JP2019534722A - 眼球前部／後部撮像用の１０６０ｎｍ波長範囲ベースの光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システム - Google Patents

Abstract

眼球前部又は後部の画像を生成するＯＣＴシステムが記載される。システムは、光源、コントローラ、光学系、検出器、及びプロセッサを含む。光源は光線を生成し、後部撮像モード又は前部撮像モードで動作することが可能である。後部撮像モードでは、光源は、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅以下のスペクトル帯域幅を有する光を出力する。前部撮像モードでは、光源は、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅よりも広いスペクトル帯域幅を有する光を出力する。コントローラは、後部撮像モード又は前部撮像モードの切り替えを可能にする。光学系は、眼の一組の横断位置にわたり光をスキャンする。検出器は、戻ってきた光を測定し、プロセッサが画像を生成するのに使用する出力信号を生成する。

Description

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）は、マイクロメートル分解能で組織構造のｉｎ ｓｉｔｕリアルタイム断面撮像を実行する光学撮像技術である。ＯＣＴは、ＯＣＴビームに沿って試料の散乱プロファイルを測定する。各散乱プロファイルはアキシャルスキャン又はＡスキャンと呼ばれる。Ｂスキャンと呼ばれる、エクステンシブ３Ｄボリュームによる断面撮像は、スキャニング又はフィールド照明のいずれかにより試料上の一組の横断位置を照明するＯＣＴビームを用いて多くのＡスキャンから構築される。

ＯＣＴの顕著な利点の１つは、マイクロメートル範囲、さらにはサブマイクロメートル範囲の高アキシャル分解能である。アキシャル分解能は主に、使用される光源のスペクトル帯域幅に依存する。アキシャル分解能は、色分散及びプローブ光が透過する必要がある任意の媒体のスペクトル依存減衰により影響される（例えば、（非特許文献１）、（非特許文献２）、（非特許文献３）参照、参照により本明細書に援用される）。

網膜撮像の場合、性能は、透光体の主体である水の特性によって大きく支配される（例えば、（非特許文献４）及び（非特許文献５）参照、参照により本明細書に援用される）。眼球前部及び硝子体を通しての複光路方式は、合計すると、波長依存分散及び吸収を示す約５０ｍｍ経路長になる（例えば、図１参照）。

網膜撮像の大半のＯＣＴシステムは、主に水による僅かな吸収に起因して、８００ｎｍ範囲の中心波長で動作する（例えば、（非特許文献６）参照、参照により本明細書に援用される）。さらに、超高アキシャル分解能を提供する、十分に発展した広帯域光源、例えば、チタン：サファイア短パルスレーザが利用可能である（例えば、（非特許文献７）参照、参照により本明細書に援用される）。大きなピクセル数を有するシリコン検出器アレイは、高速分光計ベースフーリエ領域ＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）システムの実施を可能にする（例えば、（非特許文献８）参照、参照により本明細書に援用される）。

過去数年、水吸収が極小を有する約１０６０ｎｍの波長範囲（図１参照）は、網膜及び根底にある脈絡膜の撮像にますます興味深いものであることが分かってきた（例えば、（非特許文献９）、（非特許文献１０）、（非特許文献１１）参照、参照により本明細書に援用される）。

約１０６０ｎｍの波長範囲では、メラニンによる減衰は低く（例えば、（非特許文献１２）参照、参照により本明細書に援用される）、したがって、網膜色素上皮（ＲＰＥ）を透過する光は多くなる。より高波長での散乱の低減は一般に、組織内へのより深い侵入を可能にし、白内障に罹患した眼の撮像に有利である。さらに、水中への色分散は約１０００ｎｍで低く、高アキシャル分解能の維持に役立つ（例えば、（非特許文献１３）参照、参照により本明細書に援用される）。

１０００ｎｍを超える波長では、ＯＣＴシステムは通常、広帯域光源及び分光計ではなく波長掃引レーザ光源、いわゆる掃引光源を利用し、その理由は、インジウムガリウムヒ化物に基づく利用可能な検出器アレイがシリコン相対物よりもはるかに高価であるためである。掃引源ＯＣＴは、長い測距深度及び超高画像取得速度を提供することができ、モーションアーチファクトに対してよりロバストである。したがって、続く研究は１０６０ｎｍ範囲での高性能掃引源の開発にフォーカスしている（例えば、（非特許文献１４）、（非特許文献１５）、（非特許文献１６）、（非特許文献１７）、及び（非特許文献１８）参照、それぞれ参照により本明細書に援用される）。

１０６０ｎｍ掃引源は通常、１１０ｎｍ未満のスペクトル掃引幅に向けて設計される。この値は、水の吸収窓（ｗａｔｅｒ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｗｉｎｄｏｗ）の幅から導出されている。１０００ｎｍ未満及び１１００ｎｍ超での高吸収（図１に示されるように）に起因して、ヒト網膜を撮像する場合、帯域幅が広いほど、高アキシャル分解能に結びつかない。実際に、帯域幅が広いほど、信号損失に繋がり、その理由は、屈折力が眼の前で測定され、最大暴露限度が通常、そのレベルのスペクトル分解能までの吸水変動を含まないためである。

