirror 154 and adjustableThe light is reflected from the folding mirror 158. The radial distance of the folding mirror 158Or the angles can be adjusted to accommodate different scan radii. FIG.4 illustrates a linear scanning embodiment that can use any of the methods described.
─────────────────────────────────────────────────────フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＪＰ(72)発明者 テアニー，ギャリー ジェイ. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02139，ケンブリッジ，フランクリン ス トリート 129，アパートメント 329(72)発明者 ブーマ，ブレット イー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02125，ボストン，サビン ヒル アベニ ュー 144(72)発明者 ブレジンスキ，マーク イー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02148，メルデン，ケネディ アベニュー 181(72)発明者 フジモト，ジェイムズ ジー. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02139，ケンブリッジ，マサチューセッツ アベニュー 2592(72)発明者 スワンソン，エリック エイ. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 01720，アクトン，オークウッド ロード 13アール────────────────────────────────────────────────── ───Continuation of front page (81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE,DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, LU, MC, NL, PT, SE), JP(72) Inventors Theani, Gary Jay. United States Massachusetts 02139, Cambridge, Franklin Treat 129, Apartment 329(72) Inventor Buma, Brett E. United States Massachusetts 02125, Boston, Sabin Hill Aveni View 144(72) Inventor Brezinski, Mark E. United States Massachusetts 02148, Melden, Kennedy Avenue 181(72) Inventors Fujimoto, James G. United States Massachusetts 02139, Cambridge, Massachusetts Avenue 2592(72) Inventors Swanson, Eric A. United States Massachusetts 01720, Acton, Oakwood Road 13 ares