JP2023553311A - スキャナおよび変調器を含む撮像システム、および精度を向上させた対応方法 - Google Patents

Abstract

走査機構を介して取得した画像の正確な横方向マッピングを提供するシステムは、画像マーカーを生成するために撮像エンジンクロックと同期した変調器を備える。次に前記マーカーは、歪みを除去し、空間的に正確なマッピングを生成するために用いられる。変調を識別し、変調の間隔に従って歪みを除去することにより、画像の歪みを補正する方法。角膜と網膜を同時に走査しながら眼球全体を撮像するＯＣＴ配置と、眼球表面の品質を評価する軸上撮像システムとを含む、眼球生体計測およびトポグラフィに適用することができるシステムおよび方法。【選択図】図２

Description

本開示は、光コヒーレンストモグラフィ撮像システム、および他のスキャナベースの撮像システム内での正確なマッピングを可能にする手法を対象とする。

本開示は、性能特性の異なる別のシステムを用いて取得された画像に基づいて計算された結果と一致するように、ＯＣＴシステムを用いて取得されたＯＣＴ画像上で調整することを対象にしている。

本開示は、光生体計測のための好ましい走査幾何学を対象とする。

光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）は、医学、計測学、産業応用において広く用いられている撮像技術である。ＯＣＴ技術は、混濁媒質中において非接触で高解像度の撮像を行うことができる。この干渉法に基づく技術は、試料から後方散乱または後方反射した光の微弱な強度に対して優れた感度を提供する。前記技術は、ミクロンレベルの解像度でトポグラフィならびに表面下の特徴および構造を可視化する独特の手段を提供する。

干渉信号は、試料の深さ（軸方向）寸法において正確な空間マッピングを提供する。ＯＣＴ走査の横方向寸法は、光ビームまたは試料自体の走査機構に依存する。走査は、水平および垂直、または円周方向もしくはらせん方向が可能である。商業用のＯＣＴシステムは、ビームを走査するために機械式スキャナを利用しているため、横方向に沿った空間精度が低くなっている。機械式スキャナは、通常、動的な性質を持ち、時間とともに変化する歪みを引き起こす。この制限のために、ＯＣＴはナノメートルレベルの精度で表面をマッピングする可能性を欠いている。横方向の走査精度は、ＯＣＴシステムの高速化に伴い、機械式スキャナへの要求が高まるため、より困難になると予想される。

正確なＯＣＴベースのマッピングシステムを実現すれば、ＯＣＴと一般的に組み合わされる補完的なマッピングシステム、例えば眼球プラシドトポグラファは不要となる。プラシド環トポグラファのような反射ベースのトポグラファは、光学面の品質を調べるのに有効だが、トポグラフィ情報を正確に測定するためには広い空間が必要である。

すべての寸法で正確な歪みのないＯＣＴ画像を提供する必要性がある。この必要性に対処することは、光学面の計測、白内障手術および屈折矯正手術の改善のための眼球表面の正確なマッピング、および他の多くの応用に役立つ。対象物の光学面における健康状態を理解する助けとなり得る、補完的な小型撮像システムが必要とされている。

多くの場合、ＯＣＴ画像は、画像解析手段を用いて定量的なデータを提供するために用いられる。多くの疾患では、このデータを追跡することで、患者の疾患進行を数年にわたり監視することができる。進行を一貫して監視することの重要性は、ＯＣＴシステムの画質が変化しないことを必要とする。このため、同じ患者を撮影した改善した画像から測定値を変更する可能性があるため、新しいシステムの大幅な画質の向上を実施することには限界がある。

画像解析手段を変更することなく、レガシーシステムと同様の定量解析を実現する改良型システムのＯＣＴ画像への変換を提供する必要がある。

光生体計測システムは通常、前眼部内に光を集束させるため、ほとんどの場合、中心窩にぼやけたスポットが生じる。眼軸長はＩＯＬ（眼内レンズ）計算機にとって最も重要な生体計測値であり、そのため中心窩内の距離の正確な測定が不可欠となる。

光生体計測データを取得するには、患者が測定システムで調節されたターゲットに固視していることが前提となる。眼球の前部に基づく固視を提供するために、いくつかの手法が提案され、いくつかは実施されたが、実際の中心窩の固視を正確に表すものではない。他の手法では、中心窩の固視を確認するが、実際の測定後に中心窩の位置を取り込むため、眼球運動による誤差の影響を受けやすい手法になる。

正確かつ同時の固視確認および補正を組み込んだ、より正確な光生体計測システムを提供することが求められている。

概要：時空間変調・復調システム
本開示は、ＯＣＴ撮像システム、単一画素撮像システム、または多次元画像を生成するためにスキャナを利用する他のシステム、の正確な横方向マッピングを提供するための方法およびシステムを対象にしている。この手法は、時空間変調・復調（Ｓｐａｔｉｏ－Ｔｅｍｐｏｒａｌ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ－Ｄｅｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）、または略してＳＴＭＤと呼ばれる。

いくつかの実施形態において、システムは、撮像エンジンと対物スキャナを含む。対物スキャナは、走査機構を有する光学セットアップで構成される。セットアップは、対象物を走査し、光を集めて撮像エンジンに戻すように調整される。セットアップにおいて、能動変調器は、スキャナの後に挿入され、撮像エンジンのクロックと同期して画像マーカーを生成する。この実施形態では、変調器はスキャナの後に置かれる。変調器は、画像マーカーを生成するために撮像エンジンのクロックと同期され、変調器は、画像マーカーを生成する速度で始動する。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、画像上に測定可能なマーカーを生じさせる速度で始動する。例えば、変調器は、少なくとも１つの画像要素に少なくとも１つのマーカーを生成するようにクロックされ、さらに、変調器は、撮像エンジンクロックの整数分割である変調をもたらす速度でクロックされる。

いくつかの実施形態において、変調は、少なくとも１つの画像要素、例えば画素またはＡラインに少なくとも１つのマーカーを生じさせる。

いくつかの実施形態において、変調速度は、システムのマスタークロックの整数分周器にクロックされる。

いくつかの実施形態において、撮像エンジンは、光源、ビームスプリッタおよびコンバイナ構成、参照配置、少なくとも１つの検出器、プロセッサ、ならびにディスプレイで構成されるＯＣＴのＡラインスキャナとすることができる。

いくつかの実施形態において、撮像エンジンは、単一画素カメラまたは検出器とすることができる。

いくつかの実施形態において、撮像システムは、ライン走査カメラとすることができる。

いくつかの実施形態において、撮像システムは、ＬｉＤＡＲ（Ｌｉｇｈｔ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ｒａｎｇｉｎｇ）とすることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、走査機構が撮像される、ほぼ光平面内に設置される。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、走査機構の近位に設置される。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、走査光プローブの光学素子の遠位に設置される。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、光路のどこにでも設置される。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、スキャナの機械的ドリフトおよび光学部品の光学的な歪みの較正を行う必要をなくすために、システムのすべての光学部品の後に設置される。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、音響光学変調器、液晶変調器、電気光学変調器、圧電素子、検流計スキャナ、ボイスコイル、または別のタイプの変調器とすることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、少なくとも１つの画像要素に位相遅延させることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、少なくとも１つの画像要素に振幅変化させることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、少なくとも１つの画像要素に色変化させることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、少なくとも１つの画像要素に対応する干渉信号に鮮明度変化または縞模様除去をさせることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、少なくとも１つの画像要素にスペックル無相関させることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、少なくとも１つの画像要素に、ぼかしのような画像特性上の変化をさせることができる。

いくつかの実施形態において、能動変調器は、受動変調器に置き換えることができる。

いくつかの実施形態において、受動変調器は、１つ以上の撮像事象に位相、強度、または別のシフトを生じさせる空間的特性を組み込むことができる。

いくつかの実施形態において、システムは、精密なＩＯＬ計算機の開発、または白内障手術や屈折矯正手術の計画のための３Ｄ眼球モデルの開発を助ける目的で、眼球表面の正確なマッピングを提供するために用いられる。

いくつかの実施形態において、システムは、光学的または精密な表面の正確なマッピングを提供するために用いられる。

いくつかの実施形態において、画像スケールを正確な空間寸法に較正するために用いることができる基準（ｆｉｄｕｃｉａｌ）を生成するために、少なくとも１つの特性が対物スキャナに追加される。

