JP2017522066A - 改善された周波数領域干渉法による撮像システムおよび方法 - Google Patents
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Abstract
Description
a.定義
b.システムの説明
II.部分視野周波数領域干渉撮像
III.スキャンに関連する改善
a.XおよびYにおける2次元エリアまたは線のスキャン
b.スキャンを通じた空間的オーバサンプリングの生成
c.並列周波数領域撮像におけるDMDの使用
d.MEMS反射鏡配列でのスキャン
e.単一のMEMS反射鏡でのスキャン
f.直交スキャンパターン
g.非ラスタスキャン − スキャン深度変動を低減させるための広視野スキャン
h.広視野スキャン − 反射伝達光学系
i.高速スキャン
j.スキャナレスシステム
IV.取得に関連する改善
a.ストリークモード線視野周波数領域撮像
b.光ファイバ束
c.瞳孔カメラ
V.再構築および計算による補償光学系
a.計算による色収差補正
b.ハイブリッドハードウェア/計算による補償光学系
c.サブ開口自動焦点調節
d.再構築に対する画像歪みの考慮
e.ホロスコープ取得の積み重ね
f.プレビューおよび位置合わせモードのための再構築
g.合成開口軸外ホロスコープ
VI.動き補正
a.並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正
b.動きおよび回転の追跡および補正のための軸外検出
c.単一の連続パッチを使用した動きおよび回転の追跡および補正
d.絶対角度分解速度測定による動きの追跡
e.動き測定における誤り
VII.照明
a.1060nmホロスコープ
b.意図的な収差照明光学系
c.光源配列
d.照明および検出経路の分離
e.時間変化照明での連続スキャン
f.可変光出力
VIII.基準信号および基準アーム設計に関連する改善
a.検出器の境界における基準信号の記録
b.検出器の境界における光源の記録
c.レンズレス線視野基準アーム
IX.適用
a.眼底(fundus)撮像および正面撮像
b.指向性散乱
c.組織特有指向性散乱
d.暗視野撮像
e.絶対角度分解速度測定
f.ステレオスコープビュー
g.機能的撮像
h.血管造影法
i.偏光高感度ホロスコープ
干渉法およびホロスコピックシステムの種々の態様が、同時係属中の出願(例えば、参照によりその全ての内容が本明細書に組み込まれる、米国特許出願公開第2014/0028974号明細書、米国特許出願公開第2015/0092195号明細書、国際公開第2015/052071号パンフレット、国際公開第2015/024663号パンフレット、米国特許出願第14/613,121号明細書を参照)のいくつかで説明されてきた。干渉法システムに対する分割開口処理が、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第2014/0218684号明細書で説明されてきた。
以下の定義が、詳細な説明を理解するのに有益となり得る。
干渉法システム:波に関する情報を抽出するために電磁波が重なり合うシステム。一般的に、少なくとも部分的にコヒーレントな光の単一のビームが、異なる経路に分割されかつ向けられる。異なる経路は一般的に、サンプル経路および基準経路と称され、サンプル光および基準光を含む。光学経路長における差は、サンプル光および基準光の位相差を生じさせ、構造的または有害な干渉をもたらす。追加的な情報を抽出するために干渉パターンがさらに分析および処理され得る。サンプル光および基準光が共有経路に沿って移動する干渉法システム、例えば、共通経路干渉計の特殊な事例が存在する。
ポイントスキャンシステム:小さいスポットでサンプルを横方向にスキャンし、単一のポイントにおいてスポットから後方散乱された光を検出する共焦点スキャンシステム。検出を平衡させるために検出の単一ポイントがスペクトルで分散され得、または2つのチャネルに分割され得る。多くのポイントが2D画像または3D体積を捕捉するために取得される必要がある。シーラス(Cirrus)(登録商標)HD−OCT(カール・ツァイス・メディテック株式会社(Carl Zeiss Meditec,Inc.)、カリフォルニア州ダブリン(Dublin,CA))とともに、全ての他の商業的な眼科OCTデバイスは現在、ポイントスキャンシステムである。
座標システム:本出願全体を通じて、X−Y面は、正面または横方向面であり、Zは、ビーム方向の次元である。
従来技術の掃引光源による全視野ホロスコープシステム(ヒルマン,D.(Hillmann,D.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第20号、p.21247〜63、2012年)が図1に示される。波長可変光源101からの光は、結合ファイバカプラ102によってサンプル光および基準光に分割される。サンプル経路またはアームにおける光は、球体レンズ103によってコリメートされる。球体レンズ104および105は、FOV全体を照明することが可能な光の視野でサンプル106を照明するために使用される。光がサンプル106に到達する前に、光は、ビームスプリッタ107を通る。サンプルによって散乱されたサンプル光は、ビームスプリッタ107の方へ再度移動する。基準経路またはアームにおける光は、サンプル光と基準光との間の光学経路長差の調節を可能にする可変遅延線109を最初に通る。次いで、光は、球体レンズ110によって基準ビームにコリメートされる。サンプルから戻る散乱光がビームスプリッタ107を通るまでに、基準光は、ほとんどサンプルアーム光と同じ光学経路長だけ移動している。ビームスプリッタ107において、基準光およびサンプルにより後方散乱した光が再結合され、コヒーレントに相互に干渉する。次いで、再結合された光は、2D検出器111の方へ向けられる。いくつかの全視野ホロスコピックシステムの具現化形態では、検出器111の位置は、瞳孔の共役面、サンプルの共役面に対応することができ、または瞳孔の共役面とサンプルの共役面との間に存在することができる。
今までのところ、人間の網膜の3D表現を生成するために、ポイントスキャン、マルチポイントスキャン、線視野、および全視野干渉撮像システムが使用されてきた。ポイントスキャンシステムおよびマルチポイントスキャンシステムでは、視界(FOV)は一般的に、XおよびYで横方向にスキャンされ、1つまたは複数のポイントで検出され、今までのところ、線視野システムにおけるFOVは、線に対して垂直にのみスキャンされ、全視野システムはスキャナを全く採用してこなかった。スキャナがないことにより、システムコストおよび複雑度が低減され、それは、原則的として、スキャン方法に対する全視野撮像方法の利点を提案する。しかしながら、生体内ホロスコープ3D撮像について、合理的な深度(>500μm)にわたって3D深度情報を再構築することを可能にするために、理想的には、異なる波長を有する500個を超える2D画像を取得することが一般的に必要となる。生きている組織を撮像する場合、無意識の動きまたは血流が、それらの画像が十分に高速な掃引速度で取得されない場合に、甚大なアーチファクトを生じさせ得る。
1)瞳の共役面に対応する位置に配置された検出器
a.対称FOV − 感光性素子は、軸外照明によって生成される高空間的周波数をサポートするために、他の次元に関する軸外次元において著しく狭くなっている必要がある(少なくとも1.5倍、一般的に2〜3倍)。これはまた、検出器への途中の軸外照明の次元における瞳を拡大するか、または検出器への途中の軸外照明に垂直な次元における瞳を縮小することによって達成されることに留意されたい。
2)サンプルの共役面に対応する位置に配置された検出器
a.対称横方向分解能 − 感光性素子は、軸外照明によって生成される高空間的周波数をサポートするために、他の次元に関する軸外次元において著しく狭くなっている必要がある(少なくとも1.5倍、一般的に2〜3倍)。これはまた、検出器への途中の軸外照明の次元におけるFOVを拡大するか、または検出器検出器への途中の軸外照明に垂直な次元におけるFOVを縮小することによって達成されることに留意されたい。
ポイントスキャンシステムは、超高速(例えば、1200mm/秒)で2次元においてサンプルにわたってスポットをスキャンする。画像歪みを生じさせることなく、またはスキャナモータを摩耗させることなく確実にスキャンを行うために、通常、ガルバノメトリックスキャナの対を使用することが選択される。サンプル上の複数のポイントを同時に並列検出することにより、線および部分視野システムは一般的に、ポイントスキャンシステムほど高速にサンプルにわたって照明視野をスキャンする必要はない。したがって、線内および部分視野システムのスキャナに関する要件が著しく緩和される。これによって、多角形反射鏡スキャナ、電子モータスキャナ、圧電性スキャナ、磁歪反射鏡、静電気スキャナ、MEMSスキャナ、電子光学デフレクタ、音響光学デフレクタ、位相配列などの非ガルバノメトリック1軸および多軸スキャナの使用が可能になる。しかしながら、部分視野のスキャンは、データ取得および再構築方法に関する重要な推測を有し得る。
前に説明されたように、線視野システムにおける全体積の取得を完了するために、従来、線視野画像の線は線に垂直な次元でスキャンされていた。ここで、この次元でFOVを増加させるために、線に沿った方向で光の線をどのようにスキャンすることができるかが説明される。本明細書で説明される部分視野システムにおいて、横方向スキャンなしに部分視野照明で小さい体積が取得され得るが、合理的なFOVを有する全体積を捕捉するために、両方の横方向の次元で部分視野がスキャンされる。ここで説明されるように、2次元エリアの線の2次元スキャンを実現するいくつかの方法が存在する。
1.連続高速スキャンモードで位相ウォッシュアウト(phase−washout)を回避するために、検出器の各々の個々のフレーム取得中の変位が1つの分解能ポイントを超えるべきでない。
