JP2007330585A - 眼科撮影装置 - Google Patents
眼科撮影装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2007330585A JP2007330585A JP2006167233A JP2006167233A JP2007330585A JP 2007330585 A JP2007330585 A JP 2007330585A JP 2006167233 A JP2006167233 A JP 2006167233A JP 2006167233 A JP2006167233 A JP 2006167233A JP 2007330585 A JP2007330585 A JP 2007330585A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light source
- fundus
- light
- wavelength
- unit
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography
Abstract
【課題】異なる複数波長の眼底像を短時間に取得する。
【解決手段】まず、複数の波長の中から測定する波長を選択し（ここでは、第１波長とする）、第１波長の波面測定光源Ａ１７−１を用いて、第１波長における収差を測定する。補償光学部７０は、測定結果に基づき収差を打ち消すような補正を行う。収差補正終了後、測定に用いた波面測定光源Ａ１７−１と同波長の眼底照明光源Ａ２１−１を用いて、眼底撮像素子３２で受光される眼底像を取得する。眼底撮像素子３２からの画像データ転送中に、第２波長の波面測定光源Ｂ１７−２を用いて第２波長における収差を測定し、補償光学部７０により補正する。波面測定光源Ｂ１７−２と同波長の眼底照明光源Ｂ２１−２を用いて、眼底像を取得する。また、各眼底像の差分画像を求め、表示又は記憶する。
【選択図】図１
【解決手段】まず、複数の波長の中から測定する波長を選択し（ここでは、第１波長とする）、第１波長の波面測定光源Ａ１７−１を用いて、第１波長における収差を測定する。補償光学部７０は、測定結果に基づき収差を打ち消すような補正を行う。収差補正終了後、測定に用いた波面測定光源Ａ１７−１と同波長の眼底照明光源Ａ２１−１を用いて、眼底撮像素子３２で受光される眼底像を取得する。眼底撮像素子３２からの画像データ転送中に、第２波長の波面測定光源Ｂ１７−２を用いて第２波長における収差を測定し、補償光学部７０により補正する。波面測定光源Ｂ１７−２と同波長の眼底照明光源Ｂ２１−２を用いて、眼底像を取得する。また、各眼底像の差分画像を求め、表示又は記憶する。
【選択図】図１
Description
本発明は、眼科撮影装置に係り、特に、短時間に異なる波長の高倍率な眼底画像を取得する眼科撮影装置に関する。
従来、本出願人により次のような技術が開示されている。例えば、被測定眼の収差を補償光学部によって補償し、補償された後の微小な収差を精密に測定する眼特性測定装置が開示されている（例えば、特許文献１〜３参照）。また、眼底画像の質を向上させるように被測定眼から反射された光束を補正し、最適な画像を取得する眼底観察装置が開示されている（例えば、特許文献４参照）。さらに、被測定眼の変位を検出し、検出したずれ位置に基づき、波面補正素子を移動して波面を補正させる眼底像観察装置が開示されている（例えば、特許文献５参照）。
また、従来の眼科撮影装置で２波長以上の画像を取得するには、光源の切り替えを行ったり、別の装置で取得していた。
特開２００４−１１３４０５号公報
特開２００４−１５９７７９号公報
特開２００４−１５９７８４号公報
特開２００４−３２９２８２号公報
特開２００６−００６３６２号公報
しかしながら、２波長以上の画像を取得する従来の眼科撮影装置では、画像を比較・合成する場合には、撮影位置やフォーカス位置に再現性がなく、画像補正などを行い比較する必要が生じた。また、根本的に、波面収差を測定する光源と、眼底を観察する光源の波長が異なるため補償光学部等による色収差の除去ができず像質が悪化することがあった。仮に波面測定用の光源と眼底を照明する光源を同じ波長にすると、波面測定系の光が眼底像の撮像素子にノイズとなって影響し、Ｓ／Ｎ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ、信号対雑音比）が低下することがある。
本発明は、以上の点に鑑み、複数波長の良質な画像を短時間で取得する眼科撮影装置を提供することを目的とする。また、本発明は、波面測定光源、眼底照明光源、眼底像の撮像素子及び波面補正素子を、測定された波面収差の状態により、同期・制御させる眼科撮影装置を提供することを目的とする。本発明は、眼底画像の比較による酸素飽和度の比較や、画像の合成によるカラー化により多角的に眼底の状態を詳細に表示することを目的のひとつとする。
本発明の第１の解決手段によると、
被測定眼の眼底上の所望の観察範囲を照明するための、第１波長の光束を発する第１光源と、第２波長の光束を発する第２光源とを有する第１光源部と、
上記第１波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第３光源と、上記第２波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第４光源とを有する第２光源部と、
上記第１光源部からの第１光束で眼底上の観察範囲を照明するための第１照明光学系と、
上記第２光源部からの第２光束を眼底上に略点像として照明するための第２照明光学系と、
測定された第１波長又は第２波長における収差に基づき、第１光束が眼底で反射された第１反射光束と、第２光束が眼底で反射された第２反射光束とに対して、少なくとも高次収差を含む収差をうちけすような補正を行う収差補正部と、
上記収差補正部で収差が補正された第２反射光束を、少なくとも１７本のビームに分割する分割手段を介して受光する第２受光部を有し、該第２受光部の受光信号に基づき第２反射光束の第１波長又は第２波長における収差を測定する収差測定部と、
上記収差補正部で収差が補正された眼底からの第１反射光束を受光する第１受光部と、
上記収差補正部を介した眼底からの第１反射光束により上記第１受光部上に眼底像を形成するための受光光学系と
を備え、
上記第３光源から光束を発して上記収差補正部により第１の波長おける収差が補正された後に、上記第１光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第１の眼底像を取得し、
上記第４光源から光束を発して上記収差補正部により第２波長における収差が補正された後に、上記第２光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第２の眼底像を取得する眼科撮影装置が提供される。
被測定眼の眼底上の所望の観察範囲を照明するための、第１波長の光束を発する第１光源と、第２波長の光束を発する第２光源とを有する第１光源部と、
上記第１波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第３光源と、上記第２波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第４光源とを有する第２光源部と、
上記第１光源部からの第１光束で眼底上の観察範囲を照明するための第１照明光学系と、
上記第２光源部からの第２光束を眼底上に略点像として照明するための第２照明光学系と、
測定された第１波長又は第２波長における収差に基づき、第１光束が眼底で反射された第１反射光束と、第２光束が眼底で反射された第２反射光束とに対して、少なくとも高次収差を含む収差をうちけすような補正を行う収差補正部と、
上記収差補正部で収差が補正された第２反射光束を、少なくとも１７本のビームに分割する分割手段を介して受光する第２受光部を有し、該第２受光部の受光信号に基づき第２反射光束の第１波長又は第２波長における収差を測定する収差測定部と、
上記収差補正部で収差が補正された眼底からの第１反射光束を受光する第１受光部と、
上記収差補正部を介した眼底からの第１反射光束により上記第１受光部上に眼底像を形成するための受光光学系と
を備え、
上記第３光源から光束を発して上記収差補正部により第１の波長おける収差が補正された後に、上記第１光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第１の眼底像を取得し、
上記第４光源から光束を発して上記収差補正部により第２波長における収差が補正された後に、上記第２光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第２の眼底像を取得する眼科撮影装置が提供される。
本発明によると、複数波長の良質な画像を短時間で取得する眼科撮影装置を提供することができる。また、本発明によると、波面測定光源、眼底照明光源、眼底像の撮像素子及び波面補正素子を、測定された波面収差の状態により、同期・制御させる眼科撮影装置を提供することができる。本発明によると、眼底画像の比較による酸素飽和度の比較や、画像の合成によるカラー化により多角的に眼底の状態を詳細に表示することができる。
１．概略
本実施の形態は、選択波長ごとの分光測定を可能とするＡｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ装置に関する。本実施の形態では、異なる数種類の波長の光源により例えば順番に被測定眼に対してパルス入力することにより、非常に近い時間の分光眼底画像を取得することができる。また、眼底像の撮像素子の転送時間中に波面測定用光源を光らせることにより、取得される眼底画像に波面測定用光源のノイズが入ることはなくなる。さらに、二つの異なる波長の高倍率の眼底画像を比較することで、網膜の活性度、ＬＭ錐体の分布等多くのことが分かる。また、赤、青、緑のような三原色に相当する波長の光源を用いればカラー画像の取得も可能となる。
本実施の形態は、選択波長ごとの分光測定を可能とするＡｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ装置に関する。本実施の形態では、異なる数種類の波長の光源により例えば順番に被測定眼に対してパルス入力することにより、非常に近い時間の分光眼底画像を取得することができる。また、眼底像の撮像素子の転送時間中に波面測定用光源を光らせることにより、取得される眼底画像に波面測定用光源のノイズが入ることはなくなる。さらに、二つの異なる波長の高倍率の眼底画像を比較することで、網膜の活性度、ＬＭ錐体の分布等多くのことが分かる。また、赤、青、緑のような三原色に相当する波長の光源を用いればカラー画像の取得も可能となる。
２．光学配置
