JP2000503237A

JP2000503237A - 光ファイバ撮像ガイドワイヤ、カテーテルまたは内視鏡を用いて光学測定を行う方法および装置

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Publication number: JP2000503237A
Application number: JP9531100A
Authority: JP
Inventors: テアネイ，ジレルモ; エイ．ボッパート，スティーブン; イー．バウマ，ブレット; ブルジンスキー，マーク; エイ．スワンソン，エリック; ジー．フジモト，ジェイムズ
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1996-02-27
Filing date: 1997-02-27
Publication date: 2000-03-21
Anticipated expiration: 2017-02-27
Also published as: DE69738291D1; DE69738291T2; AU1977597A; EP0883793B1; JP2002214127A; JP3628026B2; WO1997032182A1; EP0883793A1; US6134003A

Abstract

(57)【要約】光学的にコヒーレントな断層撮影を行う撮像システムは、光照射源と、参照光反射器と、参照光反射器につながる第１の光路と、内視鏡ユニットに接続された第２の光路とを含む。内視鏡ユニットは好適には、孔を規定する細長いハウジングと、細長いハウジングの孔内に位置して孔の長さ方向に延びる、近位端と遠位端とを有する回転可能な単一モードの光ファイバと、回転可能な単一モードの光ファイバの遠位端に接続されて単一モードの光ファイバからの光照射を構造体に伝達し且つ構造体からの反射光照射を単一モードの光ファイバに伝達するように位置づけられた光学システムとを含む。システムはさらに、光照射源からの光照射を反射器への第１の光路に沿って及び第２の光路に沿って分割するビーム分割器と、第１の光路に沿って伝達された反射器からの反射光と第２の光路に沿って構造体から伝達された反射光とを受け取るように位置づけられた検出器とをさらに含む。検出器は、参照反射器からの反射光照射と構造体からの反射光照射とに応答して信号を発生させ、プロセッサは、検出器からの信号に応答して構造体の画像を生成する。システムは、画像の回転方向および長手方向の両方の走査を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】光ファイバ撮像ガイドワイヤ、カテーテルまたは内視鏡を用いて光学測定を行う方法および装置関連出願の相互参照本発明は、係属中の１９９５年６月２１日出願の米国特許出願第０８／４９２，７３８号の一部継続出願、係属中の１９９５年１２月２２日出願の米国特許出願第０８／５７７，３６６号の一部継続出願、および現在では放棄された１９９１年４月２９日出願の米国特許出願第０７／６９２，８７７号の継続出願である１９９３年３月１６日出願の米国特許出願第０８／０３３，１９４号、現在では米国特許第５，４５９，５７０号の一部継続出願である係属中の１９９４年６月２日出願の米国特許出願第０８／２５２，９４０号の一部継続出願である。これらのすべての内容は本明細書において参照のため援用される。発明の分野本発明は、光学撮像の分野、特に、干渉測定検出による医療関係の撮像の分野に関する。発明の背景過去１０年において、生物医学関係の撮像技術は著しく進歩した。例えば、磁気共鳴撮像、Ｘ線コンピュータ断層写真撮影、超音波、および共焦顕微鏡検査はすべて幅広く研究および臨床使用されており、この結果、健康管理面において根本的且つ飛躍的な改良が得られている。しかし、現在の生物医学的な診断では十分でない状況が数多く存在する。これは、高解像度（〜１μｍ）撮像が必要とされる場合に特に当てはまる。このレベルの解像度は、生体組織検査および組織病理学上の検査を必要とすることが多い。このような検査は最も強力な医療診断方法に属するが、これらは侵襲的(invasive)であり、また時間およびコストがかかる。さらに、多くの状況では、従来の摘出による生体組織検査は可能ではない。病気および死の主要な原因の１つである冠動脈疾患は、従来の診断における摘出による生体組織検査を行うことができない疾患の１つの重要な例である。生体組織検査を行うことができないか、または従来の撮像方法では信頼性のある診断を行うには感度および解像度が不足する例が他にも多く存在する。さらに、バルーン血管形成術などの医療処置では、従来の方法では、バルーンを膨張させる一方で動脈を高解像度で撮像することは不可能であった。多くの他の干渉による処置においても、高解像度のインビボでの映像化技術が得られれば大いに有益であり得る。この技術は、手術前および手術後の診断を行って、医療従事者に問題を喚起するか、または医療処置中に直面する問題を回避するのに有用であり得る。映像化技術は生体系に適用されている。例えば、米国特許第５，４５９，５７０号は、光学コヒーレンス長反射測定を利用して単一の軸に沿った測定を行う計器について記載している。この計器は、三次元画像を得るためにサンプル全体にわたって走査する必要のあるプローブを有する。ＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ９５／０６０７１号は、高精度測定のために干渉計の一方のアームに配置されたカムを利用する機器について記載している。この機器は、生体サンプルまたは他のサンプル上で距離および厚さの正確な測定を行うことができる。本発明は、従来の撮像方法および従来技術の制約に関連する問題を克服することを目的とする。発明の要旨本発明の１つの目的は、高解像度画像を提供し、また、医療処置中に使用して、医療従事者が処置を観察するか、または処置中に処置プロセスの制御をアクティブに補助することを可能にする、内視鏡撮像システムを提供することである。光学撮像システムは、内視鏡ユニットと、光学コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）方法を利用して構造体の多次元走査を行う干渉計とを備えている。本発明はＯＣＴを用いて、構造体の高解像度撮像を行う。ＯＣＴは、コヒーレンス長が短いかまたは周波数を調整可能な光源を用いて、干渉測定により構造体の光学特性を測定する。１つの実施形態では、システムは、広帯域光放射源と、光放射検出器と、参照光反射体と、参照光反射体に導く第１の光路と、内視鏡ユニットを含む第２の光路とを含む干渉計を備えている。１つの実施形態では、内視鏡ユニットは、孔を規定する細長いハウジングを含み、孔の内部には細長いハウジングの孔の長さにわたって延びる回転可能な単一モード光ファイバが配置されている。別の実施形態では、本発明の内視鏡ユニットは、固定ファイバと、内視鏡ユニットの遠位端に位置する回転可能な光ビーム方向付け要素とを含む。光ビーム方向付けシステムは、回転可能な単一モード光ファイバの遠位端に接続され、単一モード光ファイバからの光放射を構造体に伝播し、構造体から反射した光放射を単一モード光ファイバに伝播するように配置されている。内視鏡ユニットの光ビーム方向付けシステムは、典型的には、レンズと、単一モード光ファイバの遠位端に位置し、光を単一モード光ファイバから構造体に直接向けるように配置されているビーム方向器とを含む。ビーム方向器は、プリズム、レンズ、またはミラーを含み、機械的な連結を介して内視鏡の外部に位置するモータにより駆動されるか、またはマイクロモータにより駆動され得る。内視鏡ユニットは、典型的にはハウジングの遠位端、またはその遠位端の周部に形成されて、光放射が構造体にまたは構造体から伝播するのを可能にする透明な窓を含み得る。さらに、問題の構造体に流体を送達するために、ハウジング内に洗浄ポートを形成し得る。内視鏡ユニットはさらに、血管内の開口部を維持するために、バルーン血管形成術などの処置を行うための１つ以上の膨張可能バルーンを含み得る。本システムの干渉計はさらに、光放射源からの光放射を、反射器へと至る第１の光路、および観察されている構造体へと至る第２の光路に沿って分割するビーム分割器を含む。光放射検出器は、反射器から反射された光放射および構造体から反射された光放射を受光して、反射された光放射に応答して信号を生成するように配置される。プロセッサは検出器からの信号を利用して、観察されている構造体の画像を生成する。１つの実施態様では、参照光検出器は、典型的には、可動アクチュエータに接続されて、参照ミラーの方向に定期的に移動する。別の実施形態では、可動参照ミラーは静止参照ミラーに置き換えられ、広帯域光源は、調整可能な外部格子を備えた半導体レーザ、調整可能な固相レーザ、または染料レーザなどの帯域幅が狭く周波数調整が可能な光源に置き換えられる。このような光源により、観察されている構造体から反射される光放射は、参照ミラーから反射された放射が検出器で受光された後に検出器に到着し得る。光源が周波数変調される場合は、この遅延は、検出器から構造体内の反射部位までの距離と、検出器から参照反射器までの距離との間の差に依存するビート周波数となる。本発明のさらに別の実施形態では、撮像システムの検出器形成部分は、偏光ダイバーシティ受信機、もしくは偏光分析器を含む。