JP2016150158A - Optometrist imaging device and ophthalmologic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は、眼科撮影装置および眼科装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmologic photographing apparatus and an ophthalmologic apparatus.
近年、レーザ光源等からの光ビームを用いて被測定物体の表面形態や内部形態を表す画像を形成するOCT(Optical Coherence Tomography)が注目を集めている。OCTは、X線CT(Computed Tomography)のような人体に対する侵襲性を持たないことから、特に医療分野や生物学分野における応用の展開が期待されている。たとえば眼科分野においては、眼底や角膜等の画像を形成する装置が実用化されている。 In recent years, OCT (Optical Coherence Tomography), which forms an image representing the surface form and internal form of an object to be measured using a light beam from a laser light source or the like, has attracted attention. Since OCT has no invasiveness to the human body like X-ray CT (Computed Tomography), it is expected to be applied particularly in the medical field and the biological field. For example, in the field of ophthalmology, an apparatus for forming an image of the fundus oculi or cornea has been put into practical use.
特許文献1には、いわゆるフーリエドメインOCT(Fourier Domain OCT)の手法を用いた装置が開示されている。すなわち、この装置は、被測定物体に対して低コヒーレンス光のビームを照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル強度分布を取得してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の深度方向(z方向)の形態を画像化するものである。更に、この装置は、光ビーム(測定光)をz方向に直交する1方向(x方向)に走査するガルバノミラーを備え、それにより被測定物体の所望の測定対象領域の画像を形成するようになっている。この装置により形成される画像は、光ビームの走査方向(x方向)に沿った深度方向(z方向)の2次元断層画像となる。なお、この手法は、特にスペクトラルドメイン(Spectral Domain)とも呼ばれる。
特許文献2には、測定光を水平方向(x方向)および垂直方向(y方向)に走査(スキャン)することにより水平方向の2次元断層画像を複数形成し、これら複数の断層画像に基づいて測定範囲の3次元の断層情報を取得して画像化する技術が開示されている。この3次元画像化技術としては、たとえば、複数の断層画像を並べて表示させる方法(スタックデータなどと呼ばれる)や、スタックデータに基づきボリュームデータ(ボクセルデータ)を生成し、このボリュームデータにレンダリング処理を施して3次元画像を形成する方法などがある。
In
特許文献3、4には、他のタイプのOCT装置が開示されている。特許文献3には、被測定物体に照射される光の波長を走査(波長掃引)し、各波長の光の反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光を検出してスペクトル強度分布を取得し、それに対してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の形態を画像化する装置が記載されている。このような装置は、スウェプトソース(Swept Source)タイプなどと呼ばれる。スウェプトソースタイプはフーリエドメインタイプの一種である。
また、特許文献4には、所定のビーム径を有する光を被測定物体に照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光の成分を解析することにより、光の進行方向に直交する断面における被測定物体の画像を形成するOCT装置が記載されている。このようなOCT装置は、フルフィールド(full−field)タイプ、或いはインファス(en−face)タイプなどと呼ばれる。
In
特許文献5には、OCTを眼科分野に適用した構成が開示されている。なお、OCTが応用される以前には、被検眼を観察するための装置として眼底カメラ、スリットランプ、SLOなどが使用されていた。眼底カメラは被検眼に照明光を照射し、その眼底反射光を受光することで眼底を撮影する装置である。スリットランプは、スリット光を用いて角膜の光切片を切り取ることにより角膜の断面の画像を取得する装置である。SLOは、レーザ光で眼底を走査し、その反射光を光電子増倍管等の高感度な素子で検出することにより眼底表面の形態を画像化する装置である。
OCTを用いた装置は、高精細の画像を取得できる点、更には断層画像や3次元画像を取得できる点などにおいて、眼底カメラ等に対して優位性を持つ。 An apparatus using OCT has an advantage over a fundus camera or the like in that a high-definition image can be acquired, and further, a tomographic image or a three-dimensional image can be acquired.
このように、OCTを用いた装置は被検眼の様々な部位の観察に適用可能であり、また高精細な画像を取得できることから、様々な眼科疾患の診断への応用がなされてきている。 As described above, an apparatus using OCT can be applied to observation of various parts of an eye to be examined, and can acquire high-definition images, and thus has been applied to diagnosis of various ophthalmic diseases.
OCTを用いた眼科撮影装置により取得される画像の画質の向上には、干渉光の強度を高くすることが求められる。干渉光の強度を高くするためには、光源からの光や測定光の強度を高くする必要がある。しかしながら、被検眼の安全性を考慮して、被検眼に入射可能な測定光の光量には制限がある。たとえば、被検眼に入射する測定光の光量を監視することを目的としてファイバカプラ等の光学部材を用いて測定光を単純に分岐しただけでは、被検眼に入射する測定光の光量が低下し、画質が低下する。このように、従来の眼科撮影装置では、被検眼の安全性と画像の画質の向上との間にはトレードオフの関係があり、これらを両立させることは困難であった。 In order to improve the image quality of an image acquired by an ophthalmologic imaging apparatus using OCT, it is required to increase the intensity of interference light. In order to increase the intensity of the interference light, it is necessary to increase the intensity of the light from the light source and the measurement light. However, considering the safety of the eye to be examined, the amount of measurement light that can enter the eye to be examined is limited. For example, simply splitting the measurement light using an optical member such as a fiber coupler for the purpose of monitoring the amount of measurement light incident on the subject's eye reduces the amount of measurement light incident on the subject's eye, The image quality is degraded. As described above, in the conventional ophthalmologic photographing apparatus, there is a trade-off relationship between the safety of the eye to be examined and the improvement of the image quality of the image, and it has been difficult to achieve both.
この発明は、このような問題を解決するためになされたものであり、その目的は、被検眼の安全性を確保しつつ、画質の向上が可能な技術を提供することにある。 The present invention has been made to solve such a problem, and an object thereof is to provide a technique capable of improving the image quality while ensuring the safety of the eye to be examined.
実施形態の眼科撮影装置は、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、測定光を被検眼に入射させ、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、干渉光学系による干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像を形成する画像形成部と、を含み、干渉光学系は、光源からの光または測定光を、画像形成部による画像形成処理に供される第1波長帯の測定光と、第1波長帯以外の第2波長帯の測定光とに分割するための波長分割部材を含み、第1波長帯のみを含み光量が既定値以下の測定光を被検眼に入射させ、第2波長帯の測定光の光量を監視する監視部を含む。 The ophthalmologic photographing apparatus according to the embodiment divides light from a light source into measurement light and reference light, makes the measurement light incident on the subject's eye, and detects interference light between the return light of the measurement light from the subject's eye and the reference light An interference optical system, and an image forming unit that forms an image of the eye to be inspected based on the detection result of the interference light by the interference optical system. The interference optical system receives light from the light source or measurement light as an image forming unit. Including a wavelength division member for dividing the measurement light in the first wavelength band to be subjected to the image forming process by the light and the measurement light in the second wavelength band other than the first wavelength band, and including only the first wavelength band Includes a monitoring unit that causes measurement light having a predetermined value or less to enter the eye to be examined and monitors the amount of measurement light in the second wavelength band.
この発明によれば、被検眼の安全性を確保しつつ、画質の向上が可能な眼科撮影装置を提供することが可能になる。 According to the present invention, it is possible to provide an ophthalmologic photographing apparatus capable of improving the image quality while ensuring the safety of the eye to be examined.
この発明の実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に係る眼科撮影装置は、光干渉断層計の機能を有し、被検眼の光コヒーレンストモグラフィ(Optical Coherence Tomography:以下、OCT)を実行する。このOCTは、たとえば眼底や前眼部など、被検眼の任意の部位に対して実行される。 An example of an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The ophthalmologic imaging apparatus according to the present invention has a function of an optical coherence tomography, and executes optical coherence tomography (hereinafter referred to as OCT) of an eye to be examined. This OCT is performed on any part of the eye to be examined, such as the fundus or the anterior eye segment.
この明細書では、OCTによって取得される画像をOCT画像と総称することがある。また、この明細書において引用された文献の記載内容を、以下の実施形態の内容として援用することが可能である。 In this specification, images acquired by OCT may be collectively referred to as OCT images. Moreover, it is possible to use the description content of the literature referred in this specification as the content of the following embodiment.
