特許 7290360 マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法および装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2023-06-05

(45)【発行日】2023-06-13

(54)【発明の名称】マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法および装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 10/00 20060101AFI20230606BHJP

   G01N 21/17 20060101ALI20230606BHJP

【ＦＩ】

A61B10/00 E ZDM

G01N21/17 620

【請求項の数】 5

(21)【出願番号】P 2021571978

(86)(22)【出願日】2019-07-31

(65)【公表番号】

(43)【公表日】2022-08-09

(86)【国際出願番号】 CN2019098679

(87)【国際公開番号】W WO2021003782

(87)【国際公開日】2021-01-14

【審査請求日】2021-12-03

(31)【優先権主張番号】201910614449.X

(32)【優先日】2019-07-09

(33)【優先権主張国・地域又は機関】CN

(73)【特許権者】

【識別番号】517312490

【氏名又は名称】ヂェァジァン ユニバーシティ

【氏名又は名称原語表記】ＺＨＥＪＩＡＮＧ ＵＮＩＶＥＲＳＩＴＹ

【住所又は居所原語表記】Ｎｏ．８６６，Ｙｕｈａｎｇｔａｎｇ Ｒｏａｄ，Ｘｉｈｕ Ｄｉｓｔｒｉｃｔ，Ｈａｎｇｚｈｏｕ， Ｚｈｅｊｉａｎｇ Ｃｈｉｎａ

(74)【代理人】

【識別番号】110001841

【氏名又は名称】弁理士法人ＡＴＥＮ

(72)【発明者】

【氏名】リー ポン

(72)【発明者】

【氏名】イャォ リン

【審査官】▲高▼原 悠佑

(56)【参考文献】

【文献】米国特許出願公開第２０１９／０２８２０８８（ＵＳ，Ａ１）

【文献】国際公開第２０１９／０５３６２５（ＷＯ，Ａ１）

【文献】特表２０１０－５０５１２７（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２００６－１６７０４６（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２００６－１８７３０５（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０１９－０６３０４７（ＪＰ，Ａ）

【文献】3D Optical Imaging of Microvascular Net-Works and its Application on Cerebral Science，Basic Sciences, China Master's Theses Full-Text Database，2019年04月15日

【文献】WANG, C., et al.，Monitoring of drug and stimulation induced cerebral blood flow velocity changes in rat sensory cortex using spectral domain Doppler optical coherence tomography，Journal of biomedical optics，2011年04月，Vol.16, No.4, Article No.04661，pp.1-7，<DOI: 10.1117/1.3560286>

【文献】ATRY, F., et al.，Monitoring cerebral hemodynamics following optogenetic stimulation via optical coherence tomography，IEEE Trans Biomed Eng，2015年02月，VOl.62, No.2，pp.766-773，<DOI: 10.1109/TBME.2014.2364816>,<Epub 2014 Oct 31>

【文献】ATRY, F., et al.，Optogenetic interrogation of neurovascular coupling in the cerebral cortex of transgenic mice，Journal of neural engineering，2018年10月，Vol.15, No.5, Article No.056033，<DOI: 10.1088/1741-2552/aad840>,<Epub 2018 Aug 6>

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｂ １０／００

Ａ６１Ｂ ５／００－５／０３

Ａ６１Ｂ ５／１４５５

ＰｕｂＭｅｄ

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

赤外レーザパルスにより神経活動を励起するステップと、
神経活動により誘発された光学散乱信号をＯＣＴにより神経活動の励起と同時に採取するステップと、
ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出するステップとを含み、
ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出するステップは、ＯＣＴ散乱信号により、非血管区域の神経応答信号を抽出するステップを含み、そのステップは、
ＯＣＴ散乱信号で処理し、ＯＣＴ血流造影図を得て、ＯＣＴ血流造影図から採取位置の所在空間における血管の位置を除去するステップと、
ＯＣＴ散乱信号をベースライン期（ｔ０）の散乱信号と比較し、ＯＣＴ散乱信号の相対的な変化を計算するステップと、
ベースライン期（ｔ０）の散乱信号により、ＯＣＴ散乱信号の連続した著しい変化の信号点をスクリーニングするステップと、
スクリーニングされた著しい変化の信号点をマスクとし、マスクでＯＣＴ散乱信号の相対的な変化を処理して、機能ＯＣＴ（ｆＯＣＴ）信号を得るステップと、
すべての試験プロセスの機能ＯＣＴ（ｆＯＣＴ）信号を平均化し、ノイズを小さくするステップと、
赤外レーザ刺激には１８７０ｎｍの波長を採用し、ＯＣＴイメージングには１３００ｎｍの波長を採用して、ＯＣＴ血流造影（ＯＣＴＡ）技術により、刺激プロセスにおける血管領域の血流信号の変化を抽出するステップとを含み、
ＯＣＴ散乱信号の連続した著しい変化の信号点をスクリーニングするステップは、
ＯＣＴ散乱信号において、位置（z, x）におけるすべての画素点の標準偏差を３σ（z，x）として、位置画素点（z,x,ti）から５フレーム連続したＯＣＴ強度信号の強度値が刺激前のＯＣＴ散乱信号ベース値IBaselineから３σ（z, x）を引いた値よりも小さい場合、この画素点を負の有効信号画素

