JP6118986B2

JP6118986B2 - 眼科用光断層画像表示装置

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Publication number: JP6118986B2
Application number: JP2013015264A
Authority: JP
Inventors: 鄭　昌鎬; 昌鎬鄭
Original assignee: Santec Corp
Current assignee: Santec Corp
Priority date: 2013-01-30
Filing date: 2013-01-30
Publication date: 2017-04-26
Anticipated expiration: 2033-01-30
Also published as: JP2014144178A; US8690328B1

Description

本発明は測定対象を非接触、非侵襲で断面画像として表示することができる光断層画像表示装置に関し、特に眼科用の光断層画像表示装置に関するものである。

白内障は患者数が多く、病状が進めば一般的には人工眼内レンズ(ＩＯＬ)を挿入する手術が行われる。白内障のための人工眼内レンズの挿入手術では、少なくとも患者の眼軸長と角膜曲率半径とを測定する必要がある。このとき測定精度が悪ければ手術後に左右の視力に差が出てしまう。左右の視力の差はできるだけ小さいことが好ましく、少なくとも±１Ｄの範囲にとどめる必要がある。そのためこれらの測定精度をできるだけ向上させる必要がある。

従来眼軸長や曲率半径を測定するために、特許文献１に示されるような超音波式による測定方式と、特許文献２に示されるような光学式の測定方法がある。超音波方式は麻酔が必要で、患者負担も大きく、さらに操作に熟練が必要となる。

従来の実用化されている光学式眼軸長測定装置はタイムドメイン干渉方式によるものである。眼軸長測定によるタイムドメイン装置では、７８０〜８４０ｎｍ帯の赤外光ビームを干渉計を介して、眼球に対して垂直に照射し、角膜からの反射光と網膜からの反射光の光路差を夫々参照鏡を動かせることによって検出し、その差を取ることによって眼軸長を求めていた。この方法によれば、原理的には角膜厚やレンズ厚などの値も同様に検出することができる。

しかしこの測定装置では機械的に干渉計内の参照鏡を動かす方式のため、また１次元の信号から眼軸長を測定するため、疑信号によるエラーが発生する確率が高いという問題点があった。そのため例えば５回程度繰返し測定をして平均を取る必要があり、３０秒から１分の長い測定時間がかかるという問題点があった。また測定時間が長いと患者がその間に動いてしまうため、測定条件が均一とならず測定精度の悪化を招き、さらに診断の時間も長くかかってしまう欠点があった。

更に、重度の白内障患者の場合、赤外の測定光が白濁した水晶体で散乱されてしまうため、網膜まで到達せず、眼軸長が測定できなくなる場合がある。そのような場合には、特許文献１の超音波測定に頼らざるを得なくなる。

一方非特許文献１には、１μｍ帯の波長走査型光源を用いて２次元のＯＣＴ画像により眼軸長を計測する方法（以下、ＳＳ−ＯＣＴ方式という）が提案されている。１μｍ帯の波長は８００ｎｍ帯より長波であること、眼に入れられる光パワーの許容値が高いことなどから、光が網膜まで到達しやすく、さらにＳＳ−ＯＣＴ方式はタイムドメイン方式よりも感度が２０ｄＢ以上高いことから、測定成功率が向上することが期待できる。また、スキャンレートが数ｋＨｚから数十ｋＨｚと早いことから患者の眼の動きによるブレが精度に与える影響も小さい。

人工眼内レンズの度数を算出するためには、眼軸長や角膜厚などの長さのパラメータに加えて、角膜の曲率半径を算出することが必要である。角膜の曲率半径はケラトメトリと呼ばれ、主に角膜表面に照明光を照射し、その表面に移った光源の輝点の位置に基づいて角膜の頂点から直径２−３ｍｍの範囲の曲率を算出するのが一般的である。

特開２０１０−１７２５３８号公報特開２００８−１８８０４７号公報

Changho Chong et al., "Large coherence length swept source for axial length measurement of the eye", April 2009 / Vol. 48, No. 10 / APPLIED OPTICS D145-150 Sergie Ortiz et al., "Corneal topography from spectral optical coherence tomography (SOCT)", 1 December 2011, Vol. 2, No. 12 / BIOMEDICAL OPTICS EXPRESS 3232-3247

前述のように通常の眼軸長測定装置では、眼軸長など長さのパラメータしか測定できない。角膜の曲率半径を測定するためには、角膜面上に映る複数の照明光やリング照明とそれを画像として捕えるＣＣＤセンサ、その像の直径や歪率から角膜曲率半径を全方向に関して計算する機構やソフトを別途備える必要があった。

これに対して、非特許文献１に示されたＳＳ−ＯＣＴ方式により眼の二次元断層を取得できれば、この角膜の断層画像情報から曲率を読み取ることが可能となる。但し乱視の場合には、角膜曲率半径は方向によって異なるため、３６０°全周を４分割以上に分割して夫々の角膜曲面の曲率を求める必要がある。

しかし２軸（ｘ軸，ｙ軸）に光を走査するために一般的な２軸のガルバノミラー等をプローブ部分に用いると、軸ごとに異なるミラーを使うため、ビームスキャンがｘ，ｙ方向に完全に平行な走査ではなくなる。そこで特許文献２に示されるように、光軸方向にｘ，ｙ焦点平面が歪む光軸方向各位置（深さ）でグリッドパターンなどによる校正をして３次元的に取得画像を補正することが必要となる。このように焦点面に収差が発生すると、表面形状を補正するためには非常に複雑な校正と補正計算を必要とするという問題点がある。

