JP5371433B2 - スペクトル符号化による光学イメージング方法および装置 - Google Patents
スペクトル符号化による光学イメージング方法および装置 Download PDFInfo
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Description
これらのモダリティ(様式)は、大きな病変を識別することはできるが、癌診断に対しては既存のイメージ生成技術の分解能を超えた顕微鏡的構造を評価することが要求される。
その結果として、診断には生体検査および組織病理学検査が要求される。
前癌腫瘍および早期癌はしばしば顕微鏡的大きさであるため、これ等を識別し診断を下すための重要な課題が呈示されている。
これらの病変のスクリーニングおよび監視には、通常の無ガイド下生体検査およびヘマトキシン・エオシン(H&E)染色スライドの形態学的分析に頼っている。
この手法は、現時点での標準的な顕微鏡診断法と見做してよいが、患者の組織を採取する必要があり、またスライド作成には多大の処理時間を必要とするものである。
さらに重要なことは、組織病理学は一点サンプリング技術であり、非常に微細な病変組織が繰り返し切除されることとなり、多くの場合恐らく1%未満の生体検査用サンプル(試料)が病理学者により検査されると推定される。
しかしながら、適切なイメージ生成技術がないために、前腫瘍状態(例えば化生)および形成異常をスクリーニングするための選択肢は非常に制限されている。
さらに、異常形成および上皮性悪性腫瘍の原部位を識別できないために、例えば前立腺、結腸、食道、膀胱などの無作為生検などのスクリーニング手順が用いられてきており、これらの手順は非常に好ましくなくまた無差別でありうる。
現在、凍結切片研究室で推奨されている診断作業の多く、例えば外科手術される腫瘍の周縁部の描写は大きな容積の組織を顕微鏡規模で高速にイメージ化することができる診断手段により改善されうるであろう。
病理学と放射線医学との間の溝を埋めることができる技術は、患者管理並びに健康管理に著しい恩恵をもたらすであろう。
20μmに届く分解能がこれらの技術で達成されているが、本質的な物理的制限があるために患者への適用は未だに妨げられている。
最近、身体原位置で行う非切除組織病理学的診断用の顕微鏡光生検技術に進歩が見られた。
反射率共焦点顕微鏡検査(RCM)は、組織に接触することなくミクロ構造の測定ができ、また造影剤の外部投与を必要としないため、特によく患者に適した非侵襲顕微鏡検査であろう。
RCMは焦点が外れた光を除去し、組織内部の単一平面から発せられた後方散乱光子を検出することができるものである。
RCMは、例えば組織面に対して平行な面からの電磁放射の収束ビームを高速でスキャンしながら、組織の横断面イメージ、即ち正面像を作るために行われることができる。
RCMに用いられうる大開口数は、非常な高分解能(1〜2μm)をもたらすことができ、細胞下構造の可視化を可能とする。
しかしながら、大開口数イメージ生成は、光が不均質な組織を通して伝播するのに伴って生じる収差に特に過敏である。
また、RCMを用いた高分解能イメージ生成は、典型的には深度が約100〜400μmに制限される。
内視鏡共焦点顕微鏡検査システムの開発は、少なくとも部分的には走査顕微鏡の小型化を含む実質的な技術上の挑戦に負うものであり、一層困難であった。
共焦点顕微鏡検査の概念を内視鏡に適用するための主要な障害の一つは、小直径、柔軟性のプローブの先端に収束ビームをラスタリングするための工学技術である。
この問題を解決するために、先端部小型電気機械システム(MEMS)ビーム走査装置及び単一モードファイバ束の近位端スキャニングの使用を含む諸種の方法が提案されてきた。
また、RCMは、離散位置においてのみ顕微鏡イメージをえることが出来る、「点サンプリング」技術である。
現在行われているように、点サンプリングは、視野が切除生検と同程度又はそれ未満に限定されるためにRCMに特有であって、総合的な広視野顕微鏡検査のためにはそのイメージ生成速度は遅すぎよう。
このような小型化は、例えば勾配−インデックス・レンズシステム、ニ軸対物系、またはカスタム・デザインの小型対物系を具備することにより達成されうる。
例えば、生体顎部上皮の形態の詳細なイメージは、小型対物レンズに結合された光ファイバ束を用いて得られ、また、結腸・直腸系の病変の蛍光に基づいたイメージは、オリンパス工業やペンタックスーオプティスキャン社等から入手できる市販の測定機器を用いて得られる。
情報は、試料の領域と関連した第1データ、試料および基準信号から取得される第2の信号の両方と関連した第2のデータに基づいている。
領域は、長さ約10ミクロン未満でもよい。
領域の2次元イメージまたは3次元イメージは、上記の情報を使用して生成してもよい。
任意選択として、第1および第2のデータは、主として同時に取得でき、各々の試料上の共通の位置と関連してもよい。
本発明の例示的実施態様において、装置は、第1および/または第2のデータに基づいて試料と関連して特定の位置でプローブまたは筐体を配置するように構成される位置決め機器を備えてもよい。
特定の共通部品(例えば光学部品)は、第1および第2のデータを獲得するために使用してもよい。
共通部品は、例えば、光線または他の放射線の放射源および/または探知器を含んでもよい。
第2のデータは、光学的干渉性断層撮影法情報を含んでもよい。
複数の波長を有する光源および/または時間と共に変化する波長は、更に、取得される信号の間の干渉に基づいて、試料および参照用試料を形成する第2のデータを取得するために使用してもよい。
更に、図面を参照して本発明を詳細に説明するが、これは例示した実施形態と関連して行う。
更に、対象発明を図面に関して詳述するが、これは実施例との関連において行われる。
なお、記載した実施形態に対する変更及び改変については、添付請求項によって規定される対象発明の範囲及び趣旨から逸脱することなく行える。
スペクトル符号化共焦点顕微鏡検査(SECM)は、このために用いられうる波長分割多重化共焦点法である。
SECMは広帯域幅光源を利用するものであり、この光のスペクトルにおける空間情報の一つの次元を符号化することができる。
プローブの先端に配置された単一モード光ファイバ100からの出力は、コリメート・レンズ110により平行光に変換され、次いで分散光学素子(例えば、透過回折格子120)を照明する。
次いで対物レンズ130により、それぞれの回折された波長が標本内の異なる空間位置に集光され、ライン上の各点が異なる波長に対応付けられた横方向ライン焦点140となる。
標本、例えば生体組織から反射された後、この光信号は、回折素子120で再結合され、単一モードファイバ100により集光される。
この単一モードファイバ100のコア開口は、非焦点光を除去することができる空間フィルター作用をもたらすことができる。
