JP2018528830A - コヒーレンスゲート波面センサレス適応光学系多光子顕微鏡検査、ならびに関連するシステムおよび方法 - Google Patents

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Abstract

一実施形態では、センサレス適応光学系撮像システムは、光源と、波面変更要素を有する光学的供給ユニットと、光源によって放出され、光学的供給ユニットを通して伝送される光に基づいてOCT画像を取得するように構成される光学的コヒーレンストモグラフィー(OCT)センサとを含む。システムは、OCT画像を処理し、波面変更要素のパラメータの調整値を決定することができる、処理ユニットも含む。いくつかの実施形態では、システムは、光学的供給ユニットを通して伝送される光に基づいてMPM画像を取得する多光子顕微鏡検査(MPM)センサを含む。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、その全体が参照により本明細書に明示的に組み込まれる、2015年9月11日に出願された、米国特許出願第62/217508号に対する優先権を主張する。
本発明は、一般に、画像取得および処理に関し、より詳細には、目の画像ベースの診断のための方法および装置に関する。
多光子顕微鏡検査(MPM)は、分子固有のコントラストを有する生物学的標本から3D画像を得るために使用される撮像技術である。生体内顕微鏡検査のためにMPMを使用することには、単一光子顕微鏡検査よりも、網膜(目の後部における感光性組織)の非侵襲性診断撮像などの用途を含めて潜在的な複数の利点がある。単一光子励起蛍光での従来型顕微鏡検査と比較して、MPMは、組織散乱および吸収がより低い、近赤外線(NIR)における、より長い波長の光を使用する。可視波長に対して感受性のある光情報伝達色素を含有するNIR光の使用は、網膜を撮像するのに特に魅力的である。単一光子プロセスと異なり、2光子励起蛍光(TPEF)などのMPM技法は、放射照度が最も高い焦点の周りの狭い軸方向範囲にのみ行われ、光学的分割効果を可能にする。しかし、眼組織でのMPM撮像の欠点は、非線形効果を生じさせるのに必要な大きいパルスエネルギーである。したがって、非侵襲性撮像のため、特に、網膜のデリケートな組織のために、入射する露光エネルギーを最小化することが重要である。
MPMは、低レベルの焦点外れの散乱によって比較的影響を受けないが、試料および光学的経路からの波面収差が、焦点のぼけを引き起こす。MPM信号は、焦点のサイズに二次式で比例するために、波面整形を通して信号対雑音比においてかなりの改善を達成し、大きい開口数を有する回折限界合焦に近づくことができる。
いくつかの従来技術は、屈折誤差を補正するためMPMに対して適応光学系(AO)を適用して、組織中での回折限界合焦を促進する。これらの従来型AOシステムは、波面収差を検出するためHartmann-Shack型波面センサ(HS-WFS)を使用し、閉じたフィードバックループ制御で、変形可能な鏡などの適応要素の形状を導いて、検出した波面収差を補正する。HS-WFSが後方反射に感受性があるために、従来型AOシステムは、レンズの代わりの曲面鏡、およびオフアクシス収差を最小化するための長い焦点距離を使用する。さらに、波面センサの使用によって、変形可能な要素、WFS、およびシステムの瞳面の光学共役を必要とする、システム上のかなりの設計制約が生じる。加えて、HS-WFSは、一般的に、試料中に単一の散乱面が存在するときにだけ有用である。というのは、厚い組織の試料または多層の試料は、波面を測定するための能力に悪影響を及ぼすためである。
さらに、従来型MPM技法は、大電力レーザ励起エネルギーを使用する画像取得に、たとえば6〜7分といった、比較的長い時間を必要とする場合がある。したがって、これらの従来型技術は、患者の目を、比較的長い期間の大きいストレスにさらす。
したがって、比較的速く、網膜上に強い光が誘起するストレスを引き起こさない目の撮像方法、システム、および装置が依然として求められている。
本発明の上記の態様および付随する利点は、添付図面に関連して検討すると、以下の詳細な説明を参照することによってより良好に理解されて、より容易に了解されることとなる。
本開示の技術の実施形態による画像取得システムの概略図である。 本開示の技術の実施形態による画像取得システムの概略図である。 本開示の技術の実施形態による画像取得システムの概略図である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の試料の断面図である。 本開示の技術の実施形態による画像取得および分析のフローチャートである。 本開示の技術の実施形態による画像取得および分析のフローチャートである。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、撮像する目のファントムの構造の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、撮像する目のファントムの構造の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、撮像する目のファントムの構造の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、撮像する目のファントムの構造の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、撮像する目のファントムの構造の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、撮像する目のファントムの構造の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従った、画像強度対ステップのグラフである。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。 本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。
代表的な画像取得および処理システム、および関連する方法のいくつかの実施形態の具体的な詳細が下で記載される。システムおよび方法は、目の撮像および診断のために使用することができる。当業者なら、本技術がさらなる実施形態を有する可能性があり、本技術が、図1〜図8Gを参照して下で記載される実施形態のいくつかの詳細なしに実施できることも理解されよう。
効率的であるために、網膜の撮像のための適応光学系(AO)と多光子顕微鏡検査(MPM)の組合せは、速く(数秒程度)なければならず、網膜上への高エネルギーレーザ露光を最小化しなければならない。焦点距離、焦点のサイズおよび歪などの光学系の光学特性を変化/調整するために、適応光学系または波面変更要素(たとえば、適応レンズ、適応鏡、適応液晶)が光に作用して位相面、収差などを変更することができることを当業者なら知っているであろう。本発明の技術のいくつかの実施形態では、MPM撮像は、同じ光源だが別個の検出システムを使用して、深度分解能を有する波面センサレスAO(WSAO)と組み合わされる。WSAOは、典型的には、AO自体の一部である、またはAO自体に関連する光学センサに依拠する必要なしに、WSAO自体の光学特性を変えることができる。MPM顕微鏡検査に使用される光は、典型的には、持続時間において、数フェムト秒程度のパルス列からなる。フェムト秒パルスのレーザは、数ミクロン程度のコヒーレンス長を有する光学的コヒーレンストモグラフィー(OCT)にとって、適切な帯域幅(数十ナノメートル)を有するように選択することができる。試料から後方散乱される励起光のコヒーレント検出によって、試料のOCT様の断面可視化を可能になる。少なくともいくつかの実施形態では、OCT検出の高い感受性に起因して、焦点を合わせたビームのレイリー範囲よりもはるかに大きい試料の断面プロファイルを、可視化することができる。