いくつかの実施形態において、少なくとも１つの光学対象物は、光ファイバー、円筒形の物体、鏡面反射体、および散乱体、からなる群から選択される。

いくつかの実施形態において、光学対象物は、変調器に一体化される。いくつかの実施形態において、光学対象物は、変調器の端に構成される。

いくつかの実施形態において、基準の光路長は、撮像エンジンの参照アームの光路長に一致される。

いくつかの実施形態において、基準は、撮像システムの参照アームと干渉することなく、光学対象物内の光学的相互作用によって生成される。

いくつかの実施形態において、基準は、画像領域の外に挿入される。

概要：画像処理
ＳＴＭＤ法を用いて生成された画像マーカーは、画像処理を用いて、画像上の歪みを除去、または画像に基づく最終的な測定を行うことができる。

いくつかの実施形態において、画像の歪みを補正する方法は、画像内に要素の変調を生成する変調器によって作成され、対象物の表面に沿って分布する画像マーカーを、表面を含む対象物の少なくとも１つの画像内に配置すること、変調を識別すること、撮像ビームのｚ方向に直交する水平方向であって、水平寸法における前記変調の間隔に従って個々の画像の歪みを取り除くことと、を含む。

いくつかの実施形態において、ｚ変調は、ｚ方向に沿ったシフトを適用することにより、ＯＣＴのＡラインから除去される。

いくつかの実施形態において、画像要素に適用される位相遅延を除去することは、画像要素への位相シフトに等しい共役データ上の位相シフトを適用することによって実現される。

いくつかの実施形態において、変調された要素は、画像から除去される。

いくつかの実施形態において、画像マーカーパターンのない対象物の第２の非変調画像を受信し、変調画像から計算された歪みデータを非変調画像に適用して、補正画像を構成する。

いくつかの実施形態において、方法は、第１のセット上のパターンからシフトした画像マーカーパターンで変調する第２のセットであって、対象物の第２の変調画像を受信すること、シフトした画像マーカーを識別すること、変調の間隔に従って第２の画像の画像内における歪みを取り除くこと、第１のセットおよび第２の画像から非変調部分を用いて補正画像を構成することと、を含む。

いくつかの実施形態において、方法は、複数の補正された画像からトポグラフィ情報を計算すること、空間データを有する画像の部分内で事前知識スケーリングに基づいて画像の空間スケーリングを実行すること、および／または画像基準を生成するために既知の対象物の測定に基づいて画像の空間スケーリングを実行すること、のうちの１以上を含み得る。

いくつかの実施形態において、画像基準は、幅と高さが既知の少なくとも１つの光学素子、または間隔が既知の少なくとも２つの素子を、画像を撮影するために用いられる対物スキャナに挿入することによって生成される。

いくつかの実施形態において、画像の歪みを補正する方法は、画像内の要素の変調を生成する変調器によって作成される画像マーカーであって、表面を含む対象物の複数のＯＣＴ画像上に画像マーカーを配置すること、画像からトポグラフィマップを生成すること、トポグラフィ投影に沿って変調を識別すること、変調の間隔に従ってトポグラフィマップの歪みを除去することと、を含む。

いくつかの実施形態において、トポグラフィマップは、変調された画像要素の代わりにデータを埋めるように補間される。

いくつかの実施形態において、ｚ変調は、トポグラフィマップを計算する前に、ＯＣＴのＡラインをｚ方向でシフトさせることにより除去される。

いくつかの実施形態において、画像の空間スケーリングの実行は、画像基準を生成するための既知の対象物の測定に基づく。

いくつかの実施形態において、画像基準は、幅と高さが既知の少なくとも１つの光学素子、または間隔が既知の少なくとも２つの素子を、画像を撮影するために用いる対物スキャナに挿入することによって生成される。

いくつかの実施形態において、方法は、画像マーカーパターンを有しない対象物の複数の非変調画像の第２のセットを受信すること、および変調されたトポグラフィマップからの歪みデータを非変調トポグラフィマップに適用して補正されたトポグラフィマップを構成することと、を含む。

いくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像について、ベースライン湾曲は画像から除去することができる。画像マーカーのインデックスを特定するために、画像の数値微分を行うことができる。

いくつかの実施形態において、Ａラインに適用される位相遅延は、Ａラインデータをシフトすることによって除去することができ、またはより正確な結果を得るためには、空間Ａラインデータへの位相シフトに等しいスペクトルデータ上のインデックスシフトを適用することによって、位相シフトを適用する。

いくつかの実施形態では、画像マーカーを有するＡラインは、歪みを補正するために用いることができるが、Ａライン自体は画像から除去することができる。

いくつかの実施形態において、シフトされた画像マーカーパターンを有する同じ対象物の別の画像が取得される。少なくとも１つの画像は、画像マーカーを識別するために処理されると共に、画像のマークされた区域のインデックスのデータは、その後、他の画像のマークされていない区域のデータに置き換えられる。

いくつかの実施形態において、画像の正確な空間スケーリングは、信頼できる空間データを有する画像の部分内での事前知識のスケーリングに基づいて実現することができる。

いくつかの実施形態において、画像の正確な空間スケーリングは、走査の前または後の既知の対象物の測定に基づいて実現することができる。

いくつかの実施形態において、画像の正確な空間スケーリングは、対物スキャナに設置された少なくとも１つの対象物に基づく少なくとも２つの画像基準に基づいて実現することができる。

いくつかの実施形態において、画像基準は、対物スキャナに対して既知の幅を持つ光学素子、または間隔が分かっている２つの素子を挿入することによって実現することができる。

いくつかの実施形態において、光学素子は、光路から自動的に取り外すことができる。

いくつかの実施形態において、画像マーカーおよび基準を有する対象物の少なくとも１つの画像、および対象物のマーキングされていない画像を記録するために、画像のシーケンスが獲得される。画像マーカーおよび基準の画像解析は、マーキングされていない画像に適用可能な歪み補正情報を提供するために適用することができる。

いくつかの実施形態において、画像データは、Ａラインまたは画像要素の均一かつ正確な間隔をもたらすために、画像マーカーインデックスに基づいて補間することができる。

いくつかの実施形態において、最終的な解析データ、例えばトポグラフィデータは、正確なトポグラフィ情報を得るために、画像マーカーインデックスに基づいて補間することができる。

概要：光学面の品質評価
本開示は、光学面の品質を詳しく調べるために、ＯＣＴ撮像システムを小型のパターンベース反射システムで補完する発明を対象とする。

カメラで取り込んだ光パターンの反射は、角膜表面における角膜のトポグラフィおよび涙液膜の崩壊を評価するのに有効な手段である。この角膜のトポグラフィを測定するための手法は、角膜への入射光線と反射光線との間に比較的大きな角度を必要とする。角膜表面で涙液膜が崩壊するにつれて、反射光の質が低下すると共に、涙液膜の質と取り込み画像の質との間における相関関係を確立することができる。

ＳＴＭＤは眼球表面の正確なマッピングを提供するため、トポグラフィ情報を提供するために反射パターンを用いる必要がない。そのため、入射角と反射角との差が大幅に低減、あるいはなくすことができると共に、照明パターンとカメラの配置により、小型システムで十分に涙液膜の解析を提供することができる。

いくつかの実施形態において、撮像システムは、撮像エンジンと、スキャナを含むスキャナシステムと、スキャナの後に置かれる変調器であって、画像マーカーを生成するために撮像エンジンのクロックに同期して、画像マーカーを生成する速度で始動する変調器と、照明パターンおよび撮像カメラがほぼ同一の光学円錐角で構成されており、二色性コンバイナを介してスキャナシステムに結合されたパターンベースの反射システムと、を含む。

いくつかの実施形態において、撮像エンジンはＯＣＴシステムであり、二色性コンバイナはＯＣＴ撮像経路に配置される。

いくつかの実施形態において、パターンベース反射システムはさらに、ＯＣＴ撮像経路と合体される、パターンを生成する光源を含む。

いくつかの実施形態において、システムは、パターンが角膜表面から反射された後にパターンを撮像する、カメラを含む。

いくつかの実施形態において、反射パターンは、眼球運動を相殺するために記録される。

いくつかの実施形態において、システムは、眼球表面を解析するために反射パターンの差分解析を実行するようにプログラムされたプロセッサを含む。

いくつかの実施形態において、カメラは、眼球に位置合わせするために撮像システムを導くためにも用いられる。

いくつかの実施形態において、光源は、二色性ビームコンバイナを用いて対物スキャナの光路に合流させてパターンを生成するためにマスクされる。光は角膜の表面に投影される。反射光は同じ二色性ビームコンバイナを通って集められ、カメラを通して撮像される。

