用于内窥镜的角度分辨低相干干涉测量的系统和方法

摘要

傅立叶域a/LCI(faLCI)系统和方法，其允许利用单独的扫描以快速比率的体内数据采集。利用扫描获得角度分辨和深度分辨光谱信息。由于仅需要一个扫描，参考臂可以关于样品保持固定。在样品的多个反射偏角下，参考信号和被反射的样品信号被互相关和分散，从而同时并行地表示来自样品上多个点的反射。利用以约40毫秒为数量级的扫描可以获得关于样品上多个不同点的每一个处样品的全部深度的信息。从空间、互相关参考信号，利用允许从角度分辨数据获得散射体的尺寸信息的技术也可以获得结构(尺寸)信息。

说明书

相关申请

本申请要求于2005年10月11日提交的名称为“SYSTEMS ANDMETHODS FOR ENDOSCOPIC ANGLED-RESOLVED LOWCOHERENCE INTERFEROMETRY”的美国临时专利申请号No.60/725,603的优先权，在此并入其全部内容作为参考。

本申请也涉及名称为“FOURIER DOMAIN LOW-COHERENCEINTERFEROMETRY FOR LIGHT SCATTERING SPECTROSCOPYAPPARATUS AND METHOD”的美国专利No.7,102,758，在此并入其全部内容作为参考。

技术领域

傅立叶域角度分辨(angle-resolved)低相干干涉测量(faLCI)系统和方法允许样品的角度分辨和深度分辨光谱信息的数据采集，其中利用以快速比率的单独扫描可以获得关于样品的深度和尺寸信息，以具体用于体内应用。

背景技术

检查细胞的结构特征对于许多临床和实验室研究是重要的。用于为了细胞研究的检查中的最普通的工具是显微镜。尽管显微镜检查已经带来了理解细胞和它们的结构的巨大进步，但其固有地局限于制备缺陷。细胞的特性只有在由于化学药品的添加而它们的结构特征被改变时才能被看到。此外，为了用于检查而获得细胞样品，侵入是必须的。

因此，为了允许体内检查应用(包括细胞)而发展了光散射摄谱仪(LSS)。该LSS技术检查细胞器的弹性散射特性的变化，以便推断它们的尺寸和其他量纲信息。为了测量组织和其他细胞结构中的细胞特征，需要区别单独散射的光和漫射光，其已经被倍增散射，并且不再容易地运输关于散射目标的可得到的信息。可以以几种方式实现该区别或区分，比如偏振光栅的应用，通过限制或局限研究和分析于弱被散射的样品，或通过利用用以去除漫射分量的模型。

作为用于选择性地检测来自表面下位置的单独散射光的替代方法，低相干干涉测量法(LCI)已经被探究为LSS的方法。LCI采用具有低时间相干性的光源，比如宽带白色光源。只有当干涉计的路径长度延迟与光源的相干时间匹配时，才实现干涉。通过光源的相干长度确定系统的轴向分辨率，并且轴向分辨率典型地在适用于组织样品的检测的测微计范围中。实验结果已经示出：利用宽带光源和它的二次谐波允许利用LCI关于弹性散射的信息的恢复。通过关于导引光源于样品之上的参考臂移动样品，LCI已经利用时间深度扫描，以便接收来自样品上具体点的散射信息。因此，扫描时间以5-30分钟的数量级，从而完全扫描样品。

角度分辨LCI(a/LCI)已经被发展为一种用以获得涉及细胞的尺寸的表面下结构信息的手段。光被分裂成参考和样品光束(beam)，其中样品光束被以不同的角度投射于样品之上，以便检查散射光的角度分布。该a/LCI技术组合(LCI)的能力，以便利用光散射方法的能力而检测来自表面下位置的单独散射光，从而以次波长精度和用以构建深度分辨断层分析图像的精确度而获得结构信息。通过利用以传播角度与参考场混合的单独的宽带光源，检测反向散射光的角度分布来确定结构信息。通过比较测量的角度分布的振荡部与Mie理论的预测来确定细胞的尺寸分布。在Cellular Organization and SubstructureMeasured Using Angle-Resolved Low-Coherence Inteferometry(Biophysical Journal，82，April 2002，2256-2265)中描述了这种系统，在此并入其全部内容作为参考。

