JP6941696B2 - 改善された周波数領域干渉法による撮像システム - Google Patents

改善された周波数領域干渉法による撮像システム Download PDF

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Description

本出願は、干渉撮像システムの分野に関する。
適用範囲におけるサンプルの高分解能の構造的情報を提供するために、多種多様な干渉法による撮像技術が開発されてきた。光干渉断層法（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、本来の位置におけるリアルタイムでのミクロン規模の組織構造を含むサンプルの画像を提供することができる干渉法技術である（非特許文献１）。ＯＣＴは、低コヒーレンス干渉法（ＬＣＩ：ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）の原理に基づいており、サンプルから反射された光の干渉および基準ビームを検出することによってＯＣＴビームに沿ったサンプルの散乱プロファイルを判定する（非特許文献２）。深さ方向（ｚ）における各散乱プロファイルが個々に軸方向スキャン、すなわちＡスキャンに再構築される。サンプル上の一組の横軸（ｘおよびｙ）位置に移動するＯＣＴビームにより、横断面画像（Ｂスキャン）およびさらには３Ｄ体積が多くのＡスキャンから構築される。
光源、スキャン構成、および検出スキームの異なる組み合わせが採用される、ＯＣＴの多くの変形形態が開発されてきた。時間領域ＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ：ｔｉｍｅ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）では、サンプルから戻る光と基準光との間の経路長が長手方向に時間内に変化して、サンプルにおける深度情報を取り戻す。回折トモグラフィによる方法（非特許文献３）である周波数領域またはフーリエ領域ＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ：Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）では、反射されたサンプル光と基準光との間の広帯域干渉がスペクトル周波数領域で取得され、フーリエ変換が深度情報を取り戻すために使用される（非特許文献４）。ＴＤ−ＯＣＴに対するＦＤ−ＯＣＴの感度の利点がよく確立されている（非特許文献５；非特許文献６）。
ＦＤ−ＯＣＴに対する２つの共通のアプローチが存在する。１つは、検出前に干渉光がスペクトルに分光され、１回の露出から完全な深度情報を取り戻すことができるスペクトル領域ＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ：ｓｐｅｃｔｒａｌ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）である。第２のものは、光源が光周波数の範囲で掃引され、時間内に検出され、したがって、スペクトル情報を時間内に符号化する掃引光源ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ：ｓｗｅｐｔ−ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）である。従来のポイントスキャンまたはフライングスポット技術では、光の単一のポイントがサンプルにわたってスキャンされる。それらの技術は、眼科学の分野において非常に有用であることを発見してきた。しかしながら、眼科学での使用のための現在のポイントスキャンシステムは、より大きいエリア上で分散する眼の照明に可能な最大総出力の１０％未満で眼を照明し、瞳孔に存在する光の約５％のみを検出し、眼の開口数（ＮＡ：ｎｕｍｅｒｉｃａｌ ａｐｅｒｔｕｒｅ）の約２０％のみを使用する。システムが既に、固定ビームに対して最大の許容可能な露出の近くで動作し、焦点信号損失の影響を受け、収差を補正しないため、現在のポイントスキャンアーキテクチャでそれらの統計値を著しく改善することが直ちには可能でないことがある。並列技術がそれらの課題を克服することが可能であり得る。
並列技術では、一連のスポット（マルチビーム）、光線（線視野または光の２次元の視野（部分視野および全視野）がサンプルに向けられる。結果として生じる反射された光が基準光と合成され、検出される。ＴＤ−ＯＣＴ、ＳＤ−ＯＣＴまたはＳＳ−ＯＣＴ構成で並列技術が達成され得る。網膜上の光をより大きいエリアにわたって拡散させることによって、より高い照明出力が可能になる。瞳孔に存在する光のより大きい部分の半共焦点または非共焦点並列検出は、焦点光を損失させることなく検出効率を著しく高める。高速な取得の速度は、計算による撮像技術を適用するために取得される包括的にサンプリングされた体積をもたらす。いくつかのグループが異なる並列ＦＤ−ＯＣＴ構成を報告している（非特許文献７；非特許文献８；非特許文献９；非特許文献１０；非特許文献１１；非特許文献１２；非特許文献１３；非特許文献１４；非特許文献１５；非特許文献１６；非特許文献１７；非特許文献１８；非特許文献１９）。
ホロスコープ、デジタル干渉ホログラフィ、ホログラフィックＯＣＴ、および干渉合成開口顕微鏡法の関連分野はまた、回折トモグラフィに基づく干渉撮像技術である（非特許文献２０；非特許文献２１；非特許文献２２；非特許文献２３；非特許文献２４）。それらの技術の全ては、計算による撮像技術のカテゴリに入り、取得されたデータを人間に対して理解可能にするために、一般的に後処理が必要となる。それらは一般的に、干渉合成開口顕微鏡法がまたポイントスキャン構成に使用されることが多いが、全視野構成で具体化される。
ファン，Ｄ．（Ｈｕａｎｇ，Ｄ．）ら著、サイエンス（Ｓｃｉｅｎｃｅ）、第２５４号、ｐ．１１７８〜８１、１９９１年 ファーチャ，Ａ．Ｆ．（Ｆｅｒｃｈｅｒ，Ａ．Ｆ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第１３号、ｐ．１８６、１９８８年 ウルフ，Ｅ．（Ｗｏｌｆ，Ｅ．）著、オプティックス・コミュニケーション（Ｏｐｔ．Ｃｏｍｍｕｎ．）、第１号、ｐ．１５３〜１５６、１９６９年 ファーチャ，Ａ．Ｆ．（Ｆｅｒｃｈｅｒ，Ａ．Ｆ．）ら著、オプティックス・コミュニケーション（Ｏｐｔ．Ｃｏｍｍｕｎ．）、第１１７号、ｐ．４３〜４８、１９９５年 リートゲブ，Ｒ．（Ｌｅｉｔｇｅｂ，Ｒ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１１号、ｐ．８８９、２００３年 コマ，Ｍ．（Ｃｈｏｍａ，Ｍ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１１号、ｐ．２１８３〜９、２００３年 ヒラツカ，Ｈ．（Ｈｉｒａｔｓｕｋａ，Ｈ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２３号、ｐ．１４２０、１９９８年 ズルアガ，Ａ．Ｆ．（Ｚｕｌｕａｇａ，Ａ．Ｆ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２４号、ｐ．５１９〜５２１、１９９９年 グライツィアル，Ｂ．（Ｇｒａｊｃｉａｒ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．１１３１、２００５年 ブラスコヴィッツ，Ｐ．（Ｂｌａｚｋｉｅｗｉｃｚ，Ｐ．）ら著、アプライド・オプティックス（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第４４号、ｐ．７７２２、２００５年 ポバザイ，Ｂ．（Ｐｏｖａｚａｙ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１４号、ｐ．７６６１、２００６年 ナカムラ，Ｙ．（Ｎａｋａｍｕｒａ，Ｙ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１５号、ｐ．７１０３、２００７年 リー，Ｓ．−Ｗ．（Ｌｅｅ，Ｓ．−Ｗ．）ら著、ＩＥＥＥジャーナル・オブ・セレクテッド・トピックス・クオンタム・エレクトロン（ＩＥＥＥ Ｊ．Ｓｅｌ．Ｔｏｐｉｃｓ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ）、第１４号、ｐ．５０〜５５、２００８年 ムハット，Ｍ．（Ｍｕｊａｔ，Ｍ．）ら著、生体臨床医学における光干渉断層法およびコヒーレンス領域光学方法ＸＩＩＩ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｄｏｍａｉｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ ＸＩＩＩ）、ｐ．７１６８、７１６８１Ｅ、２００９年 ボニン，Ｔ．（Ｂｏｎｉｎ，Ｔ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３５号、ｐ．３４３２〜４、２０１０年 ウィーザ，Ｗ．（Ｗｉｅｓｅｒ，Ｗ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．１４６８５〜７０４、２０１０年 ポットセッド，Ｂ．（Ｐｏｔｓａｉｄ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．２００２９〜４８、２０１０年 クライン，Ｔ．（Ｋｌｅｉｎ，Ｔ．）ら著、バイオメディカル・オプティックス・エクスプレス（Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第４号、ｐ．６１９〜３４、２０１３年 ナンキビル，Ｄ．（Ｎａｎｋｉｖｉｌ，Ｄ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３９号、ｐ．３７４０〜３、２０１４年 キム，Ｍ．Ｋ．（Ｋｉｍ，Ｍ．Ｋ．）著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２４号、ｐ．１６９３〜１６９５、１９９９年 キム，Ｍ．−Ｋ．（Ｋｉｍ，Ｍ．−Ｋ．）著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第７号、ｐ．３０５、２０００年 ユー，Ｌ．（Ｙｕ，Ｌ．）ら著、オプティックス・コミュニケーション（Ｏｐｔ．Ｃｏｍｍｕｎ．）、第２６０号、ｐ．４６２〜４６８、２００６年 マークス，Ｄ．Ｌ．（Ｍａｒｋｓ，Ｄ．Ｌ．）ら著、ジャーナル・オブ・オプティカル・ソサイエティ・アメリカＡ（Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ）、第２４号、ｐ．１０３４、２００７年 ヒルマン，Ｄ．（Ｈｉｌｌｍａｎｎ，Ｄ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３６号、ｐ．２３９０〜２、２０１１年
本出願は、干渉撮像技術に対する改善を示すいくつかのシステムおよび機構を説明する。本出願の１つの実施形態は、部分視野周波数領域干渉撮像システムであり、そこでは、光源が、サンプルアームおよび基準アームに分割される光ビームを生成し、サンプル光学系によって光散乱物体にわたって２つの方向でスキャンされる。回帰光学系（ｒｅｔｕｒｎ ｏｐｔｉｃｓ）は、サンプルから散乱した光を基準光と合成し、かつ空間的分解検出器を使用して、合成された光を検出されるように向ける。光ビームは、照明のスポット、線、または２次元エリアで光散乱物体上の複数の位置を照明する。別の実施形態は、周波数領域干渉撮像システムを使用して光散乱物体を撮像する方法であって、サンプル上の複数の位置にわたって２次元でサンプルアームに光ビームを繰り返しスキャンするステップと、空間的分解検出器上で基準光と合成された物体から散乱した光を検出するステップと、結果として生じる光を処理して、サンプル内の動きを識別するステップとを含む方法である。別の実施形態は、線視野干渉撮像システムであって、光源の帯域幅が光源の制限されたコヒーレンス長により深度区分化能力をもたらす光源と、合成された基準および散乱光において搬送波周波数を生成して、検出された信号の周波数をシフトする手段とを含む、線視野干渉撮像システムである。軸外構成（ｏｆｆ−ａｘｉｓ ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）または周波数変調器の使用を含む複数の方法で搬送波周波数が導入され得る。異なるタイプの干渉撮像システムに適用可能な追加的な実施形態は、干渉撮像システムのどのような態様にそれらが適用されるかに従ってグループ化され得る。以下の目次が参照のために提供される。
Ｉ．導入
ａ．定義
ｂ．システムの説明
ＩＩ．部分視野周波数領域干渉撮像
ＩＩＩ．スキャンに関連する改善
ａ．ＸおよびＹにおける２次元エリアまたは線のスキャン
ｂ．スキャンを通じた空間的オーバサンプリングの生成
ｃ．並列周波数領域撮像におけるＤＭＤの使用
ｄ．ＭＥＭＳ反射鏡配列でのスキャン
ｅ．単一のＭＥＭＳ反射鏡でのスキャン
ｆ．直交スキャンパターン
ｇ．非ラスタスキャン − スキャン深度変動を低減させるための広視野スキャン
ｈ．広視野スキャン − 反射伝達光学系
ｉ．高速スキャン
ｊ．スキャナレスシステム
ＩＶ．取得に関連する改善
ａ．ストリークモード線視野周波数領域撮像
ｂ．光ファイバ束
ｃ．瞳孔カメラ
Ｖ．再構築および計算による補償光学系
ａ．計算による色収差補正
ｂ．ハイブリッドハードウェア／計算による補償光学系
ｃ．サブ開口自動焦点調節
ｄ．再構築に対する画像歪みの考慮
ｅ．ホロスコープ取得の積み重ね
ｆ．プレビューおよび位置合わせモードのための再構築
ｇ．合成開口軸外ホロスコープ
ＶＩ．動き補正
ａ．並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正
ｂ．動きおよび回転の追跡および補正のための軸外検出
ｃ．単一の連続パッチを使用した動きおよび回転の追跡および補正
ｄ．絶対角度分解速度測定による動きの追跡
ｅ．動き測定における誤り
ＶＩＩ．照明
ａ．１０６０ｎｍホロスコープ
ｂ．意図的な収差照明光学系
ｃ．光源配列
ｄ．照明および検出経路の分離
ｅ．時間変化照明での連続スキャン
ｆ．可変光出力
ＶＩＩＩ．基準信号および基準アーム設計に関連する改善
ａ．検出器の境界における基準信号の記録
ｂ．検出器の境界における光源の記録
ｃ．レンズレス線視野基準アーム
ＩＸ．適用
ａ．眼底（ｆｕｎｄｕｓ）撮像および正面撮像
ｂ．指向性散乱
ｃ．組織特有指向性散乱
ｄ．暗視野撮像
ｅ．絶対角度分解速度測定
ｆ．ステレオスコープビュー
ｇ．機能的撮像
ｈ．血管造影法
ｉ．偏光高感度ホロスコープ
従来技術の掃引光源による全視野ホロスコープシステムを示す。 従来技術の掃引光源による線視野ホロスコープシステムを示す。 図３Ａは、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚにわたる掃引速度に対する１００ｍｍ／秒の軸流速度を有する血管により生じる動きアーチファクトのシミュレーションを示し、図３Ｂは、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚにわたる掃引速度に対する２０ｍｍ／秒の軸流速度を有する血管により生じる動きアーチファクトのシミュレーションを示す。 掃引光源による部分視野周波数領域撮像システムの１つの実施形態を示す。 コリメートされたサンプル照明を有する掃引光源による部分視野周波数領域撮像システムの１つの実施形態を示す。 軸外部分視野周波数領域撮像システムの１つの実施形態を示す。 データが取得される順序、およびそれがどのように連続高速スキャンモードでの再構築のためにグループ化されるべきかの概略図を示す。 ２次元スキャンによるシステムにおいて照明をスキャンするために使用することができるいくつかの代替的なスキャンパターンを示す。図８Ａは、スパイラルスキャンパターンを示す。図８Ｂは、スクエアスパイラルパターンを示し、図８Ｃは、同心円スキャンパターンを示す。 屈折率変動によるＯＣＴ Ｂスキャンで明白であり得る光学的歪みのタイプを示すために人間の前房角度のＯＣＴ Ｂスキャンを示す。 図１０Ａは、横方向の分解能が深度で変化する従来技術に従った軸方向で積み重ねられた複数のＯＣＴデータ容量を示し、図１０Ｂは、複数の部分視野ホロスコープの体積が、最終的な体積が深度不変分解能を有する深さ方向で積み重ねられる実施形態を示す。 ガウジアン正規化強度分布のプロットを示す。 図１２Ａは、従来技術から既知のパウエルレンズの集合を示し、図１２Ｃおよび図１２Ｄは、パウエルレンズの構成要素がその２つの軸に沿ってどのように強度分布を変化させるかを示し、図１２Ｂは、その結果となる均質な強度分布を示す。 図１３Ａは、円筒レンズを通じて移動する光から生じる円筒波面を示し、図１３Ｂは、パウエルレンズがどのように非円筒波面を生成することができるかを示す。 入射および回帰サンプル光が空間で分離される並列視野周波数領域干渉法システムの実施形態を示す。 １Ｄ検出器の一部が基準信号を収集するために使用され、検出器の別の部分が干渉光を収集するために使用される実施形態を示す。 １つの実施形態に従ったストリークモード線視野検出構成の概略側面図である。 本出願の１つの実施形態に従った動き補正技術に関するステップを示すフローチャートである。 ４つの異なる光および検出構成に対するビーム特性および集光効率を示し、図１８Ａは、単一モードファイバを使用して光が検出される場合を示し、図１８Ｂは、感光性素子によってガウジアンプロファイルを有する基準光が検出される場合を示し、図１８Ｃは、感光性素子によって均一な基準光が検出される場合を示し、図１８Ｄは、マルチモードファイバを使用して光が検出される場合を示す。 計算による補償光学能力を有する線スキャン検眼鏡としても使用され得る軸外線視野ホロスコープシステムの１つの実施形態を示す。
Ｉ．導入
干渉法およびホロスコピックシステムの種々の態様が、同時係属中の出願（例えば、参照によりその全ての内容が本明細書に組み込まれる、米国特許出願公開第２０１４／００２８９７４号明細書、米国特許出願公開第２０１５／００９２１９５号明細書、国際公開第２０１５／０５２０７１号パンフレット、国際公開第２０１５／０２４６６３号パンフレット、米国特許出願第１４／６１３，１２１号明細書を参照）のいくつかで説明されてきた。干渉法システムに対する分割開口処理が、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１４／０２１８６８４号明細書で説明されてきた。
ａ．定義
以下の定義が、詳細な説明を理解するのに有益となり得る。
干渉法システム：波に関する情報を抽出するために電磁波が重なり合うシステム。一般的に、少なくとも部分的にコヒーレントな光の単一のビームが、異なる経路に分割されかつ向けられる。異なる経路は一般的に、サンプル経路および基準経路と称され、サンプル光および基準光を含む。光学経路長における差は、サンプル光および基準光の位相差を生じさせ、構造的または有害な干渉をもたらす。追加的な情報を抽出するために干渉パターンがさらに分析および処理され得る。サンプル光および基準光が共有経路に沿って移動する干渉法システム、例えば、共通経路干渉計の特殊な事例が存在する。
ＯＣＴシステム：サンプルから反射された光とサンプルの３次元（３Ｄ：ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ）表現を生じさせる基準ビームとの干渉を検出することによって、ＯＣＴビームに沿ってサンプルの散乱プロファイルを判定する干渉撮像システム。深さ方向（ｚ）における各散乱プロファイルは、軸方向スキャン、すなわちＡスキャンに個々に再構築される。横断面画像（Ｂスキャン）およびさらには３Ｄ体積が、サンプル上の横軸（ｘおよびｙ）位置の組に移動したＯＣＴビームにより、多くのＡスキャンから構築される。ＯＣＴシステムの軸方向分解能は、採用された光源のスペクトル帯域幅と反比例する。横方向分解能は、照明および検出光学系の開口数によって定められ、焦点面から離れて移動するときに減少する。ＯＣＴシステムは、低コヒーレンス干渉法（ＬＣＩ）に基づく時間領域の具現化形態および回折トモグラフィに基づく周波数領域の具現化形態を用いる時間領域および周波数領域の具現化形態に存在する。ＯＣＴシステムは、ポイントスキャン、マルチビームまたは視野システムとすることができる。
ホロスコピー：空間的不変分解能（spatially invariant resolution）を有するサンプルの３Ｄ表現を再構築するために、複数の角度から後方散乱光を検出する干渉法周波数領域の計算による撮像技術である。単一のポイント、線、または２次元エリアの取得からの角度情報が、サンプルの前記３Ｄ表現の再構築に成功するために不十分である場合、サンプルの前記３Ｄ表現を再構築するために２つ以上の隣接した取得を組み合わせることができる。ホロスコピックシステムは、ポイントスキャン、マルチビームまたは視野システムとすることができる。
空間的不変分解能：光学焦点面の軸方向位置から一次的に独立した横方向分解能。再構築における光学収差および誤りは、深度を有する分解能のわずかな損失につながり得る。これは、焦点面から離れて移動するときに横方向分解能が減少するガウジアン光学系と対照的である。
計算による補償光学系：焦点ボケよりも高次の収差の計算による補正。
ポイントスキャンシステム：小さいスポットでサンプルを横方向にスキャンし、単一のポイントにおいてスポットから後方散乱された光を検出する共焦点スキャンシステム。検出を平衡させるために検出の単一ポイントがスペクトルで分散され得、または２つのチャネルに分割され得る。多くのポイントが２Ｄ画像または３Ｄ体積を捕捉するために取得される必要がある。シーラス（Ｃｉｒｒｕｓ）（登録商標）ＨＤ−ＯＣＴ（カール・ツァイス・メディテック株式会社（Ｃａｒｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ，Ｉｎｃ．）、カリフォルニア州ダブリン（Ｄｕｂｌｉｎ，ＣＡ））とともに、全ての他の商業的な眼科ＯＣＴデバイスは現在、ポイントスキャンシステムである。
マルチビームシステム：複数の共焦点ポイントでサンプルを並列して横方向にスキャンするシステム。マルチビームシステムは一般的に、並列取得チャネル毎に専用干渉計を採用する。各並列取得チャネルの後方散乱したサンプル光は一般的に、並列取得チャネル毎に専用の単一モードファイバに結合される。
視野照明システム：連続した光の視野（後に空間的分解検出器で検出される）でサンプルが照明される干渉撮像システム。これは、焦点スポットまたはスポット毎に単一の検出器を有する複数の空間分離焦点スポットを使用する撮像システムと対照的である。視野照明システムの例は、線視野、部分視野および全視野システムを含む。
線視野システム：線でサンプルを照明し、空間的分解検出器で後方散乱光を検出する視野照明システム。一般的に、そのようなシステムによって、横方向スキャンなしにＢスキャンを捕捉することが可能になる。正面画像またはサンプル体積を取得するために、１つの横方向でサンプルにわたって線がスキャンされる必要がある。
部分視野システム：所望の視界よりも小さいサンプルのエリアを照明し、空間的分解検出器で後方散乱光を検出する視野照明システム。所望の視界全体の正面画像または体積を取得するために、２次元での横方向スキャンが必要となる。部分視野照明は、例えば、広幅、楕円、正方形または長方形照明を含むがそれらに限定されない、低ＮＡビーム、線、または任意の２次元エリアによって生じるスポットであり得る。
全視野システム：サンプルの視界（ＦＯＶ：ｆｉｅｌｄ ｏｆ ｖｉｅｗ）全体を一度に照明し、空間的分解検出器で後方散乱光を検出する視野照明システム。正面画像または体積を取得するために、横方向スキャンが必要とされない。
感光性素子：磁気放射（すなわち、光子）を電気信号に変換する素子。それは、フォトダイオード、フォトトランジスタ、フォトレジスタ、アバランチフォトダイオード、ナノインジェクション検出器、または磁気放射を電気信号に変換することができる任意の他の素子であり得る。感光性素子は、同一の基板上にまたはそれに近接して、トランジスタ、レジスタ、キャパシタ、増幅器、アナログ−デジタル変換器などを含むがそれらに限定されない追加的な回路を含み得る。感光性素子が検出器の一部であるとき、それはまた一般的に画素、センセル（ｓｅｎｓｅｌ）またはフォトサイトと称される。検出器またはカメラは、感光性素子の配列を有することができる。
検出器：本発明者らは、０Ｄ、１Ｄおよび２Ｄ検出器を区別する。０Ｄ検出器は一般的に、光子エネルギーを電気信号に変換するために単一の感光性素子を使用する。空間的分解検出器は、０Ｄ検出器とは対照的に、２つ以上の空間的サンプリングポイントを生成することが本質的に可能である。１Ｄおよび２Ｄ検出器は、空間的分解検出器である。１Ｄ検出器は一般的に、光子エネルギーを電気信号に変換するために感光性素子の線形配列を使用する。２Ｄ検出器は一般的に、光子エネルギーを電気信号に変換するために感光性素子の２Ｄ配列を使用する。２Ｄ検出器における感光性素子は、長方形格子、正方形格子、六角形格子、円形格子、またはいずれかの他の任意の空間的分解構造に配置され得る。それらの配置では、感光性素子は、均一に間隔が空けられてもよく、または個々の感光性素子間で任意に距離を有し得る。２Ｄ検出器はまた、検出位置の２Ｄの組に光学的に結合された一組の０Ｄ検出器または一組の１Ｄ検出器であり得る。同様に、１Ｄ検出器はまた、検出位置の２Ｄ格子に光学的に結合された一組の０Ｄ検出器または一組の１Ｄ検出器であり得る。それらの検出位置は、上記に説明された２Ｄ検出器の配置と同様に配置され得る。検出器は、共通の基板上でいくつかの感光性部で構成され得、またはいくつかの別個の感光性素子で構成され得る。検出器はさらに、同一の基板上で、感光性素子として、読み出し集積回路（ＲＯＩＣ：ｒｅａｄ ｏｕｔ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ）の一部として、または感光性素子に近接した別個のボード上で（例えば、プリント回路基板（ＰＣＢ：ｐｒｉｎｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ ｂｏａｒｄ））、増幅器、フィルタ、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ：ａｎａｌｏｇ ｔｏ ｄｉｇｉｔａｌ ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）、プロセッシングユニット、または他のアナログ電子的素子もしくはデジタル電子的素子を含み得る。感光性素子に近接したそのような電子機器を含む検出器は、いくつかの例では、「カメラ」と称される。
光ビーム：任意の慎重に向けられる光経路と解釈されるべきである。
座標システム：本出願全体を通じて、Ｘ−Ｙ面は、正面または横方向面であり、Ｚは、ビーム方向の次元である。
正面画像：Ｘ−Ｙ面における画像。そのような画像は、離散的２Ｄ画像、３Ｄ体積の単一のスライス、３Ｄ体積を投影することから生じる２Ｄ画像、またはＺ次元における３Ｄ体積の小区分であり得る。眼底画像は、正面画像の１つの例である。
ｂ．システムの説明
従来技術の掃引光源による全視野ホロスコープシステム（ヒルマン，Ｄ．（Ｈｉｌｌｍａｎｎ，Ｄ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２０号、ｐ．２１２４７〜６３、２０１２年）が図１に示される。波長可変光源１０１からの光は、結合ファイバカプラ１０２によってサンプル光および基準光に分割される。サンプル経路またはアームにおける光は、球体レンズ１０３によってコリメートされる。球体レンズ１０４および１０５は、ＦＯＶ全体を照明することが可能な光の視野でサンプル１０６を照明するために使用される。光がサンプル１０６に到達する前に、光は、ビームスプリッタ１０７を通る。サンプルによって散乱されたサンプル光は、ビームスプリッタ１０７の方へ再度移動する。基準経路またはアームにおける光は、サンプル光と基準光との間の光学経路長差の調節を可能にする可変遅延線１０９を最初に通る。次いで、光は、球体レンズ１１０によって基準ビームにコリメートされる。サンプルから戻る散乱光がビームスプリッタ１０７を通るまでに、基準光は、ほとんどサンプルアーム光と同じ光学経路長だけ移動している。ビームスプリッタ１０７において、基準光およびサンプルにより後方散乱した光が再結合され、コヒーレントに相互に干渉する。次いで、再結合された光は、２Ｄ検出器１１１の方へ向けられる。いくつかの全視野ホロスコピックシステムの具現化形態では、検出器１１１の位置は、瞳孔の共役面、サンプルの共役面に対応することができ、または瞳孔の共役面とサンプルの共役面との間に存在することができる。
検出器１１１からの電気信号は、ケーブル１１３を介してプロセッサ１１２に転送される。プロセッサ１１２は、ホストプロセッサにデータを渡す前に、ホロスコープ信号処理ステップの一部または全体を実行する、例えば、フィールドプログラマブルゲート配列（ＦＰＧＡ：ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）、デジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ：ｄｉｇｉｔａｌ ｓｉｇｎａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ：ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ）、グラフィックプロセシングユニット（ＧＰＵ：ｇｒａｐｈｉｃ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）、システムオンチップ（ＳｏＣ：ｓｙｓｔｅｍ ｏｎ ｃｈｉｐ）、またはそれらの組み合わせを含み得る。プロセッサは、データの画像を表示するディスプレイ１１４に動作可能に取り付けられる。干渉計におけるサンプルアームおよび前記基準アームは、バルク光学系（ｂｕｌｋ−ｏｐｔｉｃｓ）、光子集積回路、ファイバ光学系、またはハイブリッドバルク光学システムから構成され得、マイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）、マッハ・ツェンダー（Ｍａｃｈ−Ｚｅｈｎｄｅｒ）または当業者によって知られているような共通経路による設計などの異なるアーキテクチャを有し得る。
全視野干渉法システムは、光の視野でサンプルを照明し、２Ｄ検出器で後方散乱光を検出することによって、多くのＡスキャンを並列して取得する。その光学周波数を通じて波長可変レーザが掃引する間、合理的な深度（＞５００μｍ）および分解能を有する横断面または体積を再構築することを可能にするために、検出器上の数百の取得が必要とされる。所望のＦＯＶを撮像するために横方向スキャンを使用することに代えて、全視野システムは、ＦＯＶ全体を一度に照明および検出する。人間の生体内の網膜を撮像するための所望の最小ＦＯＶサイズは、６ｍｍ×６ｍｍである。以前に公開された周波数領域全視野システムは、これまで、やや小さいＦＯＶを示しており、例えば、ボニン（Ｂｏｎｉｎ）らは、２．５ｍｍ×０．０９４ｍｍのＦＯＶを有する全視野システムを実証し（ボニン，Ｔ．（Ｂｏｎｉｎ，Ｔ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３５号、ｐ．３４３２〜４、２０１０年）、ポバザイ（Ｐｏｖａｚａｙ）らは、１．３ｍｍ×１ｍｍのＦＯＶを有する全視野システムを実証してきた（ポバザイ，Ｂ．（Ｐｏｖａｚａｙ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１４号、ｐ．７６６１、２００６年）。また、時間領域全視野ＯＣＴの具現化形態が公開されている（ローブシャー，Ｍ．（Ｌａｕｂｓｃｈｅｒ，Ｍ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１０号、ｐ．４２９、２００２年、ジェイン，Ｍ．（Ｊａｉｎ，Ｍ．）ら著、ジャーナル・オブ・パソロジー・インフォーマティクス（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｐａｔｈｏｌｏｇｙ ｉｎｆｏｒｍａｔｉｃｓ）、第２号、ｐ．２８、２０１１年、ボッカラ，Ｃ．（Ｂｏｃｃａｒａ，Ｃ．）ら著、ＳＰＩＥニュースルーム（ＳＰＩＥ Ｎｅｗｓｒｏｏｍ）、２０１３年）。