本発明はこのような従来の問題点に鑑みてなされたものであって、ＳＳ−ＯＣＴ方式において２次元の画像データを短時間で正確に測定し、この画像に基づいて必要な情報を取得できるようにすることを技術的課題とする。

この課題を解決するために、本発明の眼科用光断層画像表示装置は、眼科用光断層画像表示装置の本体と、前記本体から光ビームが与えられ、測定対象となる物体に対向するように配置されるプローブとを具備する眼科用光断層画像表示装置であって、前記本体は、周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、前記走査型光源からの光を参照光と物体への照射光とに分岐して照射光を光ビームとして出力し、物体からの反射光と参照光との干渉光を発生させる干渉光学計と、前記干渉光学計より得られる干渉光を受光し、ビート信号を得る受光素子と、前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換することにより、測定対象の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備し、前記プローブは、前記干渉光学計から得られる光ビームを平行ビームとするレンズと、前記平行ビームを集光する対物レンズと、前記対物レンズの焦点位置に配置され、前記平行ビームを眼に垂直なｘ軸方向及びこれと垂直なｙ軸方向に平行にスキャンする２軸偏向ミラーと、を具備するものである。

ここで前記波長走査型光源は、１ｋＨｚ以上の走査速度で波長を走査するものとしてもよい。

ここで前記波長走査型光源は、７００ｎｍ以上であり、且つ１２００ｎｍ以下の帯域で少なくとも１ｎｍ以上変化させて波長走査光を出力するものとしてもよい。

ここで前記信号処理部は、得られた２次元の断層画像から眼軸長、角膜厚、前房室厚、レンズ厚、網膜厚の軸方向長さと、横方向の瞳径、瞳孔径の長さと、角膜曲率半径との少なくとも１つのパラメータを算出して出力するようにしてもよい。

ここで前記干渉計は空間干渉計であり、参照光の光路長を変化させることにより断面画像を得るレンジを切り替えるようにしてもよい。

ここで前記信号処理部は、取得した２次元画像のうち、光軸中心から所定幅の範囲の複数のラインについて、信号強度の最大値あるいは平均値を角膜、水晶体、網膜の境界座標として算出するようにしてもよい。

ここで前記信号処理部は、角膜の表面軌跡の任意の３点の位置座標より曲率半径を算出するものとしてもよい。

ここで前記信号処理部は、レンズの表裏の反射率レベルの差、及び反射率の比のいずれか一方より求めるレンズの白濁度を算出するものとしてもよい。

ここで前記本体は、前記２軸偏向ミラーをｘ軸及びｙ軸方向に走査すると共に、その走査範囲を測定対象に合わせて変化させるスキャン制御部を更に有するようにしてもよい。

ここで前記プローブは、前記対物レンズを光軸から着脱自在としてもよい。

ここで前記プローブは、前記本体に対して屈曲自在のジョイント機構を介して接続されているものとしてもよい。

このような特徴を有する本発明によれば、２軸偏向ミラーを対物レンズの焦点位置に配置しているため、ｘ軸及びｙ軸方向に常に平行な光ビームでスキャニングすることができる。従って光学距離的にはどの方向にスキャニングしても光軸方向の座標がｘｙ平面内で一様であって、ｚ軸方向の補正を不要とし、歪みのない２次元の画像を得ることができる。従ってこの装置を眼科用に用いて容易に角膜の曲率半径を算出することができるという効果が得られる。

図１は本発明の第１の実施の形態による波長走査型の光断層画像表示装置の全体構成を示すブロック図である。図２は本実施の形態に用いられる２軸偏向ミラーであるＭＥＭＳミラーの正面図である。図３はスキャン制御部で出力される２軸偏向ミラーのｘ軸方向及びｙ軸方向のスキャニング波形を示す波形図である。図４は図３の信号を用いてスキャニングしたときに偏向可能領域と測定領域を示す図である。図５は偏向可能領域と測定領域と測定対象との関係を示す図である。図６はスキャン制御部より出力されるｘ軸方向及びｙ軸方向の他のスキャニング波形を示す図である。図７は偏向可能領域内の他の眼球の位置と測定領域を示す図である。図８は本実施の形態のプローブの校正時の処理を示すフローチャートである。図９は本実施の形態のプローブ校正処理を示す概略図である。図１０は人体の眼を測定するときの状態を示す概略図である。図１１は眼の断面構造及び正面を示す図である。図１２は本実施の形態の使用時の動作を示すフローチャートである。図１３は本実施の形態の測長演算処理を示すフローチャートである。図１４（ａ）はｘｚ方向の断層の一例を示す図、図１４（ｂ）はこの断層の中心の輝度の変化を示すグラフである。図１５は光断層画像の概略図及び複数のｚ軸方向のラインについての輝度の変化を示すグラフである。図１６は角膜周辺の断面画像の一例を示す図である。図１７は三点から曲率半径を計測するときの各辺と曲率半径の関係を示す図である。図１８は角膜側から見た眼の表面を示す図である。図１９は角度に対する曲率半径の変化を示すグラフを示す図である。図２０は断面画像中心部分の反射レベルの変化を示すグラフである。図２１は本発明の第２の実施の形態による光断層画像表示装置のプローブ部分の参照光学計の主要部を示す図である。図２２は本発明の第２の実施の形態の変形例による干渉光学計の主要部を示す図である。図２３は本発明の第２の実施の形態の変形例による干渉光学計の主要部を示す図である。図２４は本発明の第２の実施の形態による第１の位置での断面画像とその中央の反射レベルの変化を示すグラフである。図２５は本発明の第２の実施の形態による第２の位置での断面画像とその中心の反射レベルの変化を示すグラフである。図２６は本発明の第３の実施の形態による第１の状態と第２の状態での光の入射光の変化を示す図である。図２７は本発明の第３の実施の形態による第２の状態での断面画像の一例を示す図である。図２８は本発明の第４の実施の形態によるプローブの使用例を示す図である。