さらに別の実施形態では、光源は、広帯域光源、および光スペクトル分析器を用いる干渉測定検出器よりなり、サンプルの反射率プロフィールを引き出すためにスペクトルのフーリエ変換が用いられる。本明細書で用いられる用語、内視鏡は、医療および非医療関係の撮像に適用されることに留意されたい。本発明が用いられ得る非医療関係の撮像の１つの例は、様々な産業分野での適用において、キャビティおよび孔内の欠陥を検出するためにボアスコープの代わりに用いることである。以下の記述では、説明の便宜上、本発明は医療関係の撮像に関して述べられているが、これは適用を本明細書に記載するものに限定するようには意図されない。さらに、内視鏡という用語が用いられるが、本発明は、ガイドワイヤ、カテーテル、およびトロカールを介して配置されるプローブを伴う撮像に直接関連する。図面の簡単な説明図１は、本発明の撮像システムの１つの実施形態のブロック図である。図２Ａおよび図２Ｂは、図１の撮像システムで用いられる干渉計を示す。図３は、光ファイバ、ファラデー循環器、および平衡受信機を用いる、図１の撮像システムを示す。図４は、本発明の縦方向走査機構の２つの実施形態を示す。図５Ａは、参照反射器、特に本発明の撮像システムで用いられるらせん状カムの実施形態を示す。図５Ｂは、本発明の撮像システムで用いられるＰＺＴシリンダの実施形態を示す。図６は、撮像システムの内視鏡ユニットの実施形態を示す。図７Ａ〜図７Ｃは、本発明の撮像システムにおいて異なるいくつかのビーム方向付け光学装置により実現される走査パターンを示す。図８は、本発明の内視鏡ユニットに接続する回転走査機構の実施形態を示す。図９は、本発明の内視鏡ユニットに接続する光学系の実施形態を示す。図１０は、本発明の内視鏡に接続する光学系の別の実施形態を示す。図１１Ａは、膨張可能バルーンを含む、本発明の内視鏡ユニットの別の実施形態を示す。図１１Ｂは、図１１Ａの実施形態を断面図で示す。図１２は、ガイドワイヤを含む、本発明の内視鏡ユニットの別の実施形態を示す。図１３Ａ〜図１３Ｄは、本発明の撮像システムによって行われる回転走査と縦方向走査との様々な組み合わせを示す。図１４は、本発明の撮像システムにより得られる動脈の内部構造の画像を示す。図１５は、偏光ダイバーシティ受信機を含む、本発明の干渉計の実施形態を示す。図１６は、波分割多重化(wave division multiplexing)を利用する、本発明の撮像システムの実施形態を示す。図１７は、帯域幅が狭く周波数調整が可能な光源を利用する、本発明の撮像システムの非縦方向走査の実施形態を示す。図１８は、フーリエ変換分光技術を利用する、本発明の撮像システムの非縦方向走査の実施形態を示す。図１９は、本発明の撮像システムがレーザ外科装置と一体形成される、本発明の別の実施形態を示す。発明の詳細な説明本発明の撮像システムは、図１に示すように、いくつかの主要なサブシステムに分けられる。一般に、撮像システムは、光放射源２と、干渉計４と、検出器１６と、内視鏡ユニット３４とを含む。干渉計４は、当業者には既知のいずれのタイプのものでもよい。説明上、本実施形態はマイケルスン干渉計に関連して述べることとする。しかし、他のタイプの干渉計を用いる他の実施形態も考慮される。本実施形態の干渉計４は、ビーム分割器６を含み、ビーム分割器は、光放射を、参照アーム８を規定する第１の光路、および測定アーム１０を規定する第２の光路に沿って分割する。参照アーム８を規定する光路は参照反射器１２を含む。測定アーム１０を規定する光路は内視鏡ユニット３４を含む。一般に、干渉計４は、光放射源２からの放射をビーム分割器６に伝播し、ビーム分割器が放射を参照アーム８を規定する光路と測定アーム１０を規定する光路とに分割して伝播することにより動作する。ビーム分割器６から反射される光は、参照アーム８に沿って進み、参照反射器１２から反射して戻される。測定アーム１０に沿ってビーム分割器６を透過する光は、内視鏡ユニット３４を通って進み、観察中の構造体１４を照射する。構造体１４から反射される光は内視鏡ユニット３４を通り測定アーム１０に沿って進みビーム分割器６に戻る。参照反射器１２から反射される放射、および構造体１４から反射される放射は次にビーム分割器６によって再び組み合わされ、検出器１６に伝播される。得られる組み合わされた放射は検出器１６で干渉パターンを生成する。検出器は、典型的には、組み合わされた放射を表す電気信号を生成し、これらの信号を信号処理、制御電子装置および表示ユニット１８に伝送し、ここで構造体の画像が得られ分析される。参照アーム８の長さを変更することによって、縦方向走査が実現される。縦方向走査により、内視鏡ユニット３４を通って戻される、構造体１４から反射される光放射の干渉が検出される位置を変更する方法が提供される。光放射が、内視鏡ユニット３４の縦軸に対してずれて発光される場合は、この走査により異なる様々な組織深さを観察する手段が提供される。１つの実施形態では、参照アーム８の長さは、参照反射器１２を移動させることによって変更される。内視鏡ユニット３４から発光される光放射ビームを回転させることによって、回転走査が実現され得る。回転走査では、半径が内視鏡ユニット３４の縦軸でセンタリングされる周方向の経路が観察される。光源各構成要素をさらに詳しく考慮する。光源２は、システムの性能において重要な要因である波長、パワー、コヒーレンス長、および自動訂正機能などの特性を有する。いくつかの適用では、近赤外光源（１．０〜２．０μｍ）は可視波長より、多くの生体媒体により深く貫入する傾向があるため、好適である。光放射源２は様々な実施形態、すなわち、半導体光源（発光ダイオード（ＬＥＤ））、エッジ発光ダイオード（ＥＬＥＤ）、超ルミネセントダイオード（ＳＬＤ）、モードロックレーザ（例えば、ＴｉＡｌ₂Ｏ₃、ＣＲ：Ｍｇ₂ＳｉＯ₄、ＣｒＬｉＳｒＡｌＦ₆）、希土類がドープされたファイバ（ＲＥＤＦ）（Ｙｂ、Ｎｄ、Ｅｒ、Ｐｒ、Ｔｍ）、および超連続体またはラマン光源を含み得る。ＲＥＤＦでは、良好なコヒーレンス長および自動訂正機能を得るためには、短周期ブラッグ格子または長周期ブラッグ格子をファイバに挿入するか、またはファイバの外部にフィルターを用いて増幅自然放出スペクトル（ＡＳＥ）を形成することが必要となり得る。ＬＥＤおよびＥＬＥＤ装置は、コヒーレンス長が１０μｍより短い非常に低コストで広帯域幅の装置である。これらの装置の主な限界は、単一空間モードに結合されると、典型的にはパワーが非常に低い（＜１００μＷ）ことである。ＳＬＤは、典型的には、約１０μｍまでの短いコヒーレンス長、および約２ｍＷまでのパワーを有する。アクティブにおよびパッシブにモードロックされるレーザは、非常に高いパワー（＞１００ｍＷ）および短いコヒーレンス長（＜５μｍ）を提供する。さらに、１００ｍＷを超える光源パワーおよび１０μｍより短いコヒーレンス長も使用され得る。スペルトルにより形成されるＲＥＤＦ、特にクラディング励起ファイバは、多くの適用において良好な性能を提供する。干渉計図２Ａおよび図２Ｂを参照して、本発明のシステムで使用され得る干渉計にはいくつかの種類がある。同図ではバルク光学および自由空間の具体例が示されているが、光ファイバを用いる等価の実施形態も存在する。１つの実施形態では、図２Ａに示すように、単純なマイケルスン干渉計１０４が用いられる。別の実施形態では、図２Ｂに示すように、干渉計２０４は、測定アーム２１０にサンプル参照反射器２１３を含む。測定アーム２１０内にこの参照反射器２１３を使用することにより、ビームスプリッタ２１１とサンプル２１４との間の変位を長くすることが可能となる。走査が高速であると、移動により誘導される人工産物を取り除く手助けとなるが、ほとんどの生存生体組織では、試料に安全に送達され得る信号パワーは有限であるため、または機械的な走査システムにおける具体的な考慮により、走査を如何に速く実現し得るかには限界がある。後述するように、信号処理技術により、残留移動により誘導される人工産物を取り除くことができる。図２Ｂの干渉計２０４に示すように、サンプル参照反射器２１３を構造体の近くまたはこれに接触させて配置することにより、サンプル参照反射器と構造体との間の差分測定が可能である。この測定は、測定アーム２１０に沿った光路長の変動に対してはあまり敏感ではない。実際において、構造体２１４間までの距離を非常に長くすることができる。感度を維持するためには、サンプル参照反射器２１３は、ショット−ノイズ限定動作を維持するのに十分な放射を反射しなければならない。サンプル参照反射器２１３は、内視鏡ユニット３４の遠位端に配置されることにより、送達光学装置によって生じる潜在的な人工産物を克服する手助けとなり得る。図２Ａおよび図２Ｂに示される干渉計１０４および２０４では、観察下の構造体からの信号パワーのうちの少なくとも３ｄＢが放射として失われ、光源２に向かって戻る。さらに３ｄＢのパワーが参照ミラー１２の方向に向かい、ここで多くの場合減衰、従って弱められる。図３を参照して、ファラデー循環器３０を用いてこの制約を克服する、本発明の撮像システムの別の実施形態を示す。偏光に反応しないファラデー循環器は、入射光と出射光とを分離する特性を有する３つのポートよりなる装置である。ファラデー循環器３０は、参照アーム８８および測定アーム１００に沿って反射される放射を光結合器６６に向けるのではなく、反射放射を、本実施形態では平衡受信機１１６を含む、検出器と接続する光ファイバ結合器１６６に向ける。