JP2015099078A - Optical tomographic imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本明細書に開示する技術は、光断層画像を撮影する撮影装置に関する。 The technology disclosed in the present specification relates to an imaging apparatus that captures an optical tomographic image.
光干渉を利用して断層画像を撮影する撮影装置（例えば、被検眼を検査するための眼科装置等）が開発されている。この種の撮影装置の中には、波長掃引型の光源を用いたフーリエドメイン方式（いわゆる、ＳＳ−ＯＣＴ方式）のものがある。ＳＳ−ＯＣＴ方式の撮影装置では、波長掃引型の光源を用いることで高速でデータを取得することができる反面、波長掃引型光源から出力される光の波長が時間に対してリニア（直線的）に変化しないという問題がある。このため、干渉信号を等時間間隔でサンプリングすると、取得した干渉波形には周波数の誤差が含まれることとなる。そこで、波長掃引型光源の非線形性を解決するための技術が開発されている（例えば、特許文献１，２）。 An imaging apparatus (for example, an ophthalmologic apparatus for inspecting an eye to be examined) that captures a tomographic image using optical interference has been developed. Among this type of imaging apparatus, there is a Fourier domain system (so-called SS-OCT system) using a wavelength sweep type light source. In the SS-OCT imaging apparatus, data can be acquired at high speed by using a wavelength sweep type light source, but the wavelength of light output from the wavelength sweep type light source is linear with respect to time. There is a problem that it does not change. For this reason, when the interference signal is sampled at equal time intervals, the acquired interference waveform includes a frequency error. Therefore, techniques for solving the nonlinearity of the wavelength sweep type light source have been developed (for example, Patent Documents 1 and 2).
特許文献１の技術では、測定位置に反射物（ミラー）を配置し、反射物に測定光を照射する。そして、反射物から反射される測定光と参照光との干渉光から得られる干渉信号を等時間間隔でサンプリングする。次いで、等時間間隔でサンプリングした干渉信号に基づいて、光源から出力される光の「周波数−時間」の関係を規定するリスケーリングデータを作成する。被検物の断層画像を撮影する際は、測定位置に被検物を配置し、被検物に測定光を照射して得られる干渉信号を等時間間隔でサンプリングする。次いで、等時間間隔でサンプリングした干渉信号を、リスケーリングデータを用いて等周波数間隔でサンプリングした干渉信号に変換し、その変換した干渉信号をフーリエ変換して被検物の断層画像を作成する。 In the technique of Patent Document 1, a reflector (mirror) is arranged at a measurement position, and the reflector is irradiated with measurement light. Then, the interference signal obtained from the interference light between the measurement light reflected from the reflector and the reference light is sampled at equal time intervals. Next, rescaling data that defines the “frequency-time” relationship of light output from the light source is created based on the interference signals sampled at equal time intervals. When capturing a tomographic image of a test object, the test object is placed at a measurement position, and interference signals obtained by irradiating the test object with measurement light are sampled at equal time intervals. Next, the interference signal sampled at equal time intervals is converted into an interference signal sampled at equal frequency intervals using rescaling data, and the converted interference signal is Fourier transformed to create a tomographic image of the test object.
また、特許文献２の技術では、光源から出力される光の周波数（波長）の掃引速度を検出する掃引速度検出部が設けられる。掃引速度検出部は、干渉光学系によって構成され、２つのミラーと干渉計を備えている。光源から出力される光は、分岐されて掃引速度検出部に入力される。掃引速度検出部に入力された光は、２つの光に分割される。分割された２つの光は干渉させられて干渉光となり、その干渉光を干渉計で計測することで干渉信号が生成される。掃引速度検出部で生成される干渉信号と、測定物から反射される測定光と参照光との干渉光から得られる干渉信号（即ち、測定光学系から得られる干渉信号）は、時間的に途切れることなく継続的に検出される。そして、測定光学系から得られる干渉信号と、掃引速度検出部から得られる干渉信号とが比較され、掃引速度の変動分に応じて、測定光学系から得られる干渉信号が補正される。 In the technique disclosed in Patent Document 2, a sweep speed detection unit that detects a sweep speed of the frequency (wavelength) of light output from the light source is provided. The sweep speed detection unit is configured by an interference optical system, and includes two mirrors and an interferometer. The light output from the light source is branched and input to the sweep speed detector. The light input to the sweep speed detector is divided into two lights. The two divided lights are caused to interfere with each other to become interference light, and an interference signal is generated by measuring the interference light with an interferometer. The interference signal generated by the sweep speed detector and the interference signal obtained from the interference light between the measurement light reflected from the measurement object and the reference light (that is, the interference signal obtained from the measurement optical system) are interrupted in time. Continuously detected. Then, the interference signal obtained from the measurement optical system is compared with the interference signal obtained from the sweep speed detector, and the interference signal obtained from the measurement optical system is corrected according to the fluctuation amount of the sweep speed.
特許文献１の技術では、リスケーリングデータを用いて、光源の波長掃引速度の非線形性を補正する。しかしながら、光源から出射される光の波長掃引速度は一定ではなく、周期毎に変化する（揺らぎがある）。このため、リスケーリングデータのみを用いる特許文献１の技術では、周期毎の波長掃引速度の変化を考慮することはできない。その結果、リスケーリング後の干渉信号に周波数の揺らぎが生じ、最終的に生成される断層画像に歪みが残るという問題がある。一方、特許文献２の技術では、掃引速度検出部により波長掃引速度を検出するため、光源の波長掃引速度が変化しても、その変化を補正することができる。しかしながら、特許文献２の技術では、測定光学系及び掃引速度検出部から得られる干渉信号を時間的に途切れることなく継続的に検出する。このため、リスケーリングデータを作成する必要もなく、また、波長掃引速度の変化（揺らぎ）も補正可能であるが、処理しなければならないデータ量が膨大となるという問題がある。 In the technique of Patent Document 1, non-linearity of the wavelength sweep speed of the light source is corrected using rescaling data. However, the wavelength sweep speed of the light emitted from the light source is not constant and changes with each cycle (there is fluctuation). For this reason, the technique of Patent Document 1 that uses only rescaling data cannot take into account the change in the wavelength sweep rate for each period. As a result, there is a problem that frequency fluctuation occurs in the interference signal after rescaling, and distortion is left in the finally generated tomographic image. On the other hand, in the technique of Patent Document 2, since the wavelength sweep speed is detected by the sweep speed detector, even if the wavelength sweep speed of the light source changes, the change can be corrected. However, in the technique of Patent Document 2, an interference signal obtained from the measurement optical system and the sweep speed detection unit is continuously detected without time interruption. For this reason, it is not necessary to create rescaling data, and the change (fluctuation) in the wavelength sweep speed can be corrected, but there is a problem that the amount of data to be processed becomes enormous.
本明細書は、データ処理量が膨大となることを抑制しながら、光源から出射される光の周期毎の波長掃引速度の変動（揺らぎ）を検出し、検出した波長掃引速度の変動に基づいて干渉信号を補正することにより、波長掃引速度の変動による影響を抑制することができる光断層画像撮影装置を開示する。 This specification detects the fluctuation (fluctuation) of the wavelength sweep speed for each period of the light emitted from the light source while suppressing an enormous amount of data processing, and based on the detected fluctuation of the wavelength sweep speed. Disclosed is an optical tomographic imaging apparatus capable of suppressing the influence of fluctuations in wavelength sweep speed by correcting interference signals.
本明細書に開示する光断層画像を撮影する装置は、周期的に光の波長を掃引する光源と、光源からの光を被検物の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、光源からの光を案内して参照光とする参照光学系と、光源からの光の波長掃引速度又はその変動量を検出する波長掃引速度検出手段と、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により案内された参照光とが合成された測定用干渉光を受光して測定用干渉信号を出力する受光素子と、光源からの光の波長掃引時における光の「周波数−時間」の関係を規定するリスケーリングデータを記憶するメモリと、光源からの光を周期的に掃引したときに受光素子から出力される測定用干渉信号に対して、周期毎に、リスケーリングデータと、波長掃引速度検出手段で検出される当該周期における光源の波長掃引速度又はその変動量とを用いて、等時間間隔でサンプリングした当該周期における測定用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号に変換し、その変換した等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号をフーリエ変換するフーリエ変換処理を実行可能な演算装置と、を有している。 An apparatus for imaging an optical tomographic image disclosed in the present specification includes a light source that periodically sweeps the wavelength of light, a measurement optical system that irradiates light from the light source to the inside of the test object and guides the reflected light thereof. A reference optical system that guides the light from the light source to be a reference light, a wavelength sweep speed detecting means for detecting the wavelength sweep speed of the light from the light source or a variation amount thereof, and reflected light guided by the measurement optical system; A light receiving element that receives the measurement interference light combined with the reference light guided by the reference optical system and outputs a measurement interference signal, and the "frequency-time" of the light during the wavelength sweep of the light from the light source Re-scaling data and wavelength sweep for each period with respect to the memory that stores the re-scaling data that defines the relationship and the measurement interference signal that is output from the light receiving element when the light from the light source is periodically swept Detected by speed detection means Using the wavelength sweep speed of the light source in the period or the variation amount thereof, the measurement interference signal in the period sampled at an equal time interval is converted into a measurement interference signal sampled at an equal frequency interval, the converted, etc. And an arithmetic unit capable of executing a Fourier transform process for performing a Fourier transform on the measurement interference signal sampled at a frequency interval.