a/LCI技术已经被成功地应用于测量细胞形态，并且诊断致癌作用的动物模型中的上皮内瘤形成。本申请的发明人在Determining nuclearmorphology using an improved angle-resolved low coherenceinterferometry system(Optics Express，2003，11(25)：p.3473-3484)中描述了这种系统，在此并入其全部内容作为参考。获得关于样品的结构信息的该a/LCI方法已经成功地应用于测量组织中以及体内的细胞形态，以及诊断上皮内瘤形成，并且估计致癌作用的动物模型中化学预防试剂的功效。a/LCI已经用于预期地分级组织样品，而无需组织处理，展示了该技术作为生物医学诊断的潜力。

初始原型和第二代a/LCI系统分别需要30和5分钟以获得类似的数据。这些较早的系统依赖于时间域深度扫描，正如在先前基于LCI的系统中提供的。干涉计的参考臂的长度不得不被机械调节，以便实现被检测散射角度的串行扫描。通过引起干涉测量方案的参考光束以可变角度交叉(cross)检测器平面而实现获得角度特性的方法。在名称为“Methods and systems using field-based light scatteringspectroscopy”的美国专利No.6,847,456中公开了用于获得角度分辨、深度分辨反向散射分布的该一般方法，在此并入其全部内容作为参考。

在美国专利No.6,002,480和No.6,501,551中公开了其他LCI现有技术的系统，在此并入其全部内容作为参考。美国专利No.6,002,780覆盖了获得深度分辨光谱分布，并且讨论了通过观察由于弹性散射特性而引起的波长的改变而获得散射体的尺寸。美国专利No.6,501,551覆盖了干涉测量法成像的内窥镜应用，并且没有预期用以获得深度分辨率的傅立叶域概念的使用。美国专利No.6,501,551没有讨论角分辨散射分布的测量，通过弹性散射特性的分析用以确定散射体尺寸的散射光的使用，也没有用以并行记录数据的成像摄谱仪的利用，无论该数据是散射或成像数据。最后，美国专利No.7,061,622讨论了用于测量角度散射分布的光纤装置，但是没有讨论傅立叶域概念。也因为它描述了成像技术，该实施例全部包括限制了探查区域的聚焦光学器件。

发明内容

本发明涉及被称作傅立叶域a/LCI(faLCI)的新的a/LCI技术，其允许利用单独的扫描以快速比率的数据采集，足以使体内应用可行。本发明获得关于样品的角度分辨和深度分辨的光谱信息，其中利用单独的扫描可以获得关于样品的深度和尺寸信息，并且其中由于仅需要一个扫描，参考臂可以关于样品保持固定。参考信号和被反射的样品信号在样品的多个反射偏角下被互相关和分散，从而并行地同时表示来自样品上多个点的反射。

由于该角度分辨，互相关信号被光谱分散，新的数据采集方案是重要的，因为它允许小于一秒地获得数据，该一秒就是被确定为从体内组织采集数据所必需的阈值。利用约40毫秒的数量级的一个扫描可以获得关于样品上多个不同点的每一个处样品的全部深度的信息。从空间、互相关参考信号，利用允许从角度分辨数据获得散射体的尺寸信息的技术也可以获得结构(尺寸)信息。

本发明的faLCI技术利用傅立叶域概念采集深度分辨信息。通过以傅立叶(或光谱)域记录深度扫描，信噪比和数据采集时间的同等减小是可能的。该faLCI系统组合傅立叶域概念和成像摄谱仪的使用，以便并行地光谱记录角度分布。其后，利用通过在对样品的傅立叶变换平面中定位成像摄谱仪的入口狭缝获得的角度分辨测量，通过傅立叶变换两个固定场的光谱实现本发明的深度分辨。这将光谱信息转换成深度分辨信息，并将角度信息转换成横向空间分布。通过在深度分辨测量中析取聚苯乙烯珠(polystyrene bead)的尺寸已经初始展示了faLCI的能力。