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態による眼科用の波長走査型の光断層画像表示装置の全体構成を示すブロック図である。本図において光断層画像表示装置１０は波長走査型のレーザ光源を有している。波長走査型光源１１は、波長が７００〜１２００ｎｍ帯、例えば１０６０ｎｍで１ｎｍ以上の所定範囲、好ましくは１０ｎｍ以上の範囲で波長を周期的に変化させたレーザ光を出力するものである。走査速度は眼球の固視微動の影響を受けない速度、例えば１ｋＨｚ以上とすることが好ましい。波長走査型光源１１の出力はコリメートレンズ１２を介して光干渉計１３に与えられる。光干渉計１３はミラー１３ａ，１３ｂ，１３ｃ，１３ｄとハーフミラー１３ｅ，１３ｆを組み合わせた空間型のマッハツェンダ干渉計とする。光干渉計１３では、ハーフミラー１３ｅに加わった光の一部は反射されてミラー１３ａ，１３ｂを介して参照光としてハーフミラー１３ｆに加わる。ハーフミラー１３ｅに加わった光のうち残りの光はハーフミラー１３ｅより出射され、光シングルモードの光ファイバ１４を介して後述するプローブ２０側に伝送される。そしてプローブ２０からの反射光が干渉計１３のハーフミラー１３ｅに入射する。プローブ２０からハーフミラー１３ｅに入射した反射光の一部は更に反射され、ミラー１３ｄを介してハーフミラー１３ｆに加わり、光を干渉させる。ここでサンプル光はハーフミラー１３ｅの出射位置からイメージング範囲の０点を介してハーフミラー１３ｆまで、参照光はハーフミラー１３ｅの出射位置からミラー１３ａ，１３ｂによる参照鏡側の経路を通過してハーフミラー１３ｆで合波するまで、それぞれ同じ光路長となるように配置されている。干渉光はフォトダイオード、ここではバランスドディテクタ（ＢＤ）１５に入射される。バランスドディテクタ１５は光信号を電気信号に変換するもので、その出力は信号処理部１６に加えられる。信号処理部１６は内部に図示しない増幅器，ローパスフィルタ及びＡＤ変換器を有しており、反射光の強度と周波数変化に基づいてフーリエ変換により断面画像を生成して、画像表示部１７上に表示するものである。又信号処理部１６にはメモリ１８及びスキャン制御部１９が接続されている。メモリ１８は後述する校正テーブル等を保持するものであり、スキャン制御部１９は走査信号を後述するプローブ２０に与えるものである。

次にプローブ２０の構成について説明する。図１に示すようにプローブ２０は光ファイバ１４の光軸上にコリメートレンズ２１、２軸偏向ミラー２２を有し、２軸偏向ミラー２２から反射された光を対物レンズ２３を介して測定対象に出射する。対物レンズの焦点距離をｆとすると、２軸偏向ミラー２２は対物レンズ２３の焦点位置に配置するものとし、同一の位置でｘ軸及びｙ軸の２軸方向に光を反射するものである。本実施の形態では、２軸偏向ミラー２２をＭＥＭＳ構造の２軸偏向ミラーによって実現している。図２はこの構造の２軸偏向ミラー２２の正面図である。図２に示すように２軸偏向ミラー２２の周囲のベース３０にはヒンジ部３１ａ，３１ｂを除いて環状の溝３１ｃ，３１ｄを有し、その中央に振動領域３２が設けられる。この振動領域３２内にはヒンジ部３１ａ，３１ｂとは垂直な方向のヒンジ部３３ａ，３３ｂを除いて環状の溝３３ｃ，３３ｄを有し、その中央に振動領域３４が形成される。そして振動領域３４の内側に円形の反射領域３５を有している。ヒンジ部３１ａ，３１ｂを結ぶラインとヒンジ部３３ａ，３３ｂを結ぶラインとは直交しており、これによって回転軸も直交させることができ、同一位置でｘ軸方向とｙ軸方向とに光を走査することができる。スキャン制御部１９は中央の反射領域３５の角度を制御するため、ｘ軸方向とｙ軸方向への傾斜角の制御信号を２軸偏向ミラー２２に入力するものである。