以下の実施形態では、フーリエドメインタイプのOCTを実行可能な眼科撮影装置について説明する。特に、実施形態に係る眼科撮影装置は、スウェプトソースタイプのOCTの手法を適用可能である。なお、スウェプトソースタイプ以外のタイプ、たとえばスペクトラルドメインタイプのOCTを実行可能な眼科撮影装置に対して、この発明に係る構成を適用することも可能である。また、以下の実施形態ではOCT装置と眼底カメラとを組み合わせた装置について説明するが、眼底カメラ以外のモダリティ、たとえばSLO(Scanning Laser Ophthalmoscope)、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡、光凝固装置などに、実施形態に係る構成を有するOCT装置を組み合わせることも可能である。また、実施形態に係る構成を、単体のOCT装置に組み込むことも可能である。 In the following embodiment, an ophthalmologic imaging apparatus capable of executing Fourier domain type OCT will be described. In particular, the ophthalmologic photographing apparatus according to the embodiment can apply a swept source type OCT technique. Note that the configuration according to the present invention can also be applied to an ophthalmologic photographing apparatus capable of executing a type other than the swept source type, for example, a spectral domain type OCT. Further, in the following embodiment, an apparatus that combines an OCT apparatus and a fundus camera will be described. It is also possible to combine the OCT apparatus having the configuration according to the embodiment. In addition, the configuration according to the embodiment can be incorporated into a single OCT apparatus.
[構成]
図1に示すように、眼科撮影装置1は、眼底カメラユニット2、OCTユニット100および演算制御ユニット200を含んで構成される。眼底カメラユニット2は、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系を有する。OCTユニット100には、OCTを実行するための光学系が設けられている。演算制御ユニット200は、各種の演算処理や制御処理等を実行するコンピュータを具備している。
[Constitution]
As shown in FIG. 1, the
〔眼底カメラユニット〕
図1に示す眼底カメラユニット2には、被検眼Eの眼底Efの表面形態を表す2次元画像(眼底像)を取得するための光学系が設けられている。眼底像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、たとえば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、たとえば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、または近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット2は、これら以外の画像、たとえばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。
[Fundus camera unit]
The
眼底カメラユニット2には、被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが設けられている。更に、眼底カメラユニット2には、照明光学系10と撮影光学系30が設けられている。照明光学系10は眼底Efに照明光を照射する。撮影光学系30は、この照明光の眼底反射光を撮像装置(CCDイメージセンサ(単にCCDと呼ぶことがある)35、38)に導く。また、撮影光学系30は、OCTユニット100からの測定光を被検眼Eに導くとともに、被検眼Eを経由した測定光をOCTユニット100に導く。
The
照明光学系10の観察光源11は、たとえばハロゲンランプまたはLED(Light Emitting Diode)により構成される。観察光源11から出力された光(観察照明光)は、曲面状の反射面を有する反射ミラー12により反射され、集光レンズ13を経由し、可視カットフィルタ14を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源15の近傍にて一旦集束し、ミラー16により反射され、リレーレンズ17、18、絞り19およびリレーレンズ20を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー21の周辺部(孔部の周囲の領域)にて反射され、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により屈折されて眼底Efを照明する。
The observation
観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ22により屈折され、ダイクロイックミラー46を透過し、孔開きミラー21の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー55を透過し、合焦レンズ31を経由し、ミラー32により反射される。更に、この眼底反射光は、ハーフミラー33Aを透過し、ダイクロイックミラー33により反射され、集光レンズ34によりCCDイメージセンサ35の受光面に結像される。CCDイメージセンサ35は、たとえば所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置3には、CCDイメージセンサ35により検出された眼底反射光に基づく画像(観察画像)が表示される。なお、撮影光学系30のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Eの前眼部の観察画像が表示される。
The fundus reflection light of the observation illumination light is refracted by the
撮影光源15は、たとえばキセノンランプまたはLEDにより構成される。撮影光源15から出力された光(撮影照明光)は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Efに照射される。撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光のそれと同様の経路を通ってダイクロイックミラー33まで導かれ、ダイクロイックミラー33を透過し、ミラー36により反射され、集光レンズ37によりCCDイメージセンサ38の受光面に結像される。表示装置3には、CCDイメージセンサ38により検出された眼底反射光に基づく画像(撮影画像)が表示される。なお、観察画像を表示する表示装置3と撮影画像を表示する表示装置3は、同一のものであってもよいし、異なるものであってもよい。また、被検眼Eを赤外光で照明して同様の撮影を行う場合には、赤外の撮影画像が表示される。また、撮影光源としてLEDを用いることも可能である。
The
LCD(Liquid Crystal Display)39は、固視標や視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Eを固視させるための指標であり、眼底撮影時やOCT計測時などに使用される。 An LCD (Liquid Crystal Display) 39 displays a fixation target and an eyesight measurement index. The fixation target is an index for fixing the eye E to be examined, and is used at the time of fundus photographing or OCT measurement.
LCD39から出力された光は、その一部がハーフミラー33Aにて反射され、ミラー32に反射され、合焦レンズ31およびダイクロイックミラー55を経由し、孔開きミラー21の孔部を通過し、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により屈折されて眼底Efに投影される。LCD39の画面上における固視標の表示位置を変更することにより、被検眼Eの固視位置を変更できる。
A part of the light output from the
更に、眼底カメラユニット2には、従来の眼底カメラと同様にアライメント光学系50とフォーカス光学系60が設けられている。アライメント光学系50は、被検眼Eに対する装置光学系の位置合わせ(アライメント)を行うための指標(アライメント指標)を生成する。フォーカス光学系60は、被検眼Eに対してフォーカス(ピント)を合わせるための指標(スプリット指標)を生成する。
Further, the
アライメント光学系50のLED51から出力された光(アライメント光)は、絞り52、53およびリレーレンズ54を経由してダイクロイックミラー55により反射され、孔開きミラー21の孔部を通過し、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により被検眼Eの角膜に投影される。
The light (alignment light) output from the
アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ22、ダイクロイックミラー46および上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー55を透過し、合焦レンズ31を通過し、ミラー32により反射され、ハーフミラー33Aを透過し、ダイクロイックミラー33に反射され、集光レンズ34によりCCDイメージセンサ35の受光面に投影される。CCDイメージセンサ35による受光像(アライメント指標)は、観察画像とともに表示装置3に表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様の操作を行ってアライメントを実施する。また、演算制御ユニット200がアライメント指標の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行ってもよい(オートアライメント機能)。
The corneal reflection light of the alignment light passes through the
フォーカス調整を行う際には、照明光学系10の光路上に反射棒67の反射面が斜設される。フォーカス光学系60のLED61から出力された光(フォーカス光)は、リレーレンズ62を通過し、スプリット指標板63により2つの光束に分離され、二孔絞り64を通過し、ミラー65に反射され、集光レンズ66により反射棒67の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ20を経由し、孔開きミラー21に反射され、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により屈折されて眼底Efに投影される。
When performing the focus adjustment, the reflecting surface of the reflecting
フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同様の経路を通ってCCDイメージセンサ35により検出される。CCDイメージセンサ35による受光像(スプリット指標)は、観察画像とともに表示装置3に表示される。演算制御ユニット200は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ31およびフォーカス光学系60を移動させてピント合わせを行う(オートフォーカス機能)。また、スプリット指標を視認しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。