为了利用角度分辨、互相关信号而确定样品的尺寸信息，提供多种数学技术和方法。

本发明不局限于任何具体的布置。在一个实施例中，该设备基于修改的Mach-Zehnder干涉计，其中通过光束分裂器，来自超发光二极管的宽带光被分裂成至样品的参考光束和输入光束。在另一个实施例中，独特的光纤探针可以用于传输光，并且从感兴趣的样品采集散射光的角度分布。

a/LCI可以是用于估计组织健康的临床可行方法，不需要经由活体检查或随后的组织病理学估计的组织提取。该a/LCI系统可被应用于多个用途：用于有病塑性上皮组织的早期检测和筛查，疾病进度，治疗作用的监控以及导引临床医师至活体检查位置。光学a/LCI探针的非侵入性、非离子化特性意味着它可被经常应用，而没有不利效用。用以提供快速结果的a/LCI的潜力将大大增强其用于疾病筛查的广泛应用性。

附图说明

被结合并形成该说明书的一部分的相关附图描述了本发明的几个方面，并且与说明书一起用于解释本发明的原理。

图1A是采用Mach-Zehnder干涉计的faLCI系统的一个示范性实施例的示意图；

图1B是示出了对图1A的干涉计布置中的摄谱仪的狭缝的被检测散射角度的关系的描述；

图2是描述了通过用以为了分析而恢复关于样品的深度分辨空间互相关信息的干涉计设备执行的步骤的流程图；

图3A-D描述了对于聚苯乙烯珠的示范性样品在光谱域中恢复的faLCI数据的例子，包括总采集信号(图3A)，参考场强度(图3B)，信号场强度(图3C)，以及参考和信号场强度之间的析取、互相关信号(图3D)；

图4A是作为深度和角度的函数基于图3D中所述的互相关faLCI数据而执行的轴向空间互相关函数的描述；

图4B是为了恢复关于样品的尺寸信息，作为角度的函数涉及被散射的样品信号强度的原始和滤波数据的角度分布曲线的描述；

图5A是为了确定关于样品的尺寸信息而与最佳拟合Mie理论相比较的被散射的样品信号强度的滤波角度分布的描述；

图5B是为了估计样品中细胞的直径，关于样品的尺寸信息的χ²(Chi-squired)最小化；

图6是采用光纤探针的faLCI系统的示范性实施例的示意图；

图7A是通过在图6中描述的faLCI系统可被采用的a/LCI光纤探针尖端的剖视图；

图7B描述了在图7A中描述的faLCI系统中光纤探针的位置；

图8A是利用本发明可被采用的可替代的光纤faLCI系统的描述；

图8B是利用在图8B中描述的faLCI系统中探针的远端的样品照明和散射光收集的描述；

图8C是在图8A中描述的faLCI系统的探针的照明远端的图像的描述。

具体实施方式

下面阐述的实施例表示用于允许本领域的技术人员实践本发明的必要信息，并且描述了实践本发明的最佳模式。一旦阅读了以下基于附图的说明书，本领域熟练技术人员将理解本发明的概念，并且将认识到这些概念的应用并不局限于这里所公开的。可以理解，这些概念和应用落入公开内容和所附权利要求的范围之内。

本发明涉及被称作傅立叶域a/LCI(faLCI)的新的a/LCI技术，其允许利用单独的扫描以快速比率的数据采集，足以使体内应用可行。本发明获得关于样品的角度分辨和深度分辨的光谱信息，其中利用单独的扫描可以获得关于样品的深度和尺寸信息，并且其中由于仅需要一个扫描，参考臂可以关于样品保持固定。参考信号和被反射的样品信号在样品的多个反射偏角下被互相关和分散，从而并行地同时表示来自样品上多个点的反射。

由于该角度分辨，互相关信号被光谱分散，新的数据采集方案是重要的，因为它允许小于一秒地获得数据，该一秒就是被确定为从体内组织采集数据所必需的阈值。利用约40毫秒的数量级的一个扫描可以获得关于样品上该多个不同点的每一个处样品的全部深度的信息。从空间、互相关参考信号，利用允许从角度分辨数据获得散射体的尺寸信息的技术，也可以获得结构(尺寸)信息。

本发明的faLCI技术利用傅立叶域概念来获取深度分辨信息。通过以傅立叶(或光谱)域记录深度扫描，信噪比和数据采集时间的同等减小是可能的。该faLCI系统组合傅立叶域概念和成像摄谱仪的使用，以便并行地光谱记录角分布。其后，利用通过在对样品的傅立叶变换平面中定位成像摄谱仪的入口狭缝获得的角度分辨测量，通过傅立叶变换两个固定场的光谱实现本发明的深度分辨。这将光谱信息转换成深度分辨信息，并将角度信息转换成横向空间分布。通过在深度分辨测量中析取聚苯乙烯珠的尺寸已经初始展示了faLCI的能力。