Ｂ．Ｌ．ダニエルソン（Ｂ．Ｌ．Ｄａｎｉｅｌｓｏｎ）及びＣ．Ｙ．ボワロベール（Ｃ．Ｙ．Ｂｏｉｓｒｏｂｅｒｔ）著、「低コヒーレンス干渉を使用した絶対光学測距（Ａｂｓｏｌｕｔｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｒａｎｇｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）」、応用光学（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第３０巻、ｐ．２９７５〜２９７９、１９９１年 Ｔ．ヒルマン（Ｔ．Ｈｉｌｌｍａｎ）及びＤ．サンプソン（Ｄ．Ｓａｍｐｓｏｎ）著、「超高分解能光干渉断層撮影のアキシャル分解能に対する水分散及び吸収の影響（Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｗａｔｅｒ ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ａｎｄ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｏｎ ａｘｉａｌ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｉｎ ｕｌｔｒａｈｉｇｈ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３巻、ｐ．１８６０〜１８７４、２００５年 Ｓ．ハリリ（Ｓ．Ｈａｒｉｒｉ）、Ａ．Ａ．モーイエ（Ａ．Ａ．Ｍｏａｙｅｄ）、Ａ．ドラコポーロス（Ａ．Ｄｒａｃｏｐｏｕｌｏｓ）、Ｃ．ヒュン（Ｃ．Ｈｙｕｎ）、Ｓ．ボイド（Ｓ．Ｂｏｙｄ）、及びＫ．ビゼバ（Ｋ．Ｂｉｚｈｅｖａ）著、「１０６０ｎｍ波長範囲におけるヒト及び齧歯類網膜のｉｎ−ｖｉｖｏ撮像のＯＣＴアキシャル分解能への制限ファクタ（Ｌｉｍｉｔｉｎｇ ｆａｃｔｏｒｓ ｔｏ ｔｈｅ ＯＣＴ ａｘｉａｌ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｆｏｒ ｉｎ−ｖｉｖｏ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｈｕｍａｎ ａｎｄ ｒｏｄｅｎｔ ｒｅｔｉｎａ ｉｎ ｔｈｅ １０６０ｎｍ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ｒａｎｇｅ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１７巻、ｐ．２４３０４〜２４３１６、２００９年 Ｔ．Ｊ．ヴァンデンバーグ（Ｔ．Ｊ．ｖａｎ ｄｅｎ Ｂｅｒｇ）及びＨ．スペクレイゼ（Ｈ．Ｓｐｅｋｒｅｉｊｓｅ）著、「ヒト眼媒体における近赤外線光吸収（Ｎｅａｒ ｉｎｆｒａｒｅｄ ｌｉｇｈｔ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｅｙｅ ｍｅｄｉａ）」、ビジョン・リサーチ（Ｖｉｓ．Ｒｅｓ．）、第３７巻、ｐ．２４９〜２５３、１９９７年 Ｙ．コエリョ（Ｙ．Ｃｏｅｌｌｏ）、Ｂ．シュ（Ｂ．Ｘｕ）、Ｔ．Ｌ．ミラー（Ｔ．Ｌ．Ｍｉｌｌｅｒ）、Ｖ．Ｖ．ロゾヴォイ（Ｖ．Ｖ．Ｌｏｚｏｖｏｙ）、及びＭ．ドントス（Ｍ．Ｄａｎｔｕｓ）著、「多光子パルス内干渉位相スキャンを使用した水、海水、及び眼球成分の群速度分散測定（Ｇｒｏｕｐ−ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｏｆ ｗａｔｅｒ，ｓｅａｗａｔｅｒ，ａｎｄ ｏｃｕｌａｒ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ ｕｓｉｎｇ ｍｕｌｔｉｐｈｏｔｏｎ ｉｎｔｒａｐｕｌｓｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｐｈａｓｅ ｓｃａｎ）」、応用光学（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第４６巻、ｐ．８３９４〜８４０１、２００７年 Ｗ．ドレクサ（Ｗ．Ｄｒｅｘｌｅｒ）及びＪ．Ｇ．フジモト（Ｊ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ）著、「現行技術の網膜光干渉断層撮影（Ｓｔａｔｅ−ｏｆ−ｔｈｅ−ａｒｔ ｒｅｔｉｎａｌ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、プログレス・イン・レチナル・アンド・アイ・リサーチ（Ｐｒｏｇ．Ｒｅｔｉｎ．Ｅｙｅ Ｒｅｓ．）、第２７巻、ｐ．４５〜８８、２００８年 Ｗ．ドレクサ（Ｗ．Ｄｒｅｘｌｅｒ）、Ｕ．モルグナー（Ｕ．Ｍｏｒｇｎｅｒ）Ｆ．Ｘ．カートナー（Ｆ．Ｘ．Ｋａｒｔｎｅｒ）、Ｃ．ピトリス（Ｃ．Ｐｉｔｒｉｓ）、Ｓ．Ａ．ボパート（Ｓ．Ａ．Ｂｏｐｐａｒｔ）、Ｘ．Ｄ．リ（Ｘ．Ｄ．Ｌｉ）、Ｅ．Ｐ．イッペン（Ｅ．Ｐ．Ｉｐｐｅｎ）、及びＪ．Ｇ．フジモト（Ｊ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ）著、「ｉｎ−ｖｉｖｏ超高分解能光干渉断層撮影（Ｉｎ ｖｉｖｏ ｕｌｔｒａｈｉｇｈ−ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、オプティクス・レターズ（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第２４巻、ｐ．１２２１〜１２２３、１９９９年 Ｂ．ポットセド（Ｂ．Ｐｏｔｓａｉｄ）、Ｉ．ゴルゼェンスカ（Ｉ．Ｇｏｒｃｚｙｎｓｋａ）、Ｖ．Ｊ．スリニバサン（Ｖ．Ｊ．Ｓｒｉｎｉｖａｓａｎ）、Ｙ．チェン（Ｙ．Ｃｈｅｎ）、Ｊ．ジアン（Ｊ．Ｊｉａｎｇ）、Ａ．ケーブル（Ａ．Ｃａｂｌｅ）、及びＪ．Ｇ．フジモト（Ｊ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ）著、「毎秒７０，０００〜３１２，５００アキシャルスキャンでの超高速スペクトル／フーリエ領域ＯＣＴ眼科撮像（Ｕｌｔｒａｈｉｇｈ ｓｐｅｅｄ ｓｐｅｃｔｒａｌ／Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ ａｔ ７０，０００ ｔｏ ３１２，５００ ａｘｉａｌ ｓｃａｎｓ ｐｅｒ ｓｅｃｏｎｄ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１６巻、ｐ．１５１４９〜１５１６９、２００８年 Ｂ．ポバザイ（Ｂ．Ｐｏｖａｚａｙ）、Ｋ．ビゼバ（Ｋ．Ｂｉｚｈｅｖａ）、Ｂ．ヘルマン（Ｂ．Ｈｅｒｍａｎｎ）、Ａ．ウンターハーバー（Ａ．Ｕｎｔｅｒｈｕｂｅｒ）、Ｈ．サットマン（Ｈ．Ｓａｔｔｍａｎｎ）、Ａ．Ｆ．フィーチャー（Ａ．Ｆ．Ｆｅｒｃｈｅｒ）、Ｗ．ドレクサ（Ｗ．Ｄｒｅｘｌｅｒ）、Ｃ．シューベルト（Ｃ．Ｓｃｈｕｂｅｒｔ）、Ｐ．Ｋ．アーネルト（Ｐ．Ｋ．Ａｈｎｅｌｔ）、Ｍ．メイ（Ｍ．Ｍｅｉ）、Ｒ．ホルツワース（Ｒ．Ｈｏｌｚｗａｒｔｈ）、Ｗ．Ｊ．ワズワース（Ｗ．Ｊ．Ｗａｄｓｗｏｒｔｈ）、Ｊ．Ｃ．ナイト（Ｊ．Ｃ．Ｋｎｉｇｈｔ）、及びＰ．Ｓ．Ｊ．ラッセル（Ｐ．Ｓ．Ｊ．Ｒｕｓｓｅｌ）著、「１０５０ｎｍにおける超高分解能眼科ＯＣＴを使用した脈絡膜血管の改善された視覚化（Ｅｎｈａｎｃｅｄ ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｈｏｒｏｉｄａｌ ｖｅｓｓｅｌｓ ｕｓｉｎｇ ｕｌｔｒａｈｉｇｈ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ ＯＣＴ ａｔ １０５０ｎｍ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１１巻、ｐ．１９８０〜１９８６、２００３年 Ａ．ウンターハーバー（Ａ．Ｕｎｔｅｒｈｕｂｅｒ）、Ｂ．ポバザイ（Ｂ．Ｐｏｖａｚａｙ）、Ｂ．ヘルマン（Ｂ．