OCT画像は、試料中の励起ビームの、画像で導いたWSAO収差補正のために使用することができる。OCT画像は、低電力で取得することができる。というのは、OCT検出に使用される後方散乱された光は単一光子プロセスであるためである。収差補正に続いて、専用高感度検出器を使用して取得されるMPM撮像を実施するため、励起レーザの強度を増加させることができる。MPMとOCT画像取得サブシステムの両方は、同じ光源および(WSAOを含む)光学的供給ユニット供給光学系を共有し、取得中に画像の正確な相互位置合わせを確実に行うことができる。
図1は、本開示の技術の実施形態による画像取得システム100の概略図である。手短に言えば、図1は、光源アーム中の光源10aと、基準アームREF中の鏡14rと、光学的供給ユニット86中の試料30に光を向ける光学的供給ユニットと、検出アーム中の分光計(すなわち、OCTセンサまたは検出器)22aと、ビームスプリッタ18とを備えるスペクトル領域OCTシステムを示す。ビームスプリッタは、光源光を基準アームと光学的供給ユニットに分割する。基準アーム中の経路長を増減するため、基準鏡が前後に動くことができるように、基準鏡は、典型的には、平行移動ステージ上に設置される。基準鏡と試料から戻る光のビームがビームスプリッタへと戻り、光源と検出アームへとさらに分割される。光源は、広帯域光源であってよい。たとえば、光源の半値全幅(FWHM)スペクトル幅は、10nm〜150nmの範囲であってよい。
スペクトル領域OCTシステムは、試料と基準アームから戻った光から生成される干渉を測定するための、分光検出法を使用する。一般的に、検出アームを出る干渉光は、回折格子によって分散される。スペクトルは、線走査カメラを使用して取得される。結果として得られるスペクトルは、深度依存性の(すなわち、軸方向の)反射率プロファイル(Aスキャン)を得るため、(干渉信号の複雑な包絡線を得ることなどの)逆フーリエ変換および関連する信号処理のためにプロセッサに転送することができる。軸方向解像度は、典型的には約3〜10μmである光源のコヒーレンス長によって左右される。2次元トモグラフィック画像(Bスキャン)は、プローブビームを標本または生物学的組織にわたって横にスキャンする間に取得された、一連の軸方向反射率プロファイルから生成される。図1に図示されるシステムの詳細は、下に記載される。
光源10aは、レーザ(たとえば、ドイツのMenlo Systemsによる1560nmフェムト秒のレーザ)を含むことができる。いくつかの実施形態では、レーザは、レーザ出力において、120nm(または、それ以外)の帯域幅および47fs(または、それ以外)のパルス持続時間を有することができる。光源10aは、たとえば1560nmから780nmに光源の周波数を倍にするために、第2高調波発生(SHG)モジュール(図示せず)を含むこともできる。下でより詳細に説明されるように、MPM励起光源ならびにOCT光源として、780nmの波長を使用することができる。図示された実施形態では、780nmの光が分散前圧縮(DPC)16を通して誘導され、光学要素からの群遅延分散を補償し、MPM信号を最大化するために、試料における近似的に変換制限されたパルス持続時間を実現する(一般的に、より短いパルスがより長いMPM信号を実現する)。いくつかの実施形態では、分散前圧縮は、たとえば、マウスの目といった、異なる試料に対応するために調整可能であってよい。パルス分散前圧縮の後、光は、ペリクルビームスプリッタ(PBS)18によって分割することができる。いくつかの実施形態では、ビーム50中の電力の95%(または他の割合)を、ビーム53として光学的供給ユニットを通して試料へと向けることができ、電力の5%(または他の割合)を、ビーム51として基準アームREFへと向けることができ、ビーム51はビーム52としてPBS18へと反射して戻り、さらにビーム57として鏡14a〜14cに進む。「ビーム」と「光」という用語は、本出願では、可視または不可視(たとえば、赤外)スペクトルのいずれかにおける電磁放射を示すように、交換可能に使用される。
いくつかの実施形態では、光学的供給ユニット86は、目30内の試料の表面にわたって光をスキャンするために、1つまたは複数のスキャン鏡20、たとえばガルバノメータスキャン鏡(GM)またはMEMSスキャン鏡を含むことができる。それぞれ、たとえば60mmおよび200mmの焦点距離を有する2つのレンズf1およびf2は、GMからの共役平面を、たとえば8mmの焦点距離を有する対物レンズfobjに中継することができる。鏡14dは、スキャン鏡20から来る光をPBS18にも向ける。たとえばマルチアクチュエータ適応レンズ(MAL)といった、適応光学系(AO)レンズまたは変形可能な鏡21などの波面変更器を、対物レンズfobjに隣接して配置することができる。たとえば液晶空間光変調器といった、他の好適なタイプの波面変更器、または適応要素、または適応光学要素、または適応光学系、変形可能な鏡、または、たとえば位相および/もしくは強度に影響を及ぼすデジタルマイクロミラーディスプレイといった任意の他の空間光変調器を使用して、収差補正および波面最適化のために波面を変更するために使用できることを当業者ならわかるであろう。少なくともいくつかの実施形態では、透過型の変形可能な構成要素または波面変更器(たとえば、レンズである適応光学系21)が、視覚科学研究所または臨床設定において本技術を使用するときに重要な場合がある、小型の光学構成を可能にする。適応光学系のために透過型要素を使用する利点は、余分の光学的中継器の必要なしに、波面変更(または補正)要素を予め規定された瞳面に隣接して配置し、したがって、光学システム100の占有面積をさらに減少させることができることである。
後方散乱された励起光54は、ダイクロイックミラーDcMによって光56として透過して戻ることができ、スキャン鏡20でデスキャンされる。デスキャンされたビームは、ビームスプリッタ18において基準アーム光52と再結合され、光57、58として(OCTセンサとも呼ばれる)分光計22aに向けられる。試料の光56と基準光52が、分光計検出器22a上に干渉パターンを生成することができる。いくつかの実施形態では、干渉パターンは、関連ソフトウェアとともにグラフィカル処理ユニット(GPU)24を使用して、断面画像へと処理することができる。いくつかの実施形態では、関連するソフトウェアとともに中央処理装置(CPU)またはGPU/CPUの組合せを使用することができる。いくつかの実施形態では、関連ソフトウェアとともに、組込みプロセッサまたはフィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)プロセッサまたは特定用途向け集積回路(ASIC)を使用することができる。
後方散乱された励起光54は、スキャン鏡20によりデスキャンされることなく、ダイクロイックミラーDcMによって、光電子倍増管(PMT)26などのMPMセンサまたは検出器に光55として反射される、試料30からの、2光子励起された蛍光放射を含む。いくつかの実施形態では、2光子励起された蛍光(または多光子信号)を、スキャン鏡がデスキャンすることができる。PMTの代わりに、MPMセンサとして任意の他の光検出器を使用することができる。いくつかの実施形態では、残留励起光を取り除くため、PMT(すなわち、MPMセンサ)の前に、ショートパスフィルタSPFおよび合焦レンズf3が配置される。多くの実施形態では、後方散乱された励起光54は、励起光と2光子励起された蛍光光の両方を含む。励起された光は、2次または3次高調波生成光などの多光子光を含む場合がある。さらに、励起光は、2光子励起された蛍光光よりも何倍ものエネルギーを運ぶことができる。したがって、SPFを使用して、2光子励起された蛍光光または多光子光だけをPMT検出器(すなわち、MPMセンサ)に入れることができる。