図１に、本実施の形態の光学配置図を示す。
眼底観察装置（眼科撮影装置）は、波面補正系１と、眼底照明系（第１照明光学系）２と、眼底観察系３と、前眼部観察系４と、前眼部照明用光源４５と、固視系５と、補償光学部７０と、瞳移動量演算部１４−２と、眼底撮像素子制御装置（眼底像形成部）１４−３と、パルス発生装置２５と、複数のパルス光源駆動回路２６とを備える。パルス光源駆動回路２６は、例えば、パルス光源駆動回路Ａ２６−１と、パルス光源駆動回路Ｂ２６−２と、パルス光源駆動回路Ｃ２６−３と、パルス光源駆動回路Ｄ２６−４とを有する。
図１に、本実施の形態の光学配置図を示す。
眼底観察装置（眼科撮影装置）は、波面補正系１と、眼底照明系（第１照明光学系）２と、眼底観察系３と、前眼部観察系４と、前眼部照明用光源４５と、固視系５と、補償光学部７０と、瞳移動量演算部１４−２と、眼底撮像素子制御装置（眼底像形成部）１４−３と、パルス発生装置２５と、複数のパルス光源駆動回路２６とを備える。パルス光源駆動回路２６は、例えば、パルス光源駆動回路Ａ２６−１と、パルス光源駆動回路Ｂ２６−２と、パルス光源駆動回路Ｃ２６−３と、パルス光源駆動回路Ｄ２６−４とを有する。
波面補正系（収差測定部）１は、第２照明光学系１１、第２受光光学系１２、第２受光部１３を備える波面測定系１０と、収差量測定補正量計算用演算装置（収差演算部、以下演算装置と記す）１４−１と、波面補正素子制御装置１５と、ダイクロイックミラーＢ８３とを有する。なお、演算装置１４−１と、瞳移動量演算部１４−２と、眼底像形成部１４−３は、例えばひとつ又は複数の演算部に備えることができる。被測定眼６０については、図中、網膜（眼底）６１、角膜（前眼部）６２が示されている。
第２照明光学系（点像投影光学系）１１は、例えば、第２光源部（例えば、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２）を備え、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２からの光束で被測定眼眼底上で微小な領域（又はターゲット）を照明するためのものである。また、第２照明光学系１１は、例えば、集光レンズ、リレーレンズを備える。
第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２は、空間コヒーレンスが高く、時間コヒーレンスは高くないものが望ましい。ここでは、一例として、第１波面測定光源Ａ１７−１には、レーザーダイオード（例えば、第１波長：５３２ｎｍ）、第２波面測定光源Ｂ１７−２には、レーザーダイオード（例えば、第２波長：６３５ｎｍ）を選ぶことができる。なお、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２に、レーザーダイオードのような高コヒーレント光源を用いる場合にはスペックル対策のため拡散板など高速回転させるなどしてコヒーレントを下げてもよい。そして、ＬＥＤの様に、空間、時間ともコヒーレンスが高くないものでも、光量さえ充分であれば、ピンホール等を光路の光源の位置に挿入することで、使用可能になる。
ダイクロイックミラーＢ８３は、第２波長（例えば、６３５ｎｍ）の光を反射、第１波長（例えば、５３２ｎｍ）の光を透過するホットミラーを選ぶことができる。
ダイクロイックミラーＢ８３は、第２波長（例えば、６３５ｎｍ）の光を反射、第１波長（例えば、５３２ｎｍ）の光を透過するホットミラーを選ぶことができる。
第２受光光学系（点像受光光学系）１２は、例えば、被測定眼網膜から反射して戻ってきた光束を受光し、第２受光部（例えば、波面イメージセンサ）１３に導くためのものである。第２受光光学系１２は、リレーレンズと、ビームスプリッタ１７と、反射光束を少なくとも１７本のビームに変換するための変換部材（分割素子、例えばハルトマン板）とを備える。ビームスプリッタ１７は、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２からの光束を反射し、被測定眼６０の網膜で反射しアフォーカルレンズ８１を介して戻ってくる反射光束を透過するミラー（例えば、偏光ビームスプリッタ）で構成されている。変換部材は、反射光束を複数のビームに変換する波面変換部材である。なお、変換部材には、光軸と直交する面内に配置された複数のマイクロフレネルレンズを用いることができる。眼底６１からの反射光は、変換部材を介して第２受光部１３上に集光する。
第２受光部１３は、変換部材を通過した第２受光光学系１２からの光を受光し、第１信号を生成するためのものである。
第２受光部１３は、変換部材を通過した第２受光光学系１２からの光を受光し、第１信号を生成するためのものである。
第２照明光学系１１と第２受光光学系１２とは、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２からの光束が集光する点で反射されたとして、その反射光による第２受光部１３での信号ピークが最大となる関係を維持して、第２受光部１３での信号ピークが強くなる方向にプリズム７２が移動し、強度が最大となる位置で停止することができる。この結果、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２からの光束が、被測定眼上で集光することとなる。
第１照明光学系（眼底照明系）２は、例えば、第１光源部（例えば、第１眼底照明光源Ａ２１−１及び第２眼底照明光源Ｂ２１−２）と、視野絞り２２と、開口絞り２３と、回転拡散板２４と、ダイクロイックミラーＡ８２と、集光レンズと、ビームスプリッタ８４とを備え、第１眼底照明光源Ａ２１−１及び第２眼底照明光源Ｂ２１−２からの第１光束で被測定眼網膜（眼底）上の所定の領域を照明するためのものである。
第１眼底照明光源Ａ２１−１は、例えば、第１波面測定光源Ａ１７−１と同じ第１波長のレーザーダイオードモジュール（例えば、５３２ｎｍ）を用いることができる。また、第２眼底照明光源Ｂ２１−２は、第２波面測定光源Ｂ１７−２と同じ第２波長のレーザーダイオード（例えば、６３５ｎｍ）を用いることができる。パルス幅は、数ピコ秒〜数１００マイクロ秒程度が良い。また、撮像素子３２のフレームが遅い場合（１０Ｈｚ程度）は、光過敏性てんかんを防ぐためにデータ転送中に短パルスを出力すると良い。ダイクロイックミラーＡ８２は、上述のダイクロイックミラーＢ８３と同様のミラーを用いることができる。ビームスプリッタ８４は、例えば、第１眼底照明光源Ａ２１−１及び第２眼底照明光源Ｂ２１−２からの光束を反射し、被測定眼６０で反射して戻ってくる光束を透過するようなビームスプリッタを用いることができる。
図１のように、瞳の内側から入射光を入れ、角膜及び水晶体の共役点に光を遮る板（例えば、図では穴あきミラーを使用）等を挿入し、角膜等のノイズ（有害反射）をカットできる。また、第１照明光学系２の開口絞り２３は、瞳との共役点付近に配置し、ノイズ光を後述する角膜反射除去ミラーで除去できるような光学系にすることができる。視野絞り２２は、眼底の共役点に配置する。これにより細胞等を観察する場合でも範囲を限定して光を当てることができ、被検者への負担が少なくできる。
なお、穴あきミラーを用いる場合は、角膜頂点での反射を防ぐため、穴あきミラーと瞳を共役関係、もしくはその付近に配置する。その他にも、リング状絞りの中心を１００％透過とし、その周辺の透過率を例えば１０％程度とし、周辺が眼底６１の全体を照明してもよい。
回転拡散板２４は、拡散板を高速に回転することで高コヒーレンス光源（例えば、パルスレーザー）のスペックルを軽減する。露光時間にもよるが、一例として概ね１００００ｒｐｍ以上の回転数で回転させるのが望ましい。パルス発生装置２５は、眼底イメージセンサ３２及び波面イメージセンサ１３の露光信号に合わせパルスを作成する。なお、ピコ秒レーザーのように非常に高速なパルスレーザーの場合は、露光時間中にパルスが発生するようにする。パルス発生装置２５は、発生した信号（パルス）をパルス光源駆動回路Ａ２６−１〜パルス光源駆動回路Ｄ２６−４に送る。パルス光源駆動回路Ａ２６−１〜パルス光源駆動回路Ｄ２６−４は、パルス発生装置２５から入力された信号に従い、第１波面測定光源Ａ１７−１、第２波面測定光源Ｂ１７−２、第１眼底照明光源Ａ２１−１及び第２眼底照明光源Ｂ２１−２をそれぞれ駆動し、パルスに応じて発光させる。
眼底観察系３は、第１受光光学系３１と、第１受光部（例えば、眼底撮像素子、眼底イメージセンサ）３２とを有する。第１受光光学系（眼底画像形成用光学系）３１は、例えば、アフォーカルレンズ８１と、ハーフミラー３５と、集光レンズと、角膜反射除去ミラー３３とを備える。第１受光光学系３１は、眼底６１で反射した第１及び第２波長の光を、補償光学部７０を介して第１受光部３２に導く。第１受光部３２は、第１受光光学系３１で形成された眼底像を受光し、第２信号を生成する。ハーフミラー３５は、被測定眼からの反射光束を分割して第１受光光学系３１及び第２受光光学系１２に導く。
角膜反射除去ミラー３３は、瞳を共役にするため浅い角度で使用するのが望ましい。また、本実施の形態において、アフォーカルレンズ８１、ハーフミラー３５等は、便宜上第１受光光学系３１に備えられるものとしているが、第２受光光学系１２に備えられるものとしても同様である。
補償光学部（収差補正部）７０は、測定光の収差を補償する適応光学系（アダプティブオプティクス、Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ）などの波面補正素子７１と、光軸方向に移動して球面成分を補正する移動プリズム（ディオプター調整用プリズム）７２及び／又は球面レンズとを有する。補償光学部７０は、第１及び第２受光光学系３１及び１２中に配置され、例えば、被測定眼６０から反射して戻ってくる反射光束の収差（高次収差を含む）を補償する。また、補償光学部７０は、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２から発した光束に対してそれぞれ収差を補償し、収差補償された光束で被測定眼眼底上の微小な領域を照明するようにしてもよい。
波面補正素子７１としては、例えば、可変形鏡（ディフォーマブルミラー、可変鏡）や液晶等の空間光変調器を用いることができる。なお、その他、測定光の収差を補償可能な適宜の光学系を用いてもよい。可変形鏡は、鏡の内部に備えられたアクチュエイターによって鏡を変形させることで、光束の反射方向を変化させる。また、静電容量によって変形させる方法や、ピエゾを用いて変形させる方法等もあるが、これ以外にも適宜の方法を用いることができる。液晶空間光変調器は、液晶の配光性を利用して位相を変調させるもので、鏡と同様に反射させて使用する場合が多い。なお、液晶空間変調器を用いる場合、光路の途中で偏光子が必要な場合がある。また、波面補正素子７１は、反射させて使用するもの以外に、透過型の光学系を用いてもよい。波面補正素子７１は、波面補正素子制御装置１５からの出力に従い、例えば変形等することで収差を補償する。
