JP2010110391A - Ophthalmological imaging apparatus - Google Patents

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Yukihiro Higuchi
Yuji Murase
Sachiyuki Yamada
祥之 山田
祐二 村瀬
幸弘 樋口
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Nidek Co Ltd
株式会社ニデック
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    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To operate a tomography at the same site imaged last time accurately and smoothly. <P>SOLUTION: An ophthalmological imaging apparatus comprises: an interference optical system having a scanning means for scanning a measuring light emitted from a light source on a predetermined site of a test eye, and for obtaining a tomographic image of the predetermined site of the test eye; an observation optical system for obtaining a front image of the predetermined site; and a setting means for setting the scanning position of the measuring light by the scanning means. The apparatus includes: a memory means for memorizing the past tomographic image, the scanning position information of the past measuring light, and the front image obtained to respond to the tomographic image; a detecting means for detecting a displacement of the present image to the past image; a correcting means for obtaining the scanning position information by the memory means and correcting the scanning position information based on the detected displacement direction and the displacement amount; and a determination means for sequentially detecting a displacement amount of the scanning position between the present scanning position information and the scanning position information after the above correction, and determining whether the displacement amount is satisfied within the predetermined tolerance level or not. <P>COPYRIGHT: (C)2010,JPO&INPIT

Description

本発明は、被検眼の所定部位を撮影する眼科撮影装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmic photographing apparatus for photographing a predetermined portion of the eye.

被検眼の所定部位(例えば、眼底、前眼部)における断層画像を非侵襲で得ることができる眼科撮影装置として、低コヒーレント光を用いた眼科用光断層干渉計(Optical Coherence Tomography:OCT)が知られている。 Predetermined portion of the eye (e.g., fundus, anterior segment) as ophthalmologic imaging apparatus can obtain a tomographic image in a non-invasive in ophthalmic optical tomographic interferometer using low coherent light (Optical Coherence Tomography: OCT) is Are known. このような眼科撮影装置において、治療の経過観察を行うような場合、被検者眼の同一部位における断層像を取得する必要がある。 In such an ophthalmologic photographing apparatus, when such performs observation of treatment, it is necessary to obtain a tomographic image at the same site of the eye.

そして、同一部位の断層像を得るための構成としては、過去に断層像を取得したときの測定光の走査位置情報として測定光走査用のガルバノミラーの駆動情報(例えば、ミラーの反射角度、動作パターン、等)を記憶させておき、次回の撮影時において同じ駆動情報を再現して撮影する装置が開示されている(例えば、特許文献1参照)。 Then, as the configuration for obtaining a tomographic image of the same region, the driving information of the galvano mirror of the measuring light for scanning the scanning position information of the measuring light when obtaining the tomographic image in the past (e.g., the reflection angle of the mirror, the operation pattern, may be stored etc.), apparatus for capturing and reproducing the same drive information at the next shooting is disclosed (for example, see Patent Document 1).

また、従来装置においては、過去に取得された正面画像を半透明画像として表示し、リアルタイムで取得される正面画像と比較することにより、過去の測定位置とのずれを見る目安としている。 Further, in the conventional device displays the front image acquired in the past as a translucent image, by comparing the front image acquired in real time, and as a guide to see the deviation between the previous measurement position.
特開2008−5987号公報 JP 2008-5987 JP

しかしながら、上記装置であっても、固視微動、過去と現在の固視位置及びアライメント位置のずれ等の影響によって、予め設定された走査位置に対して眼底部位がずれた場合、前回と同じ部位を撮影するには、かなりの熟練を要する。 However, even in the apparatus, involuntary eye movement, past and by the effect of displacement or the like of the current fixation position and the alignment position, when displaced fundus sites for a preset scanning position, the same site as the previous to take a requires a considerable skill.

本発明は、上記問題点を鑑み、前回と同じ部位の断層撮影を正確、かつ、スムーズに行うことができる眼科撮影装置を提供することを技術課題とする。 In view of the above problems, accurate tomographic the same site as the previous, and the object to provide an ophthalmic photographing apparatus capable of smoothly.

上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。 In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following arrangement.

(1) (1)
低コヒーレント長の光を発する光源と、該光源から発せられた測定光を被検眼の所定部位上で走査させる走査手段と、該光源から発せられた光によって生成される参照光と被検眼の所定部位に照射された前記測定光による反射光との合成により得られる干渉光を受光する第1の受光素子と、を有し、被検眼の所定部位における断層画像を得るための干渉光学系と、 A light source which emits light of low coherence length, scanning means measuring light emitted from the light source is scanned over a predetermined portion of the eye, a predetermined reference light and the subject's eye that is generated by the light emitted from the light source has a first light receiving element for receiving the interference light obtained by synthesizing the reflected light from the measuring light applied to the site, and the interference optical system for obtaining a tomographic image at a predetermined portion of the eye,
被検眼の前記所定部位に照明光を照射する照明光学系と、被検眼の前記所定部位からの反射光を第2の受光素子により受光する受光光学系と、を有し、前記所定部位における正面画像を得るための観察光学系と、 Has an illumination optical system for emitting illumination light to the predetermined portion of the eye, a light receiving optical system for receiving light reflected from the predetermined portion of the eye by the second light receiving element, the front in the predetermined portion an observation optical system for obtaining an image,
前記第1の受光素子から出力される受光信号に基づいて断層画像を取得すると共に、前記第2の受光素子から出力される受光信号に基づいて正面画像を取得する画像処理部と、 Acquires the tomographic image based on the light reception signal output from the first light receiving element, and an image processing unit for acquiring a front image based on the light reception signal output from the second light receiving element,
所定の信号に基づいて前記走査手段による測定光の走査位置を設定する走査位置設定手段と、を備える眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus and a scanning position setting means for setting a scanning position with the measurement light by the scanning means based on a predetermined signal,
過去に取得された断層画像と、該断層画像を取得したときの前記測定光の走査位置情報と、該断層画像と対応付けられて取得した正面画像と、を記憶する記憶手段と、 A tomographic image acquired in the past, memory means for storing said measuring beam scan position information at the time of acquiring the tomographic image, and the front image obtained in association with the tomographic image, and
前記記憶手段に記憶された前記過去の正面画像と,前記画像処理部によって取得される現在の正面画像とを比較して、前記過去の正面画像に対する現在の正面画像の位置ずれ方向及び位置ずれ量を画像処理により検出する位置ずれ検出手段と、 The past front image stored in the storage means, by comparing the current front image acquired by the image processing unit, positional deviation direction and the positional deviation amount of the current front image with respect to the past front image and displacement detection means for detecting by image processing,
前記記憶手段から前記走査位置情報を取得し、前記位置ずれ検出手段によって検出された前記位置ずれ方向及び位置ずれ量に基づいて該走査位置情報を補正する補正手段と、 And correcting means for correcting the scanning position information wherein acquiring the scanning position information from the storage means, based on the positional deviation direction and the positional deviation amount detected by the positional deviation detection means,
前記走査位置設定手段によって設定される現在の走査位置情報と,前記補正後の走査位置情報と,の走査位置のずれ量を逐次検出し、逐次検出される該ずれ量が所定の許容範囲を満たすか否かを判別する判別手段と、を備えることを特徴とする。 Current scanning position information that is set by the scanning position setting means, wherein the corrected scanning position information, and sequentially detects a shift amount of the scanning position of the shift amount to be successively detected satisfies the predetermined permissible range discriminating means for discriminating whether or not, characterized in that it comprises a.
(2) (1)の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus (2) (1),
前記被検眼の所定部位は、被検眼の眼底及び前眼部の少なくともいずれかを含むことを特徴とする。 Wherein the predetermined portion of the eye is characterized in that it comprises at least one of the fundus and the anterior segment of the eye.
(3) (2)の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus (3) (2),
取得した画像を表示するためのモニタと、 A monitor for displaying the acquired image,
前記判別手段によって前記走査位置のずれ量が所定の許容範囲を満たすと判別されたとき、走査位置の調整が適正である旨を前記モニタ上に表示する表示制御手段と、を備えることを特徴とする。 When the deviation amount of the scanning position is determined to satisfy a predetermined allowable range by said judging means, and characterized by comprising display control means for displaying that the adjustment of the scanning position is correct on the monitor, the to.
(4) (3)の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus (4) (3),
前記表示制御手段は、現在取得される正面画像を前記モニタに表示すると共に、前記過去の断層画像とほぼ同じ部位に走査位置を調整するための目標としてのターゲット指標と、現在の走査位置を示すスキャンラインと、をそれぞれ前記正面画像上に重畳して表示させる表示制御手段であって、 Wherein the display control unit, along with displaying a front image currently being acquired in the monitor, the past tomographic image and the target index as the target for adjusting the scanning position substantially at the same site, the current scanning position a display control means for displaying by overlapping the scan line, the on to each of the front image,
該表示制御手段は、前記補正手段によって補正された走査位置情報に対応する位置に前記ターゲット指標を表示すると共に、前記走査位置設定手段による走査位置の変更に応じて前記スキャンラインの表示位置を変化させることを特徴とする。 The display control means which displays the target indicator at a position corresponding to the scanning position information corrected by said correcting means, changes the display position of the scan lines in accordance with the change of the scanning position by the scanning position setting means characterized in that to.
(5) (4)の眼科撮影装置において、 (5) The ophthalmic photographing apparatus (4),
前記走査位置設定手段は、前記記憶手段に記憶された前記走査位置情報に対応する測定光の走査位置を初期位置として設定すると共に、 The scanning position setting means sets a scanning position with the measurement light corresponding to the scanning position information stored in the storage means as an initial position,
前記表示制御手段は、該初期位置に対応する位置に前記スキャンラインを表示することを特徴とする。 Wherein the display control unit, and displaying the scan lines at a position corresponding to the initial position.
(6) (5)の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus (6) (5),
前記表示制御手段は、前記判別手段によって前記走査位置のずれ量が所定の許容範囲外であると判別されたとき、走査位置の調整が不十分である旨を示す表示を行うと共に、検出されるずれ量に応じて表示形態を段階的に変化させることを特徴とする。 Said display control means, when the shift amount of the scanning position is determined to be outside the predetermined allowable range by said judging means, performs display indicating that adjustment of the scanning position is insufficient, is detected wherein the stepwise changes the display mode depending on the shift amount.
(7) (6)の眼科撮影装置において、前記判別手段によって検出される前記走査位置のずれ量が前記所定の許容範囲を満たすように前記走査手段の駆動を制御する駆動制御手段を備え、前記判別手段は、前記駆動制御手段による前記走査手段の駆動が完了された後、再度、前記走査位置のずれ量の検出を行い、検出される該ずれ量が所定の許容範囲を満たすか否かを判別することを特徴とする。 The ophthalmic photographing apparatus (7) (6), a drive control means for displacement of the scanning position detected by said discrimination means for controlling the driving of the scanning means so as to satisfy the predetermined allowable range, the determining means, after the driving of the scanning means by said drive control means is completed, again performs detection of displacement amount of the scanning position, the shift amount is detected whether or not satisfy a predetermined tolerance wherein the determining.
(8) (7)の眼科撮影装置において、前記判別手段によって前記ずれ量が所定の許容範囲を満たすと判別されたとき、撮影開始のトリガ信号を自動的に発する自動撮影手段を備えることを特徴とする眼科撮影装置。 The ophthalmic photographing apparatus (8) (7), when the shift amount by the determining means is determined to satisfy a predetermined allowable range, characterized in that it comprises an automatic photographing means for issuing a trigger signal for starting photographing automatically ophthalmic imaging apparatus according to.

前回と同じ部位の断層撮影を正確、かつ、スムーズに行うことができる Exactly tomography same site as the previous, and can be carried out smoothly

本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。 The embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. 図1は、本実施形態の眼科撮影装置の光学系及び制御系を示す図である。 Figure 1 is a diagram showing an optical system and a control system of the ophthalmic photographing apparatus of the present embodiment. なお、本実施形態においては、被検眼の奥行き方向をZ方向(光軸L1方向)、水平方向をX方向、鉛直方向をY方向として説明する。 In the present embodiment, the depth direction of the eye Z direction (optical axis L1), illustrating the horizontal X direction, a vertical direction as Y-direction.

図1において、その光学系は、被検眼眼底の断層画像を光干渉の技術を用いて非侵襲で得るための干渉光学系(以下、OCT光学系とする)200と、赤外光を用いて被検眼の眼底を照明し観察するためのSLO眼底像を取得するスキャニングレーザオフサルモスコープ(SLO)光学系300と、に大別される。 In Figure 1, the optical system, the fundus tomographic image interference optical system for obtaining a non-invasive using techniques of light interference (hereinafter referred to as the OCT optical system) 200, using the infrared light and scanning the laser off salmonicida scope (SLO) optical system 300 for acquiring the SLO fundus image for observation by illuminating the fundus of the eye, it is divided into. なお、OCT光学系200には、フーリエ・ドメイン型のOCT光学系が使用されている。 Incidentally, the OCT optical system 200, the OCT optical system of the Fourier domain type is used.

なお、40は光分割部材としてのダイクロイックミラーであり、OCT光学系200に用いられる測定光源27から発せられる測定光(例えば、λ=840nm付近)を反射し、SLO光学系300に用いられる光出射部61から発せられるレーザ光(光源27とは異なる波長の光 例えば、λ=780nm付近)を透過する特性を有する。 Incidentally, 40 denotes a dichroic mirror as the light splitting member, emanating from the measurement light source 27 used in the OCT optical system 200 measurement light (e.g., lambda = 840 nm near) reflects, light emission used for the SLO optical system 300 the laser beam emitted from the section 61 (light for example of a different wavelength than the light source 27, lambda = 780 nm near) having a property of transmitting the. この場合、ダイクロイックミラー40は、OCT光学系200の測定光軸L2とSLO光学系300の測定光軸L1とを同軸にする。 In this case, the dichroic mirror 40 makes the optical axis L1 of the measurement optical axis L2 of the SLO optical system 300 of the OCT optical system 200 coaxial.