プローブの外部(および選択肢としてシステム・コンソール内部)で、返送された光のスペクトルが測定され、標本内の横方向変位の関数としての共焦点反射率に変換される。
スペクトルの復号は迅速に行われる。
このように、ライン焦点に直交方向にビームをスキャンして生成されるイメージは、比較的に低速な直進機構作動により生成される。
商用リニアCCDアレイは、毎秒約6000万ピクセルよりも高速度でデータを取得することができる。
これらのCCDアレイは、SECM分光計に組み込まれると、光焦点イメージを通常のビデオのスピードの約10倍の高速で、また、ある内視鏡RCM技術の最大100倍の速さで生成することができる。
典型的なSECMシステムの速いイメージ生成速度および光ファイバ構造は、内視鏡プローブを通した総合的かつ広い範囲の顕微鏡検査をおこなうことを可能とするものである。
時間領域ではなく波長領域でOCT信号を収集することにより、良好なイメージ品質を保持しながらイメージ生成速度を数桁改善することができる。
スペクトル領域OCT(SD−OCT)技術を用い、組織試料とレファレンス間のスペクトル分解性干渉を検出することにより、生物組織中での高分解能測距をおこなうことが可能である。
SD−OCTにはSECMシステムと同じ高速線形CCDを用いることができるため、このアレイは6000万画素/秒でイメージを取得できる。これは、通常の時間領域OCT(TD−OCT)システムに比べて約2桁高速である。
この収集速度と分解能により、SD−OCTシステムは、病院環境で構造レベルの総合的な容積顕微鏡検査をもたらすことが可能である。
異種の技術の組み合わせは、通常広い分野にわたる工学技術を必要とし、また性能を劣化させる可能性があるが、SECMおよびSD−OCTシステムは、キーとなる構成部品を共用し、また、実質的に複雑さや個々のシステムのコストを増すことなく高性能多様式システムを提供することができるものである。
このシステムを用いて、視野(FOV)400μmに亘り、横方向分解能1.4μm、軸方向6μmのイメージを約30フレーム/秒までの速度で収集することができる。
SECMシステムによりとくに腸上皮化生(SIM)またはバレット食道化生内に見られる細胞下構造を識別できることを明らかにするために、高速システムを用いて、新たに切除された豚の十二支腸切片のイメージ化が行われた。
図2AのSM−SMイメージは、単一モード光源および単一モード検出による組織表面から100μmの位置にある上皮構造のイメージを表している。
図2Bは、単一モード光源と、コア対口径の比が1:4である多モード検出(SM−MM)とを用いて得られた同じ組織部位のイメージであって、見かけは一層滑らかであり、スペックル雑音が低減されているために更に容易に解釈がなされうる。
図2Cは、図2Bに示したイメージの拡大図であって、微かな反射中心(例えば固有層「IP」)とこれより散乱が激しい円柱上皮を持つ繊毛の存在を示している。
図2Cに示された円柱状細胞の底辺の強く明るく見えるイメージ(矢印参照)は、細胞核と一致する。
図2A乃至図2Cに示された豚の腸の試料の厚さは、同量減少し、また、SECM技術を用いて観測されたその細胞下の特徴はよく保存されていた。
図3Aおよび図3Bは、それぞれこの薄切片試料の深度50μmと100μmで得られたイメージを表している。
この侵入深度の低減は、相対的に波長の短い光源の散乱が増加する結果であると推定される。
このように、840nmの光源を用いたSECMシステムは、例えば腸上皮の細胞下構造を識別するために十分な侵入深度をもたらすことができる。
この代表的な装置は、長さが2.5cm、直径が2.0cmの円筒状の試料からイメージを取得できるように構成される。この大きさは概ね食道下部の大きさである。
波長中心が800nmで帯域幅が45nmのファイバ結合2.0mWスーパー・ルミネッセンス・ダイオード200(QSSL−790−2、qPhotonics社製,バージニア州チェサピーク)が、50/50単一モードファイバ結合光ビーム・スプリッター405を照明するように構成される。
スプリッターの一部分を通過した光は、コリメータ410により平行光に変換されファイバ412を通過して集光部415へ送られ、次いで回折格子420(1780lpmm、Holographi×,LLC社製、マサチューセッツ州ハドソン)、および焦点距離Fが4.5mm、開口部5.0mmおよび開口数0.55を持つ350230−B 非球面レンズ425(Thor Labs、ニュージャージ州ニュートン)を具備した回折レンズ対へ送られる。
この機器は、円筒型試料の内部表面上に、500μmの長さ方向線形アレイ、即ち集光されたスペクトル符号化スポット430を生成することができる。
回折格子−レンズ対は、モータ435(1516SR、15mm径モータ、MicroMo Electronics社製、フロリダ州クリアウオータ)の軸へ筐体440を利用して取り付けることができる。
モータの回転に従って、このスペクトル符号化ラインは円筒状試料の内部円周と交叉してスキャンされる。
モータ435、筐体440および回折格子−レンズ対は、コンピュータ制御線形載物台445(例えば、Nanotoyion II、2.5cmレンジ、Melles Griot社製、ニューヨーク州ロチェスター)を用いて、モータ435が回転中は円筒状試料の長手方向軸に沿って並進される。
この手順により、全円筒状試料の内部面が螺旋状にスキャンされた。
コンピュータ460は、分光計450およびCCD455によりもたらされたデータの蓄積、分析および表示に用いることができる。
モータ1回転当たり約60,000点(0.5Hz、即ち30rpm)がデジタル化されて約1.0μmの円形サンプリング密度を得ることができる。
モータの縦方向速度は約0.25mm/秒であり、円筒形試料の1スキャンを完了するためには約100秒が必要である。
結果として、この代表的な機器の実効NAは約0.4であり、これはスポット径の理論値約1.2μmおよび共焦点パラメータ約2.5μmに相当する。
光学的に無収差のシステムでは、試料上の理論的なスペクトル分解能は0.8Aであり、これはスペクトル符号化ライン430を横断する最大約630個の分解点を生ずることができる。
検出アームの分光計450は、プローブの予測スペクトル分解能を凌ぐように設計することができる。
この図中最小のバーは、2.2μmで分離されており、識別された。
焦点走査ミラーを用いて得られた横線広がり機能である半値幅(FWHM)と軸方向FWHMはそれぞれ2.1μmおよび5.5μmであった。
視野は約500μmであることが観測された。
これらの観測値は対応する理論値より幾分小さかったが、これは光行差に起因するものと推定される。
これ等のパラメータは、本明細に記載の代表的な機器は生物組織の共焦点顕微鏡検査に用いられるに十分な分解能を具備していることを示している。
