JP2018175896A - Ｏｃｔ光源および走査光学系を使用する２次元の共焦点撮像 - Google Patents

Abstract

【課題】ＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との両方を好適に生成すること。【解決手段】選択的反射またはビーム誘導デバイスを用いて、ＯＣＴ撮像に使用される信号を空間的に分離することによって、光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）画像と共焦点走査レーザ画像とを同時に生成する様々な手法が開示される。好ましい実施形態では、本発明は、中心透過領域を有するミラーを含み、戻ってくる信号ビームのうち、径方向に外側の領域は反射され、共焦点画像を生成するために使用され、信号ビームの中心部分は透過され、ＯＣＴ画像を生成するために使用される。他の実施形態では、これらの信号は、中心反射面を有する光学系、異なる角度に配向された２つの部分を有するミラー、１つもしくは複数のくさび形の光学系、または分散構成要素を用いることなど、他の方法で空間的に分離することができる。本発明のさらなる態様は、共焦点撮像のフレーム率を増大させる機能である。【選択図】図２Ａ

Description

本発明は、光学撮像デバイスおよび診断デバイスに関する。本発明は、光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ：ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）画像と共焦点レーザ走査検眼鏡検査（ＣＬＳＯ：ｃｏｎｆｏｃａｌ ｌａｓｅｒ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｙ）画像との両方を同時に記録するデバイスを提供する。

生体組織、特に生きた人間の眼の光学撮像では、近年、光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ：ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）システムと共焦点走査レーザ撮像システムとの両方に特定の個々の利点があることが示されてきた。

共焦点走査レーザ撮像は、網膜の撮像に首尾よく適用され、今では網膜の解剖学的構造を撮像する際に眼科医によって広く受け入れられている（たとえば、非特許文献１参照）。共焦点走査レーザ検眼鏡（ＣＳＬＯ：ｃｏｎｆｏｃａｌ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）の深さ分解能は、その共焦点光学系の焦点深度によって決まり、その結果、ＣＳＬＯは、典型的には約３００ミクロンの軸分解能を有する。

ＣＳＬＯとは対照的に、ＯＣＴの軸分解能は、使用される光源のコヒーレンス長によって決まり、したがって、１０ミクロン程度のはるかに高い軸方向の撮像分解能を提供することができる。ＯＣＴは、高い深さ分解能の断層撮影による撮像を必要とする診断に特に有用である（非特許文献２、非特許文献３、非特許文献４）。

ＯＣＴは、当該体積にわたって光反射率を測定するが、そのデータを使用して検眼鏡からの網膜の画像に似たアンファス画像（en-face image）を作り出すための試みがなされてきた（非特許文献５、非特許文献６）。原則的には、ＯＣＴを使用して、当該体積を範囲に含む１組の密集した点で光反射率を測定することができ、次いでそのＯＣＴデータを変換して、ＣＳＬＯまたは他の検眼鏡によって見られるはずのアンファス画像をシミュレートすることができる。１つの手法では、ＯＣＴ信号を使用して、ＯＣＴ画像に加えて、ＣＳＬＯ画像の外観に類似した外観を有する解剖学的構造の画像も同時に作成する。これは、深さ寸法に沿って複数のＯＣＴ信号を互いに統合または重畳することによって行うことができる。その結果、各横軸画素に対する平均化された全体的な深さ反射率に基づいて、アンファス画像が得られる（非特許文献７）。ＣＳＬＯのような画像を生成する別の手法では、コヒーレンス長の異なる複数の光源を使用する。これにより、深さ分解能が異なる複数のＯＣＴ画像を同時に生成することが可能になる。さらに別の手法では、ＯＣＴ信号の低域通過電子フィルタリングを使用して、ＣＳＬＯのような画像を抽出する。

しかし、ＯＣＴデータから生成されるこれらのアンファス画像にはいくつかの欠点がある。特に、画像品質は、典型的には従来の共焦点画像に劣る。概して、サンプルから戻ってくる光をＯＣＴ集光光学系が集める量は、ＣＳＬＯ集光光学系が集める量より少ない。当技術分野ではよく知られているように、ＯＣＴは干渉に基づく技法であり、したがって空間的にコヒーレントな光のみが信号に寄与する。サンプルから戻ってくる光はまた、単一モード光ファイバ内で集められることが多い。その単一モードに結合されない反射光は、ファイバ・コアの範囲から外れるため、または急すぎる角度（too steep an angle）で入射するため、排除される。多くの場合、サンプルから反射した光の大部分はこのようにして排除される。加えて、そのようなアンファス画像のフレーム率は、概して、ＯＣＴ走査光学系の速度によって制約される。