まず、ダイクロイックミラー40の反射側に設けられたOCT光学系200の構成について説明する。 First, a description of the OCT optical system 200 which is disposed at a reflection side of the dichroic mirror 40. 27はOCT光学系200の測定光及び参照光として用いられる低コヒーレントな光を発するOCT光源であり、例えばSLD光源等が用いられる。 OCT light source 27 is arranged to emit low coherent light to be used as measurement light and reference light of the OCT optical system 200, for example, SLD light source or the like is used. OCT光源27には、例えば、中心波長840nmで50nmの帯域を持つ光源が用いられる。 The OCT light source 27, for example, a light source having a bandwidth of 50nm at the center wavelength of 840nm is used. 26は光分割部材と光結合部材としての役割を兼用するファイバーカップラーである。 A fiber coupler 26 functions as both of a light dividing member and a light coupling member. OCT光源27から発せられた光は、導光路としての光ファイバ38aを介して、ファイバーカップラー26によって参照光と測定光とに分割される。 The light from the OCT light source 27 passes through an optical fiber 38a that functions as a light guide is divided into reference light and measurement light by the fiber coupler 26. 測定光は光ファイバ38bを介して被検眼Eへと向かい、参照光は光ファイバ38cを介して参照ミラー31へと向かう。 Measuring light via the optical fiber 38b directed to the subject's eye E, the reference beam is directed to the reference mirror 31 via the optical fiber 38c.

測定光を被検眼Eへ向けて出射する光路には、測定光を出射する光ファイバ38bの端部39b、被検眼の屈折誤差に合わせて光軸方向に移動可能なフォーカシングレンズ24、走査駆動機構51の駆動により眼底上でXY方向に測定光を走査させることが可能な2つのガルバノミラーの組み合せからなる走査部23と、リレーレンズ22が配置されている。 The measurement light on the optical path emitted toward the subject's eye E, an end portion 39b of the optical fiber 38b for emitting measurement light, is movable in an optical axis direction in focusing lens 24 in accordance with the refractive error of the eye, the scanning driving mechanism a scanning unit 23 comprising a combination of two galvano mirrors capable of scanning the measurement light in the XY directions on the fundus by driving of 51, a relay lens 22 is disposed. ダイクロイックミラー40及び対物レンズ10は、OCT光学系200からのOCT測定光を被検眼眼底へと導光する導光光学系としての役割を有する。 The dichroic mirror 40 and the objective lens 10 has a role of the OCT measurement light from the OCT optical system 200 as a light guiding optical system for guiding to the fundus. なお、本実施形態の走査部23では、2つのガルバノミラーによって測定光の反射角度を任意に調整することにより、眼底上に走査させる測定光の走査方向を任意に設定できるような構成となっている。 In the scanning unit 23 of the present embodiment, by arbitrarily adjusting the reflection angle of the measuring light by two galvanometer mirrors, becomes like can be arbitrarily set constituting the scanning direction of the measurement light is scanned on the fundus there. よって、被検眼眼底の任意の領域の断層画像を得ることが可能となる。 Therefore, it is possible to obtain a tomographic image of an arbitrary region of the eye fundus. なお、光ファイバ38bの端部39bは、被検眼眼底と共役となるように配置される。 The end portion 39b of the optical fiber 38b is disposed so that the fundus and conjugate. また、走査部23の2つのガルバノミラーは、被検眼瞳孔と略共役な位置に配置される。 Further, the two galvano mirrors of the scanning unit 23 is disposed in the subject's eye pupil substantially conjugate positions.

光ファイバ38bの端部39bから出射した測定光は、フォーカシングレンズ24を介して、走査部23に達し、2つのガルバノミラーの駆動により反射方向が変えられる。 Measuring light emitted from the end portion 39b of the optical fiber 38b via the focusing lens 24, reaches the scanning unit 23, the reflection direction is changed by the drive of the two galvano mirrors. そして、走査部23で反射された測定光は、リレーレンズ22を介して、ダイクロイックミラー40で反射された後、対物レンズ10を介して、被検眼眼底に集光される。 The measurement light reflected by the scanning unit 23 via the relay lens 22, is reflected by the dichroic mirror 40 through the objective lens 10, it is focused on the fundus.

そして、眼底で反射した測定光は、対物レンズ10を介して、ダイクロイックミラー40で反射し、OCT光学系200に向かい、リレーレンズ22、走査部23の2つのガルバノミラー、フォーカシングレンズ24を介して、光ファイバ38bの端部39bに入射する。 The measurement light reflected from the fundus passes through the objective lens 10, is reflected by the dichroic mirror 40, toward the OCT optical system 200, a relay lens 22, the two galvano mirrors of the scanning unit 23, via a focusing lens 24 , and it enters the end portion 39b of the optical fiber 38b. 端部39bに入射した測定光は、光ファイバ38b、ファイバーカップラー26、光ファイバ38dを介して、光ファイバ38dの端部84aに達する。 Measurement light enters the end portion 39b, the optical fiber 38b, the fiber coupler 26, via the optical fiber 38d, it reaches the end 84a of the optical fiber 38d.

一方、参照光を参照ミラー31に向けて出射する光路には、参照光を出射する光ファイバ38cの端部39c、コリメータレンズ29、参照ミラー31が配置されている。 On an optical path where emitted toward the reference mirror 31 to the reference light, an end portion 39c of the optical fiber 38c from which the reference light exits, a collimator lens 29, the reference mirror 31 is arranged. 参照ミラー31は、参照光の光路長を変化させるべく、参照ミラー駆動機構50により光軸方向に移動可能な構成となっている。 Reference mirror 31 to change the optical path length of the reference light, which is movable in an optical axis direction by a reference mirror drive mechanism 50.

光ファイバー38cの端部39cから出射した参照光は、コリメータレンズ29で平行光束とされ、参照ミラー31で反射された後、コリメータレンズ29により集光されて光ファイバ38cの端部39cに入射する。 The reference light emitted from the end portion 39c of the optical fiber 38c is collimated by a collimator lens 29, is reflected by the reference mirror 31 is condensed by the collimator lens 29 is incident on the end portion 39c of the optical fiber 38c. 端部39cに入射した参照光は、光ファイバ38cを介して、ファイバーカップラー26に達する。 The reference light incident on the end portion 39c via the optical fiber 38c, reaches the fiber coupler 26.

そして、光源27から発せられた光によって前述のように生成される参照光と被検眼眼底に照射された測定光による眼底反射光は、ファイバーカップラー26にて合成され干渉光とされた後、光ファイバ38dを通じて端部84aから出射される。 Then, the fundus reflection light by the measurement light by the light emitted irradiating the reference light and the fundus produced as described above from the light source 27 is made into synthesized interference light by the fiber coupler 26, the light emitted from the end portion 84a through the fiber 38d. 800は周波数毎の干渉信号を得るために干渉光を周波数成分に分光する分光光学系800(スペクトロメータ部)であり、コリメータレンズ80、グレーティングミラー(回折格子)81、集光レンズ82、受光素子83にて構成されている。 800 is a spectroscopic optical system 800 arranged to disperse the interference light into frequency components in order to obtain an interference signal for each frequency (spectrometer unit), a collimator lens 80, a grating mirror (diffraction grating) 81, a condenser lens 82, the light receiving element It is composed of 83. 受光素子83は、赤外域に感度を有する一次元素子(ラインセンサ)を用いている。 Light-receiving element 83 is used a one-dimensional element (a line sensor) having sensitivity in the infrared region.

ここで、端部84aから出射された干渉光は、コリメータレンズ80にて平行光とされた後、グレーティングミラー81にて周波数成分に分光される。 Here, the interference light emitted from the end portion 84a is made into parallel light by the collimator lens 80, is split into frequency components by the grating mirror 81. そして、周波数成分に分光された干渉光は、集光レンズ82を介して、受光素子83の受光面に集光する。 The interference light dispersed into the frequency components, through the condenser lens 82 is condensed on the light receiving surface of the light receiving element 83. これにより、受光素子83上で干渉縞のスペクトル情報が記録される。 Thus, spectral information of interference fringes are recorded on the light receiving element 83. そして、そのスペクトル情報が制御部70へと入力され、フーリエ変換を用いて解析することで、被験者眼の深さ方向における情報(Aスキャン信号)が計測可能となる。 Then, inputted the spectrum information to the controller 70, by analyzing using a Fourier transform, the information in the depth direction of the eye (A-scan signal) can be measured. ここで、制御部70は、走査部23により測定光を眼底上で所定の横断方向に走査することにより断層画像を取得できる。 Here, the control unit 70 can obtain a tomographic image by controlling the scanning unit 23 to scan the measurement light in a predetermined transverse direction on the fundus. 例えば、X方向もしくはY方向に走査することにより、被検眼眼底のXZ面もしくはYZ面における断層画像を取得できる(なお、本実施形態においては、このように測定光を眼底に対して1次元走査し、断層画像を得る方式をBスキャンとする)。 For example, by scanning in the X direction or the Y-direction, it can acquire a tomographic image in the XZ plane or YZ plane of the eye fundus (In the present embodiment, such one-dimensional scanning the measurement light to the fundus and, a method of obtaining a tomographic image and B-scan). なお、取得された断層画像は、制御部70に接続されたメモリ72に記憶される。 Incidentally, the obtained tomographic image is stored in a memory 72 connected to the control unit 70. さらに、測定光をXY方向に2次元的に走査することにより、被検眼眼底の3次元画像を取得することも可能である。 Moreover, by two-dimensionally scanned in the XY direction with the measurement light, it is also possible to obtain a three-dimensional image of the fundus. なお、本実施形態におけるOCT画像の取得は、走査部23に設けられた2つのガルバノミラーによって行われる。 The acquisition of an OCT image in the present embodiment is performed by two galvano mirrors of the scanning unit 23.

次に、ダイクロイックミラー40の透過方向に配置されたSLO光学系(共焦点光学系)300について説明する。 Then, the dichroic mirror 40 SLO optical system disposed in the transmission direction (a confocal optical system) 300 will be described. SLO光学系300は、被検眼眼底を照明する照明光学系と、該照明光学系によって照明された眼底反射光を受光素子により受光する受光光学系とに大別され、受光素子から出力される受光信号に基づいて被検眼眼底の正面画像を得る。 SLO optical system 300, light reception is roughly divided into a light receiving optical system for receiving an illumination optical system for illuminating the fundus, the fundus reflection light illuminated by the illuminating optical system by the light receiving element, output from the light receiving element obtaining a front image of the fundus on the basis of the signal.

光出射部61は、赤外域の波長の光(例えば、λ=780nm)を発する第1の光源(SLO光源)61aと可視域の波長の光(例えば、λ=630nm)を発する第2の光源(固視光源)61b、ミラー100、ダイクロイックミラー101とを有する。 Light emitting portion 61, a second light source emitting a wavelength in the infrared region light (e.g., lambda = 780 nm) a first light source (SLO light source) 61a and a wavelength of visible light emitted (e.g., lambda = 630 nm) (fixation light source) 61b, a mirror 100, a dichroic mirror 101. なお、第1の光源61aと第2の光源61bには、輝度が高く、指向性の高い光を発する光源(レーザダイオード光源、SLD光源、等)が用いられる。 Note that the first light source 61a and second light source 61b, a high luminance, a light source that emits highly directional light (laser diode light source, SLD light source, etc.) are used. 第1の光源61aを出射した赤外光は、ダイクロイックミラー101を透過し、光出射部61を出てビームスプリッタ62に進む。 Infrared light emitted from the first light source 61a passes through the dichroic mirror 101 proceeds to the beam splitter 62 exits the light exit portion 61. 第2の光源61bを出射した可視光は、ミラー100にて折り曲げられた後、ダイクロイックミラー101にて反射して第1の光源61aから出射した光と同軸とされる。 Visible light emitted from the second light source 61b, after being bent by the mirror 100, is light and coaxial emitted from the first light source 61a is reflected by the dichroic mirror 101. 第1の光源61aは観察用の正面眼底画像を得るために用いられ、第2の光源61bは被検眼の視線方向を誘導させるために用いられる。 The first light source 61a is used for obtaining a front fundus image for observation, the second light source 61b is used for guiding the line of sight direction of the eye.

光出射部61から発せられるレーザ光を被検眼Eに向けて出射する光路には、被検眼の屈折誤差に合わせて光軸方向に移動可能なフォーカシングレンズ63、走査駆動機構52の駆動により眼底上でXY方向に測定光を高速で走査させることが可能なガルバノミラーとポリゴンミラーとの組み合せからなる走査部64、リレーレンズ65、対物レンズ10が配置されている。 Emits a laser beam emitted from the light emitting unit 61 to the eye E in the optical path, the optical axis direction movable focusing lens 63 in accordance with the refractive error of the eye, the scanning driving mechanism 52 of the fundus on the drive scanning section 64 consisting in the XY direction with the measurement light from the combination of a galvano mirror and the polygon mirror capable of scanning at high speed, a relay lens 65, objective lens 10 is disposed in. また、走査部64のガルバノミラー及びポリゴンミラーの反射面は、被検眼瞳孔と略共役な位置に配置される。 The reflecting surface of the Galvano mirror and the polygon mirror of the scanning unit 64 is disposed in the subject's eye pupil substantially conjugate positions.

また、光出射部61とフォーカシングレンズ63との間には、ビームスプリッタ62が配置されている。 Further, between the light emitting unit 61 and the focusing lens 63, beam splitter 62 is disposed. そして、ビームスプリッタ62の反射方向には、共焦点光学系を構成するための集光レンズ66と、眼底に共役な位置に置かれる共焦点開口67と、SLO用受光素子68とが設けられている。 Then, the reflecting direction of the beam splitter 62, a condenser lens 66 for constituting a confocal optical system, a confocal opening 67 to be placed in a position conjugate to the fundus, is provided with SLO photodetector 68 there.

ここで、光出射部61から発せられたレーザ光(測定光、又は固視光束)は、ビームスプリッタ62を透過した後、フォーカシングレンズ63を介して、走査部64に達し、ガルバノミラー及びポリゴンミラーの駆動により反射方向が変えられる。 Here, the laser light emitted from the light emitting portion 61 (the measurement light or fixation light beam) is transmitted through the beam splitter 62, through a focusing lens 63, reaches the scanning unit 64, a galvano mirror and the polygon mirror reflection direction by the driving of is changed. そして、走査部64で反射されたレーザ光は、リレーレンズ65を介して、ダイクロイックミラー40を透過した後、対物レンズ10を介して、被検眼眼底に集光される。 The laser light reflected by the scanning unit 64 via the relay lens 65, passes through the dichroic mirror 40 through the objective lens 10, is focused on the fundus.