なお、これら波面補正素子７１には、それに限られるわけではないが、平行光束を入射させるようにしたほうがよい。例えば、被測定眼６０が無収差の場合、波面補正素子７１には被測定眼６０の網膜からの反射光束が平行光として入射する。また、例えば、第１波面測定光源Ａ１７−１及び第２波面測定光源Ｂ１７−２からの光束は平行光として波面補正素子７１に入射するようになっている。
移動プリズム７２は、演算装置１４−１からの出力に基づき光軸方向に移動する。例えば、移動プリズム７２は、適宜の駆動部により駆動される。移動プリズム７２が移動することで球面成分の補償を行うことができる。なお、移動プリズム７２を移動させる以外にも球面レンズを用いて補償することもできる。
なお、瞳移動量演算部１４−２で求められる瞳の移動量に追随して、モーター制御回路の出力に応じて波面補正素子７１を移動させるモーター付きステージをさらに備えることができる。例えば、波面補正素子７１を光軸に対して横切る方向、又は、法線に垂直な平面方向に移動させる。これにより、波面補正素子７１のある一点（例えば中心）が、瞳のある一点（例えば瞳中心）と常に共役となり、安定した波面補正を行うことができる。
前眼部照明用光源４５は、被測定眼６０の前眼部を照明する。例えば、プラチドリング又はケラトリング等を用いて前眼部を所定パターンで照射してもよい。ケラトリングの場合、ケラト像により角膜の曲率中心付近だけのパターンを得ることができる。なお、前眼部照明用光源４５から発せられる光束の波長は、例えば、第１波長及び第２波長（ここでは、５３２ｎｍ及び６３５ｎｍ）と異なると共に、長い波長を選択できる（例えば、９４０ｎｍ）。
前眼部観察系４は、集光レンズと、前眼部イメージセンサ４１とを備える。前眼部観察系４は、前眼部照明用光源４５から発せられ被測定眼６０の角膜６２から反射して戻ってくる光束を前眼部イメージセンサ４１に導く。なお、光源部としては、前眼部照明用光源４５以外にも被測定眼６０を照明する適宜の光源を用いても良い。また、前眼部観察系４は、被測定眼６０に照明された適宜のパターン（例えば、プラチドリング）が、被測定眼６０の前眼部又は角膜６２から反射して戻ってくる光束を、前眼部イメージセンサ４１に導くこともできる。この時、前眼部イメージセンサ４１は、前眼部像を得ることができる。なお、前眼部観察系４は、アライメントに用いることもできる。アライメントに使用する光束の波長は、例えば、第１波長及び第２波長（ここでは、５３２ｎｍ及び６３５ｎｍ）と異なる長い波長を選択できる（例えば、９４０ｎｍ）。
第３照明用光学系（固視系）５は、例えば、被測定眼６０の固視や雲霧をさせる為の視標を投影する光路を含むものであって、第３光源部（例えば、ランプ）５１、固視標５２、リレーレンズを備える。第３光源部５１からの光束で固視標５２を眼底６１に照射することができ、被測定眼６０にその像を観察させる。
波面補正素子制御装置１５は、演算装置１４−１からの出力に基づいて波面補正素子７１を変形させる。波面補正素子制御装置１５は、例えば、演算装置１４−１により測定された波面収差に基づき、又は、演算装置１４−１により求められた補正量に基づき、波面補正素子７１の各素子を変形させるための制御信号（例えば、電圧値など）を形成し、形成された制御信号を波面補正素子７１に出力して波面を補正させる。
演算装置１４−１は、第２受光部１３からの出力に基づき、被測定眼６０の、又は、被測定眼６０で反射され補償光学部７０で収差が補正された光束の、高次収差を含む光学特性を求める。なお、演算装置１４−１は、第２受光部１３からの出力以外にも、少なくとも被測定眼６０の波面収差を示す波面測定データを受け取り、光学特性を求めても良い。また、演算装置１４−１は、求められた光学特性に基づき、波面補正素子７１の補正量を決定して、補正量を波面補正素子制御装置１５に出力する。
瞳移動量演算部１４−２は、前眼部イメージセンサ４１で形成された前眼像から被測定眼の変位（例えば、瞳の移動量）を測定する。なお、瞳移動量演算部１４−２は、被測定眼の変位として瞳中心の移動量を求めることができるが、これに限らず、例えば角膜頂点等の被測定眼の適宜の位置の移動量を求めてもよい。眼底像形成部１４−３は、第１受光部３２で形成された眼底像を取得し、眼底像を表示又は出力する。
（共役関係）
被測定眼６０の眼底６１、固視系５の固視標５２、第１波面測定光源Ａ１７−１、第２波面測定光源Ｂ１７−２、第２受光部１３が共役である。また、被測定眼６０の眼の瞳（虹彩）、第２受光光学系１２の変換部材（ハルトマン板）が共役である。回転拡散板２４は、瞳と共役であり（瞳で結像）、眼底６１の大部分を全体的に一様に照明可能である。
被測定眼６０の眼底６１、固視系５の固視標５２、第１波面測定光源Ａ１７−１、第２波面測定光源Ｂ１７−２、第２受光部１３が共役である。また、被測定眼６０の眼の瞳（虹彩）、第２受光光学系１２の変換部材（ハルトマン板）が共役である。回転拡散板２４は、瞳と共役であり（瞳で結像）、眼底６１の大部分を全体的に一様に照明可能である。
（アライメント調整）
次に、アライメント調整について説明する。アライメント調整は、例えば、前眼部観察系４により実施されることができる。
アライメント調整は、被測定眼６０の角膜６２を照明する前眼部照明用光源４５（光源部）による被測定眼６０の像が前眼部イメージセンサ４１上に形成されるので、この像を利用して瞳中心が光軸と一致するようにするとよい。
次に、アライメント調整について説明する。アライメント調整は、例えば、前眼部観察系４により実施されることができる。
アライメント調整は、被測定眼６０の角膜６２を照明する前眼部照明用光源４５（光源部）による被測定眼６０の像が前眼部イメージセンサ４１上に形成されるので、この像を利用して瞳中心が光軸と一致するようにするとよい。
また、前眼部観察系４に集光レンズ、ビームスプリッタ、アフォーカルレンズ８１を介して被測定眼６０を平行な光束で照明するような光源を追加すれば、被測定眼６０の角膜６２で反射した反射光束は、あたかも角膜６２の曲率半径の１／２の点から射出したような発散光束として射出される。この発散光束は、アフォーカルレンズ８１、ビームスプリッタ８４及び集光レンズを介して、前眼部イメージセンサ４１にスポット像として受光される。ここで、この前眼部イメージセンサ４１上のスポット像が光軸上から外れている場合、眼底観察装置本体を、上下左右に移動調整し、スポット像を光軸上と一致させる。このように、スポット像が光軸上と一致すると、アライメント調整は完了する。
３．電気系構成
図３に、本実施の形態の電気系のブロック図を示す。図２に、本実施の形態の信号の説明図を示す。
眼科撮影装置の電気系の構成は、演算部６００と、制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００と、第１駆動部９１０と、第２駆動部９１１と、第３駆動部９１２とを備える。なお、眼科撮影装置は、入力部をさらに備えてもよい。入力部としては、表示部７００に表示された適宜のボタン、アイコン、位置、領域等を指示するためのポインティングデバイス、各種データを入力するためのキーボード等を備えることができる。
図３に、本実施の形態の電気系のブロック図を示す。図２に、本実施の形態の信号の説明図を示す。
眼科撮影装置の電気系の構成は、演算部６００と、制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００と、第１駆動部９１０と、第２駆動部９１１と、第３駆動部９１２とを備える。なお、眼科撮影装置は、入力部をさらに備えてもよい。入力部としては、表示部７００に表示された適宜のボタン、アイコン、位置、領域等を指示するためのポインティングデバイス、各種データを入力するためのキーボード等を備えることができる。
また、演算部６００には、第１受光部３２からの第２信号（１２）と、前眼部観察系４からの信号（８）と、演算装置１４−１からの信号とが入力される。
演算部６００は、前眼部観察系４からの信号（８）を入力し、例えば、アライメントの調整等を行う。演算部６００は、これらの処理に応じた信号又は他の信号・データを、電気駆動系の制御を行う制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００と、演算装置１４−１と、パルス発生装置２５とにそれぞれ適宜出力する。
演算部６００は、前眼部観察系４からの信号（８）を入力し、例えば、アライメントの調整等を行う。演算部６００は、これらの処理に応じた信号又は他の信号・データを、電気駆動系の制御を行う制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００と、演算装置１４−１と、パルス発生装置２５とにそれぞれ適宜出力する。
制御部６１０は、演算部６００からの制御信号に基づいて、第３光源部５１及び前眼部照明用光源４５の点灯、消灯を制御したり、第１駆動部９１０、第３駆動部９１２等を制御するためのものである。制御部６１０は、例えば、演算部６００での演算結果に応じた信号に基づいて、第２受光部１３に対して信号（３）を出力し、前眼部照明用光源４５に対して信号（７）を出力し、第１受光部３２に対して信号（１２）を出力し、第３光源部５１に対して信号（１３）を出力し、さらに、第１駆動部９１０、第３駆動部９１２に対して信号を出力する。
収差量測定補正量計算用演算装置１４−１には、第２受光部１３からの第１信号（３）が入力される。演算装置１４−１は、入力された信号に基づいて、被測定眼６０の収差、収差量等の光学特性、波面補正素子７１により補正させるための補正量等の演算を行う。演算装置１４−１は、これら演算結果に応じた信号又は他の信号・データを、演算部６００と、波面補正素子制御装置１５と、第２駆動部９１１にそれぞれ適宜出力する。なお、演算装置１４−１は、演算部６００内に含むこともできる。また、第２駆動部９１１は、制御部６１０を介して信号を入力することもできる。
波面補正素子制御装置１５は、演算装置１４−１から入力された信号に基づいて、信号（４）を出力して、波面補正素子７１を制御し、収差を補正させる。
波面補正素子制御装置１５は、演算装置１４−１から入力された信号に基づいて、信号（４）を出力して、波面補正素子７１を制御し、収差を補正させる。
パルス発生装置２５には、演算部６００からの信号及び第１受光部３２からの信号（１２）が入力される。パルス発生装置２５は、入力された信号に基づいて、パルスを作成する。パルス発生装置２５は、作成したパルスに応じた信号又は他の信号・データを、パルス光源駆動回路Ａ２６−１〜パルス光源駆動回路Ｄ２６−４に対してそれぞれ出力する。また、パルス発生装置２５から入力された信号に基づいて、パルス光源駆動回路Ａ２６−１は、第１波面測定光源Ａ１７−１に信号（１）を出力し、パルス光源駆動回路Ｂ２６−２は、第２波面測定光源Ｂ１７−２に信号（２）を出力し、パルス光源駆動回路Ｃ２６−３は、第１眼底照明光源Ａ２１−１に信号（９）を出力し、パルス光源駆動回路Ｄ２６−４は、第２眼底照明光源Ｂ２１−２に信号（１０）を出力する。