前に言及したように、いくつかの場合、システムの光学的分解能が検出器によって定まる分解能よりも高い方法でシステムを設計することが望ましいことがある。より多数の感光性素子を有するシステムと比較した相対的な単純さにより、例えば、2×2または3×3個の検出器を採用するシステムが望ましいことがある。隣接する取得視野が相互に直接隣に配置され、2つの分解能要素のFOVが撮像される、2×2個の配列システムは、上述した部分視野の利点の全てをもたらす。すなわち、NAの増加は、分解能の増加につながらず、なぜなら、それはサンプリング密度によってサポートされないからである。それはさらに、検出における焦点が外れた強度損失の影響を受け、なぜなら、サンプリングが非常にまばらであるからである。しかしながら、検出器上の1つ未満の感光性素子に対応する距離のみ、1回の掃引の時間フレーム中に照明をシフトすることのみによって、検出器の不十分な分解能が補償され得る。これは、いわゆるオーバサンプリングを生成し、サンプル上の各ポイントが少なくとも2回サンプリングされることを意味する。光学的分解能をサポートするために、これは一般的に、ポイントスキャンシステムによって行われる。しかしながら、例えば、半分だけシフトすると、検出器の分解能が2倍のオーバサンプリングを生成しないため、空間的分解検出器を有する同様のオーバサンプリングはより複雑である。それは、サンプリング分解能が2つの因子によって改善されるサンプリングを生成するが、厳密な同一のサンプル位置における追加的なサンプリングをもたらし、したがってサンプリング分解能をさらには改善しない。しかしながら、そのようなサンプリングは、例えば、ドップラOCTまたはOCT血管造影法のような位相高感度方法にとって有益であり得、そこでは、経時的に信号における差を測定するために、同一のサンプル位置を2回サンプリングすることが理想的には必要とされる。
サンプル上の光のスキャンは、従来の機構的スキャナによって実現される必要はない。スキャナを有さない部分視野干渉撮像システムを、デジタルマイクロ反射鏡デバイス(DMD:digital micro mirror device)の支援で具体化することができる。DMDは、空間的光変調器(SLM:spatial light modulator)と考えられる。本明細書で説明されるシステムはDMDを使用するが、例えば、偏光子と組み合わせた半透明または反射液晶マイクロディスプレイのような、他のタイプのSLMの支援でこの方法を具体化することもできる。DMDは、投影デバイスで見られるデジタル光処理(DLP:digital light processing)システムで使用される。DMDは、2つの反射鏡の位置、すなわち、動作位置(on−position)および非動作位置(off−position)(それらは一般的に反射鏡回転の±12の段階が異なる)間で切り替えることができる多くのマイクロスコープ反射鏡の配列を有する光学半導体である。動作位置では、投影機の光源からの光は、レンズを通じてスクリーンに向けられ、対応する投影画像の画素を明るく見えるようにする。非動作位置では、光は投影スクリーンに到達せず、したがって暗い画素につながる。サンプル上の部分視野を照明するために同一の概念が使用され得る。そのようなシステムでは、DMDがサンプルに結像される。サンプル上のDMDの画像のサイズは、最大FOVに対応する。動作位置においてDMDの或る数の反射鏡のみを設置することによって、サンプル上の照明のサイズを、制限された対象領域(ROI:region of interest)に減少させることが可能である。この対象領域において、DMDが現在の反射鏡を非動作位置に切り替え、それと引き換えに動作位置における別の画素のグループに切り替える前に、1つまたは複数の波長掃引が取得され、したがって、サンプル上の異なるROIを照明する。上記に説明された機構的スキャン反射鏡について、光の視野が1つの位置から次にスキャンされる必要がないため、それはまた、再構築に関する上記に説明された推測を回避する。反射鏡を所与の時点で反射鏡をオンおよびオフに切り替えることができる制限はないため、連続したROIが相互に隣接する必要はない。代わりに、それらはまた、重なり合うか、または空間的に分離される。したがって、考えられるFOV全体の或る空間的に分離したROIのみが照明されるシステムが想定される。そのような動作モードの例は、血流撮像モードであり、そこでは、潜在的に高い繰り返し率で、血管が存在する或るROIを撮像することのみが対象となり、血管が存在しない他のROIは対象外である。そのようなモードの適用のための別の例は、多くの小さい分離したROIが同時に照明され、全FOVを覆うように経時的に変化する場合を含め、隣接しない連続したROIによって全FOVを構築することである。これによって生物学的組織サンプルに対してより高い照明出力が可能になり、なぜなら、1つのROIの現在の照明によって生成される熱が周辺組織に消散し、それは現在の照明の後に直接照明されないからである。
マイクロ電子機械システム(MEMS)反射鏡は、ポイントスキャンシステムに対する有望な代替物と考えられている(サン,J.(Sun,J.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第18号、p.12065〜75、2010年)。MEMS反射鏡は、ガルバノメトリックスキャナよりもコストおよびサイズを著しく下げることを達成する可能性を有する。MEMS反射鏡の欠点の1つは、MEMS反射鏡が今までに比較的小型の反射鏡のサイズに制限され、照明のサイズおよび集光瞳(collection pupil)を制限することである。部分視野周波数領域撮像では、前に説明されたDMDの実施形態と同様にMEMS反射鏡の配列を採用することによって、この制限に対処することができる。この場合、DMDは、MEMS反射鏡を採用し、そのDMDは、照明の動作位置と非動作位置との間で切り替えることができるのみならず、所望の角度範囲でそれらの方位を徐々に変えることが可能である。以下では、本発明者らは、そのようなデバイスをMEMSマイクロ反射鏡デバイス(MMD:MEMS micromirror device)と呼ぶ。MMDは、瞳の共役面に対応する位置においてサンプルアームに配置される。サンプルにわたって光の視野をスキャンするために、MMDの反射鏡は、同期して傾けられる。この方法は、ポイントスキャンシステムでは、位相ウォッシュアウトにより信号劣化をもたらすが、瞳における光が空間的分解検出器で取得されるため、この方法は、部分視野システムにおける信号に影響を及ぼさない。唯一の要件は、各感光性素子が複数の反射鏡から光を受信するべきでないことであり、これは、瞳における個々の反射鏡の画像が、瞳における個々の感光性素子の画像として、瞳における同一のエリア、または整数の複数のエリアに対応することを意味する。
「スキャンに関連する改善 − MEMS反射鏡配列でのスキャン」セクションで説明されたように、サンプルの瞳面と接合した単一のMEMS反射鏡を使用することは、照明開口部および集光開口部(collection apertures)を削減することをもたらす。それらの開口部の削減は、多数の開口数が望まれる集光に対してのみ問題となる。一方で、照明は、大きい開口部を必要としない。次いで、照明経路および集光経路を分離し、それによって、部分視野スキャンを実行するMEMS反射鏡を照明経路のみが使用するようになることが想像され得る。次いで、検出経路はMEMS反射鏡をバイパスし、空間的分解検出器が画像面または瞳面のいずれかに共役に配置され得る。
視野照明システムは、2つの照明次元に沿った異なるNAを有し得る。これは、例えば、共焦点の焦点が外れた強度損失を削減することに有効となり得る。しかしながら、欠点は、それが非対称点拡散関数(PSF)を生成することである。ここで、本発明者らは、各々が異方性分解能を有する2つ以上の体積からX−Y面における等方性分解能を有する体積を生成する方法を説明する。
眼または他の球形サンプルの後部または前部をスキャンするとき、FOVの境界と中間との間の著しい経路長変動が観察され得る。撮像ウインドウが数mmに制限されることが多いため、FOVの境界が既に深度撮像ウインドウの外であり、FOVの中心が深度撮像ウインドウ内にあることが生じ得る。軸上追跡方法がOCTから知られている(パーチャー,M.(Pircher,M.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第15号、p.16922、2007年)。しかしながら、単一のスキャン内の経路長差が急激に変化するため、それらは一般的に高速広視野OCTスキャンに適用可能でない。しかしながら、ラスタスキャンパターンを、例えば、図8Aに示されるスパイラルスキャンパターンに移動させることによって経路長変動が減速され得る。スパイラルスキャンパターンでは、FOVの中心からFOVの境界へと比較的低速に移動する。したがって、球形サンプルを撮像するときの経路長はまた、さらに低速に変化する。実際に、ラスタスキャンパターンの単一のBスキャンにおける±デルタzと比較して、体積毎にデルタzだけ遅延を調整しさえすればよく、デルタzは、FOVの中心とFOVの境界との間の経路長差である。例えば、正方形スパイラル(図8B)または一連の同心円(図8C)などの類似の挙動を有する他のスキャンパターンが当業者によって想定され得る。それらの改善は、ポイントスキャンシステム、部分視野システムに加え、ビームまたは光の視野が2次元でスキャンされる他の全てに適用可能である。
サンプルアームにおいて、屈折光学系の代わりに凸面または非球面反射鏡などの反射光学系を有する反射光学系によって、網膜上でより広いFOVが可能となり得る。眼において広いFOVをテレセントリックにスキャンするために、より大きい直径であるが、患者の眼の前では短焦点長レンズであることが一般的に必要とされる。しかしながら、直径を任意に増加させることはできず、およそd≒fに限定され、dはレンズの直径であり、fはレンズの焦点距離である。反射光学系で、例えば、ポイントスキャンレーザ検眼鏡について米国特許第5,815,242号明細書で説明されるように、非常に急勾配な角度を生成することが可能である。本発明者らは、同様の設計がまた広視野部分視野スキャンに有益であることを認識する。