The fundus reflection light of the focus light is detected by the
ダイクロイックミラー46は、眼底撮影用の光路からOCT用の光路を分岐させている。ダイクロイックミラー46は、OCTに用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。このOCT用の光路には、OCTユニット100側から順に、コリメータレンズユニット40と、波長分割部材47と、光路長変更部41と、光スキャナ42と、合焦レンズ43と、ミラー44と、リレーレンズ45とが設けられている。波長分割部材47は、OCT用の光路からモニタ用の光路を分岐させている。モニタ用の光路には、検出部48が設けられている。
The
波長分割部材47は、測定光の光路に配置され、OCTユニット100において生成された測定光のうち、後述の画像形成部220による画像形成処理に供される第1波長帯と、第1波長帯以外の第2波長帯とに分割し、第1波長帯の測定光を透過させる。第1波長帯または第2波長帯は、1以上の波長範囲を含むことが可能である。以下では、測定光の波長帯のうち画像形成処理に供される1つの波長範囲を第1波長帯とし、測定光の波長帯のうち第1波長帯の両側の2つの波長範囲を第2波長帯として説明する。この実施形態では、波長分割部材47は、コリメータレンズユニット40と光スキャナ42との間の測定光の光路上の瞳位置に配置される。このような波長分割部材47は、1以上の波長選択部材により構成することが可能である。なお、波長分割部材47は、後述の光源ユニット101に含まれる光源からの光の光路に配置され、光源からの光を上記のような第1波長帯と第2波長帯とに分割するようにしてもよい。
The
検出部48は、波長分割部材47により分割されたモニタ用の光路に配置され、波長分割部材47により分割された第2波長帯の測定光の光量を検出する。すなわち、検出部48は、画像形成処理に供されない波長帯に測定光の光量を検出する。このような検出部48は、1以上の光検出器により構成することが可能である。
The
図2に、波長分割部材47および検出部48の構成例を示す。図2では、波長分割部材47および検出部48に加えてコリメータレンズユニット40および光路長変更部41が図示されている。図2において、図1と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
In FIG. 2, the structural example of the
波長分割部材47は、たとえば、第1波長選択部材471と、第2波長選択部材472とを含んで構成される。検出部48は、たとえば、第1光検出器481と、第2光検出器482とを含んで構成される。なお、検出部48は、第1光検出器481および第2光検出器482の一方だけで構成されていてもよい。この場合、波長分割部材47を構成する第1波長選択部材471および第2波長選択部材472の一方は、ハイパスフィルタまたはローパスフィルタであってもよい。また、第1光検出器481および第2光検出器482の一方が、光量以外の物理量(たとえば、偏光状態)などの検出に用いられてもよい。
The
第1波長帯の波長範囲がλ1〜λ2(λ1<λ2)である場合、第1波長選択部材471は、波長λ1以上の波長範囲の測定光を反射させ、それ以外の波長範囲(波長λ1未満の波長範囲)の測定光を透過させる。また、第2波長選択部材472は、波長λ2以下の波長範囲の測定光を反射させ、それ以外の波長範囲(波長λ2を超える波長範囲)の測定光を透過させる。このような第1波長選択部材471や第2波長選択部材472の一例として、ダイクロイックミラーなどがある。
When the wavelength range of the first wavelength band is λ 1 to λ 2 (λ 1 <λ 2 ), the first
第1光検出器481は、第1波長選択部材471を透過した測定光の光量を検出する。第2光検出器482は、第2波長選択部材472を透過した測定光の光量を検出する。このような第1光検出器481や第2光検出器482の一例として、フォトダイオードなどがある。
The
OCTユニット100により生成された測定光は、コリメータレンズユニット40により平行光とされる。平行光とされた測定光は、第1波長選択部材471により波長λ1以上の波長範囲の測定光と波長λ1未満の波長範囲の測定光とに分割される。波長λ1以上の波長範囲の測定光は第1波長選択部材471により反射され、波長λ1未満の波長範囲の測定光は第1波長選択部材471を透過する。第1波長選択部材471を透過した波長λ1未満の波長範囲の測定光は、第1光検出器481に導かれる。第1光検出器481は、波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量を検出する。波長λ1以上の波長範囲の測定光は、第2波長選択部材472に導かれる。
The measurement light generated by the
波長λ1以上の波長範囲の測定光は、第2波長選択部材472により波長λ2を超える波長範囲の測定光と波長λ2以下の波長範囲の測定光とに分割される。波長λ2以下の波長範囲の測定光は第2波長選択部材472により反射され、波長λ2を超える波長範囲の測定光は第2波長選択部材472を透過する。第2波長選択部材472を透過した波長λ2を超える波長範囲の測定光は、第2光検出器482に導かれる。第2光検出器482は、波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量を検出する。波長λ2以下の波長範囲の測定光は、波長λ1以上で波長λ2以下の波長範囲である第1波長帯の測定光として光路長変更部41に導かれる。
The measurement light in the wavelength range of wavelength λ 1 or more is split by the second
光路長変更部41は、図1に示す矢印の方向に移動可能とされ、OCT用の光路の光路長を変更する。この光路長の変更は、被検眼Eの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部41は、たとえばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含んで構成される。
The optical path
光スキャナ42は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な位置に配置されている。光スキャナ42は、OCT用の光路を通過する光(測定光LS)の進行方向を変更する。それにより、被検眼Eを測定光LSでスキャンすることができる。光スキャナ42は、たとえば、測定光LSをx方向にスキャンするガルバノミラーと、y方向にスキャンするガルバノミラーと、これらを独立に駆動する機構とを含んで構成される。それにより、測定光LSをxy平面上の任意の方向にスキャンすることができる。
The
〔OCTユニット〕
OCTユニット100の構成の一例を図3に示す。OCTユニット100には、被検眼EのOCT画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスウェプトソースタイプのOCT装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、波長掃引型(波長走査型)光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Eからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系である。干渉光学系による干渉光の検出結果(検出信号)は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、演算制御ユニット200に送られる。
[OCT unit]
An example of the configuration of the
光源ユニット101は、一般的なスウェプトソースタイプのOCT装置と同様に、出射光の波長を掃引(走査)可能な波長掃引型(波長走査型)光源を含んで構成される。波長掃引型光源は、共振器を含むレーザ光源を含んで構成される。光源ユニット101は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。
The
光源ユニット101から出力された光L0は、光ファイバ102により偏波コントローラ103に導かれてその偏光状態が調整される。偏波コントローラ103は、たとえばループ状にされた光ファイバ102に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ102内を導かれる光L0の偏光状態を調整する。
The light L0 output from the
偏波コントローラ103により偏光状態が調整された光L0は、光ファイバ104によりファイバカプラ105に導かれて測定光LSと参照光LRとに分割される。
The light L0 whose polarization state is adjusted by the
参照光LRは、光ファイバ110によりコリメータ111に導かれて平行光束となる。平行光束となった参照光LRは、光路長補正部材112および分散補償部材113を経由し、コーナーキューブ114に導かれる。光路長補正部材112は、参照光LRの光路長(光学距離)と測定光LSの光路長とを合わせるための遅延手段として作用する。分散補償部材113は、参照光LRと測定光LSとの間の分散特性を合わせるための分散補償手段として作用する。
The reference light LR is guided to the
コーナーキューブ114は、コリメータ111により平行光束となった参照光LRの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ114に入射する参照光LRの光路と、コーナーキューブ114から出射する参照光LRの光路とは平行である。また、コーナーキューブ114は、参照光LRの入射光路および出射光路に沿う方向に移動可能とされている。この移動により参照光LRの光路の長さが変更される。
The
なお、図1および図3に示す構成においては、測定光LSの光路(測定光路、測定アーム)の長さを変更するための光路長変更部41と、参照光LRの光路(参照光路、参照アーム)の長さを変更するためのコーナーキューブ114の双方が設けられているが、これらのうちのいずれか一方が設けられていてもよい。また、これら以外の光学部材を用いて、測定光路長と参照光路長との差を変更することも可能である。
1 and 3, the optical path
コーナーキューブ114を経由した参照光LRは、分散補償部材113および光路長補正部材112を経由し、コリメータ116によって平行光束から集束光束に変換されて光ファイバ117に入射し、偏波コントローラ118に導かれて参照光LRの偏光状態が調整される。
The reference light LR that has passed through the
偏波コントローラ118は、たとえば、偏波コントローラ103と同様の構成を有する。偏波コントローラ118により偏光状態が調整された参照光LRは、光ファイバ119によりアッテネータ120に導かれて、演算制御ユニット200の制御の下で光量が調整される。アッテネータ120により光量が調整された参照光LRは、光ファイバ121によりファイバカプラ122に導かれる。
For example, the
一方、ファイバカプラ105により生成された測定光LSは、光ファイバ127により導かれ、コリメータレンズユニット40により平行光束とされる。平行光束にされた測定光LSは、波長分割部材47、光路長変更部41、光スキャナ42、合焦レンズ43、ミラー44、およびリレーレンズ45を経由してダイクロイックミラー46に到達する。そして、測定光LSは、ダイクロイックミラー46により反射され、対物レンズ22により屈折されて被検眼Eに照射される。測定光LSは、被検眼Eの様々な深さ位置において散乱(反射を含む)される。このような後方散乱光を含む測定光LSの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ105に導かれ、光ファイバ128を経由してファイバカプラ122に到達する。
On the other hand, the measurement light LS generated by the