【数3】

と定義し、
位置画素点（z，x，ti）から５フレーム連続した信号強度値が刺激前のＯＣＴ散乱信号ベース値IBaselineに３σ（z, x）を加えた値よりも大きい場合、この画素点を正の有効信号画素

【数4】

と定義し、これにより、正の有効信号画素および負の有効信号画素をスクリーニングすることを含む、マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法。

【請求項2】

赤外レーザパルスにより神経活動を励起するステップにおいて、
１回の刺激プロセスが、レーザエネルギーがないベースライン期ｔ０、レーザエネルギーがある刺激期ｔ１、レーザエネルギーがない回復期ｔ２の３期からなり、
刺激期ｔ１は、１８７０ｎｍの近赤外波長のパルスレーザを採用し、
レーザのパルスパラメータは、２５０μｓのパルス幅、２００Ｈｚのパルス周波数、合計１００個のパルスシーケンスを採用し、
上記レーザ刺激プロセス（ｔ０＋ｔ１＋ｔ２）を複数回繰り返し試験することを特徴とする、請求項１に記載のマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法。

【請求項3】

赤外レーザパルスにより神経活動を励起するステップは、チョッパ方式、または電流、電圧トリガ制御の方式を採用して、特定のレーザパルス幅および周波数を実現するステップを含むことを特徴とする、請求項１に記載のマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法。

【請求項4】

生体組織の神経活動により誘発された光学散乱信号を光干渉断層撮影（ＯＣＴ）により神経活動の励起と同時に採取するステップは、外部トリガ制御、クロック信号等の方式を採用して、赤外レーザパルス刺激およびＯＣＴ記録の２つのプロセスの同時実行を実現するステップを含むことを特徴とする、請求項１に記載のマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法。

【請求項5】

神経活動により誘発された光学散乱信号をＯＣＴにより神経活動の励起と同時に採取するステップは、ＯＣＴにより、生体組織に対して、二次元または三次元空間の繰り返し走査イメージングを行うことを含み、同一空間位置繰り返し走査イメージングは、完全なレーザ刺激プロセス時間ｔ０＋ｔ１＋ｔ２を含み、かつＯＣＴイメージングは、走査により参照アームの光路長を変える時間域ＯＣＴイメージング方法、または分光器によりスペクトル干渉信号を記録するスペクトル域ＯＣＴイメージング方法、掃引光源によりスペクトル干渉信号を記録する掃引ＯＣＴイメージング方法のうちのいずれかを採用することを特徴とする、請求項１に記載のマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、生体医学イメージング分野に属し、光干渉断層撮影（Optical Coherence Tomography，ＯＣＴ）およびニューロモデュレーション技術に関し、特に、低コヒーレンス干渉原理に基づくマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法および装置に関し、基礎および応用神経科学研究において、近赤外パルス刺激の下で、生体皮質ニューロンの応答およびマッピングの状況の研究に用いることができる。

【背景技術】

【0002】

大脳は、生物体の生命活動の核をなし、科学者の研究の焦点ともなっている。大脳は、外部からの刺激を受けたときに、機能信号の変化を生じ、こうした変化は、生体の機能と密接な関係がある。そのため、ニューロモデュレーションとイメージングを実現し、神経機能信号の変化を正確に分析できることは、ヒトの疾患病理研究に対して重大な意義を有する。

【0003】

ニューロモデュレーションおよび機能領域の追跡を目的とする多くの脳機能研究では、脳神経に刺激を与え、その機能の応答を研究する必要がある。なかでも、電気刺激は、神経刺激でよく用いられるツールであるが、電流の拡散作用による影響を受け、想定外の脳回路を活性化させ、副作用が生じやすい。また、刺激アーチファクトのため、電気生理刺激と信号記録を同時に行うことが難しい。これと比べ、光学刺激技術の発展には明らかな長所がある。中でも、光遺伝学は、特異的細胞刺激技術であり、麻酔下および覚醒状態の行為の動物における電気記録と互換性がある。しかしながら、霊長類動物などにウイルスを注射する必要があり、ウイルス発現の時間が長く、通常４～６週間であり、刺激部位は、ウイルス発現の部位のみに限られる。その他の大規模な神経刺激方法（例えば経頭蓋磁気刺激法、超音波等）もあるが、空間分解能が低い。

【0004】

神経信号記録について、単位生理学記録は、神経機能をモニタリングするためによく用いられる方法である。しかしながら、サンプリングは、電極記録部位の幾何学的形状によって制限され、また電極を脳の中に挿入する必要がある。神経信号イメージングの面では、現在、神経イメージングを実現可能なイメージング方式がすでに多くあり、それぞれ長所と短所がある。中でも、二光子イメージングは、ｘ、ｙおよびｚの軸方向で密なサンプリングを行い、細胞レベルの分解能を達成することができるが、サンプリング視野によって制限され、かつウイルス注射または遺伝子トランスフェクションにより細胞をマーキングする必要がある。多光子イメージングの深さは、１ｍｍ以上に達することができるが、大きな動物モデルには実用的でない。集団レベルの神経活動をモニタリングするために、膜電位感受性色素（Voltage Sensitive Dye， ＶＳＤ）で染色する光学イメージング方法により大規模な高時間分解能（１～１０ｍｓ）イメージングを実現できるが、大型動物では、ＶＳＤ組織染色と光線力学損傷の関連性により、その普及が制限されている。血液動態信号の光内因性信号イメージング（Optical Intrinsic Signal Imaging， ＯＩＳＩ）は、さらに大規模なイメージングによく用いられ、脳の中に外因性物質を入れる必要がない。ＯＩＳＩ信号とニューロン集団応答の関連性は高く、皮質柱の編成に用いることができるが、ＯＩＳＩは、深さの信号検出を実現することができない。

【0005】

以上の技術は、すでに異なる組み合わせがあり、神経刺激および信号記録を実現している。しかしながら、現在の方法では、非接触式（いかなる材料も挿入または適用する必要がない）、大規模（ｍｍからｃｍの割合）、深さを識別可能（異なる深さを区別できる）、大型動物モデルに適用しやすい等の特徴を同時に有することができない。そのため、現在、非接触で正確な刺激および信号検出を同時に行うことができる、全光手段でニューロモデュレーションおよびイメージングを同時に行う方法および装置が求められている。

【発明の概要】

【0006】

本発明の目的は、先行技術の課題に対して、近赤外レーザパルス刺激およびＯＣＴ技術を組み合わせた、マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法および装置を提出することである。

【0007】

本発明は、マーキングレスの全光方法であり、大脳皮質において、非接触で、大規模な、深さを識別可能な方式で脳神経機能をモデュレーションおよびマッピングするために用いられ、深さは１ｍｍに達することができる。

【0008】

本発明の目的は、下記の技術手法によって実現される。

【0009】

一、次のものを含む、マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングの方法である。

【0010】

Ｓ１：赤外レーザパルスにより神経活動を励起する。

【0011】

Ｓ２：神経活動により誘発された光学散乱信号をＯＣＴにより同時に採取する。

【0012】

Ｓ３：ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出する。

【0013】

前記赤外レーザパルスにより神経活動を励起するステップは、次のことを含む。１回の刺激プロセスは、ベースライン期ｔ０、刺激期ｔ１、及び、回復期ｔ２の３期からなる。ベースライン期ｔ０は、レーザエネルギーがなく、刺激期ｔ１は、レーザエネルギーがあり、回復期ｔ２は、レーザエネルギーがない。刺激期ｔ１は、１８７０ｎｍの近赤外波長のパルスレーザを採用する。レーザのパルスパラメータは、２５０μｓのパルス幅，２００Ｈｚのパルス周波数、合計１００個のパルスシーケンスを採用する。上記レーザ刺激プロセス（ｔ０＋ｔ１＋ｔ２）を複数回繰り返し試験し、信号安定性を高める。

【0014】

前記赤外レーザパルスにより神経活動を励起するステップは、チョッパ方式、または電流、電圧トリガ制御の方式を採用して、特定のレーザパルス幅および周波数を実現するステップを含む。

【0015】

前記生体組織の神経活動により誘発された光学散乱信号を光干渉断層撮影（ＯＣＴ）により同時に採取するステップは、外部トリガ制御、クロック信号等の方式を採用して、赤外レーザパルス刺激およびＯＣＴ記録の２つのプロセスの同時採取を実現するステップを含む。

【0016】

前記神経活動により誘発された光学散乱信号をＯＣＴにより同時に採取するステップは、ＯＣＴにより、生体組織の散乱信号サンプルに対して、二次元または三次元空間の繰り返し走査イメージングを行うことを含み、同一空間位置における繰り返し走査イメージングは、完全なレーザ刺激プロセス時間ｔ０＋ｔ１＋ｔ２を含み、かつＯＣＴイメージングは、走査により参照アームの光路長を変える時間域ＯＣＴイメージング方法、または分光器によりスペクトル干渉信号を記録するスペクトル域ＯＣＴイメージング方法、掃引光源によりスペクトル干渉信号を記録する掃引ＯＣＴイメージング方法のうちのいずれかを採用する。

【0017】

前記生体組織は、大脳皮質等とすることができる。

【0018】

前記ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出するステップは、具体的には、ＯＣＴ散乱信号により、非血管領域の神経応答信号を抽出するステップを含み、そのステップは、ＯＣＴ散乱信号で処理し、ＯＣＴ血流造影図を得て、ＯＣＴ血流造影図から採取位置の所在空間における血管の位置を除去するステップと、ＯＣＴ散乱信号をベースライン期（ｔ０）の散乱信号と比較し、ＯＣＴ散乱信号の相対的な変化を計算するステップと、ベースライン期（ｔ０）の散乱信号により、ＯＣＴ散乱信号の連続した著しい変化の信号点をスクリーニングするステップと、スクリーニングされた著しい変化の信号点をマスクとし、マスクでＯＣＴ散乱信号の相対的な変化を処理して、機能ＯＣＴ（ｆＯＣＴ）信号を得ることと、すべての試験プロセスの機能ＯＣＴ（ｆＯＣＴ）信号を平均化し、ノイズを小さくするステップとを含む。

【0019】

前記ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出するステップは、具体的には、ＯＣＴ血流造影（ＯＣＴＡ）技術により、刺激プロセスにおける血管領域の血流信号の変化を抽出するステップを含む。

【0020】

近赤外レーザ刺激の動作波長およびＯＣＴシステムの中心波長には、ある程度の差が存在し、刺激とイメージングの２つの光路が互いに干渉しないことを保証し、近赤外レーザ刺激は１８７０ｎｍの波長を採用し、ＯＣＴイメージングは１３００ｎｍの波長を採用することを含む。

【0021】

二、マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージング装置である。この装置は、
標的脳組織の神経活動を励起するための、近赤外レーザ刺激装置と、
二次元または三次元空間内の光学散乱信号に対してＯＣＴ採取を行う、ＯＣＴ光干渉検出装置と、
近赤外レーザ刺激装置およびＯＣＴ光干渉検出装置が接続され、レーザ刺激とＯＣＴ記録の２つのプロセスを同時に実現するための、同時制御ユニットと、
近赤外レーザ刺激装置およびＯＣＴ光干渉検出装置がそれぞれ接続され、検出されたＯＣＴ散乱信号を分析処理するための、一つまたは複数のプロセッサとを含む。

【0022】

前記近赤外レーザ刺激装置は、動作波長およびＯＣＴシステムの中心波長にある程度の差が存在し、近赤外レーザ刺激装置が生じる近赤外レーザは、１８７０ｎｍの波長を採用し、ＯＣＴ光干渉検出装置のイメージング検出は、１３００ｎｍの波長を採用する。

【0023】

前記ＯＣＴ光干渉検出装置は、次のいずれかを採用する。

【0024】

低コヒーレンス光源、干渉計および検出器を含む。

【0025】

または低コヒーレンス光源、干渉計および分光器を含む。

【0026】

または掃引広スペクトル光源、干渉計および検出器を含む。

【0027】

前記一つまたは複数のプロセッサは、レーザ刺激前後の、非血管領域の神経散乱信号の変化および血管領域の血流信号の変化を計算し、脳機能情報を得る。

【0028】

本発明は、先行技術と比べ、次の有益な効果および長所を有する。

【0029】

近赤外レーザパルス刺激およびＯＣＴ技術を組み合わせ、赤外レーザパルスにより神経活動を励起し、神経活動により誘発された光学散乱信号をＯＣＴにより同時に採取し、ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出する。

【0030】

既存の光遺伝学と光学カルシウムイメージングの組み合わせは、光遺伝プローブとカルシウム指示薬のスペクトルが重なるため、刺激およびイメージングの経路間にクロストークが存在するのに比べ、本発明の近赤外レーザ刺激の動作波長およびＯＣＴシステムの中心波長には、ある程度の差が存在し、刺激とイメージングの２つの光路が互いに干渉しないことを保証し、刺激は１８７０ｎｍの波長を採用し、イメージングは１３００ｎｍの波長を採用する。

【0031】

既存の光遺伝学と光学カルシウムイメージングの組み合わせは、組織内での強烈な可視光散乱により、刺激およびイメージングの深さが限られるのに比べ、本発明の刺激およびイメージングの経路は、どちらも赤外波長において動作し、可視光に比べ、透過の深さが深く、１ｍｍに達することができる。

【0032】

既存の光遺伝学および光学カルシウムイメージングの組み合わせは、実験動物に対してウイルストランスフェクションを行う必要があり、非ヒト霊長類の動物研究に用いるのには適していないのに比べ、本発明は、造影剤を注射したり、ウイルストランスフェクションを行ったりする必要がなく、非ヒト霊長類の動物研究に用いることができ、臨床環境におけるヒトの研究に用いることができる可能性がある。

【図面の簡単な説明】

【0033】

【図1】本発明の方法の模式図である。

【図2】本発明の装置の模式図である。

【図3】本発明の実施例の模式図である。

【図4】本発明の例示的実施例の近赤外レーザ刺激シーケンス図である。

【図5】本発明の例示的実施例のＯＣＴ構成図である。

【図6】本発明の例示的実施例のＯＣＴ血流造影図である。

【図7】本発明の例示的実施例の電気生理信号結果図である。

【図8】本発明の例示的実施例のｆＯＣＴ信号空間分布結果図である。

【図9】本発明の例示的実施例のｆＯＣＴ信号時間分布結果図である。

【図10】本発明の例示的実施例のｆＯＣＴ信号刺激強度関連性結果図である。

【図11】本発明の例示的実施例の血流速度変化結果図である。

【符号の説明】

【0034】

１－赤外レーザパルスが神経活動を励起する；２－神経活動により誘発された光学散乱信号をＯＣＴが採取する；３－ＯＣＴ散乱信号の相対的な変化の計算；１１－光源；１２－ビームスプリッタ；１３－参照アームコリメータレンズ；１４－平面高反射鏡；１５－サンプルアームコリメータレンズ；１６－ガルバノミラー；１７－対物レンズ；１８－測定サンプル；１９－干渉信号検出装置；２０－信号プロセッサ；２１－偏光コントローラ；３１－低コヒーレンス広帯域光源；３２－光サーキュレータ；３３－光ファイバカプラ；３４－第１の光ファイバコリメータ；３５－集光レンズ；３６－平面高反射鏡；３７－第２の光ファイバコリメータ；３８－ガルバノミラー；３９－集光レンズ；４０－サンプル分散装置；４１－第３の光ファイバコリメータ；４２－回折格子；４３－フーリエ変換レンズ；４４－高速ラインスキャンカメラ；４５－信号プロセッサモジュールおよび計算ユニット；４６－第１の偏光コントローラ；４７－第２の偏光コントローラ；４８：分散補償器；４９：集光レンズ；５０：ダイクロイックミラー；５１：走査レンズ；５２：信号コントローラ；５３：レーザ；５４：レーザ刺激光ファイバ。

【発明を実施するための形態】

【0035】

以下、図面と組み合わせ、本発明の具体的な実施形態について詳細に説明する。図面は本文の一部をなす。なお、これらの説明および例は、例示的なものでしかなく、本発明の範囲を制限するものと理解してはならない。本発明の保護範囲は、添付する特許請求の範囲により限定され、本発明の請求項の基礎の上で行われるいかなる変更であっても、本発明の保護範囲にある。

【0036】

本発明の実施例を理解しやすくするため、各操作は複数の分離した操作として記述するが、記述の順序は、操作を実施する順序を表すものではない。

【0037】

本記述において、サンプル測定空間は、空間方向に基づくｘ－ｙ－ｚ三次元座標を採用して表示する。こうした記述は、議論を促進するためのものにすぎず、本発明の実施例の応用を制限することを意図したものではない。そのうち、深さｚ方向は、入射光軸に沿った方向であり、ｘ－ｙ平面は、光軸に垂直な平面であり、ｘとｙは直交し、かつｘはＯＣＴの横方向高速度走査の方向を表し、ｙは低速度走査の方向を表す。

【0038】

上記ｉ、Ｉ、ｔ等は、変量を表し、議論を促進するためのものにすぎず、本発明の実施例の応用を制限することを意図したものではなく、１、２、３などのいかなる数値とすることができる。

【0039】

本発明の方法は、図１に示すように、まず近赤外パルス刺激により、標的脳神経活動を励起した後、神経活動により誘発された散乱信号の変化をＯＣＴシステムにより採取し、最後にＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出する。

【0040】

近赤外パルス刺激により刺激するプロセスは、次の３期を含む。ベースライン期ｔ０は、レーザエネルギーがなく、刺激期ｔ１は、レーザエネルギーがあり、回復期ｔ２は、レーザエネルギーがない。刺激期ｔ１は、１８７０ｎｍの近赤外波長のレーザ、２５０μｓのパルス幅、２００Ｈｚのパルス周波数、合計１００個のパルスシーケンスを採用する。上記レーザ刺激プロセス（ｔ０＋ｔ１＋ｔ２）を複数回繰り返し試験し、信号安定性を高めることができる。

【0041】

神経活動により誘発された散乱信号の変化をＯＣＴシステムにより採取し、散乱信号サンプルに対して、二次元または三次元空間のＯＣＴ走査イメージングを行い、同一空間位置において走査イメージングを一定時間（合計時間ｔ０＋ｔ１＋ｔ２）繰り返し、分光器によりスペクトル干渉信号を記録するスペクトル域ＯＣＴイメージング方法（または走査により参照アームの光路長を変える時間域ＯＣＴイメージング方法および掃引光源によりスペクトル干渉信号を記録する掃引ＯＣＴイメージング方法）を行う。