いくつかの実施形態では、OCT Aスキャンの取得は、MPMセンサの取得に同期され、このことによって、OCT画像とMPM画像の両方の適正な位置合わせが確かとなる。
人間の目に光を供給するため、2つの波面変更要素を使用して記載される光学系は、WSAOのためのOCT画像を使用する収差補正でMPM撮像に容易に適合することができる。収差補正の重要性は、網膜からのMPM信号を生成するのに必要な光学エネルギーを最小化するため、網膜上で可能な最も小さい焦点(全瞳照明で制限される回折)を維持するために、強調されている。非線形プロセスを励起するために、短い持続時間のパルス光源が好ましいことになる。目からの2光子励起された蛍光(TPEF)を反射するが励起ビームを通すダイクロイックミラーを使用して、光電子倍増管などの高感度MPMセンサが、最終レンズと被験者の目との間に配置されることになる。レーザ電力は、収差補正ステップの期間に減少させることができる。あるいは、人間のとっての最小電力露光レベルを維持するための基準が、前臨床撮像のためのものよりもはるかに重要であるために、同じ波長の、第2の低電力連続波(CW)広帯域光源をフェムト秒レーザ入力と相互整合することができ、低電力光源を、フェムト秒レーザのオフで最適化のために使用することができ、次いで、収差補正が達成された後、MPM撮像のため、低電力レーザをオフにしてフェムト秒レーザをオンにすることができる。
図2は、本開示の技術の実施形態による画像取得システム200の概略図である。手短に言えば、OCTシステム200では、広帯域光源(たとえば、図1における光源10a)が、調節可能周波数光源10bによって置き換えられる。検出器アレイ(たとえば、図1における分光計22a)が、単一の検出器22b(または、平衡検出のための2つの検出器)によって置き換えられる。いくつかの実施形態では、図2のシステムに回折格子は必要ない場合がある。光源10bの波長は、中心波長の周りで、典型的には10nm〜100nmのスペクトル範囲内で、比較的迅速に(たとえば、10kHz〜1MHzの割合で)調整することができる。瞬間線幅(調節可能フィルタのスペクトル範囲)は、一般的に、0.1nmよりも良好である。いくつかの実施形態では、そのような光源の平均電力は、一般的に、用途に応じて、0.1mW〜40mWの範囲となる。光源10bは、電気的に動作することができる。アナログデジタル変換器(ADC)を追加して、その後のデジタル処理のために、検出器電流をデジタイズすることができる。図2に図示されるシステムの詳細は、下に記載される。
(OCT検出器または高速検出器またはOCTセンサとも呼ばれる)検出器22bは、光を電気へと変換するフォトダイオードであってよい。OCTセンサまたは検出器は、最高数百MHzの帯域幅を有する高速検出器であってよい。OCTセンサまたは検出器は、たとえば、0.1〜2Gサンプル/秒の変換速度を有する8ビットまたは12ビット変換器といった、高速A/D(アナログデジタル)変換器と結合することができる。比較的速い変換速度は、10,000本/秒〜100万本/秒の典型的なライン速度(Aスキャンの取得の速度)を達成するのを助ける。
目30の中の網膜を撮像するための光源10bは、波長掃引レーザ(たとえば、1060nmに中心のある80nm半値全幅(FWHM)スペクトルを有するAxsun Inc.製の波長掃引レーザ)であってよい。一般的に、波長掃引レーザにより生成される光の波長は、狭帯域であるが、時間の関数でもある。すなわち、波長は、所与の時間期間に掃引する。いくつかの実施形態では、光源のライン速度は100kHzで、約50%のデューティサイクルを有する場合がある。撮像速度を増加させるために、いくつかの実施形態では、実時間でAスキャンと整合するため、ファイバブラッググレーティング(FBG)と一緒に、「ダブルバッファ」手法を実装することができる。
OCTシステム200は、光学的供給ユニット86および基準経路REFを含む。光学的供給ユニット86bは、スキャンビーム71を撮像される被験者の目の瞳に(たとえば、目30に)供給するために、(たとえば、変形可能なレンズMALおよびVL)波面変更要素21aおよび21b、リレーレンズf1〜f6、および(たとえば、ガルバノメータ搭載鏡GM)スキャン鏡20を含むことができる。波面変更要素21aは、ファイバからの光70を平行にする、コリメーティングレンズLC2の位置に配置することができる。この光軸面は、光学的中継器を介して、適応光学要素または波面変更器21b(たとえば、ARCTIC 316-AR850、リヨン、フランスによる変形可能な可変焦点レンズVL)と共役である。いくつかの実施形態では、2つの波面変更要素21aおよび21bが、「ウーファ-ツイータ」適応光学系システムを作ることができる。たとえば、波面変更要素21b(VLまたは「ウーファ」)が低次収差を補正することができる一方、波面変更要素21aが高次収差を補正することができる(MALまたは「ツイータ」)。2つのさらなる中継器が使用されて、光軸面をスキャン鏡20(たとえば、XYガルバノメータ搭載鏡GM、またはMEMSスキャン鏡、またはビームをスキャンする他の方法)に、次いで被験者の目の瞳に共役とする。いくつかの実施形態では、瞳における1/e2ビーム直径は、約5mmである。戻った光72は、光学要素を通って戻って伝播し、基準経路REFからの基準ビームと一緒に、OCTセンサまたは検出器22bによって取得することができる。いくつかの実施形態では、光ファイバカプラFC1およびFC2は、光ファイバサーキュレータで置き換えることができる。
いくつかの実施形態では、レンズまたは瞳面を機械的に動かすことなく、波面変更要素21b(たとえば、可変焦点レンズ)が、最大約6ジオプタまで被験者の目の中の変化に対応することができる。いくつかの実施形態では、可変焦点レンズ21bの非線形性および比較的遅い応答時間に起因して、断面OCT画像を案内として使用して、対象の網膜層に手動で焦点を調節することができる。網膜内の焦点の位置は、レンズの形状が変化するとダイナミックに変わる層の輝度として、容易に観察される。
いくつかの実施形態では、レンズは、Thorlabs Inc.およびEdmund Optics, Inc.による、標準的な色消しダブレットであってよい。光学的供給ユニットの全長は1.5mであってよく、スリットランプベースに搭載される光学的ブレッドボード上に適合するように折りたたむことができ、したがって、被験者の目に対する撮像システムの3次元平行移動が可能になる。光学的供給ユニットは、顎当ておよび3次元自由度を有するように、機械的に設計して、組み立てることもできる。いくつかの実施形態では、最後の光学的中継器の直径により制限される視野は、4°×4°である。視野は、好適なレンズを使用して、所望により拡大縮小することができる。
図1を参照して示されるように、多光子顕微鏡検査(MPM)のために使用される場合、OCTエンジンは、パルス型フェムト秒レーザおよび分光計ベースのOCTセンサ/検出システムで変更することができる。図2および図1に図示される実施形態では、OCTデータは、グラフィックス処理ユニット(GPU)プラットフォームおよび/またはCPUプラットフォームを使用して実時間で処理および表示することができる。いくつかの実施形態では、GPU処理は、ソフトウェアで、波面変更器、メリット関数計算、および網膜位置の実時間光軸追跡の制御と一体化することができる。