ファイバカプラ122は、光ファイバ128を介して入射された測定光LSと、光ファイバ121を介して入射された参照光LRとを合成して(干渉させて)干渉光を生成する。ファイバカプラ122は、所定の分岐比(たとえば1:1)で、測定光LSと参照光LRとの干渉光を分岐することにより、一対の干渉光LCを生成する。ファイバカプラ122から出射した一対の干渉光LCは、それぞれ光ファイバ123、124により検出器125に導かれる。
The
検出器125は、たとえば一対の干渉光LCをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出結果の差分を出力するバランスドフォトダイオード(Balanced Photo Diode)である。検出器125は、その検出結果(検出信号)をDAQ(Data Acquisition System)130に送る。DAQ130には、光源ユニット101からクロックKCが供給される。クロックKCは、光源ユニット101において、波長掃引型光源により所定の波長範囲内で掃引(走査)される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット101は、たとえば、各出力波長の光L0を分岐することにより得られた2つの分岐光の一方を光学的に遅延させた後、これらの合成光を検出した結果に基づいてクロックKCを生成する。DAQ130は、クロックKCに基づき、検出器125の検出結果をサンプリングする。DAQ130は、サンプリングされた検出器125の検出結果を演算制御ユニット200に送る。演算制御ユニット200は、たとえば一連の波長走査毎に(Aライン毎に)、検出器125により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより、各Aラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算制御ユニット200は、各Aラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。
The
〔演算制御ユニット〕
演算制御ユニット200の構成について説明する。演算制御ユニット200は、検出器125から入力される検出信号を解析して被検眼EのOCT画像を形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースタイプのOCT装置と同様である。
[Calculation control unit]
The configuration of the
また、演算制御ユニット200は、眼底カメラユニット2、表示装置3およびOCTユニット100の各部を制御する。たとえば演算制御ユニット200は、被検眼EのOCT画像を表示装置3に表示させる。
The
演算制御ユニット200は、たとえば、従来のコンピュータと同様に、マイクロプロセッサ、RAM(Random Access Memory)、ROM(Read Only Memory)、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼科撮影装置1を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット200は、各種の回路基板、たとえばOCT画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット200は、キーボードやマウス等の操作デバイス(入力デバイス)や、LCD等の表示デバイスを備えていてもよい。
The arithmetic and
〔制御系〕
眼科撮影装置1の制御系の構成について図4を参照しつつ説明する。なお、図4においては、眼科撮影装置1のいくつかの構成要素が省略されており、この実施形態を説明するために特に必要な構成要素が選択的に示されている。
[Control system]
The configuration of the control system of the ophthalmologic photographing
(制御部)
眼科撮影装置1の制御系は、制御部210を中心に構成される。制御部210は、たとえば、マイクロプロセッサ、RAM、ROM、ハードディスクドライブ、通信インターフェイス等を含んで構成される。制御部210には、主制御部211と記憶部212が設けられている。
(Control part)
The control system of the ophthalmologic photographing
(主制御部)
主制御部211は前述の各種制御を行う。特に、図4に示すように、主制御部211は、眼底カメラユニット2の撮影合焦駆動部31A、CCDイメージセンサ35および38、LCD39、光路長変更部41、光スキャナ42、OCT合焦駆動部43Aおよび検出部48、並びに、OCTユニット100の光源ユニット101、参照駆動部114A、検出器125およびDAQ130などを制御する。
(Main control unit)
The
撮影合焦駆動部31Aは、合焦レンズ31を光軸方向に移動させる。それにより、撮影光学系30の合焦位置が変更される。なお、主制御部211は、図示しない光学系駆動部を制御して、眼底カメラユニット2に設けられた光学系を3次元的に移動させることができる。この制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Eの運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとピント合わせが実行される。トラッキングは、被検眼Eを動画撮影して得られる画像に基づき被検眼Eの位置や向きに合わせて装置光学系をリアルタイムで移動させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。
The photographing
OCT合焦駆動部43Aは、測定光路の光軸に沿って合焦レンズ43を移動させる。それにより、測定光LSの合焦位置が変更される。測定光LSの合焦位置は、測定光LSのビームウェストの深さ位置(z位置)に相当する。
The OCT focusing
参照駆動部114Aは、参照光路に設けられたコーナーキューブ114を移動させる。それにより、参照光路の長さが変更される。なお、前述したように、光路長変更部41と、コーナーキューブ114および参照駆動部114Aとのいずれか一方のみが設けられた構成であってもよい。
The
図4に示すように、主制御部211は、監視部2111を有する。
As illustrated in FIG. 4, the
(監視部)
監視部2111は、検出部48による検出結果に基づいて、波長分割部材47により分割された第2波長帯の測定光の光量を監視する。具体的には、監視部2111は、波長分割部材47により分割された、波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量および波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量を監視する。OCTユニット100において生成された全波長帯の測定光の光量は既知の光量とすることが可能であるため、第2波長帯の測定光の光量を検出することにより第1波長帯の測定光の光量を正確に推定することが可能である。従って、監視部2111により第2波長帯の測定光の光量を監視することで、第1波長帯の測定光の光量を監視することが可能になる。
(Monitoring Department)
The
たとえば、監視部2111は、第1光検出器481により検出された波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量と第2光検出器482により検出された波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量とを加算することで、第2波長帯の測定光の光量を求めることが可能である。監視部2111は、求められた第2波長帯の測定光の光量とあらかじめ決められた閾値とを比較し、比較結果を生成する。主制御部211は、監視部2111による比較結果に基づき第2波長帯の測定光の光量が上記の閾値以上であると判別されたとき、被検眼Eに入射する測定光の光量が多いと判断し、後述の報知部250に報知情報を出力させたり、被検眼Eに対する測定光の入射を停止させたりすることができる。測定光の入射を停止させる場合、光源ユニット101が波長掃引型光源からの光の光路に対して挿入可能に構成されたシャッター部材を備え、主制御部211は、監視部2111からの出力(監視結果)に基づいてシャッター部材を当該光の光路に挿入させることで測定光の入射を停止させることが可能である。また、主制御部211は、監視部2111からの出力に基づいて、光源ユニット101が有する波長掃引型光源を制御するようにしてもよい。この場合、主制御部211は、たとえば、監視部2111からの出力に基づいて、波長掃引型光源からの光の光量を調整(低減)することが可能である。
For example, the
なお、監視部2111は、第1光検出器481により検出された波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量と第2光検出器482により検出された波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量とを重み付けして得られた光量を第2波長帯の測定光の光量として求めてもよい。
The
また、監視部2111は、波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量について第1閾値を設け、波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量について第2閾値を設けてもよい。たとえば、監視部2111は、波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量と第1閾値とを比較するとともに波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量と第2閾値とを比較し、これら2つの比較結果の双方または一方に基づいて、被検眼Eに入射する測定光の光量が多いか否かを判断するようにしてもよい。或いは、波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量および波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量のいずれかと第2閾値とを比較し、双方の比較結果に基づいて、被検眼Eに入射する測定光の光量が多いか否かを判断するようにしてもよい。或いは、監視部2111は、波長λ1未満の波長範囲の測定光の光量または波長λ2を超える波長範囲の測定光の光量の一方と閾値との比較結果に基づいて、被検眼Eに入射する測定光の光量が多いか否かを判断するようにしてもよい。
The
(記憶部)
記憶部212は、各種のデータを記憶する。記憶部212に記憶されるデータとしては、たとえば、OCT画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者IDや氏名などの被検者に関する情報や、左眼/右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。また、記憶部212には、眼科撮影装置1を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。
(Memory part)
The
(画像形成部)
画像形成部220は、検出器125(DAQ130)からの検出信号に基づいて、眼底Efの断面像の画像データを形成する。すなわち、画像形成部220は、干渉光学系による干渉光LCの検出結果に基づいて被検眼Eの画像データを形成する。この処理には、従来のスウェプトソースタイプのOCTと同様に、ノイズ除去(ノイズ低減)、フィルタ処理、FFT(Fast Fourier Transform)などの処理が含まれている。このようにして取得される画像データは、複数のAライン(被検眼E内における各測定光LSの経路)における反射強度プロファイルを画像化することにより形成された一群の画像データを含むデータセットである。
(Image forming part)
The
画質を向上させるために、同じパターンでのスキャンを複数回繰り返して収集された複数のデータセットを重ね合わせる(加算平均する)ことができる。 In order to improve the image quality, it is possible to superimpose (addition average) a plurality of data sets acquired by repeating scanning with the same pattern a plurality of times.