いくつかの実施形態において、光源は、１つ以上の光源、好ましくは発光ダイオードの構成とすることができる。

いくつかの実施形態において、光源は、異なる時間に異なる領域を順次照らすことによってパターンを生成することができる。

いくつかの実施形態において、角膜表面からの反射画像を記録し、動きを補正した後、眼球表面の健康状態の解析を確立するために、差分解析を適用することができる。

いくつかの実施形態において、同じカメラを用いて、眼科用システムを導いて眼球に位置合わせすることができる。

概要：固視評価によるロバストな生体計測
本開示は、眼のすべての眼球パワーについて、中心窩における眼軸長の正確な測定を提供すると共に、生体計測走査と同時に正確な固視確認を提供する、光生体計測の走査構成を対象とする。

眼科用バイオメータは、一般的に眼球の前房内に集束した光ビームを利用する。ビームの開口数は一般的に小さいので、網膜上のスポットサイズはあまり拡大されない。しかし、異なる眼球の長さおよび視力などの変数により、患者ごとに網膜上のスポットサイズは大きく異なる。眼軸長測定は、中心窩の中心を検査する場合に最適であり、スポットサイズを大きくすると、より大きな区域の平均を測定することになり、よって信号強度と完全性が低くなる。どちらも、眼球生体計測の最も重要なパラメータの精度を低下させる結果となる。

上述のビームは通常、Ａラインバイオメータでは走査されないか、または前眼部表面をより多くカバーするためにほぼ同軸に走査される。これらの構成はどちらも、固視確認または補正のためのリアルタイムの中心窩の可視化に適していない。視度補正が０である眼に対して、近軸に走査を行うと、走査ビームは常に中心窩に集中することになる。

視度補正を有する眼においては、ビームが中心窩表面の後方または前方に集中するため、検査スポットは異なるＡラインに対して中心窩上を走査することになり、結果として不均一な領域で平均化されることになる。同様の結果は、他の半軸走査でも発生する。データ解析の際、Ａラインが平均化されるため、ぼやけによる誤差が生じる、あるいは１つのＡラインのみを解析に用いるため、ノイズによる誤差が生じやすいシステム測定になる。

光生体計測ビームは、瞳孔内、または瞳孔のほぼ前方または後方を回転中心として走査することが好ましい。眼球生体計測を行うために、ビームを網膜に集束させることが好ましい。この構成が、網膜の鮮明な断面画像を提供する。

いくつかの実施形態において、眼球生体計測システムは、撮像ビームを生成するＯＣＴエンジンと、撮像ビームを眼球に向けるスキャナと、撮像ビームを網膜上にほぼ集束させるフォーカスアセンブリと、眼球の瞳孔を含む平面あるいは瞳孔の直前または直後にある平行平面で、眼球の前房内に置かれた回転中心で走査する撮像ビームの経路中の第１のレンズセットと、眼球全体を撮像するために回転中心で旋回しながら、同時に眼球の網膜および角膜上のラインを走査する撮像ビームと、を含む。

いくつかの実施形態において、撮像ビームを角膜および水晶体の構造にわたって同時に走査させるために、角膜の前方または後方の点で撮像ビームを旋回させる光学アセンブリは、撮像ビームの経路内に挿入可能である。

いくつかの実施形態において、光学アセンブリは、アセンブリレンズおよび遅延素子を含む。いくつかの実施形態では、遅延素子は、光学アセンブリが撮像ビームの経路内にあるとき、およびアセンブリが撮像ビームの経路外にあるときの光路長差が減少または除去されるように選択される。

いくつかの実施形態において、第１のレンズのセットは、第１の望遠鏡および第２の望遠鏡を含み、各望遠鏡は２つのレンズを含み、光学アセンブリは、第２の望遠鏡のレンズの間に挿入される。

いくつかの実施形態において、システムは、ビームスキャナの後の撮像ビームの経路内に変調器をさらに含む。

いくつかの実施形態において、眼球生体計測システムは、撮像ビームを生成するＯＣＴエンジンと、撮像ビームを眼球に向けるスキャナと、撮像ビームの経路にあり、前房内の構造を撮像できるように撮像ビームを集束および走査する第１のレンズと、撮像ビームが角膜および水晶体の構造上を同時に走査するように角膜の前方または後方の点で撮像ビームを旋回する、撮像ビームの経路に挿入することができる第２のレンズと、第２のレンズが撮像ビームの経路にあるとき、ビームが網膜にほぼ集束すること、および第２のレンズが撮像ビームの経路にあるとき、ビームが回転中心で旋回し、眼球の網膜および角膜上のラインを同時に走査しながら眼球全体を撮像することと、を含む。

いくつかの実施形態において、変調器は、撮像ビームの経路内に置かれる。

いくつかの実施形態において、中心窩が可視化され、かつ眼球前面のカメラ画像と組み合わされた、眼球全体の断面走査によるピットの可視化は、眼球の光軸および視軸を特定するため、ならびに角度カッパおよび角度ラムダを計算するために用いることができる。また、正確な固視がない場合であっても、信頼できる固視確認、および正確な生体計測値を計算することに用いることができる。

ある実施形態において、異なる位置での複数の断面走査は、体積生体計測および眼球の方位に関する情報を生成するために取り込むことができる。

いくつかの実施形態において、対物スキャナ内の光学システムは、ビームを網膜上に確実に集束させるために、眼球パワーおよび眼球長を補償するべく調整される。

ある実施形態において、上述の調整は、眼球パワー、視力、または眼球長に関する事前知識に基づく。

いくつかの実施形態において、焦点調整は、非点収差または高次収差に応じて、断面走査中に変化させる。

ある実施形態において、網膜上の走査領域と組み合わせされた、水晶体または前房内の旋回位置が有効な水晶体位置を計算するために利用される。

ある実施形態において、対物スキャナまたは参照アーム内の遅延ラインが、眼球長を補償するために利用される。

いくつかの実施形態において、走査回転中心を正確に置くために、スペックル解析が画像に適用される。

ある実施形態において、前記好ましい走査幾何学は、前眼部専用の別の走査幾何学と同時にまたは順次に組み合わせられる。

添付の図面は、本明細書に開示されたシステムおよび手法の例示的な実施形態を示し、および、本文とともに、本開示の原理を説明するのに用いられる。

図１は、時空間変復調（ＳＴＭＤ）方式を取り入れることにより、対象物の表面を正確にマッピングする目的で光コヒーレンストモグラフィを実行するためのシステムの実施形態の例を示す。

図２は、ｚ変調としてのＳＴＭＤ変調を示す前眼部ＯＣＴ画像を表すスケッチである。

図３は、このような変調をスウェプトソースＯＣＴ（ＳＳＯＣＴ）で実現するためのタイミング図である。

図４は、高速作動する光遅延ラインアセンブリを用いてｚ変調を実現するための光学セットアップの例である。

図５は、変調器の２つの候補配置において、１つはスキャナとの共役部に、もう１つはスキャナ近傍にある、ＳＴＭＤベースのＯＣＴシステムを示す。

図６は、ｉ変調としてのＳＴＭＤ変調を示す前眼部ＯＣＴ画像を表すスケッチである。

図７ａは、撮像する対象物が眼球である、図１のシステムを示す。光学系は、眼球上のビームをほぼ近軸に走査する。変調器は、スキャナのほぼ共役面に設置されている。

図７ｂは、撮像する対象物が眼球である、図１のシステムを示す。光学系は、眼球上のビームを前眼部においてほぼ近軸に走査する。変調器はスキャナの近傍に設置されている。

図７ｃは、撮像する対象物が眼球である、図１のシステムを示す。光学系は、眼球上のビームを前眼部上でほぼ近軸に走査する。大面積変調器は、望遠鏡アセンブリの自由空間内に設置されている。

図８ａは、図７ｂと同様のシステムで、ビームが前眼部に集中するように走査し、および瞳孔面でほぼ旋回してビームが後眼部を走査するように変更したものを示す。変調器はスキャナの近傍に設置されている。

図８ｂは、ある場合には前眼部でほぼ平行のビームを用いて眼球を走査することができ、かつ後眼部を走査するために瞳孔内でほぼ旋回するように切り替えることができるシステムを示す。２つのモードのそれぞれの前眼部面と後眼部との間の光遅延差は最小化される。変調器はスキャナの共役面に設置されている。

図８ｃは、ある場合には前眼部でほぼ平行のビームを用いて眼球を走査することができ、かつ後眼部を走査するために瞳孔内でほぼ旋回するように切り替えることができるシステムを示す。２つのモードのそれぞれの前眼部面と後眼部との間の光遅延差は最小化される。変調器は、近軸走査モードでは最後の視標の後に設置され、および瞳孔旋回走査モードでは光路から取り除かれる。