そして、眼底で反射したレーザ光(測定光)は、対物レンズ10、リレーレンズ65、走査部64のガルバノミラー及びポリゴンミラー、フォーカシングレンズ63を経て、ビームスプリッタ62にて反射される。 The laser light reflected from the fundus (the measurement light) passes through the objective lens 10, a relay lens 65, the galvano mirror and the polygon mirror of the scanning unit 64, through the focusing lens 63, is reflected by the beam splitter 62. その後、集光レンズ66にて集光された後、共焦点開口67を介して、受光素子68によって検出される。 Then, after being condensed by the condensing lens 66, via a confocal aperture 67, it is detected by the light receiving element 68. そして、受光素子68にて検出された受光信号は制御部70へと入力される。 Then, the light receiving signal detected by the light receiving element 68 is inputted to the controller 70. 制御部70は受光素子68にて得られた受光信号に基づいて被検眼眼底の正面画像を取得する。 Control unit 70 obtains a front image of the fundus based on the light reception signal obtained by the light receiving element 68. 取得された正面画像はメモリ72に記憶される。 The obtained front image is stored in the memory 72. なお、SLO画像の取得は、走査部64に設けられたガルバノミラーによるレーザ光の縦方向の走査(副走査)とポリゴンミラーによるレーザ光の横方向の走査(主走査)によって行われる。 The acquisition of the SLO image is performed by the vertical scanning of the laser beam by the galvano mirrors of the scanning unit 64 (sub-scanning) and lateral scanning of the laser beam by the polygon mirror (main scanning).

なお、制御部70は、表示モニタ75に接続され、その表示画像を制御する。 The control unit 70 is connected to a display monitor 75, controls the display image. また、制御部70には、メモリ(記憶部)72、各種操作を行うための操作部74、走査駆動機構51、走査駆動機構52、参照ミラー駆動機構50、フォーカシングレンズ63を光軸方向に移動させるための第1駆動機構63a、フォーカシングレンズ24を光軸方向に移動させるための第2駆動機構24a、等が接続されている。 The movement, the control unit 70, a memory (storage unit) 72, an operation unit 74 for performing various operations, the scanning driving mechanism 51, the scanning driving mechanism 52, the reference mirror driving mechanism 50, the focusing lens 63 in the optical axis direction the first driving mechanism 63a, a second driving mechanism 24a for moving the focusing lens 24 in the optical axis direction, and other members for causing.

ここで、制御部70は、受光素子83から出力される受光信号に基づいて画像処理により眼底断層像を形成させると共に、受光素子68から出力される受光信号に基づいて画像処理により眼底正面像を形成させる。 Here, the control unit 70, together with the formation of the fundus tomographic image by image processing based on the light reception signal output from the light receiving element 83, a front fundus image by the image processing based on the light receiving signal output from the light receiving element 68 to form.

なお、メモリ72には、過去に取得された画像、及び画像取得時における撮影条件等が記憶されている。 It is to be noted that the memory 72, images obtained in the past, and photographing conditions at the time of image acquisition is stored. より具体的には、過去に取得された眼底の断層画像の画像データと、該断層画像と対応付けられて取得した眼底の正面画像の画像データと、が患者の識別情報(例えば、ID番号、名前)に対応付けて記憶されている。 More specifically, the image data of the fundus tomographic image acquired in the past, and the image data of the fundus of the front image obtained in association with the tomographic image, but the identification information of the patient (e.g., ID number, are stored in association with the name). また、過去の断層画像を取得したときの取得位置を示す情報として、固視標(固視灯)の呈示位置情報と、測定光の走査位置情報と、が前述の画像データと共に記憶されている。 Further, as information indicating the acquisition position when acquiring the past tomographic image, and the presenting position information of the fixation target (a fixation lamp), and the scanning position information of the measuring light, is stored together with the image data described above .
なお、測定光の走査位置を示す情報としては、より具体的には、眼底上を二次元的に走査される測定光の中心位置を示す走査中心座標と、走査中心座標を基準位置とする走査領域情報と、が記憶されている。 Note that the information indicating the scanning position with the measurement light, and more particularly, to a scanning center coordinates indicating the center position of the measurement light scanned on the fundus two-dimensionally, and the reference position scanning center coordinates scanning and the region information, is stored. なお、走査領域情報には、測定光の走査パターン(例、ライン、十字、サークル、等)の形状及び走査パターンによる走査範囲が含まれる。 Note that the scanning region information, the scan pattern of the measurement light (e.g., line, cross, circle, etc.) The shape and the scanning range of the scanning pattern included. なお、測定光の走査位置を示す情報としては、上記に限るものではなく、モニタ75に表示されたスキャンライン(後述する)の表示位置情報、走査部23の駆動情報、等が考えられる。 Note that the information indicating the scanning position with the measurement light is not limited to the above, the display position information of the scan is displayed on the monitor 75 lines (to be described later), the drive information of the scanning unit 23, etc. are conceivable.

また、固視標の呈示位置情報として、例えば、過去の固視標の呈示位置を示す座標位置、光源61bを点灯させるときの走査部52の駆動位置、等が記憶される。 Further, as the presenting position information of the fixation target, for example, the coordinate position indicating the presentation position of the previous fixation target driving position of the scanning unit 52 when lighting the light source 61b, etc. are stored.

また、メモリ72には、他の撮影条件として、フォーカシングレンズ24,63の位置、参照ミラー31の位置、受光素子68,83のゲイン、画像のコントラスト、等が患者の識別情報に対応付けて記憶される。 The memory 72, as another imaging condition, the position of the focusing lens 24 and 63, the position of the reference mirror 31, the gain of the light receiving elements 68,83, image contrast, and the like in association with the identification information of the patient memory It is.

また、検者によって操作される操作部74には、各種操作に用いられる操作部材としてのマウス74a、撮影スイッチ74b、キーボード等が設けられている。 Further, the operation unit 74 is operated by the examiner, the mouse 74a as an operation member used for various operations, photographing switches 74b, a keyboard and the like. なお、マウス74aは、モニタ75上の表示と連動され、測定光の走査位置の設定、固視標位置の設定、等に用いられる。 Incidentally, the mouse 74a is interlocked with the display on the monitor 75, setting of the scanning position with the measurement light, setting of the fixation target position, used for like. なお、上記制御部70、記憶部72、操作部74、モニタ75においては、装置として専用の部材を用いるようにしてもよいし、パーソナル・コンピュータ(PC)を用いるようにしてもよい。 Incidentally, the control unit 70, storage unit 72, operation unit 74, the monitor 75 may be used a special member as the device may be used a personal computer (PC).

次に、BスキャンによりXZ面の断層画像(Bスキャン画像)を取得する手法について説明する。 It will now be described method of acquiring the XZ plane tomographic image (B-scan image) by the B-scan. 図2は、OCT画像とSLO画像を逐次取得する際の動作について説明する図である。 Figure 2 is a diagram for explaining operation for sequentially obtaining the OCT image and the SLO image. ここで、制御部70は、OCT光源27とSLO光源61aを交互に点灯させることによって、被検眼の眼底像を得るために被検眼の眼底に照射される照射光を,OCT光学系200を介して照射される測定光とSLO光学系を介して照射されるレーザ光とで切り換える。 Here, the control unit 70, by turning on the OCT light source 27 and the SLO light source 61a alternately, the illumination light irradiated to the fundus of the eye to obtain a fundus image of the eye, through the OCT optical system 200 It switched laser beam and irradiated through the measurement light and the SLO optical system to be irradiated Te. よって、制御部70には、OCT光学系200に配置された受光素子83によって検出される干渉信号とSLO光学系300に配置された受光素子68によって検出される受光信号が逐次入力される。 Therefore, the control unit 70, the light receiving signal detected by the light receiving element 68 arranged in the interference signal and the SLO optical system 300 is detected by the light receiving element 83 disposed OCT optical system 200 is sequentially input.

ここで、制御部70は、SLO画像の1フレーム分の走査エリアのうち、画像取得に影響を及ぼし難い、上下端部のエリア(図2のハッチング部分)を、OCT画像取得に必要な時間分に相当する領域として、その領域に位置する間、SLO光源61aをOFFとする。 Here, the control unit 70 of the scan area of ​​one frame of SLO image, hardly affects the image acquisition, the area of ​​the upper and lower end portions (hatched portions in FIG. 2), time period required for the OCT image acquisition as an area corresponding to, while located in its area, and OFF the SLO light source 61a. そして、SLO光源61aがOFFの間に、OCT光源27をONにしてBスキャンにてOCT画像を取得する。 Then, SLO light source 61a is between OFF, the acquiring the OCT image in B-scan by the OCT light source 27 to ON. 一方、SLO画像を得るために設定された走査エリア(図2の非ハッチング部分)において、制御部70は、SLO光源61aをONにし、OCT光源27をOFFにして、SLO画像を取得する。 On the other hand, in the scanning area set in order to obtain the SLO image (non-hatched portion in FIG. 2), the control unit 70, the SLO light source 61a is ON, the by the OCT light source 27 to OFF, to obtain the SLO image. 制御部70は、このような制御を連続して行い、交互に得られたSLO画像及びOCT画像を、表示モニタ75に同時に動画として表示させる(図3参照)。 Control unit 70 performs in succession such control, the SLO image and the OCT image obtained alternately be displayed as simultaneously moving the display monitor 75 (see FIG. 3).

なお、上記のように断層画像を取得する際、制御部70は、走査部64の駆動による2次元走査に同期させて固視光源61bの点灯/消灯を制御し、被検眼の視線誘導を行う。 Incidentally, when acquiring a tomographic image, as described above, the control unit 70, in synchronization with the two-dimensional scanning by the driving of the scanning unit 64 controls the on / off of the fixation light source 61b, performs visual guidance of the eye . この場合、制御部70は、走査部64による走査領域が所定の固視位置に対応する領域に達したときに固視光源61bを点灯させ、それ以外の走査領域では固視光源61bを消灯させる。 In this case, the control unit 70, the scanning region by the scanning unit 64 so that lights the fixation light source 61b when it reaches the area corresponding to the predetermined fixation position, turns off the fixation light source 61b in the other scanning region . これにより、所定の固視位置にて固視灯が形成される。 Accordingly, the fixation lamp is formed at a predetermined fixation position.

以上のような構成を備える装置において、その動作について説明する。 The apparatus having the above structure, the operation will be described. ここで、制御部70は、OCT光学系200及びSLO光学系300を駆動制御してOCT画像及びSLO画像の各画像を1フレーム毎に取得していき、モニタ75を表示制御してモニタ75に表示されるOCT画像及びSLO画像を随時更新する。 Here, the control unit 70, the OCT optical system 200 and the SLO optical system 300 controls and drives continue to acquire each OCT image and an SLO image for each frame, to the monitor 75 to display control the monitor 75 updated at any time the OCT image and the SLO image is displayed.

まず、検者は、図示なき固視灯を注視するように被験者に指示した後、図示なき前眼部観察用カメラによって撮像される前眼部観察像をモニタ75上で見ながら、被検眼の瞳孔中心に測定光軸L1が置かれるように、図示無きジョイスティックを用いてアライメント操作を行う。 First, the examiner, after instructing the subject to gaze the unillustrated fixation lamp, while watching the eye observation image before being captured by the front an unillustrated eye observation camera on the monitor 75 on, of the eye as the pupil center measurement optical axis L1 is placed, the alignment operation using the unillustrated joystick. このようにして被検眼に対するアライメントが完了されると、SLO光学系300による被検眼眼底の正面画像(SLO眼底像)が取得されるようになり、モニタ75上にSLO眼底像が現れる。 This way, the alignment with the eye is completed, look like the front image of the fundus by the SLO optical system 300 (SLO fundus image) is obtained, SLO fundus image appears on the monitor 75 on.

ここで、モニタ75上の正面画像表示領域Hには、SLO光学系300によって取得されるSLO画像Gf(現在の正面画像)がリアルタイムで表示される(図4参照)。 Here, in the front image display area H on the monitor 75, SLO image Gf obtained by the SLO optical system 300 (the current front image) is displayed in real time (see Figure 4). ここで、経過観察のように再診の患者に対して検査が行われる場合、検者によって所定のスイッチが操作されると、制御部70は、メモリ72に記憶された過去の正面画像のデータ及び過去の断層画像の取得位置を示す情報を呼び出す。 Here, if the inspection is performed on the return-visit patients as observation, when a predetermined switch is operated by the examiner, the control unit 70, data of the stored past front image in the memory 72 and calling information indicating the acquisition position of the past tomographic image.

ここで、制御部70は、呼び出された過去の正面画像のデータに対応付けられてメモリ72に記憶された固視標の呈示位置情報に基づいて、固視標の呈示位置を設定する。 Here, the control unit 70 associated with the data of the past front image called on the basis of the presenting position information of the fixation target stored in the memory 72, sets the presenting position of the fixation target. これにより、過去の検査時と同じ位置に固視標が呈示されるため、モニタ75上の正面画像Gfは、過去の検査時のほぼ同じ画像が表示される。 Thus, since the same position in the fixation target of the past time of examination is presented, the front image Gf on the monitor 75 is substantially the same image at the past examination is displayed. ただし、その正面画像は、被検者の固視状態、アライメント状態、等により過去の正面画像に対して若干のずれが生じる可能性がある。 However, the front image may subject the fixation state, the alignment state, a slight deviation for past front image by like occurs. また、外部固視灯使用時は固視灯位置そのもの再現が難しい。 In addition, when an external fixation lamp use is difficult fixation lamp position itself reproduce. なお、制御部70は、さらに、上記他の撮影条件(例えば、フォーカシングレンズの位置)を再現するようにしてもよい。 The control unit 70 further may be reproduced the other photographing conditions (e.g., of the focusing lens position).

また、制御部70は、画像処理によって、メモリ72に記憶された過去の正面画像(以下、過去画像と省略する)のデータから中心領域の画像Kを切り出す。 The control unit 70, the image processing, the past front image stored in the memory 72 (hereinafter, past image abbreviated) cut out an image K in a center region from the data. この場合、画像Kは、現在のSLO画像Gfとの判別、他の表示項目(例えば、インジケータ)との重複の回避、画像中心部を用いた位置ずれ確認、等ができる程度の大きさに切り出される。 In this case, the image K is determined with the current SLO image Gf, other display items (e.g., indicator) avoidance of overlap with, checking position shift using the image center, cut into a size that can equal It is.

そして、制御部70は、切り出した過去画像KをSLO画像Gfと区別することができるように着色処理し、かつ、透過性を持った半透明画像に加工処理する。 Then, the control unit 70 coloring treatment to the past image K cut out can be distinguished from the SLO image Gf, and is processed into a semi-transparent image with transparency. この場合、さらに、過去画像Kに対して反転処理をかけておくと、SLO画像Gfとの違いがより分かりやすくなる。 In this case, further idea over reversal processing for past image K, the difference between the SLO image Gf becomes easier to understand. そして、制御部70は、加工処理された過去画像K(図4中のハッチング部分参照)を現在の正面画像Gfに重畳して表示する。 Then, the control unit 70 displays superimposed processed processed past front image K (see the hatched portion in FIG. 4) on the current front image Gf.