次にプローブ２０に２軸偏向ミラー２２は対物レンズ２３の背後の焦点位置に配置している。そして２次元のスキャンを実行することにより、ｘ，ｙ方向に常に平行、即ちテレセントリックなビームスキャンが得られるので、少なくとも光学距離的にはどの方向にスキャンしても光軸（ｚ軸）方向の座標はｘｙ平面内に一様で、３次元的な補正が不要となる。ＭＥＭＳによる２軸偏向ミラー２２によって光を直線的に走査することができ、対物レンズも収差が少なければ、単純なスケールの係数を与えるだけで、取得した画像は正しい歪みのない画像になる。

次にスキャン制御部１９について更に説明する。図３（ａ）は２軸偏向ミラー２２をｘ軸方向に制御するためのサイン波状の走査信号であり、図３（ｂ）はこれと同一の時間軸でy軸方向に走査するための制御信号を示している。これら走査信号の周期は整数倍となってｘ方向とｙ方向とに走査を行っている。これによってｘ軸方向とｙ軸方向とにスキャニングすることができる。

通常の眼科用機器では、装置のヘッド部分を患者の眼の位置に移動させてカメラやプローブの中心に目の位置を合わせる位置合わせを行っていた。しかし患者の眼球の位置は個人差があるため、おおまかに位置合わせして装置に固定したとしても、眼球の位置は一定ではないのが通常である。従って位置合わせを正確に行う必要があり、手間がかかっていた。そこで本実施の形態では、実際の対物レンズ２３の有効径を測定レンジより２〜３倍大きく設定している。ここで図４に破線で示す長方形の領域Ｒ１が対物レンズ２３を介して光をスキャニングすることができる偏向可能な範囲とする。そして図５（ａ）に示すように対物レンズ２３の正面中央に患者の眼が位置するものとすると、図３に示すようにｘ軸方向とｙ軸方向への走査信号をＶ_x1，Ｖ_y1を中心として振幅を小さくすることによって、図４の実線の正方形で示すように眼球が位置する測定領域Ｒ２のみを走査することができる。

ここで図５（ｂ）に示すように患者の眼の位置が中央からずれている場合に、図６に示すようにＭＥＭＳミラーに印加する電圧にオフセットを加え、ｘ軸方向とｙ軸方向への走査信号を例えばＶ_x2，Ｖ_y2を中心とした振幅とする。こうすれば図７に示すように測定領域Ｒ３をオフセットし、眼球が位置する範囲のみを走査することができる。この調整はスキャン制御部１９より出力する２軸偏向ミラー２２への走査信号のオフセットを変化させるだけで足りるため、偏向位置の調整を極めて容易に行うことができる。

次に本実施の形態による光断層表示装置の動作について説明する。前述したようにこの実施の形態では画像の歪みはｚ軸方向に対しては一定で、歪み補正の必要性は少ないが、わずかにＭＥＭＳミラーのスキャニングにより位置の変化が時間的に非線形であったり、対物レンズ２３に収差が存在するため、ｘ軸方向とｙ軸方向には歪みが生じている。これらはｘ，ｙ方向に対しての歪みであるため、ある１つのｘ，ｙ平面の校正値が得られば、他は全て同じ校正値を用いてデータを校正するのみでよい。そこで通常の動作の前にまずプローブの校正処理を行う。

図８はプローブの校正処理を示すフローチャート、図９は校正の概略を説明するための図である。まずステップＳ１１において、測定対象となる位置に断面形状が全て既知である方眼パターンなどの校正用サンプルを配置する。そして波長走査光源１１を動作させると、波長走査光源１１からの出射光はレンズ１２で平行光となり、干渉計１３に入る。ハーフミラー１３ｅで分岐した一方の光はサンプル側へ透過し、他方はミラー１３ａ側へ反射する。そして参照光とサンプルから得られた反射光がハーフミラー１３ｆで合波され、干渉した光はバランスドディテクタ１５によりバランスド検出される。更に信号処理部１６でフーリエ変換処理などを施され、画像表示部１７で画像表示される。

そしてステップＳ１２において２軸偏向ミラー２２を偏向させてｘｙ方向にスキャニングを行い、３次元の画像データ（ｘ，ｙ，ｚ）を抽出する。こうすれば図９（ａ）に示すようにｘ，ｚ平面の断面画像をｙ軸に沿って多数枚得ることができる。そしてステップＳ１３において、図９（ｂ）に示すようにこの３次元データからｘ，ｙ平面の画像がｚ軸方向に沿って多数枚となるように３次元画像を再構成して、所定間隔で深さの異なる多数の２次元画像（ｘ，ｙ）とする。そしてステップＳ１４でこの２次元のテーブルが所定のｘｙ平面にある歪みを解消するような校正パラメータのテーブルを作成する。より具体的には歪んだグリッド（ｉ，ｊ）と、正しいグリッド（ｉ，ｊ）との差分（Δｘｉｊ、Δｙｉｊ）を求めると、それがその画像の補正係数となり、これをｘ，ｙ平面の各画像についてまとめたものが校正テーブルとなる。前述のように画像の歪みはｚ軸方向には一定であり、ｘｙ平面に対してのみである。従って校正はあるｘｙ平面のみの校正テーブルを作成すれば、その他の深さのｘｙ面の画像データについても同じ校正テーブルを用いてデータを補正することができる。ステップＳ１５においてこの校正テーブルを信号処理部１６よりメモリ１８に保持しておく。こうすれば撮影された任意の座標に対してこの補正係数を用いて、座標補正することができる。