本发明的关键优势可分为三部分：(1)新的快速数据采集方法，(2)光纤探针设计，以及(3)数据采集方案。因此，以该方式描述本发明以便理解本发明。

示范性的设备，以及在获得从样品散射的角度和深度分辨分布数据的过程中包括的步骤都在图2中阐述。依据本发明的一个实施例的faLCI方案基于如在图1A中所述的修改的Mach-Zehnder干涉计。通过反射镜13引导来自超发光二极管(SLD)12的宽带光10(图2中的步骤60)，并且所述宽带光10通过光束分裂器BS120被分成至样品18的参考光束14和输入光束16(图3中的步骤62)。SLD 12的输出功率可以是3毫瓦，具有例如λ₀＝850nm，Δλ＝20nm FWHM的规格，提供充分低的相干长度，以便隔离来自组织中的细胞层的散射。通过调节后向反射器RR22设置参考光束14的路径长度，但所述路径长度在测量过程中保持固定。利用透镜L1(24)和L2(26)扩展参考光束14，以便产生照明(图2中的步骤64)，其是均匀的，并且刚一到达成像摄谱仪29中的摄谱仪狭缝48就被校准。例如L1可以具有1.5厘米的焦距，并且L226具有15厘米的焦距。

透镜L3(31)和L4(38)被布置成产生入射在样品18上的准直锐方向性光束30(图2中的步骤66)。通过垂直地相对于透镜L3(31)布置透镜L4(38)，使输入光束30以相对于光轴0.10弧度的角度撞击样品。该布置允许透镜L4(38)的全角狭缝被用于收集来自样品18的散射光40。透镜L4(38)可以具有3.5厘米的焦距。

通过透镜L4(32)收集通过样品18散射的光40，并通过由透镜L5(43)和L6(44)构成的4f成像系统被分程传递(relay)，从而使以摄谱仪狭缝48处的相位和振幅复制透镜L4(32)的傅立叶平面(图2中的步骤68)。散射光40与第二光束分裂器BS242处的参考场14混合，组合场46落在至成像摄谱仪29的入口狭缝(在图1B中被描述为元件48)之上(图2中的步骤70)。成像摄谱仪29可以是模型SP2150i，例如由Acton Research制造。图1B描述了跨越狭缝48的尺寸的散射角的分布。利用高分辨率光栅(例如1200l/mm)，混合场被分散，并利用冷却的CCD 50(例如1340×400，20μm×20μm像素，Spec10：400，由Princeton Instruments制造)被检测(图2中的步骤72)。

一旦光被摄谱仪29分散，检测信号46是摄谱仪狭缝48上的垂直位置、y和波长λ的函数。像素(m，n)处的检测信号可被与信号40和参考场16(E_s，E_r)相关，如下：

$I({\lambda }_m,y_n)=<{\left|E_r({\lambda }_m,y_n)\right|}^2>+<{\left|E_s({\lambda }_m,y_n)\right|}^2>+2\mathrm{Re}<E_s({\lambda }_m,y_n)E_r^{*}({\lambda }_m,y_n)>\cos \phi ,---\left(1\right)$

其中，φ是两个场30，16之间的相差，并且<...>表示时间上的总体均值。通过独立地测量信号30和参考光束16的强度，并且从总强度减去它们来提取干涉项。

为了获得深度分辨信息，每一个散射角度处的波长谱被内插到波数(k＝2π/λ)谱中，并被傅立叶变换，以便给出空间互相关，对于每一个像素y_n的Γ_SR(z)：

${\Gamma }_{\mathrm{SR}}(z,y_n)=\int \mathrm{dk}{e}^{\mathrm{ikz}}<E_s(k,y_n)E_r^{*}(k,y_n)>\cos \phi .---\left(2\right)$

参考场14采取下面的形式：

其中k₀(y₀和Δk(Δy))表示高斯波矢量(空间)分布的中心和宽度，并且Δl表示选择的路径长度差。散射场40采取下面的形式：

E_s(k，θ)＝∑_jE_oexp[-((k-k_o)/Δk)²]exp[ikl_j]S_j(k，θ)(4)