理想的なロスのない循環器では、検出器が光結合器６６からの反射放射を受け取る場合に比べて、３ｄＢ高い信号パワーが平衡受信機１１６に送達される。さらに、結合器６６は放射を均等（５０／５０）に分割する必要はない。１つの好適な実施形態では、信号パワーの小さなパーセンテージのみが参照アーム８８に送達され、残りは測定アーム１００に送られる。参照アーム８に送られるエネルギー量は、ショット−ノイズ制限検出を得るのに必要な最小限のパワーによって決定される。ファイバ結合器の出力はデュアル平衡受信機に送られ、これにより、受信された参照およびサンプル信号パワーを最大限に使用して、受信機内の過度の強度ノイズおよびＡＳＥ×ＡＳＥノイズを打ち消す。縦方向走査機構図４を参照して、縦方向走査を行う方法について述べる。回転優先走査において良好な検出感度を維持するためには、参照光を周波数シフトさせて、干渉信号をベースバンド１／ｆ型ノイズから離れる方向に移動させ、セロダイン(serrody ne)方法を位相シフタまたは音響−光周波数シフタ１２４と共に用いてエイリアシングを防ぐ必要がある。同図では、縦方向走査機構１２８を用いて参照反射器１２を移動させるか、またはファイバ拡張器９０を用いて光路長を変更するかのいずれかを行うことができる。縦方向走査機構１２８は、例えば、ステッパモータ、ＤＣサーボモータ、または電磁スピーカーコイルを含み得る。縦方向走査機構１２８による移動の長さまたは程度は、好ましくは、構造体の所望の走査深さ範囲より少なくとも僅かに大きくされる。好ましくは、長さ方向走査機構１２８が参照反射器１２を移動させる速度は、少なくとも走査が行われている期間中は均一である。すなわち、長さ方向機構はステップ機能を有する。もしくは、縦方向走査機構１２８によって与えられる速度は、ランプまたはのこぎり関数の形態を取り得る。さらに移動検出器（図示せず）を縦方向走査機構１２８に接続して、参照検出器１２の位置を検出し、これにより参照検出器１２を均一に移動させるか、または実際の速度プロフィールを感知して電子処理ユニット１８で非均一の速度を訂正することができる。より詳しくは、縦方向走査機構１２８を均一移動システム（図示せず）に接続して、参照反射器１２の進行経路内の各点での参照反射器１２の所望の位置を示す信号を伝送して、位置検出器（図示せず）からの信号と比較することができる。次に、得られる誤差信号を利用して、縦方向走査機構１２８を制御し、参照反射器１２が所望の定速度で移動するのを維持する。図４および図５Ａの実施形態に示すように、光ファイバが巻き付けられた圧電性変調器タイプのスプールを備えた２つの圧電性トランスデューサ（ＰＺＴ）を用いて、ファイバを高速で引き延ばすことにより変調を行うことができる。このようにして、同図に示すように、参照アーム１８８の光ファイバ２２および測定アーム１１０の光ファイバ３２の両方が、ＰＺＴ、または発動作用を用いて伸張または収縮され得る他の適切な形態に巻き付けられ得る。各ＰＺＴは位相を外れて駆動され、これによりＰＺＴがファイバ２２、３２を定期的に引き延ばして、参照アーム１８８および測定アーム１１０の光路の長さを変更すると、構造体１４への走査距離が２倍になる。図示するように、ファイバはＰＺＴセラミック、本実施形態では特にスプールタイプの圧電性変調器９０を利用して引き延ばすことができる。この方法は、高速（ｋＨｚ）および〜５ｍｍのストロークを実現し得る。何メートルものファイバを圧電性変調器に巻き付けると、曲げに誘導された複屈折が生じる。各アーム１８８および１１０の巻き付けファイバは同等に巻き付けられて、ファイバ複屈折を可能な限り一致させることが重要である。両アームの曲げ誘導複屈折を訂正するために、巻き付けファイバの後のサンプルおよび参照アームにファラデー循環器１３０を配置し得る。ファラデー循環器１３０は、入射地点で光が戻ると偏光を元の状態に戻す特性を有する。多くの適用では、標準的なファラデー循環器１３０の使用で十分である。しかし、非常に広い帯域の光源では、ファラデー循環器１３０の波長依存性偏光回転により、偏光のスクランブリングの取り消しが不完全となる。この制約を克服するためには、この問題を訂正するためのいくつかの実用的な解決法が存在する。１つは、波長に依存しないファラデー循環器１３０（イッテルビウム鉄ガーネット、Ｙｂ₃Ｆｅ₃Ｏ₁₂など）を使用することである。さらに、偏光維持または単一偏光ファイバが用いられ得る。各アーム１８８および１１０のファイバの長さが実質的に一致して、２つの光路内の分散の差によりシステムの解像度を低減させないようにすることが重要である。典型的には、約１ｍｍまでの長さの一致で十分である。さらに、内視鏡ユニット３４からの光を向けて集光させるために用いられる光学装置を補償するためには、分散補償ユニット１２６が用いられ得る。好ましくは、ユニット１２６は、内視鏡ユニット３４で用いられるのと同じ量およびタイプのガラスまたは他の材料を有する。参照アームの長さを変更する他の方法を図４および図５Ｂに示す。図５Ｂには、ギザギザのエッジを有するスピニングカム９６を形成する参照反射器を示す。入射放射ビームがカムのエッジに向かうときカムは回転移動を行っているため、カム９６のギザギザのエッジにより、光路長に周期的でほとんど一定の速度変動が与えられる。長さ変動の周律は、セグメント数にカムが３６０゜完全に１回転する時間を掛けたものに等しい。内視鏡ユニット図６は、回転走査機構３５に接続される内視鏡ユニット３４の実施形態を示す。内視鏡ユニット３４は、人体内の天然のまたは外科的に創成されたオリフィスに挿入されて、医療従事者が動脈などの構造体をそのままの状態で観察することを可能にするように適合される。観察は、侵襲性処置を行っている間に、または診断目的で行われ、処置をアクティブに制御するために用いられ得る。回転走査機構３５は、図８にさらに示すように光ファイバ４４か、または図１０にさらに示すように光学系５４の構成要素を移動させて、撮像を行う。本実施形態に示すように、内視鏡ユニット３４は、一般に、近位端４５と遠位端４７とを有する細長い孔４３を形成する空洞ハウジング４２を含む。遠位端には、光放射を問題の構造体に向かわせ、またこれから回収する光学系５４が配備される。ハウジング４２は、遠位端４７にのこぎり状エッジ（図示せず）などの侵襲性部材を含み得る。ハウジング４２の孔４３内には光ファイバ４４が配備される。この光ファイバは、１つの実施形態では、標準ファイバ、偏光維持ファイバ、もしくは偏光ファイバを有する柔軟な単一モード光ファイバまたは単一モード光ファイバ束であり、これにより良好な偏光モードの一致が確実となる。光ファイバ４４は、好ましくは、空洞の柔軟なシャフト４６内に納められる。内視鏡ユニット３４は光の照射および逆反射光の回収の両方を行うため、光ファイバ４４は好ましくは単一モード光ファイバである。単一モードファイバの使用は、ＯＣＴ撮像の適用の場合は好ましい。何故なら、単一モードファイバは、所望の適用にとって最小のスポットサイズ（回折限界）に集光され得る単一縦空間モード光ビームを伝播および回収するからである。好ましくは、単一モード光ファイバ４４は、コア、クラディング、およびジャケット（図示せず）よりなる。放射ビームは、典型的には、直径が典型的には５〜９ミクロンであるファイバ４４のガラスコア内で誘導される。ファイバのコアは、典型的には、グラスクラディング（図示せず）によって覆われ、これにより、光の誘導が促進されると共に、ファイバ４４に機械的な強度が付加される。ファイバのクラディングは、典型的には、直径は１２５ミクロンである。撮像される構造体を洗浄するために、ハウジング４２の遠位端４７の近くに洗浄ポート６２が形成される。回転走査機構３５により、光ファイバ４４または光ファイバ４４の遠位端４７に配置された光学系５４の構成要素が回転する。ハウジング４２は、撮像される構造体１４に光放射を伝播するために、遠位端４７の領域内の光学系５４に隣接した位置に形成された透明な窓６０を含む。回転走査機構３５により、光放射が円形走査の状態に配置され得る。上述のように縦方向走査と組み合わされると、光放射の撮像深度が変化する。これについてさらに以下に示す。図７Ａを参照して、光放射ビームは、内視鏡ユニット３４の遠位端から発光されるか、または内視鏡ユニット３４の側部から内視鏡ユニット３４の軸に対して角度φをなして発光され得る。ビームの発光方向は、内視鏡ユニット３４の軸に沿って発光角度θを変動させることによって回転方向の走査とされる。光放射ビームはさらに、９０度から外れる角度φの方向に向けられ得る。これにより、撮像を、内視鏡ユニット３４の遠位端より僅かに先方で行うことが容易となる。この具現例では、発光ビームは、円錐角度２φの円錐形のパターンを走査する。縦方向走査と共に用いられると、この走査パターンは、図１４にさらに示すように、動脈または血管もしくは組織を通る円錐断面に対応する断面画像を生成する。角度φは、信号処理および制御電子装置１８からの制御信号に応答するように調整され得るか、または手動により調整され得る。角度が調整可能であるため、ほとんどすべての前方撮像、主に横方向の撮像、または後方撮像は、例えば、ビーム方向付け光学装置、可動ミラー、電気光学装置などの光学系の構成要素を利用して、もしくはレンズの焦面内でファイバをずらすか、または小進化(microevol ution)装置を用いてレンズをずらすことによって実現され得る。回転または軸方向走査は、僅か角度φだけ変動させることによって内視鏡ユニット３４の軸に沿って実現され得る。