表示部７００は、撮影結果（眼底像等）を表示する。メモリ８００は、測定された収差、取り込んだ画像及び時刻等、予め設定された第１受光部３２及び第２受光部１３の露光時間ｔｈ及びｔｇ、測定画像数Ｐ等の設定値を必要に応じて適宜記憶する。演算部６００は、メモリ８００から適宜データを読み出し、及び、メモリ８００にデータを書込みする。
第１駆動部９１０は、少なくとも眼底イメージセンサ３２の動作中に信号（６）を出力し、ロータリープリズム１６を回転させる。第２駆動部９１１は、例えば、信号（５）を出力して、移動プリズム７２の移動手段を駆動することで、移動プリズム７２を光軸方向に移動させるものである。第３駆動部９１２は、例えば、信号（１１）を出力して、回転拡散板２４を高速に回転させる。
４．収差測定
次に、収差測定（ゼルニケ解析）について説明する。一般に知られているゼルニケ多項式からゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを算出する方法について説明する。ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉは、例えば、ハルトマン板などの変化部材を介して第２受光部１３で得られた光束の傾き角に基づいて被測定眼６０の光学特性を把握するための重要なパラメータである。
次に、収差測定（ゼルニケ解析）について説明する。一般に知られているゼルニケ多項式からゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを算出する方法について説明する。ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉは、例えば、ハルトマン板などの変化部材を介して第２受光部１３で得られた光束の傾き角に基づいて被測定眼６０の光学特性を把握するための重要なパラメータである。
被測定眼６０の波面収差Ｗ（Ｘ，Ｙ）は、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉ、ゼルニケ多項式Ｚｉ ２ｊ−ｉを用いて次式で表される。
ただし、（Ｘ，Ｙ）はハルトマン板の縦横の座標である。
また、波面収差Ｗ（Ｘ，Ｙ）は、第２受光部１３の縦横の座標を（ｘ、ｙ）、ハルトマン板と第２受光部１３の距離をｆ、第２受光部１３で受光される点像の移動距離を（△ｘ、△ｙ）とすると、次式の関係が成り立つ。
ここで、ゼルニケ多項式Ｚｉ ２ｊ−ｉは、以下の数式で表される（より具体的な式は、例えば特開２００２−２０９８５４を参照）。
なお、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉは、以下の数式で表される自乗誤差を最小にすることにより具体的な値を得ることができる。
ただし、Ｗ（Ｘ、Ｙ）：波面収差、（Ｘ、Ｙ）：ハルトマン板座標、（△ｘ、△ｙ）：第２受光部１３で受光される点像の移動距離、ｆ：ハルトマン板と第２受光部１３との距離。
演算装置１４−１は、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを算出し、これを用いて球面収差、コマ収差、非点収差等の眼光学特性を求める。また、演算装置１４−１は、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを用いて次式により収差量ＲＭＳｉ ２ｊ−ｉを算出する。
５．動作
図４に、各光源と各撮像素子露光のタイミングチャートを示す。
まず、図４を参照して、動作の概略を説明する。
図示のように、第１波面測定光源Ａ１７−１から第１波長のパルスを出力し、及び、波面イメージセンサ１３を露光する。なお、このタイミングを同期させることもできる。波面イメージセンサ１３の露光終了後、演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３の受光信号を読み出し、読み出された受光信号を基に収差を測定する。また、補償光学系７０により測定された収差を打ち消すように収差を補正する。収差補正終了後、第１眼底照明光源Ａ２１−１から第１波長のパルスを出力し、及び、眼底撮像素子３２の露光を開始する。なお、これらのタイミングを同期させることができる。眼底撮像素子３２の露光終了後、眼底撮像素子制御装置１４−３は、眼底撮像素子３２の受光信号を読み出し、メモリ８００に保存する。
図４に、各光源と各撮像素子露光のタイミングチャートを示す。
まず、図４を参照して、動作の概略を説明する。
図示のように、第１波面測定光源Ａ１７−１から第１波長のパルスを出力し、及び、波面イメージセンサ１３を露光する。なお、このタイミングを同期させることもできる。波面イメージセンサ１３の露光終了後、演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３の受光信号を読み出し、読み出された受光信号を基に収差を測定する。また、補償光学系７０により測定された収差を打ち消すように収差を補正する。収差補正終了後、第１眼底照明光源Ａ２１−１から第１波長のパルスを出力し、及び、眼底撮像素子３２の露光を開始する。なお、これらのタイミングを同期させることができる。眼底撮像素子３２の露光終了後、眼底撮像素子制御装置１４−３は、眼底撮像素子３２の受光信号を読み出し、メモリ８００に保存する。
例えば、眼底撮像素子３２からのデータ転送中及びメモリ８００への保存中に、第２波面測定光源Ｂ１７−２から第２波長のパルスを出力し、及び、波面イメージセンサ１３を露光する。なお、このタイミングを同期させることもできる。なお、メモリ８００に保存後であってもよい。波面イメージセンサ１３の露光終了後、演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３の受光信号を読み出し、読み出された受光信号を基に収差を測定する。また、補償光学系７０により測定された収差を打ち消すように収差をさらに補正する。収差補正終了後、第２眼底照明光源Ｂ２１−２から第２波長のパルスを出力し、及び、眼底撮像素子３２の露光を開始する。なお、これらのタイミングを同期させることもできる。眼底撮像素子３２の露光終了後、眼底撮像素子制御装置１４−３は、眼底撮像素子３２の受光信号を読み出し、メモリ８００に保存する。
受光信号の転送中又は転送後に、上述と同様に第１波長の波面収差測定のための露光を行う。なお、収差が予め定められた閾値よりも多い場合には補正を繰り返し、収差が小さくなってから眼底撮像素子３２の露光を開始する。以上に説明したタイミングで所定の測定画像数Ｐが得られるまで繰り返し処理を行う。
図５に、本実施の形態の全体フローチャートを示す。
まず、演算部６００は、波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈ、眼底撮像素子３２の露光時間ｔｇ及び測定画像数Ｐを設定する（Ｓ１０１）。例えば、演算部６００は、なお、波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈ、眼底撮像素子３２の露光時間ｔｇ及び測定画像数Ｐは、適宜の入力装置等より入力してもよいし、予めメモリ８００に記憶された値を読み出してもよい。
まず、演算部６００は、波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈ、眼底撮像素子３２の露光時間ｔｇ及び測定画像数Ｐを設定する（Ｓ１０１）。例えば、演算部６００は、なお、波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈ、眼底撮像素子３２の露光時間ｔｇ及び測定画像数Ｐは、適宜の入力装置等より入力してもよいし、予めメモリ８００に記憶された値を読み出してもよい。
次に、演算部６００は、眼のアライメントをする（Ｓ１０３）。眼のアライメントには、別光源でアライメント用のスポットを用いても良い。本実施の形態では、例えば、前眼部に投影した光束の反射光束を前眼部イメージセンサ４１に入射させ、前眼部の中心が前眼部イメージセンサ４１の原点となるように、操作者により装置全体又は眼を移動させ、眼のアライメントを行うことができる。なお、眼のアライメントは、適宜のタイミングで行ってもよい。
次に、演算部６００は、波面収差補正処理を行う（Ｓ２００）。例えば、演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３の受光信号に基づいて収差を測定し、補償光学系７０により、測定された収差を打ち消すような補正をする。波面収差補正処理の詳細は、波面収差補正フローチャートを参照して後述する。なお、ステップＳ２００の波面収差補正処理は、ここでは省略して後述する２光源パルス発振処理の中で行ってもよい。
次に、演算部６００は、２光源パルス発振処理を行う（Ｓ３００）。なお、２光源パルス発振処理の詳細は、２光源パルス発振フローチャートを参照して後述する。例えば、演算部６００は、第１波長のパルス光に対する眼底像データＭＡと、第２波長のパルス光に対する眼底像データＭＢとを得て、メモリ８００に記憶する。
演算部６００は、２光源パルス発振処理で得られた画像データＭＡ、ＭＢをメモリ８００から読み出し、画像として表示部７００に表示する（Ｓ１０７）。また、演算部６００は、各画像データの差分画像（ＭＡ−ＭＢ）を求めて表示部７００に表示する。なお、適宜のデータをメモリ８００に保存してもよい。
図６に、波面収差補正処理のフローチャートを示す。上述のステップＳ２００の詳細フローチャートである。
まず、演算部６００は、第１波面測定光源Ａ１７−１又は第２波面測定光源Ｂ１７−２のいずれかを選択する（Ｓ２０１）。例えば、操作者の操作により入力部から入力してもよいし、２光源パルス発振処理で最初に撮影するときに用いる光源を予め設定しておき、これを選択してもよい。演算部６００は、制御部６１０により波面イメージセンサ１３の露光を開始させる（Ｓ２０３）。パルス発生装置２５は、例えば、設定された波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈのパルスを作成し、ステップＳ２０１で選択した光源１７−１又は１７−２に対応するパルス光源駆動回路Ａ２６−１又はパルス光源駆動回路Ｂ２６−２に、作成したパルスを出力する（Ｓ２０５）。選択された波面測定光源１７−１又は１７−２は、パルス光源駆動回路Ａ２６−１又はＢ２６−２により制御されて、入力されたパルスに応じたパルス光を発する。