従来技術の掃引光源による線視野ホロスコープシステム（米国特許出願公開第２０１４／００２８９７４号明細書）が図２に示される。波長可変光源２００からの光は、球体レンズ２０１ａによってコリメートされる。円筒レンズ２０２ａは、光源からの光の線を生成し、光は、ビームスプリッタ２０３によってサンプルアームおよび基準アームに分割される。１軸スキャナ２２０は、線に対して垂直な方向でサンプル上の光の線の横方向の位置を調節する。球体レンズ２０１ｂおよび２０１ｃの対は、サンプル２０４上の線を撮像する。基準アームにおける光は、光が球体レンズ２０１ｄによって反射鏡に焦点が合わされ、反射鏡２０５によってその経路に沿って反射される前に、円筒レンズ２０２ｃによって、コリメートされたビームに再度転送される。光がビームスプリッタ２０３に到達するまでに、基準光は、ほとんどサンプルアーム光と同じ光学経路長だけ移動している。ビームスプリッタ２０３において、基準アームから再度反射した光、およびサンプルによって後方散乱した光は、再合成され、コヒーレントに干渉する。次いで、再合成された光は、球体レンズ２０１ｅを通過した後、１Ｄ検出器２０６の方へ向けられる。ここで示される線視野ホロスコープシステムでは、線検出器２０６上の光の線は、線に沿って著しく焦点ボケされる。参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１４／００２８９７４号明細書、タムリンソン（Ｔｕｍｌｉｎｓｏｎ）ら著、「線視野ホロスコープ（Ｌｉｎｅ−ｆｉｅｌｄ Ｈｏｌｏｓｃｏｐｙ）」で説明されるように、追加的な非点収差が検出経路において円筒レンズ２０２ｂに生じる。概して、線視野ホロスコープシステムにおける１Ｄ検出器の検出器の位置は、サンプルの共役面、瞳孔の共役面、または２つの上述した面間の面に対応する位置に対応し得る。
１Ｄ検出器２０６からの電気信号は、ケーブル２０７を介してプロセッサ２０９に転送される。プロセッサ２０９は、ホストプロセッサ２０９にデータを渡す前に、ホロスコープ信号処理ステップの一部または全体を実行する、フィールドプログラマブルゲート配列（ＦＰＧＡ）２０８、または当業者にとって公知の任意の他のタイプの並列プロセッサを含み得る。プロセッサは、データの画像を表示するディスプレイ２１０に動作可能に取り付けられる。干渉計は、バルク光学系、光子集積回路、ファイバ光学系、またはハイブリッドバルク光学システムから構成され得、マイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）、マッハ・ツェンダー（Ｍａｃｈ−Ｚｅｈｎｄｅｒ）または当業者によって知られているような共通経路による設計などの異なるアーキテクチャを有し得る。平面導波路の使用を含む代替的なホロスコープ干渉計構成は、参照により本明細書に組み込まれる国際公開第２０１５／０５２０７１号パンフレットで説明される。
全視野システムと同様に、線視野掃引光源干渉法システムは一般的に、線でサンプルを照明し、１Ｄ検出器で後方散乱光を検出することによって、複数のＡスキャンを並列して取得する。全視野とは異なり、体積を取得するために、サンプル上の光の線は、１軸スキャナ２２０を使用してサンプルにわたってスキャンされ、複数の空間的に分離された横断面が取得される。波長可変レーザがその光学周波数を通じて掃引する間、合理的な深度（＞５００μｍ）および分解能を有する横断面を再構築することを可能にするために、数百の線取得が必要とされる。
ここで、図１および図２に示されるホロスコープシステムについて、信号に対して実行される処理の詳細が考えられる。一般的なホロスコープシステムでは、検出される光の視野は、検出器がサンプルの共役面に配置される場合、ｋ＝２π／λを有する光学波数ｋに応じてｘおよびｙで線形にサンプリングされ、検出器が瞳孔の共役面に配置される場合、光学波数ｋに応じてｋｘおよびｋｙで線形にサンプリングされる。物体によって散乱する光の振幅および位相の分布から、物体の散乱ポテンシャルの３次元分布を計算により再構築し得ることをウルフ（Ｗｏｌｆ）は認識している（ウルフ，Ｅ．（Ｗｏｌｆ，Ｅ．）、オプティックス・コミュニケーション（Ｏｐｔ．Ｃｏｍｍｕｎ．）、第１号、ｐ．１５３〜１５６、１９６９年）。いわゆるフーリエ回折定理は、サンプルの構造のフーリエ変換による取得された散乱データのフーリエ変換に関連する。取得された散乱データの３Ｄフーリエ変換による正確な、空間的に不変な体積の再構築は、取得されたデータｋｘおよびｋｙが長方形格子｛ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ｝上でサンプリングされる場合にのみ取得される。しかしながら、ホロスコープシステムは、円弧上で空間的周波数領域サンプルを生成する（カック，Ａ．Ｃ．（Ｋａｋ，Ａ．Ｃ．）ら著、「コンピュータ化されたトモグラフィ撮像の原理（Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ）」、１９８８年）。
Figure 0006941696
 したがって、３Ｄフーリエ変換前に、取得されたデータを、｛ｋｘ、ｋｙ、ｋ｝で均一にサンプリングされたものから、｛ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ｝で均一にサンプリングされるようにリサンプリングするために、周波数領域に補間を適用する必要がある（カック，Ａ．Ｃ．（Ｋａｋ，Ａ．Ｃ．）ら著、「コンピュータ化されたトモグラフィ撮像の原理（Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ）」、１９８８年）。光干渉断層法では、空間的周波数領域におけるリサンプリングがスキップされる（ファーチャ，Ａ．Ｆ．（Ｆｅｒｃｈｅｒ，Ａ．Ｆ．）著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス（Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．）、第１号、ｐ．１５７〜７３、１９９６年）。空間的周波数領域におけるデータを適切な格子にリサンプリングしないことは、焦点ボケがない再構築をもたらす。
リサンプリングするステップの前に、取得されたデータは、２Ｄフーリエ変換（ＦＴ：Ｆｏｕｒｉｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を使用して、空間的周波数領域に変換される。データが空間的周波数領域（検出器の位置が瞳孔の共役面に対応する）で取得された場合、このステップをスキップすることができる。ＦＴの効率的な具現化形態について、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を利用する可能性が高いため、本発明者らは、以下では用語ＦＦＴを用語ＦＴと交換可能に使用する。当業者はさらに、空間的領域（または時間領域）と周波数領域との間で信号を変換するための他の変換、例えば、ウェーブレット変換、チャープレット変換、分数次フーリエ変換などを使用することを代わりに選択し得ることを認識することができる。空間的周波数領域では、次いで、各光学周波数における測定された視野は、基準面に計算的に伝播される。検出器がサンプルの共役面に配置され、サンプルアームにおける焦点位置と基準反射鏡との間の光学経路長差が一致する場合、すなわち、焦点位置がゼロ遅延位置に対応する場合、このステップをスキップし得ることに留意されたい。次いで、｛ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ｝で均一にサンプリングされたデータを得るために、上述したリサンプリングを適用する。これによって、３Ｄ ＦＦＴを適用して、データを周波数領域から空間的領域に変換し、したがって空間的不変分解能でサンプルの散乱ポテンシャルの３Ｄ表現を得ることが可能になる。
同様の結果を得るために使用することができる代替的な再構築技術が、例えば、ラルストン（Ｒａｌｓｔｏｎ）ら（ラルストン，Ｔ．Ｓ．（Ｒａｌｓｔｏｎ，Ｔ．Ｓ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３１号、ｐ．３５８５、２００６年）、ナカムラ（Ｎａｋａｍｕｒａ）ら（ナカムラ，Ｙ．（Ｎａｋａｍｕｒａ，Ｙ．）ら著、ジャパニーズ・ジャーナル・オブ・アプライド・フィジックス（Ｊｐｎ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ）、第４６号、ｐ．１７７４〜１７７８、２００７年）、およびクマール（Ｋｕｍａｒ）ら（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年、クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２２号、ｐ．１６０６１〜７８、２０１４年）、ならびに米国特許出願公開第２０１４／０２１８６８４号明細書によって説明されている。
特に、空間的周波数領域におけるサンプリングが｛ｋｘ、ｋｙ、ｚ｝空間での位相フィルタの適用によって補正される再構築方法では、光学焦点面に対応する面に対してこの位相フィルタリング・ステップをスキップし得ることに留意されたい（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年、クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２２号、ｐ．１６０６１〜７８、２０１４年）。
ホロスコープの再構築に成功するための前提条件は、角度多様（ａｎｇｌｅ ｄｉｖｅｒｓｅ）散乱情報の利用可能性である。ホロスコープシステムでは、高密度空間的サンプリングは一般的に、ＦＯＶ内のポイント毎の光が複数の角度から捕捉されることを保証する。全視野システムでは、膨大な数の感光性素子を採用することによってこれが実現され、線視野システムまたはポイントスキャンシステムでは、隣接線取得値またはポイント取得値を重ね合わせることによってこれが一般的に実現される。
ＩＩ．部分視野周波数領域干渉撮像
今までのところ、人間の網膜の３Ｄ表現を生成するために、ポイントスキャン、マルチポイントスキャン、線視野、および全視野干渉撮像システムが使用されてきた。ポイントスキャンシステムおよびマルチポイントスキャンシステムでは、視界（ＦＯＶ）は一般的に、ＸおよびＹで横方向にスキャンされ、１つまたは複数のポイントで検出され、今までのところ、線視野システムにおけるＦＯＶは、線に対して垂直にのみスキャンされ、全視野システムはスキャナを全く採用してこなかった。スキャナがないことにより、システムコストおよび複雑度が低減され、それは、原則的として、スキャン方法に対する全視野撮像方法の利点を提案する。しかしながら、生体内ホロスコープ３Ｄ撮像について、合理的な深度（＞５００μｍ）にわたって３Ｄ深度情報を再構築することを可能にするために、理想的には、異なる波長を有する５００個を超える２Ｄ画像を取得することが一般的に必要となる。生きている組織を撮像する場合、無意識の動きまたは血流が、それらの画像が十分に高速な掃引速度で取得されない場合に、甚大なアーチファクトを生じさせ得る。
異なる撮像速度での画像品質に関する動きの影響を示すために、図３Ａでは、本発明者らは、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚの掃引速度に対して１００ｍｍ／秒の軸流速度を有する血管によって生じる予測される動きアーチファクトをシミュレートした。図３Ａの最も左の画像では、無限高速ＯＣＴシステムで撮像された、１００ｍｍ／秒の軸流速度を有する血管のシミュレートされたＢスキャン、すなわち、アーチファクトがない画像が見られる。右方向への画像では、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚの掃引速度について、制限された掃引速度を有するシステム上で軸方向の動きがどのような影響を有するかを観察することができる。特に、１０ｋＨｚまでは、２つの影響、ドップラシフトにより生じる軸方向位置シフトとともに、軸方向ポイント拡散関数（ＰＳＦ：ｐｏｉｎｔ ｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）の広がりに気付くことができる。エネルギーがより大きいエリアにわたって拡散されるため、軸方向ＰＳＦの広がりは、信号強度の減少の二次的な影響を有する。カラーバーは、右の画像とともに、動きアーチファクトがない画像に対する対数的にスケーリングされた強度を示す。
１００ｍｍ／秒の軸方向の動きが極端である場合を表すが、それは、比較的高い掃引速度の必要性を示す。例えば、１０ｋＨｚの掃引速度における掃引毎に５００波長を得るために、全視野システムは、全ＦＯＶを適切にサンプリングするために十分な数の感光性素子（例えば、少なくとも５１２×５１２個の感光性素子）を有する５ＭＨｚのフレームレートを有する２Ｄ検出器が必要となる。十分に多数の感光性素子を有するそのようなフレームレートを達成することが可能なカメラは、本発明者らの知識の限りでは、今までのところ商業的に利用可能ではなく、結果として生じるデータレート要件を理由に利用可能になった場合に非常に高価である可能性が高い。５１２×５１２個の感光性素子および５ＭＨｚのフレームレートを有する検出器の上記例を使用することは、５１２×５１２×５ＭＨｚ＝１．３１ＴＨｚのサンプルレートをもたらす。サンプル毎に１２ビットのビット深度であり、これは、１．９７ＴＢ／秒に対応する。
より低速な軸方向速度の影響を示すために、図３Ｂでは、本発明者らは、２０ｍｍ／秒の軸方向速度を有する血管の影響をシミュレートした。図３Ｂは、左側のアーチファクトがない画像と、左から右に進んで２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚにわたる異なる掃引速度で収集されたデータを表す一連のシミュレートされた画像とを有する、図３Ａと同一の構成である。この場合でさえ、２ｋＨｚ未満の掃引速度が甚大な動きアーチファクトを生じさせ得ることを認識することができる。上述した同一の仕様を使用して、掃引毎に５００波長のサンプルを取得するために、少なくとも１ＭＨｚのフレームレートを有する検出器が必要となる。最小フレームレートがこの場合には著しく減少するにも関わらず、本発明者らは、十分に多数の感光性素子（例えば、５１２×５１２）を有するそのようなフレームレートに到達することができる商業的に利用可能な検出器を認識していない。５１２×５１２個の感光性素子、１ＭＨｚのフレームレート、およびサンプル毎に１２ビットを有するそのような検出器のデータレートはなお、３９３．２ＧＢ／秒データレートに対応し、それは、今日の消費者グレードのコンピュータでは管理可能ではない。
したがって、本明細書では、本発明者らは、より少ない感光性素子を有する空間的分解検出器を使用した部分視野干渉撮像システムを説明し、それは概して、より高いフレームレートを達成することがさらに容易である。部分視野システムでは、検出器の感光性素子の数がサンプルに関する分解能および／またはＦＯＶと相関があるため、ＦＯＶが減少し、サンプルにわたってこのＦＯＶを横方向にスキャンする。同様の方式で、ＦＯＶを増加させるために、従来の線視野システムにおける線と垂直な方向のみならず、線に沿った方向でも光の線をスキャンすることができる。部分視野システムまたは線視野システムのＦＯＶをどのようにスキャンするかの異なる方法は、「ＸおよびＹにおける２次元エリアまたは線のスキャン」で説明される。本明細書で説明される実施形態は、波長可変レーザを採用する掃引光源システムに焦点を当てているが、概念は、スペクトル領域干渉撮像システムにも適用される。
全視野システムのおよそ２５０、０００個の素子に対して感光性素子の数を、例えば、２５００個に削減し、これが、例えば、５０×５０個の構成で配置される場合、サンプル毎に１ＭＨｚおよび１２ビットを有する検出器に対するデータレートは、３．７５ＧＢ／秒である。今日の標準的なデータ転送インタフェース（例えば、ＰＣＩｅ、コアエクスプレス（ＣｏａＸｐｒｅｓｓ）など）および消費者グレードのパーソナルコンピュータ（ＰＣ：ｐｅｒｓｏｎａｌ ｃｏｍｐｕｔｅｒ）でそのようなデータレートをリアルタイムで転送および処理することができる。生体内撮像のためのカメラのフレームレートを増加させるために、ボニン（Ｂｏｎｉｎ）らは、１０２４×１０２４個の画素〜６４０×２４個の画素でフーリエ領域全視野ＯＣＴシステムのカメラによって読み出された画素の数を削減した（ボニン，Ｔ．（Ｂｏｎｉｎ，Ｔ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３５号、ｐ．３４３２〜４、２０１０年）。しかしながら、このシステムは、いかなるスキャナも含まず、ＦＯＶが横方向スキャンによって再取得されることは認識されなかった。
別の好ましい実施形態では、六角形配置（中心にある１つの感光性素子が、６個の感光性素子に囲まれる）において７個の画素を有する空間的分解検出器が使用される。そのような少数の画素によって、ＭＨｚまたはＧＨｚ範囲のフレームレートが可能になるとともに、なおも本明細書で説明される部分視野ホロスコープの利点および適用が可能になる。そのようなフレームレートにおいて、レーザの掃引速度を増加させることができ、掃引毎にさらなるフレームが取得され得る。これは、スペクトルサンプリングおよびしたがって撮像深度を増加させるとともに、サンプル動きの影響を低下させる。
本出願に従った掃引光源による部分視野干渉法周波数領域撮像システムの１つの実施形態が図４に示される。波長可変光源５０１からの光ビームがビーム分配器、この場合には結合カプラ５０２によってサンプル光および基準光に分割される。サンプルアームにおける光ビームをサンプル、光散乱物体に伝送するために、一連のサンプル光が使用される。最初に、サンプル光は、球体レンズ５０３によってコリメートされ、ビームスプリッタ５０４によってサンプル５０９の方へ反射される。球体レンズ５０５、５０６、５０７、および５０８の組は、サンプル５０９上で照明の領域を生成する。領域は、スポット、線または２次元エリアであり得る。サンプルは、任意の光散乱物体であり得るが、共通のサンプルは人間の眼である。サンプル上のエリア照明の位置は、スキャナ５１０および５１１によって横方向に調節される。検出経路（サンプル５０９から検出器５１５への経路）では、サンプルによって散乱した光は、レンズ５０８の瞳孔の共役面で検出される。回帰光学系のグループは、サンプルから散乱した光および基準アームからの光を合成し、合成された光を空間的分解検出器５１５に向ける役割を果たす。レンズ５０７、５０６、５０５および５１２は、瞳孔から空間的分解検出器５１５に光を中継する。この経路上では、光はビームスプリッタ５０４を２回通り、そこでは、後方散乱サンプル光および基準光が再合成される。この点において、基準光が可変遅延線５１３を通じて移動しており、それによって、サンプル光と基準光との間の光学経路長差の調節が可能になる（基準光が球体レンズ５１４によってコリメートされる前に）。レンズ５１２と組み合わせたレンズ５１９は、検出器５１５上で平面基準波面を生成する。一般的に、サンプル光および基準光が、サンプル光および基準光が空間的分解検出器５１５上で同時に発生する前に、ほとんど同一の光学距離だけ移動するように、可変遅延線５１３が調節される。合成された光は、合成された光に応答して信号を生成する検出器によって物体上のスキャンされる各位置に集光される。
検出器５１５からの電気信号は、ケーブル５１７を介してプロセッサ５１６に転送される。プロセッサ５１６は、ホストプロセッサにデータを渡す前に、フーリエ領域撮像信号処理ステップの一部または全体を実行する、例えば、フィールドプログラマブルゲート配列（ＦＰＧＡ）、デジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、グラフィックプロセシングユニット（ＧＰＵ）、システムオンチップ（ＳｏＣ）もしくはそれらの組み合わせを含み得、またはホストプロセッサであり得る。プロセッサは、検出された信号から物体の画像データを生成する。これは、ＯＣＴの場合には光散乱物体の直接の３Ｄ表現であり得、またはそれは、空間的不変分解能を有する物体の３Ｄ表現を生成するために、「再構築および計算による補償光学系」と題されるセクションでさらなる改良が説明されるとともに、「システムの説明」セクションで概要を述べられたホロスコープ再構築ステップを含み得る。プロセッサを、データの画像を表示するディスプレイ５１８に動作可能に取り付けることができる。干渉計におけるサンプルアームおよび前記基準アームは、バルク光学系、光子集積回路、ファイバ光学系、またはハイブリッドバルク光学系から構成され得、およびマイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）、マッハ・ツェンダー（Ｍａｃｈ−Ｚｅｈｎｄｅｒ）または当業者によって知られているような共通経路による設計などの異なるアーキテクチャを有し得る。伝達遅延線が図４に示されるが、反射遅延線も使用され得ることを当業者は理解するであろう。ケーブル５１７は、無線データ伝送と置き換えられ得る。
従来技術のシステムとは異なり、本明細書で説明される部分視野干渉撮像システムは、スポット、線または２次元エリアでサンプルをスキャンし、空間的分解検出器で後方散乱光を検出することによって、いくつかのＡスキャンを並列して取得する。図４に示される掃引光源システムについて、波長可変レーザがその光学周波数を通じて掃引するが、合理的な深度（＞５００μｍ）および分解能を有する体積を再構築することを可能にするために、数百の検出器による取得値が必要とされる。図４の場合、体積を取得するために、サンプル上の照明エリアが２つの１軸スキャナ５１０および５１１を使用してサンプルにわたってスキャンされ、複数の空間的に分離されるが、場合により重なり合う体積が取得される。代わりに、２つの１軸スキャナのタスクを遂行するために単一の２軸スキャナが使用され得、システムの光学構成要素の全てもしくは一部がサンプルに対して回転し得、またはスキャナを使用してサンプルにわたって照明を操作する代わりに、サンプルがシステムに対して横方向に移動し得る。２Ｄ照明を空間的にスキャンする他の代替的な実施形態が、「スキャンに関連する改善」と題されるセクションで説明される。
部分視野干渉法システムは、マルチビームシステムと比較して利点を有し、図４に示され、上記に説明された単一のバルク光学干渉計で、部分視野干渉法システムを容易に具体化することができる。一方で、マルチビームシステムは、並列検出チャネル毎に専用干渉計に左右され、並列検出チャネル毎にサンプルによって後方散乱した光を専用単一モードファイバに結合する（ウィーザ，Ｗ．（Ｗｉｅｓｅｒ，Ｗ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．１４６８５〜７０４、２０１０年、ポッドセッド，Ｂ．（Ｐｏｔｓａｉｄ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．２００２９〜４８、２０１０年、クライン，Ｔ．（Ｋｌｅｉｎ，Ｔ．）ら著、バイオメディカル・オプティックス・エクスプレス（Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第４号、ｐ．６１９〜３４、２０１３年、ヴェルクマイスター，Ｒ．Ｍ．（Ｗｅｒｋｍｅｉｓｔｅｒ，Ｒ．Ｍ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３３号、ｐ．２９６７、２００８年）。
マルチビームシステムにおける単一モードファイバの使用はまた、感光性素子を直接照明するのと比較したとき、システムの集光効率を制限する。この概念が、図１８に概略的に示される。図１８Ａでは、基準光およびサンプル光は、光を一組の単一モードファイバに結合するレンズの配列に入射する。次いで、ファイバは、光を感光性素子の組に伝送する。それらのファイバのガウジアン集光効率が破線として示される。集光に関して、十分に強い基準光を仮定して、個々のファイバ干渉計が集光ファイバ毎に使用される場合と均等なものとして図１８Ａが理解され得る。次いで、図１８Ｂおよび図１８Ｃは、基準光およびサンプル光が一組の感光性素子を直接照明する場合を示す。図１８Ｂでは、単一モードファイバが使用されず、基準ビーム強度がガウジアンプロファイルをなしている。この場合、基準光プロファイルは、図１８Ａにおける集光効率プロファイルと同一であるが、感光性素子は均一の空間的集光効率を有する。感光性素子の中心から離れる基準光の量が中心と比較して低いため、感光性素子の中心から離れた検出器に入射するサンプル光との干渉が低減し、したがって、この光の効率的な集光効率が低下する。したがって、図１８Ｃに示されるように均一な基準強度をもたらす場合、図１８Ａおよび図１８Ｂと比較して、システムの全体的な集光効率が改善され得る。最後に、図１８Ｄは、光が光学的にマルチモードファイバを介して感光性素子に結合される構成が示される。それらのファイバは再度、単一モードファイバと比較してさらに均一な集光効率を有する。
図４に示される、説明される例示的な部分視野干渉撮像の具現化形態では、サンプルが分岐ビームで照明される。しかしながら、サンプルに入射する光はまた、収束するか、またはコリメートされ得る。コリメートされたサンプル照明を有する例示的な部分視野の具現化形態が、図５に概略的に示される。光源１６０１からの光は、結合ファイバカプラ１６０２によって基準光およびサンプル光に分割される。サンプル経路またはアームにおける光は、コリメートレンズ１６０３を通過して、コリメートビームを生成し、コリメートビームは、サンプル１６０５上のエリアを照明する前に、ビームスプリッタ１６０４によって反射される。図４と同様に、エリアは、スポット、線または２次元エリアであり得る。サンプル上のビームの位置は、スキャナ１６０６および１６０７によって調整され得る。次いで、サンプル光は、サンプル１６０５によって後方散乱され、ビームスプリッタ１６０４において基準光と再合成され、そこでは、サンプル光と基準光とはコヒーレントに干渉し、干渉光が検出経路に沿って空間的分解検出器１６０９に移動する。後方散乱光と合成される前に、基準光は、可変遅延線１６１０を通過し、可変遅延線１６１０によって、基準光とサンプル光との間の光学経路長差の調節が可能になる。レンズ１６０８は、瞳面（サンプルの遠視野）に検出器１６０９を配置し、平坦な基準波面を生成する。他の実施形態と同様に、検出器からの出力がプロセッサ１６１１に供給される。プロセッサは、検出器からの出力に基づいて、サンプルの画像データを生成することができる。結果として生じる画像は、プロセッサに記憶されるか、またはディスプレイ１６１２上に表示され得る。機器内で処理機能が局所化され得、または収集されたデータが転送される外部プロセシングユニット上で機能が実行され得る。このユニットは、データ処理専用であり得、または極めて汎用的であり、撮像デバイスに専用的でない他のタスクを実行し得る。データ処理システムは、１つまたは複数のプロセッサで構成され得るが、必ずしも相互に、およびディスプレイなどの関連する周辺機器と近接して位置する必要はない。プロセッサのうちの１つまたは複数は、ＧＰＵ、ＦＰＧＡ、またはマルチコアプロセッサなどの並列処理タイプのプロセッサとすることができる。
上記に説明された実施形態では、検出器が瞳面または瞳の共役面に対応する位置に配置されるが、部分視野システムは、サンプルと検出器との間の関係を撮像するためのいくつかの選択肢を有する。検出器は、サンプルの共役面に対応する位置に配置され得、または検出器は、サンプル共役面と瞳共役面との間の中間面に対応する位置に配置され得る。
サンプル上のより小さいＦＯＶおよびより少ない数の感光性素子は、いくつかの場合には全視野システムと比較してより高い共焦点性につながり得る。これは、散乱光を増加させることの抑制に関して著しい利点を有するが、それはまた、個々の部分視野取得のための被写界深度（ＤＯＦ：ｄｅｐｔｈ ｏｆ ｆｉｅｌｄ）を低下させる。しかしながら、上記に説明された部分視野システムの概念は、全ＦＯＶを構築するために、複数の隣接するか、または重なり合う部分視野を取得することである。したがって、複数の角度からの光は、サンプルポイント毎に捕捉され、１回の部分視野取得で検出されなかった焦点から外れた光は、隣接する部分視野取得のうちの１回または複数回によってピックアップされる。次いで、ホロスコープ再構築が個々にではなく単一の部分視野取得に適用されるが、むしろ再構築前に複数の隣接する部分視野取得を組み合わせる場合、任意の深度面で焦点から外れた分解能損失を補正することも可能になる。したがって、部分視野システムにおける焦点から外れた信号損失は、照明のＮＡによって唯一定まる。０の照明ＮＡ（光の完全にコリメートされたビームによる照明）で、無限のＤＯＦ（空間的不変横方向分解能を有し、焦点から外れた信号損失がない）を有する体積を生成することが理論上は可能である。したがって、ＤＯＦ、集光効率および横方向分解能を最大化するために、低ＮＡ照明を高ＮＡ検出と組み合わせることが望ましい。しかしながら、検出器上の感光性素子の数は、所望の分解能およびＦＯＶをサポートする必要があり、それに従って選択されるべきである。検出器上の感光性素子の数が非常に少なく、少なくともナイキストサンプリングをサポートすることができない場合、隣接する部分視野を、隣接する部分視野が相互に部分的に重なり合う方式で配置することができる。
全視野システムでは、空間的不変分解能を有する体積を再構築することが可能な実際の撮像深度およびＦＯＶは、検出経路における光学系により生じる口径食によって制限され得る（マークス，Ｄ．Ｌ．（Ｍａｒｋｓ、Ｄ．Ｌ．）ら著、ジャーナル・オブ・オプティカル・ソサイエティ・アメリカＡ（Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ）、第２４号、ｐ．１０３４、２００７年）。部分視野システムにおける瞬間的なＦＯＶのサイズが一般的により小さく、２つ以上のより小さい隣接するＦＯＶが全体積の再構築のために合成されるため、口径食の影響が取り除かれ、または著しく減少する。これによって、空間的不変分解能を得ることができるより大きい体積を可能にするため、広視野および大きい深度撮像に特に適している。
サンプルアームにおけるズーム光学系を活用して、サンプル上の照明視野のエリアとともに、検出器への途中のサンプルまたは瞳面の倍率を変更することによって、ＦＯＶに対する倍率と、それによってトレードオフ分解能とを変更することができる。１つの好ましい実施形態は、撮像システムの可変倍率を具体化するために、流体適応レンズなどの補償光学系を使用することである（チャン，Ｄ．−Ｙ．（Ｚｈａｎｇ，Ｄ．−Ｙ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２９号、ｐ．２８５５、２００４年）。適応レンズで、レンズ間の距離の代わりにレンズの焦点長を変えることによって、撮像システムの倍率を変更することが可能である。これによって、さらなるコンパクトなシステムが可能になり、従来のズーム光学系よりも著しく高速に倍率を切り替えることが可能となり、多くの場合、３個以上のレンズが数センチメートルにわたって変位する必要がある。
部分視野システムは、全視野システムとポイントスキャンシステムとの間にまたがり、並列性のレベルを変えることができる。全視野の場合に最も近い構成は、４つの空間的に変位した並列体積取得値（２×２）のみによって全ＦＯＶが得られる部分視野システムである。ポイントスキャンの場合に最も近い構成は、２つの感光性素子を含む空間的分解検出器を用いたいくつかの変位した取得値によって全ＦＯＶが構築される部分視野システムである。最も広い意味では、２次元でサンプルにわたって光ビームをスキャンし、空間的分解検出器を使用してサンプルから後方散乱した光を集光する干渉法周波数領域システムとして部分視野周波数領域撮像システムを特徴付けることができる。上記に説明された深度不変分解能、および２×２個ほどの感光性素子を有するシステムにおける焦点から外れた強度損失がないことの利点を失うことなく、検出ＮＡの増加をサポートすることを可能にするために、オーバサンプリング（サンプルの各散乱体が効率的に少なくとも２回サンプリングされる）を生成する方式でサンプルにわたって照明をスキャンする。部分視野のスキャンを通じた適切なオーバサンプリングを生成する便利な方法は、「スキャンに関連する改善」と題されるセクションで説明される。
これまでに本明細書で説明された視野照明システムは、線内（ｉｎ−ｌｉｎｅ）の実施形態であり、サンプル光および基準光が同一の光学軸上で伝播する。しかしながら、視野照明システムは、基準アームおよびサンプルアームの軸外構成、したがって、空間的周波数領域における反射鏡画像、ＤＣ、および自己相関項（ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ ｔｅｒｍｓ）のフィルタリングを可能にする空間的分解検出器の利点を有する（クーチェ，Ｅ．（Ｃｕｃｈｅ，Ｅ．）ら著、アプライド・オプティックス（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第３９号、ｐ．４０７０、２０００年、パビロン，Ｎ．（Ｐａｖｉｌｌｏｎ，Ｎ．）ら著、アプライド・オプティックス（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第４８号、ｐ．Ｈ１８６〜９５、２００９年）。図６は、軸外部分視野システムの１つの実施形態を概略的に示し、そこでは、基準光およびサンプル光が、ビームスプリッタ６０４と検出器６１５との間の２つのビームの別個の光経路によって示される異なる角度下で検出器６１５を照明する。