この撮影装置では、リスケーリングデータを用いて、等時間間隔でサンプリングした測定用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号に変換する。このため、測定用干渉信号を時間的に途切れることなく継続的に検出する必要がないため、データ処理量が膨大となることを抑制することができる。また、周期毎に検出された光源の波長掃引速度又はその変動量を用いて、等時間間隔でサンプリングした測定用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号に変換する。このため、光源から出射される光の周期毎の波長掃引速度の変動による影響を抑制することができる。その結果、最終的に生成される断層画像の品質を向上することができる。 In this imaging apparatus, the measurement interference signal sampled at equal time intervals is converted into the measurement interference signal sampled at equal frequency intervals using the rescaling data. For this reason, since it is not necessary to continuously detect the measurement interference signal without interruption in time, it is possible to suppress an enormous amount of data processing. Further, the measurement interference signal sampled at equal time intervals is converted into the measurement interference signal sampled at equal frequency intervals by using the wavelength sweep speed of the light source detected for each period or the variation amount thereof. For this reason, the influence by the fluctuation | variation of the wavelength sweep speed for every period of the light radiate | emitted from a light source can be suppressed. As a result, the quality of the finally generated tomographic image can be improved.
本明細書に開示する撮影装置では、波長掃引速度検出手段は、光源からの光から波長掃引速度検出用干渉光を生成してもよい。この場合に演算装置は、波長掃引速度検出用干渉光から波長掃引速度の変動量を算出し、その算出した波長掃引速度の変動量を用いてスケーリングデータを補正し、その補正されたスケーリングデータを用いて、等時間間隔でサンプリングした当該周期における測定用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号に変換してもよい。このような構成では、波長掃引速度の変動量から修正したリスケーリングデータを用いるため、リスケーリング処理が複雑になることを抑制することができる。このため、演算装置の処理量の増大を効果的に抑制することができる。 In the imaging apparatus disclosed in this specification, the wavelength sweep speed detection unit may generate the wavelength sweep speed detection interference light from the light from the light source. In this case, the arithmetic unit calculates the fluctuation amount of the wavelength sweep speed from the interference light for detecting the wavelength sweep speed, corrects the scaling data using the calculated fluctuation amount of the wavelength sweep speed, and calculates the corrected scaling data. By using, the measurement interference signal in the period sampled at equal time intervals may be converted into the measurement interference signal sampled at equal frequency intervals. In such a configuration, since rescaling data corrected from the fluctuation amount of the wavelength sweep speed is used, it is possible to prevent the rescaling process from becoming complicated. For this reason, an increase in the processing amount of the arithmetic device can be effectively suppressed.
本明細書に開示する撮影装置では、波長掃引速度検出手段は、光源からの光を複数周期掃引したときに、周期毎に、当該周期の波長掃引速度検出用干渉光を生成してもよい。この場合に演算装置は、複数周期の波長掃引速度検出用干渉光の中から選択された１つの波長掃引速度検出用干渉光を基準として、周期毎の波長掃引速度の変動量を算出してもよい。このような構成によると、周期毎に生成された複数の波長掃引速度検出用干渉光の中から選択された１つの波長掃引速度検出用干渉光を基準とするため、波長掃引速度の変動量を簡易に算出することができる。 In the imaging apparatus disclosed in the present specification, the wavelength sweep speed detection unit may generate interference light for wavelength sweep speed detection of the period for each period when light from the light source is swept for a plurality of periods. In this case, the arithmetic unit may calculate the fluctuation amount of the wavelength sweep speed for each period with reference to one wavelength sweep speed detection interference light selected from the plurality of periods of wavelength sweep speed detection interference light. Good. According to such a configuration, since one wavelength sweep speed detection interference light selected from a plurality of wavelength sweep speed detection interference lights generated for each period is used as a reference, the fluctuation amount of the wavelength sweep speed is reduced. It can be easily calculated.
本明細書に開示する撮影装置では、波長掃引速度検出手段は、光源からの光を少なくとも１つの反射面に照射すると共に、その反射面で反射される反射光を案内する波長掃引速度検出用光学系を有し、波長掃引速度検出用光学系により案内された反射光と参照光学系により案内された参照光とを合成して波長掃引速度検出用干渉光を生成してもよい。このような構成では、波長掃引速度検出手段を簡易に構成することができる。 In the imaging apparatus disclosed in the present specification, the wavelength sweep speed detecting means irradiates at least one reflection surface with light from the light source and guides the reflected light reflected by the reflection surface. A wavelength sweep speed detection interference light may be generated by combining the reflected light guided by the wavelength sweep speed detection optical system and the reference light guided by the reference optical system. In such a configuration, the wavelength sweep speed detecting means can be easily configured.
図１に示すように、本実施例の眼科装置は、被検眼１００を検査するための測定部１０を有している。測定部１０は、被検眼１００から反射される反射光と参照光とを干渉させる干渉光学系１４と、被検眼１００の前眼部を観察する観察光学系５０と、被検眼１００に対して測定部１０を所定の位置関係にアライメントするためのアライメント光学系（図示省略）を有している。アライメント光学系は、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な説明は省略する。 As shown in FIG. 1, the ophthalmologic apparatus of the present embodiment has a measuring unit 10 for inspecting an eye 100 to be examined. The measurement unit 10 measures the interference optical system 14 that interferes the reflected light reflected from the eye 100 to be examined and the reference light, the observation optical system 50 that observes the anterior eye part of the eye 100 to be examined, and the eye 100 to be examined. An alignment optical system (not shown) for aligning the unit 10 in a predetermined positional relationship is provided. As the alignment optical system, those used in known ophthalmic apparatuses can be used, and thus detailed description thereof is omitted.
干渉光学系１４は、光源１２と、光源１２からの光を被検眼１００の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系（２４，７２，４８）と、光源１２からの光を参照面２２ａに照射すると共にその反射光を導く参照光学系（２４，２２）と、光源１２からの光を反射面（７４ａ，７４ｂ）に照射すると共にその反射光を導く波長掃引速度検出用光学系（２４，７２，７４）と、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた反射光とが合成された測定用干渉光と、波長掃引速度検出用光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた反射光とが合成された波長掃引速度検出用干渉光とを受光する受光素子２６によって構成されている。 The interference optical system 14 irradiates the light from the light source 12, the light from the light source 12 to the inside of the eye 100 to be examined and guides the reflected light, and the light from the light source 12 as a reference surface. A reference optical system (24, 22) for irradiating 22a and guiding the reflected light, and a wavelength sweep speed detecting optical system (for irradiating the reflected light (74a, 74b) with light from the light source 12 and guiding the reflected light) 24, 72, 74), the interference light for measurement obtained by combining the reflected light guided by the measurement optical system and the reflected light guided by the reference optical system, and the reflection guided by the optical system for wavelength sweep speed detection The light receiving element 26 receives the wavelength sweep speed detecting interference light in which the light and the reflected light guided by the reference optical system are combined.
光源１２は、波長掃引型の光源であり、出射される光の波長（波数）が所定の周期で変化するようになっている。すなわち、本実施例の眼科装置では、光源１２から出射される光を、その波長を変化（掃引）させながら被検眼１００に照射する。そして、被検眼１００からの反射光と参照光との干渉光から得られる信号をフーリエ解析することで、被検眼１００の深さ方向の各部位から反射される光の強度分布を得る。被検眼１００の深さ方向の光強度分布が得られると、後述するように、被検眼１００の内部の各部位（すなわち、水晶体１０４や網膜１０６）の位置を特定することが可能となる。なお、光源１２から照射される光は、その波長が時間に対してリニア（直線的）に変化することが望ましいが、実際には非線形性を有している。また、この非線形性は、光源１２毎の特性であるため変化しないが、波長掃引速度が掃引毎（周期毎）に変化する。これを適時に補正するため、本実施例では、光源１２の波長掃引の非線形性をリスケーリングデータを用いて補正する際、そのリスケーリングデータを掃引毎に光源１２の波長掃引速度で補正する（後で詳述）。掃引毎に波長掃引速度でリスケーリングデータを補正するため、掃引毎の波長掃引速度の変化が補正され、断層画像の精度を向上することができる。 The light source 12 is a wavelength sweep type light source, and the wavelength (wave number) of the emitted light changes at a predetermined period. That is, in the ophthalmologic apparatus of the present embodiment, the eye 100 is irradiated with light emitted from the light source 12 while changing (sweeping) its wavelength. Then, by performing Fourier analysis on a signal obtained from the interference light between the reflected light from the eye 100 to be examined and the reference light, an intensity distribution of light reflected from each part in the depth direction of the eye 100 to be examined is obtained. When the light intensity distribution in the depth direction of the eye 100 to be examined is obtained, the position of each part (that is, the crystalline lens 104 and the retina 106) inside the eye 100 to be examined can be specified as will be described later. The light emitted from the light source 12 desirably has a wavelength that changes linearly (linearly) with respect to time, but actually has nonlinearity. The nonlinearity does not change because it is a characteristic for each light source 12, but the wavelength sweep speed changes for each sweep (every period). In order to correct this in a timely manner, in this embodiment, when correcting the nonlinearity of the wavelength sweep of the light source 12 using the rescaled data, the rescaled data is corrected at the wavelength sweep speed of the light source 12 for each sweep ( Will be detailed later). Since the rescaling data is corrected at the wavelength sweep speed for each sweep, the change in the wavelength sweep speed for each sweep is corrected, and the accuracy of the tomographic image can be improved.