極座標はこれ等の表示イメージを生成するのに先立って、直交座標に変換された。
模型標本は、内径2.1cmのテフロン(登録商標)管内面に取り付けられたレンズペーパを用いて作成された。
図6の低輝度イメージは紙の巨視的な構造であって、繊維の折り重なりと空隙が観察される。
円周方向に見える縞模様は、一層低いスペクトル・パワーとスペクトル符号化ラインの端又は端近くに現れるレンズの収差に起因するものと推定される。
図6B乃至図6Eに示されているように、個々の繊維と繊維の微細構造は、この一連のデータが一層大きく拡大された範囲において明確に解像されている。
図7に示すこれ等の5イメージ719−750は、次いで統合画像を生成するために加算された。この統合画像は模型試料のほぼ全表面範囲を覆っていることが明らかである。
この試料の360度走査は、1秒で行われたものであって、図8Aに示されている。
プローブの心出しが行われずまた試料は円筒の周囲を完全には覆わなかったため、円筒走査の唯一のセクタでのみそれらしいイメージ化組織が見られた。
図8B乃至図8Dのイメージはこの組織試料の代表的な拡大範囲の配列を表している。
図8Bに示すイメージは、図8Aの破線長方形で囲われた1.5cm領域の拡大図である。
同様に、図8Cのイメージは図8Bの長方形で囲まれた部分の拡大図であり、図8Dのイメージは図8Cの長方形で囲まれた部分の拡大図である。
図8Bの組織の拡大イメージは、腺状構造を示唆している。
図8C乃至8Dの拡大イメージは、1300nmSECMシステムを用いて観察された図2および図3に示す繊毛および核と同様の特徴を表している。
図8AのSECM走査の他の範囲は焦点SECMビームの不適切な配置によると推定される正反射と信号の欠落を含む透明円筒からのアーチファクトを表している。
このような挑戦は、イメージ生成速度の高速化、プローブ光学部品および心出し機構に関係する機構部品の小型化、および焦点面を動的に変化させる技術の実施である。
このような改善はある種の変更をすることにより実現可能である。
例えば、高出力半導体光源(例えば、Superlum Diode、T−840HP:25mW,840nm、100nmスペクトル帯域幅)は、スペクトル分解可能点、例えば約1000点をもたらすことができる。
このような光出力の増加は感度を改善し、帯域幅の拡幅は視野を拡大し、SECMビームの走査速度を約2倍高速化することができる。
また、サーキュレータ、例えばOC−3−850(Optics for Research社製,ニュージャージ州コールドウェル)を用いることにより、プローブへ搬送されまたプローブから収集される光の効率を改善することができる。
一層高速で高感度の線形CCD、例えば2048画素、60kHzの読み出し速度を持つAVIIVA M4−2048(Atmel Corporation社製など)を用いることにより、データ収集速度を2倍改善し、またイメージデータを生成するために用いられる波長範囲にわたりスペクトル応答を改善することができる。
カメラから蓄積用ハード・ドライブ・アレイへのデータ転送をおおよそ120MB/秒の速度で行えるCamera Link 社製インタフェイスを用いることにより、性能も改善されうる。
近赤外線RCM技術を用いた場合、深さが約300μmまでの皮膚から約10-4から10-7にあたる入射光の一部分が反射されると推定される。
本明細に記載の本発明の代表的な実施形態に従う代表的なシステムで用いられる対物レンズのNA、および皮膚は非角質化上皮粘膜よりも光を減衰させるという観測に基づいて、ここに記載の代表的なSECMプローブの対物レンズは組織深部からの照射光の概ね3×10-4から3×10-7を集光すると推定される。
25mW光源は、例えば約1000の独立したビームに分離される。
最大二重径路挿入損失は約10dBと推定される(これは、プローブによる損失6dB、および光ファイバと分光計とによる損失4dBを含む)。
従って、これらの推定パラメータに基づき、一つのアレイの各画素は各ライン集積期間に概ね50から50,000フォトン/画素で照射されると推定される。
Atmel AVIIVA M4 カメラの1画素は、信号が約240フォトンで生じる暗電流揺らぎ以上の場合、確実に光を検出することができる。
もしこの装置が、これらの波長で概ね量子効率50%を持てば、最小検出可能信号は1走査あたり480フォトン/ピクセルで生成される。
これらの概算に基づき、Atmelカメラは組織の一層深部のSECMイメージ生成をおこなうために十分な感度を持っていると推定される。
予測最小反射率の量子雑音抑制検出は、集光のために多モードファイバを用いるか光源出力を増大することにより達成することができる。
広帯域幅光源或いは波長掃引光源である光源900は、サーキュレータ910或いはファイバ・スプリッタを通って搬送される光を供給するものである。
次いで、この光は走査機構920を通ってイメージ生成用カテーテル930へ伝送される。
走査はカテーテルの外部かまたはカテーテルの内部で行うことができる。
好適な代表的実施形態では、プルバック走査はカテーテル外部で行われ、また回転走査はカテーテル内部で行われる。
次いで、集光された反射光は、検出器940で検出される。広帯域幅光が用いられる場合には、この検出器には、例えば分光計を用いることができる。
波長掃引光源が用いられた場合、検出器940もまた、例えば単一検出器である。
検出器940で得られたデータは、走査手順を制御し同期させるためにも構成されたコンピュータ950により処理され、表示されかつ/または保存されうる。
これらの基準は、心出し機器内部にイメージ生成用プローブの円周走査を組み入れることにより満たされる。
心出し機器の中心或いはその近傍に配置されたイメージ生成光学機器を備えることは更に、例えば集光条件を簡略化するものである表面の高さの変動の除去、および他の方法では生じる可能性がある運動によるアーチファクトを大幅に抑圧することが出来るイメージ生成システムを患者に物理的接続することなど、幾つかの利点がある。
光は、ファイバ・チャック1005で固定された光ファイバ1000を通して供給され、次いでコリメート・レンズ1010を用いて平行光線となる。
この光は、次いで可動焦点機構1015と、非点収差効果を補正するために光路があらかじめ補正された円筒レンズ1020を通過する。
次いで光は、その中心波長の成分が例えば約90度回折され、イメージ生成レンズ1030によりスペクトル符号化ライン1035上へ集光されるように構成された回折格子1025を通過して回折される。
この技術は、僅かな空間分解能の低下を伴うのみで信号スループットの増強とスペックル・アーチファクトの削減をもたらすことが出来る。
二重クラッド光ファイバは、スペクトル符号化にこの技術を実装するために用いられ、単一モード・コアは組織を照明し、多モード用内側クラッドは反射光を検出することができるものである。