【0042】

ＯＣＴ散乱信号により脳機能信号を抽出し、レーザ刺激前後の、非血管領域の神経散乱信号の変化および血管領域の血流信号の変化を計算し、脳機能情報を得る。まず、ＯＣＴ血流造影図を組み合わせ、空間における血管の位置を除去し、血流による影響をなくす。データ処理部分は、先に刺激前（ｔ０）の散乱信号と比較し、レーザ刺激中（ｔ１）のＯＣＴ散乱信号の相対的な変化を計算する。その具体的なステップは次のとおりである。ＯＣＴ散乱信号のベース値を確定し、Ｉ（ｚ，ｘ，ｔ）はＯＣＴ強度信号を表し、ＯＣＴ強度信号は、ＯＣＴ散乱信号の絶対値であり、ｚは深さ方向、ｘは横方向、ｔは時間次元である。

【0043】

刺激の前の空白時間はｔ０区間であり、この期間のＯＣＴ散乱信号を平均化して、刺激前のＯＣＴ散乱信号ベース値I_Baselineを得る。

【数1】

ここで、Ｎは、ｔ０期に採取したフレーム数に対応する。

【0044】

ＯＣＴ散乱信号ベース値に対する、リアルタイムに採取したＯＣＴ散乱信号の相対的な変化を、ｄＲ／Ｒで表す。

【数2】

【0045】

計算効率を高めるため、すべての時刻の信号点を計算に用いるのではなく、一定の原則によりスクリーニングする必要がある。基本的なステップは次のとおりである。位置画素点（z,x,t_i）から５フレーム連続したＯＣＴ強度信号の強度値がI_Baselineから３σ（z，x）を引いた値よりも小さい場合、この画素点を負の有効信号画素と定義し、次のとおり表す。

【数3】

ここで、３σ（z，x）は、位置（z，x）におけるすべての画素点の標準偏差を表す。

【0046】

同様に、位置画素点（z，x，t_i）の５フレーム連続した信号強度値がI_Baselineに３σ（z，x）を加えた値よりも大きい場合、この画素点を正の有効信号画素と定義する。

【数4】

【0047】

これにより、正の有効信号画素および負の有効信号画素をスクリーニングし、マスクを生成し、ｆＯＣＴ信号を得る。ＯＣＴ散乱信号において、負の有効信号画素の応答値を反転した後、正の有効信号画素の応答値とともに、平均化処理によって最終的なｆＯＣＴ信号を生成することにより、ノイズを小さくし、ＳＮ比を高める。

【0048】

除去した血管領域から、ＯＣＴ血流造影（ＯＣＴＡ）技術により、刺激プロセスにおける血液動態の応答信号を抽出し、神経応答を総合して脳機能信号を得る。

【0049】

図２で示されているものは、本発明のマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージング装置の模式図である。この装置の低コヒーレンス干渉測定部分の主たる構成は干渉計であり、１１～１７、１９および２１からなり、そのうち光源１１が発する光がビームスプリッタ１２により２つの部分の光束に分けられる。そのうち一方の光は、干渉計の参照アームに入り、参照アームコリメータレンズ１３によって平面高反射鏡１４に照射される。他方の光は、サンプルアームに入り、コリメータレンズ１５および光路を経て反射した後、測定サンプル上に焦光される。サンプル１８は、サンプルアームの対物レンズ１７の焦点面に置かれる。その後、参照アームおよびサンプルアームからそれぞれ反射された光に干渉が生じた後、干渉信号検出装置１９により受光される。光ファイバ型光路については、偏光コントローラ２１を採用して光束の偏光状態を調整し、信号干渉効果を最大化する。

【0050】

低コヒーレンス干渉検出信号の方式の違いにより、図２で示されているマーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージング装置は、具体的には次のものを含む。

【0051】

１）時間域測定装置光源１１は、広帯域低コヒーレンス光を採用し、平面反射鏡１４は、光軸方向に沿って移動することができ、干渉信号検出装置１９は、点検出器である。平面反射鏡１４を移動させ参照アームの光路長を変えることにより、両アームの干渉信号が点検出器１９により検出され、ある空間深さのｚ方向の散乱信号の低コヒーレンス干渉を検出することにより、深さ空間次元のサンプルを得る。

【0052】

２）スペクトル域測定装置光源１１は、広帯域低コヒーレンス光を採用し、平面反射鏡１４は固定され動かず、干渉信号検出装置１９としては、分光器を採用する。干渉信号は、分光器中のラインスキャンカメラにより、干渉スペクトルを同時に記録する。フーリエ分析方法を採用して干渉スペクトル信号を分析し、深さｚ方向の散乱情報を並行して得ることにより、深さ次元空間のサンプルを得る。

【0053】

３）掃引測定装置光源１１は、掃引光源を採用し、平面反射鏡１４は固定され動かず、干渉信号検出装置１９としては、点検出器を採用する。点検出器は、掃引光源の低コヒーレンス干渉スペクトルを同時に記録する。干渉スペクトル信号をサンプリングしてフーリエ分析し、深さｚ方向の散乱情報を並行して得ることにより、深さ次元空間のサンプルを得る。

【0054】

上記の様々な測定装置について、それぞれ図１で述べた関連するＯＣＴ走査イメージング方式を組み合わせ、血流と周囲組織の相対的な運動を分析し、ＯＣＴＡ血流運動造影を生成して、空間対応性を強化する。

【0055】

図３に示されているものは、本文で開示している本発明による例示的な実施例である。このマーキング全光ニューロモデュレーションおよびイメージング装置は、広帯域低コヒーレンス光源３１と、光サーキュレータ３２と、分岐比（splitting ratio）５０：５０の光ファイバカプラ３３と、第１の偏光コントローラ４６と、第１の光ファイバコリメータ３４と、集光レンズ３５と、平面高反射鏡３６と、第２の偏光コントローラ４７と、第２の光ファイバコリメータ３７と、ガルバノミラー３８と、対物レンズ３９と、サンプル分散装置４０と、第３の光ファイバコリメータ４１と、回折格子４２と、フーリエ変換レンズ４３と、高速ラインスキャンカメラ４４と、信号プロセッサモジュールおよび計算ユニット４５と、分散補償器４８と、集光レンズ４９と、ダイクロイックミラー５０と、走査レンズ５１と、信号コントローラ５２と、レーザ５３と、レーザ刺激光ファイバ５４とを含む。信号コントローラ５２は、Ｃｙｇｎｕｓ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，ＰＧ４０００Ａデジタルコントローラを採用している。レーザ５３は、動作波長１８７０ｎｍの光ファイバ付き半導体レーザを採用している。広帯域低コヒーレンス光源３１は、中心波長１３２５ｎｍ、帯域幅１００ｎｍのスーパールミネッセントダイオード光源を採用している。高速ラインスキャンカメラ４４は、２０４８画素からなるラインスキャンカメラを採用している。サンプルアームにおける走査レンズ５１は、焦点距離が３６ｍｍのレンズが選定されている。

【0056】

レーザ５３は、近赤外レーザ光を発してレーザ刺激光ファイバ５４を経て測定サンプルに照射する。ここで、本発明の装置で用いる低コヒーレンス広帯域光源３１が発する光は、光サーキュレータ３２を経た後、分岐比５０：５０の光ファイバカプラ３３に入り、光ファイバカプラ３３から出射された光は、２つの部分のサブ光束に分けられる。そのうち一方の光は、光ファイバによって、第１の偏光コントローラ４６を経て参照アームにおける第１の光ファイバコリメータ３４に接続され、コリメータ、分散補償器４８を経て分散補償され、集光レンズ３５で集光された後、平面高反射鏡３６に照射される。他方の光は、光ファイバによって、第２の偏光コントローラ４７を経てサンプルアーム部分の第２の光ファイバコリメータ３７に接続され、コリメータ、ガルバノミラー３８の光路反射および集光レンズ３９を経て、集光レンズ４９で集光された後、測定サンプルに照射される。走査レンズ５１の前に、ダイクロイックミラー５０を採用して集光レンズ４９から出射された光にＯＣＴ検出光路の９０°転換を実現する。サンプルアームにおけるガルバノミラー３８は固定されて動かず、サンプル空間の同じ位置の異なる時刻の深さ方向の散乱信号を、低コヒーレンス干渉計が並行して検出する。同時に、サンプルアームにおける光路は、シングルモード光ファイバによって光束を伝導し、測定サンプルから散乱された光に対して空間フィルタの作用を奏し、すなわち、散乱信号における複数回の散乱成分を効果的に小さくする。参照アームにおける平面高反射鏡３６から反射された光と、サンプルアームにおける測定サンプルから後ろ向きに散乱された光は、光ファイバカプラ３３において干渉され、干渉光は、分光器（部材４１～４４を含む）を経て検出され、記録され、その後、信号コントローラ５２および計算ユニット４５によって採取され、信号分析処理を行う。光刺激ユニットおよびＯＣＴ信号採取ユニットは、外部トリガ制御、クロック信号等の方式を採用することにより、同期を実現する。

【0057】

本発明は、ｆＯＣＴ信号により、刺激前後の神経応答および血行動態応答およびその特徴を得ることができる。近赤外レーザ刺激シーケンスは、図４に示すとおりであり、ｔ０期は、レーザエネルギーがなく、ｔ１期にレーザエネルギーが作用し始め、ｔ２期は、レーザエネルギーがない回復期であり、出力されるレーザパルスシーケンスにおける各パルスのパルス幅は可変であり、パルス周期は可変である。ここでの具体的な実施において、各パルスの固定パルス幅は２５０μｓであり、パルス周期５ｍｓである。近赤外レーザ刺激は、１００個のこのようなパルスにより、０．５ｓのパルスリンクを構成する。レーザ光は、特製の光ファイバによって出力され、ラット光学観察窓標的領域に照射される。

【0058】

図５に示されているものは、ＯＣＴ採取の構造図であり、ＯＣＴは、三次元構造イメージングを実現することができ、図５Ａは、ＯＣＴ構成投影図であり、図５Ｂは、図５Ａ中の破線位置の断面図である。