Ｈｅｒｍａｎｎ）、Ｈ．サットマン（Ｈ．Ｓａｔｔｍａｎｎ）、Ａ．チャベス−ピルソン（Ａ．Ｃｈａｖｅｚ−Ｐｉｒｓｏｎ）、及びＷ．ドレクサ（Ｗ．Ｄｒｅｘｌｅｒ）著、「１０４０ｎｍにおけるｉｎ ｖｉｖｏ網膜光干渉断層撮影−脈絡膜への侵入改善（Ｉｎ ｖｉｖｏ ｒｅｔｉｎａｌ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ａｔ １０４０ｎｍ−ｅｎｈａｎｃｅｄ ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ ｉｎｔｏ ｔｈｅ ｃｈｏｒｏｉｄ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１３巻、ｐ．３２５２〜３２５８、２００５年 Ｙ．ヤスノ（Ｙ．Ｙａｓｕｎｏ）、Ｙ．ホン（Ｙ．Ｈｏｎｇ）、Ｓ．マキタ（Ｓ．Ｍａｋｉｔａ）、Ｍ．ヤマナリ（Ｍ．Ｙａｍａｎａｒｉ）、Ｍ．アキバ（Ｍ．Ａｋｉｂａ）、Ｍ．ミウラ（Ｍ．Ｍｉｕｒａ）、及びＴ．ヤタガイ（Ｔ．Ｙａｔａｇａｉ）著、「１μｍ掃引源光干渉断層撮影及び散乱光コヒーレンス血管造影による眼球後部深部のｉｎ ｖｉｖｏ高コントラスト撮像（Ｉｎ ｖｉｖｏ ｈｉｇｈ−ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｄｅｅｐ ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ ｅｙｅ ｂｙ １−μｍ ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１５巻、ｐ．６１２１〜６１３９、２００７年 Ｍ．Ｌ．ウォルバーシュト（Ｍ．Ｌ．Ｗｏｌｂａｒｓｈｔ）、Ａ．Ｗ．ウォルシュ（Ａ．Ｗ．Ｗａｌｓｈ）、及びＧ．ジョージ（Ｇ．Ｇｅｏｒｇｅ）著、「メラニン、ユニークな生物学吸収体（Ｍｅｌａｎｉｎ，ａ ｕｎｉｑｕｅ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ａｂｓｏｒｂｅｒ）」、応用光学（Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．）、第２０巻、ｐ．２１８４〜２１８６、１９８１年 Ｙ．ワン（Ｙ．Ｗａｎｇ）、Ｊ．Ｓ．ネルソン（Ｊ．Ｓ．Ｎｅｌｓｏｎ）、Ｚ．チェン（Ｚ．Ｃｈｅｎ）、Ｂ．Ｊ．ライザー（Ｂ．Ｊ．Ｒｅｉｓｅｒ）、Ｒ．Ｓ．チャック（Ｒ．Ｓ．Ｃｈｕｃｋ）、及びＲ．Ｓ．ウィンデラー（Ｒ．Ｓ．Ｗｉｎｄｅｌｅｒ）著、「超高分解能光干渉断層撮影の最適波長（Ｏｐｔｉｍａｌ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｈｉｇｈｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１１巻、ｐ．１４１１〜１４１７、２００３年 Ｔ．クレイン（Ｔ．Ｋｌｅｉｎ）、Ｗ．ウィーザー（Ｗ．Ｗｉｅｓｅｒ）、Ｃ．Ｍ．アイゲンヴィリッヒ（Ｃ．Ｍ．Ｅｉｇｅｎｗｉｌｌｉｇ）、Ｂ．Ｒ．ビーダーマン（Ｂ．Ｒ．Ｂｉｅｄｅｒｍａｎｎ）、及びＲ．ヒューバー（Ｒ．Ｈｕｂｅｒ）著、「１０５０ｎｍフーリエ領域モードロックレーザを用いた超広視野網膜撮像のためのメガヘルツＯＣＴ（Ｍｅｇａｈｅｒｔｚ ＯＣＴ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｗｉｄｅ−ｆｉｅｌｄ ｒｅｔｉｎａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ａ １０５０ｎｍ Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍａｉｎ ｍｏｄｅ−ｌｏｃｋｅｄ ｌａｓｅｒ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１９巻、ｐ．３０４４〜３０６２、２０１１年 Ｒ．ヒューバー（Ｒ．Ｈｕｂｅｒ）、Ｄ．Ｃ．アドラー（Ｄ．Ｃ．Ａｄｌｅｒ）、Ｖ．Ｊ．スリニバサン（Ｖ．Ｊ．Ｓｒｉｎｉｖａｓａｎ）、及びＪ．Ｇ．フジモト（Ｊ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ）著、「毎秒２３６，０００アキシャルスキャンでのヒト網膜の超高速光干渉断層撮影の１０５０ｎｍでのフーリエ領域モードロック（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍａｉｎ ｍｏｄｅ ｌｏｃｋｉｎｇ ａｔ １０５０ｎｍ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｈｉｇｈ−ｓｐｅｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｒｅｔｉｎａ ａｔ ２３６，０００ ａｘｉａｌ ｓｃａｎｓ ｐｅｒ ｓｅｃｏｎｄ）」、オプティクス・レターズ（Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．）、第３２巻、ｐ．２０４９〜２０５１、２００７年 Ｍ．クズネツォフ（Ｍ．Ｋｕｚｎｅｔｓｏｖ）、Ｗ．アチア（Ｗ．Ａｔｉａ）、Ｂ．ジョンソン（Ｂ．Ｊｏｈｎｓｏｎ）、及びＤ．フランダース（Ｄ．Ｆｌａｎｄｅｒｓ）著、「ＯＣＴ撮像用途でのコンパクト超高速反射性ファブリペロー調整可能レーザ（Ｃｏｍｐａｃｔ ｕｌｔｒａｆａｓｔ ｒｅｆｌｅｃｔｉｖｅ Ｆａｂｒｙ−Ｐｅｒｏｔ ｔｕｎａｂｌｅ ｌａｓｅｒｓ ｆｏｒ ｏｃｔ ｉｍａｇｉｎｇ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）」、ＳＰＩＥ紀要（Ｐｒｏｃ．ＳＰＩＥ）、第７５５４巻、７５５４１Ｆ、２０１０年 Ｓ．マーシャル（Ｓ．Ｍａｒｓｃｈａｌｌ）、Ｔ．クレイン（Ｔ．Ｋｌｅｉｎ）、Ｗ．ウィーザー（Ｗ．Ｗｉｅｓｅｒ）、Ｂ．Ｒ．ビーダーマン（Ｂ．Ｒ．Ｂｉｅｄｅｒｍａｎｎ）、Ｋ．シュー（Ｋ．Ｈｓｕ）、Ｋ．Ｐ．ハンセン（Ｋ．Ｐ．Ｈａｎｓｅｎ）、Ｂ．サンフ（Ｂ．Ｓｕｍｐｆ）、Ｋ．−Ｈ．ハスラー（Ｋ．−Ｈ．Ｈａｓｌｅｒ）、Ｇ．アルベルト（Ｇ．Ｅｒｂｅｒｔ）、Ｏ．Ｂ．ジェンセン（Ｏ．Ｂ．Ｊｅｎｓｅｎ）、Ｃ．ピーダーセン（Ｃ．Ｐｅｄｅｒｓｅｎ）、Ｒ．ヒューバー（Ｒ．Ｈｕｂｅｒ）、及びＰ．Ｅ．アンダーセン（Ｐ．Ｅ．Ａｎｄｅｒｓｅｎ）著、「テーパ振幅に基づく１０５０ｎｍにおけるフーリエ領域モードロック掃引源（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍａｉｎ ｍｏｄｅ−ｌｏｃｋｅｄ ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ ａｔ １０５０ｎｍ ｂａｓｅｄ ｏｎ ａ ｔａｐｅｒｅｄ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１８巻、ｐ．１５８２０〜１５８３１、２０１０年 Ｓ．マーシャル（Ｓ．Ｍａｒｓｃｈａｌｌ）、Ｔ．クレイン（Ｔ．Ｋｌｅｉｎ）、Ｗ．ウィーザー（Ｗ．Ｗｉｅｓｅｒ）、Ｔ．トルズキー（Ｔ．Ｔｏｒｚｉｃｋｙ）、Ｍ．パーチャー（Ｍ．Ｐｉｒｃｈｅｒ）、Ｂ．Ｒ．ビーダーマン（Ｂ．Ｒ．Ｂｉｅｄｅｒｍａｎｎ）、Ｃ．ピーダーセン（Ｃ．Ｐｅｄｅｒｓｅｎ）、Ｃ．Ｋ．ヒッツェンバーガー（Ｃ．Ｋ．Ｈｉｔｚｅｎｂｅｒｇｅｒ）、Ｒ．ヒューバー（Ｒ．Ｈｕｂｅｒ）、及びＰ．Ｅ．アンダーセン（Ｐ．Ｅ．Ａｎｄｅｒｓｅｎ）著、「１０６０ｎｍでの光干渉断層撮影のための広帯域フーリエ領域モードロックレーザ（Ｂｒｏａｄｂａｎｄ Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍａｉｎ ｍｏｄｅ−ｌｏｃｋｅｄ ｌａｓｅｒ ｆｏｒ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ａｔ １０６０ｎｍ）」、ＳＰＩＥ紀要（Ｐｒｏｃ．ＳＰＩＥ）、第８２１３巻、８２１３０Ｒ、２０１２年