スキャンシステムは一般的に、光が一方向では高速に、垂直方向では低速にスキャンされるラスタスキャンを使用する。しかしながら、これは、最大スキャン速度およびレーザの安全性に関して2つの欠点を有する。1つのスキャナが速度に関してその性能が制限されて使用され得るため、スキャン速度が制限され、他のスキャナはその性能に全く制限されない。例えば、10度毎の視界、1000×1000個のサンプリングポイント、および1秒の全取得時間を有するポイントスキャンシステムでは、高速スキャナは1kHzの周波数で±5度で回転する必要があり、それは、10度/ミリ秒の角速度をもたらし、低速スキャナは、5度/秒の角速度で回転しさえすればよい。これは、高速スキャナと同一の速度能力を一般的に有する低速スキャナの使用を極めて不十分にする。
コストを節約する可能性として単一の1つの軸スキャナ線内視野システムのみに対する必要性が従来技術で特定されている。しかしながら、スキャナを全く使用せず、サンプルに対して光学ヘッドまたは機器全体を回転させることによって、さらに単純な低コストの線視野デバイスを生成し得ることは認識されていない。特に、ハンドヘルドデバイスは、そのような設計に適している。例えば、線取得間または一連の線取得中のいずれかで患者自体が回転する、ハンドヘルドテレスコープのようなデバイスが設計され得る。最も単純な事例は、90度の1回の回転のみを含み、90度のオフセットで2つのBスキャンを生成する。しかしながら、デバイスを180度連続して回転させることによって、このようにして体積スキャンを生成することも可能である。そのような場合、デバイスは、現在位置および/または方位に関する情報を収集する加速度計、ジャイロスコープまたは他の動きおよび方位追跡素子を含み得、それらの情報は、その後、取得をトリガするためか、または後の処理中の登録のためのいずれかで使用される。
a.ストリークモード線視野周波数領域撮像
今日では、並列周波数領域撮像システムの速度は主に、利用可能な検出ハードウェアによって制限されている。カメラは、カメラらのラインレートまたはフレームレートで制限される。より高いカメラ速度を達成する1つの方法は、国際公開第2015/024663号パンフレットで説明される非積算時間モードまたは連続時間モードで感光性素子を動作させることである。掃引光源による線視野周波数領域撮像に対してラインまたはフレームレートが制限されることを回避する別の方法は、ストリークカメラ構成を使用することであり、ストリークスキャナが2D検出器の前方に配置され、各波長スキャン中に感光性素子の2D配列にわたって光の線が掃引される。そのようなシステムにおけるスペクトル情報は、スペクトル情報が時間のみに応じて取得される標準的な掃引光源による線視野システムと異なり、時間および空間に応じて取得される。
光ファイバ束は、1つ以上の光ファイバを含むケーブルである。多数の光ファイバを含む光ファイバ束は、束の一端からその他に光学画像を伝送するために使用されることが多い。そのような束は、画像束としても知られる。それらの束に使用される光ファイバは一般的に、マルチモードファイバである。光ファイバ束は一般的に、医療、獣医および産業用途の内視鏡で使用されるが、ホログラフィおよび並列OCTでの使用についても提案されている(ズルアガ,A.F.(Zuluaga,A.F.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第24号、p.519〜521、1999年、コクオス,O.(Coquoz,O.)ら著、生体臨床医におけるホログラフィ、干渉分光法、および光学パターン認識III(Holography,Interferometry,and Optical Pattern Recognition in Biomedicine III)、第1889号、p.216〜223、1993年、コクオス,O.(Coquoz,O.)ら著、生体臨床医におけるマイクロスコープ、ホログラフィ、および干渉分光法(Microscopy、Holography、and Interferometry in Biomedicine)、第2083号、p.314〜318、1994年)。ファイバ配置は、異なる構成を有することができる。それらは、例えば、線形配列を生成するために単一の列において相互に配置され得、あるいはそれらは正方形もしくは長方形格子、または他の任意の構成を生成するために配置され得る。ファイバ束の一端に或る構成、およびファイバ束の他端に別の構成を有することも可能である。ズルアガ(Zuluaga)らは、光学伝送プローブとしてファイバ束を使用し得ることを示している(ズルアガ,A.F.(Zuluaga,A.F.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第24号、p.519〜512、1999年)。例えば、干渉計が機器の光学ヘッドに存在し、検出器がテーブルの下部のPCに近接して位置する眼科ホロスコープシステムにおいて、検出器を干渉計から物理的に分離するために、光ファイバ束も使用され得る。ファイバ束が検出器を干渉計から分離するために使用される場合の別の例は、干渉計が内視鏡の先端部に存在するが、光源および検出器が、例えば、内視鏡の外側に存在する内視鏡にある。周波数領域撮像における光ファイバ束の別の使用は、異なる光学サンプリング格子を、検出器構成に合致する形状に変換すること、例えば、長方形光学サンプリング格子を、1D検出器で使用される出力ファイバの線形配列に変換することである。
OCTシステムは一般的に、位置合わせ中にユーザに患者の瞳孔および虹彩のビデオ供給をもたらす(例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第2007/0291277号明細書を参照)。このビデオは、OCTシステムの光学軸上で取得されているため、それは、患者の瞳孔に対して撮像ビームをユーザが位置合わせすることを支援する。瞳孔カメラをOCTシステムの光学軸上に置くために、一般的に、2色性反射鏡がOCT撮像経路に配置される。それは、ビーム品質の損失を生じさせ、および潜在的に影響を及ぼす2つの追加的な光学面を生じさせるため、望ましくない。2色性反射鏡および必要な機構的固定具は、また、システムのコストを増大させる。
回折が制限された撮像を達成するために、波面補正のためのハードウェアによる補償光学系の使用が点状物体について天文学および顕微鏡法において良好に確立される(ピラット,B.C.(Platt,B.C.)、ジャーナル・オブ・リフラクティブ・サージャリ(J.Refract.Surg.)、第17号、p.S573〜S577、2001年、ベバレッジ,J.L.(Beverage,J.L.)ら著、ジャーナル・オブ・マイクロスコープ(J.Microsc.)、第205号、p.61〜75、2002年、ルッケル,M.(Rueckel,M.)ら著、米国科学アカデミー紀要(Proc.Natl.Acad.Sci.U.S.A.)、第103号、p.17137〜42、2006年)。現在では、それは、光干渉断層法および光学コヒーレンス顕微鏡法における活発な研究分野である(ヘルマン,B.(Hermann,B.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第29号、p.2142〜4、2004年、ザワズキ,R.J.(Zawadzki,R.J.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第13号、p.8532、2005年、ササキ,K.(Sasaki,K.)ら著、バイオメディカル・オプティックス・エクスプレス(Biomed.Opt.Express)、第3号、p.2353〜70、2012年)。現在では、元の検出されたデータセットにおける位相情報を数学的に操作して、光学撮像技術で既知の球形収差を補正し得ることが分かっている(クマール,A.(Kumar,A.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第21号、p.10850〜66、2013年、コロンブ,T.(Colomb,T.)ら著、ジャーナル・オブ・オプティカル・ソサイエティ・アメリカA(J.Opt.Soc.Am.A)、第23号、p.3177、2006年、モントフォート,F.(Montfort,F.)ら著、アプライド・オプティックス(Appl.Opt.)、第45号、p.8209、2006年、クーン,J.(Kuehn,J.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第34号、p.653、2009年、ティピー,A.E.(Tippie,A.E.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第19号、p.12027〜38、2011年、アディー,S.G.(Adie,S.G.)ら著、米国科学アカデミー紀要(Proc.Natl.Acad.Sci.U.S.A.)、第109号、p.7175〜80、2012年)。
ホロスコープでは、一般的に、広スペクトル帯域にわたる多くの異なる波長でサンプルが照明される。これは屈折光学系に対する課題をもたらし、なぜなら、一般的に全スペクトル範囲にわたってそれらを完全に無彩色になるように最適化することができないからである。したがって、通常は無彩色のシステムでさえ、焦点シフト(色収差)に依存したわずかな波長を予測することができる。ホロスコープでは、各波長が時間または空間に応じて取得され、ホロスコープ再構築が一般的に、各波長の伝播ステップを含むため、色収差を補償するためにこのステップを適合させることが可能である。係数exp(−iz0(k+kz(kx、ky、k)))との乗算を使用して取得されたデータD(kx、ky、k)を伝播させる代わりに、修正された伝播関数exp(−i(z0+Δz(k))(k+kz(kx、ky、k)))により、取得されたデータD(kx、ky、k)を伝播させることで色焦点シフトが補償され得、Δz(k)が色焦点シフトである。他の伝播関数がまた、焦点移動に依存した波長を考慮するために調節され得ることを当業者は認識するであろう。
b.ハイブリッドハードウェア/計算による補償光学系