図６では、波長可変光源６０１からの光は、結合カプラ６０２によってサンプル光および基準光に分割される。サンプル光は、球体レンズ６０３によってコリメートされ、ビームスプリッタ６０４によってサンプル６０９の方へ反射される。球体レンズ６０５、６０６、６０７、および６０８の組は、サンプル６０９上でエリア照明を生成する。サンプル上のこのエリア照明の位置を、スキャナ６１０および６１１によって横方向に調節することができる。検出経路（サンプル６０９から検出器６１５への経路）では、サンプルによる後方散乱した光がレンズ６０８の瞳の共役面で検出される。レンズ６０７、６０６、６０５および６１２は、瞳から空間的分解検出器６１５に光を中継する。この経路上では、光は、ビームスプリッタ６０４を２回通り、後方散乱サンプル光および基準光が再合成される。この点において、基準光は、基準光が球体レンズ６１４によってコリメートされる前に、サンプル光と基準光との間の光学経路長差の調節を可能にする可変遅延線６１３を通じて移動している。この実施形態では、コリメーションレンズ６１４を回転させることによって軸外照明が達成される。レンズ６１２と組み合わせたレンズ６１９は、平面を生成するが、検出器６１５上の基準波面を傾ける。一般的に、サンプル光および基準光が検出器６１５上で同時に発生する（そこでは、サンプル光および基準光がコヒーレントに干渉する）前に、サンプル光および基準光がほとんど同一の光学的距離だけ移動するように、可変遅延線６１３が調節される。傾いた基準波面によって、横方向干渉縞が検出器６１５にわたって生じる。
検出器６１５からの電気信号がケーブル６１７を介してプロセッサ６１６に転送される。プロセッサ６１６は、ホストプロセッサにデータを渡す前にフーリエ領域撮像信号処理ステップの一部または全体を実行する、例えば、フィールドプログラマブルゲート配列（ＦＰＧＡ）、デジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、グラフィックプロセシングユニット（ＧＰＵ）、システムオンチップ（ＳｏＣ）またはそれらの組み合わせを含み得る。プロセッサは、データの画像を表示するためのディスプレイ６１８に動作可能に取り付けられる。干渉計におけるサンプルアームおよび基準アームは、バルク光学系、光子集積回路、ファイバ光学系、またはハイブリッドバルク光学系から構成され得、マイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）、マッハ・ツェンダー（Ｍａｃｈ−Ｚｅｈｎｄｅｒ）または当業者によって知られているような共通経路による設計などの異なるアーキテクチャを有し得る。図６では伝達遅延線が示されているが、反射遅延線も使用され得ることを当業者は理解するであろう。
基準アームとサンプルアームとの間に角度を導入することによって、画像自体におけるよりも高い空間的周波数で干渉縞が生じ、したがって、角度が導入された次元でより高い分解能検出が必要とされる。これは、横方向分解能および組織上の撮像の幅が一定に保たれると仮定して、反射鏡画像およびＤＣ項除去に対する少なくとも２つの因子によって、軸外照明の方向における必要な感光性素子の数を増大させる。自己相関項を抑制することも望まれる場合、やや空間的に大きい数の感光性素子が必要とされる。しかしながら、例えば、パビロン（Ｐａｖｉｌｌｏｎ）ら（パビロン，Ｎ．（Ｐａｖｉｌｌｏｎ，Ｎ．）ら著、アプライド・オプティックス（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第４８号、ｐ．ＨＩ８６〜９５、２００９年）によって全視野デジタルホログラフィについて説明された非線形空間的周波数フィルタを適用することによって、このさらなる増加が最小化または回避され得る。１次元でより多数の感光性素子を有する代わりに、軸外撮像の方向における部分視野の空間的拡張が減少され得る。いくつかの場合、２次元で異なる空間的分解能を有する空間的分解検出器をもたらす、長方形感光性素子を有する検出器を使用することが望ましいことがある。代わりに、拡大の方向における縞（および画像構造）の空間的周波数を低下させるために、ｙ方向に対してｘ方向における画像を拡大することが望ましいことがある。
以下では、本発明者らは、サンプルと検出器との間の異なる撮像関係に対する部分視野周波数領域撮像システムの軸外の実施形態に対する好ましい検出器構成を説明する。
１）瞳の共役面に対応する位置に配置された検出器
ａ．対称ＦＯＶ − 感光性素子は、軸外照明によって生成される高空間的周波数をサポートするために、他の次元に関する軸外次元において著しく狭くなっている必要がある（少なくとも１．５倍、一般的に２〜３倍）。これはまた、検出器への途中の軸外照明の次元における瞳を拡大するか、または検出器への途中の軸外照明に垂直な次元における瞳を縮小することによって達成されることに留意されたい。
ｂ．ＦＯＶは、軸外照明に垂直な次元において著しく長くなっており（少なくとも１．５倍、一般的に２〜３倍）、感光性素子は一般的に、正方形であるが、次元の比率に応じ、長方形も使用され得る。
２）サンプルの共役面に対応する位置に配置された検出器
ａ．対称横方向分解能 − 感光性素子は、軸外照明によって生成される高空間的周波数をサポートするために、他の次元に関する軸外次元において著しく狭くなっている必要がある（少なくとも１．５倍、一般的に２〜３倍）。これはまた、検出器への途中の軸外照明の次元におけるＦＯＶを拡大するか、または検出器検出器への途中の軸外照明に垂直な次元におけるＦＯＶを縮小することによって達成されることに留意されたい。
ｂ．分解能は、軸外照明の次元において著しく低なっており（少なくとも１．５倍、一般的に２〜３倍）、一般的に、軸外照明の方向において正方形感光性素子および削減した開口数が使用されるが、相対的次元に応じて長方形も使用され得る。
概して、線内部分視野システムと同様に、軸外部分視野システムは、両方の次元で等しい数の感光性素子、２次元で異なる数の感光性素子、または正方形もしくは長方形ではない（例えば、いくつかの例に言及して、六角形、八角形、もしくは円形構成）感光性素子の構成を有する検出器を採用することができる。さらに、線内部分視野システムで採用される検出器と同様に、軸外部分視野システムで採用される検出器は、正方形、長方形、六角形、菱形、円形または任意の形状の感光性素子を含むことができる。
軸外または線内構成を選択するかに関わらず、長方形感光性素子が有益となり得る。１つの例は、長方形照明エリアを有する部分視野システムである。そのようなシステムにおける正方形感光性素子を有する検出器から生じる、考えられる問題を示すために、本発明者らは、ここで、１２８×８個の感光性素子を含む検出器が瞳の共役面に対応する位置に配置され、瞳における４ｍｍ×４ｍｍのエリアが前記検出器によって検出されると想定される、部分視野システムの例を与える。高速検出器における単一の感光性素子の共通のサイズは、７μｍ×７μｍであり、それは、上述した１２８×８個の検出器に対する８９６μｍ×５６μｍの検出器のサイズをもたらす。瞳の画像が両次元で検出器への途中で異なる量だけ縮小する必要があることを理解することができる。原則として、筒状または非点収差レンズでこれが実現され得る。長い次元では、画像は４０００μｍ／８９６μｍ＝４．４６だけ縮小する必要があり、それは、直接的なタスクである。しかしながら、他の次元では、瞳の画像が４０００μｍ／５６μｍ＝７１．４だけ縮小する必要があり、それは、さらに困難であり、複雑な工学設計を伴う可能性が高い。したがって、そのような場合、本発明者らは、長方形画素を有する検出器を使用することを提案する。同一の例によって利点を示すことができ、検出器は、１６：１のアスペクト比を有し、画像は、１：１のアスペクト比を有する。各感光性素子が１：１６のアスペクト比を有する検出器の使用は、２次元では異なる分解能にも関わらず、１：１のアスペクト比を有する検出器をもたらす。そのような検出器で、筒状光学系の使用を回避することができ、なぜなら、ここで両次元で画像を同一に縮小することができるからである。縮小因子を制限するために、１次元で感光性素子のサイズを増加させることを、他の次元でサイズを削減する代わりに選択することが理想的である。上記に説明された撮像されるエリアのアスペクト比に対応するアスペクト比を有する検出器を使用することを選択することが理想的であり、アスペクト比に関わらず、検出器上の画像サイズを増加させることを目標として感光性素子のサイズを増加させることが既に有益であり得る。
ＩＩＩ．スキャンに関連する改善
ポイントスキャンシステムは、超高速（例えば、１２００ｍｍ／秒）で２次元においてサンプルにわたってスポットをスキャンする。画像歪みを生じさせることなく、またはスキャナモータを摩耗させることなく確実にスキャンを行うために、通常、ガルバノメトリックスキャナの対を使用することが選択される。サンプル上の複数のポイントを同時に並列検出することにより、線および部分視野システムは一般的に、ポイントスキャンシステムほど高速にサンプルにわたって照明視野をスキャンする必要はない。したがって、線内および部分視野システムのスキャナに関する要件が著しく緩和される。これによって、多角形反射鏡スキャナ、電子モータスキャナ、圧電性スキャナ、磁歪反射鏡、静電気スキャナ、ＭＥＭＳスキャナ、電子光学デフレクタ、音響光学デフレクタ、位相配列などの非ガルバノメトリック１軸および多軸スキャナの使用が可能になる。しかしながら、部分視野のスキャンは、データ取得および再構築方法に関する重要な推測を有し得る。
ａ．ＸおよびＹにおける２次元エリアまたは線のスキャン
前に説明されたように、線視野システムにおける全体積の取得を完了するために、従来、線視野画像の線は線に垂直な次元でスキャンされていた。ここで、この次元でＦＯＶを増加させるために、線に沿った方向で光の線をどのようにスキャンすることができるかが説明される。本明細書で説明される部分視野システムにおいて、横方向スキャンなしに部分視野照明で小さい体積が取得され得るが、合理的なＦＯＶを有する全体積を捕捉するために、両方の横方向の次元で部分視野がスキャンされる。ここで説明されるように、２次元エリアの線の２次元スキャンを実現するいくつかの方法が存在する。
「ステップワイズ（ｓｔｅｐ ｗｉｓｅ）」にスキャンが実現され得、そこでは、光源の周波数の全体的な掃引は、スキャナが照明および検出視野を次の隣接する位置に移動させる前に、サンプル上の固定された位置で取得され、次の隣接する位置では、再度、同一の位置で全体的な掃引が取得される。このスキャンモードは、位置間の移行中にスキャナに高い制約を課す。移行は、また「不感時間」をもたらし、なぜなら、移行中に有効なデータを取得することが可能でないからである。移行中の高速なスキャナの移動、および急激な停止はまた、スキャナを振動させ、したがって、新たな位置における取得の開始前に何らかの修正時間（ｓｅｔｔｌｉｎｇ ｔｉｍｅ）を必要とし得、これは事実上、不感時間を増加させる。振動を最小化するために、例えば、正弦関数速度曲線によって、スキャナをより円滑に減速させることが選択され得る。
スキャナに関する制約を著しく削減する代替的なスキャンモードは、ポイントスキャンＯＣＴから知られてもいる「連続」スキャンモードである。この場合、スキャナは連続して移動しており、急激な加速および停止を回避する。このスキャンモードが線視野スキャンおよび部分視野スキャンに対して作用するために、データ取得および／または処理に対する調節が必要とされ、すなわち、全軸方向分解能を得るために、横方向ポイント毎のスペクトル情報が、１回の掃引中に発生する見かけの動きに従って再分類される（ｒｅｓｏｒｔｅｄ）必要がある。さらに、「連続高速」スキャンモード、「連続平均」スキャンモード、および「連続多取得」スキャンモードで連続スキャンモードが区別され得る。
適用の大部分に対する好ましい実施形態は、「連続高速」スキャンモードである。ここで、視野（部分的または線）は、１回の掃引のＮ分の１の時間中に最大で１つの分解能ポイントによって横方向に変位し、Ｎはスキャン方向における感光部材の数である。このモードでは、ＦＯＶの境界の周りでより少ない波数サンプルが収集され、それらの領域でのより低い軸方向分解能をもたらす。境界からのＮ回のＡスキャンの後、全軸方向分解能に到達する。境界におけるこの分解能の損失に対処するために種々のアプローチ、例えば、所望のＦＯＶを超えてスキャンすること、スキャンの境界に掃引のためにスキャナを置くことなどが使用され得る。
連続高速スキャンモードでは、単一の位置の掃引の異なる部分が異なる感光性素子によって取得されるため、画像再構築について特殊な考慮がなされる必要があり、すなわち、位置毎に連続スペクトル縞を生じさせるために、データが再配置または再分類される必要がある。図７は、データが取得される順序、およびそれが連続高速スキャンで再構築のためにどのようにグループ化されるべきかを示す概略図である。ローマ数字は、掃引のセクションを示す。この例では、各掃引が８つのセクションに分割される。１つのセクションは、単一の波数サンプルまたは波数サンプルの範囲を含むことができる。アラビア数字は、検出器の画素数を示す。この例を単純なままとするために、本発明者らは、この例のために１Ｄ検出器を使用することを選択したが、基本概念は、２Ｄ検出器に拡張する。サンプル上の線は、線の方向に沿って連続してスキャンされる。破線の箱は、サンプルがどのように処理のためにグループ化されるべきかを示す。スキャン方向に沿った初期の７回のＡスキャンが、全ての掃引のセクションを含まず、したがって全体のスペクトル情報を含まないことを認識することができる。それらのＡスキャンは、減少した軸方向分解能を有する。全軸方向分解能を有する第１のＡスキャンは、Ｉ．８、ＩＩ．７、ＩＩＩ．６、ＩＶ．５、Ｖ．４、ＶＩ．３、ＶＩＩ．２、ＶＩＩＩ．１から構成され、全軸方向分解能を有する第２のＡスキャンは、ＩＩ．８、ＩＩＩ．７、ＩＶ．６、Ｖ．５、ＶＩ．４、ＶＩＩ．３、ＶＩＩＩ．２、Ｉ．１から構成され、全軸方向分解能を有する第３のＡスキャンは、ＩＩＩ．８、ＩＶ．７、Ｖ．６、ＶＩ．５、ＶＩＩ．４、ＶＩＩＩ．３、Ｉ．２、ＩＩ．１から構成されるなどである。さらに、スキャンの開始におけるＡスキャンと同様にスキャンの終了においても、減少した軸方向分解能を有する７回のＡスキャンを得ることが認識され得る。
最大スキャン速度は、２つの要件によって定まる。
１．連続高速スキャンモードで位相ウォッシュアウト（ｐｈａｓｅ−ｗａｓｈｏｕｔ）を回避するために、検出器の各々の個々のフレーム取得中の変位が１つの分解能ポイントを超えるべきでない。
２．ＦＯＶ全体を通じて軸方向分解能の変化を回避するために（境界における上記に説明された影響を含まず）、１回の掃引中の変位が１つの部分視野サイズを超えるべきでない。
代替的な実施形態は、１回の掃引の時間フレーム内で１つ以下の分解能ポイントによって視野が連続してスキャンおよび変位される、「連続平均化」モードである。このモードは、１つの方向でスキャンされるときに１つの部分視野サイズの変位毎に（Ｍ×Ｎ（Ｎ＋１）／２）−Ｍ×Ｎの追加的なＡスキャンをもたらし、Ｎは、スキャン方向における感光性素子の数であり、Ｍは、スキャン方向に垂直な方向における感光性素子の数である。追加的なＡスキャンは、同様の横方向位置において取得されるＡスキャンと平均化される可能性が最も高い。したがって、本発明者らは、それを「連続平均化」モードと称することを選択した。これは、追加的なＡスキャンの回数が、感光性素子の数が増加するにつれて即時に多くなるため、このモードが「連続高速」モードと比較してほとんどの適用に対して実用的でないからである。
別の代替的な実施形態は、１回の掃引の時間フレーム内で視野が連続してスキャンされ、部分視野幅のＭ分の１だけ変位する、「連続多取得」モードである。このモードは、時間内に順番に取得された各ＡスキャンのＭ個の複製を生成し、それは、動きコントラスト画像を生成するために平均化されるかまたは使用されるかのいずれかであり得る。
連続スキャンモードおよびステップワイズスキャンモードは一般的に、２軸スキャンの場合に併せて使用される。好ましい実施形態では、１つの方向で連続してスキャンすることが選択され、他の方向でステップワイズにスキャンすることが選択される。ステップワイズスキャンの軸が、連続したスキャン方向に対してわずかに回転する場合、そのスキャン開始位置に戻る高速スキャナによって段が生成されるにつれて、低速スキャナは連続して移動し得る。代替的な実施形態では、任意のスキャンを生成するために、両方向で連続してスキャンすることが選択され得る。
ｂ．スキャンを通じた空間的オーバサンプリングの生成
前に言及したように、いくつかの場合、システムの光学的分解能が検出器によって定まる分解能よりも高い方法でシステムを設計することが望ましいことがある。より多数の感光性素子を有するシステムと比較した相対的な単純さにより、例えば、２×２または３×３個の検出器を採用するシステムが望ましいことがある。隣接する取得視野が相互に直接隣に配置され、２つの分解能要素のＦＯＶが撮像される、２×２個の配列システムは、上述した部分視野の利点の全てをもたらす。すなわち、ＮＡの増加は、分解能の増加につながらず、なぜなら、それはサンプリング密度によってサポートされないからである。それはさらに、検出における焦点が外れた強度損失の影響を受け、なぜなら、サンプリングが非常にまばらであるからである。しかしながら、検出器上の１つ未満の感光性素子に対応する距離のみ、１回の掃引の時間フレーム中に照明をシフトすることのみによって、検出器の不十分な分解能が補償され得る。これは、いわゆるオーバサンプリングを生成し、サンプル上の各ポイントが少なくとも２回サンプリングされることを意味する。光学的分解能をサポートするために、これは一般的に、ポイントスキャンシステムによって行われる。しかしながら、例えば、半分だけシフトすると、検出器の分解能が２倍のオーバサンプリングを生成しないため、空間的分解検出器を有する同様のオーバサンプリングはより複雑である。それは、サンプリング分解能が２つの因子によって改善されるサンプリングを生成するが、厳密な同一のサンプル位置における追加的なサンプリングをもたらし、したがってサンプリング分解能をさらには改善しない。しかしながら、そのようなサンプリングは、例えば、ドップラＯＣＴまたはＯＣＴ血管造影法のような位相高感度方法にとって有益であり得、そこでは、経時的に信号における差を測定するために、同一のサンプル位置を２回サンプリングすることが理想的には必要とされる。
サンプリング分解能を２倍増加させることを実現するために、感光性素子のサイズを半分および感光性素子のサイズを２倍だけ、照明を交互にシフトする必要がある。１回のスキャン内でそれらをインタリーブする代わりに、２回のスキャンを繰り返すことによって同一のサンプリング密度が達成され得、２回の掃引中の変位は、２つの感光性素子のサイズに対応するが、感光性素子のサイズの半分に対応する各スキャン間のオフセットを有する。１つの感光性素子の３分の１のサイズに対応する距離だけ掃引間で照明を単純にシフトすることによって、３倍のオーバサンプリングがより容易に達成され得る。３×３個の検出器を有する３倍のオーバサンプリングを実現するために、１．５の感光性素子のサイズに対応する距離だけ掃引中で照明をシフトする必要がある。
ｃ．並列周波数領域撮像におけるＤＭＤの使用
サンプル上の光のスキャンは、従来の機構的スキャナによって実現される必要はない。スキャナを有さない部分視野干渉撮像システムを、デジタルマイクロ反射鏡デバイス（ＤＭＤ：ｄｉｇｉｔａｌ ｍｉｃｒｏ ｍｉｒｒｏｒ ｄｅｖｉｃｅ）の支援で具体化することができる。ＤＭＤは、空間的光変調器（ＳＬＭ：ｓｐａｔｉａｌ ｌｉｇｈｔ ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）と考えられる。本明細書で説明されるシステムはＤＭＤを使用するが、例えば、偏光子と組み合わせた半透明または反射液晶マイクロディスプレイのような、他のタイプのＳＬＭの支援でこの方法を具体化することもできる。ＤＭＤは、投影デバイスで見られるデジタル光処理（ＤＬＰ：ｄｉｇｉｔａｌ ｌｉｇｈｔ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）システムで使用される。ＤＭＤは、２つの反射鏡の位置、すなわち、動作位置（ｏｎ−ｐｏｓｉｔｉｏｎ）および非動作位置（ｏｆｆ−ｐｏｓｉｔｉｏｎ）（それらは一般的に反射鏡回転の±１２の段階が異なる）間で切り替えることができる多くのマイクロスコープ反射鏡の配列を有する光学半導体である。動作位置では、投影機の光源からの光は、レンズを通じてスクリーンに向けられ、対応する投影画像の画素を明るく見えるようにする。非動作位置では、光は投影スクリーンに到達せず、したがって暗い画素につながる。サンプル上の部分視野を照明するために同一の概念が使用され得る。そのようなシステムでは、ＤＭＤがサンプルに結像される。サンプル上のＤＭＤの画像のサイズは、最大ＦＯＶに対応する。動作位置においてＤＭＤの或る数の反射鏡のみを設置することによって、サンプル上の照明のサイズを、制限された対象領域（ＲＯＩ：ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）に減少させることが可能である。この対象領域において、ＤＭＤが現在の反射鏡を非動作位置に切り替え、それと引き換えに動作位置における別の画素のグループに切り替える前に、１つまたは複数の波長掃引が取得され、したがって、サンプル上の異なるＲＯＩを照明する。上記に説明された機構的スキャン反射鏡について、光の視野が１つの位置から次にスキャンされる必要がないため、それはまた、再構築に関する上記に説明された推測を回避する。反射鏡を所与の時点で反射鏡をオンおよびオフに切り替えることができる制限はないため、連続したＲＯＩが相互に隣接する必要はない。代わりに、それらはまた、重なり合うか、または空間的に分離される。したがって、考えられるＦＯＶ全体の或る空間的に分離したＲＯＩのみが照明されるシステムが想定される。そのような動作モードの例は、血流撮像モードであり、そこでは、潜在的に高い繰り返し率で、血管が存在する或るＲＯＩを撮像することのみが対象となり、血管が存在しない他のＲＯＩは対象外である。そのようなモードの適用のための別の例は、多くの小さい分離したＲＯＩが同時に照明され、全ＦＯＶを覆うように経時的に変化する場合を含め、隣接しない連続したＲＯＩによって全ＦＯＶを構築することである。これによって生物学的組織サンプルに対してより高い照明出力が可能になり、なぜなら、１つのＲＯＩの現在の照明によって生成される熱が周辺組織に消散し、それは現在の照明の後に直接照明されないからである。
検出器がサンプルの共役面に対応する位置に配置されるＤＭＤによるシステムでは、検出器上の光は、サンプル上の照明に従って移動する。しかしながら、多量の感光性素子を有する検出器が使用され得、その現在照明されているもののみが読み出されている。そのようなシステムでは、検出器全体が、サンプル上の最大ＦＯＶに対応するか、またはそのことについてＤＭＤ全体に対応する。検出器の瞬間的に照明される感光性素子は、動作位置におけるサンプル上の瞬間的なＦＯＶまたはＤＭＤの反射鏡に対応する。瞳の共役面に対応する位置に検出器が配置されるシステムでは、機構的スキャナを有するシステムとＤＭＤ周波数領域撮像システムとの間の変更が検出経路で具体化される必要がないことに留意されたい。別の利点は、ガルバノメトリックスキャナと比較して、ＤＭＤが著しく安価であり、システム設計を著しく小さくし得ることである。
ＤＭＤによる周波数領域撮像システムの欠点は、ＤＭＤ全体が毎回照明され、この光の一部のみがサンプルに到達するため、さらなる強い光源が必要となる可能性があることである。光源技術の進歩とともに、これは、管理可能な問題となるはずである。この問題に対する１つの解決策は、「照明 − 光源配列」と題されるセクションでさらに説明される、サンプルの任意の部分を照明するために、ＤＭＤと組み合わせた、またはＤＭＤの代わりに光源配列を使用することである。
増加した照明出力要件にある程度対処する別の考えられる実施形態は、スキャナと組み合わせたＤＭＤによる周波数領域撮像システムを使用することである。例えば、高速「スキャン」方向に対して上記に説明されたＤＭＤ照明を使用すること、および低速スキャン方向で上記に説明されたように「ステップワイズ」スキャンを使用することが選択され得る。そのような実施形態は、ＤＭＤ上の照明エリアがサンプル上のＦＯＶ全体に対応しないため、部分視野の連続スキャンに特有の問題を回避するとともに、出力要件を最小化する。例えば、Ｎ×Ｍ個の個々の部分視野を有する完全なＤＭＤによる周波数領域撮像システムは、完全なスキャナによるシステムよりもおよそＮ×Ｍ倍以上の強力な光源を必要とし、ＮおよびＭは、高速および低速スキャン方向のそれぞれにおける有効な個々の部分視野の数である。高速スキャン方向に対してＤＭＤ、および低速スキャン方向に対して従来の機構的スキャナを採用する周波数領域撮像システムは、完全なスキャナによる周波数領域撮像システムよりもＮ倍以上の強力な光源のみを必要とする。
顕微鏡法における分解能の強化をもたらす構造化照明が知られている（ダン，Ｄ．（Ｄａｎ，Ｄ．）ら著、サイエンティフィック・レポート（Ｓｃｉ．Ｒｅｐ）、第３号、ｐ．１１１６、２０１３年、ハインツマン，Ｒ．（Ｈｅｉｎｔｚｍａｎｎ，Ｒ．）ら著、第３５６８号、ｐ．１８５〜１９６、１９９９年、グスタフソン，Ｍ．Ｇ．Ｌ．（Ｇｕｓｔａｆｓｓｏｎ，Ｍ．Ｇ．Ｌ．）、ジャーナル・オブ・マイクロスコープ（Ｊ．Ｍｉｃｒｏｓｃ）、第１９８号、ｐ．８２〜８７、２０００年）。したがって、上記に説明されたように、照明経路におけるＤＭＤは、複数の撮像の様式、例えば、ホロスコープおよび発光撮像様式を組み合わせるシステムで利点を有し得る。そのような構成では、構造化照明による超分解能（解析限度を超える分解能）発光画像を生成するためにＤＭＤが使用され得る（ダン，Ｄ．（Ｄａｎ，Ｄ．）ら著、サイエンティフィック・レポート（Ｓｃｉ．Ｒｅｐ）、第３号、ｐ．１１１６、２０１３年）。そのような超分解能画像を生成するために、例えば、モアレ縞を生成するために正弦関数照明パターンが使用される。それらの縞は、計算的に抽出することができる高い空間的周波数情報を含む。達成可能な分解能は、正弦関数照明パターンの異なる方位を有する取得の数に左右される。したがって、ＤＭＤはこのタスクに適しており、なぜなら、ＤＭＤによって非常に短い切り替え時間で異なるパターンを有する照明が可能になるからである。これは、ホロスコープシステムにおいてスキャナを置換するためにＤＭＤが使用される場合にのみ当てはまるわけではなく、なぜなら、構造化照明を生成することが唯一の目的でＤＭＤを使用することもでき、ＤＭＤまたはスキャナのいずれかであり得る第２のデバイスでのスキャンを具体化することができるからである。
さらに、散乱媒質において撮像品質を改善するために構造化照明が使用され得、複数の散乱は、画像に負の影響を及ぼす。タヤフース（Ｔａｊａｈｕｅｒｃｅ）らが、動的な散乱媒質を通じて撮像するときでさえ、複数の散乱によって課される本質的な制約を克服することを可能にする、不規則支援単一画素画像読み出しによる方法を最近公開した（タヤフース，Ｅ．（Ｔａｊａｈｕｅｒｃｅ，Ｅ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２２号、ｐ．１６９４５、２０１４年）。
構造化照明を生成する１つの課題は、大きい被写界深度にわたって、および収差の存在において構造化照明が維持される必要があることである。構造化照明を生成するためにコヒーレンス効果を使用することによって、例えば、相互に対する角度でサンプルに入射する２つの平面波を生成することによって、この課題に対処することができる。コヒーレンス効果の使用により、空間的可変構築的および破壊的干渉からサンプルにわたる正弦関数照明が生成される。
サンプル上の照明の領域を調節するのみならず、瞳面における照明および／または検出を修正するためにもＤＭＤが使用され得る。瞳の照明を制御する目的で、瞳の共役面に対応する位置において照明経路にＤＭＤが配置され得る。照明および検出制御を分離することを望まない場合、瞳の共役面に対応する位置においてサンプルアームに単一のＤＭＤが配置され得る。
瞳において照明および検出エリアを制御し、場合により分離する能力によって、「照明 − 照明および検出経路の分離」と題されるセクションで説明される不要な反射を削減するシステム設計が可能となり得、または「適用」と題されるセクションで説明される適用を改善する。
ＤＭＤが非常に高速で任意のパターンを生成することができるため、非常に迅速に、例えば、掃引毎に瞳における照明エリアおよび検出エリアを修正することも可能である。これによって、時間に応じて、瞳における異なるエリアからの光の集光、すなわち、異なる方向でサンプルによって散乱する光の集光の動的な修正が可能になる。これを使用する能力はさらに、「照明 − 時間変化照明での連続スキャン」と題されるセクションで議論される。
周波数領域撮像におけるＤＭＤの使用が部分視野システムの例として本明細書で説明されたが、線視野スキャン干渉撮像システムおよびさらにはポイントスキャン干渉撮像システムに類似の方式でそれらが適用され得る。ポイントスキャン共焦点システムに対してＤＭＤを使用する能力は、多点共焦点顕微鏡法について前に示されている（リアン，Ｍ．（Ｌｉａｎｇ，Ｍ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２２号、ｐ．７５１、１９９７年）。
ｄ．ＭＥＭＳ反射鏡配列でのスキャン
マイクロ電子機械システム（ＭＥＭＳ）反射鏡は、ポイントスキャンシステムに対する有望な代替物と考えられている（サン，Ｊ．（Ｓｕｎ，Ｊ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．１２０６５〜７５、２０１０年）。ＭＥＭＳ反射鏡は、ガルバノメトリックスキャナよりもコストおよびサイズを著しく下げることを達成する可能性を有する。ＭＥＭＳ反射鏡の欠点の１つは、ＭＥＭＳ反射鏡が今までに比較的小型の反射鏡のサイズに制限され、照明のサイズおよび集光瞳（ｃｏｌｌｅｃｔｉｏｎ ｐｕｐｉｌ）を制限することである。部分視野周波数領域撮像では、前に説明されたＤＭＤの実施形態と同様にＭＥＭＳ反射鏡の配列を採用することによって、この制限に対処することができる。この場合、ＤＭＤは、ＭＥＭＳ反射鏡を採用し、そのＤＭＤは、照明の動作位置と非動作位置との間で切り替えることができるのみならず、所望の角度範囲でそれらの方位を徐々に変えることが可能である。以下では、本発明者らは、そのようなデバイスをＭＥＭＳマイクロ反射鏡デバイス（ＭＭＤ：ＭＥＭＳ ｍｉｃｒｏｍｉｒｒｏｒ ｄｅｖｉｃｅ）と呼ぶ。ＭＭＤは、瞳の共役面に対応する位置においてサンプルアームに配置される。サンプルにわたって光の視野をスキャンするために、ＭＭＤの反射鏡は、同期して傾けられる。この方法は、ポイントスキャンシステムでは、位相ウォッシュアウトにより信号劣化をもたらすが、瞳における光が空間的分解検出器で取得されるため、この方法は、部分視野システムにおける信号に影響を及ぼさない。唯一の要件は、各感光性素子が複数の反射鏡から光を受信するべきでないことであり、これは、瞳における個々の反射鏡の画像が、瞳における個々の感光性素子の画像として、瞳における同一のエリア、または整数の複数のエリアに対応することを意味する。
ＭＥＭＳ反射鏡が２軸スキャナであることが多いため、同一のタスクに対して２つのスキャナを必要とするガルバノメトリックスキャナによるシステムと比較して、２次元でサンプルにわたって光の視野をスキャンする１つのＭＭＤを一般的に必要とする。
ＭＭＤがＤＭＤとして部分的に使用され得、ＭＭＤの反射鏡のいくつかは、非動作位置に移動し、同一のＭＭＤの他の反射鏡は、なお、サンプルにわたって光をスキャンするために使用される。ＭＭＤの使用が部分視野スキャンについてのみ本明細書で説明されてきたが、線照明をスキャンするためにもそれが使用され得る。
ｅ．単一のＭＥＭＳ反射鏡でのスキャン
「スキャンに関連する改善 − ＭＥＭＳ反射鏡配列でのスキャン」セクションで説明されたように、サンプルの瞳面と接合した単一のＭＥＭＳ反射鏡を使用することは、照明開口部および集光開口部（ｃｏｌｌｅｃｔｉｏｎ ａｐｅｒｔｕｒｅｓ）を削減することをもたらす。それらの開口部の削減は、多数の開口数が望まれる集光に対してのみ問題となる。一方で、照明は、大きい開口部を必要としない。次いで、照明経路および集光経路を分離し、それによって、部分視野スキャンを実行するＭＥＭＳ反射鏡を照明経路のみが使用するようになることが想像され得る。次いで、検出経路はＭＥＭＳ反射鏡をバイパスし、空間的分解検出器が画像面または瞳面のいずれかに共役に配置され得る。
検出器が画像面と共役である場合、最大ＦＯＶをカバーする大きい検出器が必要となり、カメラ上のＲＯＩは、ＭＥＭＳ反射鏡を用いてＲＯＩに沿ってスキャンされる。検出器が瞳面と共役である場合、より小さい２Ｄ検出器が一定のＲＯＩで使用され得る。それらの２つの例は、「並列周波数領域撮像におけるＤＭＤの使用」セクションで説明されたのと同様である。
ｆ．直交スキャンパターン
視野照明システムは、２つの照明次元に沿った異なるＮＡを有し得る。これは、例えば、共焦点の焦点が外れた強度損失を削減することに有効となり得る。しかしながら、欠点は、それが非対称点拡散関数（ＰＳＦ）を生成することである。ここで、本発明者らは、各々が異方性分解能を有する２つ以上の体積からＸ−Ｙ面における等方性分解能を有する体積を生成する方法を説明する。