ＯＣＴデータから生成されるアンファス画像のこれらの欠点ならびにＯＣＴおよびＣＳＬＯの異なる利点を考慮すると、ＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との両方を同時に生成することが望ましい。ＯＣＴとＣＳＬＯとを組み合わせる主な利益の１つは、ＯＣＴとＣＳＬＯとが異なる深さ範囲を有することである。別の利益は、ＣＳＬＯによって生成されるサンプルの２Ｄ画像を使用して、サンプルに対してＯＣＴシステムを正確に位置決めすることができることである。

サンプルのＯＣＴ画像と２Ｄ画像との両方を生成するために使用されてきた大部分の構成では、ＯＣＴシステムに追加の光路を追加して、独立した眼底カメラ、ＣＳＬＯ、線走査レーザ検眼鏡（ＬＳＬＯ：ｌｉｎｅ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、または類似の撮像様式をサポートする。それにもかかわらず、ＯＣＴ構成を直接使用してＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との両方を生成するための試みがなされてきた。１つの手法では、ＯＣＴ干渉計の参照光を一時的に阻止してＣＳＬＯ信号を生成し、またこの参照光を回復してＯＣＴ信号を生成することを交互に行った。しかし、この手法では、ＯＣＴ画像およびＣＳＬＯ画像の取得が同時ではなく順番に行われる。

ＯＣＴ構成を直接使用してＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との両方を生成するような技法では、単一モード・ファイバのコア寸法によって画定された小さいピンホールを通ってＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との両方に対する光を集める。このピンホールは、１０ミクロン程度である。対照的に、ＣＳＬＯシステム内の標準的なピンホール寸法は、約１００ミクロンである。したがって、開口数（ＮＡ）は、標準的なＣＳＬＯシステムの場合よりはるかに小さく、その結果、ＯＣＴシステムを用いて生成されるＣＳＬＯ画像に対する信号対雑音比はより小さくなる。この手法に関連する別の問題は、ファイバ端部がサンプルから戻ってくる光を強く反射する可能性があることである。この反射光は、サンプルから戻ってきたがファイバから反射されなかった光より大きい強度で共焦点検出器へ送られる可能性があり、ＣＳＬＯサンプル信号はファイバ端部の反射によって反転される（overwhelm）可能性がある。

ＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との両方を生成するために使用されてきた第２の手法は、板状のビーム・スプリッタ（plate beam-splitter）を使用してサンプルから戻された光を２つの成分に分離することである。これらの成分の一方は、ＯＣＴ画像を生成するために使用され、他方は、別個のピンホールへ誘導され、ＣＳＬＯ画像を生成するために使用される。このような構成には、上記のようにＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像とを交互に生成することに比べていくつかの利点がある。ＣＳＬＯ画像を生成するために使用される光は、別個のピンホールを通って誘導されるため、ピンホールの寸法は、ＣＳＬＯの信号対雑音比を最適にするように選択することができる。さらに、ＣＳＬＯ画像を生成するために使用される光は、単一モード・ファイバの方へ誘導されないため、ＣＳＬＯ信号は、ファイバ端部からの反射によって反転されない。また、この手法により、ＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像とを同時に生成することが可能になる。最後に、この手法により、ＯＣＴビームとＣＳＬＯビームとの両方に対して同じ横軸スキャナを使用することが可能になる。ＯＣＴ画像と共焦点画像との間の重ね合わせは、それぞれの検出器と自由空間のビーム・スプリッタとの光学的な位置合わせを用いて実現することができる。

しかし、この第２の手法にも重大な制限がある。戻されたサンプル・ビームの一部分がＣＳＬＯピンホールの方へ偏向されるため、ＯＣＴ信号の強度は低減される。またこの手法では、ＯＣＴ単一モード・ファイバのクラッディングが、戻されたサンプル・ビームのうち、ＣＳＬＯ画像に対して使用できたはずの相当な量を吸収するため、ＣＳＬＯ検出器への信号が最大にならない。

特許文献１では、ＯＣＴ信号およびＣＳＬＯ信号の効率的な集光および分離のための新規なデュアル導波モジュールが開示されている。これらの２つの信号は、多モードで案内される光パワーの大部分をＣＳＬＯ検出器へ向けることによって分離される。分岐されずに単一モードで案内される光波は、ＯＣＴ画像の生成のために標準的なＯＣＴシステムの純粋な単一モード・ファイバへさらに送られる。この発明では、非常に効率的な光パワーの使用、したがって高い信号対雑音比が実現されるとともに、ＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像との本来の画素ごとの重ね合わせと、ＯＣＴ／ＣＳＬＯ統合型システムのコスト低減とが実現される。この手法には、特殊な光ファイバが必要とされる。