測定光学系は、ビームスプリッタ２４と、ビームスプリッタ７２と、ホットミラー４８によって構成されている。光源１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４、ビームスプリッタ７２及びホットミラー４８を介して被検眼１００に照射される。被検眼１００からの反射光は、ホットミラー４８、ビームスプリッタ７２及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。 The measurement optical system includes a beam splitter 24, a beam splitter 72, and a hot mirror 48. The light emitted from the light source 12 is applied to the eye 100 via the beam splitter 24, the beam splitter 72, and the hot mirror 48. Reflected light from the eye 100 is guided to the light receiving element 26 via the hot mirror 48, the beam splitter 72, and the beam splitter 24.
参照光学系は、ビームスプリッタ２４と参照ミラー２２によって構成されている。光源１２から出射された光の一部は、ビームスプリッタ２４で反射され、参照ミラー２２の参照面２２ａに照射され、参照ミラー２２の参照面２２ａによって反射される。参照ミラー２２で反射された光は、ビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。参照ミラー２２は移動可能となっている。本実施例では、測定を開始する前に参照ミラー２２を移動して、測定光路長と参照光路長を一致させるようになっている。なお、本実施例のように、波長掃引型の光源１２を用いたフーリエドメイン方式の場合は、その後の測定中において参照ミラー２２は移動しない。 The reference optical system includes a beam splitter 24 and a reference mirror 22. A part of the light emitted from the light source 12 is reflected by the beam splitter 24, irradiated on the reference surface 22 a of the reference mirror 22, and reflected by the reference surface 22 a of the reference mirror 22. The light reflected by the reference mirror 22 is guided to the light receiving element 26 via the beam splitter 24. The reference mirror 22 is movable. In this embodiment, the reference mirror 22 is moved before the measurement is started so that the measurement optical path length and the reference optical path length coincide with each other. In the case of the Fourier domain method using the wavelength sweep type light source 12 as in this embodiment, the reference mirror 22 does not move during the subsequent measurement.
波長掃引速度検出用光学系は、ビームスプリッタ２４と、ビームスプリッタ７２と、光学部材７４によって構成されている。光源１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４及びビームスプリッタ７２を介して光学部材７４に照射される。すなわち、光源１２から出射された光は、ビームスプリッタ７２によって測定光学系から分岐され、分岐された光が光学部材７４に照射される。光学部材７４は、その一端に設けられた第１反射面７４ａと、その他端に設けられた第２反射面７４ｂを有している。したがって、光学部材７４に照射される光の一部は、第１反射面７４ａで反射され、その残りが光学部材７４内に入射する。光学部材７４内に入射した光の一部は、第２反射面７４ｂで反射され、残りは光学部材７４から外部に照射される。第１反射面７４ａで反射された光と第２反射面７４ｂで反射された光は、ビームスプリッタ７２及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。本実施例では、光源１２の波長掃引速度を検出するために、一方の反射面（例えば、第１反射面７４ａ）から反射された反射光が利用される。なお、光学部材７４の形状は既知であるため、第１反射面７４ａと第２反射面７４ｂとの距離も既知となる。このため、第１反射面７４ａで反射された反射光と第２反射面７４ｂで反射された反射光の両者を用いることで、被検眼１００の各部の寸法（眼軸方向の寸法（例えば、眼軸長））を正確に算出することができる。また、光学部材７４の形状精度を高めることで、この光路長の差を精度良く管理することが可能となり、被検眼１００の各部の寸法を精度よく算出することができる。 The optical system for wavelength sweep speed detection is constituted by a beam splitter 24, a beam splitter 72, and an optical member 74. The light emitted from the light source 12 is applied to the optical member 74 via the beam splitter 24 and the beam splitter 72. That is, the light emitted from the light source 12 is branched from the measurement optical system by the beam splitter 72, and the branched light is irradiated to the optical member 74. The optical member 74 has a first reflecting surface 74a provided at one end thereof and a second reflecting surface 74b provided at the other end thereof. Accordingly, a part of the light irradiated to the optical member 74 is reflected by the first reflecting surface 74 a and the remainder enters the optical member 74. A part of the light incident on the optical member 74 is reflected by the second reflecting surface 74b, and the rest is irradiated from the optical member 74 to the outside. The light reflected by the first reflecting surface 74 a and the light reflected by the second reflecting surface 74 b are guided to the light receiving element 26 via the beam splitter 72 and the beam splitter 24. In this embodiment, in order to detect the wavelength sweep speed of the light source 12, the reflected light reflected from one reflection surface (for example, the first reflection surface 74a) is used. In addition, since the shape of the optical member 74 is known, the distance between the first reflecting surface 74a and the second reflecting surface 74b is also known. Therefore, by using both the reflected light reflected by the first reflecting surface 74a and the reflected light reflected by the second reflecting surface 74b, the dimensions of each part of the eye 100 to be examined (dimensions in the axial direction (for example, the eye axis) The axial length)) can be calculated accurately. Further, by increasing the shape accuracy of the optical member 74, the difference in optical path length can be managed with high accuracy, and the dimensions of each part of the eye 100 to be examined can be calculated with high accuracy.
ここで、本実施例の波長掃引速度検出用光学系では、光学部材７４が光軸方向に移動可能となっている。具体的には、光学部材７４は、第２駆動装置５６（図２に図示）が第２位置調整機構１８（図２に図示）を駆動することで、光軸方向の位置が調整可能となっている。これによって、光源１２から各反射面７４ａ，７４ｂまでの光路長が調整可能となっている。本実施例では、被検眼１００の断層画像を撮影する際は、ゼロ点から第１反射面７４ａまでの光路長、及び、ゼロ点から第２反射面７４ｂまでの光路長が、ゼロ点から被検眼１００（実際に検査対象となる被検眼）の網膜までの距離よりも長くなるように、光学部材７４が位置決めされる。これによって、被検眼１００の断層画像を撮影する際に、光学部材７４による影響を無くすことができる。ここで、ゼロ点とは、参照光学系の光路長（参照光路長）と物体光学系の光路長（物体光路長）とが同一となる点を意味する（図３参照）。 Here, in the optical system for wavelength sweep speed detection of the present embodiment, the optical member 74 is movable in the optical axis direction. Specifically, the position of the optical member 74 in the optical axis direction can be adjusted by the second driving device 56 (shown in FIG. 2) driving the second position adjusting mechanism 18 (shown in FIG. 2). ing. Thereby, the optical path length from the light source 12 to each reflective surface 74a, 74b can be adjusted. In this embodiment, when taking a tomographic image of the eye 100 to be examined, the optical path length from the zero point to the first reflecting surface 74a and the optical path length from the zero point to the second reflecting surface 74b are measured from the zero point. The optical member 74 is positioned so as to be longer than the distance to the retina of the optometry 100 (the eye to be actually examined). This eliminates the influence of the optical member 74 when taking a tomographic image of the eye 100 to be examined. Here, the zero point means a point where the optical path length of the reference optical system (reference optical path length) and the optical path length of the object optical system (object optical path length) are the same (see FIG. 3).
なお、光学部材７４としては、例えば、光学ガラスを用いることができる。光源１２からの光を光学ガラスに照射することで、光学ガラスの一端（入射面）を第１反射面７４ａとして機能させ、光学ガラスの他端（出射面）を第２反射面７４ｂとして機能させることができる。光学部材７４の他の例としては、例えば、光学プラスチック等を用いることができる。 As the optical member 74, for example, optical glass can be used. By irradiating the optical glass with light from the light source 12, one end (incident surface) of the optical glass functions as the first reflecting surface 74a, and the other end (exiting surface) of the optical glass functions as the second reflecting surface 74b. be able to. As another example of the optical member 74, for example, an optical plastic can be used.