なお、正面画像表示領域H上に表示される過去画像Kは、表示領域Hにおける画像中心と、過去画像Kにおける画像中心と、が一致されるように表示される。 Incidentally, the last image K displayed on the front image display area H is the image center in the display region H, is displayed as the image center in the past front image K, are consistent. これにより、過去に断層画像と略同時に取得された正面画像と、現在の正面画像とのずれ方向及びずれ量が検者によって視認される。 Thus, the front image obtained substantially simultaneously with the tomographic image in the past, deviation direction and the deviation amount between the current front image is viewed by the examiner.

また、制御部70は、現在の走査位置及び走査パターンを示すスキャンラインSLを正面画像Gf上に重畳して表示する。 The control unit 70 is superimposed and displayed on the scan lines SL indicating the current scanning position and the scanning pattern on the front image Gf. なお、本実施形態において、制御部70は、スキャンラインSLの中心位置に、走査中心座標に対応する走査中心表示SCを表示させる。 In the present embodiment, the control unit 70, the center position of the scan line SL, and displays the scanning center indication SC corresponding to the scanning center coordinates.

また、制御部70は、メモリ72に記憶された過去の走査位置情報に対応する測定光の走査位置を初期位置として設定する。 The control unit 70 sets the scanning position of the measuring light corresponding to the past scanning position information stored in the memory 72 as the initial position. この場合、メモリ72から出力される信号に基づいて走査位置が設定される。 In this case, the scanning position based on the signal output from the memory 72 is set. そして、制御部70は、その初期位置に対応する位置にスキャンラインSLを表示する。 Then, the control unit 70 displays the scan lines SL at a position corresponding to the initial position. この場合、走査中心表示SCの表示位置は、表示領域H上における過去の検査の走査中心座標に対応する。 In this case, the display position of the scanning center indication SC corresponds to the scanning center coordinates of the past testing in the display region H. また、スキャンラインSLの表示位置は、過去の走査中心座標を基準として、表示領域H上における過去の検査の走査領域に対応する。 Further, the display position of the scan lines SL, based on the past scanning center coordinates, corresponding to the scanning region of the past testing in the display region H.

上記初期設定後、検者によって所定の走査位置調整部(例えば、マウス)が操作されると、制御部70は、調整部から出力される操作信号に基づいて測定光の走査位置を変更すると共に、変更された走査位置に対応する表示位置にスキャンラインSLを表示する。 After the initial setting, a predetermined scanning position adjusting unit by the examiner (e.g., a mouse) is operated, the control unit 70 is configured to change the scanning position with the measurement light based on an operation signal output from the adjustment unit and it displays the scan lines SL at a display position corresponding to the changed scanning position. これにより、走査位置の変更に応じてスキャンラインSLの表示位置が変化される。 Thus, the display position of the scan lines SL is changed in accordance with the change of the scanning position. この場合、例えば、マウスのドラッグ操作によってスキャンラインSLが画面上を移動される。 In this case, for example, the scan lines SL is moved on the screen by dragging the mouse.

なお、走査部による測定光の走査位置と、表示領域H上におけるスキャンラインSLの表示位置との対応関係は、予め設定されている。 Note that the scanning position with the measurement light by the scanning unit, the corresponding relationship between the display position of the scan lines SL on the display region H, is set in advance. そして、制御部70は、設定された走査ラインの表示位置に対応する走査領域に対して測定光が走査されるように、走査部23の一対のガルバノミラーを適宜駆動制御する。 Then, the control unit 70, so that the measurement light is scanned to the scanning area corresponding to the display position of the scan lines are set, as appropriate drives and controls the pair of galvanometer mirrors of the scanning unit 23.

また、制御部70は、まず、メモリ72に記憶された過去の正面画像と,現在の正面画像Gfとを比較して、過去の正面画像に対する現在の正面画像の位置ずれ方向及び位置ずれ量Δd1を画像処理により検出(演算)する。 The control unit 70 first and past front image stored in the memory 72 is compared with the current front image Gf, positional deviation direction and the positional deviation amount of the current front image for past front image Δd1 detecting (calculating) by the image processing. この場合、制御部70は、モニタ75に表示された過去画像Kの基となった正面画像データを基準画像とし、その基準画像とリアルタイムで取得される正面画像(現在画像)との位置ずれ方向及び位置ずれ量を算出する。 In this case, the control unit 70, and the front image data which is the basis of past image K displayed on the monitor 75 with the reference image, the positional deviation direction between the front image acquired in the reference image and the real time (current image) and calculates the position displacement amount. これにより、過去画像に対する位置ずれ情報が得られる。 Accordingly, the deviation information for past images.

上記のように、2つの画像間の位置ずれを検出する手法としては、種々の画像処理手法(各種相関関数を用いる方法、フーリエ変換を利用する方法、特徴点のマッチングに基づく方法)を用いることが可能である。 As described above, as a method of detecting the positional deviation between the two images, using various image processing techniques (method of using various correlation functions, a method utilizing a Fourier transform, a method based on matching of characteristic points) it is possible.

例えば、所定の基準画像(例えば、過去の眼底画像)又は対象画像(現在の眼底画像)を1画素ずつ位置ずれさせ、基準画像と対象画像を比較し、両データが最も一致したとき(相関が最も高くなるとき)の両データ間の位置ずれ方向及び位置ずれ量を検出する手法が考えられる。 For example, a predetermined reference image (e.g., a fundus image of the past) allowed misalignment by one pixel or target image (current fundus image), comparing the reference image and the target image, when both data are most consistent (correlation method of detecting is considered a positional deviation direction and the positional deviation amount between the both data becomes highest when). また、所定の基準画像及び対象画像から共通する特徴点を抽出し、抽出された特徴点の位置ずれ方向及び位置ずれ量を検出する手法が考えられる。 Also, extracts feature points that are common from a predetermined reference image and the target image, a method of detecting is considered a positional deviation direction and the positional deviation amount of the extracted feature points.

また、2つの画像間の位置ずれを求めるための関数として、位相限定相関関数を用いるようにしてもよい。 Further, as a function for obtaining the positional deviation between the two images may be used a phase-only correlation function. この場合、まず、各画像をフーリエ変換し、各周波数成分の位相と振幅を得る。 In this case, first, the each image is Fourier transform to obtain the phase and amplitude of each frequency component. なお、得られた振幅成分は、各周波数成分に関して大きさ1に正規化しておく。 The amplitude components obtained can keep normalized to size 1 for each frequency component. 次に、2つの画像間で周波数毎の位相差を算出した後、これらに逆フーリエ変換をかける。 Then, after calculating the phase difference for each frequency between the two images, applying an inverse Fourier transform thereto.

ここで、2つの画像間の位置ずれがなければ、余弦波のみの加算となり、原点位置(0,0)にピークが出現する。 Here, if there is no positional deviation between the two images becomes a sum of cosine waves only, peak appears at the origin position (0, 0). また、位置ずれがある場合、ずれ量及びずれ方向に対応する位置にピークが出る。 Also, if there is a positional deviation, peaks are seen at a position corresponding to the shift amount and the shift direction. そこで、ピークの検出位置を求めることにより2つの画像間の位置ずれ量及び位置ずれ方向が得られる。 Therefore, the positional deviation amount and the positional deviation direction between the two images obtained by determining the detected position of the peak. この手法によれば、眼底像の位置ずれを高精度かつ短時間で検出できる。 According to this approach, it is possible to detect the positional deviation of the fundus image with high precision in a short time.

上記のように位置ずれが検出されると、制御部70は、メモリ72から過去の測定光の走査位置情報を取得し、前述のように検出された位置ずれ方向及び位置ずれ量Δd1に基づいて走査位置情報を補正し、補正された走査位置情報に対応する位置(走査目標位置)にターゲット指標Tgを表示する。 When positional displacement as described above is detected, the control unit 70 obtains the scanning position information of the past measurement light from the memory 72, based on the positional deviation direction and the positional deviation amount Δd1 detected as described above It corrects the scanning position information, to display the target mark Tg at a position (scanning target position) corresponding to the corrected scan position information. この場合、ターゲット指標Tgは、過去の検査における断層画像とほぼ同じ部位に走査位置を調整するための目標として用いられ、正面画像Gf上に重畳して表示される。 In this case, the target mark Tg is used as a target for adjusting the scanning position substantially at the same site as the tomographic image in the past examination is displayed superimposed on the front image Gf.

より具体的には、このとき、ターゲット指標Tg(以下、ターゲットTgに省略する)は、過去の走査中心位置に対して位置ずれ量Δd1がオフセット(補正)されて表示される。 More specifically, at this time, the target indicator Tg (hereinafter abbreviated to the target Tg), the position deviation amount Δd1 is displayed is offset (correction) for past scanning center position. これにより、ターゲットTgは、過去の断層画像とほぼ同じ眼底部位が測定される場合の走査中心位置に対応する位置に表示される。 Accordingly, the target mark Tg is displayed at a position corresponding to the scanning center position when the fundus portion substantially the same as the past tomographic image is measured. この場合、位置ずれ量Δd1は制御部70によって随時検出され、ターゲットTgの表示位置は、検出される位置ずれ量Δd1に応じて変化される。 In this case, positional deviation amount Δd1 is detected as needed by the control unit 70, the display position of the target mark Tg is changed according to the displacement amount Δd1 detected. なお、走査中心表示SCの初期位置は、補正前の過去の走査中心座標に対応するため、検出される位置ずれ量Δd1がほぼ0のとき、走査中心表示SCとターゲットTgが合致して表示される。 The initial position of the scanning center indication SC, in order to cope with the past scanning center coordinates before correction, when the positional deviation amount Δd1 approximately 0 to be detected, the scanning center indication SC and the target mark Tg are displayed in agreement that. また、検出される位置ずれ量Δd1>0のとき、そのずれ量に応じて走査中心表示SCとターゲットTgの相対距離が変化される。 Further, when the positional deviation amount [Delta] d1> 0 to be detected, the relative length of the scanning center indication SC and the target mark Tg is changed according to the deviation amount. なお、本実施形態では、ターゲットTgを中心として上下左右に延びる十字線Jが表示されており、ターゲットTgの表示位置が検者に視認されやすい表示形態となっている。 In the present embodiment, crosshairs J extending vertically and horizontally around the target mark Tg is displayed and the display position of the target Tg is in the display form which is easily visible to the subject.

また、制御部70は、走査目標位置(ターゲットTgに対応)に対する現在の走査中心位置(走査中心表示SCに対応する)のずれ方向及びずれ量Δd2を検出し、検出結果に基づいて走査目標位置に対する現在の走査位置のずれ情報を表示する。 The control unit 70 detects the deviation direction and the deviation amount Δd2 of the scanning target position current scanning center position with respect to (corresponding to the target Tg) (corresponding to the scanning center indication SC), the scanning target position based on the detection result displaying the deviation information of the current scanning position with respect to.

目標位置に対する走査位置のずれ情報を表すための表示として、例えば、走査中心位置を調整するときの移動方向を示すガイド指標Y(本実施形態では、矢印指標)が表示される。 As a display for representing the displacement information of the scanning position with respect to the target position, for example, (in the present embodiment, the arrow indicator) guide mark Y indicating the moving direction when adjusting the scanning center position is displayed. ガイド指標Yは、走査目標位置に対する現在の走査中心位置のずれ方向に基づいて、誘導する方向(矢印が示す方向)が変化される。 Guide mark Y, based on the deviation direction of the current scanning center position from the scanning target position, induced to a direction (direction indicated by an arrow) is changed. これにより、ターゲット指標Tgに対する走査中心表示SCのずれ方向が示される。 Accordingly, the deviation direction of the scanning center indication SC from the target mark Tg is indicated. なお、図5(a)の場合、ガイド指標Yの矢印によって右斜め上方向が特定され、現在の測定光の走査中心に対して調整目標が右斜め上にあることが示されている。 In the case of FIG. 5 (a), is identified upper right direction by the arrow in the guide mark Y, adjustment target is shown to be on the right obliquely with respect to the scan center of the current of the measuring light.

ガイド指標Yは、前述のように検出されるずれ量Δd2に基づいて、表示形態(表示の動作、色)が変化される。 Guide mark Y, based on the deviation amount Δd2 detected as described above, the display mode (display of operation, color) are changed. また、過去画像Kは、前述のように検出されるずれ量Δd2に基づいて描画色が変化され、異なる描画色となる。 Also, the past front image K is color rendering is changed on the basis of the deviation amount Δd2 detected as described above, a different drawing color.

位置ずれ量Δd2が所定の第1許容範囲(D1)より大きいとき(Δd2>D1)、制御部70は、ターゲット指標Tgに対する走査中心表示SCのずれ方向を示すように、ガイド指標Yの表示方向を制御する(図5(a)参照)と共に、ガイド指標Yを第1の色(例えば、赤)とする。 When the position deviation amount .DELTA.d2 is larger than the predetermined first allowable range (D1) (Δd2> D1), the control unit 70, to indicate the deviation direction of the scanning center indication SC from the target mark Tg, the display direction of the guide mark Y controls (see FIG. 5 (a)), a guide mark Y first color (e.g., red) to. また、制御部70は、過去の眼底画像Kの色を第1の色(例えば、赤色の半透明)とする。 The control unit 70, the color of the past front image K from the first color (e.g., red translucent). これにより、位置ずれが大きい旨(走査位置の調整が不十分)が検者に報知される。 Thereby, positional deviation is large effect (insufficient adjustment of the scanning position) is informed to the subject. この場合、ガイド指標Yの色と眼底画像Kの色は、同じ色に合わせられている。 In this case, the color of the image K of the guide mark Y, are matched to the same color.

また、位置ずれ量Δd2が所定の第1許容範囲(D1)以下となったとき(Δd2≦D1)、制御部70は、前述のガイド指標Yの表示方向の制御に加えて、ターゲット指標Tgを中心に4つの矢印状のマーカY4を表示する。 Further, when the positional deviation amount .DELTA.d2 reaches a predetermined first tolerance range (D1) below (.DELTA.d2 ≦ D1), the control unit 70, in addition to control of the display direction of the aforementioned guide mark Y, target mark Tg It shows four arrow-shaped marks Y4 in the center. また、制御部70は、ガイド指標Yを第2の色(例えば、黄色)とする。 The control unit 70, a guide mark Y second color (e.g., yellow) to. また、制御部70は、過去の眼底画像の色を第2の色(例えば、黄色の半透明)とする(図5(b)参照)。 The control unit 70, and the color of the past front image second color (e.g., yellow translucent) (see Figure 5 (b)). これにより、位置ずれが小さい旨(走査位置の調整が不十分だが、走査目標に近い)が検者に報知される。 Thus, (but insufficient adjustment of the scanning position, close to the scanning target) effect positional deviation is small the examiner is informed. なお、マーカY4のうち、ターゲット指標Tgと走査中心表示SCとの間に表示されるマーカY4は、ガイド指標Yを兼ねる。 Among the marks Y4, marks Y4 which is displayed between the target mark Tg and the scanning center indication SC doubles as the guide mark Y.