其中S_i表示源自位于深度l_j处的第j个界面的散射的振幅分布。通过关系y＝f₄θ，散射场40的角分布在透镜L4的傅立叶像平面中被转换成位置分布。对于CCD 50的像素尺寸(例如20μm)，这获得角分辨率(例如0.57mrad)和预期的角范围(例如228mrad)。

将方程(3)和(4)插入方程(2)，并且要注意，参考场14的均匀性(Δy＞＞狭缝高度)获得检测器29上第n个垂直位置处的空间互相关：

${\Gamma }_{\mathrm{SR}}(z,y_n)=\underset{j}{\Sigma }\int \mathrm{dk}{\left|E_o\right|}^2\exp [-2{((k-k_o)/\mathrm{\Delta k})}^2]\exp \left[\mathrm{ik}(z-\mathrm{\Delta l}+l_j)\right]\times S_j(k,{\theta }_n=y_n/f_4)\cos \phi .---\left(5\right)$

对单独的界面估计该方程获得：

Γ_SR(z，y_n)＝|E_o|²exp[-((z-Δl+l_j)Δk)²/8]S_j(k_o，θ_n＝y_n/f₄)cosφ.(6)

在这里我们已经假定散射幅度S不基于源光12的带宽而明显地改变。该表达式示出利用对应于散射角的每一个垂直像素，我们获得散射分布40的深度分辨轮廓。

下面图3A示出通过聚苯乙烯珠的样品，表示参考场16和散射场40的和的总检测强度(上面的方程1)的典型数据，在作为波长和角度的函数给出的频率域中，关于向后散射方向给出。在示范性的实施例中，以40毫秒采集该数据，并且通过186mrad记录数据，预期范围的约85％，且在较高的角度处具有信号的一些损耗。

图3B和3C分别描述了参考和信号场14，30的强度。基于从总检测强度减去信号和参考场14，30，如在图3D中所述地实现两个场之间的干涉46。在每一个角度处，干涉数据46被内插到k-空间中，并被傅立叶变换，以便如图4A中所述地给出样品18的角度深度分辨轮廓。为样品18的反射偏角的振幅处散射的信号40的结果，并且在透镜L4(32)的傅立叶平面中获得的角度分辨互相关信号46的傅立叶变换，作为角度和深度的函数产生关于样品18的深度分辨信息。这提供了关于样品18的深度分辨信息。由于角度分辨，互相关信号46被光谱分辨，数据采集允许以小于一秒地获得数据。利用约40毫秒的数量级的扫描可以获得关于样品18上该多个不同点(也就是角度)的每一个处样品18的全部深度的信息。通常，基于时间域的扫描需要获得关于多个不同点处样品的全部深度的信息，因此需要参考臂关于样品的基本的时间和运动。

在图4A中所述的产生样品18的深度分辨轮廓的实验中，样品18由在80％的水和20％的甘油的混合物(n＝1.36)中悬浮的聚苯乙烯微球体(例如n＝1.59，10.1μm平均直径，8.9％方差(variance)，NIST检定的，Duke Scientific)构成，以便提供中性浮力。该溶液被制备，以便获得l＝200μm的散射长度。样品被包含在玻璃盖玻片(厚度，d～170μm)(未示出)之后的圆井(round well)(8mm直径，1mm深)中。样品光束30通过盖玻片入射在样品18之上。通过盖玻片(2nd＝2(1.5)(170μm)＝0.53mm-见图4A)的往返行程厚度示出方法的深度分辨能力。该数据是通过在一个平均自由程(MFP)内积分而被平均的总体。当利用低相干光探查被散射的样品时，该空间平均可以允许斑点的减小。为了简化该拟合程序，散射分布被低通滤波，以便产生较平滑的曲线，且截止频率被选择成抑制对超过16μm的长度规(length scale)的空间相关性。

除了获得关于样品18的深度分辨信息之外，利用公开的数据采集方案从样品18获得的散射分布数据(也就是a/LCI数据)也可以用于利用Mie理论而进行核的尺寸确定。样品18的散射分布74在图4B中描述为轮廓绘图。关于样品18的原始散射信息74被示为信号场30和角度的函数。利用散射数据74确定滤波曲线。滤波散射分布曲线76(也就是散射数据74的表示)与Mie理论的预测(图5A中的曲线78)的比较允许进行尺寸确定。