まず、演算部６００は、第１波面測定光源Ａ１７−１又は第２波面測定光源Ｂ１７−２のいずれかを選択する（Ｓ２０１）。例えば、操作者の操作により入力部から入力してもよいし、２光源パルス発振処理で最初に撮影するときに用いる光源を予め設定しておき、これを選択してもよい。演算部６００は、制御部６１０により波面イメージセンサ１３の露光を開始させる（Ｓ２０３）。パルス発生装置２５は、例えば、設定された波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈのパルスを作成し、ステップＳ２０１で選択した光源１７−１又は１７−２に対応するパルス光源駆動回路Ａ２６−１又はパルス光源駆動回路Ｂ２６−２に、作成したパルスを出力する（Ｓ２０５）。選択された波面測定光源１７−１又は１７−２は、パルス光源駆動回路Ａ２６−１又はＢ２６−２により制御されて、入力されたパルスに応じたパルス光を発する。
演算部６００は、波面イメージセンサ１３の露光終了を待つ（Ｓ２０７）。例えば、設定された露光時間ｔｈ待機する。演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３の露光終了後、波面イメージセンサ１３から画像を読み出し、読み出した画像に基づき波面収差計算処理を行う（Ｓ２０９）。例えば、演算装置１４−１は、収差測定の測定結果（例えば、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉ）を基に眼球の収差量Ｒを計算し、計算結果をメモリ８００に記憶する。収差量Ｒは測定結果の理想波面（無収差）との標準偏差として計算できるが、例えば、ゼルニケ係数を用いれば、次式で簡易的に求めることができる。式中のｏｒｄｅｒはゼルニケ係数の次数を表しており、例えばｏｒｄｅｒ＝４やｏｒｄｅｒ＝６などと設定する。
次に、演算装置１４−１は、収差量Ｒが十分に小さいか否かの判断をする（Ｓ２１１）。例えば、収差量Ｒが予め定められた閾値よりも小さいか否かを判断する。収差量Ｒが十分に小さくない場合（Ｓ２１１）、演算装置１４−１は、収差補正処理を行う（Ｓ２１３）。例えば、演算装置１４−１により第２駆動部９１１を介して移動プリズム７２を移動させ、及び、波面補正素子制御装置１５を介して波面補正素子７１を制御することで、測定された収差を打ち消すように収差を補正する。その後、ステップＳ２０３へ戻る。
以上のように、演算部６００は、ステップＳ２０３〜Ｓ２１３の処理を収差量Ｒが十分に小さくなるまで繰り返し行う。ステップＳ２１１で収差量Ｒが十分に小さいと判断されると（Ｓ２１１）、演算部６００は、波面収差補正処理を終了する。
図７に、２光源パルス発振のフローチャートを示す。上述のステップＳ３００の詳細フローチャートである。
まず、演算部６００は初期設定をする（Ｓ３０１）。例えば、演算部６００は、パラメータｉをｉ＝１とする。ここでｉは、例えば、測定画像数又は撮像回数を示す。次に、演算部６００は、異なる２つの波長のいずれを用いて測定するかの判断をする（Ｓ３０３、Ｓ３０５）。ここでは、一例として、第１波長と第２波長を交互に選択するようにしているが、これに限られない。本実施の形態では、一例として、パラメータｉを基に（ｉ＋２）／２ を計算し、計算結果の商をｃ、余りをｄとする（Ｓ３０３）。演算部６００は、ステップＳ３０３の計算結果の余りが１（ｄ＝１）の場合（Ｓ３０５：Ｙｅｓ）に、ステップＳ３０７Ａへ移り、一方、ｄ＝１でない場合（Ｓ３０５：Ｎｏ）に、ステップＳ３０７Ｂへ移る。なお、異なる２つの波長のいずれを用いて測定するかの判断処理は、上述の処理以外にも適宜の手法を用いてもよい。
まず、演算部６００は初期設定をする（Ｓ３０１）。例えば、演算部６００は、パラメータｉをｉ＝１とする。ここでｉは、例えば、測定画像数又は撮像回数を示す。次に、演算部６００は、異なる２つの波長のいずれを用いて測定するかの判断をする（Ｓ３０３、Ｓ３０５）。ここでは、一例として、第１波長と第２波長を交互に選択するようにしているが、これに限られない。本実施の形態では、一例として、パラメータｉを基に（ｉ＋２）／２ を計算し、計算結果の商をｃ、余りをｄとする（Ｓ３０３）。演算部６００は、ステップＳ３０３の計算結果の余りが１（ｄ＝１）の場合（Ｓ３０５：Ｙｅｓ）に、ステップＳ３０７Ａへ移り、一方、ｄ＝１でない場合（Ｓ３０５：Ｎｏ）に、ステップＳ３０７Ｂへ移る。なお、異なる２つの波長のいずれを用いて測定するかの判断処理は、上述の処理以外にも適宜の手法を用いてもよい。
ステップＳ３０７Ａでは、演算部６００は、制御部６１０により波面イメージセンサ１３の露光を開始する（Ｓ３０７Ａ）。パルス発生装置２５は、設定された波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈ秒間のパルスを作成し、パルス光源駆動回路Ａ２６−１に作成したパルスを出力する（Ｓ３０９Ａ）。第１波面測定光源Ａ１７−１は、パルス光源駆動回路Ａ２６−１により制御されて、ステップＳ３０９Ａで作成されたパルスに応じたパルス光を発する。
演算部６００は、波面イメージセンサ１３の露光終了を待つ（Ｓ３１１Ａ）。例えば、ステップＳ１０１で設定された露光時間ｔｈ秒間待機する。演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３の露光終了後、波面イメージセンサ１３から画像を読み出し、読み出した画像より波面収差を計算する（Ｓ３１３Ａ）。波面収差の計算については、上述の波面収差補正フローチャートのステップＳ２０９と同様である。
次に、演算装置１４−１は、収差量Ｒが十分に小さいか否かの判断をする（Ｓ３１５Ａ）。例えば、求められた収差量Ｒが予め定められた閾値よりも小さいか否かを判断する。収差量Ｒが十分に小さくない場合（Ｓ３１５Ａ）、演算装置１４−１は、収差補正処理を行う（Ｓ３１６Ａ）。例えば、演算装置１４−１により第２駆動部９１１を介して移動プリズム７２を移動させ、及び、波面補正素子制御装置１５を介して波面補正素子７１を制御することで、測定された収差を打ち消すように収差を補正する。その後、ステップＳ３０７Ａへ戻る。
一方、収差量Ｒが十分に小さい場合（Ｓ３１５Ａ）、演算部６００は、制御部６１０により眼底撮像素子３２の露光を開始する（Ｓ３１７Ａ）。パルス発生装置２５は、設定された眼底撮像素子３２の露光時間ｔｇ秒間のパルスを作成し、パルス光源駆動回路Ｃ２６−３に作成したパルスを出力する（Ｓ３１９Ａ）。第１眼底照明光源Ａ２１−１は、パルス光源駆動回路Ｃ２６−３により制御されて、ステップＳ３１９Ａで作成されたパルスに応じたパルス光を発する。
演算部６００は、眼底撮像素子３２の露光終了を待つ（Ｓ３２１Ａ）。例えば、ステップＳ１０１で設定された露光時間ｔｇ秒間待機する。演算部６００は、露光終了後、眼底撮像素子３２から画像を読み出して、画像データＭＡｃとしてメモリ８００に保存する（Ｓ３２３Ａ）。例えば、第１波長を識別する情報に対応して記憶する。さらに、時刻、データ番号等に対応してもよい。データ番号としては、ステップＳ３０３の商ｃを用いてもよい。
演算部６００は、パラメータｉが測定画像数Ｐより小さいか否か判断をする（Ｓ３２５）。すなわち、測定画像数Ｐに達したか否かの判断を行う。演算部６００は、パラメータｉがＰより小さい場合（Ｓ３２５）、ｉの値を加算し（例えば、ｉ＝ｉ＋１）（Ｓ３２７）、ステップＳ３０３へ戻る。次に、ステップＳ３０３では、ｉ＝２となっているため計算結果がｃ＝２、ｄ＝０となる。よってステップＳ３０５でｄ＝１ではないと判断され（Ｓ３０５：Ｎｏ）、ステップＳ３０７Ｂへ移る。
ステップＳ３０７Ｂでは、演算部６００は、制御部６１０により波面イメージセンサ１３露光を開始する（Ｓ３０７Ｂ）。パルス発生装置２５は、設定された波面イメージセンサ１３の露光時間ｔｈ秒間のパルスを作成し、パルス光源駆動回路Ｂ２６−２に作成したパルスを出力する（Ｓ３０９Ｂ）。第２波面測定光源Ｂ１７−２は、パルス光源駆動回路Ｂ２６−２により制御されて、ステップＳ３０９Ｂで作成されたパルスに応じたパルス光を発する。
演算部６００は、波面イメージセンサ１３の露光終了を待つ（Ｓ３１１Ｂ）。例えば、ステップＳ１０１で設定された露光時間ｔｈ秒間待機する。演算装置１４−１は、露光終了後、波面イメージセンサ１３から画像を読み出し、読み出した画像より波面収差を計算する（Ｓ３１３Ｂ）。波面収差の計算については、上述の波面収差補正フローチャートのステップＳ２０９と同様である。
次に、演算装置１４−１は、収差量Ｒが十分に小さいか否かの判断をする（Ｓ３１５Ｂ）。例えば、求められた収差量Ｒが予め定められた閾値よりも小さいか否かを判断する。収差量Ｒが十分に小さくない場合（Ｓ３１５Ｂ）、演算装置１４−１は、収差補正処理を行う（Ｓ３１６Ｂ）。例えば、演算装置１４−１により第２駆動部９１１を介して移動プリズム７２を移動させ、及び、波面補正素子制御装置１５を介して波面補正素子７１を制御することで、測定された収差を打ち消すように収差を補正する。その後、ステップＳ３０７Ｂへ戻る。
一方、収差量Ｒが十分に小さい場合（Ｓ３１５Ｂ）、演算部６００は、制御部６１０により眼底撮像素子３２の露光を開始する（Ｓ３１７Ｂ）。パルス発生装置２５は、設定された眼底撮像素子３２の露光時間ｔｇ秒間のパルスを作成し、パルス光源駆動回路Ｄ２６−４に作成したパルスを出力する（Ｓ３１９Ｂ）。第２眼底照明光源Ｂ２１−２は、パルス光源駆動回路２６−４により制御されて、ステップＳ３１９Ｂで作成されたパルスに応じたパルス光を発する。
演算部６００は、眼底撮像素子３２の露光終了を待つ（Ｓ３２１Ｂ）。例えば、ステップＳ１０１で設定された露光時間ｔｇ秒間待機する。演算部６００は、露光終了後、眼底撮像素子３２から画像を読み出して、画像データＭＢｃとしてメモリ８００に保存する（Ｓ３２３Ｂ）。例えば、第２波長を識別する情報に対応して記憶する。さらに、時刻、データ番号等に対応してもよい。データ番号としては、ステップＳ３０３の商ｃを用いてもよい。
なお、ステップＳ３０７Ｂ〜Ｓ３１６Ｂの処理は、ステップＳ３２３Ａにおける画像の転送中、保存中に並行して行ってもよい。同様にステップＳ３０７Ａ〜Ｓ３１６Ａの処理は、ステップＳ３２３Ｂにおける画像の転送中、保存中に行ってもよい。
演算部６００は、上述と同様にパラメータｉが測定画像数Ｐより小さいか否か判断をする（Ｓ３２５）。すなわち、測定画像数Ｐに達したか否かの判断を行う。演算部６００は、パラメータｉがＰより小さい場合（Ｓ３２５）、ｉの値を加算し（例えば、ｉ＝ｉ＋１）（Ｓ３２７）、ステップＳ３０３へ戻る。
以上のように、演算部６００は、ステップＳ３０５〜Ｓ３２７の処理を繰り返し行う。所定の測定画像数Ｐの取得終了後、ステップＳ３２５でパラメータｉがＰより大きいと判断され（Ｓ３２５）、演算部６００は、２光源パルス発振処理を終了する。