さらに、このイメージ生成レンズ1030は薄いことが望ましく、約5mmの厚を越さないことが好ましい。
非球面或いは色収差補正レンズ等の通常のレンズをイメージ生成レンズに用いることができる。
内部ハウジング1040は、モータシャフト1050をプローブ内部に保持する構造上の堅牢さを維持しつつ、その一部は良好な光伝達特性を持ち、また波面歪が低く高品質イメージ生成を可能とするものである。
内部ハウジング1040の一部又はその全体が透過性窓を構成するために用いられる物質は、例えば、ガラス又はぺバックスや高密度ポリエチレンなどのプラスチック物質である。
外部ハウジング1060の壁の開口により、プルバックケーブル1065は内部ハウジング1040を動かすことができる。
線形走査は、外部ハウジング1060をイメージ化される組織1080に関して固定位置に保持しながら、内部ハウジング1040をコンピュータ制御変換装置(このような変換機器は、例えば、Newport Corp.社,カリフォルニア州アーバインから供給される)に装着して行われる。
このようなプルバック技術は、縦方向食道OCTイメージを取得するために用いることができる。
外部ハウジング1060の一部または全部は、光が透過することができるように透明である。
外部ハウジング1060の透明部分の光学特性は、内部光窓1055の特性と同様である。
モータ10045には約1.5mm或いはそれ未満の直径を持つ通常のモータが用いられる。
エンコーダを用いることにより、イメージ品質と登録手続きを改善し、また、モータ1045の直径は凡そ6〜10mmに増大させることができる。
このようなモータは、例えば(MicroMo Electronics Inc.,フロリダ州クリアウオータ)から供給されうる。
モータ・ワイヤの寸法は機器の視野を遮らないように最小化することができる。
円周方向走査は、モータ1045を用いた内部ハウジング1040内の回転ハウジング1070をモータのシャフト1050により回転させて行うことができる。
回転運動は光回転接合部1100を通して伝えられ、光は回転光ファイバ1110の中へ結合される。
この回転接合部は、一本或いはそれ以上の導電性ワイヤ1120とプルバックおよび焦点手段とを制御するように構成された回転プルバックケーブル1030を経由して導電性が保持される。
図11に示された代表的な装置の構成では、内部ハウジング1140はモータを覆うものではないため更に小さく、軽量である。
曲面ガラスは、発散円筒レンズと同様の方法で非点収差を生じる。
例えば、図12に示す2枚の曲面透明壁により生じた非点収差は、この図の右方に向けて表示されている発散円筒レンズと光学的には同じである。
図12Aに表示された何れの対照の中央の破線を通過する光も上方或いは下方を通過する光より光路長が短く、これが非点収差を生じさせる。
この光学的な歪の効率的活正確な補正は、図12Bに示すように、光路上に、非点収差を生じさせる窓と類似の曲面窓を置くことにより実現できる。
補正用曲面窓の曲面軸は、非点収差を光学的に補正するために曲面ハウジング窓の軸に直交させるとよい。
システムは心拍動、呼吸および/またはぜん動による動きに対応できるものである。
心出し機構の利用は、イメージを生成される組織の動きにより引き起こされたアーチファクトを大幅に削減することができる。
例えば、イメージ生成機器とイメージを生成される組織との間の距離の変化量は、例えば、1総合走査の間に約+−250μmである。
この距離の変化は、円周走査速度に比べてゆっくりとした時間尺度(例えば数秒以上)で生じるが、イメージ生成機器の縦方向プルバックの間にイメージ生成される組織範囲長を走査するために必要な時間に関しては顕在化する可能性がある。
この技術は、図13Aに図解するように、広範囲の焦点深度にわたりイメージデータを取得するための手順を含むことができる。
例えば、希望する全イメージ生成深度が200μmであり、イメージ生成機器からの組織距離の変動が+−250μmであれば、イメージデータは約700μmの焦点範囲にわたり取得することができる。
この手順は、所望の組織体積全体にわたりイメージデータを取得することができることを保障するものである。
容積イメージの多くの部分は、イメージ化された場合に組織を含んでいない可能性があるが、重要な組織容積の多くの部位から少なくとも良好な1イメージが得られる可能性がある。
この技術は、イメージ生成レンズとイメージ化される組織表面間の距離を決定するための手順を含んでいる。
この距離は追跡されうるものであり、また関心対象の組織容積中でイメージデータを収集する全期間にわたり、レンズの焦点が組織表面に対し既知焦点距離となるように適応的に制御される。
適応的焦点生成は、焦点走査の要求回数を削減し、それ故関心組織容積の総合的なイメージを取得するための時間をも削減することが可能である。
ビームの焦点は、例えば干渉計信号、飛行時間型信号、電磁放射等を用いて制御することが出来る。
イメージ化される組織容積内部の焦点深度を調節するために用いることができる代表的な数技術がある。
例えば、焦点レンズを含むイメージ化機器の内側ハウジングは、外側ハウジングに対して動くことが可能である。
この動作を達成するために、例えば図14Aに示す多層バイモルフ圧電作動機器1410(D220−A4−103YB,Piezo Systems, Inc.社製、マサチューセッツ州ケンブリッジ)の両端に金属シート1420を取り付けることができ、これはセラミック器材の座屈を形成する。
これ等の作動装置は、図14Aに示すように背中合わせに配置され、これによりそれらの自由運動の範囲は事実上2倍になる。
図14Bに示すように、このような4台の作動装置1430が、外側シース1440と、モータおよびモータを包囲する焦点用光器材を含む集積器材1450との間に配置される。
これ等の作動装置1430は、集積器材1450を外側ハウジング1440に関して置き換えるように制御し、必要な範囲にわたって焦点位置を変更するために利用される。
この技術は、プローブ内部の高電圧、視野を横切って妨げるさらなる導電性ワイヤの増設、及び/またはイメージ生成装置を収容するプローブの総体的な直径を数mm増加させることなどを必要とする。
ケーブル1530を取り囲むケーブル・ハウジング1510が具備されるものである。
ケーブル1530は、一端がコリメーティングレンズ1540に取り付けられ、ハウジング1550に対して縦方向に移動可能なように構成される。
コリメーティングレンズ1540は、焦点距離を変化させるためにハウジング1550及びその他の光学機器に対して移動することができる。
図15に図解するように、この変換は、ケーブル1530を用いてイメージ生成カテーテルの外側で制御される。
あるいは、コリメーティングレンズ1540の運動は、カテーテル内側に備えられた、例えば電気または圧電モータで制御することができる。