为了拟合散射数据76与Mie理论，a/LCI信号被处理，以便析取是核尺寸的特性的振荡分量。平滑数据76被拟合到低阶多项式(例如在这里使用第4阶，但随后的研究使用较低的第2阶)，其然后被从分布76减去，以便去除背景倾向。得到的振荡分量然后与利用Mie理论78获得理论预测的数据库做比较，为了分析而类似地从该Mie理论78去除缓慢改变的特征。

滤波a/LCI数据76和Mie理论数据78之间的直接比较或许是不可能的，因为χ²(chi-squared)拟合算法趋于匹配背景斜率，而不是特性振荡。计算的理论预测包括特征在于平均直径(d)和标准偏差(δD)以及波长的分布的尺寸的高斯分布，以便精确地模型化宽的带宽源。

通过最小化数据76和Mie理论(图5B)之间的χ²确定最佳拟合(图5A)，获得10.2+/-1.7μm的尺寸，极好地与真实尺寸一致。测量误差大于珠尺寸的方差，最可能由于在测量中记录的角度的受限范围引起的。

作为对处理a/LCI数据和比较Mie理论的替代，存在可以获得诊断信息的几个其他方法。这些包括利用傅立叶变换分析角数据，以便识别细胞核的周期振荡特性。该周期振荡可以与核尺寸相关，并因此将获得诊断值。用以分析a/LCI数据的另一方法是将数据和利用有限元方法(FEM)或T-矩阵计算产生的角度散射分布的数据库进行比较。这种计算可以提供高级的分析，因为它们不受如Mie理论的相同限制的支配。例如，FEM或T-矩阵计算可以模型化非球形散射体和具有内含物的散射体，同时Mie理论仅可以模型化同质球体。

作为可替代的实施例，本发明也可以采用光纤，以便传送和收集来自感兴趣的样品的光，从而用在用于内窥镜应用的a/LCI系统中。在图6中描述该可替代的实施例。

用于该可替代的实施例的光纤a/LCI方案利用透镜的傅立叶变换特性。该特性声明当目标被布置在透镜的前焦平面中时，共轭图像平面处的图像是该目标的傅立叶变换。通过空间频率的分布给出空间分布(目标或图像)的傅立叶变换，同时其是根据每毫米(mm)周期的图像的信息内容的表示。在弹性散射光的光学图像中，波长保持它的固定、初始值，并且空间频率表示简单地是散射光的角分布的成比例的型式。

在光纤a/LCI方案中，通过利用会聚透镜在样品的共轭傅立叶变换平面中定位纤维束的远端捕获角分布。该角分布然后被转换成纤维束的远端，其中它利用成像摄谱仪的入口狭缝上的4f系统被成像。光束分裂器被用于在进入狭缝之前重叠散射场与参考场，从而使低相干干涉测量法也可以用于获得深度分辨测量。

现在转向图6，示出光纤faLCI方案。利用光纤分裂器(FS)80，来自宽带光源10’的光12’被分成参考场14’和信号场16’。在一个实施例中选择20∶1的分裂器比率，以便经由信号臂82引导更多的功率至样品18’，当通过组织返回的光典型地仅是小部分的入射功率时。

参考光纤14’中的光源自光纤F1，并被装配在平移工作台86上的透镜L1(84)准直，以便允许参考臂路径长度的大体对准。在操作过程中不扫描该路径长度，但该路径长度在对准过程中可被改变。准直束88被布置成在尺寸上等于光纤束F3(90)的端91，从而使准直束88以相同的强度照明F3中的全部光纤。利用透镜L3(92)准直源自F3(90)的远尖端的参考场14’，从而重叠被光纤F4(94)覆盖的散射场。在可替代的实施例中，源自光纤F1(14’)的光被准直，然后利用透镜系统被扩展，以便产生宽光束。