上述のフローチャートは、第２照明光学系１１が眼底上に点像を形成するタイミングと、第１照明光学系２が観察領域を照明するタイミングとを異なるように制御している。なお、第２照明光学系１１が眼底上に点像を形成する位置を第１照明光学系２の観察領域以外に形成することで、波面測定光源のノイズが入ることがなくなるようにすることもできる。また、上述の処理は、２光源を用いるものとして説明したが、３光源、ｎ光源（ｎは整数）を用いる場合も適宜修正すればよい。
図８は、本実施の形態の結果の表示例を示した図である。一例として、図８（ａ）に、第１波長（波長Ａ、例えば、５３２ｎｍ）を用いて得られた眼底像を示す。図８（ｂ）に、第２波長（波長Ｂ、例えば、６３５ｎｍ）を用いて得られた眼底像を示す。また、図８（ｃ）に、波長Ａ、波長Ｂで得られた眼底像の差分画像を示す。
人間の網膜にある光を感じる細胞の中に錐体があり、錐体は、波長感度の差でＬ錐体、Ｍ錐体、Ｓ錐体とがある。大まかには、Ｌ錐体は赤（長波長）に反応が強く、Ｍ錐体は緑（中波長）に反応が強く、Ｓ錐体は青（短波長）に反応が強い。これらを脳で処理することで色を判断している。
従って、眼球に入射する波長により反応する錐体が変わってくるので、例えば、赤と緑の区別がつかない被測定眼の原因が錐体の種類の分布にある場合に、波長の異なる光に対する画像を取得して表示し、正常人の対応する画像と比較されることで原因を特定することに応用できる。
従って、眼球に入射する波長により反応する錐体が変わってくるので、例えば、赤と緑の区別がつかない被測定眼の原因が錐体の種類の分布にある場合に、波長の異なる光に対する画像を取得して表示し、正常人の対応する画像と比較されることで原因を特定することに応用できる。
また、図８（ａ）と図８（ｂ）は、非常に近い時間で撮影されているため、異なる波長でほぼ同時間の眼底像を取得することができる。これらを利用して、図８（ｃ）が示すような差分画像を得ることができ、分光測定等を行うことができる。分光測定を行うことにより細胞が波長によって異なる反応をしているのがわかる。
図８（ｃ）で図示する差分画像は、へモグロビン観察の一例である。図８（ｃ）から酸素飽和度の違いにより活性化している部分を詳細に表示できる。例えば、変化のない（例えば、黒い）部分は、活性化していないので細胞が働かなくなっていることを示す。また、例えば、人工網膜の検査に用いることで、この部分は上手く働いていないことを示すことができる。
図９は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸収度の波長特性を示す図である。横軸に波長、縦軸に吸光濃度を示す。
例えば、波長７００ｎｍと波長８００ｎｍそれぞれの波長で画像を取得し、それぞれを画像Ａ、画像Ｂとする。波長により酸化ヘモグロビン（ａ）と還元ヘモグロビン（ｂ）の光の吸収に差があるので、画像Ｂの各画素値と画像Ａの各画素値の差を求めることで酸化ヘモグロビンか還元ヘモグロビンかがわかる。例えば、図９が示すように、波長７００ｎｍと波長８００ｎｍでの吸光濃度の比較を行うことで、吸光濃度の値が増えたところは酸化ヘモグロビンが多く、一方、吸光濃度の値が減ったところは還元ヘモグロビンが多いという推測ができる。
例えば、波長７００ｎｍと波長８００ｎｍそれぞれの波長で画像を取得し、それぞれを画像Ａ、画像Ｂとする。波長により酸化ヘモグロビン（ａ）と還元ヘモグロビン（ｂ）の光の吸収に差があるので、画像Ｂの各画素値と画像Ａの各画素値の差を求めることで酸化ヘモグロビンか還元ヘモグロビンかがわかる。例えば、図９が示すように、波長７００ｎｍと波長８００ｎｍでの吸光濃度の比較を行うことで、吸光濃度の値が増えたところは酸化ヘモグロビンが多く、一方、吸光濃度の値が減ったところは還元ヘモグロビンが多いという推測ができる。
なお、ここで、ヘモグロビンの吸光濃度が大きければ、眼底撮像素子３２の受光量が小さくなるので、ヘモグロビンがある場所の画素値は小さくなり、一方、吸光濃度が小さければ、眼底撮像素子３２の受光量が大きくなるので、ヘモグロビンがある場所の画素値は大きくなる。また、画像Ａと画像Ｂの差を求めることで、例えば、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン以外の部分は打ち消され、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの部分を抽出することもできる。なお、異なる波長を使うことでの利点の一例として、ここでは、へモグロビンのグラフを挙げたが、これに限らず、適宜のものに応用可能である。
６．変形例
（概略）
上述の実施の形態の変形として、例えば、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の３光源を用いて、眼底のカラー画像を取得することも可能である。カラー画像の作り方としては、例えば、ＬＥＤを使って青（例えば、波長が４３０ｎｍ）、緑（例えば、波長が５６５ｎｍ）、赤（例えば、波長が７００ｎｍ）を光源に使い、それぞれの光で得られた画像を青情報、緑情報、赤情報として合成することで眼底のカラー画像を作成できる。
（概略）
上述の実施の形態の変形として、例えば、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の３光源を用いて、眼底のカラー画像を取得することも可能である。カラー画像の作り方としては、例えば、ＬＥＤを使って青（例えば、波長が４３０ｎｍ）、緑（例えば、波長が５６５ｎｍ）、赤（例えば、波長が７００ｎｍ）を光源に使い、それぞれの光で得られた画像を青情報、緑情報、赤情報として合成することで眼底のカラー画像を作成できる。
（光学配置）
図１０は、眼底照明光源を３個（３波長）用いたパターンの光学配置の一部を示す図である。
図では、第１照明光学系２について示しているが、第２照明光学系１１についても同様に３つの光源を用いるように変形する。なお、他の構成については図１と同様であるので省略する。
図１０は、眼底照明光源を３個（３波長）用いたパターンの光学配置の一部を示す図である。
図では、第１照明光学系２について示しているが、第２照明光学系１１についても同様に３つの光源を用いるように変形する。なお、他の構成については図１と同様であるので省略する。
第１照明光学系（眼底照明系）２は、例えば、第１光源部（例えば、眼底照明光源２１−３、眼底照明光源２１−４及び眼底照明光源２１−５を含む）と、ダイクロイックミラー（例えば、ダイクロイックミラー８２−１及びダイクロイックミラー８２−２）とを備える。
眼底照明光源２１−３は、例えば、第３波長のＬＥＤ（例えば、青（４３０ｎｍ））を用いることができる。また、眼底照明光源２１−４は、第４波長のＬＥＤ（例えば、緑（５６５ｎｍ））を用いることができる。さらに、眼底照明光源２１−５は、第５波長のＬＥＤ（例えば、赤（７００ｎｍ））を用いることができる。
なお、この変形例では、波面測定光源１７も眼底照明光源２１と同様に３個用いる。それぞれの波面測定光源１７は、対応する眼底照明光源２１と同じ波長を用いる。例えば、波面測定に用いる光源のひとつは、眼底照明光源２１−３と同じ第３波長である。同様に、波面測定に用いる光源の他のふたつは、それぞれ第４波長、第５波長である。また、各眼底照明光源２１、各波面測定光源１７に対応する複数のパルス光源駆動回路２６を備える。
ダイクロイックミラー８２−１は、第３波長（例えば、４３０ｎｍ）の光を反射し、第４波長（例えば、５６５ｎｍ）の光を透過するホットミラーを選ぶことができる。ダイクロイックミラー８２−２は、第５波長（例えば、７００ｎｍ）の光を反射、第３波長（例えば、４３０ｎｍ）及び第４波長（例えば、５６５ｎｍ）の光を透過するホットミラーを選ぶことができる。なお、波面補正系１に設置されるダイクロイックミラーも同様なダイクロイックミラーがそれぞれ用いられる。なお、上述の実施の形態と同様の構成については、説明を省略する。
上述の実施の形態と同様にして、各波長での波面を補正し、及び、各波長での眼底像を取得する。例えば、眼底撮像素子制御装置１４−３は、これら３波長の眼底像を合成することでカラーの眼底像を得る。また、求められたカラーの眼底像を表示部７００に表示及び／又はメモリ８００に記憶する。
本発明は、例えば、眼科用の眼底像の撮影装置等に利用可能である。
１ 波面補正系
２ 眼底照明系（第１照明光学系）
３ 眼底観察系
４ 前眼部観察系
５ 固視系
１１ 第２照明光学系
１２ 第２受光光学系
１３ 第２受光部（波面イメージセンサ）
１４−１ 収差量測定補正量計算用演算装置（演算装置）
１４−２ 瞳移動量演算部
１４−３ 眼底撮像素子制御装置（眼底像形成部）
１５ 波面補正素子制御装置
１６ ロータリープリズム
１７−１〜５ 波面測定光源
２１−１〜５ 眼底照明光源
２２ 視野絞り
２３ 開口絞り
２４ 回転拡散板
２５ パルス発生装置
２６−１ パルス光源駆動回路Ａ
２６−２ パルス光源駆動回路Ｂ
２６−３ パルス光源駆動回路Ｃ
２６−４ パルス光源駆動回路Ｄ
３１ 第１受光光学系
３２ 第１受光部（眼底撮像素子）
３３ 角膜反射除去ミラー
４１ 前眼部イメージセンサ
４５ 前眼部照明用光源
５１ 第３光源部（ランプ）
５２ 固視標
６０ 被測定眼
６１ 網膜（眼底）
６２ 角膜（前眼部）
７０ 補償光学部
７１ 可変形鏡（波面補正素子）
７２ 移動プリズム
８２ ダイクロイックミラーＡ
８３ ダイクロイックミラーＢ
６００ 演算部
６１０ 制御部
７００ 表示部
８００ メモリ
９１０ 第１駆動部
９１１ 第２駆動部
９１２ 第３駆動部
２ 眼底照明系（第１照明光学系）
３ 眼底観察系
４ 前眼部観察系
５ 固視系
１１ 第２照明光学系
１２ 第２受光光学系
１３ 第２受光部（波面イメージセンサ）
１４−１ 収差量測定補正量計算用演算装置（演算装置）
１４−２ 瞳移動量演算部
１４−３ 眼底撮像素子制御装置（眼底像形成部）
１５ 波面補正素子制御装置
１６ ロータリープリズム
１７−１〜５ 波面測定光源
２１−１〜５ 眼底照明光源
２２ 視野絞り
２３ 開口絞り
２４ 回転拡散板
２５ パルス発生装置
２６−１ パルス光源駆動回路Ａ
２６−２ パルス光源駆動回路Ｂ
２６−３ パルス光源駆動回路Ｃ
２６−４ パルス光源駆動回路Ｄ
３１ 第１受光光学系
３２ 第１受光部（眼底撮像素子）
３３ 角膜反射除去ミラー
４１ 前眼部イメージセンサ
４５ 前眼部照明用光源
５１ 第３光源部（ランプ）
５２ 固視標
６０ 被測定眼
６１ 網膜（眼底）
６２ 角膜（前眼部）
７０ 補償光学部
７１ 可変形鏡（波面補正素子）
７２ 移動プリズム
８２ ダイクロイックミラーＡ
８３ ダイクロイックミラーＢ
６００ 演算部
６１０ 制御部
７００ 表示部
８００ メモリ
９１０ 第１駆動部
９１１ 第２駆動部
９１２ 第３駆動部
Claims (10)