この走査の形態により、静脈および動脈などの体内の内部経路から回転または軸方向走査を得ることが可能となり得る。θおよびφの両方を調整することにより、三次元撮像または脈管内膜表面輪郭マッピングを行うことが可能となる。このようなマッピングは、いくつかの医療関係の適用では極めて重要である。図７Ｂに示すように、内視鏡ユニット３４の遠位端４７はさらに、光学系５４の構成要素を介してビームの方向付けを行い得る。同図では、例えば、スポットサイズｗ₀および共焦パラメータｂは特定の適用に対して最適化される。典型的には、共焦パラメータｂは縦方向走査範囲にほぼ等しい。図９にさらに示すように、構成要素は、レンズ、マイクロレンズ、レンズ列、または光ビームの焦点パラメータを制御する傾斜インデックスレンズを含み得る。もしくは、図７Ｃに示すように、光ビームは、内視鏡ユニット３４の遠位端４７から内視鏡ユニット３４の軸に垂直な方向に発光され得る。図６および図１０にさらに示すように、内視鏡ユニット３４の遠位端４７の光学系は、角度φを制御して光ビームの発光角度θを走査するマイクロプリズムまたはミラーアセンブリなどの、適切なアクティブまたはパッシブなビーム方向付け光学装置を含み得る。図８を参照して回転走査機構３５をさらに詳細に述べる。回転走査機構３５は、典型的には、回転機構５２と光結合システム５３とを含む。同図では、ビーム分割器６からの放射を送達する光ファイバ３２は結合システム５３内で終結する。結合システム５３は、本実施形態では、内視鏡ユニット３４の近位端に接着される光コネクタ４８からインタフェース７２によって離された結合部材７０を含む。インタフェース７２は、入力側光ファイバ３２からの光放射を内視鏡ユニット３４の光ファイバ４４に伝播するために利用される。結合部材７０は、光コネクタ４８に物理的に接続されるか、または、図示するように、インタフェース７２内に形成される空気または流体媒体によって分離され得る。結合部材７０が光コネクタ４８に物理的に接続される場合には、結合部材７０は光コネクタ４８から取り外すことができ、これにより、内視鏡ユニット３４を各患者により交換することができる。これらの結合手段に加えて、高速光撮像のための追加の改変が可能である。カテーテルの固定部分から回転部分へ光を結合させるためには、標準的なまたは勾配インデックス（ＧＲＩＮ）レンズ（図示せず）のいずれかが用いられ得る。より多くの光学要素を必要とするため、十分な結合を行うためには、すべての構成要素を高い許容度（＜１ｍｒａｄ角度の許容度）で整列させることが必要だからである。光コネクタ４８は、回転機構がこれに接続されると、内視鏡ユニット３４のための駆動シャフトとして機能する。回転機構は、ＤＣまたはＡＣ駆動モータ７４、および所定のギア比率を有するギア機構７６を含む。ギア機構７６は、シャフト７８を介してモータ７４に接続される。すべての実施形態において、駆動モータ７４が発動すると、シャフト７８が回転し、ギア機構７６および回転可能な光ファイバ４４または光学系５４の構成要素が回転する。もしくは、ＤＣ駆動モータ７４は、ハウジングの遠位端に配置され、光学系５４に接続され、図１０にさらに示すような光学系５４の構成要素を回転または平行移動させるマイクロモータ（図示せず）であり得る。ファイバは回転しないが、光学系の構成要素が柔軟な結合機構を介して回転する実施形態では、図６および図８に示すものとは異なる駆動機構が可能である。これらの駆動機構としては、シャフト７８が柔軟なシャフト４６と「整列(in-li ne)」して直接連結するドリルに類似する「整列」駆動がある。シャフト４６の外側には静止シースが用いられ、シースとハウジング４２との間を通るファイバを保護する。光学系５４は、所望の走査タイプに依存して多くの異なる光学構成要素を含む。図６の実施形態を再び参照すると、光学系５４は、レンズ５６と光ビーム方向器５８とを含む。ビーム方向器５８は、ビームの伝播が受ける乱流の影響を最小限にするように構成されたレンズ、プリズム、またはミラーを含み得る。この実施形態では、ビーム方向器５８は、好ましくは、光放射を内視鏡ユニット３４の軸に垂直な方向に向けるための、ＧＲＩＮレンズ５６に接着したミラーまたはプリズムである。ハウジング４２は、内視鏡ユニット３４の壁に沿って形成された透明な窓６０を含む。本実施形態では、光放射を透明な窓６０を介して問題の構造体１４に垂直方向に向けることにより、図７Ｃの走査が実現される。図６を参照して、本実施形態では、内視鏡ユニット３４が内視鏡ユニット３４の先端部に窓１６０を有する場合は、超音波構成要素６１およびビーム方向器のプリズムまたはミラー要素を除去することによって、高解像度の撮像が可能である。本実施形態では、光学系は、レンズ１５６であるビーム方向器を含み、光ファイバ４４が回転すると、図７Ｂの走査で示すように、光を円形光路で伝播する。これを実現し得る多くの方法のうちの１つとしては、光ファイバ４４をレンズ１５６が配置される軸から僅かにずらして配置することがある。上で説明したように、図７Ａで示されるθ、φで走査を行う方法には幾つかの方法がある。これには、光ビーム方向付けオプティック５４（図６）中のレンズの像面にある小型微量並進器（miniature microtranslator）（図示せず）を用いて遠位ファイバチップを軸方向に変位すること、および光ビーム方向付けオプティックの折り畳みミラー（fold mirror）の機械もしくは電磁、あるいは圧電により変位させることが含まれる。機械的連結に基づく１つの方法が、図９の実施形態に示される。この図に示され、上記でも説明したように、可撓性のあるトルクケーブル１１４６に収容されるファイバ１１４４がある。トルクケーブルの遠位端は、ギア機構１１７６に接続される。ギアのうちの１つは、対象のサンプルの回転走査を与えるようにＡＣまたはＤＣモータ１１７４によって駆動されるシャフト１１７８に接続される。内視鏡ユニット１１３４の遠位端はレンズ１１５６であり、レンズ１１５６は、ファイバ１１４４からの光の焦点をサンプルに合わせ、サンプルから後方散乱または後方反射した光を集めて、これをファイバ１１４４に送る役割を果たす。本発明のこの実施形態では、外側シースまたはケーブル１１８０は、シース１１８０のリブ付きスリーブ（図示せず）または溝（図示せず）を用いて、可撓性のあるケーブル１１４６にねじれた状態でしっかりと連結される。シース１１８０はねじった状態でしっかりと連結されているが、このシース１１８０は、軸方向に摺動することが可能にされ、シース１１８０に取り付けられた２つのプレート１１８２への適切な連結手段を備えるリニアモータ１１８１によって駆動される。従って、モータ１１７４がトルクケーブル１１４６を駆動して回転させると、リニアモータ１１８１はシース１１８０を軸方向に駆動することができる。内視鏡ユニットの遠位端には、ミラービーム方向付けオプティック１１５８がある。このミラーは、２つの方法でヒンジにより取り付けられる。１つのヒンジ１１７６は、ミラーを駆動して回転させるように、ねじった状態で堅くトルクケーブル１１４６に接続される。別の１つのヒンジ点１１７７は、モータ１１８１に応答してミラーを駆動して傾斜させる（tip and til t）ように、シース１１８０に接続される。ハウジング１１４２は、ミラー１１７５８をハウジング１１４２の外面との接触から保護するために、シース１１８０から離れるように適切に測定される。別の実施形態では、シース１１８０は、トルクケーブル１１４６に直接取り付けられ、ミラー１１５８は、レンズ１１５６に直接取り付けられるプリズムビームディレクタに置き換えられる。ギア機構は、モータ１１８１が内視鏡撮像ユニット全体を軸方向に駆動することを可能にするよう、適切に作られる。これらの例示的な実施形態では、ビーム１１９９は、対象のサンプルの３次元マップを自動的に行うことが可能となる。本発明の内視鏡ユニット３４の別の実施形態が図１０に示される。この実施形態では、光学系５４は、好ましくは、レンズ２５６、プリズム５９などのレトロリフレクタ、およびミラーなどのビームディレクタ１５８を含む。この実施形態では、照射を反射して内視鏡ユニット３４の側面から出ていかせるために、透明な窓６４がハウジング４２の壁の周囲に配置される。この実施形態では、光ファイバ４４は、循環照射走査（circulation radiation scan）を作りだすように回転するわけではない。その代わりに、ビームディレクタ１５８が、可撓性のある回転自在なシャフト４６’に接続される。このシャフト４６’は、減速ギア（re ducing gear）７６か、または、上述のものと同様の直接「整列」連結部材に接続される。シャフト４６’は、保護シース４７’内に収容され得る。ファイバは、図６に示されるように、軸に沿って接続されるのではなく、シース４７’および外側ケーシング４２から出て、近位端４５の方に延び、この近位端４５で干渉計４に結合される。このアプローチには、並行して走査および獲得され得る幾つかの軸方向ビームあるいは回転ビームを生成するように、幾つかの光ファイバが内視鏡ユニット３４に結合され、レンズ（またはレンズアレイ）２５６の像面に配置され得るという付加的な利点がある。ある実施形態では、各ファイバは、別個の撮像システムに結合される。別の実施形態では、ビームディレクタ１５８は、内視鏡ユニット３４内にあるマイクロメータ（図示せず）によって回転される。動作中、光の照射は、光ファイバ４４、レンズ２５６およびレトロリフレクタ５９を通って、ビームディレクタ１５８に移動する。