さらに、位置ずれ量Δd2が所定の第2許容範囲(D2)以下となったとき(Δd2≦D2)、制御部70は、マーカY4の描画色を塗りつぶす(図5(c)参照)。 Further, when the positional deviation amount .DELTA.d2 reaches a predetermined second tolerance range (D2) below (.DELTA.d2 ≦ D2), the control unit 70 fills the drawing color of the marker Y4 (see FIG. 5 (c)). このとき、制御部70は、マーカY4(ガイド指標Y)を第3の色(例えば、緑色)とする。 At this time, the control unit 70, the marker Y4 (the guide mark Y) a third color (e.g., green) to. また、制御部70は、過去の眼底画像の色を第3の色(例えば、緑色の半透明)とする。 The control unit 70, the color of the past front image and the third color (e.g., green translucent). なお、D2<D1である。 It should be noted, is a D2 <D1. これにより、位置ずれが解消された旨(走査位置の調整が適正である旨)が検者に報知される。 Thus, effect the positional deviation is resolved (that adjustment of the scanning position is correct) is notified to the examiner. すなわち、制御部70は、逐次検出される位置ずれ量Δd2が所定の第2許容範囲(D2)を満たすか否かを判別し、その判別結果をモニタ75上に表示する。 That is, the control unit 70, positional deviation amount Δd2 the sequentially detected, it is determined whether or not satisfies a predetermined second tolerance range (D2), and displays the determination result on the monitor 75 on. そして、この判別処理によって走査位置の調整が適正か否かが判別される。 Then, whether the proper adjustment of the scanning position by the determination process is determined.

なお、上記表示制御において、検出されるずれ量Δd2に応じて過去画像(半透明画像)の透過率が変化されるようにしてもよい。 In the above-described display control, transmittance of the past front image in accordance with the deviation amount Δd2 detected (semi-transparent image) may be set to be changed. 例えば、制御部70は、位置ずれ量が大きいほど過去画像の透過率を高く(色が薄くなる)し、位置ずれ量が小さいほど過去画像の透過率を低くする(色が濃くなる)。 For example, the control unit 70 the larger positional deviation amount increase the transmittance of the past front image (color becomes thin), reducing the transmittance of the past front image as positional deviation amount is small (the color becomes darker).

また、制御部70は、上記のように検出される位置ずれ量Δd1の上下方向における位置ずれ量と左右方向における位置ずれ量に分けて検出し、インジケータGを表示制御する。 The control unit 70 detects divided into positional deviation amount in the lateral direction and the position displacement amount in the vertical direction of the positional deviation amount Δd1 detected as described above, controls display the indicator G. ここで、二次元画像観察画面上の下端には、横方向における位置ずれ量を示すインジケータG1が表示されている。 Here, the lower end of the two-dimensional image observation screen, the indicator G1 indicating the position deviation amount in the lateral direction is displayed. そして、インジケータG1は、過去画像と、左右方向における位置ずれ量に基づいて増減される。 The indicator G1 includes a previous image, it is increased or decreased on the basis of the positional deviation amount in the lateral direction. また、二次元画像観察画面上に右端には、上下方向における位置ずれ量を示すインジケータG2が表示される。 Further, the right end in the two-dimensional image observation screen, the indicator G2 indicating the positional shift amount in the vertical direction is displayed. そして、インジケータG2は、上下方向における位置ずれ量に基づいて増減される。 The indicator G2 is increased or decreased on the basis of the positional displacement amount in the vertical direction. また、インジケータG1、G2の色は、前述のように検出される位置ずれ量d2に基づいて変化される。 The color of the indicator G1, G2 are changed based on the positional deviation amount d2 is detected as described above. 本実施形態では、ガイド指標Y(過去画像K)の色の変化に同期してインジケータG1、G2の色が変化される。 In the present embodiment, the color of the indicator G1, G2 in synchronization with the change in the color of the guide mark Y (the past image K) is changed.

次に、検者がモニタ75上で測定位置を設定する場合について説明する。 Next, the case where the examiner sets a measuring position on the monitor 75. ここで、過去の同一位置での撮影を行いたい場合、検者は、所定の走査目標位置と現在の走査位置中心が合致されるように、操作を行う。 Here, if you want to shoot past the same position, as examiner predetermined scanning target position and the current scanning position centers are matched, perform an operation.

検者によって固視標位置調整部(例えば、マウス)が操作されると、被検眼の固視方向の変更によって正面画像の取得位置が変更され、現在の正面画像が画面上を移動される。 Fixation target position adjusting unit by the examiner (e.g., a mouse) is operated, obtaining the position of the front image by changing the fixation direction of the eye is changed, the current front image is moved on the screen. このとき、過去画像と現在の正面画像との位置ずれ量が変化されるため、走査中心表示SCに対してターゲットTgが移動される。 At this time, since the positional deviation amount between the past image and the current front image is changed, the target mark Tg is moved relative to the scanning center indication SC. ここで、検者は、走査中心表示SCとターゲットTgとが合致されるように固視位置を調整する。 Here, the examiner and the scanning center indication SC and the target mark Tg is adjusted fixation position as coincide.

検者によって所定の走査位置調整部(例えば、マウス)が操作されると、制御部70は、ターゲットTgに対してスキャンラインSLを移動させる。 Predetermined scanning position adjusting unit by the examiner (e.g., a mouse) is operated, the control unit 70 moves the scan lines SL relative to the target Tg. ここで、検者は、走査中心表示SCとターゲットTgとが合致されるようにスキャンラインSLを移動させる。 Here, the examiner and the scanning center indication SC and the target mark Tg moves the scan lines SL so that matched.

上記走査位置又は固視位置の調整によって、走査中心SCとターゲットTgとの位置関係が調整され、モニタ75上に走査位置の調整が適正である旨が表示された状態(図5(c)参照)となったら、検者は、撮影開始スイッチ74bを押す。 The adjustment of the scanning position or the fixation position, the scan center SC and the position adjustment relationship with the target Tg, reference state that the adjustment of the scanning position on the monitor 75 on is proper is displayed (FIG. 5 (c) ) If you become, the examiner presses a photographing start switch 74b. この場合、現在の走査中心位置が走査中心目標に達した状態となる。 In this case, a state in which the current scanning center position reaches the scanning center target. ここで、走査中心目標は、過去の断層画像とほぼ同じ眼底部位が測定される場合の走査中心位置に対応する位置であるから、走査中心位置が走査中心目標にあるとき、測定光の走査位置が過去の断層画像とほぼ同じ眼底部位に設定された状態となる。 Here, the scanning center target, since a position corresponding to the scanning center position when the fundus portion substantially the same as the past tomographic image is measured, when the scanning center position is at the scanning center target, the scanning position with the measurement light There a state of almost being set to the same fundus portion of the past tomographic image.

ここで、撮影開始スイッチ74bから撮影開始(撮影許可)のトリガ信号が出力されると、制御部70は、設定された走査位置情報に基づいて走査部23を動作させて断層画像を取得し、取得された断層画像を静止画としてメモリ72に記憶させる。 Here, a trigger signal for starting photographing from the photographing starting switch 74b (photographing permission) is output, the control unit 70 obtains the tomographic image by operating the scanning unit 23 based on the set scanning position information, the obtained tomographic image is stored in the memory 72 as a still image. そして、取得された断層画像は、過去の断層画像と並べて表示され、経過観察が行われる。 The obtained tomographic image is displayed parallel to the past tomographic image, observation is carried out.

以上のような構成とすれば、過去の画像の取得位置と同一位置での画像取得を容易に行うことができるため、検査の効率化が可能となる。 If the above configuration, it is possible to perform image acquisition at acquisition position and the same position of the previous image easily, it becomes possible to streamline the inspection.

なお、以上の説明においては、モニタ75上に走査位置の調整が適正である旨が表示されたとき(走査中心位置が走査中心目標に達したとき)、検者による撮影開始スイッチからの操作信号を撮影開始のトリガとしたが、これに限るものではない。 In the above description, (when the scanning center position reaches the scanning center target) when the effect adjustment of the scanning position on the monitor 75 on is proper is displayed, the operation signal from the photographing starting switch by the examiner It was used as a trigger to start shooting, but is not limited to this. この場合、例えば、制御部70は、逐次検出される位置ずれ量Δd2が所定の第2許容範囲(D2)を満たすと判別されたとき、撮影開始(画像取込)のトリガ信号を自動的に発するようにしてもよい。 In this case, for example, the control unit 70, when the positional deviation amount Δd2 the sequentially detected is determined to satisfy a predetermined second tolerance range (D2), a trigger signal of the automatic start of imaging (image capture) it may be issued. そして、トリガ信号が発せられると、制御部70は、上記同様、設定された走査位置情報に基づいて走査部23を動作させ断層画像を取得し、取得された断層画像をメモリ72に記憶させる。 When the trigger signal is issued, the control unit 70, the same, to acquire a tomographic image by operating the scanning unit 23 based on the set scanning position information and stores the tomographic image acquired in the memory 72. なお、本実施形態では、断層画像が動画像として逐次取得される構成であるため、トリガ信号が発せられたタイミングで取得された断層画像を静止画としてメモリ72に記憶させるようにしてもよい。 In the present embodiment, since the tomographic image is sequentially obtained Configurations as a moving image may also be stored in the memory 72 the tomographic image acquired at the timing when the trigger signal is issued as a still image. また、上記手法に限るものではなく、逐次取得される断層画像毎にそれぞれ上記判別処理を行い、逐次取得される断層画像とその判別結果をメモリ72に一旦記憶させておき、その判別結果を用いて走査位置の調整が適正な状態で得られた断層画像が抽出できるようにしてもよい。 Further, not limited to the above method, respectively for each tomographic image subjected to the determination process are sequentially acquired, a tomographic image that is sequentially acquired and the discrimination result leave temporarily stored in the memory 72, using the determination result tomographic image may be able to extract the adjustment of the scanning position is obtained in an appropriate state Te.

なお、以上の説明においては、検者の手動操作により測定光の走査位置が過去の画像の取得位置と同一位置に設定されるものとしたが、これに限るものではない。 In the above description, although the scanning position with the measurement light by the examiner manual operation is assumed to be set to obtain the same position of the past image, the present invention is not limited thereto. すなわち、前述のように検出される位置ずれ量Δd2が所定の許容範囲内(D2)を満たすように制御部70によって走査部23が駆動制御されるような構成においても、本発明の適用は可能である。 That is, even in a configuration such as positional deviation amount Δd2 detected scanning unit 23 is driven and controlled by the control unit 70 so as to fill the predetermined allowable range (D2) as described above, application of the present invention can it is. ただし、上記のような駆動制御を行う場合、現状の制御部70のスペック及び走査部23の反応速度を考慮すると、位置ずれ量Δd2が検出されてから走査部23の駆動が完了される(所定の走査位置への移動完了)までの処理に時間がかかる。 However, when performing the driving control as described above, considering the reaction rate of the specification and the scanning unit 23 of the current control unit 70, the driving of the scanning unit 23 is completed since the detected positional deviation amount .DELTA.d2 (predetermined it takes time to movement completion) to the process to the scanning position. このため、走査部23の駆動完了後に所定の走査位置にて測定が行われたとき、上記処理中に被検眼が再度動いていた場合、異なる位置を測定してしまう可能性がある。 Therefore, when measured at a predetermined scanning position after completion of the drive scanning unit 23 is performed, if the subject's eye was moving again during the process, there is a possibility that by measuring the different positions.

これに対して、上記の手動方式によれば、現状の構成においても、各制御をスムーズに行うことができる。 In contrast, according to the manual mode, even in the current configuration, it is possible to perform the control smoothly. すなわち、位置ずれ量Δd2が所定の許容範囲D2を満たすか否かの判別処理が逐次行われ、判別結果がモニタ75上でリアルタイムで表示される。 That is, the position deviation amount Δd2 discrimination process whether they meet a predetermined allowable range D2 is sequentially performed, the determination result is displayed in real time on the monitor 75. したがって、検者は、その判別結果を見ながら撮影開始のトリガを押すことで、正確な測定が可能となる。 Therefore, examiner, by pressing the trigger of the shooting start while viewing the determination result, it is possible to accurately measure.

また、走査位置が自動的に変更される場合においても、制御部70は、位置ずれ量Δd2に基づく走査部23の駆動が完了された後、再度位置ずれ量Δd2を検出し、位置ずれ量Δd2が所定の許容範囲D2を満たすか否かを判別するようにすればよい。 Further, when the scanning position is automatically changed, the control unit 70, after the driving of the scanning unit 23 based on the positional deviation amount Δd2 is completed, detects the positional deviation amount Δd2 again, positional deviation amount Δd2 There may be such that determines whether they meet a predetermined allowable range D2. この場合、制御部70は、位置ずれ量Δd2が所定の許容範囲D2を満たすと判別されたとき、撮影開始(画像取込)のトリガ信号を自動的に発する。 In this case, the control unit 70, when the positional deviation amount Δd2 is determined to satisfy a predetermined allowable range D2, automatically generates a trigger signal for photographing start (image capture). また、制御部70は、位置ずれ量Δd2が所定の許容範囲内D2を超えたと判別されたとき、走査部23を駆動制御して再度走査位置の変更を行う。 The control unit 70, when the positional deviation amount Δd2 is determined to exceed a predetermined allowable range D2, to change the re-scanning position scanning unit 23 drives and controls. このようにすれば、異なる位置を測定してしまう可能性が軽減される。 In this way, possibility of measuring the different positions is reduced.

また、以上の説明では、正面眼底画像を得るための配置された眼底観察光学系として、光走査部を有する構成としたが、これに限るものではなく、眼底全体を同時に照明する光学系と、二次元撮像素子によって眼底像を撮像する撮像光学系と、を有する構成(いわゆる眼底カメラ式)を用いてもよい。 In the above description, as arranged fundus observation optical system for obtaining a front fundus image, a configuration having a light scanning unit, not limited to this, and an optical system for illuminating the whole fundus at once, an imaging optical system for imaging the fundus image by two-dimensional imaging device, may be used a configuration having a (so-called fundus camera type).

また、以上の説明では、眼底の断層像を取得する場合を例にとって説明したが、これに限るものではなく、OCTの原理を応用した光干渉光学系を用いて被検眼の所定部位の断層像(例えば、前眼部断層像)を撮影する眼科撮影装置であれば、本発明の適用は可能である。 Further, in the above description has been given taking the case of acquiring the fundus tomographic image is not limited thereto, tomogram of a predetermined portion of the eye by using an optical interference optical system based on the principle of OCT (e.g., anterior segment tomographic image) if ophthalmologic photographing apparatus for photographing the application of the present invention are possible.

次に、Bスキャンによって取得される断層画像を複数取得し、加算画像を作成するときの流れ(フロー)について説明する(図6のフローチャート参照)。 Then, a tomographic image acquired by the B-scan multiple acquisition, explaining the flow for creating the addition image (Flow) (see the flowchart of FIG. 6). 本実施形態では、ノイズ成分を抑制した1枚の断層画像(Bスキャン画像)を得るために、所定の走査領域にて測定光を複数回走査させ、複数枚の断層画像を得て、取得された複数の断層画像を制御部70により加算処理して平均化させる。 In the present embodiment, in order to obtain one tomographic image with suppressed noise component (B-scan images), by scanning a plurality of times with the measurement light in a predetermined scanning area to obtain a plurality of tomographic images are acquired a plurality of tomographic image addition processing to the control unit 70 to be averaged. この場合、制御部70は、各断層画像を測定光の走査方向に関して同じ複数の領域に分割し、各断層画像間の位置ずれを分割された領域毎に検出し位置ずれ情報を得る。 In this case, the control unit 70, each tomographic image is divided into the same plurality of regions in the scanning direction of the measuring light, obtaining the detected positional deviation information for each divided region of the positional deviation between the tomographic images. そして、制御部70は、得られた位置ずれ情報に基づいて,各撮影画像間の位置ずれを分割された領域毎に補正する。 Then, the control unit 70, based on the obtained positional deviation information is corrected for each region where the positional deviation is divided between the respective photographed images. そして、制御部70は、補正された各撮影画像を加算し、平均化する。 Then, the control unit 70 adds the respective photographed image corrected, it averaged.

より具体的には、まず、制御部70は、走査部23を用いて測定光を所定の走査領域にて複数回走査し、同一の走査領域における断層画像を複数枚(n枚(n>2))取得し、メモリ72に記憶させる。 More specifically, first, the control unit 70, the measurement light by using the scanning unit 23 scans a plurality of times at a predetermined scanning area, a plurality of tomographic images in the same scanning region (n sheets (n> 2 )) acquired and stored in the memory 72.

次に、制御部70は、図7に示すように、メモリ72に記憶された各断層画像を所定の幅で区分し、複数の領域(図中の点線T参照)に分割する。 Next, the control unit 70, as shown in FIG. 7, divides the tomographic images stored in the memory 72 at a predetermined width is divided into a plurality of areas (see dotted line T in the drawing). この場合、各断層画像は、走査部23による測定光の走査方向(例えば、X方向)に関して複数の領域に分けられる。 In this case, the tomographic image, the scanning direction with the measurement light by the scanning unit 23 (e.g., X direction) is divided into a plurality of areas with respect. また、本実施形態では、断層画像を4つの領域に分割したが、分割数は画像の解像度、画像の取得時間、予想される位置ずれ量、等に応じて任意の数に設定できる。 Further, in the present embodiment, by dividing a tomographic image into four areas, the division number can be set to any number depending on the resolution of the image acquisition time of the image, the positional deviation amount expected, etc.

次に、制御部70は、各分割領域の中心位置におけるAスキャン信号(図中の一点鎖線S参照)から最も輝度の高い点等、の予め設定されている輝度条件に該当する点を探索し、特定された所定の点をテンプレート位置(基準位置)として設定する。 Next, the control unit 70 searches a point corresponding to the brightness condition is highest luminance point like, preset from A-scan signal at the center position of each divided area (see the chain line S a point in the drawing) sets a predetermined point specified as a template position (a reference position). そして、制御部70は、テンプレート位置を中心とする任意の領域(例えば、矩形領域)内の画像をテンプレート画像として設定する(図中の矩形枠W参照)。 Then, the control unit 70, any region around the template position (e.g., a rectangular area) sets the image in the template image (see the rectangular frame W in the drawing). このようにして、各分割領域において、位置ずれ検出に用いられるテンプレート画像を設定する。 In this manner, in each divided region, sets the template image used for positional deviation detection.

なお、上記のような手法を用いるのは、被検眼の網膜領域に対応する断層画像を位置ずれ検出用のテンプレート画像として抽出するためである。 Note that to use a method as described above, it is to extract as a template image for positional deviation detection tomographic image corresponding to the retinal area of ​​the eye. なお、テンプレート位置を設定する場合、網膜色素上皮近傍の輝度値(比較的輝度の高い輝度値が得られる)に相当するような所定の閾値を超える点を探索し、特定された所定の点をテンプレート位置としてもよい。 Incidentally, when setting the template position, the luminance values ​​of the neighboring retinal pigment epithelium searches a point exceeding a predetermined threshold value as (relatively high luminance value of the luminance is obtained) corresponding to the predetermined point identified it may be used as the template position.

制御部70は、取得されたn枚の断層画像のうち、いずれかの画像(例えば、n/2枚目に得られた画像)をベース画像(基準画像)として選択し、ベース画像に対して設定された各分割領域におけるテンプレート画像を取り出す。 Control unit 70, among the acquired n tomographic image, any image (e.g., image obtained on n / 2-th) was selected as the base image (a reference image), the base image retrieve the template image in the set each divided region.

次に、制御部70は、複数の画像を加算させるにあたって、取得された断層画像から所定の画像を一枚選択し、1枚毎にベース画像に対して画像を順次加算させていくことにより、結果的に少なくとも3枚以上の画像を加算させる。 Next, the control unit 70, when to adding a plurality of images, the selected one of the predetermined image from the acquired tomographic image, by going the image is sequentially added to the base image one by one, consequently it is added to at least three or more images.

この場合、制御部70は、まず、取得されたn枚の断層画像のうち、所定の断層画像を選択し、選択された断層画像(選択画像)に対して設定された各分割領域におけるテンプレート画像を取り出す。 In this case, the control unit 70 first of acquired n tomographic image, selects a predetermined tomographic image, the template image in each divided area set for the tomographic image selected (selected image) the take out. そして、制御部70は、分割された領域毎に、ベース画像のテンプレート画像と、選択画像におけるテンプレート画像と、を比較し、ベース画像に対する選択画像の位置ずれ方向及びずれ量を分割された領域毎に検出する。 Then, the control unit 70, for each divided region, and the template image of the base image is compared with the template image in the selected image, and is divided to positional deviation direction and the deviation amount of the selected image with respect to the base image for each area It is detected. この場合、ベース画像のテンプレート画像に対して選択画像におけるテンプレート画像を1画素単位でずらしながら、相関値を逐次算出する。 In this case, while shifting the template image in the selected image to the template image of the base image by one pixel, sequentially calculates a correlation value. そして、制御部70は、相関値の値が最大になるときの画素の変位量(ずらした画素数)を位置ずれ量として算出する。 Then, the control unit 70 calculates the displacement amount of the pixel when the correlation value becomes maximum (the number of pixels shifted) as the position deviation amount.

そして、制御部70は、ベース画像に対する選択画像の各分割領域における位置ずれが補正されるように、分割領域毎に検出された位置ずれ分、各分割領域における選択画像のテンプレート画像をベース画像に対してそれぞれ変位させる。 Then, the control unit 70, so that the position deviation in each of the divided regions of the selected image with respect to the base image is corrected, the position shift amount detected in each divided region, the template image of the selected image in each divided area on the base image displacing each for. そして、位置ずれ補正後、制御部70は、ベース画像と選択画像のテンプレート画像の画素値を分割領域毎にそれぞれ加算させる。 After the positional deviation correction, the control unit 70 causes the summing each pixel value of the template image of the base image and the selected image for each divided region.

以上のようにして、制御部70は、取得された断層画像全てにおいて位置ずれ検出及び位置ずれ補正の処理を繰り返し、画素値の合計を算出する。 As described above, the control unit 70 repeats the processing of positional deviation detection and the positional deviation correction in all tomographic image acquired, and calculates the sum of the pixel values. その後、加算処理に使用した画像枚数で画素値の合計値が除算されることで、加算平均画像が作成される。 After that, the total value of the pixel value is divided by the number of images used for the addition process, averaged image is created. この場合、検出される位置ずれ量が許容範囲を超えた断層画像を加算処理の対象から除外するようにしてもよい。 In this case, it is also possible to exclude the tomographic image position shift amount to be detected exceeds the allowable range from the target addition processing. なお、上記説明では、画像加算において、断層画像一枚単位で順次分割領域毎に画像加算を行うものとしたが、各断層画像の分割領域単位で順次画像加算を行うようにしてもよい。 In the above description, in the image addition, it is assumed that performs image addition sequentially each divided region in the tomographic image one unit, may be performed sequentially image addition in divided area unit of each tomographic image.

以上のような構成とすれば、複数の断層画像を加算させる場合、測定光の走査中に被検眼が微動しても、光走査方向に関して分割された領域毎に位置ずれ補正がなされるため、画像間のずれが適正に補正され、鮮明な断層画像が作成される。 If the above configuration, since case of adding a plurality of tomographic images, even if the subject's eye is slightly moved during the scanning of the measurement light, the position shift correction for each divided with respect to the light scanning direction region is made, deviation between the images is properly corrected, clear tomographic image is created.

なお、上記説明においては、所定の基準画像に対する各断層画像の位置ずれが分割領域毎に検出され、基準画像に対する位置ずれが補正されるものとしたが、各断層画像間の位置ずれが分割領域毎に検出され、各断層画像間の位置ずれが補正されるものであれば、他の手法であってもよい。 In the above description, positional displacement of each tomographic image with respect to a predetermined reference image is detected in each divided area, the position deviation with respect to the reference image is assumed to be corrected, positional deviation divided region between the tomographic images is detected for each, as long as the positional deviation between the tomographic image is corrected, it may be other methods. 例えば、時間的に隣接する断層画像間の位置ずれを順次補正していく手法であってもよい。 For example, it may be a technique of sequentially correcting the positional deviation between the tomographic images temporally adjacent.

また、以上の説明では、眼底断層像を複数取得したときの画像加算手法について示したが、これに限るものではなく、OCTの原理を応用した光干渉光学系を用いて被検眼の所定部位の断層像(例えば、前眼部断層像)を撮影する眼科撮影装置であれば、本発明の適用は可能である。 Further, in the foregoing description has been given for the image addition method when the plurality of acquired fundus tomographic image is not limited to this, the predetermined portion of the eye by using an optical interference optical system based on the principle of OCT tomographic image (e.g., the anterior segment tomographic image) if ophthalmologic photographing apparatus for photographing the application of the present invention are possible.

また、以上の説明では、干渉光学系を用いて被検眼断層像を撮影するときの画像加算手法について示したが、輝度が高く指向性の高い光を発する光源と、測定光を被検眼の所定部位上で走査させる光走査部と、被検眼の所定部位と略共役な位置に配置された共焦点開口を介して測定光による反射光を受光する受光素子と、を有し、被検眼の所定部位における正面画像を得るための共焦点光学系(例えば、SLO光学系300)を用いて被検眼正面画像を複数取得したきの画像加算手法として用いてもよい。 In the above description has shown the image addition method when shooting a subject's eye tomogram by using the interference optical system, a light source for emitting a high high directivity light intensity, the predetermined measurement light of the eye It has a light scanning unit that scans on the site, a light receiving element for receiving light reflected by the measurement light through a predetermined portion and a confocal opening disposed at a position substantially conjugate with the eye to be examined, a predetermined subject's eye confocal optical system for obtaining a front image at the site (e.g., SLO optical system 300) may be used subject's eye front image as a plurality acquired Kino image addition method used. 例えば、SLO光学系300によってSLO眼底像が複数取得された場合、各SLO眼底像を測定光の副走査方向(縦方向)に関して複数の領域に分割する。 For example, if the SLO fundus image by the SLO optical system 300 has a plurality of acquisition is divided into a plurality of areas in the sub-scanning direction of the measuring light of each SLO fundus image (vertical direction). そして、各SLO画像間の位置ずれを分割された領域毎に検出し、検出された位置ずれ分、各SLO画像間の位置ずれを分割領域毎に補正し、画像加算を施す。 Then, to detect the positional deviation for each divided region between the SLO image, the detected positional deviation amount to correct the positional deviation in each divided region between the SLO image, performs image addition.

また、上記構成に限らず、測定光源から発せられた光を被検眼の所定部位上で走査させる光走査部と、測定光による反射光を受光する受光素子と、を持ち、被検眼の断層像又は正面像を得るための撮影光学系であれば、本発明の適用は可能である。 Further, not limited to the above configuration, has a light scanning portion for scanning the light emitted from the measurement light source on a predetermined portion of the eye, and a light receiving element for receiving light reflected by the measurement light, of the eye tomogram or if imaging optical system for obtaining a front image, application of the present invention are possible.

次に、OCT光学系200を用いて眼底の3次元画像を撮影する場合について説明する(図8のフローチャート参照)。 Next, the case where photographing a three-dimensional image of the fundus by using the OCT optical system 200 (refer to the flowchart of FIG. 8). この場合、検者は、所定の走査位置調整部及び所定の固視位置調整部を用いて、3次元画像を得る眼底上の領域を図示なき設定スイッチを用いて設定し、撮影開始スイッチを押す。 In this case, the examiner, using a predetermined scanning position adjusting unit and a predetermined fixation position adjusting unit, a region on the fundus to obtain a three dimensional image set using the defunct setting switch shown, presses a photographing start switch . これにより、OCT光学系200による3次元画像の取得が開始される。 Thus, the acquisition of three-dimensional image by the OCT optical system 200 is started. なお、3次元画像は、走査部23の駆動によって測定光が眼底上で二次元的(XY方向)に走査されたときに受光素子83から出力される受光信号に基づいて取得される。 The three-dimensional image, the measurement light by the driving of the scanning unit 23 is obtained based on the light reception signal output from the light receiving element 83 when it is scanned in two dimensions on the fundus (XY direction). また、本実施形態では、3次元画像取得時においては、OCT光源27を点灯させ、SLO光源61aを消去させておく。 Further, in the present embodiment, at the time of three-dimensional image acquisition, to light the OCT light source 27, allowed to erase the SLO light source 61a.