受光素子２６は、参照光学系により導かれた光と測定光学系により導かれた光とを合成した測定用干渉光と、参照光学系により導かれた光と波長掃引速度検出用光学系により導かれた光とを合成した波長掃引速度検出用干渉光を検出する。上述の説明から明らかなように、波長掃引速度検出用干渉光には、第１反射面７４ａで反射された光（第１光路部により導かれた光）と参照光学系により導かれた光を合成した第１波長掃引速度検出用干渉光と、第２反射面７４ｂで反射された光（第２光路部により導かれた光）と参照光学系により導かれた光を合成した第２波長掃引速度検出用干渉光が含まれる。したがって、受光素子２６は、測定用干渉光と第１波長掃引速度検出用干渉光と第２波長掃引速度検出用干渉光を検出する。受光素子２６としては、例えば、フォトダイオードを用いることができる。 The light receiving element 26 is a measurement interference light obtained by combining the light guided by the reference optical system and the light guided by the measurement optical system, and the light guided by the reference optical system and the wavelength sweep speed detection optical system. The interference light for wavelength sweep speed detection synthesized with the emitted light is detected. As apparent from the above description, the interference light for wavelength sweep speed detection includes the light reflected by the first reflecting surface 74a (the light guided by the first optical path) and the light guided by the reference optical system. A second wavelength sweep that combines the combined interference light for detecting the first wavelength sweep speed, the light reflected by the second reflecting surface 74b (the light guided by the second optical path), and the light guided by the reference optical system. Includes speed detection interference light. Accordingly, the light receiving element 26 detects the measurement interference light, the first wavelength sweep speed detection interference light, and the second wavelength sweep speed detection interference light. As the light receiving element 26, for example, a photodiode can be used.
観察光学系５０は、被検眼１００にホットミラー４８を介して観察光を照射すると共に、被検眼１００から反射される反射光（すなわち、照射された観察光の反射光）を撮影する。ここで、ホットミラー４８は、干渉光学系の光源１２からの光を反射する一方で、観察光学系５０の光源からの光を透過する。このため、本実施例の眼科装置では、干渉光学系による測定と、観察光学系５０による前眼部の観察を同時に行うことができる。なお、観察光学系５０には、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な構成については説明を省略する。 The observation optical system 50 irradiates the eye to be examined 100 with observation light via the hot mirror 48 and images reflected light reflected from the eye 100 to be examined (that is, reflected light of the irradiated observation light). Here, the hot mirror 48 reflects light from the light source 12 of the interference optical system, while transmitting light from the light source of the observation optical system 50. For this reason, in the ophthalmologic apparatus of the present embodiment, measurement by the interference optical system and observation of the anterior segment by the observation optical system 50 can be performed simultaneously. In addition, since what is used for the well-known ophthalmologic apparatus can be used for the observation optical system 50, description is abbreviate | omitted about the detailed structure.
なお、本実施例の眼科装置では、被検眼１００に対して測定部１０の位置を調整するための第１位置調整機構１６（図２に図示）と、その第１位置調整機構１６を駆動する第１駆動装置５４（図２に図示）を備えている。第１駆動装置５４を駆動することで、被検眼１００に対する測定部１０の位置が調整される。 In the ophthalmologic apparatus of the present embodiment, the first position adjustment mechanism 16 (shown in FIG. 2) for adjusting the position of the measurement unit 10 with respect to the eye 100 to be examined and the first position adjustment mechanism 16 are driven. A first driving device 54 (shown in FIG. 2) is provided. By driving the first drive device 54, the position of the measurement unit 10 with respect to the eye 100 to be examined is adjusted.
次に、本実施例の眼科装置の制御系の構成を説明する。図２に示すように、眼科装置は演算装置６４によって制御される。演算装置６４は、ＣＰＵ，ＲＯＭ，ＲＡＭ等からなるマイクロコンピュータ（マイクロプロセッサ）と高速演算用ゲートアレイによって構成されている。演算装置６４には、光源１２と、第１駆動装置５４と、モニタ６２と、第２駆動装置５６と、観察光学系５０が接続されている。演算装置６４は、光源１２のオン／オフを制御し、第１駆動装置５４を制御することで第１位置調整機構１６を駆動し、第２駆動装置５６を制御することで第２位置調整機構１８を駆動し、また、観察光学系５０を制御して観察光学系５０で撮像される前眼部像をモニタ６２に表示する。また、演算装置６４には、受光素子２６が接続され、受光素子２６で検出される干渉光（すなわち、測定用干渉光，第１波長掃引速度検出用干渉光，第２波長掃引速度検出用干渉光）の強度に応じた干渉信号が入力される。演算装置６４のメモリには、光源１２の波長掃引速度の非線形性を補正するためのリスケーリングデータ（後述）が格納されている。演算装置６４は、受光素子２６からの干渉信号から、周期毎に光源１２の波長掃引速度の変動量を特定し、特定した波長掃引速度の変動量に基づいてリスケーリングデータを補正する。そして、補正したリスケーリングデータを用いて、等時間間隔でサンプリングされた測定用干渉信号を等周波数間隔でリスケーリングし、そのリスケーリングされた干渉信号をフーリエ変換する。これによって、被検眼１００の各部位（角膜１０２の前後面、水晶体１０４の前後面、網膜１０６の表面）の位置を特定し、これらを用いて被検眼１００の断層画像を撮影する。なお、演算装置６４による処理の詳細については後述する。 Next, the configuration of the control system of the ophthalmic apparatus according to the present embodiment will be described. As shown in FIG. 2, the ophthalmologic apparatus is controlled by the arithmetic device 64. The arithmetic unit 64 includes a microcomputer (microprocessor) composed of a CPU, ROM, RAM, and the like and a gate array for high-speed arithmetic. The computing device 64 is connected to the light source 12, the first drive device 54, the monitor 62, the second drive device 56, and the observation optical system 50. The arithmetic device 64 controls on / off of the light source 12, controls the first drive device 54 to drive the first position adjustment mechanism 16, and controls the second drive device 56 to control the second position adjustment mechanism. 18 is driven, and the observation optical system 50 is controlled to display on the monitor 62 an anterior segment image captured by the observation optical system 50. In addition, the light receiving element 26 is connected to the arithmetic device 64, and interference light detected by the light receiving element 26 (that is, interference light for measurement, interference light for detecting the first wavelength sweep speed, interference for detecting the second wavelength sweep speed). An interference signal corresponding to the intensity of light is input. The memory of the arithmetic unit 64 stores rescaling data (described later) for correcting the nonlinearity of the wavelength sweep speed of the light source 12. The computing device 64 identifies the fluctuation amount of the wavelength sweep speed of the light source 12 from the interference signal from the light receiving element 26 for each period, and corrects the rescaling data based on the identified fluctuation amount of the wavelength sweep speed. Then, using the corrected rescaling data, the measurement interference signal sampled at equal time intervals is rescaled at equal frequency intervals, and the rescaled interference signals are Fourier transformed. As a result, the position of each part of the eye 100 (the front and back surfaces of the cornea 102, the front and back surfaces of the crystalline lens 104 and the surface of the retina 106) is specified, and a tomographic image of the eye 100 is captured using these positions. Details of the processing by the arithmetic unit 64 will be described later.
ここで、演算装置６４のメモリに格納されるリスケーリングデータについて説明する。リスケーリングデータは、光源１２からの光の波長を掃引した時における光の「周波数（波数）−時間」の関係を規定する。すなわち、図４に示すように、光源１２から出射される光の波数ｋは、時間ｔに対して比例関係とはならない。このため、波数ｋｉからｋｉ＋１となるまでの時間（ｔｉ＋１−ｔｉ）は一定とはならず、波数（周波数）により変化する。図４の例では、波数ｋが大きくなるほど、その波数がｋｉからｋｉ＋１となるまでの時間が短くなる。このため、受光素子２６から出力される干渉信号を等時間間隔でサンプリングすると、光源１２の周波数（波長）と時間の関係が比例関係でないことから、等時間間隔でサンプリングした干渉信号には、周波数の誤差が含まれることになる。その結果、等時間間隔でサンプリングした信号をフーリエ変換しても、被検眼１００の各部の位置が正確には現れないこととなる。そこで、本実施例では、図４示すリスケーリングデータを用いて、等時間間隔でサンプリングした信号を等周波数間隔でリスケーリングする。なお、リスケーリングデータの作成、及び、リスケーリングデータを用いたリスケーリングは、公知の方法により行うことができる。 Here, the rescaling data stored in the memory of the arithmetic unit 64 will be described. The rescaling data defines the relationship of “frequency (wave number) −time” of light when the wavelength of light from the light source 12 is swept. That is, as shown in FIG. 4, the wave number k of the light emitted from the light source 12 is not proportional to the time t. For this reason, the time (t i + 1 −t i ) from the wave number k i to k i + 1 is not constant, but varies depending on the wave number (frequency). In the example of FIG. 4, as the wave number k increases, the time until the wave number changes from k i to k i + 1 is shortened. For this reason, if the interference signal output from the light receiving element 26 is sampled at equal time intervals, the relationship between the frequency (wavelength) of the light source 12 and time is not a proportional relationship. Will be included. As a result, even if the signal sampled at equal time intervals is Fourier transformed, the position of each part of the eye 100 to be examined does not appear accurately. Therefore, in this embodiment, the resampling data shown in FIG. 4 is used to rescale a signal sampled at equal time intervals at equal frequency intervals. The creation of rescaling data and the rescaling using the rescaling data can be performed by a known method.