ハードウェアによる補償光学系では、波面を検出し、それに従って変形可能反射鏡または空間的光変調器(SLM)を使用してそれを補正するために波面センサ(例えば、シャック−ハルトマンセンサ)が一般的に使用される(ヘルマン,B.(Hermann,B.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第29号、p.2142〜4、2004年、ザワズキ,R.J.(Zawadzki,R.J.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第13号、p.8532、2005年、フェルナンデス,E.J.(Fernandez,E.J.)ら著、ヴィジョン・リサーチ(Vision Res.)、第45号、p.3432〜44、2005年)。計算による補償光学系では、検出器において検出される光の波面の形状に関する情報を抽出するために、ホロスコープなどの干渉撮像方法で利用可能な位相情報が使用される(クマール,A.(Kumar,A.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第21号、p.10850〜66、2013年、アディー,S.G.(Adie,S.G.)ら著、米国科学アカデミー紀要(Proc.Natl.Acad.Sci.U.S.A.)、第109号、p.7175〜80、2012年、アディー,S.G.(Adie,S.G.)ら著、アプライド・フィジックス・レター(Appl.Phys.Lett.)、第101号、p.221117、2012年)。次いで、検出されたより高次の波面収差が計算により補償される。ここで、本発明者らは、波面形状を検出するために波面センサを使用するか、この情報を計算による波面補正に対する入力として使用するか、またはその逆のいずれかであるハイブリッド補償光学システム(波面形状を計算により抽出し、例えば、変形可能反射鏡またはSLMでそれを補償するシステム)を説明する。波面検出器が変形可能反射鏡またはSLMと比較して比較的安価であるため、好ましい組み合わせは前者の場合である可能性が高い。
上記セクションでは、より高次の収差の補正のための計算による補償光学系およびハードウェア補償光学系の組み合わせが説明された。ホロスコープシステムはまた、例えば、クマール,A.(Kumar,A.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第21号、p.10850〜66、2013年)により説明される分割開口方法によって、平面の焦点ボケ(plain defocus)を検出することが可能である。少なくとも2つのサブ開口画像間のオフセットによって、焦点ボケの量、すなわち、サンプルと焦点位置との間の距離とともに、サンプルが焦点位置の前にあるか、または焦点位置の背後にあるかを把握することが可能である。これは、例えば、レンズを並行移動させ、または適応レンズの焦点距離を変更することによって、サンプルを即時に(非反復的に)光学的に焦点にもっていくために必要な情報の全てである。この方法は、一般的に、能動的自動焦点調節方法を使用し、焦点のスキャンの全体を通じて画像における強度および/またはコントラストの最大値を検出することによって、焦点がスキャンされ、最適焦点位置が判定される、今日の商業的に利用可能なOCTシステムと比較して、著しく高速な焦点調節の利点を有する。
サンプルまたは非テレセントリックスキャン全体を通じて不均質な屈折率分布は、想定されるkx、ky、kzのサンプリング格子を歪め、したがってホロスコープ再構築の結果を損なう。したがって、本発明者らは、ここでは、屈折率とともに非テレセントリックスキャンの変動によって生じる歪みをどのように測定または評価し、それに従って空間的周波数領域におけるリサンプリングを修正することによってそれらをどのように考慮するかを説明する。
拡張した被写界深度(DOF)を生成する目的で、OCTの焦点積み重ね(focus stacking)および単一の面のホログラフィ取得が以前に提案されている(ヒューバ,R.(Huber,R.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第13号、p.10523、2005年)。ホロスコープ再構築を適用することによって、シフトされた焦点での複数の取得を積み重ねる必要なく、いくつかのレイリー範囲に広がるDOFを得ることが可能である。DOFを増加させる試みとは別に(ヒューバ、R.(Huber、R.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第13号、p.10523、2005年)、OCT取得の深度範囲を増加させるための複数の体積の積み重ねが以前に提案されている(例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許第8,125,645号明細書を参照)。しかしながら、両方の場合において、横方向分解能が深度とともに変動する最終的な体積が得られた(図10A)。図10Aでは、それらの個々の焦点から離れたビームウェストを増加させることを示す、3つの積み重ねたガウジアンビームによってこれが示される(点線、実線および破線ビーム)。
空間的分解検出器を有するシステムは一般的に、体積測定データを自動的に収集する。多くの場合、患者の眼に対してシステムを位置決めするために横断面画像(Bスキャン)を使用することがより便利である。この目的のために、Bスキャンを体積から生成するデータのいくつかが破棄され得る。しかしながら、全ての取得されたデータを利用することがさらに望ましいことがある。これを行うために、体積測定データをBスキャンに変換するために、データの一部またはデータセットの全てが1次元で結合され得る(例えば、合計または平均化する)。
軸外取得スキームは、空間的周波数スペクトルでシフトを生じさせる検出器にわたって搬送波周波数を生成する。空間的周波数スペクトルの片側は、空間的周波数ではアップシフトを経験し、反対側は、実際にダウンシフトしている。より高い周波数成分を分解するためにこのダウンシフトが使用され得、その成分は、そうでない場合、検出可能な空間的周波数空間の外に存在する。しかしながら、ダウンシフトは、軸外角度の方向のみで発生するため、全ての方向で空間的周波数空間を増加させるために、変動する軸外角度方向を有する複数のデータセットを取得することが理想的である。例えば、「北」、「東」、「南」および「西」からの軸外角度を有する4つの取得の組は、著しく拡大された空間的周波数空間を有する結合されたデータセットを生成するのに十分な情報を提供するのに十分なはずであり、したがって全て方向での分解能を改善している。
S.H.ユン(Yun)らは、SS−OCTにおいてPSFおよびSNRに関する軸方向および横方向の動きアーチファクトの影響を調査している(ユン,S.H.(Yun,S.H.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第12号、p.2977、2004年)。S.H.ユン(Yun)らは、サンプルの動きがSS−OCT画像に関して有する3つの影響、1)ドップラシフト、2)軸方向PSF広がり、および3)横方向PSF広がりを特定した。本発明者らは、画像品質に関するサンプルの動きの影響を最小化するために短い掃引時間が必要であることを前に説明した。動きアーチファクトを回避することができない場合、動きアーチファクトが計算により補正され得る。掃引光源によるOCTシステムにおける軸方向の動きアーチファクトの補正のための1つのアプローチがヒルマン(Hillman)らにより説明されている(ヒルマン,D.(Hillman,D.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第20号、p.6761〜76、2012年)。しかしながら、それは、全体的な補正、すなわち、全体的な深度の取得に適用される補正のみを説明している。いくつかのサンプルがいくつかの層においてのみ、移動粒子、例えば、網膜組織内の血管における血流を示しており、その他の層では示していないため、局所的な計算による動き補正を適用することが望ましい。局所的な動き補正が空間的領域または周波数領域のいずれかに適用され得る。周波数領域では、例えば、分数次フーリエ変換または周波数依存位相補正による周波数依存動き補正の形式でそれらが適用され得る。深度依存軸方向PSF広がりを補正するために分数次フーリエ変換をどのように使用することができるかの1つの例は、最近、光干渉断層法データにおける深度依存分散補正の適用についてリポック(Lippok)らによって説明されている(リポック、N.(Lippok、N.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第20号、p.23398〜412、2012年)。しかしながら、分散不一致により、ただし異なる根本原因でPSF広がりと同様の影響である、掃引光源による周波数領域撮像技術での動きにより生じる軸方向PSF広がりも局所的にこの方法で補正できることが認識されなかった。
取得中に生じ得る6つの度合いのサンプルの動きが存在する。6つの度合いの動きは、以下の直交の組によって説明され得る。
2)x、y、およびz軸の周りの3つの度合いのサンプルの動き
これらの6つの自由度を説明するために、他の直交の組も使用され得ることに留意されたい。1つは、取得中に組織のいずれかの領域の位置を追跡することによって、x、y、およびzの動きを追跡することができる。簡単にするために、本発明者らは、この第1の位置P1をx、y、z原点(x=0、y=0、z=0)であるものと定義する。しかしながら、このポイントを追跡することは、原点の周りの3つの回転度に関する情報を与えない。第2のポイント、P2の位置を追跡することは、2次元での回転に関する情報を提供するが、2つのポイント間の線によって定まる軸の周りの回転に関する情報を依然として提供しない。例えば、このポイントがx=l、y=0、z=0におけるx軸上にある場合、y軸およびz軸の周りの回転に関する情報は得ることができるが、x軸の周りの回転に関する情報は得ることができない。この場合、z軸の周りの回転が、y軸に沿った2つのポイント間の相対的変位によって与えられる。また、y軸の周りの回転が、z軸に沿った2つのポイント間の相対的変位によって与えられる。一次的に、少なくとも小さい回転γに対してx軸に沿ったそれらの2つのポイント間の最小の相対的変位を得るべきであり、γは、yまたはz軸の周りの回転の量であることに留意されたい。変位は、小さい角度に対しておよそγ2である(l−cos[y])によって与えられる。