OCTの上記の実装において、フーリエ領域(FD)は、分光計ベース(SD)のOCTと交換可能に使用されることが多い。さらに、FDは、SDと波長調節可能掃引光源(SS)OCTの両方を記載するために使用されることがある。SS OCTについての、別の技術用語は、光周波数領域撮像(OFDI)である。いくつかの実施形態では、これらの技法は、下で記載される、時間領域(TD)OCTに対して相補的となる場合がある。
時間領域OCTでは、光源は典型的には広帯域光源である。軸方向(または深度)測距は、(典型的には、電動平行移動ステージを使用して)基準鏡を前後に連続的に動かし、同時に、単一の検出器(または、平衡検出のための2つの検出器)などのOCTセンサを使用して干渉信号を監視することによって達成することができる。干渉信号が、(プロセッサの外側または内側のいずれかで)復調されて、Aスキャンを生成する。2次元トモグラフィック画像(Bスキャン)は、プローブビームを標本または生物学的組織にわたって横にスキャンするときに取得された、一連の軸方向反射率プロファイルから生成される。したがって、いくつかの実施形態では、図1〜図3のOCTシステムは、たとえば、基準鏡を移動可能にすること、および図2でのように単一の検出器(または2つの平衡検出器)などのOCTセンサを使用することまたは図1または図3の分光計と置き換えることによって、時間領域OCTと置き換え可能とすることができる。光源は、広帯域光源であってよい。したがって、基準アームが基準鏡を有し、基準鏡の位置は、コヒーレンスゲートおよびOCT AスキャンならびにBスキャンおよび3Dボリュームを生成するために調整される。
図3は、本開示の技術の実施形態による画像取得システム300の概略図である。図示される実施形態は、一般的に、図2に示されるものと同様である。システム300は、光源10cにより放出される光の経路に、2つの波面変更要素21aおよび21bを含む。いくつかの実施形態では、波面変更要素21aおよび21bが、「ツイータ-ウーファ」対として動作することができる。たとえば、波面変更要素21b(VFLまたは「ウーファ」)が低次収差を補正することができる一方、波面変更要素21aが高次収差を補正することができる(MALまたは「ツイータ」)。図示される実施形態では、焦点の微調整ならびに高次収差補正のために、適応光学系(または波面変更)要素21a(MAL)が使用された。いくつかの実施形態では、補正されるモードは、それぞれゼルニケモード4、3、5、7、8、12、6、9に対応する、脱焦、2つの非点収差、2つのコマ収差、球面収差、および2つのトレフォイル収差であってよい。より高次のモードも、制限なしに補正することができる。ゼルニケモードに言及しているが、提案した発明は、波面を記載する他の方法に、同様に適応可能である。たとえば、ゼルニケモードの代替は、たとえばLukosz多項式といった、別の直交基底の組であってよい。いくつかの他の実施形態では、非直交基底も使用することができる。あらゆる波面変更要素は、それ自体の固有のモードを有する。これらのモードは、直交する場合があるが、厳密には直交する必要があるわけではない。ときどき、これらのモードは、直交しない場合がある。モードは、波面および適応要素または波面変更要素に影響を及ぼすアクチュエータ機能の線形の組合せであってよい。ときどき、これらのモードを使用して動作することが、波面変更器にとってより都合がよい場合がある。いくつかの実施形態では、「ウーファ」と「ツイータ」の相対的な位置を、それらの図示される位置に関して交換することができる。
図4は、本開示の技術の実施形態に従って取得された、人間の目の試料の断面図400である。5人の研究ボランティアが撮像された。角膜における最大電力は、750μwであった。網膜撮像は、散瞳なしに実施された。波長が可視スペクトル外であったため、撮像ビームは、瞳の収縮を引き起こさず、5mmより大きい瞳で被験者を容易に撮像することができた。撮像は、額および顎を静置しテーブルに座った被験者で実施された。咬合帯は撮像期間に使用されなかった。操作者は、赤外線ビームの位置を観察することを可能にした瞳カメラの誘導の下で、撮像ビームを被験者の目に位置合わせした。
断面図は、一般的に網膜に垂直な方向(Z方向)に、複数のAスキャンを含む。いくつかの実施形態では、Aスキャンは、OCTスキャンによって得ることができる。Aスキャンを取得するために、システム100、200、および/または300を使用することができる。複数の1D Aスキャンを、断面状の2D Bスキャンへと組み立てることができる。網膜の断面状のBスキャン画像は、OCTデータについて共通であるように、対数強度目盛で提示することができる。2D BスキャンをC方向に組み合わせることによって、複数の2D Bスキャンを、3D OCTボリュームへと組み立てることができる。たとえば、3D OCTボリュームは、80のBスキャンを含み、各々が150のAスキャンを含みことができる。
断面400について、操作者は、誘導としてのBスキャン画像と可変焦点レンズを使用して、対象の網膜層310(すなわち、光受容体層)に焦点を調整した。図示される実施形態では、対象の層310の厚さtは、約10μmdであり、一方、対象の全網膜層の厚さTは約250μmであった。ソフトウェアツールにおいて、操作者は、焦点を合わせる網膜層を対話形式で選択することができ、ソフトウェア中で軸追跡を起動して、やはり実時間で画像品質測定のために使用される正面画像を表示することができる。断面画像400について、被験者は、まばたきをし、次いで固定した目標に焦点を合わせるように指示された。このとき、図5を参照して下に記載されるように、収差補正が、WSAOアルゴリズムを使用して開始された。最初の5つのモードを最適化するのに必要な時間は約4秒であり、その後、被験者は、まばたきをして再度焦点を合わせることが許された。操作者は、最初の最適化の後に画像を保存するか、またはさらに約2秒必要な、最後の3つのモードの最適化を続けるのを選ぶかのいずれかを行うことができる。保存の期間に、取得されたデータは、後処理のために、ディスクへとストリームされた。
波面収差は、直交ゼルニケ多項式(またはモード)の組を使用して表される。このことによって、各ゼルニケモードの最適化が別個に可能になる。一実施形態では、方法は、最初に脱焦(Z=4)、その後に2つの非点収差(Z=3、5)、次いで2つのコマ収差(Z=7、8)を最適化する。各ゼルニケモードについて、波面変更要素(たとえば、MAL)のアクチュエータに適用される各ゼルニケモードの10個の異なる係数についてOCTボリュームを取得することによって、最適化が実施される。各係数値について、正面画像が抽出され、最も明るい画像を生成する係数が、最適値として選択される。次のゼルニケモードの最適化が、ヒルクライム法で続けられ、以前の最適モードの組合せを開始点として使用する。分光計の取得パラメータに基づいて、最適化は、約4秒で完了することができる。人間の目を撮像するとき、最適化は、約4秒以内に実施するべきである。それが、患者の快適のために望ましい。約4秒後に、人は固定することができず、まばたきをする必要がある。一方、麻酔したマウスを撮像するとき、収差補正は、30秒または1分程度とより長く行うことができる。
いくつかの実施形態では、必要な波面補正は、瞳セグメント化または当業者によく知られている他の手法を使用して推定することができる。瞳セグメント化は、典型的には瞳に共役である平面におけるビームの断面プロファイルに沿って入力ビームをセグメントに分割することにより波面収差が推定される、波面センサレス適応光学系の方法である。基準画像に対する(すなわち、中心セグメントからの)特定のビームセグメントから取得される画像の横方向ずれを使用して、そのセグメントにおける波面の相対的な傾きを推測することができる。瞳にわたって波面の傾きの変化を測定した後、当業者がそれらを組み立てて、波面補正要素を制御し収差を除去または減少させるように組み合わせることができる。