方法は、同一の位置であるが、Ｘ−Ｙ面で９０度回転する位置でデータの少なくとも第２の体積を取得するステップを含む。１つの例では、第１の体積はＸ−Ｚ面では高分解能（高空間的周波数）を有し、Ｙ−Ｚ面では、低分解能（低空間的周波数）を有する。第２の体積は９０度回転し（点拡散関数も回転する）、したがって、Ｘ−Ｚ面では低分解能を有し、Ｙ−Ｚ面では高分解能を有する。１つの実施形態では、取得中の９０度のオフセットは、システムのサンプルアームにダブプリズムを配置し、取得中にダブプリズムを４５度回転させることによって実現される。以下でさらに詳細に説明されるように、後処理で２つの体積を結合することによって、Ｘ−Ｙ面で等方性分解能を有する体積を生成することが可能である。面内分解能よりも厚いスライスによりＭＲＩ体積が異方性分解能を有することが多いため、同様の問題に対処するための同様の方法が磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）から知られている（アギャン，Ｉ．（Ａｇａｎｊ，Ｉ．）ら著、マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ）、第６７号、ｐ．１１６７〜７２、２０１２年、ムセス，Ｋ．（Ｍｕｓｅｔｈ，Ｋ．）ら著、ビジュアリゼーション（Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ）、ｐ．１７９〜１８６、２００２年、タメズ−ペナ，Ｊ．Ｇ．（Ｔａｍｅｚ−Ｐｅｎａ，Ｊ．Ｇ．）ら著、メディカル・イメージング（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ）、第４３２２号、ｐ．８７〜９７、２００１年、ルーロット，Ｅ．（Ｒｏｕｌｌｏｔ，Ｅ．）ら著、シグナル・プロセス（Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓ）、第８４号、ｐ．７４３〜７６２、２００４年、ハミルトン，Ｃ．Ａ．（Ｈａｍｉｌｔｏｎ，Ｃ．Ａ．）ら著、ラディオロジー（Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）、第１９３号、ｐ．２７６〜９、１９９４年）。
異方性分解能を有する２つの体積を結合するために、撮像システムの実際のＰＳＦを考慮したウェーブレットによる画像統合方法が使用され得る（アギャン，Ｉ．（Ａｇａｎｊ，Ｉ．）ら著、マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ）、第６７号、ｐ．１１６７〜７２、２０１２年）。ウェーブレット統合技術は特に、全ての有用な情報を入力画像の各々から収集するために適しており、有用でない情報のみを含む部分は拒絶され、すなわち、ウェーブレット変換は、方向毎に画像を低周波数のブロックおよび高周波数のブロックに分割し、それによって、次いで、高分解能面の低周波数および高周波数を選択することが可能になるとともに、低分解能面の損失した高周波数を破棄する。フーリエ画像統合技術などの他の適用可能な画像統合方法が画像処理の当業者によって想定され得る（ムセス，Ｋ．（Ｍｕｓｅｔｈ，Ｋ．）ら著、ビジュアリゼーション（Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ）、ｐ．１７９〜１８６、２００２年、タメズ−ペナ，Ｊ．Ｇ．（Ｔａｍｅｚ−Ｐｅｎａ，Ｊ．Ｇ．）ら著、メディカル・イメージング（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ）、第４３２２号、ｐ．８７〜９７、２００１年、ルーロット，Ｅ．（Ｒｏｕｌｌｏｔ，Ｅ．）ら著、シグナル・プロセス（Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓ）、第８４号、ｐ．７４３〜７６２、２００４年、ハミルトン，Ｃ．Ａ．（Ｈａｍｉｌｔｏｎ，Ｃ．Ａ．）ら著、ラディオロジー（Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）、第１９３号、ｐ．２７６〜９、１９９４年）。
体積の各々における次元の１つにホロスコープ再構築が適用されていた体積に同一の方法が適用され得る。これは、例えば、ホロスコープ再構築を適用するのに１つの次元でのみ位相が十分に安定するが、その他の次元では安定しない体積において当てはまり得る。そのような場合の例は、線視野システムであり、線視野システムは、本質的に線に沿って安定した位相であるが、スキャン方向では位相が安定しないことがある。他の例は、部分視野スキャンシステムまたはポイントスキャンシステムであり、位相が高速スキャン方向で非常に安定しているが、ホロスコープ再構築を可能にするために低速スキャン方向では十分に安定しない。この場合、２つの体積を取得し、高速スキャン方向が２つの体積間で切り替えられる。次いで、ホロスコープ再構築が体積の各々における高速スキャン方向の次元のみに適用され、Ｘ−Ｚ面では高深度不変分解能を有するが、Ｙ−Ｚ面では低深度可変分解能を有する１つの体積、およびＹ−Ｚ面では高深度不変分解能を有するが、Ｘ−Ｚ面では低深度可変分解能を有する１つの体積をもたらす。次いで、それらの２つの体積は、上記で説明された方法で等方性分解能を有する単一の体積に結合され得る。
さらなる位相安定次元のみにおいてホロスコープ再構築を適用する方法を単一の体積に適用することもできることに留意されたい。この場合、横断面スキャンを使用した診断に対してなおも十分である、異方性分解能を有する体積が取得される。そのようなモードは、最終的な体積データにおける強い動きアーチファクトを生じさせる、凝視することに多くの困難を有する眼科患者での使用に望ましいことがある。多くの場合、これは、スキャンが不快となり得る高齢者において当てはまる。したがって、スキャンの回数を最小限に維持し、上記に説明された第２の体積スキャンをスキップし得る。
画像登録を改善するためにポイントスキャンＯＣＴシステムに対する直交スキャンパターンが説明されてきた（例えば、米国特許第７，３６５，８５６号明細書、およびクラウス（Ｋｒａｕｓ）ら（クラウス，Ｍ．Ｆ．（Ｋｒａｕｓ，Ｍ．Ｆ．）ら著、バイオメディカル・オプティックス・エクスプレス（Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第３号、ｐ．１１８２〜９９、２０１２年））。上記に説明された分解能強化のために並列干渉法システムから収集される直交体積はまた、登録の目的のための利点を有し得る。並列取得は、少なくとも１次元で全く動きアーチファクトがないスキャンを生成し、したがって、ポイントスキャンシステムで取得される画像データを使用するよりも良好な結果を生成する。
ｇ．広視野スキャン − スキャン深度変動を低減させるための非ラスタスキャン
眼または他の球形サンプルの後部または前部をスキャンするとき、ＦＯＶの境界と中間との間の著しい経路長変動が観察され得る。撮像ウインドウが数ｍｍに制限されることが多いため、ＦＯＶの境界が既に深度撮像ウインドウの外であり、ＦＯＶの中心が深度撮像ウインドウ内にあることが生じ得る。軸上追跡方法がＯＣＴから知られている（パーチャー，Ｍ．（Ｐｉｒｃｈｅｒ，Ｍ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１５号、ｐ．１６９２２、２００７年）。しかしながら、単一のスキャン内の経路長差が急激に変化するため、それらは一般的に高速広視野ＯＣＴスキャンに適用可能でない。しかしながら、ラスタスキャンパターンを、例えば、図８Ａに示されるスパイラルスキャンパターンに移動させることによって経路長変動が減速され得る。スパイラルスキャンパターンでは、ＦＯＶの中心からＦＯＶの境界へと比較的低速に移動する。したがって、球形サンプルを撮像するときの経路長はまた、さらに低速に変化する。実際に、ラスタスキャンパターンの単一のＢスキャンにおける±デルタｚと比較して、体積毎にデルタｚだけ遅延を調整しさえすればよく、デルタｚは、ＦＯＶの中心とＦＯＶの境界との間の経路長差である。例えば、正方形スパイラル（図８Ｂ）または一連の同心円（図８Ｃ）などの類似の挙動を有する他のスキャンパターンが当業者によって想定され得る。それらの改善は、ポイントスキャンシステム、部分視野システムに加え、ビームまたは光の視野が２次元でスキャンされる他の全てに適用可能である。
ｈ．広視野スキャン − 反射伝達光
サンプルアームにおいて、屈折光学系の代わりに凸面または非球面反射鏡などの反射光学系を有する反射光学系によって、網膜上でより広いＦＯＶが可能となり得る。眼において広いＦＯＶをテレセントリックにスキャンするために、より大きい直径であるが、患者の眼の前では短焦点長レンズであることが一般的に必要とされる。しかしながら、直径を任意に増加させることはできず、およそｄ≒ｆに限定され、ｄはレンズの直径であり、ｆはレンズの焦点距離である。反射光学系で、例えば、ポイントスキャンレーザ検眼鏡について米国特許第５，８１５，２４２号明細書で説明されるように、非常に急勾配な角度を生成することが可能である。本発明者らは、同様の設計がまた広視野部分視野スキャンに有益であることを認識する。
屈折光学系に対する反射光学系の別の重要な利点は、反射光学系が光を検出経路に対して後方に反射させないことである。これは特に、そのような後方反射にさらに影響を受けやすい並列ホロスコープシステムなどの非共焦点システムまたは部分的共焦点システムにとって重要である。いわゆるコヒーレンス再生アーチファクトを生成する光源を干渉法周波数領域撮像デバイスに採用するとき、反射光学系は、そうでなければサンプル経路においてレンズからの反射によって生じる深刻な画像アーチファクトを回避する方法をもたらす。
ｉ．高速スキャン
スキャンシステムは一般的に、光が一方向では高速に、垂直方向では低速にスキャンされるラスタスキャンを使用する。しかしながら、これは、最大スキャン速度およびレーザの安全性に関して２つの欠点を有する。１つのスキャナが速度に関してその性能が制限されて使用され得るため、スキャン速度が制限され、他のスキャナはその性能に全く制限されない。例えば、１０度毎の視界、１０００×１０００個のサンプリングポイント、および１秒の全取得時間を有するポイントスキャンシステムでは、高速スキャナは１ｋＨｚの周波数で±５度で回転する必要があり、それは、１０度／ミリ秒の角速度をもたらし、低速スキャナは、５度／秒の角速度で回転しさえすればよい。これは、高速スキャナと同一の速度能力を一般的に有する低速スキャナの使用を極めて不十分にする。
したがって、本発明者らは、斜めにスキャンすることによって、２つのスキャナ間で負荷を分散することを提案する。４５度の角度では、負荷が均等に分散され、２０．５のより低い最大角速度をもたらす。上記と同一の例を使用して、ここで、以前のより高速なスキャナは７．０７度／ミリ秒の角速度で単に移動しており、ここで、以前のより低速なスキャナは同一の速度で移動している。したがって、取得速度がスキャナ速度によって制限される場合、システムの速度を２０．５の係数で増加させることが可能となる。
レーザの安全性について、ここでは両方のスキャナが非常に高速に移動しているため、利点を有する。したがって、高速スキャナが移動できず、移動を停止した場合、光はなおも非常に高速にスキャンされる。一方で、高速スキャナおよび低速スキャナを有する従来のラスタスキャンシステムでは、高速スキャナが移動を停止する場合に、極めて低速にスキャンされる。
例えば、ＦＯＶが４５度回転することが望ましくない場合、水平／垂直ラスタパターンを効率的に生成するために、対応する角度でスキャナが取り付けられ得る。斜めにスキャナを取り付ける代わりに、所望の角度でＦＯＶを回転させるために、スキャナに続いてダブプリズムも採用され得る。
ｊ．スキャナレスシステム
コストを節約する可能性として単一の１つの軸スキャナ線内視野システムのみに対する必要性が従来技術で特定されている。しかしながら、スキャナを全く使用せず、サンプルに対して光学ヘッドまたは機器全体を回転させることによって、さらに単純な低コストの線視野デバイスを生成し得ることは認識されていない。特に、ハンドヘルドデバイスは、そのような設計に適している。例えば、線取得間または一連の線取得中のいずれかで患者自体が回転する、ハンドヘルドテレスコープのようなデバイスが設計され得る。最も単純な事例は、９０度の１回の回転のみを含み、９０度のオフセットで２つのＢスキャンを生成する。しかしながら、デバイスを１８０度連続して回転させることによって、このようにして体積スキャンを生成することも可能である。そのような場合、デバイスは、現在位置および／または方位に関する情報を収集する加速度計、ジャイロスコープまたは他の動きおよび方位追跡素子を含み得、それらの情報は、その後、取得をトリガするためか、または後の処理中の登録のためのいずれかで使用される。
この方法は、回転に限定されないが、頂点／傾きおよび並行移動も含むことができ、線視野システに適用されるのみならず、部分視野システム、例えば、部分視野システムにも適用され、部分視野は広幅に類似する。そのようなシステムでは、経時的に回転位置を判定するために計算による動き追跡方法を使用することによって、追加的な方位追跡ハードウェア素子の使用が潜在的に回避され得る。適切な計算による動き追跡方法は、「ＶＩ．動き補正」セクションで説明される。
「動き補正」で説明される動き検出方法、または斑点（ｓｐｅｃｋｌｅ）追跡方法（経時的に斑点パターンの変化が評価されて物体の動きを推定する、（リュウ，Ｘ．（Ｌｉｕ，Ｘ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２０号、ｐ．１６５６７、２０１２年）によって、長方形または円形部分視野をさらに有するスキャナレス部分視野デバイスが可能になる。そのようなデバイスでは、デバイスを固定したままとすることもでき、固定パターンを移動させ、患者に眼で固定パターンを追うように求めることもできる。斑点追跡は、眼の移動の速度および距離に関する情報をもたらし、したがって、その補正位置に取得されたデータを配置し、患者の網膜の体積測定画像を効率的に「描画する」ことによって、体積測定データの再構築が可能となる。
ＩＶ．取得に関連する改善
ａ．ストリークモード線視野周波数領域撮像
今日では、並列周波数領域撮像システムの速度は主に、利用可能な検出ハードウェアによって制限されている。カメラは、カメラらのラインレートまたはフレームレートで制限される。より高いカメラ速度を達成する１つの方法は、国際公開第２０１５／０２４６６３号パンフレットで説明される非積算時間モードまたは連続時間モードで感光性素子を動作させることである。掃引光源による線視野周波数領域撮像に対してラインまたはフレームレートが制限されることを回避する別の方法は、ストリークカメラ構成を使用することであり、ストリークスキャナが２Ｄ検出器の前方に配置され、各波長スキャン中に感光性素子の２Ｄ配列にわたって光の線が掃引される。そのようなシステムにおけるスペクトル情報は、スペクトル情報が時間のみに応じて取得される標準的な掃引光源による線視野システムと異なり、時間および空間に応じて取得される。
図１６はこの概念を概略的に示している。それは、ストリークモード線視野検出の構成の一部の概略側面図であり、ストリークスキャナ１６００１が経時的に、レンズ１６００２を通じて光の線を検出器１６００３上の異なる位置に向ける。高周波数の破線は掃引の最初のスキャナ方位および光経路を表し、実線は掃引の中間であり、低周波数の破線は掃引の終了である。
そのようなシステムにおける単一のＢスキャンに対する時間がストリークスキャナの角速度に唯一左右されるため、この方法は、検出電子機器からストリークスキャナへ、少なくとも単一の線視野Ｂスキャンに対し、速度制限をシフトさせる。１Ｄ検出器を有する掃引光源による線視野システムと比較した別の重大な異なる点は、スペクトルサンプルの数および撮像深度がフレームレートに左右されず、ストリークスキャン方向における感光性素子の数に左右されることである。
多くの商業的に利用可能な２Ｄ検出器は、フレームレートを増加させるために２Ｄ検出器が読み出す感光性素子の数を削減することができる。多くの場合、感光性素子の行の数は、フレームレートに対する主な制限である。したがって、２つの異なるモードで動作する２Ｄ検出器を採用する掃引光源による線視野周波数領域撮像システムが想定される。その２つの異なるモードは以下の通りである。
１．非常に高いフレームレートを達成するために単一行のまたは少数の行の感光性素子のみが読み出される線スキャンまたは部分スキャンモード。このモードでは、ストリークスキャナがオフに切り替えられ、すなわち、移動せず、取得方法が、スペクトルデータが時間に応じて取得される一般的な掃引光源による線視野法または部分視野方法に対応している。
２．上記に説明されたように検出器の前方にあるストリークスキャナを使用することによって、非常に短い期間内にＢスキャンを取得するために、検出器の感光性素子の全てまたは大部分が読み出される全エリアストリークモード。
それらのモード間で切り替えることができるシステムは、「適用 − 眼底撮像および正面撮像」と題されるセクションでさらに説明されるように、線スキャンモードまたは部分スキャンモードにおいて比較的低い深度体積または正面画像を取得するために使用され得、全エリアストリークモードは、より大きい撮像深度で動きアーチファクトがないＢスキャンを取得するために使用され得る。
線スキャンまたは部分スキャンモードから全エリア−ストリークモードに切り替えるとき、照明時間が減少するとともに蓄積時間（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）が増加する。増加した検出器雑音および結果として生じる減少したショット雑音を補償するため、ショット雑音が雑音源の制限となることを維持するために基準出力が増加されるべきである。
ストリークスキャナが「双方向に」使用され得、それは、検出器を照明するために前方掃引とともに後方掃引を使用し得ることを意味する。検出器が長い不感時間を有する場合、検出器の不感時間中にスキャナをその初期の位置に戻すために前方または後方掃引のいずれかのみを使用することが選択され得る。
２０１１年にワン（Ｗａｎｇ）らが、単一のポイントスキャンＳＤ−ＯＣＴに対する関連するアプローチを提示した（ワン，Ｒ．（Ｗａｎｇ，Ｒ．）ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス（Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．）、第１６号、ｐ．０６６０１６、２０１１年）。しかしながら、それらのシステムは並列システムではなかったため、それらは、２つの非常に高速なスキャナを必要とし、１つは、サンプルにわたって撮像ビームをスキャンしており、１つは、２Ｄ検出器にわたってスペクトルを同時にスキャンしていた。
ｂ．光ファイバ束
光ファイバ束は、１つ以上の光ファイバを含むケーブルである。多数の光ファイバを含む光ファイバ束は、束の一端からその他に光学画像を伝送するために使用されることが多い。そのような束は、画像束としても知られる。それらの束に使用される光ファイバは一般的に、マルチモードファイバである。光ファイバ束は一般的に、医療、獣医および産業用途の内視鏡で使用されるが、ホログラフィおよび並列ＯＣＴでの使用についても提案されている（ズルアガ，Ａ．Ｆ．（Ｚｕｌｕａｇａ，Ａ．Ｆ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２４号、ｐ．５１９〜５２１、１９９９年、コクオス，Ｏ．（Ｃｏｑｕｏｚ，Ｏ．）ら著、生体臨床医におけるホログラフィ、干渉分光法、および光学パターン認識ＩＩＩ（Ｈｏｌｏｇｒａｐｈｙ，Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ，ａｎｄ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｐａｔｔｅｒｎ Ｒｅｃｏｇｎｉｔｉｏｎ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ ＩＩＩ）、第１８８９号、ｐ．２１６〜２２３、１９９３年、コクオス，Ｏ．（Ｃｏｑｕｏｚ，Ｏ．）ら著、生体臨床医におけるマイクロスコープ、ホログラフィ、および干渉分光法（Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ、Ｈｏｌｏｇｒａｐｈｙ、ａｎｄ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ）、第２０８３号、ｐ．３１４〜３１８、１９９４年）。ファイバ配置は、異なる構成を有することができる。それらは、例えば、線形配列を生成するために単一の列において相互に配置され得、あるいはそれらは正方形もしくは長方形格子、または他の任意の構成を生成するために配置され得る。ファイバ束の一端に或る構成、およびファイバ束の他端に別の構成を有することも可能である。ズルアガ（Ｚｕｌｕａｇａ）らは、光学伝送プローブとしてファイバ束を使用し得ることを示している（ズルアガ，Ａ．Ｆ．（Ｚｕｌｕａｇａ，Ａ．Ｆ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２４号、ｐ．５１９〜５１２、１９９９年）。例えば、干渉計が機器の光学ヘッドに存在し、検出器がテーブルの下部のＰＣに近接して位置する眼科ホロスコープシステムにおいて、検出器を干渉計から物理的に分離するために、光ファイバ束も使用され得る。ファイバ束が検出器を干渉計から分離するために使用される場合の別の例は、干渉計が内視鏡の先端部に存在するが、光源および検出器が、例えば、内視鏡の外側に存在する内視鏡にある。周波数領域撮像における光ファイバ束の別の使用は、異なる光学サンプリング格子を、検出器構成に合致する形状に変換すること、例えば、長方形光学サンプリング格子を、１Ｄ検出器で使用される出力ファイバの線形配列に変換することである。
ｃ．瞳孔カメラ
ＯＣＴシステムは一般的に、位置合わせ中にユーザに患者の瞳孔および虹彩のビデオ供給をもたらす（例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２００７／０２９１２７７号明細書を参照）。このビデオは、ＯＣＴシステムの光学軸上で取得されているため、それは、患者の瞳孔に対して撮像ビームをユーザが位置合わせすることを支援する。瞳孔カメラをＯＣＴシステムの光学軸上に置くために、一般的に、２色性反射鏡がＯＣＴ撮像経路に配置される。それは、ビーム品質の損失を生じさせ、および潜在的に影響を及ぼす２つの追加的な光学面を生じさせるため、望ましくない。２色性反射鏡および必要な機構的固定具は、また、システムのコストを増大させる。
瞳孔が検出器に撮像される部分視野周波数領域撮像システムまたは全視野周波数領域撮像システムでは、それらの欠点の両方を克服することが可能である。追加的な瞳孔カメラを使用する代わりに、既存の周波数領域撮像検出器が使用され得る。周波数領域撮像検出器が理想的には瞳孔内からの光のみを取得するため、その取得により一般的な状態で限られた量の情報のみが提供される。しかしながら、周波数領域撮像システムに必要とされるよりも多数の感光性素子を有する検出器が使用され得、その一部のみが非常に高いフレームレートにおいて周波数領域撮像モードで読み出される。例えば、眼全体および眼瞼のＦＯＶをもたらす検出器または検出器全体のより大きいエリアは、瞳孔撮像モード中に読み出される。１秒毎に数回（＜３０Ｈｚ）、瞳孔画像のみが必要とされるため、周波数領域撮像モードに著しい影響を及ぼさずに、瞳孔撮像モードを周波数領域撮像モードとインタリーブすることが可能である。瞳孔ビューが位置合わせのために必要とされるため、必ずしも実際の取得中に瞳孔画像をインタリーブする必要はない。したがって、実際の取得は、完全に影響されないままとすることができる。
検出器の動的範囲の使用を最大化し、コントラストを改善するために、瞳孔撮像モード中に基準光が遮断され得る。これは、ビームシャッタによって、または瞳孔撮像モード中にレーザをオフに切り替えることによってのいずれかで達成され得る。
インタリーブされた瞳孔画像モードは、また、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／０２７４８９７号明細書で説明されるように、撮像のための最良の位置を判定し、および／または経時的にその撮像位置を維持するために、自動化瞳孔追跡に必要な情報を捕捉するための機器によって使用され得る。
Ｖ．再構築および計算による補償光学系
回折が制限された撮像を達成するために、波面補正のためのハードウェアによる補償光学系の使用が点状物体について天文学および顕微鏡法において良好に確立される（ピラット，Ｂ．Ｃ．（Ｐｌａｔｔ，Ｂ．Ｃ．）、ジャーナル・オブ・リフラクティブ・サージャリ（Ｊ．Ｒｅｆｒａｃｔ．Ｓｕｒｇ．）、第１７号、ｐ．Ｓ５７３〜Ｓ５７７、２００１年、ベバレッジ，Ｊ．Ｌ．（Ｂｅｖｅｒａｇｅ，Ｊ．Ｌ．）ら著、ジャーナル・オブ・マイクロスコープ（Ｊ．Ｍｉｃｒｏｓｃ．）、第２０５号、ｐ．６１〜７５、２００２年、ルッケル，Ｍ．（Ｒｕｅｃｋｅｌ，Ｍ．）ら著、米国科学アカデミー紀要（Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．Ｕ．Ｓ．Ａ．）、第１０３号、ｐ．１７１３７〜４２、２００６年）。現在では、それは、光干渉断層法および光学コヒーレンス顕微鏡法における活発な研究分野である（ヘルマン，Ｂ．（Ｈｅｒｍａｎｎ，Ｂ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２９号、ｐ．２１４２〜４、２００４年、ザワズキ，Ｒ．Ｊ．（Ｚａｗａｄｚｋｉ，Ｒ．Ｊ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．８５３２、２００５年、ササキ，Ｋ．（Ｓａｓａｋｉ，Ｋ．）ら著、バイオメディカル・オプティックス・エクスプレス（Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第３号、ｐ．２３５３〜７０、２０１２年）。現在では、元の検出されたデータセットにおける位相情報を数学的に操作して、光学撮像技術で既知の球形収差を補正し得ることが分かっている（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年、コロンブ，Ｔ．（Ｃｏｌｏｍｂ，Ｔ．）ら著、ジャーナル・オブ・オプティカル・ソサイエティ・アメリカＡ（Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ）、第２３号、ｐ．３１７７、２００６年、モントフォート，Ｆ．（Ｍｏｎｔｆｏｒｔ，Ｆ．）ら著、アプライド・オプティックス（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第４５号、ｐ．８２０９、２００６年、クーン，Ｊ．（Ｋｕｅｈｎ，Ｊ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３４号、ｐ．６５３、２００９年、ティピー，Ａ．Ｅ．（Ｔｉｐｐｉｅ，Ａ．Ｅ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１９号、ｐ．１２０２７〜３８、２０１１年、アディー，Ｓ．Ｇ．（Ａｄｉｅ，Ｓ．Ｇ．）ら著、米国科学アカデミー紀要（Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．Ｕ．Ｓ．Ａ．）、第１０９号、ｐ．７１７５〜８０、２０１２年）。
ａ．計算による色収差補正
ホロスコープでは、一般的に、広スペクトル帯域にわたる多くの異なる波長でサンプルが照明される。これは屈折光学系に対する課題をもたらし、なぜなら、一般的に全スペクトル範囲にわたってそれらを完全に無彩色になるように最適化することができないからである。したがって、通常は無彩色のシステムでさえ、焦点シフト（色収差）に依存したわずかな波長を予測することができる。ホロスコープでは、各波長が時間または空間に応じて取得され、ホロスコープ再構築が一般的に、各波長の伝播ステップを含むため、色収差を補償するためにこのステップを適合させることが可能である。係数ｅｘｐ（−ｉｚ０（ｋ＋ｋｚ（ｋｘ、ｋｙ、ｋ）））との乗算を使用して取得されたデータＤ（ｋｘ、ｋｙ、ｋ）を伝播させる代わりに、修正された伝播関数ｅｘｐ（−ｉ（ｚ０＋Δｚ（ｋ））（ｋ＋ｋｚ（ｋｘ、ｋｙ、ｋ）））により、取得されたデータＤ（ｋｘ、ｋｙ、ｋ）を伝播させることで色焦点シフトが補償され得、Δｚ（ｋ）が色焦点シフトである。他の伝播関数がまた、焦点移動に依存した波長を考慮するために調節され得ることを当業者は認識するであろう。
この方法はまた、非ホロスコープ再構築でのＳＤ−ＯＣＴおよびＳＳ−ＯＣＴに適用可能である。この場合、従来の再構築前に専用波長依存伝播ステップが導入され得る。
ｂ．ハイブリッドハードウェア／計算による補償光学系
ハードウェアによる補償光学系では、波面を検出し、それに従って変形可能反射鏡または空間的光変調器（ＳＬＭ）を使用してそれを補正するために波面センサ（例えば、シャック−ハルトマンセンサ）が一般的に使用される（ヘルマン，Ｂ．（Ｈｅｒｍａｎｎ，Ｂ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２９号、ｐ．２１４２〜４、２００４年、ザワズキ，Ｒ．Ｊ．（Ｚａｗａｄｚｋｉ，Ｒ．Ｊ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．８５３２、２００５年、フェルナンデス，Ｅ．Ｊ．（Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ，Ｅ．Ｊ．）ら著、ヴィジョン・リサーチ（Ｖｉｓｉｏｎ Ｒｅｓ．）、第４５号、ｐ．３４３２〜４４、２００５年）。計算による補償光学系では、検出器において検出される光の波面の形状に関する情報を抽出するために、ホロスコープなどの干渉撮像方法で利用可能な位相情報が使用される（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年、アディー，Ｓ．Ｇ．（Ａｄｉｅ，Ｓ．Ｇ．）ら著、米国科学アカデミー紀要（Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．Ｕ．Ｓ．Ａ．）、第１０９号、ｐ．７１７５〜８０、２０１２年、アディー，Ｓ．Ｇ．（Ａｄｉｅ，Ｓ．Ｇ．）ら著、アプライド・フィジックス・レター（Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｌｅｔｔ．）、第１０１号、ｐ．２２１１１７、２０１２年）。次いで、検出されたより高次の波面収差が計算により補償される。ここで、本発明者らは、波面形状を検出するために波面センサを使用するか、この情報を計算による波面補正に対する入力として使用するか、またはその逆のいずれかであるハイブリッド補償光学システム（波面形状を計算により抽出し、例えば、変形可能反射鏡またはＳＬＭでそれを補償するシステム）を説明する。波面検出器が変形可能反射鏡またはＳＬＭと比較して比較的安価であるため、好ましい組み合わせは前者の場合である可能性が高い。
明視野カメラとしても知られるプレノプティック（ｐｌｅｎｏｐｔｉｃ）カメラは、本質的にシャック−ハルトマンセンサである（Ｎｇ、Ｒ．ら著、コンピュータ・サイエンス・テクニカル・レポートＣＳＴＲ（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ Ｒｅｐｏｒｔ ＣＳＴＲ）、第２号、２００５年、ロドリゲス−ラモス，Ｌ．Ｆ．（Ｒｏｄｒｉｇｕｅｚ−Ｒａｍｏｓ，Ｌ．Ｆ．）ら著、天文学および空間光学システム（Ａｓｔｒｏｎｏｍｉｃａｌ ａｎｄ Ｓｐａｃｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ）、第７４３９号、ｐ．７４３９０Ｉ〜７４３９０Ｉ−９、２００９年）。両方は、２Ｄ検出器の前でマクロレンズ配列から構成されているため、プレノプティックカメラも波面センサとして使用することができる（ロドリゲス−ラモス，Ｌ．Ｆ．（Ｒｏｄｒｉｇｕｅｚ−Ｒａｍｏｓ，Ｌ．Ｆ．）ら著、天文学および空間光学システム（Ａｓｔｒｏｎｏｍｉｃａｌ ａｎｄ Ｓｐａｃｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ）、第７４３９号、ｐ．７４３９０Ｉ〜７４３９０Ｉ−９、２００９年）。そのようなシステムでは、明視野カメラが波面検出器および眼底撮像様式の両方として兼用され得る。眼底写真撮影における明視野カメラの使用の説明について、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１３／００１０２６０号明細書を参照されたい。そのようなハイブリッドデバイスでは、カラー眼底撮像、眼底自動発光撮像（ＦＡＦ：ｆｕｎｄｕｓ−ａｕｔｏ−ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）、発光血管造影法（ＦＡ：ｆｌｕｏｒｏｓｃｅｎｃｅ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）などのために明視野カメラが使用され得る。次いで、それらの画像は、ホロスコープの体積と結合され得、そこでは、例えば、ホロスコープ画像データがグレイスケールで表示され、眼底画像データが色彩でオーバレイされる。