次に校正処理を行った後の断層表示と測定の処理について説明する。まず図１０に示すように、プローブ２０から光を出射する領域に測定対象となる人体が位置するようにプローブを設置して波長走査光源１１を起動する。そして図３、図６に示すように、必要に応じて走査信号にオフセットを加えて光ビームの偏向位置を所望の走査領域に対応するように移動させる。そしてスキャン制御部１９によって必要な画像の領域をｘ軸方向及びｙ軸方向にスキャニングする。これにより通常の眼科機器では一般的な、ジョイスティックで装置のヘッド部分を移動させてカメラの中心に眼の中心を合わせる位置合わせが不必要となる。つまり位置合わせ機構を搭載する必要がなくなり、装置を小型化できる。こうすれば患者の眼について３次元の画像データを得ることができる。図１１（ａ）は眼の断面の一例、図１１（ｂ）はその正面からの図である。

そしてこの取得画像を用いて種々の測定を行う本実施の形態の測定処理について説明する。図１２はこの処理を示すフローチャートである。本図においてまずステップＳ２１において前述した校正処理の場合と同様に３次元データを取得する。この場合にはこの測定装置のプローブを被測定者の眼球に近接させて波長走査型光源を起動する。そして測定対象についての３次元画像データを取得した後、ステップＳ２２，Ｓ２３において校正テーブルを用いて座標位置を補正する。こうすれば歪みのない３次元データを得ることができる。次にルーチンＲ２４においてこの３次元データに基づいて測定対象の眼球測長処理を行う。更にルーチンＲ２５において角膜の曲率演算処理を行う。更にルーチンＲ２６においてレンズの白濁度の測定処理を行って処理を終える。

（測長処理）
次に測長処理ルーチンＲ２４の詳細について図１３のフローチャートを参照しつつ説明する。側長を必要とする種々のパラメータは、図１１（ａ）に示す断面図において、例えば眼軸長Ｌａ、角膜厚Ｔｃ、前房室厚Ｔａ、レンズ（水晶体）厚Ｔ_L、網膜厚Ｔｒである。これに加えて更に図１１（ｂ）に示すように虹彩の径を示す瞳径Ｄｉ、瞳孔の径である瞳孔径Ｄｐを測定する。測長と必要とする眼球の内部構造はほぼ透明であることから、各表面の信号はピーク値となり、基本的にはそれらを順番に検出することができる。ただし、角膜内部が角膜細胞の散乱による輝度をもったり、水晶体内部にも核が存在するため内部に核の境界が見えたり、対象外の不要ピークも存在するので、それらと間違わないように検出する必要がある。断面画像に対してラインマーカーなどで手動で線を引き測長することもできるが、眼球の構造や各組織の厚さ範囲を知ることにより、ある一定のステップで必要とする表面の信号のみ自動的に選択し、位置を求めることが可能である。

人体の眼球はおおよそ所定の範囲内にあることが既知であるため、その知見に基づいて必要なパラメータの精度を向上させて算出することができる。例えば角膜厚Ｔｃの範囲は０．３〜０．８ｍｍ、前房室厚Ｔａは１．５〜５．５ｍｍ、レンズ（水晶体）厚Ｔ_Lは３〜６．５ｍｍ、眼軸長Ｌａは１４ｍｍ〜３５ｍｍの範囲である。従って角膜の裏面は角膜表面＋１ｍｍ，レンズの表面は、角膜裏面の次、レンズの裏面は眼軸長の半分の位置よりも必ず手前（＜Ｌａ／２）、網膜は角膜表面＋１４ｍｍ以上であると条件づけして、測定値をスクリーニングすると、その他のピークやノイズとの誤検出を少なくすることができる。

図１４（ａ）は人の眼のあるｘｚ断面の断面画像を示す図であり、図１４（ｂ）はその中心ラインの反射レベルを示すグラフである。まずステップＳ３１において、ｚ軸の零点付近のピーク値を検出する。このとき例えばノイズレベルより所定値、例えば５ｄＢ以上のレベルを閾値と設定し、閾値を超える複数のピーク値を微分法等で検出する。次にステップＳ３２において零点（ｚ＝０）より１番目のピークＰ１の位置を算出する。このピークＰ１となるz軸座標によって角膜の表面位置を確定することができる。次いでステップＳ３３において角膜表面位置より＋１ｍｍ程度大きい内側のピークＰ２の位置を算出する。これによって角膜裏面位置を確定することができる。次に角膜裏面より内側のピークＰ３の位置を算出する。これによって水晶体表面位置を確定することができる。更にステップＳ３５において零点から１７ｍｍより内側の始めのピークＰ４の位置を算出する。これによって水晶体の裏面位置を特定することができる。更にステップＳ３６において１７ｍｍより外側の始めのピークＰ５の位置を確定する。これによって網膜最上面の位置を算出することができる。次にステップＳ３７において網膜最上面のピークＰ６の位置を求める。これによって網膜上皮の位置を確定することができる。更にステップＳ３８において各表面位置の差を屈折率を考慮して算出する。そしてこうして得られたデータに基づいて、眼軸長Ｌａ、角膜厚Ｔｃ、前房室厚Ｔａ、レンズ厚Ｔ_L、及び網膜厚Ｔｒを算出する。更にこれに加えて角膜付近のｘｙ画像から瞳径Ｄｉ，瞳孔径Ｄｐを測定する。