図5Aは、本開示の技術の実施形態に従って提案されるセンサレス適応光学系OCT法500Aの高レベルの記載のフローチャートである。いくつかの実施形態では、方法500Aに図示されるいくつかのステップを省略することができ、および/または、図5Aに示されないいくつかのステップを追加することができる。
図示される方法500Aは、ステップ505Aで開始する。ステップ510Aで、(図2に記載されるように)、光は、干渉計の光学的供給ユニット中の標本および基準アーム中の鏡に送られる。ステップ515Aで、標本から後方散乱される光が、たとえば図2に示されるようなカプラにおいて、または図1に示されるようなビームスプリッタにおいて、基準鏡から戻る光と干渉される。
ステップ520Aで、干渉は、たとえば図2に示されるような検出器(すなわち、OCTセンサ)または図1に示されるような分光計などの別のOCTセンサを使用して監視される。データは、1次元OCT Aスキャンを生成するために処理される。ビームは、3Dデータセットを生成するために試料にわたってスキャンされる。
ステップ525Aで、(波面モード)の波面係数を最適化するために、3Dデータセットを使用して、組織体積内で位置が選択される。いくつかの実施形態では、取得期間の軸方向の動きを補償するために、実時間自動網膜追跡ソフトウェアを使用して、最適化プロセスを通して、組織内の正しい層を抽出することができる。次に、ステップ530Aで、波面を最適化するために、波面モード(たとえば、波面がゼルニケ多項式またはモードを使用して表される場合、ゼルニケ項)が選択される。ステップ535Aで、波面(または、ゼルニケ)係数が、選択された位置における画像を処理することによって最適化される。
ステップ540Aで、方法は、波面変更する面の好適なアクチュエータに最適な係数を適用する。
ステップ545Aで、方法は、すべての波面(またはゼルニケ)モードが処理されたのかを検査する。さらなるモードが最適化される必要がある場合、方法は、ステップ550Aで次のモードを選択し、次いで、ステップ535A〜545Aを繰り返す。
ステップ555Aで、画像は、さらに分析される(または、観測するために表示される)。ステップ560Aで、異なる位置から後方散乱された光についてさらに波面を最適化する必要がある場合、方法は、ステップ530Aに進み、ステップ535A以降を繰り返す。そうでない場合、さらに波面を最適化する必要がない状態では、方法は、ステップ565Aで終了する。
図5Bは、本開示の技術の実施形態による画像取得および分析方法500のフローチャートである。いくつかの実施形態では、方法500Bに図示されるいくつかのステップを省略することができ、および/または、図5に示されないいくつかのステップを追加することができる。
図示される方法500Bは、ステップ505Bで開始する。ステップ510Bで、操作者(またはコンピュータ)がOCTスキャンを選択する。いくつかの実施形態では、OCTスキャンは、フェムト秒レーザ、または波長掃引レーザ、または広帯域高輝度ダイオード、または他の広帯域光源を含む光源を使用して取得可能な場合がある。一般的に、OCTスキャンは比較的低いエネルギーを使用し、したがって、目の網膜へのストレスを減少させることができる。
ステップ515Bで、1D Aスキャンが得られる。Aスキャンは、たとえば、目の網膜および周りの組織を表すことができる。ステップ520Bで、2D Bスキャンに必要なすべての1D Aスキャンが取得されたかどうかを検証するために、Aスキャンのカウントが行われる。すべてのAスキャンが取得された場合、方法は、ステップ525BでAスキャンから2D Bスキャンを組み立てるために進む。そうでない場合、方法は、ステップ515Bに戻る。
ステップ530Bで、Bスキャンのカウントが行われる。3D OCTボリュームに必要なすべての2D Bスキャンがまだ組み立てられていない場合、方法は、ステップ515Bに戻る。そうでない場合、必要な2D Bスキャンが取得された場合には、方法は、2D Bスキャンから3D OCTボリュームを組み立てるために進む。
ステップ540Bで、メリット関数を、3D OCTボリューム上で走らせることができる。いくつかのサンプルのメリット関数は、3D OCTボリュームの所与の平面中の光の強度、コントラスト、平面中の境界線の数および鮮鋭度などであってよい。いくつかの他のメリット関数としては、ある空間スペクトル範囲中の電力、または何らかの他の空間周波数特性も含むことができる。メリット関数が決定した後、たとえば、波面補正要素のアクチュエータに適用されるゼルニケ(または波面モード)係数の異なる値で取得された他の画像のものに対してメリット関数を比較することによって、最適なメリット関数を選択することができる。いくつかの実施形態では、たとえば、最も高い画像強度または画像鮮鋭度を提供するメリット関数を、適応光学系(AO)またはステップ545Bの波面調整のために選択することができる。さらに、いくつかの実施形態では、ステップ540Bで、画像のむらを評価することができる。たとえば、被験者がまばたいた、または目を大きく動かした場合、3D OCTボリュームが無効になる可能性がある。このことは、メリット関数の値に反映されることになり、たとえばステップ515Bから始まる特定の3D OCTボリュームについての測定を繰り返す必要を示すことになる。
ステップ545Bで、適応光学系(AO)パラメータが調整される。たとえば、波面変更要素21、21a、21b(MAL、VL、VFL)は、収差を変化/減少させるために調整することができる。いくつかの実施形態では、ゼルニケまたは波面モードは、波面変更要素21、21a、21bを調整することによって最適化することができる。たとえば、各ゼルニケまたは波面モードについて、MALを、係数値の範囲を通してステップ変化させることができる。ステップ545Bの後、方法は、ステップ515Bに戻り、Aスキャンの取得を続ける。
メリット関数を計算した後、方法は、ステップ550Bに進み、そこで、Cスキャンを組み立てることができ、それらのメリット関数を決定することができる。たとえば、サンプルCスキャンは、図4に示される網膜層310に沿った3D OCTボリュームから生成することができる。ステップ550Bで、Cスキャンについて、メリット関数を決定することができる。たとえば、対象の層に対応する正面画像をOCTボリュームから抽出して、メリット関数を計算することができる。いくつかの実施形態では、3D OCTボリュームは、ただ1つの2D Bスキャンを含むことができる。
ステップ555Bで、波面変更要素は、対応するアクチュエータを使用して調整することができる。いくつかの実施形態では、取得期間の軸方向の動きを補償するために、実時間自動網膜追跡ソフトウェアを使用して、最適化プロセスを通して、正しい網膜層を抽出することができる。ヒルクライムアルゴリズム(または、他の極値探索アルゴリズム)を使用して、最も明るい画像をもたらす係数を識別し、MALのアクチュエータに適用することができ、次のゼルニケモードを探すことができる。たとえば、波面変更要素21、21a、21b(MAL、VL、VFL)は、たとえば1つまたは複数の適応光学系要素の焦点距離を変えるために調整することができる。波面を補正するための最適な係数を得るために、任意の他の最適化アルゴリズムを使用することができる。
ステップ560Bで、方法は、波面補正パラメータの調整が完了したかどうかを検証する。調整が完了した場合、ステップ565で、方法は、最適なパラメータを波面変更要素に適用することができる。最適なパラメータは、ステップ550Bからの、計算したメリット関数に基づくことができる。