明視野カメラを使用することとは別に、多様式撮像デバイスを生成するために、ホロスコープデバイスが他の撮像様式と組み合わされ得る。そのような多様式デバイスは、２〜３の例のみを挙げると、さらにカラー眼底撮像能力、ＦＡＦ能力またはＦＡ能力を含むホロスコープデバイスであり得る。単一のデバイスにおける複数の撮像様式の統合は、患者が撮像様式毎にデバイスからデバイスに移動する必要がないという利点を有する。それはまた、プロセッサ、ディスプレイスクリーン、共通の光学経路、パッケージ、テーブルなどの多くのデバイスのインフラストラクチャが２つ以上の撮像様式間で共有されるため、複数の別個のデバイスにわたってコストの利点を有する。
ｃ．サブ開口自動焦点調節
上記セクションでは、より高次の収差の補正のための計算による補償光学系およびハードウェア補償光学系の組み合わせが説明された。ホロスコープシステムはまた、例えば、クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年）により説明される分割開口方法によって、平面の焦点ボケ（ｐｌａｉｎ ｄｅｆｏｃｕｓ）を検出することが可能である。少なくとも２つのサブ開口画像間のオフセットによって、焦点ボケの量、すなわち、サンプルと焦点位置との間の距離とともに、サンプルが焦点位置の前にあるか、または焦点位置の背後にあるかを把握することが可能である。これは、例えば、レンズを並行移動させ、または適応レンズの焦点距離を変更することによって、サンプルを即時に（非反復的に）光学的に焦点にもっていくために必要な情報の全てである。この方法は、一般的に、能動的自動焦点調節方法を使用し、焦点のスキャンの全体を通じて画像における強度および／またはコントラストの最大値を検出することによって、焦点がスキャンされ、最適焦点位置が判定される、今日の商業的に利用可能なＯＣＴシステムと比較して、著しく高速な焦点調節の利点を有する。
いずれかのポイントスキャンまたは並列ホロスコープシステムに対して深度不変焦点を有する画像を再構築するためにサブ開口方法が使用され得るが、いくつかの場合、最初の面で光学焦点内位置に近接して取得することが利点を有することが言及されるべきである。これは、例えば、焦点が外れた分解能損失のみならず、著しく焦点が外れた強度損失が観察される高ＮＡポイントスキャンシステムにおいて当てはまる。例えば、そのような場合、軸方向のサンプルの動きの存在において焦点を連続して追跡するために、高速分割開口自動焦点調節が使用され得る。
説明される分割開口自動焦点調節方法は、従来の写真撮影から知られている位相検出自動焦点方法に関連する。位相検出自動焦点調節では、瞳が開口および／またはマイクロレンズによって物理的に分割され、ホロスコープシステムでは、画像面と瞳面との間で計算により伝播させることが可能であり、したがって、開口を計算により分割することが可能である。これは、この自動焦点調節技術を具体化するために焦点画素などの追加的なハードウェアが必要とされない利点を有する。
ｄ．再構築に対する画像歪みの考慮
サンプルまたは非テレセントリックスキャン全体を通じて不均質な屈折率分布は、想定されるｋｘ、ｋｙ、ｋｚのサンプリング格子を歪め、したがってホロスコープ再構築の結果を損なう。したがって、本発明者らは、ここでは、屈折率とともに非テレセントリックスキャンの変動によって生じる歪みをどのように測定または評価し、それに従って空間的周波数領域におけるリサンプリングを修正することによってそれらをどのように考慮するかを説明する。
網膜では一般的に、再構築結果に著しい影響を及ぼさない適度な屈折率の変動率のみが観察される。しかしながら、前部では、角膜の湾曲した面とともに角膜と他の組織との間の大きい屈折率差によって状況が異なる。これは実際にホロスコープ再構築を失敗させ得る。図９は、特に、正確なホロスコープ再構築を得るために、画像全体を通じて変動する焦点位置および変動する屈折率を補正することが有益である、人間の前房の角度のＯＣＴ
Ｂスキャンを例として示す。名目上の焦点位置が線９０４によって示される。しかしながら、空気中と角膜との間の大きい屈折率差は、Ｂスキャン全体を通じて光学経路長および焦点位置での著しいシフトを生じさせ、それは、Ｂスキャン全体を通じた焦点位置を示す線９０２とともに、２つの異なる位置でのガウジアンビームのビームウェスト（ｂｅａｍ ｗａｉｓｔ）を表す９０１によって概略的に示される。線９０２は、角膜の面と反比例する。それらの影響を補正するために、角膜によって生じるいずれかの画像歪みが最初に補正され、次いで、異なる焦点位置も考慮した再構築が適用される。
線９０３は、非テレセントリックスキャンが焦点位置および光学経路長上で有する影響を示す。空間的に変動する焦点位置とともに空間的に変動する光学経路長は、再構築結果に甚大な影響を及ぼす。標準的なホロスコープ再構築は一般的に、空間的周波数領域にリサンプリングを適用し、それは、スキャン全体を通じて一定の焦点位置および一定の光学経路長差が想定される。
本発明者らは、いくつかのホロスコープ再構築が、回折カーネル（ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ ｋｅｒｎｅｌ）ｅｘｐ（−ｉｚ０（ｋ＋ｋｚ（ｋｘ、ｋｙ、ｋ）））によって空間的周波数領域での各光学周波数における基準面に対する測定された視野の伝播ステップを含むことに前に言及した。例えば、ラルストン（Ｒａｌｓｔｏｎ）ら（ラルストン，Ｔ．Ｓ．（Ｒａｌｓｔｏｎ，Ｔ．Ｓ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１６号、ｐ．２５５５、２００８年）で説明される空間的領域における循環シフトにより、同一のステップが具体化され得る。この場合、空間的領域におけるデータは、名目上の焦点面がゼロの光学経路長差を表す面と一致するように循環シフトされる。この循環シフトは、少なくとも全Ｂスキャンに常に適用されるわけではなかった。焦点位置が取得全体を通じて変動する取得では、Ａスキャン毎に適合した循環シフトを適用することが有益であることが認識されなかった。各々の個々の横方向位置において実際の焦点位置を、実際の焦点位置がゼロの光学経路長差の面に合致する方法でシフトさせるために、この循環シフトの大きさがＡスキャン毎に適合される。これによって、実際の焦点位置が、再構築に使用される名目上の焦点位置から取得全体を通じて変動する場合でさえ、正確な再構築が可能となる。強い屈折率の変動を有するサンプルの３Ｄ表現を再構築するために、空間的領域にさらなる複合的画像補正を最初に適用する必要があるか、または画像歪みおよび／もしくは屈折率の変動を考慮した空間的周波数領域における修正されたリサンプリング機能を最初に適用する必要がある。
ｅ．ホロスコープ取得の積み重ね
拡張した被写界深度（ＤＯＦ）を生成する目的で、ＯＣＴの焦点積み重ね（ｆｏｃｕｓ ｓｔａｃｋｉｎｇ）および単一の面のホログラフィ取得が以前に提案されている（ヒューバ，Ｒ．（Ｈｕｂｅｒ，Ｒ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．１０５２３、２００５年）。ホロスコープ再構築を適用することによって、シフトされた焦点での複数の取得を積み重ねる必要なく、いくつかのレイリー範囲に広がるＤＯＦを得ることが可能である。ＤＯＦを増加させる試みとは別に（ヒューバ、Ｒ．（Ｈｕｂｅｒ、Ｒ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．１０５２３、２００５年）、ＯＣＴ取得の深度範囲を増加させるための複数の体積の積み重ねが以前に提案されている（例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許第８，１２５，６４５号明細書を参照）。しかしながら、両方の場合において、横方向分解能が深度とともに変動する最終的な体積が得られた（図１０Ａ）。図１０Ａでは、それらの個々の焦点から離れたビームウェストを増加させることを示す、３つの積み重ねたガウジアンビームによってこれが示される（点線、実線および破線ビーム）。
この適用の１つの実施形態では、複数の部分視野ホロスコープ体積が深さ方向で積み重なる。複数の部分視野体積が、異なる基準アーム位置で取得され、したがって、異なる撮像深度に対応する。各々の個々の取得値が焦点を合わせられるか否かに関わらず（図１０Ｂ）、各々の個々の体積内で、および最終的なより大きい体積内で深度不変分解能を得るために、各部分視野体積がホロスコープ再構築で再構築される。図１０Ｂでは、深度不変分解能を有する３つのビーム（点線、実線および破線ビーム）によってこれが示され、図１０Ａと対照に、各々の個々のビームのビームウェストは、その焦点から離れて増加しない。例えば、画像統合技術の支援で複数の再構築された体積を切り替えることによって、体積の積み重ねが実現され得る。とりわけ、これは、個々の取得値の焦点を調節することなく、深度の積み重ねられた画像を取得するのに有益となる。
ポイントスキャン多焦点ホロスコープに対するコヒーレントな再構築方法が、スー（Ｘｕ），Ｙ．ら（スー（Ｘｕ，Ｙ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２２号、ｐ．１６６０６、２０１４年）によって最近公開されている。ポイントスキャンホロスコープ取得を積み重ねるスー（Ｘｕ）が公開した方法は、より大きい深度にわたってＳＮＲを増加させる利点を有し、本明細書で説明される並列ホロスコープ取得の積み重ねは、主に、掃引時間を削減させる目的でその役割を果たす。各々の浅い個々の体積がさらに高速に取得され得、したがって動きアーチファクトの影響を受けにくい。各々の個々の体積の取得時間は、掃引毎により少ないサンプルまたはフレームを取得することによって削減される。撮像深度が１回の波長掃引にわたって取得されるスペクトルサンプルの数に対応するため、より浅い個々の体積が受信され、それは次いで、所望の全撮像深度を達成するために積み重ねられ得る。軸外並列ホロスコープシステムが特にこの方法に特に適しており、なぜなら、それらは重なり合う反射鏡画像の影響を受けず、したがって、画像に折り返すこのポイントを超えて散乱する信号に対処する必要なく、かつアーチファクトを生じさせることなく、サンプルアームがサンプルにおける対象エリア内の基準の長さに合致するポイントを置くことが可能になるからである。軸外並列ホロスコープシステムでは、エイリアシング・アーチファクトが著しく抑制され、デジタル化帯域幅内の周波数のみが許容される方法で、データ取得システムのアナログ帯域通過フィルタを設計することが理想的である。
ｆ．プレビューおよび位置合わせモードのための再構築
空間的分解検出器を有するシステムは一般的に、体積測定データを自動的に収集する。多くの場合、患者の眼に対してシステムを位置決めするために横断面画像（Ｂスキャン）を使用することがより便利である。この目的のために、Ｂスキャンを体積から生成するデータのいくつかが破棄され得る。しかしながら、全ての取得されたデータを利用することがさらに望ましいことがある。これを行うために、体積測定データをＢスキャンに変換するために、データの一部またはデータセットの全てが１次元で結合され得る（例えば、合計または平均化する）。
体積の代わりに１つまたは複数のＢスキャンのみが位置決めまたはプレビューモードについて表示される場合、Ｂスキャン（または上記に説明された平均化Ｂスキャン）上のホロスコープ再構築のみをこのモードに適用することが望ましい。これは、不要なリアルタイムデータ処理を回避することによって計算による負荷を削減する。
ｇ．合成開口軸外ホロスコープ
軸外取得スキームは、空間的周波数スペクトルでシフトを生じさせる検出器にわたって搬送波周波数を生成する。空間的周波数スペクトルの片側は、空間的周波数ではアップシフトを経験し、反対側は、実際にダウンシフトしている。より高い周波数成分を分解するためにこのダウンシフトが使用され得、その成分は、そうでない場合、検出可能な空間的周波数空間の外に存在する。しかしながら、ダウンシフトは、軸外角度の方向のみで発生するため、全ての方向で空間的周波数空間を増加させるために、変動する軸外角度方向を有する複数のデータセットを取得することが理想的である。例えば、「北」、「東」、「南」および「西」からの軸外角度を有する４つの取得の組は、著しく拡大された空間的周波数空間を有する結合されたデータセットを生成するのに十分な情報を提供するのに十分なはずであり、したがって全て方向での分解能を改善している。
そのような方法は、例えば、空間的光変調器（ＳＬＭ）を基準反射鏡として使用することによって具体化され得る。ＳＬＭ上では、次いで、異なる方位を有する格子が表示される。サンプルの空間的周波数成分に適合させるために、ＳＬＭ上の格子周波数を変化させて異なる軸外角度を生成することがさらに選択され得る。
代わりに、異なる方位から軸外角度を生成するために、取得値間で格子が回転し得る。より高い空間的周波数に対処するために、基準ビームは一般的に、１回の軸外取得値のみが得られる設計よりも急嵯な軸外角度に入射する。
ＶＩ．動き補正
Ｓ．Ｈ．ユン（Ｙｕｎ）らは、ＳＳ−ＯＣＴにおいてＰＳＦおよびＳＮＲに関する軸方向および横方向の動きアーチファクトの影響を調査している（ユン，Ｓ．Ｈ．（Ｙｕｎ，Ｓ．Ｈ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１２号、ｐ．２９７７、２００４年）。Ｓ．Ｈ．ユン（Ｙｕｎ）らは、サンプルの動きがＳＳ−ＯＣＴ画像に関して有する３つの影響、１）ドップラシフト、２）軸方向ＰＳＦ広がり、および３）横方向ＰＳＦ広がりを特定した。本発明者らは、画像品質に関するサンプルの動きの影響を最小化するために短い掃引時間が必要であることを前に説明した。動きアーチファクトを回避することができない場合、動きアーチファクトが計算により補正され得る。掃引光源によるＯＣＴシステムにおける軸方向の動きアーチファクトの補正のための１つのアプローチがヒルマン（Ｈｉｌｌｍａｎ）らにより説明されている（ヒルマン，Ｄ．（Ｈｉｌｌｍａｎ，Ｄ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２０号、ｐ．６７６１〜７６、２０１２年）。しかしながら、それは、全体的な補正、すなわち、全体的な深度の取得に適用される補正のみを説明している。いくつかのサンプルがいくつかの層においてのみ、移動粒子、例えば、網膜組織内の血管における血流を示しており、その他の層では示していないため、局所的な計算による動き補正を適用することが望ましい。局所的な動き補正が空間的領域または周波数領域のいずれかに適用され得る。周波数領域では、例えば、分数次フーリエ変換または周波数依存位相補正による周波数依存動き補正の形式でそれらが適用され得る。深度依存軸方向ＰＳＦ広がりを補正するために分数次フーリエ変換をどのように使用することができるかの１つの例は、最近、光干渉断層法データにおける深度依存分散補正の適用についてリポック（Ｌｉｐｐｏｋ）らによって説明されている（リポック、Ｎ．（Ｌｉｐｐｏｋ、Ｎ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２０号、ｐ．２３３９８〜４１２、２０１２年）。しかしながら、分散不一致により、ただし異なる根本原因でＰＳＦ広がりと同様の影響である、掃引光源による周波数領域撮像技術での動きにより生じる軸方向ＰＳＦ広がりも局所的にこの方法で補正できることが認識されなかった。
深度依存（または周波数依存）動き補正方法の別の例は、元のデータのいくつかの帯域通過された複製を生成することであり、各複製は、異なる周波数帯域を表し、ＯＣＴ分散補正から従来知られている方法を各々の個々の複製に適用する（ウォトフスキ，Ｍ．（Ｗｏｊｔｋｏｗｓｋｉ，Ｍ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１２号、ｐ．２４０４、２００４年）。例えば、鮮明度またはコントラストのようなパラメータに従って各複製が個々に最適化された後、複製は再合成された単一の体積に合成され、合成は、再度、全体的な周波数情報または周波数依存位相補正を含む。
ａ．並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正
取得中に生じ得る６つの度合いのサンプルの動きが存在する。６つの度合いの動きは、以下の直交の組によって説明され得る。
１）ｘ、ｙ、およびｚ軸に沿った３つの度合いのサンプルの動き
２）ｘ、ｙ、およびｚ軸の周りの３つの度合いのサンプルの動き
これらの６つの自由度を説明するために、他の直交の組も使用され得ることに留意されたい。１つは、取得中に組織のいずれかの領域の位置を追跡することによって、ｘ、ｙ、およびｚの動きを追跡することができる。簡単にするために、本発明者らは、この第１の位置Ｐ１をｘ、ｙ、ｚ原点（ｘ＝０、ｙ＝０、ｚ＝０）であるものと定義する。しかしながら、このポイントを追跡することは、原点の周りの３つの回転度に関する情報を与えない。第２のポイント、Ｐ２の位置を追跡することは、２次元での回転に関する情報を提供するが、２つのポイント間の線によって定まる軸の周りの回転に関する情報を依然として提供しない。例えば、このポイントがｘ＝ｌ、ｙ＝０、ｚ＝０におけるｘ軸上にある場合、ｙ軸およびｚ軸の周りの回転に関する情報は得ることができるが、ｘ軸の周りの回転に関する情報は得ることができない。この場合、ｚ軸の周りの回転が、ｙ軸に沿った２つのポイント間の相対的変位によって与えられる。また、ｙ軸の周りの回転が、ｚ軸に沿った２つのポイント間の相対的変位によって与えられる。一次的に、少なくとも小さい回転γに対してｘ軸に沿ったそれらの２つのポイント間の最小の相対的変位を得るべきであり、γは、ｙまたはｚ軸の周りの回転の量であることに留意されたい。変位は、小さい角度に対しておよそγ２である（ｌ−ｃｏｓ［ｙ］）によって与えられる。
第１の２つのポイント（この場合はｘ軸）によって定まる軸の周りの回転に関する情報を得るために、第３のポイント、Ｐ３の位置が追跡されるべきである。例として、ポイントｘ＝０である場合、ｙ＝１、ｚ＝０が選択され、次いで、ｚ方向に沿ったポイントＰ３とポイントＰ１との間の変位が最終的な自由度、ｘ軸の周りの最終的な回転度に関する情報を提供する。ここで、３つのポイントのｘ、ｙ、およびｚの位置を測定することによって、９個の測定値の合計を有することが分かる。６つの自由度の測定値をもたらす、冗長な測定される３つのパラメータが存在する（３つのポイントのうちのいずれか２つを結合する線に沿った変位）。理想的には、正確な位置測定を行うことができるように、測定されるエリアにおいて重要な信号（組織による光の後方散乱）が存在する限り、回転を正確に測定するためにそれらの３つのポイントはできるだけ離れるべきである。
これらの３つの位置のうちの１つを追跡する方法は、図１７に示され、以下のように説明される。
１．３Ｄデータセットを取得し（ステップ１７０１）、３Ｄデータセットを（ｘ、ｙ、ｚ）座標空間に変換し（ステップ１７０２）、サンプルとこの空間との間にレンズは存在しない。この座標空間がサンプルから軸方向でシフトされ得ることに留意されたい。例えば、ヒルマン（Ｈｉｌｌｍａｎ）（ヒルマン，Ｄ．（Ｈｉｌｌｍａｎ，Ｄ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３６号、ｐ．２３９０〜２、２０１１年）によって説明されるようなレンズレスホロスコープシステムにおける平坦な基準波面を有する光が集光された場合、許容可能な座標空間に到達するために（ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）からの変換が行われるだけでよい。
２．重要な信号を有し、全ての他のデータがゼロであるこの３Ｄ空間（例えば、６４×６４×６４ボクセル）における合理的に小さい３Ｄサブ領域を選択する（ステップ１７０３）。また、６４×６４×６４個のサブ領域を別の配列に複製し、この新たな配列上で作用させ得ることに留意されたい。取得中の動きにより、軸方向の次元に沿って著しく不鮮明になることが明白であり得る。３次元全てでのＰＳＦの十分な部分を捕捉するためにサブ領域が選択されるべきである。
３．データを再処理する（ステップ１７０４）。１つのタイプの再処理では、中心の感光性素子が境界の感光性素子よりも大きい重量を担持するようにデータがアポダイズ（ａｐｏｄｉｚｅ）される（６４×６４×６４個の配列に対するここでの１つのアポダイズアプローチは、配列に（ｓｉｎ［πｘ／６３］ｓｉｎ［πｙ／６３］ｓｉｎ［πｚ／６３］）２を乗算することであり、ｘ、ｙ、およびｚは配列における３つの指数であり、各々が０から６３に変化する）。代替的な再処理ステップは、配列をゼロで埋め込むこと、例えば、配列をゼロの１２８×１２８×１２８個の配列の中心にすることである。
４．ｋｘ、ｋｙ、ｋｚの空間にあるようにｘ、ｙ、およびｚにおける配列をフーリエ変換する（ステップ１７０５）。
５．ｋｘおよびｋｙに応じてｋｘ面間の位相シフトを判定する（ステップ１７０６）。データが元々はｋｚにおいて連続してとられているため、ｋｚにおける各面は、時間のポイントに対応する。面のうちの１つの複素共役をとり、次いで、第１の面における各要素に第２の面における対応する複素共役化要素を乗算することによって、２つのｋｚ面間の位相シフト（ステップ１７０６）が測定され得る。これは、データの面をもたらし、各要素の位相が２つの面間の位相差に対応し、各位置における振幅が信号の強度に対応する。
６．取得中の軸方向シフト（ｚにおける）は、ｋｘ、ｋｙ面にわたる均一な位相シフトにつながる。したがって、例えば、位相差を平均化することによって（ステップ１７０７）、軸方向の動きが抽出され得る。
７．ｘにおける横方向の動きは、ｋｘに比例した位相シフトにつながり、ｙにおける動きは、ｋｙに比例した位相シフトにつながる。したがって、例えば、ｋｘおよびｋｙに沿って線形適合を実行することによって（ステップ１７０９）、横方向の動きが抽出され得る。（ｘ、ｙ、ｚ）座標空間の横方向の位置は、基準アーム経路長に対して変位した経路長を有し、次いで、波長におけるドップラ変化により検出器の取得中で比較的均一な位相シフトがまた存在する。
後処理において動きアーチファクトを補正するか、またはスキャナにフィードバックを提供するかのいずれかのために検出されたサンプルの動きが使用され得、それらがリアルタイムでサンプルの動きに従い、それによって、画像における動きアーチファクトを回避することが可能になる。検出されたサンプルの動きを補正する１つの方法は、検出された位相シフトとは反対に位相シフトを適用することである。別の方法は、空間における絶対的な動きを計算し、取得したデータを、検出された動きを補償する方法で並行移動させ、傾け、回転させ、および／または変換することである。
ｂ．動きおよび回転の追跡および補正のための軸外検出
「動き補正 − 並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」セクションでは、並列周波数領域データ処理の一部であったｋｚに沿ったフーリエ変換の使用によってｋｘ、ｋｙ面毎の位相がアクセスされている。この方式で位相を得ることは、ｋｚに沿ってヒルベルト変換を非明示的に実行し、単一のポイントにおいて位相を測定するために波長の範囲にわたって取得されたデータを使用する。代わりに、線視野システム、部分視野システムまたは全視野システムなどの軸外構成の並列周波数領域干渉撮像システムが考えられ、ここで、基準ビームがサンプルビームに対する角度にあり、それによって、取得される空間的データにおけるヘテロダイン検出が可能になる。信号を復調することによって（ハードウェアまたはソフトウェアのいずれかで）、空間的ポイント毎の相対的位相が個々の波長毎に得られる。データを（ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）領域に適切にフーリエ変換することによって、「動き補正 − 並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」セクションにおけるステップ４で説明されたのと同様のデータセットが得られる。この技術は、単一のポイントにおいて位相を測定するために、空間的位置の範囲（波長の範囲ではなく）にわたって取得されたデータを非明示的に使用する。次いで、ｘ、ｙ、およびｚに沿った動きを測定する同一の技術が続くことができる。
この方式でデータを取得および処理することは、線内検出にわたるいくつかの利点を有する。それらの利点のいくつかは、各ｋｚ面の位相を独立して判定することができるため、取得と並列して動き補正を効率的に実行する能力を含む。さらに、軸外検出は、例えば、位相判定に対して信頼できない２つのｋｚ面の比較を行うことができる横方向の動きの存在下において、ｋｚに沿ったヒルベルト変換に依存するよりもさらに感度が高い測定値が提供され得る。軸外検出の利点はまた、動き補正を超えて拡張し、サンプル自体の不十分な基準背景除去または強い自己相関などのさらなるロバストなアーチファクトの除去をもたらす。
再度、後処理において動きアーチファクトを補正するか、またはスキャナにフィードバックを提供するかのいずれかのために検出されたサンプルの動きが使用され得、それらがリアルタイムでサンプルの動きに従い、それによって、画像における動きアーチファクトを回避することが可能になる。
ｃ．単一の連続パッチを使用した動きおよび回転の追跡および補正
部分視野システムの全データセットの合理的な小さいサブセットの（ｘ、ｙ、ｚ）位置を追跡することによって、ｘ、ｙ、およびｚにおける動きが自然にもたらされる。「動き補正 − 並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」セクションで前に説明されたように、２つの他のサブセットの同様の測定を実行することによって、６つの度合いの動きの全てにおける動きが判定され得る。また、場合によりある程度より大きくなるにも関わらず、６つの自由度の全てを追跡するために単一の３Ｄサブセットを使用することが可能である。「並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」および「動きおよび回転の追跡および補正のための軸外検出」で説明された上記方法は、ｘ、ｙ、およびｚにおける動きを高速に検出するために使用され得る。次いで、３Ｄサブセットを（ｘ、ｙ、ｋｚ）領域に数的に伝播させ、再度、１つの面の複素共役をとり、第１の面における各要素に第２の面における対応する複素共役化された要素を乗算することによって、ｘおよびｙ軸の周りの回転が、ｘおよびｙのそれぞれに比例した位相シフトをもたらす。次いで、例えば、曲線当てはめ（ｃｕｒｖｅ ｆｉｔｔｉｎｇ）または位相差を平均化することによって、動きの振幅が再度定量的に測定され得る。それらの測定において、回転に対する基点がＲＯＩの中心として割り当てられることに留意されたい。基点、ｐ０の周りの回転が、いずれかの他の基点、ｐの周りの並行移動および回転の組み合わせとして定義され得るが、これは何ら問題を引き起こさない。したがって、ＲＯＩが取得から取得へ変化する場合に何らかの変換が必要となる。最後に、光学軸の周りの回転は、（ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）または（ｘ、ｙ、ｋｚ）領域のいずれかで測定され得、追跡境界または連続した面間のピークなどの多くの方法で測定され得る。
後処理において動きアーチファクトを補正するか、またはスキャナにフィードバックを提供するかのいずれかのために検出されたサンプルの動きが使用され得、それらがリアルタイムでサンプルの動きに従い、それによって、画像における動きアーチファクトを回避することが可能になる。
ｄ．絶対角度分解速度測定による動きの追跡
サンプルの動きを追跡するために、「適用 − 絶対角度分解速度測定」で説明される位相分解ドップラ法による絶対速度測定方法が使用され得る。サンプルの単一のポイントにおける散乱体の速度を測定することによって、サンプルのｘ、ｙ、およびｚにおける並行移動のみを判定することができるが、サンプルの頂点、傾きおよび回転は検出可能でない。部分視野を少なくとも３つの空間的に分離したサンプルポイントで瞬間的に取得することによって、それらの自由度も検出することができる。頂点、傾きおよび回転に対する感度を高めるために、３つの異なる部分視野を連続して取得することによって、サンプルにおける少なくとも３つの異なるさらに空間的に分離した位置の速度を監視することが選択され得る。潜在的な誤りを最小化するために、それらの部分視野取得中の時間差ができるだけ小さくされるべきである。
後処理において動きアーチファクトを補正するか、またはスキャナにフィードバックを提供するかのいずれかのために検出されたサンプルの動きが使用され得、後処理またはスキャナでリアルタイムでサンプルの動きに従い、それによって、画像における動きアーチファクトを回避することが可能になる。
ｅ．動き測定における誤り
上記動き測定技術は制限を有する。隣接する波長取得中の軸方向の動きが非常に大きい場合、位相ラッピングが発生し、フリンジ・ウォッシュアウトがまたＳＮＲを削減し、動き測定の信頼性に影響を及ぼす。横方向の動きが非常に大きい場合、追跡のために前に使用されたいずれかの斑点または特徴がまたウォッシュアウトされ得、追跡する最小の特徴を維持する。動きがある程度連続的であるため（すなわち、加速を無限とすることができない）、前の取得中の動きが現在の取得における動きの予測因子として使用され得る。例えば、位相ラッピング（πよりも大きい大きさを有する正または負の位相シフト）を削減するために動き計算を実行する前に、この予測された動きを補償するためにデータがシフトされ得る。
線内構成では、サンプル構造がゼロの光学経路長深度の近くで現れるときにさらなる複雑な状況が生じる。この状況では、反射鏡画像が所望の画像に重なり合うことがある。それらの２つの画像は、軸方向の動き測定に対するいずれかの位相情報を破壊する軸方向に等しい方向および反対方向に移動する。したがって、画像構造がゼロの光学経路長深度に近いことが検出される場合、いかなる反射鏡画像もない画像におけるＲＯＩが動き測定のために選択されるべきである。反射鏡画像が軸方向の動き測定に影響を及ぼすが、反射鏡および実際の画像の両方を含むＲＯＩにおいて横方向の動き測定をなお行い得ることに留意されたい。
動きを測定するために小さいＲＯＩが選択されるとき、この測定は、単に局所的な動きを反映し、データセット全体に適用可能でないことがある。これを克服するために、複数のＲＯＩが選択され得、データセット全体にわたって動きを補間／外挿するために、各ＲＯＩが時間内に取得されたときに関する知識が使用され得る。
ＶＩＩ．照明
ａ．１０６０ｎｍホロスコープ
今までに公開されたホロスコープシステムの全ては、８００ｎｍの波長領域での光を使用してきた。ポイントスキャンシステムでの網膜部および前部の撮像にとってより長い波長光の使用が有益であることが証明されてきた（ポバザイ，Ｂ．（Ｐｏｖａｚａｙ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１１号、ｐ．１９８０、２００３年、ウンターフーバ，Ａ．（Ｕｎｔｅｒｈｕｂｅｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．３２５２、２００５年）。特に、９９０ｎｍ〜１１１０ｎｍの波長範囲における光は、それらの波長における吸水スペクトルにおける最低限度により、生体内での人間の網膜の撮像のためになおも使用され得る。実際に、それによってさらに、８００ｎｍの波長領域における光と比較したそのより低い散乱係数により、脈絡膜および強膜のようなより深い構造の撮像が可能になる。それはまた、白内障の存在での画像品質を著しく強化する。
人間の眼の前部を撮像するため、優れた画像品質をもたらすためにより長い波長光の使用が実証されてきた。角膜から後部レンズ面に下がる撮像のために、１０６０ｎｍまたは１３１０ｎｍの波長帯域における光を使用することを選択することが多い。非常に長い瞬間的なコヒーレンス長を有する１０６０ｎｍの掃引光源の導入で、両眼の撮像がさらに実現可能になる（グルクウスキ，Ｉ．（Ｇｒｕｌｋｏｗｓｋｉ，Ｉ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第３号、ｐ．２７３３〜５１、２０１２年）。より長い波長におけるより大きい侵入深度（ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ ｄｅｐｔｈ）、およびそれらの光源のより長いコヒーレンス長の利点は、現在使用されている非ホロスコープＯＣＴ再構築の制限された深度の焦点により完全に利用されていない。したがって、本発明者らは、本明細書で説明される実施形態に、ホロスコープに対してより長い波長光、特に、１０６０ｎｍ、１３１０ｎｍ、および１５５０ｎｍの波長領域における光の使用を含める。また、ＭＥＭＳ波長可変垂直空洞波長可変レーザ（ＶＣＳＥＬ：ｖｅｒｔｉｃａｌ ｃａｖｉｔｙ ｔｕｎａｂｌｅ ｌａｓｅｒ）またはサンプル格子ブラッグリフレクタ（ＳＧ−ＤＢＲ：ｓａｍｐｌｅｄ ｇｒａｔｉｎｇ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｅｄ Ｂｒａｇｇ ｒｅｆｌｅｃｔｏｒ）レーザなど、単一の縦方向モードの掃引光源を採用する干渉法周波数領域システムでホロスコープ再構築を使用することが可能である。シリコン（Ｓｉ）検出器が１０６０ｎｍまたは１３１０ｎｍの波長帯域に対して感度があまり高くないため、１０６０ｎｍ、１３１０ｎｍ、および１５５０ｎｍの波長帯域では、ホロスコープに対してインジウム・ガリウムヒ化物（ＩｎＧａＡｓ）またはゲルマニウム（Ｇｅ）検出器が使用され得る。