1.3Dデータセットを取得し(ステップ1701)、3Dデータセットを(x、y、z)座標空間に変換し(ステップ1702)、サンプルとこの空間との間にレンズは存在しない。この座標空間がサンプルから軸方向でシフトされ得ることに留意されたい。例えば、ヒルマン(Hillman)(ヒルマン,D.(Hillman,D.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第36号、p.2390〜2、2011年)によって説明されるようなレンズレスホロスコープシステムにおける平坦な基準波面を有する光が集光された場合、許容可能な座標空間に到達するために(kx、ky、kz)からの変換が行われるだけでよい。
5.kxおよびkyに応じてkx面間の位相シフトを判定する(ステップ1706)。データが元々はkzにおいて連続してとられているため、kzにおける各面は、時間のポイントに対応する。面のうちの1つの複素共役をとり、次いで、第1の面における各要素に第2の面における対応する複素共役化要素を乗算することによって、2つのkz面間の位相シフト(ステップ1706)が測定され得る。これは、データの面をもたらし、各要素の位相が2つの面間の位相差に対応し、各位置における振幅が信号の強度に対応する。
「動き補正 − 並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」セクションでは、並列周波数領域データ処理の一部であったkzに沿ったフーリエ変換の使用によってkx、ky面毎の位相がアクセスされている。この方式で位相を得ることは、kzに沿ってヒルベルト変換を非明示的に実行し、単一のポイントにおいて位相を測定するために波長の範囲にわたって取得されたデータを使用する。代わりに、線視野システム、部分視野システムまたは全視野システムなどの軸外構成の並列周波数領域干渉撮像システムが考えられ、ここで、基準ビームがサンプルビームに対する角度にあり、それによって、取得される空間的データにおけるヘテロダイン検出が可能になる。信号を復調することによって(ハードウェアまたはソフトウェアのいずれかで)、空間的ポイント毎の相対的位相が個々の波長毎に得られる。データを(kx、ky、kz)領域に適切にフーリエ変換することによって、「動き補正 − 並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」セクションにおけるステップ4で説明されたのと同様のデータセットが得られる。この技術は、単一のポイントにおいて位相を測定するために、空間的位置の範囲(波長の範囲ではなく)にわたって取得されたデータを非明示的に使用する。次いで、x、y、およびzに沿った動きを測定する同一の技術が続くことができる。
部分視野システムの全データセットの合理的な小さいサブセットの(x、y、z)位置を追跡することによって、x、y、およびzにおける動きが自然にもたらされる。「動き補正 − 並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」セクションで前に説明されたように、2つの他のサブセットの同様の測定を実行することによって、6つの度合いの動きの全てにおける動きが判定され得る。また、場合によりある程度より大きくなるにも関わらず、6つの自由度の全てを追跡するために単一の3Dサブセットを使用することが可能である。「並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」および「動きおよび回転の追跡および補正のための軸外検出」で説明された上記方法は、x、y、およびzにおける動きを高速に検出するために使用され得る。次いで、3Dサブセットを(x、y、kz)領域に数的に伝播させ、再度、1つの面の複素共役をとり、第1の面における各要素に第2の面における対応する複素共役化された要素を乗算することによって、xおよびy軸の周りの回転が、xおよびyのそれぞれに比例した位相シフトをもたらす。次いで、例えば、曲線当てはめ(curve fitting)または位相差を平均化することによって、動きの振幅が再度定量的に測定され得る。それらの測定において、回転に対する基点がROIの中心として割り当てられることに留意されたい。基点、p0の周りの回転が、いずれかの他の基点、pの周りの並行移動および回転の組み合わせとして定義され得るが、これは何ら問題を引き起こさない。したがって、ROIが取得から取得へ変化する場合に何らかの変換が必要となる。最後に、光学軸の周りの回転は、(kx、ky、kz)または(x、y、kz)領域のいずれかで測定され得、追跡境界または連続した面間のピークなどの多くの方法で測定され得る。
サンプルの動きを追跡するために、「適用 − 絶対角度分解速度測定」で説明される位相分解ドップラ法による絶対速度測定方法が使用され得る。サンプルの単一のポイントにおける散乱体の速度を測定することによって、サンプルのx、y、およびzにおける並行移動のみを判定することができるが、サンプルの頂点、傾きおよび回転は検出可能でない。部分視野を少なくとも3つの空間的に分離したサンプルポイントで瞬間的に取得することによって、それらの自由度も検出することができる。頂点、傾きおよび回転に対する感度を高めるために、3つの異なる部分視野を連続して取得することによって、サンプルにおける少なくとも3つの異なるさらに空間的に分離した位置の速度を監視することが選択され得る。潜在的な誤りを最小化するために、それらの部分視野取得中の時間差ができるだけ小さくされるべきである。
上記動き測定技術は制限を有する。隣接する波長取得中の軸方向の動きが非常に大きい場合、位相ラッピングが発生し、フリンジ・ウォッシュアウトがまたSNRを削減し、動き測定の信頼性に影響を及ぼす。横方向の動きが非常に大きい場合、追跡のために前に使用されたいずれかの斑点または特徴がまたウォッシュアウトされ得、追跡する最小の特徴を維持する。動きがある程度連続的であるため(すなわち、加速を無限とすることができない)、前の取得中の動きが現在の取得における動きの予測因子として使用され得る。例えば、位相ラッピング(πよりも大きい大きさを有する正または負の位相シフト)を削減するために動き計算を実行する前に、この予測された動きを補償するためにデータがシフトされ得る。
a.1060nmホロスコープ
今までに公開されたホロスコープシステムの全ては、800nmの波長領域での光を使用してきた。ポイントスキャンシステムでの網膜部および前部の撮像にとってより長い波長光の使用が有益であることが証明されてきた(ポバザイ,B.(Povazay,B.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第11号、p.1980、2003年、ウンターフーバ,A.(Unterhuber,A.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第13号、p.3252、2005年)。特に、990nm〜1110nmの波長範囲における光は、それらの波長における吸水スペクトルにおける最低限度により、生体内での人間の網膜の撮像のためになおも使用され得る。実際に、それによってさらに、800nmの波長領域における光と比較したそのより低い散乱係数により、脈絡膜および強膜のようなより深い構造の撮像が可能になる。それはまた、白内障の存在での画像品質を著しく強化する。
コリメートされたガウジアンビームから線焦点を生成するために円筒レンズが使用されることが多い。この方法の1つの欠点は、結果として生じる線が、線の方向に沿ったガウジアン強度分布を有することである。これは線視野撮像にとって望ましくなく、なぜなら、それは画像にわたってガウジアン強度分布をもたらすからである。一般的な対処は、定義された強度変化で線を或る中心部分のみにトランケートすることである。図11は、ガウジアン正規化強度分布のプロットを示す。釣鐘曲線の中央の赤い部分が領域を示し、そこでは、線に沿った強度の低下が最大強度の20%以下である。この領域に入らず、したがって撮像に使用されない全光出力は、この例では、全出力の49.9%に相当する。これは特に、現在利用可能な光源が所望の光出力をもたらさないために問題となる。
並列OCTシステムの利点のうちの1つは、光がより大きいエリアにわたって分散されるため、並列OCTシステムがサンプル上の照明出力を増加させることが可能なことである。いくつかの場合、単一のレーザで得ることが困難なレベルにサンプル電力を増加させることがさらに可能な場合がある。したがって、並列周波数領域撮像システムに対してサンプル上の所望の照明出力に到達するために、複数のレーザまたはレーザ配列を使用することが有益となり得る。
過去のポイントスキャンOCTシステムは一般的に、サンプルから光を照明および集光して、単一モードファイバに含まれもする、基準アームモードに一致する単一のモードを集光するために単一モードファイバを使用してきた。部分視野システムでは、基準光とサンプル光との間の入射の角度が、検出器のナイキスト周波数よりも高い空間的振動を生じさせるべきでないこと以外の要件に合致するモードが存在しない。これは、サンプルから戻る複数のモードの光が集光され、かつ基準光に干渉し得るため、サンプル光の集光を著しく簡易化する。モード合致要件の除去によって、システムに対する多くの新たな光学設計が可能になる。全視野撮像システムに対する1つの例示的な実施形態が図14に概略的に示される。図14では、掃引光源1401からの光がファイバカプラ1402によってサンプル光および基準光に分割される。サンプル1403は、サンプルアームファイバの頂点をサンプルに向けることによって側面から照明される。サンプルアーム光が実線として示され、基準アーム光が破線として示される。サンプルからの後方散乱光は、別個の検出光学系(レンズ1404および1405)を通じて集光され、検出器(カメラ1406)によって集光される。基準光(破線)は、それ自体の光学軸上で検出器を照明する。次いで、サンプルおよび基準光は検出器においてコヒーレントに干渉する。そのような設計の1つの重要な態様は、後方散乱サンプル光が再度その元のモードに結合される必要がないため、入射光および回帰サンプル光を空間で分離することができ、サンプルアームにおいて異なる経路を移動することができ、人間の角膜などの問題のある反射性を有するレンズの異なる部分を通じてサンプル光を照明および集光するシステムを可能にする。次いで、これは、瞳分割配置を有する眼底カメラ設計または広幅眼底撮像設計の形式にある周波数領域撮像システムを可能にする。