図９は、対象物の単一画素撮像に用いることができる簡略化された走査光学セットアップを示す。

図１０は、ｚ変調を持つ画像から空間的に補正された情報を再構成するアルゴリズムのワークフロー例を示す。

図１１は、ｉ変調を持つ画像から空間的に補正された情報を再構成するアルゴリズムのワークフロー例を示す。

図１２は、図１０で示すような、ｚ変調を持つ画像から空間的に補正された情報を再構成するアルゴリズムの主要なステップを説明したものである。

図１３は、眼球表面の健康状態を調べるために角膜表面に画像を投影する、反射ベースの撮像システムを有するＳＴＭＤベースのＯＣＴシステムを示す。

図１４は、眼球表面の健康状態を調べるために携帯機器を使ったセットアップを示す。

図１５は、ＯＣＴが全眼球に沿って撮像している間に、ビームは網膜上にほぼ集束し、瞳孔面を中心に走査する光生体計測に好んで用いられる走査パターンを示す。

図１６は、１つの例では、ＯＣＴが全眼球に沿って撮像している間に、ビームは網膜にほぼ集束し、瞳孔面を中心に走査するパターン、および他の例では、ＯＣＴが部分または全眼に沿って撮像している間に、ビームは前眼部にほぼ集束し、前眼部に沿って走査するパターンである、光生体計測に好んで用いられる走査パターンを示す。

図１７ａおよび図１７ｂは、１つの例では眼球を近軸走査する配置、別の例では、瞳孔面内において旋回ビームで走査する配置を示す。切り替えは、２つの状態の間の特定の光路長差を考慮して、光路から光学系を取り除くことによって実現される。 図１７ａおよび図１７ｂは、１つの例では眼球を近軸走査する配置、別の例では、瞳孔面内において旋回ビームで走査する配置を示す。切り替えは、２つの状態の間の特定の光路長差を考慮して、光路から光学系を取り除くことによって実現される。

図１７ｃおよび図１７ｄは、１つの例では眼球を近軸走査する配置、別の例では瞳孔面内において旋回ビームで走査する配置を示す。切り替えは、２つの状態の間の特定の光路長差に調整するために光学セットアップを移動させる能力を有する光路から光学系を取り除くことによって実現される。 図１７ｃおよび図１７ｄは、１つの例では眼球を近軸走査する配置、別の例では瞳孔面内において旋回ビームで走査する配置を示す。切り替えは、２つの状態の間の特定の光路長差に調整するために光学セットアップを移動させる能力を有する光路から光学系を取り除くことによって実現される。

図１８ａは、関心領域の外側に基準マークが置かれた眼球の前眼部層のＯＣＴ画像例を示す。

図１８ｂは、素子の部分であるリング機構を示す。

図１８ｃは、変調器の近位に接合、取り付け、または設置される光学素子の部分であるリング機構を示す。

図１８ｄは、光学素子の部分である４点機構を示す。

図１８ｅは、変調器に隣接する光学素子に取り付けられた光ファイバーを示す。

本開示の原理の理解を促進する目的のために、ここで、図面に示された実施形態について特定の言語を用いて説明する。それにもかかわらず、本開示の範囲を限定するものではないことが理解されるであろう。記載されたシステム、装置、器具、方法に対する任意の変更およびさらなる修正、ならびに本開示の原理の任意のさらなる適用は、本開示が関連する技術分野の当業者に通常発想するように、完全に熟慮される。特に、１つの実施形態に関して説明された特徴、構成要素、および／またはステップは、本開示の他の実施形態に関して説明された特徴、構成要素、および／またはステップと組み合わされ得る。簡略化のために、いくつかの例では、同じ参照番号は、図面全体を通して、同じまたは同様の部品を示すために使われる。

図１は、静的および動的歪みを正確に補正する目的で、２次元または３次元のＯＣＴ画像に変調を符号化するシステムの例を示す。Ａラインスキャナ１００は、対物スキャナ１０１の光学系を通して、検査すべき対象物または組織に光を向ける。ＯＣＴ撮像は、光学面のような精密部品などの表面または集合表面に対して実行され得る。例えば網膜を検査するための後眼部撮像、および／または、例えば水晶体および／または角膜を検査するための前眼部撮像も実行することができる。

図１は、ＳＴＭＤを用いて３次元でのＯＣＴデータの正確なマッピングを実行するためのシステムを示す。Ａラインスキャナ１００は、光源１０２、干渉計１０４、参照アーム１０３、検出器１０５、プロセッサ１０６、およびディスプレイ１０７を含む。干渉計からの試料光は、対物スキャナ１０１に向けられ、一組の光学部品が対象物１１０の水平および垂直寸法で光ビームを走査する。光は、導波路１２０および光学部品１２１を通って対物スキャナ１０１に入り、一般的には平行ビーム１２６でビームを形成する。ビームは、スキャナ（または走査機構）１２２によって、周縁光線１２７で示される最大角度範囲で走査される。レンズ１２３およびレンズ１２４で構成される望遠鏡は、スウェプトソースＯＣＴの場合、接続部１２９を介して、光源１０２に同期している変調器１２８上に走査する部品面を撮像する。光ビームは、最終的に対物レンズ１２５を介して対象物１１０上で走査される。レンズ１２３とレンズ１２４との間隔は、対象物１１０上でのビームの集中または発散を調整するために変更することができる。

１つの例では、ＳＴＭＤに必要な変調を実現するために、スキャナ（または走査機構）１２２の後に高速変調器１２８が組み込まれる。変調器１２８は、Ａライントリガーとタイミングを合わせて、Ｎ本ごとのＡラインのうち、１本以上のＡラインをマークする。変調器１２８がｚ方向に大きな位相シフトを加えることができる場合、図２に示すように、変調はｚシフトしたＡラインとして観察される。このシフト２０１をｚ変調と呼ぶ。スキャナが一定速度で移動していないのに対し、変調は一定の時間間隔で実行されるため、画像マーカー間の間隔を利用して横方向走査の非直線性によって生じる歪みを補正し、歪みのない画像および測定値を得ることができる。１つの例では、ｚシフトは、画像処理アルゴリズムが変調されたＡラインの位置を検出することができるように、少なくとも一画素に等しい。画像変調は、クリーンな画像を生成するために除去することができる。ｚ変調は、デジタル領域でシフト量を逆転させることで元に戻すことができる。

図２は、前方角膜２０２、後方角膜２０３、前方水晶体２０４、後方水晶体２０５、および虹彩２０６を示す眼球の前部のＯＣＴ断面画像の描写を示す。図２の例では、ｚ変調により位相シフトしたＡラインを示している。マーカー２０１は、走査機構の非直線性および不正確さを補正するために用いることができる。

図３は、単一のＡラインに対して変調を適用するためのタイミング方式の１つの例を示す。この変調を実現するために、変調器１２８はステップ関数３０３によって駆動され、特定のＡラインに遅延を適用する。この場合、変調器１２８の応答時間は、後続のＡライン間の遷移を実行するのに十分な時間である。ほとんどのスウェプトソース（ＳＳ）ＯＣＴレーザは、約７０％のデューティサイクルで作動し、およびスイッチングは３０％のオフタイムの間に起こることができる。３０１は、ＡラインのＩＤ番号を示す。３０２は、レーザのスイーププロファイル対時間を示す。３０３は実線で変調コマンドを、および点線で変調器の時間応答を示す。

変調の間隔は、一周期あたりのＡラインの総数（変調されたＡライン＋非変調のＡライン）を表す。変調のデューティサイクルは、間隔に対する変調されたＡラインの比率を表す。この例では、画像上の位置の歪みを検出するために、２つの条件が実現される。第１の条件は、走査動態の十分なサンプリングを提供するために、間隔が走査ごとのＡラインの総数よりも十分に小さくなることである。第２の条件は、変調中の平均化を避けるために、デューティサイクルが１／２より十分に大きくなることである。実験では、ＯＣＴ画像上の変調が一度に変調された単一のＡラインで表現される場合に、結果として最良の結果が得られることが判明している。単一のＡラインによって表現される変調されたＡライン間の間隔は、走査の横方向速度に関する回復可能な情報を提供しないので、１／２のデューティサイクルは歪み情報を伝達しない。

実験により、ニオブ酸リチウム結晶を用いた直接位相変調手法が安定し、および再現可能であることが判明した。この例では、ニオブ酸リチウム結晶での実施は、小さな開口サイズに限定され、シフトの偏光依存性の状況は考慮されない。