この焦点距離は、イメージ化する組織を照明する光ファイバ1520をコリメーティングレンズ1540に対して動かすことによっても変化させることができる。
あるいは、光ファイバ1520とコリメーティングレンズ1540とを相対的に動かして、焦点距離を変化させることができる。
例えば、代表的なイメージ生成機器の拡大係数は約3である。
約+−450μmの焦点距離の変化を得るためには、光ファイバ1520とコリメーティングレンズ1540との距離は約+−4mm移動させる必要の可能性があり、この距離は焦点距離を変化させるための上記の何れの技術を用いても実現できる距離である。
例えば、携帯電話用カメラに用いられている、図16に示す市販のレンズ1600(Varioptic AMS−1000、フランス、リヨン)は、本発明の代表的な実施形態に従ってイメージ生成機器の焦点距離を変化させるために使用することができる。
このレンズ1600は、電気ウエッティングの原理を用いて約−200mmから40mmの間で可変焦点長を実現し、回折効果によってのみ制限される光学的品質を備えている。
この代表的なレンズ1600の現時点での実効開口(CA)は3.0mmであり、総合外径(OD)は10mmである。
CAが4.0、ODが6.0である類似のレンズを製作することは可能である。
この代表的なレンズ1600のフル・レンジ応答は約150msであり、この応答時間は光学器材と組織表面の距離を追跡し、それに応じて焦点距離を調節するために用いるには十分な速さである。
応答時間が約10ミリ秒であるこの種のレンズを作成することは恐らく可能である。
上記のような可変レンズをコリメータとSECM回折格子間に用いることにより、焦点距離は、例えば約+−300μm或いはそれより大きい範囲で変化させることができる。
例えば、図17Aに示すように、透明材質1700で構成されたハウジングを用いることができる。
あるいは、図17Bに示すように、透明窓1710を有するハウジングを備えることができる。
図17Cに示すような2組の壁間に開口1720、あるいは、一例として図17Dに示すようなハウジングに取り付けられたモータ1730に近接した開口を有するハウジングを備えることが可能である。
図18に示す機器は、イメージ生成用データ1800を取得しながらビーム位置を記録することが出来るように構成されており、これによりイメージ生成用データ1800のさらに正確な空間登録がもたらされる。
図18に示すように、このイメージ生成用データ1800は、データ収集・制御ユニット1810により収集することができる。
カテーテル・スキャナ機器は、例えばビームの角度運動をもたらす回転モータ1820およびビームを長手方向に動かすプルバック・モータを用いてビームを走査することができる。
回転モータ1820は、回転モータ・コントローラ1840により制御され、また、プルバック・モータ1830はプルバック・モータ・コントローラ1850により制御される。
これらの制御技術はそれぞれ閉ループ演算を用いて行われる。
このデータ収集制御ユニット1800は、モータ制御ユニット1840,1850が指定のモータ速度および/または位置をもたらすように命令を下すものである。
モータ1820,1830により生成されたエンコーダ信号は、モータ制御ユニット1840、1850およびデータ収集・制御ユニット1810の両方に供給される。
この方法により、それぞれのモータ1820、1830に関連するエンコーダ信号はイメージ生成用データ列1800が取得された場合に記録され、これによりそれぞれのデータ列1800に関わる正確なビーム位置がもたらされる。
例えば、第一優先順位として回転走査が行われ、第二優先順位として軸(プルバック)走査が行われる代表的な走査技術を図19Aに示す。
この技術は、螺旋配列を持つ一連のデータに備えるものである。
さらなる走査技術として、微小増分による軸走査を行うことができ、図19Bに示すように、それぞれの軸方向の増分は全角度の回転に続き行われる。
または、軸(プルバック)走査は第一優先順位で行われ、回転走査は第二優先順位で行われ、これにより図19Cに示す走査パターンを生成することができる。
一層高品質のイメージが、第一優先順位の方向に沿って達成される。
このため、何れの走査優先順位を選択するかは横方向(回転方向)イメージと軸方向イメージの何れを優先するかにより決定される。
対称性の異なる他の器官や組織のイメージ生成は、数種類の方法で行うことができる。
例えば、ある種の器官のイメージ生成に用いられる円形走査パターンを図19Dに示す。
高速交換配置手順では、最初にガイドワイヤがイメージ化される器官に配置され、次いでそのカテーテルがガイドワイヤに沿って進められる。
この手順は、多くの用途において一層容易で正確な配置を可能とする。
高速交換手順を用いてカテーテルを案内するために、様々な構成を用いることができる。
例えば、図20Aは、外側ハウジング2940の先端の孔2010を貫通した代表的なガイドワイヤ2000を示している。
図20Bに示す第二の代表的な構成では、ガイドワイヤ2000は外側ハウジング2040の先端部に取り付けられたチューブ2020を通過している。
または、このガイドワイヤ2000は、図20Cに示すように、外側ハウジング2040の近位端に取り付けられたチューブ2020を貫通するように構成することができる。
最初に、図21Aに示すように、このガイドワイヤ2100が器官2150の内部に配置される。
次いで、カテーテルの外側ハウジングは、図21Bに示すように、バルーン2120ともどもガイドワイヤ2100上を進められる。
最終的に、光学機器を備えた内側ハウジング2130は、図21Cに示すように、カテーテルの管中心を推し進められ、光学機器を用いたイメージ生成手順が実行される。
図22Aにおいて、圧搾空気又はガス源を有する装置2200がバルーン2210を膨張させるために用いられる。
バルーン2210に結合され、圧搾空気またはガスをバルーン2210へ配送することが出来るカテーテルを取り囲むチューブまたはその他の小通路2230を具備することができる。
膨張するバルーン2210の内圧は、圧力計を用いて監視される。
この圧力は、膨張したバルーン2210が接触している周囲の臓器内部の圧力を監視することによりカテーテルの配置を評価するとともにバルーンの膨張を最適化するために用いられる。
または、図22Bに示すように、通路2240はカテーテルの外側被覆に沿って備えられ、圧搾空気又はガスをバルーン2110へ配送することができる。
バルーン直径を変化させて焦点深度を制御することができる場合には、圧力変化に応じてその直径を変更することができるバルーンが用いられ、かくして周囲の組織を動かすことにより圧搾空気或いはガスをバルーン2210へ送ることができる。(画像形成レンズに関して)
このカテーテルの略図は、管腔内のイメージ生成機器の内側光コアの心出を行うために一つ又はそれ以上の伸張性より線2300を用いて構成される。