次に、本実施例の眼科装置により断層画像を撮影する際の手順を説明する。図８に示すように、まず、演算装置６４は、被検眼１００に対して測定部１０の位置合わせを行う（Ｓ１０）。具体的には、検査者は、被検眼１００の検査を行うために、図示しないジョイスティック等の操作部材を操作する。演算装置６４は、検査者の操作部材の操作に応じて、第１駆動装置５４により位置調整機構１６を駆動する。これによって、被検眼１００に対する測定部１０のｘｙ方向（縦横方向）の位置とｚ方向（進退動する方向）の位置が調整される。また、演算装置６４は、図示しない焦点調整機構及びゼロ点調整機構を調整することで、光源１２から被検眼１００に照射される光の焦点の位置が被検眼１００の所定の位置（例えば、網膜１０６）となり、また、物体光路長と参照光路長が一致するゼロ点の位置が被検眼１００に対して所定の位置（例えば、角膜１０２の前面からわずかに光源１２側にずれた位置）となる。なお、ゼロ点の位置は、網膜１０６に対して光源１２側にわずかにずれた位置に調整してもよい。なお、本実施例では、光学部材７４は、ゼロ点から第１反射面７４ａまでの光路長、及び、ゼロ点から第２反射面７４ｂまでの光路長が、ゼロ点から被検眼１００の網膜までの距離よりも長くなるように位置決めされている。 Next, a procedure for taking a tomographic image with the ophthalmologic apparatus of the present embodiment will be described. As shown in FIG. 8, first, the computing device 64 aligns the measuring unit 10 with respect to the eye 100 to be examined (S10). Specifically, the examiner operates an operation member such as a joystick (not shown) in order to inspect the eye 100 to be examined. The arithmetic device 64 drives the position adjustment mechanism 16 by the first drive device 54 in accordance with the operation of the operation member by the inspector. Thereby, the position in the xy direction (vertical and horizontal directions) and the position in the z direction (advancing and retracting direction) of the measuring unit 10 with respect to the eye 100 to be examined are adjusted. Further, the arithmetic device 64 adjusts a focus adjustment mechanism and a zero point adjustment mechanism (not shown) so that the focus position of the light irradiated from the light source 12 to the eye 100 is a predetermined position of the eye 100 (for example, the retina). 106), and the position of the zero point where the object optical path length and the reference optical path length coincide with each other is a predetermined position (for example, a position slightly shifted from the front surface of the cornea 102 toward the light source 12) with respect to the eye 100 to be examined. . Note that the position of the zero point may be adjusted to a position slightly shifted toward the light source 12 with respect to the retina 106. In this embodiment, the optical member 74 has an optical path length from the zero point to the first reflecting surface 74 a and an optical path length from the zero point to the second reflecting surface 74 b from the zero point to the retina of the eye 100 to be examined. It is positioned so as to be longer than the distance.
次に、演算装置６４は、光源１２から照射される光の周波数（例えば、ｆ１〜ｆ２））を周期的に変化させながら、受光素子２６で検出される信号を等時間間隔で取り込む（Ｓ１２）。既に説明したように、被検眼１００の断層画像を撮影する際に、受光素子２６で受光する干渉光には、被検眼１００の深さ方向の各部位から反射された光が含まれている。すなわち、受光素子２６から出力される干渉信号は、光源１２から照射される光の掃引（周期）毎に、図５に示すように、信号強度が時間によって変化する信号となり、この信号には被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）及び第１、第２反射面７４ａ，７４ｂから反射された各反射光と参照光とを合成した干渉波による信号が含まれている。本実施例では、演算装置６４は、受光素子２６から出力される干渉信号（すなわち、被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）及び第１、第２反射面７４ａ，７４ｂから反射された各反射光と参照光とを合成した干渉波による信号）を等時間間隔でサンプリングするため、サンプリングした干渉信号には、光源１２の非線形性（周波数による掃引速度変化、掃引毎の掃引速度変化）による誤差が含まれている。そこで、演算装置６４は、ステップ１２で得られた干渉信号の中の第１反射面７４ａからの反射光と参照光との合波による干渉波から得られた信号を波長掃引速度検出用干渉信号とし、この波長掃引速度検出用干渉信号と、メモリに格納されたリスケーリングデータを用いて、測定用干渉信号（被検眼からの反射光と参照光との合波による干渉信号）をリスケーリングする補正処理を実行する（Ｓ１４）。 Next, the computing device 64 captures signals detected by the light receiving element 26 at equal time intervals while periodically changing the frequency of light emitted from the light source 12 (for example, f 1 to f 2 ) ( S12). As already described, the interference light received by the light receiving element 26 when capturing a tomographic image of the subject eye 100 includes light reflected from each part in the depth direction of the subject eye 100. In other words, the interference signal output from the light receiving element 26 becomes a signal whose signal intensity varies with time as shown in FIG. Interference obtained by combining each part of the optometry 100 (front and back surfaces of the cornea 102, front and back surfaces of the crystalline lens 104, the surface of the retina 106) and the first and second reflection surfaces 74a and 74b and the reference light. Includes signals from waves. In the present embodiment, the arithmetic unit 64 includes interference signals (that is, each part of the eye 100 to be inspected (the front and rear surfaces of the cornea 102, the front and rear surfaces of the crystalline lens 104, the surface of the retina 106) and the first output from the light receiving element 26. In order to sample the reflected light reflected from the second reflecting surfaces 74a and 74b and the reference light by an interference wave) at equal time intervals, the sampled interference signal includes non-linearity (frequency) of the light source 12. Error due to sweep speed change due to, sweep speed change for each sweep). Therefore, the computing device 64 converts the signal obtained from the interference wave resulting from the combination of the reflected light from the first reflecting surface 74a and the reference light in the interference signal obtained in Step 12 into the interference signal for wavelength sweep speed detection. Then, using the interference signal for detecting the wavelength sweep speed and the rescaling data stored in the memory, the interference signal for measurement (interference signal obtained by combining the reflected light from the eye to be examined and the reference light) is rescaled. Correction processing is executed (S14).
ステップＳ１４の補正処理について、図９のフローチャートに基づいて詳細に説明する。図９に示すように、演算装置６４は、まず、ステップＳ１２で得られたデータ群の中から、光源１２の周波数を１周期だけ変化させたときに得られた１つのデータ群を選択し、その選択したデータ群を処理することで第１反射面７４ａの基準深さ位置ｚ（Ｏ）を保存する（Ｓ２６）。すなわち、ステップＳ１２では、光源１２から被検眼１００に照射される光の周波数を掃引し、演算装置６４は、そのときに受光素子２６から出力される干渉信号を等時間間隔でサンプリングする。したがって、光源１２の周波数を複数周期だけ掃引すると、演算装置６４には、複数周期分の干渉信号がサンプリングされ記憶される。ステップＳ２６では、ステップＳ１２で得られる複数の干渉信号の中から１つの干渉信号を選択する。そして、選択された干渉信号のうち波長掃引速度検出用の干渉信号（すなわち、第１反射面７４ａから反射される反射光と参照光により生成される干渉信号）に対して、メモリに格納されているリスケーリングデータを用いてリスケーリングする。すなわち、等時間間隔でサンプリングされた波長掃引速度検出用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングされた波長掃引速度検出用干渉信号に変換する。次いで、リスケーリングした干渉信号（等周波数間隔でサンプリングした波長掃引速度検出用干渉信号）をフーリエ変換することで、第１反射面７４ａの深さ位置ｚ（Ｏ）を算出し、その算出した深さ位置を基準深さ位置ｚ（Ｏ）としてメモリに保存する。 The correction process in step S14 will be described in detail based on the flowchart of FIG. As shown in FIG. 9, the arithmetic unit 64 first selects one data group obtained when the frequency of the light source 12 is changed by one cycle from the data group obtained in step S12. By processing the selected data group, the reference depth position z (O) of the first reflecting surface 74a is stored (S26). That is, in step S12, the frequency of light emitted from the light source 12 to the eye 100 is swept, and the arithmetic device 64 samples the interference signal output from the light receiving element 26 at that time interval. Therefore, when the frequency of the light source 12 is swept for a plurality of periods, the arithmetic device 64 samples and stores interference signals for a plurality of periods. In step S26, one interference signal is selected from the plurality of interference signals obtained in step S12. Of the selected interference signals, the interference signal for detecting the wavelength sweep speed (that is, the interference signal generated by the reflected light and the reference light reflected from the first reflecting surface 74a) is stored in the memory. Rescaling using existing rescaling data. That is, the wavelength sweep speed detection interference signal sampled at equal time intervals is converted into the wavelength sweep speed detection interference signal sampled at equal frequency intervals. Next, the depth position z (O) of the first reflecting surface 74a is calculated by Fourier transforming the rescaled interference signal (wavelength sweep speed detection interference signal sampled at equal frequency intervals), and the calculated depth The position is stored in the memory as the reference depth position z (O).