画像形成部220は、たとえば、前述の回路基板を含んで構成される。なお、この明細書では、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。また、被検眼Eの部位とその画像とを同一視することもある。
The
(データ処理部)
データ処理部230は、画像形成部220により形成されたOCT画像に対して各種のデータ処理(画像処理)や解析処理を施す。たとえば、データ処理部230は、画像の輝度補正や分散補正等の補正処理を実行する。また、データ処理部230は、眼底カメラユニット2により得られた画像(眼底像、前眼部像等)に対して各種の画像処理や解析処理を施す。
(Data processing part)
The
データ処理部230は、断面像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行することにより、被検眼Eのボリュームデータ(ボクセルデータ)を形成することができる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理部230は、このボリュームデータに対してレンダリング処理を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な3次元画像を形成する。
The
データ処理部230は、眼底像とOCT画像との位置合わせを行うことができる。眼底像とOCT画像とが並行して取得される場合には、双方の光学系が同軸であることから、(ほぼ)同時に取得された眼底像とOCT画像とを、撮影光学系30の光軸を基準として位置合わせすることができる。また、眼底像とOCT画像との取得タイミングに関わらず、OCT画像のうち眼底Efの相当する画像領域の少なくとも一部をxy平面に投影して得られる正面画像と、眼底像との位置合わせをすることにより、そのOCT画像とその眼底像とを位置合わせすることも可能である。この位置合わせ手法は、眼底像取得用の光学系とOCT用の光学系とが同軸でない場合においても適用可能である。また、双方の光学系が同軸でない場合であっても、双方の光学系の相対的な位置関係が既知であれば、この相対位置関係を参照して同軸の場合と同様の位置合わせを実行することが可能である。
The
以上のように機能するデータ処理部230は、たとえば、マイクロプロセッサ、RAM、ROM、ハードディスクドライブ、回路基板等を含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、上記機能をマイクロプロセッサに実行させるコンピュータプログラムがあらかじめ格納されている。
The
(報知部)
報知部250は、制御部210(主制御部211)からの制御を受け、報知情報を出力する。具体的には、報知部250は、監視部2111からの出力に基づいて報知を行う(報知情報を出力する)。報知部250としては、音声出力部などがある。この場合、報知部250は、報知情報として聴覚的情報(警告メッセージ、警告音など)を出力することが可能である。また、報知部250の機能が表示部241により実現されてもよい。この場合、報知部250(表示部241)は、報知情報として視覚的情報(文字列情報、画像情報など)を出力することが可能である。
(Notification part)
The
(ユーザインターフェイス)
ユーザインターフェイス240には、表示部241と操作部242とが含まれる。表示部241は、前述した演算制御ユニット200の表示デバイスや表示装置3を含んで構成される。操作部242は、前述した演算制御ユニット200の操作デバイスを含んで構成される。操作部242には、眼科撮影装置1の筐体や外部に設けられた各種のボタンやキーが含まれていてもよい。また、表示部241は、眼底カメラユニット2の筺体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。
(User interface)
The
なお、表示部241と操作部242は、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。たとえばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部242は、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部242に対する操作内容は、電気信号として制御部210に入力される。また、表示部241に表示されたグラフィカルユーザインターフェイス(GUI)と、操作部242とを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。
The
OCTユニット100、コリメータレンズユニット40、波長分割部材47、検出部48、光路長変更部41、光スキャナ42、合焦レンズ43、ミラー44、およびリレーレンズ45は、この実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。
The
(波長分割部材)
波長分割部材47は、光源ユニット101から出力された光L0を分岐することにより得られた測定光LSのうち画像形成処理に供される第1波長帯の測定光と、第1波長帯以外の第2波長帯の測定光とに分割する。
(Wavelength division member)
The
図5に、光源ユニット101の波長掃引型光源から出力された光L0の光量を模式的に示す。図5は、横軸に時間を表し、縦軸に光量を表している。波長掃引型光源は、所定の波長λ0〜λNの波長範囲の波長帯WL0で出力波長が時間の経過とともに変化する光L0を出力する。上記のように光源ユニット101は波長掃引型光源から出力された光L0に基づき光学的にクロックKCを生成するため、波長帯WL0のうちクロックKCの周波数が安定する波長λ1〜λ2(λ0<λ1<λ2<λN)の波長範囲の波長帯WL1(すなわち、第1波長帯)の測定光が画像形成部220による画像形成処理に供される。この実施形態では、波長帯WL1は、干渉光LCの検出結果に基づくスペクトル分布に対するサンプリング範囲に基づきあらかじめ設定される。波長分割部材47は、図2の構成により、コリメータレンズユニット40からの測定光LSを、波長λ1〜λ2の波長範囲の波長帯WL1(第1波長帯)の測定光と、波長λ1未満の波長範囲の波長帯WL2および波長λ2を超える波長範囲の波長帯WL3(第2波長帯)の測定光とに分割する。眼科撮影装置1は、波長帯WL1の測定光を用いてOCT計測を行う。波長分割部材47により分割された波長帯WL1以外の波長帯WL2、WL3(すなわち、第2波長帯)の測定光(図5の面積R1、R2に対応した光量)は画像形成処理に供されることなく、検出部48により検出される。
FIG. 5 schematically shows the light amount of the light L0 output from the wavelength sweep type light source of the
眼科撮影装置1は、画像形成部220による画像形成処理に供される波長帯WL1の測定光を既定値の光量以下で被検眼Eに入射する。既定値は、眼科撮影装置1を構成する光学部材や制御内容や被検眼の安全性などを考慮して事前に決められる。また、眼科撮影装置1は、画像形成処理に供される波長帯WL1以外の波長帯WL2、WL3の測定光の光量を監視し、その監視結果に基づいて報知を行うことができる。これにより、被検眼の安全性を確保しつつ、図4の面積R1、R2に対応した光量分だけ光量を増加させた光L0を光源ユニット101から出力することで、図4の面積R3に対応する光量分だけ測定光の光量を増加させることができる。このように、画像形成処理に供されない光量を活用することで、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置1により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。
The ophthalmologic photographing
このような波長分割部材47は、次のような位置に配置されることが望ましい。
Such a
図6に、この実施形態における波長分割部材47の配置位置の説明図を模式的に示す。図6では、一部の光学部材の図示が省略されている。また、図6において、図1または図3と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
FIG. 6 schematically illustrates an arrangement position of the
この実施形態では、波長分割部材47は、たとえば、測定光LSと参照光LRとの分割位置から、波長掃引型光源に含まれるレーザ光源の共振器の共振器長の整数倍または半整数倍だけ光学的に離れた位置と異なる測定光の光路上の位置に配置される。測定光LSと参照光LRとの分割位置は、たとえば、ファイバカプラ105から測定光LSが出射される出射端の位置である。
In this embodiment, the
より具体的には、測定光LSと参照光LRとの分割位置から波長分割部材47の前面(光源ユニット101側の面)までの光学的な距離をLとし、測定光LSと参照光LRとの分割位置から波長分割部材47の後面(光スキャナ42側の面)までの光学的な距離をL´とし、波長掃引型光源に含まれるレーザ光源の共振器の共振器長をCLとし、1以上の整数をnとすると、波長分割部材47は、式(1)、式(2)を満たす測定光の光路上の位置に配置される。
More specifically, the optical distance from the division position of the measurement light LS and the reference light LR to the front surface of the wavelength division member 47 (the surface on the
式(1)、式(2)を満たす測定光の光路上の位置に波長分割部材47を配置することにより、コヒーレンスリバイバル現象を回避し、眼科撮影装置1により取得された画像の画質の劣化を抑えることができる。
By arranging the
また、波長分割部材47は、図1に示すように、光スキャナ42より光源ユニット101側に配置される。こうすることにより、光スキャナ42によるスキャン範囲内の測定光について波長選択を行う必要がなくなり、波長分割部材47のサイズを小さくすることが可能になる。
Further, as shown in FIG. 1, the
また、波長分割部材47は、図1に示すように、干渉光学系により光が平行光として導かれる光路上の位置に配置される。また、当該位置は、対物レンズ22等の光学素子により決まる瞳位置とすることが可能である。こうすることにより、結像位置での光学的な収差を最小限に抑えることが可能になる。
As shown in FIG. 1, the
また、波長分割部材47は、測定光の光路上において、被検眼Eの瞳孔と光学的な共役な位置と異なる位置に配置される。こうすることにより、戻り光のノイズを低減することが可能になる。
Further, the
また、波長分割部材47により分割される測定光の第1波長帯および第2波長帯の少なくとも一方は、変更可能に構成されていてもよい。たとえば、波長分割部材47は、互いに波長分割特性が異なる複数の波長分割部材を備え、複数の波長分割部材を択一的に測定光の光路に挿入可能に構成される。主制御部211は、複数の波長分割部材のいずれかを測定光の光路に挿入させることにより、波長分割部材47により分割される測定光の第1波長帯および第2波長帯の少なくとも一方を変更することができる。
Further, at least one of the first wavelength band and the second wavelength band of the measurement light divided by the
このように、波長分割部材47により分割される測定光の第1波長帯および第2波長帯の少なくとも一方を変更可能に構成することにより、波長掃引型光源の出力波長の誤差があった場合でも、被検眼の安全性の確保と測定光の光量増加による画質の向上とを図ることが可能になる。
As described above, by configuring at least one of the first wavelength band and the second wavelength band of the measurement light divided by the
[動作例]
眼科撮影装置1の動作について説明する。
[Operation example]
The operation of the ophthalmologic photographing
図7に、眼科撮影装置1の動作例のフロー図を示す。この動作例には、画像に基づく被検眼Eと装置光学系との位置合わせの処理と、画像に基づく走査領域の設定処理とが含まれる。位置合わせの処理には、OCT計測のためのアライメント(オートアライメント)、ピント合わせ(オートフォーカス)、トラッキング(オートトラッキング)が含まれる。
FIG. 7 shows a flowchart of an operation example of the ophthalmologic photographing