尚ここでは中心ラインの輝度の変化でピーク値を算出し、各パラメータを算出するとしているが、２次元画像を取得したときに、各境界面が全て一様に一定の強度を持ってるわけではなく、抜けが発生する場合がある。従って中心から例えば±０．５ｍｍの範囲ではほぼ各境界面は平坦であるため、その範囲内で複数ラインの反射光のレベルを対象として、夫々について一番強度が高いピークの位置を位置検出のためのデータとして選択しても十分測長のデータとして使用できる。従って取得したｘｚ断面画像のうち、光軸中心からある範囲の複数のラインについて、信号強度の最大値を角膜、水晶体、網膜の境界座標として算出する。例えば図１５（ａ）に模式図を示すように中心ラインをＬ３とし、ラインＬ３とその前後のラインＬ１，Ｌ２とＬ４，Ｌ５の輝度を測定対象とする。このうち図１５（ｂ）は中心のラインＬ３の輝度信号、図１５（ｃ）は中心から−０．５ｍｍ離れたラインＬ５の輝度信号を示すグラフである。これらの複数の輝度信号について、各ラインの輝度が閾値以上の場合には、複数のライン分の内のピークデータから位置を検出することができる。図１５の例では、角膜の表面や裏面は中央のラインＬ３から検出されるピーク値が高く、網膜の最上面はラインＬ５から検出されるピーク値が高くなっている。このようにより高いピークを示す位置を位置データとして採用することにより、一部のラインに抜けがあってもより正確に各ピーク値の位置を決定することができる。

尚この実施の形態では複数のラインＬ１〜Ｌ５について各位置でのピーク値のうちより高いものを選択しているが、複数のラインの平均値に基づいてピークの位置を算出してこれに基づいて眼軸長等を測定するようにしてもよい。

このようなピーク値の算出と各パラメータの検出とは極めて短時間で完了するため、患者が動くことによる誤差はほとんどなくすることができる。

（角膜曲率演算処理）
次にルーチンＲ２５の角膜曲率演算処理について詳細に説明する。ここで信号処理部１６は角膜の表面軌跡の任意の３点の位置座標より曲率を求める。例えば、図１６において、角膜表面となる任意の点の座標をＡ，Ｂ，Ｃとする。角膜表面の曲率半径を検出するため有効範囲Ｗ（例えば中心を含む２〜３ｍｍの範囲）より任意の３点を抽出する。そしてこの３点の座標を用いて、曲率半径を計算することにより、その３点を通る平面上での曲率半径を算出することができる。従って従来方法に比べて算出速度を向上できる。この場合に図１７に示すように、これらの点Ａ，Ｂ，Ｃを頂点とする三角形の各辺の長さをａ，ｂ，ｃとすると、次の幾何学の外接円の定理から、三角形の頂点に接する円の半径Ｒは以下の式で求められる。

曲率半径の測定精度を上げるために、任意の３点を何回か抽出してこれに基づいて曲率半径を算出し、その平均値を算出することによって、曲率半径を求めることが好ましい。

更に被測定者が乱視である場合には、角膜の曲率半径は、方位によって異なる。そのため、所定角度毎に角膜の曲率半径を図１８に示すように、所定の角度毎、例えば２２．５°毎に複数の点をリング状に照射して、各方位についての曲率半径を計測する。本実施の形態によれば、ｘ方向，ｙ方向とも同じ焦点でスキャニングするので、ｘ方向とｙ方向とのスキャニングを組合せて、ｘ軸、ｙ軸の中間の斜めの角度でもすべて平行スキャニングが可能となる。従って図１８のように放射状の走査を繰り返し、夫々の断面で前述の算出方法から曲率半径を求める。こうすれば各方位での曲率半径を求めることができる。そして図１９に示すようにこの結果をグラフにまとめると、角度によって曲率半径が変化している。このグラフから曲率半径の最大値となる角度を補間して求めると、その角度が乱視軸となる。例えば図１９の場合には約７５°の角度が乱視軸となっている。

（白濁度演算処理）
次にルーチンＲ２６のレンズの白濁度演算処理について説明する。信号処理はレンズ（水晶体）が白濁すると、レンズ裏面の反射率が低下し、中心部の信号強度が散乱によって増加する。図２０（ａ）は白濁していない正常な状態、図２０（ｂ）は白濁が進行している状態を示す。従ってレンズの表面と裏面の反射レベルの差又はレンズ内部と中心部の反射レベルの差、又はこれらのレベル差の双方に基づいて白濁度を数値化し、指標化された白濁度を表示する。例えば中心付近の表面の所定範囲の平均輝度をＰ（ｘ１）、中心付近の裏面の所定範囲の平均輝度をＰ（ｘ２）とすると、Ｐ（ｘ１）−Ｐ（ｘ２）又はＰ（ｘ１）／Ｐ（ｘ２）に係数を乗じて白濁度を求める。こうすれば白濁度を手術の要否を判断するための基準とすることができる。