ビームディレクタ１５８が回転すると、照射は、図７Ｃの経路で説明したように、透明な窓６４を通って、内視鏡ユニットに対して垂直な方向に、内視鏡ユニット３４の壁および構造体１４上に環状に反射される。図１１Ａを参照して、本発明の内視鏡ユニット３４の別の実施形態は、ハウジング（図示せず）に隣接して配置される複数の膨張可能なバルーン８０を含む。バルーンは、内視鏡ユニット３４のルーメン８１を通る空気または液体などの流体によって膨張される。そのようなバルーン８０は、プラークを破壊するまたは動脈内の領域を分離するためにしばしば用いられる。この図に示されるように、１つの実施形態では、少なくとも１つのバルーン８０が、透明であることが可能であり、透明な窓６４の上に配置されることが可能である。バルーン８０が透明であるため、単一モード光ファイバ４４からの照射は、光学系５４およびバルーン８０を通して、構造体に透過される。そのような構成により、血管形成が起こっているときに、バルーン８０がプラークに与える影響が撮像され得る。図７Ｃの角度Φを変えるためにマイクロメータまたはその他の適切な手段が取り付けられると、バルーンの軸方向の画像を、回転マッピングを用いてマッピングすることができ、これにより、３Ｄ画像が作られる。また、この図に示されるように、ガイドワイヤ８２は、内視鏡ユニット３４のハウジング内４２に含まれ得る。ガイドワイヤ８２は、体内の所望の場所への内視鏡ユニット３４の配置を促進する。この血管形成術用内視鏡ユニット３４内からの撮像により、バルーンの膨張の前後およびその最中に血管または組織の壁のリアルタイムで評価することが可能となる。これにより、所望の結果が達成されるまで、バルーン８０の膨張圧力を調整することが可能となる。現在、圧力は、処置前に全体的な基準に基づいて推定されており、この圧力は、血管造影の後処置が実質的な改善を示唆しない場合には変えられる。血管造影は低解像度（５００μｍよりも大きい）であり、血管または組織を断面的にではなく軸方向に評価するものである。血流が、より低質の撮像を引き起こす応用では、光学撮像フィールドを明瞭にするために、上流のバルーンを膨張させるおよび／または生理食塩水を注入することができる。光学撮像ポートに最も近いバルーンの膨張を利用して、撮像フィールドを安定化させることも可能である。図１１Ｂを参照して、図１１Ａの内視鏡ユニット３４が断面図で示される。示されるように、ファイバ４４は、可撓性のあるトルクケーブル４５およびボディ４７によって囲まれるハウジングの中心を通って走る。ボディ４７内には膨張ポート８１が形成され、この膨張ポート８１を通して、バルーン８０が膨張される。さらに、ボディ４７には、ガイドワイヤ８２が通過するポート４９が規定される。好ましくは、ボディ４７の外面には、生体適合性シース８４が配置される。さらに、ルーメン８９を用いて、生理食塩水などの流体を注入するまたは押し出すことができる。図１２を参照して、動脈または静脈を通してカテーテルまたは内視鏡を方向づけるガイドワイヤ３３４を含む撮像システムの別の実施形態が示される。ガイドワイヤ３３４は通常、細長い中空の孔３４３を形成するハウジング３４２を含み、この孔３４３内には、上記説明と同様に、回転する光ファイバ３４４が延びている。ガイドワイヤ３３４の遠位端には、好ましくは生体適合性のあるコイル状の放射線不透過性材料から作られる可撓性のあるチップ（tip）３６３が、放射線不透過性チップ３５０とともに形成される。可撓性のあるチップ３６３は、典型的には、窓３６０から約４ｃｍ越えて延び、平滑なジャケット３６２で覆われ得る。移動するチップ３５０が画像の撮像を困難にし得るため、あるいは、オプティクスの存在によりチップの可撓性が低くされるため、光学系３５４は、好ましくは、ガイドワイヤの固定領域３４０に配置される。しかし、別の実施形態では、ユーザの意図した応用に望ましければ、光学系をチップに形成することができる（図示せず）。別の実施形態では、図９の装置は、ガイドワイヤ３３４の端部に配置され得る。多くの応用では、ガイドワイヤのボディ内への配置を助けるためには、ガイドワイヤのチップで１次元の縦走査を行うことだけが必要とされ得る。従って、可撓性のあるチップ３５０に１つの固定ファイバを配置するだけでよい。光学系３５４をこの位置にすることにより、撮像を継続して行いながら、介入するカテーテルを、ワイヤ上で切り換えることが可能となる。光ファイバ３４４からの光の照射は、光学系３５４に透過され、この光学系３５４において、この光の照射は、本実施形態では、レンズ３５６およびビームディレクタ３５８を通り、そして窓３６０を通って透過される。ガイドワイヤ３３４の構造的一体性を維持しながら窓３６０を形成する方法には、幾つかの方法がある。１つの方法は、可撓性のあるチップ３５０をガイドワイヤの固定領域３４０に取り付ける３つまたはそれ以上の金属またはプラスチック測定ロッドの使用を伴う。別の方法は、窓の遠位側および近位側で金属またはプラスチックガイドワイヤに封止され得る剛性の透明なプラスチック窓の使用を伴う。あるいは、回転するファイバ３４４を収容する可撓性のある中空のシャフトは、金属ガイドワイヤハウジング３３４の内側に取り付けられてもよく、または、ガイドワイヤ３３４の孔３４３に自由に浮遊した状態にされてもよい。再び図６を参照して、本発明の別の実施形態では、撮像システムは、超音波システムに結合され得る。この図に示されるように、超音波トランスデューサ６１は、遠位端でハウジング内に配置される。好ましくは、ビームディレクタ５８は、銀メッキされたエッジ５７を有するプリズムまたはミラーであり、光の照射は、このプリズムまたはミラーを通して、上述のように対象の構造体１４に対して垂直に透過される。超音波トランスデューサ６１は、銀メッキされたエッジ５７に超音波を伝え、光の照射とは反対の方向に、構造体に垂直に当てる。リードワイヤ５５は、トランスデューサから出発し、検出された超音波信号を処理ユニット（図示せず）に送る。図１３Ａ〜図１３Ｄを参照して、体の内部器官についての２種類の走査アプローチの実施例が示される。走査の優先順位は、縦走査を回転走査とすることができる。回転優先走査が図１３Ａに示される。この図では、１回の回転走査が実質的に終了してから、縦走査が起こる。その結果、連続する環状走査は、対象の構造体内の連続する深度の画像を与える。このような走査は、図１３Ａでは個別に行われる。図１３Ｂを参照して、縦走査は、回転走査と同時に起こる。このようにして、両方の走査が同期され、らせん状の走査パターンが与えられる。縦優先走査が図１３Ｃに示される。この図では、組織壁についての１回の縦走査が終了してから、回転走査場所を増分する。図１３Ｄを参照して、１回の縦走査は、同期された回転走査が起こると終了する。図１４を参照して、本発明のシステムを用いて得られる血管の画像が示される。参照番号２００および２１０で示されるように、構造体１４の表面および構造体１４の内部形状はともに、測定アーム１０の構成要素によって行われる回転走査、および参照アーム８の構成要素によって行われる縦走査から得ることができる。損失補償の実施形態上記の実施形態のいずれにおいても、信号対ノイズ比および解像度を増加または維持するために、分散および偏光損失の補償が実施されなければならない。図４を参照すると、参照アーム１８８を規定する光学路は、位相および／または周波数シフタ１２４と光学的に連結された光ファイバ２２および分散補償システム１２６を有する。長さ方向の走査において、処理ユニット１８における干渉信号の復調は、長さ方向の走査ユニット１２のドップラー周波数と等しいまたはドップラー周波数付近の中間周波数で起こる。しかし、回転走査においては、中間周波数をシフトする適切な手段が必要である。位相および／または周波数シフタ１２４は、この機能を果たす。位相および／または周波数シフタ１２４は、放射線の干渉信号成分の周波数をベースバンド型ノイズと離して変調することによって最適な検出感度を維持し、エイリアシングを防止する。位相および／または周波数シフタ１２４は、例えば、ＬｉＮｂＯ₃電気光学変調器または伸張可能なファイバなどの、セロダイン変調を有する位相変調器の形態をとり得る。セロダイン位相変調は、２πの倍数でリセットされる振幅を有する鋸歯駆動パターンを用いることによって効果的に成し遂げられる。あるいは、位相および／または周波数シフタ１２４は、音響光学変調器であり得る。必要な周波数シフトは、回転インパルス応答のおよそ数倍である。インパルス応答は、持続時間Ｔ〜（回転速度）／（フォーカルスポットサイズ）を有する。電子処理ユニット内で用いられる公称帯域幅は、回転走査における回転パルス幅または長さ方向のパルス幅（コヒーレンス長）とほぼ等しく設定される。長さ方向の走査において、フィルタ中心周波数は、セロダインもしくは音響光学周波数シフトまたはドップラー周波数シフトによって、回転走査または長さ方向の走査についてそれぞれ設定される。いくつかの応用においては、分散の平衡を保つか、または２つの周波数シフタ間の差周波数で動作させるために、両参照アームにおいて、位相および／または周波数シフタ１１４を設けることが必要であり得る。通常、非ファイバ干渉波束は、参照反射器１２に到達し、参照反射器１２から反射するときに、その形状を保持する。しかし、図４に示す光ファイバ干渉計１４４では、ファイバ材料、導波路分散、バルク光学成分および組織分散によって、光源２の波束の様々な周波数成分が異なる速度で走行し、事実、波束を消去し、撮像解像度を減少させる。高ピークパワーパルスが用いられる応用において、自己位相変調はまた、解像度に悪影響を与え得る。分散平衡を維持するために、各アーム１８８、１１０における同一の長さのファイバおよび／または分散平衡成分１２６が用いられ得る。分散補償システム１２６は、路長の差によって生じる参照アーム１８８および測定アーム１１０において反射される放射線の分散における差を（コヒーレンス長未満に）等しくする。この図に示すように、結合器１０６から反射器１２までのファイバ経路の長さは、結合器１０６から内視鏡ユニット３４の遠位端までの経路の長さとほぼ等しくなければならない。ファイバの長さを分散長未満に一致させることに加えて、分散補償システム１２６は、光が内視鏡ユニット３４内のファイバから出射し、光学素子５４によって案内され、目的の構造体１４から反射し、内視鏡ユニット３４に再び入るときに発生する公称分散（nominal dispersion）を補償するためにガラスを含む光学素子（図示せず）を有し得る。すべての実施形態において、耐反射性のコーティングされた光学部品５６（または、光学ユニット５４）、ファイバ２２、３２および４４、ならびに角度を成すように研磨され、端部が開口したファイバまたはファイバコネクタ（図示せず）を用いることによって迷光反射を最小限に抑えることが重要である。さらに、基準および信号ファイバ長とコネクタ位置とを数コヒーレンス長だけ分離し、これらの残りの反射からコヒーレンス相互作用がないようにすることが所望される。さらに干渉検出には、参照偏光ベクトルおよび信号偏光ベクトルを配列し、偏光感度を維持することが必要とされる。測定アーム１１０の光学ファイバ４４が移動または加熱されるか、目的の構造体１４が複屈折率を有する場合、信号減衰が発生し得る。偏光保存ファイバまたは偏光ファイバは、構造体１４の複屈折率を補償しないが、ファイバ移動または加熱の問題に対する１つの解決法である。さらに、ファイバは、通常、偏光を正確に維持しない。この結果、コヒーレンス機能が消滅するかまたは信号が損失される。図１５に示す偏光ダイバーシチ受信機４１６を用いることによって、両偏光問題が補償される。図１５は、偏光ダイバーシチ受信機４１６を有する干渉計４０４の実施形態を示す。このような受信機４１６は、２つの偏光ダイバーシチ検出器４１７、４１５を用いる。参照反射器４１２から反射され、観察中の構造体４１４から反射される光学放射線は、ビームスプリッタ４０６で合成される。ビームスプリッタ４０６は、干渉計の光ファイバ実施形態において光学結合器を有し得る。偏光コントローラ（図示せず）を用いて、参照アーム４０８偏光は、偏光ビームスプリッタ（ＰＢＳ）４２０で２つの検出器４１７、４１５を同等に照射するように調節される。光学路のこの部分が開放空気にある実施形態において、ビームスプリッタ４０６と参照反射器４１２との間のバルクゼロ次波面、または他の適切な位置が用いられ得る。光ファイバが光学路のこの部分に用いられる実施形態において、ファイバ偏光回転装置（図示せず）が用いられ得る。図１５のこの受信機４１６の構成を用いると、２つの光検出器４１７、４１５の二乗出力の合計は、構造体４１２からの反射光の偏光状態と独立する。このような受信機４１６を用いることによって、構造体４１４内の偏光回転による信号減衰がなくなり、２つの偏光成分の相対的な強度を調べることによって構造体４１２の複屈折率に関する情報を提供し得る。２つの検出器４１７、４１５の二乗出力の合計は、構造体４１２から反射した光の偏光状態とは独立する。１つの検出器４１７における干渉信号は、水平偏光におけるサンプル電界に比例し、他の検出器４１５内の信号は、垂直偏光におけるサンプル電界と比例するので、これらの２つの電界成分の二乗の合計は、総パワーと等しい。さらに検出器および波面を用いることによってこの偏光ダイバーシチを偏光受信機まで延ばし、全ストークパラメータまたはポアンカレ球体が、当業者に公知のように、コヒーレンス長と等しいスケールでマップされることが可能である。上記のように、単一モードファイバは、通常、光を構造体１４におよび構造体１４から連結するために用いられ得る。さらに、レンズなどのバルク光学プローブモジュールは、内視鏡ユニット３４において用いられ、光を構造体１４におよび構造体１４から結合する。従来の内視鏡のように、長さ方向の走査範囲（被写体深度）および回転解像度との間でトレードオフがしばしば存在する。回転解像度は１／Ｆ＃に比例し、被写体深度は、（１／Ｆ＃）²に比例する。ここで、Ｆ＃は、撮像システムのＦ数である。従って、高い回転解像度は、走査深度を代償として成し遂げられる。再び図７Ｂを参照すると、ガウスビームに関しては、半値幅エネルギー（ＦＷＨＭ）共焦距離ｂは、２πω_O ²／λによってほぼ与えられる。ここで、ω_oは、ｅ^-2ビーム強度ウエスト半径（waist radius）であり、λ は、ソース波長である。従って、ω_oは、良好な回転および軸解像度を維持するために非常に小さい。撮像深度もまた小さい。なぜなら、共焦距離ｂ（焦点深度）の外側に集めされた光は、光ファイバに効率的に再び結合されないからである。２０μｍの回転解像度については、被写体深度は、０．８μｍの波長で約８００μｍまでである。従って、１つの実施形態において、光学被写体深度は、ほぼ長さ範囲に一致することが好ましい。ＯＣＴの大きなダイナミックレンジでは、共焦距離を越えて走査し、信号対ノイズまたは信号対ブラインドネス（blindnes s）が等化を限定するポイントまで、長さ方向の点広がり関数に従って信号を電子的に等化し得る。再び図４を参照すると、検出器１６および信号処理電子部品１８は、好ましくは、高感度および高いダイナミックレンジを提供するように構成される。システムの感度に対する１つの限定は、検出器における量子機構効果によって指図される。構造体１４からの最小の分解可能な反射は、Ｒ_min〜３．５（ｖ／ΔＬ）／（ηＰ_s／ｈν）によって得られ得る。ここで、ｖは参照ミラーの長さ方向の速度、ΔＬはソースコヒーレンス長、ηは検出器量子効率、Ｐ_sは入射ソース信号パワー、ｈはプランク定数、νは光学周波数である。従って、構造体が迅速に走査される場合ｖは大きく、大きな信号パワーは所定の受信機感度を維持するために必要である。この感度を成し遂げるために、低ノイズトランスインピーダンス増幅器（ＴＩＡ）１９および十分な基準信号パワーが必要であり、参照アームパワーからのショットノイズは、ＴＩＡ１９の熱ノイズを支配する。さらに、１つの実施形態において、信号処理電子部品は、位相感知検出技術および逆散乱理論または帯域幅拡張技術を用いて、向上した解像度および他のさらなる信号情報を抽出し得る。位相感知検出を可能にする１つの方法は、電子処理ユニットを、アンチエイリアシングローパスフィルタおよびＡ／Ｄ変換器から構成することである。Ａ／Ｄは、好ましくは、中間周波数の約２倍で動作する１２ −１６ビット装置である。１つの実施形態において、信号処理電子部品１８は、さらに、受信された信号から速度データを抽出し得る。ドップラー周波数を分析することによって、この実施形態は、コヒーレンス長と等しい空間解像度を有する構造体の速度に関する情報を得ることが可能である。このような技術は、血液または体液（分泌）フロー、パルスレート等を分析するために重要なツールである。ディジタル信号処理ユニット（ＤＳＰ）ユニット（図示せず）は、呼び（nominal）ゼロドップラー周波数信号の周りにバンドパスフィルタバンクを実現することを含むいくつかの方法で周波数解析を成し遂げ得る。より高い解像度画像を得るためには、高速走査および高い電源を必要とする高速撮像が必要である。しかし、多くの場合、達成可能な画像速度は、動きアーチファクトを除去するのには十分でない。上記の膨張可能なバルーンは、画像フィールドを安定化させるのに用いられ得るが、電子画像安定化も重要である。多くの応用において、個別のフレームが得られ得る速度（＞１Ｈｚ）は、動きによって誘導された大抵のアーチファクトを最小にするのに十分である。しかし、ＯＣＴは、＜１０ｕｍクラスの解像度を有し得るので、フレーム対フレームの安定化は、高解像度視覚化を可能にするのに重要である。フレーム対フレームの安定化撮像処理を提供することが必要である。１つの技術は、基準として規定される１つの画像または画像のセットとの２次元空間相互相関を行うことである。ピーク相互相関ベクトルを計算した後、このベクトルは、画像を再登録するために適用され、それによって、動きで誘導されたアーチファクトは除去され得る。ピーク相互相関について全画像空間にわたってサーチする必要はない。なぜなら、フレーム対フレームの動きは通常、全画像よりもはるかに小さい範囲に限られるからである。さらに、基準画像は、経時量、例えば、最後のＮフレームの指数重みづけであり得る。また、このフレーム対フレームの安定化は、ガイドワイヤ、カテーテル、または内視鏡を感知するセンサと連結され、それによって、新しい基準フレームの必要性も合図し得る。他のフレーム対フレームの安定化技術も、当該技術分野に公知のように用いられ得る。本発明の別の実施形態は、構造体中における異なる組織のイメージングを高めるために、異なる周波数に調節された複数の光源を用いる。図１６に、波分割多重化(wave division multiplexing: WDM)を用いた本発明の実施形態を示している。本実施形態において、２つの発光源６０２、６０３を用いている。