JP2008538612A - スペクトルドメイン偏光感受型光コヒーレンストモグラフィを提供することの可能な構成、システム、及び方法 - Google Patents
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Abstract
【選択図】図1
Description
本出願は、2005年4月22日付けで出願された米国特許出願第60/674,008号に基づくものであって、これに対する優先権の利益を主張するものであり、この開示内容は、本引用により、そのすべてが本明細書に包含される。
(連邦政府による資金提供をうけた研究開発の記載)
本発明は、国立衛生研究所によって付与された契約第RO1EY014975号及び第RO1RR019768号、並びに、国防省によって付与された契約第F49620−021−1−0014号の下に米国政府の支援によって行われたものである。従って、米国政府は、本発明において特定の権利を保有している。
偏光感受型光コヒーレンストモグラフィ(Polarization−Sensitive Optial Coherence Tomography:PS−OCT)システムの取得速度は、時間ドメイン技術を置換することによって大幅に向上させることが可能であり、この例は、J. F. de Boer他による「Two−dimensional birefringence imaging in biological tissue by polarization−sensitive optical coherence tomography」(Optics Letters、1997年、第22(12)巻、934〜936頁)及びB. H. Park他による「Real−time multi−functional optical coherence tomography」(Optics Express、2003年、第11(7)巻、782〜793頁)に記述されている。
N. Nassif他による「In vivo human retinal imaging by ultrahigh−speed spectral domain optical coherence tomography」(Optics Letters、2004年、第29(5)巻、480〜482頁)及びN. A. Nassif他による「In vivo high−resolution video−rata spactral−domain optical coherence tomography of the human retina and optic nerve」(Optics Express、2004年、第12(3)巻、367〜376頁)は、スペクトルドメインのファイバに基づいたシステムについて記述している。本発明によるシステム及び構成の具体例が図1に示されている。図示のように、本システムは、2つのラインスキャンカメラを有する偏光検出型分光計を包含可能である。例示的なシステム/構成は、ラインスキャンカメラ1及び2(それぞれ、LSC1:1050、LSC2:1060)、偏光ビームスプリッタ(PBS:1040)、合焦器(F:1030)、透過格子(TG:1020)、及びコリメータ(C:1010)を包含可能である。クリーンアップ偏光器をラインスキャンカメラ1(LSC1:1050)の前に設けることが可能であるが、図には示されていない。本発明による例示的なシステム構成においては、検出器アーム内でラインスキャンカメラ1(LSC1:1050)、偏光ビームスプリッタ(1040)、及びクリーンアップ偏光器を使用し、ソースアーム内で偏光変調器を使用することにより、偏光感受型となるように、前述の以前のシステムを変更している。
本発明によるシステム/構成の別の具体例が図2に示されており、これは、Wollastonプリズムを有する例示的な偏光感受型分光計を示している。この具体例においては、2つの偏光成分をWollastonプリズム(WP:2040)によって分離し、ラインスキャンカメラ(LSC:2050)上において画像生成している。この例示的なシステム/構成は、透過格子(TG:2020)、コリメータ(C:2010)、及び合焦構成(F:2030)を含んでいる。使用の際には、カメラは、例えば、図2に示されている2つのスペクトルを記録可能である。実際には、単一カメラ(2050)又は複数のカメラと共にWollastonプリズム(2040)又はRochon、Glan−Thomson偏光要素を使用することにより、従来技術によるシステム/構成を偏光感受型にすることができる。これらの偏光要素は、2つの直交偏光成分を空間的に分離可能である。
本発明によるシステム/構成の更なる具体例が図4に示されており、これは、図2、図3A、及び図3Bにおいて前述した合焦レンズの代わりに、放物面鏡(4050、4070)を使用することにより、2つの直交偏光成分のスペクトルを画像生成可能であることを示しており、これは、図4に示されている単一のカメラ(4080)又は複数のカメラを利用可能である。この具体例の利点の1つは、放物面鏡は、一般に色分散を誘発しないため、色収差を低減可能であるという点にある。球面収差などのその他のタイプの収差も同様に極小化される。