なお、上述した例では、ステップＳ１２で取得されたデータ群（干渉信号群）の中から基準となる干渉信号（詳細には、波長掃引速度検出用干渉信号）を選択する方法は、種々の方法を採ることができる。例えば、最初に取得された干渉信号（波長掃引速度検出用干渉信号）を選択してもよい。あるいは、被検眼１００の断層画像を撮影する前に、複数周期分の干渉信号を取得し、その中の１つを任意に選択してもよい。さらには、取得した複数周期分の干渉信号を平均し、その平均した干渉信号を用いてもよい。 In the above-described example, there are various methods for selecting a reference interference signal (specifically, a wavelength sweep speed detection interference signal) from the data group (interference signal group) acquired in step S12. Can be taken. For example, the first acquired interference signal (wavelength sweep speed detection interference signal) may be selected. Alternatively, before capturing a tomographic image of the eye 100, interference signals for a plurality of periods may be acquired and one of them may be arbitrarily selected. Furthermore, the acquired interference signals for a plurality of periods may be averaged, and the averaged interference signal may be used.
次に、演算装置６４は、被検眼１００の断層画像の撮影を開始する（Ｓ２８）。すなわち、演算装置６４は、光源１２から照射される光の周波数（例えば、ｆ１〜ｆ２）を周期的に変化させながら、受光素子２６から出力される干渉信号（測定用干渉信号及び波長掃引速度検出用干渉信号）を等時間間隔で取り込む。これにより、演算装置６４は、等時間間隔でサンプリングされた干渉信号を取得する。既に説明したことから明らかなように、演算装置６４で取得される干渉信号には、第１反射面７４ａからの反射光と参照光とから生成される波長掃引速度検出用干渉信号と、被検眼からの反射光と参照光とから生成される測定用干渉信号とが含まれている。 Next, the computing device 64 starts capturing a tomographic image of the eye 100 to be examined (S28). That is, the arithmetic device 64 periodically changes the frequency of light emitted from the light source 12 (for example, f 1 to f 2 ), and outputs an interference signal (measurement interference signal and wavelength sweep) output from the light receiving element 26. Speed detection interference signals) are taken at equal time intervals. Thereby, the arithmetic unit 64 acquires the interference signal sampled at equal time intervals. As is clear from the above description, the interference signal acquired by the arithmetic device 64 includes a wavelength sweep speed detection interference signal generated from the reflected light from the first reflecting surface 74a and the reference light, and the eye to be examined. The measurement interference signal generated from the reflected light from the light and the reference light is included.
次に、演算装置６４は、ステップＳ２８で取得した干渉信号から、第１反射面７４ａの深さ位置ｚ（ｎ）を算出する（Ｓ３０）。具体的には、ステップＳ２８で取得した干渉信号に含まれる波長掃引速度検出用干渉信号（等時間間隔でサンプリングされたデータ）を、メモリに格納されているリスケーリングデータを用いてリスケーリングする。これによって、ステップＳ２８で取得した波長掃引速度検出用干渉信号が、等周波数間隔でサンプリングされた波長掃引速度検出用干渉信号となる。次いで、リスケーリングした波長掃引速度検出用干渉信号（等周波数間隔でサンプリングされたデータ）をフーリエ変換し、第１反射面７４ａの深さ位置ｚ（ｎ）を算出する。 Next, the computing device 64 calculates the depth position z (n) of the first reflecting surface 74a from the interference signal acquired in step S28 (S30). Specifically, the wavelength sweep speed detection interference signal (data sampled at equal time intervals) included in the interference signal acquired in step S28 is rescaled using the rescaling data stored in the memory. As a result, the wavelength sweep speed detection interference signal acquired in step S28 becomes the wavelength sweep speed detection interference signal sampled at equal frequency intervals. Next, the rescaled interference signal for wavelength sweep speed detection (data sampled at equal frequency intervals) is Fourier transformed to calculate the depth position z (n) of the first reflecting surface 74a.
次に、演算装置６４は、ステップＳ２６でメモリに保存した基準深さ位置ｚ（Ｏ）と、ステップＳ３０で算出された深さ位置ｚ（ｎ）の変動量から、メモリに格納されているリスケーリングデータを補正する（Ｓ３２）。すなわち、ステップＳ２６で処理した干渉信号が得られたときの光源１２の波長掃引速度と、ステップＳ２８で取得された干渉信号が得られたときの光源１２の波長掃引速度とが同一であると、ステップＳ３０で算出された深さ位置ｚ（ｎ）は基準深さ位置ｚ（Ｏ）と同一となる。しかしながら、光源１２の波長掃引速度が異なると、深さ位置ｚ（ｎ）は基準深さ位置ｚ（Ｏ）と相違することとなる。例えば、図７に示すように、基準深さ位置ｚ（Ｏ）を取得したときの波長掃引速度ｖａより、深さ位置ｚ（ｎ）を取得したときの波長掃引速度ｖｂが速くなると（ｖｂ＞ｖａ）、深さ位置ｚ（ｎ）は基準深さ位置ｚ（Ｏ）より深い位置に移動する。一方、基準深さ位置ｚ（Ｏ）を取得したときの波長掃引速度ｖａより、深さ位置ｚ（ｎ）を取得したときの波長掃引速度ｖｃが遅くなると（ｖｃ＜ｖａ）、深さ位置ｚ（ｎ）は基準深さ位置ｚ（Ｏ）より浅い位置に移動する。したがって、演算装置６４は、深さ位置ｚ（ｎ）と基準深さ位置ｚ（Ｏ）のずれ量から、波長掃引速度ｖの変動量を算出する。演算装置６４は、波長掃引速度ｖの変動量を算出すると、その算出された変動量を用いて、メモリに格納されているリスケーリングデータを補正する。例えば、図６に示す例では、波長掃引速度ｖａからｖｂ（＞ｖａ）となると、リスケーリングデータＡがリスケーリングデータＢとなり、また、波長掃引速度ｖａからｖｃ（＜ｖａ）となると、リスケーリングデータＡがリスケーリングデータＣとなる。リスケーリングデータのずれ量は、波長掃引速度のずれ量から算出することができるため、演算装置６４は、波長掃引速度のずれ量が算出されると、その算出された波長掃引速度のずれ量を用いてリスケーリングデータを補正する。 Next, the computing device 64 uses the reference depth position z (O) stored in the memory in step S26 and the variation amount of the depth position z (n) calculated in step S30 to store the data stored in the memory. The scaling data is corrected (S32). That is, when the wavelength sweep speed of the light source 12 when the interference signal processed in step S26 is obtained and the wavelength sweep speed of the light source 12 when the interference signal acquired in step S28 are obtained, The depth position z (n) calculated in step S30 is the same as the reference depth position z (O). However, if the wavelength sweep speed of the light source 12 is different, the depth position z (n) is different from the reference depth position z (O). For example, as shown in FIG. 7, when the wavelength sweep speed vb when the depth position z (n) is acquired becomes faster than the wavelength sweep speed va when the reference depth position z (O) is acquired (vb> va) and the depth position z (n) move to a position deeper than the reference depth position z (O). On the other hand, when the wavelength sweep speed vc when the depth position z (n) is acquired becomes lower than the wavelength sweep speed va when the reference depth position z (O) is acquired (vc <va), the depth position z (N) moves to a position shallower than the reference depth position z (O). Therefore, the computing device 64 calculates the fluctuation amount of the wavelength sweep speed v from the deviation amount between the depth position z (n) and the reference depth position z (O). When calculating the fluctuation amount of the wavelength sweep speed v, the arithmetic device 64 corrects the rescaling data stored in the memory using the calculated fluctuation amount. For example, in the example shown in FIG. 6, when the wavelength sweep speed va is changed to vb (> va), the rescaling data A is changed to the rescaling data B, and when the wavelength sweep speed va is changed to vc (<va), the rescaling is performed. Data A becomes rescaling data C. Since the shift amount of the rescaling data can be calculated from the shift amount of the wavelength sweep speed, when the shift amount of the wavelength sweep speed is calculated, the arithmetic unit 64 calculates the shift amount of the calculated wavelength sweep speed. Use to correct rescaling data.
次に、演算装置６４は、ステップＳ２８で取得した干渉信号に含まれる測定用干渉信号（等時間間隔でサンプリングされた干渉信号の一部）を、ステップＳ３２で補正したリスケーリングデータを用いてリスケーリングする（Ｓ３４）。これによって、ステップＳ２８で取得した測定用干渉信号（等時間間隔でサンプリングされたデータ）が、等周波数間隔でサンプリングされた測定用干渉信号となる。 Next, the computing device 64 rescales the measurement interference signal (part of the interference signal sampled at equal time intervals) included in the interference signal acquired in step S28 using the rescaled data corrected in step S32. Scaling is performed (S34). Thus, the measurement interference signal (data sampled at equal time intervals) acquired in step S28 becomes the measurement interference signal sampled at equal frequency intervals.