米国特許第７，３８２，４６４号明細書

シャープ、ピー エフら（Ｓｈａｒｐ，Ｐ．Ｆ． ｅｔ ａｌ．）（２００４）．"Ｔｈｅ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ−−ａ ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ ｉｔｓ ｒｏｌｅ ｉｎ ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ ｍｅｄｉｃｉｎｅ．" Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ ４９（７）：１０８５−１０９６） フジモト、ジェイ ジーら（Ｆｕｊｉｍｏｔｏ，Ｊ．Ｇ． ｅｔ ａｌ．）（２０００）．"Ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ： ａｎ ｅｍｅｒｇｉｎｇ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ｆｏｒ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｂｉｏｐｓｙ．" Ｎｅｏｐｌａｓｉａ ２（１−２）：９−２５ ローリンズ、エー エムら（Ｒｏｌｌｉｎｓ，Ａ．Ｍ． ｅｔ ａｌ．）（２００２）．"Ｅｍｅｒｇｉｎｇ ｃｌｉｎｉｃａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ．" Ｏｐｔｉｃｓ ａｎｄ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ Ｎｅｗｓ １３（４）：３６−４１ フジモト、ジェイ ジー（Ｆｕｊｉｍｏｔｏ，Ｊ．Ｇ．）（２００３）．"Ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｈｉｇｈ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｉｎ ｖｉｖｏ ｉｍａｇｉｎｇ．" Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ２１（１１）：１３６１−１３６７ ポドローニュ、エー ジーら（Ｐｏｄｏｌｅａｎｕ，Ａ．Ｇ． ｅｔ ａｌ．）（１９９７）．"Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ｅｎ−ｆａｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｗｏ ｌａｙｅｒｓ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｒｅｔｉｎａ ｂｙ ｌｏｗ−ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ．" Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ ２２（１３）：１０３９−１０４１ ポドローニュ、エー ジーら（Ｐｏｄｏｌｅａｎｕ，Ａ．Ｇ． ｅｔ ａｌ．）（１９９８）．"Ｅｎ−ｆａｃｅ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ｇａｌｖａｎｏｍｅｔｅｒ ｓｃａｎｎｅｒ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ．" Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ ２３（３）：１４７−１４９ ヒッツェンバーガー、シー ケーら（Ｈｉｔｚｅｎｂｅｒｇｅｒ，Ｃ．Ｋ． ｅｔ ａｌ．）（２００３）．"Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｒｅｔｉｎａ ｂｙ ｈｉｇｈ−ｓｐｅｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ．" Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ １１（２１）：２７５３−２７６１

本明細書で、発明者らは、この特殊な光ファイバを使用することなく高品質のＯＣＴ画像とＣＳＬＯ画像とを同時に生成する新しい手法を提示する。

本発明では、選択的反射またはビーム誘導デバイスを用いて信号を空間的に分離することによって、ＯＣＴの機能性に影響を及ぼすことなく、通常は集められないＯＣＴ信号を使用してサンプルの共焦点画像を生成する。本発明のさらなる態様は、２Ｄ共焦点撮像のフレーム率を増大させる機能である。本明細書に記載する本発明では、ＯＣＴ信号とは無関係にＣＳＬＯ信号を記録することができるため、ＣＳＬＯ画像のフレーム率は、検流計の走査速度によって制限される。検流計の走査速度は現在、現況技術のカメラ速度より約４倍速い。従来のスキャナの走査速度を機械的および電気的限度まで上げる結果、ＣＳＬＯ画像の生成に対するフレーム率がより速くなる。

眼科用の汎用周波数領域ＯＣＴシステムの図。 ＯＣＴデバイスのサンプル・アーム内で視準レンズと走査光学系との間に共焦点撮像チャネルが含まれる１実施形態の図。 照射および反射ビームの寸法に関する図２Ａと同じ実施形態の図。 ＯＣＴデバイスのサンプル・アーム内でファイバの端部と視準レンズとの間に共焦点撮像チャネルが含まれる１実施形態の図。 中心反射面および周辺透過領域を有する光学系によってＯＣＴ信号とＣＳＬＯ信号とが空間的に切り離されている１実施形態の図。 それぞれ異なる角度に配向された２つの部分を有するミラーによってＯＣＴ信号とＣＳＬＯ信号とが空間的に切り離されている１実施形態の図。 くさび形の光学系によってＯＣＴ信号とＣＳＬＯ信号とが空間的に切り離されている１実施形態の図。

眼科で使用するための汎用周波数領域ＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ：ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）システムの図が、図１に示されている。光源１０１からの光は、典型的には光ファイバ１０５によって、サンプル１１０を照射するように経路指定され、典型的なサンプルは、人間の目の組織である。典型的な光源は、スペクトル領域ＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ：ｓｐｅｃｔｒａｌ−ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）の場合は短い時間的コヒーレンス長を有する広帯域の光源であり、または掃引光源ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ：ｓｗｅｐｔ−ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）の場合は波長可変レーザ光源である。光ビーム（破線１０８）は、典型的にはファイバの出力とサンプルとの間の走査光学系１０７を用いて、撮像すべき面積または体積にわたって横方向（ｚが光ビームに対して平行である場合、ｘおよびｙ）に走査される。サンプルから後方反射された光は、走査光学系１０７を通って戻り、典型的には、光を経路指定してサンプルを照射するように使用されるのと同じファイバ１０５内へ集められる。レンズ１０９を使用して、ファイバから出た照射光を視準し、集光のために反射光を再びファイバへ集束させる。同じ光源１０１から導出される参照光は、別個の経路を進み、この場合この経路は、ファイバ１０３および再帰反射器１０４を含み、調整可能な光遅延を伴う。透過性の参照経路を使用することもでき、調整可能な遅延は干渉計のサンプル・アーム（sample arm）または参照アーム（reference arm）内に配置することもできることが当業者には理解されよう。加えて、干渉計は、光ファイバ、バルク光学構成要素、またはこれらの組合せからなることもできる。集められたサンプル光は、典型的にはファイバ結合器１０２内で、参照光と組み合わされて、検出器１２０内に光干渉を形成する。単一のファイバ・ポートが検出器へ進むことが示されているが、干渉信号の均衡または不均衡な検出のために、干渉計の様々な構成を使用することができることが当業者には認識されよう。検出器からの出力は、プロセッサ１２１へ供給される。これらの結果は、プロセッサ１２１内に記憶することができ、またはディスプレイ１２２上に表示することができる。

サンプルから戻ってくる光と参照アームから戻ってくる光との間の干渉により、干渉光の強度はスペクトル全体にわたって変動する。この干渉光をフーリエ変換することで、異なる経路長における散乱強度、したがってサンプル内の深さ（ｚ方向）の関数としての散乱のプロファイルが明らかになる（たとえばレイトゲーブ、アールら（Ｌｅｉｔｇｅｂ，Ｒ． ｅｔ ａｌ．（２００４）．“Ｕｌｔｒａｈｉｇｈ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍａｉｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ．” Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ １２（１０）：２１５６−２１６５参照）。深さの関数としての散乱プロファイルを、軸走査（Ａスキャン）と呼ぶ。サンプル内の隣接する位置で測定された１組のＡスキャンにより、サンプルの横断面画像（断層写真またはＢスキャン）が得られる。Ｂスキャンの集合体が、データ・キューブまたはデータ体積を構成する。

図２Ａは、ＯＣＴデバイスのサンプル・アーム内で視準レンズ（collimating lens）１０９と走査光学系１０７との間に共焦点撮像チャネルが含まれる本発明の好ましい実施形態を示す。ＯＣＴ照射ビーム１３は、単一モード・ファイバ１０５から出て、レンズ１０９によって視準される。このビームは、ビーム軸と位置合わせされた実質上円形の開口を有するミラー１４を通って走査ミラー１０７上へ伝搬し、次いでサンプルの方へ伝搬する。照射ビームが目に当たり、目から後方反射すると（図示せず）、その結果得られる戻りビームの寸法は、患者の瞳孔によって画定される。このビームは発散しているため、このビーム寸法は、典型的には元の照射ビームの寸法より大きい。信号ビームは、照射ビームと同じ経路に沿って後方へ伝搬し、走査ミラー１０７からもう一度反射する。光がミラー１４に到達するとき、ミラー１４上の信号ビームの占有面積は、患者の瞳孔寸法または走査ミラーの寸法のいずれか小さい方によって決定される。信号ビームの中心部分１７は、ミラー１４の開口を通って進み、視準器（collimator）１０９によって再びファイバ１０５内へ集束される。再びファイバ１０５に入ったこの信号を使用して、ＯＣＴ画像を形成する。ミラー１４内の開口の寸法が照射ビームに等しいか、または照射ビームよりも大きい場合、ＯＣＴ信号は、ミラー１４による影響を受けない。信号ビームの外側部分１５は、ミラー１４によって別のレンズ１８上へ反射され、レンズ１８は、ピンホール１９を通ってこのビームを光検出器２０上へ集束させる。光検出器２０によって検出される信号を使用して、共焦点画像を形成することができる。その結果得られる共焦点画像は、ＯＣＴ画像と同時に表示することができ、たとえばＯＣＴシステムの位置合わせを助けるために使用することができる。図２Ｂは、照射および反射ビームの寸法に関して、ＯＣＴ信号と共焦点信号との空間的な分離を可能にするこの同じ実施形態をさらに示す。