いくつかの実施形態では、OCT撮像は、多光子顕微鏡検査(MPM)と組み合わされる。ステップ570Bで、システムは、多光子顕微鏡検査(MPM)Cスキャンに切り替える。一般的に、MPMスキャンは、より大きいエネルギーを必要とし、これが今度は、OCTスキャンよりも網膜にストレスを加える。しかし、このステップで、適応光学系要素または波面変更要素(たとえば、MAL、VL、VFL)は、既に、収差を最小化するように適切に調整することができ、したがって、光源をしっかりと合焦し、比較的低い電力の光源を使用して、たとえば2〜5秒といった程度で、比較的迅速なMPMスキャンを容易にする。
ステップ575Bで、方法は、最後のMPM Cスキャンが取得されたかどうかを検証する。さらなるMPM Cスキャンを取得するべきである場合、方法は、ステップ580Bに進み、追加のCスキャンを取得する。いくつかの実施形態では、ステップ580BでMPM Cスキャンを取得するとともに、方法は、ステップ590Bで、OCTスキャンを取得することもできる。これらのOCTスキャンを使用して、患者の目を整合して位置合わせし、MPMスキャンの位置合わせを改善することができる。たとえば、少なくともいくつかの実施形態では、MPMスキャンは、比較的低い信号対雑音(S/N)比をもたらす。したがって、少なくとも、雑音がランダムである場合、複数のMPM Cスキャンを加算して、S/N比を改善することができる。ステップ580BからのMPM Cスキャンを適切に加算して平均化するために、ステップ590Bからの対応するOCTスキャンが、MPM Cスキャンの正しい物理的な位置を確認する助けになる場合がある。ステップ585Bで、MPM Cスキャンを平均化することができる。方法は、ステップ595Bで終わることができる。
本発明の技術は、従来技術を超えるいくつかの利点を具現化する。利点のいくつかの例は、以下である。
1 低いエネルギーのOCTスキャンに基づいて、適応光学系最適化(たとえば、収差補正、焦点深度選択など)が既に実施された後、高エネルギーのMPM Cスキャンが実行される。結果として、網膜上のストレスが減少する。
2 センサレス適応光学系設計(たとえば、波面変更レンズMAL、VL)が、より小さいシステムサイズおよびシステム簡略化をもたらす(たとえば、センサを後方散乱された光から分離することに問題がない)。
3 MPMとOCTスキャンの両方に、同じ光学的供給経路(たとえば、光学的供給経路86)が使用される(「相互位置合わせ」)。
4 適応光学系最適化が、メリット関数(たとえば、コントラスト、強度など)および/またはゼルニケ関数(もしくは他の好適な関数)もしくは他の好適な波面モードの適用に基づく。
5 波面収差が最適化アルゴリズムを使用して推定される、小型のセンサレス適応光学系OCTシステム。
6 最適化のためのOCTの使用が、コヒーレンスゲートの深度分解能を有する画像を提供し、多層の試料が存在する場合でさえ、正確な層選択性収差補正を可能にする。
本発明の技術の、いくつかの代表的な応用例が、図6A〜図8Dを参照して記載される。
図6A〜図6Fは、本開示の技術の実施形態に従って取得された、イメージングファントムの構造の試料画像である。MPM画像の品質についての、OCT画像が導いたWSAO(たとえば、波面変更要素21、21a、21b)波面補正の効果が、イメージングファントム上に示された。蛍光染料(780nmにおける2光子プロセスにより励起され得るが、基本波長における単一光子では励起されない)で染色されたレンズペーパーが、透明なエポキシの層でカバーされ、顕微鏡用カバースリップで封止された。エポキシおよびカバースリップの目的は、OCT画像で導いたWSAOでの、収差補正を示すための歪を導入することであった。レンズペーパー中の繊維は、ファントム中の対象の信号を表す、染料からのTPEF信号を改善する意図で、OCTのための構造的な後方散乱画像を提供する。図6A〜図6Fでは、最適化のためにOCTデータを使用して、同じ場所からのTPEF画像が、収差補正の前後で提示されている。特に、図6Aおよび図6Dは、OCT正面画像を表す。図6Bおよび図6Eは、適応光学系(AO)最適化なしの、MPM画像(たとえば、2光子励起された蛍光画像)である。図6Bは、AO最適化なしで取得され、図6Cは、図6Aに対応するOCT画像を使用して最適化した係数で取得されている。同様に、図6Eは、適応光学系(AO)最適化なしで取得されたMPM画像であり、図6Fは、図6Dに対応するAO最適化で取得されたMPM画像である。OCT正面画像は、試料の構造的な様相を表すが、大きいスペックルに起因して、必ずしも特に高い美的品質ではない。OCTの目的は、MPMを改善するために、深度分解能を有する収差補正および焦点面の断面の照準を提供することであった。したがって、精巧な構造画像を有することは、このデモンストレーションには重要ではなかった。最適化後に取得されるMPM画像(すなわち、2光子励起された蛍光画像またはTPEF画像)はより明るく、収差補正前に取得された画像と比較してより細部を含有する。提示されたTPEF画像は、10〜20フレームの平均である。
本発明の実施形態は、大きいストロークおよび空間周波数を有する単一の波面補正要素が利用可能でない場合に、「ウーファ-ツイータ」構成を使用することである。一実施形態では、MALは、合焦ならびにより高次の収差補正の微調整のために使用された。MALは、4次ゼルニケ多項式またはモードまでの収差を補正することが可能であるが、人間の網膜撮像などの用途では、瞳で5mmのビームについて最大の影響を有するものへの収差補正を制限する場合がある。使用されるモードは、それぞれゼルニケモード4、3、5、7、8、12、6、9に対応する、脱焦、2つの非点収差、2つのコマ収差、球面収差、および2つのトレフォイル収差であった。一般化されたWSAO最適化アルゴリズムは、各ゼルニケモードについて、MALを、係数値の範囲を通してステップ変化させることを含む。各ステップで、OCTボリュームが取得され、対象の層に対応する正面画像が抽出された。
本明細書に提案されるシステムおよび方法は、上で記載された収差に限定されず、他の波面変更または補正要素および他の次数のゼルニケ多項式(または他の次数の波面収差モード)に適用可能である。
取得期間の軸方向の動きを補償するために、実時間自動網膜追跡アルゴリズムまたは方法またはソフトウェアが使用され、最適化プロセスを通して、正しい網膜層を抽出した。画像品質測定は、正面OCT画像の強度に基づいて計算されたが、OCT画像鮮鋭度を含む他のパラメータも使用することができた。ヒルクライムアルゴリズムを使用して、最も明るい画像をもたらす係数がMALに適用され、次のゼルニケモードが探された。当業者は、ヒルクライムアルゴリズムの詳細をどこで探すのかを知っているであろう(たとえば、https://en.wikipedia.org/wiki/Hill_climbing)。最適な係数を見いだすために、他の最適化アルゴリズムを使用することもできた。この実施形態では、モードごとに10のステップを使用したが、最適化時間を速くするために、ステップを減らすことができた。最適化の期間に、OCTボリュームサイズは、150×80のAスキャンからなり、これは、12.5フレーム毎秒の正面画像取得および処理速度に対応した。いくつかのスキャンでは、正面画像は、ユーザが選択したOCTボリューム内の深度領域からの強度を抽出およびマッピングすることによって生成された。この2D正面画像の輝度は、各画素の強度を合計することによって計算され、WSAO最適化のためのメリット関数として使用された。