「照明 − 照明および検出経路の分離」セクションで説明されたように照明および検出経路を分離することによって、撮像中に照明パターンを変えることができる。部分視野が単一のレーザ掃引の時間にわたって1つ以上の分解能素子でスキャンされる連続高速スキャンモードでは、時間変化照明は、取得のフレーム毎(波長毎)に斑点パターンを変更することをもたらす。処理の後、各フレームにおける異なる斑点パターンは、最終的な体積の斑点の減少をもたらす。これのさらなる実施形態は、米国特許出願第14/613,121号明細書で前に説明されたように、隣接波長の斑点の無相関をさらに保証するために非連続波長掃引を含み得る。
並列システムまたは超高速スキャンシステムの光出力は、網膜を損傷させるいかなるリスクもなしに超高レベルに到達することができる。しかしながら、眼の前部では、それらのシステムは、高出力密度を有する固定ビームを生成することができる。角膜および水晶体は、最大で約900nmおよび1060nmの波長領域にある可視波長における角膜および水晶体の低吸収により、非常に高い出力レベルを許容することができるが、拡張した時間にわたり、超高出力密度を有するビームに虹彩を露出させることが望ましくないことがある。特に、一般的に実際の取得自体よりも著しく長い時間を要する位置決め中、ビームが虹彩に当たる可能性が高い。高出力ビームを虹彩に露出させることを回避するいくつかの方法が存在する。
a.検出器の境界における基準信号の記録
掃引光源による周波数領域干渉撮像は、記録されたスペクトルの干渉図形(interferogram)の逆フーリエ変換が深度に応じたサンプルの後方散乱プロファイルを表す原理に基づいている。周波数領域から空間的領域への正確な変換のために、スペクトルの干渉図形は、波数、kで線形にサンプリングされる必要がある。干渉撮像方法に使用されるいくつかの掃引光源は、完全にはkで線形に掃引しない。それを補償するために、一般的に、線形のkの間隔に対応する時間においてデータ取得の時間が測定されるか、または掃引のkの非線形性に関する情報を含む基準信号が並列して記録されるかのいずれかである。次いで、この情報は、波数で線形に間隔を空けられる取得されたデータをリサンプリングするために後に使用される。第2の信号の並列取得は一般的に、システムの複雑度が増し、なぜなら、それは追加的な検出器およびアナログ−デジタル変換器(ADC)を必要とするからである。
光源の光出力は、実際には完全に安定しないが、本発明者らが強度雑音と呼ぶある程度の光出力の変動を示す。この強度雑音が平均出力レベルに正規化されるとき、本発明者らはそれを相対的強度雑音(RIN:relative intensity noise)と呼ぶ。SS−OCTでは、強度雑音は、著しい雑音源を表すため、それを抑制するためにデュアルバランシング(dual balancing)などの追加的な測定が一般的に行われる。強度雑音は、光学システムによって影響されない雑音源である。並列周波数領域撮像システムでは、したがって、RINは、並列感光性素子からの全ての瞬間的な信号で一致し、単に経時的に変化する。周波数領域撮像システム、特に、制限されたサンプル出力のみを許容することができる生物学的組織を撮像するシステムは、検出器上で光る基準アームからの高光出力を有するように設計され、サンプルからの光は、検出器上の光入射の非常に小さい部分を構成する。これは、サンプルアームにおける反射によって生成される自己相関項を最小化する。基準強度がサンプルから戻る光の強度よりもさらに高いため、基準光が基本的には全体的な強度雑音に対する唯一の寄与するものであると仮定することができる。RINが瞬間的な時間のポイントにおいて全ての並列感光性素子上で一致すること、および基準光がRIN全体に主に寄与するものであることの2つの重要な事実によって、検出器で基準光を記録し、およびそれを撮像信号から取り去ることによってRINの抑制が可能になる。
線視野システムでは、一般的に、1D検出器上で基準光の焦点を光の線に合わせるために、図2に示された円筒レンズが使用される。しかしながら、1D検出器上で基準光を焦点調節するために基準アームで線成形光学系を有する代わりに、基準光を案内するファイバのファイバ頂点を検出器の前に単純に置くことが選択され得る。これは、検出器に入射する球形基準波を生成する。代わりに、基準光をコリメートし、したがって、検出器上で平坦な波面の入射を生成するために、線形成光学系の代わりに球体レンズが使用され得る。両方のアプローチが検出器上で基準光の線焦点を有することと比較してあまり出力効率がよくないが、工学設計を著しく簡易化し、基準光の光学収差を削減する可能性がある。
a.眼底撮像および正面撮像
眼底撮像デバイスとして線視野干渉撮像システム、部分視野干渉撮像システム、および全視野干渉撮像システムが使用され得る。実際に、線視野干渉撮像システムおよび線スキャン検眼鏡(LSO:line scanning ophthalmoscope)は非常に類似している。両方は、線に垂直にスキャンされる光の線でサンプル、この場合には眼を照明する。部分視野システムに対する同様の眼底撮像様式は、広幅眼底撮像装置(BLFI:broad line fundus imager)(例えば、国際公開第2014/140256号パンフレットを参照)、および全視野システムに対する眼底カメラに対するものである。別個の専用眼底撮像サブシステムを追加する代わりに眼底撮像デバイスとして周波数領域撮像システムを使用するこ場合、システムコストおよび複雑度を削減する利点を有する。
並列ホロスコープ技術は、空間的分解検出器で後方散乱光子を検出することを含む。したがって、クマール(Kumar)ら(クマール,A.(Kumar,A.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第21号、p.10850〜66、2013年)、および米国特許出願公開第2014/0218684号明細書によって説明されるように、瞳孔を直接撮像するか、または空間的周波数空間にアクセスするために空間的画像データを数的にフーリエ変換することによってのいずれかで、瞳孔を複数のサブ開口に分割することが可能である。次いで、各サブ開口は、異なる角度下で後方散乱した光を含む。したがって、低横方向分解能であるが異なる角度情報で複数の画像または体積が再構築され得る。得られた角度依存情報は、以下でさらに詳細に説明されるようないくつかの用途を支援する情報であり得る。
いくつかのサンプルは、非均一な散乱特性を示す。生物学的サンプルでは、ファイバの方位は、光が1つの方向において他の方向よりも散乱することを生じさせ得る。そのような挙動は、例えば、OCTで人間の網膜を撮像するときに観察可能であり、光が或る角度から検出される場合にヘンリー(Henle)ファイバのみが視認できる(例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第2012/0274897号明細書を参照)。
光学システム、特に、非共焦点システムは、光学面からのスペクトル反射の影響を受けることが多い。例えば、眼底カメラでは、角膜からの反射を回避するためにかなりの注意が払われ、または顕微鏡法では散乱光のみを検出し、およびカバープレートもしくはサンプルの面からのいかなる反射も遮断する特定の暗視野マイクロスコープが使用される。そのような暗視野システムはまた、追加的な情報をもたらすことができる異なるコントラストを示すことが多い。
血流における変化がいくつかの病気に対する早期指標であると考えられるため、ドップラOCT速度測定は、人間の網膜の血管内の血流を測定するために使用される(ライトゲープ,R.(Leitgeb,R.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第11号、p.3116〜21、2003年、シュモール,T.(Schmoll,T.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第17号、p.4166、2009年)。時間的に分離した連続的な測定間で位相差を計算することによって、移動する散乱体(例えば、赤血球(RBC:red blood cell))の軸方向速度を計算することが可能である(ライトゲープ,R.(Leitgeb,R.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第29号、p.171、2004年)。しかしながら、絶対速度を判定するために、検出軸と散乱体の速度ベクトルとの間の角度
vabs=vaxial/cos(α)=ΔΦ/(2nkT cos(α))
に関する知識も有する必要がある。nは、屈折率であり、kは中心の波数であり、aは、速度ベクトルと検出軸との間の角度であり、Tは、2回の測定間の時間差である。体積測定データまたはいくつかの時間的に分離した横断面がさらなる処理のために取得される必要があるため、αに関する情報を得ることは概してあまり容易でなく、かつ正確でないことが多い。これは一般的に、人間の眼の中の血管の角度を抽出するために計算による高価な画像処理技術を伴う。したがって、ポイントスキャンシステムについて、異なる角度を有する少なくとも2つのビームを使用し、次いで、それによって、αから独立した絶対速度
vabs=(v’axial−v’’axial)/(Δγcos(Δβ))=(ΔΦ’−ΔΦ’’)/(2nkT Δγ cos(Δβ))