利用相干光纤束检测散射场。利用信号臂82中的光产生散射场，利用透镜L2(98)朝向感兴趣的样品18’引导该信号臂82。如同自由空间系统一样，从单模光纤F2的中心横向地布置透镜L2(98)，以产生准直束，其以相对于光轴的角度行进。入射光束以倾斜的角度冲击样品的事实在分离弹性散射信息和镜面反射方面是重要的。通过光纤束收集通过样品18’散射的光，该光纤束由相干的单模或多模光纤的阵列构成。光纤的远尖端保持与透镜L2(98)一个焦距的距离，以便成像散射光的角分布。在图6中示出的实施例中，利用机械装配装置100，在透镜L2(98)的前焦平面中定位样品18’。在图7中示出的内窥镜适配探针中，利用透明外罩(部件102)，在透镜L2(98)的前焦平面中定位该样品。

如图6并且也如图7B中所示，通过透镜L4(104)重新准直源自光纤探针F4(94)的近端105的散射光104，并利用光束分裂器BS(108)与参考场14’重叠。利用透镜L5(112)，该两个组合场110被重新成像在成像摄谱仪29’的狭缝(图7中的元件48’)上。透镜L5(112)的焦距可被改变，以便最佳地充满狭缝48’。得到的光学信号包括对于跨越狭缝48’的垂直尺寸的每一个散射角的信息，如上面对于图1A和1B的设备所述的。

期望上面所述的a/LCI光纤探针将收集超过0.45弧度范围(约30度)的角分布，并且将以几分之一秒(a fraction of a second)采集完全深度分辨散射分布110。

存在用于产生光纤探针的几种可能的方案，从光学工程的角度来看，这些方法是相同的。一个可能的实施方式将是信号和参考臂中单模光纤的线性阵列。可替代地，参考臂96将由单独的单模光纤构成，信号臂82由相关光纤束或线性光纤阵列构成。

光纤探针尖端也可以具有几种基本上等价的实施方式。这些将包括取代透镜L2(98)而使用鼓(drum)或球透镜。利用透镜和反射镜或棱镜的组合，或通过使用凸镜取代透镜-反射镜组合，可以生成侧视探针。最后，可以使整个探针径向旋转，从而提供探查区域的圆周扫描。

本发明另一个数据采集实施例是如图5A中所述的基于修改的Mach-Zehnder干涉计的fa/LCI系统。通过90/10光纤分裂器FS(80’)(例如由AC Photonics制造)，来自光纤耦合超发光二极管(SLD)源12”(例如超亮度，P₀＝15mW，λ₀＝841.5nm，Δλ＝49.5nm，相干长度＝6.3μm)的输出10”被分成样品臂传输光纤16”和参考臂传输光纤14”。样品臂传输光纤16”可以由例如下面的任一种构成：(1)具有在尖端处集成的极化控制的单模光纤；或者(2)极化保持光纤。通过沿着光纤束116的远端处的套圈(ferrule)114固定传输纤维16”(N_A＝0.12)装配样品探针113，以使传输纤维16”的端面平行于光纤束116的表面，并且与光纤束116的表面齐平。球透镜L1(115)(例如f₁＝2.2mm)被定位在距离探针113的一面一个焦距处，并且集中在光纤束116上，从透镜L1(115)的光轴偏置传输纤维16”。也在图8B中描述的该结构产生例如以0.25rad的角度入射于样品18”上的具有0.5mm直径(例如2f₁NA)的准直光束120(例如P＝9mW)。