図２Ａおよび図２Ｂの実施形態は、本発明の１実施形態にすぎない。ミラーは、開口を含む必要はない。代わりに、このミラーは、戻ってくるサンプル・ビームの軸と位置合わせされた透過領域を有する任意の構成を有することができ、したがって、この光のうち、サンプルから戻ってくる第１の部分は、透過領域を通ってミラーを透過され、ビームのうち、透過領域の径方向外側に位置するあらゆる部分は、ミラーによって反射される。いくつかの実施形態では、透過領域は、透過性材料とすることができ、場合によっては反射防止コーティングを有することができる。いくつかの実施形態では、反射領域は、ＣＳＬＯ信号の特定の波長のみを反射するように構成される。ビームは、透過領域を通って透過させた後、任意の適当な１組の光学系を通って第１の検出器上へ誘導することができ、第１の検出器からＯＣＴ画像データが生成される。いくつかの実施形態では、好ましい実施形態と同様に、第１の検出器は、視準レンズ１０９およびファイバ１０５を含むことができる。同様に、サンプル・ビーム（sample beam）のうち、ミラーによって反射されるあらゆる部分は、任意の適当な１組の光学系を通って第２の検出器上へ誘導することができ、第２の検出器からＣＳＬＯ画像データが生成される。いくつかの実施形態では、第２の検出器は、集束レンズ１８、ピンホール１９、および光検出器２０を含むことができる。

好ましい実施形態では、ＯＣＴデータを生成するために使用されないはずの光のみを使用して、ＣＳＬＯデータを生成する。ＯＣＴデータを生成するために使用される光を集めるファイバ１０５では、光を集めることができる角度範囲が制限されており、この角度範囲が開口数（ＮＡ）として知られている。したがって、戻ってくるサンプル・ビームのいくつかの外側部分は、ファイバ１０５によって集光可能な範囲から外れる可能性が高い。図２Ａおよび図２Ｂの実施形態では、この集光できない光がミラー１４によって反射されて、ＣＳＬＯ画像データが生成される。すなわち、ミラー１４の透過領域は、光のうち、ファイバ１０５によって集めることができる部分を透過し、集めることができない部分を反射するような直径を有する。次いで、この光の反射部分を使用して、ＣＳＬＯ画像データを生成することができる。図２Ａおよび図２Ｂの実施形態のように、視準レンズと走査光学系との間にミラーが位置するとき、この目標を実現しながらＣＳＬＯ検出器へ進む光も最大にする透過領域の直径は、２＊ＮＡ＊ｆによって定義され、ここでＮＡはファイバ１０５の開口数であり、ｆはレンズ１０９の焦点距離である。透過領域の直径がこの値より小さい場合、ＯＣＴ信号が減少する。透過領域の直径がこの値より大きい場合、ＣＳＬＯ信号が減少する。

代わりに、図２Ｃに示す別の実施形態では、ミラーは、ファイバ１０５の端部と視準レンズ１０９との間に位置することができる。その場合、ファイバ１０５によって集めることができる光のみを透過する直径は、２＊ＮＡ＊ｆより小さい。レンズ１０９により、光はレンズ１０９がファイバ１０５の端部へ収斂させる（converge）。したがって、透過領域に対する好ましい直径は、ミラーがレンズ１０９とファイバ１０５との間でどこに位置するかに依存する。ファイバ１０５の端部とミラー１４の透過領域との間の距離をｓと定義した場合、該当する直径は２＊ＮＡ＊ｓである。図２Ａおよび図２Ｂの実施形態と同様に、図２Ｃに示す実施形態に対する透過領域は、それだけに限定されるものではないが物理的な開口または異なる透過コーティングを含めて、様々な方法で作製することができる。システムの光学的構成に応じて、視準レンズ１０９とファイバ１０５との間でＣＳＬＯ信号が分離される実施形態では、レンズ１０９がこのビームを集束させるため、レンズ１８が必要とされないこともある。