上記は、眼球後部を撮像する場合、該当する。しかしながら、眼球前部を撮像する場合、アキシャル分解能を上げるために、より広帯域幅の１０６０ｎｍ源を利用することができ、その理由は、光がそれほど多くの水に浸入する必要がないためである。したがって、網膜及び眼球前部を異なる掃引幅で撮像して、分解能の改善を達成することができるシステムが望ましい。

本願に記載される趣旨の一態様によれば、眼球前部又は後部の画像を生成する光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システムは、光線を生成する光源であって、上記光源は、光源が第１のスペクトル帯域幅を有する光を出力する後部撮像モード、及び光源が、第１のスペクトル帯域幅よりも大きな第２のスペクトル帯域幅を有する光を出力する前部撮像モードを含む少なくとも２つの撮像モードで動作可能である光源と、後部撮像モードと前部撮像モードとを切り替えるコントローラと、眼球前部又は後部にわたる一組の横断位置にわたり生成された光をスキャンする光学系と、眼から戻ってきた光を測定し、それに応答して出力信号を生成する検出器と、出力信号に基づいて眼球前部又は後部の画像を生成するプロセッサとを含む。

上記態様は任意選択的に１つ又は複数の特徴を含み得る。例えば、特徴は、第１のスペクトル帯域幅は、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅以下であること、第２のスペクトル帯域幅は、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅よりも広いこと、及び光源は掃引レーザ光源であることを含む。

本発明は、幾つかの点で特に有利である。限定ではなく例として、本発明は、同じ眼科診断デバイスを使用して、最適化された感度での１０６０ｎｍ後部撮像及び眼の高分解能前部撮像を可能にする。

本明細書に記載される特徴及び利点は、全てを含むものではなく、図及び説明に鑑みて多くの追加の特徴及び利点が当業者に明らかになる。さらに、本明細書で使用される用語が主に、読みやすさ及び教示を目的として選択されており、本発明の趣旨の範囲の限定を目的として選択されていないことに留意されたい。

ヒト網膜のｉｎ ｖｉｖｏ ＯＣＴ撮像を可能にする約１０６０ｎｍ波長範囲の最小吸水を示す波長の関数としての光の減衰を示す。 本発明の一態様による眼球前部／後部を撮像する一般化された光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システムである。 眼球前部／後部を撮像するためにＯＣＴシステムと併用することができる光源の一実施形態例を示す。 図３Ａにおける光源の対応する光強度と波長との関係のプロットを示す。 眼球前部／後部を撮像するためにＯＣＴシステムと併用することができる光源の別の実施形態例を示す。 図４Ａにおける光源の対応する光強度と波長との関係のプロットを示す。 眼球前部／後部を撮像するためにＯＣＴシステムと併用することができる光源の別の実施形態例を示す。 図５Ａにおける光源の対応する光強度と波長との関係のプロットを示す。 本発明の一態様による、本開示で考察される機能を実行し得る一般コンピュータシステムのブロック図である。

本明細書内で引用される全ての特許文献及び非特許文献は、引用される個々の特許文献及び非特許文献のそれぞれの開示が、参照により全体的に援用されるべく特にかつ個々に示されるのと同程度に、参照により全体的に本明細書に援用される。

ＯＣＴシステム例
本発明との併用に適した、眼の３Ｄ画像データを収集するのに使用される一般化されたＦＤ−ＯＣＴシステムを図２に示す。ＦＤ−ＯＣＴシステム２００は光源２０１を含み、光源２０１は、例えば、ＳＤ−ＯＣＴの場合での短時間コヒーレンス長を有する広帯域光源又はＳＳ−ＯＣＴの場合での波長調整可能レーザ源であることができる。光源２０１は、後述するように、眼球前部を撮像する前部モードと、眼球後部を撮像する後部モードとで切り替えることが可能である。前部モードと後部モードとのこの切り替えは、光源の一部として組み込まれるか、又はシステムの別個の要素（図示せず）として組み込まれるコントローラを使用して行われる。光源２０１からの光線は通常、光ファイバ２０５によりルーティングされて、試料２１０を照明し、典型的な試料はヒトの眼の組織である。光は、光線（破線２０８）が撮像すべき試料の領域にわたり横方向（ｘ及びｙ）にスキャンされるように、通常、ファイバの出力と試料との間のスキャナ２０７を用いて試料２１０の領域に向けられる。試料から散乱した光は、通常、照明用の光のルーティングに使用されるものと同じファイバ２０５に集められる。同じ光源２０１から生じた基準光は、この場合、調整可能な光学遅延を伴って、ファイバ２０３及び再帰反射器２０４を含む別個の経路を辿る。透過基準経路を使用することもでき、調整可能な遅延を干渉計の試料アーム又は基準アームに配置することができることを当業者は認識する。集められた試料光は、通常、ファイバカプラ２０２内で基準光と結合されて、検出器２２０において光干渉を形成する。検出器に向かう１つのファイバポートが示されているが、干渉信号の平衡検出又は非平衡検出のために様々な設計の干渉計が使用可能であることを当業者は認識する。検出器２２０からの出力はプロセッサ２２１に供給され、プロセッサ２２１は、観測された干渉を試料の深度情報に変換する。結果は、プロセッサ２２１若しくは他の記憶媒体に記憶することができ、又はディスプレイ２２２に表示することができる。処理機能及び記憶機能は、ＯＣＴ機器内に局在してもよく、又は機能は、集められたデータが転送される外部処理ユニット（例えば、図３に示されるようなコンピュータシステム３００）で実行してもよい。このユニットは、データ処理専用でもよく、又はかなり一般的であり、かつＯＣＴデバイスに専用ではない他のタスクを実行してもよい。プロセッサ２２１は、例えば、ホストプロセッサに渡す前に又は並行してデータ処理ステップの幾つか又は全体を実行するフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、グラフィックス処理ユニット（ＧＰＵ）、システムオンチップ（ＳｏＣ）、又はそれらの組合せを含み得る。