別の例では、音響光学（ＡＯ）結晶を用いた位相変調は、ｚ変調を作り出すための実行可能な方法である。この場合、１次回折ビームは、１次回折を０次回折から分離するのに十分な変調周波数ｆ_０でＡＯ位相シフターから選択される。ＯＣＴの深度情報は周波数に基づいて変調されるため、この一定の周波数シフトを適用すると、ゼロ遅延位置はｆ＝０ではなくｆ_０に一致することになる。ｆ_０が、ｆ_Ｎはアナログ－デジタル変換処理のナイキスト周波数である、ｆ_Ｎ／２に等しければ、ゼロ遅延位置は撮像範囲の中央部になる。周波数シフトを実現するために、１次回折の変調周波数は、Ａラインがシフトされる期間に対してｆ_０＋δｆに変更することができる。必要であればベースライン周波数変調を維持することができる。必要なければ、Ａライン再構成処理中に復調するか、または別のＡＯ変調器を試料アームまたは参照アームのいずれかに設置して、ｆ_０変調を除去し、δｆに制限することができる。

図４は、所望の変調パラメータを実現するために、光路内の圧電装置（機構４０７）上にミラーを配置することによって、代替の変調方式が実現できる例を示す。この例では、Ａラインスキャナ１００（ＯＣＴエンジンとも呼ばれる）は、コリメータ４０１を介して光学セットアップを照らす。ビームは、スキャナ機構４０５ならびにレンズ４０２、４０３、および４０４を介して対象物４０８上で走査される。機構４０７は、Ａラインを変調するために作動する圧電アクチュエータ上に取り付けられた折り畳み式反射鏡セットアップによって構成されている。変調は、Ａライントリガー４０６を介してＡラインスイープと同期される。

また、位相変調の代わりに強度変調（ｉ変調）を実行することも可能である。この手法の利点は、強度変調の実施がより簡単なことである。強度変調器は高速で作動し、変調は先行または後続のＡラインに影響を与えることなく、単一のＡラインに適用することができる。強度変調器の例は、強度変調モードで作動するＡＯなどの固体変調器である。この例では、変調されたＡラインに中身がないことで、例えば図６を参照して、スキャナにおける位置の誤差の特定および修正を助けることができる。変調されたＡラインの情報は、同じ画像から復元することができない。この影響は、次の２つの手法のいずれかを介して対処可能である。第１の手法は、同じ走査パターンを繰り返すことによって、後続の２つの走査を記録することである。一方の走査はｉ変調を施し、および他方の走査は変調を施さない。変調された走査に基づいて計算された歪み情報を、２番目の走査に適用することで、歪みのない画像またはマップを作成することができる。第２の手法は、多次元表面が分割されたＯＣＴ表面に適合するトポグラフィの応用に適用可能であり、空白のＡラインに対応するデータポイントの疎な不在は、結果に影響を与えると判断されない場合がある。

別の例では、強度変調は、光路に強度変調器を組み込むことによって実行することができる。図５は、ＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００が、コリメータ５０１を介して光学セットアップを照らすセットアップを示す。ビームは、スキャナ機構５０２ならびにレンズ５０３、５０４および５０５を介して対象物５０９上で走査される。この例では、図に示す２つの変調器５０６または５０７のうちの１つだけが必要である。変調器５０６、５０７によって実行される変調は、Ａライントリガー５０８を介してＡラインスイープと同期される。１つの例では、変調器５０７は、スキャナ５０２とレンズ５０３との間に置かれる。この例では、変調器５０７は、Ａライントリガー５０８を介してＯＣＴエンジン１００に結合される。別の例では、変調器５０６は、レンズ５０４とレンズ５０５との間に置かれる。この例では、変調器５０６は、Ａライントリガー５０８を介してＯＣＴエンジン１００に結合される。

１つの例示的な実施形態において、強度変調は、位置５０６または５０７のいずれかにおいて光路中にＡＯ変調器を挿入する手段、または単に、図４の動的光遅延で説明したようなミラーをＡラインの間に作動させてミラーの内容をぼかすか（ＳＳＯＣＴの場合）またはスペクトル縞を洗うことによってミラーを空白にする（スペクトルドメインＯＣＴの場合）ことによって実行することができる。この場合の動的光遅延のステップ応答要求は、ｚ変調に要求されるものよりも十分に低い。例えば、π－２πの変調振幅で十分であり、および立ち上がりと立ち下がりの時間はより速くなる。この例では、この手法は、低いＯＣＴ速度でのｚ変調、および高い速度でのｉ変調の２つのモードで作動する。

図６は、ｉ変調マーカー６０１が、位相変調ではなく強度変調によって作成される例を示す。マーカー６０１は、各撮像面に設置し得る。

図７ａは、走査された対象物が眼球７０１または眼球７０１の任意の部分もしくは眼球７０１の断片である、図１と同じセットアップを示す。

図７ｂは、図１および図７ａと同じ構成で、走査部品に近接する変調器７０１の異なる設置をしていることを示す。この例では、変調器７０１は、スキャナ（または走査機構）１２２に近接して置かれる。変調器７０１のこの設置は、下流の光学設計の自由度を高めることができる。例えば、レンズ１２５、１２４、および１２３を取り外すことができる。この例では、変調器７０１は、図７ａのセットアップにおける変調器１２８よりも広い受容角と大きな開口を有する。

図７ｃは、図７ａおよび図７ｂと同じ構成で、レンズ１２３と１２４との間への変調器７０２の異なる設置をしていることを示す。この例では、変調器７０２は広域変調器である。変調器７０２のこの設置は、下流の光学設計の自由度を高めることができる。例えば、レンズ１２５および１２４を取り外すことができる。この例の構成は、変調器の受容角に対する要求を低減する。液晶変調器のような大面積変調器は、一般的に応答時間が遅いが、ここでの目的には十分である。

図８ａは、眼球７０１の後部のＯＣＴ撮像を可能にする構成例を示す。図８ａの例は、図７ｂの例と同様である。この例では、ＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００は、コリメータ１２１を介して走査機構（またはスキャナ）１２２を照らす。変調器７０２は、走査機構（またはスキャナ）１２２の近位に置かれる。レンズ１２３およびレンズ１２４で構成される望遠鏡は、眼球の瞳孔面（眼球の前房に位置し、瞳孔を含む面）のほぼ周りにビームを旋回させる。レンズ１２３とレンズ１２４との間隔は、網膜組織上に焦点を合致させるために変更することができる。図８ａの例は、網膜や網膜層などの後眼部の構造、のみならず眼球の後部内の対象物または構造を撮像するのに適している。

図８ｂは、ＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００が、コリメータ１２１、走査機構（またはスキャナ）１２２、ならびにレンズ１２３およびレンズ１２４で構成される望遠鏡を介して変調器１２８を照らす構成例を示す。変調された光ビームは、次に、レンズ１２５およびレンズ８０１を介して眼球７０１の後部を、またはレンズ８０２を加えることによって前記眼球の前部を走査する。この例では、レンズ８０２は、光学セットアップが、眼球前部（レンズ８０２が光路から外れるとき）または眼球後部（レンズ８０２が光路にあるとき）のどちらかを走査することができる、可動対物レンズである。別の例では、レンズ８０２は、前眼部を撮像するときには光路内にあり、および前眼部を撮像するときには光路から外れている。この構成は、前眼部走査と後眼部走査との間の切り替えの柔軟性を提供し、および、より高速を実現する変調器１２８の開口要件を減少させる。

図８ｃは、ＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００が、コリメータ１２１、走査機構１２２、ならびにレンズ１２３、１２４、１２５、８０１、および８０２を介して変調器８０４を照らす構成例を示す。この例では、変調された光ビームは眼球７０１の前部を直接走査する。変調器８０４はシステムの最後の光学素子として設置されるので、この構成は、システム内のすべての静的および動的なシステムの歪みを補償する能力を提供する。後眼部を走査するために、レンズ８０２および変調器８０４の両方が光路から取り除かれる。この場合、ＳＴＭＤは、眼球後部の走査に適用されない。この例では、変調器８０４は、レンズ８０２を含むアセンブリに組み込まれる。

図９は、走査機構および撮像エンジン９００の例を示す。この例では、撮像エンジン９００は、ＯＣＴまたは別の技術、例えば単一画素カメラであってもよい。単一画素カメラベースの撮像システムに関して、対象物９０１の一部分は、変調器９０４を介して走査機構９０５上のレンズ９０２によって撮像される。ビームは次にカメラ９００に伝播する。対象物の別の部分を撮像するために、走査機構は、その部分から光を収集するように移動される。走査機構９０５が移動し続けるにつれて、複数の画像点が集められ、画像が生成される。走査されたビームの角度範囲は、９０３として示されている。変調器９０４は、ライン９０７を介して撮像エンジン９００に同期され、画像上にｉ変調を生成するために始動する。変調は、画像の歪みを補正するために用いられる。