（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態による眼科用光断層画像表示装置について説明する。この実施の形態においても干渉計は空間干渉計からなり、z軸方向の測定レンジを即座に切り替える切替機能を備えたものである。人の眼軸長はおおよそ１５〜３０ｍｍ程度の範囲であり、眼球内部の硝子体の屈折率はおよそ１．３７であることを考えると、眼軸長の測定に求められる計測範囲は光学距離としては２０〜４０ｍｍとなる。よって、光源のコヒーレンス長としても２０〜４０ｍｍのコヒーレンス長が要求される。高速で波長走査を行うことによって最大で３０〜４０ｍｍ程度のコヒーレンス長を得ることができるが、その最長端ではＯＣＴ信号のレベルは零点のレベルに比べて６〜１０ｄＢ減衰してしまう。

また硝子体による赤外光の吸収や、白内障の白濁による光の散乱による信号の減衰もあるので、なるべく長いコヒーレンス長を実現するのが好ましい。しかし高速走査と高コヒーレンス長を両立させることは難しい。通常は、サンプル表面手前に干渉零点を設定し、その点からサンプル側の光路長が伸びる側をポジティブ側のイメージング範囲として撮像している。これに対して本実施の形態では、網膜の後ろ側、例えば眼軸長に対して十分余裕のあるサンプルの表面から５０ｍｍ内側に零点を設定し、イメージング範囲を反転させる。こうすれば、光が最も到達し難い網膜側で、光源のコヒーレンス長による減衰の影響を抑えることができ、重度の白濁した白内障の場合でも、眼軸長の測定成功率を向上させることができる。

そこでこの実施の形態では、このネガティブ側のイメージングを干渉計側あるいはサンプル側の光路に光路長を一定長、例えば５０ｍｍ程度切り替えられる機構を設け、一回の測定時に高速で切り替えるようにしたものである。この実施の形態の干渉光学計４１は図２１に示すように前述した第１の実施の形態と同じく、ミラー４１ａ〜４１ｄ、ハーフミラー４１ｅ，４１ｆを用い、同様のハーフミラー４１ｅ，４１ｆを用いる。干渉光学計４１以外の部分については第１の実施の形態と同様であるので、詳細な説明を省略する。そしてこの干渉光学計４１では、ミラー４１ａ，４１ｂを保持する移動部４２と、その他の光学部品を有する固定部４３とに分離できるように構成されている。図２１に示すように光路を折り返すモータ４４とこれによって回転する送りねじ４５を用い、送りねじ４５に移動部４２を連結させておく。こうすればモータ４４を回転させることによって移動部４２を移動させることができ、移動部４２のミラー４１ａ，４１ｂが図１と同一の位置にある図２１（ａ）に示す第１の状態と、図２１（ｂ）のように上方に移動した第２の状態とに切替えることができる。この２つの状態における参照光の光行路差を５０ｍｍとする。図２１（ａ）に示す第１の状態は、第１の実施の形態と同様に眼球の表面付近に零点位置がある状態である。一方図２１（ｂ）の第２の状態は眼底部分が零点の位置となる。こうすれば第２の状態では眼底付近の画像をより明確に表示することができ、眼軸長が確実に測定できるようにすることができる。但し、角膜の周辺の信号はポジティブ側の方が強いため、角膜形状つまり曲率やレンズ厚などを抽出する際はポジティブ側の画像データを利用する。

干渉計の参照光学系の光路長を高速で変化させる変形例について図２２，図２３を用いて説明する。この方法は移動部４２に代えて移動部４６，固定部４７を用いたものであり、その他の構成は前述のものと同様である。この変形例では図２２に示すように、固定部４７はミラー４１ａ，４１ｂに相当するミラー４１ｇ，４１ｈを保持している。又移動部４６もこれらに相当するミラー４１ｉ，４１ｊを保持している。移動部４６は図２２，図２３に示すように、ソレノイド４８によって上下動自在とする。そして光路長を短くする第１の状態では図２２（ａ），（ｂ）に示すようにソレノイド４８によって移動部４６を上部に突出させ、光を移動部４６のミラー４１ｇ，４１ｈによって反射させる。一方、光路長を長くする場合にはソレノイド４８によって移動部４６を下方に押し下げる。こうすれば固定部４７のミラー４１ｉ，４１ｊによって参照光が反射され、参照光の光路長を長くすることができる。ここでこれらの切り替え前後の光路長差を５０ｍｍ程度としておくと、眼軸長を必ずイメージング範囲に収めることができる。

図２４（ａ）は移動部４２を第１の位置として第１の実施の形態と同様にサンプルを零点としたときの画像の一例、図２４（ｂ）はその中心線上の出力レベルを示している。図２５（ａ）は移動部４２を第２の位置として５０ｍｍ零点側をサンプルの内側としたときの実際の断面画像の一例を示しており、図２５（ｂ）はその中心線上の出力レベルを示している。このように第１の位置では角膜表面の出力が大きく、その内側の網膜付近では輝度レベルが低くなっている。これに対して第２の位置では角膜表面の出力は低いが、内側の網膜付近のレベルが高いため網膜やその内側の画像をより明確に表示することができる。