ｂ．意図的な収差照明光学系
コリメートされたガウジアンビームから線焦点を生成するために円筒レンズが使用されることが多い。この方法の１つの欠点は、結果として生じる線が、線の方向に沿ったガウジアン強度分布を有することである。これは線視野撮像にとって望ましくなく、なぜなら、それは画像にわたってガウジアン強度分布をもたらすからである。一般的な対処は、定義された強度変化で線を或る中心部分のみにトランケートすることである。図１１は、ガウジアン正規化強度分布のプロットを示す。釣鐘曲線の中央の赤い部分が領域を示し、そこでは、線に沿った強度の低下が最大強度の２０％以下である。この領域に入らず、したがって撮像に使用されない全光出力は、この例では、全出力の４９．９％に相当する。これは特に、現在利用可能な光源が所望の光出力をもたらさないために問題となる。
標準的な円筒レンズによって生成される線に沿った光の非均一な分布が図１２Ｃに示される。パウエルレンズは、曲線の上盤を有する円形プリズムと類似する（図１２Ａを参照）。湾曲した上盤は、１２Ｄに示されるように、線に沿って強度分布を変化させる大量の球形収差を生じさせる２次元の非球面曲線である。図１２Ｂに示されるように、均質な強度分布を有する光の線を生成するために、意図的に生じる収差が設計される。ここで、本発明者らは、線内視野による干渉撮像システム、特にホロスコープ線視野撮像システムにおけるそのような配置を使用することを説明する。
線視野ホロスコープに対するパウエルレンズは、図１３Ａに示される円筒レンズによって生成される円筒波面と比較して、図１３Ｂに示される非円筒波面を生成することができる。両方の場合において、平坦な波面（赤い直線で示される）がレンズに向かって移動しており、次いで、焦点が合わされる（赤い曲線で示される）。パウエルレンズ（図１３Ｂ）の場合に焦点が合わされた波面の上盤状の形状は、パウエルレンズの前面の形状に類似する。特に、予想される波面の以前の知識で、空間的周波数領域においてリサンプリングするために波面の形状をホロスコープ再構築の一部として考慮することにより、必要に応じて、ホロスコープ再構築の一部として後処理で生じた波面収差を補正することが可能である場合がある。クマール（Ｋｕｍａｒ）らによって提示されたサブ開口による収差測定および補正技術は特に、さらにより高次の球形収差を検出し、それらを補正するのに適しており、したがって、ここで説明された光学系に自然に適合することができる（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年）。
標準的な光学系のみを含む検出経路を有する上記に説明された光学系と照明を組み合わせることは、散乱サンプルを撮像するときに再構築に関して波面歪みの影響を最小化することの支援となり得る。
照明方法を均質化することが線視野システムおよび円筒レンズについて説明されたが、ガウシアン−トップハットレンズなどの特定のビーム成形光学系を使用することによって、部分視野照明または全視野照明に照明方法を均質化することが適用され得る。
ｃ．光源配列
並列ＯＣＴシステムの利点のうちの１つは、光がより大きいエリアにわたって分散されるため、並列ＯＣＴシステムがサンプル上の照明出力を増加させることが可能なことである。いくつかの場合、単一のレーザで得ることが困難なレベルにサンプル電力を増加させることがさらに可能な場合がある。したがって、並列周波数領域撮像システムに対してサンプル上の所望の照明出力に到達するために、複数のレーザまたはレーザ配列を使用することが有益となり得る。
電気的に励起されたＭＥＭＳ波長可変垂直空洞面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ−Ｅｓ）（ジャヤラマン，Ｖ．（Ｊａｙａｒａｍａｎ，Ｖ．）ら著、生体臨床医学における光干渉断層法およびコヒーレンス領域光学方法ＸＶＩＩＩ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｄｏｍａｉｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃｉｎｅ ＸＶＩＩＩ）、第８９３４号、ｐ．８９３４０２、２０１４年）は特に、レーザ配列で採用されるのに適している。それらの空洞は非常に小さく、共通基板上において隣同士で大きくなる。それらの垂直空洞および面を通じた光の放射により、個々のレーザに対するウエハをダイシングする必要なくそれらが使用され得、最大で数千個のレーザの配列が可能になる。
複数の並列光源のコスト効率の良い具現化形態に適し得る別のレーザタイプは、サンプル格子分散ブラッグリフレクタ（ＳＧ−ＤＢＲ）レーザである（ボネーシ，Ｍ．（Ｂｏｎｅｓｉ，Ｍ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２２号、ｐ．２６３２、２０１４年）。ＳＧ−ＤＢＲレーザのレーザ制御電子機器は比較的複雑かつ高価であるが、実際のレーザチップはむしろ安価である。したがって、複数のレーザチップに対して同一の制御電子機器を共有する光源が想定され得る。
不均質な強度分布の上記に説明された問題を解決するために、光源配列も使用され得る。各々の個々のビームがガウジアン強度プロファイルを示すが、個々の光源の最大強度は、光源配列の境界に向かって弱まらない。検出器構成が光源配列構成に合致する場合、各々の個々の感光性素子に関するガウジアン強度分布が観察されるが、検出器全体にわたっては観察されない。
上記に説明されたＤＭＤによるスキャナレス周波数領域撮像システムと同様に、スキャナレス部分視野周波数領域撮像システムを生成するために光源配列がさらに使用され得る。光源配列によるシステムの場合、或る照明領域のオンおよびオフに切り替えるためにＤＭＤは必ずしも必要とされない。代わりに、光源配列がサンプルに対して撮像されるそのようなシステムでは、配列の部分が単純にオンおよびオフに切り替えられ得る。サンプル上の光源配列全体の画像のサイズは、最大ＦＯＶを定め、動作位置における光源のエリアは、サンプル上の瞬間的ＦＯＶのエリアに対応する。ＤＭＤによる周波数領域撮像システムと同様に、検出器が瞳の共役面に位置する場合、検出経路を修正する必要もない。検出器がサンプルの共役に位置する場合、より多数の感光性素子を有する検出器が使用され得、それに従って読み出されるＲＯＩが移動され得る。
光源の数を個々の部分視野の数未満に維持することを望む場合、光源配列がＤＭＤによるスキャナレス周波数領域撮像システムと組み合わされ得る。例えば、ＤＭＤによるスキャナレス周波数領域撮像システムのより高い出力要件を満たすために、そのような構成が使用され得る。この場合の光源配列の各光源は、ＤＭＤ上の複数の部分視野を照明するために使用される。例えば、１０×１０個の光源配列は、ＤＭＤを照明するために使用されるが、ＤＭＤは、後にサンプル上で撮像される１００×１００個のパターンを表示するために使用される。そのような場合、光源配列の１つの個々の光源は、全ＦＯＶの１００番目の１つ、または換言すれば１００個の個々の部分視野を照明するために使用される。
ｄ．照明および検出経路の分離
過去のポイントスキャンＯＣＴシステムは一般的に、サンプルから光を照明および集光して、単一モードファイバに含まれもする、基準アームモードに一致する単一のモードを集光するために単一モードファイバを使用してきた。部分視野システムでは、基準光とサンプル光との間の入射の角度が、検出器のナイキスト周波数よりも高い空間的振動を生じさせるべきでないこと以外の要件に合致するモードが存在しない。これは、サンプルから戻る複数のモードの光が集光され、かつ基準光に干渉し得るため、サンプル光の集光を著しく簡易化する。モード合致要件の除去によって、システムに対する多くの新たな光学設計が可能になる。全視野撮像システムに対する１つの例示的な実施形態が図１４に概略的に示される。図１４では、掃引光源１４０１からの光がファイバカプラ１４０２によってサンプル光および基準光に分割される。サンプル１４０３は、サンプルアームファイバの頂点をサンプルに向けることによって側面から照明される。サンプルアーム光が実線として示され、基準アーム光が破線として示される。サンプルからの後方散乱光は、別個の検出光学系（レンズ１４０４および１４０５）を通じて集光され、検出器（カメラ１４０６）によって集光される。基準光（破線）は、それ自体の光学軸上で検出器を照明する。次いで、サンプルおよび基準光は検出器においてコヒーレントに干渉する。そのような設計の１つの重要な態様は、後方散乱サンプル光が再度その元のモードに結合される必要がないため、入射光および回帰サンプル光を空間で分離することができ、サンプルアームにおいて異なる経路を移動することができ、人間の角膜などの問題のある反射性を有するレンズの異なる部分を通じてサンプル光を照明および集光するシステムを可能にする。次いで、これは、瞳分割配置を有する眼底カメラ設計または広幅眼底撮像設計の形式にある周波数領域撮像システムを可能にする。
１つの実施形態では、「スキャンに関連する改善 − 並列周波数領域撮像におけるＤＭＤの使用」と題されるセクションで説明されたＤＭＤの支援で照明および検出経路が分離され得る。
照明および検出経路を空間的に分離する能力によってさらに、ビームスプリッタではなく検出器上で基準光およびサンプル光が干渉することが可能になる。これは、干渉光およびサンプル光を合成し、かつサンプル光の一部を反射するビームスプリッタが存在しないため、全てのサンプル光が検出器に到達することができるという利点を有する。
照明および検出経路を分離する方法が全視野システムの例示的な実施形態（図１４）によって説明されるが、部分視野システムへの限定なしに同一の方法が適用され得る。線視野システムの場合、１次元、すなわち、線に沿った非共焦点次元にこの方法が適用され得る。
ｅ．時間変化照明での連続スキャン
「照明 − 照明および検出経路の分離」セクションで説明されたように照明および検出経路を分離することによって、撮像中に照明パターンを変えることができる。部分視野が単一のレーザ掃引の時間にわたって１つ以上の分解能素子でスキャンされる連続高速スキャンモードでは、時間変化照明は、取得のフレーム毎（波長毎）に斑点パターンを変更することをもたらす。処理の後、各フレームにおける異なる斑点パターンは、最終的な体積の斑点の減少をもたらす。これのさらなる実施形態は、米国特許出願第１４／６１３，１２１号明細書で前に説明されたように、隣接波長の斑点の無相関をさらに保証するために非連続波長掃引を含み得る。
サンプルの時間変化照明は、例えば、部分視野をスキャンして入射光の角度を変えるためにｘ−ｙスキャナが使用されることを可能にすることによって達成され得る。物理的なシステムでは、完全な光学素子を作成することが不可能であることにより、そのような状況が本質的に存在し得る。サンプルの画像面またはフーリエ面のいずれかに配置されたＤＭＤ、変形可能反射鏡、またはＳＬＭなどの他のハードウェア素子は、必要な斑点無相関をもたらすために照明を著しく変えることが可能である。特定の具現化形態に応じて、この技術は、その両方が複数の波長取得間の相関性がある斑点パターンに左右される、「並列周波数領域撮像データの取得中に生じる動きおよび回転の追跡および補正」およびヒルマン，Ｄ．（Ｈｉｌｌｍａｎｎ，Ｄ．）ら著、「掃引光源ＯＣＴにおける軸方向の動きアーチファクトおよびフーリエ−領域ＯＣＴにおける分散の補償のための共通アプローチ（Ｃｏｍｍｏｎ ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ ｏｆ ａｘｉａｌ ｍｏｔｉｏｎ ａｒｔｉｆａｃｔｓ ｉｎ ｓｗｅｐｔ−ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ ａｎｄ ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ｉｎ Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）」、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ）、２０１２年で説明されたものなど、動き補正技術と互換性を有しても有しなくてもよい。
ｆ．可変光出力
並列システムまたは超高速スキャンシステムの光出力は、網膜を損傷させるいかなるリスクもなしに超高レベルに到達することができる。しかしながら、眼の前部では、それらのシステムは、高出力密度を有する固定ビームを生成することができる。角膜および水晶体は、最大で約９００ｎｍおよび１０６０ｎｍの波長領域にある可視波長における角膜および水晶体の低吸収により、非常に高い出力レベルを許容することができるが、拡張した時間にわたり、超高出力密度を有するビームに虹彩を露出させることが望ましくないことがある。特に、一般的に実際の取得自体よりも著しく長い時間を要する位置決め中、ビームが虹彩に当たる可能性が高い。高出力ビームを虹彩に露出させることを回避するいくつかの方法が存在する。
− 位置決めモード中に画像品質および取得速度が犠牲となり得ることから、システムは、位置決めモード中に光出力を低下させることができる。低下した照明出力により生じるある程度の感度損失を取り戻すために、システムは、その取得速度を低下させることができる。位置決めモード中にいくつかのＢスキャンのみをスキャンすることが多く、全体的に高密度のサンプリングされた体積をスキャンしないため、特に、これが可能であり、したがって、取得速度の低下がオペレータにとって目立たない。一般的に最大で３〜４秒のほんの一瞬を要する実際のデータ取得中、次いで、照明出力が最大限の眼の安全な露出まで増加する。そのようなシステムでは、照明ビームは単一の取得値の取得時間よりも長い間、虹彩の単一のスポットを照明することができないため、許容可能な露出の最大限度は著しく高い。複数の照明ビームを有するシステムでは、実際の取得中に全てのビームを切り替えるとともに、位置決めモード中に１つまたは削減した数のビームのみを有するシステムを動作させることのみによって、照明出力の低下が実現され得る。
− ビームが虹彩に当たる場合に出力を低下させるために、眼の前部におけるビームの位置に関する情報が使用され得る。例えば、瞳孔カメラによって、またはＯＣＴ／ホロスコープデータ（「瞳孔カメラ」を参照）を分析することによってこの情報が得られる。ＯＣＴ／ホロスコープスキャンが強度を損失させ、最終的にはビームが虹彩によって切断されると直ちに消えるため、この情報は、照明光の全てまたは一部が虹彩に露出されるか否かを判定するために直接使用され得る。現代のＯＣＴ／ホロスコープシステムが超高再現率でＢスキャンをもたらすため、虹彩に当たる光と照明出力の低下との間の時間は非常に短いままであり、さらに高い最大許容可能な露出の最大限度をもたらす。
− 能動的な瞳孔追跡（参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／０２７４８９７号明細書）は、瞳孔に中心があるビームを維持するために使用され得る。そのようなシステムでは、眼の虹彩および瞳孔の画像が眼への光の入射位置を制御するために使用される。
それらの方法の各々は別個に使用され得るとともに、それらを組み合わせることが有益であり、なぜなら、それはいくつかの安全なレベルを生じさせ、したがって、眼を損傷させるリスクを最小化し、例えば、瞳孔追跡に加え、短期間の取得中のみ高出力を使用することが瞳孔追跡を単独で使用するよりも望ましいことがある。
大型検出および／または照明ＮＡを有するシステムでは、瞳孔追跡は、眼の安全にとって有益であるのみならず、最適な撮像性能を維持すること、すなわち、瞳孔による照明または検出の切断を回避することにも有益である。
ＶＩＩＩ．基準信号および基準アーム設計に関連する改善
ａ．検出器の境界における基準信号の記録
掃引光源による周波数領域干渉撮像は、記録されたスペクトルの干渉図形（ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｇｒａｍ）の逆フーリエ変換が深度に応じたサンプルの後方散乱プロファイルを表す原理に基づいている。周波数領域から空間的領域への正確な変換のために、スペクトルの干渉図形は、波数、ｋで線形にサンプリングされる必要がある。干渉撮像方法に使用されるいくつかの掃引光源は、完全にはｋで線形に掃引しない。それを補償するために、一般的に、線形のｋの間隔に対応する時間においてデータ取得の時間が測定されるか、または掃引のｋの非線形性に関する情報を含む基準信号が並列して記録されるかのいずれかである。次いで、この情報は、波数で線形に間隔を空けられる取得されたデータをリサンプリングするために後に使用される。第２の信号の並列取得は一般的に、システムの複雑度が増し、なぜなら、それは追加的な検出器およびアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）を必要とするからである。
ここで、本発明者らは、別個の検出器およびＡＤＣの必要性を除去する掃引光源による並列周波数領域撮像システムに適用可能な方法を説明する。視野照明システムなどの並列周波数領域撮像システムは、個々のポイント検出器の代わりに空間的分解検出器を使用する。線視野システムは一般的に、１Ｄ検出器を使用し、全視野システムは２Ｄ検出器を使用し、部分視野システムは１Ｄまたは２Ｄ検出器のいずれかを使用する。それらの検出器の全ては、大多数の感光性素子を含むことができる。したがって、システム複雑度または効率性を著しく変えることなく、基準信号の取得のために感光性素子のうちの１つまたは複数が容易に使用され得る。理想的には、図１５における１Ｄ検出器について概略的に示される検出器の境界において、１つまたは複数の感光性素子が使用される。これは、基準信号と他の感光性素子によって取得される撮像信号との間のいかなるクロストークも回避することを支援する。基準信号をその位置に配置するために、１つまたは少数の感光性素子上で光を焦点に合わせるための光学系が一般的に使用される。
ｂ．検出器の境界における光源の記録
光源の光出力は、実際には完全に安定しないが、本発明者らが強度雑音と呼ぶある程度の光出力の変動を示す。この強度雑音が平均出力レベルに正規化されるとき、本発明者らはそれを相対的強度雑音（ＲＩＮ：ｒｅｌａｔｉｖｅ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｎｏｉｓｅ）と呼ぶ。ＳＳ−ＯＣＴでは、強度雑音は、著しい雑音源を表すため、それを抑制するためにデュアルバランシング（ｄｕａｌ ｂａｌａｎｃｉｎｇ）などの追加的な測定が一般的に行われる。強度雑音は、光学システムによって影響されない雑音源である。並列周波数領域撮像システムでは、したがって、ＲＩＮは、並列感光性素子からの全ての瞬間的な信号で一致し、単に経時的に変化する。周波数領域撮像システム、特に、制限されたサンプル出力のみを許容することができる生物学的組織を撮像するシステムは、検出器上で光る基準アームからの高光出力を有するように設計され、サンプルからの光は、検出器上の光入射の非常に小さい部分を構成する。これは、サンプルアームにおける反射によって生成される自己相関項を最小化する。基準強度がサンプルから戻る光の強度よりもさらに高いため、基準光が基本的には全体的な強度雑音に対する唯一の寄与するものであると仮定することができる。ＲＩＮが瞬間的な時間のポイントにおいて全ての並列感光性素子上で一致すること、および基準光がＲＩＮ全体に主に寄与するものであることの２つの重要な事実によって、検出器で基準光を記録し、およびそれを撮像信号から取り去ることによってＲＩＮの抑制が可能になる。
ポイントスキャンシステムでは、光源アームまたは基準アーム（例えば、結合カプラを有する）から光源光を選択し、次いで、光源光を別個の検出器およびアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）でデジタル化することによってＲＩＮの抑制が行われ得る。しかしながら、２つの点を保証する必要がある：第１に、このチャネルと撮像干渉計との間の光学経路長が撮像信号と同一の時間において光源光を取得するために良好に合致すること；第２に、記録された光および基準光の強度レベルが合致すること。光学経路長の合致は、光学的に、例えば、ファイバの長さを調節するか、または電子的に、例えば、遅延を検出電子機器に導入することによってのいずれかで行われ得る。強度の合致は、光学的に、例えば、光学減衰器による強度レベルを調節することによって、または後処理で、取り去る前に記録された光の強度を撮像干渉計の基準光の強度に正規化することによってのいずれかで行われ得る。
並列周波数領域撮像システムにおけるＲＩＮ抑制方法の具現化形態は、非常に単純である。ここで、多数の感光性素子の存在が利用され得る。追加的な結合カプラの支援で光を選択する代わりに、感光性素子のうちの１つまたは複数に入射するサンプル光を単純に遮断することによって瞬間的な基準光が記録され得る。他の感光性素子上の信号に影響を及ぼすことなく、１つまたは少数の感光性素子のみに対してサンプル光を遮断することを可能にするために、この目的で検出器の境界において１つまたは複数の感光性素子が選択される。より低いシステムコストおよび複雑度とは別に、このアプローチは、光学経路長が本質的に合致するという利点を有する。基準光の強度が検出器にわたって一致する場合、全ての他の感光性素子の信号から直接、基準感光性素子からの信号が取り去られ得る。基準光の強度が検出器にわたって変化する場合、各々を取り去る前に、記録された基準強度を、全ての他の感光性素子によって測定される基準光の強度に最初に正規化する必要がある。
例えば、検出器上の或る領域に対するサンプル光を制限する単純な開口によって、側面における基準感光性素子上でのサンプル光の遮断が達成され得る。サンプル光のみが遮断されることを確実にするために、例えば、サンプル光および基準光が合成されるビームスプリッタの前に、サンプルアームに開口が配置され得る。
ｃ．レンズレス線視野基準アーム
線視野システムでは、一般的に、１Ｄ検出器上で基準光の焦点を光の線に合わせるために、図２に示された円筒レンズが使用される。しかしながら、１Ｄ検出器上で基準光を焦点調節するために基準アームで線成形光学系を有する代わりに、基準光を案内するファイバのファイバ頂点を検出器の前に単純に置くことが選択され得る。これは、検出器に入射する球形基準波を生成する。代わりに、基準光をコリメートし、したがって、検出器上で平坦な波面の入射を生成するために、線形成光学系の代わりに球体レンズが使用され得る。両方のアプローチが検出器上で基準光の線焦点を有することと比較してあまり出力効率がよくないが、工学設計を著しく簡易化し、基準光の光学収差を削減する可能性がある。
ＩＸ．適用
ａ．眼底撮像および正面撮像
眼底撮像デバイスとして線視野干渉撮像システム、部分視野干渉撮像システム、および全視野干渉撮像システムが使用され得る。実際に、線視野干渉撮像システムおよび線スキャン検眼鏡（ＬＳＯ：ｌｉｎｅ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）は非常に類似している。両方は、線に垂直にスキャンされる光の線でサンプル、この場合には眼を照明する。部分視野システムに対する同様の眼底撮像様式は、広幅眼底撮像装置（ＢＬＦＩ：ｂｒｏａｄ ｌｉｎｅ ｆｕｎｄｕｓ ｉｍａｇｅｒ）（例えば、国際公開第２０１４／１４０２５６号パンフレットを参照）、および全視野システムに対する眼底カメラに対するものである。別個の専用眼底撮像サブシステムを追加する代わりに眼底撮像デバイスとして周波数領域撮像システムを使用するこ場合、システムコストおよび複雑度を削減する利点を有する。
イフティミア（Ｉｆｔｉｍｉａ）らは、ハイブリッドＳＤ−ＯＣＴ／ＬＳＯデバイスを以前に実証している（イフティミア，Ｎ．Ｖ．（Ｉｆｔｉｍｉａ、Ｎ．Ｖ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１４号、ｐ．１２９０９、２００６年）。それは、同一のカメラを共有することによってＳＤ−ＯＣＴシステムをＬＳＯと組み合わせるが、分光計の分散光学系をバイパスするために、ＳＤ−ＯＣＴシステムに加えていくつかの光学素子をなお必要とする。ここで、一方では、本発明者らは、特定の時間にＬＳＯとしての掃引光源による線視野システムを使用することを説明する。それは、ＬＳＯとして機能するためのいかなる追加的な構成要素も必要としない。
共焦点スキャンレーザ検眼鏡（ＣＳＬＯ：ｃｏｎｆｏｃａｌ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）と比較して、線視野システムおよび部分視野システムは、減少した共焦点性により、削減した深度区分化をもたらす。しかしながら、干渉方法では、同等またはより良好な深度区分化能力を達成するためにコヒーレンスゲートが使用され得る。以下の本文では、単純さを維持するために、線視野ホロスコープシステムに対する概念が説明される。しかしながら、同一の概念が部分視野干渉法周波数領域撮像システムおよび全視野干渉法周波数領域撮像システムと同様の方式で適用され得る。
線視野ホロスコープシステム（例えば、図２）の１つの実施形態では、位置決め中、主にＬＳＯモードで機器を稼働させ、１つまたはいくつかの線視野ホロスコープ位置決めＢスキャンを各眼底画像フレーム内でインタリーブすることが選択され得る。これは、波長掃引を停止し、およびＬＳＯモードにおける動作中にサンプルにわたってより高速に線をスキャンし、およびサンプルにわたってより低速にスキャンするか、またはスキャンを中断するが、各位置決めＢスキャン位置において１つもしくは複数のスペクトル掃引を取得するために波長掃引を開始することによって実現され得る。位置決めが終了し、およびオペレータが線視野ホロスコープ体積の取得を開始すると、機器は、線視野ホロスコープ専用モードに切り替わり得る。
この実施形態では、コヒーレンスゲートは、多くのレーザでは、ＬＳＯモード中に中断されるレーザ掃引の場合、瞬間的な線幅に対応する照明光の帯域幅によって定まる。コヒーレンスゲートを削減しようとする場合、ＬＳＯモード中の瞬間的な線のスペクトル帯域幅を増加させ、またはこの撮像モードに対する別個のより広い光源を使用することが選択され得る。コヒーレンスゲートを全く望まない場合、基準アームから来る光が遮断され得、真の非干渉計ＬＳＯモードでシステムが動作させ得る。基準アームの遮断を可能にするために追加的な構成要素を追加することを望まない場合、コヒーレンス干渉を回避するためにサンプルアームとは異なるように基準アームの経路長が調節され得、次いで、任意選択で、信号に関して高域通過フィルタが使用され得る。高域通過フィルタは基準アームからの一定の光を取り除き、ＤＣオフセットなしでサンプルから戻る可変光から生成される画像をもたらす。
干渉法ＬＳＯモードにおいてホロスコープシステムを使用することは、光源の制限されたコヒーレンス長によってもたらされる深度区分化能力の利点を有し、かつ位相へのアクセスを得ることができ、したがって、ホロスコープ焦点調節および収差補正技術を適用することができるため、従来の非干渉法ＬＳＯに対して利点を有する。サンプル上で横方向の位置毎に１つのスペクトルサンプルのみを取得することを選択する場合に位相へのアクセスを得るために、搬送波周波数を生成する必要がある。光学変調器、基準光および／もしくはサンプル光のドップラシフト、または検出器にわたって搬送波周波数を生成する軸外構成の使用によってこの搬送波周波数が生成され得る（軸外構成に関するさらなる詳細については「部分視野周波数領域干渉撮像」セクションを参照されたい）。しかしながら、そのような時間領域干渉法システムにおける軸外構成は、軸外角度に比例したサンプルにおけるコヒーレンス面の傾きを生じさせる。これを回避するため、軸外角度を生成するために格子が使用され得る。これは、波面と比較して、常に波の伝播方向に垂直な基準波のコヒーレンス面の傾きを生成する（マズネブ，Ａ．Ａ．（Ｍａｚｎｅｖ，Ａ．Ａ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２３号、ｐ．１３７８、１９９８年）。リュウ（Ｌｉｕ）らは、軸外線視野共焦点マイクロスコープを最近実証したが、低減したコヒーレンス長を有する光源が、ホロスコープ再構築および計算による補償光学方法を密集した散乱サンプルの適用に成功するのに必要な追加的な深度断面をもたらすことを認識しなかった（リュウ，Ｃ．（Ｌｉｕ、Ｃ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２２号、ｐ．１７８３０〜９、２０１４年）。
計算による補償光学能力を有する干渉法ＬＳＯとしても使用することができる軸外線視野ホロスコープシステムが図１９に概略的に示される。光源１９０１からの光は、ファイバカプラ１９０２によってサンプル光および基準光に分割される。デバイスが正面／眼底撮像デバイスとともにトモグラフィック撮像デバイスとして使用されることが意図される場合、光源１９０１が掃引光源である。デバイスが正面／眼底撮像デバイスとしてのみ使用されることが意図される場合、掃引光源は、いずれかの少なくとも部分的にコヒーレントな光源と置き換えられ得る。光源は、掃引レーザまたは別の少なくとも部分的にコヒーレントな光源であり得る。サンプル光（破線−点線によって示される照明経路上の）は、ファイバコリメータ１９０３によりコリメートされ、次いで、円筒レンズ１９０４によって線に焦点が合わされる。線は、球体レンズ１９０５、１９０６、および１９０７ならびに眼１９０８の光学系によって網膜に中継される。ここで、システムが網膜を撮像するシステムとして説明されるが、いずれかの散乱光サンプルを撮像するためにシステムを修正することができる。サンプルへの途中で光は伝送モードでビームスプリッタ１９０９を通る。正面または眼底画像を得るために、光の線がスキャナ１９１０によってスキャンされる。網膜から後方散乱した光の検出光経路が点線によって示される。網膜上のポイントは、眼１９０８の光学系ならびに球体レンズ１９０７、１９０６、１９０５、１９１２、および１９１３によって検出器１９１１に撮像される。後方散乱した光が検出器１９１１に到達する前に、後方散乱した光は、スキャナ１９１０によってデスキャンされ、ビームスプリッタ１９０９によって反射され、ビームスプリッタ１９１４によって基準光と合成される。基準光は最初に遅延線１９１５を通り、次いで、ファイバコリメータ１９１６によってコリメートされる。基準光とサンプル光との間で軸外角度を生成するために、基準光は伝送格子１９１７を通る。ゼロ次元のビーム（実線）をビームブロック１９１８によって遮断し、１次元のビーム（波線）を通すために、基準光は、２つの球体レンズ１９１９および１９２０から構成されるテレスコープを通る。次いで、円筒レンズ１９２１は、検出器１９１１上で光を焦点に当てる。基準光が検出器に到達する前に、基準光は、基準光およびサンプル光が再合成されるビームスプリッタ１９１４を通る。遅延線１９１５は一般的に、サンプル光および基準光がほとんど同一の光学距離だけ移動するように調節される。この場合、サンプル光および基準光は検出器１９１１上でコヒーレントに干渉する。
検出器１９１１からの電気信号は、ケーブル１９２３を介してプロセッサ１９２２に転送される。プロセッサ１９２２は、例えば、ホストプロセッサにデータを渡す前に信号処理ステップの一部または実行する、フィールドプログラマブルゲート配列（ＦＰＧＡ）、デジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、グラフィックプロセシングユニット（ＧＰＵ）、システムオンチップ（ＳｏＣ）、またはそれらの組み合わせを含み得る。プロセッサ１９２２は、検出された信号から物体の画像データを生成する。これは、正面画像、眼底画像または網膜の３Ｄ表現であり得る。プロセッサは、データの画像を表示するディスプレイ１９２４に動作可能に結合され得る。干渉計におけるサンプルアームおよび前記基準アームは、バルク光学系、光子集積回路、ファイバ光学系またはハイブリッドバルク光学システムから構成され得、およびマイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）、マッハ・ツェンダー（Ｍａｃｈ−Ｚｅｈｎｄｅｒ）または当業者によって既知の共通経路による設計などの異なるアーキテクチャを有し得る。伝達遅延線が図４に示されるが、当業者は、反射遅延線も使用され得ることを理解するであろう。ケーブル１９２３は、無線データ伝送と置き換えられ得る。