干渉は、干渉光の強度をスペクトルにわたり変動させる。干渉信号のフーリエ変換は、異なる経路長での散乱強度プロファイルを明らかにし、したがって、試料内の深度（ｚ方向）の関数としての散乱プロファイルを明らかにする。深度の関数としての散乱プロファイルは、アキシャルスキャン（Ａスキャン）と呼ばれる。試料内の近隣位置において測定された一組のＡスキャンは、試料の断面画像（断層又はＢスキャン）を生成する。試料の異なる横断位置において収集されたＢスキャンの集まりは、データボリューム又はキューブを構成する。特定ボリュームのデータでは、高速軸という用語は、１つのＢスキャンに沿ったスキャン方向を指し、一方、低速軸は、複数のＢスキャンが集められる軸を指す。限定ではなく、水平若しくはｘ方向に沿って、垂直若しくはｙ方向に沿って、ｘ及びｙの対角線に沿って、又は円形若しくは螺旋系パターンを含め、Ｂスキャンを生成する様々な方法が当業者に既知である。

干渉計の試料アーム及び基準アームは、バルク光学系、ファイバ光学系、又はハイブリッドバルク光学系からなることができ、当業者に既知であるように、マイケルソン、マッハ・ツェンダー、又は共通経路ベースの設計等の様々な構造を有することができる。本明細書で使用される場合、光線は、任意の入念に向けられた光路として解釈されるべきである。ビームを機械的にスキャンする代わりに、光照射野は網膜の一次元エリア又は二次元エリアを照明して、ＯＣＴデータを生成することができる（例えば、米国特許第９３３２９０２号明細書、Ｄ．ヒルマン（Ｄ．Ｈｉｌｌｍａｎｎ）ら著、「ホロスコープ法−ホログラフィック光干渉断層撮影（Ｈｏｌｏｓｃｏｐｙ−ｈｏｌｏｇｒａｐｈｉｃ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、オプティクス・レターズ（Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ）、第３６（１３）巻、ｐ．２３９０〜２０１１、Ｙ．ナカムラ（Ｙ．Ｎａｋａｍｕｒａ）ら著、「線視野スペクトル領域光干渉断層撮影による高速三次元ヒト網膜撮像（Ｈｉｇｈ−Ｓｐｅｅｄ ｔｈｒｅｅ ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｈｕｍａｎ ｒｅｔｉｎａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｂｙ ｌｉｎｅ ｆｉｅｌｄ ｓｐｅｃｔｒａｌ ｄｏｍａｉｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第１５（１２）巻、ｐ．７１０３、２００７年、ブラッキビッチ（Ｂｌａｚｋｉｅｗｉｃｚ）ら著、「全視野フーリエ領域光干渉断層撮影の信号対雑音比の研究（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏｎ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｆｕｌｌ−ｆｉｅｌｄ Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｄｏｍａｉｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」、応用光学（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ）、第４４（３６）巻、ｐ．７７２２、２００５年参照）。時間領域システムでは、試料アーム又は基準アームのいずれかは、基準光と試料内の様々な深度で散乱する光との間で干渉を生み出すために、調整可能な光学遅延を有する必要がある。ＴＤ−ＯＣＴ及びＳＳ−ＯＣＴシステムでは通常、平衡検出システムが使用され、一方、ＳＤ−ＯＣＴシステムでは干渉計が検出ポートにおいて使用される。

図２において、レンズ（２２３）は通常、対物レンズ又は接眼レンズと呼ばれる。レンズ（２２３）は、眼の所望の部分に集束ビームを生成するために存在する。前部（角膜、房水、及び水晶体）並びに後部（硝子体液及び強膜までの様々な網膜組織）に適応するために、レンズ（２２３）は、焦点距離を調整する必要がある。これを達成する様々な方法があるが、多くの場合、方法は、レンズの背面頂点（２２４）のすぐ下流の位置に負レンズを挿入又は追加することである。そのようなレンズは、ユーザにより手動で追加され、当業者に既知の磁石若しくは任意の他の取り付け機構を介してシステムに取り付けられてもよい。したがって、この特定の手法では、システムの光学構成へのこのレンズの追加により、機器を前部撮像と後部撮像とで切り替えることができる。加えて、眼の２つの領域間で切り替えるとき、基準アームと試料アームとの間の遅延は調整される。

過去、眼球前部及び／又は後部を撮像する商用ＯＣＴデバイスが開発されている。これらの幾つかは、例えば、ツァイスシーラス（Ｚｅｉｓｓ Ｃｉｒｒｕｓ）（商標）ＨＤ−ＯＣＴ、ビサンテ（Ｖｉｓａｎｔｅ）（商標）オムニ（Ｏｍｎｉ）、及びストラタス（Ｓｔｒａｔｕｓ）（商標）（カールツァイスメディテック社（Ｃａｒｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ，Ｉｎｃ．）、ダブリン（Ｄｕｂｌｉｎ）、カリフォルニア州））である。シーラス（Ｃｉｒｒｕｓ）（商標）ＨＤ−ＯＣＴシステムでは、米国特許出願公開第２００７／０２９１２７７号明細書に記載のように、レンズをビーム経路に挿入して、システムの焦点特性を変更し、試料アームと基準アームとの間の遅延線を調整することにより、前部領域及び後部領域の両方を撮像することができる。シーラス（Ｃｉｒｒｕｓ）（商標）ＨＤ−ＯＣＴは、スペクトル領域光干渉断層撮影（ＳＤ−ＯＣＴ）技術を使用して眼球前部の画像を生成する。

前部／後部を撮像する１０６０ｎｍ波長範囲ベースのＯＣＴシステム
本開示の背景技術のセクションで考察したように、１０６０ｎｍ波長帯では、約１００ｎｍのスペクトル帯域のみが、大きく減衰せずに硝子体を透過して戻るため、網膜において約６μｍのアキシャル分解能しか達成することができない。１０６０ｎｍ掃引源は、主に後部撮像に使用されるため、通常、約１０６０ｎｍを中心として１００ｎｍ〜１１０ｎｍのスペクトル幅に向けて設計される。しかしながら、前部は、光があまり多くの水に侵入する必要がないため、はるかに高い分解能で撮像することができる。したがって、後部を撮像する場合、スペクトル幅を水の吸収窓に合うように切り替えることができるが、前部を撮像する場合、スペクトル帯域幅を増大させるＯＣＴシステムを設計することが望ましい。

本願の好ましい実施形態では、図２のＯＣＴシステムは掃引レーザ光源２０１を含み、掃引レーザ光源２０１は、少なくとも２つのモード：１０６０ｎｍの水の吸収窓に最適化されたスペクトルを有する後部撮像モード、及び１０６０ｎｍの水の吸収窓よりも広いスペクトルを有する前部撮像モードで動作することが可能である。特に、この実施形態では、ＯＣＴシステム２００の光源２０１は、後部撮像モードにおいて、光源２０１が１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅以下のスペクトル帯域幅を有する光を出力し、前部撮像モードにおいて、光源２０１が、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅よりも大きなスペクトル帯域幅を有する光を出力するように構成される。前部撮像モードと後部撮像モードとの切り替えは、コントローラ、幾つかの場合、光学スイッチを使用して行い得る。

そのようなＯＣＴシステムの利点は、同じＯＣＴシステムを使用して、最適な感度での１０６０ｎｍ後部撮像及び眼の高分解能前部撮像が可能なことである。
１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅は、様々なレベルの吸水がシステム設計者により許容可能であると見なされ得るため、いくらか任意の範囲である。マーシャル（Ｍａｒｓｃｈａｌｌ）らは、１０６０ｎｍ〜１０７０ｎｍの最小吸水の近くを中心とした１００ｎｍ〜１２０ｎｍのスペクトル帯域幅がヒト網膜の撮像に最大のスペクトル帯域幅であることを見出した（例えば、Ｓ．マーシャル（Ｓ．Ｍａｒｓｃｈａｌｌ）、Ｃ．ピーダーセン（Ｃ．Ｐｅｄｅｒｓｅｎ）、Ｐ．Ｅ．アンダーセン（Ｐ．Ｅ．Ａｎｄｅｒｓｅｎ）著、「１０６０ｎｍ範囲での網膜ＯＣＴ撮像での吸水の影響の調査（Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｉｍｐａｃｔ ｏｆ ｗａｔｅｒ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｏｎ ｒｅｔｉｎａｌ ＯＣＴ ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ １０６０ｎｍ ｒａｎｇｅ）」、バイオメディカル・オプティクス・エクスプレス（Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ）、第３、７巻、Ｐ．１６２０〜１６３１、２０１２年参照）。マーシャル（Ｍａｒｓｃｈａｌｌ）らは、１２０ｎｍスペクトル帯域幅が１０％未満の分解能低下を生じさせ、これがスペクトル整形により解消可能なことを見出した。しかしながら、スペクトル整形は、分解能損失を吸水によって生じる追加の１ｄＢの感度に変える。マーシャル（Ｍａｒｓｃｈａｌｌ）らは主に、吸水がアキシャル分解能に対して有する影響量を調査したが、帯域幅の増大に伴う分解能と測定感度とのトレードオフは詳細に記述していなかった。帯域幅の増大に伴う感度低減を考慮した、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅を定量化する代替の方法は、例えば、光が、１０６０ｎｍ〜１０７０ｎｍの最小吸水に近い波長を有する光の２倍の大きさで減衰する波長を特定することである。Ｋ．Ｆ．パルマー（Ｋ．Ｆ．Ｐａｌｍｅｒ）らにより公開された吸水データ（例えば、Ｋ．Ｆ．パルマー（Ｋ．Ｆ．Ｐａｌｍｅｒ）及びＤ．ウィリアムズ（Ｄ．Ｗｉｌｌｉａｍｓ）著、「近赤外線における水の光学特性（Ｏｐｔｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｗａｔｅｒ ｉｎ ｔｈｅ ｎｅａｒ ｉｎｆｒａｒｅｄ）」、米国光学会論文誌（Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．）、第６４巻、ｐ．１１０７〜１１１０、１９７４年参照）を使用して、これは、１０６９．５ｎｍを中心とした１０１ｎｍのスペクトル幅をもたらす（これも図１参照）。

異なるスペクトル帯域幅を有する光の切り替えは、本明細書の他の箇所で考察したように、コントローラを使用して行うことができる。コントローラは、光源自体の一部であってもよく、又は図２のＯＣＴシステム等のＯＣＴシステムの別個の要素であってもよい。異なるスペクトル帯域幅を有する光の切り替えは、様々な方法で実施することができる。一実施形態では、コントローラは単に、掃引源の波長調整要素の振幅を調整して、スペクトル帯域幅を増大又は低減し得る。別の実施形態では、調整要素は、両撮像モードで同じスペクトル帯域幅に広がり得るが、コントローラは、網膜撮像モードでの一部の掃引中のみ利得要素（例えば、半導体光学増幅器）をアクティブ化させるが、前部モードでのより長い部分の掃引中又は全掃引中、利得媒体をアクティブ化させる。

図３Ａの例に示されるように、更に別の実施形態では、内部が、複数のスペクトル相補的に結合された狭帯域光源（３０２ａ〜ｃ）からなる光源（３０１）を使用することができる。個々の狭帯域光源は、例示として光ファイバ（３０３）及び波長結合デバイス（３０４）を使用して結合され、これらは、例えば、波長分割マルチプレクサ、ダイクロイックミラー、溶融型ファイバカプラ（ｆｕｓｅｄ ｆｉｂｅｒ ｃｏｕｐｌｅｒｓ）、又はそれらの組合せからなることができる。図３Ａに示されている光源（３０１）は、１つのファイバ出力（３０５）を有する。そのような光源を用いて、コントローラは、網膜撮像に向けて、利用可能な内部光源のサブセットのみをアクティブ化するが、高分解能前部モードでは、より多く又は全ての光源を使用し、ひいてはより大きなスペクトル帯域幅を使用することを選ぶ。光干渉断層撮影の分野の当業者は、個々の光源が１つのエンクロージャ（３０１）内に存在する必要はなく、上述したのと同様に結合され動作する、別個のパッケージの光源であってもよいことを認識する。図３Ｂは、図３Ａにおいて考察した３つの光源の例示的な光強度と波長との関係のプロットを示す。

図４Ａの例に示されるように、更に別の実施形態では、ＯＣＴシステムは、２つの別個の光源（４０１及び４０２）を含み得、２つの光源は、例えば、部分的にスペクトル的に冗長であり、すなわち、一方の光源は眼球後部を撮像する１０６０ｎｍの水の吸収窓に向けて最適化されたスペクトル範囲を有し、第２の光源は眼球前部をより高い分解能で撮像するためにより広いスペクトル範囲を有する。光源の切り替えは、例えば、光ファイバスイッチ（４０３）を用いて実施することができる。図４Ｂは、図４Ａにおいて考察した２つの光源の例示的な光強度と波長との関係のプロットを示す。

複数の光源を含む上記実施形態は、ＯＣＴに適するほぼあらゆる種類の光源を用いて実施し得る。幾つかの場合、ＶＣＳＥＬ又はＳＧ−ＤＢＲレーザは、低コストレーザキャビティに起因して、特によく適し得る。これにより、完全な光源のコストに大きく影響せずに、同じ制御電子回路を共有する、異なるスペクトルを有する複数のレーザキャビティを利用することが可能になる。