加えて、戻ってくるサンプル・ビームと位置合わせされた透過領域を有するミラーはまた、ＯＣＴ画像に使用される信号とＣＳＬＯ画像に使用される信号とを空間的に切り離すことができる１つの可能な実施形態にすぎない。たとえば、図３Ａに示すように、ＯＣＴ信号が透過される透過領域を有するミラーの代わりに、サンプルから戻ってくる光の軸と位置合わせされた中心反射面１４ａと、ＣＳＬＯビームの低損失の透過を可能にする周辺透過領域とを有する光学系２１を設けることもできる。戻ってくる光のうち、中心反射面１４ａから反射した部分は、検出器の方へ誘導され、ＯＣＴ画像を生成するために使用される。反射部分の周辺の光は、透過領域を通って透過され、ＣＳＬＯ画像を生成するために使用される。透過領域は、好ましくは環状であり、周辺透過領域は反射防止コーティングを有することができる。図３Ａに示す実施形態では、光学系２１は、視準レンズ１０９とファイバ１０５との間に位置する。光学系２１はまた、図２Ａおよび図２Ｂに示す実施形態と同様に、視準レンズ１０９と走査光学系１０７との間に位置決めすることもできる。この手法はまた、周辺透過領域なしで実現することもできる。すなわち、サンプルから戻ってくる光の軸と反射面を位置合わせして、戻ってくる光の一部分を検出器の方へ反射してＯＣＴ画像を生成することができる。次いで、反射された部分を径方向に取り囲む（radially surrounding）光は、ミラーを透過され、ＣＳＬＯ画像を生成するために使用される。

また、ＯＣＴ信号とＣＳＬＯ信号とは、他の方法で空間的に切り離すこともできる。たとえば、ＯＣＴ信号とＣＳＬＯ信号とは、それぞれ異なる角度に配向された２つの部分を有するミラーを使用して空間的に切り離すことができる。ミラーは、戻ってくるサンプル・ビームがミラーから反射されるとき、異なる方向に誘導される２つの成分に分割されるように構成することができ、一方の成分はＯＣＴ信号を生成するために使用され、他方の成分はＣＳＬＯ信号を生成するために使用される。いくつかの実施形態では、ミラーの第２の部分は、ミラーの第１の部分を径方向に取り囲むことができる。そのような実施形態の一例が、図３Ｂに示されている。これはまた、図３Ｃに示すように、ビームの２つの部分を異なる方向に誘導する１つまたは複数のくさび形の光学系１４ｃによって実現することもできる。さらなる可能性は、異なる信号をその波長に基づいて異なる方向に誘導する分散構成要素（たとえば、格子）を使用することである。この手法は、サンプルから反射された光の空間的な特性に依拠するのではなく、ＯＣＴ信号とＣＳＬＯ信号とが異なる波長特性を有することに基づいている。格子の手法は、所望のＯＣＴ信号およびＣＳＬＯ信号が別個の波長帯域を有する場合にのみ機能するはずである。これは、特定の波長のＣＳＬＯ画像が望ましい場合に有用となることができる。

また本発明では、スキャナの走査速度を増大させることで共焦点画像生成のフレーム率を増大させることによって、２Ｄ共焦点撮像性能に対する追加の改善が可能になる。現況技術のＯＣＴ速度は、２７ｋＨｚというカメラのＯＣＴデータ取得率によって制約され、したがってＯＣＴ走査中に生成されるＣＳＬＯ画像はこの率に制限される。２００×２００の眼底画像の場合、走査時間は１．４８秒（２００画素×２００画素／２７，０００画素／秒）であり、リフレッシュ率は０．６８フレーム／秒（１／１．４８秒）である。ＣＳＬＯ撮像がＯＣＴ取得によって制約されていない（すなわち、ＯＣＴ画像の取得が中断されている）とき、高速走査型の検流計が約５００Ｈｚ（１００，０００Ｈｚ／２００画素）というその機械的限度に到達するまで、１００，０００Ｈｚのデータ率で動作することが可能である。同じ２００×２００の眼底画像は、０．４秒の走査時間を有するはずであり（２００画素×２００画素／１００，０００画素／秒）、リフレッシュ率は、２フレーム／秒（１／０．４秒）である。この結果、２Ｄ共焦点画像のフレーム率が４倍に増大する。

本発明の教示を組み込む様々な実施形態について本明細書で詳細に図示および説明したが、これらの教示をやはり組み込む他の変形された実施形態が、当業者には容易に考案されよう。特に、視準レンズと走査要素との間でＣＳＬＯ成分とＯＣＴ成分とを分離することに関して説明したあらゆる実施形態はまた、視準レンズとファイバとの間に位置する分離要素を用いて実現することもでき、逆も同様である。

以下の参照を本願明細書に援用する。

特許文献

US Patent No. 5,926,592 Harris et al. "Optical fibre confocal imager with variable near- confocal control"
US Patent No. 6,769,769 Podoleanu et al. "Optical mapping apparatus with adjustable depth resolution and multiple functionality"
US Patent No. 7,301,644 Knighton et al "Enhanced optical coherence tomography for anatomical mapping"
US Patent No. 7,382,464 Everett et al. "Apparatus and method for combined optical- coherence-tomographic and confocal detection"
US Patent No. 7,535,577 Podoleanu et al. "Optical mapping apparatus with optimized OCT configuration"
US Patent No. 7,649,629 Rogers et al. "Optical imaging apparatus with spectral detector" US Patent Publication No. 2012/0218558 Cenko et al. "Apparatus and methods for optical coherence tomography and confocal microscopy"

非特許文献

Sharp, P. F. et al. (2004). "The scanning laser ophthalmoscope- a review of its role in bioscience and medicine." Physics in Medicine and Biology 49(7): 1085-1096

Fujimoto, J. G. et al. (2000). "Optical coherence tomography: an emerging technology for biomedical imaging and optical biopsy." Neoplasia 2(1-2): 9-25

Rollins, A. M. et al. (2002). "Emerging clinical applications of optical coherence tomography." Optics and Photonics News 13(4): 36-41

Fujimoto, J. G. (2003). "Optical coherence tomography for ultrahigh resolution in vivo imaging." Nature Biotechnology 21(11): 1361-1367

Podoleanu, A. G. et al. (1997). "Simultaneous en-face imaging of two layers in the human retina by low-coherence reflectometry." Optics Letters 22(13): 1039-1041

Podoleanu, A. G. et al. (1998). "En-face coherence imaging using galvanometer scanner modulation." Optics Letters 23(3): 147-149

A.G. Podoleanu et al. (1999). "Noise Analysis of a Combined Optical Coherence Tomograph and a Confocal Scanning Ophthalmoscope." Applied Optics 38(10): 2116-2127

A.G. Podoleanu et al. (2004). "Sequential optical coherence tomography and confocal imaging," Optics Letters 29(4): 364-366

Podoleanu et al. (2004). "Combined multiplanar optical coherence tomography and confocal scanning ophthalmoscopy," Journal of Biomedical Optics, 9(1): 86-93

Hitzenberger, C. K. et al. (2003). "Three-dimensional imaging of the human retina by highspeed optical coherence tomography." Optics Express 11(21): 2753-2761

Leitgeb, R. et al. (2004). "Ultrahigh resolution Fourier domain optical coherence tomography." Optics Express 12(10): 2156-2165

Claims (12)