このカテーテルは、さらに被覆2310と、図23Aに示すように外側ハウジング2320の周りに備えられた被覆2310の内側に配置された一連の伸張性より線2300とを有することができる。
図23Bに示すように、カテーテルを配置後、このより線2300は被覆2310を通って押し進められてその端から突き出るものである。または、この被覆2310は、外側ハウジング2320から引き戻されるものである。
より線2300が周囲の器官或いは組織を図23Cのように拡張することができ、またハウジング2320の心出しができるように、より線2300の十分な長さ部分が外側ハウジング2300の周囲に露出されている。
イメージ生成手順が完了した後に、より線2300は被覆2310中に引き戻され、カテーテルは取り除かれる。
しかしながら、これ等の技術はそれぞれ異なる方法で多重散乱光を拒絶するものである。
RCM技術は、組織表面に平行な面で集光ビームを高速走査するものであって、組織の横方向即ち正面イメージをもたらす。
通常のRCM技術で用いられる大開口数(NA)は、非常に高い分解能(即ち、細胞下構造の可視化ができるおおよそ1〜2μm)をもたらす。
しかし、大NAを用いたイメージ化手順は、光が不均質組織を伝播するのに従って生じる収差に特に敏感である。
それゆえ、RCM技術を用いた高分解能イメージ生成は、深度約100〜400μmに制限される。
従って、OCT技術は相対的に大きな共焦点パラメータを持つイメージ生成レンズを用いて行われる。
このことは、イメージが生成される組織への一層大きな侵入深度(即ち、概ね1〜3mm)および横断面イメージ形式をもたらす。
この利点は、横方向分解能の低下と引き換えに成立するものであって、この分解能は典型的には約10〜30μmである。
例えば、RCM技術は細胞下の詳細を提供することができるのに対して、OCT技術は、一例として、形態構造を示すものである。
これらの2種類の規模の領域のイメージ化情報は病理組織学的診断にとって決定的に重要な意味を持ち、多くの場合、両者を用いることなく正確な診断を下すことは、不可能ではなくとも困難である。
これ等の本質的に異なるイメージ生成技術を組み合わせるには、従来は性能的には妥協して広範囲の工学的取り組みを利用するのであるが、SECMおよびSD−OCT技術はある種の部材を共有するものである。
それゆえ、いずれかの技術を単独で用いるシステムに対して複雑さ又はコストの実質的増加を伴わずに、これ等両イメージ化技術を用いた高性能多様式システムを提供することができる。
この代表的なシステムにおいて、広帯域幅光源の帯域幅の一部分はSECMデータを取得するために用いられ、さらに広い帯域幅データの一部分は、例えば、SD−OCTデータを取得するために用いられる。
例えば、光源2400は、一例として、約100nmより広い帯域幅を持つ電磁エネルギを供給するために用いられる。
光源2400として用いられる装置には、例えば、ダイオード励起の超高速レーザ(一例として、IntegralOCT、Femtolasers Productions GmbH、ドイツ、ウイーンから入手可能である)、或いはスーパ・ルミネセント・ダイオード・アレイ(一例として、これはSuperlum、ロシアから入手できると思われる)が含まれる。
カテーテル2420からSECM光ファイバ2430とSD−OCT光ファイバ2440とから戻ってくる光は、分光計2450へ供給される。
この分光計2450は、図24Bに示された代表的なCCDアレイ2460の素子の約半分がSECMデータに関係する信号を検出することができ、またCCD素子の約半分がSD−OCTデータに関係する信号を検出できるように構成される。
このSD−OCTデータは、一例として、波長空間からk−空間へSD−OCTデータを補間し、フーリエ変換を実行して軸方向構造データに変換される。
例えば、分光計2450が約0.1nmの分解能を持っている場合、総体的SD−OCT測距深度は約2.0mmより大きい。
SD−OCT技術を用いた軸方向イメージの分解能は、おおよそ5μmである。
このプローブは、一例として、図15に示すプローブに類似しており、かつ、SD−OCTビームを得るためにSD−OCTビーム光路を確保するように構成された機器を有し、また、OCT光ファイバ2500は、SECM光ファイバ2510とともに内側ハウジングに挿入される。
OCT光ファイバ2500は小レンズ2520を照明することが出来るように構成されている。
共焦点パラメータおよびSD−OCTビーム用のスポット・サイズは、深度範囲にわたり横断面イメージ生成が行えるように選択される。
共焦点パラメータおよびスポット・サイズは、一例として、それぞれ約1.1mm及び25μmである。
SD−OCTレンズ2520のNAには、一例として、約0.02が選択され、また、SD−OCTのコリメート・ビーム直径には、一例として、約200μmが選択される。
ダイクロイック・ミラー2530はSD−OCT光ビーム2540を反射しSECM光ビーム2550を伝送するために、SECM回折格子の前に置かれる。
図25に示すダイクロイック・ミラー2530は、SD−OCT光ビーム2540に対して約45度の角度で配置される。
この角度は、適切なコーティングをミラー2530に施すことにより増大させることができ、これにより2組のイメージを更に高精度で空間登録するためにSD−OCTビーム2540をSECMビーム2550に重ね合わせることができる。
一例として、曲面窓あるいはバルーンによりもたらされるSD−OCTビーム2540の光路収差は、図12Bに示すように、非点収差を予め補正するための円筒素子を用いて補正することができる。
広帯域幅光は、図25に示す2組の独立したファイバ2500および2510を通って供給される代わりに、単一光ファイバ2600を通して供給される。
SD−OCTビーム2640を形成する光の一部分は、ダイクロイック・ミラー2610を用いてSECMビーム2650の光路から反射される。
SD−OCTビーム2640の直径は、開口2620により、および/またはレンズ2630を用いてSD−OCTビーム2640を集光させて縮小される。
SD−OCT機器は、深度分解能は20〜100μmであっても、SECM技術を用いてイメージ化される組織の表面を探すためにも用いられる。
これは、SD−OCTビーム2640の帯域幅が高品質のSD−OCTイメージを取得するために十分でない場合にも実行することができる。
この技術を図解した代表的なフロー・ダイアグラムを図27に示す。
例えば、SD−OCTイメージデータは深度走査(ステップ2700)から取得され、次いで処理される(ステップ2710)。
このイメージデータはSD−OCTイメージとして分析され、表示される(ステップ2720)。
このイメージデータは、例えば、境界検出アルゴリズムを用いて、組織表面位置を決定する(ステップ2730)ためにも用いることができる。