一実施形態において、好ましくは1.3μｍ源および1.5μｍ源が用いられる。本実施形態では1.3μｍ源および1.5μｍ源を示しているが、この概念を任意の波長を有する任意の数の光源に拡張することも可能である。これらの源６０２、６０３から発光された放射は、WDMマルチプレクサ６０５で連結(combine)され、波長独立光結合器６０６に伝えられる。前述のように波長独立光結合器６０６は、測定アーム６１０を規定する光路（ファラデー循環器６３０および内視鏡ユニット６３４に結合された回転機構６３５を含む）に沿って、また参照アーム６０８を規定する光路（位相変調器６２４、ファラデー循環器６３０、および分散補償システム６２６を含む）に沿って放射を導く。参照反射器６１２および構造体６１４から反射された光は結合器６０６によって連結され、WDMデマルチプレクサ６２０に伝えられる。出力光信号は、検出器６１６、６１７への入力光信号である。検出器６１６、６１７からの出力信号はそれぞれ、低ノイズトランスインピーダンスアンプ６２４、６２５によって整えられてから、２つの信号処理モジュール６２６、６２７のいずれかへの入力信号となる。次に信号処理モジュール６２６、６２７からの出力信号を処理する。このように、異なる光周波数を有する２つの同時像が得られる。本実施形態のイメージングシステムから得られる２つの像は、別々に観察されるか、あるいは比測定(ratiometric measurement)を行うことにより構造体１４に関する立体視情報を決定してもよい。例えば、1.5μｍで発光された放射は、1 .3μｍで発光された放射よりも水吸収性が高い。1.5μｍ源で得られた像および1 .3μｍ源で得られた像の比を取ることにより、サンプルの水分含有量を微細構造スケールで決定し得る。上述のように、WDMの適用により組織を視覚化する能力が向上する。本発明において信号を波長多重するための方法がいくつか存在する。図示のように、複数の光源を多重化するための単一モード光ファイバWDMマルチプレクサ６０５および、受信信号(receiver signal)を脱多重化するためのWDMデマルチプレクサ６２０を用い得る。結合器６０６は、溶け合わされた複円錐(fused biconical)テーパー化結合器またはバルク干渉フィルタタイプであってもよく、これらは広く市販されていることが知られている。唯一の要件は、用いられる光ファイバが、問題とする波長範囲全体にわたって単一モードであることである。脱多重化動作については、図示の実施形態において、デマルチプレクサ６２０を２つの別々の検出器６１６、６１７に結合する。この構成により、１つの光波長からのみのショットノイズが検出されるため、感度が向上する。別のデマルチプレクサの実施形態では、単一の検出器（図示せず）を用いて信号を、それらの特有のドップラーシフトに基づいて（長さ方向優先走査実施形態の場合）、あるいはセロダイン周波数シフト（回転走査の場合）に基づいて分離する。非長さ方向走査の実施形態上記説明の大部分は長さ方向走査機構を通じて基準経路の長さを変更することを包含する方法を中心としてきたが、本発明の実施形態のうちいくつかは、特に図１７および図１８に示すように、長さ方向走査機構を用いない。図１７の実施形態を参照して、発光源７０２は、調節可能な外部格子を有する半導体レーザ、調節可能な固相レーザ（例えばTiAlO₃）、または色素レーザなどの、狭帯域周波数調節可能源である。光源７０２を広い周波数範囲にわたって素早く調節する際に、長さ方向走査機構を用いずに、問題とする構造体７１４に関する長さ方向の情報を決定することができる。源７０２によって発光される放射は、光結合器７０６に伝えられる。前述のように光結合器７０６は、測定アーム７１０を規定する光路（内視鏡ユニット７３４に結合された回転機構７３５を含む）に沿って、また参照アーム７０８を規定する光路（測定期間中静止している静止参照反射器７１２に結合された分散補償システム７２６を含む）に沿って、放射を導く。定常出力光源７０２は、例えば鋸歯状で広い周波数範囲にわたって素早く周波数調節されることにより、周波数チャープ(frequency chirp)を実現する。動作に際して測定経路７１０の長さは、典型的には基準経路７０８の長さよりもわずかに長い。必要に応じて、図２Ｂに示すように参照反射器は内視鏡７３４の端に位置されてもよい。その場合、光が源７０２から参照反射器７１２に届き検出器に７１６に戻るのにかかる時間の遅延は、源７０２からサンプル７１４そして検出器７１６までの遅延よりもわずかに小さい。すなわち、構造体７１４内からの単一の反射は、参照反射器７１２からの反射よりも後に到達する。検出器７１６において２つの光信号は干渉し、２つの電界の積(product)は、検出器７１６内で生成される問題とする１成分となる。リニア周波数チャープおよび２つの光学フィールド間の相対遅延のため、２つのフィールドの積は、参照反射器７１２に対する構造体７１４内の反射部位の相対距離に比例した一定のビート周波数をもたらす。Ｆｍをピーク周波数偏差と定義し、Ｔを周波数チャープの周期と定義すれば、ビート周波数はおおよそ以下のように与えられる：Ｆｂ〜（Ｆｍ／Ｔ）^*Δｔ〜（Ｆｍ／Ｔ）^*（２Δｘ／ｃ）上式において、Δｔは２つの信号間の時間遅延差であり、Δｘは実効光路長差であり、ｃは光速である。従ってビート周波数情報は、構造体７１４内の反射の光路名に関する情報を含んでいる。このビート周波数項の大きさはその特定の深度における反射部位の大きさ(magnitude)に比例する。ＲＦスペクトル分析器７００に結合された低ノイズトランスインピーダンスアンプ（ＴＩＡ）７１９を用いてＲＦスペクトル分析を行い、問題とする周波数範囲にわたっての反射の大きさ（構造体７１４内の問題とする深度範囲に対応する）を決定する。図１８に、上述の長さ方向走査機構を無くした本発明のさらに別の実施形態を示している。この実施形態において、源８０２は典型的には広スペクトル帯域源を有している。測定期間中に参照アーム８０８の経路長を調節する必要がやはり無くなり、静止参照反射器８１２によってこれに換えている。源８０２によって発光された放射は光結合器８０６に伝えられ、前述のように光結合器８０６は、測定アーム８１０を規定する光路（内視鏡ユニット８３４に結合された回転機構８３５を含む）に沿って、また参照アーム８０８を規定する光路（静止参照反射器８１２に結合された分散補償システム８２６を含む）に沿って、放射を導く。必要に応じて、図２Ｂに示すように参照反射器は内視鏡８３４の端に位置されてもよい。図示の実施形態において、検出された放射は、格子型分析器または高フィネス調節可能ファブリーペローフィルタなどの、光学スペクトル分析器８２０にて分析される。光学スペクトル分析器８２０の出力は、コンピュータ化画像処理機８２２の入力信号となる。コンピュータ化画像処理機８２２は、各回転位置におけるスペクトルのフーリエ変換を行うことにより、問題とする構造体の像を得る。画像処理機８２２の出力は、ディスプレイ／記録装置８３８に与えられる。動作に際して、参照アーム８０８および測定アーム８１０を規定する光路からの反射された放射は、光結合器８０６において前述のように連結され、スペクトル分析器８２０に伝えられる。一実施形態において、参照アーム８０８経路長は、構造体８１４への問題とする経路長よりもわずかに小さい。説明のために、構造体８１４内から単一の反射が発するとする。測定アーム８１０経路の長さが、源８０２から構造体８１４そして光学スペクトル分析器８２０の入力へと戻る光路長であるとする。基準経路８０８の長さが、光源８０２から参照反射器８１２そして光学スペクトル分析器８２０の入力へと戻るものとする。光路長差は、測定アーム経路８１０および参照アーム経路８０８間の差である。構造体８１４内における反射の大きさおよびそれに関連する経路長差は、光スペクトルを調べることによって測定され得る。光学スペクトル分析器８２０において、所与の経路長差につき、源８０２に含まれる周波数にわたって建設的光干渉と破壊的光干渉とが存在する。この干渉の大きさは反射の大きさに依存する。反射がなければ干渉もない。反射が基準反射と同じだけ大きければ、特定の周波数において光スペクトルの完全な相殺が起こり得る。分散補償器８２６を用いて補償されるべき分散差がなければ、光学スペクトル分析器８２０で測定された光スペクトルは、強度対光源周波数を表す正弦波様干渉パターンを含むことになる。干渉パターンの大きさは、構造体の反射係数（この周波数は光路長差に比例する）に比例する。干渉パターン対光周波数の周期は、Δｆ〜Δｘ／ｃによって与えられる。ここでΔｘは光路長差である。構造体８１４内の異なる深度において多くの光反射（複数の異なるΔｘ）が存在するならば、多くの正弦波周波数成分が存在することになる。光学スペクトル分析器８２０で導かれたデータに対して画像処理器８２２においてフーリエ変換を行うことにより、構造体８１４の反射率曲線が得られる。医療手順におけるシステムの使用本発明の上記実施形態は、多くのタイプの、最小限の侵襲性を有する医療手順において用いることができる。本発明は、静脈内のステント配置用静脈内高解像度撮像方法を提供する。本発明の撮像システムは、従来のステントカテーテルに一体化され得る。高解像度撮像は、血管または組織の壁に対するステントの位置を判定し、血管または組織の壁内の血塊の存在を同定し、血管の微細構造体に対する圧縮の影響を決定するために用いられ得る。