図５Ａの例に示されるように、更に別の実施形態では、ＯＣＴシステムは、少なくとも高分解能前部モードの所望のスペクトル帯をカバーするのに十分に広いスペクトル帯域幅を有する光源（５０１）を使用し得る。前部モードでは全帯域幅を使用し得るが、網膜撮像モードでは、スペクトルは、１０６０ｎｍの水の吸収窓に合うようにフィルタリングする（例えば、スペクトルフィルタ（５０２）を使用して）ことができる。図５Ｂは、図５Ａにおいて考察したスペクトルフィルタを有する光源（後部撮像用）及びスペクトルフィルタなしの光源（前部撮像用）の例示的な光強度と波長との関係のプロットを示す。

本発明が上記実施形態に限定されず、様々な他の実施形態及び／又は構成も可能であり、本開示の範囲内にあることを理解されたい。また、図３Ａ−３Ｂ、図４Ａ−４Ｂ、及び図５Ａ−５Ｂにおける実施形態に関して考察した光源が、検出レーザ光源又は掃引レーザ光源の分光計と併用される広帯域光源であってもよいことも理解されたい。本発明の好ましい実施形態ではこれらの光源は掃引レーザ光源である。

コンピュータシステム例
別段のことが示される場合を除き、本明細書で考察した（例えば、図２を参照して）処理ユニット２２１は、このユニットについて本明細書に記載した機能を実行するように構成されたコンピュータシステムを用いて実施し得る。例えば、処理ユニット２２１は、図６に示されるように、コンピュータシステム６００を用いて実施することができる。コンピュータシステム６００は、１つ又は複数のプロセッサ６０２、１つ又は複数のメモリ６０４、通信ユニット６０８、任意選択的なディスプレイ６１０、１つ又は複数の入力デバイス６１２、及びデータ記憶装置６１４を含み得る。ディスプレイ６１０は点線で示されており、これは幾つかの場合、コンピュータシステム６００の一部ではないことがある、任意選択的な構成要素であることを示している。幾つかの実施形態では、ディスプレイ６１０は、図２を参照して考察したディスプレイ２２２である。

構成要素６０２、６０４、６０８、６１０、６１２、及び６１４は、通信バス又はシステムバス６１６を介して通信可能に結合される。バス６１６は、コンピューティングデバイスの構成要素間又はコンピューティングデバイス間でデータを転送するために、従来の通信バスを含むことができる。本明細書に記載されるコンピューティングシステム６００が、これらの構成要素に限定されず、様々なオペレーティングシステム、センサ、ビデオ処理構成要素、入／出力ポート、ユーザインターフェースデバイス（例えば、キーボード、ポインティングデバイス、ディスプレイ、マイクロホン、音声再生システム、及び／又はタッチスクリーン）、追加のプロセッサ、及び他の物理的構成を含み得ることを理解されたい。

プロセッサ（複数可）６０２は、様々な入／出力、論理、及び／又は数学的演算を実行することにより、様々なハードウェア及び／又はソフトウェア命令等のソフトウェアを実行し得る。プロセッサ（複数可）６０２は、例えば、複数命令セットコンピュータ（ＣＩＳＣ）アーキテクチャ、縮小命令セットコンピュータ（ＲＩＳＣ）アーキテクチャ、及び／又は命令セットの組合せを実施するアーキテクチャを含む様々なコンピューティングアーキテクチャを有して、データ信号を処理し得る。プロセッサ６０２は、物理的及び／又は仮想的であり得、シングルコア又は複数の処理ユニット及び／又はコアを含み得る。幾つかの実施形態では、プロセッサ（複数可）６０２は、電子表示信号を生成し、ディスプレイ６１０等の表示デバイスに提供し、画像の表示をサポートし、画像を捕捉して送信し、様々なタイプの特徴抽出及びサンプリング等を含む複雑なタスクを実行することが可能であり得る。幾つかの実施形態では、プロセッサ（複数可）６０２は、データ／通信バスを介してメモリ（複数可）６０４に結合され、データ及び命令をメモリ６０４からアクセスし、メモリ６０４にデータを記憶し得る。バス６１６は、プロセッサ（複数可）６０２をコンピュータシステム６００の他の構成要素、例えば、メモリ（複数可）６０４、通信ユニット６０８、又はデータ記憶装置６１４に結合し得る。

メモリ（複数可）６０４は、プロセッサ（複数可）６０２により実行し得る命令及び／又はデータを記憶し得る。幾つかの実施形態では、メモリ（複数可）６０４は、例えば、オペレーティングシステム、ハードウェアドライブ、他のソフトウェアアプリケーション、データベース等を含む他の命令及びデータを記憶することも可能であり得る。メモリ６０４は、バス６１６に結合されて、プロセッサ（複数可）６０２及びコンピュータシステム６００の他の構成要素と通信する。メモリ（複数可）６０４は、プロセッサ６０２により又はプロセッサ（複数可）６０２と組み合わせて処理される命令、データ、コンピュータプログラム、ソフトウェア、コード、ルーチン等の包含、記憶、通信、伝搬、又は輸送を行うことができる任意の装置又はデバイスであることができる非一時的コンピュータ使用可能（例えば、可読、書き込み可能等）媒体を含み得る。非一時的コンピュータ使用可能記憶媒体は、任意の及び／又は全てのコンピュータ使用可能記憶媒体を含み得る。幾つかの実施形態では、メモリ（複数可）６０４は、揮発性メモリ、不揮発性メモリ、又は両方を含み得る。例えば、メモリ（複数可）６０４は、ダイナミックランダムアクセスメモリ（ＤＲＡＭ）デバイス、スタティックランダムアクセスメモリ（ＳＲＡＭ）デバイス、フラッシュメモリ、ハードディスクドライブ、フロッピー（登録商標）ディスクドライブ、ＣＤ ＲＯＭデバイス、ＤＶＤ ＲＯＭデバイス、ＤＶＤ ＲＡＭデバイス、ＤＶＤ ＲＷデバイス、フラッシュメモリデバイス、又はより永続的に命令を記憶する既知の任意の他の大容量記憶装置を含み得る。

処理ユニット２２１のコンピュータシステムは、同じ又は異なるロケーションに１つ又は複数のコンピュータ又は処理ユニットを含み得る。異なるロケーションにある場合、コンピュータは、通信ユニット６０８等の有線及び／又は無線ネットワーク通信システムを通して互いと通信するように構成し得る。通信ユニット６０８は、有線及び／又は無線接続用のネットワークインターフェースデバイス（Ｉ／Ｆ）を含み得る。例えば、通信ユニット６０８は、Ｗｉ−Ｆｉ（商標）、ブルートゥース（Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ）（登録商標）、又は無線通信用の他のセルラ通信等を使用して、信号を送受信するためのＣＡＴ式インターフェース、ＵＳＢインターフェース、又はＳＤインターフェース、送受信機を含み得る。通信ユニット６０８は、プロセッサ（複数可）６０２をコンピュータネットワークにリンクすることができ、コンピュータネットワークは他の処理システムに結合し得る。

ディスプレイ６１０は、本明細書に記載されるように、電子画像及びデータを表示するように備えられる任意のデバイスを表す。ディスプレイ６１０は、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）ディスプレイ、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）等の任意の従来の表示デバイス、モニタ、又は画面であり得る。幾つかの実施形態では、ディスプレイ６１０は、ユーザの１本又は複数本の指から入力を受信可能なタッチスクリーンディスプレイである。例えば、ディスプレイ６１０は、ディスプレイ表面との複数の接触点を検出し解釈することが可能な容量性タッチスクリーンディスプレイであり得る。