3次元画像を得るための測定光の走査が完了されると、制御部70は、フーリエ解析がなされる前段階において、受光素子83から出力される受光信号の生データ(RAWデータ)から干渉信号を抽出し(定常的な参照光成分を除去する)、それをAスキャン毎に加算して並べる。 When the scanning of the three-dimensional image measuring beams for obtaining is completed, the control unit 70, in the stage before the Fourier analysis is performed, the interference signals from the raw data of the light receiving signal output from the light receiving element 83 (RAW data) extracting (removing stationary reference light components), it arranged by adding to each a-scan. これにより、3次元画像取得時のOCT光学系200による眼底正面画像(以下、OCT眼底像とする)を得る(図9参照)。 Thus, front fundus image by the OCT optical system 200 at the time of three-dimensional image acquisition (hereinafter, referred to as the OCT fundus image) is obtained (see FIG. 9). この場合、OCT眼底像の所定点における輝度レベルは、所定の走査位置で取得された受光素子83の受光信号から抽出される干渉信号の各画素毎の信号レベル(輝度値)の累計値に対応する。 In this case, the luminance level at a given point of the OCT fundus image, corresponds to the cumulative value of the signal level of each pixel of the interference signals extracted from received signals of the light receiving element 83 obtained at a predetermined scanning position (luminance value) to.

なお、前述のOCT眼底像は、フーリエ解析が行われる前の受光信号に基づいて形成される画像のため、画像作成時間(演算処理時間)が短くてすむ。 Incidentally, OCT fundus image described above, since the image formed based on the light reception signal before Fourier analysis is performed, the image creation time (processing time) can be shortened. なお、3次元画像取得時のOCT眼底像を得る場合、上記手法に限るものではなく、受光素子83から出力される撮影時に受光された干渉信号に基づいてOCT眼底像が取得されるものであればよい。 In the case of obtaining the OCT fundus image at the time of three-dimensional image acquisition is not limited to the above method, as long as the OCT fundus image is acquired on the basis of the interference signal received at the time of photographing output from the light receiving element 83 Bayoi. 例えば、フーリエ解析を経て得られた3次元画像を深さ方向に積算したときの積算画像がOCT眼底像として取得されるようにしてもよい(ただし、フーリエ解析に係る時間を要する)。 For example, the accumulated image is good be acquired as the OCT fundus image obtained when integrating the three-dimensional image obtained via the Fourier analysis in the depth direction (however, takes time for the Fourier analysis). また、3次元画像における眼底の表層(表面)付近の画像をOCT眼底像として取得するようにしてもよい。 Further, the image near the fundus of the surface layer (surface) may be obtained as the OCT fundus image in a three-dimensional image.

また、制御部70は、3次元画像の撮影の前後いずれかにおいて,SLO光学系300を用いてOCT眼底像と同じ固視状態で得られる眼底正面画像(以下、SLO眼底像とする)を基準画像として取得し、メモリ72に記憶する。 The control unit 70, in either before or after the three-dimensional image photographing, front fundus image obtained in the same fixation state as the OCT fundus image by using the SLO optical system 300 (hereinafter referred to as SLO fundus image) based on the acquired as an image, stored in the memory 72. そして、制御部70は、3次元撮影時に設定された測定光の走査位置情報に基づいて、取得されたSLO画像から3次元画像の取得領域に対応する部分の画像を抽出する。 Then, the control unit 70, based on the set scanning position information of the measuring light during three-dimensional imaging, extracts an image of a portion corresponding to the acquisition area of ​​the 3-dimensional image from the acquired SLO images. 抽出されたSLO眼底像は、前述のOCT眼底像との位置ずれを求めるための基準画像として設定される。 SLO fundus image extracted is set as a reference image for determining the positional deviation between the above-mentioned OCT fundus image. なお、基準画像の基となるSLO眼底像を取得するタイミングとしては、3次元画像の撮影と略同時であればよく、3次元画像の撮影時にSLO画像が取得されるようにしてもよい。 As the timing of acquiring the SLO fundus image which is the basis of the reference image may be a substantially simultaneous imaging and three-dimensional images, may be SLO image is obtained when the 3-dimensional imaging.

OCT眼底像とSLO眼底像の取得が完了されると、制御部70は、OCT眼底像と基準画像(SLO眼底像)とを比較して基準画像に対するOCT眼底像の位置ずれを画像処理により検出し、その検出結果とOCT眼底像とをモニタ75の画面上に表示する。 The acquisition of the OCT fundus image and the SLO fundus image is completed, the control unit 70 detects the positional deviation of the image processing of the OCT fundus image from the reference image by comparing the OCT fundus image and the reference image (the SLO fundus image) and, displaying the result of the detection and the OCT fundus image on the monitor 75. より具体的には、制御部70は、OCT眼底像と基準画像とを比較して基準画像に対するOCT眼底像の全体的な位置ずれ量を検出すると共に、OCT眼底像全体を複数の領域に分割し,分割された各領域におけるOCT眼底像と基準画像とを比較して基準画像に対する眼底像の局所的な位置ずれ量を検出する。 More specifically, the control unit 70 divides, detects the whole positional deviation amount of the OCT fundus image from the reference image by comparing the OCT fundus image and the reference image, the whole OCT fundus image into a plurality of regions and, detecting a local positional deviation amount of fundus image from the reference image by comparing the OCT fundus image and the reference image in each divided region.

図9は、3次元画像の撮影時に取得されたOCT眼底像の撮影例について示す図である。 Figure 9 is a diagram showing a photographing example of the OCT fundus image obtained when the 3-dimensional imaging. 図9(a)は、撮影中に固視ずれ及び瞬きがなく、良好に撮影された場合のOCT眼底像を示す図である。 9 (a) is no fixation deviation and blink during shooting is a diagram showing an OCT fundus image if it is well taken. 一方、3次元撮影中に瞬きがあった場合、瞼によって測定光がけられるため、図9(b)に示すように、OCT眼底像に欠落部分(図中のK参照)が生じる。 On the other hand, if there is blink during the three-dimensional imaging, because the measuring light is eclipsed by the eyelid, as shown in FIG. 9 (b), missing OCT fundus image portion (see K in the drawing) occurs. また、3次元撮影中に固視位置のずれがあった場合、測定光が走査される眼底部位が変化されるため、図9(c)に示すように、OCT眼底像の一部に画像のずれ(図中の点線Dを境にずれ有り)が生じる。 Also, if there is deviation of fixation position in the three-dimensional imaging, because the fundus portion of the measurement light is scanned is varied, as shown in FIG. 9 (c), the image on a part of the OCT fundus image shift (with shift the boundary of the dotted line D in the figure) is generated.

なお、SLO眼底像の撮影時間がOCTの3次元画像の撮影時間よりも短いことを考慮すると、SLO眼底像の撮影時に固視ずれ及び瞬きが生じる可能性は比較的少ない。 Note that when the imaging time of the SLO fundus image to consider shorter than the imaging time of the three-dimensional image of OCT, possibly fixation disparity and blinking occurs when shooting SLO fundus image is relatively small. ただし、念のため、SLO眼底像を複数枚取得しておき、その中から良好なSLO眼底像を基準画像として用いるようにしてもよい。 However, just in case, advance is acquired a plurality of sheets of the SLO fundus image may be good SLO fundus image from the used as the reference image.

SLO眼底像とOCT眼底像との全体的な位置ずれ量を検出する場合、制御部70は、例えば、SLO眼底像全体に対してOCT眼底像全体を1画素単位でずらしながら、相関値を逐次算出する。 When detecting the whole positional deviation amount between the SLO fundus image and the OCT fundus image, the control unit 70, for example, while shifting for the entire SLO fundus image across OCT fundus image on a pixel-by-pixel basis, sequential correlation value calculate. そして、制御部70は、相関値の値が最大になるときの画素の変位量(ずらした画素数)を位置ずれ量として算出(検出)する。 Then, the control unit 70 calculates (detects) a position shift amount displacement amount (number of pixels shifted) in the pixel when the correlation value becomes maximum. これにより、3次元画像の撮影前に設定された撮影位置に対する実際の撮影位置のずれ量が求められる。 Accordingly, the deviation amount of the actual imaging position relative to the set photographing position in front of the 3-dimensional imaging is obtained.

また、SLO眼底像とOCT眼底像との局所的な(部分的)位置ずれ量を検出する場合、制御部70は、例えば、図10(a)に示すようにOCT眼底像を複数の領域に分割し、分割された各領域におけるOCT眼底像と,SLO画像と,の位置ずれ量を算出する。 Further, when detecting the local (partial) positional deviation amount between the SLO fundus image and the OCT fundus image, the control unit 70, for example, a plurality of regions of the OCT fundus image, as shown in FIG. 10 (a) split, and the OCT fundus image in each divided region, and calculates the amount of positional deviation and SLO image. この場合、制御部70は、分割された領域毎に、SLO眼底像に対するOCT眼底像の相関値を逐次算出する。 In this case, the control unit 70, for each divided region sequentially calculates the correlation value of the OCT fundus image from the SLO fundus image. そして、制御部70は、相関値の値が最大になるときの画素の変位量(ずらした画素数)を各領域における位置ずれ量として算出する。 Then, the control unit 70 calculates the displacement amount of the pixel when the correlation value becomes maximum (the number of pixels shifted) as the position deviation amount in each region. これにより、3次元画像取得中の眼の動きによる局所的な撮影位置のずれ量と瞬きの有無が求められる。 Thus, the presence or absence of blinking the shift amount of the local shooting position due to the movement of the eyes of the three-dimensional image being acquired is determined. なお、瞬きがあった場合、位置ずれ量が異常値を示す。 Incidentally, if there is blinking, it indicates an abnormal value the positional deviation amount. また、局所的な位置ずれ量を求める場合、OCT眼底像と同様に、SLO画像を複数の領域に分割し、分割された領域毎にSLO眼底像に対するOCT眼底像の位置ずれを求めるようにしてもよい。 Also, the case of obtaining the local positional deviation amount, like the OCT fundus image, divides the SLO image into a plurality of areas, so as to determine the positional deviation of the OCT fundus image from the SLO fundus image for each of the divided regions it may be.

なお、本実施形態では、制御部70は、図10(a)に示すように、分割された各領域における縦方向の画素数と横方向の画素数とが一致されるように、OCT眼底像を複数の領域に分割する。 In the present embodiment, the control unit 70, as shown in FIG. 10 (a), as the number of pixels in the vertical direction and the horizontal direction the number of pixels is matched in each divided region is, OCT fundus image the splitting into a plurality of regions. 例えば、OCT眼底像全体の画素数が縦256×横256の場合、1つの領域が縦64×横64の画素を持つ縦4×横4の全16の領域に分割する(図10(a)の画像中の細線参照)。 For example, the number of pixels of the whole OCT fundus image is in vertical 256 × horizontal 256 is divided into all 16 of the region of the vertical 4 × 4 horizontal with one region a pixel of the vertical 64 × horizontal 64 (Fig. 10 (a) see the thin line in the image). これにより、被検眼の局所的な回旋動作等にも対応できる。 Thus, it can cope with local rotation operation or the like of the eye. なお、上記手法に限るものではなく、縦方向(測定光の副走査方向)に関してのみOCT眼底像を複数の領域に分割するようにしてもよい。 It is not limited to the above method, it may be to divide the OCT fundus image into a plurality of areas only with respect to the longitudinal direction (sub-scanning direction of the measuring light). また、上記のようにOCT眼底像が複数の領域に分割される際の各領域の大きさは、基準画像との比較により位置ずれが検出できる程度の領域が確保される必要がある。 The size of each area when the OCT fundus image, as described above is divided into a plurality of regions, a region that can be detected positional deviation by comparison with the reference image needs to be ensured.

上記のようにして、基準画像(SLO画像)に対するOCT眼底像の位置ずれが検出されると、制御部70は、検出結果をモニタ75上に出力する。 As described above, the positional deviation of the OCT fundus image from the reference image (SLO image) is detected, the control unit 70 outputs the detection result to the monitor 75 on. ここで、制御部70は、前述のように検出された全体的な位置ずれ量を示す表示と、各領域で検出された部分的な位置ずれ量を示す表示と、モニタ75上に行う。 Here, the control unit 70, a display showing a display showing the overall positional deviation amount detected as described above, the partial positional deviation amount detected in each region is performed on the monitor 75 on.

なお、出力形式としては、位置ずれ量を所定の単位(例えば、ピクセル単位)で表示するようなことが考えられる(図10(b)参照)。 As the output format, the positional deviation amount predetermined unit (e.g., pixels) can be considered that displays (see Figure 10 (b)). また、他の出力形式としては、検出された位置ずれ量が所定の許容範囲を満たすか否かを制御部70により判定処理し、その判定結果を出力する(例えば、位置ずれOK、位置ずれエラー、判定結果に応じた描画色の変更、等)ようなことが考えられる。 As another output format, the detected positional deviation amount is determination processing by the control unit 70 whether or not to satisfy a predetermined allowable range, and outputs the determination result (e.g., positional displacement OK, positional displacement error , changes the drawing color according to the determination result, etc.) such it is considered. また、位置ずれを段階的に表現する数字によるものでもよいし、アルファベット等によるランク付けされているものでもよいし、3次元画像の信頼度を示す信頼係数として表示されるような形式等、が考えられる。 Further, it may be by numerical stepwise representation of the positional deviation, it may be those which are ranked by alphabets such as format such as displayed as a confidence coefficient indicating the reliability of the three-dimensional image, but Conceivable. なお、部分的な位置ずれに関する表示を行う場合、各分割領域と各位置ずれ量が対応付けされた形式で出力されることが好ましい。 In the case of performing display regarding the local positional deviation, it is preferable that each of the divided regions and the positional deviation amount is output in correspondence format.

検者は、モニタ75上に表示される検出結果とOCT眼底像(SLO眼底像の表示も可)を見ながら、OCTの3次元画像撮影の適否を判断する。 Examiner, while observing the detection result and the OCT fundus image displayed on the monitor 75 on the (even display of SLO fundus image) to determine the appropriateness of three-dimensional imaging of the OCT. ここで、全体的な位置ずれ量又は部分的な位置ずれ量が許容値を下回った場合、検者は、撮影が適正だったと判断する。 Here, if the whole positional deviation amount or the local positional deviation amount falls below the allowable value, the examiner judges that photography was a fair. ここで、適正と判断され、所定のスイッチ操作がなされると、制御部70は、フーリエ解析、3次元画像の構築、画像解析(例えば、各膜の境界位置検出、各膜の膜厚計測、等)、を順次実行する。 Here, it is determined that proper, when a predetermined switch operation is performed, the control unit 70, Fourier analysis, construction of three-dimensional image, image analysis (e.g., the boundary position detection of each film, the film thickness measurement of the film, etc.), the sequential execution. そして、制御部70は、3次元画像のグラフィック、画像解析の結果をモニタ75上に表示する。 Then, the control unit 70 of the three-dimensional image graphics, displays the result of the image analysis on the monitor 75 on.