を算出することが可能になることが提案されている(ヴェルクマイスター,R.M.(Werkmeister,R.M.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第33号、p.2967、2008年、ペデルセン,C.J.(Pedersen,C.J.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第32号、p.506、2007年、イフティミア,N.V.(Iftimia,N.V.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第16号、p.13624、2008年)。Δγは、2つのビーム間の分離角度であり、Δβは、2つのビームに内在する照明面と散乱体の速度ベクトルとの間の角度であり、v’axialおよびv’’axialは、それぞれの位相差ΔΦ’−ΔΦ’’から計算された2つのビームに沿った軸方向速度である。αに依存しないことが可能であるが、角度Δβに関する知識が必要とされることを認識することができる。しかしながら、Δβは一般的に、例えば、眼底画像で容易に測定可能である。cos(Δβ)が90度に近い角度に対して非常に小さくなるため、この方法は非常に低いΔβに対してのみ作用する。
v’axial=e’xvx+e’yvy+e’zvz
v’’axial=e’’xvx+e’’yvy+e’’zvz
v’’’axial=e’’’xvx+e’’’yvy+e’’’zvz
のシステムになる。
例えば、外科用顕微鏡法のようないくつかの適用について、画像または体積データを参照するときに深度感覚(depth perception)が重要である。ホロスコープシステムで、瞳孔を分割し、視認者の眼毎に別個の画像を再構築することによってステレオスコープ画像が生成され得る。この目的のために、瞳孔が2つのサブ開口に分割される。2つのサブ開口は各々、瞳孔の全エリアの50%を覆うことができる。しかしながら、開口数を削減するために、各々が瞳孔における瞳孔の全エリアの50%未満を覆う、2つのサブ開口を使用することが選択され得る。瞳孔が分割される(例えば、垂直にまたは水平に)次元は理想的には、体積が参照される方位に対応する。したがって、2つの別個の画像がユーザの左目および右目に割り当てられ得る。全3D指向性散乱情報がデータセットで利用可能であるため、視差、被写界深度、焦点深度、ガンマ、組織の透過度、および倍率を含む、考えられる調節可能な参照パラメータでデータセットを参照するときにかなりの適応性がもたらされ得る。
現在、病的変化および視力低下が既に発生した後にのみ網膜疾患が処置されている。非侵入的な方法で、生体内の網膜機能を調べることは、病的変化が現在の診断ツールで検出可能になる前でさえ、かなり早い段階で眼科疾患を検出する方法を将来もたらすと考えられている。いくつかの調査グループは、フラッシュまたは閃光の刺激による網膜組織の反射率変化が検出される方法を提案している(ツノダ,K.(Tsunoda,K.)ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス(Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.)、第45号、p.3820〜6、2004年、アブラモフ,M.D.(Abramoff,M.D.)ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス(Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.)、第47号、p.715〜21、2006年、ビチェバ,K.(Bizheva,K.)ら著、米国科学アカデミー紀要(Proc.Natl.Acad.Sci.U.S.A.)、第103号、p.5066〜71、2006年、シャロン,D.(Sharon,D.)ら著、セレブラル・コルテックス17(Cereb.Cortex 17)、p.2866〜77、2007年、ハナゾノ、G.(Hanazono、G.)ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス(Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.)、第48号、p.2903〜2912、2007年、ジョンナル,R.S.(Jonnal,R.S.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第15号、p.16141〜16160、2007年、イノマタ,K.(Inomata,K.)ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス(Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.)、第49号、p.2193〜2200、2008年、マチダ,S.(Machida,S.)ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス(Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.)、第49号、p.2201〜2207、2008年、グリーブ,K.(Grieve,K.)ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス(Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.)、第49号、p.713〜719、2008年、スリニバサン,V.J.(Srinivasan,V.J.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第17号、p.3861、2009年、シュモール,T.(Schmoll,T.)ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス(J.Biomed.Opt.)、第15号、p.041513、2010年)。しかしながら、人間の網膜における反射率変化の生体内研究は、眼の動きおよび斑点の存在などの誤りの種々の原因により課題となっている。特に、画像ポイントが空間的に分離されているのみならず、時間的にも分離されているポイントスキャンシステムは、動きアーチファクトから激しい影響を受け得る(シュモール,T.(Schmoll,T.)ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス(J.Biomed.Opt.)、第15号、p.041513、2010年)。並列周波数領域撮像システムで、例えば、瞬間的なFOVを、それが1回の取得において刺激を受けたエリアおよび刺激を受けていないエリアを覆う方法で判別することによって、空間的に分離された画像ポイントの同時検出が利用され得る。
生体内の人間の網膜における毛細血管を対比するためにOCT血管造影法が使用される。OCT血管造影法では、時間的に分離されたサンプルに関し、ほぼ同一の横方向位置で測定が繰り返される。繰り返される測定の振幅および/または位相の変化が判定され得、血管内の血流などの動きを強調するために使用され得る。強度、斑点、位相分解、または複合的なOCTデータのフレーム内またはフレーム間の変化の分析を利用する複数のOCT血管造影法データ処理技術が存在する。そのような技術の主な適用のうちの1つは、網膜の正面の脈管構造画像を生成することである。正面画像は一般的に、データ容量の全体において、またはその一部からのいずれかで、立方体における所与の方向に沿って画素を合計することによって立方体の3次元データから生成される。機能的OCTを使用した詳細な脈管構造の視覚化によって、臨床医が、非侵略的な方式で眼疾患の診断および管理のための新たなかつ有用な臨床情報を得ることが可能になる。本明細書で説明される部分視野システムおよびアプローチのいずれかが、動き対比分析に適切な画像データを収集するために使用され得る。
生物学的および技術的なサンプルでの追加的な対比をもたらすために偏光高感度OCTが実証されてきた(ゴットジンジャー,E.(Gotzinger,E.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第13号、p.10217、2005年、スティフター,D.(Stifter,D.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第18号、p.25712〜25、2010年、エベレット,M.J.(Everett,M.J.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第23号、p.228、1998年、モロー,J.(Moreau,J.)ら著、アプライド・オプティックス(Appl.Opt.)、第42号、p.3811、2003年、シュモール,T.(Schmoll,T.)ら著、オプティックス・レター(Opt.Lett.)、第35号、p.241〜3、2010年)。ファイバによる偏光高感度OCTシステムが過去に提示されてきたが、概して、バルク偏光高感度光学系を使用して偏光高感度システムを具体化することがさらに容易である(ゴットジンジャー,E.(Gotzinger,E.)ら著、オプティックス・エクスプレス(Opt.Express)、第17号、p.22704〜17、2009年)。並列ホロスコープシステムの干渉計はバルク光学系で構成されることが多く、したがって、偏光高感度ホロスコープの具現化形態に理想的に適している。
Claims (44)
- 光散乱物体を撮像する周波数領域干渉撮像システムであって、
光ビームを生成する光源と、
前記光ビームを基準アームおよびサンプルアームに分割するビーム分配器であって、前記サンプルアームは、撮像される前記光散乱物体を含む、前記ビーム分配器と、
前記サンプルアームにおける前記光ビームを撮像される前記光散乱物体に伝送し、かつ物体にわたって2次元で前記光ビームをスキャンして、ビームが複数の位置において前記物体を照明するようにするサンプル光学系と、
前記物体から散乱した光と前記基準アームからの光とを結合し、かつ結合された光を空間的分解検出器に向ける回帰光学系であって、前記空間的分解検出器は、前記結合された光を前記複数の位置において集光し、かつ前記結合された光に応答して信号を生成する少なくとも2つの感光性素子を有する、前記回帰光学系と、
前記複数の位置において収集された信号を処理し、かつ処理された信号に基づいて前記物体の画像データを生成するプロセッサと