入力デバイス（複数可）６１２は、コンピュータシステム６００にデータを入力する任意のデバイスである。幾つかの実施形態では、入力デバイスは、ユーザの１本又は複数本から入力を受信することが可能なタッチスクリーンディスプレイである。入力デバイス６１２及びディスプレイ６１０の機能は、統合し得、コンピュータシステム６００のユーザは、１本又は複数本の指を使用してディスプレイ６１０の表面に接触することによりシステムと対話し得る。他の実施形態では、入力デバイスは、別個の周辺デバイス又はデバイスの組合せである。例えば、入力デバイス（複数可）６１２は、キーボード（例えば、ＱＷＥＲＴＹキーボード）及びポインティングデバイス（例えば、マウス又はタッチパッド）を含み得る。入力デバイス（複数可）６１２は、マイクロホン、ウェブカメラ、又は他の同様のオーディオ若しくはビデオ捕捉デバイスを含むこともできる。

データ記憶装置６１４は、データの記憶及びデータへのアクセスを提供することが可能な情報源であることができる。示された実施形態では、データ記憶装置６１４は、通信のためにバス６１６を介してコンピュータシステム６００の構成要素６０２、６０４、６０８、６１０、及び６１２と結合される。

上記説明では、説明を目的として、本明細書の完全な理解を提供するために、多くの特定の詳細が記載されている。しかしながら、これらの特定の詳細なしで本願の趣旨が実施可能なことが明かであるはずである。本明細書における「一実施形態」、「幾つかの実施形態」、又は「実施形態」への言及が、実施形態に関連して説明される特定の特徴、構造、又は特性が説明の１つ又は複数の実施形態に含まれることを意味することを理解されたい。本明細書の様々な場所における語句「一実施形態では」又は「幾つかの実施形態では」の出現は、必ずしも全てが同じ実施形態を指すわけではない。

さらに、説明は、コンピュータ又は任意の命令実行システムにより又は組み合わせて使用されるプログラムコードを提供するコンピュータ使用可能又はコンピュータ可読媒体からアクセス可能なコンピュータプログラム製品の形態をとることができる。この説明では、コンピュータ使用可能又はコンピュータ可読媒体は、命令実行システム、装置、又はデバイスにより又は組み合わせて使用されるプログラムの包含、記憶、通信、伝搬、又は輸送を行うことができる任意の装置であることができる。

本趣旨の実施形態の上記説明は、例示及び説明を目的として提示されている。上記説明は、網羅的ではなく、すなわち、趣旨の本実施形態を開示された厳密な形態に限定するものではない。上記教示に鑑みて、多くの変更及び変形が可能である。趣旨の本実施形態の範囲は、この詳細な説明によって限定されず、本願の特許請求の範囲によって限定されるものである。当業者に理解されるように、本趣旨は、本趣旨及びその基本特性から逸脱せずに、他の特定の形態で実施することもできる。さらに、本趣旨のモジュール、ルーチン、特徴、属性、方法論、及び他の態様が、ハードウェア、ファームウェア、ソフトウェア、又はそれら３つの任意の組合せを使用して実施可能なことを理解されたい。

Claims (12)

1. 眼球前部及び後部の画像を生成する光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システムであって、
   光線を生成する光源であって、前記光源は、前記光源が第１のスペクトル帯域幅を有する光を出力する後部撮像モード、及び前記光源が前記第１のスペクトル帯域幅よりも大きな第２のスペクトル帯域幅を有する光を出力する前部撮像モードを含む少なくとも２つの撮像モードで動作可能である、前記光源と、
   前記後部撮像モードと前記前部撮像モードとを切り替えるコントローラと、
   眼の前部又は後部にわたる一組の横断位置にわたり生成された光をスキャンする光学系と、
   眼から戻ってきた光を測定し、その光に応答して出力信号を生成する検出器と、
   前記出力信号に基づいて眼の前部又は後部の画像を生成するプロセッサと
   を備える、ＯＣＴシステム。
2. 前記第１のスペクトル帯域幅は、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅以下である、請求項１に記載のＯＣＴシステム。
3. 前記第２のスペクトル帯域幅は、１０６０ｎｍの水の吸収窓の幅よりも広い、請求項１に記載のＯＣＴシステム。
4. 前記光源は掃引レーザ光源である、請求項１に記載のＯＣＴシステム。
5. 前記光源は、共に結合されて、個々の各レーザのスペクトル帯域幅よりも広いスペクトル帯域幅を提供する複数のレーザを含む、請求項１に記載のＯＣＴシステム。
6. 前記光源は、共に結合されて、個々の各レーザのスペクトル帯域幅よりも広いスペクトル帯域幅を提供する複数のレーザを含み、前記光源は、前記前部撮像モードでは個々のレーザを全て使用し、前記後部撮像モードでは１つ又は複数のレーザをディセーブルする、請求項１に記載のＯＣＴシステム。
7. 前記光源は、前記光源のスペクトル帯域幅を調整するように変更される駆動関数により制御される調整可能フィルタを含む、請求項１に記載のＯＣＴシステム。
8. 眼球前部及び後部の画像を生成する光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システムであって、
   光線を生成する光源と、
   後部撮像モード用の第１のスペクトル帯域幅、及び前部撮像モード用の前記第１のスペクトル帯域幅よりも広い第２のスペクトル帯域幅を有する調整可能スペクトルフィルタと、
   前記後部撮像モードと前記前部撮像モードとを切り替えるコントローラと、
   眼の前部又は後部にわたる一組の横断位置にわたり生成された光をスキャンする光学系と、
   眼から戻ってきた光を測定し、その光に応答して出力信号を生成する検出器と、
   前記出力信号に基づいて眼の前部又は後部の画像を生成するプロセッサと
   を備える、ＯＣＴシステム。
9. 眼球前部及び後部の画像を生成する光干渉断層撮影（ＯＣＴ）システムであって、
   光線を生成する２つの光源であって、第１の光源は、眼の後部を撮像する、１０６０ｎｍの水の吸収窓に最適化されたスペクトル帯域幅を有し、第２の光源は、眼の後部を撮像するより広いスペクトル範囲を有し、前記２つの光源は共に結合される、前記２つの光源と、
   後部撮像モードと前部撮像モードとを切り替えるコントローラと、
   眼の前部又は後部にわたる一組の横断位置にわたり選択された撮像モードの生成された光線をスキャンする光学系と、
   眼から戻ってきた光を測定し、その光に応答して出力信号を生成する検出器と、
   前記出力信号に基づいて眼の前部又は後部の画像を生成するプロセッサと
   を備える、ＯＣＴシステム。
10. 前記２つの光源は光ファイバスイッチにより結合される、請求項９に記載にＯＣＴシステム。
11. 前記２つの光源は溶融型ファイバカプラにより結合される、請求項９に記載にＯＣＴシステム。
12. 光源の切り替えは、一方の光源の光学出力をオンに切り替え、他方をオフに切り替えることにより行われる、請求項９に記載にＯＣＴシステム。