1. 光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）および共焦点走査レーザ検眼鏡検査（ＣＳＬＯ）を同時に実行するシステムであって、
   放射ビームを生成するように構成された光源と、
   サンプル・アームおよび参照アームに沿って前記放射ビームを分離するビーム分割器と、
   前記サンプル・アーム内でサンプル上の１組の横軸位置にわたって前記放射ビームを走査する光学系と、
   前記ビーム分割器と前記走査する光学系との間に位置するミラーであって、前記ミラーは、サンプル・ビームの軸と位置合わせされた透過領域を有し、該サンプルから戻ってくる光の第１の部分が、透過領域を透過され、該サンプルから戻ってくる該光のうち、透過領域の径方向外側に位置する第２の部分が、前記ミラーによって反射される、前記ミラーと、
   前記サンプルから戻ってくる光の第１の部分および前記参照アームから戻ってくる放射を測定し、その測定に応じて第１の組の出力信号を生成する第１の検出器と、
   前記第１の組の出力信号をＯＣＴ画像データに変換する第１のプロセッサと、
   前記サンプルから戻ってくる前記光の該第２の部分を測定し、その測定に応じて第２の組の出力信号を生成する第２の検出器と、
   該第２の組の出力信号をＣＳＬＯ画像データに変換する第２のプロセッサとを備える、システム。
2. 前記透過領域が開口である、請求項１に記載のシステム。
3. 前記透過領域が透過性材料である、請求項１に記載のシステム。
4. 前記透過性材料が反射防止コーティングを有する、請求項３に記載のシステム。
5. 前記サンプルから戻ってくる光の外側成分を前記第２の検出器上へ集束するように前記ミラーと前記第２の検出器との間に位置するレンズをさらに備える、請求項１に記載のシステム。
6. 前記透過領域が実質上円形である、請求項１に記載のシステム。
7. 前記サンプル・アームのビームの経路に沿って前記ビーム分割器と前記走査する光学系との間に位置する視準レンズをさらに備え、
   前記ミラーが、前記サンプル・アームのビームの経路に沿って前記視準レンズと前記サンプルとの間に位置する、請求項６に記載のシステム。
8. 前記サンプルから戻ってくる光を集めるように前記ミラーと前記第１の検出器との間に位置する光ファイバをさらに備え、
   前記光ファイバが開口数（ＮＡ）を有し、前記視準レンズが焦点距離ｆを有し、
   前記ミラーの前記円形の透過領域が、少なくとも２＊ＮＡ＊ｆの直径を有する、請求項７に記載のシステム。
9. 前記サンプル・アームのビームの経路に沿って前記ビーム分割器と前記走査する光学系との間に位置する視準レンズをさらに備え、
   前記ミラーが、前記サンプル・アームのビームの経路に沿って前記視準レンズと前記第１の検出器との間に位置する、請求項６に記載のシステム。
10. 前記サンプルから戻ってくる光を集めるように前記ミラーと前記第１の検出器との間に位置する光ファイバをさらに備え、
    前記光ファイバが開口数（ＮＡ）を有し、
    前記ミラーの円形の透過領域が少なくとも２＊ＮＡ＊ｓの直径を有し、ｓが前記ミラーと該光ファイバとの間の距離である、請求項９に記載のシステム。
11. 光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）および共焦点走査レーザ検眼鏡検査（ＣＳＬＯ）を同時に実行するシステムであって、
    放射ビームを生成するように構成された光源と、
    サンプル・アームおよび参照アームに沿って前記放射ビームを分離するビーム分割器と、
    前記サンプル・アーム内でサンプル上の１組の横軸位置にわたって前記放射ビームを走査する光学系と、
    前記ビーム分割器と前記走査する光学系との間に位置する反射面であって、前記反射面は、サンプル・ビームの軸と位置合わせされた円形の形状を有し、前記サンプルから戻ってくる光の第１の部分が、前記反射面によって反射され、前記サンプルから戻ってくる光のうち、前記反射面の径方向外側の位置にある第２の部分が、前記反射面を透過される、前記反射面と、
    前記サンプルから戻ってくる該光の該第１の部分および該参照アームから戻ってくる放射を測定し、その測定に応じて第１の組の出力信号を生成する第１の検出器と、
    前記第１の組の出力信号をＯＣＴ画像データに変換する第１のプロセッサと、
    前記サンプルから戻ってくる該光の該第２の部分を測定し、その測定に応じて第２の組の出力信号を生成する第２の検出器と、
    該第２の組の出力信号をＣＳＬＯ画像データに変換する第２のプロセッサとを備える、システム。
12. 光コヒーレンス断層撮影（ＯＣＴ）および共焦点走査レーザ検眼鏡検査（ＣＳＬＯ）を同時に実行するシステムであって、
    放射ビームを生成するように構成された光源と、
    サンプル・アームおよび参照アームに沿って前記放射ビームを分離するビーム分割器と、
    前記サンプル・アーム内でサンプル上の１組の横軸位置にわたって前記放射ビームを走査する光学系と、
    前記ビーム分割器と前記走査する光学系との間に位置し、第１の部分および第２の部分を有する反射面であって、前記第１の部分が、前記第２の部分とは異なる角度に配向されて、前記サンプルから戻ってくる光の第１の部分が、前記反射面の第１の部分によって１つの方向に反射され、前記サンプルから戻ってくる光の第２の部分が、前記反射面の第２の部分によって異なる方向に反射される、前記反射面と、
    前記サンプルから戻ってくる光の該第１の部分および参照アームから戻ってくる放射ビームを測定し、その放射に応じて第１の組の出力信号を生成する第１の検出器と、
    前記第１の組の出力信号をＯＣＴ画像データに変換する第１のプロセッサと、
    前記サンプルから戻ってくる光の第２の部分を測定し、その測定に応じて第２の組の出力信号を生成する第２の検出器と、
    前記第２の組の出力信号をＣＳＬＯ画像データに変換する第２のプロセッサとを備え、
    前記第１の部分は、サンプル・ビームの軸と位置合わせされ、前記第２の部分は、前記第１の部分の径方向外側の位置にある、システム。