現在、ステントを配置した後に、血管造影図（上述したように）および血管超音波が得られる。血管超音波の限界は、低い解像度、血塊をプラークと識別する能力の欠如、および血管または組織の壁の下方の微細構造体を正確に判定する能力の欠如である。図１１Ｂを参照すると、ステントは部分的にバルーン８０により配置され得る。ステントが透明または部分的に透明であるように形成されている場合、撮像技術はステントを配置することを補助するために用いられ得る。ステントの配置および検査を補助するために、２以上のシースまたは他の平滑な表面が、トルクケーブル４５とカテーテル本体４７の内膜表面とを分離し得、それにより撮像装置がファイバ軸に沿って外部カテーテルに対して移動することを可能にする。外部カテーテルは、近位バルーンまたは他の手段を用いて安定化され得る。撮像カテーテルは、ステントの表面を検査するため及び画像セットを生成するために、手動または自動的に移動され得る。あるいは、本発明の撮像システムは、従来の経皮アテレクトミーカテーテルに一体化され得る。そのため、プラークを介するアテレクトミーブレードの移動がリアルタイムでモニタされ得、壊れやすい構造体にダメージを与える可能性を低下させる。さらに現在、高解像度撮像は、従来のロートブレードカテーテルをガイドしてプラークを除去するためには使用できない。血管または組織の表面を「研磨」する手順は現在、血管造影図によりガイドされている。血管造影図による低解像度ガイダンスは、断面撮像を行えないことに加えて、血管または組織内のカテーテルの操作を困難且つ多少危険にする。本発明の撮像システムは、従来のロトブレードカテーテルに一体化され得る。高解像度撮像により、組織の除去の深さを判定することが可能になる。さらに、ロートブレードによる除去中に大きな断片が生成されることにより手順に関連する合併症のいくつかが起こると考えられるため、高解像度撮像は、これらの粒子の発生を追跡することを可能にする。静脈内レーザの使用は、ビームの位置を３方向において制御することができないことにより不可能である。現在、手順は、血管造影図によりガイドされており、断面ではなく軸方向において血管または組織を判定している。従って、ビームの半径方向角度は、高度な正確さでは判定することができない。手順をガイドするために、本発明の撮像システムを同時に用いることにより、アテレクトミービームの位置を２および３次元において判定することが可能になる。図１９に、撮像システムの、レーザ外科装置と光ファイバにより接続された実施形態を示す。上述したように、撮像システムは、内視鏡ユニット９３４に接続された回転機構９３５を有する測定アーム９１０、および位相シフタ９２４と長さ方向走査機構９２８と参照反射器９１２とを含む参照アーム９０８を含む。この実施形態において、高出力レーザメス９２０を内視鏡ユニット９３４に接続するために、結合器または高速光ファイバスイッチ９０９が用いられ得る。レーザメス９２０が異なる波長を有する場合、レーザメス９２０は、検出器９１６における光の干渉を阻止してレーザ発射と撮像とを同時に行うことを可能にするために、ＷＤＭ光ファイバ結合器（図示せず）を用いて接続され得る。この実施形態において、レーザメス９２０の発射は、コンピュータ９２４からの入力を受け取るコントロール機構９２２により制御される。コンピュータ９２４は、電子処理ユニット９１８に接続されて、処理ユニット９１８に獲得され表示された画像情報に応答して上記入力をほぼリアルタイムで提供する。レーザメス９００は、レーザメス９２０内のレーザ源からのレーザ照射を、人情報を用いて又は自動ターゲット認識を用いてオペレータにより選択された回転セッティングに沿って送達し得る。レーザ源９０２からのレーザ発射は典型的には、内視鏡９３４内の光ファイバ９４４の回転走査と同期され、構造体９１４のある点が撮像されているときにレーザが発射するようになっている。あるいは、連続発射を可能にするために回転を停止することもできる。本発明を好適な実施形態を参照して上記に特に図示し説明してきたが、本発明の思想および範囲を逸脱することなく、形態および詳細な点に関する上述した又はその他の変更が当業者によってなされ得る。

───────────────────────────────────────────────────── 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)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者ボッパート，スティーブンエイ. アメリカ合衆国マサチューセッツ 02120，ボストン，エリングウッドストリート６ (72)発明者バウマ，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，セイビンヒルアベニュー 144 (72)発明者ブルジンスキー，マークアメリカ合衆国マサチューセッツ 02148，マルデン，ケネディーアベニュー 181 (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 (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 【要約の続き】る。システムは、画像の回転方向および長手方向の両方の走査を提供する。

Claims

【特許請求の範囲】１．インサイチュで構造体を撮像する装置であって、光照射源と、参照光反射器と、光照射とプローブユニットとを連結する手段とを有する、該照射源に結合された干渉計と、を含む装置であって、該プローブユニットが、孔を規定する細長いハウジングであって、該孔内に位置され該孔の長さ方向に延びる、近位端と遠位端とを有する少なくとも１つの光ファイバを有する、細長いハウジングと、該光照射源を該ファイバの該近位端に接続する結合器と、該光ファイバの該遠位端に接続され該ファイバからの光照射を構造体に伝達し且つ該構造体からの光照射を該光ファイバの該遠位端に伝達するように位置づけられた光システムと、該ファイバの該遠位端からの該伝達された光照射を方向づけるビームディレクタと、該参照反射器から反射した光照射と該構造体から反射した光照射とに応答して信号を発生させる検出器と、該検出器からの該信号に応答して該構造体の画像を生成するプロセッサと、を含む装置であって、該光照射を連結する手段が、該参照反射器および該構造体からの光照射を受け取って連結し、連結された光を該検出器方向に向ける、装置。２．前記参照反射器を移動させて、該参照反射器と前記構造体との間の相対的距離を変更することにより該構造体の深度解析(depth-resolved)画像を生成するアクチュエータをさらに含む、請求項１に記載の装置。３．前記検出器が光スペクトル分析器を含み、該プロセッサが該光スペクトル分析器から信号を受信して該信号を用いて前記構造体の深度解析画像を生成する、請求項１に記載の装置。４．前記光照射源が、決定された周波数範囲に亘って定期的に調節される狭い帯域幅周波数調節可能源である、請求項１に記載の装置。５．前記プロセッサが、リアルタイムのフレーム対フレーム安定化を行って、前記構造体の画像内における、動きにより誘導されるアーチファクトを減少させる、請求項１に記載の装置。６．前記プローブユニットが、超音波トランスデューサをさらに含む、請求項１に記載の装置。７．照射を前記検出器方向に向ける、少なくとも１つのファラデー循環器をさらに含む、請求項１に記載の装置。８．前記プローブユニットが、光照射を前記構造体方向に向ける、少なくとも１つの回転光学システムを含み、前記ファイバが前記孔内で回転可能である、請求項１に記載の装置。９．前記ファイバの前記近位端に機械的に接続されて該ファイバを回転させる駆動シャフトアセンブリをさらに含む、請求項８に記載の装置。１０．前記ファイバにレンズが取り付けられ、前記ビームディレクタが、前記伝達された光の方向を、該ファイバの回転方向に実質的に直交する方向に変更するアクチュエータに接続されている、請求項９に記載の装置。１１．前記回転光学システムが、前記ファイバの前記遠位端に設けられて該光ファイバからの光を方向づけるように位置づけられたレンズと、該レンズに隣接して設けられて該レンズからの光照射を前記構造体方向に向けるように位置づけられたビームディレクタとを含む、請求項８に記載の装置。１２．前記ファイバが静止しており、前記回転光学システムが回転ビームディレクタを含む、請求項８に記載の装置。１３．前記結合器が少なくとも１つの光学レンズを含む、請求項１に記載の装置。１４．前記プローブユニットがガイドワイヤをさらに含む、請求項１に記載の装置。１５．前記プローブユニットが、前記構造体を撮像する、端部に透明窓を有する内視鏡を含む、請求項１に記載の装置。１６．前記内視鏡の一部に取り付けられた、少なくとも１つの膨張可能エレメントをさらに含む、請求項１５に記載の装置。１７．前記内視鏡が、圧力測定、撮像、液体注入、およびガイドワイヤの配置のうちの１つを行う、少なくとも１つのポートをさらに含む、請求項１６に記載の装置。１８．前記膨張可能エレメントが、前記少なくとも１つのポートに近接している、請求項１７に記載の装置。１９．前記プローブユニットに接続されたアテレクトミー装置をさらに含む、請求項１に記載の装置。２０．前記プローブユニットに接続されたレーザメスをさらに含む、請求項１に記載の装置。２１．前記プローブユニットがトロカールをさらに含む、請求項１に記載の装置。