図１０は、変調画像またはトポグラフィのための方法の例を示す。この方法への入力は、ｚ変調が歪み情報を保持するＳＴＭＤ画像であり、出力は、歪みが除去された画像である。変調画像１００１は、１００２において処理され、例えば角膜の前面をほぼ平らにするために、必要であればベースライン湾曲を除去する。１００３で適用される微分は、１つ以上の表面の水平方向に沿って取られる。微分の結果は、１００４および１００６において、変調事象の開始インデックス１００５および終了インデックス１００７を特定するために用いられる。

ｚ変調は１００８で除去され、１００５および１００７で計算されたインデックスが、所定の区間でシフトされる最初および最後のＡラインを定義する。シフトは、ｚ変調されたＡラインにサブ画素の位相シフトを適用することによって適用される。シフトは、オーバーサンプリングすることによって、または波長インデックスをオフセットしてスペクトルＡラインを処理することによって実現することができる。これは、Ａラインの正確な位相シフトをもたらす。オフセット量は、システムの事前知識に基づいて事前に計算するか、または画素間の差を最小化することに基づいて事前に計算することができる。

個々の画像、例えばＢ走査から走査機構に起因する歪みを除去することが目的であれば、１０１０で画像１００９に補間ステップを適用し、１００５および１００７のインデックスに従って水平方向の寸法を再スケールする。出力は、走査歪みのない補正された画像１０１１である。

例えば、トポグラフィマップのような大量のデータから走査機構に起因する歪みを除去することが目的であれば、複数の画像１００９からトポグラフィが計算される。次に、１０１３において、１００５および１００７のインデックスに従って３次元情報を補間することにより、トポグラフィが補正される。出力は、走査歪みのない補正されたトポグラフィ１０１４である。

図１１は、変調画像またはトポグラフィを処理する方法の例を示す。アルゴリズムへの入力は、ｉ変調が歪み情報を保持するＳＴＭＤ画像であり、出力は、歪みが除去された画像である。変調画像１１０１は、１１０２において処理され、例えば角膜の前面をほぼ平らにするために、必要であればベースライン湾曲を除去する。１１０３で適用される微分は、１つ以上の表面の水平方向に沿って取られる。微分の結果は、１１０４および１１０６において、変調事象の開始インデックス１１０５および終了インデックス１１０７を特定するために用いられる。

ｉ変調は１１０８で除去され、１１０５および１１０７で計算されたインデックスが、画像１１０１に続いて取得された非変調画像１１０９からのＡラインによって所定の間隔内で置換される最初および最後のＡラインを定義する。

個々の画像、例えばＢ走査から走査機構に起因する歪みを除去することが目的であれば、１１１０で画像１１０９に補間ステップを適用し、１１０５および１１０７のインデックスに従って水平寸法を再スケールする。出力は、走査歪みのない補正された画像１１１１である。

例えば、トポグラフィマップのような大量のデータから走査機構に起因する歪みを除去することが目的であれば、複数の画像１１０９からトポグラフィが計算される。次に、１１１３において、１１０５および１１０７のインデックスに従って３次元情報を補間することにより、トポグラフィが補正される。出力は、走査歪みのない補正されたトポグラフィ１１１４である。

図１２は、前眼部のＯＣＴ画像から変調および歪みを除去するために取られるステップの例を示す。ｚ変調画像１２０１の角膜前面の湾曲の大部分は、ステップ１２０２で除去される。ステップ１２０２は、平均的な角膜の曲率を除去することによって行うことができ、あるいは表面を平滑化した後にこの特定の画像の前眼面における曲率を検出し、次いで、その曲率の情報に従ってＡラインをシフトさせることによって行うことができる。画像１２０３は、１２０１の曲率を除去した後の画像であり、１２０１と同じである。包絡線１２０４は、角膜前面が残りの画像からまさに分離されていることを示す。ステップ１２０５では、画像１２０４の包絡線部分に対して、水平方向に沿った微分が適用される。微分の結果は１２０６に示されており、負のスパイクおよび正のスパイクはそれぞれ各変調事象の開始および終了に対応する。１２０８に示すように正のスパイクのみを選択するために、ステップ１２０７において、水平線より下のすべての値を排除することによって、負のスパイクが除去される。ステップ１２０９でスパイクのインデックスが特定され、ステップ１２１０でインデックスのベクトルが格納される。ステップ１２１１では、ｚ変調を除去し、画像を補間して歪みを除去し、補正された画像１２１２を生成するために、インデックスが適用される。

１２１２の画像は、画像を変調するために用いられた変調器の前に引き起こされたすべての横方向の歪み部分に対して歪み補正される。これは、光学系からの静的な歪み、ならびに走査機構からの静的および動的な歪みを含む。変調器の下流にある光学系の静的な歪みおよびファンの歪みは、較正から外すことができる。この例では、歪み補正に用いられた表面、すなわち図１２の例では角膜前面が、他の歪み補正が適用されるときの基準とされる。

ＳＴＭＤで補正された画像の適切な横方向へのスケーリングは、既知のターゲットを用いて画像を較正することで実現することができる。走査機構は通常、速度に関して非線形な反応を示すため、異なる走査パターンには、異なるスケーリングが必要になることがある。走査パターンに関係なく正確なスケーリングの適用を確実にするために、空間的な基準マークを画像に組み込むことができる。前述したように画像の歪みが除去されているため、画像を正確にスケーリングするには２点あれば十分である。これは、正確な寸法を持つ物理的特徴に基づく追加の画像基準を表すマーカーを追加することによって行われる。このマーカーは、正確なスケーリングに用いるための基準を提供するために使用することができる。

ＯＣＴシステムの場合、基準は、試料アーム内の２つの光学対象物を、それら光学対象物の信号を参照アームに干渉させることにより、撮像することで生成することができる。このためには、参照アームを短くするか、または試料経路内の基準に向かって光路を延長することのどちらかにより、基準の光路長を参照アームと一致させる必要がある。

基準が画像に確実に干渉しないようにするには、基準を、画像の視野の外に挿入し、ならびに撮像プロセスの前、後、またはプロセス中にスキャナの走査範囲を広げて撮像する必要がある。その代わりに、基準を、光路に挿入または光路から取り除くために作動させることができるセットアップに、基準を設置することもできる。

基準マーカーには、鏡面反射体または散乱体が可能である。散乱体では、調節をあまり必要としないため、特に作動型基準に望ましい。

基準マーカーは、代わりに、切り替え、レーザーマーキング、あるいは単に変調器の縁を撮像することで、変調器内に組み込むことも可能である。

光ファイバーのような細い円筒形の対象物は、基準マーカーとして用いることができる。ファイバーは細いので、光ファイバーの中に自己相関信号を発生させることが容易であり、ＯＣＴ画像上で容易に確認することができる。試料経路の自己相関は参照アームからの光との干渉を必要としないため、この手法では試料アームと参照アームとの間の光路長を調整する必要がなくなる。これらの機構は、試料アーム内の相関する機構間の光路に比例する深さを通して、ゼロ遅延付近で視認することができるようになる。

図１８ａは、関心領域１８０２の外側に基準マーク１８００が置かれた眼球１８０１の前眼部層のＯＣＴ画像例を示す。

スウェプトソースＯＣＴの場合、通常、自己相関は平衡検出により抑制される。しかし、その抑制は３０ｄＢ程度に限られる。この場合、自己相関強度が平衡検出の抑制を上回らないと視認することができない。

自己相関基準を生成する機能は、変調器自体、または変調器に接合可能な光学素子内に機能を作り出すことによっても生成することが可能である。例えば、変調器に接合された光学媒体の屈折率を変えることによって、約０．２５ｍｍ間隔の２つの表面からなるリングを作成することができる。代わりに、雲状の散乱体からなるリングを利用することもできる。リング機構は、その機構が光路に静止している場合、撮像視野の外側に書かれるべきである。機構が光路から取り外し可能な場合は、視野内とすることができる。

図１８ｂは、リング機構１８０４が素子１８０３の部分である例を示し、この素子は変調器そのものが可能であり、または別個の光学素子が可能である。

図１８ｃは、リング機構１８０４が、変調器１８０６の近位に接合、取り付け、または設置される光学素子１８０５の部分である例を示す。

別の例では、リングの代わりに４点機構マークを用いることができる。マークは、機構が光路に静止している場合は、撮像視野の外側に書かれるべきである。機構が光路から取り外し可能な場合は、視野内とすることができる。