通过透镜L1(115)收集来自样品的散射光122，并且经由透镜L1(115)的傅立叶变换特性，散射场122的角分布被转换成多模相干光纤束116(例如Schott North America，Inc.，长度＝840mm，像素尺寸＝8.2□m，像素量＝13.5K)的远极面(distal face)处的空间分布，在透镜L1(115)的傅立叶像平面处定位该多模相干光纤束。通过y`＝f<sub>1</sub>θ给出光纤束上的垂直位置y`和散射角θ之间的关系。如所述的，在图8B中示出三个选择出的散射角处散射光122的光路。总之，例如通过约130个的单独光纤样品角分布，跨越光纤束116”的垂直条，如通过图8C中的高亮区域所示。例如，在该例子中，分离传输光纤16”和光纤束116的0.2mm的厚套圈(d₁)限制最小理论采集角(θ_min，th＝d₁/f₁)至0.09rad。通过光纤束的直径d₁和d₂，以及θ_max，th＝(d₁+d₂)/f₁确定最大理论采集角为0.50rad。利用标准被散射的样品122的实验表明可用的角范围为θ_min＝0.12rad至θ_max＝0.45rad。例如通过在远端套圈123中制备通道，并且在该通道中定位传输光纤16”可以最小化d₁。光纤束116是空间相干的，导致近极面处收集的角度散射分布的复制。此外，因为光纤束116中的全部光纤在相干长度中是路径长度匹配的，因此在每一个角度处通过散射光122行进的光路长度是相等的。在T.Q.Xie，D.Mukai，S.G.Guo，M.Brenner和Z.P.Chen的“Fiber-optic-bundle-based optical coherence tomography，”(OpticsLetters 30(14)，1803-1805(2005))(下文中的“Xie”)中公开的系统公开了进入时间域光学相干层析X射线摄影系统的多模相干光纤束，并且证明耦合进入各个光纤的光的模式将行进不同的路径长度，在此并入其全部内容作为参考。在本发明的这里的例子中，试验确定较高阶模式被从基谐模式偏置了3.75mm，很好地超过需用于采集临床相关数据的深度(～100μm)。此外，较高阶模式中的功率对动态范围有最小的影响，因为样品臂功率显著小于参考臂功率。最后，需要指出，在Xie中公开的系统通过各个光纤连续收集数据的同时，这里本发明的例子使用130个光纤跨越角度范围地并行同步采集散射光，导致快速的数据采集。

通过至成像摄谱仪29”(例如Acton Research，InSpectrum 150)的输入狭缝48”的L2和L3(f₂＝3.0cm，f₃＝20.0cm)的4f成像系统传送离开光纤束116的近端124的角分布。在该例子中，4f成像系统的理论放大倍数是(f₃/f₂)6.67。用实验方法，在该例子中放大倍数被测量为M＝7.0，偏差最可能由于光纤束116的近极面124关于透镜L2(126)的位置。所得到的摄谱仪狭缝48”上的垂直位置y和θ之间关系是y＝Mf₁(θ-θ_min)。参考臂的光路长度被与样品臂的基谐模式的光路长度匹配。通过透镜L4(128)(例如f＝3.5cm，光点尺寸＝8.4mm)准直离开参考光纤14”的光127，以便匹配样品光的波阵面曲率，并且产生跨越成像摄谱仪29”的狭缝48”的均匀照明。通过中性强度滤波器132可以衰减参考场130，并且与分裂器BS(134)处的角度散射分布混合。利用高分辨率光栅(例如1200线/mm(lines/mm))分散混合场136，并利用例如覆盖在840nm处集中的99nm的光谱范围的集成、冷却的CCD(未示出)(例如1024×252，24μm×24μm像素，0.1nm分辨率)来检测该混合场136。

如下，作为波长、λ和θ的函数的检测信号136可被与信号和参考场(E_S，E_R)相关：

$I({\lambda }_m,{\theta }_n)=<{\left|E_r({\lambda }_m,{\theta }_n)\right|}^2>+<{\left|E_s({\lambda }_m,{\theta }_n)\right|}^2>+2\mathrm{Re}<E_s({\lambda }_m,{\theta }_n)E_r^{*}({\lambda }_m,{\theta }_n)\cos \left(\phi \right)>,---\left(1\right)$

其中φ是两个场之间的相差，(m，n)表示CCD上的像素，并且<...>表示瞬时平均值。利用由National Instruments软件制造的LabVIEW，I(λ_m，θ_n)被上载至PC，并且以320ms被处理，以便产生散射强度的深度和角度分辨轮廓曲线。上面描述了用以获得深度和尺寸信息的角度分辨散射场的处理，并且具体地参照图1A和1B的数据采集设备，然后利用通过图8中的设备产生的散射混合场136，可以用于获得关于样品18”的角度分辨、深度分辨信息。

上面阐述的实施例表示用于允许本领域的技术人员实践本发明的必要信息，并且描述了实践本发明的最佳模式。一旦阅读了以下基于附图的说明书，本领域技术人员将理解本发明的概念，并且将认识到这些概念的应用并不局限于这里所公开的。可以理解，这些概念和应用落入本发明的范围内。

本领域的技术人员将认识到对本发明的优选实施例的改进和修改。全部这种改进和修改被考虑在于此公开的概念以及随后的权利要求的范围中。