(S1)
まず、観察光源11からの照明光(可視カットフィルタ14により近赤外光となる)で眼底Efを連続照明することにより、眼底Efの近赤外動画像の取得を開始する。この近赤外動画像は、連続照明が終了するまでリアルタイムで得られる。この動画像を構成する各フレームの画像は、フレームメモリ(記憶部212)に一時記憶され、データ処理部230に逐次送られる。
(S1)
First, acquisition of a near-infrared moving image of the fundus oculi Ef is started by continuously illuminating the fundus oculi Ef with illumination light from the observation light source 11 (which becomes near-infrared light by the visible cut filter 14). This near-infrared moving image is obtained in real time until the continuous illumination ends. The image of each frame composing the moving image is temporarily stored in the frame memory (storage unit 212) and sequentially sent to the
なお、被検眼Eには、アライメント光学系50によるアライメント指標と、フォーカス光学系60によるスプリット指標とが投影されている。よって、近赤外動画像にはアライメント指標とスプリット指標とが描出されている。これら指標を用いてアライメントやピント合わせを行うことができる。また、被検眼Eには、LCD39による固視標も投影されている。被検者は、この固視標を凝視するように指示を受ける。
Note that an alignment index by the alignment
(S2)
データ処理部230は、光学系によって被検眼Eを動画撮影することにより得られるフレームを逐次に解析して、アライメント視標の位置を求め、光学系の移動量を算出する。制御部210は、データ処理部230により算出された光学系の移動量に基づいて図示しない光学系駆動部を制御することにより、オートアライメントを行う。
(S2)
The
(S3)
データ処理部230は、光学系によって被検眼Eを動画撮影することにより得られるフレームを逐次に解析して、スプリット視標の位置を求め、合焦レンズ31の移動量を算出する。制御部210は、データ処理部230により算出された合焦レンズ31の移動量に基づいて撮影合焦駆動部31Aを制御することにより、オートフォーカスを行う。
(S3)
The
(S4)
続いて、制御部210は、オートトラッキングを開始する。具体的には、データ処理部230は、光学系によって被検眼Eを動画撮影することにより逐次に得られるフレームをリアルタイムで解析して、被検眼Eの動き(位置の変化)を監視する。制御部210は、逐次に取得される被検眼Eの位置に合わせて光学系を移動させるように図示しない光学系駆動部を制御する。それにより、被検眼Eの動きに対して光学系をリアルタイムで追従させることができ、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持することが可能となる。
(S4)
Subsequently, the
(S5)
制御部210は、近赤外動画像を表示部241にリアルタイムで表示させる。ユーザは、操作部242を用いることにより、この近赤外動画像上に走査領域を設定する。設定される走査領域は1次元領域でも2次元領域でもよい。
(S5)
The
なお、測定光LSの走査態様や注目部位(視神経乳頭、黄斑部、病変部等)があらかじめ設定されている場合などには、これら設定内容に基づいて制御部210が走査領域を設定するように構成することも可能である。具体的には、データ処理部230による画像解析により注目部位を特定し、制御部210が、この注目部位を含むように(たとえば、この注目部位が中心に位置するように)所定パターンの領域を設定する。
When the scanning mode of the measurement light LS and the region of interest (optic nerve head, macula, lesion, etc.) are set in advance, the
また、過去に実施されたOCT計測と同じ走査領域を設定する場合(いわゆるフォローアップ)、制御部210は、この過去の走査領域をリアルタイム近赤外動画像上に再現して設定することができる。その具体例として、制御部210は、過去の検査で設定された走査領域を表す情報(走査態様等)と、この走査領域が設定された近赤外眼底像(静止画、たとえばフレームでよい)とを対応付けて記憶部212に記憶させている(実用上は、患者IDや左右眼情報とも対応付けられる)。制御部210は、過去の近赤外眼底像と現在の近赤外動画像のフレームとの位置合わせを行い、過去の近赤外眼底像における走査領域に対応する現在の近赤外動画像中の画像領域を特定する。これにより、過去の検査で適用された走査領域が現在の近赤外動画像に対して設定される。
Further, when setting the same scanning region as the OCT measurement performed in the past (so-called follow-up), the
(S6)
検出部48は、波長分割部材47により分割された第2波長帯の測定光の光量を検出する。監視部2111は、検出部48により検出された第2波長帯の測定光の光量と所定の閾値とを比較する。
(S6)
The
(S7)
監視部2111において第2波長帯の測定光の光量が所定の閾値未満であると判別されたとき(S7:Y)、眼科撮影装置1の動作は、S8に移行する。監視部2111において第2波長帯の測定光の光量が所定の閾値以上であると判別されたとき(S7:N)、眼科撮影装置1の動作は、S9に移行する。
(S7)
When the
(S8)
監視部2111において第2波長帯の測定光の光量が所定の閾値未満であると判別されたとき(S7:Y)、制御部210は、光源ユニット101や光路長変更部41を制御するとともに、S5で設定された走査領域に基づいて光スキャナ42を制御することにより、眼底EfのOCT計測を行う。
(S8)
When the
画像形成部220は、上記のようにクロックKCに基づいて、検出器150により得られた検出信号をサンプリングすることにより得られた収集データに基づいて、当該Aラインの断層像(画像)を形成する。走査態様が3次元スキャンである場合、データ処理部230は、画像形成部220により形成された複数の断層像に基づいて眼底Efの3次元画像を形成する。以上で、この動作例は終了となる(エンド)。
The
(S9)
監視部2111において第2波長帯の測定光の光量が所定の閾値以上であると判別されたとき(S7:N)、制御部210(主制御部211)は、報知部250に報知情報の出力、および被検眼Eに対する測定光の入射の停止のうち少なくとも一方を行う。その後、眼科撮影装置1の動作は終了となる(エンド)。
(S9)
When the
なお、S6、S7、S9に示す監視部2111の監視結果に基づく制御部210の制御は、S1〜S5のいずれかで行われてもよい。
In addition, control of the
また、上記のS4、S5の順序を入れ替えてもよい。また、上記のS4、S5では、近赤外動画像を表示させ、この近赤外動画像上に走査領域を設定しているが、走査領域の設定態様はこれに限定されるものではない。たとえば、近赤外動画像における一のフレームの画像(基準画像と呼ぶ)を表示させるとともに、そのバックグラウンドでオートトラッキングを実行する。基準画像上に走査領域が設定されると、制御部210は、基準画像と、現にオートトラッキングに供されている画像との間の位置合わせを行うことにより、基準画像上に設定された走査領域に対応するリアルタイム近赤外動画像中の画像領域を特定する。この処理によっても上記S4、S5と同様にリアルタイム近赤外動画像中に走査領域を設定できる。さらに、この方法によれば、静止画像上に走査領域を設定することができるので、現にオートトラッキングされている動画像上に設定する場合よりも作業の容易化や確実化を図ることができる。
Further, the order of S4 and S5 may be changed. Moreover, in said S4 and S5, a near-infrared moving image is displayed and the scanning area | region is set on this near-infrared moving image, However, The setting aspect of a scanning area | region is not limited to this. For example, an image of one frame (referred to as a reference image) in the near-infrared moving image is displayed, and auto tracking is executed in the background. When the scanning area is set on the reference image, the
なお、上記の実施形態は、眼科撮影装置に限定されることなく眼科装置に適用することが可能である。この場合、監視部は、光源からの光の光量や偏光状態などを監視するようにしてもよい。すなわち、眼科装置は、光源からの光を被検眼に入射させ、被検眼からの戻り光を検出する光学系と、光学系による戻り光の検出結果に基づいて被検眼に関する情報(たとえば、画像)を生成する情報生成部とを含むことが可能である。この光学系は、光源からの光を、情報生成部による情報生成処理に供される第1波長帯の光と、第1波長帯以外の第2波長帯の光とに分割するための波長分割部材を含み、第1波長帯のみを含む光を被検眼に入射させる。眼科装置は、第2波長帯の光を監視する監視部を含む。 Note that the above embodiment is not limited to an ophthalmologic photographing apparatus, and can be applied to an ophthalmologic apparatus. In this case, the monitoring unit may monitor the amount of light from the light source, the polarization state, and the like. That is, the ophthalmologic apparatus makes light from a light source incident on the subject's eye, detects the return light from the subject's eye, and information about the eye to be examined (for example, an image) based on the detection result of the return light by the optical system It is possible to include the information generation part which produces | generates. This optical system divides light from a light source into light in a first wavelength band used for information generation processing by an information generation unit and light in a second wavelength band other than the first wavelength band. The light including the member and including only the first wavelength band is incident on the eye to be examined. The ophthalmologic apparatus includes a monitoring unit that monitors light in the second wavelength band.
[作用・効果]
この実施形態に係る眼科撮影装置のいくつかの作用および効果について説明する。
[Action / Effect]
Several actions and effects of the ophthalmologic photographing apparatus according to this embodiment will be described.