図7A〜図7Cは、本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。適応光学系の効果が、視野を減らした正面画像上に示される。人間の網膜の画像が、約3°の網膜の偏心率で取得された。これらの画像は、最初に、被験者の窩を(広視野モードで)OCTシステムの中心視野にほぼ位置合わせをし、次いで、被験者にオフアクシスに固定した目標に合焦するように指示することによって取得した。収差補正は、小さい視野上で実施され、次いで、可視化のために広げられた。光受容体層の様相の変化を、最適化の前後で、より明るく、より良好に規定される円形の光受容体構造として観察することができる。図7Aは、測定機能最適化を通して収差補正後に取得された小さい視野上の正面画像を示し、図7Bは、最適化前の正面画像を示す。したがって、図7A中の点95aは、図7B中の同様に位置している点95bよりも明るく、より良好に規定されて見える。同じ領域が、図7C中で、より大きい視野で最適化された後に提示されている。
図7Dは、本開示の技術の実施形態に従った、画像強度対ステップのグラフである。水平軸は、たとえば、図5のステップ550Bで行われるステップの数を示す。垂直軸は、メリット関数の結果を示す。特に、画像強度が使用されるが、他のメリット関数、たとえば画像コントラストも使用することができる。本明細書で提示される特定の収差モードは、脱焦(DEF)、非点収差(Ast1およびAst2)、およびコマ収差(Com1およびCom2)である。各収差モードについての黒点は、そのモードについての局所的な画像強度最大値を表し、一般的に、特定のモードについての最も良好に達成可能な収差補正を示す。メリット関数の値は、ヒルクライム最適化の期間の各モードについて提示されるが、他の最適化方式も可能である。アルゴリズムの「ヒルクライム」効果が明瞭に観察され、最大のメリット関数に対応する係数が選択された。
図8A〜図8Dは、本開示の技術の実施形態に従って取得された、目の網膜の試料画像である。一連の光受容体画像は、同じ被験者から、視神経頭から窩に向かい、水平軸に沿って異なる網膜の偏心率で取得された。各々の網膜位置で、システムは、可能な最良の画像を取得するために再最適化された。大きい偏心率における錐体光受容体は、窩に近くの、近接して詰め込まれている錐体よりも大きい。解像度の限界がより低い偏心率で見ることができ、そこでは、密に詰め込まれている錐体の様相が、システムの解像度に近づく。
全体的に、高解像度撮像のための波面センサレス適応光学系(WSAO)の発明性のある技術が、異なる網膜の特徴にとって非常にフレキシブルとなることができるということを、試料の結果が示す。外側の網膜(光受容体のモザイク)上の収差補正に加えて、本技術は、視神経頭の構造上の収差も補正することができる。画像情報は収差補正に使用されるために、画像ベースの最適化が実施される解剖学的特徴が一般的に知られているが、事前に知られていない解剖学的特徴に方法を適用することができる。
下に記載される本技術の多くの実施形態は、プログラム可能なコンピュータまたはコントローラによって実行されるルーチンを含む、コンピュータまたはコントローラ実行可能命令の形で行うことができる。本技術が、下で示され記載されるもの以外のコンピュータ/コントローラシステムで実践できることを当業者なら理解されよう。本技術は、下で記載されるコンピュータ実行可能命令のうちの1つまたは複数を実施するように、具体的にプログラムされ、構成され、または構築される専用コンピュータ、コントローラ、またはデータプロセッサで具現化することができる。したがって、本明細書で一般的に使用されるような「コンピュータ」および「コントローラ」という用語は、任意のデータプロセッサのことを言い、インターネット機器および携帯型デバイス(パームトップコンピュータ、ウェアラブルコンピュータ、セルラーまたはモバイルフォン、マルチプロセッサシステム、プロセッサベースまたはプログラム可能家庭用電子機器、ネットワークコンピュータ、ミニコンピュータなど)を含むことができる。これらのコンピュータにより扱われる情報は、CRTディスプレイまたはLCDを含む、任意の好適なディスプレイ媒体によって表すことができる。
本技術は、通信ネットワークを通してリンクされるリモート処理デバイスによってタスクまたはモジュールが実施される、分散環境で実践することもできる。分散コンピューティング環境では、プログラムモジュールまたはサブルーチンは、ローカルな、および離れたメモリ記憶デバイスに配置することができる。下に記載される技術の態様は、磁気的または光学的読出し可能または取外し可能なコンピュータディスクを含むコンピュータ可読媒体上に記憶または分配すること、ならびにネットワークを介して電子的に分配することができる。本技術の態様に対する特定のデータのデータ構造および伝送は、本技術の実施形態の範囲内にやはり包含される。
上記から、本技術の具体的な修正形態が、説明のために本明細書に記載されてきたが、本開示から逸脱することなく、様々な実施形態を行うことができることが理解されよう。さらに、それらの実施形態の文脈中で、特定の実施形態に関連する様々な利点および特徴が上で記載されてきたが、他の実施形態もそのような利点および/または特徴を呈することができ、本技術の範囲に入るすべての実施形態が、必ずしもそのような利点および/または特徴を呈する必要がない。したがって、本開示は、本明細書で明示的に示され記載されない他の実施形態を包含することができる。
排他的な特性または特権が特許請求される本発明の実施形態が次のように規定される。
10a 光源
10b 調節可能周波数光源
10c 光源
14a 鏡
14b 鏡
14c 鏡
14d 鏡
14r 鏡
16 分散前圧縮、DPC
18 ビームスプリッタ、ペリクルビームスプリッタ、PBS
20 スキャン鏡
21 変形可能な鏡、適応光学系
21a 適応光学系要素、波面変更要素、MAL
21b 波面変更要素、波面変更器、可変焦点レンズ
22a 分光計
22b 検出器
24 グラフィカル処理ユニット、GPU
26 光電子倍増管、PMT
30 目、試料
50 ビーム
51 ビーム
52 ビーム、基準アーム光、基準光
53 ビーム
54 後方散乱された励起光
55 光
56 光
57 ビーム、光
58 光
70 光
71 スキャンビーム
72 光
86 光学的供給ユニット、光学的供給経路
95a 点
95b 点
100 画像取得システム、光学システム
200 画像取得システム、OCTシステム
300 画像取得システム
310 網膜層
400 人間の目の試料の断面図
500 画像取得および分析方法
500A センサレス適応光学系OCT法
500B 方法

Claims (53)

  1. 光源と、
    少なくとも1つの波面変更要素を有する光学的供給ユニットと、
    前記光源によって放出され、前記光学的供給ユニットを通して伝送される光に基づいてOCT画像を取得するように構成される光学的コヒーレンストモグラフィー(OCT)センサと、
    前記OCT画像を処理し、
    前記波面変更要素のパラメータの調整値を決定する
    ように構成される処理ユニットと
    を備える、センサレス適応光学系撮像システム。
  2. 前記光源によって放出され、前記光学的供給ユニットを通して伝送される前記光に基づいてMPM画像を取得するように構成される多光子顕微鏡検査(MPM)センサをさらに備え、前記処理ユニットが、前記MPM画像を処理するようにさらに構成される、請求項1に記載のシステム。
  3. OCT Aスキャンの取得が前記MPMセンサの取得に同期される、請求項2に記載のシステム。
  4. 前記OCT画像と前記MPM画像が相互位置合わせされる、請求項2に記載のシステム。
  5. 前記光学的供給ユニットにおいてダイクロイックミラー(DcM)をさらに備え、MPM信号が1つのセンサに行きOCT信号が別のセンサに行くように前記光を分割するように前記DcMが構成される、請求項2に記載のシステム。
  6. 前記波面変更要素が透過型であり、瞳を規定する対物レンズに隣接して配置される、請求項1に記載のシステム。
  7. 取得中に目標の軸方向の動きが追跡を使用して補償される、請求項1に記載のシステム。