また、全体的な位置ずれ量又は部分的な位置ずれ量が許容値を超えているような場合、検者は、3次元画像の再撮影を行う。 Also, if as whole positional deviation amount or the local positional deviation amount is greater than the allowable value, the examiner performs the re-imaging of the three-dimensional image. ここで、再撮影が必要と判断され、所定のスイッチ操作がなされると、制御部70は、再度OCT3次元画像の撮影を実行する。 Here, it is determined recaptured is needed, when a predetermined switch operation is performed, the control unit 70 executes the photographing of OCT3-dimensional image again.

以上示したように、3次元画像の撮影時における撮影位置のずれを検出し、その検出結果がモニタ75上に表示されることにより、設定された撮影位置に対する実際の撮影位置のずれ、3次元画像撮影中における固視位置及びアライメント位置のずれ、瞬きの有無、等が検者によって容易に把握される。 As described above, to detect the deviation of the imaging position at the time of the three-dimensional image photographing, by the detection result is displayed on the monitor 75 on an actual imaging position relative to the set photographing positional deviation, three-dimensional deviation of the fixation position and the alignment position during imaging, the presence or absence of blinking, and the like are easily grasped by the examiner. また、上記手法によれば、フーリエ解析、グラフィック像の構築、画像解析等が実行される前に、3次元画像の成否が判定できるため、撮影失敗時の再撮影までの待ち時間を短縮できる。 Further, according to the above method, Fourier analysis, construction of graphic images, before the image analysis or the like is performed, since it determined success or failure of the three-dimensional image, can reduce the waiting time until the re-imaging at the time of shooting failure.

なお、以上の説明においては、3次元画像撮影の成否を検者が判断するものとしたが、これに限るものではなく、画像の成否が制御部70によって判断され、その結果に応じて自動的に再撮影が実行されるようなものであってもよい。 In the above description, the success or failure of the three-dimensional image photographing and shall examiner determines not limited thereto, the success or failure of the image is determined by the control unit 70, automatically according to the result it may be such as re-photographing is performed. この場合、制御部70は、検出される全体的な位置ずれ量及び部分的な位置ずれ量の少なくともいずれかがが所定の許容範囲を満たすか否かを判定し、許容範囲外と判定された場合、自動的に3次元画像の再撮影を実行する。 In this case, the control unit 70, at least one of the overall positional deviation amount and the local positional deviation amount is detected, it is determined whether they meet a predetermined allowable range was determined to be out of tolerance If, executes recaptured automatically three-dimensional image.

なお、以上の説明では、3次元画像の撮影と略同時に取得された観察用正面画像を基準画像として設定するものとしたが、過去に同じ眼底部位で3次元画像が撮影されたときに略同時に取得された観察用正面画像を基準画像として用いるようにしてもよい。 In the above description, although the imaging and observation front image obtained substantially simultaneously the three-dimensional image is assumed to be set as the reference image, substantially simultaneously when the 3-dimensional image is taken at the same fundus portion in the past obtained observation front image may be used as the reference image. このようにすれば、過去と同じ眼底部位での3次元画像が適正に行われた否かを判断可能となる。 In this way, it is possible to judge whether the 3-dimensional image in the same fundus portion as previously was done properly.

また、以上の説明では、観察用正面眼底画像を得るために配置された眼底観察光学系として、光走査部を有する構成としたが、これに限るものではなく、眼底全体を同時に照明する光学系と、二次元撮像素子によって眼底像を撮像する撮像光学系と、を有する構成(いわゆる眼底カメラ式)を用いてもよい。 In the above description, as a fundus observation optical system arranged to obtain an observation front fundus image, a configuration having a light scanning unit, not limited to this, an optical system that illuminates the whole fundus at once When an imaging optical system for imaging the fundus image by two-dimensional imaging device, may be used a configuration having a (so-called fundus camera type).

また、以上の説明では、眼底の3次元画像を取得したときの成否の判断するための手法について示したが、これに限るものではなく、OCTの原理を応用した光干渉光学系を用いて被検眼の所定部位の断層像(例えば、前眼部断層像)を撮影する眼科撮影装置であれば、本発明の適用は可能である。 Further, in the foregoing description has been given for the method for determining the success or failure of when acquiring a three-dimensional image of the fundus, not limited to this, using an optical interference optical system based on the principle of OCT-be tomographic image of a predetermined site of the eye (e.g., anterior segment tomographic image) if ophthalmologic photographing apparatus for photographing the application of the present invention are possible.

本実施形態の眼科撮影装置の光学系及び制御系を示す図である。 Is a diagram showing an optical system and a control system of the ophthalmic photographing apparatus of the present embodiment. OCT画像とSLO画像を逐次取得する際の動作について説明する図である。 It is a diagram for explaining operation for sequentially obtaining the OCT image and the SLO image. OCT眼底像及びSLO眼底像をモニタ上に並列表示したときの図である。 Is a diagram when the parallel display on monitor OCT fundus image and the SLO fundus image. 過去に取得した断層画像と同じ部位を測定するための撮影モードにおける正面画像観察画面を示す図である。 It is a diagram showing a front image observation screen in the shooting mode for measuring the same site as the tomographic image acquired in the past. 走査目標位置に対する現在の走査位置のずれ情報の表示例である。 It is a display example of displacement information of the current scanning position from the scanning target position. Bスキャンによって取得される断層画像を複数取得し、加算画像を作成するときのフローについて説明するフローチャートである。 And it acquires a plurality of tomographic images acquired by the B-scan is a flowchart for explaining the flow for creating the added image. 各断層画像を複数の領域に分割したときの例を示す図である。 Is a diagram illustrating an example of a time obtained by dividing each of the tomographic images into a plurality of regions. OCT光学系を用いて眼底の3次元画像を撮影する場合のフローについて説明するフローチャートである。 By using an OCT optical system is a flowchart illustrating flow for capturing a three-dimensional image of the fundus oculi. 3次元画像の撮影時に取得されたOCT眼底像の例を示す図である。 Examples of the OCT fundus image acquired at the time of imaging of the three-dimensional image is a diagram showing a. SLO眼底像とOCT眼底像との局所的な位置ずれ量を検出するときの画像分割の例、及び位置ずれ量の検出結果をモニタに表示させるときの表示例である。 Examples of an image divided in detecting a local positional deviation amount between the SLO fundus image and the OCT fundus image, and a display example when displaying the detection result of the positional deviation amount on the monitor.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

23 走査部 24a 第2駆動機構 27 OCT光源 61 光出射部 63a 第1駆動機構 63 走査部 68 受光素子 70 制御部 72 記憶部 74 操作部 75 モニタ 83 受光素子 200 OCT光学系 300 SLO光学系 23 scanning portion 24a second drive mechanism 27 OCT light source 61 light emitting portion 63a first driving mechanism 63 scan unit 68 receiving element 70 controller 72 storage unit 74 operation unit 75 monitor 83 receiving element 200 OCT optical system 300 SLO optical system

Claims (8)

  1. 低コヒーレント長の光を発する光源と、該光源から発せられた測定光を被検眼の所定部位上で走査させる走査手段と、該光源から発せられた光によって生成される参照光と被検眼の所定部位に照射された前記測定光による反射光との合成により得られる干渉光を受光する第1の受光素子と、を有し、被検眼の所定部位における断層画像を得るための干渉光学系と、 A light source which emits light of low coherence length, scanning means measuring light emitted from the light source is scanned over a predetermined portion of the eye, a predetermined reference light and the subject's eye that is generated by the light emitted from the light source has a first light receiving element for receiving the interference light obtained by synthesizing the reflected light from the measuring light applied to the site, and the interference optical system for obtaining a tomographic image at a predetermined portion of the eye,
    被検眼の前記所定部位に照明光を照射する照明光学系と、被検眼の前記所定部位からの反射光を第2の受光素子により受光する受光光学系と、を有し、前記所定部位における正面画像を得るための観察光学系と、 Has an illumination optical system for emitting illumination light to the predetermined portion of the eye, a light receiving optical system for receiving light reflected from the predetermined portion of the eye by the second light receiving element, the front in the predetermined portion an observation optical system for obtaining an image,
    前記第1の受光素子から出力される受光信号に基づいて断層画像を取得すると共に、前記第2の受光素子から出力される受光信号に基づいて正面画像を取得する画像処理部と、 Acquires the tomographic image based on the light reception signal output from the first light receiving element, and an image processing unit for acquiring a front image based on the light reception signal output from the second light receiving element,
    所定の信号に基づいて前記走査手段による測定光の走査位置を設定する走査位置設定手段と、を備える眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus and a scanning position setting means for setting a scanning position with the measurement light by the scanning means based on a predetermined signal,
    過去に取得された断層画像と、該断層画像を取得したときの前記測定光の走査位置情報と、該断層画像と対応付けられて取得した正面画像と、を記憶する記憶手段と、 A tomographic image acquired in the past, memory means for storing said measuring beam scan position information at the time of acquiring the tomographic image, and the front image obtained in association with the tomographic image, and
    前記記憶手段に記憶された前記過去の正面画像と,前記画像処理部によって取得される現在の正面画像とを比較して、前記過去の正面画像に対する現在の正面画像の位置ずれ方向及び位置ずれ量を画像処理により検出する位置ずれ検出手段と、 The past front image stored in the storage means, by comparing the current front image acquired by the image processing unit, positional deviation direction and the positional deviation amount of the current front image with respect to the past front image and displacement detection means for detecting by image processing,
    前記記憶手段から前記走査位置情報を取得し、前記位置ずれ検出手段によって検出された前記位置ずれ方向及び位置ずれ量に基づいて該走査位置情報を補正する補正手段と、 And correcting means for correcting the scanning position information wherein acquiring the scanning position information from the storage means, based on the positional deviation direction and the positional deviation amount detected by the positional deviation detection means,
    前記走査位置設定手段によって設定される現在の走査位置情報と,前記補正後の走査位置情報と,の走査位置のずれ量を逐次検出し、逐次検出される該ずれ量が所定の許容範囲を満たすか否かを判別する判別手段と、を備えることを特徴とする眼科撮影装置。 Current scanning position information that is set by the scanning position setting means, wherein the corrected scanning position information, and sequentially detects a shift amount of the scanning position of the shift amount to be successively detected satisfies the predetermined permissible range ophthalmologic photographing apparatus characterized by comprising: a discrimination means for discriminating whether or not the.
  2. 請求項1の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 1,
    前記被検眼の所定部位は、被検眼の眼底及び前眼部の少なくともいずれかを含むことを特徴とする眼科撮影装置。 Wherein the predetermined portion of the subject's eye, the ophthalmologic imaging apparatus, which comprises at least one of the fundus and the anterior segment of the eye.
  3. 請求項2の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 2,
    取得した画像を表示するためのモニタと、 A monitor for displaying the acquired image,
    前記判別手段によって前記走査位置のずれ量が所定の許容範囲を満たすと判別されたとき、走査位置の調整が適正である旨を前記モニタ上に表示する表示制御手段と、を備えることを特徴とする眼科撮影装置。 When the deviation amount of the scanning position is determined to satisfy a predetermined allowable range by said judging means, and characterized by comprising display control means for displaying that the adjustment of the scanning position is correct on the monitor, the ophthalmic imaging device that.
  4. 請求項3の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 3,
    前記表示制御手段は、現在取得される正面画像を前記モニタに表示すると共に、前記過去の断層画像とほぼ同じ部位に走査位置を調整するための目標としてのターゲット指標と、現在の走査位置を示すスキャンラインと、をそれぞれ前記正面画像上に重畳して表示させる表示制御手段であって、 Wherein the display control unit, along with displaying a front image currently being acquired in the monitor, the past tomographic image and the target index as the target for adjusting the scanning position substantially at the same site, the current scanning position a display control means for displaying by overlapping the scan line, the on to each of the front image,
    該表示制御手段は、前記補正手段によって補正された走査位置情報に対応する位置に前記ターゲット指標を表示すると共に、前記走査位置設定手段による走査位置の変更に応じて前記スキャンラインの表示位置を変化させることを特徴とする眼科撮影装置。 The display control means which displays the target indicator at a position corresponding to the scanning position information corrected by said correcting means, changes the display position of the scan lines in accordance with the change of the scanning position by the scanning position setting means ophthalmic imaging apparatus, characterized in that to.
  5. 請求項4の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 4,
    前記走査位置設定手段は、前記記憶手段に記憶された前記走査位置情報に対応する測定光の走査位置を初期位置として設定すると共に、 The scanning position setting means sets a scanning position with the measurement light corresponding to the scanning position information stored in the storage means as an initial position,
    前記表示制御手段は、該初期位置に対応する位置に前記スキャンラインを表示することを特徴とする眼科撮影装置。 Wherein the display control unit, an ophthalmologic photographing apparatus characterized by displaying the scan lines at a position corresponding to the initial position.
  6. 請求項5の眼科撮影装置において、 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 5,
    前記表示制御手段は、前記判別手段によって前記走査位置のずれ量が所定の許容範囲外であると判別されたとき、走査位置の調整が不十分である旨を示す表示を行うと共に、検出されるずれ量に応じて表示形態を段階的に変化させることを特徴とする眼科撮影装置。 Said display control means, when the shift amount of the scanning position is determined to be outside the predetermined allowable range by said judging means, performs display indicating that adjustment of the scanning position is insufficient, is detected ophthalmologic photographing apparatus characterized by stepwise changing the display mode depending on the shift amount.
  7. 請求項6の眼科撮影装置において、前記判別手段によって検出される前記走査位置のずれ量が前記所定の許容範囲を満たすように前記走査手段の駆動を制御する駆動制御手段を備え、 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 6, comprising a drive control means for displacement of the scanning position detected by said discrimination means for controlling the driving of the scanning means so as to satisfy the predetermined allowable range,
    前記判別手段は、前記駆動制御手段による前記走査手段の駆動が完了された後、再度、前記走査位置のずれ量の検出を行い、検出される該ずれ量が所定の許容範囲を満たすか否かを判別することを特徴とする眼科撮影装置。 It said discriminating means after the driving of the scanning means by said drive control means is completed, again performs detection of displacement amount of the scanning position, the shift amount is detected whether they meet a predetermined allowable range ophthalmologic photographing apparatus characterized by determining the.
  8. 請求項7の眼科撮影装置において、前記判別手段によって前記ずれ量が所定の許容範囲を満たすと判別されたとき、撮影開始のトリガ信号を自動的に発する自動撮影手段を備えることを特徴とする眼科撮影装置。 The ophthalmic photographing apparatus according to claim 7, when the shift amount is determined to satisfy a predetermined allowable range by said judging means, ophthalmology, characterized in that it comprises an automatic photographing means for issuing a trigger signal for starting photographing automatically imaging apparatus.
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