【0059】

図６に示されているものは、ＯＣＴ血流造影（ＯＣＴＡ）図であり、ＯＣＴＡ技術により、ＯＣＴ採取の三次元構成信号を処理し、三次元血流信号を得ることができる。図６Ａは、ＯＣＴＡ投影図であり、図６Ｂは、図６Ａにおける破線位置の断面図である。

【0060】

図７に示されているものは、異なる刺激強度の下（０．３Ｊ、０．５Ｊ、０．７Ｊ、１．０Ｊ／ｃｍ^２／ｐｕｌｓｅ）での電気生理信号結果図であり、近赤外レーザ刺激強度の増加に伴い、スパイク電位発火率が増加し、その結果、ラットの胴体運動感覚脳皮質に対する近赤外レーザ刺激により、ニューロンの興奮活動が引き起こされたことが説明される。そのため、後続して観察されたｆＯＣＴ応答信号の変化と、ニューロンの外部の刺激により誘発された活動との間に潜在的な関連性が存在する可能性がある。

【0061】

図８－１１に示されているものは、本実施例において得られたラット脳皮質を用いたｆＯＣＴ機能信号変化結果図である。近赤外レーザ刺激により誘発されたｆＯＣＴ信号の特徴を明らかにするため、本発明では、非血管領域神経応答の時間および空間分布、ならびにその刺激強度との関係、さらには血管領域の血行動態応答を検証した。

【0062】

図８Ａに示したように、レーザ刺激光ファイバを移動せずに同じ刺激パラメータを用いた状況で、ＯＣＴシステムで近赤外レーザ刺激領域の中心および周囲領域において信号採取を行い、ｆＯＣＴ機能応答を観察した（ＲＯＩ１：中心、ＲＯＩ２：辺縁、ＲＯＩ３：外部）。その結果、図中で観察できるように、近赤外レーザ刺激は、ラット脳皮質におけるＯＣＴ散乱信号に相対的な変化を引き起こした（図８Ｂにおいて図８Ａ中の信号変化を定量分析している）。ＲＯＩ１に含まれる有効画素数が最も大きく（～４４９画素）、ＲＯＩ２に含まれる有効画素数は減少し（～３５４画素）、ＲＯＩ３は散乱中に著しい変化が認められなかった。総合すると、ｆＯＣＴ信号は、図８Ａに示すように、神経信号の空間位置を反映し、すべての有効画素の平均振幅および誘発されたｆＯＣＴ信号の経時的な変化プロセスは、図８Ｂに示すとおりであった。また、深さ分解能シーケンス図８Ｃに示したように、ｆＯＣＴの変化の時間対応性は、皮質６００μｍの深さ範囲に保つことができる。

【0063】

ｆＯＣＴ信号時間も、近赤外レーザ刺激時間に密接に関係している。図９Ａ－９Ｂで示したように、ＯＣＴ散乱信号の変化は、近赤外レーザ刺激と同期している。試験において、著しい変化を有するすべての画素は、いずれも集団応答に対して平均化を行った。図９Ａにおける散乱変化においても、類似の時間的な重なりを有した。刺激開始時間が異なる場合、応答開始時間が遅延し、応答ピーク時間が遅延した。図９Ｂにおいて定量化した結果、ｆＯＣＴ応答は、時間的にレーザ刺激と同期しており、時間の遅延は約３０ｍｓであった。

【0064】

図１０Ａ－１０Ｂは、異なる刺激強度の下（０．３、０．５、０．７、１．０Ｊ／ｃｍ^２／ｐｕｌｓｅ）での機能応答を示している。近赤外レーザ刺激強度の増加により、ｆＯＣＴ信号の変化幅に増加がもたらされ、その結果、図１０Ａに示したように、ｆＯＣＴ信号変化ピークと刺激強度に線的な関係が存在する。結果は図１０Ｂに示したとおりである。干渉検出の感度が高かったため、ｆＯＣＴ信号変化の振幅は大きかった（直線のあてはめの傾き：２．１）。

【0065】

図１１は、ＯＣＴ採取周波数を高めた、異なる刺激強度の下（０．５、０．７、１．０Ｊ／ｃｍ^２／ｐｕｌｓｅ）での血行動態応答を示しており、近赤外レーザ刺激強度の増加により、血管領域流速変化幅も増加しており、流速変化時間の遅延は約１ｓであった。

【0066】

上記実験の結果、次のことが十分に説明される。本発明は、ニューロモデュレーションおよびイメージングを同時に展開することができ、モデュレーション／イメージング経路のクロストーク現象が存在せず、造影剤の注射およびウイルストランスフェクションの必要がなく、近赤外波長によって、組織深部領域のモデュレーションおよびイメージングを実現できる。本発明により、マーキングレス全光ニューロモデュレーションおよびイメージングを実現することができ、標的領域に対して非接触の正確な刺激および脳機能信号検出を同時に行うことができる。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5(A)】

【図5(B)】

【図6(A)】

【図6(B)】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】