（第３の実施の形態）
次に本発明の第３の実施の形態について説明する。この実施の形態の断面画像表示装置は網膜の断層観察モードに切り替える機能を有するものである。この実施の形態は図１において対物レンズ２３を着脱自在とし、対物レンズ２３を取り外したときに２軸偏向ミラー２２の光を直接測定対象に出力できるようにしたものであり、その他の構成は第１の実施の形態と同様である。図２６（ａ）は対物レンズ２３を取付けている場合、即ち第１の実施の形態と同様の測定状態を示しており、対物レンズ２３があれば中心軸にのみ光が当るため、網膜の断層画像は得られない。次に着脱自在の対物レンズ２３を取り外し、２軸偏向ミラー２２を角膜から眼軸長Ｌａ程度の距離に近接させる。こうすれば図２６（ｂ）に示すように、対物レンズ２３がないので、偏向ミラー２２を中心として扇状のスキャニングに切り替えることができる。２軸偏向ミラー２２からの光は測定対象である眼球内のレンズによって網膜付近に焦点を結ぶこととなる。こうすれば網膜（眼底）上でほぼ平行にビームが走査されるため、断層画像表示装置によって網膜の断層画像を検出することができる。図２７はこのようにして得られた網膜の断層画像の一例である。このような画像に基づいて網膜の構造が観察でき、網膜剥離、緑内障、黄斑加齢変性などの網膜の病気の診断に利用することができる。

（第４の実施の形態）
次に本発明の第４の実施の形態について説明する。この実施の形態では図２８（ａ）に示すようにプローブ２０を実線で示す正立状態と、破線で示す９０°回動状態とに自在に切り換えるようにしたものである。この実施の形態では光ビームをスキャンするプローブ２０に座った人間の眼に対して水平にビームを照射する状態と、プローブ２０が本体に対して側方に位置するように屈曲できるようなジョイント機構を設ける。そして施術前の測定では図２８（ｂ）に示すようにプローブ２０を直立させて人体に対応させて配置して眼軸長などを測定する。そして施術モードでは図２８（ａ）に破線で示し、図２８（ｃ）に側面図を示すように、プローブ２０を９０°屈曲させ、治療台上に横たわった人間の眼に対して垂直にビームを照射する。このような姿勢のままで測定ができれば、手術の直前に再度眼軸長等を確認したり、逆に眼球の構造を見ながら硝子体手術や、白内障手術のガイドとして用いることもできる。

本発明は眼科用の光断層画像を光軸方向の歪みをなくして検出することができ、白内障の手術等の測定データを短時間で得ることができるため、眼科用の画像表示装置として有用である。

１０光断層画像表示装置
１１波長走査光源
１２コリメートレンズ
１３光干渉計
１４光ファイバ
１５バランスドディテクタ
１６信号処理部
１７画像表示部
１８メモリ
１９スキャン制御部
２０プローブ
４０，４７固定部
４２，４６移動部
４４モータ
４５送りねじ
４８ソレノイド

Claims

眼科用光断層画像表示装置の本体と、
前記本体から光ビームが与えられ、測定対象となる物体に対向するように配置されるプローブとを具備する眼科用光断層画像表示装置であって、
前記本体は、
周期的に光の発振波長を走査する走査型光源と、
前記走査型光源からの光を参照光と物体への照射光とに分岐して照射光を光ビームとして出力し、物体からの反射光と参照光との干渉光を発生させる干渉光学計と、
前記干渉光学計より得られる干渉光を受光し、ビート信号を得る受光素子と、
前記受光素子に得られる受光信号をフーリエ変換することにより、測定対象の断層画像を生成する画像信号処理部と、を具備し、
前記プローブは、
前記干渉光学計から得られる光ビームを平行ビームとするレンズと、
前記平行ビームを集光する対物レンズと、
前記対物レンズの焦点位置に配置され、前記平行ビームを眼に垂直なｘ軸方向及びこれと垂直なｙ軸方向に平行にスキャンする２軸偏向ミラーと、を具備する眼科用光断層画像表示装置。
前記波長走査型光源は、１ｋＨｚ以上の走査速度で波長を走査するものである請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記波長走査型光源は、７００ｎｍ以上であり、且つ１２００ｎｍ以下の帯域で少なくとも１ｎｍ以上変化させて波長走査光を出力するものである請求項１又は２記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記信号処理部は、得られた２次元の断層画像から眼軸長、角膜厚、前房室厚、レンズ厚、網膜厚の軸方向長さと、横方向の瞳径、瞳孔径の長さと、角膜曲率半径との少なくとも１つのパラメータを算出して出力する請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記干渉計は空間干渉計であり、参照光の光路長を変化させることにより断面画像を得るレンジを切り替える請求項４記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記信号処理部は、
取得した２次元画像のうち、光軸中心から所定幅の範囲の複数のラインについて、信号強度の最大値あるいは平均値を角膜、水晶体、網膜の境界座標として算出する請求項４記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記信号処理部は、角膜の表面軌跡の任意の３点の位置座標より曲率半径を算出するものである請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記信号処理部は、レンズの表裏の反射率レベルの差、及び反射率の比のいずれか一方より求めるレンズの白濁度を算出するものである請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記本体は、前記２軸偏向ミラーをｘ軸及びｙ軸方向に走査すると共に、その走査範囲を測定対象に合わせて変化させるスキャン制御部を更に有する請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記プローブは、前記対物レンズを光軸から着脱自在とした請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。
前記プローブは、前記本体に対して屈曲自在のジョイント機構を介して接続されている請求項１記載の眼科用光断層画像表示装置。