次に、演算装置６４は、ステップＳ３４でリスケーリングした測定用干渉信号（等周波数間隔でサンプリングされた測定用干渉信号）をフーリエ変換し、１次元の断層画像（以下、１次元の断層画像を表すデータをＡ−ｓｃａｎデータという）を作成する（Ｓ３６）。作成されたＡ−ｓｃａｎデータは、演算装置６４のメモリに格納される。 Next, the arithmetic unit 64 performs Fourier transform on the measurement interference signal (measurement interference signal sampled at equal frequency intervals) rescaled in step S34, thereby obtaining a one-dimensional tomographic image (hereinafter referred to as a one-dimensional tomographic image). The data to be expressed is referred to as A-scan data) (S36). The created A-scan data is stored in the memory of the arithmetic device 64.
次に、演算装置６４は、ステップＳ２８で開始した断層画像の撮影が終了しているか否かを判断する（Ｓ３８）。断層画像の撮影が終了している場合（ステップＳ３８でＹＥＳ）は、演算装置６４は、補正処理を終了する。一方、断層画像の撮影が終了していない場合（ステップＳ３８でＮＯ）は、演算装置６４は、ステップＳ２８に戻って、ステップＳ２８からの処理を繰返す。これによって、ステップＳ２８で取得される各周期の測定用干渉信号について補正処理が行われ、それらの測定用干渉信号から取得される各Ａ−ｓｃａｎデータが演算装置６４のメモリに格納される。 Next, the computing device 64 determines whether or not the tomographic image started in step S28 has been completed (S38). If the tomographic image has been captured (YES in step S38), the arithmetic unit 64 ends the correction process. On the other hand, when the tomographic image capturing has not ended (NO in step S38), the arithmetic unit 64 returns to step S28 and repeats the processing from step S28. As a result, correction processing is performed on the measurement interference signals in each period acquired in step S28, and each A-scan data acquired from these measurement interference signals is stored in the memory of the arithmetic unit 64.
図９に示す補正処理が終了すると、図８のステップＳ１６に戻り、演算装置６４は、メモリに格納された複数のＡ−ｓｃａｎデータに対して積算処理などを実施して、被検眼の１次元断層画像（Ａ−ｓｃａｎ画像）を作成する（Ｓ１６）。なお、演算装置６４は、作成された１次元断層画像から、被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）の位置を特定する（図５参照）。被検眼１００の１次元断層画像が作成されると、演算装置６４は、その１次元断層画像をモニタ６２に表示する（Ｓ１８）。 When the correction process shown in FIG. 9 is completed, the process returns to step S16 in FIG. 8, and the arithmetic unit 64 performs an integration process on the plurality of A-scan data stored in the memory, and performs one-dimensional analysis of the eye to be examined. A tomographic image (A-scan image) is created (S16). The computing device 64 specifies the position of each part (the front and rear surfaces of the cornea 102, the front and rear surfaces of the crystalline lens 104, and the surface of the retina 106) of the eye 100 from the created one-dimensional tomographic image (see FIG. 5). ). When the one-dimensional tomographic image of the eye 100 to be examined is created, the arithmetic device 64 displays the one-dimensional tomographic image on the monitor 62 (S18).
上述の説明から明らかように、本実施例に係る眼科装置では、光源１２の波長掃引の周期毎に、その周期における波長掃引速度の変動量でリスケーリングデータを補正し、その補正したリスケーリングデータを用いて、等時間間隔でサンプリングされた測定用干渉信号を等周波数間隔でサンプリングされた測定用干渉信号に変換する。したがって、光源１２の非線形の補正がなされると共に、波長掃引速度の変動（揺らぎ）の影響を排除した精度の高いＡ−ｓｃａｎ画像（断層画像）を得ることができる。また、光学部材７４の第１反射面７４ａの位置から特定される波長掃引速度の変動量と、予め作成したリスケーリングデータとを用いて補正するだけであるので、演算装置６４が処理しなければならないデータ量が増大することを効果的に抑制することができる。 As is clear from the above description, in the ophthalmologic apparatus according to the present embodiment, for each wavelength sweep period of the light source 12, the rescaling data is corrected with the fluctuation amount of the wavelength sweep speed in the period, and the corrected rescaling data is corrected. Is used to convert measurement interference signals sampled at equal time intervals into measurement interference signals sampled at equal frequency intervals. Therefore, non-linear correction of the light source 12 is performed, and a highly accurate A-scan image (tomographic image) that eliminates the influence of fluctuation (fluctuation) of the wavelength sweep speed can be obtained. Further, since the correction is only performed using the fluctuation amount of the wavelength sweep speed specified from the position of the first reflecting surface 74a of the optical member 74 and the rescaling data created in advance, the calculation device 64 has to process it. It is possible to effectively suppress an increase in the amount of data that must not be.
なお、上述した実施例では、１次元の断層画像である眼軸長測定を行う眼科装置を例として説明したが、本明細書に開示の技術は、複数の１次元の断層画像からなる２次元の断層画像や、さらに複数の２次元の断層画像からなる３次元断層画像を得る眼科装置にも使用することができる。すなわち、２次元の断層画像や３次元断層画像はいずれも複数の１次元の断層画像からなるため、２次元の断層画像や３次元断層画像を構成する複数の１次元の断層画像のそれぞれに対して、本明細書に開示の補正技術を実施することにより、より精度の高い２次元断層画像及び／又は３次元断層画像を得ることができる。 In the above-described embodiments, an ophthalmologic apparatus that measures the axial length that is a one-dimensional tomographic image has been described as an example. However, the technique disclosed in this specification is a two-dimensional image that includes a plurality of one-dimensional tomographic images. The present invention can also be used for ophthalmologic apparatuses that obtain three-dimensional tomographic images consisting of a plurality of two-dimensional tomographic images. That is, each of the two-dimensional tomographic image and the three-dimensional tomographic image is composed of a plurality of one-dimensional tomographic images. By implementing the correction technique disclosed in this specification, a more accurate two-dimensional tomographic image and / or three-dimensional tomographic image can be obtained.
以上、実施例の光断層画像撮影装置について詳細に説明したが、これは例示に過ぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例を様々に変形、変更したものが含まれる。 Although the optical tomographic imaging apparatus of the embodiment has been described in detail above, this is only an example and does not limit the scope of the claims. The technology described in the claims includes various modifications and changes of the specific examples illustrated above.
例えば、上述した実施例では、リスケーリングデータを各周期における波長掃引速度の変動量で補正し、その補正したリスケーリングデータを用いて干渉信号を等周波数間隔のサンプリングデータに変換したが、本明細書に開示の技術は、このような例に限られない。例えば、干渉信号を波長掃引速度で補正し、その補正した干渉信号をリスケーリングデータによって変換してもよい。このような構成によっても、光源の周期毎の波長掃引速度の変化による非線形性を補正することができる。 For example, in the above-described embodiment, the rescaling data is corrected with the fluctuation amount of the wavelength sweep speed in each cycle, and the interference signal is converted into sampling data at equal frequency intervals using the corrected rescaling data. The technology disclosed in the book is not limited to such an example. For example, the interference signal may be corrected by the wavelength sweep speed, and the corrected interference signal may be converted by rescaling data. Even with such a configuration, it is possible to correct non-linearity due to a change in the wavelength sweep speed for each period of the light source.
また、上述した実施例では、波長掃引速度検出用光学系に２つの反射面７４ａ，７４ｂが設けられていたが、波長掃引速度検出用光学系に設けられる反射面は１つであってもよいし、３つ以上であってもよい。すなわち、波長掃引速度検出用光学系に反射面が少なくとも一つ備えられれば、波長掃引速度検出用干渉光を得ることができるため、その波長掃引速度検出用干渉光からリスケーリングデータを作成でき、また、波長掃引速度を特定することができる。 In the above-described embodiment, the wavelength sweep speed detection optical system is provided with the two reflection surfaces 74a and 74b. However, the wavelength sweep speed detection optical system may have only one reflection surface. And three or more. That is, if the wavelength sweep speed detection optical system is provided with at least one reflection surface, the wavelength sweep speed detection interference light can be obtained, so that rescaling data can be created from the wavelength sweep speed detection interference light, Further, the wavelength sweep speed can be specified.
また、上述した実施例では、波長掃引速度検出用光学系で得られる波長掃引速度検出用干渉光と測定光学系で得られる測定用干渉光とを同一の受光素子２６で受光していたが、これらの干渉光を異なる受光素子で検出するようにしてもよい。 In the above-described embodiment, the wavelength sweep speed detection interference light obtained by the wavelength sweep speed detection optical system and the measurement interference light obtained by the measurement optical system are received by the same light receiving element 26. Such interference light may be detected by different light receiving elements.