本発明の具体例による第1、第2、及び第3の例示的構成を参照して前述したように、従来のスペクトルドメイン光コヒーレンストモグラフィシステムを偏光感受型にすることができる。例えば、これは、ソースアーム内に、偏光変調器を、そして、検出アーム内に、更なるラインスキャンカメラ(例えば、Basler社の最大ライン周波数が29,300Hzであり、10x10μmの2048要素のもの)と組み合わせられた偏光ビームスプリッタ(CVI)を追加することにより、実行可能である。広帯域アイソレータ(OFR)を使用することにより、ハイパワーのスーパールミネッセントダイオード(例えば、Superlum社のSLD−371−HP(λ0=840nm、ΔλFWHM=50nm))を隔離可能である。アイソレータの出力において、光/電磁放射を恐らくは直線偏光可能である。
一般に、SD−OCTシステムにおいては、波長空間からk空間(k=2π/λ)へのリマッピングの結果得られるスペクトルのフーリエ変換として、反射率深さプロファイル(Aライン)を取得可能である。このリマッピングは、ラインスキャンカメラの異なる画素上に入射する波長に関する知識に依存可能である。仮定された入射波長λの誤差Δλを使用することにより、Δk=2πΔλ/λ2によって提供される波数の偏差を生成可能である。2つのラインスキャンカメラがわずかに異なる誤差を有している場合にも、この相対的な波数の偏差が複屈折性の人工的な外観をもたらすことになる。λ=850nmの入射波長と、カメラ間におけるΔλ=1nmの相対的なアライメントエラーの場合に、1mmの深さにおいて位相差Δφ=8.70ラジアンを得ることができる。ラインスキャンカメラに跨るこれらの位相差の累積的な影響が、サンプル複屈折に起因して位相遅延と弁別不可能である全体的な位相差に結び付く可能性がある。この人工的な(即ち、「ゴースト」の)複屈折の除去は、サンプル偏光特性の更に正確な判定を得るために恐らくは有益であろう。
ヘルシンキ宣言の教義に基づいたプロトコルに従って特定の実験を実行した。この実験のために、一人の健康なボランティアと7人の緑内障患者を動員した。様々な開放隅角度緑内障の段階を有する患者(原発性、色素性、及び擬似剥離形態)が得られ、且つ、患者が研究に対する適格性を有しているかどうかを判定した。インフォームドコンセントを付与し、且つ、患者が研究に参加するための適格性を有していることを判定した後に、緑内障患者の適格性を有する眼をフェニレフリン塩酸塩5.0%及びトロピカミド0.8%によって散瞳させた。本発明によるシステム、構成、及び方法の具体例を使用することにより、動員されたすべての被検者について計測を実行した。
B. Cense他による「In vivo depth−resolved birefringence measurements of the human retinal nerve fiber layers by polarization−sensitive optical coherence tomography」(Opt. Lett.、2002年、第27(18)巻、1610〜1612頁)、B. Cense他による「In vivo birefringence and thickness measurements of the human retinal nerve fiber layer using polarization−sensitive optical coherence tomography」(Journal of Biomedical Optics、2004年、第9(1)巻、121〜125頁)、及びB. Cense他により「Thickness and birefringence of healthy retinal nerve fiber layer tissue measured with polarization−sensitive optical coherence tomography」(Investigative Ophthalmology & Visual Science、2004年、第45(8)巻、2606〜2612頁)に記述されている従来技術による偏光感受型時間ドメインシステム、並びに、N. Nassif他による「In vivo human retinal imaging by ultrahigh−speed spectral domain optical coherence tomography」(Optics Letters、2004年、第29(5)巻、480〜482頁)、N. A. Nassif他による「In vivo high−resolution video−rate spectral−domain optical coherence tomography of the human retina and optic nerve」(Optics Express、2004年、第12(3)巻、367〜376頁)、及びB. Cense他による「Ultrahigh−resolution high−speed retinal imaging using spectral−domain optical coherence tomography」(Optics Express、2004年)に記述されているスペクトルドメインシステムの両方により、比較のために、健康なボランティアの画像を予め生成した。
緑内障患者の場合には、眼に入射するパワーは500μW未満であった。患者が1つの眼によってしか見ることができない場合には、視力を欠いた眼の画像を生成した。画像生成対象の眼は、スプリットランプシステムの内部固定ライトによって安定化させた。この光を見ることができない患者の反対の眼には、外部固定ライトを使用した。33及び132マイクロ秒の蓄積時間を有する1000個のAラインの円形スキャンを実行した。更には、330マイクロ秒の蓄積時間により、これらの患者のいくつかの眼の画像を生成した。更には、1つのAライン当たりに132マイクロ秒において、線形スキャン(1000個のAラインの200回のスキャン(6.4x6.4mm))を実行した。
偏光分析は、いくつかの手順から構成されていた。第1の例示的な手順においては、分光計を前述のように較正した。計測されたスペクトルを、波長空間に、次いで、k空間に対してマッピングするべく、構成パラメータを使用した。更には、R. Chan他による「Anisotropic edge−preserving smoothing in carotid B−mode ultrasound for improved segmentation and intima−media thickness measurement」(Computer in Cardiology、Cambridge, MA、IEEE、2000年)に記述されているように、それぞれのカメラ用に判定された位相曲線を使用することにより、眼及び干渉計内の色分散を補償した。データをz空間にフーリエ変換した後に、M. C. Pierce他による「Simultaneous intensity, birefringence, and flow measurements with high−speed fiber−based optical coherence tomography」(Optics Letters、2002年、第27(17)巻、1534〜1536頁)に記述されているように、深さ分解ストークスパラメータを判定した。第1の深さ分解ストークスパラメータは、構造強度(例えば、深さ分解反射率)に対応している。R. Chan他による「Anisotropic edge−preserving smoothing in carotid B−mode ultrasound for improved segmentation and intima−media thickness measurement」(Computer in Cardiology、Cambridge, MA、IEEE、2000年)に記述されているように、このデータから網膜神経線維層の上部及び下部境界を判定した。偏光分析においては、C. E. Saxer他による「High−speed fiber−based polarization−sensitive optical coherence tomography of in vivo human skin」(Optics Letters、2000年、第25(18)巻、1355〜1357頁)、B. Cense他による「In vivo depth−resolved birefringence measurements of the human retinal nerve fiber layer by polarization−sensitive optical coherence tomography」(Opt. Lett.、2002年、第27(18)巻、1610〜1612頁)、B. Cense他による「In vivo birefringence and thickness measurements of the human retinal nerve fiber layer using polarization−sensitive optical coherence tomography」(Journal of Biomedical Optics、2004年、第9(1)巻、121〜125頁)、及びB. Cense他により「Thickness and birefringence of healthy retinal nerve fiber layer tissue measured with polarization−sensitive optical coherence tomography」(Investigative Ophthalmology & Visual Science、2004年、第45(8)巻、2606〜2612頁)に記述されているように、正規化された表面ストークスベクトルを特定の深さにおける正規化されたストークスベクトルと比較することにより、深さ分解位相遅延を判定した。
(健康な被検者から得られた結果)
本発明の具体例を使用することにより、眼底に似た画像として処理された線形スキャンの組(7.5kHzにおいて取得された6.4x6.4mmの500x250データポイント)が図8に示されている。具体的には、図8は、取得された三次元容積セットから再構築された視神経乳頭の例示的な擬似眼底画像を示している。白の円は、最小及び最大直径円形スキャンの概略的な位置を示している。上部側又は下部側エリア内において視神経から外に分岐している大きな血管を観察可能である。
図11Fに示されている時間ドメインのDPPR/UDプロットを図11B及び図11Dに示されているスペクトルドメインプロットと比較すれば、スペクトルドメインのデータポイントは、相対的に大きな範囲にわたって散乱した状態で示されている。これは、部分的に、スペクトルドメインデータに使用した際の本発明のシステム、構成、及び方法の具体例の操作者による(自動スロープフィッティング手順の使用及び相対的に小さな数のAラインにわたる平均化に伴う)不完全な使用法に帰することができる。雑音の多い時間ドメイン計測の場合には、RNFLより下の平均DPPR値を使用することにより、DPPR/UDを算出した。平均DPPR値をRNFLの厚さによって除算することにより、DPPR/UDを算出可能である。スペクトルドメインの値の場合には、この手順により、データ上に存在している雑音とは無関係に、RNFLのDPPRデータポイントを通じてラインをフィッティング可能である。フィッティングするべき多数のデータポイントを有するRNFLの厚い部分の場合には、この例示的な手順は、恐らくは、信頼性の高い結果をもたらすであろう。
例示的なPS−SD−OCTシステム、構成、及び方法により、緑内障患者の画像を生成した。特定のデータセットは、分析するのに有益な信号対雑音比を具備していた。このデータセットは、81歳の白人女性の左眼から得られたものである。彼女は、6年前に白内障手術を経験している(これは、恐らくは、相対的に高い画像品質に結び付く)。彼女の最良に補正された視力は、20/20であり、内部固定スポットを使用することにより、眼を安定化させた。視野試験の結果は、上部側の視野欠陥を示しており、これは、下部側エリア内における相対的に薄い神経線維層を結果的にもたらすはずである(即ち、眼の視力に反比例可能である)。報告された視野欠陥は相対的に小さいものであった。図12は、この緑内障患者の視神経乳頭周辺の円形スキャンから取得された例示的な構造強度画像を示している。この画像は、緑内障によって引き起こされた相対的に薄い下部側の神経線維層(I)を示している。その他のエリアは、いずれも、変化のない状態において示されている。眼内の位置には、側頭部側(T)、上部側(S)、鼻側(N)、下部側(I)というラベルが付与されている。この画像のサイズは、0.96mm深さx12.6mm幅であり、且つ、これは、明瞭性のために、垂直方向において4倍に拡大されている。ノイズフロアよりも上の画像のダイナミックレンジは、37.4dBであり、Aラインは、7.5kHzにおいて取得している。この画像は、2mmの半径及び7.5kHzのAライン取得レートにおいて取得されたものである。
本発明の具体例によれば、緑内障の場合には、明確にアライメントされた複屈折性を有する神経線維が複屈折性の小さな無定形のグリア細胞によって置換されことになるため、RNFLの複屈折の減少が発生すると考えられる。緑内障患者の下部側のエリアは、緑内障の結果として相対的に薄くなるが、このエリア内のDPPR/UD値の大部分は、正常な状態で観察される。下部側及び側頭部側エリアの間の領域内に、わずかな落ち込みが存在しており、これは、何人かの健康な被検者においても観察可能であるが、鼻側及び下部側エリアの間には、正常な下部側の値が生じている。約0.4°/μmというピーク値は、上部側のエリア内におけるDPPR/UD値、並びに、健康な被検者の下部側及び上部側のエリアのものに非常に類似している。
本発明の具体例によるスペクトルドメイン偏光検出型OCTシステム、構成、及び方法によって一人の健康な被検者について計測された健康なRNFL組織の複屈折は、スキャン半径の関数として一定であってよく、且つ、ONH周辺の位置の関数として変化可能であり、ONHに対して上部側及び下部側において高い値が生じている。一人の健康な被検者のONHの周囲における計測平均DPPR/UDは、0.20〜0.45°/μmの間において変化した。これらの値は、840nmにおいて計測された2.4x10-4及び5.4x10-4の複屈折に等しいものであってよい。
本発明によるシステム、構成、及び方法の具体例と共に使用可能である(又は、これらを内蔵可能である)特定の例示的なシステム、構成、製品、プロセス、サービス、手順、又は研究ツールは、(i)B. Cense他による「In vivo depth−resolved birefringence measurements of the human retinal nerve fiber layer by polarization−sensitive optical coherence tomography」(Opt. Lett.、2002年、第27(18)巻、1610〜1612頁)、B. Cense他による「In vivo birefringence and thickness measurements of the human retinal nerve fiber layer using polarization−sensitive optical coherence tomography」(Journal of Biomedical Optics、2004年、第9(1)巻、121〜125頁)、及びB. Cense他による「Thickness and birefringence of healthy retinal nerve fiber layer tissue measured with polarization−sensitive optical coherence tomography」(Investigative Ophthalmology & Visual science、2004年、第45(8)巻、2606〜2612頁)に記述されている緑内障の早期検出用のPS−SD−OCTシステム、(ii)角膜の複屈折計測値を入手するためのPS−SD−OCTシステム、(iii)B. H. Park他による「In vivo burn depth determination by high−speed fiber−based polarization sensitive optical coherence tomography」(journal of Biomedical Optics、2001年、第6(4)、474〜9頁)に記述された火傷深さ分析を提供するため、並びに、M. C. Pierce他による「Birefringence measurements in human skin using polarization−sensitive optical coherence tomography」(Journal of Biomedical optics、2004年、第9(2)巻、287〜291頁)及びM. C. Pierce他による「Advances in Optical Coherence Tomography Imaging for Dermatology」(J Invest Dermatology、2004年、第123(3)巻、458〜463頁)に記述された皮膚のコラーゲン含有量を計測することによる皮膚癌検出を実行するためのPS−SD−OCTシステム、(iv)冠状動脈のコラーゲン含有量を計測することによる心血管系疾病の光学的診断を実行するPS−SD−OCTシステム、(v)腫瘍及び癌組織の早期診断を実行するPS−SD−OCTシステム、及び/又は(vi)プラスチック、ガラス、及び組織などの散乱材料の品質管理用の計測を実行するPS−SD−OCTシステムを包含可能である(但し、これらに限定されない)。
Claims (22)
- 電磁放射を分離するための装置であって、
前記電磁放射の少なくとも1つの偏光及び少なくとも1つの波長に応じて前記電磁放射を少なくとも1つの第1部分及び少なくとも1つの第2部分に分離するべく構成された第1構成と、
前記分離された第1及び第2部分を同時に検出するべく構成された第2構成と、
を有する装置。 - 前記第2構成は、検出要素の単一の列を含む検出構成を有する請求項1記載の装置。
- 前記第2構成は、第1検出構成及び第2検出構成を有しており、この場合に、前記第1及び第2検出構成のそれぞれは、検出要素の単一の列を含んでいる請求項1記載の装置。
- 前記第1構成は、前記少なくとも1つの偏光に基づいて前記電磁放射を前記第1及び第2部分に分離するべく構成された第1要素と、前記少なくとも1つの波長に基づいて前記電磁放射を前記第1及び第2部分に分離するべく構成された第2要素と、を含む請求項1記載の装置。
- 前記第1要素は、前記電磁放射の光学経路内において前記第2要素に後続している請求項4記載の装置。
- 前記第1構成は、前記第1及び第2要素に近接した状態において前記光学経路内に提供された第3光導波要素を更に含む請求項5記載の装置。
- 前記第3要素は、前記第1及び第2要素の間に設けられる請求項6記載の装置。
- 前記第3要素は、前記光学経路内において前記第1及び第2要素に後続している請求項6記載の装置。
- 前記第1構成は、前記第1及び第2要素に後続した状態において前記光学経路内に設けられた第3及び第4光導波要素を更に含む請求項5記載の装置。
- 前記第3及び第4要素のそれぞれは、前記個別の分離された部分の中の少なくとも1つを前記第2要素に向かって導波する請求項9記載の装置。
- 前記第2要素は、前記電磁放射の光学経路内において前記第1要素に後続している請求項4記載の装置。
- 電磁放射を使用してサンプルの情報を取得するための装置であって、
前記電磁放射を生成するべく構成された第1構成と、
前記サンプルからの第1放射と基準からの第2放射を受光し、更なる放射へと合成するべく構成された第2干渉計構成であって、前記第1及び第2放射は、前記電磁放射と関連付けられている、第2干渉計構成と、
前記電磁放射の少なくとも1つの偏光及び少なくとも1つの波長に応じて前記更なる放射を少なくとも1つの第1部分と少なくとも1つの第2部分に分離するべく構成された第3構成と、
前記分離された第1及び第2部分を同時に検出し、前記分離された第1及び第2部分の関数として前記情報を取得するべく構成された第4構成と、
を有する装置。 - 前記第1構成は、生成された電磁放射の偏光を制御するべく構成された更なる構成を含む請求項12記載の装置。
- 前記第4構成は、検出要素の単一の列を含む検出構成を有する請求項12記載の装置。
- 前記第3構成は、前記少なくとも1つの偏光に基づいて前記電磁放射を前記第1及び第2部分に分離するべく構成された第1要素と、前記少なくとも1つの波長に基づいて前記電磁放射を前記第1及び第2部分に分離するべく構成された第2要素と、を含む請求項12記載の装置。
- 前記第1要素は、前記電磁放射の光学経路内において前記第2要素に後続している請求項15記載の装置。
- 前記第3構成は、少なくとも、(i)前記第1及び第2要素に近接した状態において、又は(ii)前記第1及び第2要素に後続する状態において、前記光学経路内に設けられた第3光導波要素を更に含む請求項16記載の装置。
- 前記第3要素は、少なくとも、(i)前記第1及び第2要素の間に設けられるか、又は(ii)前記光学経路内において前記第1及び第2要素に後続している請求項17記載の装置。
- 前記第3及び第4要素のそれぞれは、前記個別の分離された部分の中の少なくとも1つを前記第2要素に向かって導波する請求項17記載の装置。
- 前記第2要素は、前記電磁放射の光学経路内において前記第1要素に後続している請求項15記載の装置。
- 電磁放射を分離するための方法であって、
前記電磁放射の少なくとも1つの偏光及び少なくとも1つの波長に応じて前記電磁放射を少なくとも1つの第1部分及び少なくとも1つの第2部分に分離し、
前記分離された第1及び第2部分を同時に検出すること、
を有する方法。 - 電磁放射を使用してサンプルの情報を取得するための方法であって、
前記サンプルからの第1放射及び基準からの第2放射を受光し、更なる放射へと合成することであって、前記第1及び第2放射は、前記電磁放射と関連付けられていることと、
前記電磁放射の少なくとも1つの偏光及び少なくとも1つの波長に応じて前記更なる放射から分離された前記更なる放射の第1及び第2部分を同時に検出することと、
前記分離された第1及び第2部分の関数として前記情報を取得することと、
を有する方法。
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