一旦組織表面位置が決定されると、SECM機器の焦点面の位置を調節する(ステップ2740)ために、可変焦点機構が用いられる。
この焦点制御技術は、高速(一例として約100ms未満)で行われ、これにより組織表面の実時間追跡および焦点化が可能となる。
組織境界の位置は、SECMビームに対する角度を用いて校正することができる。
このケーブル2800は、一例として、プルバックケーブル2810、電力をモータに供給するために構成された複数のワイヤ2810、焦点制御ケーブル2830、膨張可能なバルーン或いは膜にガスまたはその他の流体を供給するように構成された流路2840、SECM光ファイバ2850、および/またはSD−OCT光ファイバ2860を含んでいる。
このプローブ2900は、ビーム2920が回折格子2930およびイメージ生成レンズ2940を通過する前にこれを屈折させるように構成された2組のプリズム2910を含んでいる。
この代表的な構成は、プローブ2900内部に対物レンズ2940のためのさらなる空間を備え、これにより一層大きなNAおよび/またはプローブ2900の寸法縮小をもたらす。
図3Aに示すように、このプローブ3000は、イメージ生成位置に送られる間、外側ハウジング3020内部に備えられた内側ハウジングに含まれている。
図30Bおよび図30Cに示すように、このプローブ3000がイメージ化される組織又は器官内部に配置されて心出しが行われた後に、内側ハウジング3010は広範囲のプルバック領域をもたらすために外側ハウジング3020を通って滑走する。
例えば、イメージ生成レンズ3020を内側ハウジング3010の中心近くに備えることにより、図30Bおよび図30Cに示す極端な走査位置での位置安定性を増すことができる。
この外側ハウジング3100は、例えばステンレス・スチール又はプラスチックのような剛体材料で作られる。
外側ハウジングは、収差を生じることなくイメージデータを生成するために光が通過する一つ又はそれ以上の隙間を有している。
随意ではあるが、この隙間3110は透明窓を有することができる。
このプローブ3200は、小型の部材で構成され、小さな総体寸法を有している。
例えば、円筒形内側ハウジング3210は、円筒型外側ハウジング3220の内部で自由に回転し移動できるように構成され、コリメーティングレンズ3230と光ファイバ3240とは内側ハウジング3210の中心軸から離して配置することができる。
イメージ化される組織部分の走査は外部から行われ、内側ハウジング3210の運動はプルバックケーブル3250を用いて制御される。
このような流体を供給することは、例えば、NAを改善しかつ/またはイメージデータを取得するために用いられた光ビームの後方反射を低減するものである。
例えば、内側ハウジング3310は、外側ハウジング3320内に備えられ、この外側ハウジング3320はさらに非膨張バルーン3330を有している。
この非膨張バルーン3330は、外側ハウジング3320の前面を拡張するように膨張する。
この内側ハウジング3310は、次いで外側ハウジング3310の外側であって膨張したバルーン3340の内側に配置される。
図33Aに示すように、伸縮性のある機器3350が、内側ハウジング3310と外側ハウジング3320との間の圧迫された形状の部位に配備される。
図33Bに示すように、この伸縮性機器3350は、内側ハウジングが展開された場合に膨張したバルーン3340の内側壁に対向して配置されるように構成される。
この内側ハウジング3310は、膨張したバルーン外部の組織部位を、プルバックケーブル3360を用いてバルーン領域を通って走査できるように構成される。
ケーブル3360は、膨張したバルーン3340内部の内側ハウジングの回転運動並びに長手方向の並進運動(例えばプルバック)を制御することができる。
イメージ生成光学機器と膨張したバルーン壁3340または周辺の組織表面との間の接触を改善するためにスペーサ3370を用いることができる。
例えば、膨張していない状態が図34Aに示されている外側バルーン3420と内側バルーン3430は、内側ハウジング3410を包囲するように備えられる。
それぞれのバルーンは図34Bに示すように膨張させられる。
この代表的な構成において、内側ハウジング3410は、内側バルーン3430の一側面に取り付けられる。
外側バルーン3420の内部の回転および並進走査は、外側ハウジング3420に相対的に内側ハウジング3410を内側バルーン3430と一緒に動かすことにより行われる。
膨張していない状態が図35Aに示されている外側バルーン3520は、イメージ化される器官内部または組織内部で膨張させられる。
膨張していない状態が図35Aに示されている内側バルーン3530は、内側ハウジング3510と外側バルーン3520との間に備えられる。
この内側バルーン3530は、図35Bに示すように膨張させられ、また同図に示されているように、内側バルーン3530によりもたらされた圧力は内側ハウジング3510と外側バルーン3520の内側壁との間の接触を保持するために用いられる。
それぞれ図34と図35に示された代表的なプローブの構成3400と3500は、外側ハウジングなしで用いることができる。
膨張していないバルーン3420、3430、3530は、プローブ3400、3500を所望の位置に運ぶために用いられる外側筐体の内側に詰め込まれる。
このような外側筐体は、随意ではあるが、例えば溶融性材料で作られる。
このプローブ構成の底面図を図36Aに、また対応する側面図を図36Bに示す。
図36Cは、図33Bの側面図と同様に、プローブ・ハウジング3640が膨張したバルーン3650内部で展開されたさらなる側面図を示す。
この代表的な構成において、長手(例えば、プルバック)方向は、プローブ・ハウジング3640が相対的に高速度で動かされる一次走査方向である。
長手方向軸の周囲を回転方向に行う走査は、長手方向の速度に比べて相対的に低速度ある。
このプローブ3600は、例えば、図33乃至図35の何れかに示された位置決め機器を備えている。
プローブ・ハウジング3640は、図36Aおよび図36Dのように構成されたスペクトル符号化ライン3610をもたらすために、適切に位置決めされた回折格子へ向けて光ビームを反射するように構成されたミラー3620を有することができる。
これ等2技術の分解能が異なるため、両イメージ生成技術用のデータは同時に収集することができる。
しかしながら、これ等の2技術に都合のよい走査速度は両立しえない。
例えば、典型的なSECM走査速度は、一例として、回転速度約1Hzおよび長手方向プルバック速度は、一例として、約1mm/秒である。
SD−OCTイメージデータを収集するための典型的な走査速度は、一例として、回転方向で約50−199Hz、また、長手方向で、一例として、約0.2〜0.5mm/秒である。
この技術は、1組織部位に対するデータ収集時間を、例えば、約1〜2分増加させる可能性がある。