ＬＳＯモード動作の時間中は波長掃引を停止しないことが選択され得る。この場合、モード間の切り替えは、異なる速度でスキャナを動作させることのみを含む。再度、ＬＳＯモードに対してはより高速であり、および線視野ホロスコープモードに対してはより低速または停止する。この具現化形態の利点は、静的な出力波長と波長掃引との間で容易に切り替えることができないレーザを使用することが可能になることである。欠点は、ＬＳＯ眼底画像の各線が、眼底画像の見た目を変え得る異なる波長帯域で取得されることである。掃引光源によるポイントスキャンシステムに対する関連する撮像モードは、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１３／０３０１０００号明細書で説明されている。
別の実施形態では、正面撮像モード中に掃引速度が増加され得る。それは、最大で、１回の掃引の時間が１回の検出器の露出の時間と等しい時間の程度まで増加することができる。この特定の場合、全スペクトル掃引範囲によって定まるコヒーレンスゲートで単一の正面画像が取得され得る。これによって、瞬間的な線のコヒーレンス長を容易に調節することが可能でないレーザを有するコヒーレンスゲートの波長を変えることが可能になる。１回の露出時間中のスペクトル掃引が広くなると、コヒーレンスゲートが短くなる。
異なる深度で複数の正面画像を得るために、ある程度の検出器の露出を覆うために掃引速度が調節され得る。そのようなモードは、浅い深度の干渉フーリエ領域撮像モードに対応し、そこでは、コヒーレンスゲートが再度、掃引の全スペクトル掃引範囲で定まり、正面の面の数は、取得のスペクトル分解能によって定まる（すなわち、掃引毎の検出器の露出の回数）。
共焦点ゲートとは異なり、コヒーレンスゲートは撮像システムのＮＡと独立しているため、この方法は、システムに対する機構的な変更なしに深度区分化を調節する便利な方法を提供する。代わりに、完全な調節は、瞬間的な線幅、レーザのスペクトル掃引範囲および／またはスキャン速度を調節することによって、上記に説明されたように電子的に行われ得る。サンプルアームと基準アームとの間の経路長差がコヒーレンス長よりも短い場合にのみ画像が得られるため、可変の深度区分化は特に位置決めの目的にとって望ましいことがある。したがって、それは、より長いコヒーレンス長、すなわち、より大きいコヒーレンスゲートで位置決めを開始し、次いで、基準アームとサンプルアームとの間での経路長の不一致が適切に調節された後に位置決めを抑えることの支援となる。これはまた、経路長の不一致およびコヒーレンス長が交互の方式で調節される、対話的な処理として具体化され得る。
上記では、本発明者らは、トモグラフィック撮像モードを補助する位置決めとなる眼底撮像モードを説明してきた。しかしながら、この関係は逆であり得、そこでは、トモグラフィックモードは、コヒーレンスゲートの正面撮像様式に対する位置決めモードとして使用される。位置決めモードがさらに想定され得、そこでは、ユーザがＸ線断層写真における特定の層が選択され得、次いで、それに従って機器が基準アームとサンプルアームとの間の経路長差、および潜在的にコヒーレンスゲートも自動的に設定し、選択の特定の層の高分解能正面画像を取得する。
機構的に波長が変えられたレーザは、一般的に、瞬間的な線の掃引速度、掃引範囲およびコヒーレンス長などの高速に変動するパラメータのレーザの適応性に制限され、例えば、ＳＧ−ＤＢＲレーザなどのアキネティック（ａｋｉｎｅｔｉｃ）レーザが一般的にパラメータの調節に適している。
上記に説明された干渉眼底撮像方法は、サブ開口による収差測定および補正技術とともに使用されるとき、さらに改善され得る（例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１４／０２１８６８４号明細書を参照）。この組み合わせによって、画像が既に取得された後、眼底画像の焦点を数的に合わせ、人間の眼およびシステムの光学系の不完全性によって生じる高次元収差をさらに補正することが可能になる。次いで、そのような補正された画像は、補償光学系眼底撮像システムで取得された眼底画像と類似する。
上記に説明された正面撮像の実施形態の全てについて、サンプルと検出器との間の撮像関係は必ずしも必要とされない。焦点が外れた画像または遠視野における画像が取得される場合、取得された画像が画像面に数的に伝播され得、および／または取得された画像を周波数領域から空間的領域に変換するために２Ｄ ＦＦＴが使用され得る。
また、人間の眼の外にある他の技術的および生物学的なサンプルの正面撮像および浅い深度の撮像について上記に説明されたシステムおよび方法が使用され得る。それらはさらに、技術的および生物学的なサンプルの形状測定、位相顕微鏡法および分散コントラスト撮像などの他の用途に使用され得る（コマ，Ｍ．Ａ．（Ｃｈｏｍａ，Ｍ．Ａ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３０号、ｐ．１１６２、２００５年、サルニック，Ｍ．Ｖ．（Ｓａｒｕｎｉｃ，Ｍ．Ｖ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３１号、ｐ．１４６２、２００６年、エンドウ，Ｔ．（Ｅｎｄｏ，Ｔ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．６９５、２００５年、グライツィアル，Ｂ．（Ｇｒａｊｃｉａｒ，Ｂ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．２１８４１〜５０、２０１０年、グライツィアル，Ｂ．（Ｇｒａｊｃｉａｒ，Ｂ．）ら著、フォトニックス・レター・オブ・ポーランド（Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ Ｌｅｔｔ．Ｐｏｌ．）ｐ．３、２０１１年）。
ｂ．指向性散乱
並列ホロスコープ技術は、空間的分解検出器で後方散乱光子を検出することを含む。したがって、クマール（Ｋｕｍａｒ）ら（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年）、および米国特許出願公開第２０１４／０２１８６８４号明細書によって説明されるように、瞳孔を直接撮像するか、または空間的周波数空間にアクセスするために空間的画像データを数的にフーリエ変換することによってのいずれかで、瞳孔を複数のサブ開口に分割することが可能である。次いで、各サブ開口は、異なる角度下で後方散乱した光を含む。したがって、低横方向分解能であるが異なる角度情報で複数の画像または体積が再構築され得る。得られた角度依存情報は、以下でさらに詳細に説明されるようないくつかの用途を支援する情報であり得る。
単一のポイントスキャンシステムでは、クマール（Ｋｕｍａｒ）ら（クマール，Ａ．（Ｋｕｍａｒ，Ａ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第２１号、ｐ．１０８５０〜６６、２０１３年）、および参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１４／０２１８６８４号明細書によって説明されるように、体積を最初に取得し、次いで、体積またはその下位の体積（ｓｕｂｖｏｌｕｍｅ）全体に計算による瞳孔分割を適用することによって、瞳孔が計算により分割され得る。この方法によって、以下のサブセクションで説明されるほとんどの指向性散乱方法が可能になる。しかしながら、単一のポイントスキャンシステムは、異なる時点でサンプルの異なる空間的位置をサンプリングするため、それは、例えば、「絶対角度分解速度測定」で説明された絶対血流測定の適用に必要とされるような瞬間的な指向性散乱情報を提供する能力を有しない。
しかしながら、例えば、検出ビームをいくつかのサブビームに分割する（各々は瞳孔の異なる部分からの光、したがって異なる角度で散乱した光である）ピラミッド反射鏡の使用によって、瞳孔が光学的に分割され得る。１つの実施形態では、検出ビーム（サンプルおよび基準光がコヒーレントに干渉した後）を３つのサブビームに分割するために、三角基板を有するピラミッドが使用される。次いで、３つの別個のファイバコリメータが使用されて、３つのサブビームをコリメートすることができる。３つのチャネルの各々は、共通のサンプル位置からの異なる角度依存散乱情報を含み、ホロスコープ再構築のために、および以下のサブセクションで説明される適用を可能にするためにこの情報が使用され得る。
ｃ．組織特有指向性散乱
いくつかのサンプルは、非均一な散乱特性を示す。生物学的サンプルでは、ファイバの方位は、光が１つの方向において他の方向よりも散乱することを生じさせ得る。そのような挙動は、例えば、ＯＣＴで人間の網膜を撮像するときに観察可能であり、光が或る角度から検出される場合にヘンリー（Ｈｅｎｌｅ）ファイバのみが視認できる（例えば、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／０２７４８９７号明細書を参照）。
ホロスコープシステムで、前に説明されたように、瞳孔が複数のサブ開口に数的に分割され得る。サブ開口の各々からそれぞれ画像を再構築することによって、対応する角度下で後方散乱した光のみによって生成された別個の画像を生成することが可能である。次いで、サンプル内の特定の構造もしくは組織タイプを識別するか、またはそれらの構造もしくは組織のタイプを特徴付けるために、それらの複数の画像によって捕捉される散乱特性が使用され得る。例えば、この組織層からの散乱がどのような指向性を有するかによって、眼の中の神経線維層の健康状態が特徴付けられ得る。
ｄ．暗視野撮像
光学システム、特に、非共焦点システムは、光学面からのスペクトル反射の影響を受けることが多い。例えば、眼底カメラでは、角膜からの反射を回避するためにかなりの注意が払われ、または顕微鏡法では散乱光のみを検出し、およびカバープレートもしくはサンプルの面からのいかなる反射も遮断する特定の暗視野マイクロスコープが使用される。そのような暗視野システムはまた、追加的な情報をもたらすことができる異なるコントラストを示すことが多い。
追加的な物理的開口の止め具を必要とすることなく、ホロスコープシステムは暗視野ホロスコープシステムに非常に容易に変換され得る。瞳孔が検出器に撮像されるシステムでは、非常に低い角度で反射光または散乱される光のみを検出する検出器の中心の感光性素子をゼロに単純に設定することによって、それが最も容易に具体化され得る。検出器がサンプルの共役面に対応する位置に配置されるホロスコープシステムでは、反射光を同様にフィルタリングするために、取得されたフレームを空間的領域から空間的周波数領域に最初にフーリエ変換する必要がある。
ｅ．絶対角度分解速度測定
血流における変化がいくつかの病気に対する早期指標であると考えられるため、ドップラＯＣＴ速度測定は、人間の網膜の血管内の血流を測定するために使用される（ライトゲープ，Ｒ．（Ｌｅｉｔｇｅｂ，Ｒ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１１号、ｐ．３１１６〜２１、２００３年、シュモール，Ｔ．（Ｓｃｈｍｏｌｌ，Ｔ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１７号、ｐ．４１６６、２００９年）。時間的に分離した連続的な測定間で位相差を計算することによって、移動する散乱体（例えば、赤血球（ＲＢＣ：ｒｅｄ ｂｌｏｏｄ ｃｅｌｌ））の軸方向速度を計算することが可能である（ライトゲープ，Ｒ．（Ｌｅｉｔｇｅｂ，Ｒ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２９号、ｐ．１７１、２００４年）。しかしながら、絶対速度を判定するために、検出軸と散乱体の速度ベクトルとの間の角度
ｖａｂｓ＝ｖａｘｉａｌ／ｃｏｓ（α）＝ΔΦ／（２ｎｋＴ ｃｏｓ（α））
に関する知識も有する必要がある。ｎは、屈折率であり、ｋは中心の波数であり、ａは、速度ベクトルと検出軸との間の角度であり、Ｔは、２回の測定間の時間差である。体積測定データまたはいくつかの時間的に分離した横断面がさらなる処理のために取得される必要があるため、αに関する情報を得ることは概してあまり容易でなく、かつ正確でないことが多い。これは一般的に、人間の眼の中の血管の角度を抽出するために計算による高価な画像処理技術を伴う。したがって、ポイントスキャンシステムについて、異なる角度を有する少なくとも２つのビームを使用し、次いで、それによって、αから独立した絶対速度
ｖａｂｓ＝（ｖ’ａｘｉａｌ−ｖ’’ａｘｉａｌ）／（Δγｃｏｓ（Δβ））＝（ΔΦ’−ΔΦ’’）／（２ｎｋＴ Δγ ｃｏｓ（Δβ））
を算出することが可能になることが提案されている（ヴェルクマイスター，Ｒ．Ｍ．（Ｗｅｒｋｍｅｉｓｔｅｒ，Ｒ．Ｍ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３３号、ｐ．２９６７、２００８年、ペデルセン，Ｃ．Ｊ．（Ｐｅｄｅｒｓｅｎ，Ｃ．Ｊ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３２号、ｐ．５０６、２００７年、イフティミア，Ｎ．Ｖ．（Ｉｆｔｉｍｉａ，Ｎ．Ｖ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１６号、ｐ．１３６２４、２００８年）。Δγは、２つのビーム間の分離角度であり、Δβは、２つのビームに内在する照明面と散乱体の速度ベクトルとの間の角度であり、ｖ’ａｘｉａｌおよびｖ’’ａｘｉａｌは、それぞれの位相差ΔΦ’−ΔΦ’’から計算された２つのビームに沿った軸方向速度である。αに依存しないことが可能であるが、角度Δβに関する知識が必要とされることを認識することができる。しかしながら、Δβは一般的に、例えば、眼底画像で容易に測定可能である。ｃｏｓ（Δβ）が９０度に近い角度に対して非常に小さくなるため、この方法は非常に低いΔβに対してのみ作用する。
トラシスクッカー（Ｔｒａｓｉｓｃｈｋｅｒ）らは、散乱体の移動方向に関する事前のいかなる知識も必要とすることなく、絶対速度を測定するために、３つのビームを使用する方法を最近導入した（トラシスクッカー，Ｗ．（Ｔｒａｓｉｓｃｈｋｅｒ，Ｗ．）ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス（Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．）、第１８号、ｐ．１１６０１０、２０１３年、ハインドル，Ｒ．（Ｈａｉｎｄｌ，Ｒ．）ら著、バイオメディカル・オプティックスＢＴ３Ａ．７４（Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ ＢＴ３Ａ．７４）、２０１４年、ハインドル，Ｒ．（Ｈａｉｎｄｌ，Ｒ．）ら著、ジャーナル・オブ・モダン・オプティックス（Ｊ．Ｍｏｄ．Ｏｐｔ．）、ｐ．１〜８、２０１４年）。３つのビームは、相互焦点スポットであるビームの頂点、および瞳面であるピラミッドの基板を有する、等辺三角形によるピラミッドを形成する。瞳面におけるビーム間の距離、および瞳面から画像面への距離を把握することによって、３つの測定ビームの正確な空間的方位（ベクトル（ｅｘ、ｅｙ、ｅｚ））を判定することが可能である。次いで、３つの未知の変数、ｖｘ、ｖｙおよびｖｚを有する３つの式
ｖ’ａｘｉａｌ＝ｅ’ｘｖｘ＋ｅ’ｙｖｙ＋ｅ’ｚｖｚ
ｖ’’ａｘｉａｌ＝ｅ’’ｘｖｘ＋ｅ’’ｙｖｙ＋ｅ’’ｚｖｚ
ｖ’’’ａｘｉａｌ＝ｅ’’’ｘｖｘ＋ｅ’’’ｙｖｙ＋ｅ’’’ｚｖｚ
のシステムになる。
瞳孔を３つのサブ開口に数的に分割することによって、本明細書で説明されるホロスコープシステムでさらに関連するアプローチが単純に具体化され得る。次いで、それらのサブ開口は、個々の撮像ビームとして扱われ得、移動する散乱体の速度および方向に関する情報を含む絶対速度ベクトル（ｖｘ、ｖｙ、ｖｚ）を得るために上記に説明されたのと同様の方式で処理され得る。同様に、集光瞳孔を２つのサブ開口に分割することによって前に説明された２つのビームの方法が達成され得る。また、絶対速度ベクトルが４つ以上のサブ開口に分割された瞳孔から計算され得、そこでは、追加的なサブ開口が速度の追加的な測定を与え、測定の精度の評価を可能にする。
複数の照明および検出ビームを使用する、上記に説明された多指向性マルチビームドップラシステムの別のより単純な具現化形態は、単一のビームで照明し、次いで、例えば、「指向性散乱」で説明されたピラミッド反射鏡によって、瞳孔を光学的に分割することである。これは、干渉計設計を著しく簡易化し、サンプル上でのクロストークおよび照明スポットのずれの問題を回避する。
計算による瞳孔分割の本明細書で説明された方法は、多指向性ドップラ測定に動揺に適用され得、そこでは、参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１５／００９２１９５号明細書および（ブラッター，Ｃ．（Ｂｌａｔｔｅｒ，Ｃ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３８号、ｐ．４４３３〜６、２０１３年）で説明されるように、Ｂスキャン内の血管の横断面が評価されて、絶対流量を直接判定する。
ｆ．ステレオスコープビュー
例えば、外科用顕微鏡法のようないくつかの適用について、画像または体積データを参照するときに深度感覚（ｄｅｐｔｈ ｐｅｒｃｅｐｔｉｏｎ）が重要である。ホロスコープシステムで、瞳孔を分割し、視認者の眼毎に別個の画像を再構築することによってステレオスコープ画像が生成され得る。この目的のために、瞳孔が２つのサブ開口に分割される。２つのサブ開口は各々、瞳孔の全エリアの５０％を覆うことができる。しかしながら、開口数を削減するために、各々が瞳孔における瞳孔の全エリアの５０％未満を覆う、２つのサブ開口を使用することが選択され得る。瞳孔が分割される（例えば、垂直にまたは水平に）次元は理想的には、体積が参照される方位に対応する。したがって、２つの別個の画像がユーザの左目および右目に割り当てられ得る。全３Ｄ指向性散乱情報がデータセットで利用可能であるため、視差、被写界深度、焦点深度、ガンマ、組織の透過度、および倍率を含む、考えられる調節可能な参照パラメータでデータセットを参照するときにかなりの適応性がもたらされ得る。
ｇ．機能的撮像
現在、病的変化および視力低下が既に発生した後にのみ網膜疾患が処置されている。非侵入的な方法で、生体内の網膜機能を調べることは、病的変化が現在の診断ツールで検出可能になる前でさえ、かなり早い段階で眼科疾患を検出する方法を将来もたらすと考えられている。いくつかの調査グループは、フラッシュまたは閃光の刺激による網膜組織の反射率変化が検出される方法を提案している（ツノダ，Ｋ．（Ｔｓｕｎｏｄａ，Ｋ．）ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス（Ｉｎｖｅｓｔ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｉｓ．Ｓｃｉ．）、第４５号、ｐ．３８２０〜６、２００４年、アブラモフ，Ｍ．Ｄ．（Ａｂｒａｍｏｆｆ，Ｍ．Ｄ．）ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス（Ｉｎｖｅｓｔ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｉｓ．Ｓｃｉ．）、第４７号、ｐ．７１５〜２１、２００６年、ビチェバ，Ｋ．（Ｂｉｚｈｅｖａ，Ｋ．）ら著、米国科学アカデミー紀要（Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．Ｕ．Ｓ．Ａ．）、第１０３号、ｐ．５０６６〜７１、２００６年、シャロン，Ｄ．（Ｓｈａｒｏｎ，Ｄ．）ら著、セレブラル・コルテックス１７（Ｃｅｒｅｂ．Ｃｏｒｔｅｘ １７）、ｐ．２８６６〜７７、２００７年、ハナゾノ、Ｇ．（Ｈａｎａｚｏｎｏ、Ｇ．）ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス（Ｉｎｖｅｓｔ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｉｓ．Ｓｃｉ．）、第４８号、ｐ．２９０３〜２９１２、２００７年、ジョンナル，Ｒ．Ｓ．（Ｊｏｎｎａｌ，Ｒ．Ｓ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１５号、ｐ．１６１４１〜１６１６０、２００７年、イノマタ，Ｋ．（Ｉｎｏｍａｔａ，Ｋ．）ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス（Ｉｎｖｅｓｔ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｉｓ．Ｓｃｉ．）、第４９号、ｐ．２１９３〜２２００、２００８年、マチダ，Ｓ．（Ｍａｃｈｉｄａ，Ｓ．）ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス（Ｉｎｖｅｓｔ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｉｓ．Ｓｃｉ．）、第４９号、ｐ．２２０１〜２２０７、２００８年、グリーブ，Ｋ．（Ｇｒｉｅｖｅ，Ｋ．）ら著、インベスティゲイティブ・オフサルモロジー・アンド・ビジュアル・サイエンス（Ｉｎｖｅｓｔ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｉｓ．Ｓｃｉ．）、第４９号、ｐ．７１３〜７１９、２００８年、スリニバサン，Ｖ．Ｊ．（Ｓｒｉｎｉｖａｓａｎ，Ｖ．Ｊ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１７号、ｐ．３８６１、２００９年、シュモール，Ｔ．（Ｓｃｈｍｏｌｌ，Ｔ．）ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス（Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．）、第１５号、ｐ．０４１５１３、２０１０年）。しかしながら、人間の網膜における反射率変化の生体内研究は、眼の動きおよび斑点の存在などの誤りの種々の原因により課題となっている。特に、画像ポイントが空間的に分離されているのみならず、時間的にも分離されているポイントスキャンシステムは、動きアーチファクトから激しい影響を受け得る（シュモール，Ｔ．（Ｓｃｈｍｏｌｌ，Ｔ．）ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス（Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．）、第１５号、ｐ．０４１５１３、２０１０年）。並列周波数領域撮像システムで、例えば、瞬間的なＦＯＶを、それが１回の取得において刺激を受けたエリアおよび刺激を受けていないエリアを覆う方法で判別することによって、空間的に分離された画像ポイントの同時検出が利用され得る。
位相の高感度検出は、機能的撮像アプローチの感度を増加させる方法をもたらすことができる（シュモール，Ｔ．（Ｓｃｈｍｏｌｌ，Ｔ．）ら著、ジャーナル・オブ・バイオメディカル・オプティックス（Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．）、第１５号、ｐ．０４１５１３、２０１０年）。干渉方法であるホロスコープは、位相への容易なアクセスをもたらす。並列ホロスコープシステムは、それらが本質的に瞬間的なＦＯＶにわたって位相が安定している追加的な全く異なる利点を有する。刺激を受けたエリアおよび刺激を受けていないエリアにわたって同時にＦＯＶを判別することによって、刺激を受けていないエリアに対して刺激を受けたエリアから後方散乱した光の小さい位相変化を検出することが可能である。
ｈ．血管造影法
生体内の人間の網膜における毛細血管を対比するためにＯＣＴ血管造影法が使用される。ＯＣＴ血管造影法では、時間的に分離されたサンプルに関し、ほぼ同一の横方向位置で測定が繰り返される。繰り返される測定の振幅および／または位相の変化が判定され得、血管内の血流などの動きを強調するために使用され得る。強度、斑点、位相分解、または複合的なＯＣＴデータのフレーム内またはフレーム間の変化の分析を利用する複数のＯＣＴ血管造影法データ処理技術が存在する。そのような技術の主な適用のうちの１つは、網膜の正面の脈管構造画像を生成することである。正面画像は一般的に、データ容量の全体において、またはその一部からのいずれかで、立方体における所与の方向に沿って画素を合計することによって立方体の３次元データから生成される。機能的ＯＣＴを使用した詳細な脈管構造の視覚化によって、臨床医が、非侵略的な方式で眼疾患の診断および管理のための新たなかつ有用な臨床情報を得ることが可能になる。本明細書で説明される部分視野システムおよびアプローチのいずれかが、動き対比分析に適切な画像データを収集するために使用され得る。
ＯＣＴは内網膜における毛細血管床の非常に微細な画像を生成することが可能であるが、それはなお、脈絡毛細管枝の網を対比することが課題となっていると思われる。その脈絡毛細は直径で単に数マイクロメートルであり、非常に密に詰まっている。したがって、それらの脈絡毛細を分解することは、高分解能を必要とする。その計算による補償光学能力と組み合わせたホロスコープは、必要とされる分解能をもたらすことができ、したがって脈絡毛細管枝画像の品質を高めることができる。脈絡毛細管枝の流量が一般的に内網膜の脈絡毛細の流量よりも多いため、画像品質は、非常に高いフレームレートの並列ホロスコープ方法からさらなる利点を得ることができる。
「動き補正」セクションで説明されたように、他の干渉計撮像様式に対する部分視野システムの前の動き補正能力はまた、部分視野システムで移動する散乱体を対比することに対して利点を有する。
ｉ．偏光高感度ホロスコープ
生物学的および技術的なサンプルでの追加的な対比をもたらすために偏光高感度ＯＣＴが実証されてきた（ゴットジンジャー，Ｅ．（Ｇｏｔｚｉｎｇｅｒ，Ｅ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３号、ｐ．１０２１７、２００５年、スティフター，Ｄ．（Ｓｔｉｆｔｅｒ，Ｄ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８号、ｐ．２５７１２〜２５、２０１０年、エベレット，Ｍ．Ｊ．（Ｅｖｅｒｅｔｔ，Ｍ．Ｊ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２３号、ｐ．２２８、１９９８年、モロー，Ｊ．（Ｍｏｒｅａｕ，Ｊ．）ら著、アプライド・オプティックス（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第４２号、ｐ．３８１１、２００３年、シュモール，Ｔ．（Ｓｃｈｍｏｌｌ，Ｔ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３５号、ｐ．２４１〜３、２０１０年）。ファイバによる偏光高感度ＯＣＴシステムが過去に提示されてきたが、概して、バルク偏光高感度光学系を使用して偏光高感度システムを具体化することがさらに容易である（ゴットジンジャー，Ｅ．（Ｇｏｔｚｉｎｇｅｒ，Ｅ．）ら著、オプティックス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１７号、ｐ．２２７０４〜１７、２００９年）。並列ホロスコープシステムの干渉計はバルク光学系で構成されることが多く、したがって、偏光高感度ホロスコープの具現化形態に理想的に適している。
偏光高感度ＯＣＴを具体化することは一般的に、複数の別個の検出システムを必要とすることが多い。２Ｄセンサ上で小型ＲＯＩのみを使用することは、それ自体が検出光を分割して２Ｄセンサ上で複数の小型パッチを同時に照明する可能性に結び付く。次いで、各パッチは、偏光高感度の状態に対応し、ともに偏光高感度測定を可能にする。単一の検出器の使用によって、高価な構成を少なくすることが可能になる。この同一のアプローチはまた、「スキャンに関連する改善 − 並列周波数領域撮像におけるＤＭＤの使用」および「スキャンに関連する改善 − 単一のＭＥＭＳ反射鏡でのスキャン」セクションで説明された、検出エリアが２Ｄセンサに従ってスキャンされる構成と両立する。この状況では、カメラ上の全ての別個の偏光高感度パッチがともに移動する。必要とされる唯一の変更は、偏光高感度パッチ毎の最大ＦＯＶの集合に対応するわずかに大きい２Ｄセンサである。
代替の実施形態では、異なる偏光状態が空間的周波数領域で多重化され得る。軸外システムは、反射鏡画像とともにＤＣおよび自己相関項の抑制の利点を有する。しかしながら、これは、空間的周波数空間の乏しい使用を代償とする。実際に、軸外システムは一般に、検出器の感光性素子の非効率な使用に直接関連付ける空間的周波数空間の４分の１のみを使用する。しかしながら、例えば、追加的な直交偏光状態からの信号を符号化するために、未使用の空間的周波数空間が利用され得る。これを行うために、線形直交偏光状態および異なる軸外角度を有する２つの基準アームが使用される。空間的周波数項における対応する相互相関項を相互に分離するとともに、自己相関およびＤＣ項を分離するために軸外角度が選択されるべきである。これは、使用された空間的周波数空間を２倍にし、したがって検出器の感光性素子をより有効に利用する。しかしながら、それは検出器上の動的な範囲を代償とし、なぜなら、それは２つの基準アーム間で分割される必要があるからである。しかしながら、各基準アームが検出器の雑音制限を克服するために十分なショット雑音を生成し、量子化雑音によって制限されないように十分なデジタル化の深度が利用可能である限り、これは無視され得る。空間的周波数空間において偏光分岐情報を符号化する方法として空間的周波数の多重化が本明細書で説明されたが、空間的周波数空間において他の追加的な情報を符号化するためにも、この方法が使用され得る。例えば、異なる深度からの干渉信号は、第２の基準アームの経路長第１の基準アームからオフセットさせることによるものである。しかしながら、偏光高感度ポイントスキャンＯＣＴのための関連するアプローチがシュモール（Ｓｃｈｍｏｌｌ）らによって提示されている（シュモール，Ｔ．（Ｓｃｈｍｏｌｌ，Ｔ．）ら著、オプティックス・レター（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３５号、ｐ．２４１〜３、２０１０年）。しかしながら、ポイントスキャンシステムは軸外構成で動作することができないため、偏光状態を相互に分離する搬送波周波数を導入するために、それらは、基準アームのうちの少なくとも１つにおいて位相変調器を使用する必要がある。

Claims (18)

  1. 光散乱物体を撮像する周波数領域干渉撮像システムであって、
    光ビームを生成する光源と、
    前記光ビームを基準アームおよびサンプルアームに分割するビーム分配器であって、前記サンプルアームは、撮像される前記光散乱物体を含む、前記ビーム分配器と、
    前記サンプルアームにおける前記光ビームを撮像される前記光散乱物体に伝送するサンプル光学系と、前記サンプルアームにおける前記光ビームは、前記光散乱物体上の照明エリアを形成し、前記サンプル光学系は、物体上の複数の連続スキャン位置を規定する前記照明エリアを２次元でスキャンするためのビームスキャナを含み、前記照明エリアによって規定される各スキャン位置は、Ａスキャン位置のグループを含み、前記２次元の一方に沿った複数の連続スキャン位置は互いに部分的に重複し、
    個々のスキャン位置の前記Ａスキャン位置のグループを同時に捕捉するための複数の空間的に分解可能なＡスキャン捕捉位置を含む光捕捉領域を形成する複数の感光性素子を有する空間的分解検出器と、
    前記物体から散乱した光と前記基準アームからの光とを結合し、かつ結合された光を前記空間的分解検出器の前記光捕捉領域に向ける回帰光学系と、前記空間的分解検出器は、前記結合された光を前記複数の空間的に分解可能なＡスキャン捕捉位置において同時に集光し、前記結合された光に応答して信号を生成し、
    前記複数の空間的に分解可能なＡスキャン捕捉位置において収集された信号を処理し、かつ処理された信号に基づいて前記物体の画像データを生成するプロセッサとを備え、前記画像データは、前記照明エリアよりも大きい領域をカバーする、周波数領域干渉撮像システム。
  2. 前記プロセッサは、個々の重複する連続スキャン位置からの重複するＡスキャン位置の生成された信号を結合する、請求項１に記載のシステム。
  3. 前記重複するＡスキャン位置の生成された信号は、平均化により結合される、請求項２に記載のシステム。
  4. 前記重複するＡスキャン位置の生成された信号は、動きコントラストデータを生成するために結合される、請求項３に記載のシステム。
  5. 前記２次元の一方に沿った前記複数の連続スキャン位置は、所定の掃引スキャン長に亘り、
    現在のスキャン位置から次のスキャン位置への変位は、１回の掃引スキャンの１／Ｎの時間中に１つ以下の分解能ポイントであり、ここで、Ｎは、前記空間的分解検出器上のスキャン方向における前記光捕捉領域の感光性素子の数である、請求項１に記載のシステム。
  6. 前記２次元の一方に沿った前記複数の連続スキャン位置は、所定の掃引スキャン長に亘り、