図１８ｄは、４点機構１８０７が、変調器１８０６の近位に接合、取り付け、または設置される光学素子１８０５の部分である例を示す。

図１８ｅは、光ファイバー１８０８によって構成される機構が、変調器１８０６の近位に接合、取り付け、または設置される光学素子１８０５に取り付けられる例を示す。ファイバーは、Ｂ走査視野を妨げない架台１８０９を介して光学素子１８０５に取り付けられ、光学検査のためにファイバーの少なくとも４箇所が露出している。
光学面の品質評価に関する生体計測およびトポグラフィ

図１３は、図１、図７ａ、および図８ａに示したシステムと同様の眼球表面の正確なマッピングに用いられるＯＣＴベースのＳＴＭＤシステムを、眼球の角膜表面および涙液膜の健康状態を評価するために、小型の反射ベース配置と組み合わせた例を示す。このセットアップでは、ＳＴＭＤによって、ＯＣＴは角膜と水晶体表面の正確なトポグラフィマップを提供することができる。トポグラフィマップは、真球度、トーリック性、および高次収差を含む特定の表面、例えば角膜前面の形状を表す。図１３の反射ベースの配置は、ＯＣＴよりも前方角膜からの光の反射の方が涙液膜の乱れに敏感であるため、涙液膜の健康状態に関する情報を提供する。反射ベースの配置ではトポグラフィ情報を抽出しないため、プラシドトポグラファのように角膜上の照明光と撮像光との間に大きな角度を必要とせず、小型のセットアップでシステムを構築することができる。

図１３の配置は、暗い領域および明るい領域を持つパターン１３０２が生成されることで構成されている。パターンからの照明ビーム１３０４は、ビームスプリッタ１３０６を経由した後、二色性コンバイナ１３０１を介してＯＣＴ経路に入射される。次に、パターンは角膜前面上に投影され、角膜上のパターンの画像は１３０１を介してＯＣＴ経路の外に戻される。集められたビームは、１３０６を介して、カメラ１３０３上のビーム１３０５を取り込むように向けられる。照明パターン１３０２は、空間だけでなく時間の関数である特性、または時間および空間の組み合わせで構成することができる。

この配置で利用することができる反射ベースのパターンは、同心リング、スポットの配列、または線のグリッドで構成することができる。また、他のパターンあるいは形状も用いられ得る。角膜上の離散的なスポットのエイリアシングを回避するために、時間的な変調を用いることができる。

図１４は、角膜トポグラフィおよび涙液膜分解特性を評価するために、時間的に変調された照明スポットを持つ携帯機器を利用するセットアップを示す。顔認証やＬｉＤＡＲ用の携帯電話のハードウェアは、照明アレイに隣接するカメラシステムを用いて撮像される照明スポットのアレイを含む。照明パターンの歪みは、３次元のマップに変換される。携帯電話（またはｉＰｈｏｎｅ（登録商標））固有の光学システムの照明領域および視野はかなり広く、解像度は１ミリのオーダーで、角膜表面をモニターするには十分ではない。図１４に示すように、眼球１４０４のスポット密度を高めるために、携帯機器１４０１と眼球１４０４との間に光学系撮像システム１４０２が挿入される。システム１４０２は、照明パターン１４０３の発散光線を眼球に投影し、高解像度のトポグラフィマップを再構成するためにカメラで眼球を再撮像する。涙液膜の品質に対する赤外線反射の感度のため、および、カメラによってビデオデータが記録されるため、涙液膜分解の解析のために差分時間解析を適用することができる。
ロバストな生体計測

今日の光生体計測機器は、屈折異常弱視、老眼、正視眼を問わず測定に限界を持ち続けており、測定時の固視の精度を示すロバストな指標がないため、結果の精度は患者の固視に大きく依存する。例えば、ＩＯＬ Ｍａｓｔｅｒ７００（Ｃａｒｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ）には、データ取得と同時に行わない固視確認機能がある。Ａ走査バイオメータは、固定した、およびほぼ平行な光線を角膜に照らすことで眼軸長（ＡＬ）を測定する。Ａ走査バイオメータは、中心窩での眼軸長の測定を遂行するために、バイオメータを使用する患者の固定位置に対する眼位に依存する。この手法は、光ビームが中心窩面に集束する、適切に固視された正視眼にのみ有効に機能する。中心窩の広い領域をカバーするために光ビームを広げる、屈折異常弱視および老眼の場合、軸方向の網膜信号がぼやけ、屈折異常弱視および老眼の正確な読み取りができにくくなる。Ｂ走査バイオメータは、角膜に固定されたビームではなく、走査されたビームという違いで、同じ概念を利用する。Ｂ走査バイオメータは、屈折異常弱視および老眼でＡ走査バイオメータが直面するのと同じ、ビーム焦点の課題に悩まされる。さらに、前眼部上の近軸に走査されたビームが集束するため、すべてのビームは、正視眼および固定した眼球の中心窩上で旋回することになる。屈折異常弱視および老眼の場合、回転中心は中心窩面の前方または後方に移動することで、すべてのビームからの情報を用いてＡＬを計算すると、さらなるぼやけを引き起こすことになる。

焦点、ぼやけ、および固視確認の問題を克服するために、図１５は、正確な生体計測情報および固視確認を同時に生成するために眼球全体に適用される、走査パターンのセットアップを示す。ビーム１５０３は、前眼部１５０１の瞳孔面でほぼ旋回される。この場合、瞳孔面は、瞳孔を含む眼球の前房における平面である。瞳孔中心は、（例えば、カメラ撮像によって）決定することができ、回転中心として用いることができる。周縁光線１５０４は、生体計測情報を取り込みながら、網膜１５０２上の領域を横断する。その結果として、中心窩１５０５は、画像の中で明確に解像することができる。ビームは、網膜のＲＰＥ（網膜色素上皮）平面上にほぼ焦点位置を生成するようにプリセットされた波面を持って角膜に入る。

これを可能にするために、ＯＣＴシステムの試料アームにおける光学セットアップは、集中する走査ビームで眼を照らし、回転中心を瞳孔面の周囲またはその後ろに行くように調整することができるようにする。この例では、ＯＣＴシステムの試料アームにおける集中するビームは、瞳孔中心、瞳孔面内、または瞳孔面のやや前方または後方にある可能性がある回転中心に集中する。

このセットアップは、屈折異常弱視、老眼、正視眼を問わずいずれの眼にも網膜にビームを確実に集束するよう調整する集束光学系をさらに含む。

このセットアップにより、生体計測に必要なすべての眼球表面を同時に可視化することができる。前眼部での横方向の解像度欠陥が、眼軸長（ＡＬ）、前房深度（ＡＣＤ）、および水晶体厚（Ｔ）の基本測定の精度には影響しない。ビームは網膜に集束し、網膜表面を横断するため、中心窩での眼軸長を求める際の一貫性および精度が改善される。また、同じ画像内で眼球の固視に関する情報も提供する。これにより、同時に固視の確認が可能になる。さらに、固定されていない眼でも、重要な生体計測値（ＡＬ、ＡＣＤ、Ｔ）を求めることができる。

図１５の構成は、ビームを中心窩に集束させ、および中心窩に沿って走査する能力を提供する。これにより、中心窩の正確な測距、および固視を評価するための明確な可視化という利点を提供する。しかし、この構成は、前眼部の詳細な視野を損う。図１６は、図１５と同じシステムを、前房内の近似焦点面とほぼ近軸である、別の走査配置１６０１で補完したシステムを示す。図１６の例では、回転中心は、角膜、水晶体、虹彩、および前房の走査を実現するために、瞳孔から遠ざけられる。近軸走査を追加することで、旋回走査パターンを用いて記録された画像に登録できる前眼部の高解像度画像を得ることができる。２つの画像または体積を登録することで、旋回走査を用いて得られた生体計測の精度を損なうことなく、前眼部および後眼部の両方において高解像度で眼球表面の全体像を得る。

図１７は、図１５および図１６で説明した走査パターンを実現する配置を示す。図１７ａは、眼球の近軸走査を行う配置を示す。ＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００は、導波路１７００を介してコリメータ１７０１を照らす。平行になったビーム１７０３は、走査機構１７０２を用いて走査される。走査されたビーム１７０４は、レンズ１７０５および１７０６を用いて撮像される。位相変調器または振幅変調器１７０７は、スキャナの画像平面に設置される。変調器は、トリガーライン１７０８を介して１００のマスタートリガーと同期する。走査されたビームはさらに、レンズ１７０９、遅延素子１７１２、レンズ１７１０および１７１１で構成される光学システムを通って伝播して、眼球１７１４を近軸走査されたビームで照らす。レンズ１７１０および遅延素子１７１２で構成されるアセンブリ１７１３は、可動機構上に設置される。