回転モータ並びに線形並進モータ用に取得されたエンコーダ信号は、各走査の間中デジタル化される。
このエンコーダ信号は、各走査の角度および回転オフセットを決定するために、対応したSD−OCTイメージによりバルーン位置を変化させるよう定量的に補正される。
この技術は、約500μm以内のSD−OCTおよび一連のSECMデータの正確な空間登録をもたらすことができる。
一連の総合的なイメージデータは、カテーテルが適正に配置されていることを確認した後で取得される。
カテーテルの挿入を支援するために平滑剤も利用される。
本発明の代表的な実施形態において、イメージ化される器官では粘液はイメージ品質を劣化させるため、イメージデータの取得に先立ってその中にある粘液を除去するために粘液除去剤が使用される。
本明細書の説明を考慮して、記載された実施形態に種々の変更や改変を加えることは、当業者にとって明白である。
実際に、本発明の代表的な実施形態による機器、システム、および方法は、どのようなOCTシステム、OFDIシステム、SD−OCTシステム、または他の画像化システム、例えば、2004年9月8日出願の国際特許出願第PCT/US2004/029148号、2005年11月2日出願の米国特許出願第11/266,779号、および2004年7月9日出願の米国特許出願第10/501,276号に記載されているものに対しても使用可能であり、これらの開示の全てを本明細書の一部として援用する。
従って、当業者にとっては、本明細書に明確に提示又は説明されていなくとも、本発明の原理を具現化する数多くのシステム、機器、及び方法に工夫を凝らすことが可能であり、これは本発明の趣旨と範囲内に含まれることが理解されるであろう。
さらに、上述の明細書に前記の先行技術の知識が明示的に援用されていない範囲においても、その全体を明示的に本明細書に援用する。
本明細書で引用した上述の全ての文献は、その全体を本明細書の一部として援用する。
Claims (16)
- 少なくとも1つの試料の多くて約10ミクロンの長さ寸法を有する領域の少なくとも1つから受信される第1信号と関連した、共焦点顕微鏡情報である第1データを供給するように構成される、共焦点顕微鏡である少なくとも1つの第1機器と、
少なくとも1つの前記試料から受信される第2信号と、参照機器から受信される第3信号と関連した第2データを供給するように構成される、光干渉断層機器である少なくとも1つの第2機器であって、
前記第1信号を受信するために前記試料へ送信される放射とは異なる放射が前記第2信号を受信するために前記試料へ送信され、前記第1データおよび第2データはそれぞれ前記第1機器および第2機器によってほぼ同時に供給される、少なくとも1つの第2機器と、
前記第1データおよび第2データに基づいて更なるデータを生成するように構成される少なくとも1つの第3機器と、
前記第1機器に関連した焦点距離または焦点位置の少なくとも1つを前記第2機器に基づいて制御するように構成される焦点調節機器とを備えたことを特徴とする装置。 - 少なくとも1つの前記第3機器は、前記更なるデータに基づいて少なくとも二次元画像または三次元画像のうち1つを生成するように更に構成される、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記第1データおよび第2データは、少なくとも1つの前記試料上のほぼ同じ位置に関連する、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記第1機器および第2機器は、プローブまたは単一の筐体のうち少なくとも1つに備えられる、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 少なくとも前記第1データまたは前記第2データのうちの1つに基づく前記試料と関連する特定の位置で少なくとも前記プローブまたは前記単一の筐体の1つの位置を定めるように構成される位置決定機器をさらに備える、ことを特徴とする請求項4に記載の装置。
- 前記第1機器および第2機器は、少なくとも1つの共通の構成要素を含む、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記少なくとも1つの共通の構成要素は、波長掃引光源機器に備えられる、ことを特徴とする請求項6に記載の装置。
- 前記共焦点顕微鏡情報は、反射光共焦点顕微鏡情報である、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記少なくとも1つの第1機器は、スペクトル符号化顕微鏡情報を取得するように構成される、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記少なくとも1つの第2機器は、光干渉断層情報を取得するように構成される、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記少なくとも1つの第2機器は、複数の波長を有する放射源装置によって出力される信号と関連した光干渉断層情報を取得するように構成され、
前記波長に基づく前記第2信号と第3信号との間のスペクトル干渉を検出するように構成される複数の探知器をさらに備える、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。 - 前記少なくとも1つの第2機器は、波長が時間とともに変化する放射源機器によって供給される信号と関連した光干渉断層情報を取得するように構成される、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記第1データおよび第2データに基づいて画像を生成するように構成される少なくとも1つの第5機器をさらに備える、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記第2データに基づいて前記第1データおよび少なくとも1つの第2画像に基づいて少なくとも1つの第1画像を生成するように構成される少なくとも1つの第6機器をさらに備え、
前記第1画像および第2画像は、前記第1データおよび第2データに基づいて互いに関連する、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。 - 前記第1データは、前記少なくとも1つの領域の中で少なくとも1つの第1位置と関連し、前記第2データは、前記少なくとも1つの試料の少なくとも1つの第2位置と関連する、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記少なくとも1つの試料が解剖学的構造である、ことを特徴とする請求項1に記載の装置。
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