- 被測定眼の眼底上の所望の観察範囲を照明するための、第１波長の光束を発する第１光源と、第２波長の光束を発する第２光源とを有する第１光源部と、
上記第１波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第３光源と、上記第２波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第４光源とを有する第２光源部と、
上記第１光源部からの第１光束で眼底上の観察範囲を照明するための第１照明光学系と、
上記第２光源部からの第２光束を眼底上に略点像として照明するための第２照明光学系と、
測定された第１波長又は第２波長における収差に基づき、第１光束が眼底で反射された第１反射光束と、第２光束が眼底で反射された第２反射光束とに対して、少なくとも高次収差を含む収差をうちけすような補正を行う収差補正部と、
上記収差補正部で収差が補正された第２反射光束を、少なくとも１７本のビームに分割する分割手段を介して受光する第２受光部を有し、該第２受光部の受光信号に基づき第２反射光束の第１波長又は第２波長における収差を測定する収差測定部と、
上記収差補正部で収差が補正された眼底からの第１反射光束を受光する第１受光部と、
上記収差補正部を介した眼底からの第１反射光束により上記第１受光部上に眼底像を形成するための受光光学系と
を備え、
上記第３光源から光束を発して上記収差補正部により第１の波長おける収差が補正された後に、上記第１光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第１の眼底像を取得し、
上記第４光源から光束を発して上記収差補正部により第２波長における収差が補正された後に、上記第２光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第２の眼底像を取得する眼科撮影装置。 - 上記第２照明光学系が眼底上に点像を形成する位置は、上記第１照明光学系の観察範囲以外に形成されることを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。
- 上記第２光源部及び上記第２照明光学系が眼底上に点像を形成するタイミングは、上記第１光源部及び上記第１照明光学系が観察領域を照明するタイミングと異なるように形成されることを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。
- 上記第１受光部に形成された眼底像データを読み出し、記憶部に記憶又は表示部に表示する演算部
をさらに備え、
上記演算部が、上記第１光源からの光束により上記第１受光部に形成された第１の眼底像を読み出し及び記憶若しくは表示する間に、上記第４光源から第２波長の光束を発して第２波長における収差を補正する請求項１に記載の眼科撮影装置。 - 上記第４光源からの第２波長の光束により、上記収差補正部で第２波長における収差が補正され、かつ、上記演算部による上記第１受光部からの第１の眼底像の読み出しが終了すると、上記第２光源から第２波長の光束を発して上記第１受光部により第２の眼底像を得る請求項４に記載の眼科撮影装置。
- 取得された第１の眼底像と第２の眼底像との差分画像を求める演算部と
取得された第１の眼底像、第２の眼底像及び求められた差分画像のいずれか又は複数を表示する表示部と
をさらに備えた請求項１に記載の眼科撮影装置。 - 上記第１光源及び第２光源は、上記第１受光部の露光時間に応じたパルス光を発する請求項１に記載の眼科撮影装置。
- 上記第３光源及び第４光源は、上記第２受光部の露光時間に応じたパルス光を発する請求項１に記載の眼科撮影装置。
- 上記第１乃至第４光源の発光のタイミング、及び、上記第１及び第２の受光部の露光のタイミングを制御する演算部
をさらに備えた請求項１に記載の眼科撮影装置。 - 上記第１光源部は、被測定眼の眼底上の所望の観察範囲を照明するための、第３波長の光束を発する第５光源をさらに有し、
上記第２光源部は、上記第３波長の光束を眼底上に略点像として投影するための第６光源をさらに有し、
上記第１乃至第３波長は、三原色に応じた波長であり、さらに、
上記第６光源から光束を発して上記収差補正部により第３の波長おける収差が補正された後に、上記第５光源からの光束により上記収差補正部を介して上記第１受光部に形成された第３の眼底像を取得し、
取得された第１乃至第３の眼底像に基づき、カラーの眼底像を求める請求項１に記載の眼科撮影装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006167233A JP4776450B2 (ja) | 2006-06-16 | 2006-06-16 | 眼科撮影装置 |
| US11/812,089 US7527379B2 (en) | 2006-06-16 | 2007-06-14 | Ophthalmologic imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006167233A JP4776450B2 (ja) | 2006-06-16 | 2006-06-16 | 眼科撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2007330585A true JP2007330585A (ja) | 2007-12-27 |
| JP4776450B2 JP4776450B2 (ja) | 2011-09-21 |
Family
ID=38861195
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2006167233A Expired - Fee Related JP4776450B2 (ja) | 2006-06-16 | 2006-06-16 | 眼科撮影装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7527379B2 (ja) |
| JP (1) | JP4776450B2 (ja) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010057896A (ja) * | 2008-09-05 | 2010-03-18 | Heidelberg Engineering Gmbh | 網膜組織を組織発生光でイメージングするためのシステム及び方法 |
| JP2010099355A (ja) * | 2008-10-24 | 2010-05-06 | Topcon Corp | 波面収差測定装置及びその方法 |
| JP2010099354A (ja) * | 2008-10-24 | 2010-05-06 | Topcon Corp | 波面収差測定装置及びその方法 |
| JP2011104125A (ja) * | 2009-11-17 | 2011-06-02 | Canon Inc | 補償光学系を備えた光画像の撮像方法および光画像撮像装置 |
| JP2011104126A (ja) * | 2009-11-17 | 2011-06-02 | Canon Inc | 補償光学系を備えた光画像撮像装置の制御方法、そのプログラム、記憶媒体および光画像撮像装置 |
| JP2013055988A (ja) * | 2011-09-07 | 2013-03-28 | Canon Inc | 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法 |
| JP2016104230A (ja) * | 2016-02-08 | 2016-06-09 | キヤノン株式会社 | 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法 |
| JP2017042350A (ja) * | 2015-08-26 | 2017-03-02 | 株式会社日立エルジーデータストレージ | 光計測装置 |
| WO2018139481A1 (ja) * | 2017-01-25 | 2018-08-02 | 株式会社トプコン | 眼科測定装置 |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8072700B2 (en) | 2003-10-29 | 2011-12-06 | Carl Zeiss Smt Gmbh | Optical apparatus for use in photolithography |
| US20080084541A1 (en) * | 2006-10-06 | 2008-04-10 | Ming Lai | Ophthalmic system and method |
| GB0820290D0 (en) * | 2008-11-06 | 2008-12-17 | 4D Optics Ltd | Correction of aberrations |
| ITTV20100025A1 (it) * | 2010-02-25 | 2011-08-26 | Ct Vue S P A | Apparato d'ispezione del fondo oculare e procedimento relativo |
| ES2380469B2 (es) * | 2010-10-15 | 2013-04-10 | Universidad De Murcia | Instrumento para la medida rápida de las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual. |
| CN102028477B (zh) * | 2010-12-22 | 2012-08-08 | 中国科学院光电技术研究所 | 一种测量眼底视网膜血氧饱和度的装置及方法 |
| JP2013027617A (ja) * | 2011-07-29 | 2013-02-07 | Canon Inc | 眼科装置、眼科撮影方法、及びプログラム |
| CN104081259B (zh) * | 2012-02-03 | 2017-06-06 | 西铁城时计株式会社 | 相位调制设备以及激光显微镜 |
| JP2013248254A (ja) | 2012-06-01 | 2013-12-12 | Canon Inc | 眼科装置 |
| JP6049309B2 (ja) | 2012-06-01 | 2016-12-21 | キヤノン株式会社 | 測定装置、眼科撮影装置、制御方法及びプログラム |
| JP6049310B2 (ja) | 2012-06-01 | 2016-12-21 | キヤノン株式会社 | 撮影装置、制御方法及びプログラム |