    現在のスキャン位置から次のスキャン位置への変位は、１つ以下の分解能ポイントであり、かつ１つのスキャン位置の変位毎に、（Ｍ×Ｎ（Ｎ＋１）／２）−Ｍ×Ｎの追加的なＡスキャンを定義し、Ｎは、前記空間的分解検出器上のスキャン方向における前記光捕捉領域の感光性素子の数であり、Ｍは、スキャン方向に垂直な方向における感光性素子の数である、請求項１に記載のシステム。
  7. 前記サンプル光学系の光学的分解能が、前記空間的分解検出器の分解能よりも高い、請求項１に記載のシステム。
  8. 前記光散乱物体が人間の網膜である、請求項１に記載のシステム。
  9. 前記照明エリアは、スキャンパターンに従って物体上で前記２次元でスキャンされ、
    前記スキャンパターンは、前記複数の連続スキャン位置の間の前記サンプルアームおよび前記基準アームにおける光の光路長差の変化を最小化するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
  10. 前記照明エリアが１つのスキャン位置から別のスキャン位置にスキャンされるときに、前記基準アームおよび前記サンプルアームのうちの少なくとも一方における光路長が調整される、請求項９に記載のシステム。
  11. 前記照明エリアは、選択可能なスキャン基準深度に関する深度撮像ウインドウを定義し、
    サンプルは複数の別個のスキャン領域に分割され、各スキャン領域は、対応する領域基準深度において深度撮像ウィンドウ内にあると定義された類似のサンプル深度を有することによって特徴付けられ、
    前記複数の別個のスキャン領域の各々は、単一のスキャン操作内で前記照明エリアによって順次スキャンされ、前記照明エリアの前記スキャン基準深度は、現在スキャン中のスキャン領域に対応する前記領域基準深度に調整される、請求項９に記載のシステム。
  12. 前記照明エリアの前記スキャン基準深度は、１つのスキャン領域から別のスキャン領域に移行するときに調整される、請求項１１に記載のシステム。
  13. 前記スキャンパターンは、複数の分離したスキャン領域を含む、請求項１１に記載のシステム。
  14. 前記分離したスキャン領域は、円形領域を含む、請求項１３に記載のシステム。
  15. 前記スキャンパターンが螺旋を含む、請求項１１に記載のシステム。
  16. 第１のスキャン体積が、前記２次元の一方に沿った前記複数の連続スキャン位置をスキャンすることにより収集され、第２のスキャン体積が、前記２次元の他方に沿った複数の連続スキャン位置をスキャンすることにより収集され、
    前記第１のスキャン体積の収集における各スキャン位置の照明エリアは、ＸＹ平面上で第１の方向を有し、前記第２のスキャン体積の収集における各スキャン位置の照明エリアは、前記第１の方向に対して９０度だけＸＹ平面内で回転した第２の方向を有し、
    前記第１のスキャン体積および前記第２のスキャン体積が第３のスキャン体積を形成するために結合される、請求項１に記載のシステム。
  17. 前記２次元は互いに直交しており、
    前記照明エリアは、前記第１の方向に直交する前記第２の方向に沿ったよりも前記第１の方向に沿って高い分解能を有することによって特徴付けられ、
    前記第１のスキャン体積の収集では、前記照明エリアは、より高い分解能の方向が前記２次元の一方と整列するように方向付けられ、
    前記第２のスキャン体積の収集では、前記照明エリアは、より高い分解能の方向が前記２次元の他方と整列するように方向付けられる、請求項１６に記載のシステム。
  18. 前記第３のスキャン体積は、前記２次元において同じ分解能を有する、請求項１７に記載のシステム。
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Families Citing this family (71)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102012022058A1 (de) * 2012-11-08 2014-05-08 Carl Zeiss Meditec Ag Flexibles, multimodales Retina-Bildaufnahme- und Messsystem
WO2015157769A1 (en) * 2014-04-11 2015-10-15 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Scanning imaging for encoded psf identification and light field imaging
EP4009042A1 (en) 2015-03-23 2022-06-08 Techinsights Inc. Methods, systems and devices relating to distortion correction in imaging devices
US20180028059A1 (en) * 2015-03-24 2018-02-01 Forus Health Private Limited An apparatus for multi-mode imaging of eye
KR101716125B1 (ko) * 2015-07-20 2017-03-15 주식회사 토모큐브 파면 제어기를 활용한 초고속 고정밀 3차원 굴절률 측정 방법 및 장치
EP4155661A3 (en) * 2015-09-17 2023-06-07 Carl Zeiss Meditec, Inc. Interferometry using a diode laser having a pulse-broadened spectral bandwidth
US10254534B2 (en) * 2015-11-30 2019-04-09 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Single multimode fiber endoscope
WO2017097886A1 (en) 2015-12-09 2017-06-15 Carl Zeiss Meditec Ag Balanced detection systems
US10231619B2 (en) * 2015-12-09 2019-03-19 Oregon Health & Science University Systems and methods to remove shadowgraphic flow projections in OCT angiography
US20190008390A1 (en) * 2015-12-30 2019-01-10 Carestream Dental Technology Topco Limited Programmable Swept Frequency Light Source
EP3414516B1 (en) 2016-02-12 2020-04-01 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for improved oct measurements
US10012834B2 (en) * 2016-03-08 2018-07-03 Microsoft Technology Licensing, Llc Exit pupil-forming display with reconvergent sheet
JP2017158836A (ja) 2016-03-10 2017-09-14 キヤノン株式会社 眼科装置および撮像方法
EP3436768A1 (en) 2016-04-01 2019-02-06 The University of Liverpool Optical interferometry apparatus and method
US9808153B1 (en) 2016-04-14 2017-11-07 Canon Kabushiki Kaisha Wavefront correction method for adaptive optics system
LU93143B1 (de) 2016-07-06 2018-03-05 Leica Microsystems Verfahren zum Untersuchen einer Probe sowie Vorrichtung zum Ausführen eines solchen Verfahrens
JP6246875B1 (ja) * 2016-08-24 2017-12-13 Ckd株式会社 計測装置
CN109804294B (zh) 2016-10-25 2022-08-02 林瑟科技公司 用于数字全息成像和干涉测量的光纤分路器装置和包括所述光纤分路器装置的光学系统
KR20190095269A (ko) * 2016-12-20 2019-08-14 에베 그룹 에. 탈너 게엠베하 광-민감성 층을 노광하기 위한 디바이스 및 방법
CN110461213A (zh) 2016-12-21 2019-11-15 奥克塞拉有限公司 基于家庭眼科应用的小型移动低成本光学相干断层扫描系统
CN110300541A (zh) * 2017-01-17 2019-10-01 杜克大学 光学相干断层扫描装置和系统
DE102017203010A1 (de) 2017-02-24 2018-08-30 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Anordnung zur hochauflösenden Topographie der Kornea eines Auges
DE102017108193A1 (de) * 2017-04-18 2018-10-18 Rowiak Gmbh OCT-Bilderfassungvorrichtung
US10585291B2 (en) * 2017-04-28 2020-03-10 Yonatan Gerlitz Eye safety system for lasers
JP2018187038A (ja) * 2017-05-01 2018-11-29 キヤノン株式会社 光干渉断層撮像装置
JP7124270B2 (ja) * 2017-06-01 2022-08-24 株式会社ニデック 眼科撮影装置
EP3652512B1 (en) * 2017-07-14 2021-09-01 Wavesense Engineering GmbH Optical apparatus
CN107242860B (zh) * 2017-07-25 2021-01-19 京东方科技集团股份有限公司 荧光分子层析成像系统及方法
WO2019025871A1 (en) * 2017-08-01 2019-02-07 Opher Kinrot OPTICAL SYSTEMS AND METHODS FOR ROTATION MOTION MEASUREMENT
JP2019025185A (ja) * 2017-08-02 2019-02-21 株式会社トプコン 眼科装置、及びデータ収集方法
US11412928B2 (en) 2017-08-11 2022-08-16 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for improved ophthalmic imaging
JP2019033956A (ja) * 2017-08-18 2019-03-07 キヤノン株式会社 計測装置
US10782117B2 (en) 2017-08-31 2020-09-22 Canon U.S.A., Inc. Optical delay line for coherence imaging
US11000187B2 (en) 2017-09-07 2021-05-11 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for improved montaging of ophthalmic imaging data
TWI699559B (zh) * 2018-01-16 2020-07-21 美商伊路米納有限公司 結構照明成像系統和使用結構化光來創建高解析度圖像的方法
FR3077631B1 (fr) 2018-02-05 2021-01-01 Unity Semiconductor Procede et dispositif d'inspection d'une surface d'un objet comportant des materiaux dissimilaires
EP3809948A4 (en) 2018-06-20 2022-03-16 Acucela Inc. MINIATURIZED MOBILE, LOW COST OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY SYSTEM FOR HOME OPHTHALMIC APPLICATIONS
WO2020033920A1 (en) * 2018-08-09 2020-02-13 The Regents Of The University Of California Apparatus and methods for speckle reduction and structure extraction in optical coherence tomography
WO2020044712A1 (ja) 2018-08-29 2020-03-05 株式会社トプコン 眼科装置、及びその制御方法
KR20210050517A (ko) * 2018-08-31 2021-05-07 파티클 머슈어링 시스템즈, 인크. 입자계수기를 최적화하는 유체 굴절률
JP7406219B2 (ja) * 2018-09-11 2023-12-27 株式会社トーメーコーポレーション 眼科装置
DE102018007757A1 (de) 2018-10-02 2020-04-02 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Kompensation der von bewegten Messobjekten erzeugten Artefakte in Messignalen von Swept-Source-OCT-Systemen
GB2580052B (en) * 2018-12-20 2021-01-06 Exalos Ag Source module and optical system for line-field imaging
CN109512382A (zh) * 2018-12-26 2019-03-26 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 一种线光束调制模块及视网膜成像装置
US11445941B2 (en) * 2019-02-01 2022-09-20 The Regents Of The University Of California Mapping ciliary activity using phase resolved spectrally encoded interferometric microscopy
JP7444422B2 (ja) * 2019-02-18 2024-03-06 株式会社トーメーコーポレーション 光干渉断層装置
DE102019111238A1 (de) * 2019-04-30 2020-11-05 Carl Zeiss Ag Verfahren zur Einstellung und Visualisierung von Parametern zur Fokussierung eines Objektivs auf ein Objekt sowie System zur Durchführung des Verfahrens
WO2020230329A1 (ja) * 2019-05-16 2020-11-19 日本電気株式会社 光干渉断層撮像装置、撮像方法、及び、撮像プログラムが格納された非一時的なコンピュータ可読媒体
CN112051239B (zh) * 2019-06-05 2024-04-12 中国科学院上海光学精密机械研究所 基于动态散射系统的在探测面积受限情况下的成像方法
US11808656B2 (en) * 2019-06-07 2023-11-07 Fogale Nanotech Device and method for measuring interfaces of an optical element
WO2020257154A1 (en) * 2019-06-17 2020-12-24 Georgia Tech Research Corporation Low-aberration high-speed-compatible optical delay lines and methods thereof
US11627259B2 (en) * 2019-10-24 2023-04-11 Sony Corporation Device, method and computer program
FR3103894A1 (fr) 2019-12-03 2021-06-04 Damae Medical Dispositifs et procédés de microscopie à balayage linéaire
US11730363B2 (en) 2019-12-26 2023-08-22 Acucela Inc. Optical coherence tomography patient alignment system for home based ophthalmic applications
CN111610621B (zh) * 2020-01-19 2022-04-08 北京大学 一种双模态显微成像系统和方法
US10959613B1 (en) 2020-08-04 2021-03-30 Acucela Inc. Scan pattern and signal processing for optical coherence tomography
CN116390683A (zh) 2020-08-14 2023-07-04 奥克塞拉有限公司 用于光学相干断层扫描a扫描去弯曲的系统和方法
US11393094B2 (en) 2020-09-11 2022-07-19 Acucela Inc. Artificial intelligence for evaluation of optical coherence tomography images
GB2615429B (en) * 2020-09-11 2024-04-24 Associated Univ Inc Geometric tools and methods to measure closure phase for robust feature recognition in interferometric images
CN116322471A (zh) 2020-09-30 2023-06-23 奥克塞拉有限公司 近视预测、诊断、计划和监测设备
EP3977915A1 (en) * 2020-10-01 2022-04-06 Optos PLC Ophthalmic confocal oct imaging system
WO2022094695A1 (en) * 2020-11-03 2022-05-12 Institut National De La Recherche Scientifique A method and a system for compressed ultrafast tomographic imaging
CN117222353A (zh) 2021-03-24 2023-12-12 奥克塞拉有限公司 轴向长度测量监测器
EP4346553A1 (en) * 2021-05-28 2024-04-10 Institut National De La Sante Et De La Recherche Medicale - Inserm Computer-implemented method and apparatus for characterizing a flexible tube
WO2023018375A2 (en) * 2021-08-10 2023-02-16 Nanyang Technological University Optical coherence tomography system and method for imaging of a sample
US20230087295A1 (en) * 2021-09-10 2023-03-23 Rockley Photonics Limited Optical speckle receiver
EP4218544A1 (en) * 2021-11-12 2023-08-02 Topcon Corporation Apparatus and method for imaging an eye
CN114252476B (zh) * 2021-12-14 2022-08-05 华中科技大学 用于亚毫米级样品面内热导率测量的光学装置及测量方法
GB2611012B (en) * 2021-12-15 2023-10-25 Univ Jiangsu Portable apparatus for detecting early crop diseases based on spatial frequency domain imaging and detection method using same
WO2023182011A1 (ja) * 2022-03-24 2023-09-28 株式会社ニコン 画像処理方法、画像処理装置、眼科装置、及びプログラム
JP2024061156A (ja) * 2022-10-21 2024-05-07 株式会社ヴィーネックス 検査装置及び３次元断層像形成装置

Family Cites Families (41)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5991028A (en) 1991-02-22 1999-11-23 Applied Spectral Imaging Ltd. Spectral bio-imaging methods for cell classification
ES2076414T3 (es) 1991-06-20 1995-11-01 Hewlett Packard Gmbh Sistema de fotodiodos.
GB9323065D0 (en) 1993-11-09 1994-01-05 Besca Ltd A wide field retinal scanning ophthalmoscope
GB9610700D0 (en) 1996-05-22 1996-07-31 Moor Instr Ltd Apparatus for imaging microvascular blood flow
EP2327954A1 (en) * 2002-01-11 2011-06-01 The General Hospital Corporation Apparatus for OCT imaging with axial line focus for improved resolution and depth of field
GB2413022B (en) 2002-02-01 2006-02-22 Stichting Tech Wetenschapp Laser doppler perfusion imaging using a two-dimensional random access high pixel readout rate image sensor
EP1332718A1 (en) 2002-02-01 2003-08-06 Stichting Voor De Technische Wetenschappen Laser doppler perfusion imaging using a CMOS image sensor
GB2407155A (en) * 2003-10-14 2005-04-20 Univ Kent Canterbury Spectral interferometry method and apparatus
EP3009815B1 (en) * 2003-10-27 2022-09-07 The General Hospital Corporation Method and apparatus for performing optical imaging using frequency-domain interferometry
JP4838982B2 (ja) * 2004-01-30 2011-12-14 株式会社 日立ディスプレイズ レーザアニール方法およびレーザアニール装置
JP4512822B2 (ja) * 2004-10-20 2010-07-28 国立大学法人 筑波大学 線集光型フーリエドメイン干渉形状計測装置
US7365856B2 (en) * 2005-01-21 2008-04-29 Carl Zeiss Meditec, Inc. Method of motion correction in optical coherence tomography imaging
WO2006111909A1 (en) 2005-04-20 2006-10-26 Cvl Cosmetics S.A. Instrument and method for high-speed perfusion imaging
AT502168B1 (de) * 2005-10-14 2007-02-15 Steinhuber Wolfdietrich Dr Abbildendes optisches gerät
US20070291277A1 (en) 2006-06-20 2007-12-20 Everett Matthew J Spectral domain optical coherence tomography system
WO2008008774A2 (en) 2006-07-10 2008-01-17 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Interferometric synthetic aperture microscopy
JP2009041946A (ja) * 2007-08-06 2009-02-26 Topcon Corp 光画像計測装置
US8348429B2 (en) * 2008-03-27 2013-01-08 Doheny Eye Institute Optical coherence tomography device, method, and system
US8125645B2 (en) 2008-03-31 2012-02-28 Fujifilm Corporation Optical tomographic imaging system, tomographic image acquiring method, and optical tomographic image forming method
US8459795B2 (en) 2008-09-16 2013-06-11 Carl Zeiss Meditec Ag Measuring system for ophthalmic surgery
DE102008047400B9 (de) * 2008-09-16 2011-01-05 Carl Zeiss Surgical Gmbh Augenchirurgie-Messsystem
JP5832523B2 (ja) * 2010-04-29 2015-12-16 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー 光コヒーレンストモグラフィのための動き補正および画像改善の方法および装置
JP5685013B2 (ja) 2010-06-30 2015-03-18 キヤノン株式会社 光断層撮像装置及びその制御方法、プログラム
US8731272B2 (en) * 2011-01-24 2014-05-20 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Computational adaptive optics for interferometric synthetic aperture microscopy and other interferometric imaging
EP2668465A1 (en) 2011-01-25 2013-12-04 Massachusetts Institute Of Technology Single-shot full-field reflection phase microscopy
US8890081B2 (en) 2011-04-14 2014-11-18 Los Alamos National Security, Llc. High-sensitivity, high-speed continuous imaging system
DE102011018603B3 (de) 2011-04-21 2012-06-06 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Verfahren zur optischen Tomographie
US9055892B2 (en) 2011-04-27 2015-06-16 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for improved ophthalmic imaging
WO2013007612A1 (en) 2011-07-08 2013-01-17 Carl Zeiss Meditec Ag Light field camera for fundus photography
JP5891001B2 (ja) * 2011-10-19 2016-03-22 株式会社トーメーコーポレーション 断層撮影装置及び断層像の補正処理方法
US9332902B2 (en) 2012-01-20 2016-05-10 Carl Zeiss Meditec, Inc. Line-field holoscopy
US9192294B2 (en) 2012-05-10 2015-11-24 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for faster optical coherence tomography acquisition and processing
JP6039314B2 (ja) * 2012-08-30 2016-12-07 キヤノン株式会社 撮像装置および撮像方法
JP2014079464A (ja) * 2012-10-17 2014-05-08 Canon Inc 眼科装置及びその波面収差補正方法
US9247874B2 (en) 2013-02-01 2016-02-02 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for sub-aperture based aberration measurement and correction in interferometric imaging
US9456746B2 (en) 2013-03-15 2016-10-04 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for broad line fundus imaging
EP2991538B1 (en) 2013-04-30 2020-08-12 Idx Llc Parallel optical coherence tomography apparatuses, systems, and related methods
US20160206193A1 (en) 2013-08-23 2016-07-21 Carl Zeiss Meditec, Inc. Frequency-domain interferometric based imaging systems
US9046339B2 (en) 2013-09-30 2015-06-02 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for bidirectional functional optical coherence tomography
US10113856B2 (en) 2013-10-09 2018-10-30 Carl Zeiss Meditec, Inc. Line-field imaging systems and methods incorporating planar waveguides
US9778018B2 (en) 2014-02-14 2017-10-03 Carl Zeiss Meditec, Inc. Swept source interferometric imaging systems and methods

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