また、上述した実施例では、波長掃引速度検出用光学系で得られる干渉光から算出される反射面の位置から光源１２の波長掃引速度の変動量を特定していたが、光源１２の波長掃引速度の変動量は、種々の方法によって特定することができる。例えば、図１０，１１に示す光学系のように、マッハ・ツェンダー・干渉計を用いて波長掃引速度の変動量を特定してもよい。すなわち、図１０，１１に示す撮影装置では、光源１２からの光がファイバーカプラで分岐され、一方が被検眼１００の断層画像を撮影するための光学系１１０，１１２に導かれ、他方が波長掃引速度検出用光学系１１４，１１６に導かれる。図１０の波長掃引速度検出用光学系１１４は、マッハ・ツェンダー・干渉計と、その干渉計で生成される波長掃引速度検出用干渉光を検出する受光素子（ＢＰＤ）で構成される。図１１の波長掃引速度検出用光学系１１６は、マッハ・ツェンダー・干渉計によって構成され、その波長掃引速度検出用干渉光は、断層画像を撮影するための受光素子１１２によって検出される。このような光学系を用いても、光源１２の波長掃引速度の変動量を検出することができる。 In the embodiment described above, the fluctuation amount of the wavelength sweep speed of the light source 12 is specified from the position of the reflection surface calculated from the interference light obtained by the optical system for wavelength sweep speed detection. The amount of variation in speed can be specified by various methods. For example, as in the optical systems shown in FIGS. 10 and 11, the fluctuation amount of the wavelength sweep speed may be specified using a Mach-Zehnder interferometer. That is, in the imaging apparatus shown in FIGS. 10 and 11, the light from the light source 12 is branched by the fiber coupler, one is guided to the optical systems 110 and 112 for capturing a tomographic image of the eye 100, and the other is the wavelength sweep. It is guided to the speed detection optical systems 114 and 116. The wavelength sweep speed detection optical system 114 in FIG. 10 includes a Mach-Zehnder interferometer and a light receiving element (BPD) that detects wavelength sweep speed detection interference light generated by the interferometer. The wavelength sweep speed detection optical system 116 in FIG. 11 is configured by a Mach-Zehnder interferometer, and the wavelength sweep speed detection interference light is detected by a light receiving element 112 for taking a tomographic image. Even if such an optical system is used, the fluctuation amount of the wavelength sweep speed of the light source 12 can be detected.
さらには、図１２，１３に示す撮影装置のように、波長掃引速度検出用光学系が偏光感受型ＯＣＴ干渉計の中に組み込まれた形となっていてもよい。すなわち、光源１２からの光は、ファイバーカプラによって参照光（参照アーム）とサンプルアームに分岐され、サンプルアーム内に偏光依存型光遅延機構１２４，１３２を配置する。偏光依存型光遅延機構１２４，１３２は、光の水平直線偏光成分と垂直直線偏光成分それぞれに異なる遅延を与える。偏光依存型光遅延機構１２４，１３２に入射した光は、直線偏光子によって斜め直線偏光状態となり、偏光ビームスプリッタで水平・垂直直線偏光成分が分離される。それぞれの偏光成分は、偏光ビームスプリッタから異なる距離に配置された直角プリズムによってそれぞれ反射され、再び偏光ビームスプリッタへ入射し、合波され、ファイバーへカップリングされる。偏光依存型光遅延機構１２４，１３２によって、直角ビームスプリッタから反射された２つの偏光成分が偏光ビームスプリッタへ入射する際、偏光ビームスプリッタにおいて微量の漏れ光が発生する。この漏れ光は、偏光ビームスプリッタから異なる距離に配置された直角プリズムどうしの光路長差に起因する干渉信号を持っており、この干渉信号を利用して光源１２の波長掃引速度の変動量を検出することができる。 Further, as in the imaging apparatus shown in FIGS. 12 and 13, the wavelength sweep speed detection optical system may be incorporated in the polarization-sensitive OCT interferometer. That is, the light from the light source 12 is branched into a reference light (reference arm) and a sample arm by a fiber coupler, and the polarization-dependent optical delay mechanisms 124 and 132 are disposed in the sample arm. The polarization-dependent optical delay mechanisms 124 and 132 give different delays to the horizontal linear polarization component and the vertical linear polarization component of light. The light incident on the polarization-dependent optical delay mechanisms 124 and 132 is converted into an oblique linear polarization state by the linear polarizer, and the horizontal and vertical linear polarization components are separated by the polarization beam splitter. The respective polarization components are respectively reflected by right-angle prisms arranged at different distances from the polarization beam splitter, are incident on the polarization beam splitter again, are combined, and are coupled to the fiber. When the two polarization components reflected from the right-angle beam splitter are incident on the polarization beam splitter by the polarization-dependent optical delay mechanisms 124 and 132, a minute amount of leakage light is generated in the polarization beam splitter. This leaked light has an interference signal caused by the optical path length difference between the right-angle prisms arranged at different distances from the polarization beam splitter, and the fluctuation amount of the wavelength sweep speed of the light source 12 is detected using this interference signal. can do.
すなわち、本明細書に開示の技術は、通常のＳＳ−ＯＣＴ（波長掃引型ＯＣＴ）だけでなく、偏向感受型のＳＳ−ＯＣＴにも適用することができる。 That is, the technique disclosed in this specification can be applied not only to normal SS-OCT (wavelength sweep type OCT) but also to deflection-sensitive type SS-OCT.
本明細書または図面に説明した技術要素は、単独であるいは各種の組み合わせによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組み合わせに限定されるものではない。また、本明細書または図面に例示した技術は複数目的を同時に達成するものであり、そのうちの一つの目的を達成すること自体で技術的有用性を持つものである。 The technical elements described in this specification or the drawings exhibit technical usefulness alone or in various combinations, and are not limited to the combinations described in the claims at the time of filing. In addition, the technology illustrated in the present specification or the drawings achieves a plurality of objects at the same time, and has technical utility by achieving one of the objects.
１０・・測定部
１２・・光源
２０・・干渉計
２２・・参照ミラー
２４・・ビームスプリッタ
２６・・受光素子
４８・・ホットミラー
５０・・観察光学系
６２・・モニタ
６４・・演算装置
10. Measuring unit 12 Light source 20 Interferometer 22 Reference mirror 24 Beam splitter 26 Light receiving element 48 Hot mirror 50 Observation optical system 62 Monitor 64
Claims (5)
光源からの光を被検物の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、
光源からの光を案内して参照光とする参照光学系と、
光源からの光の波長掃引速度又はその変動量を検出する波長掃引速度検出手段と、
測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により案内された参照光とが合成された測定用干渉光を受光して測定用干渉信号を出力する受光素子と、
光源からの光の波長掃引時における光の「周波数−時間」の関係を規定するリスケーリングデータを記憶するメモリと、
光源からの光を周期的に掃引したときに受光素子から出力される測定用干渉信号に対して、周期毎に、リスケーリングデータと、波長掃引速度検出手段で検出される当該周期における光源の波長掃引速度又はその変動量とを用いて、等時間間隔でサンプリングした当該周期における測定用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号に変換し、その変換した等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号をフーリエ変換するフーリエ変換処理を実行可能な演算装置と、を有している、光断層画像撮影装置。 A light source that periodically sweeps the wavelength of light;
A measurement optical system that irradiates the inside of the object with light from the light source and guides the reflected light; and
A reference optical system that guides light from a light source to serve as reference light;
A wavelength sweep speed detecting means for detecting a wavelength sweep speed of light from the light source or a variation amount thereof;
A light-receiving element that receives measurement interference light in which reflected light guided by the measurement optical system and reference light guided by the reference optical system are combined and outputs a measurement interference signal;
A memory that stores rescaling data that defines the relationship of “frequency-time” of light during wavelength sweeping of light from the light source;
For the measurement interference signal output from the light receiving element when the light from the light source is periodically swept, for each period, rescaling data and the wavelength of the light source in the period detected by the wavelength sweep speed detection means Measurement interference signal sampled at equal intervals using the sweep speed or its variation is converted into measurement interference signals sampled at equal frequency intervals, and the measurement sampled at the converted equal frequency intervals An optical tomographic imaging apparatus, comprising: an arithmetic device capable of performing a Fourier transform process for performing a Fourier transform on the interference signal for use.
演算装置は、波長掃引速度検出用干渉光から波長掃引速度の変動量を算出し、その算出した波長掃引速度の変動量を用いてスケーリングデータを補正し、その補正されたスケーリングデータを用いて、等時間間隔でサンプリングした当該周期における測定用干渉信号を、等周波数間隔でサンプリングした測定用干渉信号に変換する、請求項１に記載の光断層画像撮影装置。 The wavelength sweep speed detection means generates the wavelength sweep speed detection interference light from the light from the light source,
The computing device calculates the fluctuation amount of the wavelength sweep speed from the interference light for wavelength sweep speed detection, corrects the scaling data using the calculated fluctuation amount of the wavelength sweep speed, and uses the corrected scaling data, The optical tomography apparatus according to claim 1, wherein a measurement interference signal in the period sampled at equal time intervals is converted into a measurement interference signal sampled at equal frequency intervals.
演算装置は、複数周期の波長掃引速度検出用干渉光の中から選択された１つの波長掃引速度検出用干渉光を基準として、周期毎の波長掃引速度の変動量を算出する、請求項２に記載の光断層画像撮影装置。 When the light from the light source is swept for a plurality of periods, the wavelength sweep speed detection means generates the wavelength sweep speed detection interference light of the period for each period,
The computing device calculates a fluctuation amount of the wavelength sweep speed for each period on the basis of one wavelength sweep speed detection interference light selected from the plurality of periods of wavelength sweep speed detection interference light. The optical tomographic imaging apparatus described.
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