実施形態の眼科撮影装置は、干渉光学系(たとえば、OCTユニット100、コリメータレンズユニット40、波長分割部材47、検出部48、光路長変更部41、光スキャナ42、合焦レンズ43、ミラー44、およびリレーレンズ45)と、画像形成部(たとえば、画像形成部220)とを含む。干渉光学系は、光源(たとえば、光源ユニット101の波長掃引型光源)からの光(たとえば、光L0)を測定光(たとえば、測定光LS)と参照光(たとえば、参照光LR)とに分割し、測定光を被検眼(たとえば、被検眼E)に入射させ、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光(たとえば、干渉光LC)を検出する。画像形成部は、干渉光学系による干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像を形成する。干渉光学系は、波長分割部材(たとえば、波長分割部材47)を含む。波長分割部材は、光源からの光または測定光を、画像形成部による画像形成処理に供される第1波長帯(たとえば、波長帯WL1)の測定光と、第1波長帯以外の第2波長帯(たとえば、波長帯WL2、WL3)の測定光とに分割するために用いられる。眼科撮影装置は、第1波長帯のみを含む測定光を被検眼に入射させ、第2波長帯の測定光の光量を監視する監視部(たとえば、監視部2111)を含む。
The ophthalmologic photographing apparatus according to the embodiment includes an interference optical system (for example, an
このような構成によれば、測定光を画像形成部による画像形成処理に供される第1波長帯の測定光とそれ以外の第2波長帯の測定光とに分割し、第2波長帯の測定光の光量を監視するとともに第1波長帯の測定光を被検眼に入射させることにより、被検眼の安全性を確保しつつ、被検眼に入射する測定光の光量を、画像形成処理に供されない波長帯の測定光の光量分だけ増加させることが可能になる。これにより、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。 According to such a configuration, the measurement light is divided into measurement light in the first wavelength band used for image forming processing by the image forming unit and measurement light in the second wavelength band other than that, By monitoring the light quantity of the measurement light and making the measurement light in the first wavelength band enter the eye to be examined, the light quantity of the measurement light incident on the eye to be examined is used for image forming processing while ensuring the safety of the eye to be examined. It is possible to increase the amount of measurement light in a wavelength band that is not used. Thereby, it is possible to improve the image quality of the image acquired by the ophthalmologic photographing apparatus while ensuring the safety of the eye to be examined.
また、監視部からの出力に基づいて報知を行う報知部(たとえば、報知部250)を含んでもよい。 Moreover, you may include the alerting | reporting part (for example, alerting | reporting part 250) which alert | reports based on the output from a monitoring part.
このような構成によれば、被検眼に入射する測定光の光量に基づく安全性に関する報知を被検者に対して行うことができ、被検眼の安全性を確保することが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to notify the subject of safety based on the amount of measurement light incident on the subject's eye, and to ensure the safety of the subject's eye.
また、監視部からの出力に基づいて被検眼に対する測定光の入射を停止させる制御部(たとえば、制御部210または主制御部211)を含んでもよい。
Further, a control unit (for example, the
このような構成によれば、被検眼の安全性を担保することが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to ensure the safety of the eye to be examined.
また、監視部からの出力に基づいて光源を制御する制御部を含んでもよい。 Moreover, you may include the control part which controls a light source based on the output from a monitoring part.
このような構成によれば、光源を制御することにより、被検眼に測定光の入射を停止させたり、測定光の光量を調整することができるので、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。 According to such a configuration, by controlling the light source, it is possible to stop the incidence of the measurement light on the eye to be examined or to adjust the light quantity of the measurement light. It becomes possible to improve the image quality of the image acquired by the photographing apparatus.
また、実施形態の眼科装置(たとえば、眼科撮影装置1)は、光学系と、情報生成部とを含む。光学系(たとえば、OCTユニット100、コリメータレンズユニット40、波長分割部材47、検出部48、光路長変更部41、光スキャナ42、合焦レンズ43、ミラー44、およびリレーレンズ45)は、光源(たとえば、光源ユニット101の波長掃引型光源)からの光(たとえば、測定光)を被検眼(たとえば、被検眼E)に入射させ、被検眼からの戻り光を検出する。情報生成部(たとえば、画像形成部220)は、光学系による戻り光の検出結果に基づいて被検眼に関する情報(たとえば、画像)を生成する。光学系は、光源からの光を、情報生成部による情報生成処理(たとえば、画像形成処理)に供される第1波長帯(たとえば、波長帯WL1)の光と、第1波長帯以外の第2波長帯(たとえば、波長帯WL2、WL3)の光とに分割するための波長分割部材(たとえば、波長分割部材47)を含み、第1波長帯のみを含む光を被検眼に入射させる。眼科装置は、第2波長帯の光を監視する監視部(たとえば、監視部2111)を含む。
Moreover, the ophthalmologic apparatus (for example, ophthalmologic imaging apparatus 1) of embodiment contains an optical system and an information generation part. The optical system (for example, the
このような構成によれば、光源からの光を情報生成部による情報生成処理に供される第1波長帯の光とそれ以外の第2波長帯の光とに分割し、第2波長帯の光の光量を監視するとともに第1波長帯の光を被検眼に入射させることにより、被検眼の安全性を確保しつつ、被検眼に入射する光の光量を、情報生成処理に供されない波長帯の光の光量分だけ増加させることが可能になる。これにより、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科装置において生成された情報の質を向上させることが可能になる。 According to such a configuration, the light from the light source is divided into light in the first wavelength band that is used for information generation processing by the information generation unit and light in the second wavelength band other than that, and the light in the second wavelength band is divided. A wavelength band in which the amount of light incident on the subject's eye is not subjected to information generation processing while ensuring the safety of the subject's eye by monitoring the amount of light and making light in the first wavelength band incident on the subject's eye It is possible to increase by the amount of light. As a result, it is possible to improve the quality of information generated in the ophthalmologic apparatus while ensuring the safety of the eye to be examined.
(変形例)
眼科撮影装置1が複数の動作モードを有し、動作モードに応じた波長帯の測定光を被検眼Eに入射することによりOCT計測を行う場合、波長分割部材47により分割される第1波長帯および第2波長帯は、当該動作モードに応じて変更可能であってもよい。
(Modification)
When the ophthalmologic photographing
本変形例に係る眼科撮影装置の構成および動作は、本実施形態に係る眼科撮影装置1の構成および動作とほぼ同様である。以下では、本変形例に係る眼科撮影装置について、本実施形態との相違点を中心に説明する。
The configuration and operation of the ophthalmic imaging apparatus according to this modification are substantially the same as the configuration and operation of the
図8に、本変形例に係る眼科撮影装置の制御系のブロック図の一例を示す。図8において、図4と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。本変形例に係る眼科撮影装置の制御系の構成が本実施形態に係る眼科撮影装置1の制御系の構成と異なる主な点は、主制御部211にモード切替部2112が設けられた点である。
FIG. 8 shows an example of a block diagram of a control system of the ophthalmologic photographing apparatus according to this modification. 8, parts similar to those in FIG. 4 are given the same reference numerals, and description thereof will be omitted as appropriate. The main difference between the configuration of the control system of the ophthalmologic imaging apparatus according to this modification and the configuration of the control system of the
本変形例に係る眼科撮影装置は、OCTユニット100(干渉光学系)および画像形成部220の少なくとも一方の動作内容が異なる複数の動作モードのいずれかでOCT計測を行い、切り替えられた動作モードで行われたOCT計測により被検眼Eの画像を取得することが可能である。モード切替部2112は、操作部242に対するユーザの操作を受け、複数の動作モードを切り替える。このような複数の動作モードには、撮影部位に応じた撮影モード、病変に応じた検査モード、スキャンパターンに応じた撮影モード、取得された画像に対する解析内容に応じた動作モード、OCT計測により得られた結果の出力態様に応じた動作モードなどがある。
The ophthalmologic imaging apparatus according to this modification performs OCT measurement in any of a plurality of operation modes in which at least one of the operation contents of the OCT unit 100 (interference optical system) and the
本変形例に係る眼科撮影装置は、たとえば、撮影部位に応じた撮影モードとして、前眼部を撮影するための前眼部撮影モードと眼底を撮影するための眼底撮影モードのいずれかに切り替えることができるものとする。前眼部撮影モードでは、中心波長λaの前眼部撮影波長帯の測定光によりOCT計測が行われ、眼底撮影モードでは、中心波長λb(λa>λb)の眼底撮影波長帯の測定光によりOCT計測が行われる。また、撮影モードに応じて発振波長帯域内のデータのサンプリング点数とサンプリング間隔とが変更され、断層像の表示領域が変更される。 The ophthalmologic imaging apparatus according to the present modification switches, for example, either an anterior ocular segment imaging mode for imaging the anterior ocular segment or a fundus imaging mode for imaging the fundus as an imaging mode according to the imaging region. Shall be able to. In the anterior segment imaging mode, OCT measurement is performed using measurement light in the anterior segment imaging wavelength band of the center wavelength λa, and in the fundus imaging mode, OCT is performed using measurement light in the fundus imaging wavelength band of the center wavelength λb (λa> λb). Measurement is performed. In addition, the number of sampling points and the sampling interval of data within the oscillation wavelength band are changed according to the imaging mode, and the tomographic image display area is changed.