図１７ｂは、アセンブリ１７１３が使用可能な光学開口の外側に移動される、図１７ａと同じ配置を示す。これは、図１５および図１６に示す、生体計測走査を実現するために用いられる、眼球上の旋回走査をもたらす。

光遅延素子１７１２は、図１７ａおよび図１７ｂにおける配置の間の光路長差をなくす、または減らす。遅延素子１７１２は、単にガラスの立方体とすることができる。好ましくは、遅延素子１７１２は、異なる眼球長を考慮して、調整可能な遅延を有する素子で構成される。これは、遅延を調整するために光学立方体の傾斜を利用すること、またはビームによって遭遇する光遅延を調整するために移動可能なくさびを用いることによって実現することができる。この好ましい構成により、同じ光路遅延で２つの撮像モード間の切り替えが可能になる。

ビームが眼球を通って伝播する際に、光学的な集束や焦点ぼけに遭遇する場合があることは前述したとおりである。これは、レンズ１７０５および１７０６で構成される望遠鏡、レンズ１７０６および１７０９で構成される望遠鏡、またはレンズ１７０９および１７１１で構成される望遠鏡の倍率を変更することによって修正することができる。これらのいずれの調整も、横方向の撮像範囲を維持するために、走査機構の駆動信号の調整が必要となる。

図１７ｃおよび図１７ｄは、眼球の旋回走査および近軸走査を実現するために採用することができる、別の配置の２つの設定を示す。図１７ｃは、ＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００が、コリメータ１７０１および導波路１７００を通って伝播する平行ビームによって走査機構１７０２を照らす様子を示す。走査されたビーム１７０４は、１７０８を介してＯＣＴエンジンまたはＡラインスキャナ１００のトリガーと同期する変調器１７０７によって変調される。レンズ１７０５および１７０６で構成される望遠鏡は、眼球１７１４の後部を横断するようにビームを並進させる。望遠鏡はまた、網膜上に所望の焦点を実現するために用いられる。レンズ１７０６は、光路に対して取り外しまたは挿入する機構上に設置される。アセンブリ１７１５は、軸方向に移動可能である。

図１７ｄは、眼球上の近軸走査を実現するために、レンズ１７０６が光路から取り除かれた、図１７ｃにおける配置を示す。アセンブリ１７１５は、試料アームの光路長を調整するために移動される。レンズ１７０６と連動する図１７ａおよび図１７ｂの遅延素子１７１２のような追加の光学的遅延は、この配置でも採用することができる。

Claims (20)

1. 走査機構を介して取得された画像の正確な横方向マッピングを提供するためのシステムであって、
   撮像エンジンと、
   スキャナを備えるスキャナシステムと、
   前記スキャナの後に置かれる変調器であって、画像マーカーを生成するために撮像エンジンクロックと同期し、前記画像マーカーを生成する速度で始動する前記変調器と、を備える、システム。
2. 前記変調器は、少なくとも１つの画像要素に少なくとも１つのマーカーを生成するようにクロックされ、さらに、前記変調器は、前記撮像エンジンクロックの整数分割である変調をもたらす速度でクロックされる、請求項１に記載のシステム。
3. 前記撮像エンジンが、
   光源と、
   ビームスプリッタおよびコンバイナ構成と、
   参照配置と、
   試料走査配置と、
   検出器と、
   プロセッサと、
   ディスプレイと、からなるＯＣＴのＡラインスキャナ、を備える請求項１に記載のシステム。
4. 前記変調器が、少なくとも１つの画像要素に位相遅延または振幅変化を生じさせる、請求項１に記載のシステム。
5. 画像の歪みを補正する方法であって、
   前記画像内の要素の変調を生成する変調器によって作成され、表面に沿って分布される画像マーカーを、前記表面を含む対象物の少なくとも１つの画像内に、配置するステップと、
   前記変調を識別するステップと、
   前記撮像ビームのｚ方向と直交する水平方向であって、水平寸法における前記変調の間隔に従って、個々の前記画像の歪みを取り除くステップと、を含む方法。
6. 前記ｚ方向に沿ったシフトを適用することにより、ｚ変調がＯＣＴのＡラインから除去される、請求項５に記載の方法。
7. 画像要素への位相シフトに等しい共役データ上の位相シフトを適用することによって、前記画像要素に適用された位相遅延を除去するステップ、をさらに含む請求項６に記載の方法。
8. 画像マーカーパターンを有しない前記対象物の第２の非変調画像を受信するステップと、
   前記変調画像から計算された歪みデータを前記非変調画像に適用して補正画像を構成するステップと、をさらに含む請求項５に記載の方法。
9. 前記対象物の第２の変調画像を受信するステップであって、第２のセットは、前記第１のセット上の前記パターンからシフトした画像マーカーパターンで変調する、ステップと、
   前記シフトした画像マーカーを識別するステップと、
   前記変調の前記間隔に従って前記第２の画像の画像内における前記歪みを除去するステップと、
   前記第１のセットおよび前記第２の画像から非変調部分を用いて補正画像を構成するステップと、
   をさらに備える請求項５に記載の方法。
10. 画像基準を生成するために、既知の対象物の測定に基づいて前記画像の空間スケーリングを実行するステップをさらに含む請求項５に記載の方法。
11. 幅と高さが既知の少なくとも１つの光学素子、または間隔が既知の少なくとも２つの素子を、前記画像を取るために用いられる対物スキャナに挿入することによって画像基準を生成するステップ、をさらに含む請求項１０に記載の方法。
12. 画像の歪みを補正する方法であって、
    前記画像内の要素の変調を生成する変調器によって作成される画像マーカーであって、表面を含む対象物の複数のＯＣＴ画像上に前記画像マーカーを配置するステップと、
    前記画像からトポグラフィマップを生成するステップと、
    前記トポグラフィマップに沿って前記変調を識別するステップと、
    前記変調の前記間隔に従って前記トポグラフィマップの前記歪みを除去するステップと、を含む方法。
13. 画像基準を生成するために、既知の対象物の測定に基づいて前記画像の空間スケーリングを実行することを、さらに含む請求項１２に記載の方法。
14. 画像マーカーパターンを有しない前記対象物の複数の非変調画像の第２のセットを受信するステップと、
    前記変調されたトポグラフィマップからの歪みデータを前記非変調トポグラフィマップに適用して補正されたマップを構成するステップと、をさらに含む請求項１２に記載の方法。
15. 撮像エンジンと、
    スキャナを備えるスキャナシステムと、
    前記スキャナの後に置かれる変調器であって、画像マーカーを生成するために撮像エンジンクロックと同期し、前記画像マーカーを生成する速度で始動する、変調器と、
    照明パターンおよび撮像カメラがほぼ同一の光学円錐角で構成され、二色性コンバイナを介して前記スキャナシステムに結合されたパターンベース反射システムと、を備える撮像システム。
16. 前記撮像エンジンはＯＣＴシステムであり、前記二色性コンバイナはＯＣＴ撮像経路に置かれる、請求項１５に記載の撮像システム。
17. 前記パターンベース反射システムが、光源であって、前記ＯＣＴ撮像経路と合体される、パターンを生成する、光源、を備える請求項１５に記載の撮像システム。
18. 撮像ビームを生成するＯＣＴエンジンと、
    前記撮像ビームを眼球に向けるスキャナと、
    前記ビームを前記網膜上にほぼ集束させるフォーカスアセンブリと、
    前記眼球の瞳孔を含む平面あるいは前記瞳孔の直前または直後にある平行平面で前記眼球の前房内に置かれた回転中心で走査する撮像ビームの経路中の第１のレンズセットと、を備え、
    前記撮像ビームは、前記眼球全体を撮像するために前記回転中心で旋回しながら、同時に前記眼球の前記網膜および前記角膜上のラインを走査する、眼球生体計測システム。
19. 光学アセンブリは、前記撮像ビームを前記角膜および前記水晶体の構造にわたって同時に走査させるために、前記角膜の前方または後方の点で前記撮像ビームを旋回させる、前記撮像ビームの前記経路に挿入可能である、請求項１８に記載のシステム。
20. 前記ビームスキャナの後の前記撮像ビームの前記経路にある変調器、をさらに備える請求項１９に記載のシステム。

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