  8. 前記波面変更要素の前記パラメータの前記調整値が焦点サイズを最小化する、請求項1に記載のシステム。
  9. 前記波面変更要素の前記パラメータの前記調整値がシステム収差を減少させる、請求項1に記載のシステム。
  10. 前記波面変更要素の前記パラメータの前記調整値がゼルニケモードに基づく、請求項1に記載のシステム。
  11. 前記ゼルニケモードが、脱焦、非点収差、およびコマ収差を含む、請求項10に記載のシステム。
  12. 前記波面変更要素の前記パラメータの前記調整値がLukosz多項式に基づく、請求項1に記載のシステム。
  13. 前記波面変更要素の前記パラメータの前記調整値が前記波面変更要素に固有のモードに基づく、請求項1に記載のシステム。
  14. 前記波面変更要素が変形可能である、請求項1に記載のシステム。
  15. 少なくとも1つの波面変更要素がマルチアクチュエータ適応レンズ(MAL)である、請求項1に記載のシステム。
  16. 前記光学的供給ユニットが変形可能な可変焦点レンズ(VL)をさらに備える、請求項15に記載のシステム。
  17. 1つの波面変更要素がウーファであり、他の波面変更要素がツイータである、請求項16に記載のシステム。
  18. 少なくとも1つの波面変更要素が透過型である、請求項1に記載のシステム。
  19. 前記波面変更要素が、空間光変調器、変形可能な鏡、液晶、およびデジタルマイクロミラーディスプレイからなるグループから選択される、請求項1に記載のシステム。
  20. 前記波面変更要素が、位相に影響を及ぼす空間光変調器である、請求項1に記載のシステム。
  21. 前記処理ユニットが、瞳セグメント化を使用して波面を補正するようにさらに構成される、請求項1に記載のシステム。
  22. 前記MPM画像と前記OCT画像のために異なる光源が使用される、請求項2に記載のシステム。
  23. 前記OCT画像のための前記光源がオンにされると前記MPM画像のための前記光源がオフにされ、逆も同様である、請求項22に記載のシステム。
  24. OCT光源オンおよびMPM光源オフの状態で波面補正が実施される、請求項22に記載のシステム。
  25. 波面補正が実施された後に前記MPM光源がオンにされる、請求項24に記載のシステム。
  26. 前記光学的供給ユニットが、スキャンビームを供給するように構成されるスキャン鏡をさらに備える、請求項1に記載のシステム。
  27. 前記スキャンビームが目の瞳に供給される、請求項25に記載のシステム。
  28. 前記光源が波長掃引レーザである、請求項1に記載のシステム。
  29. 前記光源が広帯域光源である、請求項2に記載のシステム。
  30. 前記OCTセンサが高速検出器である、請求項1に記載のシステム。
  31. 前記OCT画像が網膜画像である、請求項1に記載のシステム。
  32. 前記OCT画像が、2D Bスキャン画像を含む3D OCTボリューム画像であり、前記2D Bスキャン画像が1D Aスキャン画像を含む、請求項2に記載のシステム。
  33. 前記MPM画像が、前記3D OCTボリューム画像内のユーザ選択された深度領域から強度を抽出およびマッピングすることによって生成される正面画像に基づく2D Cスキャンである、請求項32に記載のシステム。
  34. 基準鏡を有する基準アームをさらに備え、前記基準鏡の位置がコヒーレンスゲートについて調整される、請求項1に記載のシステム。
  35. センサレス適応光学系を使用して画像を取得するための方法であって、
    光学的供給ユニットを通して目標に光を送るステップであって、前記光学的供給ユニットが少なくとも1つの波面変更要素を有する、ステップと、
    OCTセンサによって目標のOCT Aスキャンを取得するステップと、
    前記OCT Aスキャン画像を2D OCT Bスキャン画像へと組み立てるステップと、
    前記OCT Bスキャン画像を3D OCTボリュームへと組み立てるステップと、
    前記3D OCTボリューム内の少なくとも1つのOCT 2D Cスキャン画像を選択するステップと、
    前記OCT 2D Cスキャン画像のメリット関数を決定するステップと、
    前記波面変更要素を調整するステップと
    を含む、方法。
  36. 波面がゼルニケモードによって表される、請求項35に記載の方法。
  37. ゼルニケモードの係数が前記OCT 2D Cスキャン画像の前記メリット関数に基づいて選択される、請求項35に記載の方法。
  38. ゼルニケモードの最適係数を得るために、前記メリット関数がヒルクライムアルゴリズムを使用して処理される、請求項37に記載の方法。
  39. 多光子顕微鏡検査(MPM)2D Cスキャン画像を取得するステップ
    をさらに含む、請求項35に記載の方法。
  40. MPM 2D Cスキャン画像を平均化するステップ
    をさらに含む、請求項39に記載の方法。
  41. 前記OCT画像と前記MPM画像を相互位置合わせするステップ
    をさらに含む、請求項39に記載の方法。
  42. 前記OCT 1D Aスキャンが高速検出器によって取得され、前記MPM 2D Cスキャン画像が光電子倍増管(PMT)検出器によって取得される、請求項39に記載の方法。
  43. 前記MPM 2D Cスキャン画像が、OCTボリューム内のユーザ選択された深度領域から強度を抽出およびマッピングすることによって生成される正面画像に基づく、請求項39に記載の方法。
  44. 前記MPM 2D Cスキャン画像が、3D OCTボリューム内のユーザ選択された深度領域から強度を抽出およびマッピングすることによって生成される正面画像に基づく、請求項39に記載の方法。
  45. 前記波面変更要素がマルチアクチュエータ適応レンズ(MAL)である、請求項35に記載の方法。
  46. 前記光学的供給ユニットが可変焦点レンズ(VL)をさらに備える、請求項35に記載の方法。
  47. 前記波面変更要素が透過型である、請求項35に記載の方法。
  48. 前記光学的供給ユニットが、スキャンビームを供給するように構成されるスキャン鏡を含む、請求項35に記載の方法。
  49. 波長掃引レーザによって光を生成するステップをさらに含む、請求項35に記載の方法。
  50. 広帯域光源によって光を生成するステップをさらに含む、請求項35に記載の方法。
  51. 前記スキャン鏡が、スキャンビームを目の瞳に供給するように構成される、請求項48に記載の方法。
  52. 前記MPM 2D Cスキャン画像が、前記OCT 2D Cスキャン画像のための光のエネルギーと異なる光のエネルギーを必要とする、請求項39に記載の方法。
  53. 非一時的コンピュータ可読媒体であって、その内容がコンピュータにセンサレス適応光学系を使用して画像を取得および処理させ、前記画像が、
    光学的供給ユニットを通して目標に光を送るステップであって、光学的供給ユニットが少なくとも1つの波面変更要素を備える、ステップと、
    OCTセンサによって目標の1D深度プロファイルのOCT Aスキャンを取得するステップと、
    前記OCT Aスキャンを2D OCT Bスキャン画像へと組み立てるステップと、
    前記OCT Bスキャン画像を3D OCTボリュームへと組み立てるステップと、
    前記3D OCTボリューム内の少なくとも1つのOCT 2D Cスキャン画像を選択するステップと、
    前記OCT 2D Cスキャン画像のメリット関数を決定するステップと、
    前記波面変更要素をメリット関数に基づいて調整するステップと
    を含む方法によって取得および処理される、非一時的コンピュータ可読媒体。
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