を備える、周波数領域干渉撮像システム。 - 前記光散乱物体は人間の眼である、請求項1に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記画像データは前記光散乱物体の3D表現である、請求項1または2に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 2次元検出器は、複数の角度からの後方散乱光を集光し、前記処理は、空間的不変分解能で前記光散乱物体の3D表現を再構築することを含む、請求項1または2に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記再構築は、色彩焦点シフトを考慮した補正を含む、請求項4に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記プロセッサは、前記収集された信号においてより高次の収差を補正するようにさらに機能する、請求項4または5に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記空間的分解検出器からの1つまたは複数の信号が1次元で合成されて、ディスプレイ上で表示されるプレビュー画像を生成する、請求項4〜6のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光ビームは、前記光散乱物体上のスポット、線、または2次元エリアのうちの1つを照明する、請求項1〜7のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記サンプルアームおよび前記基準アームは軸外構成で配置される、請求項1〜8のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記サンプル光学系は、2つの1軸スキャナ、1つの2軸スキャナ、デジタルマイクロ反射鏡デバイス(DMD)、またはマイクロ電子機械システム(MEMS)のうちの1つを含む、請求項1〜9のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記スキャンは、前記光散乱物体に対する前記サンプル光学系の移動を通じて達成される、請求項1〜9のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記プロセッサは、前記信号を使用してデータ収集中に前記光散乱物体の動きを補正するようにさらに機能する、請求項1〜11のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記物体を照明する光および前記物体から散乱した前記光は、前記サンプルアームにおいて異なる経路を移動する、請求項1〜12のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光散乱物体は眼であり、システムは、撮像中に前記眼における前記光ビームの位置を示す眼の画像を収集するカメラをさらに備える、請求項1〜13のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記カメラからの情報に基づいて、前記光ビームの出力を調節するコントローラをさらに備える、請求項14に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光源は、約1060nmの中心波長を有する、請求項1〜15のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光源の出力は、前記光散乱物体に対するシステムの位置決め中に減少される、請求項1〜16のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記サンプル光学系は、前記光散乱物体上の前記光ビームの強度分布を均質化する光学素子を含む、請求項1〜17のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 検出器は2D配列である、請求項1〜18のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 配列の中心の感光性素子はゼロに設定され、および前記システムは暗視野システムとして動作する、請求項19に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光源は、前記光散乱物体上の各位置において波長の範囲にわたって掃引される波長可変光源である、請求項1〜20のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光散乱物体は眼であり、前記システムは、前記スキャンが高速化され、かつ好ましくは眼底画像データの収集中に前記光源が掃引されない、眼底撮像モードで動作される、請求項21に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記光源のコヒーレンス長は、前記眼底撮像モードで調節される、請求項22に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記プロセッサは、計算による収差補正を前記眼底画像データに適用する、請求項22または23に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記ビームの前記スキャンは時間において連続し、前記プロセッサは、掃引中に発生する見かけの動きに従って各位置においてデータを再分類するようにさらに機能する、請求項1〜21のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記物体を照明する前記光ビームの開口数は、前記物体から集光される光の開口数よりも少ない、請求項1〜25のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記処理は、データをサブ開口に分割することを含み、各サブ開口は、異なる角度において前記物体から散乱した光を含む、請求項1〜26のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 前記プロセッサは、不均質な屈折率分布および非テレセントリックスキャンによる歪みのうちの少なくとも一方を補正するようにさらに機能する、請求項1〜27のいずれか一項に記載の周波数領域干渉撮像システム。
- 周波数領域干渉撮像システムを使用して光散乱物体を撮像する方法であって、システムは、放射のビームを生成する光源と、前記ビームをサンプルアームおよび基準アームに分割する光学系と、前記光散乱物体を照明し、かつ物体から散乱した光と前記基準アームからの光とを結合する光学系と、結合された光を集光し、結合された光に応答して信号を生成する検出器と、前記信号を画像データに処理するプロセッサとを備え、前記方法は、
2次元で前記サンプルアームにおける光ビームをスキャンして、前記光散乱物体上の複数の位置を照明するステップと、
前記物体から散乱した光と前記基準アームにおける光と結合するステップと、
少なくとも2つの感光性素子を有する空間的分解検出器上で結合された光を検出し、結合された光に応答して信号を生成するステップと、
前記スキャン、結合、および検出するステップを、異なる時点で前記物体上のほぼ同一の位置において繰り返すステップと、
前記信号を処理して、サンプル内の動きを経時的に識別するステップと、
識別された動きを記憶または表示するステップと
を含む、方法。 - 前記光散乱物体は眼である、請求項29に記載の方法。
- 前記処理は、データをサブ開口に分割することを含み、各サブ開口は、異なる角度において前記物体から散乱した光を含む、請求項29または30に記載の方法。
- 前記識別された動きは血流である、請求項29〜31のいずれか一項に記載の方法。
- 前記識別された動きは血流の絶対速度である、請求項29〜31のいずれか一項に記載の方法。
- 光散乱物体を撮像する干渉撮像システムであって、
光ビームを生成する光源であって、前記光源の帯域幅によって、前記光源の制限されたコヒーレンス長により深度区分化能力がもたらされる、前記光源と、
前記光ビームを基準アームおよびサンプルアームに分割するビーム分配器であって、前記サンプルアームは、撮像される前記光散乱物体を含む、前記ビーム分配器と、
前記光散乱物体上で前記光ビームを投影して、前記光散乱物体上で照明の線を生成する光学系と、
ビームが複数の位置において物体を照明するように、前記物体にわたって光の線をスキャンするサンプル光学系と、
前記物体から散乱した光と前記基準アームからの光とを結合し、結合された光を空間的分解検出器に向ける回帰光学系であって、前記空間的分解検出器は、前記複数の位置において前記結合された光を集光し、前記結合された光に応答して信号を生成する少なくとも2つの感光性素子を有する、前記回帰光学系と、
前記結合された光において搬送波周波数を生成して、前記信号の周波数をシフトする手段と、
前記複数の位置において収集された前記信号を処理し、かつ処理された信号に基づいて前記物体の画像データを生成するプロセッサと
を備える、干渉撮像システム。 - 前記物体から散乱した光および基準光は、軸外構成で再結合されて前記搬送波周波数を生成する、請求項34に記載のシステム。
- 前記軸外構成は格子によって生成される、請求項35に記載のシステム。
- 干渉計は、前記搬送波周波数を生成する少なくとも1つの光学変調器を含む、請求項34に記載のシステム。
- サンプル光もしくは基準光または両方がドップラシフトされて、前記搬送波周波数を生成する、請求項34に記載のシステム。
- 前記光源のコヒーレンス長が調節され得る、請求項34〜38のいずれか一項に記載のシステム。
- 高速スキャン分散遅延線によって経路長差が調節され得る、請求項34〜39のいずれか一項に記載のシステム。
- 前記処理は、焦点ボケを補正するためにホロスコープ再構築を適用することを含む、請求項34〜40のいずれか一項に記載のシステム。
- 前記プロセッサはより高次の収差を補正する、請求項34〜41のいずれか一項に記載のシステム。
- サンプルは人間の眼である、請求項34〜42のいずれか一項に記載のシステム。
- 眼の正面画像を表示するディスプレイをさらに備える、請求項34〜43のいずれか一項に記載のシステム。
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