主制御部211は、モード切替部2112により切り替えられた動作モードに応じて、波長分割部材47により分割される測定光の第1波長帯および第2波長帯のうち少なくとも1つを変更する。具体的には、モード切替部2112により前眼部撮影モードに切り替えられたとき、主制御部211は、第1波長帯が前眼部撮影波長帯となるように第1波長帯および第2波長帯が変更されるように波長分割部材47を制御する。また、モード切替部2112により眼底撮影モードに切り替えられたとき、主制御部211は、第1波長帯が眼底撮影波長帯となるように第1波長帯および第2波長帯が変更されるように波長分割部材47を制御する。波長分割部材47は、上記したように第1の波長帯及び第2波長帯の変更が可能である。
The
また、光源ユニット101が第1波長帯および第2波長帯の光を出射可能な1以上の光源(波長掃引型光源)を備え、主制御部211は、波長分割部材47により分割された第1波長帯(または第2波長帯)の変更に応じて、光源ユニット101の光源の出力波長帯を変更するようにしてもよい。この場合、主制御部211は、1つの波長掃引型光源から出射する光の波長帯を変更するようにしてもよいし、互いに出力波長帯が異なる複数の波長掃引型光源を切り替えるようにしてもよい。
The
(その他の変形例)
実施形態における波長分割部材47は、図2に示す構成に限定されず、他の構成であってもよい。
(Other variations)
The
また、波長掃引波長範囲(図5の波長帯WL0に相当)の一端と画像形成処理に供される波長範囲(図5の波長帯WL1に相当)の一端とが実質的に一致する場合には、実施形態に係る波長分割部材47は、ハイパスフィルタ若しくはローパスフィルタ、または単一のダイクロイックミラーにより構成されていてもよい。波長分割部材47は、画像形成処理に供される第1波長帯の測定光と、第1波長帯以外の第2波長帯の測定光とに分割する作用を達成するものであればその具体的構成を問わない。
In addition, when one end of the wavelength sweep wavelength range (corresponding to the wavelength band WL0 in FIG. 5) and one end of the wavelength range used for image forming processing (corresponding to the wavelength band WL1 in FIG. 5) substantially match. The
以上に説明した構成は、この発明を好適に実施するための一例に過ぎない。よって、この発明の要旨の範囲内における任意の変形(省略、置換、付加等)を適宜に施すことが可能である。適用される構成は、たとえば目的に応じて選択される。また、適用される構成に応じ、当業者にとって自明の作用効果や、本明細書において説明された作用効果が得られる。 The configuration described above is merely an example for favorably implementing the present invention. Therefore, arbitrary modifications (omitted, replacement, addition, etc.) within the scope of the present invention can be made as appropriate. The configuration to be applied is selected according to the purpose, for example. In addition, depending on the configuration to be applied, a function and effect obvious to those skilled in the art and the function and effect described in this specification can be obtained.
1 眼科撮影装置
2 眼底カメラユニット
42 光スキャナ
47 波長分割部材
471 第1波長選択部材
472 第2波長選択部材
48 検出部
481 第1光検出器
482 第2光検出器
100 OCTユニット
200 演算制御ユニット
210 制御部
211 主制御部
2111 監視部
2112 モード切替部
212 記憶部
220 画像形成部
230 データ処理部
240 ユーザインターフェイス
241 表示部
242 操作部
250 報知部
E 被検眼
DESCRIPTION OF
Claims (5)
前記干渉光学系による前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成部と、
を含み、
前記干渉光学系は、前記光源からの光または前記測定光を、前記画像形成部による画像形成処理に供される第1波長帯の測定光と、前記第1波長帯以外の第2波長帯の測定光とに分割するための波長分割部材を含み、前記第1波長帯のみを含む前記測定光を前記被検眼に入射させ、
前記第2波長帯の測定光の光量を監視する監視部を含む
眼科撮影装置。 An interference optical system that splits light from a light source into measurement light and reference light, causes the measurement light to enter the eye to be examined, and detects interference light between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light When,
An image forming unit that forms an image of the eye to be inspected based on a detection result of the interference light by the interference optical system;
Including
The interference optical system uses light from the light source or measurement light in a first wavelength band that is used for image forming processing by the image forming unit and a second wavelength band other than the first wavelength band. Including a wavelength dividing member for dividing into measurement light, and allowing the measurement light including only the first wavelength band to enter the eye to be examined;
An ophthalmologic photographing apparatus including a monitoring unit that monitors the amount of measurement light in the second wavelength band.
ことを特徴とする請求項1に記載の眼科撮影装置。 The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 1, further comprising a notification unit that performs notification based on an output from the monitoring unit.
ことを特徴とする請求項1または請求項2に記載の眼科撮影装置。 The ophthalmologic imaging apparatus according to claim 1, further comprising a control unit that stops incidence of the measurement light on the eye to be examined based on an output from the monitoring unit.
ことを特徴とする請求項1または請求項2に記載の眼科撮影装置。 The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 1, further comprising a control unit that controls the light source based on an output from the monitoring unit.
前記光学系による前記戻り光の検出結果に基づいて前記被検眼に関する情報を生成する情報生成部と、
を含み、
前記光学系は、前記光源からの光を、前記情報生成部による情報生成処理に供される第1波長帯の光と、前記第1波長帯以外の第2波長帯の光とに分割するための波長分割部材を含み、前記第1波長帯のみを含む前記光を前記被検眼に入射させ、
前記第2波長帯の光を監視する監視部を含む
眼科装置。 An optical system that makes light from a light source incident on an eye to be examined and detects return light from the eye to be examined;
An information generating unit that generates information about the eye to be examined based on a detection result of the return light by the optical system;
Including
The optical system divides light from the light source into light in a first wavelength band used for information generation processing by the information generation unit and light in a second wavelength band other than the first wavelength band. The light including only the first wavelength band is incident on the eye to be examined,
An ophthalmologic apparatus including a monitoring unit that monitors light in the second wavelength band.
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Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2018126256A (en) * | 2017-02-07 | 2018-08-16 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus |
JP2018126257A (en) * | 2017-02-07 | 2018-08-16 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus |
JP2019069088A (en) * | 2017-10-11 | 2019-05-09 | 株式会社トーメーコーポレーション | Ophthalmologic apparatus |
JP2021524330A (en) * | 2018-07-11 | 2021-09-13 | ハーグ—ストレイト アーゲーHaag−Streit Ag | OCT system and OCT method |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2010113476A1 (en) * | 2009-04-03 | 2010-10-07 | 株式会社トプコン | Optical image measuring apparatus |
WO2011020482A1 (en) * | 2009-08-19 | 2011-02-24 | Optopol Technology S.A. | Method and apparatus for optical coherence tomography |
JP2014236795A (en) * | 2013-06-06 | 2014-12-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | Method for specifying correspondence relationship of compensating optical system, compensating optical system and program for compensating optical system |
JP2015117978A (en) * | 2013-12-17 | 2015-06-25 | キヤノン株式会社 | Optical interference tomography device |
-
2015
- 2015-02-18 JP JP2015029808A patent/JP6431400B2/en active Active
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2010113476A1 (en) * | 2009-04-03 | 2010-10-07 | 株式会社トプコン | Optical image measuring apparatus |
WO2011020482A1 (en) * | 2009-08-19 | 2011-02-24 | Optopol Technology S.A. | Method and apparatus for optical coherence tomography |
JP2014236795A (en) * | 2013-06-06 | 2014-12-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | Method for specifying correspondence relationship of compensating optical system, compensating optical system and program for compensating optical system |
JP2015117978A (en) * | 2013-12-17 | 2015-06-25 | キヤノン株式会社 | Optical interference tomography device |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2018126256A (en) * | 2017-02-07 | 2018-08-16 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus |
JP2018126257A (en) * | 2017-02-07 | 2018-08-16 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus |
JP2019069088A (en) * | 2017-10-11 | 2019-05-09 | 株式会社トーメーコーポレーション | Ophthalmologic apparatus |
JP7233671B2 (en) | 2017-10-11 | 2023-03-07 | 株式会社トーメーコーポレーション | ophthalmic equipment |
JP2021524330A (en) * | 2018-07-11 | 2021-09-13 | ハーグ—ストレイト アーゲーHaag−Streit Ag | OCT system and OCT method |
JP7006874B2 (en) | 2018-07-11 | 2022-01-24 | ハーグ―ストレイト アーゲー | OCT system and OCT method |
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