| JP6041538B2 (ja) | 2012-06-01 | 2016-12-07 | キヤノン株式会社 | 眼科装置 |
| JP6041540B2 (ja) * | 2012-06-01 | 2016-12-07 | キヤノン株式会社 | 眼科装置 |
| JP6041539B2 (ja) | 2012-06-01 | 2016-12-07 | キヤノン株式会社 | 眼科装置 |
| US9122926B2 (en) | 2012-07-19 | 2015-09-01 | Honeywell International Inc. | Iris recognition using localized Zernike moments |
| US20170347878A1 (en) * | 2014-12-16 | 2017-12-07 | Singapore Health Services Pte Ltd | A method and system for monitoring and/or assessing pupillary responses |
| CN104997519B (zh) * | 2015-08-13 | 2018-09-18 | 中国科学院光电技术研究所 | 基于眼底相机的双波长视网膜血管血氧测量系统 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6550917B1 (en) * | 2000-02-11 | 2003-04-22 | Wavefront Sciences, Inc. | Dynamic range extension techniques for a wavefront sensor including use in ophthalmic measurement |
| JP2003010140A (ja) * | 2001-06-27 | 2003-01-14 | Canon Inc | 眼底血流計 |
| WO2003020121A1 (en) * | 2001-08-30 | 2003-03-13 | University Of Rochester | Adaptive optics in a scanning lase ophtalmoscope |
| JP4231273B2 (ja) | 2002-11-11 | 2009-02-25 | 株式会社トプコン | 眼特性測定装置 |
| JP4252288B2 (ja) | 2002-11-11 | 2009-04-08 | 株式会社トプコン | 眼特性測定装置 |
| JP3898108B2 (ja) | 2002-09-26 | 2007-03-28 | 株式会社トプコン | 眼特性測定装置 |
| JP4121890B2 (ja) | 2003-04-30 | 2008-07-23 | 株式会社トプコン | 眼底観察装置及び眼底観察方法 |
| JP4464726B2 (ja) * | 2004-03-30 | 2010-05-19 | 株式会社トプコン | 眼科装置 |
| JP4510534B2 (ja) | 2004-06-22 | 2010-07-28 | 株式会社トプコン | 光学特性測定装置及び眼底像観察装置 |
-
2006
- 2006-06-16 JP JP2006167233A patent/JP4776450B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2007
- 2007-06-14 US US11/812,089 patent/US7527379B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010057896A (ja) * | 2008-09-05 | 2010-03-18 | Heidelberg Engineering Gmbh | 網膜組織を組織発生光でイメージングするためのシステム及び方法 |
| JP2010099355A (ja) * | 2008-10-24 | 2010-05-06 | Topcon Corp | 波面収差測定装置及びその方法 |
| JP2010099354A (ja) * | 2008-10-24 | 2010-05-06 | Topcon Corp | 波面収差測定装置及びその方法 |
| JP2011104125A (ja) * | 2009-11-17 | 2011-06-02 | Canon Inc | 補償光学系を備えた光画像の撮像方法および光画像撮像装置 |
| JP2011104126A (ja) * | 2009-11-17 | 2011-06-02 | Canon Inc | 補償光学系を備えた光画像撮像装置の制御方法、そのプログラム、記憶媒体および光画像撮像装置 |
| US9016861B2 (en) | 2009-11-17 | 2015-04-28 | Canon Kabushiki Kaisha | Adaptive optics apparatus, adaptive optics method, and imaging apparatus |
| US9044174B2 (en) | 2009-11-17 | 2015-06-02 | Canon Kabushiki Kaisha | Adaptive optics apparatus, adaptive optics method, and imaging apparatus |
| JP2013055988A (ja) * | 2011-09-07 | 2013-03-28 | Canon Inc | 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法 |
| JP2017042350A (ja) * | 2015-08-26 | 2017-03-02 | 株式会社日立エルジーデータストレージ | 光計測装置 |
| JP2016104230A (ja) * | 2016-02-08 | 2016-06-09 | キヤノン株式会社 | 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法 |
| WO2018139481A1 (ja) * | 2017-01-25 | 2018-08-02 | 株式会社トプコン | 眼科測定装置 |
| US11109754B2 (en) | 2017-01-25 | 2021-09-07 | Topcon Corporation | Ophthalmic measurement device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20070291229A1 (en) | 2007-12-20 |
| JP4776450B2 (ja) | 2011-09-21 |
| US7527379B2 (en) | 2009-05-05 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4776450B2 (ja) | 眼科撮影装置 | |
| JP4776428B2 (ja) | 眼科撮影装置 | |
| JP4783219B2 (ja) | 眼科撮影装置 | |
| JP4917824B2 (ja) | 眼科撮影装置 | |
| JP4510534B2 (ja) | 光学特性測定装置及び眼底像観察装置 | |
| JP4822331B2 (ja) | 眼科装置 | |
| JP5038703B2 (ja) | 眼科装置 | |
| EP3075303A1 (en) | Ophthalmologic apparatus | |
| US8851673B2 (en) | Imaging apparatus | |
| EP3636138B1 (en) | Ophthalmic apparatus, controlling method thereof, and recording medium | |
| JP2007252402A (ja) | 眼科測定装置 | |
| US20200297209A1 (en) | Imaging apparatus and control method therefor | |
| JP2013248260A (ja) | 撮影装置、制御方法及びプログラム | |
| US9339185B2 (en) | Imaging apparatus that acquires a first image and, via an aberration correction unit, a second image of an area corresponding to a part of the first image | |
| US7490939B2 (en) | Eye characteristics measuring system | |
| US10485419B2 (en) | Optical imaging apparatus and method for controlling the same | |
| JP4252288B2 (ja) | 眼特性測定装置 | |
| JP2003144389A (ja) | 眼の光学特性測定装置 | |
| JP2008154726A (ja) | 眼科装置 | |
| JP4822332B2 (ja) | 眼科装置 | |
| JP2017195944A (ja) | 眼科撮影装置 | |
| JP2020151094A (ja) | 眼科装置 | |
| JP2008154725A (ja) | 眼科装置 | |
| WO2023145638A1 (ja) | 眼科装置及び眼科プログラム | |
| JP7029324B2 (ja) | 光源制御装置、眼科装置、及び光源制御方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20090403 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20110621 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20110620 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20110628 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Ref document number: 4776450 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140708 Year of fee payment: 3 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |