JP2009254830A - 網膜中の細胞細部を高い解像度で画像化するためのシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】眼の網膜中の所定の深さにおける組織細胞を画像化するためのシステム及び方法を提供すること。
【解決手段】このシステム及び方法は、屈折誤差を補償するコンポーネントを備えている。具体的には、このシステムは、基本的に、互いに共同して動作する３つのサブアセンブリを備えている。前方光学収差を測定するための第１の光ビームを眼の中に導くための第１のサブアセンブリが存在している。また、第２の光ビームを網膜組織を介して組織細胞が位置している所定の深さまで導くための第２のサブアセンブリが存在している。この第２の光ビームを使用して、網膜組織によって導入される位相収差が測定される。また、組織細胞の画像を生成するために該組織細胞に第３の光ビームを導くための第３のサブアセンブリが存在している。第３の光ビーム中の前方光学収差及び位相収差は実質的に除去されており、組織細胞のより鮮明な画像が提供される。
【選択図】図１

Description

本発明は、一般に、眼科診断装置を含むシステム及び方法、並びに眼の網膜中の組織を画像化するためのそれらの使用に関する。より詳細には、本発明は、網膜中の細胞組織の超高解像度のために使用される光ビームから屈折誤差を除去するためのシステム及び方法に関する。本発明は、それには限定されないが、網膜中の所定の深さにおける組織細胞を画像化するためのシステム及び方法としてとりわけ有用である。

光可干渉性断層撮影法（ＯＣＴ）は、網膜組織の画像化に使用するためには有効であることが知られている画像化モダリティである。ＯＣＴ画像化は、一般的には、より良く知られている超音波画像化の技法に類似している。しかしながら、超音波画像化とは異なり、ＯＣＴ画像化には、音の代わりに光が使用されている。重要なことには、ＯＣＴ画像化は、インサイチュで、且つ、実時間で達成することができる。他のほとんど全ての光学測定技法と同様、有効なものにするためにはＯＣＴ画像化には使用可能な信号対雑音比（ＳＮＲ）が必要である。画像化光ビームを画像化のために最も有効に使用することができるようにするためには、その前に、別様に言及されている、画像化光ビームに導入される光学収差を除去するか、或いは著しく低減する必要がある。

対象を画像化するシステムの能力は、個々のアプリケーションの性質で決まり、また、最も重要なことには画像化光ビームの物理的特性で決まる。このことを念頭におけば、眼の内側から戻る光は、一般的に、後方反射した光（即ち光の鏡面反射）又は後方散乱した光（即ち光の不規則反射又は分散）のいずれかとして分類することができる。重要なことには、光のこれらの分類は、異なる目的のために異なる方法で解析することができる。また、目的（即ちアプリケーション）に応じて、後方反射した光及び後方散乱した光を時間領域又は周波数領域のいずれかで別様に評価することも可能である。

時間領域解析の場合、ターゲット組織で後方反射する光のビームを従来の波面解析技法を使用して評価することができる。また、時間領域解析の場合、ターゲット組織で後方散乱する光の波長を干渉計を使用して識別する場合はＯＣＴ技法を使用することができる。通常、これらの時間領域技法は、ハルトマン−シャック・センサを使用して達成することができる。これらの時間領域解析の場合、評価を実行することにより、画像化ビームの経路に存在する解剖学的構造によって該画像化ビームに導入される収差を検出することができる。たとえば、眼の前方成分（たとえば角膜及び水晶体）によって該成分を透過する光ビームに前方光学収差が導入されることが知られている。また、とりわけ網膜に関する限りにおいては、光ビームが網膜組織を透過する際に、該光ビームに位相収差が導入されることが知られている。幸運なことには、導入されるこれらの収差を測定することができる。

フーリエ領域（即ち周波数領域）でも、後方散乱した光に対して同じくＯＣＴ技法を使用することができる。しかしながら、この場合、時間領域解析の場合のように干渉計及びハルトマン−シャック・センサを使用して波面解析が実施されるのではなく、フーリエ領域におけるＯＣＴ技法には、通常、光ビーム中の周波数分布を評価する分光計が使用される。さらに、収差を測定する代わりに、フーリエ領域にＯＣＴ技法を使用するための目的には画像化が必要である。上で示したように、これは、可能な限り高いＳＮＲで実施されることが好ましい。

以上に鑑みて、本発明の目的は、眼の網膜中の所定の深さにおける組織細胞を画像化し、且つ、屈折誤差を補償するためのシステム及び方法を提供することである。本発明の他の目的は、網膜組織細胞を画像化するためのシステム及び方法であって、信号対雑音比（ＳＮＲ）が十分に高く、それにより超高解像度ＯＣＴを可能にするシステム及び方法を提供することである。本発明のさらに他の目的は、網膜細胞組織を画像化するための、容易に使用することができ、実施が単純であり、且つ、比較的費用有効性の高いシステム及び方法を提供することである。

本発明によれば、眼の網膜中の細胞組織を観察するための光学画像化システムは、画像化光ビームを生成するためのサブアセンブリを備えている。このシステムには、さらに、画像化光ビームから屈折誤差を除去するためのサブアセンブリが含まれている。重要なことには、これらの屈折誤差は、それらが除去されない場合、画像化光ビームを劣化させることになる前方光学収差及び位相収差として導入されることになる。このコンテキストにおいては、前方光学収差は、眼の前方成分（即ち角膜及び水晶体）によって導入される屈折誤差である。一方、位相収差は、画像化光ビームの光源と画像化すべき細胞組織の間に存在している網膜組織によって導入される。

上で推論したように、本発明によるシステムによって画像化される細胞組織は、通常、網膜内に位置している。さらに、網膜中の画像化すべき特定の細胞は、場合によっては約１０ミクロン程度の小さい最大寸法を有することができる。したがって細胞を有効に画像化するためには、画像化サブアセンブリの解像度は、５ミクロン未満の程度、好ましくは約１ミクロン程度にする必要がある。

本発明の目的のために、画像化サブアセンブリは、約８００ｎｍの波長を有する画像化光ビームを生成するための光源（たとえばスーパ・ルミネセンス・ダイオード）を有している。さらに、画像化光ビームは、約２００ｎｍの極めて広い帯域幅を有している。また、画像化サブアセンブリは、画像化すべき組織細胞で反射した画像化光ビームからの光を解析するためのフーリエ領域ＯＣＴ技法に使用するための分光計を備えている。フーリエ領域ＯＣＴ技法を使用することにより、また、画像化光ビームの極めて広い帯域幅により、画像化サブアセンブリは、約５ミクロン未満の解像度を達成することができる。

上で言及したように、画像化サブアセンブリのための実効解像度を達成するためには、画像化光ビームから屈折誤差を除去する必要がある。これは、システム内の他のサブアセンブリによって実施される。詳細には、第１のサブアセンブリを使用して前方光学収差が除去され、また、第２のサブアセンブリを使用して位相収差が除去される。

第１のサブアセンブリは、いわゆる前方光学収差として分類することができる屈折誤差を測定する。この第１のサブアセンブリのための光源は約４８８ｎｍの光ビームを生成し、関連する分野で良く知られている任意のタイプのものを使用することができる。このサブアセンブリは、さらに、前方光学収差によって生じる波面の測定に使用するための波面センサ（たとえばハルトマン−シャック・センサ）を備えている。これらの収差を測定するために使用される光は、反射した光ビーム中の散乱光が最小化される網膜の窩領域（つまり窩）で反射することが好ましい。いずれの事象においても、次にこれらの測値を使用して、画像化光ビームから前方光学収差を除去する目的のためにアクティブ・ミラーをプログラムすることができる。

第２のサブアセンブリは、いわゆる位相収差として分類することができる屈折誤差を測定する。この第２のサブアセンブリの光源（たとえばもう１つのスーパ・ルミネセンス・ダイオード）は８００ｎｍの光ビームを生成する。しかしながら、上で開示した画像化光ビームとは異なり、この光ビームに必要な帯域幅はたったの約３０ｎｍにすぎない。重要なことには、第２のサブアセンブリは、その光ビームを時間領域ＯＣＴ技法に使用している。また、この第２のサブアセンブリには、網膜組織によって導入される位相収差を測定するための時間領域ＯＣＴ技法と共に使用するための干渉計が組み込まれている。詳細には、これらの位相収差は、網膜の表面から網膜中の所定の深さまで展開している網膜組織から集合的に獲得される。本発明の場合、この所定の深さは、画像化すべき１つ又は複数の組織細胞が位置している深さである。上で開示した前方光学収差と同様、位相収差が測定され、且つ、画像化光ビームから位相収差を除去するべくアクティブ・ミラーをプログラムするために使用される。本発明では、第１及び第２のサブアセンブリの両方が同じアクティブ・ミラーを使用することが可能であることが想定されている。いずれの場合においても、画像化光ビームは、屈折誤差を除去するようにプログラムされるアクティブ・ミラーによって眼に導かれる。

本発明の新規な特徴並びに本発明自体については、以下の説明と共に添付の図面を参照することにより、その構造及びその動作の両方が最も良好に理解されよう。図において、同様の参照文字は同様の部品を表している。

その動作のために配置されたサブアセンブリ及び関連するコンポーネントを備えた本発明のシステムを示す略図である。 本発明によるシステムが眼に対して動作配置された眼の横断面図である。 本発明に使用するためのマイケルソン干渉計を示す略図である。 可干渉距離が短い光の場合の物理的特性を示すグラフである。 後方散乱した光を示す、図２の領域５に示されている眼の網膜の拡大図である。 本発明に使用するための周波数領域解析におけるスペクトルを示すグラフである。

最初に図１を参照すると、本発明によるシステムが一括して１０で示されている。図に示されているように、システム１０は、動作的に、対応する個々の光源によって概ね互いに区別することができる３つのサブアセンブリを備えている。したがって、第１のサブアセンブリは光源１２を有している。第２のサブアセンブリは光源１４を有している。また、第３のサブアセンブリは光源１６を有している。これらのサブアセンブリ（即ち光源１２、１４及び１６）は、それぞれ光ビーム１８（ダッシュ線で示されている）、光ビーム２０（点−ダッシュ線で示されている）及び光ビーム２２（点線で示されている）を生成している。これらの様々な光ビーム１８、２０及び２２のための共通のビーム経路は、数字２４で示されている。さらに、このビーム経路２４を移動する光も場合によっては２４で示されており、その場合、様々な光ビーム１８、２０又は２２のうちのいずれかを示している。

システム１０内の光源１２、１４及び１６の各々は、互いに実質的に異なっている。詳細には、第１のサブアセンブリの光源１２には、関連する分野で良く知られている、約４８８ｎｍの波長を有する光ビーム１８（ダッシュ線）を生成することができる任意のタイプの光源を使用することができる。一方、第２のサブアセンブリのための光源１４は、約８００ｎｍの波長を有する光ビーム２０（点−ダッシュ線）を生成するスーパルミネセント・ダイオードであることが好ましい。さらに、第２のサブアセンブリのこの光ビーム２０は、約３０ｎｍの帯域幅（Δλ）を有している。第３のサブアセンブリに関しては、光源１６は、約８００ｎｍの波長を有する光ビーム２２（点線）を生成するスーパルミネセント・ダイオードであることが好ましい。しかしながら、光ビーム２２の場合、帯域幅（Δλ）を極めて広くする必要があり、約１５０〜２００ｎｍの範囲であることが好ましい。システム１０のための光源１６は、フェムト秒レーザであってもよいことは理解されよう。

図２は、本発明の目的のために、対応する個々の光源１２、１４及び１６からの光がビーム経路２４に沿って眼２５に向かって導かれる様子を示したものである。眼２５は、解剖学的には、眼２５の前方部分に位置している角膜２６及び水晶体２８を備えて図示されている。また、眼２５は、これらの前方成分の後方に網膜３０及び窩３２を備えて図示されている。図２には、網膜３０上の特定の位置３４に向かって導かれているビーム経路２４が示されているが、ビーム経路２４は、網膜３０（窩３２を含む）全体の他の位置の多血に導くことができることを理解されたい。したがって、本発明では、実質的に網膜３０全体にわたる異なる位置でＯＣＴ画像化を達成することができることが想定されている。

さらに図２を参照すると、任意の光源１２、１４又は１６からの光２４をターゲット組織３６（たとえば位置３４における網膜組織）上に導くことができることが分かる。光２４'は、次にターゲット組織３６で後方反射又は後方散乱することになる。注記：以下で使用されているように、光源１２、１４又は１６から眼２５に向かって導かれる光は、場合によっては単純に２４で示されている。一方、この光２４がターゲット組織３６で後方反射又は後方散乱すると、後方反射又は後方散乱した光は、プライム符号付き（つまり２４'）で表されることになる。サブアセンブリ光ビーム１８'、２０'及び２２'を参照して同様の区別がなされている。

システム１０のために使用されているＯＣＴ画像化技法についてその全体を概説するために、最初に、典型的なマイケルソン干渉計が一括して５４でその概要が示されている図３を参照する。図３に示されているように、ターゲット組織３６で後方反射又は後方散乱した光２４'は検出器３８へ導かれる。光２４'は、検出器３８で、可干渉性を識別するために光源１２、１４又は１６からの光２４と比較される。詳細には、これは、矢印４２で示されている方向に前後に移動させることができ、それにより光２４と後方反射又は後方散乱した光２４'との間の可干渉性を確立することができる参照走査４０を使用して達成される。当業者には理解されるように、可干渉性によって光２４の特性をさらに解析することができる。本発明のとりわけ重要な点は、第２のサブアセンブリ（即ち光源１４）と相俟ったＯＣＴ技法の使用を可能にする可干渉性である。

本発明の場合、第３のサブアセンブリの画像化ビーム（たとえば光ビーム２２）には良好な深さ解像度（Δｚ）が必要である。そのためには、光源１６は広い帯域幅（Δλ）を有していなければならない。しかしながら広い帯域幅を有する結果、画像化ビーム２２は短い可干渉距離（Δｌ_ｃ）を有することになる。図４は、この状態をグラフで示したものである。ガウス型スペクトル分布の場合、数学的には、光２４の波長（λ）であり、また、その帯域幅（Δλ）である深さ解像度（Δｚ）と可干渉距離（Δｌ_ｃ）の関係は、
Δｚ＝Δｌ_ｃ＝（（２ｌｎ２）／π）（λ^２／Δλ）
で表すことができる。

図５には、可干渉距離（Δｌ_ｃ）は短いが深さ解像度（Δｚ）が良好な光２４は、組織を透過する際にエコー４４を生成することが示されている。重要なことには、後方散乱した光２４'の中のエコー４４ａと後続するエコー４４ｂの間のエコー時間遅延（ｔ_ｅ）を測定することができる。この情報に基づいて網膜３０中の異なる細胞組織の断層Ｘ線像を得ることができる。詳細には、この断層Ｘ線像は、網膜３０を介して表面４６から所定の深さ（ｚ_ｄ）まで展開している組織からの情報を含むことができる。

図６は、周波数領域解析におけるスペクトルのグラフを一括して６０で示したものである。詳細には、開示の目的のために示されているように、スペクトル６０は、分光計２２（図１参照）によって検出される応答の典型であり、２つの成分を使用して示されている。低周波変調（ダッシュ線６２で示されている）は、浅い深さ範囲を有する網膜の膜によるものである。一方、より高い周波数成分（実線６４で示されている）は、厚さがより分厚い網膜の膜を示している。

動作
概説すると、第１のサブアセンブリ（即ち光源１２）を使用して、眼２５の前方成分、たとえば角膜２６及び水晶体２８によって生じる前方光学収差が測定される。これは、後方反射した光２４'（即ち光１８'）を使用して実施される。第２のサブアセンブリ（即ち光源１４）を使用して、表面４６と網膜３０内の所定の深さｚ_ｄの間の網膜組織によって生じる位相収差が測定される。これは、後方散乱した光２４'（即ち光２０'）を使用したＯＣＴ技法を使用して実施される。最後に、第３のサブアセンブリによって、後方散乱した光２４'（即ち光２２'）を使用して網膜３０中の組織細胞の実際の画像化が実施される。重要なことには、第１及び第２のサブアセンブリによって検出された屈折誤差（収差）は、画像化の目的が達成される前に、画像化光ビーム２２'から除去される。

本発明によるシステム１０が動作している間、光ビーム１８を生成し、且つ、ビーム経路２４に沿って眼２５の中へ導くために光源１２（即ち第１のサブアセンブリ）が起動される。したがって、詳細には、ここでの目的は、網膜３０で後方反射した光１８'を受け取ることであり、その光１８'を使用して、角膜２６及び水晶体２８によって導入される前方光学収差を測定することができる。反射率が比較的大きいため、網膜３０の窩３２が使用されることが好ましい。図１に示されているように、この後方反射した光１８'が波面センサ４８によって評価され、また、測定のためにコンピュータ５０に引き渡される。詳細には、この測定により、眼２５の前方成分（即ち角膜２６及び水晶体２８）によって光２４に導入される前方光学収差を画定することができる。システム１０の場合、波面センサ４８は、関連する分野で良く知られているタイプのハルトマン−シャック・センサであることが好ましいと思われる。後方反射した光１８'が測定されると、これらの測値をシステム１０に使用してアクティブ・ミラー５２がプログラムされる。より詳細には、アクティブ・ミラー５２は、光ビーム １８'中の測定された前方光学収差を画像化光ビーム２２から除去するようにプログラムされる。

さらに図１を参照すると、第１のサブアセンブリ（即ち光源１２）によって前方光学収差が測定され、且つ、アクティブ・ミラー５２が適切にプログラミングされると、第２のサブアセンブリ（即ち光源１４）が起動される。この実施例では、光ビーム２０は、画像化すべき位置３４における網膜組織細胞に向かって導かれる。網膜３０の位置３４で後方散乱した光２０'は、次に、波長を解析し、且つ、可干渉性を識別するために干渉計５４に引き渡される。光２０'は、干渉計５４から波面センサ４８に引き渡される。この第２のサブアセンブリ内で後方散乱した光２０'は、第１のサブアセンブリ内で後方反射した光１８'の場合と同様、同じく波面センサ４８及びコンピュータ５０によって測定される。詳細には、これらの測値は、網膜３０の表面４６から網膜３０中の一定の深さ（たとえば所定の深さ「ｚ_ｄ」）まで光２０'が透過する際に該光２０'に導入される位相収差を表している。また、後方反射した光１８'からの測値と同様、これらの測値を使用してアクティブ・ミラー５２がプログラムされ、それにより延いては画像化光ビーム２２から位相収差が除去される。

前方光学収差（第１のサブアセンブリ）及び位相収差（第２のサブアセンブリ）が除去されるようにアクティブ・ミラー５２が適切にプログラムされると、画像化光ビーム２２を所定の深さ（ｚ_ｄ）に導き、且つ、集束させることができる。図１に示されているように、網膜３０で後方散乱した光２２'は、次に、システム１０によって分光計５６へ導かれ、そこで特定の用途に適した解析が実施され、且つ、画像として画像コンソール５８に表示される。

本明細書において詳細に示し、且つ、開示したように、網膜中の細胞細部を高い解像度で画像化するための特定のシステム及び方法は、上で言及した本明細書における目的を完璧に達成し、且つ、利点を提供することができるが、この特定のシステム及び方法は、本発明の現時点における好ましい実施例を単に示したものにすぎないこと、また、本明細書に示されている構造又は設計の詳細に対する制限は、特許請求の範囲に記載されている制限を除き、何ら意図されていないことを理解されたい。

１０ システム
１２、１４、１６ 光源
１８、１８’ 光ビーム（ダッシュ）
２０、２０’ 光ビーム（点−ダッシュ）
２２、２２’ 光ビーム（点）
２４、２４’ ビーム経路（光）
２５ 眼
２６ 角膜
２８ 水晶体
３０ 網膜
３２ 窩
３４ 位置
３６ ターゲット組織
３８ 検出器
４０ 参照走査
４２ 矢印
４４ａ、４４ｂ エコー
４６ 表面
４８ 波面センサ
５０ コンピュータ
５２ アクティブ・ミラー
５４ 干渉計
５６ 分光計
５８ 画像コンソール
６０ 周波数スペクトル
６２ ダッシュ線
６４ 実線

Claims (4)

1. 屈折誤差を補償する、眼の網膜中の所定の深さにおける組織細胞を画像化するためのシステムであって、
   光が前記眼を介して前記網膜上に導かれる際に前記眼の成分によって導入される前方光学収差を測定するために、第１の光ビームを前記眼の中に導くための第１のサブアセンブリと、
   網膜組織によって導入される位相収差を測定するために、前記網膜組織を介して前記所定の深さまで第２の光ビームを導くための第２のサブアセンブリであって、前記前方光学収差が前記第２の光ビームから実質的に除去された第２のサブアセンブリと、
   前記組織細胞の画像を生成するために、前記組織細胞に第３の光ビームを導くための第３のサブアセンブリであって、前記前方光学収差及び前記位相収差が前記第３の光ビームから実質的に除去された第３のサブアセンブリと
   を備えたシステム。
2. 前記前方光学収差が、前記第１の光ビームを前記網膜の窩の上に導き、且つ、前記窩での鏡面反射を評価することによって決定される、請求項１に記載のシステム。
3. 第１の光源が、約４８８ｎｍの波長を有する光ビームを生成する、請求項２に記載のシステム。
4. 前記第２のサブアセンブリが、前記第２の光ビームを生成するための第２の光源を備え、前記第２の光ビームが、前記網膜の表面と前記所定の深さとの間の網膜組織によって導入される前記位相収差を測定するために、解像度が約１５〜２０ミクロンの時間領域ＯＣＴ技法で使用するための約８００ｎｍの波長及び約３０ｎｍの帯域幅を有する、請求項１に記載のシステム。

Images